JP2000180399A - Determination method of substrate - Google Patents
Determination method of substrateInfo
- Publication number
- JP2000180399A JP2000180399A JP10375632A JP37563298A JP2000180399A JP 2000180399 A JP2000180399 A JP 2000180399A JP 10375632 A JP10375632 A JP 10375632A JP 37563298 A JP37563298 A JP 37563298A JP 2000180399 A JP2000180399 A JP 2000180399A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- current
- electrode
- potential
- substrate
- glucose
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、バイオセンサを用
いて、試料中のグルコースなどの基質を定量する定量法
に関する。The present invention relates to a method for quantifying a substrate such as glucose in a sample using a biosensor.
【０００２】[0002]
【従来の技術】基質の定量法の一例として、グルコ−ス
の定量法について説明する。電気化学的にグルコ−スを
定量する方法としては、グルコ−スオキシダ−ゼと酸素
電極あるいは過酸化水素電極とを組み合わせた方式が一
般的に知られている（例えば、鈴木周一編「バイオセン
サ−」講談社）。グルコースオキシダーゼは、酸素をメ
ディエータとして、基質であるβ−Ｄ−グルコ−スをＤ
−グルコノ−δ−ラクトンに選択的に酸化する。この反
応に伴い、酸素は過酸化水素に還元される。この時の酸
素消費量を酸素電極によって測定するか、もしくは過酸
化水素の生成量を過酸化水素電極によって測定すること
によって、グルコ−スを定量することができる。2. Description of the Related Art As an example of a method for quantifying a substrate, a method for quantifying glucose will be described. As a method of electrochemically quantifying glucose, a method in which glucose oxidase is combined with an oxygen electrode or a hydrogen peroxide electrode is generally known (for example, Shuichi Suzuki, "Biosensor- Kodansha). Glucose oxidase uses β-D-glucose as a substrate with oxygen as a mediator,
-Selectively oxidizes to glucono-δ-lactone. With this reaction, oxygen is reduced to hydrogen peroxide. Glucose can be quantified by measuring the amount of oxygen consumed at this time with an oxygen electrode or measuring the amount of generated hydrogen peroxide with a hydrogen peroxide electrode.
【０００３】一般に、電極を用いた定量法においては、
所定の電位を作用極、対極間に印加し、このときに得ら
れる電流に基づいて目的対象物の濃度を定量する。しか
し、所定の電位を印加した時に得られる応答電流は、目
的対象物に由来するシグナル電流と目的対象物以外に由
来するバックグラウンド電流からなる。すなわち、（応
答電流）＝（バックグラウンド電流）＋（シグナル電
流）と表せる。当然、バックグラウンド電流を含む応答
電流に基づいて目的対象物の濃度を定量するよりも、目
的対象物に由来するシグナル電流のみに基づいた方が精
度良く、正確な定量が可能である。そこで、上記のよう
に酸素電極や過酸化水素電極を用いて目的対象物の濃度
を定量する場合、緩衝液など目的対象物を含まない、言
い換えれば目的対象物の濃度がゼロである溶液を用い
て、予めバックグラウンド電流を測定しておき、未知濃
度の目的対象物質を含む溶液を測定するときには、応答
電流からバックグラウンド電流を差し引くことによって
シグナル電流を抽出し、これに基づいて目的対象物の濃
度を求めている。Generally, in a quantitative method using an electrode,
A predetermined potential is applied between the working electrode and the counter electrode, and the concentration of the target object is quantified based on the current obtained at this time. However, a response current obtained when a predetermined potential is applied is composed of a signal current derived from the target object and a background current derived from a source other than the target object. That is, (response current) = (background current) + (signal current). Naturally, it is possible to perform accurate and accurate quantification based on only the signal current derived from the target object, rather than quantifying the concentration of the target object based on the response current including the background current. Therefore, when quantifying the concentration of the target object using an oxygen electrode or a hydrogen peroxide electrode as described above, use a solution that does not include the target object such as a buffer solution, in other words, a solution in which the concentration of the target object is zero. Therefore, the background current is measured in advance, and when measuring the solution containing the target substance of unknown concentration, the signal current is extracted by subtracting the background current from the response current, and based on this, the signal current of the target object is extracted. I want the concentration.
【０００４】しかしながら、上記のシグナル電流の抽出
方法は、例えば、一回使い捨てタイプのバイオセンサを
用いる場合などには適用できない。一回使い捨てタイプ
のバイオセンサは、文字通り、一回の測定にしか使用で
きず、同一のセンサを用いて連続的に別々の溶液を測定
することはできず、予め目的対象物の濃度がゼロである
溶液を測定することは不可能だからである。しかし、通
常、バックグラウンド電流はセンサ毎に異なり、あるセ
ンサにおけるバックグラウンド電流を予め測定してお
き、その値を別のセンサに適用する、という方法は正確
さを欠く。[0004] However, the above-described signal current extraction method cannot be applied, for example, when a single-use biosensor is used. A single-use disposable type biosensor can literally be used for only one measurement, and cannot continuously measure different solutions using the same sensor. It is impossible to measure a certain solution. However, the background current is usually different for each sensor, and the method of measuring the background current in one sensor in advance and applying the measured value to another sensor lacks accuracy.
【０００５】また、酸素電極や過酸化水素電極を用いる
方法によると、その反応過程からも推測できるように、
測定結果は試料溶液中に溶存している酸素濃度の影響を
大きく受ける。また、酸素のない条件下では測定が不可
能となる。According to the method using an oxygen electrode or a hydrogen peroxide electrode, as can be inferred from the reaction process,
The measurement result is greatly affected by the concentration of oxygen dissolved in the sample solution. Further, the measurement becomes impossible under the condition without oxygen.
【０００６】そこで、酸素をメディエータとして用い
ず、フェリシアン化カリウム、フェロセン誘導体、キノ
ン誘導体等の有機化合物や金属錯体をメディエータとし
て用いる新しいタイプのグルコ−スセンサが開発されて
きた。このタイプのセンサは、酵素反応の結果生じたメ
ディエータの還元体を、電極で酸化することにより、そ
の酸化電流からグルコ−ス濃度を求めるものである。Therefore, a new type of glucose sensor using an organic compound such as potassium ferricyanide, a ferrocene derivative, a quinone derivative or a metal complex as a mediator without using oxygen as a mediator has been developed. This type of sensor oxidizes a reduced form of a mediator generated as a result of an enzymatic reaction at an electrode, and obtains a glucose concentration from the oxidation current.
【０００７】さらに、このようなメディエータを酸素の
代わりに用いると、既知量のグルコースオキシダーゼと
メディエータを、安定な状態で、正確に電極上に担持さ
せることが可能となる。その場合、電極系と反応層を乾
燥状態に近い状態で一体化することができる。この技術
に基づいた使い捨てタイプのグルコ−スセンサは、測定
器に挿入されたセンサチップに検体試料を導入するだけ
で容易にグルコ−ス濃度を測定することができることか
ら、近年多くの注目を集めている。このような手法は、
グルコ−スの定量に限らず、他の特定化合物の定量にも
応用可能である。Further, when such a mediator is used in place of oxygen, a known amount of glucose oxidase and a mediator can be stably and accurately carried on the electrode. In this case, the electrode system and the reaction layer can be integrated in a state close to a dry state. Disposable glucose sensors based on this technology have attracted much attention in recent years because glucose concentrations can be easily measured simply by introducing a sample into a sensor chip inserted into a measuring instrument. I have. Such an approach,
The present invention can be applied not only to the quantification of glucose but also to the quantification of other specific compounds.
【０００８】しかし、上記のような使い捨てタイプのバ
イオセンサにあっては、通常、目的対象物以外に由来す
るバックグラウンド電流を含む応答電流全体に基づいて
目的対象物の濃度を定量しており、シグナル電流の抽出
を行っていない。というのは、応答電流全体の内、バッ
クグラウンド電流の構成比がどれほどであって、シグナ
ル電流の構成比がどれほどであるのかを知る手段が無か
ったためである。このため、シグナル電流に全くバラツ
キが無い場合であっても、バックグラウンド電流のセン
サ間差によって、定量結果にバラツキを生じるという問
題がある。However, in the above-mentioned disposable type biosensor, the concentration of the target object is usually quantified based on the entire response current including the background current derived from other than the target object, No signal current was extracted. This is because there is no means for knowing the composition ratio of the background current and the composition ratio of the signal current in the entire response current. For this reason, even if there is no variation in the signal current, there is a problem that the quantitative result varies due to the difference in the background current between the sensors.
【０００９】[0009]
【発明が解決しようとする課題】上記の様なメディエー
タを用い、さらに電極系と反応層を一体化する技術によ
り、基質の簡便な電気化学的定量評価が可能となった。SUMMARY OF THE INVENTION A simple electrochemical quantitative evaluation of a substrate has been made possible by using the mediator as described above and further integrating the electrode system and the reaction layer.
【００１０】特に血糖値測定用バイオセンサは、上記の
様な技術の発展により、同様のタイプのセンサが多数開
発され、市場競争は激化する一方である。また、センサ
の主使用者である糖尿病患者も、上昇の一途をたどって
いる。[0010] In particular, as for the biosensor for measuring blood glucose level, many sensors of the same type have been developed due to the development of the above-mentioned technology, and the market competition is intensifying. Diabetics, who are the primary users of sensors, are also on the rise.
【００１１】そのような状況下でセンサ特性の更なる高
性能化が望まれており、その開発競争が激化している。[0011] Under such circumstances, it is desired to further improve the sensor characteristics, and the development competition is intensifying.
【００１２】本発明が解決しようとする課題は、応答電
流（全体）のバラツキのうち、少なくともバックグラウ
ンド電流のバラツキを排除でき、一回使い捨てタイプの
バイオセンサに適用可能である基質の定量方法を提供す
ることである。An object of the present invention is to provide a method for quantifying a substrate which can eliminate at least the variation in the background current among the variations in the response current (total) and which can be applied to a single-use biosensor. To provide.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】上記の少なくともバック
グラウンド電流のバラツキが排除できる基質の定量方法
を提供するため、本発明は、以下の手段を用いる。すな
わち、絶縁性の基板上に形成された少なくとも作用極お
よび対極から成る電極系と、少なくとも酸化還元酵素お
よびメディエータを含む反応層とを具備するバイオセン
サを用いて、試料中の基質と前記酸化還元酵素およびメ
ディエータとの反応に際しての物質濃度変化を、前記作
用極と対極との間に電圧を印加することで得られる電流
に基づいて検知する定量法において、対極を基準とした
作用極電位Ｅ１を印加してバックグラウンド電流を得、
その後、Ｅ２＞Ｅ１の条件を満たす電位Ｅ２での応答電
流を得、前記応答電流と前記バックグラウンド電流の差
に基づいて検知することを特徴とする基質の定量方法で
ある。In order to provide a method for quantifying a substrate which can eliminate at least the above-mentioned variation in background current, the present invention uses the following means. That is, by using a biosensor including an electrode system including at least a working electrode and a counter electrode formed on an insulating substrate, and a reaction layer including at least an oxidoreductase and a mediator, a substrate in a sample and the redox In a quantitative method for detecting a substance concentration change upon reaction with an enzyme and a mediator based on a current obtained by applying a voltage between the working electrode and the counter electrode, a working electrode potential E1 based on the counter electrode is determined. Apply to get the background current,
Thereafter, a response current at a potential E2 satisfying a condition of E2> E1 is obtained, and detection is performed based on a difference between the response current and the background current.
【００１４】[0014]
【発明の実施の形態】本発明の基質の定量法は下記実施
例に限るものではなく、Ｅ１、Ｅ２の値、印加時間およ
び組み合わせ方等は、これに限定されるものではない。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION The method for quantifying a substrate of the present invention is not limited to the following Examples, and the values of E1, E2, application time, combination method, and the like are not limited thereto.
【００１５】また、実施例では酸化還元酵素としてグル
コ−スオキシダ−ゼを用いたが、これに限定されること
はない。酸化還元酵素として乳酸オキシダーゼまたは乳
酸デヒドロゲナーゼを用いた乳酸センサ、グルコースデ
ヒドロゲナーゼを用いたグルコースセンサ、コレステロ
ールオキシダーゼまたはコレステロールデヒドロゲナー
ゼを用いたコレステロールセンサ、ウリカ−ゼを用いた
尿酸センサ、グルコースオキシダーゼ、インベルターゼ
の組合せ、グルコースオキシダーゼ、インベルターゼ、
ムタロターゼの組合せ、フルクトースデヒドロゲナー
ゼ、インベルターゼの組合せ、フルクトースデヒドロゲ
ナーゼ、インベルターゼ、ムタロターゼの組合せを用い
たしょ糖センサ等においても、実施例にあげたグルコ−
スセンサと同様の効果が得られる。In the examples, glucose oxidase was used as the oxidoreductase, but the present invention is not limited to this. A lactate sensor using lactate oxidase or lactate dehydrogenase as a redox enzyme, a glucose sensor using glucose dehydrogenase, a cholesterol sensor using cholesterol oxidase or cholesterol dehydrogenase, a uric acid sensor using uricase, a combination of glucose oxidase and invertase, Glucose oxidase, invertase,
In the sucrose sensor and the like using a combination of mutarotase, a combination of fructose dehydrogenase and invertase, and a combination of fructose dehydrogenase, invertase and mutarotase, the glucosidase described in Examples is also used.
An effect similar to that of the sensor is obtained.
【００１６】更に、実施例では親水性高分子としてカル
ボキシメチルセルロース（以下、ＣＭＣと略記）を用い
たが、これに限定されることはなく、ポリビニルピロリ
ドン、ポリビニルアルコール、ゼラチンおよびその誘導
体、アクリル酸およびその塩、メタアクリル酸およびそ
の塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸およ
びその塩、そして、セルロース誘導体、具体的には、ヒ
ドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、エチ
ルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、エチルヒ
ドロキシエチルセルロース、カルボキシメチルエチルセ
ルロースを用いても同様の効果が得られる。Further, in the examples, carboxymethylcellulose (hereinafter abbreviated as CMC) was used as the hydrophilic polymer. However, the present invention is not limited to this, and polyvinylpyrrolidone, polyvinyl alcohol, gelatin and its derivatives, acrylic acid and Its salts, methacrylic acid and its salts, starch and its derivatives, maleic anhydride and its salts, and cellulose derivatives, specifically, hydroxypropylcellulose, methylcellulose, ethylcellulose, hydroxyethylcellulose, ethylhydroxyethylcellulose, carboxymethylethylcellulose The same effect can be obtained by using.
【００１７】一方、メディエータとしては、実施例に示
したフェリシアン化カリウムは安定性の点等から優れて
いるが、これ以外にもｐ−ベンゾキノン、ｏ−ベンゾキ
ノン等のキノン化合物、フェロセンおよびフェロセン誘
導体等のメタロセン化合物、ならびにオスミウム錯体等
の金属錯体なども使用できる。さらに、実施例では測定
極と対極からなる二電極系について述べたが、参照極を
加えた三電極方式においても同様の効果が得られる。On the other hand, as a mediator, potassium ferricyanide shown in Examples is excellent in terms of stability and the like, but other than this, quinone compounds such as p-benzoquinone and o-benzoquinone, ferrocene and ferrocene derivatives and the like are also used. Metallocene compounds and metal complexes such as osmium complexes can also be used. Further, in the embodiment, a two-electrode system including a measurement electrode and a counter electrode has been described. However, the same effect can be obtained in a three-electrode system including a reference electrode.
【００１８】また、実施例においては、試料液に反応層
を溶解する方式について示したが、これに制限されるこ
とはなく、固定化によって試料液に不溶化させた場合に
も適用することができる。In the embodiment, the method of dissolving the reaction layer in the sample solution has been described. However, the present invention is not limited to this, and can be applied to the case where the reaction layer is insolubilized in the sample solution by immobilization. .
【００１９】印加電位Ｅ１については、目的対象物の電
解酸化が実質的に起こらない範囲の電位であって良い
が、得られる電流の絶対値が小さいと精密な測定装置が
必要となるため、少なくとも１０-9アンペア以上の電流
が得られる電位に設定するのが望ましい。また、印加電
位Ｅ２については、実質的に目的対象物の電解酸化が起
こる範囲の電位であって良いが、溶媒の電解酸化が起こ
る電位以下であることが必要である。溶媒の電解酸化が
起こる電位では、溶媒の電解酸化に由来する電流がノイ
ズとなり、正確な測定が不可能となるためである。The applied potential E1 may be a potential in a range that does not substantially cause electrolytic oxidation of the target object. However, if the absolute value of the obtained current is small, a precise measuring device is required. It is desirable to set the potential so that a current of 10 −9 amperes or more can be obtained. Further, the applied potential E2 may be a potential substantially within a range where electrolytic oxidation of the target object occurs, but it is necessary that the applied potential E2 be lower than a potential at which electrolytic oxidation of the solvent occurs. At a potential where the electrolytic oxidation of the solvent occurs, the current resulting from the electrolytic oxidation of the solvent becomes noise, making accurate measurement impossible.
【００２０】[0020]
【実施例】以下、本発明を実施例により説明する。The present invention will be described below with reference to examples.
【００２１】（実施例１）定量法の一例として、グルコ
−スの定量について説明する。まず実施例に用いたグル
コ−スセンサについて説明する。図１に示すように、ポ
リエチレンテレフタレ−トからなる絶縁性の基板１１
に、銀ペーストをスクリ−ン印刷することによりリ−ド
１２を形成した後、樹脂バインダ−を含む導電性カ−ボ
ンペ−ストを印刷して作用極１３が形成される。この作
用極は、リ−ドと接触している。(Example 1) As an example of the quantification method, quantification of glucose will be described. First, the glucose sensor used in the examples will be described. As shown in FIG. 1, an insulating substrate 11 made of polyethylene terephthalate is used.
Then, a lead 12 is formed by screen-printing a silver paste, and then a conductive carbon paste containing a resin binder is printed to form a working electrode 13. This working electrode is in contact with the lead.
【００２２】次に、絶縁性ペ−ストを印刷して絶縁層１
４が形成される。絶縁層は、作用極の外周部を覆ってお
り、これによって作用極１３の露出部分の面積を一定に
保っている。さらに、絶縁層１４は、リ−ド１２を部分
的に覆っている。Next, an insulating paste is printed to form the insulating layer 1.
4 are formed. The insulating layer covers the outer peripheral portion of the working electrode, thereby keeping the area of the exposed portion of the working electrode 13 constant. Further, the insulating layer 14 partially covers the leads 12.
【００２３】次に、樹脂バインダ−を含む導電性カ−ボ
ンペ−ストをリ−ドと接触するように印刷して対極１５
が形成される。図２に示すように、前記の電極系（作用
極１３、対極１５）上にＣＭＣの水溶液を滴下し、乾燥
させることによりＣＭＣ層２１が形成される。更に、前
記電極系上に、酵素としてグルコースオキシダーゼ、メ
ディエータとしてフェリシアン化カリウムを含有する水
溶液を滴下し、乾燥させることにより、一部がＣＭＣ層
と混ざり合った反応層２２が形成される。Next, a conductive carbon paste containing a resin binder is printed so as to be in contact with the lead, and a counter electrode 15 is formed.
Is formed. As shown in FIG. 2, an aqueous solution of CMC is dropped on the electrode system (the working electrode 13 and the counter electrode 15) and dried to form the CMC layer 21. Further, an aqueous solution containing glucose oxidase as an enzyme and potassium ferricyanide as a mediator is dropped and dried on the electrode system to form a reaction layer 22 partially mixed with a CMC layer.
【００２４】次に、反応層２２上への試料液の供給をよ
り一層円滑にするために、レシチンの有機溶媒溶液、例
えばトルエン溶液を試料供給部（センサ先端部）から反
応層上にわたって広げ、乾燥させることによりレシチン
層２３が形成される。最後に、図３に示すようなカバ−
３１および２００μｍの厚みを持つスペ−サ−３２を接
着する。こうすることにより、試料供給孔３３から空気
穴３４へと通じるとともに反応層２２を覆う試料エリア
３５が形成され、試料は毛細管現象により試料エリア３
５へ導かれることとなる。こうしてグルコ−スセンサが
作製される。Next, in order to further smoothly supply the sample solution onto the reaction layer 22, a solution of lecithin in an organic solvent, for example, a toluene solution, is spread from the sample supply section (the tip of the sensor) over the reaction layer. The lecithin layer 23 is formed by drying. Finally, a cover as shown in FIG.
A spacer 32 having a thickness of 31 and 200 μm is bonded. By doing so, a sample area 35 communicating from the sample supply hole 33 to the air hole 34 and covering the reaction layer 22 is formed.
5 will be led. Thus, a glucose sensor is manufactured.
【００２５】このようにして作製したセンサに試料液と
してグルコ−ス水溶液３μｌを試料供給孔３３より供給
した。グルコース濃度は、８４ｍｇ／ｄｌのものと２６
０ｍｇ／ｄｌのものを用いた。試料液は、空気穴３４部
分まで達し、電極系上の反応層２２が溶解した。図４に
示すように、まず、試料供給から１０秒経過後、作用極
に対極を基準として１０ｍＶ（Ｅ１ａ）、パルス幅２０
０ミリ秒の電位を印加し、パルスの最終１７ミリ秒間に
電流を測定し、バックグラウンド電流ａを得た。続い
て、８００ミリ秒の開回路の後、作用極に対極を基準と
して２０ｍＶ（Ｅ１ｂ）、パルス幅２００ミリ秒の電位
を印加し、パルスの最終１７ミリ秒間に電流を測定し、
バックグラウンド電流ｂを得た。同様にして、１０ｍＶ
間隔で３０〜１００ｍＶ（Ｅ１ｃ〜ｊ）の印加電位に対
してバックグラウンド電流ｃ〜ｊを得た。その後、試料
供給から５５秒経過後に５００ｍＶ（Ｅ２）を印加し
て、電位印加から５秒後の電流を測定し、応答電流を得
た。測定はグルコース１濃度に対して１６回づつ行っ
た。3 μl of a glucose aqueous solution was supplied as a sample liquid to the sensor thus manufactured through the sample supply hole 33. The glucose concentration was 84 mg / dl and 26
The thing of 0 mg / dl was used. The sample liquid reached the air hole 34, and the reaction layer 22 on the electrode system was dissolved. As shown in FIG. 4, first, after 10 seconds from the supply of the sample, the working electrode has a pulse width of 20 mV (E1a) based on the counter electrode.
A potential of 0 ms was applied, and the current was measured during the last 17 ms of the pulse to obtain a background current a. Subsequently, after an open circuit of 800 milliseconds, a potential of 20 mV (E1b) and a pulse width of 200 milliseconds was applied to the working electrode with reference to the counter electrode, and the current was measured during the last 17 milliseconds of the pulse.
The background current b was obtained. Similarly, 10 mV
Background currents c to j were obtained at intervals of an applied potential of 30 to 100 mV (E1c to j). Thereafter, 500 mV (E2) was applied 55 seconds after the supply of the sample, and the current 5 seconds after the application of the potential was measured to obtain a response current. The measurement was performed 16 times for each glucose concentration.
【００２６】上記のようにして得られた応答電流と種々
の印加電圧に対して得られたバックグラウンド電流ａ〜
ｊの差を取り、シグナル電流を算出した。応答電流その
まま、および各バックグランド電流から得られたシグナ
ル電流の変動系数をプロットしたものが、図５である。
Ｅ１として０〜７０ｍＶを選ぶことによって、再現性が
向上することが分かった。The response current obtained as described above and the background currents a to
The difference of j was taken and the signal current was calculated. FIG. 5 is a plot of the response current as it is and the variation coefficient of the signal current obtained from each background current.
It was found that the reproducibility was improved by selecting 0 to 70 mV as E1.
【００２７】（実施例２）実施例１と同様にして作製し
たグルコースセンサを用いて、異なるＥ１とＥ２の組み
合わせにて測定を行った。図６に示すように、試料供給
から２０秒経過後、作用極に対極を基準として４０ｍＶ
（Ｅ１）を印加し、電位印加から５秒後の電流を測定し
てバックグラウンド電流を得た。その直後、すなわち、
試料供給から２５秒経過後、作用極に対極を基準として
５００ｍＶ（Ｅ２）を印加し、電位印加から５秒後の電
流を測定して応答電流を得た。(Example 2) Using a glucose sensor manufactured in the same manner as in Example 1, measurement was performed using different combinations of E1 and E2. As shown in FIG. 6, after elapse of 20 seconds from the supply of the sample, the working electrode was set to 40 mV with respect to the counter electrode.
(E1) was applied, and the current 5 seconds after the application of the potential was measured to obtain a background current. Immediately after that,
After 25 seconds from the supply of the sample, 500 mV (E2) was applied to the working electrode with reference to the counter electrode, and the current was measured 5 seconds after the application of the potential to obtain a response current.
【００２８】上記のようにして得られた、応答電流とバ
ックグラウンド電流の差を取り、シグナル電流を算出し
た。グルコース濃度と応答電流の関係、および、グルコ
ース濃度とシグナル電流の関係をプロットしたところ、
両者ともに良好な直線関係が得られた。しかしながら、
応答電流の再現性が変動係数（ＣＶ）＝５．８９（％）
であったのに対して、シグナル電流においては、ＣＶ＝
３．８５（％）と、より良好な再現性が得られた。測定
数は、３０であった。The signal current was calculated by taking the difference between the response current and the background current obtained as described above. When plotting the relationship between glucose concentration and response current, and the relationship between glucose concentration and signal current,
In both cases, a good linear relationship was obtained. However,
The reproducibility of the response current is a coefficient of variation (CV) = 5.89 (%)
On the other hand, in the signal current, CV =
A better reproducibility of 3.85 (%) was obtained. The number of measurements was 30.
【００２９】[0029]
【発明の効果】本発明によれば、使い捨てタイプのバイ
オセンサに適用可能で、少なくともバックグラウンド電
流のバラツキのない基質の定量が可能となる。According to the present invention, the present invention can be applied to a disposable type biosensor, and can at least quantify a substrate having no variation in background current.
【図１】発明の実施例に使用したグルコースセンサの反
応層を除いた平面図である。FIG. 1 is a plan view of a glucose sensor used in an embodiment of the present invention, excluding a reaction layer.
【図２】グルコースセンサを図１中の点線部分で切った
反応層等の断面図である。2 is a cross-sectional view of a reaction layer and the like of the glucose sensor taken along a dotted line in FIG.
【図３】グルコースセンサのスペーサ、カバーの平面図
である。FIG. 3 is a plan view of a spacer and a cover of the glucose sensor.
【図４】加電位と時刻の関係を示すグラフである。FIG. 4 is a graph showing a relationship between applied potential and time.
【図５】差し引く電流を得た印加電位と変動係数の関係
を示すグラフである。FIG. 5 is a graph showing a relationship between an applied potential from which a current to be subtracted is obtained and a coefficient of variation.
【図６】印加電位と時刻の関係を示すグラフである。FIG. 6 is a graph showing a relationship between applied potential and time.
１１ 絶縁性基板 １２ リード １３ 作用極 １４ 絶縁層 １５ 対極 ２１ ＣＭＣ層 ２２ 反応層 ２３ レシチン層 ３１ カバー ３２ スペーサー ３３ 試料吸引孔 ３４ 空気穴 ３５ 試料エリア DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 Insulating substrate 12 Lead 13 Working electrode 14 Insulating layer 15 Counter electrode 21 CMC layer 22 Reaction layer 23 Lecithin layer 31 Cover 32 Spacer 33 Sample suction hole 34 Air hole 35 Sample area
Claims (1)
作用極および対極から成る電極系と、少なくとも酸化還
元酵素およびメディエータを含む反応層とを具備するバ
イオセンサを用いて、試料中の基質と前記酸化還元酵素
およびメディエータとの反応に際しての物質濃度変化
を、前記作用極と対極との間に電圧を印加することで得
られる電流に基づいて検知する定量法において、試料と
反応層が接触してから一定時間経過後に対極を基準とし
た作用極電位Ｅ１を印加してバックグラウンド電流を
得、その後、Ｅ２＞Ｅ１の条件を満たす電位Ｅ２での応
答電流を得、前記応答電流と前記バックグラウンド電流
の差に基づいて検知することを特徴とする基質の定量
法。A substrate in a sample is formed using a biosensor having an electrode system comprising at least a working electrode and a counter electrode formed on an insulating substrate, and a reaction layer containing at least an oxidoreductase and a mediator. In a quantitative method for detecting a substance concentration change upon reaction with the oxidoreductase and the mediator based on a current obtained by applying a voltage between the working electrode and the counter electrode, the sample and the reaction layer come into contact with each other. After a lapse of a predetermined time, a working electrode potential E1 is applied with reference to the counter electrode to obtain a background current. Thereafter, a response current at a potential E2 that satisfies the condition of E2> E1 is obtained. A method for quantifying a substrate, wherein the detection is performed based on a difference in electric current.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP37563298A JP4352108B2 (en) | 1998-12-15 | 1998-12-15 | Substrate quantification method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP37563298A JP4352108B2 (en) | 1998-12-15 | 1998-12-15 | Substrate quantification method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000180399A true JP2000180399A (en) | 2000-06-30 |
| JP4352108B2 JP4352108B2 (en) | 2009-10-28 |
Family
ID=18505819
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP37563298A Expired - Fee Related JP4352108B2 (en) | 1998-12-15 | 1998-12-15 | Substrate quantification method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4352108B2 (en) |
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003025558A1 (en) * | 2001-09-14 | 2003-03-27 | Arkray, Inc. | Method, tool and device for measuring concentration |
| JP2009503452A (en) * | 2005-07-20 | 2009-01-29 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Gated current measuring instrument |
| JP2009025318A (en) * | 2001-09-14 | 2009-02-05 | Bayer Corp | Reagents and methods for detecting analytes, and devices comprising reagents for detecting analytes |
| JP2009510434A (en) * | 2005-09-30 | 2009-03-12 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Gated voltammetry |
| JP2009229469A (en) * | 2009-06-01 | 2009-10-08 | Arkray Inc | Analytical tool and manufacturing method therefor |
| WO2010106781A1 (en) | 2009-03-16 | 2010-09-23 | Arkray, Inc. | Method of continuously measuring substrate concentration |
| JP2011506964A (en) * | 2007-12-10 | 2011-03-03 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Speed reading gate amperometry |
| JP2016061772A (en) * | 2014-09-17 | 2016-04-25 | アイセンス，インコーポレーテッド | Device and method for measuring concentration of analyte in bio-sample |
| JP2020525776A (en) * | 2017-06-30 | 2020-08-27 | メドトロニック ミニメド インコーポレイテッド | Sensor initialization method for faster body sensor response |
-
1998
- 1998-12-15 JP JP37563298A patent/JP4352108B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003025558A1 (en) * | 2001-09-14 | 2003-03-27 | Arkray, Inc. | Method, tool and device for measuring concentration |
| USRE45764E1 (en) | 2001-09-14 | 2015-10-20 | Arkray, Inc. | Concentration measuring method, concentration test instrument, and concentration measuring apparatus |
| JP2009025318A (en) * | 2001-09-14 | 2009-02-05 | Bayer Corp | Reagents and methods for detecting analytes, and devices comprising reagents for detecting analytes |
| USRE44522E1 (en) | 2001-09-14 | 2013-10-08 | Arkray, Inc. | Concentration measuring method, concentration test instrument, and concentration measuring apparatus |
| KR101503072B1 (en) * | 2005-07-20 | 2015-03-16 | 바이엘 헬스케어 엘엘씨 | Gated amperometry |
| KR101321296B1 (en) * | 2005-07-20 | 2013-10-28 | 바이엘 헬스케어 엘엘씨 | Gated amperometry temperature determination |
| JP2009503452A (en) * | 2005-07-20 | 2009-01-29 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Gated current measuring instrument |
| US8877035B2 (en) | 2005-07-20 | 2014-11-04 | Bayer Healthcare Llc | Gated amperometry methods |
| KR101321220B1 (en) | 2005-07-20 | 2013-10-22 | 바이엘 헬스케어 엘엘씨 | Gated amperometry analysis duration determination |
| US8425757B2 (en) | 2005-07-20 | 2013-04-23 | Bayer Healthcare Llc | Gated amperometry |
| JP2012247433A (en) * | 2005-07-20 | 2012-12-13 | Bayer Healthcare Llc | Gating current measuring instrument |
| JP2020197526A (en) * | 2005-09-30 | 2020-12-10 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシーＢａｙｅｒ ＨｅａｌｔｈＣａｒｅ ＬＬＣ | Gated voltammetry |
| JP2015052608A (en) * | 2005-09-30 | 2015-03-19 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Gated voltammetry methods |
| US11435312B2 (en) | 2005-09-30 | 2022-09-06 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Devices using gated voltammetry methods |
| JP2013217933A (en) * | 2005-09-30 | 2013-10-24 | Bayer Healthcare Llc | Gated voltammetry |
| JP2018185325A (en) * | 2005-09-30 | 2018-11-22 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシーＢａｙｅｒ ＨｅａｌｔｈＣａｒｅ ＬＬＣ | Gated Voltammetry |
| US10670553B2 (en) | 2005-09-30 | 2020-06-02 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Devices using gated voltammetry methods |
| JP2009510434A (en) * | 2005-09-30 | 2009-03-12 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Gated voltammetry |
| JP2012108144A (en) * | 2005-09-30 | 2012-06-07 | Bayer Healthcare Llc | Gated voltammetry |
| JP2018185327A (en) * | 2005-09-30 | 2018-11-22 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシーＢａｙｅｒ ＨｅａｌｔｈＣａｒｅ ＬＬＣ | Gated Voltammetry |
| JP2018185323A (en) * | 2005-09-30 | 2018-11-22 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシーＢａｙｅｒ ＨｅａｌｔｈＣａｒｅ ＬＬＣ | Gated Voltammetry |
| US9034160B2 (en) | 2007-12-10 | 2015-05-19 | Bayer Healthcare Llc | Rapid-read gated amperometry devices |
| US10345255B2 (en) | 2007-12-10 | 2019-07-09 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Rapid-read gated amperometry devices |
| JP2011506964A (en) * | 2007-12-10 | 2011-03-03 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Speed reading gate amperometry |
| US10908112B2 (en) | 2007-12-10 | 2021-02-02 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Rapid-read gated amperometry devices |
| EP2408368A1 (en) * | 2009-03-16 | 2012-01-25 | Arkray, Inc. | Method of continuously measuring substrate concentration |
| EP2408368A4 (en) * | 2009-03-16 | 2013-12-25 | Arkray Inc | Method of continuously measuring substrate concentration |
| WO2010106781A1 (en) | 2009-03-16 | 2010-09-23 | Arkray, Inc. | Method of continuously measuring substrate concentration |
| JP4674283B2 (en) * | 2009-06-01 | 2011-04-20 | アークレイ株式会社 | Analytical tool and manufacturing method thereof |
| JP2009229469A (en) * | 2009-06-01 | 2009-10-08 | Arkray Inc | Analytical tool and manufacturing method therefor |
| JP2016061772A (en) * | 2014-09-17 | 2016-04-25 | アイセンス，インコーポレーテッド | Device and method for measuring concentration of analyte in bio-sample |
| US10690619B2 (en) | 2014-09-17 | 2020-06-23 | I-Sens, Inc. | Apparatus and method for measuring concentration of an analyte in whole blood samples |
| US11378540B2 (en) | 2014-09-17 | 2022-07-05 | I-Sens, Inc. | Apparatus and method for measuring concentration of an analyte in bio-samples |
| JP2020525776A (en) * | 2017-06-30 | 2020-08-27 | メドトロニック ミニメド インコーポレイテッド | Sensor initialization method for faster body sensor response |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4352108B2 (en) | 2009-10-28 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3297630B2 (en) | Biosensor | |
| US9938556B2 (en) | Reagent composition for biosensor and biosensor having the same | |
| JP3375040B2 (en) | Substrate quantification method | |
| EP0987544A1 (en) | Substrate determining method | |
| JP3102627B2 (en) | Biosensor, quantitative method and quantitative device using the same | |
| JP2001183330A (en) | Biosensor | |
| JPH02310457A (en) | Biosensor | |
| JPH0815220A (en) | Quantitative method and device for specified compound | |
| JP2001330581A (en) | Substrate concentration determination method | |
| JPH05340915A (en) | Biosensor and measuring method using the same | |
| JP3267933B2 (en) | Substrate quantification method | |
| JP3024394B2 (en) | Biosensor and measurement method using the same | |
| JP4352108B2 (en) | Substrate quantification method | |
| JPH09274010A (en) | Determination method for substrate | |
| JP3437016B2 (en) | Biosensor and method of quantifying substrate using the same | |
| JP2017009550A (en) | Biosensor | |
| JP2001249103A (en) | Biosensor | |
| JP3267907B2 (en) | Biosensor and Substrate Quantification Method Using It | |
| JP2000338076A (en) | Biosensor | |
| JP2517151B2 (en) | Measuring method of substrate concentration by biosensor | |
| JP2000081408A (en) | Biosensor | |
| JP3078966B2 (en) | Lactic acid sensor | |
| JP3370414B2 (en) | Manufacturing method of biosensor | |
| JP3487064B2 (en) | Substrate quantification method | |
| JPH10282037A (en) | Method for determining substrate in organism constituent |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20051208 |
|
| RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20051222 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20080626 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080812 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20081008 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20090526 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20090623 |
|
| R150 | Certificate of patent (=grant) or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120807 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130807 Year of fee payment: 4 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |