JP3245103B2 - Biosensor and Substrate Quantification Method Using It - Google Patents
Biosensor and Substrate Quantification Method Using ItInfo
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Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、血液、尿、果汁な
どの試料中に含まれる基質を、高精度で迅速かつ簡便に
定量するバイオセンサとこれを用いた基質の定量法に関
する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a biosensor for quantifying a substrate contained in a sample such as blood, urine or fruit juice with high accuracy, quickly and simply, and a method for quantifying a substrate using the same.
【０００２】[0002]
【従来の技術】基質の定量法の一例として、グルコース
の定量法について説明する。電気化学的にグルコースを
定量する方法としては、グルコースオキシダーゼと酸素
電極または過酸化水素電極とを組み合わせた方式が一般
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、反応系の酸
素を電子伝達体として基質であるβ−Ｄ−グルコースを
Ｄ−グルコノ−δ−ラクトンに選択的に酸化する。この
反応にともない、酸素は過酸化水素に還元される。この
ときの酸素消費量を酸素電極によって測定するか、また
は過酸化水素の生成量を白金電極等を用いた過酸化水素
電極によって測定することによりグルコースを定量する
ことができる。しかし、上記の方法では、測定対象によ
っては溶存酸素濃度の影響を大きく受け、また酸素のな
い条件下では測定自体が不可能となる。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 for 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 selectively oxidizes β-D-glucose as a substrate to D-glucono-δ-lactone using oxygen in the reaction system as an electron carrier. 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 using a platinum electrode or the like. However, in the above-described method, the measurement is greatly affected by the concentration of dissolved oxygen depending on the measurement target, and the measurement itself becomes impossible under the condition without oxygen.
【０００３】そこで、酸素を電子伝達体として用いず、
フェリシアン化カリウム、フェロセン誘導体、キノン誘
導体等の金属錯体や有機化合物を電子伝達体として用い
るタイプのグルコースセンサが開発されている。このタ
イプのバイオセンサでは、所望の量のグルコースオキシ
ダーゼと電子伝達体を安定な状態で電極上に担持させる
ことが可能となり、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。特開平３−２０２７６４
号公報には、このタイプのバイオセンサが開示されてい
る。このバイオセンサは、絶縁性基板上にスクリーン印
刷などの方法によって作用極および対極からなる電極系
を形成し、この電極系上に酸化還元酵素と電子伝達体を
含有する反応層を形成したもので、この絶縁性基板にカ
バーおよびスペーサが組み合わされる。[0003] Therefore, without using oxygen as an electron carrier,
Glucose sensors of the type using metal complexes or organic compounds such as potassium ferricyanide, ferrocene derivatives and quinone derivatives as electron carriers have been developed. In this type of biosensor, a desired amount of glucose oxidase and an electron carrier can be stably supported on the electrode, and the electrode system and the reaction layer can be integrated in a state close to a dry state. . JP-A-3-202768
In this publication, a biosensor of this type is disclosed. This biosensor forms an electrode system consisting of a working electrode and a counter electrode on an insulating substrate by a method such as screen printing, and forms a reaction layer containing an oxidoreductase and an electron carrier on the electrode system. The cover and the spacer are combined with the insulating substrate.
【０００４】このバイオセンサを用いると、以下のよう
にして試料中の基質を定量することができる。まず、反
応層に試料液を供給して反応層を溶解し、試料液中の基
質と反応層中の酵素を反応させる。この酵素反応に伴
い、反応層中の電子伝達体が還元される。酵素反応終了
後、この還元された電子伝達体を電気化学的に酸化し、
このとき得られる酸化電流値を測定することによって試
料中の基質を定量する。このようなバイオセンサは、種
々の特定成分をそれに対応する酸化還元酵素を用いるこ
とによって定量することができる。また、このようなバ
イオセンサは、使い捨て型であり、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基質の
濃度を測定できることから、近年多くの注目を集めてい
る。[0004] By using this biosensor, the substrate in a sample can be quantified as follows. First, a sample solution is supplied to the reaction layer to dissolve the reaction layer, and the substrate in the sample solution reacts with the enzyme in the reaction layer. With this enzymatic reaction, the electron carriers in the reaction layer are reduced. After the enzymatic reaction, the reduced electron carrier is electrochemically oxidized,
The substrate in the sample is quantified by measuring the oxidation current value obtained at this time. In such a biosensor, various specific components can be quantified by using the corresponding oxidoreductase. In addition, such biosensors have been receiving much attention in recent years because they are disposable and can easily measure the concentration of a substrate simply by introducing a sample into a sensor chip inserted into a measuring instrument.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】上記のように、試料中
の基質は、一連の酵素反応の結果生じた電子伝達体の還
元体を作用極上で酸化して得られる酸化電流値から定量
することができる。しかし、試料中には、電子伝達体の
還元体を作用極上で酸化するとき、同時に酸化されて酸
化電流を生じる易酸化性物質、例えばアスコルビン酸や
尿素などが含まれる場合がある。試料中にこれらの易酸
化性物質が含まれていると、測定結果に正の誤差を与え
ることがある。As described above, the substrate in a sample is quantified from an oxidation current value obtained by oxidizing a reduced form of an electron carrier resulting from a series of enzymatic reactions on a working electrode. Can be. However, the sample may contain an easily oxidizable substance, such as ascorbic acid or urea, which is oxidized at the same time as oxidizing the reduced form of the electron carrier on the working electrode to generate an oxidation current. When these easily oxidizable substances are contained in the sample, a positive error may be given to the measurement result.
【０００６】また、酸化電流値を作用極と対極のみの二
電極式で測定する場合、作用極上での酸化反応に対応し
て、対極上で還元される酸化体の存在が必要である。し
かし、基質濃度が高い場合は、酵素反応の結果電子伝達
体の大部分が還元体になっているため、対極上で還元さ
れる酸化体が不足する。その結果、対極での還元反応が
律速過程になり、得られる酸化電流値に悪影響を及ぼ
す。本発明は、上記のような不都合をなくし、試料中の
基質濃度を高精度で定量することができるバイオセンサ
を提供することを目的とする。また、このバイオセンサ
を用いて、高精度で迅速かつ簡便に基質を定量する方法
を提供する。When an oxidation current value is measured by a two-electrode system having only a working electrode and a counter electrode, it is necessary to have an oxidant reduced on the counter electrode in response to the oxidation reaction on the working electrode. However, when the substrate concentration is high, most of the electron carriers are reduced as a result of the enzymatic reaction, so that the oxidized product reduced on the counter electrode is insufficient. As a result, the reduction reaction at the counter electrode becomes a rate-determining process, and adversely affects the obtained oxidation current value. An object of the present invention is to provide a biosensor which can eliminate the above-mentioned inconveniences and can quantify the substrate concentration in a sample with high accuracy. Further, the present invention provides a method for quickly and easily quantifying a substrate with high accuracy using this biosensor.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】本発明によるバイオセン
サは、絶縁性基板、前記基板上に形成された作用極と対
極からなる電極系、および前記電極系上に形成された少
なくとも酸化還元酵素および電子伝達体を含有する反応
層を具備し、前記対極が少なくとも１種の還元型レドッ
クス化合物を含有することを特徴とする。また、本発明
による基質の定量法は、上記のバイオセンサを用い、そ
の反応層に試料を添加して基質と酵素を反応させる工
程、前記工程で還元されなかった電子伝達体を還元する
電位を作用極に印加する工程、および前記作用極と対極
間に流れる電流値を測定する工程を有する。A biosensor according to the present invention comprises an insulating substrate, an electrode system comprising a working electrode and a counter electrode formed on the substrate, and at least an oxidoreductase formed on the electrode system. A reaction layer containing an electron carrier is provided, and the counter electrode contains at least one reduced redox compound. In addition, the method for quantifying a substrate according to the present invention comprises the steps of: using the above biosensor, adding a sample to a reaction layer thereof, and reacting the substrate with an enzyme, and setting a potential for reducing an electron carrier not reduced in the step. A step of applying a current to the working electrode and a step of measuring a current value flowing between the working electrode and the counter electrode.
【０００８】[0008]
【発明の実施の形態】本発明による基質の定量法は、前
記のように、まず反応層に試料を添加して基質と酵素と
を反応させる。この酵素反応にともない、反応層中の電
子伝達体が基質濃度に対応して還元される。次に、酵素
反応によって還元されず、反応系中に残存する電子伝達
体を還元する電位を作用極に印加し、その還元電流を測
定することによって基質濃度を求めるものである。反応
層中の電子伝達体の量を一定にしておけば、前記の還元
電流は、試料中の基質濃度に対応する。従って、あらか
じめ既知量の基質を含む標準液の還元電流値を測定して
検量線を作成しておけば、この検量線にもとづいて試料
中の基質濃度を求めることができる。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION In the method for quantifying a substrate according to the present invention, as described above, a sample is first added to a reaction layer to react a substrate with an enzyme. With this enzymatic reaction, the electron mediator in the reaction layer is reduced according to the substrate concentration. Next, a potential for reducing the electron carrier remaining in the reaction system without being reduced by the enzymatic reaction is applied to the working electrode, and the reduction current is measured to determine the substrate concentration. If the amount of the electron carrier in the reaction layer is kept constant, the above-mentioned reduction current corresponds to the substrate concentration in the sample. Therefore, if a calibration curve is prepared by measuring the reduction current value of a standard solution containing a known amount of the substrate in advance, the substrate concentration in the sample can be determined based on the calibration curve.
【０００９】このように本発明は、還元電流から基質を
定量するので、試料中に易酸化性物質が混入していても
これらの影響を受けることがない。また、対極には、還
元型レドックス化合物が含まれているから、試料中の基
質濃度が低く、電子伝達体の還元体が少なくても、作用
極で還元電流を測定する際対極が律速過程となることは
ない。対極に含ませるレドックス化合物は、少なくとも
反応層中に含まれる電子伝達体の量よりも多くするのが
よい。このようなレドックス化合物としては、フェロセ
ン、ビニルフェロセンなどのフェロセン誘導体、金属錯
体およびヒドロキノン等が好適に用いられる。As described above, according to the present invention, since the substrate is quantified from the reduction current, even if an oxidizable substance is mixed in the sample, it is not affected. In addition, since the counter electrode contains a reduced redox compound, even when the substrate concentration in the sample is low and the number of reductants of the electron carrier is small, when the reduction current is measured at the working electrode, the counter electrode has a rate-determining process. It will not be. It is preferable that the amount of the redox compound contained in the counter electrode is larger than at least the amount of the electron carrier contained in the reaction layer. As such a redox compound, ferrocene derivatives such as ferrocene and vinyl ferrocene, metal complexes, hydroquinone and the like are suitably used.
【００１０】また、基板上に形成した電極系表面に、酵
素や電子伝達体などが接触しないように、あるいは電極
系表面へタンパク質が吸着しないように、電極系表面を
親水性高分子層で被覆することが好ましい。このような
層を形成する親水性高分子としては、カルボキシメチル
セルロース、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、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、およびカルボキシメチルエチ
ルセルロース等のセルロース誘導体を用いることがき
る。反応層に含ませる電子伝達体としては、フェリシア
ン化カリウム、ｐ−ベンゾキノン、フェナジンメトサル
フェート、メチレンブルーおよびフェロセン誘導体等を
用いることができる。In addition, the electrode system surface is coated with a hydrophilic polymer layer so that enzymes and electron carriers do not come into contact with the electrode system surface formed on the substrate, or so that proteins do not adsorb to the electrode system surface. Is preferred. Examples of the hydrophilic polymer forming such a layer include carboxymethylcellulose, 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 such as hydroxypropylcellulose, methylcellulose, ethylcellulose, hydroxyethylcellulose, ethylhydroxyethylcellulose and carboxymethylethylcellulose can be used. As the electron carrier to be included in the reaction layer, potassium ferricyanide, p-benzoquinone, phenazine methosulfate, methylene blue, a ferrocene derivative, or the like can be used.
【００１１】さらに、酸化還元酵素として、グルコース
オキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、乳酸オキ
シダーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、フルクトースデヒド
ロゲナーゼ、ウリカーゼ、コレステロールオキシダー
ゼ、コレステロールオキシダーゼおよびコレステロール
エステラーゼなどを用いることができる。また、上記酵
素を複数組み合わせたもの、例えばグルコースオキシダ
ーゼとインベルターゼ、グルコースオキシダーゼとイン
ベルターゼとムタロターゼ、またはフルクトースデヒド
ロゲナーゼとインベルターゼなどを用いることができ
る。さらに、試料溶液の供給を円滑にするために、反応
層上にレシチン層を形成してもよい。Further, as the oxidoreductase, glucose oxidase, glucose dehydrogenase, lactate oxidase, lactate dehydrogenase, fructose dehydrogenase, uricase, cholesterol oxidase, cholesterol oxidase, cholesterol esterase and the like can be used. Further, a combination of a plurality of the above enzymes, for example, glucose oxidase and invertase, glucose oxidase and invertase and mutarotase, or fructose dehydrogenase and invertase can be used. Further, a lecithin layer may be formed on the reaction layer in order to smoothly supply the sample solution.
【００１２】[0012]
【実施例】以下に、具体的な実施例を挙げて本発明をよ
り詳細に説明する。図１は、二電極式のグルコ−スセン
サの反応層を除いた分解斜視図を示す。ポリエチレンテ
レフタレ−トからなる絶縁性の基板１上に、スクリ−ン
印刷により銀ペーストを印刷し、リ−ド２、３を形成し
ている。ついで、樹脂バインダーを含む導電性カーボン
ペーストを基板１上に印刷して作用極４を形成してい
る。この作用極４は、リ−ド２と接触している。さら
に、この基板１上に、絶縁性ペ−ストを印刷して絶縁層
６を形成している。絶縁層６は、作用極４の外周部を覆
っており、これにより作用極４の露出部分の面積を一定
に保っている。そして、樹脂バインダ−とレドックス化
合物を含む導電性カ−ボンペ−ストをリ−ド３と接触す
るように印刷してリング状の対極５を形成している。The present invention will be described below in more detail with reference to specific examples. FIG. 1 is an exploded perspective view of a two-electrode type glucose sensor excluding a reaction layer. Leads 2 and 3 are formed by printing a silver paste on the insulating substrate 1 made of polyethylene terephthalate by screen printing. Next, the working electrode 4 is formed by printing a conductive carbon paste containing a resin binder on the substrate 1. This working electrode 4 is in contact with the lead 2. Further, an insulating paste is printed on the substrate 1 to form an insulating layer 6. The insulating layer 6 covers the outer periphery of the working electrode 4, thereby keeping the area of the exposed portion of the working electrode 4 constant. Then, a conductive carbon paste containing a resin binder and a redox compound is printed so as to be in contact with the lead 3 to form a ring-shaped counter electrode 5.
【００１３】この絶縁性基板１と空気孔１１を備えたカ
バー９およびスペーサー１０を図１中の一点鎖線で示す
ような位置関係をもって接着し、バイオセンサを作製す
る。スペーサー１０には、基板とカバーとの間に試料液
供給路を形成するためのスリット１３が設けてある。１
２は、その試料液供給路の開口部に相当する。図２は、
本発明によるバイオセンサのスペーサー、カバーを除い
た要部の縦断面図である。図１のようにして電極系を形
成した電気絶縁性の基板１上に、酵素類および電子伝達
体を含む反応層７が形成され、反応層７上にレシチン層
８が形成されている。The insulating substrate 1 and the cover 9 provided with the air holes 11 and the spacer 10 are bonded together in a positional relationship as shown by a dashed line in FIG. 1 to produce a biosensor. The spacer 10 is provided with a slit 13 for forming a sample liquid supply path between the substrate and the cover. 1
Reference numeral 2 corresponds to the opening of the sample liquid supply path. FIG.
FIG. 3 is a longitudinal sectional view of a main part of the biosensor according to the present invention, excluding a spacer and a cover. A reaction layer 7 containing enzymes and an electron carrier is formed on an electrically insulating substrate 1 on which an electrode system is formed as shown in FIG. 1, and a lecithin layer 8 is formed on the reaction layer 7.
【００１４】《実施例１》レドックス化合物としてフェ
ロセンを用いて、図１のように基板１上に電極系を作製
した。この電極系上に、グルコースオキシダーゼ（ＥＣ
１．１．３．４、以下ＧＯＤと略す。）とフェリシアン
化カリウムの混合水溶液を滴下し、乾燥して反応層７を
形成した。次に、反応層７上にレシチンのトルエン溶液
を滴下し、乾燥してレシチン層８を形成した。そして、
基板１とカバー９およびスペーサー１０を図１中、一点
鎖線で示すような位置関係をもって接着してグルコ−ス
センサを作製した。Example 1 An electrode system was formed on a substrate 1 as shown in FIG. 1 using ferrocene as a redox compound. On this electrode system, glucose oxidase (EC
1.1.3.4, hereinafter abbreviated as GOD. ) And potassium ferricyanide were dropped and dried to form a reaction layer 7. Next, a toluene solution of lecithin was dropped on the reaction layer 7 and dried to form a lecithin layer 8. And
The substrate 1, the cover 9 and the spacer 10 were adhered in a positional relationship as shown by a dashed line in FIG. 1 to produce a glucose sensor.
【００１５】グルコ−ス標準水溶液３μｌを試料液供給
路の開口部１２より供給した。試料液は、空気孔１１部
分まで達し、電極系上の反応層７が溶解した。反応層７
が溶解すると、試料液中のグルコースは、ＧＯＤによっ
てグルコノラクトンに酸化される。この酵素反応によっ
て、フェリシアン化イオンは、フェロシアン化イオンに
還元される。そして、試料液を供給してから一定時間後
に、対極５を基準にして作用極４に−１．０Ｖの電圧を
印加した。この電圧の印加により、作用極では還元され
ずに残存したフェリシアン化カリウムの還元反応が生じ
る。そして対極では、対極中に含まれるフェロセンの酸
化反応が生じ、フェロセンがフェリシニウムイオンにな
る。そして、電圧印加５秒後の電流値を測定した。3 μl of a standard glucose solution was supplied from the opening 12 of the sample liquid supply path. The sample liquid reached the air hole 11 and the reaction layer 7 on the electrode system was dissolved. Reaction layer 7
Is dissolved, glucose in the sample solution is oxidized to gluconolactone by GOD. By this enzymatic reaction, ferricyanide ions are reduced to ferrocyanide ions. Then, after a certain time from the supply of the sample liquid, a voltage of -1.0 V was applied to the working electrode 4 with respect to the counter electrode 5. By the application of this voltage, a reduction reaction of potassium ferricyanide remaining without being reduced at the working electrode occurs. At the counter electrode, an oxidation reaction of ferrocene contained in the counter electrode occurs, and ferrocene becomes ferricinium ion. Then, the current value after 5 seconds from the application of the voltage was measured.
【００１６】得られた電流値は、グルコース濃度の増加
に伴って減少した。つまり、対極にフェロセンを含有さ
せたため、反応系に還元体が十分存在することになり、
得られた電流値は、作用極上でのフェリシアン化イオン
の還元反応に依存したことを示す。得られた電流応答値
の測定精度は高かった。The obtained current value decreased as the glucose concentration increased. In other words, since ferrocene was contained in the counter electrode, the reductant was sufficiently present in the reaction system,
This shows that the obtained current value was dependent on the reduction reaction of ferricyanide ions on the working electrode. The measurement accuracy of the obtained current response value was high.
【００１７】《実施例２》図１の基板１の電極系上に、
カルボキシメチルセルロース（以下、ＣＭＣと略す。）
水溶液を滴下し、乾燥してＣＭＣ層を形成した。このＣ
ＭＣ層上に、実施例１と同様にして、反応層、レシチン
層を形成した。そして、実施例１と同様にしてグルコ−
スセンサを作製し、グルコ−ス標準液対する応答を測定
したところ、実施例１と同様の応答特性が得られた。Embodiment 2 On the electrode system of the substrate 1 of FIG.
Carboxymethyl cellulose (hereinafter abbreviated as CMC)
The aqueous solution was dropped and dried to form a CMC layer. This C
A reaction layer and a lecithin layer were formed on the MC layer in the same manner as in Example 1. Then, the glucosidase was prepared in the same manner as in Example 1.
When a sensor was prepared and the response to the glucose standard solution was measured, the same response characteristics as in Example 1 were obtained.
【００１８】《実施例３》試料液として既知量のアスコ
ルビン酸を含むグルコ−ス水溶液を用いる他は、実施例
２と同様にして電流応答値を測定した。その結果、アス
コルビン酸を含まないグルコース標準水溶液を用いた実
施例２と同様の応答特性が得られた。Example 3 A current response value was measured in the same manner as in Example 2 except that an aqueous glucose solution containing a known amount of ascorbic acid was used as a sample solution. As a result, the same response characteristics as in Example 2 using the standard glucose aqueous solution containing no ascorbic acid were obtained.
【００１９】《比較例１》実施例３と同じセンサとアス
コルビン酸を含むグルコース標準水溶液を用い、対極を
基準にして作用極に０．５Ｖの電圧を印加し、５秒後の
電流値を測定して酸化電流値を測定した。その結果、標
準水溶液中のアスコルビン酸の量が増加するのに伴い、
電流応答値も増加した。Comparative Example 1 Using the same sensor as in Example 3 and a glucose standard aqueous solution containing ascorbic acid, a voltage of 0.5 V was applied to the working electrode with reference to the counter electrode, and the current value after 5 seconds was measured. Then, the oxidation current value was measured. As a result, as the amount of ascorbic acid in the standard aqueous solution increases,
The current response value also increased.
【００２０】《実施例４》レドックス化合物としてビニ
ルフェロセンを用いる以外は、実施例２と同様にして、
グルコースセンサを作製し、グルコース標準水溶液に対
する応答を測定したところ、実施例２と同様の応答特性
が得られた。Example 4 The procedure of Example 2 was repeated, except that vinylferrocene was used as the redox compound.
When a glucose sensor was fabricated and the response to a standard glucose aqueous solution was measured, the same response characteristics as in Example 2 were obtained.
【００２１】[0021]
【発明の効果】上記のように、本発明によると試料中に
含まれる基質を高精度で迅速かつ簡便に定量することが
できる。As described above, according to the present invention, the substrate contained in a sample can be quantified with high accuracy, quickly and easily.
【図１】本発明の一実施例に用いたグルコースセンサの
反応層を除いた分解斜視図である。FIG. 1 is an exploded perspective view of a glucose sensor used in one embodiment of the present invention, excluding a reaction layer.
【図２】同グルコ−スセンサのスペーサー、カバーを除
いた要部の縦断面図である。FIG. 2 is a longitudinal sectional view of a main part of the glucose sensor, excluding a spacer and a cover.
１ 絶縁性の基板 ２、３ リ−ド ４ 作用極 ５ 対極 ６ 絶縁層 ７ 反応層 ８ レシチン層 ９ カバ− １０ スペ−サ− １１ 空気孔 １２ 試料液供給路開口部 １３ スリット REFERENCE SIGNS LIST 1 Insulating substrate 2, 3 lead 4 Working electrode 5 Counter electrode 6 Insulating layer 7 Reaction layer 8 Lecithin layer 9 Cover 10 Spacer 11 Air hole 12 Sample liquid supply path opening 13 Slit
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平７−234201（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01N 27/416 ────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (56) References JP-A-7-234201 (JP, A) (58) Fields investigated (Int. Cl. 7 , DB name) G01N 27/416
Claims (4)
用極と対極からなる電極系、および前記電極系上に形成
された少なくとも酸化還元酵素および電子伝達体を含有
する反応層を具備するバイオセンサであって、前記対極
が少なくとも１種の還元型レドックス化合物を含有する
ことを特徴とするバイオセンサ。1. An electrode system comprising an insulating substrate, an electrode system comprising a working electrode and a counter electrode formed on the substrate, and a reaction layer containing at least an oxidoreductase and an electron carrier formed on the electrode system. A biosensor, wherein the counter electrode contains at least one reduced redox compound.
たはその誘導体である請求項１記載のバイオセンサ。2. The biosensor according to claim 1, wherein the redox compound is ferrocene or a derivative thereof.
有する請求項１記載のバイオセンサ。3. The biosensor according to claim 1, wherein the reaction layer further contains a hydrophilic polymer.
くとも１種の還元型レドックス化合物を含有する対極か
らなる電極系、および前記電極系上に形成された少なく
とも酸化還元酵素および電子伝達体を含有する反応層を
具備するバイオセンサを用い、前記反応層に試料を添加
して基質と酵素を反応させる工程、前記工程で還元され
なかった電子伝達体を還元する電位を作用極に印加する
工程、および前記対極と作用極間の電流値を測定する工
程を有することを特徴とする基質の定量法。4. An electrode system comprising a working electrode formed on an insulating substrate and a counter electrode containing at least one reduced redox compound, and at least an oxidoreductase and an electron carrier formed on the electrode system Using a biosensor having a reaction layer containing: reacting a substrate with an enzyme by adding a sample to the reaction layer, and applying to the working electrode a potential that reduces electron carriers that have not been reduced in the step. And a step of measuring a current value between the counter electrode and the working electrode.
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26348397A JP3245103B2 (en) | 1997-09-29 | 1997-09-29 | Biosensor and Substrate Quantification Method Using It |
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