JP3259010B2 - Enzyme electrode and measuring device using the same - Google Patents
Enzyme electrode and measuring device using the sameInfo
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Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は酵素の働きにより、液体
中の特定の成分の濃度、特に体液(例えば血液、尿等)
中の特定成分(例えばグルコース、コレステロール等)
の濃度を測定する酵素電極に関する。更に詳しくは、酵
素反応によって変換された酸化性または還元性化合物の
定電位電解に必要な電圧印加を、相互に異なる種類の材
料からできた作用極と対極を有して成る電極系が発生す
る起電力により行うことができる酵素電極およびそのよ
うな電極の製造方法に関する。更に、本発明は、そのよ
うな電極を使用する計測器および濃度の測定方法に関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to the concentration of a specific component in a liquid, particularly a body fluid (eg, blood, urine, etc.) by the action of an enzyme.
Specific components (eg glucose, cholesterol, etc.)
The present invention relates to an enzyme electrode for measuring the concentration of an enzyme. More specifically, an electrode system having a working electrode and a counter electrode made of different types of materials is applied to apply a voltage necessary for the potentiostatic electrolysis of an oxidizing or reducing compound converted by an enzymatic reaction. The present invention relates to an enzyme electrode which can be performed by electromotive force and a method for producing such an electrode. Further, the present invention relates to a measuring instrument using such an electrode and a method for measuring concentration.
【0002】[0002]
【従来の技術】酵素固定化相と電子伝達体(メディエー
タ)を例えば層状で電極感応部に被覆した酵素電極がバ
イオセンサとして臨床分野で広く利用されている。例え
ばグルコースセンサを例にとると、糖尿病患者が自らの
血糖値を管理する目的で、使い捨て型のグルコースセン
サを用いる簡易血糖計が既に実用化されている。特公平
2−59424号公報、特公平4−40658号公報お
よび米国特許第5,108,564号にはグルコースセン
サとしての酵素電極が記載され、そのような電極が実用
に供されている。2. Description of the Related Art An enzyme electrode in which an enzyme-immobilized phase and an electron mediator (mediator) are coated, for example, in a layer on an electrode sensitive portion is widely used as a biosensor in the clinical field. For example, taking a glucose sensor as an example, a simple blood glucose meter using a disposable glucose sensor has already been put into practical use for the purpose of managing a blood glucose level of a diabetic patient. Japanese Patent Publication Nos. 2-59424, 4-40658 and U.S. Pat. No. 5,108,564 describe an enzyme electrode as a glucose sensor, and such an electrode has been put to practical use.
【0003】上述のような電子伝達体を用いる酵素電極
を使用する測定原理は、次のようである:基質S(濃度
を測定すべき成分、例えばグルコース)が酵素E(例え
ばグルコースオキシダーゼ)によって生成物P(グルコ
ノラクトン)へ酸化されると、酵素Eの活性中心が酸化
型Eoxから還元型Eredに変化する。還元型Eredは、酵
素の電子伝達体として働く酸化型の化合物Moxを介して
Eoxに戻り、電子伝達媒体はMredとなる。同時に作用
極上で適当な印加電圧によってMredは電解され、この
時に得られる酸化電流を測定することにより基質濃度が
測定できる。The principle of measurement using an enzyme electrode using an electron carrier as described above is as follows: a substrate S (a component whose concentration is to be measured, for example, glucose) is produced by an enzyme E (for example, glucose oxidase). When oxidized to product P (gluconolactone), the active center of enzyme E changes from oxidized Eox to reduced Ered. The reduced Ered returns to Eox via the oxidized compound Mox that acts as an electron carrier of the enzyme, and the electron transfer medium becomes Mred. Simultaneously, Mred is electrolyzed by an appropriate applied voltage on the working electrode, and the substrate concentration can be measured by measuring the oxidation current obtained at this time.
【0004】この測定原理を式にて示すと、グルコース
酸化酵素(GOD)を用いてグルコース濃度を測定する
場合では、 グルコース+GOD(FAD)→グルコノラクトン+GOD(FADH2) (1) GOD(FADH2)+2Mox→GOD(FAD)+2Mred+2H+ (2) 2Mred→2Mox+2e- (3) (尚、FADはフラビンアデニンジヌクレオチド(flav
in adenine dinucleotide))と表すことができる。 このような酵素電極を使用する測定方法は、上述の特許
公報に記載されており、本発明においても、これを参照
できる。[0004] The principle of this measurement can be expressed by the following equation: When measuring glucose concentration using glucose oxidase (GOD), glucose + GOD (FAD) → gluconolactone + GOD (FADH 2 ) (1) GOD (FADH) 2 ) + 2Mox → GOD (FAD) + 2Mred + 2H + (2) 2Mred → 2Mox + 2e − (3) (FAD is flavin adenine dinucleotide (flav
in adenine dinucleotide)). The measuring method using such an enzyme electrode is described in the above-mentioned patent publication, and can be referred to in the present invention.
【0005】このような酵素電極の中で、使い捨て型の
グルコース濃度測定用の酵素電極の形状としては、図1
に示すものがバイオセンサとして実用されている。この
センサでは、作用極1と対極2は、同じ種類のグラファ
イトをポリ塩化ビニルなどのバインダーに分散してペー
スト状物を得、これをスクリーン印刷法で印刷して双方
の層状の電極を形成し、その後、焼成することにより形
成されている。次に、グルコース酸化酵素(グルコース
オキシダーゼ、GOD)と電子伝達体Mを含んで成るペ
ースト状混合物を、上述のように形成した電極上に塗布
し、乾燥させて固相化することにより形成される試薬層
3により双方の電極を少なくとも部分的に被覆し、その
上に、サンプル吸入口6を有するスペーサ4と空気排出
口7を有するカバー5を両面テープ等の結合手段により
貼り合わせてグルコース濃度測定用酵素電極を完成す
る。[0005] Among such enzyme electrodes, the shape of a disposable enzyme electrode for measuring glucose concentration is shown in FIG.
Are used as biosensors. In this sensor, the working electrode 1 and the counter electrode 2 were prepared by dispersing the same type of graphite in a binder such as polyvinyl chloride to obtain a paste-like material, which was printed by screen printing to form both layered electrodes. Then, it is formed by firing. Next, a paste-like mixture containing glucose oxidase (glucose oxidase, GOD) and an electron carrier M is applied on the electrode formed as described above, dried, and solidified. Both electrodes are at least partially covered with a reagent layer 3, and a spacer 4 having a sample inlet 6 and a cover 5 having an air outlet 7 are adhered thereon by a bonding means such as a double-sided tape to measure glucose concentration. Complete the enzyme electrode for use.
【0006】全血、血漿、尿、唾液等の液体サンプル
は、サンプル吸入口6に接することにより、毛管現象に
よって自動的に試薬層3に吸引され始め、それにつれ
て、排出口7から空気が排出されて試薬層3の全体にサ
ンプルが満たされる。サンプルの吸引が終わると直ちに
試薬層3の溶解が始まり、式(1)に従って酵素反応が
進行する。電子伝達体Mとしてはフェロセン、フェリシ
アン化カリウム、ベンゾキノン等が用いられ、式(2)
で生成した還元型のMredは、外部電源による印加回路
から電極系に0.3〜0.6Vの範囲の一定電圧を印加す
ることによって式(3)で示すように電解酸化を受け
る。この時に得られる電流値(2e-)は、グルコース
濃度に直接比例するので、この電流値を測定することに
よりサンプル中のグルコース濃度が得られる。[0006] Liquid samples such as whole blood, plasma, urine and saliva come into contact with the sample inlet 6 and automatically begin to be sucked into the reagent layer 3 by capillary action, whereby air is discharged from the outlet 7. Then, the entire reagent layer 3 is filled with the sample. Immediately after the suction of the sample is completed, the dissolution of the reagent layer 3 starts, and the enzyme reaction proceeds according to the formula (1). As the electron carrier M, ferrocene, potassium ferricyanide, benzoquinone, or the like is used.
The reduced Mred generated in step (1) is subjected to electrolytic oxidation as shown in equation (3) by applying a constant voltage in the range of 0.3 to 0.6 V to the electrode system from an application circuit using an external power supply. Since the current value (2e − ) obtained at this time is directly proportional to the glucose concentration, the glucose concentration in the sample can be obtained by measuring this current value.
【0007】[0007]
【発明が解決しようとする課題】上述のような図1のバ
イオセンサは自己管理用の血糖計などの測定器に使用さ
れている。本明細書において、測定器とは、酵素電極を
使用して目的とする成分の濃度を測定することができる
装置、即ち、酵素電極から得られる電流値に基づいて目
的とする成分の濃度を算出して、使用者にその濃度を知
らせることができるようになっている装置を意味する。
そのような測定器は、持ち運びに便利なように、いわゆ
るポケットサイズと言われる小型、薄型および/または
軽量であることが要請され、また、迅速で簡便に精度高
く測定できること等も要請されている。The biosensor of FIG. 1 as described above is used for a measuring instrument such as a blood glucose meter for self-management. In the present specification, a measuring device is a device capable of measuring the concentration of a target component using an enzyme electrode, that is, calculating the concentration of the target component based on a current value obtained from the enzyme electrode. Means that the user can be informed of the concentration.
Such a measuring instrument is required to be small, thin and / or light, so-called pocket size, so as to be easy to carry, and also required to be able to measure quickly, easily, with high accuracy, and the like. .
【0008】しかしながら、上記のような従来技術のバ
イオセンサを血糖計に使用する場合、式(3)のために
必要な電圧印加手段としての外部電源が必要であり、ア
ルカリ乾電池やリチウム電池が印加手段として血糖計に
内蔵されている。そのために、電池の厚みよりも薄い構
造の血糖計にはできず、従って、小型化、軽量化には限
界があった。更に、血糖計において使用する電池には使
用寿命があるため、定期的な電池の交換が必要である。
更に、予備電池を準備したり、あるいは常に予備電池を
携帯しなければならない等の煩雑性の問題もある。もち
ろん、酵素電極が消費する電流値が小さいことが望まし
いという要請もある。従って、従来の酵素電極を使用す
る限り、上述のような要請は充分に満足されるものでは
なかった。However, when the above-described conventional biosensor is used for a blood glucose meter, an external power supply is required as a voltage applying means required for the expression (3), and an alkaline dry battery or a lithium battery is not used. It is built into the blood glucose meter as a means. For this reason, a blood glucose meter having a structure thinner than the thickness of the battery cannot be provided, and therefore, there is a limit to miniaturization and weight reduction. Further, since the battery used in the blood glucose meter has a service life, it is necessary to periodically replace the battery.
Furthermore, there is a problem of complication such as preparing a spare battery or always carrying a spare battery. Of course, there is also a demand that the current value consumed by the enzyme electrode should be small. Therefore, as long as a conventional enzyme electrode is used, the above requirements have not been sufficiently satisfied.
【0009】このような要請は、例として先に説明した
血糖値を測定するための酵素電極に限らず、外部印加を
必要とする酵素電極を用いる種々の測定器、例えばコレ
ステロール、尿酸、乳酸、NADH、尿素などを測定す
る酵素電極を使用する測定器については共通の課題であ
る。Such a request is not limited to the enzyme electrode for measuring blood glucose level described above as an example, but various measuring instruments using an enzyme electrode requiring external application, such as cholesterol, uric acid, lactic acid, Measuring instruments that use enzyme electrodes for measuring NADH, urea, etc. are a common problem.
【0010】[0010]
【課題を解決するための手段】本発明は、従来技術の酵
素電極を用いる測定では必要であった外部電源による電
圧印加手段に代えて、異種材料からなる作用極と対極の
電極系が発生する起電力を使用することに存する。それ
により、計測器の消費電流を最小に抑え、内蔵すべき電
池容量の小型化や電池の長寿命化、あるいは太陽電池パ
ネルを測定器の電子回路の駆動電源に用いることを可能
にして、上述の要請の少なくとも1つ、最も好ましくは
全てを解決する。According to the present invention, an electrode system of a working electrode and a counter electrode made of different materials is generated in place of a voltage applying means by an external power supply which is required in the measurement using the enzyme electrode of the prior art. It consists in using electromotive force. As a result, the current consumption of the measuring instrument can be minimized, the battery capacity to be built in can be reduced, the life of the battery can be extended, or the solar cell panel can be used as a drive power supply for the electronic circuit of the measuring instrument. At least one, and most preferably, all of the above requirements.
【0011】従って、第1の要旨において、本発明は、
酵素および電子伝達体(メディエータ)の固相化相を有
する酵素電極であって、作用極および対極が相互に異な
る電極材料からできていることを特徴とする酵素電極を
提供する。本発明において、作用極とは、上述のように
電子伝達媒体が酸化または還元される電極、即ち、目的
とする成分の濃度測定に役割を果す極を意味し、対極と
は作用極に対する極を意味するものとして使用してい
る。Accordingly, in a first aspect, the present invention provides:
An enzyme electrode having an immobilized phase of an enzyme and an electron mediator (mediator), wherein the working electrode and the counter electrode are made of mutually different electrode materials. In the present invention, the working electrode is an electrode in which the electron transfer medium is oxidized or reduced as described above, that is, a pole that plays a role in measuring the concentration of a target component, and a counter electrode is a pole for the working electrode. Used as meaning.
【0012】本発明の酵素電極を構成するために使用で
きる電極材料は、作用極と対極の材料が相互に異なれ
ば、一般的に電極として使用され得る材料であればいず
れの材料であってもよい。具体的には、炭素、金属、合
金、金属および合金の種々の化合物(例えば酸化物、水
酸化物、ハロゲン化物、硫化物、窒化物、炭化物)など
を挙げることができる。更に、これらの電極材料の混合
物および複合体のような組み合わせも使用できる。本発
明において、混合物とは、電極材料がいわゆるミクロオ
ーダーで混合しているものを意味し、複合体とは電極材
料が混合物より大きいオーダーで混合しているもの(従
って、いわゆるマクロオーダーで混合して、混合物ほど
均一に混合していないもの)および別個の材料として組
み合わせたものを意味する。The electrode material that can be used to construct the enzyme electrode of the present invention may be any material that can be generally used as an electrode, provided that the materials of the working electrode and the counter electrode are different from each other. Good. Specific examples include carbon, metals, alloys, and various compounds of metals and alloys (eg, oxides, hydroxides, halides, sulfides, nitrides, and carbides). Further, combinations such as mixtures and composites of these electrode materials can also be used. In the present invention, a mixture means a material in which the electrode materials are mixed in a so-called micro order, and a composite means a material in which the electrode materials are mixed in a larger order than the mixture (accordingly, the material is mixed in a so-called macro order). And not as homogeneously mixed as a mixture) and combined as separate materials.
【0013】好ましい金属としては、銀、アルミニウ
ム、金、コバルト、バリウム、鉄、マンガン、ニッケ
ル、鉛、亜鉛、白金、リチウム、銅などを例示すること
ができる。好ましい合金としては、白銅、マンガニン、
アルミニウム−ケイ素合金、ニッケル−銅合金などを例
示できる。特に好ましい金属の化合物としては、Mn
O2、Ag2O、PbO2、NiOOH、SOCl2、V2O5、
AgClなどを例示できる。Preferred metals include silver, aluminum, gold, cobalt, barium, iron, manganese, nickel, lead, zinc, platinum, lithium, copper and the like. Preferred alloys include white copper, manganin,
Examples thereof include an aluminum-silicon alloy and a nickel-copper alloy. Particularly preferred metal compounds include Mn
O 2 , Ag 2 O, PbO 2 , NiOOH, SOCl 2 , V 2 O 5 ,
AgCl can be exemplified.
【0014】また、炭素を用いる場合、グラファイト、
熱分解炭素、グラッシーカーボン、アセチレンブラッ
ク、カーボンブラックの種々の炭素材料を使用すること
ができる。勿論、通常の無定型の炭素材料を使用するこ
とも可能である。混合物または複合体として電極材料を
使用する場合、MnO2とアセチレンブラック、白金とグ
ラファイト、銀と塩化銀などの組み合わせを例示でき
る。When carbon is used, graphite,
Various carbon materials such as pyrolytic carbon, glassy carbon, acetylene black and carbon black can be used. Of course, it is also possible to use a normal amorphous carbon material. When an electrode material is used as a mixture or a composite, a combination of MnO 2 and acetylene black, platinum and graphite, silver and silver chloride, and the like can be exemplified.
【0015】本発明の酵素電極において、電極の構造は
特に限定されるものではなく、従来の酵素電極において
採用されている種々の構造を採用することができる。電
極は、例えば線状、ロッド状、面状の形態であってよ
く、これらの電極は、電流値を測定するために適当な回
路(例えば電流測定回路)に接続されるようになってい
る。本発明の特に好ましい態様では、電極の構造として
例えば図1に示したような薄層構造を採用できる。[0015] In the enzyme electrode of the present invention, the structure of the electrode is not particularly limited, and various structures employed in the conventional enzyme electrode can be employed. The electrodes may be in the form of, for example, a line, a rod, or a sheet, and these electrodes are adapted to be connected to a suitable circuit (for example, a current measuring circuit) for measuring a current value. In a particularly preferred embodiment of the present invention, for example, a thin layer structure as shown in FIG. 1 can be adopted as the structure of the electrode.
【0016】このような電極は、薄層電極を形成する常
套の方法により製造できる。即ち、電極を形成する材料
の適当な寸法の粉末と適当なバインダー(例えばポリ塩
化ビニル、エポキシ、ネオプレン、セルローズなど)お
よび適当な溶媒(例えばテトラヒドロフラン、トルエ
ン、イソプロピルアルコールなど)ならびに必要な場合
には導電性材料(例えば炭素粉末、導電性ポリマーな
ど)を混合して電極材料ペーストを調製し、このペース
トを基板材料(例えばストリップ状ポリエチレンテレフ
タレート、セラミック基板など)上に適当な方法(例え
ばスクリーン印刷法など)により適当な厚さ(例えば1
0〜200μm)配置し、その後、乾燥することによ
り、好ましくは焼結することにより厚さが1〜50μm
の薄層電極を形成できる。また、必要に応じて上記の薄
層電極を2層以上重ねて形成してもよい。Such an electrode can be manufactured by a conventional method for forming a thin-layer electrode. That is, a powder having a suitable size of a material for forming an electrode, a suitable binder (eg, polyvinyl chloride, epoxy, neoprene, cellulose, etc.) and a suitable solvent (eg, tetrahydrofuran, toluene, isopropyl alcohol, etc.) and, if necessary, A conductive material (eg, carbon powder, conductive polymer, etc.) is mixed to prepare an electrode material paste, and this paste is applied to a substrate material (eg, strip-like polyethylene terephthalate, ceramic substrate, etc.) by an appropriate method (eg, screen printing method). Etc.) to a suitable thickness (for example, 1
0 to 200 μm) and then dried, preferably by sintering to a thickness of 1 to 50 μm
Can be formed. Further, if necessary, the above-mentioned thin layer electrodes may be formed by laminating two or more layers.
【0017】本発明の酵素電極において、酵素および電
子伝達体は相互に均一に混合された固体の相として、好
ましくは固相化された薄層として対極および作用極上に
存在する。好ましくは酵素および電子伝達体は、薄層と
して作用極および対極の双方の少なくとも一部分を覆う
ように電極を被覆する。このような薄層は、上述の電極
の形成の場合と同様な方法で行うことができる。即ち、
酵素、電子伝達体、バインダーおよび溶媒を含んで成る
試薬ペーストを調製し、これを適当な方法(例えば分注
機による方法)で電極を被覆するように電極上に配置し
た後、乾燥することにより固相化する。In the enzyme electrode of the present invention, the enzyme and the electron carrier are present on the counter electrode and the working electrode as a solid phase uniformly mixed with each other, preferably as a solid phased thin layer. Preferably, the enzyme and the electron mediator coat the electrode so as to cover at least a portion of both the working and counter electrodes as a thin layer. Such a thin layer can be formed in the same manner as in the case of forming the above-mentioned electrode. That is,
A reagent paste comprising an enzyme, an electron carrier, a binder and a solvent is prepared, and is placed on the electrode so as to cover the electrode by an appropriate method (for example, by a dispenser), and then dried. Immobilize.
【0018】また、必要に応じて、電極と試薬層との間
に、また、試薬層の上に、別の層を供給してよい。この
追加の層は、例えばカルボキシメチルセルロース、ポリ
ビニルアルコール、ポリビニルピロリドン等の水溶性高
分子化合物、並びにホスファチジルコリン等の界面活性
作用を有する物質により形成した例えば厚さ10〜10
0μm程度のものであってよい。これらの層は、電極と
試料とのセパレーターあるいは試料の吸引をスムーズに
するという機能を果たす。If necessary, another layer may be supplied between the electrode and the reagent layer or on the reagent layer. This additional layer is formed of a water-soluble polymer compound such as carboxymethylcellulose, polyvinyl alcohol and polyvinylpyrrolidone, and a surface-active substance such as phosphatidylcholine.
It may be about 0 μm. These layers have a function of smoothing the separator between the electrode and the sample or the suction of the sample.
【0019】本発明の酵素電極において使用できる酵素
は、特に限定されるものではなく、従来の酵素電極にお
いて使用されている酵素を単独であるいは併用して使用
できる。具体的には、グルコースオキシダーゼ、コレス
テロールオキシダーゼ、乳酸オキシダーゼ、ウリカー
ゼ、アルコールオキシダーゼ、NADHオキシダーゼ、
ジアホラーゼ、ウレアーゼ、グルコースデハイドロゲナ
ーゼ、乳酸デハイドロゲナーゼ、3−ヒドロキシ酪酸デ
ハイドロゲナーゼ、フルクトースデハイドロゲナーゼ、
アルコールデハイドロゲナーゼなどを使用できる。尚、
本明細書では、特にグルコース濃度を測定する場合を例
にして説明しているが、本発明の酵素電極により濃度を
測定できる物質は、グルコースに限られるものではな
く、使用する上述の酵素から適当に選択することによっ
て種々の物質の濃度を測定できる。The enzyme that can be used in the enzyme electrode of the present invention is not particularly limited, and the enzyme used in the conventional enzyme electrode can be used alone or in combination. Specifically, glucose oxidase, cholesterol oxidase, lactate oxidase, uricase, alcohol oxidase, NADH oxidase,
Diaphorase, urease, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, 3-hydroxybutyrate dehydrogenase, fructose dehydrogenase,
Alcohol dehydrogenase and the like can be used. still,
In the present specification, particularly, the case where the glucose concentration is measured is described as an example.However, the substance whose concentration can be measured by the enzyme electrode of the present invention is not limited to glucose, and is appropriately selected from the aforementioned enzymes used. The concentration of various substances can be measured by selecting the above.
【0020】例えば、酵素として乳酸オキシダーゼを使
用することにより(例えば血液、唾液中の)乳酸の濃度
を測定でき、コレステロールオキシダーゼを使用すれば
(例えば血液、唾液中の)コレステロールの濃度を、ウ
リカーゼを使用すれば(例えば血液、尿中の)尿酸の濃
度を、NADHオキシダーゼ又はジアホラーゼを使用す
れば(例えば血液中の)NADHの濃度を、フルクトー
スデハイドロゲナーゼを使用すれば(例えば血液、尿中
の)フルクトースの濃度を、ガラクトースオキシダーゼ
を使用すれば(例えば血液中の)ガラクトースの濃度
を、アルコールデハイドロゲナーゼとジアホラーゼを併
用すれば(例えば血液、唾液中の)アルコールの濃度
を、3−ヒドロキシ酪酸デハイドロゲナーゼとNADH
オキシダーゼを併用すれば(例えば血液中の)3−ヒド
ロキシ酪酸の濃度等を測定することができる。For example, the concentration of lactic acid (for example, in blood or saliva) can be measured by using lactate oxidase as an enzyme, and the concentration of cholesterol (for example, in blood or saliva) can be measured by using uricase if cholesterol oxidase is used. If used, the concentration of uric acid (eg, in blood, urine), the concentration of NADH (eg, in blood) using NADH oxidase or diaphorase, or the concentration of NADH (eg, blood, urine) using fructose dehydrogenase. The concentration of fructose, the concentration of galactose (for example in blood) using galactose oxidase, and the concentration of alcohol (for example, in blood and saliva) using alcohol dehydrogenase and diaphorase together. Hydroxybutyrate dehydrogenase and NADH
If oxidase is used in combination, the concentration of 3-hydroxybutyric acid (for example, in blood) can be measured.
【0021】本発明の酵素電極において、電子伝達体と
して使用できる材料としては、従来から使用されている
ものはいずれでも使用でき、例えばフェリシアン化カリ
ウム、ベンゾキノン、フェナジンメトサルフェート、チ
オニン、フェロセン、ナフトキノン、メチレンブルー等
を挙げることができる。対極と作用極との電極材料が相
互に異なる限り、上述の電極材料、電子伝達体および酵
素は、いずれの組み合わせを採用することもできる。特
に、目安として考慮するのが好ましい事項は、使用する
酵素の種類、測定すべき成分の種類もしくは濃度、電子
伝達体の酸化電位もしくは還元電位、電極の組み合わせ
により発生する起電力、製造コスト、安定性などまたは
これらの要因のあらゆる組み合わせに応じて、例えばト
ライ・アンド・エラー法により適宜選択することができ
る。本発明の酵素電極は、上述のように形成した酵素お
よび電子伝達体を含む固相化した相の上に、従来の酵素
電極に使用されているようにスペーサおよびカバーを有
して成ってよい。In the enzyme electrode of the present invention, any material which can be used as an electron carrier can be used, such as potassium ferricyanide, benzoquinone, phenazine methosulfate, thionine, ferrocene, naphthoquinone, methylene blue. And the like. As long as the electrode materials of the counter electrode and the working electrode are different from each other, any combination of the above-described electrode materials, electron carriers, and enzymes can be adopted. In particular, it is preferable to consider as a guide the type of enzyme used, the type or concentration of the component to be measured, the oxidation potential or reduction potential of the electron carrier, the electromotive force generated by the combination of electrodes, the production cost, and the stability. Depending on the nature or any combination of these factors, it can be appropriately selected, for example, by a try-and-error method. The enzyme electrode of the present invention may have a spacer and a cover on the immobilized phase containing the enzyme and the electron carrier formed as described above, as used in a conventional enzyme electrode. .
【0022】第2の要旨において、本発明は先の第1の
要旨の酵素電極を製造する方法を提供する。即ち、基板
材料に相互に異なる材料からできた対極および作用極を
形成し、これらの双方の電極の少なくとも一部分上に、
酵素を含んで成る固相を形成することを特徴とする酵素
電極の製造方法を提供する。更に、そのように形成した
酵素を含む固相の上に、従来の酵素電極に使用されてい
るスペーサおよびカバーを載置してもよい。上述の酵素
電極に関連して説明した事項は、本発明の酵素電極の製
造方法にも適用できる。In a second aspect, the present invention provides a method for producing the enzyme electrode of the first aspect. That is, a counter electrode and a working electrode made of mutually different materials are formed on the substrate material, and on at least a part of both of these electrodes,
Provided is a method for producing an enzyme electrode, which comprises forming a solid phase containing an enzyme. Further, a spacer and a cover used for a conventional enzyme electrode may be placed on the solid phase containing the enzyme thus formed. The matters described in relation to the enzyme electrode described above can also be applied to the method for producing an enzyme electrode of the present invention.
【0023】第3の要旨において、本発明は上述の酵素
電極を使用して液体中の目的とする成分の濃度を測定す
るための測定器を提供する。即ち、試料供給検知回路、
測定タイミング制御回路、演算回路、表示回路および濃
度を表示するための表示部のための太陽電池を有して成
り、本発明の酵素電極を受容(またはこれと係合)し、
酵素電極において成分の濃度に応じて発生する電流値を
測定タイミング制御回路が検知できるようにする部材を
更に有して成る測定器を提供する。In a third aspect, the present invention provides a measuring instrument for measuring the concentration of a target component in a liquid using the above-mentioned enzyme electrode. That is, a sample supply detection circuit,
It comprises a measurement timing control circuit, an arithmetic circuit, a display circuit, and a solar cell for a display unit for displaying concentration, and receives (or engages with) the enzyme electrode of the present invention;
Provided is a measuring instrument further comprising a member that enables a measurement timing control circuit to detect a current value generated according to the concentration of a component in an enzyme electrode.
【0024】本発明において、試料供給検知回路とは、
サンプルが電極のサンプル吸引口から供給されたことに
よるインピーダンスの変化を検知し、自動的に測定プロ
グラムを起動させる回路である。本発明において、測定
タイミング制御回路とは、サンプル供給後、酵素反応が
進行し、生成物Pが生成されるのに十分な時間経過後、
回路を閉じることによって流れる電流を検出する回路で
ある。In the present invention, the sample supply detecting circuit is
This circuit detects a change in impedance due to a sample being supplied from the sample suction port of the electrode, and automatically starts a measurement program. In the present invention, the measurement timing control circuit means that after a sample is supplied, an enzymatic reaction proceeds, and after a lapse of time sufficient to generate a product P,
This circuit detects the current flowing when the circuit is closed.
【0025】本発明において、演算回路とは、上記測定
タイミング制御回路により検出した電流値を測定器にあ
らかじめ設定された演算式(検量線)に基づき、基質S
の濃度に変換する回路である。本発明において、表示回
路とは、上記演算回路により変換された濃度値を、測定
器の表示部に表示する回路である。In the present invention, an arithmetic circuit refers to a substrate S based on an arithmetic expression (calibration curve) set in advance in a measuring instrument by the current value detected by the measurement timing control circuit.
Is a circuit for converting the density into In the present invention, the display circuit is a circuit that displays the density value converted by the arithmetic circuit on a display unit of the measuring device.
【0026】本発明において、太陽電池とは、シリコン
太陽電池、アモルファス太陽電池、ヘテロ接合太陽電池
などの種類のものから自由に選択されるが、いずれも太
陽光あるいは蛍光灯などの照明器具から発せられる可視
光を電気エネルギーに変換するものである。本発明の測
定器の上述の回路は、従来から使用されている酵素電極
を使用するものを使用できる。これらの詳細について
は、例えば特開平4−357452号公報に記載の回路
を参照できる。In the present invention, the solar cell is freely selected from silicon solar cells, amorphous solar cells, heterojunction solar cells, and other types, and all of them are emitted from lighting equipment such as sunlight or fluorescent lamps. It converts visible light into electrical energy. As the above-mentioned circuit of the measuring instrument of the present invention, a circuit using a conventionally used enzyme electrode can be used. For details thereof, reference can be made to, for example, a circuit described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 4-357452.
【0027】更に、太陽電池は、常套のものを使用でき
る。例えば電気化学便覧(第4版丸善(株)発行 第4
61〜468頁)に記載されているものを参考にでき
る。また、本発明の酵素電極を受容する部材は、従来か
ら使用されているものと同様であるが、酵素電極への印
加手段が省略されている点で異なる。Further, conventional solar cells can be used. For example, Electrochemical Handbook (4th edition published by Maruzen Co., Ltd.
61 to 468) can be referred to. The member for receiving the enzyme electrode of the present invention is the same as the member used conventionally, except that the means for applying to the enzyme electrode is omitted.
【0028】第4の要旨において、本発明は、上述の酵
素電極を測定器に使用して(即ち、電極受容部材に係合
させて)目的成分の濃度を測定する方法を提供する。In a fourth aspect, the present invention provides a method for measuring the concentration of a target component using the above-mentioned enzyme electrode in a measuring instrument (ie, engaging with an electrode receiving member).
【0029】[0029]
【作用】本発明により、酵素電極の作用極(測定極)と
対極の電極材料を相互に異なるようにすることにより、
酵素電極の外部から印加しなくても、作用極と対極との
間に起電力が発生し、この起電力を酸化電解電流値の測
定に利用することにより電流値を測定することができ
る。この起電力発生メカニズムは、例えばMnO2の場合
で説明すると次のようになる。According to the present invention, the working electrode (measurement electrode) of the enzyme electrode and the electrode material of the counter electrode are made different from each other,
An electromotive force is generated between the working electrode and the counter electrode without application from outside the enzyme electrode, and the current value can be measured by using this electromotive force for measuring the oxidized electrolytic current value. This electromotive force generation mechanism will be described below, for example, in the case of MnO 2 .
【0030】MnO2は電極では、以下のような反応をす
る。 MnO2 + H+ + e- ←→ MnOOH この時のネルンスト式は、 E=E0+2.303RT/F(logaMnO2/aMnOOH)+2.303RT/Flog〔H+〕 である。式中、E0は標準酸化還元電位、Rは気体定
数、Fはファラデー定数、Tは温度、aMnO2、aMnOOH
はそれぞれMnO2、MnOOHの活量、〔H+〕は水素イ
オン濃度である。この式から明らかなように、MnO2が
十分存在すれば、一定の起電力Eが発生し、本発明では
この起電力を利用している。従って、電極を構成する材
料の種類が異なれば、原理的にはいずれの電極材料を使
用した場合であっても、起電力が発生するので本願発明
の酵素電極を構成することが可能である。MnO 2 reacts as follows at the electrode. MnO 2 + H + + e − ← → MnOOH The Nernst equation at this time is: E = E 0 +2.303 RT / F (loga MnO 2 / a MnOOH ) +2.303 RT / Flog [H + ] Wherein, E 0 is the standard reduction potential, R represents gas constant, F is Faraday's constant, T is the temperature, a MnO2, a MnOOH
Is the activity of MnO 2 and MnOOH, respectively, and [H + ] is the hydrogen ion concentration. As is clear from this equation, if MnO 2 is sufficiently present, a constant electromotive force E is generated, and the present invention utilizes this electromotive force. Therefore, if the kinds of materials constituting the electrodes are different, in principle, no matter which electrode material is used, an electromotive force is generated, so that the enzyme electrode of the present invention can be constituted.
【0031】本発明の酵素電極において、実用上、最も
好ましい電極材料の組み合わせは、作用極としてグラフ
ァイトから電極を構成し、対極としてMnO2から電極を
構成する態様を挙げることができる。これ以外の特に好
ましい態様として、以下の組み合わせを挙げることがで
きる: 好ましい電極材料の組み合わせ (対極) (作用極) (発生起電力、mV) グラファイト AgCl −90 PbO2 グラッシーカーボン +1300 Ag2O Pt +530 NiOOH Ni2O3 +30 Ag2O Ag +460In the enzyme electrode of the present invention, a practically most preferable combination of electrode materials includes an embodiment in which an electrode is formed of graphite as a working electrode and an electrode is formed of MnO 2 as a counter electrode. Other particularly preferred embodiments include the following combinations: Preferred electrode material combinations (counter electrode) (working electrode) (generated electromotive force, mV) Graphite AgCl -90 PbO 2 glassy carbon +1300 Ag 2 O Pt +530 NiOOH Ni 2 O 3 +30 Ag 2 O Ag +460
【0032】更に、酵素および電子伝達体を考慮した場
合、本発明の酵素電極に特に好ましい組み合わせを以下
に示す: 好ましい組み合わせ (酵素) (電子伝達体) (対極材料) (作用極材料) グルコース オキシダーゼ フェリシアン化カリウム MnO2 グラファイト 3−ヒドロキシ酪酸 デハイドロゲナーゼ 1−メトキシ PMS AgCl グラファイト ウリカーゼ メチレンブルー NiOOH Ni2O3 コレステロール オキシダーゼ 1,4−ベンゾキノン Ag2O Ag 乳酸オキシダーゼ フェリシアン化カリウム Ag2O Pt NADHオキシダーゼ 1,4−ナフトキノン PbO2 Au フルクトース デハイドロゲナーゼ 1,4−ベンゾキノン Ag2O Ag アルコール デハイドロゲナーゼ 1,4−ナフトキノン MnO2 PtFurther, in consideration of the enzyme and the electron mediator, particularly preferred combinations for the enzyme electrode of the present invention are as follows: Preferred combinations (enzyme) (electron mediator) (counter electrode material) (working electrode material) glucose oxidase Potassium ferricyanide MnO 2 graphite 3-hydroxybutyrate dehydrogenase 1-methoxy PMS AgCl graphite uricase methylene blue NiOHH Ni 2 O 3 cholesterol oxidase 1,4-benzoquinone Ag 2 O Ag Ag lactate oxidase Potassium ferricyanide Ag 2 O Pt oxidase -Naphthoquinone PbO 2 Au fructose dehydrogenase 1,4-benzoquinone Ag 2 O Ag alcohol dehydrogenase 1,4-naphthoquinone MnO 2 Pt
【0033】[0033]
【実施例】次に、本発明の実施例について詳細に説明す
る。なお本実施例では、対極の電極材料としてMnO2ま
たはAg2Oを用いているが特にこれに限定されない。 (実施例1および比較例1)図2に本実施例で用いた酵
素電極に使用できるセルの構成を示す。セルでは、対極
としてグラッシーカーボン電極10(長径5mm)に、M
nO2ペースト11とコロジオン膜12を固相化してい
る。Next, embodiments of the present invention will be described in detail. In this embodiment, MnO 2 or Ag 2 O is used as a counter electrode material, but is not particularly limited to this. (Example 1 and Comparative Example 1) FIG. 2 shows a configuration of a cell which can be used for the enzyme electrode used in this example. In the cell, a glassy carbon electrode 10 (long diameter 5 mm) was used as a counter electrode,
The nO 2 paste 11 and the collodion film 12 are solidified.
【0034】この電極は、MnO2粉末(平均粒子径0.
5μm)9gとアセチレンブラック粉末(平均粒子径
0.1μm)1gを0.1Mリン酸バッファー(pH7.
0)50mlで練りペースト状にしたMnO2ペースト11
をグラッシカーボン電極10の上に50mg載せ、更に、
その上に、MnO2ペースト11の脱離を防ぐ目的で、エ
タノールで25倍に希釈したコロジオン溶液7μlを滴
下し、自然乾燥させることにより形成した。ここで、ア
セチレンブラック粉末はMnO2に良好な導電性を持たせ
るために混合したものであり、別の材料、例えばカーボ
ンブラック、炭素粉末、導電性高分子等の導電性材料を
用いても差し支えない。また、作用極としては直径0.
5mmの白金線をコイル状にしたもの13を使用した。The electrode was made of MnO 2 powder (average particle diameter of 0.1%).
9 g of acetylene black powder (average particle size: 0.1 μm) was mixed with 9 g of 0.1 M phosphate buffer (pH 7.0).
0) MnO 2 paste 11 kneaded into a paste with 50 ml
Is placed on the glassy carbon electrode 10 in an amount of 50 mg.
To prevent the MnO 2 paste 11 from being detached, 7 μl of a collodion solution diluted 25-fold with ethanol was dropped thereon, and the mixture was naturally dried. Here, acetylene black powder is mixed to give MnO 2 good conductivity, and another material such as carbon black, carbon powder, or a conductive polymer such as a conductive polymer may be used. Absent. The working electrode has a diameter of 0.
A coil 13 of a 5 mm platinum wire was used.
【0035】図2のセルにおいて、14はガラスフィル
ターであり、作用極室16および対極室17には、0.
1Mリン酸バッファーを満たした。このセルを用いて、
最初に電極間で発生する起電力を測定した(実施例
1)。比較のため、対極15のMnO2電極の代わりに作
用極と同じ白金を用いたものについても発生する起電力
を測定した(比較例1)。In the cell of FIG. 2, reference numeral 14 denotes a glass filter, and the working electrode chamber 16 and the counter electrode chamber 17 have a capacity of 0.1 mm.
Filled with 1M phosphate buffer. Using this cell,
First, the electromotive force generated between the electrodes was measured (Example 1). For comparison, the electromotive force generated was also measured for the electrode using the same platinum as the working electrode instead of the MnO 2 electrode of the counter electrode 15 (Comparative Example 1).
【0036】起電力の測定結果を図3に示す。図3から
判るように、対極にMnO2を用いることにより、約+3
80mVの起電力を得ることができた。この起電力は、
MnO2と白金の電位差により発生したものであり、別の
電極材料を使用した場合には異なる起電力を得ることが
できる。白金−白金の場合は、起電力の発生は認められ
なかった。従って、異なる電極材料を適宜選択すること
により、測定に必要な電位を自由に得ることができる。FIG. 3 shows the measurement results of the electromotive force. As can be seen from FIG. 3, by using MnO 2 for the counter electrode, about +3
An electromotive force of 80 mV was obtained. This electromotive force is
It is generated by the potential difference between MnO 2 and platinum, and different electromotive force can be obtained when another electrode material is used. In the case of platinum-platinum, generation of electromotive force was not recognized. Therefore, by appropriately selecting different electrode materials, it is possible to freely obtain a potential required for measurement.
【0037】(実施例2および比較例2)図2の電極系
(MnO2−白金)を用いて、実際にグルコース濃度を測
定した。図2の作用極室16に0.25MのNa2SO4、
5mMのK3Fe(CN)6および166mg/dlのグルコース
オキシダーゼ濃度となるようにそれぞれを溶解した0.
1Mリン酸バッファーを満たし、対極室17には、0.
1Mリン酸バッファーを満たした。次に、作用極13と
対極15を1メガオームの抵抗で直列につなぎ、作用極
室16にグルコースを種々の量で添加し、グルコース濃
度を変えていった場合に、この抵抗に流れた電流値を測
定した(実施例2)。比較のために、対極に白金を用い
た場合についても電流値を測定した(比較例2)。これ
らの結果をグルコース濃度に対して電流値をプロットし
たもので図4に示す。Example 2 and Comparative Example 2 The glucose concentration was actually measured using the electrode system (MnO 2 -platinum) of FIG. 0.25M of Na 2 SO 4 to the working electrode chamber 16 in FIG. 2,
5 mM K 3 Fe (CN) 6 and each were dissolved to a glucose oxidase concentration of 166 mg / dl.
1M phosphate buffer was filled, and the counter electrode chamber 17 was filled with 0.1M.
Filled with 1M phosphate buffer. Next, when the working electrode 13 and the counter electrode 15 are connected in series with a resistance of 1 Mohm, glucose is added to the working electrode chamber 16 in various amounts, and the glucose concentration is changed, the current value flowing through this resistance is changed. Was measured (Example 2). For comparison, the current value was also measured when platinum was used for the counter electrode (Comparative Example 2). FIG. 4 shows the results obtained by plotting the current value against the glucose concentration.
【0038】実施例2では、グルコース濃度に応じて変
化する応答電流が得られたのに対して、比較例2ではい
ずれのグルコース濃度であっても応答電流が得られなか
った。これは、対極にMnO2を用いることにより、K4
Fe(CN)6の定電位電解に必要な印加電圧を、セルの外
部から印加することなく、電極間で発生する起電力を利
用することにより達成される効果である。In Example 2, a response current varying according to the glucose concentration was obtained, whereas in Comparative Example 2, no response current was obtained at any glucose concentration. This is because the use of MnO 2 as the counter electrode allows K 4
This is an effect achieved by utilizing an electromotive force generated between the electrodes without applying a voltage required for the constant potential electrolysis of Fe (CN) 6 from outside the cell.
【0039】(実施例3および4ならびに比較例3)本
発明の酵素電極を印刷法により作製した。図5は、図1
で示した印刷電極基板8の作用極1と対極2の部分の線
A−A’に沿った拡大断面を模式的に示した図である。
ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性の基板8上
に、スクリーン印刷法により銀ペースト9(平均粒子寸
法5μmの銀粒子およびバインダーを含む。)を印刷
し、加熱乾燥する(銀層の厚さ約10μm)。更に、グ
ラファイトペースト18(平均粒子寸法0.5μmのグ
ラファイト粒子およびバインダーを含む。)をスクリー
ン印刷により印刷し、75℃に加熱して乾燥する(乾燥
後のグラファイト層の厚さ約10μm)。(Examples 3 and 4 and Comparative Example 3) The enzyme electrode of the present invention was produced by a printing method. FIG.
FIG. 4 is a diagram schematically showing an enlarged cross section along a line AA ′ of a portion of a working electrode 1 and a counter electrode 2 of a printed electrode substrate 8 shown in FIG.
A silver paste 9 (including silver particles having an average particle size of 5 μm and a binder) is printed on an insulating substrate 8 made of polyethylene terephthalate by a screen printing method, and dried by heating (the thickness of the silver layer is about 10 μm). Further, a graphite paste 18 (including graphite particles having an average particle size of 0.5 μm and a binder) is printed by screen printing, and heated to 75 ° C. and dried (the thickness of the dried graphite layer is about 10 μm).
【0040】その上に、下記の成分からなるMnO2ペー
スト19を対極部分のみにスクリーン印刷し、自然乾燥
する(乾燥後のMnO2層厚さ約10μm)ことにより、
対極2と作用極1とからなる電極系を形成した。 ポリ塩化ビニル(重合度1100) 10g MnO2 9g アセチレンブラック 1g テトラヒドロフラン 100mlOn top of that, an MnO 2 paste 19 comprising the following components was screen-printed only on the counter electrode portion and air-dried (the thickness of the dried MnO 2 layer was about 10 μm).
An electrode system composed of the counter electrode 2 and the working electrode 1 was formed. Polyvinyl chloride (degree of polymerization 1100) 10 g MnO 2 9 g acetylene black 1 g tetrahydrofuran 100 ml
【0041】この電極系が発生する起電力を実施例1と
同様の測定方法により測定したところ(実施例3)、+
250mVの起電力が発生した。この発生した起電力
(+250mV)はグラファイトとMnO2との電位差に
起因するものである。次に、この電極系を用いてグルコ
ース濃度を測定した。The electromotive force generated by this electrode system was measured by the same measuring method as in Example 1 (Example 3).
An electromotive force of 250 mV was generated. The generated electromotive force (+250 mV) is caused by a potential difference between graphite and MnO 2 . Next, the glucose concentration was measured using this electrode system.
【0042】ビーカーに、20mMのK3Fe(CN)6、5
00mg/dlのグルコースオキシダーゼとなるようにこれ
らの成分を含む0.1Mリン酸バッファーを満たし、そ
の中に該電極を浸した。作用極と対極を1メガオームの
抵抗で接続し、この抵抗を流れた電流を実施例1と同様
の方法で測定した(実施例4)。比較のために、対極を
作用極と同じ電極材料(即ち、グラファイトペースト)
で形成した(比較例3)。得られた結果を図6に示す。
図6から明らかなように、対極にMnO2を印刷した実施
例だけが、種々のグルコース濃度に応答する電流値を示
した。In a beaker, 20 mM K 3 Fe (CN) 6 , 5
The electrode was immersed in a 0.1 M phosphate buffer containing these components so as to give a glucose oxidase concentration of 00 mg / dl. The working electrode and the counter electrode were connected with a resistance of 1 Mohm, and the current flowing through this resistance was measured in the same manner as in Example 1 (Example 4). For comparison, the counter electrode is the same electrode material as the working electrode (ie, graphite paste)
(Comparative Example 3). FIG. 6 shows the obtained results.
As is apparent from FIG. 6, only the example in which MnO 2 was printed on the counter electrode showed a current value responding to various glucose concentrations.
【0043】(実施例5)実施例3の酵素電極を使い捨
てのグルコース電極に応用するため、実施例3にて形成
した図5に示した印刷電極(1および2)の上に試薬層
(図1の3に相当)を形成して固相化した。最初に、
0.25%カルボキシメチルセルロースを含む 0.1M
リン酸バッファー(pH7.0)溶液を電極の対極2と作
用極1を覆うように、4μl分注し、加熱乾燥させ、カル
ボキシメチルセルロース層を形成した。このカルボキシ
メチルセルロース層は、主に電極と試料のとセパレータ
という働きをする。Example 5 In order to apply the enzyme electrode of Example 3 to a disposable glucose electrode, a reagent layer (FIG. 5) was formed on the printed electrodes (1 and 2) shown in FIG. (Corresponding to 1 of 3)) and immobilized. At first,
0.1M with 0.25% carboxymethylcellulose
4 μl of a phosphate buffer (pH 7.0) solution was dispensed so as to cover the counter electrode 2 and the working electrode 1 of the electrode, and dried by heating to form a carboxymethyl cellulose layer. This carboxymethyl cellulose layer mainly functions as an electrode, a sample, and a separator.
【0044】次に、0.5%のカルボキシメチルセルロ
ース、3.0%のK3Fe(CN)6、500mg/dlのグルコ
ースオキシダーゼを含む0.1Mリン酸バッファー溶液
4μlを電極の対極2と作用極1を覆うように分注し、
加熱乾燥することにより、試薬層3を形成した。更に、
0.5%ホスファチジルコリン(レシチン)を含むトル
エン溶液4μlを電極の対極2と作用極1を覆うように
4μl分注し、自然乾燥することによりレシチン層を形
成した。これは、主に試料の吸引をスムーズにするとい
う機能を有する。Next, 4 μl of a 0.1 M phosphate buffer solution containing 0.5% of carboxymethylcellulose, 3.0% of K 3 Fe (CN) 6 and 500 mg / dl of glucose oxidase was allowed to act on the counter electrode 2 of the electrode. Dispense to cover pole 1,
By heating and drying, the reagent layer 3 was formed. Furthermore,
4 μl of a toluene solution containing 0.5% phosphatidylcholine (lecithin) was dispensed in an amount of 4 μl so as to cover the counter electrode 2 and the working electrode 1 of the electrode, and the mixture was air-dried to form a lecithin layer. This mainly has a function of smoothly aspirating the sample.
【0045】電極上の層が十分乾燥してから、電極の上
に図1に示すようなスペーサー4とカバー5を両面テー
プなどで貼り合わせた。全血、血漿、尿、唾液等のサン
プルは、サンプル吸入口6に接することにより、排出口
7から空気が排出されることにより、自動的に吸引さ
れ、試薬層が溶解し、酵素反応が進行する。このような
酵素電極を用いてグルコース濃度を測定したところ、外
部から電圧を印加しなくとも、それぞれのグルコースに
対する所定の応答電流を得ることができた。After the layer on the electrode was sufficiently dried, a spacer 4 and a cover 5 as shown in FIG. 1 were bonded on the electrode with a double-sided tape or the like. Samples of whole blood, plasma, urine, saliva, etc. come into contact with the sample inlet 6 and are automatically sucked by discharging air from the outlet 7 to dissolve the reagent layer and proceed with the enzymatic reaction. I do. When the glucose concentration was measured using such an enzyme electrode, a predetermined response current to each glucose could be obtained without applying a voltage from outside.
【0046】(実施例6)実施例5にて作製した酵素電
極を使用できるグルコース濃度測定器を作製した。この
測定器の外観を図7に模式的に示す。図示した態様で
は、測定器は、太陽電池パネル部20および液晶表示部
(LCD)22を有して成り、本発明の酵素電極21が
電極受容部23を介して測定器内に挿入されている。測
定器内には、試料供給検知回路、測定タイミング制御回
路、演算回路および表示回路が所定のように接続されて
いる。(Example 6) A glucose concentration measuring instrument which can use the enzyme electrode produced in Example 5 was produced. FIG. 7 schematically shows the appearance of this measuring instrument. In the illustrated embodiment, the measuring device includes a solar cell panel unit 20 and a liquid crystal display (LCD) 22, and the enzyme electrode 21 of the present invention is inserted into the measuring device via the electrode receiving unit 23. . A sample supply detection circuit, a measurement timing control circuit, an arithmetic circuit, and a display circuit are connected in a predetermined manner in the measuring instrument.
【0047】従来技術の起電力を発生しない酵素電極で
は、電子伝達体の電解酸化に0.3〜0.6Vの一定電圧
を外部から印加しており、この場合の測定器の最大消費
電流はおよそ4〜7mAであった。しかしながら、実施
例5にて作製した本発明の酵素電極を使用する測定器で
は、電解に必要な外部印加電源が省略可能であるので、
消費電流を最小限にすることができる。即ち、計測器の
回路は、試料検知回路、測定タイミング制御回路、演算
回路、表示回路を含むLCD表示部などからなるが、こ
れらの総消費電流は、0.2mA以下となるので、小容量
の太陽電池を電源とすることが可能となり、全く電池交
換を必要としない半永久的な計測器を構築することがで
きる。In a conventional enzyme electrode which does not generate an electromotive force, a constant voltage of 0.3 to 0.6 V is externally applied to the electrolytic oxidation of the electron carrier. In this case, the maximum current consumption of the measuring instrument is as follows. It was about 4-7 mA. However, in the measuring instrument using the enzyme electrode of the present invention prepared in Example 5, the externally applied power required for electrolysis can be omitted.
Current consumption can be minimized. That is, the circuit of the measuring instrument includes a sample detection circuit, a measurement timing control circuit, an arithmetic circuit, an LCD display unit including a display circuit, and the like. The total current consumption of these circuits is 0.2 mA or less. A solar cell can be used as a power source, and a semi-permanent measuring instrument that does not require any battery replacement can be constructed.
【0048】(実施例7)実施例1と同様にして、グラ
ッシーカーボン電極10にペースト化したAg2O(1
1)を載せて、コロジオン膜で固相化した。作用極13
には白金を使用し、図2に示すような測定系にて起電力
を測定したところ、約+530mVの起電力が得られ
た。また、対極材料として酸化鉛(PbO2)、オキシ水
酸化ニッケル(NiOOH)、塩化チオニル(SOC
l2)、五酸化バナジウム(V2O5)を用い、作用極とし
て銀/塩化銀電極、グラッシーカーボン電極を用いて種
々の組み合わせて起電力を測定したところ、約−0.2
〜+1.2Vの範囲の起電力が得られた。(Example 7) In the same manner as in Example 1, Ag 2 O (1
1) was mounted thereon and solidified with a collodion film. Working electrode 13
Was measured using a measurement system as shown in FIG. 2, and an electromotive force of about +530 mV was obtained. Further, as a counter electrode material, lead oxide (PbO 2 ), nickel oxyhydroxide (NiOOH), thionyl chloride (SOC)
l 2 ), using vanadium pentoxide (V 2 O 5 ) and various combinations using silver / silver chloride electrode and glassy carbon electrode as working electrodes, the electromotive force was measured to be about -0.2.
An electromotive force in the range of ~ + 1.2 V was obtained.
【0049】[0049]
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、測定す
べき物質の酵素との反応によって生成する酸化性または
還元性化合物の定電位電解に必要な印加電圧を、異種材
料からなる作用極と対極の電極系が発生する起電力から
得ているので、測定に必要な外部電源が不要となり、測
定システムの消費電流が大幅に節約できる。それによ
り、本発明の酵素電極を用いた測定システムに必要とな
る試料供給検知回路、測定タイミング制御回路、演算回
路、表示回路および表示部の電源を太陽電池から得るこ
ととができ、従来のように乾電池を使用する必要が解消
され、電池交換のいらない測定システムを構築すること
ができる。As described above, according to the present invention, the applied voltage required for the potentiostatic electrolysis of the oxidizing or reducing compound produced by the reaction of the substance to be measured with the enzyme is controlled by the action of different materials. Since it is obtained from the electromotive force generated by the electrode system of the pole and the counter electrode, an external power supply required for measurement is not required, and the current consumption of the measurement system can be greatly reduced. Thereby, the power supply of the sample supply detection circuit, the measurement timing control circuit, the arithmetic circuit, the display circuit, and the display unit required for the measurement system using the enzyme electrode of the present invention can be obtained from the solar cell, as in the conventional case. This eliminates the need to use a dry battery, thus making it possible to construct a measurement system that does not require battery replacement.
【図1】 グルコース濃度測定用酵素電極の模式的分解
斜視図。FIG. 1 is a schematic exploded perspective view of an enzyme electrode for measuring glucose concentration.
【図2】 実施例1で用いた測定セルの構造を模式的に
示す図。FIG. 2 is a diagram schematically showing the structure of a measurement cell used in Example 1.
【図3】 実施例1の電極系において発生した起電力を
示すグラフ。FIG. 3 is a graph showing an electromotive force generated in the electrode system of Example 1.
【図4】 実施例2の電極系により測定されたグルコー
ス応答を示すグラフ。FIG. 4 is a graph showing a glucose response measured by the electrode system of Example 2.
【図5】 図1のA−A’断面を模式的に示す図。FIG. 5 is a diagram schematically showing a cross section taken along line A-A ′ of FIG. 1;
【図6】 実施例4の電極系におけるグルコース応答を
示すグラフ。FIG. 6 is a graph showing a glucose response in the electrode system of Example 4.
【図7】 本発明の酵素電極を使用する測定器の外観を
模式的に示す図。FIG. 7 is a diagram schematically showing the appearance of a measuring instrument using the enzyme electrode of the present invention.
1…作用極、2…対極、3…試薬層、4…スペーサー、
5…カバー、6…サンプル吸引口、7…排出口、8…基
板、9…銀コネクター部、10…グラッシーカーボン電
極、11…MnO2ペースト、12…コロジオン膜、13
…白金電極(作用極)、14…ガラスフィルター、15
…MnO2電極(対極)、16…作用極室、17…対極
室、18…グラファイト電極、19…MnO2電極、20
…太陽電池パネル部、21…電池一体式酵素電極、22
…LCD表示部、23…酵素電極受容部。1 working electrode, 2 counter electrode, 3 reagent layer, 4 spacer
5 ... Cover, 6 ... sample suction port, 7 ... exhaust port, 8 ... substrate, 9 ... silver connector portion, 10 ... glassy carbon electrode, 11 ... MnO 2 paste, 12 ... collodion film, 13
... Platinum electrode (working electrode), 14 ... Glass filter, 15
... MnO 2 electrode (counter electrode), 16 ... working electrode chamber, 17 ... counter electrode chamber, 18 ... graphite electrode, 19 ... MnO 2 electrode, 20
... Solar cell panel part, 21 ... Battery integrated enzyme electrode, 22
... LCD display section, 23 ... Enzyme electrode receiving section.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 浜本 勝美 京都府京都市南区東九条西明田町57番地 株式会社京都第一科学内 (72)発明者 奥田 久 京都府京都市南区東九条西明田町57番地 株式会社京都第一科学内 (72)発明者 吉田 真三 京都府京都市南区東九条西明田町57番地 株式会社京都第一科学内 審査官 郡山 順 (58)調査した分野(Int.Cl.7,DB名) G01N 27/327 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuing on the front page (72) Katsumi Hamamoto 57 Katsumi Higashikujo Nishida, Minami-ku, Kyoto-shi, Kyoto Prefecture Kyoto Daiichi Kagaku Co., Ltd. 57 Akita-cho, Kyoto Daiichi Kagaku Co., Ltd. (72) Inventor Shinzo Yoshida 57, Higashi-Kujo, Nishi-kujo, Minami-ku, Kyoto, Kyoto Prefecture Kyoto Daiichi Kagaku Co., Ltd.Examiner Jun Koriyama (58) Int.Cl. 7 , DB name) G01N 27/327
Claims (7)
し、液体中の特定成分の濃度を測定するために使用する
酵素電極であって、作用極および対極が相互に異なる電
極材料からできており、これらの電極間で発生する起電
力を電源として測定に用いることを特徴とする酵素電
極。An enzyme electrode having an immobilized phase of an enzyme and an electron carrier and used for measuring the concentration of a specific component in a liquid, wherein a working electrode and a counter electrode are formed of electrode materials different from each other. An enzyme electrode which is made and uses an electromotive force generated between these electrodes as a power source for measurement.
よび合金の化合物ならびにこれらの混合物および組み合
わせから選択される請求項1記載の酵素電極。2. The enzyme electrode according to claim 1, wherein the electrode material is selected from carbon, metals, alloys, compounds of metals and alloys, and mixtures and combinations thereof.
ンガンから選択される請求項1または2記載の酵素電
極。3. The enzyme electrode according to claim 1, wherein the electrode material is selected from carbon, platinum and manganese dioxide.
成り、他方の電極材料は白金を含んで成る請求項1〜3
のいずれかに記載の酵素電極。4. The method of claim 1, wherein one electrode material comprises graphite and the other electrode material comprises platinum.
An enzyme electrode according to any one of the above.
ーを更に含んで成る混合物を固相化して得られる請求項
1〜4のいずれかに記載の酵素電極。5. The enzyme electrode according to claim 1, wherein the electrode material is obtained by solidifying a mixture further comprising a conductive powder and a binder.
求項1〜5のいずれかに記載の酵素電極。6. The enzyme electrode according to claim 1, wherein the enzyme is glucose oxidase.
し、液体中の特定成分の濃度を測定するために使用する
酵素電極であって、作用極および対極が相互に異なる電
極材料からできており、これらの電極間で発生する起電
力を電源として測定に用いる酵素電極の製造方法であっ
て、 基板材料に相互に異なる材料からできた対極および作用
極を形成し、これらの双方の電極の少なくとも一部分上
に、酵素を含んで成る相を形成することを特徴とする酵
素電極の製造方法。7. An enzyme electrode having an immobilized phase of an enzyme and an electron carrier and used for measuring the concentration of a specific component in a liquid, wherein a working electrode and a counter electrode are formed of electrode materials different from each other. A method of manufacturing an enzyme electrode using an electromotive force generated between these electrodes as a power source for measurement, wherein a counter electrode and a working electrode made of mutually different materials are formed on a substrate material, and both of them are formed. A method for producing an enzyme electrode, comprising forming a phase comprising an enzyme on at least a portion of the electrode.
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