JP6376684B2 - Glucose sensing material, glucose sensing electrode, method for producing glucose sensing electrode, and glucose sensor - Google Patents
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Description
本発明は、グルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサーに関する。 The present invention relates to a glucose sensing material, a glucose sensing electrode, a method for producing a glucose sensing electrode, and a glucose sensor.
グルコース・バイオセンサーは、糖尿病の検出応用などの点で注目を浴びており、いろいろなタイプが研究開発されている（非特許文献１〜４）。
これまでのグルコースセンサーは、大まかに、グルコースを感知可能な酵素を備えているタイプと、酵素を備えていないタイプの２種類がある。
Glucose biosensors are attracting attention in terms of diabetes detection applications, and various types have been researched and developed (Non-Patent Documents 1 to 4).
There are roughly two types of glucose sensors so far: a type having an enzyme capable of sensing glucose and a type having no enzyme.
酵素を備えていないタイプのグルコースセンサーでは、グルコース以外の糖が検出され、グルコースのみを選択的に検出することが困難であるという問題があった。 In a glucose sensor of a type not equipped with an enzyme, there is a problem that sugars other than glucose are detected and it is difficult to selectively detect only glucose.
一方、グルコースを感知可能な酵素を備えているタイプのグルコースセンサーは、酵素を通過した電子の個数を直接、電流値として計測できるため、電流値からグルコース濃度のみを選択的に算出できる。
グルコースを感知可能な酵素を備えているタイプのグルコースセンサーとしては、グルコースデヒドロゲナーゼ活性を有するタンパク質を有するグルコースセンサー（特許文献１）、ピロロキノリンキノン依存性グルコースデヒドロゲナーゼ変異体を有するグルコースセンサー（特許文献２）などが開発されている。
On the other hand, since the glucose sensor of the type including an enzyme capable of sensing glucose can directly measure the number of electrons that have passed through the enzyme as a current value, only the glucose concentration can be selectively calculated from the current value.
A glucose sensor having an enzyme capable of sensing glucose includes a glucose sensor having a protein having glucose dehydrogenase activity (Patent Document 1), and a glucose sensor having a pyrroloquinoline quinone-dependent glucose dehydrogenase mutant (Patent Document 2). ) Etc. have been developed.
また、近年、グルコースオキシダーゼ（ＧＯｘ）を用いたバイオセンサーが開発され、ＧＯｘのレドックス・センターであるＦＡＤが電極へ直接電子移動（ＤＥＴ）可能であることが報告された（非特許文献５）。
しかし、これらの従来のグルコースセンサーには、耐久性の点で問題があった。図１は、従来のグルコースセンサーの電圧印加による酵素の変形の一例を説明する図である。図１に示すように、従来のグルコースオキシダーゼを用いたバイオセンサーは、電圧印加したときに、酵素が電極表面に強く押し付けられることにより、形状変形（ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ）されて、壊れる場合があった。形状変形により性能は悪化し、また、繰り返し使用により、使用可能な酵素な数が減り、グルコースの検出感度が低下した。
非特許文献６は、レドックスポリマーを用いたグルコース・バイオセンサーに関するものであるが、酵素が電気化学的に還元される電位（還元電位）は−０．６Ｖであるが、文献で用いられているレドックスポリマーの還元電位（−０．１〜−０．４Ｖ）は酵素の還元電位より正電位側であるため、レドックスポリマーの方が電気化学的に先に還元される。従って、酵素を通過した電子の個数を直接、電流値として計測することはできない。
In recent years, a biosensor using glucose oxidase (GOx) has been developed, and it has been reported that FAD, which is a redox center of GOx, can directly perform electron transfer (DET) to an electrode (Non-patent Document 5).
However, these conventional glucose sensors have a problem in terms of durability. FIG. 1 is a diagram for explaining an example of a modification of an enzyme by voltage application of a conventional glucose sensor. As shown in FIG. 1, the conventional biosensor using glucose oxidase may be deformed and broken when the enzyme is strongly pressed against the electrode surface when a voltage is applied. The performance deteriorated due to the shape deformation, and the number of usable enzymes decreased by repeated use, and the glucose detection sensitivity decreased.
Non-Patent Document 6 relates to a glucose biosensor using a redox polymer. The potential at which an enzyme is electrochemically reduced (reduction potential) is −0.6 V, but is used in the literature. Since the reduction potential (−0.1 to −0.4 V) of the redox polymer is on the positive potential side of the reduction potential of the enzyme, the redox polymer is electrochemically reduced first. Therefore, the number of electrons that have passed through the enzyme cannot be directly measured as a current value.
本発明は、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサーを提供することを課題とする。 An object of the present invention is to provide a glucose sensing material, a glucose sensing electrode, a method for producing a glucose sensing electrode, and a glucose sensor that have high durability for repeated use and high glucose selectivity.
上記事情を鑑みて、試行錯誤することにより、本発明者は、金属イオンを介してリガンドを連結して伸長されたポリマーである金属超分子ポリマー（有機／金属ハイブリッドポリマー）と、グルコースを認知可能な酵素とからなる材料を使えば、グルコース選択性が高くできるとともに、ＧＯｘを高分子ネットワーク構造内に安定して配置させることができ、また、酵素と電極との間で直接電子のやり取りをするのではなく、ポリマーの金属イオンを介して電子のやり取りを行うことができ、繰り返し使用の耐久性が高くできることに想到した。具体的に、水溶性のコバルト超分子ポリマー（有機／金属ハイブリッドポリマー）と、グルコースオキシターゼ酵素を組み合わせることにより、グルコースの選択性高くでき、高分子ネットワーク内に酵素を安定保持し、酵素の変形を防止して、繰り返し使用の耐久性を高くできることを見出して、本発明を完成した。
本発明は、以下の構成を有する。
In view of the above circumstances, through trial and error, the present inventor is able to recognize a metal supramolecular polymer (organic / metal hybrid polymer), which is a polymer extended by linking a ligand via a metal ion, and glucose. If a material composed of a simple enzyme is used, glucose selectivity can be increased, GOx can be stably placed in the polymer network structure, and direct exchange of electrons between the enzyme and the electrode is possible. Instead, it was conceived that electrons could be exchanged via polymer metal ions, and durability of repeated use could be increased. Specifically, by combining a water-soluble cobalt supramolecular polymer (organic / metal hybrid polymer) and a glucose oxidase enzyme, the selectivity of glucose can be increased, the enzyme is stably retained in the polymer network, and the enzyme is deformed. It was found that the durability of repeated use can be increased, and the present invention has been completed.
The present invention has the following configuration.
（１）有機／金属ハイブリッドポリマーに糖検出酵素が混合されていることを特徴とするグルコース感知材料。
（２）前記有機／金属ハイブリッドポリマーが、水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマーであることを特徴とする（１）に記載のグルコース感知材料。
（３）前記糖検出酵素がグルコースオキシダーゼであることを特徴とする（１）又は（２）に記載のグルコース感知材料。
（４）前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散されていることを特徴とする（１）〜（３）のいずれかに記載のグルコース感知材料。
(1) A glucose sensing material, wherein a sugar detection enzyme is mixed with an organic / metal hybrid polymer.
(2) The glucose sensing material according to (1), wherein the organic / metal hybrid polymer is a water-soluble cobalt (II) -bisterpyridine type organic / metal hybrid polymer.
(3) The glucose sensing material according to (1) or (2), wherein the sugar detection enzyme is glucose oxidase.
(4) The glucose sensing material according to any one of (1) to (3), wherein the sugar detection enzyme is dispersed at 1 wt% or more and 20 wt% or less with respect to the organic / metal hybrid polymer. .
（５）導電体材料からなる電極部材と薄膜とからなるグルコース感知電極であって、前記電極部材に露出された電極面が設けられており、前記電極面を覆うように前記薄膜が形成されており、前記薄膜が（１）〜（４）のいずれかに記載のグルコース感知材料を含有していることを特徴とするグルコース感知電極。
（６）有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する工程と、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有することを特徴とするグルコース感知電極の製造方法。
（７）（５）に記載のグルコース感知電極と、参照電極と、対電極と、各電極に接続された電源部を有することを特徴とするグルコースセンサー。
(5) A glucose sensing electrode comprising an electrode member made of a conductive material and a thin film, wherein an electrode surface exposed to the electrode member is provided, and the thin film is formed so as to cover the electrode surface A glucose sensing electrode, wherein the thin film contains the glucose sensing material according to any one of (1) to (4).
(6) A step of preparing a mixed solution by mixing an organic / metal hybrid polymer and a sugar detection enzyme in a solvent, and covering the electrode surface exposed to the electrode member made of a conductive material with the mixed solution. And then drying to form a thin film. A method for producing a glucose sensing electrode, comprising:
(7) A glucose sensor comprising the glucose sensing electrode according to (5), a reference electrode, a counter electrode, and a power supply unit connected to each electrode.
本発明のグルコース感知材料は、有機／金属ハイブリッドポリマーに糖検出酵素が混合されている構成なので、ネットワーク構造の中で、金属イオンの近傍に酵素を安定保持することができ、金属イオンとレドックス・センターとの間の電子の移動をスムーズに行うことができる。また、電極表面に薄膜状に形成しても、金属イオンを介して電極と酸化還元反応を行うことができるので、酵素の酸化還元反応を電極から独立して行うことができる。また、ポリマーにおけるコバルト（ＩＩ）からコバルト（Ｉ）への還元電位（−０．８５Ｖ以下）は、酵素の還元電位（−０．６Ｖ）よりも負電位であるため、電気化学的に酵素の還元電流を直接測定することができる。また、ネットワーク構造の中に酵素を安定保持することにより、電圧印加しても酵素を変形させないようにできる。以上により、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。 Since the glucose sensing material of the present invention has a structure in which a sugar detection enzyme is mixed with an organic / metal hybrid polymer, the enzyme can be stably held in the vicinity of the metal ion in the network structure. It is possible to smoothly move electrons between the centers. Moreover, even if it forms in the thin film form on the electrode surface, since an oxidation reduction reaction with an electrode can be performed via a metal ion, the oxidation reduction reaction of an enzyme can be performed independently from an electrode. Moreover, since the reduction potential (-0.85 V or less) from cobalt (II) to cobalt (I) in the polymer is more negative than the reduction potential (−0.6 V) of the enzyme, it is electrochemically The reduction current can be measured directly. In addition, by stably holding the enzyme in the network structure, the enzyme can be prevented from being deformed even when a voltage is applied. As described above, it is possible to provide a glucose sensor having high durability for repeated use and high glucose selectivity.
本発明のグルコース感知電極は、導電体材料からなる電極部材と薄膜とからなるグルコース感知電極であって、前記電極部材に露出された電極面が設けられており、前記電極面を覆うように前記薄膜が形成されており、前記薄膜が先に記載のグルコース感知材料を含有している構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。 The glucose sensing electrode of the present invention is a glucose sensing electrode comprising an electrode member made of a conductive material and a thin film, provided with an electrode surface exposed to the electrode member, and covering the electrode surface so as to cover the electrode surface. Since the thin film is formed and the thin film contains the glucose sensing material described above, it is possible to provide a glucose sensor having high durability for repeated use and high glucose selectivity.
本発明のグルコース感知電極の製造方法は、有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する工程と、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有する構成なので、容易に、かつ、短時間で、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを製造できる。 The method for producing a glucose sensing electrode of the present invention comprises a step of mixing an organic / metal hybrid polymer and a sugar detection enzyme and dissolving in a solvent to prepare a mixed solution, and the mixed solution is applied to an electrode member made of a conductive material. And the step of applying the coating so as to cover the exposed electrode surface, and then drying to form a thin film. Therefore, the durability of repeated use is high easily and in a short time, and glucose. A highly selective glucose sensor can be manufactured.
本発明のグルコースセンサーは、先に記載のグルコース感知電極と、参照電極と、対電極と、各電極に接続された電源部を有する構成なので、繰り返し使用の耐久性を高く、かつ、グルコース選択性を高くできる。 Since the glucose sensor of the present invention has the above-described glucose sensing electrode, reference electrode, counter electrode, and power supply unit connected to each electrode, the durability of repeated use is high, and the glucose selectivity is high. Can be high.
（グルコース感知電極）
まず、本発明の実施形態であるグルコース感知電極について説明する。
図２は、本発明の実施形態であるグルコース感知電極の一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコース感知電極は、導電体材料からなる電極部材２２と薄膜２４とからなるグルコース感知電極２１である。電極部材２２は円柱状であり、側面はカバー部材２３で覆われている。導電体材料としてはグラッシーカーボンなどを挙げることができる。また、カバー部材としてはテフロンを挙げることができる。
電極部材２２に露出された電極面２２ａが設けられており、電極面２２ａを覆うように薄膜２４が形成されている。
図３は、図２のＡ部拡大図である。
薄膜２４は、本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０を含有している。グルコース感知材料１０が凝縮されて薄膜化されている。
薄膜の膜厚は１５０ｎｍ以上、７００ｎｍ以下が好ましい。薄すぎると、酵素が安定に保持されず、薄膜から抜け出るおそれが生じる。
(Glucose sensing electrode)
First, a glucose sensing electrode according to an embodiment of the present invention will be described.
FIG. 2 is a diagram illustrating an example of a glucose sensing electrode according to an embodiment of the present invention.
A glucose sensing electrode according to an embodiment of the present invention is a glucose sensing electrode 21 composed of an electrode member 22 made of a conductive material and a thin film 24. The electrode member 22 has a cylindrical shape, and the side surface is covered with a cover member 23. Examples of the conductor material include glassy carbon. An example of the cover member is Teflon.
An electrode surface 22a exposed to the electrode member 22 is provided, and a thin film 24 is formed so as to cover the electrode surface 22a.
FIG. 3 is an enlarged view of a portion A in FIG.
The thin film 24 contains the glucose sensing material 10 which is an embodiment of the present invention. The glucose sensing material 10 is condensed and thinned.
The thickness of the thin film is preferably 150 nm or more and 700 nm or less. If it is too thin, the enzyme is not stably maintained, and there is a risk that it will come out of the thin film.
（グルコース感知材料）
次に、本発明の実施形態であるグルコース感知材料について説明する。
図４は、本発明の実施形態であるグルコース感知材料の一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２に糖検出酵素１１が混合されている。
(Glucose sensing material)
Next, the glucose sensing material which is embodiment of this invention is demonstrated.
FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a glucose sensing material according to an embodiment of the present invention.
In a glucose sensing material 10 according to an embodiment of the present invention, a sugar detection enzyme 11 is mixed with an organic / metal hybrid polymer 12.
有機／金属ハイブリッドポリマー１２は、複数の有機配位子が互いに、金属イオンを介して、連結された高分子である。
有機配位子は、配位結合部位を有する有機分子であり、配位結合部位は、例えば、ターピリジン（ｔｅｒｐｙｒｉｄｉｎｅ）基である。ターピリジン基が金属イオンと配位結合することにより、有機配位子は長鎖状に連結される。
図５は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２の一例を示す化学式である。水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマー（Ｃｏ（ＩＩ）−ｂｉｓｔｅｒｐｙｒｉｄｉｎｅ−ｂａｓｅｄ ｍｅｔａｌｌｏ−ｓｕｐｒａｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｐｏｌｙｍｅｒ：ＣｏＬ１と略記する。）である
The organic / metal hybrid polymer 12 is a polymer in which a plurality of organic ligands are connected to each other via metal ions.
An organic ligand is an organic molecule having a coordination bond site, and the coordination bond site is, for example, a terpyridine group. When the terpyridine group is coordinated to the metal ion, the organic ligand is linked in a long chain.
FIG. 5 is a chemical formula showing an example of the organic / metal hybrid polymer 12. It is a water-soluble cobalt (II) -bister pyridine type organic / metal hybrid polymer (abbreviated as Co (II) -bisterpyridine-based metallo-supermolecular polymer: CoL1).
前記糖検出酵素１１としては、グルコースオキシダーゼ（ｇｌｕｃｏｓｅ ｏｘｉｄａｓｅ：ＧＯｘと略記する。）を挙げることができる。
グルコースオキシダーゼは、二量体のタンパク質からなる酵素であり、フラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）を有する。
フラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）は、生化学的酸化還元反応において電子受容体として作用し、レドックス・センターと機能し、ＦＡＤＨ２へ還元される。このとき、β−Ｄ−グルコースをＤ−グルコノ−１，５−ラクトンへ酸化することができる。
化学反応式（１）は、ＦＡＤとＦＡＤＨ２との間の酸化還元反応を示す式である。
Examples of the sugar detection enzyme 11 include glucose oxidase (abbreviated as glucooxidase: GOx).
Glucose oxidase is an enzyme composed of a dimeric protein and has flavin adenine dinucleotide (FAD).
Flavin adenine dinucleotide (FAD) acts as an electron acceptor in biochemical redox reaction, redox centers and functioning, it is reduced to FADH 2. At this time, β-D-glucose can be oxidized to D-glucono-1,5-lactone.
The chemical reaction formula (1) is a formula showing an oxidation-reduction reaction between FAD and FADH 2 .
＜グルコース感知電極の電極反応機構＞
グルコース感知電極２１をグルコース含有溶液２６に浸漬し、電圧を印加すると、電極反応がなされる。
図６は、電極反応機構の一例を示す説明図である。
（ステップ１）溶液内から薄膜内にグルコースが取り込まれる。
（ステップ２）薄膜内でグルコースがＧＯｘ内に取り込まれ、グルコースはグルコノラクトンへ酸化され、ＧＯＸ（ＦＡＤ）はＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）へ還元される。
化学反応式（２）は、グルコースをグルコノラクトンへ酸化し、ＧＯｘ（ＦＡＤ）がＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）へ還元される反応を示す式である。
<Electrode reaction mechanism of glucose sensing electrode>
When the glucose sensing electrode 21 is immersed in the glucose-containing solution 26 and a voltage is applied, an electrode reaction occurs.
FIG. 6 is an explanatory view showing an example of an electrode reaction mechanism.
(Step 1) Glucose is taken into the thin film from the solution.
(Step 2) Glucose is taken into GOx in the thin film, glucose is oxidized to gluconolactone, and GO X (FAD) is reduced to GO x (FADH 2 ).
The chemical reaction formula (2) is a formula showing a reaction in which glucose is oxidized to gluconolactone and GOx (FAD) is reduced to GOx (FADH 2 ).
化学反応式（３）は、ＧＯｘ（ＦＡＤ）のＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）への還元反応を示す式である。 The chemical reaction formula (3) is a formula showing a reduction reaction of GOx (FAD) to GOx (FADH 2 ).
（ステップ３）有機／金属ハイブリッドポリマー中のＣｏ（ＩＩ）によってＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）はＧＯＸ（ＦＡＤ）へ酸化され、Ｃｏ（ＩＩ）はＣｏ（Ｉ）へ還元される。
化学反応式（４）は、酸素存在下における、ＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）のＧＯｘ（ＦＡＤ）への酸化反応を示す式である。還元体ＦＡＤＨ２は酸素分子によって酸化され、ＧＯｘ（ＦＡＤ）となり、酸素分子は過酸化水素に還元される。
(Step 3) GO x (FADH 2 ) is oxidized to GO x (FAD) by Co (II) in the organic / metal hybrid polymer, and Co (II) is reduced to Co (I).
The chemical reaction formula (4) is a formula showing an oxidation reaction of GO x (FADH 2 ) to GO x (FAD) in the presence of oxygen. The reductant FADH 2 is oxidized by oxygen molecules to become GO x (FAD), and the oxygen molecules are reduced to hydrogen peroxide.
（ステップ４）有機／金属ハイブリッドポリマー中のＣｏ（Ｉ）はＣｏ（ＩＩ）へと電気化学的に酸化され、ポリマーから電極に電子が移動する。
化学反応式（５）は、ＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）のＧＯｘ（ＦＡＤ）への酸化反応を示す式である。ＣｏＩＩＬ１は、ＣｏＩＬ１に還元される。
(Step 4) Co (I) in the organic / metal hybrid polymer is electrochemically oxidized to Co (II), and electrons move from the polymer to the electrode.
The chemical reaction formula (5) is a formula showing an oxidation reaction of GO x (FADH 2 ) to GO x (FAD). Co II L1 is reduced to Co I L1.
化学反応式（６）は、ＣｏＩＩＬ１は電子を受け取り、ＣｏＩＬ１に還元される。 In the chemical reaction formula (6), Co II L1 receives an electron and is reduced to Co I L1.
ＣｏＩＩＬ１が電気化学的に還元されるとき、ポリマーから電極に電子が移動する。この電流値を計測する。グルコースによって酵素が還元されると、還元された酵素はＣｏＩＩＬ１によって酸化され、ＣｏＩＩＬ１はＣｏＩＬ１に還元される。そのため、溶液中にグルコースが存在すると、ＣｏＩＩＬ１が電気化学的に還元されるときの電流値が減少する。この電流の減少分からグルコースの濃度を定量できる。 When Co II L1 is electrochemically reduced, electrons move from the polymer to the electrode. This current value is measured. When the enzyme by glucose is reduced, the reduced enzyme is oxidized by Co II L1, Co II L1 is reduced to Co I L1. Therefore, when glucose is present in the solution, the current value when Co II L1 is electrochemically reduced decreases. The concentration of glucose can be determined from the decrease in current.
前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散されていることが好ましい。これにより、グルコースを高感度で検出することができる。 It is preferable that the sugar detection enzyme is dispersed at 1 wt% or more and 20 wt% or less with respect to the organic / metal hybrid polymer. Thereby, glucose can be detected with high sensitivity.
（グルコース感知電極の製造方法）
次に、グルコース感知電極の製造方法について説明する。
グルコース感知電極の製造方法は、混合溶液調製工程Ｓ１と、薄膜形成工程Ｓ２と、を有する。
(Manufacturing method of glucose sensing electrode)
Next, a method for manufacturing a glucose sensing electrode will be described.
The method for manufacturing a glucose sensing electrode includes a mixed solution preparation step S1 and a thin film formation step S2.
（混合溶液調製工程Ｓ１）
この工程では、有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する。
前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散することが好ましい。
(Mixed solution preparation step S1)
In this step, the organic / metal hybrid polymer and the sugar detection enzyme are mixed and dissolved in a solvent to prepare a mixed solution.
It is preferable that the sugar detection enzyme is dispersed at 1 wt% or more and 20 wt% or less with respect to the organic / metal hybrid polymer.
（薄膜形成工程Ｓ２）
この工程では、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する。
ディッピング法、キャスト法、スピンコーティング法などの湿式成膜法を用いることができる。
(Thin film forming step S2)
In this step, the mixed solution is applied so as to cover the electrode surface exposed to the electrode member made of a conductive material, and then dried to form a thin film.
Wet film formation methods such as a dipping method, a casting method, and a spin coating method can be used.
（グルコースセンサー）
次に、本発明の実施形態であるグルコースセンサーについて説明する。
図７は、本発明の実施形態であるグルコースセンサーの一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコースセンサー３１は、本発明の実施形態であるグルコース感知電極２１と、参照電極３３と、対電極３４と、各電極に配線３５により接続された電源部（図示略）を有する。
各電極を容器３６に満たされたグルコース含有溶液２６に浸漬して、電圧印加することにより、電流値から、グルコース濃度を算出できる。
(Glucose sensor)
Next, a glucose sensor which is an embodiment of the present invention will be described.
FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention.
A glucose sensor 31 according to an embodiment of the present invention includes a glucose sensing electrode 21 according to an embodiment of the present invention, a reference electrode 33, a counter electrode 34, and a power supply unit (not shown) connected to each electrode by a wiring 35. Have
By immersing each electrode in the glucose-containing solution 26 filled in the container 36 and applying a voltage, the glucose concentration can be calculated from the current value.
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２に糖検出酵素１１が混合されている構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。 Since the glucose sensing material 10 according to the embodiment of the present invention has a structure in which the sugar detection enzyme 11 is mixed with the organic / metal hybrid polymer 12, a glucose sensor having high durability for repeated use and high glucose selectivity is provided. Can be provided.
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２が水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマーである構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。 The glucose sensing material 10 according to the embodiment of the present invention has a configuration in which the organic / metal hybrid polymer 12 is a water-soluble cobalt (II) -bisterpyridine type organic / metal hybrid polymer, and therefore has high durability for repeated use. A glucose sensor with high glucose selectivity can be provided.
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、糖検出酵素１１がグルコースオキシダーゼである構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。 Since the glucose sensing material 10 which is an embodiment of the present invention has a structure in which the sugar detection enzyme 11 is glucose oxidase, it is possible to provide a glucose sensor with high durability for repeated use and high glucose selectivity.
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２に対して糖検出酵素１１が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散されている構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。 The glucose sensing material 10 according to an embodiment of the present invention has a structure in which the sugar detection enzyme 11 is dispersed at 1 wt% or more and 20 wt% or less with respect to the organic / metal hybrid polymer 12, so that the durability of repeated use is high. And a glucose sensor with high glucose selectivity can be provided.
本発明の実施形態であるグルコース感知電極２１は、導電体材料からなる電極部材２２と薄膜２４とからなるグルコース感知電極であって、電極部材２２に露出された電極面２２ａが設けられており、電極面２２ａを覆うように薄膜２４が形成されており、薄膜２５がグルコース感知材料１０を含有している構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。 The glucose sensing electrode 21 according to an embodiment of the present invention is a glucose sensing electrode composed of an electrode member 22 made of a conductive material and a thin film 24, and is provided with an electrode surface 22a exposed to the electrode member 22. Since the thin film 24 is formed so as to cover the electrode surface 22a and the thin film 25 contains the glucose sensing material 10, it is possible to provide a glucose sensor having high durability for repeated use and high glucose selectivity. .
本発明の実施形態であるグルコース感知電極の製造方法は、有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する工程と、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有する構成なので、容易に、かつ、短時間で、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを製造できる。 A method for producing a glucose sensing electrode according to an embodiment of the present invention includes a step of mixing an organic / metal hybrid polymer and a sugar detection enzyme and dissolving in a solvent to prepare a mixed solution, and the mixed solution is made from a conductive material. The electrode member is coated so as to cover the exposed electrode surface, and is then dried to form a thin film, so that the durability of repeated use is high easily and in a short time. And a glucose sensor with high glucose selectivity can be manufactured.
本発明の実施形態であるグルコースセンサー３１は、グルコース感知電極２１と、参照電極３３と、対電極３４と、各電極に接続された電源部を有する構成なので、繰り返し使用の耐久性を高く、かつ、グルコース選択性を高くできる。 The glucose sensor 31 according to the embodiment of the present invention has a glucose sensing electrode 21, a reference electrode 33, a counter electrode 34, and a power supply unit connected to each electrode. , Glucose selectivity can be increased.
本発明の実施形態であるグルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサーは、上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲内で、種々変更して実施することができる。本実施形態の具体例を以下の実施例で示す。しかし、本発明はこれらの実施例に限定されるものではない。 The glucose sensing material, the glucose sensing electrode, the method for producing the glucose sensing electrode, and the glucose sensor according to the embodiment of the present invention are not limited to the above embodiment, and various modifications can be made within the scope of the technical idea of the present invention. Can be implemented. Specific examples of this embodiment are shown in the following examples. However, the present invention is not limited to these examples.
（実施例１）
まず、ＣｏＬ１とＧｏｘを含む混合溶液を調製した。
次に、薄膜を形成した。
図８は、薄膜形成工程図であり、薄膜形成前の電極側面図（ａ−１）、薄膜形成前の電極底面図（ａ−２）、薄膜形成後の電極側面図（ｂ−１）、薄膜形成後の電極底面図（ｂ−２）である。膜厚は３５０ｎｍとした。
まず、図８（ａ−１）、（ａ−２）に示すＧＣＥ電極を準備した。電極部材がグラッシーカーボン（ＧＣ）であり、カバー部材がテフロンである。
次に、図８（ｂ−１）、（ｂ−２）に示すように、前記混合溶液を電極部に塗布してから、乾燥して、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極（実施例１）を作製した。
Example 1
First, a mixed solution containing CoL1 and Gox was prepared.
Next, a thin film was formed.
FIG. 8 is a thin film formation process diagram, an electrode side view before thin film formation (a-1), an electrode bottom view before thin film formation (a-2), an electrode side view after thin film formation (b-1), It is an electrode bottom view (b-2) after thin film formation. The film thickness was 350 nm.
First, the GCE electrodes shown in FIGS. 8A-1 and 8A-2 were prepared. The electrode member is glassy carbon (GC), and the cover member is Teflon.
Next, as shown in FIGS. 8B-1 and 8B-2, the mixed solution is applied to the electrode part and then dried to produce a CoL1 / GOx / GCE electrode (Example 1). did.
（比較例１）
次に、ＣｏＬ１のみを含む溶液を用いた他は実施例１と同様にして、ＣｏＬ１／ＧＣＥ電極（比較例１）を作製した。
(Comparative Example 1)
Next, a CoL1 / GCE electrode (Comparative Example 1) was produced in the same manner as in Example 1 except that a solution containing only CoL1 was used.
＜特性測定＞
参照電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ）と、対電極（白金）と、電解液（飽和ＫＣｌ溶液：Ｓａｔ‘ｄ ＫＣｌ）を用いて、作成した電極（実施例１、比較例１）を作用電極として、ＣＶ特性を測定した。
<Characteristic measurement>
A reference electrode (Ag / AgCl), a counter electrode (platinum), and an electrolyte solution (saturated KCl solution: Sat'd KCl) were used as working electrodes with the created electrodes (Example 1, Comparative Example 1) as CV Characteristics were measured.
（特性測定）
図９は、ＣｏＬ１／ＧＣＥ電極のＣＶのスキャン速度依存性を示すグラフである。２０、５０、１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、９００、１０００、１２００、１５００ｍＶｓ−１とスキャン速度を変えて測定した。スキャン速度を大きくするに従い電流値Ｉｐは大きくなった。
(Characteristic measurement)
FIG. 9 is a graph showing the CV scan speed dependence of the CoL1 / GCE electrode. The measurement was performed by changing the scanning speed to 20, 50, 100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 900, 1000, 1200, 1500 mVs-1. The current value Ip increased as the scanning speed was increased.
図１０は、ＣＶ測定データを、スキャン速度を横軸、Ｉｐを縦軸にして表したグラフである。
電流値とスキャン速度は１次線形の関係となった。
FIG. 10 is a graph showing the CV measurement data with the scan speed on the horizontal axis and Ip on the vertical axis.
The current value and the scan speed had a linear relationship.
図１１は、ＣＶ測定データを、ｌｏｇ（スキャン速度）を横軸、Ｅｐを縦軸にして表したグラフである。
ｌｏｇ（スキャン速度）が０付近で、Ｅｐとｌｏｇ（スキャン速度）は１次線形の関係となった。
FIG. 11 is a graph showing CV measurement data with log (scanning speed) on the horizontal axis and Ep on the vertical axis.
When log (scanning speed) is around 0, Ep and log (scanning speed) have a linear relationship.
図１２は、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極のＣＶのスキャン速度依存性を示すグラフである。２０、５０、１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、９００、１０００、１２００、１５００ｍＶｓ−１とスキャン速度を変えて測定した。スキャン速度を大きくするに従い電流値Ｉｐは大きくなった。 FIG. 12 is a graph showing the CV scan speed dependence of the CoL1 / GOx / GCE electrode. The measurement was performed by changing the scanning speed to 20, 50, 100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 900, 1000, 1200, 1500 mVs-1. The current value Ip increased as the scanning speed was increased.
図１３は、ＣＶ測定データを、スキャン速度を横軸、Ｉｐを縦軸にして表したグラフである。
電流値とスキャン速度はほぼ１次線形の関係となった。
FIG. 13 is a graph showing the CV measurement data with the scan speed on the horizontal axis and Ip on the vertical axis.
The current value and the scan speed were almost linearly related.
図１４は、ＣＶ測定データを、ｌｏｇ（スキャン速度）を横軸、Ｅｐを縦軸にして表したグラフである。
Ｅｐとｌｏｇ（スキャン速度）はほぼ１次線形の関係となった。
FIG. 14 is a graph showing CV measurement data with log (scanning speed) as the horizontal axis and Ep as the vertical axis.
Ep and log (scanning speed) have a substantially linear relationship.
Ｉｐはピーク電流値であり、Ｉｐａは還元電流値であり、Ｉｐｃは酸化電流値である。
Ｉｐｃ（ＧＯｘ）はＧＯｘの還元電流値である。
Ｅｐは酸化還元電位であり、Ｅｐａは還元電位であり、Ｅｐｃは酸化電位である。
式（１）は、ＩｐとＴ又はνとの関係を示す式である。
Ip is a peak current value, Ipa is a reduction current value, and Ipc is an oxidation current value.
Ipc (GOx) is a reduction current value of GOx.
Ep is a redox potential, Epa is a reduction potential, and Epc is an oxidation potential.
Expression (1) is an expression showing the relationship between Ip and T or ν.
ここで、ｎは移動電子数であり、Ｆはファラデー定数であり、Ｒは気体定数であり、Ｔは温度であり、Ａは電極面積であり、Γ＊は表面のカバレッジであり、νは掃引速度である。
ＣｏＬ１のΓ＊は１．４５×１０−８モル／ｃｍ２であり、ＧＯｘのΓ＊は７．４９×１０−１１モル／ｃｍ２となった。
式（２）は、Ｌａｖｉｒｏｎの式である。
Where n is the number of mobile electrons, F is the Faraday constant, R is the gas constant, T is the temperature, A is the electrode area, Γ * is the surface coverage, and ν is the sweep Is speed.
The Γ * of CoL1 was 1.45 × 10 −8 mol / cm 2 , and the Γ * of GOx was 7.49 × 10 −11 mol / cm 2 .
Equation (2) is the Laviron equation.
ここで、ｋＳは電子転送率定数であり、αは電荷輸送係数であり、Ｆはファラデー定数である。
ＣｏＬ１のｋＳは１．１７ｓ−１であり、αは０．３４となった。ＣｏＬ１のレドックス再現性はＧＯｘでのＤＥＴ（直接電子移動）に影響を受けていた。
Here, k S is an electron transfer rate constant, α is a charge transport coefficient, and F is a Faraday constant.
K S of CoL1 is 1.17s -1, α became 0.34. The redox reproducibility of CoL1 was influenced by DET (direct electron transfer) in GOx.
図１５は、ＰＢＳ中、１００ｍＶｓ−１のスキャン速度の、電極材料の違いを示すＣＶグラフである。ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極（実施例１）の方がＣｏＬ１／ＧＣＥ電極（比較例１）に比べて大きな電流値の変化を示した。 FIG. 15 is a CV graph showing the difference in electrode material at a scan rate of 100 mVs-1 in PBS. The CoL1 / GOx / GCE electrode (Example 1) showed a larger change in current value than the CoL1 / GCE electrode (Comparative Example 1).
図１６は、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極のＣＶの電解質溶液依存性を示すグラフである。グルコース感知反応を示している。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１、１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘで混合溶液を調製し、グラッシーカーボン（ＧＣ）電極に薄膜を形成して、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を作製した。
電解質溶液として、Ｎ２飽和ＰＢＳ（Ｎ２−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ）、空気飽和ＰＢＳ（ａｉｒ−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ）、空気飽和ＰＢＳ＋１ｍＭグルコース（ａｉｒ−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ＋１ｍＭ ｇｌｕｃｏｓｅ）を用いた。
FIG. 16 is a graph showing the dependency of CV of the CoL1 / GOx / GCE electrode on the electrolyte solution. A glucose sensing response is shown.
A mixed solution was prepared with 0.5 mgmL −1 CoL1, 10 mgmL −1 GO x , and a thin film was formed on a glassy carbon (GC) electrode to prepare a CoL1 / GOx / GCE electrode.
As the electrolyte solution, N 2 saturated PBS (N 2 -saturated PBS), air saturated PBS (air-saturated PBS), air saturated PBS + 1 mM glucose (air-saturated PBS + 1 mM glucose) was used.
ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極では、先に記載の化学反応式（２）〜（５）に示す化学反応が行われると推察できる。
フラビンアデニンジヌクレオチドの酸化型であるＦＡＤは酸素によって再生され、約−０．５５Ｖで、ＧＯｘの還元電流ピークを生じた。
また、フラビンアデニンジヌクレオチドの還元型であるＦＡＤＨ２は、Ｃｏ（ＩＩ）Ｌ１へより少ないＤＥＴして、酸素によって酸化された、これにより、ＣｏＩＩ／ＣｏＩに対応する約−０．８６Ｖで、ＣｏＬ１の還元電流ピークを生じた。
In CoL1 / GOx / GCE electrode, it can be inferred that the chemical reactions shown in the chemical reaction formulas (2) to (5) described above are performed.
FAD, an oxidized form of flavin adenine dinucleotide, was regenerated by oxygen and produced a reduction current peak for GOx at approximately -0.55V.
Also, FADH 2 , which is a reduced form of flavin adenine dinucleotide, was less DET to Co (II) L1 and was oxidized by oxygen, thereby at about −0.86 V corresponding to Co II / Co I. , CoL1 reduced current peaks were produced.
グルコースが加えられた場合、化学反応式（２）に示す、ＧＯｘとグルコースとの間の酵素触媒反応により、ＧＯｘ（ＦＡＤ）濃度を減少させた。
ＤＥＴにより、ＦＡＤＨ２によって、酸化型であるＣｏ（ＩＩ）Ｌ１が少なくなり、還元電流ピークを減少させた。
When glucose was added, the GO x (FAD) concentration was decreased by the enzyme-catalyzed reaction between GO x and glucose shown in chemical reaction formula (2).
Due to DET, FADH 2 reduced the oxidized Co (II) L1 and reduced the reduction current peak.
感知反応により、ＣｏＬ１とＧＯｘの添加量を最適化した。最適の添加量は、１０ｍｇ／ｍＬのＧＯｘと、０．５ｍｇ／ｍＬのＣｏＬ１であった。 The amount of CoL1 and GO x added was optimized by the sensing reaction. The optimal loading was 10 mg / mL GO x and 0.5 mg / mL CoL1.
次に、アンペロメトリー検出（ａｍｐｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）実験がなされた。
０〜７００ｓの間では、０．１ｍＭのグルコースを一定時間ごとに滴下した。
７００ｓ〜１７５０ｓの間では、０．２ｍＭのグルコースを一定時間ごとに滴下した。
一定時間は、１００秒とした。
Next, an amperometric detection experiment was performed.
Between 0 and 700 s, 0.1 mM glucose was dropped at regular intervals.
Between 700 s and 1750 s, 0.2 mM glucose was added dropwise at regular intervals.
The fixed time was 100 seconds.
図１７は、アンペロメトリー検出実験結果を示すグラフである。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１／１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を用い、０．０１ＭのＰＢＳを電解質溶液とし、印加電圧―０．８Ｖとして、一定時間ごとにグルコースを滴下して、電流値の変化を測定した。滴下ごとに電流値が階段状に上がった。
FIG. 17 is a graph showing the results of amperometry detection experiments.
Using 0.5 mgmL -1 CoL1 / 10 mgmL -1 GO x / GCE electrode, 0.01M PBS as the electrolyte solution, applying voltage -0.8V, dropping glucose at regular intervals, change of current value Was measured. The current value increased stepwise with each drop.
図１８は、グルコース濃度と電流値の関係を示すグラフである。
４７．１μＡｍＭ−１ｃｍ−２の感度で、グルコース濃度０．１ｍＭから１．４ｍＭの範囲で１次線形の関係が得られた。バックグラウンド・ノイズ（Ｎ）と感度値（Ｓ）に基づいて、検出限界値（Ｌｉｍｉｔ ｏｆ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ：ＬＯＤ、Ｓ／Ｎ＝３）は、８２．８μＭであった。
FIG. 18 is a graph showing the relationship between the glucose concentration and the current value.
A linear relationship was obtained with a sensitivity of 47.1 μA mM −1 cm −2 and a glucose concentration in the range of 0.1 mM to 1.4 mM. Based on the background noise (N) and the sensitivity value (S), the detection limit value (Limit of detection: LOD, S / N = 3) was 82.8 μM.
次に、０．４ｍＭのグルコース、０．０４ｍＭのアスコルビン酸（ＡＡ）と、０．０４ｍＭの尿酸（ＵＡ）の存在下、アンペロメトリー検出実験を行い、選択性確認実験を行った。
０．４ｍＭのグルコース、０．０４ｍＭのアスコルビン酸（ＡＡ）、０．０４ｍＭの尿酸（ＵＡ）を、この順番で、一定時間ごとに滴下した。
一定時間は、１５０秒とした。
Next, an amperometric detection experiment was performed in the presence of 0.4 mM glucose, 0.04 mM ascorbic acid (AA), and 0.04 mM uric acid (UA), and a selectivity confirmation experiment was performed.
0.4 mM glucose, 0.04 mM ascorbic acid (AA), and 0.04 mM uric acid (UA) were added dropwise at regular intervals in this order.
The fixed time was 150 seconds.
図１９は、アンペロメトリー選択性確認実験結果を示すグラフである。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１／１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を用い、０．０１ＭのＰＢＳを電解質溶液とし、印加電圧―０．８Ｖとして、一定時間ごとにグルコース、ＡＡとＵＡを滴下して、電流値の変化を測定した。
FIG. 19 is a graph showing the results of an amperometry selectivity confirmation experiment.
Using 0.5 mgmL −1 CoL1 / 10 mgmL −1 GO x / GCE electrode, 0.01 M PBS as an electrolyte solution, applying voltage −0.8 V, and dropping glucose, AA and UA at regular intervals, The change in current value was measured.
グルコースを滴下したときのみ、電流値が階段状に上がった。グルコースを滴下したときの電流値（シグナル）は、約―２０μＡｃｍ−２と大きかったにもかかわらず、ＡＡとＵＡを滴下したときの電流値（シグナル）は、それぞれ無視できる程度のものであった。
また、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極（実施例１）は、８．１％のＲＳＤで、繰り返し使用の再現性が高かった。
ＲＳＤは相対標準偏差（Ｒｅｌａｔｉｖｅ ｓｔａｎｄａｒｄ ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）の略で、（標準偏差（ばらつき）÷平均値）×１００％で表される。
Only when glucose was dropped, the current value increased stepwise. Although the current value (signal) when glucose was dropped was as large as about −20 μAcm −2 , the current value (signal) when AA and UA were dropped was negligible. .
Further, the CoL1 / GOx / GCE electrode (Example 1) had an RSD of 8.1% and high reproducibility of repeated use.
RSD is an abbreviation for Relative Standard Deviation, and is expressed as (standard deviation (variation) ÷ average value) × 100%.
図２０は、グルコース、ＡＡ、ＵＡを滴下したときの電流値絶対値の比較を示す棒グラフである。
０．４ｍＭのグルコースを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約１６μＡｃｍ−２となり、０．０４ｍＭのＡＡを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約３．８μＡｃｍ−２となり、０．０４ｍＭのＵＡを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約１．８μＡｃｍ−２となった。
選択性は高かった。
なお、糖及び各酸の添加量は、血中濃度に合わせて設定した。
FIG. 20 is a bar graph showing a comparison of current value absolute values when glucose, AA, and UA are dropped.
When 0.4 mM glucose is dropped, | ΔJ | is about 16 μAcm −2 , and when 0.04 mM AA is dropped, | ΔJ | is about 3.8 μAcm −2 , and 0.04 mM UA is dropped. At this time, | ΔJ | was about 1.8 μAcm −2 .
The selectivity was high.
The addition amount of sugar and each acid was set according to the blood concentration.
次に、蛍光スペクトル測定をした。
ＩＴＯ基板（Ｂａｒｅ ＩＴＯ）、ＣｏＬ１を成膜したＩＴＯ基板（ＣｏＬ１／ＩＴＯ）、ＧＯｘ／ＣｏＬ１を成膜直後のＩＴＯ基板（ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ｆｒｅｓｈ））、ＧＯｘ／ＣｏＬ１を成膜し、ＤＥＴをした直後のＩＴＯ基板（ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ａｆｔｅｒ ＤＥＴ））の４種のサンプルの測定をした。
Next, the fluorescence spectrum was measured.
An ITO substrate (Bare ITO), an ITO substrate (CoL1 / ITO) on which CoL1 is formed, an ITO substrate (GOx / CoL1 / ITO (fresh)) immediately after forming GOx / CoL1, and a GOx / CoL1 are formed on DET. Four types of samples of the ITO substrate (GOx / CoL1 / ITO (after DET)) immediately after the measurement were measured.
図２１は、蛍光スペクトルの測定結果である。
２９９０ｎｍ及び４６７ｎｍの波長の光で励起しても、Ｂａｒｅ ＩＴＯ及びＣｏＬ１／ＩＴＯは、３２０〜６２０ｎｍの波長範囲で蛍光スペクトルは得られなかった。
一方、ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ｆｒｅｓｈ）及びＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ａｆｔｅｒ ＤＥＴ）の２種のサンプルは、ほぼ同様の蛍光スペクトルを示した。
この結果から、ＤＥＴしても、酵素が壊れなかったと推察した。
FIG. 21 shows the measurement result of the fluorescence spectrum.
Even when excited with light having wavelengths of 2990 nm and 467 nm, Bare ITO and CoL1 / ITO did not obtain a fluorescence spectrum in the wavelength range of 320 to 620 nm.
On the other hand, the two types of samples, GOx / CoL1 / ITO (fresh) and GOx / CoL1 / ITO (after DET), showed substantially similar fluorescence spectra.
From this result, it was inferred that the enzyme was not broken by DET.
本発明のグルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサーに関するものであり、血中のグルコース濃度測定を極めて高感度で、再現性高く、かつ、耐久性高く行うことができ、糖尿病検査のためのグルコースセンサー等の医療用デバイス・医療用機器産業等において利用可能性がある。 The present invention relates to a glucose sensing material, a glucose sensing electrode, a method for producing a glucose sensing electrode, and a glucose sensor, and can measure blood glucose concentration with extremely high sensitivity, high reproducibility, and high durability. It can be used in the medical device industry such as a glucose sensor for diabetes testing and the medical equipment industry.
１０…グルコース感知材料、１１…糖検出酵素（ＧＯｘ）、１２…有機／金属ハイブリッドポリマー（ＣｏＬ１）、１３…多孔質膜、１４…平滑膜、２１…グルコース感知電極、２２…電極部材、２２ａ…電極面、２３…カバー部材、２４…薄膜、２６…グルコース含有溶液、３１…グルコースセンサー、３３…参照電極、３４…対電極、３５…配線、３６…容器。
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Glucose sensing material, 11 ... Sugar detection enzyme (GOx), 12 ... Organic / metal hybrid polymer (CoL1), 13 ... Porous membrane, 14 ... Smooth membrane, 21 ... Glucose sensing electrode, 22 ... Electrode member, 22a ... Electrode surface, 23 ... cover member, 24 ... thin film, 26 ... glucose-containing solution, 31 ... glucose sensor, 33 ... reference electrode, 34 ... counter electrode, 35 ... wiring, 36 ... container.
Claims (7)
前記有機／金属ハイブリッドポリマーは、複数の有機配位子が互いに金属イオンを介して直鎖状に連結された高分子であり、
前記複数の有機配位子のそれぞれがターピリジン基を有し、
前記ターピリジン基が前記金属イオンと配位していることを特徴とするグルコース感知材料。 Sugar detection enzyme is mixed with organic / metal hybrid polymer ,
The organic / metal hybrid polymer is a polymer in which a plurality of organic ligands are linearly connected to each other via metal ions,
Each of the plurality of organic ligands has a terpyridine group;
A glucose sensing material, wherein the terpyridine group is coordinated with the metal ion .
前記電極部材に露出された電極面が設けられており、
前記電極面を覆うように前記薄膜が形成されており、
前記薄膜が請求項１〜４のいずれか１項に記載のグルコース感知材料を含有していることを特徴とするグルコース感知電極。 A glucose sensing electrode comprising an electrode member made of a conductive material and a thin film,
An electrode surface exposed to the electrode member is provided,
The thin film is formed so as to cover the electrode surface,
A glucose sensing electrode, wherein the thin film contains the glucose sensing material according to claim 1.
前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有することを特徴とする請求項５に記載のグルコース感知電極の製造方法。 Organic / metal hybrid polymer and a sugar detect enzymes were mixed and dissolved in a solvent, mixing the solution comprising as much as engineering of preparing the organic / metal hybrid polymer, a plurality of organic ligands via metal ions to each other A polymer linked in a straight chain, each of the plurality of organic ligands has a terpyridine group, and the terpyridine group is coordinated with the metal ion. from application to cover the electrode surface exposed to the electrode member made of a body material, dried, glucose sensing electrode according to claim 5 you and a step of forming a thin film, the Manufacturing method.
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