JPH05312760A - Biosensor - Google Patents
BiosensorInfo
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- JPH05312760A JPH05312760A JP4146335A JP14633592A JPH05312760A JP H05312760 A JPH05312760 A JP H05312760A JP 4146335 A JP4146335 A JP 4146335A JP 14633592 A JP14633592 A JP 14633592A JP H05312760 A JPH05312760 A JP H05312760A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、被測定溶液中の被測定
物質と生体物質との生物化学反応に伴う電気変化量を測
定することにより被測定物質を測定するバイオセンサに
関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a biosensor for measuring a substance to be measured by measuring the amount of electrical change associated with a biochemical reaction between the substance to be measured in a solution to be measured and a biological substance.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、この種のバイオセンサとして、例
えば、特開昭６１−５０２６２号公報に示す平板型のバ
イオセンサが知られている。すなわち、図８に示すよう
に、平板型のバイオセンサ１００は、セラミックス基板
１０１と、このセラミックス基板１０１上に形成された
作用極１０３及び対極１０５と、上記作用極１０３と対
極１０５との間を絶縁する絶縁層１０８と、上記作用極
１０３上に、生体物質を担持したゲル状物質を塗布形成
した識別層１０７と、上記作用極１０３及び対極１０５
の端子部１０９，１１１にそれぞれ接続され、その間の
電流値を測定する電気測定部（図示省略）とを備えてお
り、上記識別層１０７側が感応部１１３となっている。2. Description of the Related Art Conventionally, as this type of biosensor, for example, a flat plate type biosensor disclosed in JP-A-61-50262 is known. That is, as shown in FIG. 8, the flat plate type biosensor 100 includes a ceramic substrate 101, a working electrode 103 and a counter electrode 105 formed on the ceramic substrate 101, and a space between the working electrode 103 and the counter electrode 105. An insulating layer 108 for insulation, an identification layer 107 formed by coating a gel-like substance carrying a biological substance on the working electrode 103, the working electrode 103 and the counter electrode 105.
And an electric measuring section (not shown) for measuring a current value therebetween, and the sensing layer 113 side is the sensitive section 113.
【０００３】上記バイオセンサ１００は、識別層１０７
の生体物質を種々に変更することにより、それと反応す
る被測定物質を測定することができる。例えば、生体物
質にグルコースオキシターゼを用いると、グルコースを
測定するグルコースセンサとなる。The biosensor 100 has an identification layer 107.
By changing the biological substance of (4) variously, the substance to be measured that reacts with it can be measured. For example, when glucose oxidase is used as the biological substance, it becomes a glucose sensor that measures glucose.
【０００４】上記バイオセンサ１００をグルコースセン
サに適用した場合の測定方法について説明する。このバ
イオセンサ１００を用いて尿中のグルコースを測定する
には、バイオセンサ１００の感応部１１３を尿に浸漬す
るか、作用極１０３及び対極１０５に尿をかける。これ
により、尿中に含まれているグルコースが識別層１０７
中のグルコースオキシターゼの触媒作用により酸化し
て、グルコノラクトンと過酸化水素とに分解する。この
反応に伴う電流値を電気測定部で測定することにより、
グルコースが測定される。A measuring method when the biosensor 100 is applied to a glucose sensor will be described. To measure glucose in urine using the biosensor 100, the sensitive part 113 of the biosensor 100 is immersed in urine, or urine is applied to the working electrode 103 and the counter electrode 105. As a result, glucose contained in urine is separated from the identification layer 107.
It is oxidized by the catalytic action of glucose oxidase in it and decomposed into gluconolactone and hydrogen peroxide. By measuring the current value associated with this reaction with the electrical measurement unit,
Glucose is measured.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】ところで、尿には、通
常、ナトリウムやカリウムイオン等のイオン性物質や、
アスコルビン酸等の還元性をもつ物質が存在する。こう
したイオン性及び還元性の物質は、識別層１０７に担持
された生体物質による生物化学反応に影響を及ぼした
り、生体化学反応とは無関係に作用極１０３に電流を通
じさせるような妨害物質として作用する。このため、尿
からグルコースを直接測定しようとしても、誤った測定
結果となったり、測定不能であるという問題があった。By the way, urine usually contains ionic substances such as sodium and potassium ions,
There are reductive substances such as ascorbic acid. These ionic and reducing substances affect the biochemical reaction by the biological substance carried on the discrimination layer 107, or act as an interfering substance that causes an electric current to pass through the working electrode 103 regardless of the biochemical reaction. .. Therefore, there is a problem that even if an attempt is made to directly measure glucose from urine, an erroneous measurement result is obtained or measurement is impossible.
【０００６】これを解決するために、従来、被測定溶液
中の妨害物質を前処理にて除去することにより対処して
おり、その作業が煩雑であった。[0006] In order to solve this, conventionally, it has been dealt with by removing interfering substances in the solution to be measured by pretreatment, and the work has been complicated.
【０００７】本発明は、上記従来の技術を解決すること
を課題とするものであり、被測定溶液中の妨害物質の影
響を排除し、被測定物質を高い精度で測定することがで
きるバイオセンサを提供することを目的とする。An object of the present invention is to solve the above-mentioned conventional techniques, and it is possible to eliminate the influence of interfering substances in the solution to be measured and to measure the substance to be measured with high accuracy. The purpose is to provide.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
になされた本発明は、被測定溶液中の被測定物質と生体
物質との生物化学反応に伴う電気変化量を測定すること
により被測定物質を測定するバイオセンサにおいて、１
対の電極と、該電極の一方の表面に形成され、かつ上記
生体物質を担持した識別層と、この識別層の周囲に設け
られ、被測定溶液中の帯電物質を反発させる電位障壁を
形成する電圧が印加されるゲート電極と、を備えたこと
を特徴とする。The present invention, which has been made to solve the above-mentioned problems, provides a method for measuring by measuring the amount of electrical change associated with a biochemical reaction between a substance to be measured in a solution to be measured and a biological substance. In a biosensor for measuring substances, 1
A pair of electrodes, an identification layer formed on one surface of the electrodes and supporting the biological substance, and a potential barrier that is provided around the identification layer and repels the charged substance in the solution to be measured. And a gate electrode to which a voltage is applied.
【０００９】[0009]
【作用】本発明のバイオセンサは、１対の電極のうちの
一方に生物物質を担持した識別層を形成している。この
バイオセンサを被測定溶液に浸漬すると、上記生物物質
と被測定溶液中の被測定物質とが生物化学反応し、この
反応に伴う電極間に発生する電気変化量に基づいて被測
定物質が測定される。また、本発明では、識別層を囲む
ように、ゲート電極が設けられており、該ゲート電極に
は、所定の電圧が印加されて電位障壁が形成されてい
る。この電位障壁は、被測定溶液中の帯電物質が識別層
に接近しないように作用する。したがって、帯電物質が
生物物質と被測定物質との生物化学反応に影響を及ぼし
たり、該反応とは無関係に作用極へ電流を通じさせる等
の妨害を起こさない。よって、本バイオセンサは、帯電
物質の影響を受けないで被測定物質を正確に測定でき
る。The biosensor of the present invention has an identification layer carrying a biological substance formed on one of a pair of electrodes. When this biosensor is immersed in the solution to be measured, the biological material and the material to be measured in the solution to be measured undergo a biochemical reaction, and the material to be measured is measured based on the amount of electrical change generated between the electrodes accompanying this reaction. To be done. Further, in the present invention, a gate electrode is provided so as to surround the identification layer, and a predetermined voltage is applied to the gate electrode to form a potential barrier. This potential barrier acts so that the charged substance in the measured solution does not approach the discrimination layer. Therefore, the charged substance does not affect the biochemical reaction between the biological substance and the substance to be measured, and does not cause interference such as passing an electric current through the working electrode regardless of the reaction. Therefore, the present biosensor can accurately measure the substance to be measured without being affected by the charged substance.
【００１０】[0010]
【実施例】以上説明した本発明の構成・作用を一層明ら
かにするために、以下本発明の好適な実施例について説
明する。Preferred embodiments of the present invention will be described below in order to further clarify the constitution and operation of the present invention described above.
【００１１】図１はバイオセンサの感応部の平面図を示
し、図２は図１のＩＩ−ＩＩ線に沿った断面図である。
バイオセンサの感応部１は、絶縁性基板３と、絶縁性基
板３上に積層された作用極５と、作用極５上に積層さ
れ、生体物質を担持した識別層６と、上記絶縁性基板３
及び作用極５上に積層され、窓部９を有する絶縁層１１
と、絶縁層１１の窓部９の上部側に形成され、開口２１
を有するゲート電極２０と、絶縁層１１上に形成された
対極３０とを備えており、上記窓部９及び識別層６の上
面とに囲まれるスペースが測定室４０となっている。FIG. 1 is a plan view of a sensitive portion of the biosensor, and FIG. 2 is a sectional view taken along line II-II of FIG.
The sensitive part 1 of the biosensor includes an insulating substrate 3, a working electrode 5 stacked on the insulating substrate 3, an identification layer 6 stacked on the working electrode 5 and carrying a biological substance, and the insulating substrate. Three
And an insulating layer 11 laminated on the working electrode 5 and having a window 9.
And the opening 21 is formed on the upper side of the window 9 of the insulating layer 11.
And a counter electrode 30 formed on the insulating layer 11, and a space surrounded by the window 9 and the upper surface of the identification layer 6 is a measurement chamber 40.
【００１２】上記識別層６は、被測定溶液中の被測定物
質と生物化学反応する生体物質を担持した層であり、例
えば、グルコースオキシターゼをゾル状のセルロースで
担持して乾燥固化した層である。上記作用極５及び対極
３０は、被測定溶液に浸漬される検出部５ａ，３０ａ
と、端子部５ｂ，３０ｂと、検出部５ａ，３０ａと端子
部５ｂ，３０ｂとの間をそれぞれ接続する配線部５ｃ，
３０ｃとから形成されている。また、ゲート電極２０
は、ゲート部２０ａ、端子部２０ｂ及び配線部２０ｃか
ら形成されている。上記作用極５と対極３０の端子部５
ｂ，３０ｂ及びゲート電極２０の端子部２０ｂは、電気
測定部（図示省略）に接続されている。この電気測定部
は、ゲート電極２０に所定電圧を印加しつつ、作用極５
と対極３０との間に流れる電流を測定するものである。The discriminating layer 6 is a layer supporting a biological substance that biochemically reacts with the substance to be measured in the solution to be measured, and is, for example, a layer obtained by supporting glucose oxidase with sol-like cellulose and drying and solidifying it. .. The working electrode 5 and the counter electrode 30 are the detection parts 5a and 30a immersed in the solution to be measured.
And terminal portions 5b and 30b, and wiring portions 5c that connect the detection portions 5a and 30a and the terminal portions 5b and 30b, respectively.
And 30c. In addition, the gate electrode 20
Is formed of a gate portion 20a, a terminal portion 20b, and a wiring portion 20c. Terminal portion 5 of the working electrode 5 and the counter electrode 30
b, 30b and the terminal portion 20b of the gate electrode 20 are connected to an electrical measurement unit (not shown). This electrical measuring unit applies a predetermined voltage to the gate electrode 20 while operating the working electrode 5
The current flowing between the counter electrode 30 and the counter electrode 30 is measured.
【００１３】次に上記バイオセンサの感応部１の製造工
程について図３にしたがって説明する。 （１） 絶縁性基板３の形成工程（図３（Ａ）） まず、絶縁性基板３を形成する。この絶縁性基板３の形
成工程として、ガラスや樹脂またはそれらの複合材料か
らなる板材を切り出すか、あるいはセラミックスのグリ
ーンシートを焼成する方法を採用することができる。Next, a manufacturing process of the sensitive portion 1 of the biosensor will be described with reference to FIG. (1) Step of Forming Insulating Substrate 3 (FIG. 3A) First, the insulating substrate 3 is formed. As the step of forming the insulating substrate 3, a method of cutting out a plate material made of glass, resin, or a composite material thereof, or firing a ceramic green sheet can be adopted.
【００１４】（２） 作用極５及び対極３０の形成工程
（図３（Ｂ）） 絶縁性基板３上に作用極５を形成する。作用極５の形成
工程として、周知の厚膜印刷法、蒸着法、スパッタリン
グ法等を採用することができる。作用極５の材料として
は、金、白金、パラジウム、銀、チタン、アルミニウ
ム、亜鉛、ニッケル、スズ等及びそれらの合金を用いる
ことができる。なお、対極３０も、絶縁性基板３上に形
成する。対極３０の形成工程としては、上述した作用極
５と同様な厚膜印刷法等を採用することができる。な
お、対極３０は、作用極５と同時に絶縁性基板３上に形
成するほか、棒状の電極に形成したり、別の絶縁性基板
や支持体に形成してもよい。(2) Step of Forming Working Electrode 5 and Counter Electrode 30 (FIG. 3B) The working electrode 5 is formed on the insulating substrate 3. As a process of forming the working electrode 5, a known thick film printing method, vapor deposition method, sputtering method or the like can be adopted. As a material for the working electrode 5, gold, platinum, palladium, silver, titanium, aluminum, zinc, nickel, tin, or the like and alloys thereof can be used. The counter electrode 30 is also formed on the insulating substrate 3. As the process of forming the counter electrode 30, the same thick film printing method as that of the working electrode 5 described above can be adopted. The counter electrode 30 may be formed on the insulating substrate 3 at the same time as the working electrode 5, may be formed on a rod-shaped electrode, or may be formed on another insulating substrate or support.
【００１５】（３） 絶縁層１１の形成工程（図３
（Ｃ）） 絶縁性基板３及び作用極５上に絶縁層１１を積層する。
絶縁層１１の形成工程として、絶縁材料からなる板材を
形成しこれを接着することにより形成する方法、溶融樹
脂を所定厚さだけ塗布して層を形成する方法、蒸着法ま
たはＣＶＤ法により絶縁材料を所定厚さ堆積させて形成
する方法等を採用することができる。絶縁層１１の材料
としては、例えばガラス、セラミックスまたは樹脂、あ
るいはこれらの複合材料を用いることができる。このと
き、絶縁層１１は、絶縁性基板３と同じ材料で形成する
ことが望ましい。これは、絶縁層１１と絶縁性基板３と
の接合性が向上するからである。(3) Step of forming insulating layer 11 (FIG. 3)
(C)) An insulating layer 11 is laminated on the insulating substrate 3 and the working electrode 5.
As the step of forming the insulating layer 11, a method of forming a plate material made of an insulating material and adhering it, a method of applying a molten resin to a predetermined thickness to form a layer, an insulating material by a vapor deposition method or a CVD method. It is possible to employ a method of depositing a predetermined thickness to form the same. As the material of the insulating layer 11, for example, glass, ceramics, resin, or a composite material thereof can be used. At this time, the insulating layer 11 is preferably formed of the same material as the insulating substrate 3. This is because the bondability between the insulating layer 11 and the insulating substrate 3 is improved.
【００１６】（４） ゲート電極２０の形成工程（図３
（Ｄ）） 絶縁層１１上にゲート電極２０を形成する。ゲート電極
２０の形成工程として、作用極５と同様な方法、つま
り、厚膜印刷法、スパッタリング、蒸着法等を採用する
ことができる。ゲート電極２０の開口２１は、図１のよ
うに正方形のほかに、円形、多角形、スリット状、また
は格子状に形成してもよい。ゲート電極２０の材料とし
ては、金、白金、パラジウム、銅、鉄、銀、チタン、ア
ルミニウム、亜鉛、ニッケル、スズ、及びそれらの合金
を用いることができる。(4) Step of forming gate electrode 20 (FIG. 3)
(D)) The gate electrode 20 is formed on the insulating layer 11. As the step of forming the gate electrode 20, a method similar to that of the working electrode 5, that is, a thick film printing method, a sputtering method, an evaporation method, or the like can be adopted. The opening 21 of the gate electrode 20 may be formed in a circular shape, a polygonal shape, a slit shape, or a lattice shape other than the square shape as shown in FIG. As a material for the gate electrode 20, gold, platinum, palladium, copper, iron, silver, titanium, aluminum, zinc, nickel, tin, and alloys thereof can be used.
【００１７】（５） 測定室４０の形成工程（図３
（Ｅ）） ゲート電極２０の開口２１を通じて、作用極５を露出さ
せるように絶縁層１１の一部を除去することにより測定
室４０を形成する。測定室４０の形成工程として、フォ
トレジスト法によりマスクを形成し、エッチング等によ
り形成する方法を採用することができる。なお、測定室
４０の形成工程として、窓部９を有する絶縁層１１を形
成し、これを絶縁性基板３に積層することにより、上記
窓部９が測定室４０となる方法を採用してもよい。(5) Forming step of measuring chamber 40 (FIG. 3)
(E)) A measurement chamber 40 is formed by removing a part of the insulating layer 11 so as to expose the working electrode 5 through the opening 21 of the gate electrode 20. As a process of forming the measurement chamber 40, a method of forming a mask by a photoresist method and etching or the like can be adopted. In addition, as a process of forming the measurement chamber 40, a method of forming the insulating layer 11 having the window 9 and laminating the insulating layer 11 on the insulating substrate 3 so that the window 9 serves as the measurement chamber 40 may be adopted. Good.
【００１８】（６） 識別層６の形成工程 測定室４０を形成した後に、作用極５上に識別層６を形
成する。識別層６には、被測定物質と生物化学反応し
て、酸素または過酸化水素等を発生する生体物質を担持
させる。識別層６に生体物質を担持させる工程として、
周知の方法を適用することができ、例えば、生体物質を
高分子マトリックス中に包括させる包括法、生物物質と
共有結合する物質を用いて固定化する共有結合法、不溶
性の膜に生体物質を吸着させる吸着法等を採用すること
ができる。ここでは、識別層６は、測定室４０の底に形
成されるので、生体物質を担持したゾル状高分子体を形
成し、このゾル状高分子体を作用極５の検出部５ａに摘
下することにより好適に形成できる。生体物質として
は、各種の酵素のほかに、微生物等を用いることがで
き、これに対応した被測定物質を測定することができ
る。(6) Step of Forming Discrimination Layer 6 After forming the measurement chamber 40, the discrimination layer 6 is formed on the working electrode 5. The identification layer 6 carries a biological substance that biochemically reacts with the substance to be measured to generate oxygen or hydrogen peroxide. As the step of supporting the biological material on the identification layer 6,
Well-known methods can be applied, for example, encapsulation method of encapsulating a biological substance in a polymer matrix, covalent binding method of immobilizing a biological substance by using a substance that covalently binds, adsorption of the biological substance on an insoluble membrane. An adsorption method or the like can be adopted. Here, since the identification layer 6 is formed on the bottom of the measurement chamber 40, a sol-like polymer body carrying a biological substance is formed, and this sol-like polymer body is cut down on the detection part 5a of the working electrode 5. It can be preferably formed by As the biological substance, in addition to various enzymes, microorganisms and the like can be used, and the substance to be measured corresponding thereto can be measured.
【００１９】次に上記バイオセンサによる測定方法及び
作用について説明する。まず、作用極５と対極３０との
間に所定の電極間電圧を印加すると共に、ゲート電極２
０にも、妨害物質を排除するための電位障壁を形成する
所定のゲート電圧を印加する。この状態にて、バイオセ
ンサの感応部１を被測定溶液に浸漬する。被測定溶液
は、ゲート電極２０の開口２１を通じて、測定室４０内
に満たされ、作用極５と対極３０とが導通する。測定室
４０内に満たされた被測定溶液中の被測定物質は、識別
層６に担持した生体物質の触媒作用により生物化学反応
を行なって、酸素を消費したり、過酸化水素を発生す
る。この反応に伴う変化により作用極５と対極３０には
電流が流れ、この電流に基づいて被測定物質を測定する
ことができる。この測定において、この被測定溶液に、
被測定物質のほかに、イオン性物質や還元性物質等の帯
電している妨害物質が含まれていても、上記生物化学反
応には影響を与えない。すなわち、ゲート電極２０に
は、所定のゲート電圧が印加されて開口２１の周辺に電
位障壁が形成されており、この電位障壁が妨害物質を測
定室４０の下部に位置する識別層６に達しないように作
用する。したがって、ゲート電極２０の電位障壁が、妨
害物質による生物化学反応への影響を排除し、被測定物
質の正確な測定を行なうことができる。Next, the measuring method and operation of the biosensor will be described. First, while applying a predetermined inter-electrode voltage between the working electrode 5 and the counter electrode 30, the gate electrode 2
A predetermined gate voltage that forms a potential barrier for eliminating interfering substances is also applied to 0. In this state, the sensitive part 1 of the biosensor is immersed in the solution to be measured. The solution to be measured is filled in the measurement chamber 40 through the opening 21 of the gate electrode 20, and the working electrode 5 and the counter electrode 30 are electrically connected. The measurement target substance in the measurement target solution filled in the measurement chamber 40 performs a biochemical reaction by the catalytic action of the biological substance supported on the discrimination layer 6 to consume oxygen or generate hydrogen peroxide. Due to the change caused by this reaction, a current flows through the working electrode 5 and the counter electrode 30, and the substance to be measured can be measured based on this current. In this measurement, in the measured solution,
The presence of a charged interfering substance such as an ionic substance or a reducing substance in addition to the substance to be measured does not affect the biochemical reaction. That is, a predetermined gate voltage is applied to the gate electrode 20 to form a potential barrier around the opening 21, and the potential barrier does not reach the discrimination layer 6 located below the measurement chamber 40 for the interfering substance. Acts like. Therefore, the potential barrier of the gate electrode 20 eliminates the influence of the interfering substance on the biochemical reaction, and the substance to be measured can be accurately measured.
【００２０】また、ゲート電極２０の開口２１をスリッ
ト状や格子状に形成した場合には、電位障壁を一層均一
で安定した分布に形成することができるので、妨害物質
の排除の効果を高めることができる。When the opening 21 of the gate electrode 20 is formed in a slit shape or a grid shape, the potential barrier can be formed in a more uniform and stable distribution, so that the effect of eliminating the interfering substance can be enhanced. You can
【００２１】＜実験例＞次に、上記ゲート電極２０によ
る妨害物質の排除の効果を調べるために、以下の実験を
行なった。<Experimental Example> Next, the following experiment was conducted in order to examine the effect of eliminating the interfering substance by the gate electrode 20.
【００２２】バイオセンサの感応部１は、以下の工程に
より作成した。まず、絶縁性基板３をガラス基板にて、
縦５０ｍｍ×横５０ｍｍ×厚さ１ｍｍの大きさに形成し
た。次に、フォトレジストによりマスクを形成し、マス
クがされていない絶縁性基板３上に蒸着法を用いてＰｔ
を厚さ０．３μｍに蒸着させて作用極５を形成した。作
用極５の検出部５ａの大きさは、縦２ｍｍ×横２ｍｍで
ある。次に、ポリイミド樹脂（東レ社製：商品名フォト
ニース）を絶縁性基板３上に厚さ３μｍに塗布すること
により絶縁層１１を形成した。続いて、絶縁層１１上に
開口２１を有するようにゲート電極２０を蒸着法等によ
り厚さ０．５μｍに形成した。その後、ゲート電極２０
及び絶縁層１１上にフォトレジスト法によりマスクを形
成し、マスクされていないゲート電極２０の開口２１を
通じて絶縁層１１の部分をエッチングして測定室４０を
形成した。次に、グルコースオキシターゼをアルブミン
に溶かしてゾル化し、このゾル化した物質を摘下して乾
燥させることにより、識別層６を形成した。The sensitive part 1 of the biosensor was prepared by the following steps. First, the insulating substrate 3 is a glass substrate,
It was formed in a size of 50 mm in length × 50 mm in width × 1 mm in thickness. Next, a mask is formed by a photoresist, and Pt is deposited on the unmasked insulating substrate 3 by the vapor deposition method.
Was evaporated to a thickness of 0.3 μm to form a working electrode 5. The size of the detection unit 5a of the working electrode 5 is 2 mm in length × 2 mm in width. Next, an insulating layer 11 was formed by applying a polyimide resin (manufactured by Toray Industries, Inc .: trade name Photo Nice) to the insulating substrate 3 in a thickness of 3 μm. Subsequently, the gate electrode 20 was formed to have a thickness of 0.5 μm on the insulating layer 11 by an evaporation method or the like so as to have the opening 21. Then, the gate electrode 20
Then, a mask was formed on the insulating layer 11 by a photoresist method, and a portion of the insulating layer 11 was etched through the opening 21 of the gate electrode 20 which was not masked to form the measurement chamber 40. Next, glucose oxidase was dissolved in albumin to form a sol, and the solified substance was cut down and dried to form the discrimination layer 6.
【００２３】次に、被測定物質及び妨害物質を含んだ被
測定溶液（試料溶液）にバイオセンサの感応部１を浸漬
して、被測定物質の測定及び妨害物質の影響を調べた。Next, the sensitive part 1 of the biosensor was immersed in a solution to be measured (sample solution) containing the material to be measured and the interfering material to measure the material to be measured and examine the influence of the interfering material.
【００２４】このときの実験条件として、以下の条件を
採用した。被測定溶液の被測定物質として、グルコース
を用い、妨害物質として、アスコルビン酸を用いた。そ
して、試料溶液に対して、ゲート電極２０に０．２Ｖま
たは０．４Ｖのゲート電圧ＶG を印加した場合及び印加
しない場合の３つの場合について調べた。The following conditions were adopted as the experimental conditions at this time. Glucose was used as the substance to be measured in the solution to be measured, and ascorbic acid was used as the interfering substance. Then, with respect to the sample solution, three cases were investigated, in which the gate voltage VG of 0.2 V or 0.4 V was applied to the gate electrode 20, and the case where it was not applied.
【００２５】本実験の結果を図７に示す。図７の縦軸は
検出電流値（μＡ）、横軸はグルコース濃度（ｍｇ／ｄ
ｌ）をそれぞれ示す。その結果より、以下のことが分か
った。 （１） 適当なゲート電圧ＶG を印加することにより、
アスコルビン酸の影響による検出電流が減少し、つま
り、アスコルビン酸の影響によるノイズを低減できる。 （２） アスコルビン酸の影響を除くことにより、直線
性のあるダイナミックレンジを広げることができた。こ
の直線部を用いることにより、グルコース濃度を検出電
流値に基づいて正確に測定することができることが分か
った。The results of this experiment are shown in FIG. The vertical axis of FIG. 7 indicates the detected current value (μA), and the horizontal axis indicates the glucose concentration (mg / d).
1) are shown respectively. The results revealed the following. (1) By applying an appropriate gate voltage VG,
The detection current due to the influence of ascorbic acid is reduced, that is, the noise due to the influence of ascorbic acid can be reduced. (2) By removing the influence of ascorbic acid, a linear dynamic range could be expanded. It was found that the glucose concentration can be accurately measured based on the detected current value by using this straight line portion.
【００２６】なお、この発明は上記実施例に限られるも
のではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々の
態様において実施することが可能であり、例えば次のよ
うな変形も可能である。The present invention is not limited to the above-described embodiments, but can be carried out in various modes without departing from the scope of the invention, and the following modifications can be made.
【００２７】（１） 図１に示す実施例においては、ゲ
ート電極２０を１つだけ設けたが、これに限らず、複数
のゲート電極を設けてよい。すなわち、図４及び図５に
示す実施例は、２つのゲート電極を設けた例であり、第
１のゲート電極２０上に絶縁層１３を形成し、この絶縁
層１３上に開口２３を有する第２のゲート電極２２を形
成した例である。この実施例においては、第１のゲート
電極２０と第２のゲート電極２２とを異なった電位に設
定して電位障壁を形成すれば、種々の妨害物質を選択的
に排除することが可能となる。(1) Although only one gate electrode 20 is provided in the embodiment shown in FIG. 1, the present invention is not limited to this, and a plurality of gate electrodes may be provided. That is, the embodiment shown in FIGS. 4 and 5 is an example in which two gate electrodes are provided, and the insulating layer 13 is formed on the first gate electrode 20 and the opening 23 is formed on the insulating layer 13. This is an example in which the second gate electrode 22 is formed. In this embodiment, if the first gate electrode 20 and the second gate electrode 22 are set to different potentials to form a potential barrier, various interfering substances can be selectively removed. ..
【００２８】（２） 図１に示す実施例では、測定室４
０の底に識別層６を形成すると共に、測定室４０の上部
に平板状のゲート電極２０を形成したが、識別層６に対
する電位障壁を形成するゲート電極であればその配置は
問わない。例えば、図６に示すように、棒状の作用極５
１及び対極５３を支持板５５に支持し、上記作用極５１
の外周に識別層５７を形成し、この識別層５７の周囲
に、網を筒状にしたゲート電極５９で覆ってもよい。こ
の構成によれば、識別層５７の被測定溶液に対する接触
面積を大きくとれるので、測定時間を短縮することがで
きるという効果がある。(2) In the embodiment shown in FIG.
Although the discrimination layer 6 is formed on the bottom of 0 and the flat plate-shaped gate electrode 20 is formed on the measurement chamber 40, the arrangement is not limited as long as the gate electrode forms a potential barrier for the discrimination layer 6. For example, as shown in FIG. 6, a rod-shaped working electrode 5
1 and the counter electrode 53 are supported by a support plate 55, and the working electrode 51
An identification layer 57 may be formed on the outer periphery of the above, and the periphery of the identification layer 57 may be covered with a gate electrode 59 having a net shape. According to this configuration, the contact area of the discriminating layer 57 with the solution to be measured can be made large, so that there is an effect that the measurement time can be shortened.
【００２９】（３） また、図１に示すように、ゲート
電極２０の開口２１が狭く、被測定溶液が測定室４０に
満たされにくい場合には、開口２１の内周部等にポリ酢
酸ビニル等の高分子材料を塗布形成してもよい。(3) Further, as shown in FIG. 1, when the opening 21 of the gate electrode 20 is narrow and it is difficult to fill the measurement chamber 40 with the solution to be measured, polyvinyl acetate is formed on the inner periphery of the opening 21. Alternatively, a polymer material such as
【００３０】[0030]
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、識
別層の周囲にゲート電極を形成し、このゲート電極への
電圧印加により電位障壁を形成し、この電位障壁が被測
定溶液中の帯電物質に対して、識別層に接近させないよ
うに作用する。したがって、妨害物質が生物物質と被測
定物質との生物化学反応に影響を及ぼしたり、該生物化
学反応と無関係に電極間に電流を流すように作用しない
ので、被測定物質を正確に測定できる。As described above, according to the present invention, a gate electrode is formed around the discriminating layer, and a potential barrier is formed by applying a voltage to the gate electrode. It acts on charged substances so as not to approach the discrimination layer. Therefore, the interfering substance does not affect the biochemical reaction between the biological substance and the substance to be measured, or does not act so as to pass an electric current between the electrodes regardless of the biochemical reaction, so that the substance to be measured can be accurately measured.
【図１】本発明の一実施例にかかるバイオセンサの感応
部を示す平面図。FIG. 1 is a plan view showing a sensitive portion of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
【図２】図１のＩＩ−ＩＩ線に沿った断面図。FIG. 2 is a sectional view taken along line II-II of FIG.
【図３】同実施例にかかるバイオセンサの感応部の製造
工程を説明する説明図。FIG. 3 is an explanatory view explaining a manufacturing process of a sensitive part of the biosensor according to the embodiment.
【図４】他の実施例にかかるバイオセンサの感応部を示
す平面図。FIG. 4 is a plan view showing a sensitive portion of a biosensor according to another embodiment.
【図５】図４のＶ−Ｖ線に沿った断面図。5 is a cross-sectional view taken along the line VV of FIG.
【図６】さらに他の実施例にかかるバイオセンサの感応
部を示す斜視図。FIG. 6 is a perspective view showing a sensitive portion of a biosensor according to still another embodiment.
【図７】本発明の実施例における実験結果を示すグラ
フ。FIG. 7 is a graph showing the experimental results in the examples of the present invention.
【図８】従来のバイオセンサの感応部を示す斜視図。FIG. 8 is a perspective view showing a sensitive portion of a conventional biosensor.
１…感応部 ３…絶縁性基板 ５…作用極 ５ａ…検出部 ５ｂ…端子部 ５ｃ…配線部 ６…識別層 ９…窓部 １１…絶縁層 ２０…ゲート電極 ２０ａ…ゲート部 ２０ｂ…端子部 ２０ｃ…配線部 ２１…開口 ２２…第２のゲート電極 ３０…対極 ４０…測定室 ５１…作用極 ５３…対極 ５５…支持板 ５７…識別層 ５９…ゲート電極 ６５…識別層 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Sensitive part 3 ... Insulating substrate 5 ... Working electrode 5a ... Detecting part 5b ... Terminal part 5c ... Wiring part 6 ... Identification layer 9 ... Window part 11 ... Insulating layer 20 ... Gate electrode 20a ... Gate part 20b ... Terminal part 20c ... Wiring part 21 ... Opening 22 ... Second gate electrode 30 ... Counter electrode 40 ... Measurement chamber 51 ... Working electrode 53 ... Counter electrode 55 ... Support plate 57 ... Discrimination layer 59 ... Gate electrode 65 ... Discrimination layer
Claims (1)
の生物化学反応に伴う電気変化量を測定することにより
被測定物質を測定するバイオセンサにおいて、 １対の電極と、 該電極の一方の表面に形成され、かつ上記生体物質を担
持した識別層と、 この識別層の周囲に設けられ、被測定溶液中の帯電物質
を反発させる電位障壁を形成する電圧が印加されるゲー
ト電極と、 を備えたことを特徴とするバイオセンサ。1. A biosensor for measuring a substance to be measured by measuring an amount of electrical change associated with a biochemical reaction between the substance to be measured in a solution to be measured and a biological substance, comprising a pair of electrodes and a pair of electrodes of the electrodes. An identification layer formed on one surface and supporting the biological substance, and a gate electrode provided around the identification layer, to which a voltage is applied to form a potential barrier that repels the charged substance in the solution to be measured. , A biosensor comprising:
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4146335A JPH05312760A (en) | 1992-05-12 | 1992-05-12 | Biosensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4146335A JPH05312760A (en) | 1992-05-12 | 1992-05-12 | Biosensor |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05312760A true JPH05312760A (en) | 1993-11-22 |
Family
ID=15405367
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4146335A Pending JPH05312760A (en) | 1992-05-12 | 1992-05-12 | Biosensor |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05312760A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8075760B2 (en) | 1995-06-19 | 2011-12-13 | Lifescan, Inc. | Electrochemical cell |
-
1992
- 1992-05-12 JP JP4146335A patent/JPH05312760A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8075760B2 (en) | 1995-06-19 | 2011-12-13 | Lifescan, Inc. | Electrochemical cell |
| US8101056B2 (en) | 1995-06-19 | 2012-01-24 | Lifescan, Inc. | Electrochemical cell |
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