JPH0640087B2 - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
- Publication number
- JPH0640087B2 JPH0640087B2 JP60054906A JP5490685A JPH0640087B2 JP H0640087 B2 JPH0640087 B2 JP H0640087B2 JP 60054906 A JP60054906 A JP 60054906A JP 5490685 A JP5490685 A JP 5490685A JP H0640087 B2 JPH0640087 B2 JP H0640087B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- reaction
- liquid
- blood
- layer
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Landscapes
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、生体試料中の特定成分を検知するバイオセン
サに関するもので、このバイオセンサは医療分野や食品
工学などに幅広く応用できる。
サに関するもので、このバイオセンサは医療分野や食品
工学などに幅広く応用できる。
従来の技術 医療技術の進歩とともに、血液や尿中の特定成分を測定
することにより健康のチェック、病気の状態、治療の効
果などがわかるようになった。しかし、従来は病院の臨
床検査室で大型の機械や複雑な手法で調べているため、
時間や費用がかかるという問題があった。そこで、もっ
と簡易にその場で測定できるセンサが望まれている。そ
の１つの試みとして第３図のような多層式の分析担体が
提案されている。透明な支持体９の上に試薬層10、展開
層１１、防水層１２、過層１３が順に積層した構造に
なっている。血液サンプルを上部から滴下すると、まず
過層１３により血液中の赤血球、血小板などの固形成
分が除去され、防水層12にある小孔１４から展開層１１
へ均一に浸透し、試薬層１０において反応が進行する。
反応終了後、透明な支持体９を通して矢印の方向から光
をあて、分光分析により基質濃度を測定する方式であ
る。この方式は、微量の血液を滴下することにより簡易
に測定できるというメリットがある。
することにより健康のチェック、病気の状態、治療の効
果などがわかるようになった。しかし、従来は病院の臨
床検査室で大型の機械や複雑な手法で調べているため、
時間や費用がかかるという問題があった。そこで、もっ
と簡易にその場で測定できるセンサが望まれている。そ
の１つの試みとして第３図のような多層式の分析担体が
提案されている。透明な支持体９の上に試薬層10、展開
層１１、防水層１２、過層１３が順に積層した構造に
なっている。血液サンプルを上部から滴下すると、まず
過層１３により血液中の赤血球、血小板などの固形成
分が除去され、防水層12にある小孔１４から展開層１１
へ均一に浸透し、試薬層１０において反応が進行する。
反応終了後、透明な支持体９を通して矢印の方向から光
をあて、分光分析により基質濃度を測定する方式であ
る。この方式は、微量の血液を滴下することにより簡易
に測定できるというメリットがある。
発明が解決しようとする問題点 しかし、上記の方式では、血液の浸透および反応に時間
がかかるため、サンプルの乾燥を防ぐ防水層１２が必要
となったり、反応を速めるために高温でインキュベート
する必要があり、装置および担体が複雑化するという問
題がある。
がかかるため、サンプルの乾燥を防ぐ防水層１２が必要
となったり、反応を速めるために高温でインキュベート
する必要があり、装置および担体が複雑化するという問
題がある。
従って、本発明は上記の問題点である装置や担体の複雑
化をさけ、簡易な構成で迅速に精度よく基質を測定でき
るバイオセンサを提供することを目的とする。
化をさけ、簡易な構成で迅速に精度よく基質を測定でき
るバイオセンサを提供することを目的とする。
問題点を解決するための手段 本発明は、電極部の上に保液層、過層および反応層を
順に設置するものである。
順に設置するものである。
作用 血液を滴下すると反応層で酸化還元酵素および前記酵素
と共役する酸化型色素がすみやかに反応する。次に過
層において赤血球および血小板が過される。さらに、
何も担持されていない保液層が過された反応液をすみ
やかに電極部に誘導し、そこで電極反応により反応量を
検知する。このように、短時間で、血液サンプルが反応
し過されるため、簡易な装置および担体で精度よく基
質の測定が可能となった。
と共役する酸化型色素がすみやかに反応する。次に過
層において赤血球および血小板が過される。さらに、
何も担持されていない保液層が過された反応液をすみ
やかに電極部に誘導し、そこで電極反応により反応量を
検知する。このように、短時間で、血液サンプルが反応
し過されるため、簡易な装置および担体で精度よく基
質の測定が可能となった。
実施例 バイオセンサの１つとして、グルコースセンサを例に説
明する。酸化還元酵素としてグルコースオキシダーゼ
を、酸化還元酵素と共役する酸化型色素としてフェリシ
アン化カリウムをそれぞれ用いた。第１図にグルコース
センサの一実施例の模式図を示す。塩化ビニル樹脂から
なる絶縁性の基板１に白金を埋めこみ測定極２と対極３
および参照極４からなる電極系を構成した。前記電極系
を覆うようにレーヨン紙５を保液層として設置した。そ
の上に孔径１μｍのポリカーボネート多孔体膜６を置い
て過層とし、一番上にパルプの不織布７を反応層とし
て設置した。このパルプの不織布７には、あらかじめグ
ルコースオキシダーゼ200mgとフェリシアン化カリウム
４００mgをリン酸緩衝液（pH５．６）１ccに溶解した高
濃度の液を含浸し、エタノールのような水に対する溶解
度の大きい有機溶媒中に浸漬後真空乾燥して、酵素およ
び色素の細かい結晶を高密度に担持している。
明する。酸化還元酵素としてグルコースオキシダーゼ
を、酸化還元酵素と共役する酸化型色素としてフェリシ
アン化カリウムをそれぞれ用いた。第１図にグルコース
センサの一実施例の模式図を示す。塩化ビニル樹脂から
なる絶縁性の基板１に白金を埋めこみ測定極２と対極３
および参照極４からなる電極系を構成した。前記電極系
を覆うようにレーヨン紙５を保液層として設置した。そ
の上に孔径１μｍのポリカーボネート多孔体膜６を置い
て過層とし、一番上にパルプの不織布７を反応層とし
て設置した。このパルプの不織布７には、あらかじめグ
ルコースオキシダーゼ200mgとフェリシアン化カリウム
４００mgをリン酸緩衝液（pH５．６）１ccに溶解した高
濃度の液を含浸し、エタノールのような水に対する溶解
度の大きい有機溶媒中に浸漬後真空乾燥して、酵素およ
び色素の細かい結晶を高密度に担持している。
このパルプの不織布７上に、試料液として血液を３０μ
ｌ添加し充分浸透させた後、参照極４を基準に測定極２
の電圧を０〜＋０．１Ｖの間で鋸歯状に０．１Ｖ／秒で
変化させた。この場合、白金からなる参照極４の電位は
試料液に溶解しているフェリシアン化カリウムとフェロ
シアン化カリウムの濃度比で決定される。添加された血
液中のグルコースがパルプの不織布７に担持されている
グルコースオキシダーゼにより酸化される際、酵素−色
素共役反応によりフェリシアン化カリウムが還元されフ
ェロシアン化カリウムが生成する。続いて反応した血液
がポリカーボネート多孔体膜６を通過する際、赤血球な
どの大きな固体成分が過される。血液のように高粘度
で微量のサンプルの場合、過が困難であるが、下にレ
ーヨン紙５のように親水性の薄膜を設置することによ
り、すみやかに過でき、電極部に反応した血漿（過
液）が達し、レーヨン紙５により電極部の全面に均一に
反応液が保持される。反応液中のフェロシアン化カリウ
ムを測定極２の電圧を掃引することにより酸化し、その
時酸化電流が流れる。この酸化電流は色素の変化量に比
例し、色素が充分に存在すれば色素の変化量は基質濃度
に対応するため、電流値を測定すると基質であるグルコ
ースの濃度が検知できる。このグルコースセンサを用い
ると、４００mg／dlという高濃度のクルコースが２分と
いう短時間で測定できた。これは従来例のように過し
て反応を行なわせるのでなく、まず反応を行なわせる構
成であり、高濃度の基質に充分対応できる酵素と色素が
溶けやすい状態で担持されているため短時間で反応が終
了したと考えられる。さらに、過層の下に親水性の薄
いレーヨン紙５を置くことにより、わずか３０μｌとい
う微量の血液の過をすみやかにおこなわせ電極上に均
一に展開して安定した応答電流がとれるようになった。
ｌ添加し充分浸透させた後、参照極４を基準に測定極２
の電圧を０〜＋０．１Ｖの間で鋸歯状に０．１Ｖ／秒で
変化させた。この場合、白金からなる参照極４の電位は
試料液に溶解しているフェリシアン化カリウムとフェロ
シアン化カリウムの濃度比で決定される。添加された血
液中のグルコースがパルプの不織布７に担持されている
グルコースオキシダーゼにより酸化される際、酵素−色
素共役反応によりフェリシアン化カリウムが還元されフ
ェロシアン化カリウムが生成する。続いて反応した血液
がポリカーボネート多孔体膜６を通過する際、赤血球な
どの大きな固体成分が過される。血液のように高粘度
で微量のサンプルの場合、過が困難であるが、下にレ
ーヨン紙５のように親水性の薄膜を設置することによ
り、すみやかに過でき、電極部に反応した血漿（過
液）が達し、レーヨン紙５により電極部の全面に均一に
反応液が保持される。反応液中のフェロシアン化カリウ
ムを測定極２の電圧を掃引することにより酸化し、その
時酸化電流が流れる。この酸化電流は色素の変化量に比
例し、色素が充分に存在すれば色素の変化量は基質濃度
に対応するため、電流値を測定すると基質であるグルコ
ースの濃度が検知できる。このグルコースセンサを用い
ると、４００mg／dlという高濃度のクルコースが２分と
いう短時間で測定できた。これは従来例のように過し
て反応を行なわせるのでなく、まず反応を行なわせる構
成であり、高濃度の基質に充分対応できる酵素と色素が
溶けやすい状態で担持されているため短時間で反応が終
了したと考えられる。さらに、過層の下に親水性の薄
いレーヨン紙５を置くことにより、わずか３０μｌとい
う微量の血液の過をすみやかにおこなわせ電極上に均
一に展開して安定した応答電流がとれるようになった。
上記の構成において、保液層であるレーヨン紙５を除く
と、血液の過がスムーズにできなくなり、電極上に十
分な量の反応液が浸透するのに時間がかかった。さら
に、反応液の電極上へのひろがりが不均一なため応答電
流のばらつきが大きくなり、精度よく測定できなかっ
た。
と、血液の過がスムーズにできなくなり、電極上に十
分な量の反応液が浸透するのに時間がかかった。さら
に、反応液の電極上へのひろがりが不均一なため応答電
流のばらつきが大きくなり、精度よく測定できなかっ
た。
上記の例では厚みが５０μｍという薄膜のレーヨン紙を
用いたが、厚みを増すと液の保持量が増加し十分な量の
反応液を電極に浸透させるのに時間がかかり、血液量も
多くを必要とした。又、レーヨン紙に酵素や色素を担持
したところ、過層との接触面が酵素や色素の結晶で接
点が減少するため、過に時間がかかった。以上より、
保液層としては、親水性で薄膜であり何も担持されてい
ない多孔体が望ましい。
用いたが、厚みを増すと液の保持量が増加し十分な量の
反応液を電極に浸透させるのに時間がかかり、血液量も
多くを必要とした。又、レーヨン紙に酵素や色素を担持
したところ、過層との接触面が酵素や色素の結晶で接
点が減少するため、過に時間がかかった。以上より、
保液層としては、親水性で薄膜であり何も担持されてい
ない多孔体が望ましい。
電極部の表面に測定のための保液層、過層、反応層か
らなる担体を直接置いてもよいが、その担体が重かった
り、加圧して設置する場合は、電極表面に直接測定担体
の一部が接触することにより電極反応面積が小さくなり
電流値が小さくかつばらつきやすくなる。そこでこの様
な場合には第２図に示すように、電極部に溝８を設け
て、測定用担体と電極表面が接しないようにする必要が
ある。
らなる担体を直接置いてもよいが、その担体が重かった
り、加圧して設置する場合は、電極表面に直接測定担体
の一部が接触することにより電極反応面積が小さくなり
電流値が小さくかつばらつきやすくなる。そこでこの様
な場合には第２図に示すように、電極部に溝８を設け
て、測定用担体と電極表面が接しないようにする必要が
ある。
上記の形状の電極部に微量の血液の過液を十分な量浸
透させるには、保液層が必要である。さらに、保液層の
形状を溝８の上部のみを覆うようにすることにより、溝
８に集中して過液を浸透させることができ、微量の液
で効果的に溝８を満たすことができた。これにより電極
表面に直接測定担体が接触しないで測定が可能となり、
再現性のよい応答電流が得られた。電極部に溝を作るか
わりに、電極のまわりにスペーサを設けてもよい。
透させるには、保液層が必要である。さらに、保液層の
形状を溝８の上部のみを覆うようにすることにより、溝
８に集中して過液を浸透させることができ、微量の液
で効果的に溝８を満たすことができた。これにより電極
表面に直接測定担体が接触しないで測定が可能となり、
再現性のよい応答電流が得られた。電極部に溝を作るか
わりに、電極のまわりにスペーサを設けてもよい。
本発明のバイオセンサは、試料液以外に希釈液などは必
要としないため、添加量を３０〜１００μｌに変化させ
て測定したところ、同一の血液では添加量に関係なく一
定の値を示した。このため、添加量を正確にする必要が
なく、微量の血液を添加するだけで簡易に測定が可能と
なった。さらに、高濃度の酵素および酸化型色素を用い
ることにより２分という短時間で反応が終了しているた
め、高温でインキュベートするための装置や蒸発を防ぐ
防水層が不要で、簡易な装置および担体で精度よく測定
できた。
要としないため、添加量を３０〜１００μｌに変化させ
て測定したところ、同一の血液では添加量に関係なく一
定の値を示した。このため、添加量を正確にする必要が
なく、微量の血液を添加するだけで簡易に測定が可能と
なった。さらに、高濃度の酵素および酸化型色素を用い
ることにより２分という短時間で反応が終了しているた
め、高温でインキュベートするための装置や蒸発を防ぐ
防水層が不要で、簡易な装置および担体で精度よく測定
できた。
保液層として上例ではレーヨン紙を用いたが、過層か
ら微量の液をすみやかに電極上に展開するには、親水性
でかつ薄い多孔性の膜であることが望ましい。レーヨン
紙の他に紙やナイロンの不織布なども使用できた。
ら微量の液をすみやかに電極上に展開するには、親水性
でかつ薄い多孔性の膜であることが望ましい。レーヨン
紙の他に紙やナイロンの不織布なども使用できた。
色素としては、上記実施例に用いたフェリシアン化カリ
ウムが安定に反応するので適しているが、Ｐ−ベンゾキ
ノンを使えば反応速度が速いので高速化に適している。
又、２，６−ジクロロフェノールインドフェノール、メ
チレンブルー、フェナジンメトサルフェート、β−ナフ
トキノン４−スルホン酸カリウムなども使用できる。
ウムが安定に反応するので適しているが、Ｐ−ベンゾキ
ノンを使えば反応速度が速いので高速化に適している。
又、２，６−ジクロロフェノールインドフェノール、メ
チレンブルー、フェナジンメトサルフェート、β−ナフ
トキノン４−スルホン酸カリウムなども使用できる。
なお、上記実施例におけるセンサはグルコースに限ら
ず、アルコールセンサやコレステロールセンサなど、酸
化還元酵素の関与する系に用いることができる。酸化還
元酵素としてはグルコースオキシダーゼを用いたが、他
の酵素、たとえばアルコールオキシダーゼ、キサンチン
オキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ等も用いら
れる。
ず、アルコールセンサやコレステロールセンサなど、酸
化還元酵素の関与する系に用いることができる。酸化還
元酵素としてはグルコースオキシダーゼを用いたが、他
の酵素、たとえばアルコールオキシダーゼ、キサンチン
オキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ等も用いら
れる。
発明の効果 本発明のセンサによれば、直接微量のサンプルを適下す
るだけで、特定成分を短時間に精度よく測定することが
できる。
るだけで、特定成分を短時間に精度よく測定することが
できる。
第１図および第２図は本発明の実施例のグルコースセン
サの断面模式図、第３図は従来のバイオセンサの断面模
式図である。 １……基板、２……測定極、３……対極、４……参照
極、５……保液層、６……過層、７……反応層、８…
…溝。
サの断面模式図、第３図は従来のバイオセンサの断面模
式図である。 １……基板、２……測定極、３……対極、４……参照
極、５……保液層、６……過層、７……反応層、８…
…溝。
Claims (2)
- 【請求項１】絶縁性の基板に測定極、対極および参照極
からなる電極系を設けた電極部の上に、保液層と多孔体
膜からなる過層および酸化還元酵素と前記酵素と共役
する酸化型色素を含んだ反応層を順に設置したことを特
徴とするバイオセンサ。 - 【請求項２】保液層が親水性の多孔体からなる特許請求
の範囲第１項記載のバイオセンサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60054906A JPH0640087B2 (ja) | 1985-03-19 | 1985-03-19 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60054906A JPH0640087B2 (ja) | 1985-03-19 | 1985-03-19 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61213663A JPS61213663A (ja) | 1986-09-22 |
| JPH0640087B2 true JPH0640087B2 (ja) | 1994-05-25 |
Family
ID=12983643
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60054906A Expired - Lifetime JPH0640087B2 (ja) | 1985-03-19 | 1985-03-19 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0640087B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0660882B2 (ja) * | 1985-04-19 | 1994-08-10 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| JPH0676984B2 (ja) * | 1985-11-07 | 1994-09-28 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| JP2596017B2 (ja) * | 1987-11-19 | 1997-04-02 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5926048A (ja) * | 1982-08-03 | 1984-02-10 | Toshiba Corp | 検体検査ユニツト |
| JPS6024444A (ja) * | 1983-07-19 | 1985-02-07 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
-
1985
- 1985-03-19 JP JP60054906A patent/JPH0640087B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61213663A (ja) | 1986-09-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0359831B2 (en) | Biosensor and process for its production | |
| US4897173A (en) | Biosensor and method for making the same | |
| US5185256A (en) | Method for making a biosensor | |
| AU2001276888B2 (en) | Antioxidant sensor | |
| US5352348A (en) | Method of using enzyme electrode | |
| US20030159944A1 (en) | Apparatus for amperometric diagnostic anagnostic analysis | |
| WO1984003562A1 (en) | Biosensor | |
| JPH0640086B2 (ja) | バイオセンサ | |
| KR20020077407A (ko) | 피분석물 측정에 사용하기 위한 전기화학적 시험 스트립 | |
| JP2005517181A (ja) | 液体サンプルの分析のための電気化学式バイオセンサストリップ | |
| CA2359321A1 (en) | Diagnostic test for the measurement of analyte in a biological fluid | |
| JPH0524453B2 (ja) | ||
| JPS63128252A (ja) | バイオセンサ | |
| JPS60173458A (ja) | バイオセンサ | |
| RU2278612C2 (ru) | Иммуносенсор | |
| Roe | Biosensor development | |
| WO1991016630A1 (en) | Device and method for electroimmunoassay | |
| JPH043500B2 (ja) | ||
| JPH0640087B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JPH01134246A (ja) | バイオセンサ | |
| JPS60211350A (ja) | バイオセンサ | |
| JPS63317097A (ja) | バイオセンサ | |
| JPH0676984B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JPH0640089B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP2543057B2 (ja) | バイオセンサの製造方法およびバイオセンサ用電極板の製造方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |