JPS60171446A - Ion selective stratiform half-cell - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 細には，本発明は臨床上の用途に有用なイオン選択性層
状半電池に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION In particular, the present invention relates to ion-selective layered half-cells useful for clinical applications.

電気化学装置は，心電図（　ＥＣ（”＋）および脳波図
（ＥＥｎ）の場合のように，生体系中の電気的活動度を
検知するのに，臨床上の用途において広範囲に使用上れ
ている。また、電気化学装置は生物学的流体の臨床分析
にも広く使用されている。Electrochemical devices have been used extensively in clinical applications to detect electrical activity in biological systems, as in the case of electrocardiograms (EC("+)) and electroencephalograms (EEn). Electrochemical devices are also widely used in clinical analysis of biological fluids.

電気化学センサーは，′＃Ｌ解質，血液中のガス。The electrochemical sensor is '#L solute, a gas in the blood.

代謝産物，医薬品およびホルモンのような様々な被分析
体を検出する手段とされる。このような電気化学七／−
！７−一はその製作および使用が比較的に簡単なことと
共に，健康管理の用途にも最適である。このような電気
化学センサ−は例えば全血検体に高感度であり，選択的
かつ適合性であり，比較的に少歇の検体しか必要とせす
，さらに、常用されている他の方法よりも干渉をうけに
くい。このような′電気化学センサーは小型であり，外
来の試薬全ほとんど必要とせず，ｔた．装置中の計装も
比較的に単純なので救急医療，臨床医療および外科手術
の準備などに使用するのに適している。It is used as a means to detect a variety of analytes such as metabolites, drugs, and hormones. Such electrochemistry 7/-
! 7-1 is relatively easy to manufacture and use, and is also ideal for health care applications. Such electrochemical sensors are sensitive to, for example, whole blood analytes, are selective and compatible, require relatively few analytes, and are more intrusive than other commonly used methods. Not easily affected. Such 'electrochemical sensors are small, require little or no extraneous reagents, and are highly efficient. The instrumentation in the device is also relatively simple, making it suitable for use in emergency medical care, clinical care, and preparation for surgical operations.

電気化学センサーのその他の用途は，有毒物質に対する
職業的曝露をモニターする個入用被曝量計，化学過程の
モニターと制御，微生物学過程のモニターおよび歯科技
工装置の制御などである。Other uses of electrochemical sensors include personal dosimeters to monitor occupational exposure to toxic substances, monitoring and control of chemical processes, monitoring of microbiological processes, and control of dental laboratory equipment.

信頼性が高く，万能的であり，不使用時および貯蔵中は
安定であり，しかも、安価に製造でき。It is highly reliable, versatile, stable when not in use and during storage, and is inexpensive to manufacture.

かくして、一回使用した後はセンサーを廃棄することに
より，このようなセンサーに通常ともなう欠点（例えば
、被毒，変動，０点変動）などの多くを最小にし，ある
いは全くなくすることのできる改良された電気化学セン
サーの開発が強く望まれている。Thus, by disposing of the sensor after a single use, improvements can be made that minimize or even eliminate many of the drawbacks normally associated with such sensors (e.g., poisoning, fluctuations, zero point fluctuations). There is a strong desire to develop electrochemical sensors based on this technology.

従って，本発明の目的は。Therefore, the purpose of the present invention is to:

（ａ）　寸法的に安定で化学的に不活性な電気絶縁支持
体層。(a) A dimensionally stable and chemically inert electrically insulating support layer.

（ｂ）　前記（８１層の上に塗布された，導電率が少な
くともＩ　Ｘｌ　０２（Ω−ｃＩｒＬ）−’の導電性材
料の末端層。(b) A terminal layer of a conductive material having a conductivity of at least I Xl 02 (Ω-cIrL)-' coated on top of the (81) layer.

ハ゛イシタ゛一 （Ｃ）前記ｆｂｌ層の上に塗布された，有機ポリｒ〕′
の母材中に均質に分散された炭素微粒子の層。(C) Organic polyester coated on the FBL layer
A layer of fine carbon particles homogeneously dispersed in the matrix.

（ｄ）　前記（０１層の上に塗布された。誘電性有機ポ
リマーの母材中に均質に分散されたイオノフオア（１ｎ
ｎｎｐｈｎｒｅ　）物質からなるイオン選択膜の層であ
って、前記炭素層のインピーダンスよりも少くとも１０
０倍大きいインピーダンスを有し該イオン選択膜の賽と
炭素分散層との間の界面は。(d) ionophores (1n
a layer of an ion-selective membrane consisting of a material with an impedance of at least 10% less than that of the carbon layer;
The interface between the ion-selective membrane die and the carbon-dispersed layer has an impedance that is 0 times greater.

これらの層が部分的に相互に拡散した帯域からなるもの
からなることを特徴とする層状半電池を提供することで
ある。使用中、（ｂ）およびｆＣｌ　層は存在しうるい
かなる被分析体とも化学的接触および導電的接触をおこ
さないようにシールドされている。The object of the present invention is to provide a layered half-cell characterized in that these layers consist of partially interdiffused bands. In use, the (b) and fCl layers are shielded from chemical and conductive contact with any analytes that may be present.

本明細書で使用されている０半電池”という用語はイオ
ン運動が電子運動に転換される界面の集合体を意味する
。完全な七／サーは軍律とも呼ばれる二個の前記のよう
な半電池からなる。１１［ｉ！ｉｌの半電池は指示半電
池であり、他方は参照半電池である。As used herein, the term "half cell" refers to a collection of interfaces where ionic motion is converted to electron motion. The half-cell of 11[i!il is the indicator half-cell and the other is the reference half-cell.

本発明の別の目的は２本発明の層状半電池を検出電極お
よび参照電極として使用するセ／ｆ−’ｅ提供すること
である。Another object of the present invention is to provide a cell in which the layered half-cell of the present invention is used as a sensing electrode and a reference electrode.

本発明の他の目的は液状被分析体中に含有される特定の
イオンの相対濃度を測定するために前記の七／サーを使
用する方法を提供することである。Another object of the present invention is to provide a method of using the above-described 7/Ser to determine the relative concentration of specific ions contained in a liquid analyte.

ん 第１図は本発明の半電池を２個絹込ｆだセンサーの路上
面図である。FIG. 1 is a road view of a sensor including two half-cells according to the present invention.

第２図は第１図の線Ａ−Ａにそった同一センサーの略断
面図であり、センサーの各層を示している。FIG. 2 is a schematic cross-sectional view of the same sensor taken along line A--A of FIG. 1, showing the layers of the sensor.

第５図は本発明てより製造されたセフ＋ｊ−の応答曲線
である。FIG. 5 is a response curve of Cef+j- produced according to the present invention.

下記に要約される先行特許明細書に開示されているよう
に、イオン選択電極半電池は当然、従来技術において周
知である。Ion-selective electrode half-cells are, of course, well known in the prior art, as disclosed in the prior patent specifications summarized below.

米国特許第４．０２０，８３号 この特許は、電界効果型トラ／シスター（Ｆ’ＥＴ）の
ゲート領域上に蒸着されたイオン選択膜からなる電界効
果型トラ／シスター（１”ＥＴ）に関する。No. 4,020,83 This patent relates to a field effect tiger/sister (1''ET) consisting of an ion selective membrane deposited over the gate region of the field effect tiger/sister (F'ET).

”ゲート″′が試験溶液に曝露された場合、電気化（７
） 学的電位がゲート電圧を変調させ、そして、ソース・ビ
レ４フ間電流を変調させる。If the “gate” is exposed to the test solution, it will become electrified (7
) The electrical potential modulates the gate voltage, which in turn modulates the source-to-wallet current.

米国特許第４，０５３，３８１号 この特許は、支持体上に支持された内部参照素子上に塗
布されたイオン選択膜層からなる層状電極に関する。参
照素子はそれ自体が、金属層、＃金属層に接する可溶性
塩層および該塩層に接する。No. 4,053,381 This patent relates to a layered electrode consisting of an ion-selective membrane layer coated on an internal reference element supported on a support. The reference element is itself in contact with a metal layer, a soluble salt layer contacting the #metal layer, and the salt layer.

固体親水性・（イングー（例えば、ポリビニルアルコー
ル、アガロースまたは脱イオンゼラチン）中に溶解され
た電解質層などのような数個の層からなることかで＾る
。It may consist of several layers, such as an electrolyte layer dissolved in a solid hydrophilic material (e.g. polyvinyl alcohol, agarose or deionized gelatin).

この特許は、平面支持体および該支持体に接合された導
体の別々の第１領域および第２領域からなる層状イオン
選択電極に関する。イオン、へ択膜は支持体ウェファ−
に接合されており、そして。This patent relates to a layered ion-selective electrode consisting of a planar support and separate first and second regions of conductor joined to the support. The ion and selective membrane is a support wafer.
is joined to, and.

第１導体領域および電気的出力手段は第２導体領域に接
げされている。ウェファ−９第２導体領域および出力手
段は封入きれており液体が浸入しない構造になっている
。The first conductor region and the electrical output means are connected to the second conductor region. The second conductor region of the wafer 9 and the output means are completely encapsulated to prevent liquid from entering.

（８） この特許は主に、様々な被分析体を分析するだめの、常
用の支持体上に支持された一連の電極に関する。層状電
極のうちの少なくとも１個は較正用であす、Ｆ５ＪＴ定
濃度０被分析体を含有する第１電極層および別の所定濃
度の被分析体全含有する第２電極層からなる。(8) This patent primarily relates to a series of electrodes supported on a conventional support for analyzing various analytes. At least one of the layered electrodes is for calibration and consists of a first electrode layer containing an analyte at a constant concentration of zero F5JT and a second electrode layer containing another predetermined concentration of analyte.

Ａイオン選択喚 イオン選択膜は、特に最近、液状膜電極に広く使用さね
、できている。これらの噂は基本的に、不活注量材中に
分散された。電気的に荷電上れているか、捷たは中性の
配位子（イオノフオア−１ｉｎｎｎｐｈｎｒｅ）のいず
れかからなる。Ion-selective membranes have been widely used in liquid membrane electrodes, especially recently. These rumors were basically dispersed into dead fill material. It consists of either electrically charged, neutral or neutral ligands (ionophores).

Ｆ記の表１に列挙されるような、広範なイオノフオア−
物質が様々なイオ／選択・度について利用できる。A wide range of ionophores, such as those listed in Table 1 of F.
Substances are available in various io/selectivity/degrees.

表１ に＋　バリノマイシ／ クラウンエーテル（例えば。Table 1 ni + Balinomyshi / Crown ether (e.g.

ジメチルジベンゾ−３０− クラウン−１０，ジシクロ へキシル−１８−クラウン。dimethyldibenzo-30- Crown-10, dicyclo Hexyl-18-crown.

ジメチルジシクロ−へキシ ル−（８−クラウン６） Ｎａ＋　メチルモネシ／ Ｃａ”＋　ジデシルリン酸＋ジオクチ ルフェニルホスフアート。dimethyldicyclohexy Lou (8-crown 6) Na + Methyl monesi/ Ca” + didecyl phosphate + dioctyl Luphenyl phosphatate.

テノイルトリフルオロアセ １′ ト／十トリゾチルホスファ ート。Thenoyl trifluoroacetate 1′ trizotylphospha To.

す／酸のモノ−およびジ− エステル＋：）（２−エチル ヘキシル）２−エチルへキ シルホスファート。Mono- and di-acids Ester +:) (2-ethyl hexyl)2-ethylhexyl Sylphosphate.

カルシウムジデシルホスフ ァート＋ジー（オクチルフ ェニル）ホスホナート。calcium didecylphosph art + g (octylph) phenyl) phosphonate.

カルシウムジ（オクチルフ ェニル）ホス７アート＋ジ オクチルフェニルホスファ 一ト Ｂａ”　カルシウムジー（２−エチ ルヘキシル）ホス７アート 十デカ／−１−オール。Calcium di(octylph) phenyl) phos 7 art + di octylphenyl phospha Itto Ba”　Calcium d(2-ethyl) (ruhexyl) phos 7 art Ten deca/-1-all.

０−ニトロジフェニルニー チル中に溶解したノニルフ エノキシポリ（エチレンオ キシ）エタノールのｌ（リウ ム錯体 Ｃ１−適当なナトリウム塩の水溶 液と共に振とうしたデカン −１−オール中のハロゲ／ 化物脱除剤Ａｔ　１ｑｕａｔ　３３６８と組み合された
Ａｇ／Ａ、ｆｌＣＪ。1 of nonylphenoxypoly(ethyleneoxy)ethanol dissolved in 0-nitrodiphenylnityl (lium complex C1 - halogen/compound scavenger in decane-1-ol shaken with an aqueous solution of the appropriate sodium salt) Ag/A combined with At 1quat 3368, flCJ.

ｐ−オクトデシルオキシ− ｍ−クロロフェニル−ヒト （１１） ロジン−メンキサロニトリ ル（ＯＣＰＨ） ＮＨ４＋　ノナクチ／。p-octodecyloxy- m-chlorophenyl-human (11) Rosin-Menxalonitri le (OCPH) NH4+ Nonakuchi/.

モナクチ／ Ｎ（１，−トリドデシルヘキサデシル アンモニウムニトラート＋ 。−オクチル−〇−二トａ フェニル。Monakuchi/ N(1,-tridodecylhexadecyl Ammonium nitrate + . -octyl-〇-dito a Phenyl.

１：１０　ツェナ／ドロリン ニッケル（ＩＩＩニドラード＋ｐ −ニトロシメ／ ［■１トリオクチルアミ／ 下記実施例２６〜３２に開示されるように、イオン選択
層中のイオノフオア−の濃度はさほど重要な要件ではな
い。例えば、約０．５ｗｔ４からのイオン選択層を使用
できる。あらゆる系について最大感度全得るには約５．
０ｗｔ４のイオノフオア−が好ましい。これよりもさら
に高１１［のイオノフオア−も何の不都合もなく使用で
きる。しかし、特にこれといった利点も得られないもの
と思われる。1:10 zena/droline nickel (III nidrade + p-nitrosime/ [■1 trioctyl amide/ As disclosed in Examples 26 to 32 below, the concentration of ionophore in the ion selective layer is not a critical requirement. For example, an ion-selective layer from about 0.5wt4 can be used.To obtain maximum overall sensitivity for any system, about 5wt.
A 0wt4 ionophore is preferred. Even higher ionophores than this can be used without any problem. However, it seems that no particular advantage can be obtained.

（１２） しかし、イオノフオア−箸のイオン運搬容量が飽和され
ないことが重要である。従って、特定のイオンの濃度が
極めて高い被分析体については、イオノフオア−レベル
を高めることが必要であろう。(12) However, it is important that the ion transport capacity of the ionophore-chopstick is not saturated. Therefore, for analytes with very high concentrations of particular ions, it may be necessary to increase ionophore levels.

最も広く使用されている膜母材用材料は下記の品 表２に列挙されるような非節質で疎水性のポリマー類で
ある。The most widely used membrane matrix materials are the non-knotty, hydrophobic polymers listed in Table 2 below.

表２ 膜電極母材用疎水性ポリマー類 ポリ（塩化ビニル）［ＰＶ’ＣＩ］。Table 2 Hydrophobic polymers for membrane electrode base materials Poly(vinyl chloride) [PV'CI].

酢酸セルロース。Cellulose acetate.

ポリ（ビスフェノール−Ａカーボネート）。Poly(bisphenol-A carbonate).

ボリア０キ＋ｊ／／ポリ（ビスフェノール−Ａカーボネ
ート）ブロックコポリマー。Boria 0ki+j//poly(bisphenol-A carbonate) block copolymer.

ポリ（メチルメタクリラート）。Poly(methyl methacrylate).

ポリ（塩化ビニリデン）。Poly(vinylidene chloride).

ポリスチレン。polystyrene.

低級アルキルアクリラートおよびメタクリラートポリマ
ーおよびコポリマー。Lower alkyl acrylate and methacrylate polymers and copolymers.

ボリウレタ／。Boliureta/.

シリコ／ゴム 母材用ポリマーは耐薬品性で、高誘電性材料であり、し
かも、好ましくは、電気絶縁材よりも若干高導電性でな
ければならない。The silico/rubber matrix polymer should be a chemically resistant, highly dielectric material, and preferably slightly more conductive than the electrically insulating material.

１１は電極母材として使用するのに適する前記列挙のポ
リマーのうち、ＰＶＣが最も広く使用される。Among the polymers listed above suitable for use as an electrode base material, PVC is most widely used.

一般的に、母材用ポリマーは可塑剤が配合されており、
ポリマーが多少膨潤できるようになっている。多くの場
合、可塑剤の配合は、膜を通してイオンキャリヤーが十
分に移動できるようにするために必要である。Generally, polymers for base materials are blended with plasticizers,
The polymer is allowed to swell to some extent. In many cases, the inclusion of plasticizers is necessary to allow sufficient movement of ionic carriers through the membrane.

本発明で使用される可塑剤は例えば、ジオクチルアシパ
ート、トリス（２−エチルへキクルンホスファート、ジ
ブチルセパカート、ｎ−ニトロ７ｘ　＝　／ｌ／　オ９
　ｆルエーテル、ジフェニルエーテル。Plasticizers used in the present invention are, for example, dioctyl acypart, tris(2-ethylhexycrunphosphate, dibutyl sepacate, n-nitro7x = /l/o9
f-ether, diphenyl ether.

ジノニルフタラード、ジフェニルフタラード、：）−２
−二トロフェニルエーテル、クルセロールトリアセター
ト、トリブナルホスフアート、およびジオクチルフェニ
ルホスファートなどである。Dinonyl phthalade, diphenyl phthalade, :)-2
- ditrophenyl ether, crucerol triacetate, tribunal phosphate, and dioctyl phenyl phosphate.

このタイプのイオン選択膜は通常、ポリマーおよび可塑
剤（使用する場合のみ）を揮発性有機溶剤にとかして溶
液を調製し、この溶液を所望の表面上か、または所望の
形状に注型し１次いで、溶剤を蒸発させて除くことによ
り製造される。This type of ion-selective membrane is typically prepared by dissolving the polymer and plasticizer (if used) in a volatile organic solvent to form a solution, and then casting this solution onto the desired surface or into the desired shape. It is then produced by evaporating off the solvent.

前記の要件の他に、イオノフオア一層を構成する材料と
して、該イオノフオア一層のインピーダンスが、該イオ
ノフオア一層の下に位置する分散炭素層のインピーダン
スよりも少なくとも１００倍。In addition to the above requirements, the impedance of the ionophore layer is at least 100 times greater than the impedance of the dispersed carbon layer located below the ionophore layer.

好ましくは少なくとも１００．０００倍大きいような材
料を選択しなければならない。インピーダンスがこの値
よりも実質的に小さい場合、イオンおよび／またはイオ
ノフオア−の移動間は通常の電極操作にとって過度であ
る。他方、＠層のインピーダンスが電気計器のインピー
ダンスに接近し、それにより、測定の実質的誤差を生じ
るようなインピーダンス負荷効果をうけないようにする
ため、膜層のインピーダンスは過度に高すぎるものであ
ってはならない。この理由により、イオノフオア一層の
インピーダンスは本発明の半電池の導電層間の電位を測
定するのに使用される電気計器のインピーダンスよりも
少なくとも約１００分の１未満の大きさであることが好
ましい。A material must be selected that is preferably at least 100.000 times larger. If the impedance is substantially less than this value, the duration of ion and/or ionophore migration is excessive for normal electrode operation. On the other hand, the impedance of the membrane layer should not be too high in order to avoid impedance loading effects such that the impedance of the @ layer approaches the impedance of the electrical meter, thereby causing substantial errors in the measurements. must not. For this reason, it is preferred that the impedance of the ionophore layer be at least about 100 times less than the impedance of the electrical meter used to measure the potential between the conductive layers of the half-cell of the present invention.

Ｂ炭素層 分散炭素層は本質的に、誘電性有機疎水性ポリマーの母
材中に分散された炭素の微粒子からなる。B Carbon Layer The dispersed carbon layer consists essentially of fine particles of carbon dispersed in a matrix of dielectric organic hydrophobic polymer.

炭素粒子の正確な形状は絶対要件ではない。例えば、カ
ーボンブラック、微細Ｒレットおよび木炭粉などを使用
できる。しかし、炭１−ポリマー分散層のインピーダン
スをイオン選択膜のインピーダンスの約１チ未満とする
のに十分な量の炭素を使用しなければならない。The exact shape of the carbon particles is not an absolute requirement. For example, carbon black, fine R-let, charcoal powder, etc. can be used. However, a sufficient amount of carbon must be used so that the impedance of the carbon 1-polymer dispersed layer is less than about 1 inch less than the impedance of the ion-selective membrane.

しかし２分散炭素層はイオン選択膜中に部分的に相互拡
散しなければならないことを考慮すれば。However, considering that the bidisperse carbon layer must partially interdiffuse into the ion-selective membrane.

炭素粒子は微粒子でなければｈらないことは明らかであ
る。即ち、炭素粒子は実質的に膜層または炭素層の厚さ
よりも小さくなければならない。曖の厚さくこれ自体は
絶対要件ではない）にもよるが、好ましい粒径は１〜２
０μｍであり、１〜１０μｍが特に好ましい。It is clear that carbon particles must be fine particles. That is, the carbon particles must be substantially smaller than the thickness of the membrane or carbon layer. The preferred particle size is 1 to 2, although it depends on the thickness of the grain (this itself is not an absolute requirement).
0 μm, particularly preferably 1 to 10 μm.

捷た。炭素粒子用の母材として使用される特別な有機ポ
リマーは、該ポリマーが誘電性であり。I cut it. The particular organic polymer used as the matrix for the carbon particles is such that the polymer is dielectric.

１だ、炭素層およびイオン選択膜鳴の両方と非反応性の
母材を形成する限りは、特に絶対要件ではない。例えば
、膜層の母材用に好適なポリマーは全て１分散炭素層用
の母材としても好適である。1. This is not an absolute requirement, as long as it forms a matrix that is non-reactive with both the carbon layer and the ion-selective membrane. For example, all polymers suitable for the matrix of the membrane layer are also suitable as the matrix for the monodisperse carbon layer.

さらに、ポリエチレンおよびポリプロビレ／のような極
めて結晶質性のポリマーも使用できる。Additionally, highly crystalline polymers such as polyethylene and polypropylene can also be used.

分散炭素１用の好適な母材ポリマーは例えば。Suitable matrix polymers for dispersed carbon 1 include, for example.

ポリ（カプロラクトン）のようなフィルム形成性親油性
ポリマー類；ポリメタクリラート、ポリメチルメタクリ
ラートおよびポリエーテルメタクリラートのようなポリ
アクリラート１．・よびアルファーアルキルポリアクリ
ラートエステル類；塩化ビニリゾ／／アクリロニトリル
、塩化ビニリデン／メタクリラートおよび塩化ビニリゾ
／／ビニリアセタートのような塩化ビニリデンコポリマ
ーヂ自；エチレン／ビニリアセタートコポリマー；ポリ
エチレン；ポリビニルアセタート／アクリラート。Film-forming lipophilic polymers such as poly(caprolactone); polyacrylates such as polymethacrylate, polymethyl methacrylate and polyether methacrylate1. - and alpha-alkyl polyacrylate esters; vinylidene chloride copolymers such as vinylizo//acrylonitrile, vinylidene chloride/methacrylate and vinylizo//vinylacetate; ethylene/vinylacetate copolymers; polyethylene; polyvinyl acetate/ Acrylate.

ポリビニルアセタート／メタクリラートおよびポリビニ
ルアセタートのようなポリビニルエステル類；式ＨＯ（
（５Ｉ２）　ｎ　ＯＨ（ここで、ｎば２〜１０の整数で
ある）のポリメチン／グリコールと（１）へキサヒドロ
テレフタル酸、セ／（シン酸およびテレフタル酸。Polyvinyl esters such as polyvinyl acetate/methacrylate and polyvinyl acetate; formula HO (
(5I2) Polymethine/glycol of n OH (where n is an integer from 2 to 10) and (1) hexahydroterephthalic acid, se/(cinic acid and terephthalic acid).

（２）はテレフタル酸、イソフタル酸およびセ・（シ／
酸、Ｃ３）はテレフタル酸およびセ・９シ／酸、（４）
はテレフタル酸およびイソフタル酸との反応生成物から
製造されるコポリエステル類および前記グリコール類と
テレフタル酸、イソフタル酸、セ・２シ／酸およびアジ
ピン酸から製造されたコポリエステル類の混合物のよう
なコポリエステル類；ナイロンまたけＮ−メトキゾメチ
ルボリヘキサメチレ／アジパミドのようなポリアミド類
：ブタジェン／アクリロニトリルコポリマー類およびク
ロロ−２−ブタジエ／−１，３−ポリマー類のような合
成ゴム類；ボリスチレ／−ポリブタジェン−ポリスチレ
ンおよびポリスチレ／−ポリイソプレ／のようなブロッ
クコポリマー類；ポリ（塩化ビニル／アセタート）のよ
うなポリ（塩化ビニル）コポリマー類；ポリ（ビニルブ
チラール）およびポリ（ビニルホルマール）のようなポ
リビニルアセタール；ポリウレタンクコポリカーボネー
ト類；ボリスチレ／；フェノール樹脂類およびメラミン
−ホルムアルデヒド樹脂類などである。(2) is terephthalic acid, isophthalic acid and
Acid, C3) is terephthalic acid and C9/acid, (4)
such as copolyesters prepared from the reaction products of terephthalic acid and isophthalic acid and mixtures of copolyesters prepared from the aforementioned glycols with terephthalic acid, isophthalic acid, citric acid and adipic acid. Copolyesters; polyamides such as nylon-clad N-methoxomethylbolihexamethylene/adipamide; synthetic rubbers such as butadiene/acrylonitrile copolymers and chloro-2-butadiene/-1,3-polymers; /-polybutadiene-block copolymers such as polystyrene and polystyrene/-polyisopre/; poly(vinyl chloride) copolymers such as poly(vinyl chloride/acetate); poly(vinyl butyral) and poly(vinyl formal); These include polyvinyl acetal; polyurethane copolycarbonates; polyethylene/; phenolic resins and melamine-formaldehyde resins.

分散炭素層用の母材ポリマーを可塑化する必要のない場
合もある。しかし、イオノａ択膜および分散炭素層間に
望ましからざる＃度勾配が生成することを最小限におさ
えるために、同一のポリマーあるいけ少なくとも類似の
ポリマーを前記イオン選択膜鳴および分散炭素層中で使
用することが好ましい。例えば、：）オクチルフタラー
ドで可塑化されたｐｙｃ２嗅箸用の母材として使用する
場合。In some cases, it may not be necessary to plasticize the matrix polymer for the dispersed carbon layer. However, to minimize the formation of undesirable gradients between the ion-selective membrane and the dispersed carbon layer, the same or at least similar polymers are used in the ion-selective membrane and the dispersed carbon layer. It is preferable to use it in For example: :) When used as a matrix for pyc2 snuff sticks plasticized with octyl phthalade.

二層間におけるイオン種の移動を最小にする最も効率的
で経済的な方法は分散炭素層用の母材として、同一の可
塑化ＰｖＣ組成物を使用することである。史に２両１間
の相互拡散は母材の相互溶解性によって促進される。The most efficient and economical way to minimize the migration of ionic species between the two layers is to use the same plasticized PvC composition as the matrix for the dispersed carbon layer. Historically, the interdiffusion between the two is promoted by the mutual solubility of the base materials.

本発明の電極半′亀池の組立てに関する下記の記載から
明らかなように１分散炭素層の母材ポリマーは、膜と炭
素層との相互拡散を促進するため。As is clear from the following description of the assembly of the electrode half-wall of the present invention, the matrix polymer of the monodisperse carbon layer promotes interdiffusion between the membrane and the carbon layer.

ある程度にまで可塑化されていることが好ましい。Preferably, it is plasticized to some extent.

Ｃ塩ブリッジ層 本発明の層状半電池を、−次検出または指示電極のかわ
りに参照電極として使用する場合１通常。C Salt Bridge Layer 1 Usually when the layered half-cell of the present invention is used as a reference electrode instead of a secondary detection or indicator electrode.

イオノフオア一層は塩ブリッジ層で被覆される。One layer of ionophore is coated with a salt bridge layer.

この塩ブリッジ層は被測定イオン種の一定濃度の源であ
る。この塩ブリッジは被分析体含有溶液とイオノフオア
一層との間のイオンブリッジとして機能し、水混和性親
水性ポリマーに溶解された少量の適当な電解質からなる
。This salt bridge layer is the source of a constant concentration of the ionic species to be measured. This salt bridge functions as an ionic bridge between the analyte-containing solution and the ionophore layer and consists of a small amount of a suitable electrolyte dissolved in a water-miscible hydrophilic polymer.

好適な親水性ポリマー類はポリビニルアルコール（ＰＶ
Ａ）、ポリエチレンオキシド類、ポリエチレンオキシド
エーテル類、および様々なポリサツカリド類などである
。多くのポリサツカリド類のうち１本発明の目的に好適
なポリ丈ツカリドは寒天およびアガロースのような天然
ガム類、セルロースおよびセルロースエステル類、セル
ロースエーテル類およびベンジルセルロースのようなセ
ルロース誘導体類などである。親水性ポリマーは室温で
液状被分析体の存在下で少なくとも普通の寸法安定性を
有し、また、該液状被分析体に室温で実質的に不溶性で
あるものを選択しなければならない。Preferred hydrophilic polymers are polyvinyl alcohol (PV
A), polyethylene oxides, polyethylene oxide ethers, and various polysaccharides. Among the many polysaccharides suitable for the purposes of this invention are natural gums such as agar and agarose, cellulose and cellulose esters, cellulose ethers and cellulose derivatives such as benzylcellulose. The hydrophilic polymer must be selected to have at least moderate dimensional stability in the presence of the liquid analyte at room temperature and to be substantially insoluble in the liquid analyte at room temperature.

塩ブリッジ轡を保護するために、該塩ブリッジ喘は８ｉ
１ａｓｔｉｃ　（登録商標）またはＰＶＣのよう々不活
性で実質的に水非混和性の１で被覆されている。概して
、塩ブリッジ用の被覆は２分散炭素層を形成するのに母
材として使用される前記の親油性ポリマー類のような不
浸透性で疎水性のポリマーから製造できる。To protect the salt bridge layer, the salt bridge layer is 8i
1 is coated with an inert, substantially water-immiscible material such as 1astic® or PVC. Generally, coatings for salt bridges can be made from impermeable, hydrophobic polymers, such as the lipophilic polymers described above, used as a matrix to form the bidisperse carbon layer.

塩ブリッジ響の端部の極〈一部分の表面のみを暴露し、
被分析体と接触する表面積を狭くシ、か池との間に配置
された場きは、同時に、センサーと参照電池との間にイ
オ／ブリソ：）全生成する。The pole at the end of the salt bridge Hibiki (exposing only a part of the surface,
If the surface area in contact with the analyte is narrowed, and the cell is placed between the cells, at the same time, a total of io/briso:) is generated between the sensor and the reference cell.

塩ブリッジ層中の電解質濃度が実質的に一定であるよう
に塩ブリッジ１が適正に配合されている場合、塩ブリッ
ジ箸からの参照信号も一定のままである。If the salt bridge 1 is properly formulated so that the electrolyte concentration in the salt bridge layer is substantially constant, the reference signal from the salt bridge chopstick will also remain constant.

塩ブリッジ物質は電解質を親水性ポリマーに溶解させる
ことによって容易に配合される。この配合物は使用され
る特定のタイプの親水性ポリマーによるが、簡単に適当
な支持体上にスクリーン印刷することができ、そして、
加熱および／または乾燥させることによって固化させる
ことができる４、ＰＶＡの場合、乾燥のみで十分であろ
う。Ｌ７かし。Salt bridge materials are easily formulated by dissolving electrolytes in hydrophilic polymers. Depending on the particular type of hydrophilic polymer used, this formulation can be easily screen printed onto a suitable support and
In the case of PVA, which can be solidified by heating and/or drying, drying alone may be sufficient. L7 Kashi.

ＰＶＡでない場合、配合物中に、少量の架橋剤を加え、
印刷１１を普通の温度（例えば、５０℃）にまで加熱す
ることによって活性化させることのできる適当な開始剤
系を添加することが望ましいこともある。If it is not PVA, add a small amount of crosslinker to the formulation,
It may be desirable to add a suitable initiator system that can be activated by heating the print 11 to normal temperatures (eg 50°C).

Ｄ導体 分散炭素を−との界面が安定な導体接触電位差を有し、
また、酸化されない限り、一般的に、広範な導体を本発
明の半電池中で使用できる。金および銀のような貴金媚
は化学的に不活性なので、導体として特に好ましいが、
＠、ニッケル、鉄、スズ、カドミニウムおよびアルミニ
ウムのような卑金桝は本発明の装置中では厳しい酸化的
条件にさらされな（へので、これらの卑金属も使用でき
る。D The interface between the conductor and the dispersed carbon has a stable conductor contact potential difference,
Also, in general, a wide variety of conductors can be used in the half-cells of the present invention, as long as they are not oxidized. Precious metals such as gold and silver are particularly preferred as conductors because they are chemically inert;
Base metals such as nickel, iron, tin, cadmium, and aluminum can also be used because they are not exposed to harsh oxidizing conditions in the apparatus of the present invention.

全ての場合において１本発明の半電池の導′ｔＬｅは１
両半電池間の電位差を測定する電気計器増幅器に電極全
接続できる末端を有していなければならない。これらの
末端は牟に導電層を延長させるだけか、または、同一の
、あるいは、別の導電性金属の隣接導電１！を特別に印
刷すること例よって配設できる。末端配設の正確な方法
は絶対要件ではない。所定の性能しくルに要する組立費
用により様々に決定できる。In all cases, the conductivity of the half-cell according to the invention is 1
All electrodes must have terminal ends that allow connection to an electrical instrument amplifier that measures the potential difference between the two half-cells. These ends simply extend the conductive layer, or are adjacent conductors of the same or different conductive metal! For example, special printing can be arranged. The exact method of termination is not an absolute requirement. It can be determined in various ways depending on the assembly cost required for a given performance model.

分散炭素層と接触しない導体パターンは当然。Naturally, the conductor pattern does not come into contact with the dispersed carbon layer.

液状被分析体に対して電気的に絶縁計であり、しかも、
化学的に不活性な層により液状被分析体からシールドし
なければならない。これは通常、導体パター／の非化学
的機能部分をポリマーまたけガラスのような化学的に不
活性な絶縁材料の轡で被覆することによって行なわれる
。膜および炭素層の母材に好適なポリマーは一般的に、
シールドしなければならない導電層の該当部分の絶縁材
としても好適である。It is an electrical insulation meter for liquid analytes, and
It must be shielded from the liquid analyte by a chemically inert layer. This is usually done by covering the non-chemically functional parts of the conductor pattern with a lining of chemically inert insulating material, such as polymer clad glass. Suitable polymers for the membrane and carbon layer matrix generally include:
It is also suitable as an insulating material for the corresponding portion of the conductive layer that must be shielded.

Ｅ組立て 本発明の電極半電池および該半電池から製造されるセン
サーは、極めて小型で、しかも、極めて薄い積層体とし
て組立てることができるという別の利点も有する。図面
から明らかなように１本発明の半電池は本質的に単純な
多層ｔｓ　Ｖ体である。E-assembly The electrode half-cells of the present invention and the sensors made from the half-cells have the additional advantage that they are extremely compact and can be assembled as extremely thin stacks. As can be seen from the drawings, the half-cell of the present invention is essentially a simple multilayer TS V body.

即ち、薄層またはフィルムをつみかさねたものである。That is, it is a combination of thin layers or films.

積層体を形成するのに特Ｋｓ合のよい方法は、使用され
る一支持体上に各＃をスクリーン印刷することである。A particularly good method of forming the laminate is to screen print each # onto one support used.

例えば、導体の場合、導体微粒子の不活性有機溶媒分散
液を調製し、絶縁支持体上に所望のパターンにスクリー
ン印刷し、そして。For example, in the case of a conductor, a dispersion of conductor particles in an inert organic solvent is prepared, screen printed in the desired pattern onto an insulating support, and.

焼成して導体を焼結し、そして、″連続的”導体層を形
成させる。Firing sinters the conductor and forms a "continuous" conductor layer.

別法として、導体微粒子を感光性媒体中に分散させ、絶
縁支持体上に塗布し、適当な露光器により露光して分散
液を所望のバター／に硬化させ。Alternatively, the conductor particles may be dispersed in a photosensitive medium, coated on an insulating support, and exposed to light using a suitable exposure device to harden the dispersion to the desired butter.

そして、現像して非嶽光分散液を除去することができる
。Then, the non-transparent light dispersion can be removed by development.

同様に、炭素とイオノフオア−の連続層を同様な方法ま
たは当業者に周知の他の方法により塗布できる。Similarly, successive layers of carbon and ionophore can be applied by similar or other methods known to those skilled in the art.

しかし、最も重要なことは、炭素層とイオノフオア一層
との間に相互拡散帯域を形成させることである。相互拡
散帯域はイオノフオア−膜または炭素層の全体にわたっ
て及んでいてはならない。However, the most important thing is to form an interdiffusion zone between the carbon layer and the ionophore layer. The interdiffusion zone must not extend throughout the ionophore membrane or carbon layer.

しかし、測定に使用される電気計器−増幅器により必要
とされるような、電流の通過により発生する荷電の勾配
を十分に拡散させるように、相互拡散帯域は広大でなけ
ればならない。なぜなら、電流が流れつづけるように、
電子の流れをイオンの流れに遷移させる。実質的に純粋
なイオノフオア−箸と実質的に純粋な導電層の帯域が存
在しなければならないからである。濃度勾配は被験溶液
／イオノフオア−智の界面に発生し１．そして、相互拡
散帯域の内方に向って広がり、実質的にゼロ濃度勾配が
相互拡散帯域の炭素層側に存在しなければならない。一
方、相互拡散帯域の炭素層側から。However, the interdiffusion band must be large so as to sufficiently diffuse the charge gradient generated by the passage of current, such as required by the electrical meter-amplifier used in the measurement. Because, just as the current continues to flow,
Converts the flow of electrons into a flow of ions. This is because there must be a zone of substantially pure ionophore and a substantially pure conductive layer. A concentration gradient occurs at the test solution/ionophore interface.1. Then, extending inwardly of the interdiffusion zone, a substantially zero concentration gradient must exist on the carbon layer side of the interdiffusion zone. On the other hand, from the carbon layer side of the interdiffusion zone.

炭素層は′電子のための導電路となり、また、界面にお
けるイオン輸送が電気計器−増幅器による電流を流しつ
づけられる。The carbon layer provides a conductive path for the electrons, and ion transport at the interface is maintained by the electrical meter-amplifier.

理論的には、イオノフオア−および炭素粒子の濃度が各
々適当に変化した別々の多数の重層積層物により、前記
のような要件が満たされることがあるかもしれないが、
これは極めて面倒であり。In theory, such requirements could be met by a number of separate multilayer laminates, each with suitably varying concentrations of ionophores and carbon particles;
This is extremely troublesome.

しかも、高価である。これを行なう一層容易な方法は、
母材ポリマーを両方とも可塑化することである。かくし
て、相互可溶化により重積層は自然発生的に相互拡散す
る。さらに、可塑剤を含有するか、あるいは、含有しな
い重積層の相互拡散は。Moreover, it is expensive. An easier way to do this is to
The first step is to plasticize both matrix polymers. Thus, due to mutual solubilization, the superimposed layers spontaneously interdiffuse. Furthermore, the interdiffusion of superimposed layers with or without plasticizers.

適当な相互拡散度を得るのに十分な時間にわたって加圧
および／または加熱することによって行なわせることが
できる。This can be accomplished by applying pressure and/or heat for a sufficient period of time to obtain a suitable degree of interdiffusion.

どのような方法により相互拡散層を生成させようとも、
相互拡散層は膜層から炭素層に向って高→低誘電勾配を
有していなければならない。さらに、相互拡散層は安定
でなければならない。相互拡散層を安定にするだめ、一
方または両方のホ＋）マー母材のバインダー成分中に架
橋剤を添加し。Regardless of the method used to generate the interdiffusion layer,
The interdiffusion layer must have a high to low dielectric gradient from the membrane layer to the carbon layer. Furthermore, the interdiffusion layer must be stable. In order to stabilize the interdiffusion layer, a crosslinking agent is added to the binder component of one or both of the polymer matrix materials.

膜層および炭素層ならびに間挿相互拡散層の全てを物理
的に、および、化学的に安定化させること（２７） が極めて望ましい。It is highly desirable to physically and chemically stabilize all of the membrane and carbon layers and intercalated interdiffusion layers (27).

下記の方法は本発明の電極半電池および該半電池からな
るセンサーをスクリーン印刷法により層状に製作する代
表的方法である。The following method is a typical method for fabricating the electrode half-cell of the present invention and a sensor comprising the half-cell in a layered manner by screen printing.

例えば　１　／／　×２“Ｘ　Ｏ，１２５″（２，５Ｘ
５．ＯＸＯ，［ｌ　［３６ｃＩｒＬ）の寸法を有する平
面支持体上に各層を形成させる。得られた構造物は通常
、チップと呼ばれる。For example, 1 // ×2 “X O,125” (2,5X
5. Each layer is formed on a planar support with dimensions OXO, [l[36cIrL]. The resulting structure is usually called a chip.

支持体は被分析体および支持体上に配置される各層に対
して化学的に不活性でなければならない。The support must be chemically inert to the analyte and to each layer disposed on the support.

また、支持体は寸法的に安定であゆ、さらに、被分析体
および／または支持体Ｆの各層に対して非混和性でなけ
ればなら々い。しかし１寸法自体は絶対要件ではなく、
変化させることができる。支持体の組成はコスト、製造
容易性および信頼性に基づいて選択される１本発明を説
明するために支持体としてセラミックを選択したが１例
えば。The support must also be dimensionally stable and immiscible with the analyte and/or the layers of support F. However, one dimension itself is not an absolute requirement;
It can be changed. The composition of the support is selected based on cost, ease of manufacture, and reliability.For example, ceramic was chosen as the support to illustrate the present invention.

Ｍｙｌａｒ　（登録商標）ポリエステルフィルムも使用
できる。Mylar® polyester film can also be used.

装置の第１または最低機能層は導体（通常は銀）である
。２５０メツシユのスクリーンを使用し。The first or lowest functional layer of the device is a conductor (usually silver). Using a 250 mesh screen.

（２Ｂ） 銀ペーストをセラミック支持体上にスクリーン印刷し、
そして、室温で５〜１０分間乾燥する。次いで、１５０
℃でさらに１０分間乾燥し、そして。(2B) Screen printing the silver paste onto the ceramic support;
Then, dry at room temperature for 5 to 10 minutes. Then 150
Dry for an additional 10 minutes at °C, and then.

最後に８５０℃で３０分間焼成する。Finally, it is baked at 850°C for 30 minutes.

装置の第２機能層は絶縁材（通常はガラス）である。導
体路は保護するが、電極の接触区域は露出すせるように
、１６５メツシユのスクリーンを使用して絶縁材第２機
能層を導体ノ々ターン上に印刷する。これを室温で約５
分間乾燥させ、そして。The second functional layer of the device is an insulating material (usually glass). A second functional layer of insulating material is printed over the conductor notations using a 165 mesh screen to protect the conductor tracks but leave the contact areas of the electrodes exposed. This at room temperature for about 5
Let dry for a minute, then.

１５０℃でさらに１０分間乾燥させる。最後に。Dry for an additional 10 minutes at 150°C. lastly.

８５０℃で３０分間焼成する。高分子支持体を使用する
場合、誘電性で感光性のポ゛リマー系（例えば、乾燥フ
ィルムホトレジスト）を使用し適当な保護パターンを生
成させることによって同一の機能を果させることができ
る。Bake at 850°C for 30 minutes. If a polymeric support is used, the same function can be accomplished by using a dielectric, photosensitive polymer system (eg, dry film photoresist) and creating a suitable protective pattern.

装置の第３機能層は炭素層である。炭素層は導体／々タ
ーン上に印刷される。１６５メツシユのスクリーンを使
用する。炭素層を室温で約５分間乾燥させ、そして、１
６０℃でさらに２０分間硬化させる。The third functional layer of the device is a carbon layer. A carbon layer is printed on the conductor/turns. Uses a 165 mesh screen. The carbon layer was dried for about 5 minutes at room temperature and
Cure for an additional 20 minutes at 60°C.

装置の第４層はポリ塩化ビニルｆＰＶｃｌ／イオノフオ
ア−）−である。ＰＶＣ／イオノフオア一層は１６５メ
ツシユのスクリーンを用いて炭素り一層に印刷される。The fourth layer of the device is polyvinyl chloride fPVcl/ionophore). The PVC/ionophore layer is printed onto the carbon layer using a 165 mesh screen.

この層の組成は、検出すべきイオンの種類により、変化
させることができる。The composition of this layer can be varied depending on the type of ion to be detected.

ｐｖｃは典型的には約０．６５の対数粘度を有し。PVC typically has a log viscosity of about 0.65.

捷た１組成の約１１．３ｗｔ４を占める。イオノフオア
−は組成の約ｔ１ｗｔ％を占め、装置にイオン選択性を
付与する。また、様々な可塑剤を配合できる。ＰＶＣ／
イオノフオア一層を室温で約１０分間乾燥し１次いで、
３５℃で３０分間硬化する。It accounts for about 11.3wt4 of one composition. The ionophores account for about 1 wt% of the composition and impart ion selectivity to the device. Additionally, various plasticizers can be blended. PVC/
Dry one layer of ionophore at room temperature for about 10 minutes, then
Cure for 30 minutes at 35°C.

検出すべき電解質に依存して、イオノフオア−の種類は
かえられる。例えば、カリウムについてはパリノマイシ
ンが選択的であり、ナトリウムについてはメチルモネン
シンおよびアンモニアについてはノナクチンが選択的で
ある。Depending on the electrolyte to be detected, the type of ionophore can be varied. For example, palinomycin is selective for potassium, methylmonensin for sodium and nonactin for ammonia.

上記の材料を使用したとしても、イオノフオア一層と炭
素層との界面に相互拡散帯域を生成させるのに特別な方
法を実施する必要はなかった。その理由は９画層中で同
一の可塑剤および同一のポリマーを使用したからであっ
た。かくして１両層に実質的な相互可溶性度が与えられ
、そして、別の操作をしなくとも９組立て後極めて短時
間内に相互拡散帯域の生成と安定化がもたらされる。相
互拡散帯域をこの方法により極めて容易に生成させるこ
とができるので、この方法は本発明の電極半電池のこの
セグメントを組立てるだめの好ましい方法である。相互
拡散の程度および速度は両層の相互溶解性を高めるか、
捷たは低下させることによって調節できる。例えば、一
方の層または両方の層中の可塑剤の組成および／または
濃度を変化させることによって調節でべろ。Even with the above-mentioned materials, it was not necessary to implement any special methods to create an interdiffusion zone at the interface between the ionophore layer and the carbon layer. The reason was that the same plasticizer and the same polymer were used in the 9 layers. This provides both layers with substantial mutual solubility and results in the creation and stabilization of interdiffusion zones within a very short time after assembly without further manipulation. This method is the preferred method for assembling this segment of the electrode half-cell of the invention, since interdiffusion zones can be produced very easily by this method. The extent and rate of interdiffusion increases the mutual solubility of both layers;
It can be adjusted by cutting or lowering it. For example, by varying the composition and/or concentration of plasticizer in one or both layers.

大抵の場合２本発明の層状電極半電池は塩ブリッジ層が
被覆された同様な半電池と共に同じ支持体上で組合わせ
ることが好ましい。塩ブリッジ層は被分析体の存在下で
両生電池間のイオンブリッジとして機能する。この第２
半醒池の主たる目的は、電解質の固定濃度に基づく、一
定信号、即ち。In most cases it is preferred to combine two layered electrode half-cells of the invention on the same support with a similar half-cell coated with a salt bridge layer. The salt bridge layer acts as an ion bridge between the amphibic cells in the presence of the analyte. This second
The main purpose of semi-permanent ponds is to provide a constant signal based on a fixed concentration of electrolyte, ie.

一定電位源として使用することである。It is used as a constant potential source.

ＰＶＡ／塩ブリッジ層は１６５メツシユのスフ（６１） リーンを使用し、センサーの参照電極側のＰＶＣ層上に
印刷する。例えば、ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）配
合物は約３７ｗｔ％のＰＶＡ、０．１７ｗｔｑｂのＴｒ
ｉｔｏｎ　（登録商標）−ＸＩ　ＤＯ非イオン界面活性
剤、０．７５ｗｔ％のＦｏａｍａｓｔｅｒ　（登録商標
）ＤＰ−１２２ＮＳからなる。被分析体が電解質（例え
ば、カリウム）である場合、ＰＶＡ層を標準量の前記電
解質（例えば、ＫＣｌ）濃液で処理する。The PVA/salt bridge layer is printed on the PVC layer on the reference electrode side of the sensor using 165 mesh fabric (61) lean. For example, a PVA (polyvinyl alcohol) formulation contains approximately 37 wt% PVA, 0.17 wtqb Tr.
iton®-XI DO nonionic surfactant, consisting of 0.75 wt% Foamaster® DP-122NS. If the analyte is an electrolyte (eg, potassium), the PVA layer is treated with a standard amount of said electrolyte (eg, KCl) concentrate.

前記ＰＶＡ層を室温で１０分間乾燥させ、そして、６５
℃で３０分間乾燥させる。The PVA layer was dried for 10 minutes at room temperature and
Dry for 30 minutes at °C.

センサーの最上層は外被層９例えば、シリコンラバ一層
である。この層は１６５メツシユのスクリーンでセンサ
ーの参照電極側に印刷される。これを室温で１０分間乾
燥させ、そして、増湿ＣＯ２雰囲気中で５０’Ｃで１時
間硬化させる。この最上層はチップの極く一部分を残し
てチップ全体を被覆する。この非被覆微小部分は参照電
極の左側にあり、受は入れ帯域（前記で説明したもの）
中に含有される被分析体溶液とＰＶＡ／塩層との間に（
６２） おける電気的接触をもたらす。非被覆微小部分を設ける
主たる目的は被分析体溶液と塩ブリッジとの間における
電気的接触を可能ならしめる一方で。The top layer of the sensor is a jacket layer 9, for example a single layer of silicone rubber. This layer is printed on the reference electrode side of the sensor with a 165 mesh screen. This is dried for 10 minutes at room temperature and cured for 1 hour at 50'C in a humidified CO2 atmosphere. This top layer covers the entire chip except for a small portion of the chip. This uncoated microportion is to the left of the reference electrode and is located in the receiving zone (as described above).
between the analyte solution contained therein and the PVA/salt layer (
62) to provide electrical contact at The primary purpose of providing the uncoated microportions is to allow electrical contact between the analyte solution and the salt bridge while allowing electrical contact between the analyte solution and the salt bridge.

このような接触により生ずる塩ブリッジ層中における汚
染および濃度変化を最小にすることである。The objective is to minimize contamination and concentration changes in the salt bridge layer caused by such contact.

はとんどの測定時間枠内（通常は１０分間未満）では、
被分析体が塩ブリッジ層中に移入するようなことはほと
んどおこらない。従って、この信号源からの信号ドリフ
トはあらゆる実際的目的について除かれる。Within most measurement time frames (usually less than 10 minutes),
The analyte rarely migrates into the salt bridge layer. Signal drift from this signal source is therefore eliminated for all practical purposes.

本発明の電極半電池から組立てられたセンサーを操作す
る場合、適当な絶縁層上の２個の半電池の重なりあう区
域中に液状電解質被分析体を配置する。被分析体は両方
の半電池と十分なイオン接触がなされるように２両方の
半電池に重なりあわされなければならない。両生電池間
のこの区域は被分析体用の受け入れ帯域を構成する。特
に必要ではないが、この帯域は皿状またはその他のタイ
プの形状をして、液状被分析体を一層効果的に該帯域に
とどめる。さらに、この帯域に不活性吸着剤を配設する
ことにより、＃１分析体を受け入れ帯域中に一層強固に
とどめることもできる。When operating a sensor assembled from electrode half-cells of the present invention, a liquid electrolyte analyte is placed in the overlapping area of the two half-cells on a suitable insulating layer. The analyte must overlap both half-cells so that sufficient ionic contact is made with both half-cells. This area between the amphibious cells constitutes the acceptance zone for the analyte. Although not required, this zone may be dish-shaped or other type of shape to more effectively retain the liquid analyte therein. Additionally, the #1 analyte may be more firmly retained in the receiving zone by disposing an inert adsorbent in this zone.

本発明の装置は生物学的検体のうち臨床上重要な多数の
被分析体の濃度を測定するのに有用である。（ここで、
“被分析体“という用語は濃度の測定が望まれている物
質を意味する。）生物学的検体は例えば、全血、血清、
血漿、唾液、脳背髄液まだは尿のような生物流体あるい
は細胞または組織抽出液などである。被分析体は、前記
の生物学的検体類中のいずれかに存在する。しばしば電
解質（例えば、　Ｈ”　、　Ｎａ”　、　Ｃａ”、　Ｋ
＋、　ＣＬ　、　ＮＨ４＋。The device of the present invention is useful for measuring the concentration of many clinically important analytes in biological samples. (here,
The term "analyte" means the substance whose concentration is desired to be measured. ) Biological specimens include, for example, whole blood, serum,
These include biological fluids such as plasma, saliva, cerebrospinal fluid, urine, or cell or tissue extracts. The analyte is present in any of the biological analytes described above. Often electrolytes (e.g. H”, Na”, Ca”, K
+, CL, NH4+.

ＨＣＯ，−など）、ガス（例えば、Ｃｏ２．Ｏ，）また
は代謝産物（例えば、グルコース、血液尿素チッ素。HCO,-), gases (e.g. Co2.O,) or metabolites (e.g. glucose, blood urea nitrogen.

トリグリセリ　ド類、フェニルアラニン、チロシン、ク
レアチニン、など）である。その他の被分析体は９例え
ば、タンパク質類、薬物類、ホルモン類、ビタミン類、
酵素類、酵素基質類、抗体類。triglycerides, phenylalanine, tyrosine, creatinine, etc.). Other analytes include proteins, drugs, hormones, vitamins,
Enzymes, enzyme substrates, antibodies.

ポリサツカリド類、細函類、原生物質、真蘭、ウィルス
、細胞および組織抗原類ならびにその他の血球または血
液液状物質類などである。These include polysaccharides, saccharides, protobiotics, alms, viruses, cell and tissue antigens, and other blood cells or blood fluid substances.

市、解質は本発明の装置により電位差的に測定される。Solutes are measured potentiometrically with the device of the invention.

１′４位差的測定“という用語は両生電池間の電位差を
電流の流れが実質的にゼロ（１ｘ１０＋ｚＡ未満、好ま
しくは、ｌＸ１０”Ａ未満）のところで測定することを
意味する。The term "1'4 differential measurement" means that the potential difference between the two cells is measured at substantially zero current flow (less than 1x10+zA, preferably less than 1x10"A).

本発明の装置中で使用されるイオン選択膜は極限電位差
的測定用のイオンを選択する。電解質の場合、イオノフ
オア−を使用し、測定用の所望イオンを選択する。前記
の表１に代表的なイオノフオア−および該イオノフオア
−が選択する被分析体を列挙した。The ion selective membrane used in the device of the invention selects ions for extreme potentiometric measurements. In the case of electrolytes, ionophores are used to select the desired ions for measurement. Table 1 above lists representative ionophores and the analytes selected by the ionophores.

通常２代謝産物、酵素および酵素基質は酵素−基質反応
に固有の感度をイオン選択センサーの感度とつなぐ装置
によ抄測定される。極限検出は生成イオンの電位差的測
定（例えば、ウレアーゼ結合により生成されたＮＨ４＋
による血液尿素チッ素（ＢＵＮ）測定）である。酵素結
合センサーにより測定できる被分析体および測定される
イオンの種類を下記の表３に列挙して示す。Usually two metabolites, an enzyme and an enzyme substrate, are measured by a device that combines the sensitivity inherent in the enzyme-substrate reaction with the sensitivity of an ion-selective sensor. Ultimate detection involves potentiometric measurement of product ions (e.g., NH4+ produced by urease binding).
blood urea nitrogen (BUN) measurement). The analytes that can be measured by the enzyme-linked sensor and the types of ions that are measured are listed in Table 3 below.

表６ ＢＵＮ　ウレアーゼ　ＮＨ１＋ クレアチニン　クレアチニナーゼ　ＮＨＪ乳　酸　乳酸
脱水素酵素　ＮＡＤ” トリグリセリド　リパーゼ　Ｈ” コリンエステラーゼ　アセチルコリン　Ｈ＋本発明の装
置は免疫化学結合分析における被分析体の測定にも使用
できる。例えば、抗原は検出器中の抗原に対してウレア
ーゼ標識抗体を使用することによって測定できる。この
検出器はウレアーゼにより生成されたＮＨ，＋の量に対
して敏感であり、この量は生物学的流体中の抗原の量に
関連する。従って、臨床上重要な様々な抗原または抗体
はこのタイプの装置により測定できる。その他の酵素標
識（例えば、カルボキシル基分解酵素、または氷解酵素
）若しくは電気的に活性な標識（例えば、ポルフィリン
類、キノン類、フェロセンま（３５） たけＮＡＤ町なども免疫化学な対をなす装置で使用でき
る。これらの装置の感度は主に抗原と抗体の特異結合に
よる。Table 6 BUN Urease NH1+ Creatinine Creatininase NHJ Lactate Lactate dehydrogenase NAD" Triglyceride Lipase H" Cholinesterase Acetylcholine H+ The device of the present invention can also be used to measure analytes in immunochemical binding assays. For example, antigen can be measured by using a urease-labeled antibody against the antigen in a detector. This detector is sensitive to the amount of NH,+ produced by urease, which is related to the amount of antigen in the biological fluid. Therefore, a variety of clinically important antigens or antibodies can be measured with this type of device. Other enzyme labels (e.g., carboxyl-degrading enzymes, or ice-melting enzymes) or electrically active labels (e.g., porphyrins, quinones, ferrocenes (35), etc.) are also used in immunochemical pairs. The sensitivity of these devices is primarily due to the specific binding of antigen and antibody.

臨床および診断化学における前記のような用途の他１本
発明の装置は例えば化学反応、製造工程。In addition to the above-mentioned uses in clinical and diagnostic chemistry, the device of the present invention can be used, for example, in chemical reactions, manufacturing processes.

化学的危険物検知器（曝露置針）および微生物生長過程
における目的の被分析体の検出にも使用できる。It can also be used in chemical hazard detectors (exposure needles) and in the detection of analytes of interest during microbial growth processes.

第１図は本発明の半電池２個をセンサーの指示および参
照側として組入れた代表的センサーの概略的な上面図で
ある。装置のこの図中に示されているのは、セラミック
支持体１．この支持体上に印刷された導線３および３′
（これらはそれぞれ指示半電池４および参照半電池４′
の下にある）。指示半電池および参照半電池の両方とも
、下記の第２図に関する説明で示されるように、多層構
造である。操作中、導線３および３′を電気計器増幅器
に電気的に接続する。FIG. 1 is a schematic top view of a representative sensor incorporating two half-cells of the present invention as the indicator and reference side of the sensor. Shown in this view of the device are ceramic supports 1. Conductors 3 and 3' printed on this support
(These are indicator half-cell 4 and reference half-cell 4' respectively)
). Both the indicator half-cell and the reference half-cell are of multilayer construction, as shown in the discussion with respect to FIG. 2 below. During operation, conductors 3 and 3' are electrically connected to an electric instrument amplifier.

第２図は線Ａ−Ａにより規定される垂直断面にそった第
１図の分析電極の概略的な断面図である。FIG. 2 is a schematic cross-sectional view of the analysis electrode of FIG. 1 along a vertical section defined by line A--A.

（３６） ２個の層状半電池は９６ｗｔ％のアルミナから調製され
た通常のセラミック支持体−ヒに印刷されている。左側
の層状電極半電池は指示半電池であり。(36) Two layered half-cells were printed on a conventional ceramic support prepared from 96 wt % alumina. The layered electrode half-cell on the left is the indicator half-cell.

右側の層状型１極半電池は参照半電池である。The layered monopolar half-cell on the right is the reference half-cell.

指示または検出半電池４の最低層は計器の導線に接続さ
れる導体として機能する鋼金属３のパターン部からなる
。同様に、参照半電池４′の最低層は機能的に同一の銀
金属層６′を有する。装置が被分析体１５と接触したと
き両方の導電層６および６′を絶縁するために誘電（絶
縁）材料の層５を銀層３および６′の両側の間に間挿す
る。導体層３および３′の−Ｆに分散炭素層７および７
′を配置することにより導体層６および３′が被分析体
１５と直接接触しないように物理的にシールドする。第
２図に示されるように、上部炭素層７および７′は各々
絶縁層５とわずかに重なりあうように配置され。The lowest layer of the indicator or detection half-cell 4 consists of a patterned section of steel metal 3 which serves as a conductor to be connected to the meter leads. Similarly, the bottom layer of the reference half-cell 4' has a functionally identical silver metal layer 6'. A layer 5 of dielectric (insulating) material is interposed between both sides of the silver layers 3 and 6' to insulate both conductive layers 6 and 6' when the device is in contact with the analyte 15. -F dispersed carbon layers 7 and 7 of conductor layers 3 and 3'
By arranging the conductor layers 6 and 3', the conductor layers 6 and 3' are physically shielded from direct contact with the object to be analyzed 15. As shown in FIG. 2, the upper carbon layers 7 and 7' are each arranged to slightly overlap the insulating layer 5.

導体３および３′を完全にシールドしている。イオノフ
オア一層９および９′を炭素層上に配置することにより
、炭素層７が被分析体１５と直接接触しないように物理
的にシールドする。Conductors 3 and 3' are completely shielded. Placing a single layer of ionophores 9 and 9' on the carbon layer physically shields the carbon layer 7 from direct contact with the analyte 15.

この点までは、半電池４および４′の構造は機能的に同
一であり、また、形状寸法における相異を除けば構造的
にも同一である。Up to this point, the construction of the half-cells 4 and 4' are functionally identical and, apart from differences in geometry, structurally identical.

しかし、参照半電池４′のイオノフオア一層９′の上部
には塩ブリッジ層１１が積層されており、まだ、保護層
１３によって被覆され、被分析体１５と参照半電池４′
が直接接触しないようにシールドしている。塩ブリッジ
層１１の全表面積のうちの極く一部分だけが液状被分析
体１５に暴露されるように、塩ブリッジ層の極く一部分
を残してほぼ全体を不浸透層１３によって被覆する。However, the salt bridge layer 11 is laminated on top of the ionophore layer 9' of the reference half-cell 4', which is still covered by the protective layer 13 and the analyte 15 and the reference half-cell 4'
are shielded from direct contact. Almost all but a small portion of the salt bridge layer 11 is covered by the impermeable layer 13 so that only a small portion of the total surface area of the salt bridge layer 11 is exposed to the liquid analyte 15 .

層１１は２層９′に対して敏感であり、また１選択的な
、一定組成の電解質からなる。保護層１３は電解質組成
が測定中（例えば約２分間）変化せず、かくして、被分
析体の分析中一定Ｅ、　Ｍ、　Ｆを保つようにする。層
１１の露出部は被分析体が参照半電池と接触できるよう
にし、一方、それと同時に層１１０本体中へのイオン移
動を阻止する。Layer 11 is sensitive to layer 9' and consists of a monoselective, constant composition electrolyte. The protective layer 13 ensures that the electrolyte composition does not change during the measurement (for example for about 2 minutes) and thus remains constant E, M, F during the analysis of the analyte. The exposed portion of layer 11 allows the analyte to contact the reference half-cell, while at the same time preventing ion migration into the body of layer 110.

以下、実施例をあげて１本発明の半電池の組立ておよび
操作を更に詳細に説明する。Hereinafter, the assembly and operation of a half-cell according to the present invention will be explained in more detail by way of examples.

（３９） 実施例１ 前記に述べた方法を使用し、カリウムセンサーチップを
製作した。特に、このチップは、末端銀導体パターンが
印刷された１“×２“ｘＯ，０２５″（２，５Ｘ　５．
［Ｉ　Ｘ　Ｏ，Ｑ　（５儒）のアルミナチップからなっ
ていた。支持体の非被覆全表面をガラス層で被覆し、導
体パターンの両側面を被分析体からシールドした。同様
に１分散炭素層の両側面も９分散炭素層の上に配置され
るイオノフオア一層でシールドした。参照電極半電池で
は、イオノフオア一層は、該層の−Ｈに配置される塩ブ
リッジ層により被分析体からシールドした。しかし、塩
ブリッジ層は、被分析体と極くわずかにイオン接触でき
るようにするだめにイオン選択膜の左側の極く一部分を
除いて、５ｉｌａｓｔｉｃ　（登録商標）ポリマーフィ
ルムの層で被覆した。(39) Example 1 A potassium sensor chip was fabricated using the method described above. Specifically, this chip is a 1" x 2" x O,025" (2,5X 5.
[It consisted of alumina chips of IXO,Q (5 years old). The entire uncoated surface of the support was covered with a glass layer to shield both sides of the conductor pattern from the analyte. Similarly, both sides of the 1-disperse carbon layer were also shielded with a single layer of ionophores placed on the 9-disperse carbon layer. In the reference electrode half-cell, the ionophore single layer was shielded from the analyte by a salt bridge layer placed at the -H of the layer. However, the salt bridge layer was covered with a layer of 5ilastic® polymer film, except for a small portion on the left side of the ion-selective membrane in order to allow very little ionic contact with the analyte.

炭素層、イオノフオア一層、塩ブリッジ層の組成を下記
の表４に示す。The compositions of the carbon layer, ionophore layer, and salt bridge layer are shown in Table 4 below.

（４０） 表　４ 塩化ビニル／酢酸ビニルコポリマー ブチルセロソルブアセテート 炭　素 ポリ（塩化ビニル）　１１３ ジオクチルアジバー）ＣＤＯＡＩ　２／１．９シクロヘ
キサノン　６０７ バリノマイシン　１６１ １ｎｏ、ｎ 塩ブリッジ層 ポリ（ビニルアルコール）　６Ｚ４ 水　６０．１ ＫＣ１１，３ Ｔｒｉｔｏｎ　Ｘ−１０００，Ｉ Ｆｏａｍａａｔｅｒ　ＤＰ　−１２２ＮＳ　１．１１０
０．０ （４１） 実施例２ 実施例１のセンサーチップを二種類の被分析体水溶液間
の電位差を測定するのに使用した。この被分析体水溶液
の一方は１ｍＭ（「ミリモル」。(40) Table 4 Vinyl chloride/vinyl acetate copolymer butyl cellosolve acetate carbon poly(vinyl chloride) 113 dioctylazivar) CDOAI 2/1.9 cyclohexanone 607 valinomycin 161 1no, n salt bridge layer poly(vinyl alcohol) 6Z4 water 60. 1 KC11,3 Triton X-1000,I Foamaater DP-122NS 1.110
0.0 (41) Example 2 The sensor chip of Example 1 was used to measure the potential difference between two analyte aqueous solutions. One of the analyte aqueous solutions was 1mM ("mmol").

以下同じ）のＫＣＬと１４０　ｍＭのＮａＣｔからなり
。(same below) KCL and 140 mM NaCt.

もう一方は、１０ｍＭのＫＣｌと１４０ｍＭのＮａＣ４
からなっていた。The other is 10mM KCl and 140mM NaC4.
It consisted of

この試験では、センサーを最初に希薄な方のＫＣ１被分
析体溶液に暴露し、、６ｆ’Ｊ秒間経過後、この希薄被
分析体をすばやく洗い落し、＃厚なＫＣｔ被分析体溶液
におきかえた。このサイクルを２回くりかえし、その間
、電位差電圧を連続的に記録した。電位（ｍＶ）の相関
関係を時間の関数としてプロットすると　ｘ＋　濃度の
各１０倍変化に対する乙 完全応答（ｆｕｌｌ　ｒｅｓｐｏｎｓｅ　）が少なくと
も５　’ａ　ｍｖの勾配（または感度）で１０秒未満の
うちにおこつだことが示される。本明細書で使用する。In this test, the sensor was first exposed to a dilute KC1 analyte solution, and after 6 f'J seconds, the dilute analyte was quickly washed off and replaced with a thicker KCt analyte solution. . This cycle was repeated twice, during which the potential difference voltage was continuously recorded. Plotting the correlation of potential (mV) as a function of time shows that a full response to each 10-fold change in x+ concentration occurs in less than 10 seconds with a slope (or sensitivity) of at least 5' amv. It is shown that As used herein.

”完全応答Ｉという用語は定常値の少なくとも９９係に
達することを意味する。感度はｍＶ／ｐ　Ｋ＋の関係に
よって決定される。この電極の応答曲線（信号電圧対に
＋濃度）を第６図に示す。"The term complete response I means reaching at least 99 times the steady-state value. Sensitivity is determined by the relationship mV/p K+. The response curve (signal voltage vs. +concentration) of this electrode is shown in Figure 6. Shown below.

さらに、１０分間応答を観察したととろ、ドリフトは１
　ｍＶ／分以下であることが判明した。まだ。Furthermore, when we observed the response for 10 minutes, the drift was 1
It turned out to be less than mV/min. still.

各センサーの応答を観察しだところ、当然のことではあ
るが、参照半電池は本質的に被分析体に対して非応答性
であることが判明した。即ち、参照半電池は長期間にわ
たって本質的に一定信号を出した。Upon observing the response of each sensor, it was found, not surprisingly, that the reference half-cell was essentially non-responsive to the analyte. That is, the reference half-cell gave an essentially constant signal over an extended period of time.

実施例３〜１０ ８個の一連のセンサーチップを前記の方法で製作した。Examples 3-10 A series of eight sensor chips were fabricated using the method described above.

イオン選択嘆は５ｗｔ％のパリノマイシンを含有してい
た。ＤＯＡ可塑剤の量は０ｗｔ％〜９０ｗｔ％にわたっ
て変化させた。各組成中のイオノフオア一対ＰｖＣバイ
ンダーの重量比は一定であった。実施例１におけるに＋
含有被分析体と同じものを使用し、その応答曲線の勾配
を測定することによって各センサーの感度を決定した。The ion-selective solution contained 5 wt% palinomycin. The amount of DOA plasticizer was varied from 0 wt% to 90 wt%. The weight ratio of ionophore to PvC binder in each composition was constant. + in Example 1
The sensitivity of each sensor was determined by measuring the slope of its response curve using the same analyte content.

結果を下記の表５に示す。The results are shown in Table 5 below.

（４ろ） 表５ ３　０　多雑音、不安定 ４　２５　多雑音、不安定 ５　４０　多雑音、不安定 ６　５０　５２ ７　６０　５８ ８　７０　５６ ９　８０　５７ １０　９０　５３ 前記のデータから明らかなように、この特定のポリマー
系（０，６５１，Ｖ、ＰＶＣ）の場合、イオノフオア一
層による好適なイオンキャリヤー移動度を得るには４０
ｗｔ％以−ヒの可塑剤が必要である。(4 rows) Table 5 3 0 Noisy, unstable 4 25 Noisy, unstable 5 40 Noisy, unstable 6 50 52 7 60 58 8 70 56 9 80 57 10 90 53 As is clear from the above data , for this particular polymer system (0,651,V, PVC), 40 to obtain suitable ion carrier mobility with a single ionophore layer.
More than wt% plasticizer is required.

実施例１１〜１４ 実施例１の方法により、さらに４個のセンサーチップを
製作した。谷センサーにおいてイオノフオア一層に別々
の溶剤系を使用した。また、実施（４４） 例１と同じに一含有被分析体を使用し、その応答曲線の
勾配を決定することによって各センサーの感度を測定し
た。結果を下記の表６に示す。Examples 11 to 14 Four more sensor chips were manufactured by the method of Example 1. A separate solvent system was used for the ionophore layer in the valley sensor. Also, Example (44) Using the same analyte content as in Example 1, the sensitivity of each sensor was measured by determining the slope of its response curve. The results are shown in Table 6 below.

表　６ １１　シクロヘキサノン　約５７ １２　Ｎ−メチル−ピロリドン　約５９１６　イソホン
　約４５ １４　テトラヒドロフラン　約５７ 上記のデータにより、イオノフオア一層を注型するのに
使用される溶剤系はセンサーの感度に対して重大な効果
を及ぼすことが理解される。前記のデータは、所定のバ
インダー／イオノフオア−系について、わずかではある
が、有意な度合に捷で感度を向上させるような溶剤を選
択できることを示唆している。Table 6 11 Cyclohexanone approximately 57 12 N-Methyl-pyrrolidone approximately 5916 Isophone approximately 45 14 Tetrahydrofuran approximately 57 The above data indicate that the solvent system used to cast the ionophore layer has a significant effect on the sensitivity of the sensor. It is understood that The foregoing data suggest that for a given binder/ionophore system, a solvent can be selected that improves sensitivity by a small but significant degree.

実施例１５〜２５ 実施例１の方法により、別の一連のセンサーチップを製
造した。ここでは、イオノフオア一層の厚さを変化させ
てチップの感度に対する膜厚の効果を測定した。さらに
別の比較をするために、イオノフオア−模を全く含有し
ない宵、極を製造し。Examples 15-25 Another series of sensor chips were manufactured by the method of Example 1. Here, we varied the thickness of the ionophore layer and measured the effect of the film thickness on the sensitivity of the chip. For a further comparison, a pole containing no ionophore was prepared.

そして、試験した。これらのチップの各々を前記の実施
例で評価したように、応答曲線の勾配を測定することに
よって感度を評価しまた。結果を下記の表７に示す。下
記に示された結果は各厚さにおける電極チップ２個また
は６個について試験して得られた結果の平均値である。And tested. As evaluated in the previous examples for each of these chips, sensitivity was also evaluated by measuring the slope of the response curve. The results are shown in Table 7 below. The results shown below are the average values obtained by testing two or six electrode tips at each thickness.

表７ ５１４ １６０．０５　３４ １７　０．０８　５５ １Ｂ　０．１５　４４ １９　０．２　５４ ２０　０．４　５４ ２１　０．５　５４ ２２　０．７　５４ ２３　１．１　５４ ２４　２．７　５３ ２５　６．０　４０ 前記の結果から明らかなように１本発明の特定の母材／
可塑剤系については少なくとも約０２ミルのイオノフオ
ア−膜厚が必要である。比較的に薄い層の低感度はおそ
らく嗅厚の不均一性および該薄膜中に生じるピンホール
によるものであろう。Table 7 514 160.05 34 17 0.08 55 1B 0.15 44 19 0.2 54 20 0.4 54 21 0.5 54 22 0.7 54 23 1.1 54 24 2.7 53 25 6. 0 40 As is clear from the above results, the specific base material of the present invention/
An ionophore film thickness of at least about 0.2 mils is required for plasticizer systems. The low sensitivity of relatively thin layers is probably due to non-uniformity of the olfactory thickness and pinholes created in the thin film.

一方、イオノフオア−１１の厚さが約４または５ミルを
こえた場合、感度は不満足なレベルに捷で低下すること
は明白である。この層の厚さが旨くなるととによる逆効
果はおそらく、いくぶんは、信号インピーダンスが高い
厚さのイオノフオア−ｊ−により過度に低下されるとい
う事実によるものであろう。イオノフオア−膜の厚さは
３ｏミル以下が好ましい。On the other hand, it is clear that when the thickness of ionophore-11 exceeds about 4 or 5 mils, the sensitivity decreases to an unsatisfactory level. This adverse effect of increasing layer thickness is probably due in part to the fact that the signal impedance is reduced too much by the high thickness of the ionophore. The thickness of the ionophore membrane is preferably 30 mils or less.

実施例２６〜３２ 実施例１の方法により、さらに別の一連のセン（４７） サーチツブを製作した。しかし１本実施例では。Examples 26-32 By the method of Example 1, yet another series of Sens (47) I made a search tube. However, in one embodiment.

イオン選択膜中のイオノフオア−の量を変化させテ、チ
ップの感度に対するイオノフオア−の濃度の効果を測定
した。前記の実施例におけるように。The effect of ionophore concentration on the sensitivity of the chip was measured by varying the amount of ionophore in the ion-selective membrane. As in the previous example.

応答曲線の勾配を測定することによって、これら各チッ
プの感度を測定した。結果を表８に示す。The sensitivity of each of these chips was determined by measuring the slope of the response curve. The results are shown in Table 8.

これらの結果は各組成のチップ２個または３個の平均値
である。These results are the average of two or three chips of each composition.

表８ ２６　０．１　５２ ２７　０．５　５８ ２８　０．５　６１ ２９　１．０　６０ ３０　２．０　６４ ３１　３．０　６１ ３２　５．０　６０ これらのデータから明らかなように、極めて良（４８） 好な感度は極めて低いイオノフオア−濃度でさえも得る
ことができるが、最大感度はイオノフオア−レベルが少
なくとも約０．５ｗｔ％のときに得られる。さらに、こ
れらの結果から、２〜ろｗｔ％以上の濃度のイオノフオ
ア−を使用しても高感庁は得られないので、これ以上の
濃度のイオノフオア−を使用しても何の利益もないと思
われる。この被分析体の場合には、低イオノフオアー噴
度で良好な感度が得られだが、他の一層高濃度のイオン
被分析体は、５０ｍＶまたはこれ以上の申し分のない感
度を得るのに、一層高いイオノフオア−レベルが必要で
あろう。Table 8 26 0.1 52 27 0.5 58 28 0.5 61 29 1.0 60 30 2.0 64 31 3.0 61 32 5.0 60 As is clear from these data, the results are extremely good (48 ) Although good sensitivity can be obtained even at very low ionophore concentrations, maximum sensitivity is obtained when the ionophore level is at least about 0.5 wt%. Furthermore, based on these results, high sensitivity cannot be obtained even when using ionophores with a concentration of 2 to 10 wt% or more, so there is no benefit from using ionophores with a higher concentration than this. Seem. For this analyte, good sensitivity is obtained at low ionophore emissivity, but other higher concentration ion analytes require higher sensitivity to obtain satisfactory sensitivity of 50 mV or more. Ionophore levels may be required.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]

第１図は本発明の半電池を２個組込んだセンサーの路上
面図である。 第２図は第１図の線Ａ−Ａにそった同じセンサーの略断
面である。 １・・・セラミック支持体層　３および３′・・・導体
層４・・・指示電極半電池　４′・・・参照電極半電池
５および５′・・・絶縁１−７および７′・・・炭素層
９および９′・・・イオノフオア一層　１１・・・塩ブ
リッジ層１３・・・保護層　１５・・・被分析体特許出
願人　イー・アイ・デュ・ボン・ドウ・ヌムール・アン
ド０カンノ々ニー 代理人　弁理士　松　井　政　広（外１名）Ｆ　Ｉ　Ｇ
、　３ ［Ｋ１］ 手続補正書 昭和５９年４月４日 庁長官　若杉和夫　殿 件の表示 昭和５９年　特　許　願第０２７３６８号明の名称　イ
オン選択性層状半電池 王をする者 事件との関係特許出願人 ヌムール・アンド・カンパニー 理　人 下命令の日付　自発 正により増加する発明の数なし 正の対象明細書の特許請求の範囲の欄 ８、補正の内容別紙のとおり ！特許請求の範囲の記載を次のように訂正する。 ｒｌ、ｉａ）　寸法的に安定で化学的に不活性な電気絶
縁支持体層。 （ｂｌ　前記ｆａｔ層の上に塗布された。導電率が少な
くともｌＸ１０２（Ω−ｃｆｆＬ）’の導電性材料の端
子層。 （ｃｌ　前記ｆｂ１層の上に塗布された。有機高分子／
２イングー中に均質に分散された炭素微粒子の層。 （ｄ）　前記ｉａ１層の上に塗布された。誘電性有機ポ
リマーの母材中に分散されたイオノフオア−（１ｏｎｏ
ｐｈｏｒｅ　）物質からなるイオン選択膜の層であって
該イオン選択膜の層の電気的インピーダンスは前記炭素
層のインピーダンスよりも少なくとも１００倍大きく、
該イオン選択膜の層と分散炭素層との間の界面は、これ
らの層が部分的に相互に拡散した帯域からなり；そして
。 （ｂｌおよび（ｃｌ　層は被分析体と化学的接触および
導電的接触をおこさないようシールドされているものか
らなることを特徴とする液状被分析体中に含有されてい
る特定のイオンの濃度を電位差（１） 的に６１１］定するだめの層状半電池。 ２、特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 イオン選択膜の層の母材がｏＪＤｌｉ化ポリ塩化ビニル
である前記半電池。 ６　特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 イオン選択膜の層および分散炭素層の両方の母材が可塑
化ポリ塩化ビニルである前記半電池。 ４、特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 （ｂ）層中の、！７！電性材料が銀である前記半電池。 ５、％許請求の範囲第１項記載の半′醒池であって。 イオノフオア−物質がパリノマイシンである前記半電池
。 ６　特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 （ｂ）　／＊は、該層の上に塗布されたｆｄ１層によっ
てシールドされており、（Ｃ）層は該層の上に塗布され
たｆａｔ層によってシールドされている。前記半電池。 Ｚ　ブリッジ層ｆｅ）が塗布されており、該塩ブリッジ
層（ｅ）は、該層の上に塗布された不活性で被分析体不
透過性の電気絶縁層（ｒｌにより、一部分を除き大部分
が、被分析体と化学的および４を的外接触（２） をおこさないようにシールドされている。前記半電池。 ８、　（ａｔ　寸法的に安定で化学的に不活性な電気絶
縁支持体層。 ｆｂｌ　前記ｆａｔ層の上に塗布された。導電率が少な
くとも１ｘ１０２（Ω−ｃｒｆＬ）−’の導電性材料の
端子層。 （ｃ）　前記ｉｂ）層の上に塗布された。有機高分子バ
インダー中に均質に分散された炭素微粒子の層。 ｆｄ）　前記（ｃ）層の上に塗布された。誘電性有機ポ
リマーの母材中に分散されたイオノフオア−（１ｏｎｏ
ｐｈｏｒｅ　）物質からなるイオン選択膜の層であって
該イオン選択膜の層の電気的インピーダンスは前記炭素
層のインピーダンスよりも少なくとも１００倍大きく、
該イオン選択膜の層と分散炭素層との間の界面は、これ
らの層が部分的に相互に拡散した帯域からなり；そして
。 ｆｂ）およびｆｃＪ層は被分析体と化学的接触および導
電的接触をおこさないようシールドされているものから
なることを特徴とする液状被分析体中に含有されている
特定のイオンの濃度を電位差的に測定するだめの層状検
出用の半電池；前記の半電池であって、前記イオン選択
膜の層が、固形親水性ポリマー中に溶解された所定濃度
の特定のイオンからなる塩ブリッジ層ｔｅｌが塗布され
ており、該塩ブリッジ層（ｅｌは、該層の上に塗布され
た不舌性で被分析体不透過性の電気絶縁層（ｆｌにより
、一部分を除き大部分が、被分析体と化学的および導電
的な接触をおこさないように／−ルドされている参照半
電池； ならびに該半電池間の被分析棒受は入れ帯域からなり、
該受は入れ帯域中に配置された被分析体は検出半電池の
イオン選択膜の層秒よび参照半電池の塩ブリッジ層の両
方とイオン接触する。ことを特徴とする。被分析体中に
含有されている特定イオン類の濃度を電位差的に測定す
るためのセンサー。」 手続補正書　（方式） 昭和５９年６月７日 特許庁長官若杉和夫殿 １、事件の表示 昭和５９年特　許　願第０２７３６８号２、発明の名称
　イオン選択性層状半電池３、　補正をする者 事件との関係　特許出願人 氏　名（名称）イー・アイ・デュ・ボン・ドウ・ヌムー
ル・アンド・カンパニー ４、代理人 ５、補正命令の日付昭和５９年５月９日（５月２９日発
送）６、補正により増加する発明の数　なし７、補正の
対象図面２図面の簡単な説明１、明細書の図面の簡単な
説明の欄において第２図の説明の次に「第３図は本発明
のセンサーの応答曲線である。」を挿入する。 ２、第３図を添付図面のように訂正する。FIG. 1 is a road view of a sensor incorporating two half-cells of the present invention. FIG. 2 is a schematic cross-section of the same sensor taken along line A--A of FIG. 1...Ceramic support layer 3 and 3'...Conductor layer 4...Indicator electrode half cell 4'...Reference electrode half cell 5 and 5'...Insulation 1-7 and 7'...・Carbon layers 9 and 9'... Ionophore single layer 11... Salt bridge layer 13... Protective layer 15... Analyte patent applicant E.I. Tannie's agent Patent attorney Masahiro Matsui (1 other person) F.I.G.
, 3 [K1] Procedural amendment April 4, 1980 Director-General Kazuo Wakasugi Indication of the subject 1981 Patent Application No. 027368 Title Related patents to the ion-selective layered half-cell case Applicant Nemours & Co., Ltd. Date of personal order: Column 8 of the scope of claims of the subject specification without the number of inventions increased by voluntary amendment, as shown in the appendix with the contents of the amendment! The statement of the claims is amended as follows. rl, ia) Dimensionally stable and chemically inert electrically insulating support layer. (bl Coated on the FAT layer. A terminal layer of a conductive material having a conductivity of at least lX102(Ω-cffL)'. (CL Coated on the FBL layer. Organic polymer/
2. A layer of carbon fine particles homogeneously dispersed in the Ingu. (d) Coated on top of the ia1 layer. Ionophores dispersed in a dielectric organic polymer matrix
a layer of an ion-selective membrane comprising a phore) material, the electrical impedance of the ion-selective membrane layer being at least 100 times greater than the impedance of the carbon layer;
The interface between the layer of the ion-selective membrane and the dispersed carbon layer consists of a zone in which these layers are partially interdiffused; and. The concentration of specific ions contained in the liquid analyte is characterized in that the (bl and (cl) layers are shielded to prevent chemical and conductive contact with the analyte. Potential difference (1) 611] A layered half-cell for determining the potential difference. 2. The half-cell according to claim 1, wherein the base material of the layer of the ion-selective membrane is oJDli polyvinyl chloride. Half-cell. 6. The half-cell according to claim 1, wherein the matrix of both the ion-selective membrane layer and the dispersed carbon layer is plasticized polyvinyl chloride. 4. The half-cell according to claim 1. The half-cell according to claim 1. The half-cell according to claim 1, wherein the conductive material in the layer (b) is silver. 6. The half-cell according to claim 1, wherein the ionophore substance is palinomycin. (b) /* is shielded by a fd1 layer applied over said layer. layer (C) is shielded by a fat layer applied on top of said half cell. An inert, analyte-impermeable electrically insulating layer (rl) coated on top of the analyte prevents chemical and external contact (2) with the analyte. shielded. said half-cell. 8, (at a dimensionally stable and chemically inert electrically insulating support layer; )-' terminal layer of conductive material. (c) A layer of carbon fine particles homogeneously dispersed in an organic polymer binder coated on top of the above layer ib). fd) Above the above layer (c). Ionophores dispersed in a dielectric organic polymer matrix.
a layer of an ion-selective membrane comprising a phore) material, the electrical impedance of the ion-selective membrane layer being at least 100 times greater than the impedance of the carbon layer;
The interface between the layer of the ion-selective membrane and the dispersed carbon layer consists of a zone in which these layers are partially interdiffused; and. The fb) and fcJ layers are shielded to prevent chemical and conductive contact with the analyte. a half-cell for layered detection in which the ion-selective membrane layer comprises a salt bridge layer consisting of a predetermined concentration of specific ions dissolved in a solid hydrophilic polymer; The salt bridge layer (el) is coated on top of the salt bridge layer (el), and the opaque, analyte-impermeable electrically insulating layer (fl) coated on top of the salt bridge layer (el), the salt bridge layer (el) coated on top of the salt bridge layer (el) coated on top of the salt bridge layer a reference half-cell which is shielded from chemical and conductive contact with the half-cell; and an analyte rod receptacle between the half-cells consisting of a containment zone;
The analyte disposed in the receiving zone is in ion contact with both the ion selective membrane layer of the detection half cell and the salt bridge layer of the reference half cell. It is characterized by A sensor for potentiometrically measuring the concentration of specific ions contained in an analyte. ” Procedural amendment (method) June 7, 1980 Mr. Kazuo Wakasugi, Commissioner of the Japan Patent Office1, Indication of the case: 1982 Patent Application No. 0273682, Title of the invention: Ion-selective layered half-cell3, Make amendments Relationship with the Patent Case Patent Applicant Name: E.I. du Bon Dou Nemours & Company 4, Agent 5, Date of Amendment Order: May 9, 1980 (May 29, 1982) 6. Number of inventions increased by amendment None 7. Drawings subject to amendment 2 Brief explanation of the drawings 1. In the brief explanation column of the drawings in the specification, next to the explanation of FIG. This is the response curve of the sensor of the present invention.'' 2. Correct Figure 3 as shown in the attached drawing.

Claims (1)

【特許請求の範囲】 ＩＪａＪ　寸法的に安定で化学的に不活性な電気絶縁支
持体音。 （ｂ）　前記（ａ）層の上に塗布された。導電率が少な
くともＩ　Ｘｌ　０”　（Ω−鋼）−１の導電性材料の
端子１゜（ｅ）　前記（ｂ）ｆｉｌの上に塗布された。 有機高分子バインダー中に均質に分散された炭素微粒子
の層。 （ｄ）　前記（ｃ）ｌｉｔの上に塗布された。誘電性有
機ポリマーの母材中に分散されたイオノフオア−（１ｎ
ｎｏｐｈｎｒｅ）物質からなるイオン選択膜の層であっ
て該イオン選択膜の層の電気的インピーダンスは前記炭
素層のインピーダンスよりも少なくとも１００倍大きく
、該イオン選択膜の鳴と分散炭素層との間の界面は、こ
れらの層が部分的に相互に拡散した帯域からなり；そし
て、（ｂ）および（Ｃ）ＩｆｊＪは被分析体と化学的接
触および導電的接触をおこさないようシールドされてい
るものからなることを％徴とする。 液状被分析体中に含有されている特定のイオンの濃度を
電位差的に測定するための層状半電池。 ２、特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 イオン選択膜の層の母材が可塑化ポリ塩化ビニルである
前記半電池。 ３、特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 イオン選択膜の層および分散炭素層の両方の母材が可塑
化ポリ塩化ビニルである前記半電池。 ４、特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 （ｂＪ層中の導電性材料が銀である前記半電池。 ５、特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 イオノフオア−物質がパリノマイシンである前記半電池
。 乙　特許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 （ｂ）層は、該層の上に塗布された（Ｃ１層によってシ
ールドされており、（Ｃ）層は該層の上に塗布されたＣ
ｄ１層によってシールドされている。前記半電池。 Ｚ　％許請求の範囲第１項記載の半電池であって。 前記イオン選択膜の層は、固形親水性ポリマー中に溶解
された所定濃度の特定のイオンからなる塩ブリッジ層（
ｅ）が塗布されており、該塩ブリッジ層（ｅ）は、該層
の上に塗布された不活性で被分析体不透過性の電気絶縁
層（ｆｌにより、一部分を除き大部分が、被分析体と化
学的および導電的な接触をおこさないようにシールドさ
れている。前記半電池。 ８　通常の支持体層を有する。特許請求の範囲第１項記
載の検出半電池および特許請求の範囲第７項記載の参照
＃−電池、ならびに該半電池間の被分析体受は入れ帯域
からなり、該受は入れ帯域中に配置された被分析体は検
出半電池のイオン選択膜の層および参照半電池の塩ブリ
ッジ層の両方とイオン接触する。ことを特徴とする。被
分析体中に含有されている特定イオン類の濃度を電位差
的に測定するためのセンサー。 ９（イ）所定量の被分析健康を特許請求の範囲第８項記
載のセンサーの受け帯域中に配置することによって、検
出半電池のイオン選択膜の層および参照半電池の塩ブリ
ッジ層との間のイオン輸送路を完成させ； （ロ）　１　Ｘ１０”　Ａ未満の電流値で両生電池の両
導電層間の電位を測定する； ことからなることを特徴とする。液状被分析体中に含有
されている特定のイオノ類の相対濃度を測定する方法。Claims: IJaJ A dimensionally stable and chemically inert electrically insulating support. (b) Coated on top of layer (a). A terminal of a conductive material with a conductivity of at least IXl 0" (Ω-steel)-1 (e) was applied on top of the (b) film. Carbon homogeneously dispersed in an organic polymeric binder (d) a layer of ionophores (1n) coated on top of (c) lit dispersed in a matrix of dielectric organic polymer;
a layer of an ion-selective membrane comprising a material (nophnre), the electrical impedance of the ion-selective membrane layer being at least 100 times greater than the impedance of the carbon layer; The interface consists of a zone in which these layers are partially interdiffused; and (b) and (C) Ifj are shielded from chemical and conductive contact with the analyte. It is a percentage mark. A layered half-cell for potentiometrically measuring the concentration of specific ions contained in a liquid analyte. 2. A half-cell according to claim 1. The above half-cell, wherein the matrix of the ion-selective membrane layer is plasticized polyvinyl chloride. 3. A half-cell according to claim 1. Said half-cell, wherein the matrix of both the ion-selective membrane layer and the dispersed carbon layer is plasticized polyvinyl chloride. 4. A half-cell according to claim 1. (The half-cell in which the conductive material in the bJ layer is silver. 5. The half-cell according to claim 1. The half-cell in which the ionophore substance is palinomycin. 2. The half-cell of claim 1, wherein the (b) layer is coated on top of said layer (shielded by a C1 layer, and (C) is coated on top of said layer
Shielded by d1 layer. Said half battery. Z % The half-cell according to claim 1. The layer of the ion-selective membrane is a salt bridge layer (
e) is applied, and the salt bridge layer (e) is mostly covered by an inert, analyte-impermeable electrically insulating layer (fl) applied on top of the layer (e). The half-cell is shielded from chemical and conductive contact with the analyte.8 The detection half-cell has a conventional support layer.The detection half-cell according to claim 1 and claims Reference # in paragraph 7 - cell, and the analyte receiver between the half-cells consists of a containment zone, the analyte disposed in the containment zone is a layer of the ion-selective membrane of the detection half-cell and A sensor for potentiometrically measuring the concentration of specific ions contained in an analyte. 9 (a) Predetermined amount. The ion transport path between the layer of ion-selective membrane of the detection half-cell and the salt bridge layer of the reference half-cell is established by placing the analyte in the receiving zone of the sensor according to claim 8. (b) Measuring the potential between both conductive layers of the amphibious battery at a current value of less than 1 x 10" A.Specific ionols contained in the liquid analyte. How to measure the relative concentration of.