JPS6275344A - Biosensor - Google Patents

Biosensor

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JPS6275344A
JPS6275344A JP60217037A JP21703785A JPS6275344A JP S6275344 A JPS6275344 A JP S6275344A JP 60217037 A JP60217037 A JP 60217037A JP 21703785 A JP21703785 A JP 21703785A JP S6275344 A JPS6275344 A JP S6275344A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
electrode
electrodes
groove
chip
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.)
Pending
Application number
JP60217037A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Shigeo Kobayashi
茂雄 小林
Mariko Kawaguri
真理子 河栗
Shiro Nankai
史朗 南海
Yasunobu Iida
飯田 康信
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Panasonic Holdings Corp
Original Assignee
Matsushita Electric Industrial Co Ltd
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Filing date
Publication date
Application filed by Matsushita Electric Industrial Co Ltd filed Critical Matsushita Electric Industrial Co Ltd
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Publication of JPS6275344A publication Critical patent/JPS6275344A/en
Pending legal-status Critical Current

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  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)

Abstract

PURPOSE:To keep the electrode surface thoroughly wet even with a reduction in amount of blood sampled, by arranging three electrodes of measuring electrode, counter electrode and reference electrode in a triangular position relationship. CONSTITUTION:A circular groove 12 is formed on an upper end face of a cylindrical insulating substrate 11 made of a polyvinyl chloride resin and an ABS resin. Electrodes made of platinum are buried so as to be exposed in the groove 12. These electrodes each make up an electrode section 6 which is provided with an electrode system having a measuring electrode 7, a counter electrode 8 and a reference electrode 9. Then, three electrodes are arranged in a triangle. A cut groove 10 is so arranged as to facilitate the escaping of air in the groove 12 to output when a reaction liquid stays in the groove 12. A chip 5 comprising a triple laminate layer of a reaction layer 1, a filtration layer 2 and a liquid retaining layer 3 held with a frame body 3 is placed covering the electrode section 6. The triangular arrangement of three electrodes on the top of the electrode section 6 helps reduce the outer diameter of the electrode section 6 and the inner diameter of the frame body 4 of the chip 5 thereby ensuring accurate wetting of the three electrodes with a reaction liquid with a small amount of blood dripping to the chip 5.

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
サに関し、特に検知用電極の設置位置の改良に関するも
ので、医療分野や食品工学などに幅広く応用できるもの
である。
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Field of Industrial Application The present invention relates to a biosensor that detects a specific component in a biological sample, and particularly relates to an improvement in the installation position of a detection electrode, and is widely used in the medical field, food engineering, etc. It is applicable.

従来の技術 従来、この種のセンサとして知られているグルコースセ
ンサは、第3図に示すような構成であった。第3図にお
いて1は反応層、2はら退居、3は保液層であり、4は
これら3層の周囲を保持する枠体である。6はこのよう
にして構成されたチップを示している。6は枠体4の内
径に比べて小さい外径をもった円柱状の電極部であり、
測定極7、対極8、参照極9が上面に露出している01
1は絶縁性の基体であり3本の上記電極が通っている。
BACKGROUND ART Conventionally, a glucose sensor known as this type of sensor had a configuration as shown in FIG. In FIG. 3, 1 is a reaction layer, 2 is a retraction layer, 3 is a liquid retaining layer, and 4 is a frame that holds the periphery of these three layers. 6 shows a chip constructed in this manner. 6 is a cylindrical electrode portion having an outer diameter smaller than the inner diameter of the frame 4;
Measurement electrode 7, counter electrode 8, and reference electrode 9 are exposed on the top surface 01
Reference numeral 1 denotes an insulating base through which the three electrodes mentioned above pass.

電極の露出部には溝10が設けられている。第4図にこ
の電極部の斜視図を示す。
A groove 10 is provided in the exposed portion of the electrode. FIG. 4 shows a perspective view of this electrode section.

血液サンプルをチップにその上部から滴下すると、まず
反応層1にて反応液が進行し、反応液はろ退居2により
、測定電極の反応を妨害する反応液中の赤血球、血小板
などの固形成分が除去される。さらに反応液は保液層3
に吸収される。この保液層3は濾過をすみやかに行なわ
せるものである。保液層3に移行・した反応液は円柱状
の電極部6の3つの電極の露出している溝10に満たさ
れ、この反応液を電極反応により検知していた。
When a blood sample is dropped onto the chip from the top, the reaction liquid first advances in the reaction layer 1, and the reaction liquid is filtered out (2) to remove solid components such as red blood cells and platelets in the reaction liquid that interfere with the reaction of the measurement electrode. removed. Furthermore, the reaction solution is added to the liquid retaining layer 3.
absorbed into. This liquid retaining layer 3 allows for prompt filtration. The reaction liquid transferred to the liquid retaining layer 3 filled the exposed grooves 10 of the three electrodes of the cylindrical electrode part 6, and this reaction liquid was detected by electrode reaction.

発明が解決しようとする問題点 しかしこのような従来の構造では、サンプル血液量が多
くないと測定電極が濡れず、測定でき寓ないという問題
があった。
Problems to be Solved by the Invention However, with such a conventional structure, there is a problem that unless the amount of sample blood is large, the measurement electrode will not get wet and measurement will not be possible.

その理由は測定極、対極、参照極が一直線に配列されて
いるためである。そのため、チップの枠体の内径も大き
くなり測定極、対極、参照極の上面を反応液で濡らすに
は多量のサンプル血液量を必要とした。電極の露出面積
を減少させるため、露出電極の径を短かくしたり、間隔
を短かくしたりすることにより、チップの枠体の内径を
小さくすることもできる。しかし電極の面積を小さくす
ると測定誤差が大きくなり、電極の太さは1閣φが限度
であった。一方、電極間隔を小さくすることも電極作成
上、限度があり、0.6IflI迄であった。
The reason for this is that the measurement electrode, counter electrode, and reference electrode are arranged in a straight line. Therefore, the inner diameter of the chip frame became large, and a large amount of sample blood was required to wet the upper surfaces of the measurement electrode, counter electrode, and reference electrode with the reaction liquid. In order to reduce the exposed area of the electrodes, the inner diameter of the chip frame can also be reduced by shortening the diameter of the exposed electrodes or shortening the interval. However, reducing the area of the electrode increases the measurement error, and the thickness of the electrode is limited to one diameter. On the other hand, there is a limit to making the electrode spacing small in terms of electrode production, and it is up to 0.6 IflI.

本発明は、サンプル血液量が多くないと電極表面の濡れ
が悪いという問題を解決するものであり、測定極、対極
、参照極の3つの電極を三角形の位置関係に配置するこ
とにより、上にのせるチップの容器・を小さくしサンプ
ル血液量を減少させても、十分電極表面を濡らすことを
目的とするものであるQ 問題点を解決するための手段 この問題点を解決するために本発明は、電極部上面の露
出した3つの電極の配置関係を三角形とし、電極部の上
面の外径を小さくシ、電極部上に載置されるチップの枠
体の内径を小さくすることにより、チップに滴下する血
液量を少なくしても、電極部上面の3つの電極が反応液
で確実に濡れるようにしたものである。
The present invention solves the problem of poor wetting of the electrode surface when the sample blood volume is not large. By arranging three electrodes, the measuring electrode, the counter electrode, and the reference electrode in a triangular positional relationship, The purpose of this is to sufficiently wet the electrode surface even if the sample blood volume is reduced by making the chip container smaller. In this method, the three electrodes exposed on the top surface of the electrode section are arranged in a triangular manner, the outer diameter of the top surface of the electrode section is made small, and the inner diameter of the chip frame placed on the electrode section is made small. Even if the amount of blood dropped is reduced, the three electrodes on the upper surface of the electrode section are reliably wetted with the reaction liquid.

作   用 このような電極構成であれば、電極部上面の3つの電極
を有する面積が小さいため、チップも小さくてすみ、少
量のサンプル血液量でも十分に3つの電極を濡らすこと
ができることとなる。
Function: With such an electrode configuration, the area of the top surface of the electrode section containing the three electrodes is small, so the tip can also be small, and even a small amount of sample blood can sufficiently wet the three electrodes.

実施例 以下、バイオセンサとしてグルコースセンサを例に本発
明を説明する0 第1図は本発明の一実施例の電極部の斜視図であり、第
2図は同電極部を用いたグルコースセンサの実施例の断
面図を示している。
EXAMPLE In the following, the present invention will be explained using a glucose sensor as a biosensor. Fig. 1 is a perspective view of an electrode section of an embodiment of the present invention, and Fig. 2 is a diagram of a glucose sensor using the same electrode section. Figure 3 shows a cross-sectional view of the embodiment.

ポリ塩ビニール樹脂又はABS樹脂からなる円柱状の絶
縁性基板11の上端面に深さ0.1ff++++の円形
状溝12を形成しこの溝に露出するように白金からなる
電極を埋めこんでいる。7,8.9はそれぞれ測定極、
対極、参照極である。本発明の特徴はこれら3つの電極
が3角形に配置されていることである。切欠溝10は円
形状溝12に反応液がたまる際、溝12内の空気が外部
へ逃げ易いようにしたものである。白金の直径は約1m
+aであり、各電極の間隔は0.5咽である。また電極
部6の外径は3rmnである。なお従来電極部の外径は
5閣であった。
A circular groove 12 with a depth of 0.1 ff++ is formed in the upper end surface of a cylindrical insulating substrate 11 made of polyvinyl chloride resin or ABS resin, and an electrode made of platinum is buried so as to be exposed in this groove. 7, 8.9 are measurement poles, respectively.
It is the opposite pole, the reference pole. A feature of the present invention is that these three electrodes are arranged in a triangle. The notched groove 10 is provided so that when the reaction liquid accumulates in the circular groove 12, air within the groove 12 can easily escape to the outside. The diameter of platinum is approximately 1m
+a, and the interval between each electrode is 0.5 mm. Further, the outer diameter of the electrode portion 6 is 3rmn. Note that conventionally, the outer diameter of the electrode part was 5 mm.

前記電極部6を覆うように、枠体4で保持された反応層
1、う退居2、保液層3の三層積層からなるチップ5を
載置する。この実施例のグルコースセンサは酸化還元酵
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用い
た。反応層1はパルプの不織布からなり、前述のグルコ
ースオキシダーゼとフェリシアン化カリウムの細かい結
晶を高密度に担持している。ろ退居2は孔径11Ixn
のポリカーボネート多孔体膜からなり、血液中の赤血球
などの固形成分を除去するものである。保液層3は親水
性のレーヨン紙を用いた。
A chip 5 consisting of a three-layer stack of a reaction layer 1, a cavity 2, and a liquid retaining layer 3 held by a frame 4 is placed so as to cover the electrode section 6. The glucose sensor of this example used glucose oxidase as an oxidoreductase and potassium ferricyanide as an oxidized dye conjugated with the oxidoreductase. The reaction layer 1 is made of a nonwoven pulp fabric, and supports the above-mentioned glucose oxidase and potassium ferricyanide fine crystals at a high density. Filter exit 2 has a hole diameter of 11Ixn
It is made of a porous polycarbonate membrane that removes solid components such as red blood cells from blood. The liquid retaining layer 3 was made of hydrophilic rayon paper.

本発明のチップ5の枠体4の内径は約4mmであり、従
来の6瓢よりも小さいものである。
The inner diameter of the frame 4 of the chip 5 of the present invention is about 4 mm, which is smaller than the conventional 6-gourd.

このグルコースセンサの操作方法を第2図をもとに説明
すると、反応層1に、試料として血液を10μ!滴下す
る。滴下された血液中のグルコースが反応層に担持され
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−色素共後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
した血液はポリカーボネートのろ退居2を通過する。
The operating method of this glucose sensor will be explained based on FIG. 2. 10 μm of blood is added to the reaction layer 1 as a sample. Drip. When the dripped glucose in the blood is oxidized by glucose oxidase supported on the reaction layer, potassium ferricyanide is reduced by an enzyme-dye co-reaction, and potassium ferrocyanide is produced. The reacted blood then passes through a polycarbonate filter 2.

通過する際、赤血球などの大きな固形成分がろ過される
。5過後、親水性のレーヨン紙の保液層3に反応液が保
持される。さらに反応液は保液層から電極部上面の3つ
の三角形に配置された電極が露出している溝12に移動
し3つの電極間隔がせまいため、10μ!での反応液で
十分に電極表面を濡らすことができる。なお−直線に電
極を配置した従来構造では30 p13以上の反応液が
必要であった。電極上の反応液が電気化学的反応により
グルコース濃度を検知する。その方法は参照極8を基準
に測定極7の電圧を0から+o、1■の間で鋸歯状に0
.1v/秒で変化させる。反応液のフェロシアン化カリ
ウムを測定極の電圧を掃引することにより酸化し、その
際の酸化電流を測定する。
As it passes through, large solid components such as red blood cells are filtered out. After 5 filtration, the reaction solution is retained in the liquid retaining layer 3 of hydrophilic rayon paper. Furthermore, the reaction liquid moves from the liquid retaining layer to the groove 12 where the three triangular electrodes on the top surface of the electrode section are exposed, and the distance between the three electrodes is narrower, so that the distance between the three electrodes is 10μ! The electrode surface can be sufficiently wetted with the reaction solution. Note that the conventional structure in which electrodes are arranged in a straight line requires a reaction solution of 30 p13 or more. The reaction solution on the electrode detects the glucose concentration through an electrochemical reaction. The method is to change the voltage of the measuring electrode 7 from 0 to +o, 1■ in a sawtooth pattern based on the reference electrode 8.
.. Change at 1v/sec. Potassium ferrocyanide in the reaction solution is oxidized by sweeping the voltage of the measurement electrode, and the oxidation current at that time is measured.

この酸化電流は色素の変化量に比例し、グルコースの濃
度の検知が可能である。
This oxidation current is proportional to the amount of change in the pigment, making it possible to detect the concentration of glucose.

以上の通り従来の一直線配列の電極構造では電極表面を
濡らすため30μl以上の反応液が必要であったが、本
発明では10μlの反応液で十分電極表面を濡らすこと
ができる。
As described above, in the conventional linear array electrode structure, 30 μl or more of the reaction liquid was required to wet the electrode surface, but in the present invention, the electrode surface can be sufficiently wetted with 10 μl of the reaction liquid.

発明の効果 以上のように本発明によれば、滴下する血液サンプルが
少量であっても3角形に配置され露出された電極表面を
濡らすことができ、電気化学的測定によるグルコース濃
度の検知ができる。
Effects of the Invention As described above, according to the present invention, even if the blood sample to be dropped is small, it can wet the exposed electrode surface arranged in a triangular shape, and the glucose concentration can be detected by electrochemical measurement. .

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

第1図は本発明の実施例におけるバイオセンサの電極部
を示す斜視図、第2図は同電極部を用いたバイオセンサ
の断面図、第3図は従来のバイオセンサの断面図、第4
図はその電極部の斜視図である。 1・・・・・・反応層、4・・・・・・枠体、5・・・
・・・チップ、6・・・・・・電極部、7・・・・・・
測定極、8・・・・・・対極、9・・・・・・参照極、
1o・・・・・・切欠溝、11・・・・・・基体、12
・・・・・・円形状溝。 代理人の氏名 弁理士 中 尾 敏 男 ほか1名7−
−−JII定極 乙−一一電初弓甲 11−m−基体 第3図
FIG. 1 is a perspective view showing an electrode section of a biosensor in an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a cross-sectional view of a biosensor using the same electrode section, FIG. 3 is a cross-sectional view of a conventional biosensor, and FIG.
The figure is a perspective view of the electrode section. 1... Reaction layer, 4... Frame, 5...
...Chip, 6...Electrode section, 7...
Measuring electrode, 8...Counter electrode, 9...Reference electrode,
1o... Notch groove, 11... Base body, 12
・・・・・・Circular groove. Name of agent: Patent attorney Toshio Nakao and 1 other person7-
--JII Teikoku Otsu-Ichiden Hatsumyuko 11-m-Base figure 3

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 絶縁性の基体に測定極、対極および参照極からなる電極
系を設けた電極部上に、酸化還元酵素と前記酵素と共役
する酸化型色素を担持した反応層を有するチップを設置
したバイオセンサであって、前記測定極と対極と参照極
が三角形の位置関係にあることを特徴とするバイオセン
サ。
A biosensor in which a chip having a reaction layer carrying an oxidoreductase and an oxidized dye conjugated with the enzyme is placed on an electrode part that has an electrode system consisting of a measurement electrode, a counter electrode, and a reference electrode on an insulating substrate. The biosensor is characterized in that the measurement electrode, the counter electrode, and the reference electrode are in a triangular positional relationship.
JP60217037A 1985-09-30 1985-09-30 Biosensor Pending JPS6275344A (en)

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