TWI637167B - Substance measuring method and measuring device using electrochemical biosensor - Google Patents

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Abstract

一種使用生物感測器之物質測定方法，包含：在含有絕緣性基板、與形成於該絕緣性基板上的2個以上的電極、及被配置於該電極之至少1個電極上的含有氧化還原酵素的試藥層之電化學測定胞(cell)內導入包含物質的試料，對電極施加電壓，檢測出藉由來自試料內之前述物質的電子之往電極的移動所產生的電荷移動律速電流(electric charge movement-limitation current)，以及根據前述電荷移動律速電流，決定試料中所含的前述物質的濃度。

Description

使用電化學式生物感測器之物質測定方法及測定裝置
本發明係關於使用了供分析生體成分等測定對象物質之用的電化學式生物感測器之測定方法以及測定裝置。
從前於電化學式生物感測器，主要使用對電極系統施加電壓，測定根據物質的擴散的柯特雷爾電流(Cottrell current)的方法。例如，於專利文獻1，記載著使反應系統含有氧化劑與緩衝劑，使反應進行到反應實質上結束的階段之後，對電極與試料之間加上電位測定柯特雷爾電流。此柯特雷爾電流是依存於擴散的電流，以柯特雷爾公式(下列式1))所表示，包含物質的擴散係數(D)為其特徵。於反應速度論，可說是擴散決定速率(diffusion rate-determining)的狀態。
此外，在專利文獻2，揭示著關於微流體中的被分析物的測定，使用微小電極，依存於被分析物的擴散係數(D)的測定條件。
進而，於專利文獻3，有柯特雷爾公式以及擴散係數(D)之記載，揭示藉由實驗算出擴散係數之例。
進而，在專利文獻4，記載著以使作用電極的電位成為氧化還原化學物種的擴散決定速率的方式對電極間加上電位的步驟。
〔先前技術文獻〕 〔專利文獻〕
[專利文獻1]日本專利第2901678號說明書
[專利文獻2]日本特表2009-533658號公報
[專利文獻3]日本特開2011-58900號公報
[專利文獻4]日本專利第3863184號說明書
為了成立前述之柯特雷爾電流必須要在物質的濃度沒有變化的狀態。總而言之，在實質上酵素反應等 必須要結束。因此，必須要確保一定的酵素反應時間。進而，柯特雷爾電流反比於時間的平方根(√t)，所以隨著時間的經過，電流會衰減。因此，為了抑制測定的差異，必須要在電流變動更小的狀態下進行量測。結果，會使等待量測的時間變長。另一方面，在沒有電流的衰減，根據物質的球狀擴散而檢測出定電流的微小電極系統，因為感度很小，如專利文獻2等所揭示的，為了提高絕對感度必須要設置複數電極，構築氧化還原反應循環。有鑑於此，總結而言，根據擴散律速的測定，當測定時間變長時，或者是根據微小電極系統進行測定時，有必要設置複數電極，會有電極系統變得複雜的潛在問題。
也就是說，本發明的課題在於提供利用電化學式生物感測器之物質測定，能夠以更短的時間精度佳地以簡便的系統來進行測定之方法以及裝置。
本案發明人，以到目前為止之不是檢測根據物質擴散的電流值而是檢測根據電化學反應的其他過程之電流做為目標而銳意研究後的結果，發現在利用電化學式的生物感測器之物質測定，藉著檢測出不是根據物質的擴散過程而是根據電荷移動過程之電流，而可以在短時間內精度佳地測定物質，從而完成本發明。
經由以上所述的過程，得到之本發明的測定方法，係一種使用生物感測器之物質測定方法，其特徵為包含：在含有絕緣性基板、與形成於該絕緣性基板上的2個 以上的電極、及被配置於該電極之至少1個電極上的含有氧化還原酵素的試藥層之電化學測定胞(cell)內導入包含物質的試料，對電極施加電壓，檢測出藉由來自試料內之前述物質的電子之往電極的移動所產生的電荷移動律速電流(electric charge movement-limitation current)，以及根據前述電荷移動律速電流，決定試料中所含的前述物質的濃度。
在此，前述電荷移動律速電流，以係根據電氣二重層(electric double-layer)充電的過渡電流發生後之定電流為佳，以下列式(6)表示者為更佳。
此外，氧化還原酵素以包含吡咯並喹啉醌(pyrroloquinoline quinone)或黃素腺嘌呤二核苷酸(flavin adenine dinucleotide)，或者是具有包含血基質(heme)之次體(subunit)或功能區塊(domain)為較佳。
更具體地說，前述氧化還原酵素為具有葡萄糖氧化活性的酵素，例如為葡萄糖脫氫酶，而測定對象物質為葡萄糖是較佳的。
此外，電壓以藉由分步施加的方式施加為較佳，施加的電壓以600mV以下為佳。
本發明之測定裝置，係一種使用生物感測器之物質測定方法，其特徵係由： 含有絕緣性基板、與形成於該絕緣性基板上的2個以上的電極、及被配置於該電極之至少1個電極上之會與試料中的測定對象物質發生反應的氧化還原酵素的試藥層之包含電化學測定胞(cell)的生物感測器，控制對生物感測器之電壓施加的控制部，檢測出藉由對生物感測器之電壓施加而得到的來自前述物質的電子之往電極的移動所產生的電荷移動律速電流的檢測部，由前述電流值算出前述物質的濃度之演算部，以及輸出前述算出的前述物質的濃度之輸出部所構成的。
此處，前述控制部被設定為藉由分步施加方式施加電壓來進行控制為佳。此外，測定裝置以測定對象物質為葡萄糖，氧化還原酵素為具有葡萄糖氧化活性的酵素，例如葡萄糖脫氫酶為較佳。
藉由本發明，因為不受擴散的影響而可以測定物質的濃度，所以可以使測定時間更為縮短。此外，可以使電極系統簡單化所以可降低成本。由這些效果，可以用更少的檢體量，而且在更短的測定時間，提高測定的操作性，連帶達成使用性的提高。
1‧‧‧葡萄糖感測器
10‧‧‧覆蓋板
11‧‧‧間隔件
12‧‧‧基板
13‧‧‧穴部
14‧‧‧狹縫
15‧‧‧毛細管
16‧‧‧第1電極
17‧‧‧第2電極
18‧‧‧試藥層
19‧‧‧絕緣膜
2‧‧‧測定裝置
20‧‧‧輸出部
21‧‧‧電力供給裝置
22‧‧‧控制部
23‧‧‧演算部
24‧‧‧檢測部
25‧‧‧顯示部單元
26‧‧‧電池
3‧‧‧控制電腦
3A‧‧‧恆電位器(potentiostat)
3a‧‧‧基板
CR、W‧‧‧端子
4‧‧‧葡萄糖感測器
圖1係顯示實施例及比較例之生物感測器的構造之圖。(A)為全體立體圖，(B)為分解立體圖。
圖2為使用實施例1、2及比較例之生物感測器進行循環伏安法(cyclic voltammetry,CV)測定的結果。
圖3為使用實施例1及比較例之生物感測器進行時間電流滴定法(chronoamperometry)測定的結果。
圖4為使用實施例1之生物感測器，改變電壓參數而進行時間電流滴定法測定的結果。
圖5為使用實施例3之生物感測器進行時間電流滴定法測定的結果。
圖6係描繪以實施例1之生物感測器測定的各葡萄糖濃度之電荷移動律速的定電流值，與以式(5)之理論式算出的各葡萄糖濃度之定電流的理論值之圖。
圖7係本發明之測定裝置之一態樣之模式圖。
圖8係使用本發明的測定裝置之測定程式之一態樣之流程圖。
以下，說明本發明之實施型態，以下所舉出的實施型態分別為例示而已，本發明並不限定於以下所述之實施型態。
本發明之使用生物感測器之物質測定方法，包含：在含有絕緣性基板、與形成於該絕緣性基板上的2個以上的電極、及被配置於該電極之至少1個電極上的含有氧化還原酵素的試藥層之電化學測定胞(cell)內導入包含物質的試料，對電極施加電壓，檢測出藉由來自試料 內之前述物質的電子之往電極的移動所產生的電荷移動律速電流(electric charge movement-limitation current)，以及 根據前述電荷移動律速電流，決定試料中所含的前述物質的濃度。
在此，作為測定對象物質，只要是可以藉由使用本發明的生物感測器之測定方法來測定的物質即可，沒有特別限制，以係來自生體的物質而會成為病患或健康狀態的指標的物質為佳，例如可以舉出葡萄糖或是膽固醇等。
試料只要是包含測定對象物質的試料即可，沒有特別限制，但以生體試料為佳，可以舉出血液、尿液等。
所謂根據來自測定對象物質的電子之往電極的移動所產生的電荷移動律速電流(electric charge movement-limitation current)，是藉由氧化還原酵素與測定對象物質之反應，電子由該酵素往電極移動時產生的電流，是不依存於時間的定電流，較佳者為根據電氣二重層(electric double-layer)充電的過渡電流發生後之定電流。
此電荷移動律速電流，較佳者為以下列式(5)來表示。由此式，可知電流比例於基質的濃度與酵素反應速率常數，常數項為X的話，可以展開為式(6)。又，在式(5)、(6)雖未表示，但在常數項X亦可包含補正係數等。
本案發明人，考慮酵素反應之初速式(式(2))與由酵素往電極之電子移動速度式(式(3))，為了要測定測定對象物質(基質)的濃度，考慮到必須要在這些為等價的狀態(式(4))下檢測出電流，所以藉由展開這些而藉著使其成為電流式而算出此電荷移動律速電流之式(5)。
式(5)，係根據不包含前述式(1)的柯特雷爾電流所含有的擴散係數(D)的電荷移動律速所致之電流式。由式(5)可知，電流正比於酵素反應速率常數。在本發明之測定方法，不中介著電子受容物質等介質(mediator)導致的氧化還原反應，而使電子移動往電極，所以不受到物質擴散的影響，也沒有時間依存性。
電極系統，限制了電荷移動律速，可以藉由循環伏安法(cyclic voltammetry,CV)等調查有無峰的出現或式電壓的掃印方向之電流的增加傾向來確認。
以下，說明要在本發明的測定方法使用的電化學式生物感測器。
<作用電極>
作用電極，例如可以在絕緣基板上配置電極材料，在得到的電極的附近至少配置含氧化還原酵素的試藥層而得到。
電極，例如使用碳這樣的碳材料來形成。或者也可以使用金(Au)，鉑(Pt)，銀(Ag)，鈀那樣的金屬材 料。
絕緣性基板，例如以聚醚亞醯胺(PEI)、聚對苯二甲酸乙二酯(PET)、聚乙烯(PE)那樣的熱塑性樹脂、聚醯亞胺樹脂、環氧樹脂那樣的各種樹脂(塑膠)、玻璃、陶瓷、紙等絕緣性材料來形成。
電極及絕緣性基板的大小、厚度可以適當設定。
<氧化還原酵素>
氧化還原酵素，只要是可以氧化還原測定對象物質的酵素即可，作為觸媒次體(subunit)及觸媒功能區塊(domain)，可以包含吡咯並喹啉醌(Pyrroloquinoline quinone)(PQQ)、黃素腺嘌呤二核苷酸(flavin adenine dinucleotide)(FAD)之中至少一方。例如，作為包含PQQ的氧化還原酵素，可以舉出PQQ葡萄糖脫氫酶(PQQGDH)，作為包含FAD的氧化還原酵素，可以舉出包含FAD的具有α次體之鉻葡萄糖脫氫酶(CyGDH)、葡萄糖氧化酵素(GOD)。
此外，氧化還原酵素，可以包含電子傳達次體或者電子傳達功能區塊。作為電子傳達次體，例如可以舉出具有電子授受機能的具有血基質(heme)的次體。作為包含此具有血基質的次體之氧化還原酵素，可以舉出包含細胞色素(cytochrome)者，例如可以適用葡萄糖脫氫酶，或是PQQGDH與細胞色素之融合蛋白質。
此外，作為包含電子傳達功能區塊的酵素， 可以舉出膽固醇氧化酵素、Quinoheme ethanol dehydrogenase(QHEDH(PQQ Ethanol dh)。進而，電子傳達功能區塊，以適用具有電子授受機能的具有血基質(heme)的細胞色素之功能區塊為較佳。例如，可以舉出"QHGDH"(fusion enzyme；GDH with heme domain of QHGDH))、山梨糖醇脫氫酶(Sorbitol DH)、D-果糖脫氫酶(Fructose DH)、來自Agrobacterium tumefasience之葡萄糖-3-脫氫酶(Glucose-3-Dehydrogenase)(G3DH from Agrobacterium tumefasience)、纖維二糖脫氫酶等。又，前述之包含細胞色素(cytochrome)的次體(subunit)之例示之PQQGDH與細胞色素(cytochrome)之融合蛋白質，及包含細胞色素的功能區塊之例示之PQQGDH之細胞色素功能區塊，例如揭示於國際公開公報WO2005/030807號。
此外，氧化還原酵素，較佳者為適用至少具有觸媒次體及電子受容體的機能之具有血基質的包含細胞色素之次體所構成的低聚物酵素。
又，測定對象物質只要是氧化還原酵素的基質即可。例如，纖維二糖脫氫酶，雖然氧化纖維二糖，但也氧化葡萄糖，所以也可以把葡萄糖作為測定對象物質使用。
為了測定電荷移動律速電流，最好採用“直接電子移動型的酵素電極”作為作用電極。在此，所謂的“直接電子移動型的酵素電極”，是在試藥層藉由酵素反應產 生的電子，不涉及電子傳達介質(mediator)那樣的氧化還原物質而直接被傳達至電極，進行酵素與電極間的電子授受的型式的酵素電極。
又，於生理學的反應系統，一般而言直接發生電子移動的距離界限為1-2nm。因此，以不損及電子從酵素往電極移動的方式來配置酵素是重要的。
為了測定電荷移動律速電流，在電極的附近配置氧化還原酵素是重要的，但作為其方法，沒有特別限制，例如可以舉出把氧化還原酵素以化學方式固定化於電極的方法，使用結合劑等間接把氧化還原酵素固定化於電極的方法，使氧化還原酵素物理性地吸附於電極的方法等。
作用電極上的酵素試藥層可以包含導電性粒子。藉著包含導電性粒子，可以期待電子更適切地往電極傳達。具體而言，導電性粒子可以適用金、鉑、銀、鈀那樣的金屬製粒子，或者是以碳為材料的高次構造體。高次構造體，例如可以包含導電性碳黑、奈米碳管(CNT)、富勒烯那樣的碳粒子或者碳微粒子。作為導電性碳黑，可以舉出科琴黑(Ketjenblack)(Degussa(音譯)製造)、黑珍珠(black perl)(Cabot公司製造)等。
作用電極上的酵素試藥層另外可以包含導電性高分子。作為導電性高分子，以水溶性者為佳，可以舉出聚苯胺、聚乙烯二氧噻吩等，作為代表例，可以舉出三菱Rayon製造的磺化化聚苯胺水溶液(商品名為 Aquapass)。
作用電極上的酵素試藥層另外可以包含結合劑。作為結合劑以水溶性結合劑為佳，具體而言，可以舉出含有氧唑啉基的水溶性高分子等。
前述那樣的作用電極，例如可採如下所述的方式製作。亦即，在絕緣性基板的單面形成作為電極發揮功能的碳層。例如，可以在特定厚度(例如100μm程度)的膜狀的絕緣性基板的單面上，網版印刷碳油墨，形成具有所要的厚度(例如10μm程度)的碳膜。替代碳膜，藉著把金屬材料藉由物理蒸鍍(PVD，例如濺鍍)或者化學蒸鍍(CVD)形成薄膜，也可以形成具有所要的厚度(例如30nm程度)的金屬層。
接著，在電極上形成酵素試藥層。首先，調製包含氧化還原酵素與導電性粒子或導電性高分子的溶液，該溶液被滴下至電極的表面。該溶液在電極上藉由乾燥而固化，可以得到在電極上被形成酵素試藥層的作用電極。
作為對極，只要是一般可以作為生物感測器的對極使用者即可，例如可以使用藉由網版印刷而製膜的碳電極，或者藉由物理蒸鍍(PVD，例如濺鍍)或者化學蒸鍍(CVD)而成膜的金屬電極，或者藉由網版印刷製膜的銀/氯化銀電極。此外，亦可使用把銀/氯化銀作為參照電極之3電極系統。
對電極之電壓施加方式沒有特別限制，要效率佳地測定電荷移動律速電流以分步施加為佳。施加的電 壓以600mV以下為佳，更佳為100mV以下。下限沒有特別限制，例如為10mV以上。
測定對象物質的濃度可以根據式(5)由測定電流值算出。
此外，使用濃度已知的試料預先做出檢量線，根據該檢量線由測定電流值算出亦為可能。此外，藉由把藉試驗得出的補正係數乘以式(5)，也可以算出檢體的濃度。在此場合，在式(6)的常數項X也包含補正係數。
根據本發明的測定方法的話，可進行連續的測定，也可以進行斷續的測定。
其次，使用圖式說明本發明之測定裝置。但是本發明之測定裝置並不以下述態樣為限。
圖7顯示被收容於測定裝置2內的主要電子零件的構成例。如圖7所示，控制電腦3、恆電位器3A、電力供給裝置21，設在被收容於筐體內的基板3a。
控制電腦3，就硬體來說，包含CPU(中央演算處理裝置)那樣的處理器、記憶體(RAM(Random Access Memory),ROM(Read Only Memory))那樣的紀錄媒體、與通訊單元；藉著處理器把被記憶於記錄媒體(例如ROM)的程式載入RAM而執行、，而作為具備輸出部20、控制部22、演算部23及檢測部24的裝置發揮功能。又，控制電腦3，亦可包含半導體記憶體(EEPROM，快閃記憶體)或硬碟這樣的輔助記憶裝置。
控制部22，控制電壓施加的時機，施加電壓 值等。
電力供給裝置21，具有電池26，對控制部電腦3或恆電位器3A供給動作用的電力。又，電力供給裝置21，也可以設置於筐體的外部。
恆電位器3A，是使作用電極的電位相對於參照電極維持一定的裝置，藉由控制部22來控制，使用端子CR、W，在葡萄糖感測器4的對極與作用電極之間藉由分步施加的方式施加特定的電壓，測定在端子W得到的作用電極之回應電流，把回應電流的測定結果送往檢測部24。
演算部23由檢測出的電流值進行測定對象物質的濃度的演算，予以記憶。輸出部20，在與顯示部單元25之間進行資料通訊，把根據演算部23算出的測定對象物質的濃度的演算結果送往顯示部單元25。顯示部單元25，例如可以把由測定裝置2接收的葡萄糖濃度的演算結果，以特定的格式顯示於顯示畫面。
圖8係顯示根據控制電腦3的葡萄糖濃度測定處理之例之流程圖。
於圖8，控制電腦3的CPU(控制部22)，接收到開始葡萄糖濃度測定的指示時，控制部22控制恆電位器3A，以分步施加的方式往作用電極施加特定的電壓，開始來自作用電極的回應電流的測定(步驟S01)。又，亦可把檢測到往測定裝置安裝感測器，作為濃度測定開始的指示。
其次，恆電位器3A，測定藉由電壓施加所得 到的回應電流，亦即，來自試料內的測定對象物質(在此為葡萄糖)的電子之往電極移動所發生的電荷移動律速電流，較佳為根據電氣二重層(electric double-layer)充電的過渡電流發生後，例如電壓施加起算1~20秒後的定電流，往檢測部24送出(步驟S02)。
演算部23，根據電流值進行演算處理，算出葡萄糖濃度(步驟S03)。例如，控制電腦3的演算部23，預先保持著對應於被配置在電極上的葡萄糖脫氫酶之葡萄糖濃度的計算式(根據前述式(5)或者是式(6))或者是葡萄糖濃度的檢量線資料，使用這些計算式或檢量線來算出葡萄糖濃度。
輸出部20，通過被形成在與顯示部單元25之間的通訊連結，把葡萄糖濃度的算出結果，往顯示部單元25送出(步驟S04)。之後，控制部22，檢測有無測定錯誤(步驟S05)，沒有錯誤的話結束測定，把葡萄糖濃度顯示於顯示部。有錯誤的話進行錯誤顯示之後，結束根據圖8的流程之處理。此外，可以把算出結果保存於演算部23，之後再呼叫出算出結果，顯示於顯示部進行確認。又，在此是在算出結果往顯示部單元25送出(步驟S04)之後，進行根據控制部22的測定錯誤的檢測(步驟S05)，但是替換這些步驟的順序亦為可能。
以下，舉出實施例更具體地說明本發明，但本發明並不以下述之實施例的態樣為限。
〔實施例1〕
以下，針對生物感測器之實施例，使用葡萄糖感測器進行說明。
<葡萄糖感測器之製作方法>
葡萄糖感測器的構造之一例顯示於圖1。
葡萄糖感測器1，如圖1所示，具有覆蓋板10、間隔件11以及基板12。
於覆蓋板10設有穴部13，於間隔件11設有連通於穴部13同時先端部14a開放的細寬幅的狹縫14。在覆蓋板10及間隔件11被層積於基板12的上面12a的狀態，藉由狹縫14規定毛細管15。此毛細管15，透過狹縫14的先端開口部14a及穴部13與外部連通。先端開口部14a構成試料液導入口15a，由此試料液導入口15a供給的試料液，藉由毛細管現象朝向穴部13行進到毛細管15內。
於基板12的上面12a，設有第1電極16、第2電極17及試藥層18。
第1及第2電極16、17，全體延伸於基板12的長邊方向，這些的端部16a、17a延伸於基板12的短邊方向。基板12的上面12a，以使第1及第2電極16、17的端部16a,16b,17a,17b露出的方式藉由絕緣膜19覆蓋著。
試藥層18，以橋接第1及第2電極16、17的端部16a、17a間的方式設置。此試藥層18，包含葡萄糖脫氫酶。
更具體地說，葡萄糖感測器以下述方法來製作。
<下底電極>
作為下底電極的材料，使用導電性碳油墨(朝日化學研究所製造之FTU系列)，將此油墨以網版印刷手法在聚對苯二甲酸乙二酯基材(Toray製造之E-22)(長度50mm、寬幅5mm、厚度250μm)之一方表面上進行圖案印刷，形成2電極圖案。進而，於實施例，在一方電極上塗布銀/氯化銀油墨(BAS公司製造)，在80℃使乾燥20分鐘，形成銀/氯化銀電極，作為對極。
接著，把絕緣性樹脂聚酯油墨(朝日化學研究所製造之UVF系列)，網版印刷於前述電極上。藉由電極圖案與絕緣圖案，形成的電極面積分別設定為0.5mm2。
<酵素試藥層之形成(實施例1，2)>
於電極上，調製包含含有細胞色素(cytochrome)的葡萄糖脫氫酶(CyGDH)、導電性粒子(碳黑：科琴黑(Ketjenblack)KJB)、作為導電助劑之導電性高分子(聚苯胺)以及結合劑(含氧唑啉基水溶性高分子)的酵素試藥，於電極上滴下0.04μL，在100℃乾燥30分鐘，形成酵素試藥層。酵素試藥的最終濃度如下。
<酵素試藥的處方>
．KJB：0.4wt%
．酵素(CyGDH)：7mg/mL
．磷酸鈉緩衝液：10mM pH7
．結合劑(EPOCROS WS-700、日本觸媒公司製造)5.0%(w/v)
．聚苯胺(Aquapass、三菱Rayon公司製造)0.2%(w/v)
又，於實施例2，聚苯胺未添加，而添加了蒸餾水，其他的處方與實施例1相同。
<酵素試藥層之形成(實施例3)>
替代CyGDH而使用了以PQQGDH為基料之含有細胞色素的QHGDH(PQQGDH與細胞色素之融合蛋白質)。
以下述處方調製酵素試藥，於電極上滴下0.08μL，以100℃乾燥2小時，形成酵素試藥層。
<酵素試藥的處方>
．Lionpaste(含有科琴黑(Ketjenblack)：W-311N)(Lion公司製造)：2.4wt%
．酵素(QHGDH)：2.3mg/mL
．HEPES緩衝液：20mM pH7
．結合劑(EPOCROS WS-700、日本觸媒公司製造)6.0%(w/v)
．聚苯胺(Aquapass、三菱Rayon公司製造)0.4%(w/v)
〔比較例〕 <酵素試藥層之形成(比較例)>
於電極上，調製含有電子受容物質(釕銨錯合物)及作為結合劑之無機凝膠(綠土)之酵素試藥(第一試藥)，於電極上滴下0.3μL，在30℃乾燥10分鐘，形成第一試藥層。第一試藥的最終濃度如下。
<第一試藥的處方>
．綠土(SWN、Co-op chemical公司製造)：0.3%(w/v)
．〔Ru(NH3)6〕Cl3(Aldrich公司製造)：5.0%(w/v)
接著，把含有5000U/mL的細胞色素的葡萄糖脫氫酶(CyGDH或QHGDH)水溶液10μL，分注至第一試藥層之上，以30℃乾燥10分鐘，形成酵素試藥層。又，於比較例，下底電極，也是把以與實施例1同樣方法製作的碳電極作為作用電極及對極。
<形成毛細管>
實施例1、2、3及比較例，都以下列方法形成毛細管。
在前述形成了酵素試藥層的下底電極，把具有開口部的間隔件配置於絕緣層上，進而，於前述間隔件上配置具有成為空氣孔的貫通孔之外蓋成為葡萄糖感測器。前述外蓋與絕緣層所夾的間隔件的開口部之空間，成為毛細管構造，所以把這作為試料供給部。
<循環伏安法測定>
針對實施例1、2及比較例，藉由調查循環伏安法波形評估了葡萄糖感測器的電極回應特性。循環伏安法波形，係對葡萄糖感測器的試料供給部導入葡萄糖濃度為100mg/dL的全血之後，使掃描速度為20mV/sec，施加電壓為-200mV→+800mV→-200mV的方式來掃描，藉由測定掃描時的回應電流而完成調查。圖2係藉由測定所得的循環伏安法波形。
於循環伏安法測定，在電極系統為擴散律速的場合，最初，電流是伴隨著電極反應速度的上升而上升，其後，電流成為擴散依存時電流逐漸減少，結果呈現出訊號峰(peak)。在比較例，明確顯示出擴散律速導致的訊號峰，但是觀察實施例1及實施例2時，沒有出現明顯的訊號峰，電流顯示出和緩增加的傾向。因此，可以確認在本發明並不是擴散律速，而是電荷移動律速電流。此外，無論有無導電性高分子都無法確認訊號峰，所以導電性高分子應該不是改變電極系統的律速過程的因子。亦即，為了檢測出電荷移動律速電流而不使用導電性高分子 亦可，但因包含導電性高分子的實施例1顯示較高的電流值，所以可知導電性高分子應該有提高回應感度的效果。由以上所述，可知實施例1及2都產生電荷移動律速電流，可知即使實施例2對於測定也不會有任何不便。在以下的試驗，作為代表例，使用實施例1的感測器進行了評估。
<時間電流滴定法測定>
藉由時間電流滴定法測定評估了葡萄糖感測器的電極回應特性。時間電流滴定法測定，係在葡萄糖感測器的試料導入部導入葡萄糖濃度為100mg/dL的全血之後，對作用電極分步施加400mV，藉由測定回應電流而進行了調查。
使用製作的感測器進行時間電流滴定法測定的結果顯示於圖3。實施例1及比較例都在電壓施加後有過渡電流流通。這是電極表面的電氣二重層(electric double-layer)充電導致的電流。所謂電氣二重層，是在電極表面與溶液之界面為了於溶液側保持電中性而藉由電解質離子的排列所產生的層。於比較例之生物感測器，發生充電電流後，觀察到的擴散律速所導致的柯特雷爾電流(Cottrell current)，根據式(1)，確認到電流以1/√t之比率減少。另一方面，使用實施例1之生物感測器的場合，即使不是微小電極系統，在充電電流發生後，也迅速檢測出定電流，藉由測定此定電流，可以測定葡萄糖的濃 度。確認了本實施例之測定電流不是擴散律速而是電荷移動律速，可以達成在比根據擴散律速的測定更短的時間內完成測定。
<時間電流滴定法測定(電壓參數)>
針對實施例1，藉由時間電流滴定法測定評估了葡萄糖感測器的電極回應特性。時間電流滴定法測定，係在葡萄糖感測器的試料導入部導入葡萄糖濃度為0mg/dL或者336mg/dL的全血之後，對作用電極施加分步電壓，藉由測定10秒後的回應電流而進行了調查。測定電壓分別變更為600、400、200、100、70mV而進行了測定。
使用製作的感測器進行時間電流滴定法測定的結果顯示於圖4。於各電壓，在葡萄糖336mg/dL確認了同等程度之電荷移動律速導致之定電流回應。此外，由葡萄糖0mg/dL之電流值很低，確認了在各測定電壓可以進行葡萄糖的測定。在本測定，係在分步電壓施加的10秒後測定電流值，由圖4的結果可以在分步電壓施加後1~2秒程度確認定電流，特別是在施壓電壓很低的70mV之施加，在1秒以內就檢測出定電流，所以確認了可在短時間內完成測定。由圖4可知，藉由降低施加電壓，可以縮小試料中所含有的共存物質之氧化還原反應導致的背景電流，不僅可縮短測定時間，還有可以抑制測定誤差的效果。
<時間電流滴定法測定~實施例3>
藉由時間電流滴定法測定評估了使用QHGDH之葡萄糖感測器的電極回應特性。時間電流滴定法測定，係在葡萄糖感測器的試料導入部導入葡萄糖濃度為0mg/dL或者600mg/dL的全血之後，對作用電極分步施加200mV，藉由測定回應電流而進行了調查。
結果顯示於圖5。在葡萄糖600mg/dL確認了電荷移動律速導致之定電流回應。另一方面葡萄糖0mg/dL之電流值很低，不是定電流回應，所以使用含有細胞色素的QHGDH製作的感測器，也可以測定根據葡萄糖的電荷移動律速導致的定電流回應來進行葡萄糖濃度的測定。又，可以得到根據電荷移動律速的定電流回應之時間大約為15秒，這應該有酵素精製程度等所導致的影響。
<理論式之驗證>
對實施例1之感測器施加70mV的分步電壓，對於在10秒後測定之各葡萄糖濃度之電荷移動律速的定電流值，比較於式(5)之理論式以表1的條件算出的各葡萄糖濃度之定電流的理論值之計算結果(圖6)。
由該結果，可知計算值(理論值)與測定結果相當一致。由理論值與測定結果之誤差來決定補正係數，藉由乘上式(5)等操作，可以提高計算值(理論值)與測定結果之一致程度。又，在本測定方法，是在分步施加電壓之後，測定10秒後的電流值，當然也可以如前所述地在施 加分步電壓後，隔1~2秒程度再測定定電流。

Claims (11)

  1. 一種使用生物感測器之物質測定方法，其特徵為包含：在含有絕緣性基板、與形成於該絕緣性基板上的2個以上的電極、及被配置於該電極之至少1個電極上的含有氧化還原酵素的試藥層之電化學測定胞(cell)內導入包含物質的試料，對電極施加電壓，檢測出藉由來自試料內之前述物質的電子之往電極的移動所產生的電荷移動律速電流(electric charge movement-limitation current)，以及根據前述電荷移動律速電流，決定試料中所含的前述物質的濃度；前述電流以下列[數學式1]表示
  2. 如申請專利範圍第1項之使用生物感測器之物質測定方法，其中前述電荷移動律速電流，是根據電氣二重層(electric double-layer)充電的過渡電流發生後之定電流。
  3. 如申請專利範圍第1或2項之使用生物感測器之物質測定方法，其中前述氧化還原酵素包含吡咯並喹啉醌(pyrroloquinoline quinone)或者黃素腺嘌呤二核苷酸(flavin adenine dinucleotide)。
  4. 如申請專利範圍第1或2項之使用生物感測器之物質測定方法，其中氧化還原酵素具有包含血基質(heme)之亞基(subunit)或功能區塊(domain)。
  5. 如申請專利範圍第1或2項之使用生物感測器之物質測定方法，其中氧化還原酵素具有葡萄糖氧化活性。
  6. 如申請專利範圍第1或2項之使用生物感測器之物質測定方法，其中氧化還原酵素為葡萄糖脫氫酶。
  7. 如申請專利範圍第1或2項之使用生物感測器之物質測定方法，其中藉由分步施加的方式施加電壓。
  8. 如申請專利範圍第7項之使用生物感測器之物質測定方法，其中被施加600mV以下的電壓。
  9. 一種測定裝置，其特徵係由：含有絕緣性基板、與形成於該絕緣性基板上的2個以 上的電極、及被配置於該電極之至少1個電極上之會與試料中的測定對象物質發生反應的氧化還原酵素的試藥層之包含電化學測定胞(cell)的生物感測器，控制對生物感測器之電壓施加的控制部，檢測出藉由對生物感測器之電壓施加而得到的來自前述物質的電子之往電極的移動所產生的電荷移動律速電流的檢測部，由前述電流值算出前述物質的濃度之演算部，以及輸出前述算出的前述物質的濃度之輸出部所構成；前述電流以下列[數學式2]表示
  10. 如申請專利範圍第9項之測定裝置，其中前述控制部，以藉由分步施加方式施加電壓來進行控制。
  11. 如申請專利範圍第9或10項之測定裝置，其中前述物質為葡萄糖，氧化還原酵素為葡萄糖脫氫酶。
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