JPH0795056B2 - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
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- JPH0795056B2 JPH0795056B2 JP62273684A JP27368487A JPH0795056B2 JP H0795056 B2 JPH0795056 B2 JP H0795056B2 JP 62273684 A JP62273684 A JP 62273684A JP 27368487 A JP27368487 A JP 27368487A JP H0795056 B2 JPH0795056 B2 JP H0795056B2
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- Japan
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- electrode
- layer
- biosensor
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Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、種々の試料中の特定成分を迅速かつ容易に定
量することのできるバイオセンサに関するものである。
量することのできるバイオセンサに関するものである。
従来の技術 近年、酵素反応と電極反応に結びつけて、試料中の特定
成分を測定するバイオセンサが利用されるようになって
きた。
成分を測定するバイオセンサが利用されるようになって
きた。
以下に従来のバイオセンサについて説明する。第３図は
従来のバイオセンサの断面図であり、12は絶縁性基板、
13と14は絶縁性基板12上に導電性カーボンペーストをス
クリーン印刷し、加熱乾燥して形成した測定極と対極で
ある。15は絶縁層で、絶縁性樹脂ペーストを絶縁性基板
12、測定極13、対極14上に前記同様、印刷，乾燥したも
のである。16は前記電極上に設置された粘着性構造体
で、17は粘着性構造体16上に固定された濾過層であり、
膜厚10μのポリカーボネート多孔体膜を使用している。
18は保持枠、19と20は保持枠18内に固定された反応層と
展開層で、反応層は担体としての多孔体に酸化還元酵
素、電子受容体と緩衝性塩を共存担持し、展開層にはセ
ルロース織布を用いている。
従来のバイオセンサの断面図であり、12は絶縁性基板、
13と14は絶縁性基板12上に導電性カーボンペーストをス
クリーン印刷し、加熱乾燥して形成した測定極と対極で
ある。15は絶縁層で、絶縁性樹脂ペーストを絶縁性基板
12、測定極13、対極14上に前記同様、印刷，乾燥したも
のである。16は前記電極上に設置された粘着性構造体
で、17は粘着性構造体16上に固定された濾過層であり、
膜厚10μのポリカーボネート多孔体膜を使用している。
18は保持枠、19と20は保持枠18内に固定された反応層と
展開層で、反応層は担体としての多孔体に酸化還元酵
素、電子受容体と緩衝性塩を共存担持し、展開層にはセ
ルロース織布を用いている。
以上のように構成されたバイオセンサについて、以下そ
の動作を説明する。試料液を上部から滴下すると、まず
展開層20を試料液が速やかに拡がり、次に反応層19への
液の降下が起こる。反応層では緩衝性塩の作用により試
料液のpHが一定に保たれ、試料液中の特定成分と、反応
層中の酸化還元酵素と電子受容体との間で酸化還元反応
が進行し、電子受容体が還元される。この時生成する電
子受容体の還元量は試料液中の特定成分量に比例する。
反応終了後の試料液は、測定を妨害するような巨大分子
が濾過層17で除去された後、電極上13,14へ降下する。
電極上では、電極反応により前記還元された電子受容体
の酸化を行い、その酸化電流値から試料液中の特定成分
量を測定する。
の動作を説明する。試料液を上部から滴下すると、まず
展開層20を試料液が速やかに拡がり、次に反応層19への
液の降下が起こる。反応層では緩衝性塩の作用により試
料液のpHが一定に保たれ、試料液中の特定成分と、反応
層中の酸化還元酵素と電子受容体との間で酸化還元反応
が進行し、電子受容体が還元される。この時生成する電
子受容体の還元量は試料液中の特定成分量に比例する。
反応終了後の試料液は、測定を妨害するような巨大分子
が濾過層17で除去された後、電極上13,14へ降下する。
電極上では、電極反応により前記還元された電子受容体
の酸化を行い、その酸化電流値から試料液中の特定成分
量を測定する。
発明が解決しようとする問題点 しかしながら前記の従来の構成では、反応層において酸
化還元酵素と緩衝性塩が共存して担持されていて、担持
過程での酵素と緩衝性塩溶液の濃縮乾燥の際、２種類の
緩衝性塩間の溶解度の差により、一時的に溶液のpHが酸
またはアルカリ側へ移動し、酵素たんぱく質を構成する
アミノ酸残基に影響を及ぼし、酵素の立体構造が破壊さ
れ、極端な場合、酵素が失活する。このため反応の安定
化に必要な活性を得るには多量の酵素を担持しなければ
ならないという問題点を有していた。
化還元酵素と緩衝性塩が共存して担持されていて、担持
過程での酵素と緩衝性塩溶液の濃縮乾燥の際、２種類の
緩衝性塩間の溶解度の差により、一時的に溶液のpHが酸
またはアルカリ側へ移動し、酵素たんぱく質を構成する
アミノ酸残基に影響を及ぼし、酵素の立体構造が破壊さ
れ、極端な場合、酵素が失活する。このため反応の安定
化に必要な活性を得るには多量の酵素を担持しなければ
ならないという問題点を有していた。
本発明は上記従来の問題点を解決するもので、酵素のpH
変化による失活を阻止することにより、酵素の担持が少
量でも必要な活性を得ることができ、十分反応可能なバ
イオセンサの反応層を提供することを目的とする。
変化による失活を阻止することにより、酵素の担持が少
量でも必要な活性を得ることができ、十分反応可能なバ
イオセンサの反応層を提供することを目的とする。
問題点を解決するための手段 この目的を達成するために本発明のバイオセンサは、測
定極と対極とからなる電極系上に、緩衝性塩と酸化還元
酵素とを分離配置したものであり、好ましくは酸化還元
酵素より緩衝性塩が上部に存在する構成としたものであ
る。
定極と対極とからなる電極系上に、緩衝性塩と酸化還元
酵素とを分離配置したものであり、好ましくは酸化還元
酵素より緩衝性塩が上部に存在する構成としたものであ
る。
作用 この構成によって、酸化還元酵素の乾燥担持の際、酵素
単独の水溶液が濃縮してゆくため、溶液のpHが中性に保
たれ、酵素が安定に保持されて失活が防止され、少量の
酵素担持量で高精度の測定が可能になることとなる。ま
た実際の測定の際には、まず上部に担持された緩衝性塩
を溶解した試料緩衝液中で酵素反応を行うことができ
る。
単独の水溶液が濃縮してゆくため、溶液のpHが中性に保
たれ、酵素が安定に保持されて失活が防止され、少量の
酵素担持量で高精度の測定が可能になることとなる。ま
た実際の測定の際には、まず上部に担持された緩衝性塩
を溶解した試料緩衝液中で酵素反応を行うことができ
る。
実 施 例 以下本発明の実施例の一例としてのグルコースセンサに
ついて、図面を参照しながら説明する。
ついて、図面を参照しながら説明する。
第１図は本発明の一実施例におけるグルコースセンサの
断面図を模式的に示すものである。第１図において、１
は絶縁性基板、２は測定極、３は対極、４は絶縁層、５
は粘着性構造体、６は濾過層、７は保持枠、11は展開層
で、これらは従来例の構成と同じものである。8,9,10は
本発明の反応層で、８は電子受容体担持層、９は酵素担
持層、10は緩衝性塩担持層であり、各々、担体としての
セルロース多孔体を、電子受容体溶液としてのフェリシ
アン化カリウム水溶液、酵素水溶液としてのグルコース
オキシダーゼ（GOD）水溶液、緩衝液としてリン酸−水
素カリウムとリン酸水素二カリウムの水溶液（pH5.6）
に含浸後、乾燥し作成したものである。
断面図を模式的に示すものである。第１図において、１
は絶縁性基板、２は測定極、３は対極、４は絶縁層、５
は粘着性構造体、６は濾過層、７は保持枠、11は展開層
で、これらは従来例の構成と同じものである。8,9,10は
本発明の反応層で、８は電子受容体担持層、９は酵素担
持層、10は緩衝性塩担持層であり、各々、担体としての
セルロース多孔体を、電子受容体溶液としてのフェリシ
アン化カリウム水溶液、酵素水溶液としてのグルコース
オキシダーゼ（GOD）水溶液、緩衝液としてリン酸−水
素カリウムとリン酸水素二カリウムの水溶液（pH5.6）
に含浸後、乾燥し作成したものである。
以上のように構成された本実施例のグルコースセンサに
ついて、以下その動作を説明する。まず、試料液を第１
図の上部に滴下すると、展開層11に拡がり、緩衝性塩担
持層10において、緩衝性塩の緩衝性によりグルコースオ
キシダーゼの最も安定的に活性を得ることのできるpH5.
6に調整された後、酵素担持層９で試料液中のグルコー
スと、グルコースオキシダーゼが特異的に反応し、さら
に電子受容体担持層８において前記酵素担持層９での反
応生成物とフェリシアン化カリウムの反応により、フェ
ロシアン化カリウムが生成する。そして従来例と同様、
濾過層６を通過し、電極系2,3上に降下した試料液中の
フェロシアン化カリウムの酸化電流値を測定することに
より試料中のグリコース濃度を検知できる。
ついて、以下その動作を説明する。まず、試料液を第１
図の上部に滴下すると、展開層11に拡がり、緩衝性塩担
持層10において、緩衝性塩の緩衝性によりグルコースオ
キシダーゼの最も安定的に活性を得ることのできるpH5.
6に調整された後、酵素担持層９で試料液中のグルコー
スと、グルコースオキシダーゼが特異的に反応し、さら
に電子受容体担持層８において前記酵素担持層９での反
応生成物とフェリシアン化カリウムの反応により、フェ
ロシアン化カリウムが生成する。そして従来例と同様、
濾過層６を通過し、電極系2,3上に降下した試料液中の
フェロシアン化カリウムの酸化電流値を測定することに
より試料中のグリコース濃度を検知できる。
第２図は前記のバイオセンサで測定した酸化電流値とグ
リコース濃度との関係を示すものである。Ａは本発明
の、反応層を緩衝性塩担持層、酵素担持層、電子受容体
担持層に３分割分離して形成したもので、B,Cは従来例
の緩衝性塩，酵素，電子受容体を一つの反対層内に共存
して担持したものである。
リコース濃度との関係を示すものである。Ａは本発明
の、反応層を緩衝性塩担持層、酵素担持層、電子受容体
担持層に３分割分離して形成したもので、B,Cは従来例
の緩衝性塩，酵素，電子受容体を一つの反対層内に共存
して担持したものである。
なお、測定は各グルコース濃度で各々10回行い、その平
均値とばらつきの幅を図中に示す。また、１回の測定に
使用するグルコースオキシダーゼの平均担持活性量は、
Ａは10ユニット、Ｂは100ユニット、Ｃは10ユニットで
あり、その他の測定条件はA,B,Cとも等しい。この図よ
り、Ａでは電流値とグリコース濃度は360mg/dlまで非常
に良い直線性を示し、各グリコース濃度においても安定
した測定値が得られる。これに対し、従来例のB,Cにお
いては、Ｂのようにグルコースオキシダーゼを多量に担
持すれば、グルコース濃度360mg/dlまでの直線性と測定
値の安定性が得られる。しかし、Ｃのようにグルコース
オキシダーゼの担持量が少量になると、100mg/dl以上の
高濃度域での直線性が得られず、また各グルコース濃度
における測定値のばらつきも大きい。
均値とばらつきの幅を図中に示す。また、１回の測定に
使用するグルコースオキシダーゼの平均担持活性量は、
Ａは10ユニット、Ｂは100ユニット、Ｃは10ユニットで
あり、その他の測定条件はA,B,Cとも等しい。この図よ
り、Ａでは電流値とグリコース濃度は360mg/dlまで非常
に良い直線性を示し、各グリコース濃度においても安定
した測定値が得られる。これに対し、従来例のB,Cにお
いては、Ｂのようにグルコースオキシダーゼを多量に担
持すれば、グルコース濃度360mg/dlまでの直線性と測定
値の安定性が得られる。しかし、Ｃのようにグルコース
オキシダーゼの担持量が少量になると、100mg/dl以上の
高濃度域での直線性が得られず、また各グルコース濃度
における測定値のばらつきも大きい。
以上のように本実施例によれば、緩衝性塩と酵素とを分
離して乾燥担持することにより、少量のグルコースオキ
シダーゼ量でもグルコース量を精度良く測定することが
できる。これはグルコースオキシダーゼの乾燥担持の
際、溶液の中性が保たれ、グルコースオキシダーゼがpH
変化より失活することを防止できるためと考えられる。
離して乾燥担持することにより、少量のグルコースオキ
シダーゼ量でもグルコース量を精度良く測定することが
できる。これはグルコースオキシダーゼの乾燥担持の
際、溶液の中性が保たれ、グルコースオキシダーゼがpH
変化より失活することを防止できるためと考えられる。
なお本実施例では緩衝性塩と酸化還元酵素と電子受容体
を各々分離した構造としたが、緩衝性塩と電子受容体、
酸化還元酵素と電子受容体とは共存して担持しても本実
施例と同様の効果が得られた。
を各々分離した構造としたが、緩衝性塩と電子受容体、
酸化還元酵素と電子受容体とは共存して担持しても本実
施例と同様の効果が得られた。
また本実施例では緩衝液としてKH2PO4−K2HPO4緩衝液を
用いたが、緩衝液は酢酸−NaOH緩衝液でも良い。
用いたが、緩衝液は酢酸−NaOH緩衝液でも良い。
さらに本実施例では、電極系を測定極と対極の２極系と
したが、電極系は参照極を加えて３極系でも良い。その
場合には、電位が安定し、より精度良く測定できる。
したが、電極系は参照極を加えて３極系でも良い。その
場合には、電位が安定し、より精度良く測定できる。
電子受容体としては、上記に用いたフェリシアン化カリ
ウム以外にも、Ｐ−ベンゾキノン，メチレンブルーなど
も使用できる。
ウム以外にも、Ｐ−ベンゾキノン，メチレンブルーなど
も使用できる。
発明の効果 以上のように本発明によれば、測定極と対極とからなる
電極系を設け、この電極上に酸化還元酵素と電子受容体
と緩衝性塩とを乾燥状態で保持する構成のバイオセンサ
において、酸化還元酵素と分離した場所に緩衝性塩を担
持させることにより、グルコースオキシダーゼが少量で
も十分な活性が保持され、十分精度良く測定できるとい
う効果が得られる。
電極系を設け、この電極上に酸化還元酵素と電子受容体
と緩衝性塩とを乾燥状態で保持する構成のバイオセンサ
において、酸化還元酵素と分離した場所に緩衝性塩を担
持させることにより、グルコースオキシダーゼが少量で
も十分な活性が保持され、十分精度良く測定できるとい
う効果が得られる。
第１図は本発明の一実施例におけるバイオセンサの断面
図、第２図はバイオセンサの応答特性図、第３図は従来
例におけるバイオセンサの断面図である。 １……絶縁性基板、２……測定極、３……対極、４……
絶縁層、６……濾過層、８……電子受容体担持層、９…
…酵素担持層、10……緩衝性塩担持層。
図、第２図はバイオセンサの応答特性図、第３図は従来
例におけるバイオセンサの断面図である。 １……絶縁性基板、２……測定極、３……対極、４……
絶縁層、６……濾過層、８……電子受容体担持層、９…
…酵素担持層、10……緩衝性塩担持層。
フロントページの続き (72)発明者 小松 きよみ 大阪府門真市大字門真1006番地 松下電器 産業株式会社内 (72)発明者 南海 史朗 大阪府門真市大字門真1006番地 松下電器 産業株式会社内 (72)発明者 河栗 真理子 大阪府門真市大字門真1006番地 松下電器 産業株式会社内
Claims (2)
- 【請求項１】測定極と対極とからなる電極系を設け、こ
の電極系上に酸化還元酵素、電子受容体と緩衝性塩（溶
液状態で緩衝作用を示す塩）とを乾燥状態で保持させた
構成のバイオセンサにおいて前記酸化還元酵素と分離し
た場所に、緩衝性塩を担持させたことを特徴とするバイ
オセンサ。 - 【請求項２】緩衝性塩の担持場所が、前記酵素担持場所
より上部に存在する特許請求の範囲第１項記載のバイオ
センサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62273684A JPH0795056B2 (ja) | 1987-10-29 | 1987-10-29 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62273684A JPH0795056B2 (ja) | 1987-10-29 | 1987-10-29 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01114747A JPH01114747A (ja) | 1989-05-08 |
| JPH0795056B2 true JPH0795056B2 (ja) | 1995-10-11 |
Family
ID=17531107
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62273684A Expired - Lifetime JPH0795056B2 (ja) | 1987-10-29 | 1987-10-29 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0795056B2 (ja) |
Families Citing this family (30)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU634863B2 (en) * | 1989-12-15 | 1993-03-04 | Roche Diagnostics Operations Inc. | Redox mediator reagent and biosensor |
| US5508171A (en) * | 1989-12-15 | 1996-04-16 | Boehringer Mannheim Corporation | Assay method with enzyme electrode system |
| JPH04264246A (ja) * | 1991-02-19 | 1992-09-21 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| US5192415A (en) * | 1991-03-04 | 1993-03-09 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor utilizing enzyme and a method for producing the same |
| US5658443A (en) * | 1993-07-23 | 1997-08-19 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor and method for producing the same |
| WO1998035225A1 (en) | 1997-02-06 | 1998-08-13 | E. Heller & Company | Small volume in vitro analyte sensor |
| JP3297630B2 (ja) * | 1997-07-28 | 2002-07-02 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| US5997817A (en) | 1997-12-05 | 1999-12-07 | Roche Diagnostics Corporation | Electrochemical biosensor test strip |
| US8465425B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8974386B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8688188B2 (en) | 1998-04-30 | 2014-04-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8346337B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6338790B1 (en) | 1998-10-08 | 2002-01-15 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
| US6591125B1 (en) | 2000-06-27 | 2003-07-08 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
| US6471839B1 (en) | 1999-05-20 | 2002-10-29 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US7381184B2 (en) | 2002-11-05 | 2008-06-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensor inserter assembly |
| AU2003303597A1 (en) | 2002-12-31 | 2004-07-29 | Therasense, Inc. | Continuous glucose monitoring system and methods of use |
| USD902408S1 (en) | 2003-11-05 | 2020-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor control unit |
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| US7766829B2 (en) | 2005-11-04 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems |
| US7620438B2 (en) | 2006-03-31 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for powering an electronic device |
| US8226891B2 (en) | 2006-03-31 | 2012-07-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring devices and methods therefor |
| US8123686B2 (en) | 2007-03-01 | 2012-02-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing rolling data in communication systems |
| US20100213057A1 (en) | 2009-02-26 | 2010-08-26 | Benjamin Feldman | Self-Powered Analyte Sensor |
| EP2495570B1 (en) | 2010-11-22 | 2018-10-17 | ARKRAY, Inc. | Measurement system, measurement method, program for executing aforementioned method, and recording medium of said program |
| GB2510371B (en) * | 2013-01-31 | 2016-01-06 | Lifescan Scotland Ltd | Electrochemical-based analytical test strip with soluble acidic material coating |
-
1987
- 1987-10-29 JP JP62273684A patent/JPH0795056B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01114747A (ja) | 1989-05-08 |
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Legal Events
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