WO1988004050A1 - Enzymatic sensor - Google Patents

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WO1988004050A1
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redox
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Inventor
Takeshi Shimomura
Shuichiro Yamaguchi
Naoto Uchida
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Terumo Kabushiki Kaisha
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/004—Enzyme electrodes mediator-assisted
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
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    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G01N27/4145—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for biomolecules, e.g. gate electrode with immobilised receptors
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S435/00—Chemistry: molecular biology and microbiology
    • Y10S435/817—Enzyme or microbe electrode

Definitions

  • the present invention relates to an enzyme sensor, and more particularly to an enzyme sensor for measuring the concentration of a biological substrate in response to a potentiometric.
  • enzyme sensors such as glucose, urea, and uric acid have been known. After they were measured by the current method using hydrogen peroxide (H 2 0 2) concentration or the oxygen (0 2) oxygen sensor or peracid hydrogen sensor the concentration that is consumed by the reaction to produce the enzyme reaction, the substrate It is an enzyme sensor that determines the concentration. For this reason, miniaturization was generally difficult. In addition, it cannot be used for enzymatic reactions that do not involve the consumption of oxygen or the production of hydrogen peroxide. As a solution to this problem, there is a sensor that measures the pH change with the progress of the enzymatic reaction to determine the substrate concentration.
  • the giant of the present invention is a small-sized enzyme sensor that measures the basal concentration of a living body with potentiometry, and has a high sensitivity, a small drift, and a long life. To provide.
  • the enzyme sensor of the present invention comprises an insulating substrate, a conductive layer coated on the insulating substrate, and a surface of the conductive layer.
  • the coated redox functional layer having a redox function and the enzyme immobilized layer on which the enzyme coated on the surface of the redox functional layer is immobilized can be obtained.
  • An M0 SFET a conductive layer covered on a gate insulating film of the M0 SFET; an oxidation-reduction functional layer having a redox function coated on a surface of the conductive layer; An enzyme-immobilized layer in which an enzyme covered on the surface of the reducing functional layer is immobilized.
  • the concentration of the biological group K is converted into a corresponding hydrogen ion concentration by the enzyme immobilization layer, and the hydrogen ion concentration is converted into a corresponding electric field by the redox functional layer.
  • the generated electric field is measured by the conductive layer as a potential difference from the reference electrode.
  • the generated electric field is applied to the gate of the M0 SFET by the conductive layer. Transmitted on the green film and measured by the MOSFET.
  • a small-sized enzyme sensor for potentiometrically measuring the substrate concentration of a living body, which has high sensitivity, small drift, and long life can be provided.
  • the film Since the film is formed by using the electrolytic polymerization method, the film has good adherence and good adhesion to the uneven portions of the conductive substrate, so that the film can be formed with good durability and long life.
  • the enzyme is immobilized using the electrolytic polymerization method, the enzyme can be easily immobilized, and an enzyme-immobilized film having good adhesion and durability can be obtained. .
  • An enzyme sensor using an enzyme reaction that does not involve oxygen can be configured to perform potentiometric measurement.
  • FIGURES Fig. 1 (a) is a schematic diagram of the structure of an iridium oxide electrode.
  • Fig. 1 (b) is a schematic diagram of the enzyme sensor.
  • FIGS. 2 (a) and (b) are diagrams showing the measurement results by the enzyme sensor of Example 1,
  • FIG. 3 is a diagram showing a measurement result by the enzyme sensor of Example 2
  • FIG. 4 is a diagram showing a measurement result by the enzyme sensor of Example 3
  • FIG. 5 is a diagram showing a fixed result by the enzyme sensor of Comparative Example 1.
  • 6 (a) and (b) are schematic cross-sectional views of an enzyme sensor using the FET of Example 4. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
  • the conductive layer iridium oxide, which undergoes a redox reaction, IT0, platinum, palladium oxide, silver, etc.
  • an insulating substrate substrate
  • the problems when the enzyme immobilization layer was coated on the ISFET and used as an enzyme sensor Problems such as separation between layers, reduced sensitivity, large drift, and short lifespan).
  • the slope of the Nernst equation, which is a typical characteristic thereof, is 58 raVZpH or more (32: theoretical 60.546 mV / pH), which is close to the theoretical equation.
  • the enzyme immobilization with the use of 1,2 diaminobenzene has a high sensitivity of 73.S 7 mV / pH.
  • an enzyme sensor made by coating an enzyme directly on a conductive layer (eg, iridium oxide) without an oxidation-polymerized film (redox functional layer) has a 35.40 raVZ pH. With very low sensitivity.
  • Figures 1 (a) and 1 (b) show schematic diagrams of the structure of the enzyme sensor produced in this example.
  • An oxidation-reduction functional layer 6 was applied to the surface of the above-mentioned oxide oxide electrode by an electrolytic polymerization method. Electrolysis was performed using a three-electrode cell with an iridium oxide electrode as the working electrode, a silver / silver chloride electrode as the reference electrode, and a platinum winding as the counter electrode.
  • a glucose oxidase membrane was applied as the enzyme-immobilized layer 7 on the redox functional layer S by the following procedure.
  • the film was applied by a crosslinking method using glutaraldehyde as a crosslinking agent.
  • Glucose oxidase was incorporated into the 1,2-diaminobenzene electropolymerized membrane by the method described below, and the enzyme-immobilized layer 7 was deposited on the redox functional layer 6.
  • the iridium oxide electrode covered with the redox functional layer 6 was used as the working electrode, the silver silver chloride electrode was used as the reference electrode, and the platinum winding was used as the counter electrode.
  • the electropolymerization is carried out, a 1,2-diaminobenzene electropolymerized film is formed, and at the same time, coexisting glucose oxidase is taken into the film, and the dalcos oxidase film is adhered. Become.
  • a redox functional layer s was applied on the surface of the iridium oxide electrode in the same manner as in Example 1.
  • a glucose oxidase membrane was applied as an enzyme-immobilized layer 7 on the oxidation-reduction functional layer 6 in the same manner as in Example 2 by using virol instead of 1,2-diaminobenzene.
  • the response to a change in the glucose concentration of the test solution was measured by a method of measuring the potential difference between the reference electrode (saturated sodium calomel electrode) and the enzyme sensor prepared in Example 1.
  • the temperature of the test solution was set at about 32, and the pH was adjusted to 6.86 with a phosphate buffer. 5 0 0 in 10 mg Zdl glucose aqueous solution
  • the nigZdl glucose aqueous solution was dropped to change the concentration, and the potential change was measured. However, the measurement was performed 10 minutes after the dropping and the potential was stabilized.
  • a separation oxide 12 is formed by depositing a layer of oxide using a reactive sputtering method in a portion slightly away from the M0 SFET 11. After the formation, a redox functional layer 13 and an enzyme immobilization layer 14 were formed in the same manner as in Examples 1 to 3, and an insulating material 15 covered portions other than the separation gate 12.
  • the enzyme sensor produced in this manner exhibited a high sensitivity of 60 to 70 mV / decade similar to those of Experimental Examples 1 to 3.
  • the oxide layer was described as a conductive layer.
  • similar results were obtained for IT0, platinum, noradium oxide, and silver.
  • the enzyme electrode formed on the sapphire substrate and the FET sensor in which the gate insulating film of the M0SFET is covered with the respective layers have been described.
  • Redox functional layer '' Covering with an enzyme-immobilized layer makes it possible to create an enzyme sensor with high sensitivity, low drift, and long life,
  • the method of measuring the generated electric field is not limited to this example

Description

明 細 書 . 発明の名称 酵素センサ 技術分野 本発明は、 酵素セ ンサ、 特にポテン シ ョメ ト リ ックの応答で 生体基質の濃度を測定する酵素センサに関する。 背景技術 従来、 グルコース， 尿素. 尿酸などの酵素セ ンサが知られて いる。 それらは酵素反応で生成する過酸化水素 （ H 2 0 2 )濃度 あるいは反応で消費される酸素 （ 0 2 )濃度を酸素セ ンサや過酸 化水素センサを用いて電流法で測定したのち、 基質濃度を求め る酵素セ ンサである。 こ のため、 一般に小型化が困難であつ た。 また、 酸素の消費や過酸化水素の生成を伴わない酵素反応 には利用できないという欠点があった。 この問題の解決法と し て酵素反応の進行に伴う P H変化を測定して基質濃度を求める セ ンサがある。
最近は、 I S F E T (ィ才ン選択性電-界効果ト ラ ン ジスタ ） の p Hセンサを利用して、 小型の酵素センサを作る試みがなざ れているが、 I S F E Tのゲー卜絶縁膜 （例 ： S i 3 N 4 膜、 A 1 2 0 3 膜、 T a 2 0 5 膜など） の表面と酵素膜との間の被 着性が悪く、 その結果、 感度がやや低い、 ド リ フ トが大きい、 寿命が短い等の欠点があった。
5 発日月の開示 本発明の巨的は、 小型で生体の基賞濃度をボテンショメ ト リ ヅクに測定する酵素センサであって、 高感度でドリ フ トが小さ く、 寿命の長い酵素センサを提供するこ とにある。
. この問題点を解決するための一手段と して、 本発明の酵素セ 0 ンサは、 絶縁性基板と、 該絶縁性基板上に被覆された導電性層 と、 該導電性層の表面に被覆された酸化還元機能を有する酸化 ' 還元機能層と、 該酸化還元機能層の表面に被覆された酵素が固 定化された酵素固定化層とを傭える。
又、 M 0 S F E T と、 該 M 0 S F E Tのゲート絶縁膜上に被 5 覆された導電性層と、 該導電性層の表面に被覆された酸化還元 機能を有する酸化還元機能層と、 該酸化還元機能層の表面に被 ' 覆された酵素が固定化された酵素固定化層とを備える。
かかる構成において、 酵素固定化層によって生体基 Kの濃度 を対応する水素イオン濃度に変換し、 酸化還元機能層により水 0 素ィォ-ン濃度を対応する電界に変換する。 発生した電界は導電 性層により基準極との電位差として測定される。
又、 発生した電界は導電性層により M 0 S F E Tのゲート絶 緑膜上に伝達されて、 M O S F E Tによって測定される。
本-発明により、 小型で生体の基質濃度をポテンショメ 卜 リ ツ クに測定する酵素セ ンサであって、 高感度で ド リ フ トが小ざ く、 寿命の長い酵素センサを提供できる。
更に詳細には、 本発明の酵素センサは、
( 1 ) I S F E . Tゲー ト部に構成されるので、 微小化および 酵素マルチ化センサを提供できる。
( 2 ) 酸化還元機能層を P H感応膜と して用いるので感度が高 レ 0
( 3 ) 電解重合法を用いて膜形成を行う ため、 被着性がよく導 電性基材の凹凸部にも固着性がよく膜形成ができるため、 耐久 性が良く長寿命である。
( 4 ) 電解重合法を用いて酵素を固定化するため酵素の固定化 が容易であり、 被着性が良く耐久性の良い酵素固定化膜が得ら れる。.
( 5 ) ポテンショメ ト リ ックな測定を行うため、 酸素の関与し ない酵素反応を利用した酵素センサを構成するこ とができる。
( 6 ) ポテンショメ ト リ ックな測定を行うため、 生体や測定系 の電気的なリークが少ないため安全である。
( 7 ) 電解重合法による膜形成のため、 膜厚の制御が容易であ る。 図面の簡単な説明 第 1 図 （ a ) は酸化イ リ ジウム電極の構成模式図、
第 1図 （ b ) は酵素センサの断 模式図、
第 2図 （ a ) , ( b ) は実施例 1 の酵素センサによる測定結 果を示す図、
第 3図は実施例 2の酵素センサによる測定結果を示す図、 第 4図は実施例 3の酵素センサによる測定結果を示す図、 第 5図は比较例 1 の酵素センサによる 定結果を示す図、 第 6図 （ a ) ， ( b ) は実施例 4の F E Tを利用する酵素セ ンサの断面模式図である。 発曰且を実施するための最良の形態 以下、 図面を参照しながら末癸明の実施例を詳細に説明す る。 . 本実施例でほ、 導電性層 （酸化還元反応発現する酸化イ リ ジ ゥム、 I T 0 , 白金， パラジウムオキサイ ド， 銀など） を絶縁 性基板 （サファイ ア， ダイヤモン ド， S i 0 2 , S i 3 N 4 , Τ a 2 0 5 など） 上に被着した基体の上に酸化還元機能層を直 接被覆 （例 ：電解重合法） し、 その上に酵素固定化層 （従来の 酵素固定化法、 または酵素固定化膜を固定する反応膜 ： 例 ： 1 , 2ジァミ ンベンゼン， ピロール共存中で、 電解反応法を利 用して酵素固定化反応を行うこ とによ り作成） を被覆した酵素 電極を作成し、 この酵素電極を作甩極として基準電極 （飽和ナ ト リ ウム力 σメル電極） との電位差を測定して上記構成の層 に よ る電気的特性と層の物理的特性等をテス ト した結果、 I S F E T上に酵素固定化層を塗布して酵素センサと して使用 した場合の問題点 （ゲー ト絶縁膜と酵素固定化層との間の 剝離， 感度低下， ド リ フ トが大きい， 寿命が短い等の諸問題） を解決出来た。 その代表的特性であるネルンス ト式の傾きが 5 8 raVZpH以上 （ 3 2 : ： 理論的 6 0 . 5 4 6 mV/pH) であり 理論式に近似している。 又、 1 , 2ジァミノベンゼン併用時の 酵素固定化では 7 3 . S 7 mV/pHと高感度である。 これらに比 ベ酸化重合膜 （酸化還元機能層） 無しに直接導電性層 （例 ： 酸 化イ リ ジウム） 上に酵素を被覆して作製した酵素センサのそれ では 3 5. 4 0 raVZ p Hで感度が非常に低い。
(実施例 1 )
本実施例で作製 し た酵素セ ン サの構成摸式図を第 1 図 ( a ) , ( b ) に示す。
( 1 ) 酸化ィ リ ジゥム電極
2 0 m m x l 8 m m , 厚さ 1 . 5 m mのサファイア基板 1上 に、 3 m m X 1 2 m m , 厚さ 1000Aとなる酸化イ リ ジウム層 2 を 3 . 2 m mの間隔で 3 ケ所にスパッタ蒸着した。 この酸化ィ リ ジゥム層 2の末端から 3 m mの所に導電性接着剤 5 (サイコ ロン B、 厚木中央研究所 （株） 製） でリー ド線 4を接続した。 次にその接続部の上にエポキシ系接着剤 3 (ァラルダイ ド、 チ バガイギーネ土製） を被覆し、 外部と絶縁した。 また、 隣接した 酸化ィ リ ジゥム層の間にも同接着剤で壁 3 aを作り、 相互の影 響を防止した。 これを酸化イ リ ジウム電極とする。 ( 2 ) 酸化還元機能層
上記酸化ィ リジゥム電極表面に電解重合法により酸化還元機 能層 6を被着した。 電解は酸化イ リ ジウム電極を作用極、 銀 / 塩化銀電極を基準極、 白金巻線を対極とする 3電極セルを用い て行った。
く電解液組成〉
2 , 6 ジメチルフエノー-ル 20 mmol/Jl
過塩素酸ナト リ ウム 0.1 mo 1/殳
ァセ トニ卜 リル 溶媒
ぐ電解条件 >
温度— 2 0 、 窒素雰囲気で 0 Vから + 1 . 5 V (対 A g /A g C 1 ) まで 3回電位掃引 （掃 引速度 5 0 mV/sec ) した後、 + 1 . 5 Vで 1 0 分間定電位電解を行い、 ポリ ( 2 , 6 —ジ メチルフエノ一ル） 膜 （約 3 Ο μ πι層） を形 成した。
( 3 ) 酵素固定化層
上記酸化還元機能層 S上に酵素固定化層 7 として下記に示す 手順でグルコースォキシダーゼ膜を被着した。 該膜の被着はグ ルタルアルデヒ ドを架撟剤とする架橋法によった。
( 液） 11 8 . 0 4 リ ン酸塩緩衝液に 1 5重量パーセン ト と なる牛血漿アルブミンを溶かし、 さらにその溶液 5 m l にグルコースォキシダーゼ 0 . 5 gを溶かす。
( B液） 2 5パーセン ト グルタルアルデヒ ド水溶液
( C液） 1 0 ノぺーセン ト グリ シン水溶液 酸化ィ リ ジゥム電極 1個につき約 S i 1 の A液をマイクロシ リ ンジを用いて酸化還元機能層 6上にのせ約 1分間乾燥した。 さらに、 同量の B液を滴下し 1分間乾燥させた後、 C液に約 1 分間浸すこ と によって未反応のグルコースォキシダーゼを取り 除き、 グルコース才キシダーゼ層を酵素固定化層 7 と して被着 した。
(実施例 2 )
( 1 ) 酸化ィ リ ジゥム電極
実施例 1 と同様の酸化ィ リ ジゥム電極を作成した。
( 2 ) 酸化還元機能層
実施例 1 と同様な方法で、 酸化ィ リ ジゥム電極表面上に酸化 還元機能層 5を被着した。
( 3 ) 酵素層
以下に述べる方法により、 1 , 2 —ジァミノベンゼンの電解 重合膜中にグルコースォキシダーゼを取り込み、 酸化還元機能 層 6上に酵素固定化層 7を被着した。
グルコース才キシダーゼを含む 1 , 2 —ジァミ ノベンゼン水 溶液中で、 上記酸化還元機能層 6を被 Sした酸化イ リ ジウム電 極を作用極、 銀 塩化銀電極を基準極、 白金巻線を対極と して 電解重合を行う と、 1 , 2 —ジァミノベンゼンの電解重合膜が 形成されると同時に、 共存するグルコースォキシダーゼが該膜 中に取り込まれ、 ダルコースォキシダーゼ膜が被着されるこ と になる。
<電解液組成 > グルコースォキシダーゼ 1 mg/lml
- 1 , 2—ジアミ—ノベンゼン - 20 raM
過塩素酸ナ ト リ ウム 0.5 M - 水 溶媒
ぐ電解重合条件〉
窒素雰囲気で 0 Vから + 1 . 5 V (対 A g ZA g C l ) まで 3回電位掃引 （掃引速度 5 0 mVZsec ) した後、 + 1 . 5 V で 3 0分間定電位電解した。
(実施例 3 )
( 1 ) 酸化ィ リジゥム電極
実施例 1 と同様の酸化イリジウム電極を作製した。
( 2 ) 酸化還元機能層
実施例 1 と同様な方法で酸化イ リ ジウム電極表面上に、 酸化 還元機能層 sを被着した。
( 3 ) 酵素固定化膜
1 , 2—ジァミノベンゼンの代わり にビロールを用い、 実施 例 2 と同様の方法により酸化還元機能層 6上に酵素固定化層 7 としてグルコースォキシダーゼ膜を被着した。
(実験例 1 )
実施例 1 で作製した酵素センサを用いて基準電極 （飽和ナ ト リ ウムカロメル電極） との間の電位差を測定する方法により、 被検液のグルコース濃度の変化に対する応答を謌ベた。 なお、 被検液の温度ほ 3 2でに設定し、 p Hはリ ン酸塩緩衝液により 6 . 8 6に調整した。 1 0 mgZdlのグルコース水溶'液に 5 0 0 nigZdlのグルコース水溶液を滴化して濃度を変え、 電位変化を 測定した。 ただし、 測定は滴下後 1 0分間経過し、 電位が安定 した時点で行った。
得られた結果を第 2図 （ a ) に示し、 その時のグルコース濃 度の対数に対する電極電位のプロッ トを第 2図 （ b ) に示す。 このよう に、 グルコース濃度の対数と酵素センサの電位との間 には良い直線関係が得られ、 その近似式は次のよう になった。
E (mV) = 79.22 + 68.70 log[glucose]
(実験例 2 )
実施例 2で作製した酵素センサを用いて、 実験例 1 と同様の 測定を行なった。 その結果を第 3図に示す。 直線の近似式は、
E (mV) = 89.22 + 73.87 log[glucose]
となった。
(実験例 3 )
実施例 3 で作製した酵素センサを用いて実験例 1 と同様の測 定を行い、 その結果を第 4図に示す。 直線の近似式は次のよう になった。
E (mV) = 65.46 + 57.59 log[glucose]
(比較例 1 )
比較例と して、 酸化イ リ ジウム電極を直接酵素固定化層で被 覆した以外は実施例 1 と同じ酵素センサを作製し、 実験例 1 と 同様の測定を行った結果、 第 5図に示すよ う にグルコース濃度 の対数と酵素センサの電位応答との間にほ、 ほぼ直線関係が得 られるが、 その近似式ほ、 E (tn7) = 319.31 + 35.40 log [glucose]
となり、 実施例 1 , 2及び 3の酵素センサに比べて、 その傾き が/』ヽさい。
(実施例 4 )
第 6 図 （ a ) に示すよ う に、 サフ ァイ ア基板 1 0 上に
M 0 S F E T 1 1 を半導体プロセス技術を利甩して形成したの ち、 M 0 S F E T 1 1 よりやや離れた部分に酸化ィ リジゥムを 反応性スパッタ法を用いて蒸着して分離ゲート部 1 2を形成し たのち、 実施例 1 〜 3 と同様に酸化還元機能層 1 3 および酵素 固定化層 1 4を形成し、 絶縁材 1 5で分離ゲート部 1 2以外を 覆った。 このよう にして作製した酵素センサほ実験例 1〜 3 と 同様の高感度 6 0〜 7 0 mV/decadeの応答を示した。 また、 第 6図 （ b ) に示すよ う に、 M 0 S F E T 2 0 のゲート絶縁膜 2 1 ( S i 02 / S i 3 N 4 膜） の表面に導電性層 2 2 (酸化 イ リジウム等） を形成し、 更に酸化還元機能層 2 3 と酵素固定 化層 2 4を形成して、 絶緣材 2 5で覆つたものもできる。 本実 施例では、 導電性層と して酸化ィ リ ジゥムについて説明した が、 I T 0、 白金、 ノ ラジウムオキサイ ド、 銀についても同様 の結杲が得られた。
尚、 本実施例ではサフアイャ基板上に作成された酵素電極と M 0 S F E Tのゲート絶籙膜上を各層で覆った F E Tセンサに ついて説明したが、 本実施例で示された如く導電性層 ·酸化還 元機能層 ' 酵素固定化層で覆う ことにより高感度でド リフ トが 小さく、 寿命の長い酵素センサを作成でき、 生体基質の濃度に 対応して発生した電界の測定方法ほ本例に限らない

Claims

請 求 の 範 囲' ( 1 ) 絶縁性基板と、 該絶縁性基板上に被覆された導電性層 と、 該導電性層の表面に被覆された酸化還元機能を有する酸化 還元機能層と、 該酸化還元機能層の表面に被覆ざれた酵素が固 定化された酵素固定化層とを備えるこ とを特徴とする酵素セン サ。
( 2 ) 絶縁性基板は、 サファイア， ダイヤモン ド， S i 02 , S i 3 N 4 , T a 2 05 などの絶縁性を有する物質から選ばれ るこ とを特徴とする請求の範囲第 1項記載の酵素センサ。
( 3 ) 導電性層ほ、 酸化イ リ ジウム、 I T O (イ ンジウム * ス ズ酸化物） ， P t , P d O , A gなどの酸化還元反応を発現す る物 Kから選ばれるこ とを特徵とする請求の範囲第 1項記載の 酵素センサ。
( ) 酸化還元機能層が水素イオン濃度に感応する層であつ て、 電解酸化重合反応によって形成されたものであるこ とを特 徵とする請求の範囲第 1項記載の酵素センサ。
( 5 ) 酵素層が電解 （酸化） 重合法によって形成されたもので あるこ とを特徴とする請求の範囲第 1項記載の酵素センサ。
( 6 ) 酵素固定化層が架撟法あるいは包括法等によって形成さ れたものであることを特徴とする請求の範囲第 1項記載の酵素 センサ。
( 7 ) M O S F E T と、 該 M O S F E Tのゲ一卜絶縁膜上に被 覆された導電性層と、 該導電性層の表面に被覆された酸化還元 機能を有する酸化還元機能層と、 該酸化還元機能層の表面に被 覆された酵素が固定化された酵素固定化層とを備えるこ とを特 徴とする酵素センサ。.
( 8 ) 導電性層は酸化ィ リ ジ ゥム、 I T 0 (イ ン ジ ウム ' スズ 酸化物） ， P t , P d 0 , A gなどの酸化還元反応を発現する 物質から選ばれるこ とを特徴とする請求の範囲第 7項記載の酵 素セ ンサ。
' ( 9 ) 導電性層が F E T部よりわずかに離れて形成される分離 ゲートであるこ とを特徴とする請求の範囲第 7項記載の酵素セ ンサ。
( 1 0 ) 酸化還元機能層が水素ィォン濃度に感応する層であつ て、 電解酸化重合反応によって形成されたものであるこ とを特 徴とする請求の範囲第 7項記載の酵素センサ。
( 1 1 ) 酵素固定化層が電解 （酸化） 重合法によって形成され たものである .こ とを特徴とする請求の範囲第 7項記載の酵素セ ンサ。
( 1 2 ) 酵素固定化層が架撟法あるいは包括法等によって形成 されたものである こ とを特徴とする請求の範囲第 7項記載の酵 素セ ンサ。
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