CN1262739A - 基质的定量方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种基质的定量方法。装置方法使用包含形成于电绝缘基板上的作用电极及对电极的电极系统以及设置于电极系统上的至少包含氧化还原酶与电子传输体的反应层,利用对反应层中的酶反应的结果产生的电子传输体的还原量进行电化学测定的方法,对试样液中基质的浓度进行定量分析,这种方法与反应层保持一定距离设定的第3电极,作为有害物质检测电极,根据对电极与第3电极之间的电学上的变化检测试样液的供给情况。然后测定对电极与第3电极之间产生的电流,以此为正误差。其后,解除施加于对电极与第3电极之间的电压,在作用电极与对电极之间施加使电子传输体的还原体氧化的电压,测定两个电极之间产生的电流。易氧化物等有害物质的影响得以减小,能够得到可靠性高的基质的定量值。
Description
技术领域
本发明涉及便于实施对试样中的基质的快速而且高精度的定量分析的定量方法。
背景技术
蔗糖、葡萄糖等醣类的定量分析方法已经研究出有光度计法、比色法、还原滴定法和使用各种色谱法的方法。但是这些方法都不是特别针对醣类的，精度也不高。这些方法中，采用光度计法则操作简便，但是操作时受温度的影响大。因此，光度计法不适合人们在家庭等场合中用作醣类的简单定量分析方法。
但是，近年来利用酶具有的特异催化作用，研究出了各种类型的生物传感器。
下面对试样液中的基质的定量方法的一个例子即葡萄糖的定量法进行说明。作为电化学方式的葡萄糖定量法通常已知有使用葡萄糖氧化酶(EC1.1.3.4：以下简称GOD)与氧电极或过氧化氢电极进行的方法(例如日本讲谈社出版的，铃木周一编写的「生物传感器」)。
GOD以氧作为电子传输体，有选择地把作为基质的β-D-葡萄糖氧化为D-葡萄糖酸-δ-内酯。在存在氧的情况下，在GOD引起的氧化反应过程中，氧被还原为过氧化氢。利用氧电极测定氧的减少量，或利用过氧化氢电极测定过氧化氢的增加量。氧的减少量及过氧化氢的增加量与使用液中葡萄糖的含量成比例，因此，可以根据氧的减少量或过氧化氢的增加量对葡萄糖进行定量。
这种方法，根据其反应过程也可以推测到，存在着这样的问题，即测定结果在很大程度上受到包含于试样液中的氧浓度的影响。又，在试样液中不存在氧的情况下是不可能进行测定的。
因此，研究出了不使用氧作为电子传输体，而以使用铁氰化钾、二茂铁衍生物、醌衍生物等有机化合物或金属络合物作为传递体的新型的葡萄糖传感器。这种类型的传感器利用在电极上将作为酶反应结果产生的电子传输体的还原体加以氧化的方法，根据其氧化电流量求出试样液中含有的葡萄糖浓度。这样使用有机化合物或金属络合物代替氧作为电子传输体的方法，能够使已知数量的GOD和那些电子传输体以稳定的状态正确地支承在电极上形成反应层。在这种情况下，可以使反应层在接近干燥的状态下与电极系统形成一体，因此，以这种技术为依据的一次性的葡萄糖传感器，近年来很受人们的关注。
在一次性的葡萄糖传感器中，只要把试样液引入可装卸地连接于测定器的传感器，就能够用测定器容易地测出葡萄糖浓度。这样的方法不限于葡萄糖的定量分析，也能够使用于包含在试样液中的其他基质的定量分析。
利用上述传感器的测定，能够在作用电极上将还原型电子传输体加以氧化，根据当时流过的氧化电流值求出基质浓度。但是在试样为血液或果汁等的情况下，包含于该试样中的抗坏血酸、尿酸等易氧化物质也与还原型电子传输体同时在电极上氧化。有时候该易氧化物质的氧化反应对测定的结果有影响。
又，使用上述传感器的测定中，支承与反应层的电子传输体被还原，同时发生将溶解的氧作为电子传输体生成过氧化氢的反应。而且在该反应中产生的过氧化氢又再次将还原型电子传输体氧化。结果是，在根据还原型电子传输体的氧化电流对基质浓度进行测定时，有时溶解的氧会给测定结果带来负误差。
在上述方法中，在为了得到电流响应而在作用电极与对电极之间施加电压之前，往往在作用电极与对电极之间施加电压，根据该两极之间的电学上的变化检测液体接界，也就是说，检测试样液提供的情况。这时，在充分向电极系统提供试样液之前，有时上述作用电极一对电极之间的电阻值发生变化后开始测定，有时对测定结果产生影响。
还有，在二电极式的测定方法中，将对电极通用作为参照电极。因此，由于作为基准的对电极电位随着在作用电极发生的氧化还原反应而发生变动，所以存在影响测定结果的情况。
本发明的目的在于提供消除上述不良情况，消除易氧化物质造成的影响，能够正确测定基质浓度的定量方法。
本发明的目的还在于提供响应波动更小的基质定量方法。
发明内容
本发明的基质的定量方法，使用电绝缘基板、具有形成于所述基板上的作用电极和对电极以及用作有害物质检测电极使用的第3电极的电极系统、设置于除第3电极以外的电极系统上的，至少包含氧化还原酶与电子传输体的反应层构成的生物传感器，利用使包含于试样液中的基质与氧化还原酶反应时生成的电子还原电子传输体，利用对该电子传输体的还原量进行电化学测定的方法，对试样液中基质的浓度进行定量分析，其特征在于，包含
(a)在对电极与第3电极之间施加电压的工序，
(b)将试样液提供给反应层的工序，
(c)借助于将试样液提供给反应层而产生的、对电极与第3电极之间的电化学变化的检测工序，
(d)在进行所述检测工序(c)之后，测定对电极与第3电极之间产生的电流的工序，
(e)在上述测定工序(d)之后，解除施加于对电极与第3电极之间的电压的工序。
(f)在作用电极与对电极之间施加电压的工序，以及
(g)其后，测定对电极与作用电极之间产生的电流的工序。
本发明的基质的定量方法，又是使用电绝缘基板、具有形成于所述基板上的作用电极和对电极以及用作有害物质检测电极的第3电极的电极系统、设置于第3电极以外的电极系统上的，至少包含氧化还原酶与电子传输体的反应层、以及在所述基板上形成将试样液从试样液供给口引向所述反应层的试样液供给路线的盖构件构成，第3电极配置于比反应层更靠近试样液供给路线的上游侧的生物传感器，利用使包含于试样液中的基质与氧化还原酶反应时生成的电子还原电子传输体，利用对该电子传输体的还原量进行电化学测定的方法，对试样液中基质的浓度进行定量分析，其特征在于，包含
(a)在对电极与第3电极之间施加电压的工序，
(b)将试样液提供给反应层的工序，
(c)借助于将试样液提供给反应层而产生的、对电极与第3电极之间的电化学变化的检测工序，
(d)在进行所述检测工序(c)之后，测定对电极与第3电极之间产生的电流的工序，
(e)在上述测定工序(d)之后，解除施加于对电极与第3电极之间的电压的工序。
(f)在作用电极与对电极之间施加电压的工序，以及
(g)其后，测定对电极与作用电极之间产生的电流的工序。
在本发明的定量方法中，最好把第3电极作为参照电极使用。也就是说，在上述工序(f)中，在作用电极与对电极之间也施加电压。
又，在使用将盖构件与所述基板加以组合的生物传感器的情况下，最好是在露出于试样液供给路线的盖构件的壁面上配置有卵磷脂的层。
还有，最好是所述反应层含有亲水性高分子。
附图概述
图1是本发明一实施例的葡萄糖传感器的去除反应层的状态的平面图。
图2是本发明另一实施例的葡萄糖传感器的去除反应层的状态的分解立体图。
本发明的最佳实施方式
下面对使用于本发明的定量方法的生物传感器的结构加以说明。
首先，利用图1对第1种类型的生物传感器加以说明。
这种传感器是在聚对苯二甲酸乙二醇酯等构成的绝缘基板1上设置对电极6、作用电极7以及第3电极8，再分别设置电气连接于这些电极的导线2、3、4。碳层是为了易于制作反应层而设置的层，不起电极的作用。除了第3电极8外，对电极6、作用电极7以及碳层9上设置包含氧化还原酶和电子传输体的圆形反应层(未图示)。图中5是绝缘层。
下面根据图2对第2种类型的生物传感器加以说明。
这种传感器是将盖10及隔板11构成的盖构件组合于图1的基板1上形成的。这些零件以图2中的点划线所示的位置关系连接构成传感器。
在隔板11上设有形成试样液供给路线的切口12，而且在盖10上形成空气孔13。通过隔板11把盖10叠层连接于基板1上，即由基板1、隔板11及盖10在隔板11的切口12处形成作为试样液提供路线的空间。该空间的终端与空气孔13连通。
在该生物传感器中，作用电极7配置于比半月状对电极6更接近试样液供给口12a(相当于切口12的开口端)的位置，第3电极8配置于比作用电极7还接近试样液供给口12a的位置。这些电极6、7和8分别露出于上述空间。
为使用上述生物传感器进行基质浓度测定，首先把传感器的具有引线2、3、4的一侧的端部固定于测定器上，以对电极6为基准在第3电极8施加规定的电位。在施加这一电位的状态下，把包含有害物质、例如抗坏血酸的试样液滴在反应层上，使反应层溶解于试样液中。
在提供试样液的同时，根据电极系统的对电极6和第3电极8之间的电学变化，检测试样液供给情况的系统操作，由此测定定时器开始动启动。这时，在对电极与第3电极之间预先施加了电位，在检测出提供了试样液并经过一定的时间之后，测定对电极6与第3电极8之间的电流值。由于没有在第3电极8上配置反应层，作为酶反应的结果生成的电子传输体的还原体到达第3电极8的近旁，需要一定的时间。因此，上述电流值是由所包含的有害物质抗坏血酸的氧化反应引起的。
接着，解除施加于对电极6与第3电极8之间的电压。
然后以对电极6为基准，在作用电极7施加将上述电子传输体的还原体氧化的电位，测定对电极6与作用电极7之间的电流值。这一电流是由电子传输体的还原体以及预先存在的有害物质抗坏血酸的氧化反应引起的。也就是说，抗坏血酸给测定的结果带来正误差。而上述对电极6和第3电极8之间的电流值主要只是反映抗坏血酸的浓度，因此可以根据该电流值对测定结果进行修正，以消除抗坏血酸的影响，求得正确的基质浓度。
用第2种类型的传感器，为了检测在对电极6与第3电极8之间试样液的供给情况，作用电极7的露出部分全部用试样液可靠地淹没。借助于此，可以更加可靠地判定试样液的供给情况。
下面利用实施例对本发明进行详细说明。
实施例1
下面对葡萄糖的定量方法进行说明。葡萄糖传感器的基板使用图1所示的基板。这种葡萄糖传感器采用下述方法制作。
在聚对苯二甲酸乙二醇酯构成的绝缘基板1上利用丝网印刷方法印刷银胶，分别形成导线2、3、4。接着，把包含树脂粘合剂的导电性碳胶印刷在基板上，形成对电极6、作用电极7、第3电极8以及碳层9，对电极6、作用电极7及第3电极8分别与导线2、3、4电气接触。
接着，在该基板1上印刷绝缘胶，形成绝缘层5。绝缘层5覆盖对电极6、作用电极7、第3电极8以及碳层9的外围，借助于此，使对电极6、作用电极7、第3电极8以及碳层9的露出部分的面积保持一定。绝缘层5覆盖着导线2、3、4的一部分。
接着，在除了第3电极8的对电极6、作用电极7及碳层9上滴下羧甲基纤维素(下称CMC)的水溶液，使其干燥，形成CMC层。在该CMC层上，滴下包含作为酶的GOD和作为电子传输体的铁氰化钾的水溶液，则由亲水性高分子构成的CMC层一次溶解，在其后的烘干过程中以与酶等混合的形式形成反应层。但是，由于没有接着进行搅拌，未能形成完全的混合状态，电极系统表面处于只是由CMC覆盖的状态。也就是说，由于酶及电子传输体等不与电极系统表面接触，可以防止电极系统表面蛋白质等的吸附。
为了使用这种传感器测定葡萄糖浓度，首先把具有导线2、3、4的一侧的端部配置于测定器上，以对电极6为基准，在第3电极8施加500mV的电位。在施加这一电位的状态下，把包含有害物质抗坏血酸的葡萄糖水溶液30微升作为试样液滴在反应层上，电极系统上的反应层溶解于滴下的试样液中。
在提供试样液的同时，根据电极系统的对电极6和第3电极8之间的电学变化，起动检测试样液供给的系统，因此测定定时器也开始动作。这时，在对电极6与第3电极8之间持续施加电位，在检测出提供了试样液并经过一定的时间之后，测定对电极6与第3电极8之间的电流值。该电流值是由所包含的有害物质抗坏血酸的氧化反应引起的，与其浓度存在着比例关系。在测定了对电极6与第3电极8之间的电流值之后，解除施加于两个电极之间的电压。
如上所述，在第3电极8上没有配置反应层。因此，作为酶反应的结果生成的亚铁氰化物离子到达第3电极8的近旁需要一定的时间。也就是说，在亚铁氰化物离子到达之前的时间内的对电极6与第3电极8之间的电流值主要只是反映抗坏血酸的浓度。
还有，对试样液检测25秒钟之后，以对电极6为基准在作用电极7施加500mV的电压，测定对电极6与作用电极7之间5秒钟之后的电流值。
液体中的铁氰化物离子、葡萄糖及GOD发生反应，其结果是，葡萄糖被氧化为葡萄糖酸内酯，铁氰化物离子被还原为亚铁氰化物离子。这种亚铁氰化物离子的浓度与葡萄糖浓度成比例。对试样液检测30秒之后对电极6与作用电极7之间的电流是由亚铁氰化物离子和预先存在的抗坏血酸的氧化反应引起的。也就是说，抗坏血酸给测定的结果带来正误差。但是，如上所述，对电极6和第3电极8之间的电流值主要只是反映抗坏血酸的浓度，因此可以根据该结果对测定结果进行修正，以消除抗坏血酸的影响，求得正确的葡萄糖浓度。
实施例2
与实施例1相同，在基板1上形成电极6、7、8及碳层9。接着，除了第3电极8外，在对电极6、作用电极7及碳层9上滴下CMC水溶液，使其干燥，形成CMC层，在该CMC层上，滴下包含作为酶的GOD和作为电子传输体的铁氰化钾的水溶液，在其后利用烘干方法形成反应层。
为了使得向反应层提供试样液更加顺利，接着使卵磷脂溶解在有机溶剂中的溶液、例如卵磷脂的甲苯溶液从试样液供给口12a流向反应层，覆盖在上述反应层上，再进行烘干形成卵磷脂层。接着在基板1上以图2中的点划线所示的位置关系粘接盖10与隔板11，制作葡萄糖传感器。
将这种传感器配置于测定器上，以对电极6为基准在第3电极8上施加500mV的电位。在施加这一电位的状态下，由试样液供给口12a提供3微升包含作为有害物质的抗坏血酸的葡萄糖水溶液作为试样液。试样液通过试样液供给路线到达空气孔13，电极系统上的反应层发生溶解。
与提供试样液同时，根据电极系统的对电极6与第3电极8之间的电学上的变化，起动检测液体供给的系统，测定定时器因此开始起动。这时，在对电极6与第3电极8之间持续施加电位，在检测出提供了试样液并经过一定的时间之后，测定对电极6与第3电极8之间的电流值。该电流值是由所包含的有害物质抗坏血酸的氧化反应引起的，与其浓度存在着比例关系。在测定了对电极6与第3电极8之间的电流值之后，解除施加于两个电极之间的电压。
如上所述，在第3电极8上没有配置反应层。因此，作为酶反应的结果生成的亚铁氰化物离子到达第3电极8的近旁需要一定的时间。也就是说，在亚铁氰化物离子到达之前的时间内的对电极6与第3电极8之间的电流值主要只是反映抗坏血酸的浓度。
还有，对试样液检测25秒钟之后，以对电极6为基准在作用电极7施加500mV的电压，测定对电极6与作用电极7之间5秒钟之后的电流值。
液体中的铁氰化物离子、葡萄糖及GOD发生反应，其结果是，葡萄糖被氧化为葡萄糖酸内酯，铁氰化物离子被还原为亚铁氰化物离子。这种亚铁氰化物离子的浓度与葡萄糖浓度成比例。对试样液检测30秒钟之后对电极6与作用电极7之间的电流是由亚铁氰化物离子和预先存在的抗坏血酸的氧化反应引起的。也就是说，抗坏血酸给测定的结果带来正误差。但是，如上所述，对电极6和第3电极8之间的电流值主要只是反映抗坏血酸的浓度，因此，可以根据该结果对测定结果进行修正，以排除抗坏血酸的影响，求得正确的葡萄糖浓度。
在本实施例中，为了检测在对电极6与第3电极8之间试样液的供给情况，作用电极7的露出部分全部用试样液可靠地淹没。借助于此，可以更加可靠地判定试样液的供给情况。
实施例3
与实施例2一样制作葡萄糖传感器。
在测定器上配置传感器，以对电极6为基准，在第3电极8施加500mV的电位。在施加这一电位的状态下，由试样液供给口12a提供3微升包含作为有害物质的抗坏血酸的葡萄糖水溶液作为试样液。试样液通过试样液供给路线到达空气孔13，电极系统上的反应层发生溶解。
与提供试样液同时，根据电极系统的对电极6与第3电极8之间的电学上的变化检测液体供给情况的系统动作，测定定时器因此开始起动。这时，在对电极6与第3电极8之间持续施加电位，在检测出提供了试样液并经过一定的时间之后，测定对电极6与第3电极8之间的电流值。该电流值是由所包含的有害物质抗坏血酸的氧化反应引起的，与其浓度存在着比例关系。在测定了对电极6与第3电极8之间的电流值之后，解除施加于两个电极之间的电压。
如上所述，在第3电极8上没有配置反应层。因此，作为酶反应的结果生成的亚铁氰化物离子到达第3电极8的近旁需要一定的时间。也就是说，在亚铁氰化物离子到达之前的时间内的对电极6与第3电极8之间的电流值主要只是反映抗坏血酸的浓度。
实施例4
与实施例2相同，除了第3电极8外，在对电极6、作用电极7及碳层9上形成反应层。
接着，在用于形成试样液供给路线的盖构件上形成的槽部，为了使得向反应层提供试样液更加顺利，使卵磷脂溶解在有机溶剂中的溶液、例如卵磷脂的甲苯溶液流动、扩展开来，再进行烘干形成卵磷脂层。接着在基板1上以图2中的点划线所示的位置关系粘接盖10与隔板11，制作葡萄糖传感器。
在从反应层到第3电极8配置卵磷脂层的情况下，第3电极8的表面上由于卵磷脂层而带来变化，有时其响应特性的偏差变大。如上所述在盖构件一侧配置卵磷脂层，则上述偏差受到抑制，可以发现响应特性有提高。
实施例5
除了从反应层除去CMC层以外，以与实施例2完全相同的方法制作葡萄糖传感器。
然后，与实施例2一样进行测定。结果表明，与配置CMC的情况相比，响应特性的偏差有所增加，但是观察到与抗坏血酸及葡萄糖的浓度的关系。
实施例6
与实施例4一样制作葡萄糖传感器。
将传感器配置于测定器，以对电极6为基准，在第3电极8施加-1300mV的电位。在施加这一电位的状态下，由试样液供给口12a提供3微升空气处于饱和状态的葡萄糖水溶液作为试样液。试样液通过试样液供给路线到达空气孔13，电极系统上的反应层发生溶解。
与提供试样液同时，根据电极系统的对电极6与第3电极8之间的电学上的变化检测液体供给情况的系统动作，测定定时器因此开始起动。这时，在对电极6与第3电极8之间持续施加电位，在检测出提供了试样液并经过一定的时间之后，测定对电极6与第3电极8之间的电流值。该电流值是由溶解的氧的还原反应引起的，在提供用氩脱气的葡萄糖溶液的情况下，这种还原电流大大减少。在测定了对电极6与第3电极8之间的电流值之后，解除施加于两个电极之间的电压。
如上所述，在第3电极8上没有配置反应层。因此，包含于反应层的铁氰化物离子到达第3电极8的近旁需要一定的时间。也就是说，在铁氰化物离子到达第3电极8之前的时间内，对电极6与第3电极8之间的电流值主要只是反映溶解的氧的浓度。
还有，对试样液检测25秒钟之后，以第3电极8为基准在作用电极7施加500mV的电压，测定对电极6与作用电极7之间5秒钟之后的电流值。
液体中的铁氰化物离子、葡萄糖及GOD发生反应，其结果是，葡萄糖被氧化为葡萄糖酸内酯，随着这一反应，铁氰化物离子被还原为亚铁氰化物离子。
另一方面，作为这种反应的竞争反应，试样液中的溶解氧作为电子传输体起作用，随着葡萄糖被氧化为葡萄糖酸内酯，同时进行着溶解氧被还原为过氧化氢的反应。该反应生成的过氧化氢再把亚铁氰化物离子氧化为铁氰化物离子。因此，在根据亚铁氰化物离子的氧化电流值测定葡萄糖浓度时溶解氧给测定的结果带来负误差。
但是，如上所述，对电极6和第3电极8之间的电流值主要只是反映溶解氧的浓度。因此，可以根据该结果对测定结果进行修正，去除溶解氧的影响，以求得正确的葡萄糖浓度。
实施例7
与实施例4一样制作葡萄糖传感器。
在测定器上配置传感器，以对电极6为基准，在第3电极8施加500mV的电位。在施加这一电位的状态下，由试样液供给口12a提供3微升包含作为有害物质的抗坏血酸的葡萄糖水溶液作为试样液。试样液通过试样液供给路线到达空气孔13，电极系统上的反应层发生溶解。
与提供试样液同时，根据电极系统的对电极6与第3电极8之间的电学上的变化检测液体供给情况的系统动作，测定定时器因此开始起动。这时，在对电极6与第3电极8之间持续施加电位，再在检测出提供了试样液并经过2秒钟之后，将第3电极8上施加的电位调整到-1300mV。测定电位调整到-1300mV前的瞬间，以及电位调整到-1300mV 3秒钟后，两个时刻的对电极6与第3电极8之间的电流值。电位调整到-1300mV前的瞬间的电流值主要取决于抗坏血酸的浓度。而电位调整到-1300mV 3秒钟后的电流值主要取决于试样液中溶解氧的浓度。
在提供试样液2秒钟之后及5秒钟后测定对电极6与第3电极8之间的电流值之后，解除施加于两个电极之间的电压。
还在对试样液检测25秒钟之后，以第3电极8为基准在作用电极7施加500mV的电压，测定对电极6与作用电极7之间5秒钟之后的电流值。
如上所述，对电极6和第3电极8之间的电流值主要反映抗坏血酸及溶解氧的浓度，因此，可以根据该电流值求出两种物质的浓度。所以能够根据该结果对测定结果进行修正，去除抗坏血酸及溶解氧的影响，求得正确的葡萄糖浓度。
在上述实施例中，检测了试样液的供给情况，将用于检测抗坏血酸或溶解氧的第3电极8上施加的电位定为500mV或-1300mV，但是并不限于这些数值。为了得到响应电流而施加于作用电极7的电位取5O0mV，但是也不限于此，只要是能够将一连串的反应结果生成的电子传输体的还原体氧化的电位即可。测定电流值的时间也不限于上述实施例。
在上述实施例中，亲水性高分子使用羧甲基纤维素，但是形成亲水性高分子层的亲水性高分子可以使用各种各样的高分子材料。例如，可以举出有羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧甲基乙基纤维素、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚赖氨酸等聚氨基酸、聚苯乙烯磺酸、明胶及其衍生物、聚丙烯酸及其盐、聚甲基丙烯酸及其盐、淀粉及其衍生物、无水马来酸或其盐的聚合物。其中最理想的是羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素。
反应层中包含的氧化还原酶根据试样液中包含的基质选择。作为氧化还原酶，可以举出例如果糖脱氢酶、葡糖氧化酶、醇氧化酶、乳酸氧化酶、胆甾醇氧化酶、黄嘌呤氧化酶、氨基酸氧化酶等。
作为电子传输体，可以举出有铁氰化钾、p-苯醌、吩嗪硫酸甲酯、亚甲蓝、二茂铁衍生物等。电子传输体使用其中的一种或2两种以上。可以使上述酶及电子传输体溶解于试样液中，也可以利用将反应层固定于基板等上面的方法使其不溶解于试样液中。在将酶及电子传输体加以固定的情况下，反应层最好包含上述亲水性高分子。
在上述实施例中，图示出特定的电极系统的例子，但是电极的形状、电极及导线的配置等并不限于此。
又，在上述实施例中，关于第3电极的电极材料叙述了碳，但是并不限于此，也可以使用其他导电性材料和银/氯化银电极等
工业应用性
如上所述采用本发明，能够进行具有高可靠性的基质定量分析。
Claims (7)
1.一种基质的定量方法，是使用电绝缘基板、具有形成于所述基板上的作用电极和对电极以及用作有害物质检测电极的第3电极的电极系统、设置于第3电极以外的电极系统上的，至少包含氧化还原酶与电子传输体的反应层构成的生物传感器，利用使包含于试样液中的基质与氧化还原酶反应时生成的电子，以还原电子传输体，利用对该电子传输体的还原量进行电化学测定的方法，对试样液中基质的浓度进行定量分析，其特征在于，包含
(a)在对电极与第3电极之间施加电压的工序，
(b)将试样液提供给反应层的工序，
(c)借助于将试样液提供给反应层而产生的、对电极与第3电极之间的电化学变化的检测工序，
(d)在进行所述检测工序(c)之后，测定对电极与第3电极之间产生的电流的工序，
(e)在上述测定工序(d)之后，解除施加于对电极与第3电极之间的电压的工序。
(f)在作用电极与对电极之间施加电压的工序，以及
(g)其后，测定对电极与作用电极之间产生的电流的工序。
2.根据权利要求1所述的基质的定量方法，其特征在于，在所述工序(f)中，作用电极与第3电极之间也施加电压。
3.一种基质的定量方法，使用电绝缘基板、具有形成于所述基板上的作用电极和对电极以及用作有害物质检测电极的第3电极的电极系统、设置于第3电极以外的电极系统上的，至少包含氧化还原酶与电子传输体的反应层、以及在所述基板上形成将试样液从试样液供给口引向所述反应层的试样液供给路线的盖构件构成，第3电极配置于比反应层更靠近试样液供给路线的上游侧的生物传感器，利用使包含于试样液中的基质与氧化还原酶反应时生成的电子还原电子传输体，利用对该电子传输体的还原量进行电化学测定的方法，对试样液中基质的浓度进行定量分析，其特征在于，包含
(a)在对电极与第3电极之间施加电压的工序，
(b)将试样液提供给反应层的工序，
(c)借助于将试样液提供给反应层而产生的、对电极与第3电极之间的电化学变化的检测工序，
(d)在进行所述检测工序(c)之后，测定对电极与第3电极之间产生的电流的工序，
(e)在上述测定工序(d)之后，解除施加于对电极与第3电极之间的电压的工序。
(f)在作用电极与对电极之间施加电压的工序，以及
(g)其后，测定对电极与作用电极之间产生的电流的工序。
4.根据权利要求3所述的基质的定量方法，其特征在于，在所述工序(f)中，作用电极与第3电极之间也施加电压。
5.根据权利要求3所述的基质的定量方法，其特征在于，使用在所述盖构件的、在试样液供给路线露出的面上，配置以卵磷脂为主成份的层的生物传感器。
6.根据权利要求1所述的基质的定量方法，其特征在于，使用所述反应层还包含亲水性高分子的生物传感器。
7.根据权利要求3所述的基质的定量方法，其特征在于，使用所述反应层还包含亲水性高分子的生物传感器。
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Owner name: PANASONIC HEALTHCARE HOLDINGS CO., LTD. Free format text: FORMER OWNER: PANASONIC HEALTHCARE + MEDICAL EQUIPMENT CO., LTD. Effective date: 20150407 |
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Effective date of registration: 20150407 Address after: Tokyo, Japan Patentee after: Panasonic's health medical treatment is controlled interest Co., Ltd. Address before: Ehime Prefecture, Japan Patentee before: Panasonic Healthcare Co., Ltd |
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| CP01 | Change in the name or title of a patent holder |
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