JP2003107031A - Method of manufacturing concentration measuring sensor - Google Patents
Method of manufacturing concentration measuring sensorInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本願発明は、バイオセンサな
ど濃度測定用センサを製造する方法に関する。TECHNICAL FIELD The present invention relates to a method for manufacturing a concentration measuring sensor such as a biosensor.
【０００２】[0002]
【従来の技術】バイオセンサとしては、図１および図２
に示したものがある。これらの図に示したバイオセンサ
Ｘは、基板３上に一対の電極３１，３２を形成するとと
もに、これらの電極３１，３２に接触するようにして試
薬層３３を形成したものである。試薬層３３は、たとえ
ば酸化還元酵素と電子伝達物質とを含んでいる。試薬層
３３に対しては、流路２１内に血液などの試料液を導入
することにより試料液が供給される。試薬層３３では、
試料液中の特定成分の酸化反応と電子伝達物質との還元
反応により、還元型の電子伝達物質が生成される。そし
て、一対の電極３１，３２を利用して試薬層３３に電圧
を印加することにより、還元型の電子伝達物質が一方の
電極３１に電子が供給して、バイオセンサＸから酸化電
流が出力されるように構成されている。2. Description of the Related Art As a biosensor, FIGS.
There is one shown in. In the biosensor X shown in these figures, a pair of electrodes 31, 32 are formed on a substrate 3, and a reagent layer 33 is formed so as to be in contact with these electrodes 31, 32. The reagent layer 33 contains, for example, an oxidoreductase and an electron transfer substance. The sample liquid is supplied to the reagent layer 33 by introducing a sample liquid such as blood into the channel 21. In the reagent layer 33,
A reduced electron transfer substance is produced by the oxidation reaction of the specific component in the sample solution and the reduction reaction with the electron transfer substance. Then, by applying a voltage to the reagent layer 33 using the pair of electrodes 31, 32, electrons are supplied to the one electrode 31 by the reduced electron transfer substance, and an oxidation current is output from the biosensor X. Is configured to.
【０００３】一対の電極３１，３２は、たとえばスクリ
ーン印刷の手法により形成される。より具体的には、ま
ず、複数のバイオセンサ形成領域が設定された材料基板
上にマスクを載置した後、このマスクの開口部に液状ま
たはペースト状の電極材料を充填する。さらに、電極材
料を乾燥させることにより、一対の電極３１，３２とな
るべき導体層が材料基板上に形成される。試薬層３３
は、たとえば導体層に接触するようにして液状またはペ
ースト状の試薬層材料を塗布した後に、これを乾燥させ
ることにより形成することができる。試薬層３３は、固
体状として形成されるものの、試料液の供給により容易
に溶解するものとして形成される。The pair of electrodes 31, 32 are formed by, for example, a screen printing method. More specifically, first, a mask is placed on a material substrate in which a plurality of biosensor formation regions are set, and then liquid or paste electrode material is filled in the openings of the mask. Further, by drying the electrode material, a conductor layer to be the pair of electrodes 31, 32 is formed on the material substrate. Reagent layer 33
Can be formed, for example, by applying a liquid or paste reagent layer material in contact with the conductor layer and then drying the material. Although the reagent layer 33 is formed as a solid state, it is formed so as to be easily dissolved by the supply of the sample solution.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】電極材料は、たとえば
導体粉末（カーボン粉末など）とバインダ樹脂（ポリビ
ニルブチレン（ＰＶＢ）などのビニル樹脂）との混合物
を溶剤により液状化またはペースト化したものである。
ＰＶＢなどのバインダ樹脂は、負にチャージした疎水基
を有するものがある。それらのバインダ樹脂を用いて電
極３１，３２を形成する場合には、導体部の表面が疎水
化するとともに負にチャージしてしまう。このようにし
て導体部の表面が帯電すれば、導体部の表面に不純物が
付着しやすくなってしまう。導体部の表面に不純物が付
着したままでバイオセンサを形成すれば、電極３１，３
２の表面と試薬層３３との間の電子移動が妨げられる。
つまり、電極３１，３２の感度が低下して、バイオセン
サＸからの出力が小さくなってしまう。また、導体部の
表面が疎水的であれば試薬層材料が導体部の表面ではじ
かれてしまい、適切に試薬層３３を形成できない場合も
ある。このような試薬層３３を有するバイオセンサＸで
は、試薬層３３の溶解時における試薬層３３と電極３
１，３２との間の接触面積が小さくなって、試薬層３３
と電極３１，３２の表面との間の電子移動を適切に行う
ことができなくなる。その結果、電極３１，３２の感度
が低下してしまう。The electrode material is, for example, a mixture of a conductor powder (carbon powder or the like) and a binder resin (vinyl resin such as polyvinyl butylene (PVB)) liquefied or pasted with a solvent. .
Some binder resins such as PVB have a negatively charged hydrophobic group. When the electrodes 31 and 32 are formed by using those binder resins, the surface of the conductor portion becomes hydrophobic and is negatively charged. If the surface of the conductor portion is charged in this manner, impurities are likely to adhere to the surface of the conductor portion. If the biosensor is formed with impurities attached to the surface of the conductor, the electrodes 31, 3
Electron transfer between the second surface and the reagent layer 33 is prevented.
That is, the sensitivity of the electrodes 31 and 32 is reduced, and the output from the biosensor X is reduced. If the surface of the conductor is hydrophobic, the reagent layer material may be repelled on the surface of the conductor, and the reagent layer 33 may not be formed properly. In the biosensor X having such a reagent layer 33, the reagent layer 33 and the electrode 3 when the reagent layer 33 is dissolved
The contact area between the reagent layer 33 and
Electrons cannot be properly transferred between the electrodes and the surfaces of the electrodes 31 and 32. As a result, the sensitivity of the electrodes 31 and 32 decreases.
【０００５】このような不具合を解消するために、低圧
水銀ランプを用いて導体部の表面に紫外線を照射し、導
体部の表面の濡れ性などを改善する方法も提案されてい
る。しかしながら、低圧水銀ランプでは、濡れ性などの
改善に寄与する波長の紫外線以外に、このような改善に
寄与しない波長の紫外線や可視光のほか、赤外光も出射
される。そのため、導体部の表面が適切に改質されるま
でに、多くのエネルギが材料基板に供給されることとな
る。このため、材料基板（基板）をＰＥＴなどのような
熱可塑性樹脂により形成する場合には、材料基板（基
板）が劣化してしまう虞れがある。In order to solve such a problem, a method of improving the wettability of the surface of the conductor by irradiating the surface of the conductor with ultraviolet rays using a low-pressure mercury lamp has also been proposed. However, the low-pressure mercury lamp emits not only ultraviolet rays having a wavelength that contributes to the improvement of wettability and the like, but also infrared rays having a wavelength that does not contribute to the improvement and infrared light. Therefore, much energy is supplied to the material substrate before the surface of the conductor portion is appropriately modified. Therefore, when the material substrate (substrate) is made of a thermoplastic resin such as PET, the material substrate (substrate) may be deteriorated.
【０００６】本願発明は、このような事情のもとに考え
だされたものであって、基板上に形成された電極を利用
して、試料液中の特定成分の濃度に相関するレベルの信
号を出力する濃度測定用センサにおいて、基板を劣化さ
せることなく電極の感度を高めることを課題としてい
る。The present invention was devised under these circumstances, and utilizes an electrode formed on a substrate to produce a signal of a level that correlates with the concentration of a specific component in a sample solution. It is an object of the present invention to increase the sensitivity of an electrode in a concentration measuring sensor that outputs a value without deteriorating the substrate.
【０００７】[0007]
【発明の開示】本願発明は、上記した課題を解決するた
めに次の技術的手段を講じている。すなわち、本願発明
により提供される濃度測定用センサは、基板上に形成さ
れた電極を利用して、試料液中の特定成分の濃度に相関
するレベルの信号を出力する濃度測定用センサを製造す
る方法であって、上記電極は、材料基板上に導体部を形
成した後に、この導体部に波長が２００ｎｍ以下である
真空紫外線を照射することにより形成されることを特徴
としている。DISCLOSURE OF THE INVENTION The present invention takes the following technical means in order to solve the above problems. That is, the concentration measuring sensor provided by the present invention uses the electrodes formed on the substrate to manufacture a concentration measuring sensor that outputs a signal at a level that correlates with the concentration of a specific component in the sample liquid. The method is characterized in that the electrode is formed by forming a conductor portion on a material substrate and then irradiating the conductor portion with vacuum ultraviolet light having a wavelength of 200 nm or less.
【０００８】真空紫外線はエネルギが高いために、それ
を照射することによって不純物の分子結合を切断するこ
とができる。その一方で、真空紫外線により気相中の酸
素から励起酸素原子が生成される。励起酸素原子を得る
には２４０ｎｍよりも波長の短い電磁波を照射する必要
があるが、真空紫外線はこの条件を満たしているために
励起酸素原子を生成させることができる。この励起酸素
原子は、分子結合が切断された不純物と反応し、ガス状
二酸化炭素や水蒸気が生成する。その結果、導体部の表
面からは不純物がガス状化合物となって飛散除去される
ため、不純物の付着量の少ない電極を提供できるように
なる。Since the vacuum ultraviolet ray has high energy, the molecular bond of impurities can be broken by irradiating it. On the other hand, vacuum ultraviolet rays generate excited oxygen atoms from oxygen in the gas phase. In order to obtain excited oxygen atoms, it is necessary to irradiate an electromagnetic wave having a wavelength shorter than 240 nm, but since vacuum ultraviolet rays satisfy this condition, excited oxygen atoms can be generated. This excited oxygen atom reacts with the impurities whose molecular bond has been cut off to generate gaseous carbon dioxide and water vapor. As a result, the impurities become a gaseous compound and are scattered and removed from the surface of the conductor portion, so that it is possible to provide an electrode having a small amount of impurities attached.
【０００９】上述したように、不純物の除去は、不純物
の分子結合の切断および励起酸素原子の生成といったプ
ロセスを経て行われる。このようなプロセスは、真空紫
外線のエネルギが大きいために相対的に短時間で行うこ
とができる。その結果、ＰＥＴなどの熱可塑性樹脂によ
り材料基板を形成した場合であっても、基板を損傷する
ことなく不純物の除去を行うことができるようになる。As described above, the removal of impurities is performed through the processes of breaking the molecular bonds of impurities and generating excited oxygen atoms. Such a process can be performed in a relatively short time because the vacuum ultraviolet ray has high energy. As a result, even when the material substrate is formed of a thermoplastic resin such as PET, the impurities can be removed without damaging the substrate.
【００１０】好ましい実施の形態においては、上記導体
部は、導体粉末、バインダ樹脂、および溶剤を含む電極
材料を上記材料基板上に塗布した後に、それを乾燥させ
ることにより形成される。In a preferred embodiment, the conductor portion is formed by applying an electrode material containing a conductor powder, a binder resin, and a solvent on the material substrate and then drying it.
【００１１】真空紫外線により気相中の酸素から励起酸
素原子が生成されるのは上述した通りである。この励起
酸素原子は、分子結合が切断された不純物のみならず、
バインダ樹脂を構成する分子の側鎖や末端基と反応し、
これらを酸化する。側鎖や末端基が酸化されれば、これ
らは水酸基やカルボキシル基などの親水基となる。その
結果、電極の表面は親水性の高いものとされる。As described above, excited oxygen atoms are generated from oxygen in the gas phase by vacuum ultraviolet rays. This excited oxygen atom is not only an impurity whose molecular bond is broken,
Reacts with the side chains and terminal groups of the molecules that make up the binder resin,
These are oxidized. When side chains and terminal groups are oxidized, these become hydrophilic groups such as hydroxyl groups and carboxyl groups. As a result, the surface of the electrode is made highly hydrophilic.
【００１２】濃度測定用センサは、たとえば試料液が供
給される試薬層をさらに有している。試薬層は、酵素、
電子伝達物質、および溶剤を含む試薬層材料を、導体部
に接触するようにして塗布した後に、乾燥させることに
より形成される。この場合、導体部の表面の親水性が高
められていれば、導体部の表面において試薬層材料がは
じかれてしまうこともない。そのため、導体部の表面に
対して適切に試薬層を形成することができるようにな
る。The concentration measuring sensor further has a reagent layer to which, for example, a sample solution is supplied. The reagent layer is an enzyme,
It is formed by applying a reagent layer material containing an electron transfer substance and a solvent so as to be in contact with the conductor portion, and then drying. In this case, if the hydrophilicity of the surface of the conductor is increased, the reagent layer material will not be repelled on the surface of the conductor. Therefore, the reagent layer can be appropriately formed on the surface of the conductor portion.
【００１３】濃度測定用センサからは信号が出力される
が、濃度測定用センサの一例であるバイオセンサにおい
ては、たとえば応答電流として信号が出力される。この
応答電流は、試料液中の特定成分の濃度に相関するもの
であり、試薬層と電極との間の電子授受に起因するもの
である。本願発明の製造方法により提供される濃度測定
用センサでは、電極表面への不純物の付着が抑制されて
いるため、試薬層と電極との間の電子の授受が不純物に
より阻害されてしまうことも抑制される。また、電極表
面の親水性が高められているために、試料液の供給によ
り液相となっている試薬層は、電極との接触面積が大き
なもの（接触角が小さなもの）となっている。その結
果、試薬層と電極との間の電子の授受を適切に行うこと
ができる。このようにして電子の授受を適切に行える結
果、本願発明の製造方法により提供される濃度測定用セ
ンサは、電極感度が高いものとなっている。A signal is output from the concentration measuring sensor, but in a biosensor which is an example of the concentration measuring sensor, a signal is output as a response current, for example. This response current correlates with the concentration of the specific component in the sample solution, and is due to electron transfer between the reagent layer and the electrode. In the concentration measuring sensor provided by the manufacturing method of the present invention, since the adhesion of impurities to the electrode surface is suppressed, it is also suppressed that the transfer of electrons between the reagent layer and the electrode is blocked by the impurities. To be done. Further, since the hydrophilicity of the electrode surface is enhanced, the reagent layer which is in the liquid phase due to the supply of the sample liquid has a large contact area with the electrode (small contact angle). As a result, it is possible to appropriately transfer electrons between the reagent layer and the electrode. As a result of appropriately transferring electrons in this way, the concentration measuring sensor provided by the manufacturing method of the present invention has high electrode sensitivity.
【００１４】真空紫外線の照射は光源を用いて行われ、
光源としては、たとえば分光強度特性におけるピーク波
長が１２０〜２００ｎｍ、ピーク波長の半値幅が１０〜
２０ｎｍの範囲にある真空紫外線を出射するように構成
されたものが使用される。導体部に対しては、たとえば
８〜１０ｍＷ／ｃｍ2で真空紫外線が照射される。真空
紫外線の照射時間は、たとえば１０〜２４０秒、さらに
好ましくは６０〜１８０秒とされる。Irradiation of vacuum ultraviolet rays is performed using a light source,
As the light source, for example, the peak wavelength in the spectral intensity characteristic is 120 to 200 nm, and the half width of the peak wavelength is 10 to 10.
Those configured to emit vacuum ultraviolet radiation in the range of 20 nm are used. The conductor portion is irradiated with vacuum ultraviolet rays at, for example, 8 to 10 mW / cm 2 . The irradiation time of vacuum ultraviolet rays is, for example, 10 to 240 seconds, and more preferably 60 to 180 seconds.
【００１５】[0015]
【発明の実施の形態】以下、本願発明の好ましい実施の
形態について、図面を参照して具体的に説明する。図１
ないし図３は、本願発明に係る製造方法の適用対象とな
る濃度測定用センサの一例としてのバイオセンサを示し
ている。バイオセンサＸは、カバー板１、スペーサ２お
よび基板３を有している。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Preferred embodiments of the present invention will be specifically described below with reference to the drawings. Figure 1
3 to 3 show a biosensor as an example of a concentration measuring sensor to which the manufacturing method according to the present invention is applied. The biosensor X has a cover plate 1, a spacer 2 and a substrate 3.
【００１６】カバー板１には穴部１０が設けられてい
る。スペーサ２には穴部１０に連通するとともに先端部
２０ａが開放した細幅なスリット２０が設けられてい
る。カバー板１およびスペーサ２が基板３の上面３０に
積層された状態では、スリット２０により流路２１が形
成されている。この流路２１は、スリット２０の先端開
放部２０ａおよび穴部１０を介して外部と連通してい
る。先端開口部２０ａは試料液導入口２１ａを構成して
おり、この試料液導入口２１ａから供給された試料液
は、毛細管現象により穴部１０に向けて流路２１内を進
行する。A hole 10 is provided in the cover plate 1. The spacer 2 is provided with a narrow slit 20 communicating with the hole 10 and having a tip 20a opened. In the state where the cover plate 1 and the spacer 2 are laminated on the upper surface 30 of the substrate 3, the slit 20 forms the flow path 21. The flow path 21 communicates with the outside through the open end 20a of the slit 20 and the hole 10. The tip opening 20a constitutes a sample liquid introducing port 21a, and the sample liquid supplied from this sample liquid introducing port 21a advances in the flow path 21 toward the hole 10 due to the capillary phenomenon.
【００１７】基板３の上面３０には、作用極３１および
対極３２が設けられている。基板３の上面３０にはさら
に、作用極３１および対極３２の双方に接触するように
して試薬層３３が形成されている。A working electrode 31 and a counter electrode 32 are provided on the upper surface 30 of the substrate 3. A reagent layer 33 is further formed on the upper surface 30 of the substrate 3 so as to contact both the working electrode 31 and the counter electrode 32.
【００１８】作用極３１および対極３２は、全体として
基板２２の長手方向に延びている。作用極３１および対
極３２の一端部３１ａ，３２ａは、基板３の短手方向に
延びている。作用極３１および対極３２の他端部３１
ｂ，３２ｂは、試薬層３３に電圧を印加する際に電圧印
加用プローブがコンタクトする部分である。The working electrode 31 and the counter electrode 32 extend in the longitudinal direction of the substrate 22 as a whole. One ends 31 a and 32 a of the working electrode 31 and the counter electrode 32 extend in the lateral direction of the substrate 3. The other end 31 of the working electrode 31 and the counter electrode 32
Reference numerals b and 32b are portions to which the voltage application probe contacts when the voltage is applied to the reagent layer 33.
【００１９】試薬層３３は、たとえば固形状であり、作
用極３１の一端部３１ａと対極３２の一端部３２ａとの
間を橋渡すようにして設けられている。この試薬層３３
は、たとえば酸化還元酵素および電子伝達物質を含んで
いる。The reagent layer 33 is solid, for example, and is provided so as to bridge between one end 31a of the working electrode 31 and one end 32a of the counter electrode 32. This reagent layer 33
Contains, for example, a redox enzyme and an electron transfer substance.
【００２０】バイオセンサＸは、たとえば材料基板から
複数のものが同時に製造される。図４および図５に示し
たように、材料基板４はＰＥＴなどの絶縁性の高い樹脂
材料により形成されており、図中に仮想線で囲んだよう
に縦横に並んで複数のバイオセンサ形成領域４０が設定
されている。材料基板４に対しては、まず図４に示した
ように個々のバイオセンサ形成領域４０のそれぞれに作
用極３１および対極３２（図２参照）となるべき導体部
４１が２つずつ形成される。A plurality of biosensors X are simultaneously manufactured from, for example, a material substrate. As shown in FIGS. 4 and 5, the material substrate 4 is formed of a highly insulating resin material such as PET, and has a plurality of biosensor formation regions arranged vertically and horizontally as surrounded by virtual lines in the drawings. 40 is set. For the material substrate 4, first, as shown in FIG. 4, two conductor portions 41 to be the working electrode 31 and the counter electrode 32 (see FIG. 2) are formed in each of the biosensor forming regions 40. .
【００２１】導体部４１は、たとえば図５に示したよう
にスクリーン印刷の手法により形成することができる。
より具体的には、まず材料基板４上にマスク５を載置す
る。マスク５は、ステンレスなどにより形成されてお
り、形成すべき導体部４１に対応して複数の開口部５１
が設けられている。マスク５は、フォトリソグラフィの
手法によりフォトマスクとして形成してもよい。The conductor portion 41 can be formed by a screen printing method as shown in FIG. 5, for example.
More specifically, first, the mask 5 is placed on the material substrate 4. The mask 5 is made of stainless steel or the like, and has a plurality of openings 51 corresponding to the conductor portions 41 to be formed.
Is provided. The mask 5 may be formed as a photomask by a photolithography method.
【００２２】ついで、マスク５上にペースト状または液
状とされた電極材料５３をディップした後、スキージ５
２を移動させて開口部５１内に電極材料５３′を充填す
る。電極材料５３は、たとえば導体粉末１００重量部に
対して、バインダ樹脂１０〜１５重量部、溶剤６０〜６
５重量部を混合することにより調整される。導体粉末と
しては、導電性カーボン（カーボンブラックを含む）粉
末などが挙げられ、バインダ樹脂としては、ビニル樹
脂、たとえばポリビニルブチレンなどが挙げられ、溶剤
としては、ブチルセロソルブアセテートなどが挙げられ
る。Then, after dipping the paste-like or liquid-state electrode material 53 on the mask 5, the squeegee 5
2 is moved to fill the opening 51 with the electrode material 53 '. The electrode material 53 is, for example, 10 to 15 parts by weight of binder resin and 60 to 6 parts of solvent with respect to 100 parts by weight of conductor powder.
It is adjusted by mixing 5 parts by weight. Examples of the conductor powder include conductive carbon (including carbon black) powder, examples of the binder resin include vinyl resin such as polyvinyl butylene, and examples of the solvent include butyl cellosolve acetate.
【００２３】さらに、マスク５を除去した後に、材料ペ
ースト５３′を１３０〜１５０℃で２０〜４０分乾燥さ
せることにより、溶剤が蒸発して図４に示したように個
々のバイオセンサ形成領域４０に導体部４１が形成され
る。フォトマスクを用いる場合や電極材料の粘度が大き
い場合には、電極材料を乾燥させてからフォトマスクが
除去される。Further, after the mask 5 is removed, the material paste 53 'is dried at 130 to 150 ° C. for 20 to 40 minutes to evaporate the solvent and to form the individual biosensor forming regions 40 as shown in FIG. The conductor portion 41 is formed on the. When using a photomask or when the viscosity of the electrode material is high, the photomask is removed after drying the electrode material.
【００２４】導体部４１は、真空紫外線（波長が２００
ｎｍ以下の電磁波）を照射することにより、バイオセン
サＸ用の電極４１′に仕上げられる。真空紫外線の照射
は、たとえば図６に示したような真空紫外線照射装置Ｙ
を用いて行われる。The conductor portion 41 has a vacuum ultraviolet ray (wavelength of 200
The electrode 41 'for the biosensor X is finished by irradiating it with an electromagnetic wave (nm or less). The vacuum ultraviolet irradiation is performed by, for example, a vacuum ultraviolet irradiation device Y as shown in FIG.
Is performed using.
【００２５】真空紫外線照射装置Ｙは、テーブル６０の
上面６１を覆いうる蓋６２を有している。蓋６２は、図
６から予想されるように箱状の形態を有している。蓋６
２内には、複数の線状光源６３が横並びして固定されて
いる。真空紫外線の照射を行う場合には、テーブル６０
の上面６１上に材料基板４が載置され、蓋６２により材
料基板４が覆われる。このとき、線状光源６３と導体部
４１との最短距離が２ｍｍ以下、より好ましくは０．５
〜２ｍｍとなるように線状光源６３が蓋６２に固定され
る。The vacuum ultraviolet irradiation device Y has a lid 62 which can cover the upper surface 61 of the table 60. The lid 62 has a box-like shape as expected from FIG. Lid 6
In 2, a plurality of linear light sources 63 are fixed side by side. When performing vacuum ultraviolet irradiation, the table 60
The material substrate 4 is placed on the upper surface 61 of the, and the material substrate 4 is covered by the lid 62. At this time, the shortest distance between the linear light source 63 and the conductor portion 41 is 2 mm or less, and more preferably 0.5.
The linear light source 63 is fixed to the lid 62 so as to be about 2 mm.
【００２６】線状光源６３としては、たとえば分光強度
特性におけるピーク波長が１２０〜２００ｎｍ、ピーク
波長の半値幅が１０〜２０ｎｍの範囲にある真空紫外線
を出射するものが使用される。線状光源としては、エキ
シマ遷移（放電）を利用するものが好ましく使用され
る。エキシマの構成成分としては、たとえばキセノン
（Ｘｅ）、アルゴン（Ａｒ）、クリプトン（Ｋｒ）、ネ
オン（Ｎｅ）が挙げられる。エキシマが、Ａｒ2である
場合には波長が１２６ｎｍ、Ｋｒ2である場合には波長
が１４７ｎｍ、Ｘｅ2である場合には波長が１７２ｎｍ
の真空紫外線が放電される。また、Ａｒとフッ素、塩
素、または臭素、あるいはＮｅとフッ素を組み合わせて
エキシマとしても、これのエキシマ遷移により真空紫外
線を得ることができる。As the linear light source 63, for example, one that emits vacuum ultraviolet rays having a peak wavelength in the spectral intensity characteristic of 120 to 200 nm and a half-value width of the peak wavelength in the range of 10 to 20 nm is used. As the linear light source, one utilizing excimer transition (discharge) is preferably used. Examples of constituent components of the excimer include xenon (Xe), argon (Ar), krypton (Kr), and neon (Ne). When the excimer is Ar 2 , the wavelength is 126 nm, when it is Kr 2 , the wavelength is 147 nm, and when it is Xe 2 , the wavelength is 172 nm.
Vacuum ultraviolet rays are discharged. Also, when excimer is formed by combining Ar and fluorine, chlorine, or bromine, or Ne and fluorine, vacuum ultraviolet rays can be obtained by excimer transition of the excimer.
【００２７】本願発明は、導体部４１に付着した不純物
を除去することを目的とし、さらには表面の親水性を高
い電極４１′を得ることを目的としている。このような
目的を達成するためには、たとえば導体部４１に対して
８〜１０ｍＷ／ｃｍ2の照度の光が１０〜２４０秒間、
さらに好ましくは６０〜１８０秒間照射される。The object of the present invention is to remove impurities adhering to the conductor portion 41, and further to obtain an electrode 41 'having a highly hydrophilic surface. In order to achieve such an object, for example, light having an illuminance of 8 to 10 mW / cm 2 is applied to the conductor portion 41 for 10 to 240 seconds,
More preferably, irradiation is performed for 60 to 180 seconds.
【００２８】上記した条件のもとで導体部４１の表面に
真空紫外線を照射すれば、導体部４１の表面に付着して
いた不純物が除去され、しかも電極４１′の表面が親水
性の高いものとされる。When the surface of the conductor portion 41 is irradiated with vacuum ultraviolet rays under the above-mentioned conditions, impurities adhering to the surface of the conductor portion 41 are removed and the surface of the electrode 41 'is highly hydrophilic. It is said that
【００２９】真空紫外線を照射により導体部４１の表面
の不純物が除去されるのは、不純物がガス状二酸化炭素
や水蒸気として飛散するからであると考えられる。つま
り、真空紫外線はエネルギが高いために、それを照射す
ることによって不純物の分子結合を切断することができ
る。その一方で、真空紫外線照射により気相中の酸素か
ら励起酸素原子が生成される。励起酸素原子を得るには
２４０ｎｍよりも波長の短い電磁波を照射する必要があ
るが、真空紫外線はこの条件を満たしているために励起
酸素原子を生成させることができる。この励起酸素原子
は、分子結合が切断された不純物と反応し、ガス状二酸
化炭素や水蒸気が生成する。その結果、不純物が飛散除
去される。It is considered that the impurities on the surface of the conductor portion 41 are removed by irradiation with vacuum ultraviolet rays because the impurities are scattered as gaseous carbon dioxide or water vapor. That is, since the vacuum ultraviolet ray has high energy, the molecular bond of the impurity can be broken by irradiating it. On the other hand, excited oxygen atoms are generated from oxygen in the gas phase by vacuum ultraviolet irradiation. In order to obtain excited oxygen atoms, it is necessary to irradiate an electromagnetic wave having a wavelength shorter than 240 nm, but since vacuum ultraviolet rays satisfy this condition, excited oxygen atoms can be generated. This excited oxygen atom reacts with the impurities whose molecular bond has been cut off to generate gaseous carbon dioxide and water vapor. As a result, the impurities are scattered and removed.
【００３０】一方、電極４１′の表面の親水性が高くな
るのは、励起酸素原子によって導体部４１中のバインダ
樹脂が酸化されるからであると考えられる。より具体的
には、バインダ樹脂の構成分子の側鎖や末端基が酸化さ
れて水酸基やカルボキシル基などの親水基となるためで
あると考えられる。On the other hand, the reason why the surface of the electrode 41 'becomes hydrophilic is considered to be that the binder resin in the conductor portion 41 is oxidized by the excited oxygen atoms. More specifically, it is considered that the side chains and terminal groups of the constituent molecules of the binder resin are oxidized to become hydrophilic groups such as hydroxyl groups and carboxyl groups.
【００３１】ついで、図７に示したように示したように
個々のバイオセンサ形成領域４０に対して試薬層４２を
形成する。試薬層４２は、図７に示したようにノズル４
３を用いて試薬層材料を塗布した後にこれを乾燥させる
ことにより形成することができる。試薬層４２は、スク
リーン印刷によっても形成することができる。試薬層材
料は、たとえば酸化還元酵素、電子伝達物質および溶剤
を含んでいる。Then, as shown in FIG. 7, a reagent layer 42 is formed on each biosensor forming region 40. As shown in FIG. 7, the reagent layer 42 has the nozzle 4
It can be formed by applying the reagent layer material using No. 3 and then drying it. The reagent layer 42 can also be formed by screen printing. The reagent layer material contains, for example, a redox enzyme, an electron transfer substance, and a solvent.
【００３２】先にも触れたように、電極４１′は親水性
の高いものとされているから、電極４１′に材料液を塗
布したとしてもそれが電極４１′によってはじかれるこ
ともない。そのため、電極４１′上に適切に試薬層４２
を形成することができる。As mentioned earlier, since the electrode 41 'is made highly hydrophilic, even if the material liquid is applied to the electrode 41', it will not be repelled by the electrode 41 '. Therefore, the reagent layer 42 should be properly formed on the electrode 41 '.
Can be formed.
【００３３】ここで、酸化還元酵素は、濃度測定の対象
となる特定成分の種類によって選択される。特定成分と
しては、たとえばグルコース、コレステロール、乳酸が
挙げられる。このような特定成分に対しては、酸化還元
酵素としてグルコースデヒドロゲナーゼ、グルコースオ
キシダーゼ、コレステロールデヒドロゲナーゼ、コレス
テロールオキシダーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、乳酸オ
キシダーゼが挙げられる。Here, the oxidoreductase is selected according to the kind of the specific component for which the concentration is to be measured. Specific components include, for example, glucose, cholesterol and lactic acid. For such a specific component, examples of the redox enzyme include glucose dehydrogenase, glucose oxidase, cholesterol dehydrogenase, cholesterol oxidase, lactate dehydrogenase, and lactate oxidase.
【００３４】電子伝達物質としては、たとえば鉄やＲｕ
の錯体が使用される。使用可能な鉄錯体としては、たと
えばフェリシアン化カリウムが挙げられ、使用可能なＲ
ｕ錯体としては、ＮＨ3を配位子とするものが挙げられ
る。Examples of electron mediators include iron and Ru.
The complex of is used. Examples of usable iron complexes include potassium ferricyanide, and usable R
Examples of the u complex include those having NH 3 as a ligand.
【００３５】溶剤としては、たとえばリン酸カリウム緩
衝液などが挙げられる。Examples of the solvent include potassium phosphate buffer.
【００３６】ついで、図８に示したように横並びするバ
イオセンサ形成領域４０を一連に覆うようにして板材４
４を接合した後に、さらに板材４４上に板材４５を接合
する。板材４４は、バイオセンサＸのスペーサ２（図２
参照）となるべきものであり、複数のスリット４４ａが
形成されている。一方、板材４５は、バイオセンサＸの
カバー１（図２参照）となるべきものであり、複数の穴
部４５ａが形成されている。板材４４，４５は、たとえ
ば両面テープにより接着される。Then, as shown in FIG. 8, the plate member 4 is formed so as to cover the biosensor forming regions 40 arranged side by side in series.
After joining 4, the plate material 45 is further joined onto the plate material 44. The plate member 44 is the spacer 2 (see FIG. 2) of the biosensor X.
Reference), and a plurality of slits 44a are formed. On the other hand, the plate member 45 is to be the cover 1 (see FIG. 2) of the biosensor X, and has a plurality of holes 45a formed therein. The plate members 44 and 45 are adhered by, for example, a double-sided tape.
【００３７】最後に、バイオセンサ形成領域４０の外延
に沿って材料基板４を切断することによって、図１ない
し図３に示したバイオセンサＸが得られる。先に説明し
たように、導体部４１の表面からは不純物が除去され、
電極４１′の表面は親水性の高いものとされている。し
たがって、バイオセンサＸの作用極３１および対極３２
は、表面への不純物の付着が抑制され、かつ表面の親水
性が高いものとされている。Finally, by cutting the material substrate 4 along the outer periphery of the biosensor formation region 40, the biosensor X shown in FIGS. 1 to 3 is obtained. As described above, impurities are removed from the surface of the conductor portion 41,
The surface of the electrode 41 'is made highly hydrophilic. Therefore, the working electrode 31 and the counter electrode 32 of the biosensor X are
It is supposed that the adhesion of impurities to the surface is suppressed and the surface has high hydrophilicity.
【００３８】バイオセンサＸは、濃度測定装置（図示
略）に装着して使用される。濃度測定装置にバイオセン
サＸを装着すれば、作用極３１および対極３２の他端部
３１ｂ，３２ｂ（図２参照）に対して一対のプローブ、
がコンタクトするように濃度測定装置が構成される。試
料導入口２１ａから試料液（たとえば血液）を導入すれ
ば、試料液は、毛細管現象により穴部１０に向けて流路
２１内を進行する。この過程においては、試薬層３３に
試料液が含浸して試薬層３３が溶解する。先にも触れた
ように、作用極３１および対極３２は、親水性の高いも
のとされているため、作用極３１および対極３２によっ
て試料液の進行が妨げられることもない。The biosensor X is used by mounting it on a concentration measuring device (not shown). When the biosensor X is attached to the concentration measuring device, a pair of probes are provided for the other ends 31b and 32b (see FIG. 2) of the working electrode 31 and the counter electrode 32, respectively.
The concentration measuring device is configured so as to make contact. When a sample solution (for example, blood) is introduced from the sample introduction port 21a, the sample solution advances in the flow path 21 toward the hole 10 due to the capillary phenomenon. In this process, the reagent layer 33 is impregnated with the sample liquid and the reagent layer 33 is dissolved. As mentioned above, since the working electrode 31 and the counter electrode 32 have high hydrophilicity, the working electrode 31 and the counter electrode 32 do not hinder the progress of the sample solution.
【００３９】試薬層３３では、特定成分の酸化反応、お
よび電子伝達物質の還元反応により、還元型の電子伝達
物質が生成される。還元型の電子伝達物質の量は、試料
液中の特定成分の濃度に相関するものである。そして、
作用極３１および対極３２（試薬層３３）に対して一対
のプローブにより電圧を印加すれば、還元型とされた電
子伝達物質が作用極３１に対して電子を供給（酸化）す
る。先にも触れたように作用極３１および対極３２の表
面からは不純物が除去されているから、不純物により試
薬層３３から作用極３１への電子の移動が阻害されるこ
ともない。また、作用極３３１が親水性の高いものとさ
れているから、作用極３１と溶解して液化した試薬層３
３との間の界面は接触面積も大きく（接触角が小さ
く）、電子が移動しやすい状態となっている。したがっ
て、バイオセンサＸでは、溶解した試薬層３３から作用
極３１に対して適切に電子を移動させることができる。
つまり、作用極３１は感度が高く、適切に電気信号を出
力できるのもとなっている。In the reagent layer 33, a reduced type electron transfer substance is produced by the oxidation reaction of the specific component and the reduction reaction of the electron transfer substance. The amount of the reduced electron transfer substance correlates with the concentration of the specific component in the sample solution. And
When a voltage is applied to the working electrode 31 and the counter electrode 32 (reagent layer 33) by a pair of probes, the reduced electron transfer substance supplies electrons (oxidizes) to the working electrode 31. As mentioned above, since impurities are removed from the surfaces of the working electrode 31 and the counter electrode 32, the impurities do not hinder the transfer of electrons from the reagent layer 33 to the working electrode 31. Further, since the working electrode 331 is made highly hydrophilic, the reagent layer 3 dissolved and liquefied with the working electrode 31.
The interface with 3 has a large contact area (small contact angle), and electrons are easily moved. Therefore, in the biosensor X, electrons can be appropriately moved from the dissolved reagent layer 33 to the working electrode 31.
That is, the working electrode 31 has high sensitivity and can appropriately output an electric signal.
【００４０】作用極３１に供給された電子の量は、プロ
ーブを介してバイオセンサＸから出力される。一方、濃
度測定装置では、バイオセンサＸからの出力に基づい
て、特定成分の濃度が演算される。The amount of electrons supplied to the working electrode 31 is output from the biosensor X via the probe. On the other hand, in the concentration measuring device, the concentration of the specific component is calculated based on the output from the biosensor X.
【００４１】つぎに、本願発明に係る製造方法により得
られるバイオセンサについて、電極感度および電極表面
の親水性について評価する。Next, with respect to the biosensor obtained by the manufacturing method according to the present invention, the electrode sensitivity and the hydrophilicity of the electrode surface are evaluated.
【００４２】（電極感度の評価）電極感度は、バイオセ
ンサからの応答電流に基づいて図９に示したようなＣＶ
波形を測定し、そのときに応答電流値が正のピークＰと
なるピーク電流Ｉｐおよびこれに対応するピーク電圧Ｅ
ｐにより評価した。(Evaluation of Electrode Sensitivity) The electrode sensitivity is measured by the CV as shown in FIG. 9 based on the response current from the biosensor.
The waveform is measured, and at that time, the peak current Ip at which the response current value has a positive peak P and the corresponding peak voltage E
It was evaluated by p.
【００４３】評価用のバイオセンサの外観構成は、図１
ないし図３に示したものと概ね同様である。基板３の材
料としては、Ｅ−２２白ＰＥＴアニール処理済み（東レ
製）を用いた。スペーサ２は、厚みＤ１を１５５μｍ、
スリット２０の幅を１．２ｍｍとした。カバー１は、厚
みＤ２を１００μｍとした。カバー１における流路２１
を形成する面は、レシチン処理を施した。The external structure of the biosensor for evaluation is shown in FIG.
1 to 3 are substantially the same as those shown in FIG. As a material for the substrate 3, E-22 white PET annealed (manufactured by Toray) was used. The spacer 2 has a thickness D1 of 155 μm,
The width of the slit 20 was 1.2 mm. The cover 1 has a thickness D2 of 100 μm. Channel 21 in cover 1
The surface on which the film was formed was treated with lecithin.
【００４４】作用極３１および対極３２は、電極材料と
してカーボンインキ（Ｅｌｅｃｔｒｏｄａｇ ４２３Ｓ
Ｓ：日本アチソン製）を用いてスクリーン印刷により導
体部を形成した後に、導体部に真空紫外線を照射するこ
とにより形成した。The working electrode 31 and the counter electrode 32 are made of carbon ink (Electrodag 423S) as an electrode material.
S: manufactured by Nippon Acheson) was used to form a conductor portion by screen printing, and then the conductor portion was irradiated with vacuum ultraviolet rays.
【００４５】真空紫外線照射は、エキシマ光照射装置
（ＵＥＲ２００−１７２：ウシオ電機（株）製）を用い
て行った。なお、上記エキシマ光照射装置では、ピーク
波長が１７２ｎｍ、半値幅１４ｎｍのエキシマ光が照射
される。真空紫外線の照射条件は、線状光源と導体部と
の間の距離を１ｍｍ（図６参照）、導体部に対する放射
発散度を８．５ｍＷ／ｃｍ2とした。真空紫外線の照射
は大気中で行った。The vacuum ultraviolet ray irradiation was performed using an excimer light irradiation device (UER200-172: manufactured by Ushio Inc.). In addition, the excimer light irradiation device irradiates the excimer light having a peak wavelength of 172 nm and a half width of 14 nm. The irradiation conditions of the vacuum ultraviolet ray were that the distance between the linear light source and the conductor portion was 1 mm (see FIG. 6), and the radiant emittance with respect to the conductor portion was 8.5 mW / cm 2 . Irradiation with vacuum ultraviolet rays was performed in the atmosphere.
【００４６】以上の条件のもとで、真空紫外線の照射時
間を０秒、１０秒、２０秒、３０秒、６０秒、９０秒、
１５０秒、１８０秒、２１０秒、２４０秒としてバイオ
センサをそれぞれ３つずつ形成した。Under the above conditions, the irradiation time of the vacuum ultraviolet ray is 0 seconds, 10 seconds, 20 seconds, 30 seconds, 60 seconds, 90 seconds,
Three biosensors were formed for each of 150 seconds, 180 seconds, 210 seconds, and 240 seconds.
【００４７】ＣＶ波形は、Ｖｏｌｔａｍｍｅｔｒｉｃ
ａｎａｌｙｚｅｒ（ＢＡＳ製）を用いて測定した。バイ
オセンサに供給する標準液としては、生理食塩水（０．
９ｗｔ％ＮａＯＨ）に対して、それぞれ２５ｍＭとなる
ようにフェリシアン化カリウムおよびフェロシアン化カ
リウムを溶解させたものを用いた。掃引速度は、１００
ｍＶ／ｓｅｃとした。The CV waveform is Voltammetric
It was measured using an analyzer (manufactured by BAS). As a standard solution supplied to the biosensor, physiological saline (0.
9 wt% NaOH) was used in which potassium ferricyanide and potassium ferrocyanide were dissolved so as to be 25 mM each. Sweep speed is 100
It was set to mV / sec.
【００４８】個々のバイオセンサから得られたＣＶ波形
に基づいて、各バイオセンサ毎にピーク電流Ｉｐおよび
ピーク電圧Ｅｐを読み取った（図９参照）。その結果
を、真空紫外線の照射時間を横軸として図１０に示し
た。図１０においては、同一照射時間の３つのサンプル
についての平均値をプロットしてある。Based on the CV waveform obtained from each biosensor, the peak current Ip and the peak voltage Ep were read for each biosensor (see FIG. 9). The results are shown in FIG. 10 with the horizontal axis representing the irradiation time of vacuum ultraviolet rays. In FIG. 10, average values for three samples having the same irradiation time are plotted.
【００４９】図１０からわかるように、真空紫外線を照
射しない場合（照射時間０秒）に比べて、真空紫外線を
照射した場合のほうがピーク電流Ｉｐが大きく、ピーク
電圧Ｅｐが小さくなっている。つまり、真空紫外線を照
射した電極（作用極や対極）では、相対的に小さな印加
電圧で相対的に大きな応答電流が得られることがわか
る。この結果は、電極（作用極３１や対極３２（図２参
照））の感度が改善されていることを示している。この
ような効果を確実に享受するためには、図１０からは真
空紫外線の照射時間を６０秒以上とすればよいことが伺
える。ただし、照射時間を不当に長くしても、それに見
合うだけの効果の上積みはないため、真空紫外線の照射
時間を６０〜１８０秒とするのが好ましいといえる。As can be seen from FIG. 10, the peak current Ip is larger and the peak voltage Ep is smaller when the vacuum ultraviolet ray is irradiated than when the vacuum ultraviolet ray is not irradiated (irradiation time 0 seconds). That is, it can be seen that a relatively large response current can be obtained with a relatively small applied voltage at the electrode (working electrode or counter electrode) irradiated with vacuum ultraviolet rays. This result shows that the sensitivity of the electrodes (working electrode 31 and counter electrode 32 (see FIG. 2)) is improved. In order to surely enjoy such an effect, it can be seen from FIG. 10 that the irradiation time of vacuum ultraviolet rays should be 60 seconds or more. However, even if the irradiation time is unduly lengthened, the effect corresponding to it cannot be added. Therefore, it can be said that the irradiation time of the vacuum ultraviolet ray is preferably 60 to 180 seconds.
【００５０】なお、いずれのバイオセンサにおいても、
基板の劣化は見受けられなかった。このことは同時に、
電極（作用極３１や対極３２（図２参照））の感度を高
めるために、真空紫外線の照射という手段を不具合なく
採用できることを示唆している。In any biosensor,
No deterioration of the substrate was found. This is at the same time
It suggests that a means of irradiating with vacuum ultraviolet rays can be adopted without any trouble in order to enhance the sensitivity of the electrodes (working electrode 31 and counter electrode 32 (see FIG. 2)).
【００５１】（親水性の評価）親水性は、接触角を測定
することにより評価した。接触角は、電極のみを形成し
た基板に対して、電極表面に水滴を４μｌたらし、ＪＩ
Ｓ Ｒ３２５７に準じて測定した。接触角は、真空紫外
線を照射した直後、３日後、１２日後のそれぞれに測定
した。１２日後のものについては、照射時間以外につい
ては、ＣＶ波形の測定と全く同様の条件のもとでバイオ
センサの形態に加工し、電極表面の接触角を測定した。
その結果を横軸を照射時間として図１１に示した。真空
紫外線の照射条件は、先に説明したＣＶ波形の測定と同
様とし、また同図には照射時間が同一の３つのサンプル
についての平均値をプロットしてある。(Evaluation of Hydrophilicity) Hydrophilicity was evaluated by measuring the contact angle. As for the contact angle, a water drop of 4 μl was applied to the surface of the electrode with respect to the substrate on which only the electrode was formed.
It measured according to SR3257. The contact angle was measured immediately after irradiation with vacuum ultraviolet rays, 3 days later, and 12 days later. After 12 days, the contact angle of the electrode surface was measured after processing into a biosensor under the same conditions as the measurement of the CV waveform except for the irradiation time.
The results are shown in FIG. 11 with the horizontal axis being the irradiation time. The vacuum ultraviolet irradiation conditions were the same as those for the CV waveform measurement described above, and the same figure plots the average values of three samples with the same irradiation time.
【００５２】図１１からわかるように、紫外線の照射直
後に接触角を測定したものについては、真空紫外線を照
射した場合には、真空紫外線を全く照射しない場合（照
射時間０秒）に比べて接触角が著しく小さく、照射時間
６０秒以上で略一定値となっている。つまり、真空紫外
線の照射によって親水性が大きくなることが伺える。そ
して、真空紫外線を照射してから３日または１２日経過
した場合には、接触角の増加が見られるものの、真空紫
外線を照射しない場合に比べて接触角が小さくなってい
る。とくに、照射時間を６０秒以上とした場合には、依
然として接触角が小さく、この場合には、長期間にわた
って高い親水性を維持できることが伺える。また、真空
紫外線を照射してからバイオセンサの形態としたものに
ついては、多少の接触角の増加が見受けられるものの接
触角は小さいものとなっている。As can be seen from FIG. 11, in the case where the contact angle was measured immediately after the irradiation of the ultraviolet rays, the contact when the vacuum ultraviolet rays were irradiated was compared with the case where the vacuum ultraviolet rays were not irradiated at all (irradiation time 0 seconds). The angle is remarkably small, and it is a substantially constant value when the irradiation time is 60 seconds or more. That is, it can be seen that the irradiation of the vacuum ultraviolet rays increases the hydrophilicity. Then, when three days or twelve days have passed after the irradiation with the vacuum ultraviolet rays, the contact angle is increased, but the contact angle is smaller than that when the vacuum ultraviolet rays are not irradiated. In particular, when the irradiation time is 60 seconds or more, the contact angle is still small, and in this case, it can be seen that high hydrophilicity can be maintained for a long period of time. Further, regarding the biosensor having been irradiated with vacuum ultraviolet rays, the contact angle is slightly increased although the contact angle is slightly increased.
【００５３】このように、真空紫外線を照射することに
よって、電極（作用極３１や対極３２（図２参照））の
親水性が高められ、それが長期間維持される。このよう
な効果を確実に享受するためには、図１１からは真空紫
外線の照射時間を６０秒以上とすればよいことが伺え
る。ただし、照射時間が９０秒を超えても、親水性の改
善の程度の差はないため、実用的には照射時間を９０秒
以下とするのが好ましいといえる。また、バイオセンサ
に加工した後においても親水性の劣化がさほどないた
め、この点からも真空紫外線の照射という手段をバイオ
センサの製造技術として有効に採用できることが示唆さ
れている。As described above, by irradiating the vacuum ultraviolet rays, the hydrophilicity of the electrodes (working electrode 31 and counter electrode 32 (see FIG. 2)) is enhanced and maintained for a long period of time. In order to surely enjoy such an effect, it can be seen from FIG. 11 that the irradiation time of the vacuum ultraviolet ray should be 60 seconds or more. However, even if the irradiation time exceeds 90 seconds, there is no difference in the degree of improvement in hydrophilicity, so it can be said that the irradiation time is preferably 90 seconds or less in practice. Further, since the hydrophilicity is not significantly deteriorated even after being processed into a biosensor, it is suggested from this point that the means of irradiating with vacuum ultraviolet rays can be effectively adopted as a biosensor manufacturing technique.
【００５４】[0054]
【発明の効果】以上に説明したように、真空紫外線を照
射することにより、基板を劣化させることなく電極の感
度を高めることができる。また、電極にバインダ樹脂が
含まれている場合には、電極表面の親水性を高めること
ができるため、目的通りに試薬層を形成することができ
る。As described above, by irradiating with vacuum ultraviolet rays, the sensitivity of the electrodes can be increased without degrading the substrate. Further, when the electrode contains the binder resin, the hydrophilicity of the electrode surface can be enhanced, so that the reagent layer can be formed as intended.
【図１】本願発明の適用対象となるバイオセンサの一例
を示す全体斜視図である。FIG. 1 is an overall perspective view showing an example of a biosensor to which the present invention is applied.
【図２】図１のバイオセンサの分解斜視図である。FIG. 2 is an exploded perspective view of the biosensor of FIG.
【図３】（ａ）は図１のIIIａ―IIIａ線に沿う断面図、
（ｂ）は図１のIIIｂ―IIIｂ線に沿う断面図である。3A is a sectional view taken along line IIIa-IIIa in FIG.
FIG. 3B is a sectional view taken along the line IIIb-IIIb in FIG.
【図４】導体部を形成した材料基板の斜視図である。FIG. 4 is a perspective view of a material substrate on which a conductor portion is formed.
【図５】スクリーン印刷の手法を説明するための斜視図
および要部拡大図である。5A and 5B are a perspective view and an enlarged view of main parts for explaining a screen printing method.
【図６】真空紫外線の照射作業を説明するための斜視断
面図である。FIG. 6 is a perspective cross-sectional view for explaining a vacuum ultraviolet ray irradiation operation.
【図７】試薬層形成工程を説明するための斜視図であ
る。FIG. 7 is a perspective view for explaining a reagent layer forming step.
【図８】バイオセンサの製造過程を説明するための斜視
図である。FIG. 8 is a perspective view for explaining the manufacturing process of the biosensor.
【図９】ＣＶ波形の一例を示すグラフである。FIG. 9 is a graph showing an example of a CV waveform.
【図１０】真空紫外線の照射時間とピーク電流およびピ
ーク電圧との関係を示すグラフである。FIG. 10 is a graph showing the relationship between vacuum ultraviolet irradiation time and peak current and peak voltage.
【図１１】真空紫外線の照射時間と接触角（親水性）と
の関係を示すグラフである。FIG. 11 is a graph showing the relationship between vacuum ultraviolet irradiation time and contact angle (hydrophilicity).
Ｘ バイオセンサ（濃度測定用センサ） ３ 基板（バイオセンサの） ３１ 作用極（バイオセンサの電極） ３２ 対極（バイオセンサの電極） ３３ 試薬層（バイオセンサの） ４ 材料基板 ４１ 導体部 ４２ 試薬層（材料基板の） ６３ 線状光源 X biosensor (sensor for concentration measurement) 3 substrate (of biosensor) 31 Working electrode (biosensor electrode) 32 counter electrode (electrode of biosensor) 33 Reagent layer (of biosensor) 4 Material substrate 41 Conductor 42 Reagent layer (of material substrate) 63 linear light source
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｎ 27/30 ３５３Ｒ ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continued Front Page (51) Int.Cl. 7 Identification Code FI Theme Coat (Reference) G01N 27/30 353R
Claims (6)
料液中の特定成分の濃度に相関するレベルの信号を出力
する濃度測定用センサを製造する方法であって、 上記電極は、材料基板上に導体部を形成した後に、この
導体部に波長が２００ｎｍ以下である真空紫外線を照射
することにより形成されることを特徴とする、濃度測定
用センサの製造方法。1. A method for producing a concentration measuring sensor which outputs a signal of a level correlating with the concentration of a specific component in a sample liquid by using an electrode formed on a substrate, wherein the electrode comprises: A method for manufacturing a concentration measuring sensor, which comprises forming a conductor portion on a material substrate and then irradiating the conductor portion with vacuum ultraviolet rays having a wavelength of 200 nm or less.
脂、および溶剤を含む電極材料を上記材料基板上に塗布
した後に、それを乾燥させることにより形成される、請
求項１に記載の濃度測定用センサの製造方法。2. The concentration measurement according to claim 1, wherein the conductor portion is formed by applying an electrode material containing a conductor powder, a binder resin, and a solvent on the material substrate and then drying the electrode material. Manufacturing method for automobile sensor.
供給される試薬層をさらに有しており、 上記試薬層は、酸化還元酵素、電子伝達物質、および溶
剤を含む試薬層材料を、上記導体部に接触するようにし
て塗布した後に、それを乾燥させることにより形成され
る、請求項１または２に記載の濃度測定用センサの製造
方法。3. The concentration measuring sensor further has a reagent layer to which the sample solution is supplied, and the reagent layer comprises a reagent layer material containing an oxidoreductase, an electron transfer substance, and a solvent. The method for manufacturing the concentration measuring sensor according to claim 1, which is formed by applying the conductive portion so as to contact the conductor portion and then drying the applied conductive portion.
われ、 上記光源は、分光強度特性におけるピーク波長が１２０
〜２００ｎｍ、ピーク波長の半値幅が１０〜２０ｎｍの
範囲にある真空紫外線を出射するように構成されてい
る、請求項１ないし３のいずれかに記載の濃度測定用セ
ンサの製造方法。4. The vacuum ultraviolet ray irradiation is performed using a light source, and the light source has a peak wavelength of 120 in a spectral intensity characteristic.
4. The method for manufacturing a concentration measuring sensor according to claim 1, wherein the concentration measuring sensor is configured to emit vacuum ultraviolet rays having a peak wavelength half-width of .about.200 nm in the range of 10 to 20 nm.
８〜１０ｍＷ／ｃｍ 2で真空紫外線を照射する、請求項
１ないし４のいずれかに記載の濃度測定用センサの製造
方法。5. The radiant emittance of the conductor is
8-10 mW / cm 2Irradiating vacuum ultraviolet light with
Manufacturing the sensor for measuring concentration according to any one of 1 to 4.
Method.
４０秒である、請求項１ないし５のいずれかに記載の濃
度測定用センサの製造方法。6. The vacuum ultraviolet ray irradiation time is 10 to 2
The method for manufacturing a concentration measuring sensor according to claim 1, wherein the method is 40 seconds.
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Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007524824A (en) * | 2003-06-20 | 2007-08-30 | エフ ホフマン−ラ ロッシュ アクチェン ゲゼルシャフト | Reagent stripe for test strip |
| JP2008304486A (en) * | 2008-09-26 | 2008-12-18 | National Institute Of Advanced Industrial & Technology | Method of manufacturing biosensor connection sheet |
| JP2011506970A (en) * | 2007-12-10 | 2011-03-03 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Method of depositing reagent substance in test sensor |
| JP2015190811A (en) * | 2014-03-27 | 2015-11-02 | 国立大学法人北海道大学 | Flat-plate three-electrode electrochemical sensor and method of manufacturing the same |
| JP2015200570A (en) * | 2014-04-08 | 2015-11-12 | 株式会社村田製作所 | Biosensor and manufacturing method of biosensor |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63144247A (en) * | 1986-12-08 | 1988-06-16 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Biosensor |
| JPH04318037A (en) * | 1990-12-27 | 1992-11-09 | Abb Patent Gmbh | Method of surface treatment |
| JPH0815210A (en) * | 1994-06-27 | 1996-01-19 | Bayer Corp | Current measuring electrode and manufacture thereof |
| JPH0974079A (en) * | 1995-09-01 | 1997-03-18 | Dainippon Screen Mfg Co Ltd | Substrate processing apparatus |
| JP2002131273A (en) * | 2000-10-26 | 2002-05-09 | Matsushita Electric Works Ltd | Semiconductor ion sensor |
-
2001
- 2001-09-28 JP JP2001301039A patent/JP2003107031A/en active Pending
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63144247A (en) * | 1986-12-08 | 1988-06-16 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Biosensor |
| JPH04318037A (en) * | 1990-12-27 | 1992-11-09 | Abb Patent Gmbh | Method of surface treatment |
| JPH0815210A (en) * | 1994-06-27 | 1996-01-19 | Bayer Corp | Current measuring electrode and manufacture thereof |
| JPH0974079A (en) * | 1995-09-01 | 1997-03-18 | Dainippon Screen Mfg Co Ltd | Substrate processing apparatus |
| JP2002131273A (en) * | 2000-10-26 | 2002-05-09 | Matsushita Electric Works Ltd | Semiconductor ion sensor |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007524824A (en) * | 2003-06-20 | 2007-08-30 | エフ ホフマン−ラ ロッシュ アクチェン ゲゼルシャフト | Reagent stripe for test strip |
| JP2011203268A (en) * | 2003-06-20 | 2011-10-13 | F Hoffmann-La Roche Ag | Reagent stripe for test strip |
| JP4800209B2 (en) * | 2003-06-20 | 2011-10-26 | エフ ホフマン−ラ ロッシュ アクチェン ゲゼルシャフト | Reagent stripe for test strip |
| JP2011506970A (en) * | 2007-12-10 | 2011-03-03 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | Method of depositing reagent substance in test sensor |
| US9829459B2 (en) | 2007-12-10 | 2017-11-28 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Electrochemical test sensor and method of forming the same |
| US11442035B2 (en) | 2007-12-10 | 2022-09-13 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Electrochemical test sensor |
| JP2008304486A (en) * | 2008-09-26 | 2008-12-18 | National Institute Of Advanced Industrial & Technology | Method of manufacturing biosensor connection sheet |
| JP4677642B2 (en) * | 2008-09-26 | 2011-04-27 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | Manufacturing method of biosensor connecting sheet |
| JP2015190811A (en) * | 2014-03-27 | 2015-11-02 | 国立大学法人北海道大学 | Flat-plate three-electrode electrochemical sensor and method of manufacturing the same |
| JP2015200570A (en) * | 2014-04-08 | 2015-11-12 | 株式会社村田製作所 | Biosensor and manufacturing method of biosensor |
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