JP2014153280A - Biosensor electrode and biosensor - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、カーボン電極を備えるバイオセンサに関する。 The present invention relates to a biosensor including a carbon electrode.
血液等の生体試料中の特定成分について迅速かつ簡便に濃度等を測定する方法として、電気化学的検出手段によるバイオセンサが実用化されている。バイオセンサは、一般に、作用極および対極を含む電極系、酵素および電子受容体を基本構成として備えている。このようなバイオセンサの一例として、電気化学的に血液中のグルコースを定量化するグルコースセンサがある。 Biosensors using electrochemical detection means have been put into practical use as a method for quickly and easily measuring the concentration and the like of a specific component in a biological sample such as blood. A biosensor generally includes an electrode system including a working electrode and a counter electrode, an enzyme, and an electron acceptor as basic components. An example of such a biosensor is a glucose sensor that electrochemically quantifies glucose in blood.
グルコースセンサにおいては、酵素は血液中のグルコースを選択的に酸化してグルコン酸を生成し、また同時に電子受容体を還元して還元体を生じる。この還元体に電極系で一定の電圧を印加することで還元体が再び酸化され、その際に電流が発生する。この電流が血液中のグルコース濃度に依存することから、血液中のグルコースを定量化することができる。 In the glucose sensor, the enzyme selectively oxidizes glucose in blood to produce gluconic acid, and simultaneously reduces the electron acceptor to produce a reduced form. By applying a constant voltage to the reductant with an electrode system, the reductant is oxidized again, and current is generated at that time. Since this current depends on the glucose concentration in the blood, glucose in the blood can be quantified.
バイオセンサにおいては、電極材料として、白金、金、銀、アルミニウム等の金属材料やカーボン材料等の導電性材料が一般に用いられている。これらのうち、金属材料は電極形成が容易であるが、金属材料の中には、試料中の水分や電子受容体（メディエータ）と接触すると酸化還元反応により腐食されるものがあり、バイオセンサの電気特性を低下させるという問題がある。また、白金、金等の貴金属は、酸化還元されにくいものの、高価でありコスト増を招くという問題がある。これに対し、カーボン材料は、酸化還元されにくく、安価に電極を形成できるという利点を有する。 In biosensors, metal materials such as platinum, gold, silver, and aluminum, and conductive materials such as carbon materials are generally used as electrode materials. Of these, metal materials are easy to form electrodes, but some metal materials are corroded by oxidation-reduction reactions when they come into contact with moisture or electron acceptors (mediators) in the sample. There is a problem of deteriorating electrical characteristics. Further, although noble metals such as platinum and gold are difficult to be oxidized and reduced, there is a problem that they are expensive and cause an increase in cost. On the other hand, the carbon material has an advantage that it is difficult to be oxidized and reduced and an electrode can be formed at low cost.
しかしながら、カーボン電極は電流密度が低く感度に劣るという問題がある。そこで、カーボン電極を備えるバイオセンサに関して種々検討がなされている。例えば特許文献１および特許文献２には、カーボン電極よりも導電性の高い下部電極上にカーボン電極を積層する手法が提案されている。
However, the carbon electrode has a problem of low current density and poor sensitivity. Accordingly, various studies have been made on biosensors equipped with carbon electrodes. For example,
カーボン電極の形成方法としては、一般にカーボンペーストを印刷する方法が知られている。ここで、バイオセンサの電極系においては、例えば作用極、対極および参照極が所定の間隔をおいて配置される。この電極間の間隔は一般的に数十μｍ〜数ｍｍ程度であり、バイオセンサの小型化に伴い高精細なカーボン電極の形成が求められている。しかしながら、印刷法ではインク汚れ等により隣接する電極パターンがつながってしまいショートが発生するという問題がある。また、特許文献１および特許文献２に記載されているように、例えば下部電極上にカーボン電極を積層する場合には、印刷ずれ等を考慮してアライメントを行うため、またカーボン電極で下部電極を覆うため、下部電極よりもカーボン電極を幅広に形成する場合がある。この場合には電極間の間隔はさらに狭くなり、隣接する電極パターンがつながりやすくなるという問題がある。
As a method for forming a carbon electrode, a method of printing a carbon paste is generally known. Here, in the electrode system of the biosensor, for example, the working electrode, the counter electrode, and the reference electrode are arranged at a predetermined interval. The distance between the electrodes is generally about several tens of μm to several mm, and the formation of high-definition carbon electrodes is required with the miniaturization of biosensors. However, the printing method has a problem in that adjacent electrode patterns are connected due to ink stains and the like, resulting in a short circuit. Further, as described in
本発明は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、カーボン電極にショートが発生した場合でも測定可能なバイオセンサ用電極およびバイオセンサを提供することを主目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and a main object of the present invention is to provide a biosensor electrode and a biosensor that can be measured even when a short occurs in a carbon electrode.
上記課題を解決するために、本発明は、基材と、上記基材上に形成され、作用極および対極を有する電極系とを有するバイオセンサ用電極であって、上記電極系は、上記基材上に形成された下部電極層と、上記下部電極層上に形成され、カーボンおよびバインダー樹脂を含有する上部電極層とを有し、上記下部電極層は上記上部電極層よりも導電性が高く、上記作用極および上記対極間の抵抗値が、上記バイオセンサ用電極を用いて測定される試料の抵抗率から下記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことを特徴とするバイオセンサ用電極を提供する。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／Ｓ） （１）
（式（１）中、Ｒは試料の抵抗値、ρｖは試料の抵抗率、Ｌは作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離、Ｓは作用極および対極間での試料の断面積を示す。）
In order to solve the above problems, the present invention provides a biosensor electrode comprising a base material and an electrode system formed on the base material and having a working electrode and a counter electrode, wherein the electrode system includes the base A lower electrode layer formed on the material and an upper electrode layer formed on the lower electrode layer and containing carbon and a binder resin, wherein the lower electrode layer has higher conductivity than the upper electrode layer. The resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the following formula (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor electrode. An electrode for a biosensor is provided.
R = ρ v × (L / S) (1)
(In formula (1), R is the resistance value of the sample, ρ v is the resistivity of the sample, L is the distance between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the working electrode, and S is between the working electrode and the counter electrode. (The cross-sectional area of the sample at is shown.)
本発明においては、作用極および対極間の抵抗値が、バイオセンサ用電極を用いて測定される試料の抵抗率から上記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことにより、上部電極層にショートが発生した場合でも、本発明のバイオセンサ用電極を備えるバイオセンサでは電流を検出することができ、試料の目的成分を測定することが可能である。また本発明においては、上部電極層と上部電極層よりも導電性の高い下部電極層とが積層されているため、電極系の抵抗を大幅に下げることができ、感度を向上させることが可能である。 In the present invention, the resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the above equation (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor electrode. Even when a short circuit occurs in the electrode layer, the biosensor including the biosensor electrode of the present invention can detect current and measure the target component of the sample. In the present invention, since the upper electrode layer and the lower electrode layer having higher conductivity than the upper electrode layer are laminated, the resistance of the electrode system can be greatly reduced, and the sensitivity can be improved. is there.
上記発明においては、上記下部電極層が金属蒸着層であることが好ましい。金属蒸着層は薄膜化が可能であり、下部電極層上に印刷法により上部電極層を容易に形成することができるからである。 In the said invention, it is preferable that the said lower electrode layer is a metal vapor deposition layer. This is because the metal vapor deposition layer can be thinned and the upper electrode layer can be easily formed on the lower electrode layer by a printing method.
また本発明においては、上記作用極を構成する上記上部電極層と上記対極を構成する上記上部電極層とが一体に形成されていてもよい。上部電極層が一体に形成されショートが発生した場合であっても、上述したように本発明のバイオセンサ用電極を備えるバイオセンサでは測定可能である。 In the present invention, the upper electrode layer constituting the working electrode and the upper electrode layer constituting the counter electrode may be integrally formed. Even when the upper electrode layer is integrally formed and a short circuit occurs, it can be measured by the biosensor including the biosensor electrode of the present invention as described above.
また本発明は、基材と、上記基材上に形成され、作用極および対極を有する電極系と、上記電極系上に配置された反応部とを有するバイオセンサであって、上記電極系は、上記基材上に形成された下部電極層と、上記下部電極層上に形成され、カーボンおよびバインダー樹脂を含有する上部電極層とを有し、上記下部電極層は上記上部電極層よりも導電性が高く、上記作用極および上記対極間の抵抗値が、上記バイオセンサを用いて測定される試料の抵抗率から上記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことを特徴とするバイオセンサを提供する。 Further, the present invention is a biosensor having a base material, an electrode system formed on the base material and having a working electrode and a counter electrode, and a reaction part disposed on the electrode system, wherein the electrode system is A lower electrode layer formed on the base material, and an upper electrode layer formed on the lower electrode layer and containing carbon and a binder resin, wherein the lower electrode layer is more conductive than the upper electrode layer. And the resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the above equation (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor. A biosensor is provided.
本発明においては、作用極および対極間の抵抗値が、バイオセンサ用電極を用いて測定される試料の抵抗率から上記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことにより、上部電極層にショートが発生した場合でも、電流を検出することができ、試料の目的成分を測定することが可能である。また本発明においては、上部電極層と上部電極層よりも導電性の高い下部電極層とが積層されているため、電極系の抵抗を大幅に下げることができ、高感度のバイオセンサとすることが可能である。 In the present invention, the resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the above equation (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor electrode. Even when a short circuit occurs in the electrode layer, the current can be detected and the target component of the sample can be measured. In the present invention, since the upper electrode layer and the lower electrode layer having higher conductivity than the upper electrode layer are laminated, the resistance of the electrode system can be greatly reduced, and a highly sensitive biosensor is obtained. Is possible.
本発明においては、上部電極層にショートが発生した場合でも電流を検出することができ、試料の目的成分を測定可能であるという効果を奏する。 In the present invention, even when a short circuit occurs in the upper electrode layer, the current can be detected, and the target component of the sample can be measured.
以下、本発明のバイオセンサ用電極およびバイオセンサについて詳細に説明する。 Hereinafter, the biosensor electrode and biosensor of the present invention will be described in detail.
Ａ．バイオセンサ用電極
本発明のバイオセンサ用電極は、基材と、上記基材上に形成され、作用極および対極を有する電極系とを有するバイオセンサ用電極であって、上記電極系は、上記基材上に形成された下部電極層と、上記下部電極層上に形成され、カーボンおよびバインダー樹脂を含有する上部電極層とを有し、上記下部電極層は上記上部電極層よりも導電性が高く、上記作用極および上記対極間の抵抗値が、上記バイオセンサ用電極を用いて測定される試料の抵抗率から下記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことを特徴とするものである。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／Ｓ） （１）
（式（１）中、Ｒは試料の抵抗値、ρｖは試料の抵抗率、Ｌは作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離、Ｓは作用極および対極間での試料の断面積を示す。）
A. Biosensor electrode The biosensor electrode of the present invention is a biosensor electrode having a base material and an electrode system formed on the base material and having a working electrode and a counter electrode. A lower electrode layer formed on a substrate; and an upper electrode layer formed on the lower electrode layer and containing carbon and a binder resin. The lower electrode layer is more conductive than the upper electrode layer. It is characterized in that the resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the following equation (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor electrode. To do.
R = ρ v × (L / S) (1)
(In formula (1), R is the resistance value of the sample, ρ v is the resistivity of the sample, L is the distance between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the working electrode, and S is between the working electrode and the counter electrode. (The cross-sectional area of the sample at is shown.)
本発明のバイオセンサ用電極について図面を参照しながら説明する。
図１（ａ）、（ｂ）は本発明のバイオセンサ用電極の一例を示す模式図であり、図１（ｂ）は図１（ａ）のＡ−Ａ線断面図である。図１（ａ）、（ｂ）に例示するように、バイオセンサ用電極１においては、基材２上に電極系１０および配線部１５が形成されている。電極系１０は基材２上に順に積層された下部電極層３とカーボンおよびバインダー樹脂を含有する上部電極層４とを有しており、上部電極層４は下部電極層３を覆うように下部電極層３よりも幅広に形成されている。下部電極層３は上部電極層４よりも導電性が高いものとなっている。また、電極系１０の下部電極層３と配線部１５とは一体に形成されている。電極系１０は作用極１１と対極１２と参照極１３とを有しており、作用極１１と対極１２と参照極１３とは所定の間隔をおいて配置されている。
The biosensor electrode of the present invention will be described with reference to the drawings.
1 (a) and 1 (b) are schematic views showing an example of the biosensor electrode of the present invention, and FIG. 1 (b) is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. 1 (a). As illustrated in FIGS. 1A and 1B, in the
図２（ａ）、（ｂ）は本発明のバイオセンサ用電極を備えるバイオセンサの一例を示す模式図である。図２（ａ）はバイオセンサの斜視図を示し、便宜上、第２の基材および第３の基材を透過させた透視図としている。図２（ｂ）はバイオセンサの分解図である。図２（ａ）、（ｂ）に例示するように、バイオセンサ２０においては、基材２上に電極系１０および配線部１５が形成されており、電極系１０および配線部１５の上部に、試料供給路２３を形成するためのスペーサーである第２の基材２１と、試料供給路２３の上部カバーであり、第２の基材２１を覆うように配置された第３の基材２２とが順次積層され、固着されている。電極系１０は作用極１１、対極１２および参照極１３を有しており、作用極１１の表面の一部に反応部１６がさらに形成されている。
電極系１０および配線部１５の上部に配置された第２の基材２１は、作用極１１上に位置する反応部１６、対極１２および参照極１３の上部に、例えば第２の基材２１の外縁に通じるＴ字状の流路を形成するように配置されている。Ｔ字状の流路は、作用極１１上に位置する反応部１６、対極１２および参照極１３の上部に直線状に配置された空気抜き流路２４と、空気抜き流路２４に直交し、作用極１１の反応部１６の上部を通過する試料供給路２３とにより構成されている。バイオセンサ２０は、試料供給路２３と空気抜き流路２４とを有することで、試料供給路２３から毛細管現象を利用し、測定する試料を作用極１１、対極１２および参照極１３の上部を通過させ、試料の目的成分を測定することができる。
FIGS. 2A and 2B are schematic views showing an example of a biosensor including the biosensor electrode of the present invention. FIG. 2A shows a perspective view of the biosensor, and is a perspective view through which the second base material and the third base material are transmitted for convenience. FIG. 2B is an exploded view of the biosensor. As illustrated in FIGS. 2A and 2B, in the
The
図３（ａ）、（ｂ）は本発明のバイオセンサ用電極の他の例を示す模式図であり、図３（ｂ）は図３（ａ）のＡ−Ａ線断面図である。
上記の図１（ａ）、（ｂ）に示す例においては、電極系１０を構成する作用極１１と対極１２と参照極１３とは所定の間隔をおいて配置されている。この電極間の間隔は比較的狭いため、例えば印刷法により上部電極層４を形成する場合にはインク汚れやアライメント誤差の影響等により、図３（ａ）、（ｂ）に例示するように、隣接する上部電極層４がつながってしまいショートが発生する場合がある。
これに対し本発明においては、作用極１１および対極１２間の抵抗値が、バイオセンサ用電極１を用いて測定される試料の抵抗率から上記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことにより、本発明のバイオセンサ用電極を備えるバイオセンサにおいては、測定時に隣接する上部電極層間には電流をほとんど流れなくすることができる。
3 (a) and 3 (b) are schematic views showing another example of the biosensor electrode of the present invention, and FIG. 3 (b) is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. 3 (a).
In the example shown in FIGS. 1A and 1B, the working
On the other hand, in the present invention, the resistance value between the working
この理由について、図４（ａ）、（ｂ）に示すように、バイオセンサ２０において、作用極１１を構成する上部電極層４と対極１２を構成する上部電極層４と作用極１３を構成する上部電極層４とがつながってしまいショートが発生している場合を挙げて説明する。図４（ｂ）は図４（ａ）のＡ−Ａ線断面図である。また、図４（ａ）では便宜上、第２の基材２１および第３の基材２２を省略し、上部電極層４を一点鎖線、絶縁層２７を二点鎖線で示している。図４（ａ）、（ｂ）に示すバイオセンサ２０においては、電極系１０および配線部１５のコネクタ部分を除く領域を覆うように絶縁層２７が形成されており、絶縁層２７上に第２の基材２１が配置されて試料供給路が形成され、第２の基材２１上に第３の記載２２が配置されている。また、試料供給路には試料３０が充填されている。
このようなバイオセンサ２０では、作用極１１および対極１２間において、作用極１１および対極１２間を流れる電流Ｉ１が試料３０中を流れる電流Ｉ２よりも小さい場合には、作用極１１および対極１２間を流れる電流Ｉ１を無視することができ、作用極１１および対極１２間でのショートは無視することができる。すなわち、作用極１１および対極１２間において、作用極１１および対極１２間の抵抗値が試料３０の抵抗値よりも高い場合には、作用極１１および対極１２間でのショートは無視することができる。
For this reason, as shown in FIGS. 4A and 4B, in the
In such a
そこで本発明においては、作用極１１および対極１２間における試料の抵抗値を下記式（１）により求めることとする。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／Ｓ） （１）
（式（１）中、Ｒは試料の抵抗値、ρｖは試料の抵抗率、Ｌは作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離、Ｓは作用極および対極間での試料の断面積を示す。）
ここで、作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離Ｌとは、作用極を構成する下部電極層の端部から対極を構成する下部電極層の端部までの距離をいう。例えば図４（ａ）、（ｂ）に示す距離Ｌを指す。
また、作用極および対極間での試料の断面積Ｓとは、作用極および対極間に供給される試料の断面積をいい、作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離Ｌの長さ方向に対して直交する方向の断面の面積をいう。
Therefore, in the present invention, the resistance value of the sample between the working
R = ρ v × (L / S) (1)
(In formula (1), R is the resistance value of the sample, ρ v is the resistivity of the sample, L is the distance between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the working electrode, and S is between the working electrode and the counter electrode. (The cross-sectional area of the sample at is shown.)
Here, the distance L between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the counter electrode is the distance from the end of the lower electrode layer constituting the working electrode to the end of the lower electrode layer constituting the counter electrode Say. For example, the distance L shown in FIGS.
The cross-sectional area S of the sample between the working electrode and the counter electrode refers to the cross-sectional area of the sample supplied between the working electrode and the counter electrode, and is between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the counter electrode. An area of a cross section in a direction orthogonal to the length direction of the distance L
作用極および対極間での試料の断面積Ｓは、バイオセンサにおいては、図４（ａ）、（ｂ）に示すように、作用極および対極間での試料供給路の高さｈと、作用極および対極間での試料供給路の幅ｗとで表すことができる。したがって、作用極および対極間における試料の抵抗値Ｒは下記式（２）により求めることができる。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／（ｗ×ｈ）） （２）
（式（２）中、Ｒは試料の抵抗値、ρｖは試料の抵抗率、Ｌは作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離、ｗは作用極および対極間での試料供給路の幅、ｈは作用極および対極間での試料供給路の高さを示す。）
In the biosensor, as shown in FIGS. 4A and 4B, the cross-sectional area S of the sample between the working electrode and the counter electrode is the height h of the sample supply path between the working electrode and the counter electrode, and the action It can be expressed by the width w of the sample supply path between the electrode and the counter electrode. Therefore, the resistance value R of the sample between the working electrode and the counter electrode can be obtained by the following equation (2).
R = ρ v × (L / (w × h)) (2)
(In formula (2), R is the resistance value of the sample, ρ v is the resistivity of the sample, L is the distance between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the counter electrode, and w is between the working electrode and the counter electrode. The width of the sample supply path at h, h represents the height of the sample supply path between the working electrode and the counter electrode.)
また、作用極および対極間の抵抗値とは、作用極および対極間の抵抗値の実測値をいう。 The resistance value between the working electrode and the counter electrode refers to an actual measurement value of the resistance value between the working electrode and the counter electrode.
このように本発明においては、作用極および対極間の抵抗値が、バイオセンサ用電極を用いて測定される試料の抵抗率から上記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことにより、本発明のバイオセンサ用電極を備えるバイオセンサにおいては、測定時に隣接する上部電極層間には電流をほとんど流れなくすることができる。したがって、上部電極層の形状不良によりショートが発生した場合でも、電流を検出することができ、試料の目的成分を測定することが可能である。よって、上部電極層形成時のパターニング精度の影響が軽微であり、また上部電極層の形状不良の検査を要しないことから、バイオセンサの製造コストを低減することが可能である。 As described above, in the present invention, the resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the above equation (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor electrode. Thus, in the biosensor including the biosensor electrode according to the present invention, it is possible to make almost no current flow between adjacent upper electrode layers at the time of measurement. Therefore, even when a short circuit occurs due to a defective shape of the upper electrode layer, the current can be detected and the target component of the sample can be measured. Therefore, the influence of the patterning accuracy during the formation of the upper electrode layer is slight, and the inspection of the shape defect of the upper electrode layer is not required, so that the manufacturing cost of the biosensor can be reduced.
また本発明においては、上部電極層と上部電極層よりも導電性の高い下部電極層とが積層されているため、電極系の抵抗を大幅に下げることができ、感度を向上させることが可能である。特に、下部電極層と配線部とが一体に形成されている場合には、さらに感度を向上させることができる。 In the present invention, since the upper electrode layer and the lower electrode layer having higher conductivity than the upper electrode layer are laminated, the resistance of the electrode system can be greatly reduced, and the sensitivity can be improved. is there. In particular, when the lower electrode layer and the wiring portion are integrally formed, the sensitivity can be further improved.
また本発明においては、下部電極層上に上部電極層が形成されていることにより、本発明のバイオセンサ用電極を備えるバイオセンサでは、下部電極層が試料中の水分やバイオセンサの反応部に含まれる酵素、電子受容体と直接接触するのを防止することができる。したがって、下部電極層に腐食されやすい金属や合金が含まれている場合であっても、試料中の水分や電子受容体の酸化還元反応により下部電極層が腐食されるのを抑制することができる。 In the present invention, since the upper electrode layer is formed on the lower electrode layer, in the biosensor equipped with the biosensor electrode of the present invention, the lower electrode layer serves as a moisture in the sample or a reaction part of the biosensor. Direct contact with the contained enzyme and electron acceptor can be prevented. Therefore, even when the lower electrode layer contains a metal or an alloy that is easily corroded, the lower electrode layer can be prevented from being corroded due to moisture in the sample or an oxidation-reduction reaction of the electron acceptor. .
以下、本発明のバイオセンサ用電極における各構成について説明する。 Hereafter, each structure in the electrode for biosensors of this invention is demonstrated.
１．電極系
本発明における電極系は、作用極および対極を有するものであり、基材上に形成された下部電極層と、下部電極層上に形成され、カーボンおよびバインダー樹脂を含有する上部電極層とを有するものである。
以下、電極系の各構成について説明する。
1. Electrode system The electrode system in the present invention has a working electrode and a counter electrode, and includes a lower electrode layer formed on a substrate, an upper electrode layer formed on the lower electrode layer and containing carbon and a binder resin. It is what has.
Hereinafter, each configuration of the electrode system will be described.
（１）電極系
電極系は、少なくとも作用極および対極を有するものであり、さらに参照極を有していてもよい。作用極は、還元体の電子受容体に電圧を印加するための一方の電極である。対極は、電子受容体から作用極に放出された電子によって流れた電流を計測するための一方の電極である。また、参照極は、作用極の電位を決定する際の基準となる電極である。作用極、対極および参照極には配線部が電気的に接続されており、配線部により電極系への電圧印加、電気信号の取り出しを行うことができる。
(1) Electrode system The electrode system has at least a working electrode and a counter electrode, and may further have a reference electrode. The working electrode is one electrode for applying a voltage to the reductant electron acceptor. The counter electrode is one electrode for measuring a current flowing by electrons emitted from the electron acceptor to the working electrode. The reference electrode is an electrode serving as a reference when determining the potential of the working electrode. A wiring portion is electrically connected to the working electrode, the counter electrode, and the reference electrode, and voltage application to the electrode system and extraction of electric signals can be performed by the wiring portion.
本発明において、作用極および対極間の抵抗値は、本発明のバイオセンサ用電極を用いて測定される試料の抵抗率から下記式（１）により換算される試料の抵抗値、すなわち作用極および対極間における試料の抵抗値よりも高い。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／Ｓ） （１）
（式（１）中、Ｒは試料の抵抗値、ρｖは試料の抵抗率、Ｌは作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離、Ｓは作用極および対極間での試料の断面積を示す。）
In the present invention, the resistance value between the working electrode and the counter electrode is the resistance value of the sample converted by the following equation (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor electrode of the present invention, that is, the working electrode and It is higher than the resistance value of the sample between the counter electrodes.
R = ρ v × (L / S) (1)
(In formula (1), R is the resistance value of the sample, ρ v is the resistivity of the sample, L is the distance between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the working electrode, and S is between the working electrode and the counter electrode. (The cross-sectional area of the sample at is shown.)
また、作用極および対極間における試料の抵抗値Ｒは、上述したように、下記式（２）により求めることができる。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／（ｗ×ｈ）） （２）
（式（２）中、Ｒは試料の抵抗値、ρｖは試料の抵抗率、Ｌは作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離、ｗは作用極および対極間での試料供給路の幅、ｈは作用極および対極間での試料供給路の高さを示す。）
Further, the resistance value R of the sample between the working electrode and the counter electrode can be obtained by the following formula (2) as described above.
R = ρ v × (L / (w × h)) (2)
(In formula (2), R is the resistance value of the sample, ρ v is the resistivity of the sample, L is the distance between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the counter electrode, and w is between the working electrode and the counter electrode. The width of the sample supply path at h, h represents the height of the sample supply path between the working electrode and the counter electrode.)
作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離Ｌ、作用極および対極間での試料の断面積Ｓ、作用極および対極間での試料供給路の幅ｗ、作用極および対極間での試料供給路の高さｈは、任意の値とすることができる。 The distance L between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the counter electrode, the cross-sectional area S of the sample between the working electrode and the counter electrode, the width w of the sample supply path between the working electrode and the counter electrode, the working electrode and The height h of the sample supply path between the counter electrodes can be an arbitrary value.
また、上部電極層は下部電極層よりも導電性が低いことから、通常、配線部には上部電極層は形成されない。そのため、作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離Ｌの長さ方向に対して直交する方向において、上部電極層の幅は、作用極および対極間での試料供給路の幅とみなすことができる。
また、バイオセンサにおいて、第２基材の厚さは試料供給路の高さとみなすことができることから、上部電極層の厚さが試料供給路の高さに対して十分に小さい場合には、作用極および対極間での試料供給路の高さを、第２基材の厚さとみなすことができる。さらに、試料供給路の高さは、毛細管現象により安定して試料を供給する必要があることから、所定の値以上とされる。そのため、バイオセンサを作製しなくとも、必要な試料供給路の高さを見積もり、作用極および対極間における試料の抵抗値Ｒを求めることができる。
Further, since the upper electrode layer has lower conductivity than the lower electrode layer, the upper electrode layer is not usually formed in the wiring portion. Therefore, in the direction orthogonal to the length direction of the distance L between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the counter electrode, the width of the upper electrode layer is the sample supply path between the working electrode and the counter electrode. Can be regarded as the width of
In the biosensor, since the thickness of the second base material can be regarded as the height of the sample supply path, when the thickness of the upper electrode layer is sufficiently smaller than the height of the sample supply path, The height of the sample supply path between the electrode and the counter electrode can be regarded as the thickness of the second substrate. Furthermore, the height of the sample supply path is set to a predetermined value or more because it is necessary to supply the sample stably by capillary action. Therefore, the height of the necessary sample supply path can be estimated and the resistance value R of the sample between the working electrode and the counter electrode can be obtained without producing a biosensor.
電極系の形態としては、バイオセンサにおける一般的な電極系の形態であれば特に限定されるものではない。例えば、図１（ａ）、（ｂ）に示すように、基材２上に２本の配線部１５が形成され、一方の配線部１５に作用極１１が接続され、他方の配線部１５に対極１２および作用極１３が別々に接続されていてもよく、図２（ａ）、（ｂ）および図６（ａ）、（ｂ）に例示するように、基材２上に３本の配線部１５が形成され、３本の配線部１５にそれぞれ作用極１１、対極１２および参照極１３が接続されていてもよい。
The form of the electrode system is not particularly limited as long as it is a form of a general electrode system in a biosensor. For example, as shown in FIGS. 1A and 1B, two
（２）上部電極層
本発明における上部電極層は、下部電極層上に形成され、カーボンおよびバインダー樹脂を含有するものであり、下部電極層表面を保護するとともに、電極系の一部として機能するものである。
(2) Upper electrode layer The upper electrode layer in the present invention is formed on the lower electrode layer, contains carbon and a binder resin, protects the surface of the lower electrode layer, and functions as a part of the electrode system. Is.
上部電極層の表面抵抗率は、作用極および対極間の抵抗値が、本発明のバイオセンサ用電極を用いて測定される試料の抵抗率から上記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高くなるような値であればよく、具体的には１０3Ω／□以上１０6Ω／□以下の範囲内であることが好ましい。表面抵抗率が上記範囲未満であると、上部電極層の形状不良によりショートが発生した場合に、測定不能になるおそれがある。また、表面抵抗率が上記範囲よりも高いと、電極としての導電性が得られないおそれがある。なお、後述するように上部電極層が第１電極層と第２電極層とが積層されたものである場合には、第２電極層の表面抵抗率が上記範囲内であればよい。 The surface resistivity of the upper electrode layer is the resistance value of the sample in which the resistance value between the working electrode and the counter electrode is converted by the above equation (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor electrode of the present invention. More specifically, the value may be higher, and specifically, it is preferably in the range of 10 3 Ω / □ or more and 10 6 Ω / □ or less. If the surface resistivity is less than the above range, measurement may become impossible when a short circuit occurs due to a defective shape of the upper electrode layer. Moreover, when surface resistivity is higher than the said range, there exists a possibility that the electroconductivity as an electrode may not be obtained. As will be described later, when the upper electrode layer is formed by laminating the first electrode layer and the second electrode layer, the surface resistivity of the second electrode layer may be in the above range.
また、上部電極層の体積抵抗率としては、上部電極層が電極の一部として機能する程度であればよく、厚さに応じて異なるものであるが、具体的には、上部電極層の厚さが０．２μｍ以上２．５μｍ以下の範囲内である場合には３００Ωｍ以下であることが好ましい。体積抵抗率が上記範囲よりも高いと、電極としての導電性が得られないおそれがある。 Further, the volume resistivity of the upper electrode layer is not limited as long as the upper electrode layer functions as a part of the electrode, and differs depending on the thickness. Specifically, the thickness of the upper electrode layer When the thickness is in the range of 0.2 μm to 2.5 μm, it is preferably 300 Ωm or less. When volume resistivity is higher than the said range, there exists a possibility that the electroconductivity as an electrode may not be obtained.
ここで、表面抵抗率および体積抵抗率は、三菱化学株式会社製の抵抗率計ロレスタを用いて測定した値である。 Here, the surface resistivity and the volume resistivity are values measured using a resistivity meter Loresta manufactured by Mitsubishi Chemical Corporation.
上部電極層に用いられるカーボンとしては、カーボン顔料を用いることができ、例えば、黒鉛、アモルファスカーボン、ダイヤモンドライクカーボン、カーボンファイバー、カーボンブラック、アセチレンブラック、ケッチェンブラック（登録商標）、カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、カーボンナノファイバー等が挙げられる。 As the carbon used for the upper electrode layer, a carbon pigment can be used. For example, graphite, amorphous carbon, diamond-like carbon, carbon fiber, carbon black, acetylene black, ketjen black (registered trademark), carbon nanotube, carbon Examples thereof include nanohorns and carbon nanofibers.
また、上部電極層に用いられるバインダー樹脂としては、例えば、アクリル樹脂、エステル樹脂、塩化ビニル樹脂、酢酸ビニル樹脂等が挙げられる。 Examples of the binder resin used for the upper electrode layer include acrylic resin, ester resin, vinyl chloride resin, and vinyl acetate resin.
上部電極層は、単層であってもよく、複数層が積層されたものであってもよい。上部電極層が、複数層が積層されたものである場合には、下部電極層上に形成され、カーボンおよび第１バインダー樹脂を含有する第１電極層と、第１電極層上に形成され、カーボンおよび第２バインダー樹脂を含有する第２電極層とを有し、第１バインダー樹脂が第２バインダー樹脂よりも吸水率が低いものであることが好ましい。
ここで、カーボン電極においては、試料中の水分や電子受容体（メディエータ）がカーボン電極に存在する空隙から電極内部に侵入し、酸化還元反応によりカーボン電極の下に形成されている下部電極を腐食して、バイオセンサの電気特性を低下させる場合がある。これに対し、カーボン電極が吸水率が低いバインダー樹脂を含有する場合には、第１電極層の耐水性を向上させることができる。したがって、上部電極層が第１電極層および第２電極層が積層されたものであり、第１電極層に含有される第１バインダー樹脂が第２電極層に含有される第２バインダー樹脂よりも吸水率が低いことにより、下部電極層に電子受容体の酸化還元反応により腐食を受けやすい金属や合金が含まれている場合であっても、試料中の水分やバイオセンサの反応部に含まれる電子受容体が第１電極層内部に侵入するのを抑制し、試料中の水分や電子受容体の酸化還元反応により第１電極層の下に形成されている下部電極層を腐食するのを抑制することができる。
The upper electrode layer may be a single layer or a laminate of a plurality of layers. When the upper electrode layer is a laminate of a plurality of layers, it is formed on the lower electrode layer, formed on the first electrode layer containing the first electrode layer containing carbon and the first binder resin, It is preferable that the second electrode layer contains carbon and a second binder resin, and the first binder resin has a lower water absorption rate than the second binder resin.
Here, in the carbon electrode, moisture and electron acceptors (mediators) in the sample enter the electrode from the voids present in the carbon electrode, and corrode the lower electrode formed under the carbon electrode by an oxidation-reduction reaction. As a result, the electrical characteristics of the biosensor may be degraded. On the other hand, when the carbon electrode contains a binder resin having a low water absorption rate, the water resistance of the first electrode layer can be improved. Therefore, the upper electrode layer is formed by laminating the first electrode layer and the second electrode layer, and the first binder resin contained in the first electrode layer is more than the second binder resin contained in the second electrode layer. Even if the lower electrode layer contains a metal or alloy that is susceptible to corrosion due to the redox reaction of the electron acceptor due to its low water absorption, it is contained in the moisture in the sample and the reaction part of the biosensor. Suppresses entry of electron acceptor into first electrode layer and suppresses corrosion of lower electrode layer formed under first electrode layer due to water in sample and redox reaction of electron acceptor. can do.
第１電極層は、カーボンおよび第１バインダー樹脂を含有し、第１バインダー樹脂は第２電極層に含まれる第２バインダー樹脂よりも吸水率が低いものである。また、第１電極層は、水、薬品等に対して耐性を発現する電極層である。
第１電極層の吸水率は、第２電極層の吸水率よりも低ければよいが、具体的には０．１％以下であることが好ましい。ここで、吸水率は、ＪＩＳ Ｋ７２０９（プラスチックの吸水率試験方法）に準拠して測定することができる。
第１バインダー樹脂としては、第２バインダー樹脂よりも吸水率が低く、上述のような吸水率が低く疎水性を有するものであれば特に限定されるものではなく、例えば、塩化ビニルと酢酸ビニルの共重合体、塩化酢酸ビニル樹脂、エチレン酢酸ビニル共重合体、エチレン酢酸ビニル樹脂、エチレン酢酸ビニル塩化ビニルグラフト共重合体から選択されるいずれか１種以上を用いることができる。これらの樹脂は吸水率が低く防湿性が高いので、第１電極層に耐薬品性、耐水性を付与し、下部電極層の防食効果を得ることができる。なお、第１電極層における「耐薬品性」とは、バイオセンサの反応部に含まれる電子受容体（メディエータ）や、試料中の成分、または下部電極層を酸化したり腐食したりする化学物質等に対する耐性を意味する。
第１電極層に用いられるカーボンとしては、上述のカーボンと同様である。
The first electrode layer contains carbon and a first binder resin, and the first binder resin has a lower water absorption rate than the second binder resin contained in the second electrode layer. The first electrode layer is an electrode layer that exhibits resistance to water, chemicals, and the like.
Although the water absorption rate of a 1st electrode layer should just be lower than the water absorption rate of a 2nd electrode layer, specifically, it is preferable that it is 0.1% or less. Here, the water absorption can be measured according to JIS K7209 (plastic water absorption test method).
The first binder resin is not particularly limited as long as it has a lower water absorption than the second binder resin, and has a low water absorption as described above and has hydrophobicity. For example, vinyl chloride and vinyl acetate can be used. Any one or more selected from a copolymer, vinyl chloride resin, ethylene vinyl acetate copolymer, ethylene vinyl acetate resin, and ethylene vinyl acetate vinyl chloride graft copolymer can be used. Since these resins have low water absorption and high moisture resistance, chemical resistance and water resistance can be imparted to the first electrode layer, and the anticorrosive effect of the lower electrode layer can be obtained. “Chemical resistance” in the first electrode layer means an electron acceptor (mediator) contained in the reaction part of the biosensor, a chemical in the sample, or a chemical substance that oxidizes or corrodes the lower electrode layer. It means resistance to etc.
The carbon used for the first electrode layer is the same as the carbon described above.
第２電極層は、カーボンおよび第２バインダー樹脂を含有し、第２バインダー樹脂は第２電極層に含まれる第１バインダー樹脂よりも吸水率が高いものである。また、第２電極層は、酵素や電子受容体（メディエータ）を溶解した水性溶液への親和性を高め、表面を保護する電極層であることが好ましい。
第２電極層の吸水率は、第１電極層の吸水率よりも高ければよいが、具体的には０．２％以上であることが好ましい。
第２バインダー樹脂としては、上記第１バインダー樹脂よりも吸水率が高いものであればよいが、上記第１バインダー樹脂よりも疎水性が低くまたは親水性が高く、水不溶性の樹脂を好適に用いることができる。第２電極層が第１バインダー樹脂よりも親水性の高い第２バインダー樹脂を含有する場合には、試料中に含まれる被検出物と酵素の反応により生じた電気信号を、電子受容体を介して第１電極層に伝達しやすくすることができるからである。このような第２バインダー樹脂としては、例えば、アクリル樹脂、スチレン樹脂、アセタール樹脂、ポリビニルアセタール樹脂から選択されるいずれか１種以上を用いることができる。アクリル樹脂、スチレン樹脂は側鎖の親水性で適宜、親水性の度合いが変えられ、ポリビニルアセタール樹脂はアセタール化度を変えることで同等に目的の親水性が得られる。また、ポリビニルアセタール樹脂、特にブチラール樹脂はフェノール樹脂やエポキシ樹脂、メラミン樹脂等を添加して架橋反応を起こすことで塗膜強度が上がるため、印刷物の擦れやキズにも強く、電極として第２電極層を最表面に位置させる場合には特に好適である。この架橋反応を補助する目的でイソシアネートやジアルデヒド等の硬化剤を併用することも可能である。第２バインダー樹脂として、第１バインダー樹脂よりも親水性の高い上記の樹脂を用いることで、第１電極層よりも水性の液体に対する接触角が低く濡れ性が高い第２電極層を得ることができる。
第２電極層に用いられるカーボンとしては、上述のカーボンと同様である。
第２電極層は濡れ性が高いので、バイオセンサの反応部を形成する際に、酵素や電子受容体（メディエータ）を溶解した水性溶液をディスペンサーやインクジェット、マスク転写、謄写印刷等で塗布する場合には均一な塗面が得られる。親水性の程度は、使用する塗布液や塗布プロセスに応じて適宜設定される。
The second electrode layer contains carbon and a second binder resin, and the second binder resin has a higher water absorption rate than the first binder resin contained in the second electrode layer. Moreover, it is preferable that a 2nd electrode layer is an electrode layer which improves the affinity to the aqueous solution which melt | dissolved the enzyme and the electron acceptor (mediator), and protects the surface.
Although the water absorption rate of a 2nd electrode layer should just be higher than the water absorption rate of a 1st electrode layer, it is preferable that it is 0.2% or more specifically.
The second binder resin may be any resin having a higher water absorption rate than the first binder resin, but a water-insoluble resin having a lower hydrophobicity or higher hydrophilicity than the first binder resin is preferably used. be able to. When the second electrode layer contains a second binder resin having a higher hydrophilicity than the first binder resin, an electric signal generated by the reaction between the detected substance and the enzyme contained in the sample is transmitted through the electron acceptor. This is because it can be easily transmitted to the first electrode layer. As such 2nd binder resin, any 1 or more types selected from an acrylic resin, a styrene resin, an acetal resin, and a polyvinyl acetal resin can be used, for example. Acrylic resins and styrene resins have hydrophilic side chains, and the degree of hydrophilicity can be changed as appropriate. Polyvinyl acetal resins can have the same hydrophilicity by changing the degree of acetalization. In addition, polyvinyl acetal resins, especially butyral resins, are resistant to scratches and scratches on the printed matter because the coating strength is increased by adding a phenol resin, epoxy resin, melamine resin, etc. to cause a crosslinking reaction. It is particularly suitable when the layer is located on the outermost surface. For the purpose of assisting this crosslinking reaction, a curing agent such as isocyanate or dialdehyde can be used in combination. By using the above-mentioned resin having higher hydrophilicity than the first binder resin as the second binder resin, it is possible to obtain a second electrode layer having a lower contact angle with respect to an aqueous liquid and higher wettability than the first electrode layer. it can.
The carbon used for the second electrode layer is the same as the carbon described above.
Since the second electrode layer has high wettability, an aqueous solution in which an enzyme or electron acceptor (mediator) is dissolved is applied by a dispenser, inkjet, mask transfer, photocopying, etc. when forming the reaction part of the biosensor. A uniform coating surface can be obtained. The degree of hydrophilicity is appropriately set according to the coating solution used and the coating process.
上部電極層中のカーボンの含有量は、上記の表面抵抗率および体積抵抗率を満たす上部電極層を得ることができる程度であれば特に限定されるものではないが、５質量％以上９５質量％以下の範囲内であることが好ましく、１５質量％以上７０質量％以下の範囲内であることがより好ましく、２０質量％以上６０質量％以下の範囲内であることがさらに好ましい。カーボンの含有量が上記範囲未満であると、カーボン顔料同士が電気的接続を有する確率が急激に低下して電極としての導電性が失われるおそれがある。また、カーボンの含有量が上記範囲よりも多いと、カーボン顔料間の空隙が多くなり、物理的な賦型強度、接着強度、耐摩擦強度が失われて、要求される構造・機能が保持できなくなるおそれがある。さらに、カーボン表面の酸化還元状態が安定せず、後工程で添加する酵素や電子受容体も空隙に不均一に吸着するようになるおそれがある。なお、第１電極層中のカーボン含有量および第２電極層中のカーボン含有量も上記と同様である。 The carbon content in the upper electrode layer is not particularly limited as long as the upper electrode layer satisfying the above surface resistivity and volume resistivity can be obtained. It is preferably in the following range, more preferably in the range of 15% by mass or more and 70% by mass or less, and further preferably in the range of 20% by mass or more and 60% by mass or less. If the carbon content is less than the above range, the probability that the carbon pigments are electrically connected to each other may be drastically reduced, and the conductivity as an electrode may be lost. In addition, if the carbon content is higher than the above range, voids between the carbon pigments increase, and the physical forming strength, adhesive strength, and friction resistance strength are lost, and the required structure and function can be maintained. There is a risk of disappearing. Furthermore, the redox state of the carbon surface is not stable, and there is a possibility that enzymes and electron acceptors added in the post-process may be adsorbed unevenly in the voids. The carbon content in the first electrode layer and the carbon content in the second electrode layer are the same as described above.
上部電極層中のバインダー樹脂の含有量は、１０質量％以上４０質量％以下の範囲内であることが好ましい。バインダー樹脂の含有量が上記範囲未満であると、上部電極層の塗工特性が低下して塗膜強度も低下する場合がある。また、バインダー樹脂の含有量が上記範囲よりも多いと、同様に上部電極層の塗工特性が低下して導電性も低下する場合がある。なお、第１電極層中の第１バインダー樹脂含有量および第２電極層中の第２バインダー樹脂含有量も上記と同様である。 The content of the binder resin in the upper electrode layer is preferably in the range of 10% by mass to 40% by mass. When the content of the binder resin is less than the above range, the coating characteristics of the upper electrode layer may be lowered and the coating film strength may also be lowered. Moreover, when there is more content of binder resin than the said range, the coating characteristic of an upper electrode layer may fall similarly and electroconductivity may also fall. The first binder resin content in the first electrode layer and the second binder resin content in the second electrode layer are the same as described above.
また、上部電極層においては、カーボンおよびバインダー樹脂に、必要に応じて他の導電性顔料、硬化剤や架橋剤のような反応試薬、加工適性改善のための助剤や添加剤等を混合してもよい。 In the upper electrode layer, other conductive pigments, reaction reagents such as curing agents and cross-linking agents, and auxiliary agents and additives for improving processability are mixed with carbon and binder resin as necessary. May be.
上部電極層の厚さは０．１μｍ以上１０μｍ以下の範囲内であることが好ましく、より好ましくは０．３μｍ以上２．０μｍ以下の範囲内である。上部電極層の厚さが上記範囲未満であると、本発明のバイオセンサ用電極を備えるバイオセンサにおいて、上部電極層を挟んで下部電極層と反応部との隔絶が製造、保管、酵素反応の各条件、経時安定を保証する上で困難となるおそれがある。また、上部電極層の厚さが上記範囲よりも厚いと、抵抗が高くなるおそれがある。
また、上部電極層が上述したように第１電極層と第２電極層とが積層されたものである場合には、第１電極層の厚さおよび第２電極層の厚さがそれぞれ上記の範囲内であればよい。中でも、抵抗の低い電極を得るには、第２電極層の厚さを第１電極層の厚さよりも厚くすることが好ましく、具体的には第２電極層の厚さを第１電極層の厚さの１．５倍以上とすることが好ましい。
The thickness of the upper electrode layer is preferably in the range of 0.1 μm to 10 μm, more preferably in the range of 0.3 μm to 2.0 μm. When the thickness of the upper electrode layer is less than the above range, in the biosensor equipped with the biosensor electrode of the present invention, the separation between the lower electrode layer and the reaction part is produced, stored, and enzymatic reaction is sandwiched between the upper electrode layer. There is a risk that it may be difficult to ensure stability under each condition and time. Further, if the thickness of the upper electrode layer is larger than the above range, the resistance may be increased.
Further, when the upper electrode layer is formed by laminating the first electrode layer and the second electrode layer as described above, the thickness of the first electrode layer and the thickness of the second electrode layer are the above-described values, respectively. It may be within the range. In particular, in order to obtain an electrode with low resistance, it is preferable to make the thickness of the second electrode layer larger than the thickness of the first electrode layer. Specifically, the thickness of the second electrode layer is set to be equal to that of the first electrode layer. The thickness is preferably 1.5 times or more of the thickness.
上部電極層の形成位置としては、下部電極層を覆うように上部電極層が形成されていてもよく、下部電極層の表面のみに上部電極層が形成されていてもよく、本発明のバイオセンサ用電極を備えるバイオセンサにおける試料と下部電極層との接触具合に応じて適宜選択される。中でも、下部電極層を覆うように上部電極層が形成されていることが好ましい。上部電極層で下部電極層を被覆することにより、下部電極層の防錆に寄与し、試料中の水分、酵素や電子受容体（メディエータ）と下部電極層との直接の接触を防止することができるからである。また、本発明においては隣接する上部電極層間でショートが発生しても測定可能なバイオセンサとすることができることから、下部電極層を覆うように上部電極層が形成されており上部電極層がショートを発生しやすい形状を有する場合に有用である。 As the formation position of the upper electrode layer, the upper electrode layer may be formed so as to cover the lower electrode layer, or the upper electrode layer may be formed only on the surface of the lower electrode layer, and the biosensor of the present invention The electrode is appropriately selected according to the contact state between the sample and the lower electrode layer in the biosensor including the electrode for use. Especially, it is preferable that the upper electrode layer is formed so as to cover the lower electrode layer. Covering the lower electrode layer with the upper electrode layer contributes to rust prevention of the lower electrode layer, and prevents direct contact between moisture, enzymes and electron acceptors (mediators) in the sample and the lower electrode layer. Because it can. Further, in the present invention, a biosensor that can be measured even if a short circuit occurs between adjacent upper electrode layers is formed, so that the upper electrode layer is formed so as to cover the lower electrode layer, and the upper electrode layer is short-circuited. It is useful when it has a shape that is likely to generate.
このように本発明においては上部電極層でショートが発生しても測定可能なバイオセンサとすることができることから、図１（ａ）、（ｂ）に例示するように上部電極層４は分離して形成されていてもよく、図３（ａ）、（ｂ）および図５（ａ）、（ｂ）に例示するように上部電極層４は一部または全部が連続して形成されていてもよい。すなわち、例えば電極系が作用極および対極を有する場合には、作用極を構成する上部電極層と対極を構成する上部電極層とは、分離して形成されていてもよく、一部または全部が連続して形成されていてもよい。また、例えば電極系が作用極、対極および参照極を有する場合には、同様に、作用極を構成する上部電極層と対極を構成する上部電極層と参照極を構成する上部電極層とは、分離して形成されていてもよく、一部または全部が連続して形成されていてもよい。中でも、図５（ａ）、（ｂ）に例示するように上部電極層４の全部が連続して形成されている、すなわち上部電極層４が一体に形成されている場合には、高いパターニング精度を要しないことからプロセス上有利である。
なお、「一体に形成される」とは、電極系を構成する各電極の上部電極層が同一材料で一体に形成されていることをいう。
Thus, in the present invention, since the biosensor can be measured even if a short circuit occurs in the upper electrode layer, the
Here, “integrally formed” means that the upper electrode layer of each electrode constituting the electrode system is integrally formed of the same material.
上部電極層の形成方法としては、所定のパターン状に上部電極層を形成することが可能な方法であれば特に限定されるものではなく、例えばカーボンおよびバインダー樹脂を含有するインキを印刷する方法が挙げられる。ピンホールの発生を抑制するためには、インキを複数回印刷することが好ましい。印刷法としては、例えば、グラビア印刷法、フレキソ印刷法、スクリーン印刷法等が挙げられる。中でも、グラビア印刷法、フレキソ印刷法が好ましく用いられる。上述したように上部電極層は厚くなると抵抗が高くなるが、これらの方法では上部電極層の薄膜化が可能である。 The method for forming the upper electrode layer is not particularly limited as long as it is a method capable of forming the upper electrode layer in a predetermined pattern. For example, a method of printing an ink containing carbon and a binder resin. Can be mentioned. In order to suppress the occurrence of pinholes, it is preferable to print the ink a plurality of times. Examples of the printing method include a gravure printing method, a flexographic printing method, and a screen printing method. Of these, gravure printing and flexographic printing are preferably used. As described above, when the upper electrode layer becomes thicker, the resistance becomes higher. However, these methods can reduce the thickness of the upper electrode layer.
また、上部電極層の表面に機械的研磨やコロナ・プラズマのような放電手法による物理的エッチング等を施して、表面の活性化を向上させてもよい。 Further, the surface activation may be improved by subjecting the surface of the upper electrode layer to mechanical polishing or physical etching by a discharge technique such as corona plasma.
（３）下部電極層
本発明における下部電極層は、基材上に形成され、上記上部電極層よりも導電性が高いものであり、電極系の一部として機能するものである。
(3) Lower electrode layer The lower electrode layer in the present invention is formed on a substrate, has higher conductivity than the upper electrode layer, and functions as a part of the electrode system.
下部電極層に用いられる導電性材料としては、上部電極層よりも導電性が高い下部電極層を形成可能なものであれば特に限定されるものではなく、例えば、金、白金、銀、パラジウム、銅、鉄、アルミニウム、クロム、スズ、コバルト、ニッケル、チタン、セリウム、タンタル等の金属、またはこれらの金属を含む合金等を用いることができる。これらの金属には、電子受容体の酸化還元反応による腐食を受けやすい金属も含まれるが、本発明においては下部電極層上に上部電極層が積層されていることにより、酵素や電子受容体、試料中や空気中の水分と下部電極層との直接の接触を防止し、十分な防食効果を得ることができる。このような防食効果を得られること、および導電性や製造コストを考慮すると、下部電極層には貴金属を用いずに安価な金属を用いることが好ましく、アルミニウム、銅、鉄、クロム、スズ、コバルト、ニッケル、チタン、セリウム等の金属、またはこれらの金属を含む合金が好ましく用いられる。
また、下部電極層は、カーボンおよびバインダー樹脂を含有するものであってもよい。この場合には、例えば下部電極層の厚さを上部電極層の厚さよりも厚くする、または下部電極層中のカーボン含有量を上部電極層中のカーボン含有量よりも多くする等により、下部電極層の導電性を上部電極層よりも高くすることができる。なお、カーボンおよびバインダー樹脂としては、上記上部電極層に用いられるカーボンおよびバインダー樹脂と同様とすることができる。
The conductive material used for the lower electrode layer is not particularly limited as long as it can form a lower electrode layer having higher conductivity than the upper electrode layer. For example, gold, platinum, silver, palladium, Metals such as copper, iron, aluminum, chromium, tin, cobalt, nickel, titanium, cerium, and tantalum, or alloys containing these metals can be used. These metals include metals that are susceptible to corrosion due to the redox reaction of the electron acceptor. In the present invention, the upper electrode layer is laminated on the lower electrode layer, so that an enzyme, an electron acceptor, Direct contact between the moisture in the sample or air and the lower electrode layer can be prevented, and a sufficient anticorrosion effect can be obtained. Considering that such an anticorrosion effect can be obtained, and considering conductivity and manufacturing cost, it is preferable to use an inexpensive metal for the lower electrode layer without using a noble metal, and aluminum, copper, iron, chromium, tin, cobalt Metals such as nickel, titanium and cerium, or alloys containing these metals are preferably used.
The lower electrode layer may contain carbon and a binder resin. In this case, for example, the lower electrode layer is made thicker than the upper electrode layer, or the carbon content in the lower electrode layer is made larger than the carbon content in the upper electrode layer. The conductivity of the layer can be made higher than that of the upper electrode layer. The carbon and binder resin can be the same as the carbon and binder resin used for the upper electrode layer.
下部電極層は、下部電極層の単層であってもよく、複数の下部電極層を積層したものであってもよい。 The lower electrode layer may be a single layer of the lower electrode layer, or may be a laminate of a plurality of lower electrode layers.
下部電極層の厚さは、０．００５μｍ以上４０μｍ以下の範囲内であることが好ましく、０．０１μｍ以上０．１μｍ以下の範囲内であることがより好ましい。厚さが上記範囲未満であると、抵抗が高くなり目的とする電極が得られなくなるおそれがある。また、厚さが上記範囲より大きくなると、下部電極層上への上部電極層の積層や、試料供給路および空気抜き流路の形成に三次元的な高い加工精度が要求され、加工金型の使用数や加工工程および時間が飛躍的に増えるおそれがある。 The thickness of the lower electrode layer is preferably in the range of 0.005 μm to 40 μm, and more preferably in the range of 0.01 μm to 0.1 μm. If the thickness is less than the above range, the resistance becomes high and the intended electrode may not be obtained. If the thickness exceeds the above range, three-dimensional high processing accuracy is required for stacking the upper electrode layer on the lower electrode layer and forming the sample supply channel and air vent channel. There is a risk that the number, processing steps and time will increase dramatically.
下部電極層の形成方法としては、所定のパターン状に下部電極層を形成することが可能な方法であれば特に限定されるものではなく、例えば、金属ペーストを印刷する方法、真空蒸着法やスパッタリング法等の物理蒸着法、金属箔をエッチングする方法、カーボンおよびバインダー樹脂を含有するインキを印刷する方法等が挙げられる。中でも、物理蒸着法が好ましい。すなわち、下部電極層は上記の金属や合金で形成された金属蒸着層であることが好ましい。物理蒸着法は薄膜化が可能であり、下部電極層上に印刷法により上部電極層を容易に形成することができるからである。 The method for forming the lower electrode layer is not particularly limited as long as it can form the lower electrode layer in a predetermined pattern. For example, a method of printing a metal paste, a vacuum deposition method, or sputtering. Examples thereof include a physical vapor deposition method such as a method, a method of etching a metal foil, and a method of printing an ink containing carbon and a binder resin. Of these, physical vapor deposition is preferred. That is, the lower electrode layer is preferably a metal vapor deposition layer formed of the above metal or alloy. This is because the physical vapor deposition method can reduce the thickness, and the upper electrode layer can be easily formed on the lower electrode layer by a printing method.
２．配線部
本発明における配線部は、基材上に形成されるものである。配線部には作用極、対極および参照極が電気的に接続されており、配線部により電極系への電圧印加、電気信号の取り出しを行うことができる。
2. Wiring part The wiring part in this invention is formed on a base material. A working electrode, a counter electrode, and a reference electrode are electrically connected to the wiring portion, and a voltage can be applied to the electrode system and an electric signal can be taken out by the wiring portion.
配線部は、通常、電極系の下部電極層と一体に形成されるものである。配線部と電極系の下部電極層とが一体に形成されていることにより、高感度のバイオセンサ用電極を得ることができる。なお、「一体に形成される」とは、配線部と電極系の下部電極層とが同一材料で一体に形成されていることをいう。 The wiring portion is usually formed integrally with the lower electrode layer of the electrode system. Since the wiring portion and the lower electrode layer of the electrode system are integrally formed, a highly sensitive biosensor electrode can be obtained. Note that “integrally formed” means that the wiring portion and the lower electrode layer of the electrode system are integrally formed of the same material.
配線部の形態としては、バイオセンサにおける一般的な配線部の形態であれば特に限定されるものではなく、例えば上述の図１（ａ）、（ｂ）、図２（ａ）、（ｂ）および図６（ａ）、（ｂ）に示すような形態が挙げられる。 The form of the wiring part is not particularly limited as long as it is a form of a general wiring part in a biosensor. For example, FIG. 1 (a), (b), FIG. 2 (a), (b) described above. And the form as shown to Fig.6 (a), (b) is mentioned.
３．基材
本発明に用いられる基材は、電極系および配線部を支持する基材であり、少なくとも電極系および配線部が形成される面は絶縁性を有する。
基材としては、例えば、樹脂基材、セラミック基材、ガラス基材、少なくとも表面が絶縁された半導体基材や金属基材等を用いることができる。基材は、剛性を有していてもよく、弾性を有していてもよい。中でも、電気絶縁性および弾性を有することが好ましく、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）樹脂、塩化ビニル樹脂、ポリスチレン（ＰＳ）樹脂、ポリプロピレン（ＰＰ）樹脂等のフィルムを好適に用いることができる。
3. Base material The base material used for this invention is a base material which supports an electrode system and a wiring part, and the surface in which an electrode system and a wiring part are formed at least has insulation.
As the substrate, for example, a resin substrate, a ceramic substrate, a glass substrate, a semiconductor substrate having at least a surface insulation, a metal substrate, or the like can be used. The base material may have rigidity and may have elasticity. Among them, it is preferable to have electrical insulation and elasticity, and for example, a film such as polyethylene terephthalate (PET) resin, vinyl chloride resin, polystyrene (PS) resin, polypropylene (PP) resin can be suitably used.
４．試料
本発明のバイオセンサ用電極を用いて測定される試料としては、例えば血液、唾液、尿等の生体試料や、環境検査、食品検査の製品、廃液等を挙げることができる。これらの試料には相当量の水分を含有するものが多く、抵抗率は大きく異なるものではない。例えば、試料の抵抗率は１Ωｃｍ〜１ｋΩｃｍの範囲内であることが好ましい。具体的には、血液の抵抗率は１００Ωｃｍ〜１６０Ωｃｍである。（ヘマトクリット、個人差等の変動要因がある。）
ここで、試料の抵抗率は、電極式または電磁式導電率計（電気導電率計）で測定した値である。
4). Samples Examples of samples measured using the biosensor electrode of the present invention include biological samples such as blood, saliva and urine, environmental inspection products, food inspection products, and waste liquids. Many of these samples contain a considerable amount of moisture, and the resistivity is not significantly different. For example, the resistivity of the sample is preferably in the range of 1 Ωcm to 1 kΩcm. Specifically, the blood resistivity is 100 Ωcm to 160 Ωcm. (There are fluctuation factors such as hematocrit and individual differences.)
Here, the resistivity of the sample is a value measured with an electrode type or electromagnetic conductivity meter (electrical conductivity meter).
Ｂ．バイオセンサ
本発明のバイオセンサは、基材と、上記基材上に形成された電極系と、上記電極系の上部に配置された反応部とを有するバイオセンサであって、上記電極系は、上記基材上に形成された下部電極層と、上記下部電極層上に形成され、カーボンおよびバインダー樹脂を含有する上部電極層とを有し、上記下部電極層は上記上部電極層よりも導電性が高く、上記作用極および上記対極間の抵抗値が、上記バイオセンサを用いて測定される試料の抵抗率から上記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことを特徴とするものである。すなわち、本発明のバイオセンサは、上述のバイオセンサ用電極を備えるものである。
B. Biosensor The biosensor of the present invention is a biosensor having a base material, an electrode system formed on the base material, and a reaction part disposed on the top of the electrode system, the electrode system comprising: A lower electrode layer formed on the substrate; and an upper electrode layer formed on the lower electrode layer and containing carbon and a binder resin, wherein the lower electrode layer is more conductive than the upper electrode layer. And the resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the above equation (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor. Is. That is, the biosensor of the present invention includes the above-described biosensor electrode.
本発明においては、作用極および対極間の抵抗値が、バイオセンサを用いて測定される試料の抵抗率から上記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことにより、上部電極層の形状不良によりショートが発生した場合でも、電流を検出することができ、試料の目的成分を測定することが可能である。よって、上部電極層形成時のパターニング精度の影響が軽微であり、また上部電極層の形状不良の検査を要しないことから、安価なバイオセンサを提供することが可能である。 In the present invention, the resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the above formula (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor. Even when a short circuit occurs due to the shape defect, it is possible to detect the current and measure the target component of the sample. Therefore, the influence of patterning accuracy at the time of forming the upper electrode layer is slight, and it is not necessary to inspect the shape defect of the upper electrode layer, so that an inexpensive biosensor can be provided.
また本発明においては、上部電極層と上部電極層よりも導電性の高い下部電極層とが積層されているため、電極系の抵抗を大幅に下げることができ、高感度のバイオセンサとすることが可能である。 In the present invention, since the upper electrode layer and the lower electrode layer having higher conductivity than the upper electrode layer are laminated, the resistance of the electrode system can be greatly reduced, and a highly sensitive biosensor is obtained. Is possible.
また本発明においては、下部電極層上に上部電極層が形成されていることにより、下部電極層に腐食されやすい金属や合金が含まれている場合であっても、試料中の水分や電子受容体の酸化還元反応により下部電極層が腐食されるのを抑制することができる。 In the present invention, since the upper electrode layer is formed on the lower electrode layer, even if the lower electrode layer contains a metal or an alloy that is easily corroded, moisture and electron accepting in the sample are accepted. It can suppress that a lower electrode layer is corroded by the oxidation-reduction reaction of a body.
なお、基材、電極系、配線部および試料については、上記「Ａ．バイオセンサ用電極」の項に詳しく記載したので、ここでの説明は省略する。以下、本発明のバイオセンサにおける他の構成について説明する。 The base material, the electrode system, the wiring portion, and the sample are described in detail in the above section “A. Electrode for biosensor”, and thus the description thereof is omitted here. Hereinafter, other configurations of the biosensor of the present invention will be described.
１．反応部
本発明における反応部は、電極系の上部に配置されるものである。
本発明において、反応部は生体由来物質を含み、基質特異的な物質の変化移動に伴う、化学ポテンシャル、熱あるいは光学的な変化を電気信号へ変換する。
1. Reaction part The reaction part in this invention is arrange | positioned at the upper part of an electrode system.
In the present invention, the reaction part contains a biological substance, and converts a chemical potential, heat, or optical change accompanying the change movement of the substrate-specific substance into an electrical signal.
反応部は、生体由来物質として、例えば、酵素と電子受容体とを含む。
グルコース濃度を測定する場合には、酵素として、グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）、グルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）を用いることができる。グルコースオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼは、純度の高いものが好ましく、後述の範囲の活性を有するものであれば特に由来となる生物種は限定されず、例えば、グルコースオキシダーゼとしては、東洋紡社製ＧＬＯ−２０１を用いることができる。
電子受容体としては、フェリシアン化カリウム、フェロセン誘導体、キノン誘導体、オスミューム誘導体等を用いることができる。
The reaction part includes, for example, an enzyme and an electron acceptor as a biological substance.
When measuring the glucose concentration, glucose oxidase (GOD) or glucose dehydrogenase (GDH) can be used as the enzyme. Glucose oxidase and glucose dehydrogenase preferably have high purity, and the species of origin is not particularly limited as long as it has an activity in the range described below. For example, glucose oxidase includes GLO-201 manufactured by Toyobo Co., Ltd. Can be used.
As the electron acceptor, potassium ferricyanide, a ferrocene derivative, a quinone derivative, an osmuum derivative, or the like can be used.
また、バイオセンサは、反応部の酵素を変更することで、グルコースセンサのみならず、コレステロールセンサ、アルコールセンサ、スクロールセンサ、乳酸センサ、フルクトースセンサ等の酵素に関与する反応系に広く用いることができる。各バイオセンサに用いる酵素としては、コレステロールエステラーゼ、コレステロールオキシダーゼ、アルコールオキシダーゼ、乳酸オキシダーゼ、フルクトースデヒドロゲナーゼ、キサンチンオキシダーゼ、アミノ酸オキシダーゼ等の反応系に合ったものを適宜用いることができる。 Biosensors can be widely used not only for glucose sensors but also for reaction systems involving enzymes such as cholesterol sensors, alcohol sensors, scroll sensors, lactic acid sensors, and fructose sensors by changing the enzyme in the reaction part. . As enzymes used for each biosensor, those suitable for the reaction system such as cholesterol esterase, cholesterol oxidase, alcohol oxidase, lactate oxidase, fructose dehydrogenase, xanthine oxidase, amino acid oxidase and the like can be appropriately used.
酵素と電子受容体は、適宜溶媒で希釈して用いる。溶媒としては、例えば、水、アルコール、水−アルコール混合溶媒が挙げられる。また、酵素と電子受容体は、直鎖、環状の炭化水素貧溶媒に均一分散させてもよい。
酵素および電子受容体はそれぞれ１試験体当り０．３ユニット以上１０ユニット以下の範囲内および０．５μｇ以上２００μｇ以下の範囲内とすることが好ましい。反応部の酵素および電子受容体は、酵素量（力価／ユニット）に準じた反応量が得られるが、反応部の性能を担保する最適重量部の小過剰でよい。
The enzyme and electron acceptor are used after appropriately diluted with a solvent. Examples of the solvent include water, alcohol, and a water-alcohol mixed solvent. In addition, the enzyme and the electron acceptor may be uniformly dispersed in a linear or cyclic hydrocarbon poor solvent.
The enzyme and the electron acceptor are preferably in the range of 0.3 unit to 10 unit and the range of 0.5 μg to 200 μg, respectively, per test specimen. The reaction part enzyme and the electron acceptor can obtain a reaction amount in accordance with the enzyme amount (titer / unit), but it may be a small excess of the optimum weight part that ensures the performance of the reaction part.
また、反応部は、その面積に比例した検出電流が得られるため、可能な範囲で広く設定することが好ましい。反応部は、親水性高分子と混合したり、あるいは親水性高分子および界面活性剤と混合したりして構成してもよい。親水性高分子と混合すると、血液はゲル状となり応答電流値は若干低下するが、赤血球や他のタンパク質等のセンサ応答への影響を低減することができる。界面活性剤を含有させると、粘度の高い試料液であってもバイオセンサの内部へ試料液を容易に導くことができるため、好ましい。
親水性高分子としては、カルボキシルメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、エチルセルロース、メチルセルロース、ポリビニルピロリドン、ポリビニルアルコール、ポリビニル酢酸、ポリビニルブチラール等、またはこれらの混合物を用いることができる。
反応部に用いる界面活性剤としては、例えば、非イオン性界面活性剤、陰イオン性界面活性剤、陽イオン性界面活性剤、両性界面活性剤、若しくはポリエチレングリコール類等が挙げられる。
Moreover, since the detection part proportional to the area can be obtained, it is preferable to set the reaction part as wide as possible. The reaction unit may be configured by mixing with a hydrophilic polymer or by mixing with a hydrophilic polymer and a surfactant. When mixed with a hydrophilic polymer, the blood becomes a gel and the response current value is slightly reduced, but the influence on the sensor response of red blood cells and other proteins can be reduced. The inclusion of a surfactant is preferable because even a highly viscous sample solution can be easily introduced into the biosensor.
As the hydrophilic polymer, carboxymethyl cellulose, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, ethyl cellulose, methyl cellulose, polyvinyl pyrrolidone, polyvinyl alcohol, polyvinyl acetic acid, polyvinyl butyral, or a mixture thereof can be used.
Examples of the surfactant used in the reaction part include nonionic surfactants, anionic surfactants, cationic surfactants, amphoteric surfactants, and polyethylene glycols.
反応部は、電極系の作用極を構成する上部電極層上に、酵素および電子受容体を含む溶液を塗布した後、乾燥させ溶媒成分を除去して形成することができる。
酵素および電子受容体を含む溶液の塗布方法としては、例えばディスペンサー法を用いることができる。
反応部を形成する場合、酵素は４０℃以上で長時間放置すると活性を失うため、溶媒の乾燥は４０℃以下で行い、乾燥後は速やかに室温に戻すことが好ましい。
The reaction part can be formed by applying a solution containing an enzyme and an electron acceptor on the upper electrode layer constituting the working electrode of the electrode system, and then drying to remove the solvent component.
As a method for applying a solution containing an enzyme and an electron acceptor, for example, a dispenser method can be used.
When forming the reaction part, the enzyme loses its activity when left at a temperature of 40 ° C. or higher for a long time. Therefore, it is preferable to dry the solvent at 40 ° C. or lower and quickly return to room temperature after drying.
反応部の形成位置は、作用極の上部であればよく、例えば、反応部を作用極上に形成してもよく、反応部を第２の基材および第３の基材の間に形成し、空間を介して作用極に対向するように配置してもよい。 The reaction part may be formed at the upper part of the working electrode, for example, the reaction part may be formed on the working electrode, the reaction part is formed between the second base material and the third base material, You may arrange | position so that a working electrode may be opposed through space.
２．その他の構成
本発明においては、電極系が形成された基材の上部に、試料供給路を備える第２の基材と、第２の基材を覆うように基材に固着されている第３の基材とが順に積層されていてもよい。
2. Other Configurations In the present invention, the second base material provided with the sample supply path is formed on the base material on which the electrode system is formed, and the third base material is fixed to the base material so as to cover the second base material. These base materials may be laminated in order.
（１）第２の基材
本発明に用いられる第２の基材は、基材と第３の基材との間に間隙を設け、外部からバイオセンサへ試料供給を行うための流路を設けるための基材である。
(1) 2nd base material The 2nd base material used for this invention provides a clearance gap between a base material and a 3rd base material, and provides the flow path for supplying a sample to the biosensor from the outside. It is a base material for providing.
第２の基材は、剛性を有していてもよく、弾性を有していてもよい。中でも、電気絶縁性および弾性を有することが好ましく、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）樹脂、塩化ビニル樹脂、ポリスチレン（ＰＳ）樹脂、ポリプロピレン（ＰＰ）樹脂、ポリエステル樹脂等のフィルムを好適に用いることができる。 The second substrate may have rigidity or may have elasticity. Among them, it is preferable to have electrical insulation and elasticity. For example, films such as polyethylene terephthalate (PET) resin, vinyl chloride resin, polystyrene (PS) resin, polypropylene (PP) resin, and polyester resin can be suitably used. .
第２の基材には少なくとも１つの試料供給路が形成されている。試料供給路は、第２の基材を水平方向に貫通して設けられた流路であり、外部から供給される試料を作用極に導く。
試料供給路の幅は０．５ｍｍ以上５ｍｍ以下の範囲内であることが好ましい。試料供給路の幅が上記範囲未満であると、流路への毛細管現象によるに安定した試料供給がされなくなる場合や、また反応部の電極面積を広く取れないため感度が低くなる場合がある。また、幅が上記範囲よりも大きくなると、バイオセンサを基材の電極系形成面に対して垂直に切断した際、試料供給路の幅の中心線へ向かって基材および第３の基材がアーチ状につぶれ、試料供給路内の容積が変化し易くなるおそれがある。試料供給路の幅は、全体にわたって均一の幅であってもよく、第２の基材の試料供給路の導入部である外縁に向かって幅が広くなっていてもよい。
At least one sample supply path is formed in the second substrate. The sample supply path is a flow path provided through the second base material in the horizontal direction, and guides a sample supplied from the outside to the working electrode.
The width of the sample supply path is preferably in the range of 0.5 mm to 5 mm. If the width of the sample supply path is less than the above range, the sample may not be stably supplied to the flow path due to capillary action, or the sensitivity may be low because the electrode area of the reaction part cannot be made large. When the width is larger than the above range, when the biosensor is cut perpendicularly to the electrode system formation surface of the substrate, the substrate and the third substrate are moved toward the center line of the width of the sample supply path. There is a possibility that the volume in the sample supply path is likely to change due to crushing into an arch shape. The width of the sample supply path may be uniform throughout, or may increase toward the outer edge that is the introduction part of the sample supply path of the second substrate.
第２の基材は、試料供給路とは別の空気抜き流路をさらに備えていてもよい。バイオセンサにおいて、空気抜き流路は、試料供給路に接続され、試料供給路と空気抜き流路とを合わせて例えばＴ字状の流路を構成している。このような構成とすることで、外部から試料が供給された場合に、試料供給路内の空気が逃げる空気抜き流路が機能する。
空気抜き流路の幅は、０．３ｍｍ以上１０ｍｍ以下の範囲内であることが好ましい。空気抜き流路の幅が上記範囲未満であると、接着剤や第２の基材のバリが空気抜きの邪魔となるおそれがある。また、幅が上記範囲よりも大きくなると、第２の基材が変形した際、隣接する供給路にも変形が及び供給路容積の変動要因となるおそれがある。
The second base material may further include an air vent channel different from the sample supply channel. In the biosensor, the air vent channel is connected to the sample supply channel, and the sample supply channel and the air vent channel together form, for example, a T-shaped channel. With such a configuration, when a sample is supplied from the outside, an air vent channel through which air in the sample supply channel escapes functions.
The width of the air vent channel is preferably in the range of 0.3 mm to 10 mm. If the width of the air vent channel is less than the above range, the adhesive or the burr of the second substrate may interfere with air venting. Moreover, when the width is larger than the above range, when the second base material is deformed, there is a possibility that the deformation also occurs in the adjacent supply path and becomes a fluctuation factor of the supply path volume.
流路の形状としては、特に限定されるものではなく、例えば、Ｔ字状の流路であってもよく、第２の基材に試料を導入する「Ｕ」の字状の切欠部を備えた試料供給路を形成し、第２の基材の切欠部に対応する位置に貫通孔を備えた第３の基材を配置してもよい。
流路の形成方法としては、例えば、打ち抜き加工が挙げられる。
The shape of the flow channel is not particularly limited, and may be, for example, a T-shaped flow channel, and includes a “U” -shaped notch for introducing a sample into the second substrate. Alternatively, a third substrate having a through hole may be disposed at a position corresponding to the cutout portion of the second substrate.
Examples of the method for forming the flow path include punching.
第２の基材の厚さは、試料供給路および空気抜き流路の高さとなり、１５μｍ以上５００μｍ以下の範囲内であることが好ましい。第２の基材の厚さが上記範囲未満であると、第２の基材の凹凸の影響で容積変化が生じ易く、毛細管現象による試料供給も安定しなくなるおそれがある。また、厚さが上記範囲よりも大きくなると、反応部に均一に試料が流れず、反応部の一部に試料が流れない可能性がある。 The thickness of the second substrate is the height of the sample supply channel and the air vent channel, and is preferably in the range of 15 μm or more and 500 μm or less. When the thickness of the second base material is less than the above range, the volume change is likely to occur due to the unevenness of the second base material, and there is a possibility that the sample supply due to the capillary phenomenon may not be stable. When the thickness is larger than the above range, the sample may not flow uniformly to the reaction part, and the sample may not flow to a part of the reaction part.
第２の基材の配置方法としては、例えば、第１接着層を介して電極系および配線部が形成された基材と第２の基材とを貼付し、第２接着層を介して第２の基材と第３の基材とを貼付する方法が挙げられる。貼合の順序は、第２の基材および第３の基材を貼合してから、第２の基材に基材を貼合してもよく、第２の基材および基材を貼合してから、第２の基材に第３の基材を貼合してもよい。また、第３の基材の下部表面に第２接着層を形成し、第２の基材、対極および参照極を第２接着層で包埋するように第３の基材を固着してもよい。 As a method for arranging the second base material, for example, the base material on which the electrode system and the wiring portion are formed via the first adhesive layer and the second base material are pasted, and the second base material is interposed via the second adhesive layer. The method of sticking 2 base material and 3rd base material is mentioned. The order of pasting may be that the second base material and the third base material are pasted and then the base material may be pasted on the second base material, and the second base material and the base material are pasted. Then, the third base material may be bonded to the second base material. Alternatively, the second adhesive layer may be formed on the lower surface of the third base material, and the third base material may be fixed so as to embed the second base material, the counter electrode, and the reference electrode with the second adhesive layer. Good.
第１接着層および第２接着層の材料としては、例えば、合成接着剤としてはアクリル系接着剤、エステル系接着剤、ビニル系接着剤、シリコン系接着剤等、天然接着剤としてはニカワ、天然ゴム、樹液等の澱粉のり・天然高分子等を用いることができる。
第１接着層および第２接着層の厚さは、３μｍ以上５０μｍ以下の範囲内であることが好ましい。中でも、第２の基材と電極系および配線部が形成された基材とを貼り合わせる第１接着層の厚さは、電極系、配線部および反応部を合わせた厚さ以上、例えば２０μｍ程度であることが好ましい。第２の基材と電極系および配線部が形成された基材とが第１接着層を介して密着され、試料供給路から供給される試料が配線部に流入するのを防御することができる。また、電極系および配線部が形成された基材と第１接着層とが密着していることで、配線部の防錆を実現することができる。
As materials for the first adhesive layer and the second adhesive layer, for example, an acrylic adhesive, an ester adhesive, a vinyl adhesive, a silicon adhesive, etc., as a synthetic adhesive, a glue, a natural adhesive, etc. Starch glue, natural polymer, etc., such as rubber and sap can be used.
The thicknesses of the first adhesive layer and the second adhesive layer are preferably in the range of 3 μm or more and 50 μm or less. Among them, the thickness of the first adhesive layer for bonding the second base material to the base material on which the electrode system and the wiring part are formed is equal to or greater than the total thickness of the electrode system, the wiring part, and the reaction part, for example, about 20 μm. It is preferable that The second substrate and the substrate on which the electrode system and the wiring portion are formed are in close contact with each other through the first adhesive layer, and it is possible to prevent the sample supplied from the sample supply path from flowing into the wiring portion. . Moreover, the rust prevention of a wiring part is realizable because the base material in which the electrode system and the wiring part were formed, and the 1st contact bonding layer are closely_contact | adhered.
（２）第３の基材
本発明に用いられる第３の基材は、蓋材として機能する基材である。
第３の基材には、例えば、樹脂基材、セラミック基材、ガラス基材、半導体基材、金属基材等を用いることができる。第３の基材は、剛性を有していてもよく、弾性を有していてもよい。中でも、電気絶縁性および弾性を有することが好ましく、例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）樹脂、塩化ビニル樹脂、ポリスチレン（ＰＳ）樹脂、ポリプロピレン（ＰＰ）樹脂、ポリエステル樹脂等のフィルムを好適に用いることができる。
(2) 3rd base material The 3rd base material used for this invention is a base material which functions as a cover material.
As the third substrate, for example, a resin substrate, a ceramic substrate, a glass substrate, a semiconductor substrate, a metal substrate, or the like can be used. The third substrate may have rigidity or may have elasticity. Among them, it is preferable to have electrical insulating properties and elasticity. For example, films such as polyethylene terephthalate (PET) resin, vinyl chloride resin, polystyrene (PS) resin, polypropylene (PP) resin, and polyester resin can be suitably used.
第３の基材の形状は、電極系および配線部が形成された基材に応じて適宜選択されるものであり、例えば、第３の基材は配線部の一部が露出するように切欠部を有していてもよい。
切欠部の形成方法としては、例えば、打ち抜き加工が挙げられる。
The shape of the third base material is appropriately selected according to the base material on which the electrode system and the wiring portion are formed. For example, the third base material is notched so that a part of the wiring portion is exposed. May have a part.
Examples of the method for forming the notch include punching.
第３の基材の配置方法としては、第２接着層を介して第２の基材と第３の基材とを貼付する方法が挙げられる。なお、電極系および配線部が形成された基材と第２の基材と第３の基材とを貼合する方法については、上記第２の基材の項に記載した通りである。 As a method for arranging the third base material, a method of attaching the second base material and the third base material via the second adhesive layer can be mentioned. In addition, about the method of bonding the base material in which the electrode system and the wiring part were formed, the 2nd base material, and the 3rd base material, it is as having described in the term of the said 2nd base material.
（３）絶縁層
本発明においては、電極系および配線部が形成された基材上に配線部を覆うように絶縁層が形成されていてもよい。配線部を覆うように絶縁層を形成することにより、配線部の酸化を防ぐとともに、ショートを防ぐことができる。
絶縁層には、例えば、光硬化性樹脂、熱硬化性樹脂を用いることができる。
絶縁層の形成位置としては、配線部を覆い、かつ電極系および配線部のコネクタ部分を覆わないように絶縁層を形成すればよい。
絶縁層の形成方法としては、所定のパターン状に絶縁層を形成することができる方法であればよく、例えば、グラビア印刷法、スクリーン印刷法等の印刷法が挙げられる。また、絶縁層を形成する際には、光硬化性樹脂や熱硬化性樹脂を予めパターン状に塗布した後、硬化してもよく、光硬化性樹脂や熱硬化性樹脂を全面に塗布した後、硬化したい部分のみにエネルギーを加えて硬化してもよい。
(3) Insulating layer In this invention, the insulating layer may be formed so that a wiring part may be covered on the base material in which the electrode system and the wiring part were formed. By forming the insulating layer so as to cover the wiring part, it is possible to prevent the wiring part from being oxidized and to prevent a short circuit.
For the insulating layer, for example, a photocurable resin or a thermosetting resin can be used.
As the formation position of the insulating layer, the insulating layer may be formed so as to cover the wiring portion and not cover the electrode system and the connector portion of the wiring portion.
As a method for forming the insulating layer, any method that can form the insulating layer in a predetermined pattern may be used, and examples thereof include a printing method such as a gravure printing method and a screen printing method. Moreover, when forming an insulating layer, after apply | coating a photocurable resin or a thermosetting resin to a pattern shape beforehand, you may harden | cure, and after apply | coating a photocurable resin or a thermosetting resin to the whole surface Alternatively, curing may be performed by applying energy only to a portion to be cured.
３．製造方法
本発明において、バイオセンサの製造は多面付けで行ってもよい。この場合、電極系および配線部が形成された基材と第２の基材と第３の基材とを貼合した後、断裁して個々のバイオセンサを得ることができる。
3. Manufacturing Method In the present invention, the biosensor may be manufactured by multiple imposition. In this case, after bonding the base material on which the electrode system and the wiring portion are formed, the second base material, and the third base material, the individual biosensors can be obtained by cutting.
４．測定装置
図７（ａ）、（ｂ）は、本発明のバイオセンサを測定装置に接続した様子を示す模式図であり、図７（ａ）は全体図であり、図７（ｂ）は図７（ａ）の破線部における測定装置の内部を説明する図である。
図７（ａ）、（ｂ）に例示するように、測定装置６０は、公知の測定装置であって、バイオセンサ２０を接続して、試料中に含まれる被検出物を検出する装置である。測定装置６０は、例えば、バイオセンサ２０で生じた電気信号を受信するための接続電極６３、演算部（図示せず）、電源（図示せず）、表示部６１および操作部６２を備える。バイオセンサ２０は、測定装置６０の装着部に装着されると、バイオセンサ２０の３つの配線部１５の端部が測定装置６０の接続電極６３にそれぞれ接続される。この接続により、バイオセンサ２０で生じた電気信号は、測定装置６０に伝達される。
なお、図７（ａ）、（ｂ）に示す例においては、基材２上に３本の配線部１５が形成されており、測定装置は３本の接続電極６３を有しているが、基材上に２本の配線部を形成して、一方の配線部に作用極、他方の配線部に対極および参照極を別々に接続した場合は、測定装置の接続電極は２本となる。
4). Measurement Device FIGS. 7A and 7B are schematic views showing a state in which the biosensor of the present invention is connected to the measurement device, FIG. 7A is an overall view, and FIG. 7B is a diagram. It is a figure explaining the inside of the measuring apparatus in the broken-line part of 7 (a).
As illustrated in FIGS. 7A and 7B, the
In the example shown in FIGS. 7A and 7B, the three
測定方法としては、例えば、測定者がバイオセンサ２０を測定装置６０に装着し、バイオセンサ２０の先端から第２の基材に設けられた試料供給路に試料を導入し、操作部６２を操作して、測定を開始する。試料供給路に導入された試料に被検出物が含まれる場合は、被検出物と、反応部に配設された生体由来物質とが反応し、電気信号がバイオセンサ２０の電極系で検出され、電極系を介して配線部１５の端部から、測定装置６０の接続電極６３を介して、測定装置６０に伝達される。測定装置６０は、バイオセンサ２０から受信した電気信号を演算部で測定値に変換する。得られた測定値は、表示部６１に表示され、測定者は測定結果を視覚的に認識することができる。
As a measuring method, for example, a measurer attaches the
本発明は、上記実施形態に限定されるものではない。上記実施形態は、例示であり、本発明の請求の範囲に記載された技術的思想と実質的に同一な構成を有し、同様な作用効果を奏するものは、いかなるものであっても本発明の技術的範囲に包含される。 The present invention is not limited to the above embodiment. The above-described embodiment is an exemplification, and the present invention has any configuration that has substantially the same configuration as the technical idea described in the claims of the present invention and exhibits the same function and effect. Are included in the technical scope.
以下、本発明について実施例を用いて具体的に説明する。 Hereinafter, the present invention will be specifically described with reference to examples.
［実施例１］
（バイオセンサ用電極の作製）
まず、厚さ１００μｍのＰＥＴフィルム（東レ社製ルミラー）の基板の表面に、プライマー剤（大日精化工業社製ＶＭ−Ｄ）を印刷し密着層を形成した。次に、密着層上に水溶性レジストを用いて印刷法でレジストパターンを形成した。次いで、基板のレジストパターンが形成された面に、銀を用いて真空蒸着法により厚さ５０ｎｍの金属蒸着層を形成した。その後、温水による水洗を行い、レジストパターンを溶解させて、レジストパターン上に形成された金属蒸着層を除去し、パターン状の金属蒸着層から構成される配線部および下部電極層を形成した。配線部１５および下部電極層３を構成する金属蒸着層のパターン寸法を図８に示す。
[Example 1]
(Production of electrodes for biosensors)
First, a primer agent (VM-D manufactured by Dainichi Seika Kogyo Co., Ltd.) was printed on the surface of a 100 μm thick PET film (Lumirror manufactured by Toray Industries, Inc.) to form an adhesion layer. Next, a resist pattern was formed on the adhesion layer by a printing method using a water-soluble resist. Next, a metal vapor deposition layer having a thickness of 50 nm was formed on the surface of the substrate on which the resist pattern was formed by vacuum vapor deposition using silver. Thereafter, washing with warm water was performed to dissolve the resist pattern, the metal vapor deposition layer formed on the resist pattern was removed, and a wiring portion and a lower electrode layer constituted by the patterned metal vapor deposition layer were formed. The pattern dimension of the metal vapor deposition layer which comprises the
次に、下部電極層上に、グラビア印刷用製版９０線で幅３．０ｍｍ、長さ５．０ｍｍのインキパターンを転写し、同一のグラビア印刷用製版、同一のアライメントで２層のカーボン電極層を積層して上部電極層を形成した。この際、図８に示すように、作用極１１、対極１２、参照極１３を構成する上部電極層４が一体に形成されるようにインキパターンを転写した。
すなわち、まず、下部電極層上に、カーボン顔料としてカーボンブラックを含み、バインダー樹脂として塩化ビニルと酢酸ビニルの共重合体を含み、溶剤として酢酸エチルおよびメチルエチルケトン（１：１）を含むカーボングラビアインキＩ（ＦＤＫ導電墨インキ、合同インキ社製）を印刷し、１２０℃で１０分間乾燥して、１層目の第１電極層を形成した。第１電極層は０．７μｍ厚であった。
次いで、第１電極層上に、カーボン顔料としてカーボンブラックを含み、バインダー樹脂としてブチラール樹脂を含み、溶剤としてトルエン、イソプロピルアルコールおよびメチルエチルケトン（６０：２５：１５）を含むカーボングラビアインキII（処理ＰＥＴ用導電墨インキ、合同インキ社製）を印刷し、１２０℃で１０分間乾燥して、２層目の第２電極層を形成した。第２電極層は１．２μｍ厚であった。
この際、下記表１に示すように、カーボングラビアインキＩおよびカーボングラビアインキIIのカーボン含有量を変化させて第１電極層および第２電極層を形成した。
Next, an ink pattern having a width of 3.0 mm and a length of 5.0 mm is transferred onto the lower electrode layer with 90 lines of gravure printing plate making, and two carbon electrode layers are formed with the same gravure printing plate making and the same alignment. Were stacked to form an upper electrode layer. At this time, as shown in FIG. 8, the ink pattern was transferred so that the
That is, first, a carbon gravure ink I containing carbon black as a carbon pigment, a copolymer of vinyl chloride and vinyl acetate as a binder resin, and ethyl acetate and methyl ethyl ketone (1: 1) as solvents on the lower electrode layer. (FDK conductive black ink, manufactured by Godo Ink Co., Ltd.) was printed and dried at 120 ° C. for 10 minutes to form a first first electrode layer. The first electrode layer was 0.7 μm thick.
Next, on the first electrode layer, carbon gravure ink II (for treated PET) containing carbon black as a carbon pigment, butyral resin as a binder resin, and toluene, isopropyl alcohol and methyl ethyl ketone (60:25:15) as solvents. Conductive black ink (manufactured by Godo Ink Co., Ltd.) was printed and dried at 120 ° C. for 10 minutes to form a second second electrode layer. The second electrode layer was 1.2 μm thick.
At this time, as shown in Table 1 below, the carbon content of the carbon gravure ink I and the carbon gravure ink II was changed to form the first electrode layer and the second electrode layer.
（評価）
また、図８に示すように、作用極１１が接続されている配線部１５の先端Ａ１と対極１２が接続されている配線部１５の先端Ｂ１との間の抵抗値（作用極および対極間の抵抗値）と、作用極１１が接続されている配線部１５の先端Ａ１と作用極１１を構成する上部電極層４の表面Ａ２との間の抵抗値（層間１の抵抗値）と、対極１２および作用極１３が接続されている配線部１５の先端Ｂ１と対極１２を構成する上部電極層４の表面Ｂ２との間の抵抗値（層間２の抵抗値）とを測定した。測定結果を下記表２に示す。なお、Ｎｏ．４については抵抗値が高くすべて測定できなかった。
(Evaluation)
Further, as shown in FIG. 8, the resistance value between the tip A1 of the
Ｎｏ．１〜３は電極間の抵抗値からショートしていることがわかる。 No. 1 to 3 are short-circuited from the resistance value between the electrodes.
［実施例２］
（バイオセンサの作製）
実施例１のＮｏ．１〜３のバイオセンサ用電極を用いてバイオセンサを作製した。すなわち、まず、電極系の作用極上に、酵素としてグルコースオキシダーゼ（東洋紡社製ＧＬＯ−２０１）を１ユニット、電子受容体としてフェリシアン化カリウム７０μｇを蒸留水２μＬに溶解し、均一に滴下して反応部を形成した。
次に、配線部のコネクタ部分および電極系（作用極、対極、参照極）以外の領域を覆うように、ＵＶ硬化型レジスト（サンタイプ社製Ｓ−１１４）を１０μｍ厚でスクリーン印刷により塗工し、メタルハライドランプを照射量：４０３Ｊ／ｃｍ2、強度：４１８ｍＷ、試料移動速度：７ｍ／分の条件で照射して硬化させ、絶縁層を形成した。
次に、両面粘着テープ（住友スリーエム社製９６２９ＦＬ）をスペーサーとしてカットした後、配線部、電極系および絶縁層が形成された基材上に添着して、流路を作製した。続いて、カバーとして片面防曇ＰＥＴフィルム（スリーエムヘルスケア社製＃９９７１）を用い、片面防曇ＰＥＴフィルムの防曇面を電極系と対向させてスペーサーと貼り合せた。
[Example 2]
(Production of biosensor)
No. of Example 1 Biosensors were prepared using 1-3 biosensor electrodes. That is, first, 1 unit of glucose oxidase (GLO-201 manufactured by Toyobo Co., Ltd.) as an enzyme and 70 μg of potassium ferricyanide as an electron acceptor are dissolved in 2 μL of distilled water on the electrode working electrode, and the reaction part is uniformly dropped. Formed.
Next, a UV curable resist (S-114 manufactured by Suntype Co., Ltd.) is applied by screen printing to a thickness of 10 μm so as to cover the area other than the connector part and electrode system (working electrode, counter electrode, reference electrode) of the wiring part. Then, the metal halide lamp was irradiated and cured under the conditions of irradiation amount: 403 J / cm 2 , intensity: 418 mW, sample moving speed: 7 m / min, and an insulating layer was formed.
Next, after a double-sided adhesive tape (Sumitomo 3M, 9629FL) was cut as a spacer, it was attached onto a substrate on which a wiring portion, an electrode system, and an insulating layer were formed, thereby producing a flow path. Subsequently, a single-side anti-fogging PET film (# 9971 manufactured by 3M Healthcare) was used as a cover, and the anti-fogging surface of the single-side anti-fogging PET film was bonded to a spacer so as to face the electrode system.
（評価）
得られたバイオセンサをポテンシオスタット（ビーエーエス社製ＡＬＳ７６０）の作用極、対極、参照極に配線し、０．５Ｖ電圧印加で試料２．５μＬ滴下後２秒後の電流を検出した。試料には、生理食塩水にグルコースを１００ｍｇ／ｄＬの濃度に調製した人工標準グルコース液を用いた。
この人工標準グルコース液の抵抗率は６２．５Ωｃｍであり、下記に示すように上記式（１）より作用極および対極間における試料の抵抗値を求めた。ここで、図８に示すように作用極１１を構成する下部電極層３および対極１２を構成する下部電極層３間の距離Ｌは０．５ｍｍ（０．０５ｃｍ）であり、図示しないが、作用極および対極間での試料供給路の幅ｗは２ｍｍ（０．２ｃｍ）、作用極および対極間での試料供給路の高さｈは１００μｍ（０．０１ｃｍ）であった。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／Ｓ）
＝ρｖ×（Ｌ／（ｗ×ｈ））
＝６３．５［Ωｃｍ］×（０．０５［ｃｍ］／（０．２［ｃｍ］×０．０１［ｃｍ］））
＝１５８７．５［Ω］
表２のＮｏ．１〜３の作用極および対極間の抵抗値はいずれも、この試料の抵抗値Ｒよりも高かった。ここで、図３（ａ）、（ｂ）に例示するように、印刷法により上部電極層４を形成する場合にインク汚れやアライメント誤差の影響等により、隣接する上部電極層４がつながってしまいショートが発生する場合には、図８に示すモデルよりも作用極１１を構成する上部電極層４と対極１２を構成する上部電極層４とがつながる部分が小さいため、実際には作用極および対極間の抵抗値は表２の値よりも高くなる。
Ｎｏ．１〜３のバイオセンサでは電流が検出され、グルコース濃度を検出可能な電極が作製されたことが確認された。なお、Ｎｏ．１のバイオセンサでは電流は検出されたが、安定せずノイズレベルであった。
(Evaluation)
The obtained biosensor was wired to a working electrode, a counter electrode, and a reference electrode of a potentiostat (ALS760 manufactured by BAES Co., Ltd.), and current was detected 2 seconds after dropping 2.5 μL of the sample by applying a 0.5 V voltage. As the sample, an artificial standard glucose solution prepared by adding glucose to physiological saline at a concentration of 100 mg / dL was used.
The resistivity of this artificial standard glucose solution was 62.5 Ωcm, and the resistance value of the sample between the working electrode and the counter electrode was determined from the above formula (1) as shown below. Here, as shown in FIG. 8, the distance L between the
R = ρ v × (L / S)
= Ρ v × (L / (w × h))
= 63.5 [Ωcm] × (0.05 [cm] / (0.2 [cm] × 0.01 [cm]))
= 1587.5 [Ω]
No. in Table 2 The resistance values between the working
No. In the
１ … バイオセンサ用電極
２ … 基材
３ … 下部電極層
４ … 上部電極層
１０ … 電極系
１１ … 作用極
１２ … 対極
１３ … 参照極
１５ … 配線部
１６ … 反応部
２０ … バイオセンサ
２１ … 第２の基材
２２ … 第３の基材
２３ … 試料供給路
２４ … 空気抜き流路
DESCRIPTION OF
Claims (4)
前記電極系は、前記基材上に形成された下部電極層と、前記下部電極層上に形成され、カーボンおよびバインダー樹脂を含有する上部電極層とを有し、
前記下部電極層は前記上部電極層よりも導電性が高く、
前記作用極および前記対極間の抵抗値が、前記バイオセンサ用電極を用いて測定される試料の抵抗率から下記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことを特徴とするバイオセンサ用電極。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／Ｓ） （１）
（式（１）中、Ｒは試料の抵抗値、ρｖは試料の抵抗率、Ｌは作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離、Ｓは作用極および対極間での試料の断面積を示す。） An electrode for a biosensor having a substrate and an electrode system formed on the substrate and having a working electrode and a counter electrode,
The electrode system has a lower electrode layer formed on the substrate, and an upper electrode layer formed on the lower electrode layer and containing carbon and a binder resin,
The lower electrode layer has higher conductivity than the upper electrode layer,
The resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted by the following formula (1) from the resistivity of the sample measured using the biosensor electrode. Sensor electrode.
R = ρ v × (L / S) (1)
(In formula (1), R is the resistance value of the sample, ρ v is the resistivity of the sample, L is the distance between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the working electrode, and S is between the working electrode and the counter electrode. (The cross-sectional area of the sample at is shown.)
前記電極系は、前記基材上に形成された下部電極層と、前記下部電極層上に形成され、カーボンおよびバインダー樹脂を含有する上部電極層とを有し、
前記下部電極層は前記上部電極層よりも導電性が高く、
前記作用極および前記対極間の抵抗値が、前記バイオセンサを用いて測定される試料の抵抗率から下記式（１）により換算される試料の抵抗値よりも高いことを特徴とするバイオセンサ。
Ｒ＝ρｖ×（Ｌ／Ｓ） （１）
（式（１）中、Ｒは試料の抵抗値、ρｖは試料の抵抗率、Ｌは作用極を構成する下部電極層および対極を構成する下部電極層間の距離、Ｓは作用極および対極間での試料の断面積を示す。） A biosensor having a substrate, an electrode system formed on the substrate and having a working electrode and a counter electrode, and a reaction part disposed on the electrode system,
The electrode system has a lower electrode layer formed on the substrate, and an upper electrode layer formed on the lower electrode layer and containing carbon and a binder resin,
The lower electrode layer has higher conductivity than the upper electrode layer,
A biosensor characterized in that the resistance value between the working electrode and the counter electrode is higher than the resistance value of the sample converted from the resistivity of the sample measured using the biosensor by the following formula (1).
R = ρ v × (L / S) (1)
(In formula (1), R is the resistance value of the sample, ρ v is the resistivity of the sample, L is the distance between the lower electrode layer constituting the working electrode and the lower electrode layer constituting the working electrode, and S is between the working electrode and the counter electrode. (The cross-sectional area of the sample at is shown.)
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