JP4374464B2

JP4374464B2 - Biosensor

Info

Publication number: JP4374464B2
Application number: JP2006510899A
Authority: JP
Inventors: 正男後藤; 哲小出; 史代来栖; 秀明中村; 征夫輕部
Original assignee: National Institute of Advanced Industrial Science and Technology AIST
Current assignee: National Institute of Advanced Industrial Science and Technology AIST
Priority date: 2004-03-10
Filing date: 2005-02-21
Publication date: 2009-12-02
Anticipated expiration: 2025-02-21
Also published as: JPWO2005088288A1; JP2009222726A; JP4706070B2; WO2005088288A1

Description

本発明は、バイオセンサに関する。さらに詳しくは、触媒活性が高く、測定妨害物質に対する選択性にすぐれたセンサなどとして好適に用いられるバイオセンサに関する。 The present invention relates to a biosensor . More specifically, the present invention relates to a biosensor suitably used as a sensor having high catalytic activity and excellent selectivity for a measurement interfering substance.

カーボンナノチューブは、電気化学的特性として、触媒活性が他の電極材料より高いことが挙げられ、これを電極として用いた場合、同一電位において、酸化電流、還元電流が大きく感度向上につながることや、測定妨害物質に対する選択性があるといった特徴がある。
Nature, 354, 56 (1991) Carbon nanotubes have higher electrochemical activity than other electrode materials as electrochemical characteristics. When this is used as an electrode, oxidation current and reduction current are greatly increased at the same potential, leading to improved sensitivity. It has the feature that it has selectivity for measurement interfering substances.
Nature, 354, 56 (1991)

このような(バイオ)センサとしては、例えばミネラルオイルにカーボンナノチューブや酵素を配合し、他の電極の先端につけるといったものがあるが、これはあくまで実験室的な製作法すぎず、生産性、経済性、利便性に問題があった。
Bioelectrochem. Bioenerg. 41, 121 (1996) Electroanalysis 14, 1609 (2002) J. Am. Chem. Soc. 125, 2408 (2003) Ana. Chem. 75, 2075 (2003) Electrochem. Commun. 5, 689 (2003) Such (bio) sensors include, for example, carbon nanotubes and enzymes mixed in mineral oil and attached to the tip of other electrodes, but this is not just a laboratory production method, productivity, There were problems with economy and convenience.
Bioelectrochem. Bioenerg. 41, 121 (1996) Electroanalysis 14, 1609 (2002) J. Am. Chem. Soc. 125, 2408 (2003) Ana. Chem. 75, 2075 (2003) Electrochem. Commun. 5, 689 (2003)

本発明の目的は、触媒活性の高いカーボンナノチューブなどのナノカーボン材料を用いて、測定妨害物質に対する選択性にすぐれるとともに、生産性、経済性、利便性にもすぐれたバイオセンサなどとして好適に用いられるセンサを提供することにある。 The object of the present invention is to use a nanocarbon material such as a carbon nanotube with high catalytic activity, and it is suitable as a biosensor having excellent selectivity to measurement interfering substances and excellent productivity, economy, and convenience. It is to provide a sensor to be used.

かかる本発明の目的は、カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレンおよびこれらの誘導体の少なくとも一種0.1〜10重量％、カーボンブラックおよびグラファイトの少なくとも一種30〜60重量％、バインダー樹脂30〜60重量％、有機溶剤および好ましくはさらに金属粉が添加されたインクが電極として基板上に印刷されたバイオセンサによって達成される。 The object of the present invention is to provide at least one kind of carbon nanotube, carbon nanohorn, cocoon, carbon nanocoil, fullerene and derivatives thereof at 0.1 to 10% by weight , at least one kind of carbon black and graphite, 30 to 60% by weight, binder resin 30 to This is achieved by a biosensor in which 60% by weight of an organic solvent and preferably further added with metal powder is printed on the substrate as an electrode.

カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレン、これらの誘導体またはこれらの混合物とカーボンと樹脂などで構成された電極を基板上に印刷することにより、従来法に比べ、生産性、経済性、利便性に優れたバイオセンサが提供される。 Productivity and economic efficiency compared to conventional methods by printing on the substrate electrodes composed of carbon nanotubes, carbon nanohorns, cocoons, carbon nanocoils, fullerenes, their derivatives or their mixtures, and carbon and resin. A biosensor excellent in convenience is provided.

電極の基板上への印刷に用いられるインクは、カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレン、これらの誘導体またはこれらの混合物、カーボンブラックおよびグラファイトの少なくとも一種が用いられるカーボン、バインダー樹脂および有機溶剤を混合することにより調製することができる。 The ink used for printing on the substrate of the electrode includes carbon nanotubes, carbon nanohorns, cocoons, carbon nanocoils, fullerenes, derivatives thereof or mixtures thereof, carbon in which at least one of carbon black and graphite is used , binder resins, and It can be prepared by mixing an organic solvent.

カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレンなどのいわゆるナノカーボンは、グラファイトやダイヤモンドなどと同様に炭素の同素体である。この内、カーボンナノチューブはアーク放電法、化学的気相成長法またはレーザー蒸発法などにより製造されたものが用いられ、構造的には多層または単層のいずれのものも用いられる。 So-called nanocarbons such as carbon nanotubes, carbon nanohorns, cocoons, carbon nanocoils, and fullerenes are allotropes of carbon, as are graphite and diamond. Among these, carbon nanotubes manufactured by an arc discharge method, a chemical vapor deposition method, a laser evaporation method, or the like are used, and structurally, either multi-layered or single-walled are used.

このようなナノカーボンは、電極形成成分中0.1〜10重量％、好ましくは1〜7重量％の割合で用いられる。ナノカーボンがこれより少ない割合で用いられると、ナノカーボンに起因する特性である優れた選択性等が発現しないことがあり、一方これより多い割合で用いられると、インク製作の段階で凝集を起こしやすくなり、電極製作が困難となるようになる。 Such nanocarbon is used in a ratio of 0.1 to 10% by weight, preferably 1 to 7% by weight, in the electrode forming component. If nanocarbon is used at a lower ratio, excellent selectivity, which is a characteristic attributed to nanocarbon, may not be exhibited. On the other hand, if it is used at a higher ratio, aggregation occurs at the ink production stage. This makes it easier to manufacture electrodes.

カーボンとしては、カーボンブラックおよびグラファイトの少なくとも一種が用いられる。カーボンブラックとしては、製法別ではファーネスブラック、サーマルブラック、チャンネルブラック、ケッチェンブラックなどが、また原料別ではガスブラック、オイルブラック、アセチレンブラックなどの少なくとも一種が用いられ、好ましくはファーネスブラック、サーマルブラック、ケッチェンブラック、アセチレンブラックが用いられる。 As the carbon, at least one of carbon black and graphite is used. As carbon black, furnace black, thermal black, channel black, ketjen black, etc. are used depending on the production method, and at least one of gas black, oil black, acetylene black, etc. is used depending on the raw material, preferably furnace black, thermal black. Ketjen black and acetylene black are used.

このようなカーボンは、電極形成成分中30〜60重量％、好ましくは40〜50重量％の割合で用いられる。カーボンがこれより少ない割合で用いられると、電極は導電性を発揮することができない場合があり、一方これより多い割合で用いられると、電極がもろく、基板との密着性が低くなる。カーボンは、さらにカーボンブラックとグラファイトで構成させることもできるが、その配合比は重量比で、カーボンブラックはグラファイトに対して約0.2〜2倍の重量比で用いられることが好ましい。また、カーボンは、ナノカーボンに対して約3〜600倍の重量比で用いられることが好ましい。 Such carbon is used in a proportion of 30 to 60% by weight, preferably 40 to 50% by weight, in the electrode forming component. If carbon is used in a smaller proportion, the electrode may not be able to exhibit electrical conductivity. On the other hand, if carbon is used in a larger proportion, the electrode is brittle and the adhesion to the substrate is lowered. Carbon can be further composed of carbon black and graphite, but the blending ratio is by weight, and carbon black is preferably used at a weight ratio of about 0.2 to 2 times that of graphite. Carbon is preferably used at a weight ratio of about 3 to 600 times that of nanocarbon.

バインダー樹脂としては、熱可塑性樹脂、熱硬化性樹脂、光硬化性樹脂などが用いられ、例えばナフィオン、ポリカーボネート、ポリアクリロニトリル、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリブテン、ポリエーテル、ポリエステル、ポリスチレン、ポリ-ｐ-キシレン、ポリ酢酸ビニル、ポリアクリレート、ポリメタクリレート、ポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデン、ポリビニルエーテル、ポリビニルケトン、ポリアミド、ブタジエン系樹脂、フッ素系樹脂などの熱可塑性エラストマーを含む熱可塑性樹脂、ポリウレタン系樹脂、尿素樹脂、メラミン樹脂、フタル酸樹脂、フェノール樹脂、フラン樹脂、アニリン樹脂、不飽和ポリエステル樹脂、キシレン・ホルムアルデヒド樹脂、エポキシ樹脂などの熱硬化性樹脂、エポキシアクリレート系、アクリルエポキシカチオン重合系、感光性ポリイミドなどの光硬化性樹脂の少なくとも一種、好ましくは上記各種ビニル樹脂、フェノール樹脂、ナフィオン、ポリアミド、ポリエチレン、ポリプロピレン、フタル酸樹脂、エポキシ樹脂などが用いられる。 As the binder resin, a thermoplastic resin, a thermosetting resin, a photocurable resin, and the like are used. For example, Nafion, polycarbonate, polyacrylonitrile, polyethylene, polypropylene, polybutene, polyether, polyester, polystyrene, poly-p-xylene, Thermoplastic resins including thermoplastic elastomers such as polyvinyl acetate, polyacrylate, polymethacrylate, polyvinyl chloride, polyvinylidene chloride, polyvinyl ether, polyvinyl ketone, polyamide, butadiene resin, fluorine resin, polyurethane resin, urea resin , Thermosetting resins such as melamine resin, phthalic acid resin, phenol resin, furan resin, aniline resin, unsaturated polyester resin, xylene / formaldehyde resin, epoxy resin, epoxy acrylate Acrylic epoxy cationic polymerization, at least one photo-curable resin such as photosensitive polyimide, preferably the various vinyl resins, phenol resins, Nafion, polyamide, polyethylene, polypropylene, phthalic acid resins, such as epoxy resin is used.

このようなバインダー樹脂は、電極形成成分中30〜60重量％、好ましくは40〜50重量％の割合で用いられる。樹脂がこれより少ない割合で用いられると、電極がもろくなり、また基板との密着性が低くなるようになり、一方これより多い割合で用いられると、導電性を有しなくなる。 Such a binder resin is used in a proportion of 30 to 60% by weight, preferably 40 to 50% by weight, in the electrode forming component. If the resin is used at a lower ratio, the electrode becomes brittle and the adhesion to the substrate becomes lower. On the other hand, if the resin is used at a higher ratio, the resin has no conductivity.

以上の必須成分に加えて、導電性を改善すべくさらに金属粉または金属酸化物粉を加えることができる。金属粉または金属酸化物粉としては、一般に粒径が約0.01〜0.5μm、好ましくは約0.02〜0.3μm程度のニッケル、銅、銀、コバルト、酸化チタン、酸化亜鉛、インジウムスズ酸化物(ITO)などの粉末が用いられる。これらの金属粉または金属酸化物粉は、導電性を改善するばかりでなく、ニッケル、銅、銀、コバルトなどは核酸、タンパク質、アミノ酸、アルコールなどに対して反応するので、この添加により、核酸、タンパク質、アミノ酸、アルコールセンサへの応用が可能となる。 In addition to the above essential components, metal powder or metal oxide powder can be further added to improve conductivity. As the metal powder or metal oxide powder, generally nickel, copper, silver, cobalt, titanium oxide, zinc oxide, indium tin oxide (ITO) having a particle size of about 0.01 to 0.5 μm, preferably about 0.02 to 0.3 μm. Etc. are used. These metal powders or metal oxide powders not only improve conductivity, but nickel, copper, silver, cobalt, etc. react with nucleic acids, proteins, amino acids, alcohols, etc. Application to protein, amino acid and alcohol sensors becomes possible.

このような金属粉または金属酸化物粉は、電極形成成分中50重量％以下、好ましくは5〜20重量％の割合で用いられる。金属粉または金属酸化物粉がこれより多い割合で用いられると、電極がもろく、基板との密着性が低くなるようになる。 Such metal powder or metal oxide powder is used in an amount of 50% by weight or less, preferably 5 to 20% by weight, in the electrode forming component. If the metal powder or metal oxide powder is used in a proportion higher than this, the electrode becomes brittle and the adhesion to the substrate becomes low.

以上の各成分を溶解する溶剤としては、イソホロン、ブチルカルビトール、ブチルカルビトールアセテート、アセトン、メチルエチルケトン、メチルイソブチルケトン、シクロヘキサノン、メチルシクロヘキサノン、ニトロプロパン、ミネラルスピリット、ベンゼン、キシレン、トルエン、ソルベントナフサ、ナフテン系溶剤、メタノール、エタノール、ブタノール、酢酸メチル、酢酸エチル、酢酸ブチル、酢酸オクチル、酢酸ベンジル、酢酸シクロヘキシル、テレビン油、ジメチルエーテル、エチレン-またはジエチレン-グリコールモノ-またはジ-エチルエーテル、エチレン-またはジエチレン-グリコールモノ-またはジ-メチルエーテル、エチレン-またはジエチレン-グリコールモノ-またはジ-ブチルエーテル、ジオキサン、ジメチレンクロライド、トリクロロエチレンまたは水などの少なくとも一種が用いられる。 Solvents for dissolving the above components include isophorone, butyl carbitol, butyl carbitol acetate, acetone, methyl ethyl ketone, methyl isobutyl ketone, cyclohexanone, methylcyclohexanone, nitropropane, mineral spirit, benzene, xylene, toluene, solvent naphtha, Naphthenic solvents, methanol, ethanol, butanol, methyl acetate, ethyl acetate, butyl acetate, octyl acetate, benzyl acetate, cyclohexyl acetate, turpentine oil, dimethyl ether, ethylene- or diethylene-glycol mono- or di-ethyl ether, ethylene- or diethylene -Glycol mono- or di-methyl ether, ethylene- or diethylene-glycol mono- or di-butyl ether, dioxane, dimethylene chlora De, at least one of trichlorethylene or water is used.

これらの溶剤は、インク中30〜60重量％、好ましくは40〜50重量％の割合で用いられる。溶剤がこれより少ない割合で用いられると、粘度が高く印刷しにくくなり、一方これより多い割合で用いられると、印刷の精度が悪くなるようになる。 These solvents are used in a proportion of 30 to 60% by weight, preferably 40 to 50% by weight in the ink. If the solvent is used in a smaller proportion, the viscosity is high and printing is difficult. On the other hand, if the solvent is used in a larger proportion, the printing accuracy becomes worse.

以上の各成分の混合に際しては、一般の混合機、例えば撹拌翼を有する混合機などが用いられ、インクの粘度が高いときには３本ロールなどが、またインクの粘度が低いときにはボールミルなどを使用することができる。各成分の配合順序は任意である。 When mixing the above components, a general mixer such as a mixer having a stirring blade is used. When the ink viscosity is high, a three roll is used, and when the ink viscosity is low, a ball mill is used. be able to. The blending order of each component is arbitrary.

得られたインクは、ろ過された後ポリエチレンテレフタレートなどのプラスチック、ポリ乳酸などの生分解性材料、紙、セラミックス、ガラスなどの基板上にスクリーン印刷され、その後100〜200℃のオーブン中で加熱され、溶剤を揮発させて電極を形成する。 The obtained ink is filtered, screen-printed on a substrate such as a plastic such as polyethylene terephthalate, a biodegradable material such as polylactic acid, paper, ceramics, and glass, and then heated in an oven at 100 to 200 ° C. The electrode is formed by volatilizing the solvent.

電極は、バインダーである樹脂中にナノカーボンとカーボンとが分散していることにより、ナノカーボンの特性である導電性などが発現する。ナノカーボンの特性の発現は、ナノカーボン同志の接触、ナノカーボンとカーボンとの接触、カーボン同志の接触、トンネル効果などにより得られる。 In the electrode, the nanocarbon and carbon are dispersed in the resin as the binder, so that the conductivity that is a characteristic of the nanocarbon is expressed. The expression of the characteristics of nanocarbon is obtained by contact between nanocarbons, contact between nanocarbon and carbon, contact between carbons, tunnel effect, and the like.

また、電極はあらかじめ電極端子が形成された基板の電極端子の一方の端部上に印刷して形成することも可能である。この場合、電極端子の材料を選ぶことにより、電流を取り出す端子部分の抵抗を制御できる利点がある。材料としては、白金、パラジウム、銀、銅などの単体またはこれらが樹脂などに分散されたものであり、これらは蒸着、スパッタリング、スクリーン印刷、箔貼り付けなどの方法で基板上に形成できる。 The electrode can also be formed by printing on one end of the electrode terminal of the substrate on which the electrode terminal is formed in advance. In this case, there is an advantage that the resistance of the terminal portion from which the current is extracted can be controlled by selecting the material of the electrode terminal. As a material, platinum, palladium, silver, copper, or the like, or these are dispersed in a resin or the like, which can be formed on a substrate by a method such as vapor deposition, sputtering, screen printing, or foil bonding.

センサとしては、作用極と対極の２極またはこれに参照極を加えた３極の電極のものが用いられ、好ましくはセンサを小型化する観点からは２極のものが、また測定精度の信頼性を高める観点からは、銀塩化銀などの参照極を加えた３極のものが用いられる。さらにこれらをバイオセンサとして用いる場合には、これらの電極に加えて、酵素などの有機物質層が形成されたものが用いられる。なお、電極の大きさ、配置は特に限定されない。電極の面積規定は、熱硬化性または光硬化性のレジストをスクリーン印刷で形成するのが好ましい。 As the sensor, a working electrode and a counter electrode are used, or a three-pole electrode in which a reference electrode is added to the working electrode. Preferably, a two-pole electrode is used from the viewpoint of downsizing the sensor. From the viewpoint of improving the properties, a three-pole one to which a reference electrode such as silver-silver chloride is added is used. Further, when these are used as biosensors, those in which an organic substance layer such as an enzyme is formed in addition to these electrodes are used. The size and arrangement of the electrodes are not particularly limited. The area of the electrode is preferably defined by screen printing of a thermosetting or photocurable resist.

また、２つのセンサを同一基板上に形成することもできる。例えば、グルコースセンサとクレアチニンセンサ、グルコースセンサとケトン体センサ、さらに３つのセンサを同一基板上に形成することもできる。例えば、グルコースセンサとクレアチニンセンサとケトン体センサなどである。 Two sensors can also be formed on the same substrate. For example, a glucose sensor and a creatinine sensor, a glucose sensor and a ketone body sensor, and three sensors can be formed on the same substrate. For example, a glucose sensor, a creatinine sensor, a ketone body sensor, and the like.

本発明のセンサを用いた測定法としては、酸化電流もしくは還元電流を測定するポテンシャルステップクロノアンペロメトリーまたはクーロメトリー、サイクリックボルタンメトリー法などが用いられる。測定方式としては、デスポーザブル（使い捨て）方式が望ましいが、他にFIA(Flow Injection Analysis)方式やバッチ方式でもよい。 As a measuring method using the sensor of the present invention, potential step chronoamperometry, coulometry, cyclic voltammetry, or the like for measuring an oxidation current or a reduction current is used. As a measurement method, a disposable (disposable) method is desirable, but an FIA (Flow Injection Analysis) method or a batch method may also be used.

測定に際しては、電極間電圧を特定の電圧に設定することにより、測定妨害物質の影響を避け、目的物質を選択的に測定することができる。例えば、血液中、尿中の糖(グルコース)を測定する場合には、電極に電圧をかけて測定するが、電圧により過酸化水素だけでなく、アスコルビン酸、尿酸、アセトアミノフェンなども電極反応してしまうが、カーボンナノチューブを配合した電極は電圧を選択することにより(ここでは特定電圧という)、過酸化水素にのみ電極反応し、これらの夾雑物質にそれほど電極反応しない状態を設定でき、選択性にすぐれた(バイオ)センサを形成できる。このような特定電圧は、測定物質によって異なる。 In the measurement, by setting the interelectrode voltage to a specific voltage, it is possible to avoid the influence of the measurement interfering substance and selectively measure the target substance. For example, when measuring sugar (glucose) in blood or urine, the voltage is applied to the electrode, but not only hydrogen peroxide but also ascorbic acid, uric acid, acetaminophen, etc. However, by selecting a voltage for the electrode containing carbon nanotubes (referred to here as a specific voltage), the electrode reacts only with hydrogen peroxide and can be set so that it does not react so much with these contaminants. It is possible to form an excellent (bio) sensor. Such a specific voltage varies depending on the substance to be measured.

ここで、電極のみから構成されるセンサを用いた場合には、過酸化水素、NADH、尿酸、ドーパミンなどの神経伝達物質、モノアミン、アルコール、金属イオン、遺伝子損傷マーカーである8-ヒドロキシデオキシグアノシンなどの核酸(特許文献１参照）、たんぱく質(特許文献２参照）、脂質、炭水化物またはそれらの誘導体などを検出できる。
特開２００１−２５８５９７号公報ＵＳＰ５６５３８６４ Here, when a sensor composed only of electrodes is used, neurotransmitters such as hydrogen peroxide, NADH, uric acid and dopamine, monoamine, alcohol, metal ions, 8-hydroxydeoxyguanosine, which is a gene damage marker, etc. Nucleic acids (see Patent Document 1), proteins (see Patent Document 2), lipids, carbohydrates or derivatives thereof can be detected.
JP 2001-258597 A USP 5563864

例えば、過酸化水素は、次式の電極反応に従って酸化または還元された電流を測定することにより、その濃度が電気化学的に測定可能となる。
電極による酸化の場合：H₂O₂ → O₂ + 2H⁺ + 2e^-
電極による還元の場合：H₂O₂ + 2H⁺ + 2e^- → 2H₂O For example, hydrogen peroxide, by measuring the oxidation or reduction currents in accordance with the electrode reaction of the following formula, its concentration is electrochemically measurable.
For oxidation by the _{_{_{electrode: H 2 O 2 → O 2}}} + 2H + + 2e -
For reduction with _{_{^{electrodes: H 2 O 2 + 2H +}}} + 2e - → 2H 2 O

また、電極と共に酵素などの有機物質層から構成されるセンサを用いた場合には、グルコース、エタノール、乳酸、ピルビン酸、コレステロール、クレアチニン、ヘモグロビンエーワンシー、ケトン体（β-ヒドロキシ酪酸、βOHD）などの検出が可能となる。 In addition, when a sensor composed of an organic material layer such as an enzyme is used with an electrode, glucose, ethanol, lactic acid, pyruvic acid, cholesterol, creatinine, hemoglobin A1C, ketone body (β-hydroxybutyric acid, βOHD), etc. Can be detected.

ここで有機物質としては、測定物質に対応した酵素、酵素のミュータント、抗体、核酸、プライマー、ペプチド核酸、核酸プローブ、アプタマー、微生物、オルガネラ、シャペロン、レセプター、細胞組織、クラウンエーテル、フェリシアン化カリウムなどのメディエーター、挿入剤、補酵素、抗体標識物質、基質、界面活性剤、脂質、アルブミン、ナフィオン、チオールなどの官能基導入試薬および共有結合試薬の少なくとも一種が用いられる。例えば、特許文献３に示されるようにDNAチップを作成する場合、核酸プローブやアクリジンオレンジなどのインターカレーター（挿入剤）、トリス(フェナントロリン)コバルト錯体などのメタロインターカレーターなどを用いることができる。
特開平５−１９９８９８号公報 Examples of organic substances include enzymes, enzyme mutants, antibodies, nucleic acids, primers, peptide nucleic acids, nucleic acid probes, aptamers, microorganisms, organelles, chaperones, receptors, cell tissues, crown ethers, potassium ferricyanide, etc. At least one of a functional group introducing reagent such as a mediator, an intercalating agent, a coenzyme, an antibody labeling substance, a substrate, a surfactant, lipid, albumin, Nafion, and thiol and a covalent bond reagent are used. For example, when a DNA chip is prepared as shown in Patent Document 3, an intercalator (insertion agent) such as a nucleic acid probe or acridine orange, a metallointercalator such as a tris (phenanthroline) cobalt complex, or the like can be used.
JP-A-5-199898

有機物質層は、有機物質を水溶液または有機溶剤溶液としてデスペンサーなどにより滴下する方法や有機物質を有機溶剤溶液としてスクリーン印刷法により印刷する方法により、電極上および／または電極周辺の基板上または電極と基板に接触するように形成される。形成された有機物質層は、形成後に乾燥処理を行うことが好ましい。 The organic material layer is formed on the electrode and / or on the substrate around the electrode or on the electrode by a method of dropping the organic material as an aqueous solution or an organic solvent solution by a dispenser or the like, or a method of printing the organic material by an organic solvent solution by a screen printing method And in contact with the substrate. The formed organic material layer is preferably dried after formation.

酵素としては、オキシダーゼ、デヒドロゲナーゼなどの酵素、例えばグルコースオキシダーゼ、乳酸オキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、アルコールオキシダーゼ、ザルコシンオキシダーゼ、フルクトシルアミンオキシダーゼ、ピルビン酸オキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、アルコールデヒドロゲナーゼ、ヒドロキシ酪酸デヒドロゲナーゼが挙げられ、この他にコレステロールエステラーゼ、クレアチニナーゼ、クレアチナーゼ、DNAポリメラーゼ、さらにこれら酵素のミュータントなどが用いられる。 Enzymes include enzymes such as oxidase and dehydrogenase such as glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, alcohol oxidase, sarcosine oxidase, fructosylamine oxidase, pyruvate oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, alcohol dehydrogenase, and hydroxybutyrate dehydrogenase. In addition, cholesterol esterase, creatininase, creatinase, DNA polymerase, and mutants of these enzymes are also used.

特許文献４〜６に示される如く、酵素センサでは、検体の測定対象によって分子識別素子としての酵素の種類を変えることが必要である。例えば、測定対象がグルコースの場合にはグルコースオキシターゼまたはグルコースデヒドロゲナーゼが、測定対象がエタノールの場合にはアルコールオキシターゼまたはアルコールデヒドロゲナーゼが、測定対象が乳酸の場合には乳酸オキシターゼが、測定対象が総コレステロールなどの場合にはコレステロールエステラーゼとコレステロールオキシダーゼの混合物などが用いられる。
ＵＳＰ６０７１３９１ＵＳＰ６１５６１７３ＵＳＰ６５０３３８１ As shown in Patent Documents 4 to 6, in an enzyme sensor, it is necessary to change the type of enzyme as a molecular identification element depending on the measurement target of the specimen. For example, glucose oxidase or glucose dehydrogenase is measured when glucose is measured, alcohol oxidase or alcohol dehydrogenase is measured when ethanol is measured, lactate oxidase is measured when lactate is measured, and total cholesterol is measured. In this case, a mixture of cholesterol esterase and cholesterol oxidase is used.
USP 6071391 USP 6156173 USP 6503381

例えば、下記式に示す如く、グルコースオキシダーゼ(GOD)が触媒する反応を用いてグルコースを測定する場合には、発生した過酸化水素を、電極のみから構成されるセンサを用いた場合と同様に、酸化または還元された電流を測定することにより、その濃度が電気化学的に測定可能となり、これにより間接的にグルコース濃度を測定することができる。
グルコース＋酸素 → グルコノラクトン＋Ｈ_２Ｏ_２ For example, as shown in the following formula, when measuring glucose using a reaction catalyzed by glucose oxidase (GOD), the generated hydrogen peroxide is used as in the case of using a sensor composed only of electrodes. By measuring the oxidized or reduced current, the concentration can be measured electrochemically, thereby indirectly measuring the glucose concentration.
Glucose + oxygen → gluconolactone + H ₂ O ₂

このようなセンサにおいて、反応が溶存酸素濃度に律速され、低濃度の試料しか測定できない場合、検出範囲の拡大を目的として酵素とともに電子伝達体(メディエーター)が使用される。メディエーターにはフェリシアン化カリウム、フェロセン、フェロセン誘導体、ベンゾキノン、キノン誘導体、オスミウム錯体などが用いられる。 In such a sensor, when the reaction is limited by the dissolved oxygen concentration and only a low concentration sample can be measured, an electron carrier (mediator) is used together with an enzyme for the purpose of expanding the detection range. As the mediator, potassium ferricyanide, ferrocene, ferrocene derivatives, benzoquinone, quinone derivatives, osmium complexes and the like are used.

例えば、グルコースを測定する場合、グルコースオキシダーゼやグルコースデヒドロゲナーゼなどの酵素のいずれかと、フェリシアン化カリウムを用いる。酵素により還元されたフェリシアンイオンは、以下の式のようにさらに電極によりフェロシアンイオンに酸化され、このときの電流値を測定することにより、間接的にグルコースを測定することができる。
2[Fe(CN)₆]^4- → 2[Fe(CN)₆]^3- + 2e^- For example, when measuring glucose, any one of enzymes such as glucose oxidase and glucose dehydrogenase and potassium ferricyanide are used. Ferricyan ion reduced by the enzyme is further oxidized to ferrocyan ion by the electrode as in the following formula, and glucose can be indirectly measured by measuring the current value at this time.
_{2 [Fe (CN) 6]} 4- → 2 [Fe (CN) 6] 3- + 2e -

これらのセンサをとりつける測定器本体は、データをパーソナルコンピュータ、携帯電話などに有線または無線で送信できる機能を有することが好ましい。例えば、医療・健康関係のバイオセンサの場合、データをグラフ化して自己管理したり、また病院、かかりつけの医者に送信して、データをもとにした相談などができる利点がある。 Instrument attaching these sensors body data personal computers and have the ability to send a wired or wireless to mobile phones preferred. For example, medical / health related biosensors have the advantage that data can be graphed for self-management, or sent to a hospital or family doctor for consultation based on the data.

次に、実施例について本発明を説明する。 Next, the present invention will be described with reference to examples.

実施例１
ノボラック型フェノール樹脂(CAS No.9003-35-4)28gおよびビニル樹脂(CAS No.70775-95-0)2gを、イソホロン9g、ブチルカルビトール13gおよびブチルカルビトールアセテート21gからなる溶剤にミキサーを用いて混合・攪拌し、得られた混合物に、ファーネスブラック9gおよびグラファイト18gを混合した。以上の混合物の固形分重量は57g、混合物全量は100gであった。さらに、この混合物に多層カーボンナノチューブ0.75gを混合して、印刷用インクを得た。得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は42.7重量％、また電極形成成分中の樹脂分は52重量％、カーボンは46.7重量％およびナノカーボンは1.3重量％であった。 Example 1
Mix a mixer with 28 g of novolac-type phenolic resin (CAS No.9003-35-4) and 2 g of vinyl resin (CAS No.70775-95-0) in a solvent consisting of 9 g of isophorone, 13 g of butyl carbitol and 21 g of butyl carbitol acetate. The resulting mixture was mixed with 9 g of furnace black and 18 g of graphite. The weight of the solid content of the above mixture was 57 g, and the total amount of the mixture was 100 g. Furthermore, 0.75 g of multi-walled carbon nanotubes were mixed with this mixture to obtain a printing ink. The ink properties of the obtained printing ink were normal, the solvent in the ink was 42.7% by weight, the resin content in the electrode forming component was 52% by weight, carbon was 46.7% by weight, and nanocarbon was 1.3% by weight. It was.

このインクを、厚さ188μmのPET(ポリエチレンテレフタレート)シート上にスクリーン印刷し、150℃で30分間乾燥し、電極を形成した。目視による電極性状は正常であった。この電極について、膜厚と抵抗を測定したところ、それぞれ12μm、40.7KΩであった。なお、抵抗の測定には、膜厚10μmで規格化したものが用いられ、幅1mm、長さ1mに印刷した塗膜の両端2点間の抵抗をテスターを用いて測定した。 This ink was screen-printed on a PET (polyethylene terephthalate) sheet having a thickness of 188 μm and dried at 150 ° C. for 30 minutes to form an electrode. Visual electrode properties were normal. When the film thickness and resistance of this electrode were measured, they were 12 μm and 40.7 KΩ, respectively. For the measurement of resistance, a standardized film having a thickness of 10 μm was used, and the resistance between two points on both ends of the coating film printed with a width of 1 mm and a length of 1 m was measured using a tester.

実施例２
実施例１において、多層カーボンナノチューブ量が3.75gに変更されて用いられた。得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は41.5重量％で、また電極形成成分中の樹脂分は49.4重量％、カーボンは44.4重量％およびナノカーボンは6.2重量％であった。 Example 2
In Example 1, the amount of multi-walled carbon nanotubes was changed to 3.75 g and used. The ink properties of the obtained printing ink were normal, the solvent in the ink was 41.5% by weight, the resin content in the electrode forming component was 49.4% by weight, carbon was 44.4% by weight and nanocarbon was 6.2% by weight. there were.

このインクを用いて、実施例１と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ10μm、39.8KΩであった。 Using this ink, electrodes were formed in the same manner as in Example 1, and the film thickness and resistance were measured. Visual electrode properties were normal, and the film thickness and resistance were 10 μm and 39.8 KΩ, respectively.

比較例１
実施例１において、多層カーボンナノチューブ量が7.5gに変更されて用いられた。得られた印刷用インクのインク性状には凝集がみられ、インク中の溶剤は40重量％で、また電極形成成分中の樹脂分は46.5重量％、カーボンは41.9重量％およびナノカーボンは11.6重量％であった。 Comparative Example 1
In Example 1, the amount of multi-walled carbon nanotubes was changed to 7.5 g. Aggregation was observed in the ink properties of the obtained printing ink, the solvent in the ink was 40% by weight, the resin content in the electrode forming component was 46.5% by weight, carbon was 41.9% by weight, and nanocarbon was 11.6% by weight. %Met.

このインクを用いて、実施例１と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。目視による電極性状は粗密混在であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ17μm、98.7KΩであった。 Using this ink, electrodes were formed in the same manner as in Example 1, and the film thickness and resistance were measured. The visual electrode properties were coarse and dense, and the film thickness and resistance were 17 μm and 98.7 KΩ, respectively.

実施例３
実施例１において、多層カーボンナノチューブの代わりに、カーボンナノホーン0.75gが用いられた。得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は42.7重量％で、また電極形成成分中の樹脂分は52重量％、カーボンは46.7重量％およびナノカーボンは1.3重量％であった。 Example 3
In Example 1, 0.75 g of carbon nanohorn was used instead of the multi-walled carbon nanotube. The ink properties of the obtained printing ink were normal, the solvent in the ink was 42.7% by weight, the resin content in the electrode forming component was 52% by weight, carbon was 46.7% by weight and nanocarbon was 1.3% by weight. there were.

このインクを用いて、実施例１と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ14μm、51.3KΩであった。 Using this ink, electrodes were formed in the same manner as in Example 1, and the film thickness and resistance were measured. The visual electrode properties were normal, and the film thickness and resistance were 14 μm and 51.3 KΩ, respectively.

実施例４
実施例１において、多層カーボンナノチューブの代わりに、フラーレンC₆₀が0.54g用いられた。得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は42.8重量％で、また電極形成成分中の樹脂分は52.1重量％、カーボンは47重量％およびナノカーボンは0.9重量％であった。 Example 4
In Example 1, 0.54 g of fullerene C ₆₀ was used instead of the multi-walled carbon nanotubes. The ink properties of the obtained printing ink were normal, the solvent in the ink was 42.8% by weight, the resin content in the electrode forming component was 52.1% by weight, carbon was 47% by weight and nanocarbon was 0.9% by weight. there were.

このインクを用いて、実施例１と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ19μm、72.2KΩであった。 Using this ink, electrodes were formed in the same manner as in Example 1, and the film thickness and resistance were measured. The visual electrode properties were normal, and the film thickness and resistance were 19 μm and 72.2 KΩ, respectively.

比較例１の結果に示されるように、カーボンナノチューブを7.5g(固形分中11.6重量％)配合したものはインクに一部凝集がみられ、電極性状も塗膜に粗密がみられ、均一ではなかった。一方、実施例１〜４の結果に示されるように、0.1〜10重量％、好ましくは1〜7重量％のカーボンナノチューブ、カーボンナノホーンおよびフラーレン(C₆₀)を用いたものは、いずれもインク性状、電極性状ともに良好であった。 As shown in the result of Comparative Example 1, when carbon nanotubes were blended in an amount of 7.5 g (11.6% by weight in the solid content), the ink partially aggregated, and the electrode properties were coarse and dense. There wasn't. On the other hand, as shown in the results of Examples 1 to 4, those using 0.1 to 10% by weight, preferably 1 to 7% by weight of carbon nanotubes, carbon nanohorns and fullerenes (C ₆₀ ) are all ink properties. The electrode properties were good.

実施例５
実施例１において、多層カーボンナノチューブ量が1.7gに変更されて用いられた。得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は42.3重量％で、また電極形成成分中の樹脂分は51.1重量％、カーボンは46重量％およびナノカーボンは2.9重量％であった。 Example 5
In Example 1, the amount of multi-walled carbon nanotubes was changed to 1.7 g and used. The ink properties of the obtained printing ink were normal, the solvent in the ink was 42.3% by weight, the resin content in the electrode forming component was 51.1% by weight, carbon was 46% by weight, and nanocarbon was 2.9% by weight. there were.

このインクを用いて、実施例１と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ9μm、924Ωであった。 Using this ink, electrodes were formed in the same manner as in Example 1, and the film thickness and resistance were measured. Visual electrode properties were normal, and the film thickness and resistance were 9 μm and 924Ω, respectively.

比較例２
実施例１において、多層カーボンナノチューブが用いられなかった。得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は43重量％で、また電極形成成分中の樹脂分は52.6重量％およびカーボンは47.4重量％であった。 Comparative Example 2
In Example 1, multi-walled carbon nanotubes were not used. The ink properties of the obtained printing ink were normal, the solvent in the ink was 43% by weight, the resin content in the electrode forming component was 52.6% by weight, and the carbon was 47.4% by weight.

このインクを用いて、実施例１と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ12μm、1247Ωであった。 Using this ink , electrodes were formed in the same manner as in Example 1, and the film thickness and resistance were measured. The visual electrode properties were normal, and the film thickness and resistance were 12 μm and 1247Ω, respectively.

実施例５および比較例２の結果に示されるように、カーボンナノチューブを配合していない塗膜に比べ、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは、抵抗値が26％低下し、導電性に改善がみられた。 As shown in the results of Example 5 and Comparative Example 2, when 2.9% by weight of carbon nanotubes were blended compared to the coating film not blended with carbon nanotubes, the resistance value was reduced by 26% and the conductivity was improved. Was seen.

実施例６
実施例５で用いられたインクを、厚さ188μmのPETシートにスクリーン印刷し、150℃で30分間乾燥して２極の電極(作用極および対極)を形成したものを用いて、これらの電極の過酸化水素に対する応答を測定した。測定は、pH7.4のリン酸緩衝液に溶解した50mM過酸化水素3μlを電極上に滴下し、20秒静置した後(静置電圧0V)、電極間には-1.2V〜1.2Vの電圧を10秒間かけ、測定電圧印加後10秒後の24℃における電流値を測定するというポテンシャルステップクロアンペロメトリー法により行われた。 Example 6
The ink used in Example 5 was screen-printed on a PET sheet having a thickness of 188 μm and dried at 150 ° C. for 30 minutes to form two electrodes (working electrode and counter electrode). The response to hydrogen peroxide was measured. The measurement was performed by dropping 3 μl of 50 mM hydrogen peroxide dissolved in a phosphate buffer solution at pH 7.4 onto the electrode and leaving it for 20 seconds (static voltage 0 V), and between -1.2 V to 1.2 V between the electrodes. The voltage was applied for 10 seconds, and the current value at 24 ° C. was measured 10 seconds after the measurement voltage was applied.

測定に供した電極は、使い捨てタイプのものであり、以下の各実施例、比較例の電極も使い捨てタイプのものである。すなわち、データの一点一点をとるのに使用したセンサは、すべて異なったものである。 The electrode used for the measurement is of a disposable type, and the electrodes of the following examples and comparative examples are also of a disposable type. That is, all the sensors used for taking the data one by one are different.

比較例３
実施例６において、実施例５で用いられたインクの代わりに、比較例２で用いられたインクが用いられた。 Comparative Example 3
In Example 6, the ink used in Comparative Example 2 was used instead of the ink used in Example 5.

実施例６(○)および比較例３(◇)で得られた結果は、図１のグラフに示される。図１のグラフに示される如く、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは、カーボンナノチューブを配合していないものと比べて、-0.8Vから0.8Vの範囲で同一電圧での電流の発生の程度が高く、特に-0.4V以下、0.4V以上での過酸化水素に対する電極の触媒活性が高いことが示された。両端の電流の急速な立ち上がりは水の電気分解によるものと考えられる。 The results obtained in Example 6 (◯) and Comparative Example 3 (◇) are shown in the graph of FIG. As shown in the graph of FIG. 1, the amount of current generated at the same voltage in the range of −0.8 V to 0.8 V is greater when carbon nanotubes are blended with 2.9% by weight than when carbon nanotubes are not blended. In particular, it was shown that the catalytic activity of the electrode against hydrogen peroxide at −0.4 V or lower and 0.4 V or higher is high. The rapid rise in current at both ends is thought to be due to water electrolysis.

参考例１
実施例６において、pH7.4のリン酸緩衝液に溶解した50mM過酸化水素の代わりに、pH7.4のリン酸緩衝液が同量用いられた。 Reference example 1
In Example 6, the same amount of phosphate buffer solution at pH 7.4 was used instead of 50 mM hydrogen peroxide dissolved in phosphate buffer solution at pH 7.4.

参考例２
比較例３において、pH7.4のリン酸緩衝液に溶解した50mM過酸化水素の代わりに、pH7.4のリン酸緩衝液が同量用いられた。 Reference example 2
In Comparative Example 3, the same amount of phosphate buffer solution at pH 7.4 was used instead of 50 mM hydrogen peroxide dissolved in phosphate buffer solution at pH 7.4.

参考例１(○)および２(◇)で得られた結果は、図２のグラフに示される。この図２のグラフの結果から、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは、カーボンナノチューブを配合していないものに比べて、広い電圧領域でベース電流が安定していて、電位窓が広いと言える。また、実施例６で得られた測定値より、参考例１で得られた測定値をマイナスした値(○)および比較例３で得られた測定値より、参考例２で得られた測定値をマイナスした値(◇)は、図３のグラフに示される。図３に示された結果は、緩衝液によるベース電流の影響を除いて、過酸化水素に起因する電流を正確にみようとしたものである。図３のグラフに示される如く、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは、カーボンナノチューブを配合していないものに比べて、特に-0.4V以下、0.4V以上での過酸化水素に対する電極の触媒活性が高いことが示される。 The results obtained in Reference Examples 1 (◯) and 2 (◇) are shown in the graph of FIG. From the results of the graph of FIG. 2, it can be said that the compound containing 2.9% by weight of carbon nanotubes has a stable base current in a wide voltage range and a wide potential window, compared with the compound not containing carbon nanotubes. . In addition, the measurement value obtained in Reference Example 2 from the measurement value obtained in Example 6 minus the measurement value obtained in Reference Example 1 (◯) and the measurement value obtained in Comparative Example 3 The value minus (◇) is shown in the graph of FIG. The result shown in FIG. 3 is an attempt to accurately see the current caused by hydrogen peroxide without the influence of the base current due to the buffer solution. As shown in the graph of FIG. 3, the 2.9% by weight of the carbon nanotube blended with the electrode catalyst for hydrogen peroxide at −0.4V or lower and 0.4V or higher, in particular, compared to the one without the carbon nanotube blended. High activity is shown.

実施例７
実施例５で用いられたインクを、厚さ188μmのPETシートにスクリーン印刷し、150℃で30分間乾燥して２極の電極(作用極および対極)を形成したものを用いて、これらの電極の過酸化水素センサとしての過酸化水素に対する応答を測定した。測定は、pH7.4のリン酸緩衝液に溶解した所定濃度の過酸化水素3μlを電極上に滴下し、20秒静置した後(静置電圧0V)、電極間には0.6Vの電圧を10秒間かけ、測定電圧印加後10秒後の23℃における電流値を測定するというポテンシャルステップクロアンペロメトリー法により行われた。 Example 7
The ink used in Example 5 was screen-printed on a PET sheet having a thickness of 188 μm and dried at 150 ° C. for 30 minutes to form two electrodes (working electrode and counter electrode). The response to hydrogen peroxide as a hydrogen peroxide sensor was measured. The measurement was performed by dropping 3 μl of hydrogen peroxide with a predetermined concentration dissolved in pH 7.4 phosphate buffer onto the electrode and allowing it to stand for 20 seconds (static voltage 0 V), and then applying a voltage of 0.6 V between the electrodes. This was performed by a potential step chromoamperometry method in which the current value at 23 ° C. was measured 10 seconds after applying the measurement voltage for 10 seconds.

比較例４
実施例７において、実施例５で用いられたインクの代わりに、比較例２で用いられたインクが用いられた。 Comparative Example 4
In Example 7, the ink used in Comparative Example 2 was used instead of the ink used in Example 5.

実施例７(○)および比較例４(◇)で得られた結果は、図４のグラフに示される。 The results obtained in Example 7 (◯) and Comparative Example 4 (◇) are shown in the graph of FIG.

実施例８
実施例７において、測定電圧を-0.6Vに変更し、電流値の測定が行われた。 Example 8
In Example 7, the measurement voltage was changed to -0.6 V, and the current value was measured.

比較例５
比較例４において、測定電圧を-0.6Vに変更し、電流値の測定が行われた。 Comparative Example 5
In Comparative Example 4, the measurement voltage was changed to -0.6 V, and the current value was measured.

実施例８(○)および比較例５(◇)で得られた結果は、図５のグラフに示される。 The results obtained in Example 8 (◯) and Comparative Example 5 (◇) are shown in the graph of FIG.

実施例７〜８および比較例４〜５の結果より、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは、酸化電流、還元電流ともに30mM付近まで検量性を示したのに対して、カーボンナノチューブを配合していないものは、酸化電流、還元電流ともに検量性を示さないことが確認された。 From the results of Examples 7 to 8 and Comparative Examples 4 to 5, the compound containing 2.9% by weight of carbon nanotubes showed a calibration property up to about 30 mM in both oxidation current and reduction current, whereas carbon nanotubes were blended. It was confirmed that those that did not show calibration properties in terms of oxidation current and reduction current.

実施例９
実施例５で用いられたインクを、厚さ188μmのPETシートにスクリーン印刷し、150℃で30分間乾燥して形成した２極の電極(作用極および対極)上に、さらにグルコースオキシダーゼ(シグマ社製品G7016)1650ユニットおよび蒸留水0.25mlからなるドープ液を1.0μl滴下し、室温で24時間乾燥することにより有機物質層を形成し、グルコースバイオセンサを作製した。 Example 9
The ink used in Example 5 was screen-printed on a PET sheet having a thickness of 188 μm and dried at 150 ° C. for 30 minutes, and then glucose oxidase (Sigma) was further formed on the two electrodes (working electrode and counter electrode). Product G7016) 1.0 μl of a dope solution consisting of 1650 units and 0.25 ml of distilled water was added dropwise and dried at room temperature for 24 hours to form an organic material layer to produce a glucose biosensor.

pH7.4の50mMリン酸緩衝液に溶解した所定濃度のグルコース3μlを上記有機物質層上に滴下し、80秒静置した後(静置電圧0V)、測定電圧印加後10秒後の24℃、測定電圧0.6Vにおける電流値を測定し、グルコースバイオセンサとしての特性を評価した。 3 μl of glucose with a predetermined concentration dissolved in 50 mM phosphate buffer at pH 7.4 was dropped on the organic substance layer and allowed to stand for 80 seconds (static voltage 0 V), then 24 ° C. 10 seconds after application of the measurement voltage The current value at a measurement voltage of 0.6 V was measured, and the characteristics as a glucose biosensor were evaluated.

比較例６
実施例９において、実施例５で用いられたインクの代わりに、比較例２で用いられたインクが用いられた。 Comparative Example 6
In Example 9, the ink used in Comparative Example 2 was used instead of the ink used in Example 5.

実施例９(○)および比較例６(◇)で得られた結果は、図６のグラフに示される。 The results obtained in Example 9 (◯) and Comparative Example 6 (◇) are shown in the graph of FIG.

実施例１０
実施例９において、測定電圧を-0.6Vに変更し、電流値の測定が行われた。 Example 10
In Example 9, the measurement voltage was changed to -0.6 V, and the current value was measured.

比較例７
比較例６において、測定電圧を-0.6Vに変更し、電流値の測定が行われた。 Comparative Example 7
In Comparative Example 6, the measurement voltage was changed to -0.6 V, and the current value was measured.

実施例１０(○)および比較例７(◇)で得られた結果は、図７のグラフに示される。 The results obtained in Example 10 (◯) and Comparative Example 7 (◇) are shown in the graph of FIG.

実施例９〜１０および比較例６〜７の結果より、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは、酸化電流、還元電流ともにグルコース濃度400mg/dl付近まで検量性を示したのに対して、カーボンナノチューブを配合していないものは、酸化電流、還元電流ともに検量性を示さないことが確認された。 From the results of Examples 9 to 10 and Comparative Examples 6 to 7, the compound containing 2.9% by weight of carbon nanotubes showed a calibration property up to a glucose concentration of about 400 mg / dl for both oxidation current and reduction current, whereas carbon It was confirmed that those not containing the nanotubes did not show a calibration property for both the oxidation current and the reduction current.

実施例１１
実施例１０において、グルコースの代わりに0.2mMアスコルビン酸を用いて電流値の測定を行ったところ、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは、-2.6nAであるのに対し、カーボンナノチューブを配合していないものは、-13.0nAであった。 Example 11
In Example 10, when the current value was measured using 0.2 mM ascorbic acid instead of glucose, 2.9% by weight of carbon nanotubes was -2.6 nA, whereas carbon nanotubes were blended. What was not was -13.0 nA.

100mg/dlグルコースの出力は、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは-1.3nAであるのに対し、カーボンナノチューブを配合していないものは-3.0nAであった。選択性を、グルコース出力をアスコルビン酸出力で除したものと定義すると、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものは0.5であり、カーボンナノチューブを配合していないものは0.23である。このことから、カーボンナノチューブを2.9重量％配合したものの選択性は、カーボンナノチューブを配合していないものに比べ２倍近く良好であり、電圧を適宜選ぶことにより、選択性を改善できる可能性があることが示された。 The output of 100 mg / dl glucose was -1.3 nA when 2.9% by weight of carbon nanotubes were blended, whereas it was -3.0 nA when carbon nanotubes were not blended. When the selectivity is defined as the glucose output divided by the ascorbic acid output, 2.9% by weight of carbon nanotubes is 0.5, and 0.23 without carbon nanotubes. From this, the selectivity of the compound containing 2.9% by weight of carbon nanotubes is nearly twice as good as that of the compound not containing carbon nanotubes, and there is a possibility that the selectivity can be improved by appropriately selecting the voltage. It was shown that.

カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレン、これらの誘導体またはこれらの混合物とカーボンと樹脂などが電極材料として用いられたセンサは、各種溶液中の成分濃度を電気化学的に測定するセンサ、例えばタンパク質の機能、構造解明に用いるプロテインチップ、脳の機能解明に用いる神経伝達物質センサ、環境管理のための水質検査などに用いられるセンサにとして用いられる。あるいは、酵素などを利用して電気化学的に測定する家庭内自己診断用の血糖センサ、尿糖センサ、コレステロールセンサ、クレアチニンセンサ、ケトン体センサ、ヘモグロビンエーワンシーセンサ、エタノールセンサ、乳酸センサ、ピルビン酸センサ、DNAチップなどとして用いられる。 Sensors that use carbon nanotubes, carbon nanohorns, cocoons, carbon nanocoils, fullerenes, their derivatives or mixtures thereof, and carbon and resin as electrode materials are sensors that electrochemically measure component concentrations in various solutions. For example, it is used as a protein chip used for elucidation of protein function and structure, a neurotransmitter sensor used for elucidation of brain function, and a sensor used for water quality inspection for environmental management. Alternatively, home-use blood glucose sensor, urine sugar sensor, cholesterol sensor, creatinine sensor, ketone body sensor, hemoglobin AI sensor, ethanol sensor, lactate sensor, pyruvate Used as sensors, DNA chips, etc.

本発明のバイオセンサの緩衝液に溶解した過酸化水素に対する電圧依存性を調べたグラフであるIt is the graph which investigated the voltage dependence with respect to the hydrogen peroxide melt | dissolved in the buffer solution of the biosensor of this invention. 本発明のバイオセンサの緩衝液に対する電圧依存性を調べたグラフであるIt is the graph which investigated the voltage dependence with respect to the buffer solution of the biosensor of this invention. 本発明のバイオセンサの過酸化水素に対する電圧依存性を調べたグラフであるIt is the graph which investigated the voltage dependence with respect to hydrogen peroxide of the biosensor of this invention. 本発明のバイオセンサの0.6V電圧下における過酸化水素に対する応答性を調べたグラフであるIt is the graph which investigated the responsiveness with respect to the hydrogen peroxide under the 0.6V voltage of the biosensor of this invention. 本発明のバイオセンサの-0.6V電圧下における過酸化水素に対する応答性を調べたグラフであるIt is the graph which investigated the responsiveness with respect to hydrogen peroxide under the -0.6V voltage of the biosensor of this invention. 本発明のバイオセンサの0.6V電圧下におけるグルコースに対する応答性を調べたグラフであるIt is the graph which investigated the responsiveness with respect to glucose under the 0.6V voltage of the biosensor of this invention. 本発明のバイオセンサの-0.6V電圧下におけるグルコースに対する応答性を調べたグラフであるIt is the graph which investigated the response with respect to glucose under the -0.6V voltage of the biosensor of this invention.

Claims

カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレンおよびこれらの誘導体の少なくとも一種0.1〜10重量％、カーボンブラックおよびグラファイトの少なくとも一種30〜60重量％、バインダー樹脂30〜60重量％および有機溶剤からなるインクが電極として基板上に印刷されたバイオセンサ。 From carbon nanotubes, carbon nanohorns, cocoons, carbon nanocoils, fullerenes and at least one of these derivatives, 0.1 to 10% by weight, at least one of carbon black and graphite, 30 to 60% by weight, binder resin 30 to 60% by weight and an organic solvent A biosensor in which an ink is printed on a substrate as an electrode.

さらに50重量％以下の金属粉または金属酸化物粉が添加されたインクが用いられた請求項１記載のバイオセンサ。 The biosensor according to claim 1, wherein an ink to which 50% by weight or less of metal powder or metal oxide powder is added is used.

カーボンナノチューブとして、アーク放電法、化学的気相成長法またはレーザー蒸発法のいずれかの方法で製造されたものが用いられた請求項１記載のバイオセンサ。 The biosensor according to claim 1, wherein the carbon nanotube produced by any one of an arc discharge method, a chemical vapor deposition method and a laser evaporation method is used.

カーボンナノチューブとして、多層または単層のカーボンナノチューブが用いられた請求項１記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1 , wherein the carbon nanotube is a multi- walled or single-walled carbon nanotube.

カーボンブラックが、ファーネスブラック、サーマルブラック、チャンネルブラック、ケッチェンブラック、ガスブラック、オイルブラックおよびアセチレンブラックの少なくとも一種である請求項１記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1, wherein the carbon black is at least one of furnace black, thermal black, channel black, ketjen black, gas black, oil black, and acetylene black.

バインダー樹脂が、熱可塑性樹脂、熱硬化性樹脂または光硬化性樹脂である請求項１または２記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1 or 2, wherein the binder resin is a thermoplastic resin, a thermosetting resin, or a photocurable resin.

金属粉または金属酸化物粉が、ニッケル、銅、銀、コバルト、酸化チタン、酸化亜鉛およびインジウムスズ酸化物(ITO)の少なくとも一種である請求項２記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 2, wherein the metal powder or metal oxide powder is at least one of nickel, copper, silver, cobalt, titanium oxide, zinc oxide, and indium tin oxide (ITO).

基板材料として、プラスチック、生分解性材料、紙、セラミックスまたはガラスが用いられた請求項１記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1, wherein plastic, biodegradable material, paper, ceramics or glass is used as the substrate material.

電極が、スクリーン印刷法により基板上に印刷された請求項１または２記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1 or 2, wherein the electrode is printed on the substrate by a screen printing method.

電極上および／または電極周辺の基板上に有機物質が配置された請求項１記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1, wherein an organic substance is disposed on the electrode and / or on the substrate around the electrode.

有機物質が、酵素、酵素のミュータント、抗体、核酸、プライマー、ペプチド核酸、核酸プローブ、アプタマー、微生物、オルガネラ、シャペロン、レセプター、細胞組織、メディエーター、挿入剤、補酵素、抗体標識物質、基質、界面活性剤、脂質、アルブミン、ナフィオン、チオール基導入試薬および共有結合試薬の少なくとも一種である請求項１０記載のバイオセンサ。Organic substances are enzymes, enzyme mutants, antibodies, nucleic acids, primers, peptide nucleic acids, nucleic acid probes, aptamers, microorganisms, organelles, chaperones, receptors, cell tissues, mediators, intercalators, coenzymes, antibody labeling substances, substrates, interfaces The biosensor according to claim 10, which is at least one of an active agent, lipid, albumin, Nafion, a thiol group introduction reagent, and a covalent bond reagent.

有機物質が、グルコースオキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、グルコースデヒドロゲナーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、アルコールオキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、アルコールデヒドロゲナーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、ピルビン酸オキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、ヒドロキシ酪酸デヒドロゲナーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、フルクトシルアミンオキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、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とフェリシアン化カリウムの混合物、ザルコシンオキシダーゼ、クレアチニナーゼ、クレアチナーゼとフェリシアン化カリウムの混合物または酵素のミュータントとフェリシアン化カリウムの混合物である請求項１０記載のバイオセンサ。Organic substances are glucose oxidase and potassium ferricyanide mixture, glucose dehydrogenase and potassium ferricyanide mixture, alcohol oxidase and potassium ferricyanide mixture, alcohol dehydrogenase and potassium ferricyanide mixture, pyruvate oxidase and potassium ferricyanide mixture, hydroxybutyrate dehydrogenase and ferricyanide. A mixture of potassium cyanide, a mixture of fructosylamine oxidase and potassium ferricyanide, cholesterol esterase, a mixture of cholesterol oxidase and potassium ferricyanide, sarcosine oxidase, creatininase, a mixture of creatinase and potassium ferricyanide or a mixture of enzyme mutant and potassium ferricyanide Biosensor Motomeko 10 wherein.

有機物質と電極または電極周辺の基板との結合法が、吸着法、共有結合法である請求項１０記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 10, wherein the bonding method between the organic substance and the electrode or the substrate around the electrode is an adsorption method or a covalent bonding method.

電極間電圧を特定電圧に設定することにより、測定妨害物質の影響を避け、目的物質を選択的に測定できる請求項１記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1, wherein the target substance can be selectively measured by avoiding the influence of the measurement interfering substance by setting the interelectrode voltage to a specific voltage.

電極が、あらかじめ電極端子が形成された基板の電極端子の一部上にスクリーン印刷で形成された請求項１または２記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1 or 2, wherein the electrode is formed by screen printing on a part of the electrode terminal of the substrate on which the electrode terminal is previously formed.

電極端子の材料が、白金、パラジウム、銀、銅などの単体またはこれらが樹脂に分散されたものであり、蒸着、スパッタリング、スクリーン印刷または箔貼り付けの方法で基板上に形成された請求項１５記載のバイオセンサ。16. The electrode terminal material is platinum, palladium, silver, copper, or the like, or these are dispersed in a resin, and is formed on a substrate by vapor deposition, sputtering, screen printing, or foil bonding. The biosensor described.

電極の面積規定が、熱硬化性または光硬化性のレジストをスクリーン印刷で形成することにより行われる請求項１５記載のバイオセンサ。16. The biosensor according to claim 15, wherein the area of the electrode is defined by forming a thermosetting or photocurable resist by screen printing.

２つまたは３つの異なるセンサを同一基板上に形成した請求項１または１０記載のバイオセンサであって、センサが２つの場合は、グルコースセンサとクレアチンセンサ、グルコースセンサとケトン体センサであり、３つの場合は、グルコースセンサとクレアチンセンサとケトン体センサであるバイオセンサ。The biosensor according to claim 1 or 2, wherein two or three different sensors are formed on the same substrate, and when there are two sensors, a glucose sensor and a creatine sensor, a glucose sensor and a ketone body sensor, In one case, a biosensor that is a glucose sensor, a creatine sensor, and a ketone body sensor.

電流測定のためバイオセンサをとりつける測定器本体が、データをパソコン、携帯電話に有線または無線で送信できる機能を有する請求項１または２記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 1 or 2, wherein a measuring instrument main body to which the biosensor is attached for current measurement has a function of transmitting data to a personal computer or a mobile phone by wire or wirelessly.