JP6159564B2 - Sensor electrode and manufacturing method thereof - Google Patents
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本発明は、センサー用電極およびその製造方法に関する。 The present invention relates to a sensor electrode and a method for manufacturing the same.
カーボンナノチューブを水溶液中で金属表面に電着（メッキ）する方法として、金属イオンとともに陰極（マイナス極）側の金属表面に電着する技術（複合メッキ）が知られている（非特許文献１）。この技術は、陰極に陽イオンである金属イオンが電着されるが、その際、近くにあるカーボンナノチューブを巻き込むかたちで電着する方法である。 As a method for electrodepositing (plating) carbon nanotubes on an aqueous solution in an aqueous solution, a technique (composite plating) of electrodepositing on the metal surface on the cathode (minus electrode) side together with metal ions is known (Non-Patent Document 1). . This technique is a method in which metal ions, which are cations, are electrodeposited on the cathode, and at that time, carbon nanotubes nearby are electrodeposited.
しかし非特許文献１に記載の技術では、カーボンナノチューブの単独メッキは期待できず、金属との複合メッキとなる。また電着後、金属イオンの種類にもよるが、残存する金属イオンの影響で錆が発生する可能性がある。
However, with the technique described in Non-Patent
また、特許文献１には、カーボンナノチューブの特性に金、プラチナ、その他の貴金属の特性を付与した複合めっきが提案されている。特許文献１に示される金めっきはカーボンナノチューブをめっき中に取り込むためにめっき厚みに数μｍを要している。すなわちめっき厚みが５μｍ以上でないとカーボンナノチューブを十分に取り込めないことを意味している。
また、特許文献２には、基板との結合を強固にするために、まずカーボンナノチューブをニッケルとともに基板上に露出した状態で複合めっきし、更にその上に金、プラチナ等、貴金属の薄いめっきを施してカーボンナノチューブを露出させ、カーボンナノチューブと貴金属の両者の機能を付与するという技術も報告されている。しかし、特許文献２に記載の技術はあまりに煩雑であり、実用には向かないという問題点がある。 Further, in Patent Document 2, in order to strengthen the bond with the substrate, first, composite plating is performed in a state where the carbon nanotubes are exposed on the substrate together with nickel, and further, a thin plating of a noble metal such as gold or platinum is further formed thereon. It has also been reported that the carbon nanotubes are exposed to give the functions of both carbon nanotubes and noble metals. However, the technique described in Patent Document 2 is too complicated and unsuitable for practical use.
また、特許文献３には、センサーへの応用として、カーボンナノチューブを金属表面上に形成し、これをバイオセンサーとして利用することが提案されている。特許文献３に示される電極は、その表面積を増大させるために、白金電極上に単層カーボンナノチューブを形成したもので、数桁もの感度上昇が得られるとしている。しかしながら、特許文献３に示される電極では、カーボンナノチューブを白金電極上に固定する方法として化学気相成長法を使用しているので、煩雑であるとともに特殊な装置を必要とする。また電極とカーボンナノチューブの結合強度に問題がある。 Patent Document 3 proposes that carbon nanotubes be formed on a metal surface and used as a biosensor as an application to a sensor. The electrode disclosed in Patent Document 3 is obtained by forming single-walled carbon nanotubes on a platinum electrode in order to increase the surface area, and an increase in sensitivity of several orders of magnitude is obtained. However, the electrode disclosed in Patent Document 3 uses a chemical vapor deposition method as a method for fixing carbon nanotubes on a platinum electrode, which is complicated and requires a special apparatus. There is also a problem with the bond strength between the electrode and the carbon nanotube.
また、透明導電性基板としては、ガラス板などの透明基材の表面に、透明導電膜を設けたものが広く使用されている。透明導電膜としては、スズ添加酸化インジウム（ＩＴＯ）、酸化亜鉛（ＺｎＯ）、インジウム添加酸化亜鉛（ＩＺＯ）などがある。下記特許文献４には、透明導電膜への配線としてカーボンナノチューブを電着する技術が開示されている。 Moreover, as a transparent conductive substrate, what provided the transparent conductive film on the surface of transparent base materials, such as a glass plate, is widely used. Examples of the transparent conductive film include tin-added indium oxide (ITO), zinc oxide (ZnO), and indium-added zinc oxide (IZO). Patent Document 4 listed below discloses a technique for electrodepositing carbon nanotubes as wiring to a transparent conductive film.
しかし、特許文献４に記載された技術は用途が配線であり、電気化学的反応面としての電極への応用は開示されていない。また有機溶剤を使用してカーボンナノチューブを分散させる工程が必要であり、作業性や取り扱い性に問題点がある。 However, the technique described in Patent Document 4 is used for wiring, and its application to an electrode as an electrochemical reaction surface is not disclosed. In addition, a process for dispersing the carbon nanotubes using an organic solvent is necessary, and there are problems in workability and handling.
また、非特許文献２には、無水有機溶媒中で陽極（プラス極）とした金属表面に、酸処理して表面に負電荷を帯びさせた官能基を修飾したカーボンナノチューブを電着させる方法が記載されている。 Non-Patent Document 2 discloses a method in which a carbon nanotube modified with a functional group that has been subjected to an acid treatment and has a negative charge on the surface is electrodeposited on a metal surface serving as an anode (plus electrode) in an anhydrous organic solvent. Have been described.
しかし非特許文献２に記載の方法では、カーボンナノチューブの硫酸、硝酸などによる前処理、無水ジメチルホルムアミドなどの特殊な溶媒を必要とし、水分の制御が困難で実用には不向きである。 However, the method described in Non-Patent Document 2 requires pretreatment of carbon nanotubes with sulfuric acid, nitric acid or the like, and a special solvent such as anhydrous dimethylformamide, which makes it difficult to control moisture and is not suitable for practical use.
また、特許文献５には、カーボンナノチューブを含む溶液を調製し、該溶液にレーザー光を照射した後、基板上に該カーボンナノチューブを固定することで、所望の単一のカイラリティを有するカーボンナノチューブ組成物を有するアレイが開示されている。 Patent Document 5 discloses a carbon nanotube composition having a desired single chirality by preparing a solution containing carbon nanotubes, irradiating the solution with laser light, and then fixing the carbon nanotubes on a substrate. An array having objects is disclosed.
しかし特許文献５に記載の技術では、レーザー光の照射が必要なために装置が大掛かりとなるとともに、操作が煩雑であるという問題点がある。また、バイオセンサーとして利用した場合に、十分な感度が得られないという問題点もある。 However, the technique described in Patent Document 5 has a problem that the apparatus becomes large because laser beam irradiation is required, and the operation is complicated. In addition, when used as a biosensor, there is a problem that sufficient sensitivity cannot be obtained.
本発明は、作業性および取り扱い性等の実用性に優れ、錆の発生もなく、かつ強度および感度に優れた、カーボンナノチューブのような炭素材料を用いたセンサー用電極を提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide an electrode for a sensor using a carbon material such as a carbon nanotube, which is excellent in practicality such as workability and handleability, does not generate rust, and has excellent strength and sensitivity. To do.
また本発明は、大掛かりな装置を必要とせず、簡便な手段により前記センサー用電極を製造する方法を提供することを目的とする。 Another object of the present invention is to provide a method for producing the sensor electrode by simple means without requiring a large-scale apparatus.
本発明者は鋭意検討を重ねた結果、導電性の基板上に炭素材料および核酸を電着させるという簡単な手段により、上記課題を解決できることを見出し、本発明を完成することができた。 As a result of extensive studies, the present inventor has found that the above problems can be solved by a simple means of electrodepositing a carbon material and a nucleic acid on a conductive substrate, and has completed the present invention.
すなわち本発明は以下の通りである。
１．導電性の基板上に、カーボンナノチューブ、ナノポーラスカーボン、グラフェン、カーボンナノホーン、カーボンナノコイルおよびフラーレン並びにこれらの誘導体から選択された少なくとも１種の炭素材料と核酸とを電着せしめてなるセンサー用電極。
２．前記導電性の基板と、前記炭素材料が前記核酸により分散されてなる水分散液とを接触させ、前記導電性の基板に電圧を印加し、前記導電性の基板上に前記炭素材料と前記核酸とを電着せしめてなる前記１に記載のセンサー用電極。
３．前記導電性の基板を陽極とし、前記陽極および対照陰極間に電圧を印加し、前記導電性の基板上に前記炭素材料と前記核酸とを電着せしめてなる前記２に記載のセンサー用電極。
４．前記水分散液において、前記炭素材料と前記核酸との質量比が、前者：後者として１：０．１〜１：１０である前記２または３に記載のセンサー用電極。
５．前記印加する電圧が０．５〜５Ｖである前記２または３に記載のセンサー用電極。
６．前記導電性の基板が貴金属からなる前記１〜５のいずれか１に記載のセンサー用電極。
７．前記導電性の基板上に、前記炭素材料と前記核酸とを含む薄膜を２層以上形成してなる前記１〜６のいずれか１に記載のセンサー用電極。
８．前記１〜７のいずれか１に記載のセンサー用電極を含むセンサー。
９．導電性の基板上に、カーボンナノチューブ、ナノポーラスカーボン、グラフェン、カーボンナノホーン、カーボンナノコイルおよびフラーレン並びにこれらの誘導体から選択された少なくとも１種の炭素材料と核酸とを電着せしめる工程を含むセンサー用電極の製造方法。
１０．前記炭素材料が前記核酸により分散されてなる水分散液を調製する工程と、
前記導電性の基板と前記水分散液とを接触させる工程と、
前記導電性の基板に電圧を印加し、前記導電性の基板上に前記炭素材料と前記核酸とを電着せしめる工程と
を含む前記９に記載のセンサー用電極の製造方法。
１１．前記導電性の基板を陽極とし、前記陽極および対照陰極間に電圧を印加し、前記導電性の基板上に前記炭素材料と前記核酸とを電着せしめる工程を含む前記１０に記載のセンサー用電極の製造方法。
１２．前記水分散液において、前記炭素材料と前記核酸との質量比が、前者：後者として１：０．１〜１：１０である前記１０または１１に記載のセンサー用電極の製造方法。
１３．前記印加する電圧が０．５〜５Ｖである前記１０または１１に記載のセンサー用電極の製造方法。
１４．前記導電性の基板が貴金属からなる前記９〜１３のいずれか１に記載のセンサー用電極の製造方法。
１５．前記水分散液が、ｐＨ２〜１０のｐＨ緩衝水溶液中に前記核酸を溶解させた後、前記炭素材料を添加することにより調製される前記１２に記載のセンサー用電極の製造方法。
１６．前記導電性の基板上に、前記炭素材料と前記核酸とを含む薄膜を２層以上形成する工程をさらに含む前記９〜１５のいずれか１に記載のセンサー用電極の製造方法。
That is, the present invention is as follows.
1. An electrode for a sensor obtained by electrodepositing at least one carbon material selected from carbon nanotubes, nanoporous carbon, graphene, carbon nanohorns, carbon nanocoils, fullerenes and derivatives thereof on a conductive substrate and a nucleic acid.
2. The conductive substrate and an aqueous dispersion in which the carbon material is dispersed by the nucleic acid are brought into contact, a voltage is applied to the conductive substrate, and the carbon material and the nucleic acid are placed on the conductive substrate. 2. The sensor electrode according to 1 above, wherein the electrode is electrodeposited.
3. 3. The sensor electrode according to 2 above, wherein the conductive substrate is used as an anode, a voltage is applied between the anode and a reference cathode, and the carbon material and the nucleic acid are electrodeposited on the conductive substrate.
4). 4. The sensor electrode according to 2 or 3, wherein in the aqueous dispersion, a mass ratio of the carbon material and the nucleic acid is 1: 0.1 to 1:10 as the former: the latter.
5. 4. The sensor electrode according to 2 or 3 above, wherein the applied voltage is 0.5 to 5V.
6). 6. The sensor electrode according to any one of 1 to 5, wherein the conductive substrate is made of a noble metal.
7). 7. The sensor electrode according to any one of 1 to 6, wherein two or more thin films containing the carbon material and the nucleic acid are formed on the conductive substrate.
8). The sensor containing the electrode for sensors of any one of said 1-7.
9. A sensor electrode comprising a step of electrodepositing at least one carbon material selected from carbon nanotubes, nanoporous carbon, graphene, carbon nanohorns, carbon nanocoils and fullerenes and derivatives thereof on a conductive substrate and a nucleic acid Manufacturing method.
10. Preparing an aqueous dispersion in which the carbon material is dispersed with the nucleic acid;
Contacting the conductive substrate with the aqueous dispersion;
10. The method for producing a sensor electrode according to 9, wherein a voltage is applied to the conductive substrate, and the carbon material and the nucleic acid are electrodeposited on the conductive substrate.
11. 11. The sensor electrode according to 10, further comprising a step of applying a voltage between the anode and a control cathode to electrodeposit the carbon material and the nucleic acid on the conductive substrate, using the conductive substrate as an anode. Manufacturing method.
12 12. The method for producing a sensor electrode according to 10 or 11, wherein in the aqueous dispersion, a mass ratio of the carbon material to the nucleic acid is 1: 0.1 to 1:10 as the former: the latter.
13. 12. The method for producing a sensor electrode according to 10 or 11, wherein the applied voltage is 0.5 to 5V.
14 14. The method for manufacturing a sensor electrode according to any one of 9 to 13, wherein the conductive substrate is made of a noble metal.
15. 13. The method for producing a sensor electrode according to 12, wherein the aqueous dispersion is prepared by dissolving the nucleic acid in a pH buffered aqueous solution having a pH of 2 to 10, and then adding the carbon material.
16. 16. The method for producing a sensor electrode according to any one of 9 to 15, further comprising a step of forming two or more thin films containing the carbon material and the nucleic acid on the conductive substrate.
本発明のセンサー用電極は、従来技術のような化学気相成長法またはレーザー照射を行なう必要がないので、作業性、取り扱い性等の実用性に優れる。また、カーボンナノチューブのような炭素材料と核酸を導電性基板上に電着させた本発明のセンサー用電極は、導電性基板および炭素材料間の結合強度に優れる。さらに錆の発生の心配も無い。 Since the sensor electrode of the present invention does not require chemical vapor deposition or laser irradiation as in the prior art, it is excellent in practicality such as workability and handleability. In addition, the sensor electrode of the present invention in which a carbon material such as a carbon nanotube and a nucleic acid are electrodeposited on a conductive substrate is excellent in bond strength between the conductive substrate and the carbon material. Furthermore, there is no worry about the occurrence of rust.
また本発明のセンサー用電極を製造する際には、前記のような化学気相成長法またはレーザー照射等の煩雑な手段を必要としないため、大掛かりな装置を準備することなく、簡単にセンサー用電極を製造することができる。 Moreover, when manufacturing the sensor electrode according to the present invention, it does not require complicated means such as the chemical vapor deposition method or laser irradiation as described above. Therefore, the sensor electrode can be easily prepared without preparing a large-scale apparatus. An electrode can be manufactured.
また本発明のセンサー用電極を含むセンサーは、感度に優れているため、例えばドーパミンなどの神経伝達物質を測定するためのバイオセンサー等に有用である。 In addition, since the sensor including the sensor electrode of the present invention is excellent in sensitivity, it is useful, for example, as a biosensor for measuring a neurotransmitter such as dopamine.
以下、本発明をさらに詳細に説明する。
（導電性の基板）
本発明で使用される導電性の基板としては、例えば、ＩＴＯ（インジウム・チン・オキサイド）および真鍮（銅・亜鉛）等の合金；鉄、ニッケル、銅、金、白金、銀、パラジウムおよびチタン等の金属；その他、グラファイト、グラッシーカーボンおよびカーボン繊維等の材料を用いた基板が挙げられる。中でも、貴金属からなる基板を採用することにより、耐腐食性、高導電性という効果が奏され、好ましい。
Hereinafter, the present invention will be described in more detail.
(Conductive substrate)
Examples of the conductive substrate used in the present invention include alloys such as ITO (indium tin oxide) and brass (copper / zinc); iron, nickel, copper, gold, platinum, silver, palladium, titanium, and the like. In addition, a substrate using a material such as graphite, glassy carbon, and carbon fiber can be used. Among these, the use of a substrate made of a noble metal is preferable because of the effects of corrosion resistance and high conductivity.
前記基板の形状としては特に制限されず、例えば、板状、棒状および網状等が挙げられる。また、例えば、樹脂の内部に基板が埋め込まれ、基板材の表面が露出した形状（鉛筆の断面における木の部分が樹脂で、真ん中の鉛筆の芯が基板となるような形状）、および典型的には板状のガラス、セラミックまたは水晶などの表面に、基板が形成された形状が挙げられる。 The shape of the substrate is not particularly limited, and examples thereof include a plate shape, a rod shape, and a net shape. Also, for example, a shape in which the substrate is embedded inside the resin and the surface of the substrate material is exposed (a shape in which the wood part in the cross section of the pencil is the resin and the core of the middle pencil is the substrate), and typical Includes a shape in which a substrate is formed on the surface of plate-like glass, ceramic or quartz.
（炭素材料）
本発明で使用される炭素材料は、カーボンナノチューブ、ナノポーラスカーボン、グラフェン、カーボンナノホーン、カーボンナノコイルおよびフラーレン並びにこれらの誘導体から選択された少なくとも１種である。
(Carbon material)
The carbon material used in the present invention is at least one selected from carbon nanotubes, nanoporous carbon, graphene, carbon nanohorns, carbon nanocoils and fullerenes, and derivatives thereof.
カーボンナノチューブ、ナノポーラスカーボン、グラフェン、カーボンナノホーン、カーボンナノコイルおよびフラーレン並びにこれらの誘導体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等と同様に炭素の同素体であり、いずれも公知である。 Carbon nanotubes, nanoporous carbon, graphene, carbon nanohorns, carbon nanocoils and fullerenes, and so-called nanocarbons of these derivatives are allotropes of carbon, as are graphite and diamond, and are all known.
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等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。なお本発明では、上記の炭素材料は、２種以上を併用することもできる。 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. In the present invention, two or more carbon materials can be used in combination.
（核酸）
本発明で使用される核酸としては、特に制限されず、高分子としてポリデオキシリボヌクレオチド（ＤＮＡ）の１本鎖、２本鎖、あるいは１本鎖と２本鎖の複合体、ポリリボヌクレオチド（ＲＮＡ）の１本鎖、単量体としてデオキシアデノシン５’−リン酸、デオキシグアノシン５’−リン酸、デオキシシチジン５’−リン酸、デオキシチミジン５’−リン酸などのデオキシリボヌクレオチド、アデノシン５’−リン酸、グアノシン５’−リン酸、シチジン５’−リン酸、ウリジン５’−リン酸などのリボヌクレオチド、デオキシリボヌクレオチド、リボヌクレオチドのリン酸部位に更にリン酸が結合した核酸（例えば、ＡＤＰまたはＡＴＰ等）が挙げられる。
(Nucleic acid)
The nucleic acid used in the present invention is not particularly limited, and a polydeoxyribonucleotide (DNA) single-stranded or double-stranded as a polymer, a single-stranded and double-stranded complex, or a polyribonucleotide (RNA Deoxyribonucleotides such as deoxyadenosine 5′-phosphate, deoxyguanosine 5′-phosphate, deoxycytidine 5′-phosphate, deoxythymidine 5′-phosphate, Phosphoric acid, guanosine 5′-phosphate, cytidine 5′-phosphate, uridine 5′-phosphate and other ribonucleotides, deoxyribonucleotides, and nucleic acids in which a phosphate is further bound to the phosphate site of ribonucleotide (for example, ADP or ATP).
本発明のセンサー用電極は、導電性の基板上に前記のような炭素材料と核酸とを電着せしめて形成される。電着方法としては、まず、核酸を分散剤として炭素材料を水中に分散させた水分散液を調製し、導電性の基板と該水分散液とを接触させ、該基板に電圧を印加し、該基板上に炭素材料と核酸とを電着せしめる方法がある。なお、導電性の基板と水分散液との接触は、例えば、該基板を水分散液中に浸漬する等の方法がある。 The sensor electrode of the present invention is formed by electrodeposition of the above carbon material and nucleic acid on a conductive substrate. As an electrodeposition method, first, an aqueous dispersion in which a carbon material is dispersed in water using a nucleic acid as a dispersing agent is prepared, a conductive substrate is brought into contact with the aqueous dispersion, and a voltage is applied to the substrate. There is a method of electrodepositing a carbon material and a nucleic acid on the substrate. For example, the conductive substrate and the aqueous dispersion may be contacted by immersing the substrate in the aqueous dispersion.
核酸は基本的に水溶液中で負電荷を帯びており、炭素材料の良好な分散剤となり得る。この理由は、核酸と炭素材料のπ−π相互作用およびエンベロープ（巻き付き）効果に起因すると推定される。すなわち核酸と炭素材料とは親和性がある。導電性の基板に適当な電圧をかけることにより、炭素材料および核酸は陽極側に引き寄せられ該基板表面に電着される。 Nucleic acids are basically negatively charged in aqueous solutions and can be good dispersants for carbon materials. This reason is presumed to be due to the π-π interaction between the nucleic acid and the carbon material and the envelope (winding) effect. That is, the nucleic acid and the carbon material have an affinity. By applying an appropriate voltage to the conductive substrate, the carbon material and the nucleic acid are attracted to the anode side and are electrodeposited on the surface of the substrate.
なお、炭素材料の分散は、ドデシル硫酸ナトリウム（ＳＤＳ）のような公知のアニオン性の界面活性剤でも可能であるが、例えばＳＤＳは単分子のため、カーボンナノチューブのような炭素材料の表面を高い被覆率で覆うことになる。すると、該炭素材料の本来有する表面機能（導電性など）が損なわれる可能性がある。 The carbon material can be dispersed with a known anionic surfactant such as sodium dodecyl sulfate (SDS). For example, since SDS is a single molecule, the surface of the carbon material such as a carbon nanotube is high. Cover with coverage. Then, the surface function (conductivity etc.) inherent to the carbon material may be impaired.
これに対し、核酸は高分子のため、ゆるく該炭素材料を巻くような形か、塩基の一部がスポット的に炭素材料と結合し、他はフリーのような結合状態として存在すると推測される。このため、炭素材料の本来有する表面機能を損なう恐れがないものと考えられる。 On the other hand, since nucleic acids are macromolecules, it is presumed that they are loosely wrapped around the carbon material, or some of the bases are spot-bonded to the carbon material and others are present in a free state. . For this reason, it is considered that there is no fear of impairing the surface function inherent to the carbon material.
水分散液は、炭素材料と核酸との質量比が、前者：後者として１：０．１〜１：１０、好ましくは１：０．５〜１：３となるように調製するのがよい。この比を採用することにより、電着に適した液中での良分散性という効果が奏される。また、電着時に適度な量の核酸が介在することで炭素材料が均一に整列して電着されるという効果も得られる。具体的に水分散液は、例えばｐＨ２〜１０、好ましくは６〜８のｐＨ緩衝水溶液中に核酸を溶解させた後、炭素材料を添加することにより調製される。なお、緩衝液の組成には特に制限されない。 The aqueous dispersion is preferably prepared so that the mass ratio of the carbon material to the nucleic acid is 1: 0.1 to 1:10, preferably 1: 0.5 to 1: 3 as the former: the latter. By adopting this ratio, there is an effect of good dispersibility in a liquid suitable for electrodeposition. In addition, since an appropriate amount of nucleic acid is interposed during electrodeposition, the carbon material can be uniformly aligned and electrodeposited. Specifically, the aqueous dispersion is prepared, for example, by dissolving a nucleic acid in a pH buffered aqueous solution having a pH of 2 to 10, preferably 6 to 8, and then adding a carbon material. The buffer composition is not particularly limited.
また前述のように、導電性の基板を陽極とし、これと対照陰極間に電圧を印加すれば、水中で負電荷を帯びた核酸は陽極側に移動し、該基板上に炭素材料と核酸とを電着せしめることができ好ましい。このときの電圧は、例えば０．５〜５Ｖであり、具体的には１〜４Ｖである。印加時間は採用した電圧に応じて適宜決定すればよい。このようにして製造される本発明のセンサー用電極は、導電性基板および炭素材料間の結合強度に優れる。 Further, as described above, if a conductive substrate is used as an anode and a voltage is applied between the anode and the reference cathode, the negatively charged nucleic acid in water moves to the anode side, and the carbon material and nucleic acid are placed on the substrate. Can be electrodeposited. The voltage at this time is, for example, 0.5 to 5V, specifically 1 to 4V. What is necessary is just to determine an application time suitably according to the employ | adopted voltage. The sensor electrode of the present invention thus produced is excellent in the bond strength between the conductive substrate and the carbon material.
また、本発明によれば、導電性の基板を複数準備し、これらを前記の水分散液と一括して接触させ、電着を行い、複数のセンサー用電極を同時に製造することもできる。 Further, according to the present invention, a plurality of conductive substrates can be prepared, and these can be brought into contact with the aqueous dispersion at a time, electrodeposition can be performed, and a plurality of sensor electrodes can be simultaneously manufactured.
これとは別に、一つの導電性の基板上に複数回電着を行ない、炭素材料と核酸とを含む薄膜を２層以上形成してもよい。この形態によれば、センサーとしての感度向上という効果が奏される。 Alternatively, two or more thin films containing a carbon material and a nucleic acid may be formed by electrodeposition a plurality of times on one conductive substrate. According to this embodiment, an effect of improving sensitivity as a sensor is exhibited.
本発明のセンサー用電極から核酸を除去したい場合は、該電極を焼成する等の方法を採用することができる。 When nucleic acid is to be removed from the sensor electrode of the present invention, a method such as firing the electrode can be employed.
このように本発明のセンサー用電極を製造する際は、化学気相成長法またはレーザー照射等の煩雑な手段を必要としないため、大掛かりな装置の準備を必要としない。したがって、作業性および取り扱い性等の実用性に優れ、簡単にセンサー用電極を製造することが可能となる。 Thus, when manufacturing the sensor electrode of the present invention, since no complicated means such as chemical vapor deposition or laser irradiation is required, it is not necessary to prepare a large-scale apparatus. Therefore, it is excellent in practicality such as workability and handleability, and it becomes possible to easily manufacture a sensor electrode.
本発明のセンサー用電極を含むセンサーは、セロトニン、ドーパミン、アスコルビン酸、尿酸、過酸化水素などの酸化還元物質を感度良く測定することが可能となる。測定に際しては、酸化電流もしくは還元電流を測定するクロノアンペロメトリー法、クーロメトリー法、サイクリックボルタンメトリー法等、公知の測定方法を採用することができる。 The sensor including the sensor electrode of the present invention can measure redox substances such as serotonin, dopamine, ascorbic acid, uric acid, and hydrogen peroxide with high sensitivity. In the measurement, a known measurement method such as a chronoamperometry method, a coulometry method, or a cyclic voltammetry method for measuring an oxidation current or a reduction current can be employed.
また、特にドーパミンなどの神経伝達物質の測定は、ｉＰＳ細胞の応用（ドーパミン産生細胞の産生、パーキンソン病の治療）に有用である。すなわち、ｉＰＳ細胞を培養する際、ドーパミンが実際に産生されているかどうかの品質管理用センサーとして期待できる。 In particular, measurement of neurotransmitters such as dopamine is useful for application of iPS cells (production of dopamine-producing cells, treatment of Parkinson's disease). That is, when culturing iPS cells, it can be expected as a quality control sensor for determining whether dopamine is actually produced.
以下、本発明を実施例および比較例によりさらに説明するが、本発明は下記例に制限されるものではない。 EXAMPLES Hereinafter, although an Example and a comparative example further demonstrate this invention, this invention is not restrict | limited to the following example.
なお、以下の例において実験材料としては、次のものを用いた。
単層型カーボンナノチューブ：ＳＩＧＭＡ−ＡＬＤＲＩＣＨ製、Ｎｏ．７０４１４８、直径０．７〜０．９ｎｍ、長さ数μｍ、純度ｃａｒｂｏｎ＞９０％を用いた。
多層中空型カーボンナノチューブ：図１は当該カーボンナノチューブの透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）写真である。直径１０〜２０ｎｍ、長さ数μｍを用いた。
多層竹型カーボンナノチューブ：図２は当該カーボンナノチューブの透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）写真である。直径１０〜２０ｎｍ、長さ数μｍを用いた。
グラフェン：ＸＧ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ社製、ｘＧｒＰ、厚さ６〜８ｎｍ、縦横約２５μｍを用いた。
ナノポーラスカーボン：Ｅａｓｙ−Ｎ社製、粒径２０〜５０ｎｍ、内部中空、表面に無数の細孔を持ち純度９９％以上を用いた。
フラーレン（Ｃ６０）：ＳＥＳ社製、純度９９．５％を用いた。
ＤＮＡ：ＤＮＡ含量８６．３％、蛋白質含量０．６％、ＤＮＡ二本鎖率６６．８％、３００ｂｐ、融点約７０℃、純度（Ａ２６０／Ａ２８０）＝１．８６、（株）マルハニチロホールディングス製、サケ由来を用いた。
緩衝液：シュウ酸塩ｐＨ標準液（ｐＨは１．６８）、リン酸塩ｐＨ標準液（ｐＨは７．４１）、炭酸塩ｐＨ標準液（ｐＨは１０．０１）、いずれも和光純薬工業（株）製の水溶液を用いた。
実験機器：定電圧・定電流装置（パワーサプライ）、ケンウッド製、ＰＡ３６−２８、超音波洗浄機、東京硝子器械製、ＦＵ−３Ｈ、１００Ｗ、３８ｋＨｚ、室温、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）、透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）、電気化学アナライザー、エー・エル・エス社製、１１４０Ａを用いた。
In the following examples, the following materials were used as experimental materials.
Single-walled carbon nanotube: No. 1 manufactured by SIGMA-ALDRICH 704148, diameter 0.7-0.9 nm, length several μm, purity carbon> 90%.
Multi-walled hollow carbon nanotube: FIG. 1 is a transmission electron microscope (TEM) photograph of the carbon nanotube. A diameter of 10 to 20 nm and a length of several μm were used.
Multi-layer bamboo carbon nanotube: FIG. 2 is a transmission electron microscope (TEM) photograph of the carbon nanotube. A diameter of 10 to 20 nm and a length of several μm were used.
Graphene: XG Sciences, xGrP, thickness 6-8 nm, length and width of about 25 μm were used.
Nanoporous carbon: manufactured by Easy-N, particle size of 20 to 50 nm, internal hollow, countless pores on the surface, and purity of 99% or more was used.
Fullerene (C60): SES, purity 99.5% was used.
DNA: DNA content 86.3%, protein content 0.6%, DNA double strand rate 66.8%, 300 bp, melting point about 70 ° C., purity (A260 / A280) = 1.86, manufactured by Maruha Nichiro Holdings Salmon origin was used.
Buffer solution: Oxalate pH standard solution (pH is 1.68), phosphate pH standard solution (pH is 7.41), carbonate pH standard solution (pH is 10.1), all of which are Wako Pure Chemical Industries An aqueous solution manufactured by KK was used.
Experimental equipment: constant voltage / constant current apparatus (power supply), manufactured by Kenwood, PA36-28, ultrasonic cleaner, manufactured by Tokyo Glass Instruments, FU-3H, 100W, 38 kHz, room temperature, scanning electron microscope (SEM), transmission A scanning electron microscope (TEM), an electrochemical analyzer, 1140A manufactured by ALS was used.
実施例１
多層竹型カーボンナノチューブ１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ ２ｍｇを１ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４１）に混合し、超音波にて、３０，６０または９０分間分散した。９０分間にて良好な分散を示した。
Example 1
1 mg of multi-layer bamboo-type carbon nanotubes and 2 mg of salmon-derived DNA were mixed in 1 mL of phosphate buffer (pH 7.41) and dispersed with ultrasound for 30, 60 or 90 minutes. Good dispersion was shown in 90 minutes.
図３は９０分間分散後の分散液の１ヵ月後の写真である。図３に示すように、分散液は目視観察で良好な分散状態を保持していた。図３の左側がＤＮＡを添加した試料、右側がＤＮＡを添加していない試料（コントロール、比較例）である。この分散液にガラス板上にＩＴＯを形成した導電性基板（陽極）を接触させ、陰極としては白金極を用い、両極間に４Ｖの電圧を１０分間印加した。 FIG. 3 is a photograph one month after the dispersion after 90 minutes of dispersion. As shown in FIG. 3, the dispersion kept a good dispersion state by visual observation. The left side of FIG. 3 is a sample to which DNA is added, and the right side is a sample to which no DNA is added (control, comparative example). A conductive substrate (anode) formed with ITO on a glass plate was brought into contact with this dispersion, a platinum electrode was used as the cathode, and a voltage of 4 V was applied between the electrodes for 10 minutes.
図４に示すようにカーボンナノチューブがＩＴＯ陽極表面に電着された。この電極を超音波処理しても、カーボンナノチューブは電極から剥離せず、電極表面に強固に電着されていることが確認された。 As shown in FIG. 4, carbon nanotubes were electrodeposited on the ITO anode surface. It was confirmed that even when this electrode was subjected to ultrasonic treatment, the carbon nanotubes were not peeled off from the electrode and were firmly electrodeposited on the electrode surface.
次いで同一条件でＩＴＯを水晶表面に形成した水晶振動子を陽極として電着を行ったところ、図５に示すようにＩＴＯ陽極上にカーボンナノチューブが電着された。この電極を超音波処理しても、カーボンナノチューブは電極表面から剥離しなかった。 Subsequently, electrodeposition was performed using a quartz crystal resonator in which ITO was formed on the quartz surface under the same conditions as an anode, and carbon nanotubes were electrodeposited on the ITO anode as shown in FIG. Even when this electrode was sonicated, the carbon nanotubes did not peel from the electrode surface.
更に同一条件で、スパッタ法で形成された金を陽極として電着を行ったところ、図６に示すように金陽極表面にカーボンナノチューブが電着された。 Further, when electrodeposition was performed using gold formed by sputtering as an anode under the same conditions, carbon nanotubes were electrodeposited on the gold anode surface as shown in FIG.
実施例２
核酸による炭素材料の分散に対する水溶液のｐＨの影響を検討した。カーボンナノチューブ１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ １ｍｇを１ｍＬの緩衝液（ｐＨは７．４１または１０．０１）に混合し、超音波にて、９０分間分散した。カーボンナノチューブは、単層型、多層中空型を用いた。緩衝液としては、リン酸塩ｐＨ標準液（ｐＨは７．４１）、炭酸塩ｐＨ標準液（ｐＨは１０．０１）を用いた。単層型はｐＨ７．４１で最も良好な分散を示し、次にｐＨ１０．０１が良好であった。多層中空型はｐＨ７．４１で最も良好な分散を示し、次にｐＨ１０．０１が良好であった。ｐＨの影響に関してはいずれのカーボンナノチューブもほぼ同様の結果を示した。
Example 2
The effect of aqueous solution pH on the dispersion of carbon materials by nucleic acids was investigated. 1 mg of carbon nanotubes and 1 mg of salmon-derived DNA were mixed in 1 mL of a buffer solution (pH is 7.41 or 10.01), and dispersed with an ultrasonic wave for 90 minutes. As the carbon nanotube, a single-walled type or a multilayered hollow type was used. As the buffer solution, a phosphate pH standard solution (pH is 7.41) and a carbonate pH standard solution (pH is 10.01) were used. The single layer type showed the best dispersion at pH 7.41, followed by pH 10.1. The multilayer hollow mold showed the best dispersion at pH 7.41, followed by pH 10.1. Regarding the influence of pH, all the carbon nanotubes showed almost the same results.
実施例３
電着に対する電圧と時間との関係を検討した。陰極としては白金、陽極としてはＩＴＯを用いた。電着液としては、実施例１の分散液を用いた。両極間に３．０Ｖを印加した結果、２，３，４および５分間のいずれにおいても陽極のＩＴＯ表面に電着が生じた。４．５Ｖの場合には、１，２，３，４および５分間のいずれにおいても陽極のＩＴＯ表面に電着が生じた。
Example 3
The relationship between voltage and time for electrodeposition was investigated. Platinum was used as the cathode and ITO was used as the anode. The dispersion liquid of Example 1 was used as the electrodeposition liquid. As a result of applying 3.0 V between the two electrodes, electrodeposition occurred on the ITO surface of the anode at 2, 3, 4 and 5 minutes. In the case of 4.5V, electrodeposition occurred on the ITO surface of the anode at 1, 2, 3, 4 and 5 minutes.
実施例４
マルチ電極への電着を行った。２０μｍ×２０μｍのマイクロ電極１６個を共通の配線でつなぎ、陰極に対して、３．３Ｖ，４５分間電圧を印加した。電着液としては、実施例１の分散液を用いた。１６個の電極すべてにカーボンナノチューブが電着された。
Example 4
Electrodeposition on multiple electrodes was performed. Sixteen 20 μm × 20 μm microelectrodes were connected by a common wiring, and a voltage was applied to the cathode at 3.3 V for 45 minutes. The dispersion liquid of Example 1 was used as the electrodeposition liquid. Carbon nanotubes were electrodeposited on all 16 electrodes.
実施例５
電極上への電着の多層化を検討した。上記実施例４で作成された１６個の電極に、更に３．３，３．５，４．０または４．３Ｖの電圧を印加した。電着液としては、実施例１の分散液を用いた。走査型電子顕微鏡で観察したところ、電圧が高いほど濃色となり、多層化されていることが確認された。
Example 5
Multi-layered electrodeposition on the electrode was studied. A voltage of 3.3, 3.5, 4.0, or 4.3 V was further applied to the 16 electrodes prepared in Example 4 above. The dispersion liquid of Example 1 was used as the electrodeposition liquid. Observation with a scanning electron microscope revealed that the higher the voltage, the darker the color and the greater the number of layers.
実施例６
他の電極材料、鉄、ニッケル、パラジウム、チタン、銅、銀、白金電極及び合金である真鍮電極を用いて検討した。陰極としては白金、電着液としては、実施例１の分散液を用いた。両極間に３．５Ｖを１０分間印加した場合に、いずれの金属でも電極表面に電着が生じた。
Example 6
Other electrode materials, iron, nickel, palladium, titanium, copper, silver, platinum electrodes, and brass electrodes that are alloys were studied. Platinum was used as the cathode, and the dispersion liquid of Example 1 was used as the electrodeposition liquid. When 3.5 V was applied between the two electrodes for 10 minutes, electrodeposition occurred on the electrode surface with any metal.
実施例７
カーボンの種類の分散への影響について検討した。多層竹型カーボンナノチューブ１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ ２ｍｇを１ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４１）に混合し、超音波にて、３０，６０または９０分間分散した。３０，６０および９０分間のいずれにおいても良好な分散を示した。６０および９０分間のものは、１０日静置後も、目視観察で沈殿せず、再凝集も見られなかった。なおこの９０分間の分散液は１月後では、図７に示すように目視観察で若干の沈殿が見られた。図７の左側がＤＮＡを添加した試料、右側がＤＮＡを添加していない試料（コントロール、比較例）である。
Example 7
The effect of carbon type on dispersion was investigated. 1 mg of multi-layer bamboo-type carbon nanotubes and 2 mg of salmon-derived DNA were mixed in 1 mL of phosphate buffer (pH 7.41) and dispersed with ultrasound for 30, 60 or 90 minutes. Good dispersion was observed at 30, 60 and 90 minutes. The samples at 60 and 90 minutes did not precipitate by visual observation even after standing for 10 days, and no reaggregation was observed. The 90-minute dispersion had a slight precipitation by visual observation after one month as shown in FIG. The left side of FIG. 7 is a sample to which DNA is added, and the right side is a sample to which no DNA is added (control, comparative example).
実施例８
単層型カーボンナノチューブ１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ ２ｍｇを１ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４１）に混合し、超音波にて、３０，６０または９０分間分散した。３０，６０および９０分間のいずれにおいても目視観察で良好な分散を示した。６０，９０分間のものは、２４時間静置後も、目視観察で沈殿せず、再凝集も見られなかった。
Example 8
Single-walled carbon nanotubes (1 mg) and salmon-derived DNA (2 mg) were mixed in 1 mL of phosphate buffer (pH 7.41) and dispersed with ultrasound for 30, 60 or 90 minutes. Good dispersion was observed by visual observation at 30, 60 and 90 minutes. The samples for 60 and 90 minutes did not precipitate and were not re-agglomerated after standing for 24 hours.
この９０分間の分散液は１ヶ月でも、図８に示すように目視観察で良好な分散状態を保持していた。図８の左側がＤＮＡを添加した試料、右側がＤＮＡを添加していない試料（コントロール、比較例）である。 This 90 minute dispersion kept a good dispersion state by visual observation as shown in FIG. 8 even in one month. The left side of FIG. 8 is a sample to which DNA is added, and the right side is a sample to which DNA is not added (control, comparative example).
実施例９
グラフェン１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ ２ｍｇを１ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４１）に混合し、超音波にて、３０，６０または９０分間分散した。この９０分間の分散液は１ヶ月後でも、図９に示すように目視観察で良好な分散状態を保持していた。図９の左側がＤＮＡを添加した試料、右側がＤＮＡを添加していない試料（コントロール、比較例）である。なお、ＤＮＡを添加しない場合、９０分間分散しても１０日後にグラフェンの沈殿が確認された。
Example 9
Graphene (1 mg) and salmon-derived DNA (2 mg) were mixed in 1 mL of phosphate buffer (pH 7.41), and dispersed with ultrasound for 30, 60 or 90 minutes. Even after one month, the dispersion for 90 minutes maintained a good dispersion state by visual observation as shown in FIG. The left side of FIG. 9 is a sample to which DNA is added, and the right side is a sample to which DNA is not added (control, comparative example). When no DNA was added, graphene precipitation was confirmed after 10 days even after 90 minutes of dispersion.
実施例１０
ナノポーラスカーボン１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ ２ｍｇを１ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４１）に混合し、超音波にて、３０，６０または９０分間分散した。この９０分間の分散液は１ヶ月でも、図１０に示すように目視観察で良好な分散状態を保持していた。図１０の左側がＤＮＡを添加した試料、右側がＤＮＡを添加していない試料（コントロール、比較例）である。
Example 10
1 mg of nanoporous carbon and 2 mg of salmon-derived DNA were mixed in 1 mL of phosphate buffer (pH 7.41), and dispersed with ultrasound for 30, 60 or 90 minutes. This 90 minute dispersion kept a good dispersion state by visual observation as shown in FIG. 10 even in one month. The left side of FIG. 10 is a sample to which DNA is added, and the right side is a sample to which DNA is not added (control, comparative example).
実施例１１
フラーレン１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ ２ｍｇを１ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４１）に混合し、超音波にて、３０，６０または９０分間分散した。この９０分間の分散液は１ヶ月後でも、図１１に示すように目視観察で良好な分散状態を保持していた。図１１の左側がＤＮＡを添加した試料、右側がＤＮＡを添加していない試料（コントロール、比較例）である。なお、ＤＮＡを添加しない場合、９０分間分散しても１日後にフラーレンの沈殿が確認された。
Example 11
1 mg of fullerene and 2 mg of salmon-derived DNA were mixed in 1 mL of phosphate buffer (pH 7.41), and dispersed with ultrasound for 30, 60 or 90 minutes. Even after one month, this 90 minute dispersion maintained a good dispersion state by visual observation as shown in FIG. The left side of FIG. 11 is a sample to which DNA is added, and the right side is a sample to which no DNA is added (control, comparative example). When no DNA was added, fullerene precipitation was confirmed after 1 day even after 90 minutes of dispersion.
実施例１２
グラフェン１ｍｇとナノポーラスカーボン１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ ２ｍｇを１ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４１）に混合し、超音波にて、３０，６０または９０分間分散した。３０，６０および９０分間のいずれにおいても良好な分散を示した。この９０分間の分散液は１ヶ月でも、図１２に示すように目視観察で良好な分散状態を保持していた。図１２の左側がＤＮＡを添加した試料、右側がＤＮＡを添加していない試料（コントロール、比較例）である。
Example 12
1 mg of graphene, 1 mg of nanoporous carbon, and 2 mg of salmon-derived DNA were mixed in 1 mL of phosphate buffer (pH 7.41), and dispersed with ultrasound for 30, 60, or 90 minutes. Good dispersion was observed at 30, 60 and 90 minutes. This 90 minute dispersion maintained a good dispersion state by visual observation as shown in FIG. The left side of FIG. 12 is a sample to which DNA is added, and the right side is a sample to which DNA is not added (control, comparative example).
実施例１３
フラーレン１ｍｇとナノポーラスカーボン１ｍｇとサケ由来のＤＮＡ ２ｍｇを１ｍＬのリン酸緩衝液（ｐＨ７．４１）に混合し、超音波にて、３０，６０または９０分間分散した。３０，６０および９０分間のいずれにおいても良好な分散を示した。この９０分間の分散液は１ヶ月でも、図１３に示すように目視観察で良好な分散状態を保持していた。図１３の左側がＤＮＡを添加した試料、右側がＤＮＡを添加していない試料（コントロール、比較例）である。
Example 13
1 mg of fullerene, 1 mg of nanoporous carbon and 2 mg of salmon-derived DNA were mixed in 1 mL of phosphate buffer (pH 7.41), and dispersed by ultrasound for 30, 60 or 90 minutes. Good dispersion was observed at 30, 60 and 90 minutes. This 90 minute dispersion kept a good dispersion state by visual observation as shown in FIG. 13 even in one month. The left side of FIG. 13 is a sample to which DNA is added, and the right side is a sample to which no DNA is added (control, comparative example).
実施例１４
実施例１、図４に示す電極を用いて、神経伝達物質の測定を行った。この電極はＩＴＯ電極上に多層竹型カーボンナノチューブをＤＮＡとともに電着した電気化学式センサーである。
Example 14
Using the electrodes shown in Example 1 and FIG. 4, neurotransmitters were measured. This electrode is an electrochemical sensor in which multi-layer bamboo carbon nanotubes are electrodeposited together with DNA on an ITO electrode.
このセンサーを作用極とし、対極に白金ワイヤー、参照極に銀塩化銀電極を使用して、測定を行った。神経伝達物質としては、ドーパミンを用いた。ｐＨ７．４緩衝液中に、作用極、対極、参照極を浸漬し、無攪拌、室温にて、ドーパミンを注入して測定を行った。最終濃度はドーパミン１０ｎＭである。測定法はサイクリックボルタモグラフィー法である。０．５Ｖ付近で約１１ｎＡの酸化ピーク電流を示した。 Measurement was performed using this sensor as a working electrode, a platinum wire as a counter electrode, and a silver-silver chloride electrode as a reference electrode. Dopamine was used as a neurotransmitter. The working electrode, counter electrode, and reference electrode were immersed in a pH 7.4 buffer solution, and measurement was performed by injecting dopamine at room temperature without stirring. The final concentration is 10 nM dopamine. The measurement method is a cyclic voltammography method. An oxidation peak current of about 11 nA was observed near 0.5V.
比較例１
ドーパミンなどの神経伝達物質の計測には良く白金黒電極が用いられる。そこでＩＴＯ電極上に白金黒を電着法にて形成し、これを作用極として実施例１４と同等の実験を行った。結果として、この電極はドーパミンに応答を示さず、実施例１４の電極が感度に優れていることがわかった。
Comparative Example 1
Platinum black electrodes are often used to measure neurotransmitters such as dopamine. Therefore, platinum black was formed on the ITO electrode by the electrodeposition method, and an experiment equivalent to that in Example 14 was performed using this as a working electrode. As a result, this electrode showed no response to dopamine, indicating that the electrode of Example 14 was excellent in sensitivity.
実施例１５
実施例１４のセンサーを用いて、ドーパミン、セロトニンに対して、クロノアンペロメトリー法による実験を行った。ｐＨは７．４、室温である。それぞれ１０ｎＭから１ｍＭまで直線の検量線が得られた。
Example 15
Using the sensor of Example 14, experiments using chronoamperometry were performed on dopamine and serotonin. The pH is 7.4 and room temperature. Linear calibration curves were obtained from 10 nM to 1 mM, respectively.
実施例１６
実施例１、図６に示した、スパッタ法で形成された金電極表面上に多層竹型カーボンナノチューブを電着した電極を用いた。このセンサー（電極）を作用極とし、対極に白金ワイヤー、参照極に銀塩化銀電極を使用して、測定を行った。測定物質としては、フェロシアン化カリウムを用いた。ｐＨ７．４緩衝液中に、作用極、対極、参照極を浸漬し、無攪拌、室温にて、フェロシアン化カリウムを注入して測定を行った。最終濃度はフェロシアン化カリウム０，１，２．５，５，１０ｍＭとした。測定法はサイクリックボルタモグラフィー法を用いた。０．３６Ｖ付近でフェロシアン化カリウム、１０ｍＭに対して約３００μＡの酸化ピーク電流を示した。酸化ピーク電流には濃度依存性があり、０から１０ｍＭまで直線の検量線が得られた。
Example 16
The electrode in which multi-layer bamboo carbon nanotubes were electrodeposited on the surface of a gold electrode formed by sputtering as shown in Example 1 and FIG. 6 was used. Measurement was performed using this sensor (electrode) as a working electrode, a platinum wire as a counter electrode, and a silver-silver chloride electrode as a reference electrode. As a measurement substance, potassium ferrocyanide was used. Measurement was performed by immersing the working electrode, counter electrode, and reference electrode in a pH 7.4 buffer solution, and injecting potassium ferrocyanide at room temperature without stirring. The final concentration was 0, 1, 2.5, 5, 10 mM potassium ferrocyanide. Cyclic voltammography was used as the measurement method. In the vicinity of 0.36 V, an oxidation peak current of about 300 μA was shown for 10 mM potassium ferrocyanide. The oxidation peak current was concentration dependent, and a linear calibration curve was obtained from 0 to 10 mM.
比較例２
実施例１で用いたスパッタ法で形成された金電極を用いた（カーボンナノチューブは電着していない）。このセンサーを作用極とし、対極に白金ワイヤー、参照極に銀塩化銀電極を使用して、測定を行った。測定物質としては、フェロシアン化カリウムを用いた。ｐＨ７．４緩衝液中に、作用極、対極、参照極を浸漬し、無攪拌、室温にて、フェロシアン化カリウムを注入して測定を行った。最終濃度はフェロシアン化カリウム０，１，２．５，５，１０ｍＭとした。測定法はサイクリックボルタモグラフィー法を用いた。０．４６Ｖ付近でフェロシアン化カリウム、１０ｍＭに対して約１００μＡの酸化ピーク電流を示した。フェロシアン化カリウムに対する感度は実施例１４に比べ、３分の１程度であった。またピーク電圧が実施例１４と比較して約０．１Ｖ大きくなり、電極活性が実施例と比較して低いことが明らかになった。酸化ピーク電流には濃度依存性があり、０から１０ｍＭまで直線の検量線が得られた。
Comparative Example 2
A gold electrode formed by the sputtering method used in Example 1 was used (carbon nanotubes were not electrodeposited). Measurement was performed using this sensor as a working electrode, a platinum wire as a counter electrode, and a silver-silver chloride electrode as a reference electrode. As a measurement substance, potassium ferrocyanide was used. Measurement was performed by immersing the working electrode, counter electrode, and reference electrode in a pH 7.4 buffer solution, and injecting potassium ferrocyanide at room temperature without stirring. The final concentration was 0, 1, 2.5, 5, 10 mM potassium ferrocyanide. Cyclic voltammography was used as the measurement method. In the vicinity of 0.46 V, an oxidation peak current of about 100 μA was shown for 10 mM ferrocyanide. The sensitivity to potassium ferrocyanide was about one-third that of Example 14. Further, the peak voltage was increased by about 0.1 V compared to Example 14, and it was revealed that the electrode activity was lower than that of Example. The oxidation peak current was concentration dependent, and a linear calibration curve was obtained from 0 to 10 mM.
本発明のセンサー用電極は、高導電性、高比表面積、多孔性、高強度、高アスペクト比、熱伝導性などに優れたカーボンナノチューブ等の炭素材料を導電性基板上に電着してなるため、新たな電極材料の開発、高感度センサー、高強度材料などへの応用が期待できる。 The electrode for a sensor of the present invention is formed by electrodepositing a carbon material such as carbon nanotubes excellent in high conductivity, high specific surface area, porosity, high strength, high aspect ratio, thermal conductivity, etc. on a conductive substrate. Therefore, development of new electrode materials, high sensitivity sensors, high strength materials, etc. can be expected.
本発明のセンサー用電極を含むセンサーは、セロトニン、ドーパミン、アスコルビン酸、尿酸または過酸化水素などの酸化還元物質を感度良く測定することが可能となる。特にドーパミンなどの神経伝達物質の測定は、ｉＰＳ細胞の応用（ドーパミン産生細胞の産生、パーキンソン病の治療）に有用である。すなわち、ｉＰＳ細胞を培養する際、ドーパミンが実際に産生されているかどうかの品質管理用センサーとして期待できる。 The sensor including the sensor electrode of the present invention can measure redox substances such as serotonin, dopamine, ascorbic acid, uric acid or hydrogen peroxide with high sensitivity. In particular, measurement of neurotransmitters such as dopamine is useful for application of iPS cells (production of dopamine-producing cells, treatment of Parkinson's disease). That is, when culturing iPS cells, it can be expected as a quality control sensor for determining whether dopamine is actually produced.
また酵素や抗体などの生体物質、メデイエーター（電子伝達体）などを上記センサーに固定化すれば、いわゆるバイオセンサーとしての応用も期待できる。例えばグルコースオキシダーゼを固定化すれば、グルコースセンサーとして機能することが可能と考えられる。 In addition, if a biological substance such as an enzyme or an antibody, a mediator (electron carrier), or the like is immobilized on the sensor, application as a so-called biosensor can be expected. For example, if glucose oxidase is immobilized, it may be possible to function as a glucose sensor.
Claims (12)
前記導電性の基板と前記水分散液とを接触させる工程と、
前記導電性の基板に電圧を印加し、前記導電性の基板上に前記炭素材料と前記核酸とを電着せしめる工程と
を含む請求項５に記載のセンサー用電極の製造方法。 Preparing an aqueous dispersion in which the carbon material is dispersed with the nucleic acid;
Contacting the conductive substrate with the aqueous dispersion;
The method for producing a sensor electrode according to claim 5 , further comprising: applying a voltage to the conductive substrate, and electrodepositing the carbon material and the nucleic acid on the conductive substrate.
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