WO2015119208A1 - 電極アレイおよび生体センサー - Google Patents

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WO2015119208A1
WO2015119208A1 PCT/JP2015/053280 JP2015053280W WO2015119208A1 WO 2015119208 A1 WO2015119208 A1 WO 2015119208A1 JP 2015053280 W JP2015053280 W JP 2015053280W WO 2015119208 A1 WO2015119208 A1 WO 2015119208A1
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WO
WIPO (PCT)
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buffer layer
electrode array
biological buffer
electrode
partition wall
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/053280
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
一徳 栗原
隆夫 染谷
毅 関谷
Original Assignee
独立行政法人科学技術振興機構
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A61B2562/0217—Electrolyte containing

Definitions

  • the present invention relates to an electrode array and a biosensor. This application claims priority on February 6, 2014 based on Japanese Patent Application No. 2014-021489 for which it applied to Japan, and uses the content here.
  • Organic semiconductors can be used as a means for obtaining biological information directly from cells and tissues by the softness of the material and by mounting on the surface of the human body or in the body.
  • Patent Document 2 A minimally invasive method in which an electrode is not inserted into a living body has also been developed (for example, Patent Document 2).
  • an electrode made of a metal such as platinum or gold is basically harmless to the human body, but when it directly touches a body tissue or cell, a protective reaction (inflammation) occurs between the electrode and the tissue due to an antibody reaction of living cells. Reaction) occurs. Therefore, there is a problem that long-term biological information cannot be observed.
  • a hard metal may be rubbed in a soft living body, and damage due to friction on the living body is large.
  • An object of the present invention is to provide a highly sensitive, high-definition and flexible electrode array and a biosensor that can cause extremely little damage to the living body and immune reaction of the living body and can maintain mechanical strength.
  • the present invention employs the following means.
  • a plurality of electrodes arranged on the same plane and a biological buffer layer are stacked on a base material, and an insulating partition wall is provided in the biological buffer layer so as to surround the electrodes.
  • (6) The electrode array according to any one of (1) to (5), wherein a thickness of the base material is thinner than a thickness of the biological buffer layer.
  • (7) The electrode array according to any one of (1) to (6), wherein the biological buffer layer has a Young's modulus of 1 kPa to 100 kPa.
  • the Young's modulus of the biological buffer layer, the Young's modulus of the partition wall, and the Young's modulus of the base material are in a relationship of Young's modulus of the biological buffer layer ⁇ Young's modulus of the partition wall ⁇ Young's modulus of the base material.
  • the electrode array according to any one of (1) to (7), wherein (9) A biosensor comprising the electrode array according to any one of (1) to (8), an amplifier circuit connected to each electrode of the electrode array, and a transistor connected to the amplifier circuit.
  • the present invention it is possible to provide a highly sensitive, high-definition, and flexible electrode array and biological sensor that are extremely low in damage to the living body and immune reaction of the living body and can maintain mechanical strength.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of a circuit configuration of signal detectors F 11 to F nm shown in FIG.
  • the configuration of the electrode array and the biological sensor to which the present invention is applied will be described with reference to the drawings.
  • the portions that become the features may be shown in an enlarged manner for the sake of convenience, and the dimensional ratios and the like of the respective components are not always the same as the actual ones.
  • the materials, dimensions, and the like exemplified in the following description are examples, and the present invention is not limited to them, and can be appropriately modified and implemented without departing from the scope of the invention.
  • the electrode array and biosensor of the present invention may include components such as layers not described below as long as the effects of the present invention are not impaired.
  • FIG. 1A is a schematic cross-sectional view of an electrode array according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 1B is a schematic perspective view of an electrode array according to an embodiment of the present invention.
  • an electrode array 10 according to an embodiment of the present invention, a plurality of electrodes 2 arranged on the same plane of a substrate 1 and a biological buffer layer 3 are laminated, and the biological buffer layer 3 surrounds the electrodes 2. Insulating partition walls 4 are provided.
  • the biological buffer layer has conductivity and can transmit an electrical signal from the biological body to the electrode. Moreover, since it has biocompatibility, the defense reaction of a biological body can be suppressed. “Biocompatibility” means that there is no cytotoxicity and the biological rejection is small.
  • cytotoxicity test using a colony formation method is performed and there is no cytotoxicity, and a “rabbit implantation test” according to the standard is performed, It means that rejection is small.
  • FIG. 2A is a diagram schematically illustrating the operation of the electrode array having no partition wall
  • FIG. 2B is a diagram schematically illustrating the operation of the electrode array having the partition wall according to the embodiment of the present invention.
  • the electrode array is in contact with the living body via the biological buffer layer 3. Since the living body buffer layer 3 is soft, it can follow the shape of the living body.
  • electrical signals emitted from the nerve cells 6 are diffused to the surroundings through the biological buffer layer 3 having conductivity in the form of current. To do.
  • FIG. 2B shows the case of the electrode array 10 according to an embodiment of the present invention having the partition walls 4. Since the partition wall 4 has insulating properties, the partition wall 4 inhibits current from being diffused to the surroundings through the biological buffer layer. The electric signal emitted from the nerve cell 6 is received more strongly by the electrode 2 closest to the nerve cell 6 and is prevented from leaking to the surrounding electrode 2. Therefore, the electrode array 10 can exhibit high spatial resolution and sensitivity.
  • the material of the substrate 1 is not particularly limited. It is preferable to have a strength that serves as a base for the electrode array 10 and to maintain flexibility. Specifically, the Young's modulus is preferably 0.1 GPa to 10 GPa.
  • polyimide (PI) polyethylene terephthalate (PET), polyethylene naphthalate (PEN), polytetrafluoroethylene (Teflon (registered trademark)), or the like can be used.
  • the thickness of the substrate 1 is preferably thinner than the thickness of the biological buffer layer 3.
  • the biological buffer layer 3 has a lower Young's modulus than the base material 1 and is soft.
  • the thickness of the substrate 1 is preferably 1 ⁇ m or more and 50 ⁇ m or less.
  • the thickness of the base material 1 is thinner than 1 ⁇ m, the base material 1 is not sufficient as a base for the electrode array 10, and the overall mechanical strength is lowered. If the thickness of the substrate 1 is greater than 50 ⁇ m, it is difficult to ensure sufficient flexibility of the electrode array 10. For example, followability to a complicated shape such as the brain is deteriorated.
  • the electrode 2 is not particularly limited. For example, gold or platinum metal, organic conductive material PEDOT / PSS, nanocarbon material, or biocompatible conductive material can be used. As the “conductive substance having biocompatibility”, a conductive gel described later can be used. Since the electrode 2 is covered with the biological buffer layer 3 having biocompatibility, it does not directly touch the living body. In order to further increase the sensitivity of the electrode array 10, it is preferable to use a highly conductive metal such as gold or platinum.
  • the biological buffer layer 3 has conductivity and biocompatibility, and a hydrophilic gel material or a material in which a conductive material is uniformly dispersed in a biocompatible polymer medium can be used.
  • a hydrophilic gel material include various high water content gels having a high water content such as hydrogel, poly 2-hydroxyethyl methacrylate (common name: polyhema), silicone hydrogel, polyrotaxane, and polyvinyl alcohol hydrogel.
  • the moisture content can be obtained by the following equation.
  • the high water content gel preferably has a water content of 20% or more, more preferably has a water content of 40% or more, and still more preferably has a water content of 50% or more.
  • body fluid saline
  • it can function as an electrode array with high biocompatibility.
  • Such a highly water-containing gel exhibits high ionic conductivity by containing a body fluid (saline). That is, even if it does not contain a conductive material, it has conductivity by itself. Therefore, even a high water content gel can function as the biological buffer layer 3.
  • the biological buffer layer 3 having higher conductivity and biocompatibility can be formed by dispersing conductive nanomaterials in these hydrophilic gels.
  • the conductive material fine metal particles, graphite, carbon black, carbon nanomaterials and the like can be used.
  • a gel-like structure in which a carbon nanomaterial doubly coated with a molecule that constitutes a hydrophilic ionic liquid and a water-soluble polymer is dispersed in a water-soluble polymer medium and the water-soluble polymer is crosslinked.
  • a conductive material conductive gel
  • the conductive gel will be described later.
  • the Young's modulus of the biological buffer layer 3 is preferably 1 kPa to 100 kPa.
  • the Young's modulus of the brain is approximately in this range, and by setting the Young's modulus of the biological buffer layer 3 to be in this range, it can be applied to soft and complex shapes such as the brain. Since the biological buffer layer 3 is soft, the contact surface can follow the complex shape of the living body, and the sensitivity of the electrode array 10 can be increased. In the laminated structure of the base material 1 and the biological buffer layer 3, the following two points are important in order to realize the followability of the contact surface to the complex shape surface of the biological body at an extremely high level.
  • the first is that the substrate 1 has a thickness and Young's modulus sufficient to achieve both flexibility and strength
  • the second is that the biological buffer layer 3 follows the contact surface with a Young's modulus comparable to that of a living body. Is to be thick. Therefore, it is preferable to satisfy the relationship of the thickness of the base material 1 ⁇ the thickness of the biological buffer layer 3 and the Young's modulus of the base material 1> the Young's modulus of the biological buffer layer 3.
  • the thickness of the biological buffer layer 3 is preferably 0.002 mm or more and 5 mm or less. If the thickness of the biological buffer layer 3 is less than 0.002 mm, there is a problem that the rigidity of the electrodes of the electrode array cannot be sufficiently absorbed and the rigidity of the surface of the biological buffer layer 3 is increased. On the other hand, if it is thicker than 5 mm, the spatial resolution cannot be increased. It cannot be inserted into a narrow gap.
  • the partition wall 4 has an insulating property and is disposed so as to surround the electrode 2 in the biological buffer layer 3. By disposing the electrode 2 so as to surround the electrode 2, it is possible to suppress an electrical signal emitted from the living body from leaking to the surrounding electrodes (crosstalk) via the biological buffer layer 3 having conductivity. . That is, the highly sensitive electrode array 10 can be formed.
  • the partition wall 4 is harder than the biological buffer layer 3. Therefore, the biological buffer layer 3 can be supported like the skeleton of the partition walls 4, and the mechanical strength of the electrode array 10 can be increased.
  • the partition walls 4 can help the substrate 1 and the biological buffer layer 3 to adhere to each other, and can increase the mechanical strength of the electrode array 10. In general, it is difficult to obtain strong adhesion between the biological buffer layer 3 and the electrode 2. Therefore, the biological buffer layer 3 may come off from the electrode 2. However, by providing the partition wall 4, the contact surface of the biological buffer layer 3 is increased, and the adhesion can be increased.
  • the material of the partition wall 4 is preferably harder than the biological buffer layer 3 and has a softness that does not damage the living body. That is, it is preferable to satisfy the relationship of Young's modulus of the biological buffer layer ⁇ Young's modulus of the partition wall ⁇ Young's modulus of the base material. Specifically, the Young's modulus of the partition wall is preferably 0.5 MPa to 2000 MPa, more preferably 1 MPa to 1000 MPa. Since the partition 4 has hardness, the biological buffer layer 3 can be supported like the skeleton of the partition 4, and the mechanical strength of the electrode array 10 can be increased.
  • the partition walls 4 for example, silicon elastomer, polyvinyl alcohol (PVA), fluorine elastomer, epoxy resin, or the like can be used. Since conductivity lower than that of the biological buffer material 3 is required, it is preferable that the moisture content is low. In order to perform patterning in accordance with the electrode array, a photocurable material is preferable.
  • the arrangement of the partition walls 4 only needs to surround the electrode 2, and the arrangement thereof is not particularly limited, such as a tetragonal lattice arrangement, a honeycomb lattice arrangement, a random arrangement, and a rectangular lattice arrangement. From the viewpoint of ease of production, a square lattice arrangement is preferable. From the viewpoint of mechanical strength, a honeycomb lattice arrangement is preferable. In any case, it is necessary to surround the periphery of the electrode 2.
  • the shape of the partition wall 4 does not need to stand vertically with respect to the base material 1 and may have a taper.
  • the height of the partition wall 4 is preferably substantially the same as the thickness of the biological buffer layer 3.
  • the purpose of the partition wall 4 is to prevent electrical signals from the living body from leaking out through the biological buffer layer 3. Therefore, the height of the partition wall 4 and the thickness of the biological buffer layer 3 do not have to be completely the same. Even when the height of the partition wall 4 is slightly lower than the thickness of the biological buffer layer 3, current leakage can be sufficiently prevented and crosstalk can be suppressed. Further, even when the height of the partition wall 4 is slightly higher than the thickness of the biological buffer layer 3, the biological buffer layer 3 can sufficiently follow the living body by pressing the electrode array against the living body. Therefore, the electrical signal from the living body can be sufficiently transmitted to the electrode. In addition, since the biological buffer layer 3 is partitioned by the partition walls 4, the occurrence of crosstalk can be suppressed.
  • “slightly” means a range within 30% of the thickness of the biological buffer layer 3.
  • the height of the partition wall 4 is preferably substantially the same as the thickness of the biological buffer layer 3, but among them, the height of the partition wall 4 is preferably lower than the thickness of the biological buffer layer 3.
  • the height of the partition wall 4 is preferably 50% or more, more preferably 80% or more, and further preferably 90% or more with respect to the thickness of the biological buffer layer 3.
  • “the height of the partition wall 4 is lower than the thickness of the biological buffer layer 3” means that the entire partition wall 4 is covered with the biological buffer layer 3. That is, the entire partition wall 4 is preferably covered with the biological buffer layer 3.
  • the influence on the living body can be suppressed and the selectivity of the material constituting the partition wall 4 can be increased. Moreover, if the height of the partition wall 4 with respect to the thickness of the biological buffer layer 3 is high, the electrical shielding effect can be enhanced.
  • the partition wall 4 is preferably made of a biocompatible material. If the height of the partition wall 4 and the thickness of the living body buffer layer 3 are substantially the same, the partition wall 4 may directly touch the living body. Therefore, in order to suppress damage to the living body, the partition wall 4 is also preferably made of a material having biocompatibility.
  • a material having the biocompatibility of the partition wall 4 for example, a silicon elastomer, a fluorine elastomer, or the like can be used among the materials of the partition wall 4 described above. This is a material having a relatively high Young's modulus relative to the material shown in the biological buffer layer 3 described above.
  • a ground wiring 5 is provided in the partition wall 4 or in the lower part of the partition wall 4.
  • the partition 4 alone cannot sufficiently insulate, and crosstalk occurs.
  • the ground wiring 5 By providing the ground wiring 5 in the partition 4 or at the bottom of the partition 4, the electric signal leaking through the partition 4 can be cut, and crosstalk can be further suppressed. That is, the sensitivity of the electrode array 10 can be further increased.
  • the ground wiring 5 only needs to have conductivity, and metal, ITO, or the like can be used.
  • the carbon nanomaterial double-coated with the molecule constituting the hydrophilic ionic liquid and the water-soluble polymer is the water-soluble polymer.
  • a conductive gel dispersed in a medium and crosslinked with this water-soluble polymer can be used.
  • the ionic liquid is also referred to as a normal temperature molten salt or simply a molten salt, and is a salt that exhibits a molten state in a wide temperature range including normal temperature.
  • a hydrophilic ionic liquid among various conventionally known ionic liquids, a hydrophilic ionic liquid can be used.
  • N, N-diethyl-N-methyl-N- (2-methoxyethyl) ammonium tetrafluoroborate (DEMEBF 4 ) can be mentioned.
  • the carbon nanomaterial is a component composed of carbon atoms and structured in a nanometer size (for example, one CNT), and the carbon atoms of the component are generally van der Waals forces. It means what is stuck.
  • it refers to carbon nanotubes, carbon nanofibers (carbon fibers having a diameter of 10 nm or less), carbon nanohorns, fullerenes, and the like.
  • a fine carbon nanomaterial of 10 nm or less exhibits good dispersibility in water.
  • a carbon nanotube has a structure in which a graphene sheet in which carbon atoms are arranged in a hexagonal network is a single-layer or a multi-layer and is rounded in a cylindrical shape (single-wall nanotube (SWNT), double-wall nanotube (DWNT), multi-wall nanotube
  • SWNT single-wall nanotube
  • DWNT double-wall nanotube
  • the carbon nanotube that can be used as the carbon nanomaterial is not particularly limited. Any of SWNT, DWNT, and MWNT may be used.
  • Carbon nanotubes can generally be produced by laser ablation, arc discharge, thermal CVD, plasma CVD, gas phase, combustion, or the like. Regardless of the carbon nanotube produced by the carbon nanotube used here, a plurality of types of carbon nanotubes may be used.
  • Carbon nanotubes tend to aggregate due to van der Waals forces between carbon nanotubes. Therefore, usually, a plurality of carbon nanotubes exist in the form of bundles or aggregates. However, in the presence of an ionic liquid, the bundle or aggregate can be subdivided by applying a shearing force (reducing entanglement of carbon nanotubes). By sufficiently subdividing, the van der Waals force that binds the carbon nanotubes is weakened and separated into individual carbon nanotubes, and the ionic liquid can be adsorbed to the individual carbon nanotubes. it can. As a result, it is possible to obtain a composition comprising carbon nanotubes and an ionic liquid, including single carbon nanotubes covered with ionic liquid molecules.
  • the means for applying a shearing force used in the subdividing step is not particularly limited, and a wet pulverizing apparatus capable of applying a shearing force such as a ball mill, a roller mill, or a vibration mill can be used.
  • the entanglement of the carbon nanotubes can be reduced by mixing the carbon nanotubes with the ionic liquid and performing the above-described subdividing step.
  • the molecules of the ionic liquid are bonded to the surface of the carbon nanotubes with reduced entanglement by the “cation- ⁇ ” interaction, the carbon nanotubes are further bonded through the ionic bonds to form a gel composition.
  • a gel composition can be considered.
  • rinsing the gel composition with, for example, physiological saline or ethanol a single ionic liquid molecule layer can be formed on the surface of the carbon nanotube.
  • water and a water-soluble polymer it is possible to produce a composition in which carbon nanotubes covered with molecules constituting an ionic liquid are dispersed in a water-soluble polymer medium.
  • the water-soluble polymer is not particularly limited as long as it is a polymer that can be dissolved or dispersed in water. It is more preferable if it can be crosslinked in water.
  • the following examples can be given.
  • Synthetic polymer (1) ionic polyacrylic acid (anionic) Polystyrene sulfonic acid (anionic) Polyethyleneimine (cationic) MPC polymer (Zwitterion) (2) Nonionic Polyvinylpyrrolidone (PVP) Polyvinyl alcohol (polyvinyl acetate saponified product) Polyacrylamide (PAM) Polyethylene oxide (PEO) 2.
  • Natural polymers (mostly polysaccharides) Starch Gelatin Hyaluronic acid Alginic acid Dextran protein (eg water-soluble collagen) 3.
  • Semi-synthetic polymer eg cellulose solubilized) Carboxymethylcellulose (CMC) Hydroxypropyl cellulose (HPC) Cellulose derivatives such as methylcellulose (MC) Water-soluble chitosan (can also be classified as “2. Natural polymers”)
  • water-soluble polymer examples include polyrotaxane.
  • Polyrotaxane is cyclic at both ends (both ends of a linear molecule) of a pseudopolyrotaxane in which the opening of a cyclic molecule (rotator) is skewered by a linear molecule (axis).
  • a blocking group is arranged so that the molecule is not released.
  • polyrotaxane using ⁇ -cyclodextrin as a cyclic molecule and polyethylene glycol as a linear molecule can be used.
  • the water-soluble polymer medium is preferably a compound having a group that reacts with a crosslinking agent. With such a reactive group, a strong film can be formed by crosslinking.
  • the water-soluble polymer is preferably photocrosslinkable.
  • the molecular layer of the ionic liquid enclosing the carbon nanomaterial may be a monomolecular layer.
  • the surface of the carbon nanomaterial and the molecule of the ionic liquid are bonded by a “cation- ⁇ ” interaction.
  • the molecules of the ionic liquid encapsulating the carbon nanomaterial are selected.
  • This layer can be a monomolecular layer.
  • the molecular layer can be a monomolecular layer.
  • a thin polyrotaxane layer of about 5 nm can be formed on the monomolecular layer of DEMEBF 4 .
  • the dispersion concentration of the carbon nanotubes can be made high, and a highly conductive material can be obtained.
  • a conductive member such as an electronic contact made of such a conductive material, electrons move between carbon nanotubes through a thin DEMEBF 4 molecular layer and a polyrotaxane layer, and a current flows.
  • the surface of the carbon nanomaterial and the molecule of the ionic liquid are strongly bonded by the “cation- ⁇ ” interaction. Therefore, the molecules of the ionic liquid bonded to the surface of the carbon nanomaterial do not come out of the water-soluble polymer medium. Molecules of the ionic liquid that are not bonded to the surface of the carbon nanomaterial can be removed, for example, by rinsing with physiological saline or ethanol.
  • the carbon nanomaterial contained therein is doubly covered with the ionic liquid molecules and the water-soluble polymer. There is virtually no touch.
  • This conductive material has high flexibility. Therefore, it is excellent in followability to the surface of an organ or the like in a living body, and an extremely good interface can be formed between the organ and the like.
  • the conductive material may have a high conductivity.
  • This conductive material is a first step in which a hydrophilic ionic liquid, a carbon nanomaterial, and water are mixed to obtain a first dispersion system in which the carbon nanomaterial covered with molecules constituting the ionic liquid is dispersed. And a first dispersion system, a water-soluble polymer and water are mixed to obtain a second dispersion system in which the carbon nanomaterial covered with the molecules constituting the ionic liquid and the water-soluble polymer are dispersed. It can manufacture by a manufacturing method provided with 2 processes.
  • the carbon nanomaterial may be subdivided by applying a shearing force.
  • a shearing force By applying a shearing force, the bundle or aggregation of the carbon nanomaterial can be covered with a hydrophilic ionic liquid in a state in which the carbon nanomaterial is further dissolved.
  • the method may further include a step of preparing a composition in which the carbon nanomaterial is dispersed in a water-soluble polymer medium and the water-soluble polymer is crosslinked. Thereby, a moldability and workability improve.
  • a rinsing step may be further provided to remove molecules constituting the ionic liquid that is not bound to the carbon nanomaterial. Thereby, a moldability and workability improve.
  • This rinsing step can be performed with, for example, physiological saline, ethanol, or a liquid that does not break the gel. This rinsing process may be performed at any stage.
  • the conductive material can contain other substances as long as the effects of the present invention are not impaired.
  • the manufacturing method of the said conductive material can include another process in the range which does not impair the effect of this invention.
  • the electrode array 10 includes a first step for producing a plurality of electrodes 2 on a substrate 1 using a mask, a second step for producing a partition 4 so as to surround the electrode 2 using photolithography, and a partition And a third step of laminating the biological buffer layer 3 in the bank surrounded by 4.
  • the electrode 2 can be formed by sputtering or vapor deposition.
  • the barrier rib 4 is formed so as to surround the electrode 2 using photolithography.
  • a spacer is set on the substrate 1 and the material of the partition walls 4 is filled in the space surrounded by the spacer.
  • the filled partition 4 material is irradiated with UV through a mask. Thereafter, by washing away unnecessary portions, only the portions irradiated with UV can be left as the partition walls 4.
  • the first step and the second step may be reversed. That is, the partition wall may be formed first, and then the electrode 2 may be formed through a mask.
  • the biological buffer layer 3 is stacked in a bank surrounded by the partition walls 4. At this time, the biological buffer layer 3 may also be laminated on the partition wall 4.
  • the biological buffer layer 3 can use the conductive gel described above.
  • FIG. 3 is a schematic view schematically showing a cross section of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • the biological sensor of the present invention includes an electrode array 10, an amplifier circuit 101 connected to each electrode 2 of the electrode array 10, and a transistor T connected to the amplifier circuit.
  • Such a transistor T is connected by a plurality of bit lines and word lines, and information from each electrode can be output to the outside.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a circuit configuration of the biosensor according to the embodiment of the present invention.
  • a biosensor 100 receives a signal generated from a living body at a plurality of electrodes 2 11 to 2 nm .
  • the received signal is amplified by the amplifier circuit 101, and is passed through a plurality of signal transfer transistors T 11 to T nm , a plurality of bit lines BL 1 to BL m, and a plurality of word lines WL 1 to WL n. Output to the outside.
  • the plurality of electrodes 2 11 to 2 nm correspond to each electrode 2 of the electrode array 10.
  • the capacitor 102 may be included as necessary.
  • each output unit of the signal detectors F 11 to F n1 belonging to the first column includes transistors T 11 to T n1 for signal transfer.
  • the signal detectors F 12 to F n2 belonging to the second column are connected to the bit line BL 1 via the signal transfer transistors T 12 to T n2 and connected to the bit line BL 2 via the signal transfer transistors T 12 to T n2. Yes.
  • the output units of the signal detectors F 1m to F nm belonging to the m-th column are connected to the bit line BL m via the signal transfer transistors T 1m to T nm .
  • the gates of the signal transfer transistors T 11 to T 1m provided in the signal detectors F 11 to F 1m belonging to the first row are word lines.
  • Each gate of signal transfer transistors T 21 to T 2m connected to WL 1 and provided in signal detectors F 21 to F 2m belonging to the second row is connected to word line WL 2 .
  • the gates of the signal transfer transistors T n1 to T nm provided in the signal detectors F n1 to F nm belonging to the n-th row are connected to the word line WL n .
  • a plurality of signal detectors F 11 to F nm are arranged in a matrix, and a signal transfer transistor T 11 is formed by the word lines WL 1 to WL n and the bit lines BL 1 to BL m. by selecting ⁇ T nm, it becomes possible to read from each of the signal detectors F 11 ⁇ F nm signals selectively.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of the circuit configuration of the signal detectors F 11 to F nm shown in FIG. All of the signal detectors F 11 to F nm in FIG. 4 have the same configuration. As shown in FIG. 5, each of the signal detectors F 11 to F nm includes an electrode 2 and an amplifier circuit 101. Further, a capacitor 102 may be provided. An electrical signal from a living body is applied to the electrode 2.
  • the capacitor 102 is for cutting a direct current component included in a biological signal from the subject.
  • the capacitor 102 is connected between the electrode 2 and the input part of the amplifier circuit 101. That is, the input portion of the amplifier circuit 101 is capacitively coupled to the electrode 2 via the capacitor 102.
  • the capacitor 102 has a capacitance value of about 670 nF, for example, and has a SAM / AlO x structure composed of a self-assembled monolayer (Self-Assembled Monolayer; Sam) and aluminum oxide (AlO x ).
  • the amplifier circuit 101 includes transistors 1011 to 1014 and a resistance element 1015.
  • the transistors 1011 to 1014 are flexible p-type organic transistors.
  • the organic transistor constituting the amplifier circuit 101 has a gate width of, for example, 600 ⁇ m and a gate length of 20 ⁇ m. In this example, a drain current of about ⁇ 100 ⁇ A was confirmed.
  • the present invention is not limited to this example, and an n-type organic transistor may be used instead of the p-type organic transistor. Considering the difference in operational stability and carrier mobility, the p-type organic transistor can stably obtain a larger drain current than the n-type organic transistor, which is compared with the n-type organic transistor. It is advantageous.
  • the amplifier circuit 101 is not limited to an organic transistor, and can be configured using any amplifier element depending on the application.
  • the drain of the transistor 1011 constituting the amplifier circuit 101 is connected to the power supply node VDD (high potential node), and the gate thereof is connected to the input portion of the amplifier circuit 101.
  • the drain of the transistor 1012 is connected to the source of the transistor 1011, and the source of the transistor 1012 is connected to the ground node.
  • the drain of the transistor 1013 is connected to the power supply node VDD, and the gate of the transistor 1013 is connected to the input portion of the amplifier circuit 101.
  • the drain and gate of the transistor 1014 are connected to the source of the transistor 1013 together with the gate of the transistor 1012, and the source of the transistor 1014 is connected to the low potential node VSS.
  • a resistance element 1015 is connected between the input part and the output part of the amplifier circuit 101.
  • the resistance element 1015 is for returning the output signal of the amplifier circuit 101 to the input unit.
  • the resistance element 1015 has a resistance value of about 20 M ⁇ , for example, and is made of, for example, a carbon paste having flexibility and conductivity.
  • the resistance element 1015 can be formed using any material without being limited to this example.
  • the resistance element 1015 need not be formed integrally with the amplifier circuit 101, and may be provided as an external resistor.
  • Example 12 ⁇ m polyimide was prepared as a substrate. First, a rectangular (square) electrode matrix was formed in a grid pattern on the substrate. The material was gold and formed by vapor deposition through a mask. That is, 64 electrodes were produced. Next, a spacer having a thickness of 1 mm was installed, and a region surrounded by the spacer was filled with silicon elastomer. In order to form a grid-like partition wall structure, a UV curable silicone elastomer was used here.
  • the UV curable silicone elastomer has siloxane as the main chain and has a functional group (for example, methacryloyl group) at the terminal for radical polymerization by UV light irradiation.
  • a photoinitiator for example, an aromatic ketone such as acetophenone or 2,2-dimethoxy-2-phenylacetophenone
  • the silicon elastomer was cured by UV exposure through a mask in which 1 mm lines were formed in a grid pattern at intervals of 7 mm in accordance with the previously formed electrode matrix.
  • the UV exposure at this time was carried out using a light box (W532 ⁇ D450 ⁇ H100 mm) manufactured by SUNHAYATO, using Black light FL15BL (trade name) manufactured by NEC having a UV wavelength of 300 nm to 400 nm as a light source.
  • FIG. 6 is a photograph in which a partition made of silicon elastomer was produced on a substrate and gold was deposited as an electrode in a cell surrounded by the partition.
  • a biological buffer layer is produced.
  • a conductive medium uniformly dispersed in a biocompatible polymer medium can be used.
  • Composition in which carbon nanotubes covered with molecules constituting N, N-diethyl-N-methyl-N- (2-methoxyethyl) ammonium tetrafluoroborate (DEMEBF 4 ) are dispersed in polyrotaxane as a biological buffer layer was used.
  • FIG. 7 is a diagram schematically showing a production procedure of a composition that is crosslinked to become a biological buffer layer in the example of the present invention.
  • This composition was prepared by using 30 mg of a commercially available carbon nanotube (MWNT, length 10 ⁇ m, diameter 5 nm) and N, N-diethyl-N-methyl-N- (2-methoxyethyl) ammonium, which is a hydrophilic ionic liquid.
  • Tetrafluoroborate (DEMEBF 4 ) 60 mg was mixed and stirred. Stirring was performed in deionized water at 25 ° C. for 1 week at a rotation speed of 700 rpm or higher using a magnetic stirrer.
  • the resulting suspension was treated with a high pressure jet mill homogenizer (60 MPa; Nano-jet pal, JN10, Jokoh) to give a black material.
  • This gel-like substance is filled into a bank surrounded by a partition made of a silicon elastomer that has already been prepared.
  • the polyrotaxane was crosslinked to disperse the carbon nanotubes covered with the molecules constituting the DEMEBF 4 in the polyrotaxane medium, thereby producing a biological buffer layer in which the polyrotaxane was crosslinked.
  • the thickness of the biological buffer layer and the height of the partition made of silicon elastomer were set to 1 mm.
  • FIG. 8A is a graph showing an output result measured by an electrode opposed to a portion where the input voltage is applied when an input voltage of 100 mV is applied to a certain point of the electrode array of the example.
  • FIG. 8B is a graph showing an output result measured by an electrode facing a portion where the input voltage is applied when an input voltage of 100 mV is applied to a certain point of the electrode array of the example.
  • the vertical axis represents output voltage
  • the XY axis represents position coordinates.
  • XY of the graph is 7 mm ⁇ 7 mm, which is one cell size surrounded by the partition wall in the embodiment.
  • This output result is an output result measured by one electrode facing the point where the input voltage is applied.
  • the electrode array of the example shows an output result of 45 mV for an input voltage of 100 mV (see FIG. 8A), whereas the electrode array of the comparative example outputs an output result of 23 mV for an input voltage of 100 mV. It can only be seen (see FIG. 8B). Also, it can be seen from the graph that the electrode array of the example shows a detection result with a higher peak, and the sensitivity of the electrode array is higher.
  • FIG. 9A is a graph simulating an output result measured by an electrode facing a portion where the input voltage is applied when an input voltage of 100 mV is applied to a certain point of the electrode array of the example.
  • FIG. 9B is a graph simulating the output result measured by the electrode facing the portion where the input voltage was applied when an input voltage of 100 mV was applied to a certain point of the electrode array of the comparative example.
  • the vertical axis represents output voltage
  • the XY axis represents position coordinates.
  • electrostatic field analysis was performed using a finite difference method.
  • the size of the finite difference grid is a cube having a side of 1 mm, and a grid of 58 ⁇ 58 in the direction parallel to the substrate and one grid in the thickness direction perpendicular to the substrate.
  • the electrode array of the example shows an output result of 100 mV for an input voltage of 100 mV (see FIG. 9A), whereas the electrode array of the comparative example outputs an output result of 30 mV for an input voltage of 100 mV. It can only be seen (see FIG. 9B). It is clear from the graph that the electrode array of the example shows a detection result with a higher peak, and the sensitivity of the electrode array is higher.

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Abstract

本発明の電極アレイ（１０）は、基材（１）上に、同一平面上に配置された複数の電極（２）と、生体バッファ層（３）とが順に積層され、前記生体バッファ層（３）内に、前記電極（２）を囲むように配置された絶縁性の隔壁（４）を備える。

Description

電極アレイおよび生体センサー
　本発明は、電極アレイおよび生体センサーに関する。
本願は、２０１４年２月６日に、日本に出願された特願２０１４－０２１４８９号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
　有機半導体でつくるフレキシブルエレクトロニクスは、近年注目を集めている。有機半導体は、素材の軟らかさから、人体の表面や体内への装着により、細胞や組織から直接生体情報を得る手段として用いることができる。
　特に、脳波などを測定するために、プラチナや金からなる複数の電極を生体に刺し込む剣山形状の電極アレイが用いられてきた（例えば、特許文献１）。電極アレイから得られた体内組織や細胞からの電気的信号を、電気信号として外部に出力することができる。しかし、このような高侵襲な方法では、生体へ負担が大きい。そのため、より生体への負担の少ない測定方法が求められていた。
　生体に電極を挿し込まない低侵襲な方法も開発されている（例えば、特許文献２）。例えばプラチナや金のような金属からなる電極は基本的には人体に無害ではあるが、体内組織や細胞に直接触れると、生体細胞の抗体反応により、電極と組織との間に防御反応（炎症反応）が生じる。そのため、長期的な生体情報観測を行うことができないという問題がある。また硬い金属は、軟らかい生体内で擦れる場合があり、生体への摩擦によるダメージが大きい。
　これに対し近年、生体適合性を有する材料が開発されている。このような生体適合性を有する材料に導電体を均一分散させることにより導電性を有する生体適合性材料の開発も進められている（例えば、特許文献３および４）。
　生体細胞と直接触れることを防ぐために、電極と生体との間にこのような導電性を有する生体適合性を有する材料を生体バッファ層として配置することが考えられる。このような構成により生体の防御反応を抑制し、長期的な生体情報観測を行うことができると考えられる。またこのような生体適合性を有する材料の中には、生体に近いヤング率を有するものもある。そのため、適切な生体適合性を有する材料を用いることで、生体への摩擦によるダメージも抑えることができると考えられる。
特表２０１３－５１２０６２号公報 特許第４７４２３５６号公報 特許第４０３８６８５号公報 特許第３６７６３３７号公報
　しかしながら、ヤング率の低い生体適合性を有する材料を生体バッファ層として用いると、このような生体バッファ層は軟らかいため、機械的強度を維持することができないという問題があった。一方で、ヤング率の高い生体適合性を有する材料を用いると、生体への摩擦によるダメージ等を抑えることができないという問題があった。
　すなわち、機械的強度を維持し、かつ生体への摩擦によるダメージを抑制できる電極アレイを形成することができないという問題があった。特に、例えば、脳や筋肉等の生体内でも比較的軟らかい箇所から情報を得る際に、この問題は顕著であった。
　また生体と電極間に生体バッファ層を介すると、電気信号がぼやけてしまうという問題があった。これは、生体からの電気信号が電極へ伝わる過程で、電気信号の一部が生体バッファ層内に拡散してしまうためと考えられる。また多点高精細の計測や刺激をする目的で、複数の電極を同一平面上に備える場合に、本来電気信号を読み取るべき電極の周囲の電極にも電気信号が漏れてしまう現象（クロストーク）が生じる。このようなクロストークは、電極アレイの感度を劣化させてしまう。特に大面積デバイスとして使用する際には、個々の電極からの情報が混線してしまうという問題が顕著にあった。
　本発明は、上記事情に鑑みなされたものである。生体へのダメージおよび生体の免疫反応が極めて少なく、かつ機械的強度を維持でき、さらに高感度、高精細でフレキシブルな電極アレイおよび生体センサーを提供することを目的とする。
　上記課題を解決するため、本発明は以下の手段を採用した。
（１）基材上に、同一平面上に配置された複数の電極と、生体バッファ層とが積層され、前記生体バッファ層内に、前記電極を囲むように配置された絶縁性の隔壁を備えることを特徴とする電極アレイ。
（２）前記生体バッファ層が高含水ゲルからなることを特徴とする請求項１に記載の電極アレイ。
（３）前記隔壁が生体適合性材料からなり、前記生体バッファ層の厚みと、前記隔壁の高さがほぼ同じであることを特徴とする（１）または（２）のいずれかに記載の電極アレイ。
（４）前記隔壁全体が、前記生体バッファ層によって覆われていることを特徴とする（１）～（３）のいずれか一つに記載の電極アレイ。
（５）前記隔壁内部または下部に、アース配線を備えていることを特徴とする（１）～（４）のいずれか一つに記載の電極アレイ。
（６）前記基材の厚みが、前記生体バッファ層の厚みより薄いことを特徴とする（１）～（５）のいずれか一つに記載の電極アレイ。
（７）前記生体バッファ層のヤング率が、１ｋＰａ～１００ｋＰａであることを特徴とする（１）～（６）のいずれか一つに記載の電極アレイ。
（８）前記生体バッファ層のヤング率と前記隔壁のヤング率と前記基材のヤング率とが、前記生体バッファ層のヤング率＜前記隔壁のヤング率＜前記基材のヤング率の関係にあることを特徴とする（１）～（７）のいずれか一つに記載の電極アレイ。
（９）（１）～（８）のいずれか一つに記載の電極アレイと、前記電極アレイの各電極に接続された増幅回路と、前記増幅回路に接続されたトランジスタとを備える生体センサー。
　本発明によれば、生体へのダメージおよび生体の免疫反応が極めて少なく、かつ機械的強度を維持でき、さらに高感度、高精細でフレキシブルな電極アレイおよび生体センサーを提供することを実現できる。
本発明の一実施形態に係る電極アレイの断面模式図である。 本発明の一実施形態に係る電極アレイの斜視模式図である。 隔壁を有さない電極アレイの作用を模式的に示した図である。 本発明の一実施形態に係る隔壁を有する電極アレイについての作用を模式的に示した図である。 本発明の一実施形態に係る生体センサーの断面を模式的に示した模式図である。 本発明の一実施形態に係る生体センサーの回路構成の一例を示す図である。 図４に示す信号検出器Ｆ１１～Ｆｎｍの回路構成の一例を示す図である。 本発明の実施例に係る写真であり、基材上にシリコンエラストマーの隔壁が作製され、その隔壁に囲まれたセル内に電極として金が蒸着された写真である。 本発明の実施例において、架橋されて生体バッファ層となる組成物の作製手順を模式的に示した図である。 本発明の実施例の電極アレイのある一点に、１００ｍＶの入力電圧を印加した際の、その入力電圧をした箇所に対向する電極が測定した出力結果を示したグラフである。 本発明の比較例の電極アレイのある一点に、１００ｍＶの入力電圧を印加した際の、その入力電圧をした箇所に対向する電極が測定した出力結果を示したグラフである。 本発明の実施例の電極アレイのある一点に、１００ｍＶの入力電圧を印加した際の、その入力電圧をした箇所に対向する電極が測定した出力結果をシミュレーションしたグラフである。 本発明の比較例の電極アレイのある一点に、１００ｍＶの入力電圧を印加した際の、その入力電圧をした箇所に対向する電極が測定した出力結果をシミュレーションしたグラフである。
　以下、本発明を適用した電極アレイおよび生体センサーについて、図面を用いてその構成を説明する。以下の説明で用いる図面は、特徴をわかりやすくするために便宜上特徴となる部分を拡大して示している場合があり、各構成要素の寸法比率などは実際と同じであるとは限らない。以下の説明において例示される材料、寸法等は一例であって、本発明はそれらに限定されるものではなく、その要旨を変更しない範囲で適宜変更して実施することが可能である。本発明の電極アレイおよび生体センサーは本発明の効果を損ねない範囲で以下に記載していない層などの構成要素を備えてもよい。
（電極アレイ）
　図１Ａは、本発明の一実施形態に係る電極アレイの断面模式図であり、図１Ｂは本発明の一実施形態に係る電極アレイの斜視模式図である。
　本発明の一実施形態に係る電極アレイ１０は、基材１の同一平面上に配置された複数の電極２と、生体バッファ層３とが積層され、生体バッファ層３内に、電極２を囲むように配置された絶縁性の隔壁４を備える。生体バッファ層は、導電性を有し生体からの電気信号を電極に伝えることができる。また生体適合性を有するため、生体の防御反応を抑制することができる。
　「生体適合性」とは、細胞毒性がなく、生体の拒絶反応が小さいことを意味する。例えば、生体適合に関する国際標準規格ＩＳＯ１０９９３－６に則り、「コロニー形成法による細胞毒性試験」を実施して細胞毒性がなく、かつ、その規格による「ウサギ埋植試験」を実施して、生体の拒絶反応が小さいことを意味する。
　図２Ａは隔壁を有さない電極アレイの作用を模式的に示した図であり、図２Ｂは本発明の一実施形態に係る隔壁を有する電極アレイについての作用を模式的に示した図である。
　図２Ａ及び図２Ｂに示すように電極アレイは、生体バッファ層３を介して生体と接触している。生体バッファ層３は軟らかいため、生体の形状に追従することができる。
図２Ａで示すように、隔壁４を有さない電極アレイ２０の場合、例えば神経細胞６から発せられた電気信号は、電流という形で導電性を有する生体バッファ層３を介して、周囲に拡散する。神経細胞６から最も近い電極２が、この電流を最も強く計測するが、その周囲の電極２にも電流は漏れ出る（クロストーク）。つまり、神経細胞６から発せられた電気信号は、電極アレイ２０全体ではぼやけた状態で受信されることとなる。したがって、電極アレイ２０は、十分な空間分解能を得ることができない。
これに対し、隔壁４を有する本発明の一実施形態に係る電極アレイ１０の場合を図２Ｂに示す。隔壁４が絶縁性を有する為、生体バッファ層を介して電流が周囲に拡散することを、隔壁４が阻害する。神経細胞６から発せられた電気信号は、神経細胞６に最も近い電極２でより強く受信され、周囲の電極２に漏れ出ることを抑制する。したがって、電極アレイ１０は高い空間分解能と感度を示すことができる。
　基材１の材料は、特に限定されない。電極アレイ１０の土台となる強度を有し、かつフレキシブル性を維持することが好ましい。具体的には、ヤング率が０．１ＧＰａ～１０ＧＰａであることが好ましい。例えば、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）、ポリテトラフルオロエチレン（テフロン（登録商標））等を用いることができる。
　基材１の厚みは、生体バッファ層３の厚みよりも薄いことが好ましい。生体バッファ層３は、基材１と比較してヤング率が低く軟らかい。基材１の厚みを生体バッファ層３の厚みよりも薄くすることにより、電極アレイ１０のフレキシブル性を確保することができる。
　基材１の厚みは具体的には、１μｍ以上５０μｍ以下であることが好ましい。基材１の厚みが、１μｍより薄いと、基材１が電極アレイ１０の土台として強度が十分では無く、全体の機械的強度が落ちてしまう。基材１の厚みが、５０μｍより厚いと、電極アレイ１０の十分なフレキシブル性を確保することが難しくなる。例えば脳のような複雑な形状への追従性が悪くなる。
　電極２は、特に限定されない。例えば、金やプラチナの金属、有機導電材料のＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ、ナノカーボン材料、または生体適合性を有する導電性の物質などを用いることができる。「生体適合性を有する導電性の物質」とは、後述する導電ゲルを用いることができる。
　電極２は、生体適合性を有する生体バッファ層３で被覆されているため、直接生体に触れることはない。より電極アレイ１０の感度を高めるためには、導電性の高い金やプラチナ等の金属を用いることが好ましい。
　生体バッファ層３は、導電性と生体適合性を有しており、親水性ゲル材料、生体適合性を有する高分子媒体に導電性材料を均一に分散させたものを用いることができる。親水性ゲル材料としては、例えば、ハイドロゲル、ポリ２－ヒドロキシエチルメタクリレート（通称：ポリヘマ）、シリコーンハイドロゲル、ポリロタキサン、ポリビニルアルコールハイドロゲル等の含水率の高い多様な高含水ゲルがある。ここで、含水率は、以下の式で求めることができる。
　（含水ゲル重量－乾燥ゲル重量）／含水ゲル重量×１００％
　高含水ゲルは、２０％以上の含水率であることが好ましく、４０％以上の含水率であることがより好ましく、５０％以上の含水率であることがさらに好ましい。例えば、体液（生理食塩水）と同等の含水率を有すると、生体適合性の高い電極アレイとして機能することができる。このような高含水ゲルは、体液（生理食塩水）が含まれることで、高いイオン導電性を示す。つまり、導電材料を含まなくても単体で導電性を有する。そのため、高含水ゲル単体でも、生体バッファ層３として機能することができる。
更に、これらの親水性ゲルに導電性ナノ材料を分散させることで、導電性がより高く生体適合性を有する生体バッファ層３を構成できる。導電性材料としては、金属微粒子、グラファイト、カーボンブラック、カーボンナノ材料等を用いることができる。
　例えば、親水性のイオン液体を構成する分子と水溶性高分子とで二重に被覆されたカーボンナノ材料が水溶性高分子媒体中に分散され、この水溶性高分子が架橋されてなるゲル状の導電性材料（導電ゲル）を用いてもよい。導電ゲルについては後述する。
生体バッファ層３のヤング率は、１ｋＰａ～１００ｋＰａが好ましい。脳のヤング率がおおよそこの範囲であり、生体バッファ層３のヤング率を当該範囲とすることで、脳のような柔らかく、各複雑な形状にも適用することができる。
生体バッファ層３が軟らかいことで、生体の複雑な形状にも接触面が追従することができ、電極アレイ１０の感度を高めることができる。基材１と生体バッファ層３との積層構造において、生体の複雑な形状表面への接触面の追従性を、極めて高いレベルで実現するには、以下の２点が重要である。一つ目は、基材１が柔軟性と強度を両立するだけの厚さとヤング率であることであり、二つ目は、生体バッファ層３が生体と同程度のヤング率と接触面に追従する厚さであることである。そのため、基材１の厚さ＜生体バッファ層３の厚さ、基材１のヤング率＞生体バッファ層３のヤング率、の関係を満たすことが好ましい。
生体バッファ層３の厚みは、０．００２ｍｍ以上５ｍｍ以下であることが好ましい。生体バッファ層３の厚みが０．００２ｍｍより薄いと、電極アレイの電極の剛性を十分に吸収できず、生体バッファ層３の表面の剛直性が高くなるという問題がある。一方、５ｍｍより厚いと空間分解能が高くできない。また狭い隙間に挿入できない。
隔壁４は、絶縁性を有しており、生体バッファ層３内において、電極２を囲むように配置されている。電極２を囲むように配置することによって、生体から発せられた電気信号が、導電性を有する生体バッファ層３を介して、周囲の電極に漏れてしまうこと（クロストーク）を抑制することができる。すなわち、感度の高い電極アレイ１０を形成することができる。
隔壁４は、生体バッファ層３より硬い。そのため、生体バッファ層３を隔壁４が骨格のように支持することができ、電極アレイ１０の機械的強度を高めることができる。
隔壁４は、基材１と生体バッファ層３の密着を助け、電極アレイ１０の機械的強度を高めることができる。一般に、生体バッファ層３と電極２は強い密着を得ることが難しい。そのため、電極２から生体バッファ層３が外れてしまうことがある。しかし、隔壁４を設けることにより、生体バッファ層３の接触面が増え、密着力を高めることができる。
隔壁４の材料は、生体バッファ層３より硬く、生体にダメージを与えない柔らかさを有することが好ましい。すなわち、生体バッファ層のヤング率＜隔壁のヤング率＜基材のヤング率の関係を満たすことが好ましい。隔壁のヤング率として具体的には、０．５ＭＰａ～２０００ＭＰａ、より好適には１ＭＰａ～１０００ＭＰａであるものが好ましい。隔壁４が硬さを有することで、生体バッファ層３を隔壁４が骨格のように支持することができ、電極アレイ１０の機械的強度を高めることができる。
隔壁４の材料としては、例えばシリコンエラストマー、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、フッ素エラストマー、エポキシ樹脂等を用いることができる。生体バッファ材料３よりも低い導電率が求められるため、含水率が低いことが好ましい。電極アレイに合わせたパターニングをするため、光硬化性材料であることが好ましい。
隔壁４の配置は、電極２を囲んでいればよく、正方格子配置、ハニカム格子配置、ランダム配置、矩形格子配置等、特にその配置は問わない。作製しやすさの面からは正方格子配置が好ましい。機械的強度の面からは、ハニカム格子配置であることが好ましい。いずれにしても、電極２の周囲を囲んでいることが必要である。
その形状も、隔壁４は基材１に対して垂直に起立している必要は無く、テーパーを有していてもよい。
隔壁４の高さは、生体バッファ層３の厚みとほぼ同じであることが好ましい。隔壁４は、生体バッファ層３を介して、周囲に生体からの電気的信号が漏れ出ることを防ぐことを目的とする。そのため、隔壁４の高さと、生体バッファ層３の厚みは完全に同一である必要はない。
隔壁４の高さが僅かに生体バッファ層３の厚みより低い場合でも、十分に電流の漏れを防ぐことができ、クロストークを抑制することができる。
また隔壁４の高さが僅かに生体バッファ層３の厚みより高い場合でも、生体に電極アレイを押し付けることで、生体バッファ層３が十分生体に追従することができる。そのため、生体からの電気信号を十分電極に伝えることができる。また隔壁４により生体バッファ層３は仕切られているため、クロストークの発生を抑制することができる。
ここでいう「僅かに」とは、生体バッファ層３の厚みの３割以内の範囲をいう。
上記のように隔壁４の高さは、生体バッファ層３の厚みとほぼ同じであることが好ましいが、中でも生体バッファ層３の厚さより隔壁４の高さが低いことが好ましい。このとき生体バッファ層３の厚さに対し、隔壁４の高さが５０％以上であることが好ましく、８０％以上であることがより好ましく、９０％以上であることがさらに好ましい。
ここで、「生体バッファ層３の厚さより隔壁４の高さが低い」とは換言すると、隔壁４全体が生体バッファ層３で覆われていることを示す。すなわち、隔壁４全体が生体バッファ層３で覆われていることが好ましい。隔壁４全体を高い生体適応性を有する生体バッファ層３で覆うことで、生体への影響を抑えると共に、隔壁４を構成する材料の選択性を高めることができる。また生体バッファ層３の厚さに対する隔壁４の高さが高ければ、電気的な遮蔽効果を高くすることができる。
隔壁４は生体適応性を有する材料からなることが好ましい。隔壁４の高さと生体バッファ層３の厚みがほぼ同一であれば、隔壁４も生体に直接触れるおそれがある。そのため、生体へのダメージを抑制するために、隔壁４も生体適応性を有する材料からなることが好ましい。
隔壁４の生体適応性を有する材料としては、前述の隔壁４の材料のうち、例えばシリコンエラストマー、フッ素エラストマー等を用いることができる。これは、前述の生体バッファ層３で示した材料に対して、比較的ヤング率の高いものでもある。
図１Ｂで示すように、隔壁４内部または隔壁４下部に、アース配線５を備えていることが好ましい。生体からの電気信号の量（電流量）が大きい場合、隔壁４だけでは十分に絶縁しきれなくなり、クロストークが発生してしまう。隔壁４内部または隔壁４下部にアース配線５を備えることで、隔壁４を介して漏れ出ていた電気信号もカットすることができ、クロストークをより抑制することができる。すなわち、電極アレイ１０の感度をより高めることができる。
アース配線５は導電性を有していればよく、金属、ＩＴＯ、等を用いることができる。
（導電ゲル）
上述の通り、本発明の生体バッファ層３を構成する電子接点の材料として、親水性のイオン液体を構成する分子と水溶性高分子とで二重に被覆されたカーボンナノ材料が水溶性高分子媒体中に分散され、この水溶性高分子が架橋されてなる導電ゲルを用いることができる。
本明細書においてイオン液体とは、常温溶融塩または単に溶融塩などとも称されるものであり、常温を含む幅広い温度域で溶融状態を呈する塩である。
親水性のイオン液体としては、従来から知られた各種のイオン液体のうち、親水性のイオン液体を使用することができる。例えば、Ｎ，Ｎ－ジエチル－Ｎ－メチル－Ｎ－（２－メトキシエチル）アンモニウム テトラフルオロボレート（ＤＥＭＥＢＦ４）を挙げることができる。
本明細書においてカーボンナノ材料とは、カーボン原子で構成され、ナノメートルサイズで構造化している構成要素（例えば、１本のＣＮＴ）が通常、その構成要素のカーボン原子同士がファンデルワールス力でくっついているものを意味する。例えば、カーボンナノチューブ、カーボンナノファイバー（炭素繊維のうち、径が１０ｎｍ以下のもの）、カーボンナノホーン、フラーレン等をいう。１０ｎｍ以下の微細なカーボンナノ材料であれば、水中で良好な分散性を発揮する。
カーボンナノ材料は同じ種類のものだけが用いられていてもよいし、複数の種類のものが用いられていてもよい。
カーボンナノチューブは、炭素原子が六角網目状に配列したグラフェンシートが単層で又は多層で円筒状に丸まった構造を有するものである（単層ナノチューブ（ＳＷＮＴ）、２層ナノチューブ（ＤＷＮＴ）、多層ナノチューブ（ＭＷＮＴ）と呼ばれる）が、カーボンナノ材料として用いることができるカーボンナノチューブは特に制限はない。ＳＷＮＴ、ＤＷＮＴ、ＭＷＮＴのいずれでも構わない。カーボンナノチューブは一般にレーザーアブレーション法、アーク放電、熱ＣＶＤ法、プラズマＣＶＤ法、気相法、燃焼法などで製造できる。ここで用いるカーボンナノチューブは、どのような方法で製造したカーボンナノチューブであるかを問わず、複数の種類のカーボンナノチューブを用いても構わない。
カーボンナノチューブは、カーボンナノチューブ間のファンデルワールス力によって凝集しやすい。そのため、通常、複数本のカーボンナノチューブがバンドル（束）を形成したり、凝集体を形成して存在する。しかし、イオン液体の存在下で、そのバンドルもしくは凝集体にせん断力を加えて細分化する（カーボンナノチューブの絡み合いを低減する）ことができる。十分に細分化を行うことにより、カーボンナノチューブ同士をくっつけているファンデルワールス力を弱めて一本一本のカーボンナノチューブに分離すると共に、一本一本のカーボンナノチューブにイオン液体を吸着させることができる。その結果、イオン液体の分子が覆った単体のカーボンナノチューブを含む、カーボンナノチューブとイオン液体とからなる組成物を得ることできる。
細分化工程において用いるせん断力を付与する手段は特に限定されるものではなく、ボールミル、ローラーミル、振動ミルなどのせん断力を付与することができる湿式粉砕装置を使用することができる。
カーボンナノチューブとイオン液体とを混ぜ、上記細分化工程を行うことにより、カーボンナノチューブの絡み合いを低減できる。しかしながら、このからみ合いが減少したカーボンナノチューブの表面に、「カチオン－π」相互作用によりイオン液体の分子が結合すると、さらにこのイオン結合を介してカーボンナノチューブを結びつけ、ゲル状組成物を構成することが考えられる。しかしながら後述するように、このゲル状組成物を、例えば、生理食塩水やエタノール等でリンスすることにより、カーボンナノチューブの表面に１層のイオン液体の分子の層を形成することができる。さらに、水と水溶性高分子とを混ぜることにより、イオン液体を構成する分子に覆われたカーボンナノチューブが水溶性高分子媒体中に分散されてなる組成物を作製することができる。
本明細書において水溶性高分子（媒体）としては、水に溶解でき、あるいは、分散できる高分子であれば特に制限はない。水中で架橋できるものであればより好ましい。例えば、以下の例を挙げることができる。
１．合成高分子（１）イオン性
　ポリマクリル酸（アニオン性）
　ポリスチレンスルホン酸（アニオン性）
　ポリエチレンイミン（カチオン性）
　ＭＰＣポリマー（両性イオン）（２）非イオン性
　ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）
　ポリビニルアルコール（ポリ酢酸ビニル鹸化物）
　ポリアクリルアミド（ＰＡＭ）
　ポリエチレンオキシド（ＰＥＯ）
２．天然系高分子（多くは多糖類）
　デンプン
　ゼラチン
　ヒアルロン酸
　アルギン酸
　デキストラン
　タンパク質（例えば水溶性コラーゲンなど）
３．半合成高分子（例えばセルロースを可溶化したもの）
　カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）
　ヒドロキシプロピルセルロース（ＨＰＣ）
　メチルセルロース（ＭＣ）、等のセルロース誘導体
　水溶性キトサン（「２．天然系高分子」に分類することもできる）
水溶性高分子の具体的な化合物としては、例えば、ポリロタキサンを挙げることができる。ポリロタキサンは、環状分子（回転子：rotator）の開口部が直鎖状分子（軸：axis）によって串刺し状に包接されてなる擬ポリロタキサンの両末端（直鎖状分子の両末端）に、環状分子が遊離しないように封鎖基を配置して成る。例えば、環状分子としてα－シクロデキストリン、直鎖状分子としてポリエチレングリコールを用いたポリロタキサンを用いることができる。
水溶性高分子媒体としては架橋剤と反応する基を有する化合物であることが好ましい。このような反応基を有すれば、架橋により強固な膜を形成することができる。
組成物又は導電性材料を用いて、微細な形状のパターンを形成するには、水溶性高分子が光架橋性であることが好ましい。
カーボンナノ材料を包み込むイオン液体の分子の層は、単分子層であってもよい。カーボンナノ材料の表面とイオン液体の分子とは「カチオン－π」相互作用により結合する。しかしながら、イオン液体の分子同士の間の結合が、その「カチオン－π」相互作用による結合よりも小さいカーボンナノ材料とイオン液体との組み合わせを選択することにより、カーボンナノ材料を包み込むイオン液体の分子の層を単分子層とすることが可能となる。
例えば、カーボンナノ材料としてカーボンナノチューブ、イオン液体としてＮ，Ｎ－ジエチル－Ｎ－メチル－Ｎ－（２－メトキシエチル）アンモニウム テトラフルオロボレート（ＤＥＭＥＢＦ４）を選択することにより、カーボンナノチューブを包み込むＤＥＭＥＢＦ４の分子の層を単分子層とすることができる。水溶性高分子として例えば、ポリロタキサンを選択すると、ＤＥＭＥＢＦ４の単分子層の上に５ｎｍ程度の薄いポリロタキサンの層を形成することができる。こうして得られる組成物は、カーボンナノチューブの分散濃度を高密度とすることができ、高い導電性材料とすることができる。このような導電性材料で作製した電子接点等の導電部材では、薄いＤＥＭＥＢＦ４分子層及びポリロタキサン層を介してカーボンナノチューブ間を電子が移動して電流が流れる。
導電性材料において、カーボンナノ材料の表面とイオン液体の分子とは「カチオン－π」相互作用によって強く結合している。そのため、カーボンナノ材料の表面と結合しているイオン液体の分子は、水溶性高分子媒体の外に出てこない。カーボンナノ材料の表面と結合していないイオン液体の分子は、例えば、生理食塩水やエタノールによる濯ぎによって除去することができる。
この導電性材料によれば、含有するカーボンナノ材料がイオン液体の分子と水溶性高分子とによって二重に被覆されているので、生体内に適用してもカーボンナノ材料が生体内の細胞に実質的に触れることがない。この導電性材料は、高い柔軟性を有する。そのため、生体内の臓器等の表面に対して追従性に優れ、臓器等との間に極めて良好な界面を形成できる。また、この導電性材料は高い導電率を有するものとすることができる。
この導電性材料は、親水性のイオン液体とカーボンナノ材料と水とを混合して、イオン液体を構成する分子に覆われたカーボンナノ材料が分散する第１の分散系を得る第１の工程と、第１の分散系と水溶性高分子と水とを混合して、イオン液体を構成する分子に覆われたカーボンナノ材料と水溶性高分子とが分散する第２の分散系を得る第２の工程と、を備える製造方法によって製造することができる。
第１の工程において、カーボンナノ材料にせん断力を加えて細分化してもよい。
せん断力を加えることで、カーボンナノ材料のバンドル又は凝集がより解けた状態で親水性のイオン液体で覆うことができる。
第２の工程の後に、カーボンナノ材料が水溶性高分子媒体中に分散され、水溶性高分子が架橋されてなる組成物を作製する工程をさらに備えてもよい。これにより、成形性や加工性が向上する。
カーボンナノ材料に結合していないイオン液体を構成する分子を除去するために濯ぎ工程をさらに備えてもよい。これにより、成形性や加工性が向上する。
この濯ぎ工程は例えば、生理食塩水、エタノール、ゲルを破壊しない液体によって行うことができる。この濯ぎ工程はいずれの段階で行ってもよい。
導電性材料は、本発明の効果を損なわない範囲で他の物質を含むことができる。当該導電性材料の製造方法は、本発明の効果を損なわない範囲で他の工程を含むことができる。
（電極アレイの製造方法）
　電極アレイ１０は、基材１上にマスクを用いて電極２を複数作製する第１の工程と、フォトリソグラフィーを用いて、電極２を囲むように隔壁４を作製する第２の工程と、隔壁４に囲まれたバンクに生体バッファ層３を積層する第３の工程とを有する。
　第１の工程は、公知の方法を用いることができる。例えば、スパッタや蒸着等により電極２を形成することができる。
　第２の工程は、フォトリソグラフィーを用いて、電極２を囲むように隔壁４を作製する。基材１上に、スペーサーを設置し、そのスペーサーに囲まれた空間内に、隔壁４の材料を充填させる。その充填させた隔壁４の材料に、マスクを介しＵＶを照射する。その後、不要な部分を洗い流すことで、ＵＶが照射された部分のみを隔壁４として残すことができる。
　第２の工程と第１の工程の間に、プラズマアッシングを行うことが好ましい。基材１にプラズマアッシングを行うことで、基材１の表面が改質され、その上に形成される隔壁４との密着性を向上させることができる。
　第１の工程と第２の工程を逆にしてもよい。すなわち、まず隔壁を形成した後、マスクを介して電極２を作成してもよい。
　第３の工程は、隔壁４に囲まれたバンクに生体バッファ層３を積層する。このとき生体バッファ層３を、隔壁４の上にも積層させてもよい。生体バッファ層３は、上述の導電ゲルを用いることができる。
（生体センサー）
図３は本発明の一実施形態に係る生体センサーの断面を模式的に示した模式図である。
図３に示すように、本発明の生体センサーは、電極アレイ１０と、電極アレイ１０の各電極２に接続された増幅回路１０１と、増幅回路に接続されたトランジスタＴとを備える。このようなトランジスタＴが複数のビット線とワード線とによって結ばれ、各電極からの情報を外部に出力することができる。
図４は本発明の一実施形態に係る生体センサーの回路構成の一例を示す図である。
図４に示すように、本発明の一実施形態に係る生体センサー１００は、生体から発生される信号を複数の電極２１１～２ｎｍで受信する。受信した信号は、増幅回路１０１で増幅され、信号転送用の複数のトランジスタＴ１１～Ｔｎｍと、複数のビット線ＢＬ１～ＢＬｍと、複数のワード線ＷＬ１～ＷＬｎとを介して外部に出力する。この複数の電極２１１～２ｎｍが、電極アレイ１０の各電極２に対応する。必要に応じて、コンデンサ１０２を有していてもよい。
ここで、行列状に配列された信号検出器Ｆ１１～Ｆｎｍのうち、第１列に属する信号検出器Ｆ１１～Ｆｎ１の各出力部は、信号転送用のトランジスタＴ１１～Ｔｎ１を介してビット線ＢＬ１に接続され、第２列に属する信号検出器Ｆ１２～Ｆｎ２の各出力部は、信号転送用のトランジスタＴ１２～Ｔｎ２を介してビット線ＢＬ２に接続されている。以下同様にして、第ｍ列に属する信号検出器Ｆ１ｍ～Ｆｎｍの各出力部は、信号転送用のトランジスタＴ１ｍ～Ｔｎｍを介してビット線ＢＬｍに接続されている。
行列状に配列された信号検出器Ｆ１１～Ｆｎｍのうち、第１行に属する信号検出器Ｆ１１～Ｆ１ｍに設けられた信号転送用のトランジスタＴ１１～Ｔ１ｍの各ゲートはワード線ＷＬ１に接続され、第２行に属する信号検出器Ｆ２１～Ｆ２ｍに設けられた信号転送用のトランジスタＴ２１～Ｔ２ｍの各ゲートはワード線ＷＬ２に接続されている。以下同様にして、第ｎ行に属する信号検出器Ｆｎ１～Ｆｎｍに設けられた信号転送用のトランジスタＴｎ１～Ｔｎｍの各ゲートはワード線ＷＬｎに接続されている。
このように、本実施形態では、複数の信号検出器Ｆ１１～Ｆｎｍを行列状に配列し、ワード線ＷＬ１～ＷＬｎとビット線ＢＬ１～ＢＬｍとにより信号転送用のトランジスタＴ１１～Ｔｎｍを選択することにより、信号検出器Ｆ１１～Ｆｎｍのそれぞれから信号を選択的に読み出すことが可能になっている。
図５は、図４に示す信号検出器Ｆ１１～Ｆｎｍの回路構成の一例を示す図である。図４における、信号検出器Ｆ１１～Ｆｎｍの全てが同一の構成を有する。図５に示すように、信号検出器Ｆ１１～Ｆｎｍのそれぞれは、電極２、増幅回路１０１を備える。またコンデンサ１０２を備えていてもよい。電極２には、生体からの電気信号が印加される。
コンデンサ１０２は、被検体からの生体信号に含まれる直流成分をカットするためのものである。コンデンサ１０２は、電極２と増幅回路１０１の入力部との間に接続される。即ち、増幅回路１０１の入力部はコンデンサ１０２を介して電極２と容量結合されている。コンデンサ１０２は、例えば約６７０ｎＦの容量値を有し、自己組織化単分子膜（Ｓｅｌｆ－Ａｓｓｅｍｂｌｅｄ　Ｍｏｎｏｌａｙｅｒ；Ｓａｍ）とアルミニウム酸化物（ＡｌＯｘ）とからなるＳＡＭ／ＡｌＯｘ構造を有している。
増幅回路１０１は、トランジスタ１０１１～１０１４と抵抗素子１０１５とから構成されている。本実施形態に係る増幅回路１０１では、トランジスタ１０１１～１０１４は、可撓性を有するｐ型の有機トランジスタである。増幅回路１０１を構成する有機トランジスタのゲート幅は、例えば６００μｍであり、ゲート長は２０μｍである。この例では、約－１００μＡのドレイン電流が確認された。ただし、この例に限定されず、ｐ型の有機トランジスタに代えてｎ型の有機トランジスタを用いてもよい。動作の安定性とキャリアの移動度の違いを考慮すれば、ｐ型の有機トランジスタの方がｎ型の有機トランジスタよりも大きなドレイン電流を安定的に得ることができ、ｎ型の有機トランジスタに比較して有利である。増幅回路１０１は、有機トランジスタに限らず、用途に応じて任意の増幅素子を用いて構成することが可能である。
増幅回路１０１を構成するトランジスタ１０１１のドレインは、電源ノードＶＤＤ（高電位ノード）に接続され、そのゲートは、増幅回路１０１の入力部に接続されている。トランジスタ１０１２のドレインはトランジスタ１０１１のソースに接続され、トランジスタ１０１２のソースはグランドノードに接続されている。トランジスタ１０１３のドレインは電源ノードＶＤＤに接続され、トランジスタ１０１３のゲートは増幅回路１０１の入力部に接続されている。
トランジスタ１０１４のドレインおよびゲートは、トランジスタ１０１２のゲートと共にトランジスタ１０１３のソースに接続され、トランジスタ１０１４のソースは低電位ノードＶＳＳに接続されている。増幅回路１０１の入力部と出力部との間には抵抗素子１０１５が接続されている。抵抗素子１０１５は、増幅回路１０１の出力信号を入力部に帰還させるためのものである。抵抗素子１０１５は、例えば約２０ＭΩの抵抗値を有し、例えば可撓性および導電性を有するカーボンペーストから構成される。ただし、この例に限定されることなく、抵抗素子１０１５は、任意の材料を用いて形成することが可能である。抵抗素子１０１５は、増幅回路１０１と一体的に形成する必要はなく、外付け抵抗として備えられてもよい。
（実施例）
基材として、１２μｍのポリイミドを準備した。最初に基材上に格子状に矩形（正方形）の電極マトリクスを形成した。材料は金を用い、マスクを介して蒸着で形成した。すなわち、６４個の電極を作製した。
次に、１ｍｍ厚のスペーサーを設置し、そのスペーサーに囲まれた領域に、シリコンエラストマーを充填した。格子状の隔壁構造を形成するため、ここではＵＶ硬化型のシリコンエラストマーを用いた。ＵＶ硬化型のシリコンエラストマーは、シロキサンを主鎖とし、ＵＶ光照射によってラジカル重合をするための官能基（例えばメタクリロイル基）を末端に有する。このシリコンエラストマーに、ＵＶ光照射によってラジカルを発生する光開始剤（例えば、アセトフェノンや２，２－ジメトキシ－２－フェニルアセトフェノン等の芳香族ケトン）を加える。そのシリコンエラストマーに、先に形成した電極マトリクスに合わせて、１ｍｍのラインが７ｍｍ間隔で格子状に形成されているマスクを介して、ＵＶ露光してシリコンエラストマーを硬化させた。このときのＵＶ露光は、ＵＶ波長３００ｎｍ～４００ｎｍのＮＥＣ社のＢｌａｃｋ　ｌｉｇｈｔ　ＦＬ１５ＢＬ（商品名）を光源として、ＳＵＮＨＡＹＡＴＯ社のＬｉｇｈｔ　ｂｏｘ（Ｗ５３２×Ｄ４５０×Ｈ１００ｍｍ）を用いて行った。
その結果、一つのセルが７ｍｍ×７ｍｍで、８行８列の格子形状のシリコンエラストマーを基板上に形成した。このときシリコンエラストマーの高さは１ｍｍであった。図６は、基材上にシリコンエラストマーの隔壁が作製され、その隔壁に囲まれたセル内に電極として金が蒸着された写真である。
次に、生体バッファ層を作製する。生体バッファ層は生体適合性を有する高分子媒体に導電性材料を均一に分散させたものを用いることができる。
生体バッファ層として、Ｎ，Ｎ－ジエチル－Ｎ－メチル－Ｎ－（２－メトキシエチル）アンモニウムテトラフルオロボレート（ＤＥＭＥＢＦ４）を構成する分子に覆われたカーボンナノチューブがポリロタキサンに分散されてなる組成物を用いた。図７は本発明の実施例において、架橋されて生体バッファ層となる組成物の作製手順を模式的に示した図である。
この組成物の作製は、市販のカーボンナノチューブ（ＭＷＮＴ、長さ１０μｍ、径５ｎｍ）３０ｍｇと、親水性のイオン液体であるＮ，Ｎ－ジエチル－Ｎ－メチル－Ｎ－（２－メトキシエチル）アンモニウム テトラフルオロボレート（ＤＥＭＥＢＦ４）６０ｍｇとを混合・撹拌した。撹拌は、磁気スターラーを用いて７００ｒｐｍ以上の回転数で１週間、２５℃、脱イオン水中で行った。得られた懸濁液を、高圧ジェットミルホモジナイザー（６０ＭＰａ；Ｎａｎｏ－ｊｅｔ ｐａｌ, ＪＮ１０, Ｊｏｋｏｈ）によって処理して、黒い物質を得た。得られたＣＮＴゲルを含む溶液を生理食塩水で濯いだ後に、光架橋剤（Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９、長瀬産業株式会社製）１ｍｇと、ポリロタキサンゲル（「光架橋性環動ゲル」、アドバンストソフトマテリアルズ株式会社製）１０００ｍｇとを混合し、上記組成物を作製した。
このゲル状の物質を、既に作成したシリコンエラストマーからなる隔壁で囲まれたバンクに充填させる。次に、ポリロタキサンを架橋して、ＤＥＭＥＢＦ４を構成する分子に覆われたカーボンナノチューブがポリロタキサン媒体中に分散され、該ポリロタキサンが架橋されてなる生体バッファ層を作製した。このとき生体バッファ層の厚さと、シリコンエラストマーからなる隔壁の高さは同じ１ｍｍとした。
（比較例）
　隔壁を作製しなかったこと以外は、実施例と同じ製造方法で、電極アレイを形成した。
（評価結果）
図８Ａは、実施例の電極アレイのある一点に、１００ｍＶの入力電圧を印加した際の、その入力電圧をした箇所に対向する電極が測定した出力結果を示したグラフである。図８Ｂは、実施例の電極アレイのある一点に、１００ｍＶの入力電圧を印加した際の、その入力電圧をした箇所に対向する電極が測定した出力結果を示したグラフである。これらのグラフにおいて、縦軸は出力電圧であり、ＸＹ軸は位置座標を示す。グラフのＸＹは７ｍｍ×７ｍｍであり、実施例において隔壁で囲まれた一つのセルサイズである。この出力結果は、入力電圧を印加した点に対向する一つの電極が測定した出力結果である。
この結果、実施例の電極アレイが１００ｍＶの入力電圧に対し、４５ｍＶの出力結果を示している（図８Ａ参照）のに対し、比較例の電極アレイが１００ｍＶの入力電圧に対し、２３ｍＶの出力結果しか示していない（図８Ｂ参照）ことが分かる。またグラフからも明らかに、実施例の電極アレイの方が、ピークの高い検出結果を示しており、電極アレイの感度が高いことが分かる。
図９Ａは実施例の電極アレイのある一点に、１００ｍＶの入力電圧を印加した際の、その入力電圧をした箇所に対向する電極が測定した出力結果をシミュレーションしたグラフである。図９Ｂは比較例の電極アレイのある一点に、１００ｍＶの入力電圧を印加した際の、その入力電圧をした箇所に対向する電極が測定した出力結果をシミュレーションしたグラフである。縦軸は出力電圧であり、ＸＹ軸は位置座標を示す。
シミュレーションは、静電場解析を、有限差分法を用いて行った。有限差分格子のサイズは一辺が１ｍｍの立方体とし、基板に平行な方向に５８×５８の格子、基板に垂直な厚さ方向に１格子である。
この結果、実施例の電極アレイが１００ｍＶの入力電圧に対し、１００ｍＶの出力結果を示している（図９Ａ参照）のに対し、比較例の電極アレイが１００ｍＶの入力電圧に対し、３０ｍＶの出力結果しか示していない（図９Ｂ参照）ことが分かる。グラフからも明らかに、実施例の電極アレイの方が、ピークの高い検出結果を示しており、電極アレイの感度が高いことが分かる。
１…基材、２…電極、３…生体バッファ層、４…隔壁、５…アース配線、１０，２０…電極アレイ、１００…生体センサー、１０１…増幅回路、１０２…コンデンサ、１０１１～１０１４…トランジスタ、１０１５…抵抗素子、Ｆ１１～Ｆｎｍ…信号検出器、Ｔ１１～Ｔｎｍ…信号転送用のトランジスタ、ＢＬ１～ＢＬｍ…ビット線、ＷＬ１～ＷＬｎ…ワード線

Claims (9)

  1. 　基材上に、同一平面上に配置された複数の電極と、生体バッファ層とが順に積層され、
    　前記生体バッファ層内に、前記電極を囲むように配置された絶縁性の隔壁を備えることを特徴とする電極アレイ。
  2. 　前記生体バッファ層が高含水ゲルからなることを特徴とする請求項１に記載の電極アレイ。
  3. 　前記隔壁が生体適合性材料からなり、
    　前記生体バッファ層の厚みと、前記隔壁の高さがほぼ同じであることを特徴とする請求項１に記載の電極アレイ。
  4. 　前記隔壁全体が、前記生体バッファ層によって覆われていることを特徴とする請求項１に記載の電極アレイ。
  5. 　前記隔壁内部または下部に、アース配線を備えていることを特徴とする請求項１に記載の電極アレイ。
  6. 　前記基材の厚みが、前記生体バッファ層の厚みより薄いことを特徴とする請求項１に記載の電極アレイ。
  7. 　前記生体バッファ層のヤング率が、１ｋＰａ～１００ｋＰａであることを特徴とする請求項１に記載の電極アレイ。
  8. 　前記生体バッファ層のヤング率と前記隔壁のヤング率と前記基材のヤング率とが、
    前記生体バッファ層のヤング率＜前記隔壁のヤング率＜前記基材のヤング率の関係にあることを特徴とする請求項１に記載の電極アレイ。
  9. 　請求項１～８のいずれか一項に記載の電極アレイと、前記電極アレイの各電極に接続された増幅回路と、前記増幅回路に接続されたトランジスタとを備える生体センサー。
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