JP2001296267A - 薄膜電極の形成方法及び該薄膜電極を備えたバイオセンサ - Google Patents
薄膜電極の形成方法及び該薄膜電極を備えたバイオセンサInfo
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 高感度の薄膜電極及び高性能で安価なバイオ
サンサを提供する。 【解決手段】 基板表面を真空雰囲気下で励起された気
体を衝突させることで粗面にした後、導電性物質よりな
る薄膜電極層を形成することで、表面研磨処理等の前処
理不要な表面濡れ性の良好な且つ高感度な薄膜電極を、
また、前記薄膜電極上に試薬層を展開することで、高性
能且つ安価なバイオセンサを作製する。
サンサを提供する。 【解決手段】 基板表面を真空雰囲気下で励起された気
体を衝突させることで粗面にした後、導電性物質よりな
る薄膜電極層を形成することで、表面研磨処理等の前処
理不要な表面濡れ性の良好な且つ高感度な薄膜電極を、
また、前記薄膜電極上に試薬層を展開することで、高性
能且つ安価なバイオセンサを作製する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は液体試料中の測定対
象物質を計測するバイオセンサ、およびこのバイオセン
サに好適な薄膜電極の形成方法に関するものである。
象物質を計測するバイオセンサ、およびこのバイオセン
サに好適な薄膜電極の形成方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】液体試料中の特定の測定対象物質を計測
するバイオセンサとして、例えば、特開平５−１９６５
９５号公報にあるように、血液中のグルコースとセンサ
中に担持されたグルコースオキシダーゼ等の試薬との反
応により得られる電流値を計測することにより、血糖値
などを求めるものがある。
するバイオセンサとして、例えば、特開平５−１９６５
９５号公報にあるように、血液中のグルコースとセンサ
中に担持されたグルコースオキシダーゼ等の試薬との反
応により得られる電流値を計測することにより、血糖値
などを求めるものがある。
【０００３】図７はそのような従来の血糖値測定用セン
サの電極部分の概略構成を示す断面図である。ポリエチ
レンテレフタレートのような絶縁性基板１上にスクリー
ン印刷等によりカーボンペーストを塗布・乾燥して形成
されたカーボン電極２上には、酵素及び電子伝達体等が
含まれた反応試薬層３が担持されている。
サの電極部分の概略構成を示す断面図である。ポリエチ
レンテレフタレートのような絶縁性基板１上にスクリー
ン印刷等によりカーボンペーストを塗布・乾燥して形成
されたカーボン電極２上には、酵素及び電子伝達体等が
含まれた反応試薬層３が担持されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】このようなセンサにお
いては、センサ感度の向上を図るためには、反応試薬層
とカーボン電極との濡れ性を高め、それらの密着性を良
くする必要がある。
いては、センサ感度の向上を図るためには、反応試薬層
とカーボン電極との濡れ性を高め、それらの密着性を良
くする必要がある。
【０００５】そこで従来は、カーボン電極の形成後に電
極表面への研磨処理や熱処理等を施しており、工数が多
いためにコストの増大や、研磨処理のバラツキ等により
センサ精度にもバラツキが生じるという問題があった。
極表面への研磨処理や熱処理等を施しており、工数が多
いためにコストの増大や、研磨処理のバラツキ等により
センサ精度にもバラツキが生じるという問題があった。
【０００６】また、スクリーン印刷に用いられるカーボ
ンペーストは、一般的に樹脂バインダー、グラファイ
ト、カーボンブラック、有機溶剤等から構成された複合
材料であり、各々の原材料ロット、ペースト混練時の製
造条件等によりペーストの特性が変動されやすく、安定
なセンサを量産製造するのには厳密な管理が必要とされ
ていた。
ンペーストは、一般的に樹脂バインダー、グラファイ
ト、カーボンブラック、有機溶剤等から構成された複合
材料であり、各々の原材料ロット、ペースト混練時の製
造条件等によりペーストの特性が変動されやすく、安定
なセンサを量産製造するのには厳密な管理が必要とされ
ていた。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、本発明は、真空雰囲気下において、励起された気体
を、基板表面に衝突させることで粗面にした後、導電性
物質よりなる薄膜電極を形成するようにしたものであ
り、この電極上に試薬層を設けてバイオセンサを得る場
合に、従来のように表面研磨処理等の前処理が不要とな
るので製造コストを低減でき、さらに表面濡れ性が良好
で高感度なバイオセンサを提供する。
に、本発明は、真空雰囲気下において、励起された気体
を、基板表面に衝突させることで粗面にした後、導電性
物質よりなる薄膜電極を形成するようにしたものであ
り、この電極上に試薬層を設けてバイオセンサを得る場
合に、従来のように表面研磨処理等の前処理が不要とな
るので製造コストを低減でき、さらに表面濡れ性が良好
で高感度なバイオセンサを提供する。
【０００８】
【発明の実施の形態】本発明の請求項１に記載の発明
は、真空雰囲気下において、励起された気体を基板の表
面に衝突させることで前記基板の表面を粗面にする工程
の後に、粗面にした前記基板の表面上に導電性物質より
なる薄膜電極層を形成する工程とを含むことを特徴とす
る薄膜電極の形成方法であり、表面研磨処理等の前処理
が不要で、かつ基板と電極層との密着性の高い薄膜電極
を得ることができ、また、電極上に試薬を形成したとき
には、試薬との濡れ性が良く、また試薬と電極層との密
着性もよいバイオセンサを構成することができる。
は、真空雰囲気下において、励起された気体を基板の表
面に衝突させることで前記基板の表面を粗面にする工程
の後に、粗面にした前記基板の表面上に導電性物質より
なる薄膜電極層を形成する工程とを含むことを特徴とす
る薄膜電極の形成方法であり、表面研磨処理等の前処理
が不要で、かつ基板と電極層との密着性の高い薄膜電極
を得ることができ、また、電極上に試薬を形成したとき
には、試薬との濡れ性が良く、また試薬と電極層との密
着性もよいバイオセンサを構成することができる。
【０００９】本発明の請求項２に記載の発明は、基板表
面を粗面にする工程が、基板を真空槽内へ設置する工程
と、真空槽を真空排気する工程と、気体を充填させる工
程と、前記気体を励起しイオン化させ、前記基板に衝突
させる工程を含むことを特徴とする請求項１に記載の薄
膜電極の形成方法であって、請求項１の方法をより具体
化したものである。
面を粗面にする工程が、基板を真空槽内へ設置する工程
と、真空槽を真空排気する工程と、気体を充填させる工
程と、前記気体を励起しイオン化させ、前記基板に衝突
させる工程を含むことを特徴とする請求項１に記載の薄
膜電極の形成方法であって、請求項１の方法をより具体
化したものである。
【００１０】本発明の請求項３に記載の発明は、基板が
樹脂材よりなることを特徴とする請求項１に記載の薄膜
電極の形成方法であり、基板に樹脂材を採用することに
より粗面化処理がより容易となる。
樹脂材よりなることを特徴とする請求項１に記載の薄膜
電極の形成方法であり、基板に樹脂材を採用することに
より粗面化処理がより容易となる。
【００１１】本発明の請求項４に記載の発明は、真空槽
を真空排気する工程が、真空度１×１０-1〜３×１０-3
パスカルの範囲であることを特徴とする請求項２記載の
薄膜電極の形成方法であり、請求項２の方法をより具体
化したものである。
を真空排気する工程が、真空度１×１０-1〜３×１０-3
パスカルの範囲であることを特徴とする請求項２記載の
薄膜電極の形成方法であり、請求項２の方法をより具体
化したものである。
【００１２】本発明の請求項５に記載の発明は、気体が
不活性ガスであることを特徴とする請求項２に記載の薄
膜電極の形成方法であり、基板表面を変成させることな
く、表面の粗面化の処理を行うことができる。
不活性ガスであることを特徴とする請求項２に記載の薄
膜電極の形成方法であり、基板表面を変成させることな
く、表面の粗面化の処理を行うことができる。
【００１３】本発明の請求項６に記載の発明は、不活性
ガスがアルゴン、ネオン、ヘリウム、クリプトン、キセ
ノンの希ガスもしくは窒素であることを特徴とする請求
項５に記載の薄膜電極の形成方法であり、前記不活性ガ
スの種類についてより具体化したものである。
ガスがアルゴン、ネオン、ヘリウム、クリプトン、キセ
ノンの希ガスもしくは窒素であることを特徴とする請求
項５に記載の薄膜電極の形成方法であり、前記不活性ガ
スの種類についてより具体化したものである。
【００１４】本発明の請求項７に記載の発明は、基板上
に導電性物質よりなる薄膜電極層を形成する工程が、基
板を真空槽内へ設置する工程と、真空槽を真空排気する
工程と、気体を充填させる工程と、前記気体を励起しイ
オン化させ、導電性物質に衝突させることで、導電性物
質の原子をたたき出し、前記基板上へ成膜する工程とを
含むことを特徴とする請求項１から６のいずれかに記載
の薄膜電極の形成方法であり、表面研磨処理等の前処理
が不要で、基板との密着性の高い薄膜電極を得ることが
できる。そして、電極上に試薬を形成したときには、試
薬との濡れ性が良く、また試薬と電極層との密着性もよ
いバイオセンサを構成することができる。
に導電性物質よりなる薄膜電極層を形成する工程が、基
板を真空槽内へ設置する工程と、真空槽を真空排気する
工程と、気体を充填させる工程と、前記気体を励起しイ
オン化させ、導電性物質に衝突させることで、導電性物
質の原子をたたき出し、前記基板上へ成膜する工程とを
含むことを特徴とする請求項１から６のいずれかに記載
の薄膜電極の形成方法であり、表面研磨処理等の前処理
が不要で、基板との密着性の高い薄膜電極を得ることが
できる。そして、電極上に試薬を形成したときには、試
薬との濡れ性が良く、また試薬と電極層との密着性もよ
いバイオセンサを構成することができる。
【００１５】本発明の請求項８に記載の発明は、基板上
に導電性物質よりなる薄膜電極層を形成する工程が、基
板を真空槽内へ配置する工程と、真空槽を真空排気する
工程と、導電性物質を加熱し蒸発させ、その蒸気を前記
基板上へ成膜する工程とを含むことを特徴とする請求項
１から６のいずれかに記載の薄膜電極の形成方法であ
り、表面研磨処理等の前処理が不要で、基板との密着性
の高い薄膜電極を得ることができる。そして、電極上に
試薬を形成したときには、試薬との濡れ性が良く、また
試薬と電極層との密着性もよいバイオセンサを構成する
ことができる。
に導電性物質よりなる薄膜電極層を形成する工程が、基
板を真空槽内へ配置する工程と、真空槽を真空排気する
工程と、導電性物質を加熱し蒸発させ、その蒸気を前記
基板上へ成膜する工程とを含むことを特徴とする請求項
１から６のいずれかに記載の薄膜電極の形成方法であ
り、表面研磨処理等の前処理が不要で、基板との密着性
の高い薄膜電極を得ることができる。そして、電極上に
試薬を形成したときには、試薬との濡れ性が良く、また
試薬と電極層との密着性もよいバイオセンサを構成する
ことができる。
【００１６】本発明の請求項９に記載の発明は、真空槽
を真空排気する過程が、真空度１×１０-1〜３×１０-3
パスカルであることを特徴とする請求項７または８に記
載の薄膜電極の形成方法であり、請求項７と８の方法を
より具体化したものである。
を真空排気する過程が、真空度１×１０-1〜３×１０-3
パスカルであることを特徴とする請求項７または８に記
載の薄膜電極の形成方法であり、請求項７と８の方法を
より具体化したものである。
【００１７】本発明の請求項１０に記載の発明は、気体
が不活性ガスであることを特徴とする請求項７または８
記載に記載の薄膜電極の形成方法であり、請求項７と８
について具体化したものである。
が不活性ガスであることを特徴とする請求項７または８
記載に記載の薄膜電極の形成方法であり、請求項７と８
について具体化したものである。
【００１８】本発明の請求項１１に記載の発明は、不活
性ガスがアルゴン、ネオン、ヘリウム、クリプトン、キ
セノンの希ガスもしくは窒素であることを特徴とする請
求項１０に記載の薄膜電極の形成方法であり、請求項１
０の内容を具体化したものである。
性ガスがアルゴン、ネオン、ヘリウム、クリプトン、キ
セノンの希ガスもしくは窒素であることを特徴とする請
求項１０に記載の薄膜電極の形成方法であり、請求項１
０の内容を具体化したものである。
【００１９】本発明の請求項１２に記載の発明は、基板
表面を真空雰囲気下で励起された気体を衝突させること
で粗面にする工程と、前記基板上に導電性物質よりなる
薄膜電極層を形成する工程とが同一空間内で連続的に行
われることを特徴とする請求項１から１１のいずれかに
記載の薄膜電極の形成方法であり、同一空間内で同時に
２つの工程を行うことで製造工数の削減並びに生産タク
トが向上するので、生産性の向上それに伴うコスト低減
を実現するものである。
表面を真空雰囲気下で励起された気体を衝突させること
で粗面にする工程と、前記基板上に導電性物質よりなる
薄膜電極層を形成する工程とが同一空間内で連続的に行
われることを特徴とする請求項１から１１のいずれかに
記載の薄膜電極の形成方法であり、同一空間内で同時に
２つの工程を行うことで製造工数の削減並びに生産タク
トが向上するので、生産性の向上それに伴うコスト低減
を実現するものである。
【００２０】本発明の請求項１３に記載の発明は、導電
性物質が、貴金属もしくは炭素であることを特徴とする
請求項１記載の薄膜電極の形成方法であり、複合材料で
なく単体材料を電極素材として用いることで、製造条件
に左右され難く、材料ロット間差の少ない安定した電極
の量産製造が可能となる。
性物質が、貴金属もしくは炭素であることを特徴とする
請求項１記載の薄膜電極の形成方法であり、複合材料で
なく単体材料を電極素材として用いることで、製造条件
に左右され難く、材料ロット間差の少ない安定した電極
の量産製造が可能となる。
【００２１】本発明の請求項１４に記載の発明は、薄膜
電極の厚みが５〜１００ｎｍの範囲であることを特徴と
する請求項１記載の薄膜電極の形成方法であり、電極の
厚みを限りなく薄くすることで、生産タクトの向上並び
に材料費の削減による電極低コスト化を可能とする作用
を有する。
電極の厚みが５〜１００ｎｍの範囲であることを特徴と
する請求項１記載の薄膜電極の形成方法であり、電極の
厚みを限りなく薄くすることで、生産タクトの向上並び
に材料費の削減による電極低コスト化を可能とする作用
を有する。
【００２２】本発明の請求項１５に記載の発明は、請求
項１から１４のいずれかの方法により形成された薄膜電
極を備えるバイオセンサであって、前記薄膜電極上に試
薬層を形成してなることを特徴とするバイオセンサであ
り、粗面に処理した基板表面の凹凸の状態を薄膜の電極
が反映することにより、電極と試薬との濡れ性および密
着性が高まり、高性能なバイオセンサを実現することが
できる。またこのバイオセンサの電極を形成するにあた
っては、上述の各請求項の作用、効果を有することにな
る。
項１から１４のいずれかの方法により形成された薄膜電
極を備えるバイオセンサであって、前記薄膜電極上に試
薬層を形成してなることを特徴とするバイオセンサであ
り、粗面に処理した基板表面の凹凸の状態を薄膜の電極
が反映することにより、電極と試薬との濡れ性および密
着性が高まり、高性能なバイオセンサを実現することが
できる。またこのバイオセンサの電極を形成するにあた
っては、上述の各請求項の作用、効果を有することにな
る。
【００２３】本発明の請求項１６に記載の発明は、試薬
層が酵素を含むことを特徴とする請求項１５に記載のバ
イオセンサである。
層が酵素を含むことを特徴とする請求項１５に記載のバ
イオセンサである。
【００２４】本発明の請求項１７に記載の発明は、試薬
層が電子伝達体を含むことを特徴とする請求項１６に記
載のバイオセンサである。
層が電子伝達体を含むことを特徴とする請求項１６に記
載のバイオセンサである。
【００２５】本発明の請求項１８に記載の発明は、試薬
層が水溶性高分子を含むことを特徴とする請求項１７に
記載のバイオセンサである。
層が水溶性高分子を含むことを特徴とする請求項１７に
記載のバイオセンサである。
【００２６】（実施の形態１）以下、本発明の実施の形
態について図１、２を用いて説明する。
態について図１、２を用いて説明する。
【００２７】図１は、本発明で得られた薄膜電極及びそ
の上に反応試薬層が展開されたバイオセンサの概略図で
あり、従来の図７の構成と最も大きく異なるところは、
ポリエチレンテレフタレートやポリカーボネート等の絶
縁性樹脂基板１の表面に、基板１と電極層２及び電極層
２と反応試薬層３との密着性向上を実現する為の粗面化
処理が施されている点である。そして電極層２を構成す
る材料が貴金属もしくは炭素からなる単体材料であり、
また電極層２の厚みが５〜１００ｎｍに制御されている
点についても異なっている。
の上に反応試薬層が展開されたバイオセンサの概略図で
あり、従来の図７の構成と最も大きく異なるところは、
ポリエチレンテレフタレートやポリカーボネート等の絶
縁性樹脂基板１の表面に、基板１と電極層２及び電極層
２と反応試薬層３との密着性向上を実現する為の粗面化
処理が施されている点である。そして電極層２を構成す
る材料が貴金属もしくは炭素からなる単体材料であり、
また電極層２の厚みが５〜１００ｎｍに制御されている
点についても異なっている。
【００２８】以下に、基板１表面の粗面化処理の具体的
方法を示す。なお基板１の材料として好適なものは、ポ
リエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、ポリブ
チレンテレフタレート，ポリアミド，ポリ塩化ビニル，
ポリ塩化ビニリデン、ポリイミド、ナイロン等があげら
れる。基板１を真空槽内に設置した後、一定の真空度
（１×１０-1〜３×１０-3パスカルの範囲であれば良
い）まで真空排気する。その後、真空槽内に不活性ガス
を充填し（充填後の真空度は０．１〜１０パスカル程度
の範囲になる）、０．０１〜５ＫＶ程度の高周波電圧を
印加すると、不活性ガスが励起されイオン化し、基板１
表面にたたきつけられる。このイオンは高い運動エネル
ギーを有しており、ごく短時間（０．１〜１０秒程度）
の高周波電圧印加で十分な表面粗面化の効果が得られ
る。また、前記高周波電圧印加以外にも直流電圧印加等
でも同様の表面粗面化効果が得られる。
方法を示す。なお基板１の材料として好適なものは、ポ
リエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、ポリブ
チレンテレフタレート，ポリアミド，ポリ塩化ビニル，
ポリ塩化ビニリデン、ポリイミド、ナイロン等があげら
れる。基板１を真空槽内に設置した後、一定の真空度
（１×１０-1〜３×１０-3パスカルの範囲であれば良
い）まで真空排気する。その後、真空槽内に不活性ガス
を充填し（充填後の真空度は０．１〜１０パスカル程度
の範囲になる）、０．０１〜５ＫＶ程度の高周波電圧を
印加すると、不活性ガスが励起されイオン化し、基板１
表面にたたきつけられる。このイオンは高い運動エネル
ギーを有しており、ごく短時間（０．１〜１０秒程度）
の高周波電圧印加で十分な表面粗面化の効果が得られ
る。また、前記高周波電圧印加以外にも直流電圧印加等
でも同様の表面粗面化効果が得られる。
【００２９】尚、不活性ガスとしてはアルゴン、ネオ
ン、ヘリウム、クリプトン、キセノンの希ガスの他にも
窒素を用いることが出来る。また、酸素に代表される様
な活性（反応性）ガスを用いた場合にも、基板表面を粗
面化することは可能であるが、基板表面に酸化被膜が形
成され、電極特性並びにセンサ応答特性に悪影響を及ぼ
す可能性がある為あまり望ましくない。
ン、ヘリウム、クリプトン、キセノンの希ガスの他にも
窒素を用いることが出来る。また、酸素に代表される様
な活性（反応性）ガスを用いた場合にも、基板表面を粗
面化することは可能であるが、基板表面に酸化被膜が形
成され、電極特性並びにセンサ応答特性に悪影響を及ぼ
す可能性がある為あまり望ましくない。
【００３０】次に、粗面化処理が施された基板１表面
に、導電性物質からなる薄膜電極層を形成する方法に関
し具体的に示す。基板１表面の粗面化処理と同様に一定
の真空度（１×１０-1〜３×１０-3パスカルの範囲であ
れば良い）まで真空排気する。その後、真空槽内に不活
性ガスを充填し（充填後の真空度は０．１〜１０パスカ
ル程度の範囲になる）、０．０１〜５ＫＶ程度の高周波
電圧を印加することで、不活性ガスが励起されイオン化
される。このイオン化された気体ガスを導電性材料から
なるターゲット板に衝突させることで、導電性物質の原
子を叩き出し、その原子を前記基板上に成膜させること
で薄膜電極層が形成される。また、真空排気を行った
後、導電性物質を加熱し蒸発させ、その蒸気を前記基板
上へ成膜させることでも薄膜電極層を形成することは可
能である。前述の代表的な工法はスパッタリング蒸着で
あり、後述の代表的なものとしては真空蒸着が挙げられ
る。
に、導電性物質からなる薄膜電極層を形成する方法に関
し具体的に示す。基板１表面の粗面化処理と同様に一定
の真空度（１×１０-1〜３×１０-3パスカルの範囲であ
れば良い）まで真空排気する。その後、真空槽内に不活
性ガスを充填し（充填後の真空度は０．１〜１０パスカ
ル程度の範囲になる）、０．０１〜５ＫＶ程度の高周波
電圧を印加することで、不活性ガスが励起されイオン化
される。このイオン化された気体ガスを導電性材料から
なるターゲット板に衝突させることで、導電性物質の原
子を叩き出し、その原子を前記基板上に成膜させること
で薄膜電極層が形成される。また、真空排気を行った
後、導電性物質を加熱し蒸発させ、その蒸気を前記基板
上へ成膜させることでも薄膜電極層を形成することは可
能である。前述の代表的な工法はスパッタリング蒸着で
あり、後述の代表的なものとしては真空蒸着が挙げられ
る。
【００３１】ここでターゲット板を形成する導電性材料
の材料としては、パラジウム、白金、金、ルテニウム等
の貴金属や炭素等があげられ、これらの単体材料を電極
素材として用いることで、製造条件に左右され難く、材
料ロット間差の少ない安定した電極の量産製造が可能と
なる。
の材料としては、パラジウム、白金、金、ルテニウム等
の貴金属や炭素等があげられ、これらの単体材料を電極
素材として用いることで、製造条件に左右され難く、材
料ロット間差の少ない安定した電極の量産製造が可能と
なる。
【００３２】また、基板表面粗面化処理工程と薄膜電極
形成工程とを独立した空間で非連続的に行うことも可能
ではあるが、図２に示すように、基板表面を粗面化する
工程と薄膜電極を形成する工程とを同一空間内で連続的
に行うことで製造工数の削減並びに生産タクトの向上に
よる生産性の向上、それに伴うバイオセンサの低コスト
化が実現できる。
形成工程とを独立した空間で非連続的に行うことも可能
ではあるが、図２に示すように、基板表面を粗面化する
工程と薄膜電極を形成する工程とを同一空間内で連続的
に行うことで製造工数の削減並びに生産タクトの向上に
よる生産性の向上、それに伴うバイオセンサの低コスト
化が実現できる。
【００３３】このように、２つの工程を同一空間内で連
続的に行う場合には、真空蒸着では困難であり高周波ス
パッタリング蒸着、バイアススパッタリング蒸着、非対
称交流スパッタリング蒸着及びイオンプレーティング等
が有効である。
続的に行う場合には、真空蒸着では困難であり高周波ス
パッタリング蒸着、バイアススパッタリング蒸着、非対
称交流スパッタリング蒸着及びイオンプレーティング等
が有効である。
【００３４】また、電極層の厚みを限りなく薄くするこ
とで、製造コストの低減が可能になることは言うまでも
ないが、基板の粗面を電極層表面の粗面としてにそのま
ま反映させることで、電極層２と酵素や電子伝達体等か
らなる反応試薬層３との密着性が飛躍的に向上するとい
う効果も得られる。
とで、製造コストの低減が可能になることは言うまでも
ないが、基板の粗面を電極層表面の粗面としてにそのま
ま反映させることで、電極層２と酵素や電子伝達体等か
らなる反応試薬層３との密着性が飛躍的に向上するとい
う効果も得られる。
【００３５】ここで基板表面の粗面を電極層表面の粗面
として反映するためには、電極層の厚みは１００ｎｍ以
下であることが必要であり、更に、高性能な薄膜電極並
びにバイオセンサを提供するには電極層の厚みが５〜５
０ｎｍであることが望ましい。
として反映するためには、電極層の厚みは１００ｎｍ以
下であることが必要であり、更に、高性能な薄膜電極並
びにバイオセンサを提供するには電極層の厚みが５〜５
０ｎｍであることが望ましい。
【００３６】
【実施例】（実施例１）ポリエチレンテレフタレートか
らなる絶縁性の基板１上に、１３．５６ＭＨｚの周波数
を有する高周波電圧を１００Ｗの出力で一定時間印加し
粗面化処理を施した後、前記粗面化された基板上に前記
同様の条件下にてパラジウムを約１０ｎｍの厚みで形成
した貴金属薄膜電極を作製した。
らなる絶縁性の基板１上に、１３．５６ＭＨｚの周波数
を有する高周波電圧を１００Ｗの出力で一定時間印加し
粗面化処理を施した後、前記粗面化された基板上に前記
同様の条件下にてパラジウムを約１０ｎｍの厚みで形成
した貴金属薄膜電極を作製した。
【００３７】図４は、高周波電圧の印加時間が０〜６０
秒間（０秒は粗面化処理を施していない状態）による粗
面化処理による基板表面の濡れ指数（表面張力）の変化
と電極層と基板との密着性を示したものであり、５秒以
上の印加により基板表面の粗面化が実現され表面濡れ性
の向上並びに電極層と基板との密着性が高まったことを
示すものである。尚、本実施例は高周波電圧１００Ｗで
の結果であり、高周波電圧の増加により更なる処理時間
の短縮が可能である。
秒間（０秒は粗面化処理を施していない状態）による粗
面化処理による基板表面の濡れ指数（表面張力）の変化
と電極層と基板との密着性を示したものであり、５秒以
上の印加により基板表面の粗面化が実現され表面濡れ性
の向上並びに電極層と基板との密着性が高まったことを
示すものである。尚、本実施例は高周波電圧１００Ｗで
の結果であり、高周波電圧の増加により更なる処理時間
の短縮が可能である。
【００３８】尚、ここでの密着性評価はＪＩＳ５６００
−５−１０（塗料一般試験方法：塗膜の機械的性質：耐
摩耗性）に準じて実施し、図中密着性の数値はパラジウ
ム薄膜が摩滅し基板表面が剥き出しの状態になった時点
迄のストローク往復回数で表しており、数値が大きいほ
ど密着性が高いことを示す。
−５−１０（塗料一般試験方法：塗膜の機械的性質：耐
摩耗性）に準じて実施し、図中密着性の数値はパラジウ
ム薄膜が摩滅し基板表面が剥き出しの状態になった時点
迄のストローク往復回数で表しており、数値が大きいほ
ど密着性が高いことを示す。
【００３９】また、図５にはパラジウム薄膜の厚みと電
極表面の濡れ指数（表面張力）との関係を示したもので
ある。尚、ここでは、基板表面の粗面化処理条件が高周
波電圧１００Ｗ、印加時間５秒、また、パラジウム層の
厚みを５〜１０００ｎｍの範囲で任意に調整したものを
用いた。図５から明らかなようにパラジウム層の厚みが
５〜５０ｎｍ範囲では粗面化処理が施された基板表面の
濡れ指数５４ｄｙｎ／ｃｍをそのまま維持しており、１
００ｎｍまでに５２ｄｙｎ／ｃｍと若干の濡れ指数の低
下が認められる。また、１００ｎｍを超えると濡れ指数
は４８ｄｙｎ／ｃｍまで低下し、以降その数値にて安定
する。これは、１００ｎｍの厚みまでは、基板表面の粗
面が電極表面の粗面を反映することを示し、１００ｎｍ
を超えると電極材料自体（本実施例の場合はパラジウ
ム）の濡れ性を反映することを示すものである。
極表面の濡れ指数（表面張力）との関係を示したもので
ある。尚、ここでは、基板表面の粗面化処理条件が高周
波電圧１００Ｗ、印加時間５秒、また、パラジウム層の
厚みを５〜１０００ｎｍの範囲で任意に調整したものを
用いた。図５から明らかなようにパラジウム層の厚みが
５〜５０ｎｍ範囲では粗面化処理が施された基板表面の
濡れ指数５４ｄｙｎ／ｃｍをそのまま維持しており、１
００ｎｍまでに５２ｄｙｎ／ｃｍと若干の濡れ指数の低
下が認められる。また、１００ｎｍを超えると濡れ指数
は４８ｄｙｎ／ｃｍまで低下し、以降その数値にて安定
する。これは、１００ｎｍの厚みまでは、基板表面の粗
面が電極表面の粗面を反映することを示し、１００ｎｍ
を超えると電極材料自体（本実施例の場合はパラジウ
ム）の濡れ性を反映することを示すものである。
【００４０】次に、前記条件下で作製されたパラジウム
層の厚みが１０ｎｍの薄膜電極上に、水溶性高分子であ
るカルボキシメチルセルロース、酵素であるグルコース
オキシダーゼ（ＧＯＤ）及び電子伝達体であるフェリシ
アン化カリウムを含む反応試薬層を形成した後、スペー
サ及びカバーを展開した図３の様な血糖値測定用のバイ
オセンサを作製した。
層の厚みが１０ｎｍの薄膜電極上に、水溶性高分子であ
るカルボキシメチルセルロース、酵素であるグルコース
オキシダーゼ（ＧＯＤ）及び電子伝達体であるフェリシ
アン化カリウムを含む反応試薬層を形成した後、スペー
サ及びカバーを展開した図３の様な血糖値測定用のバイ
オセンサを作製した。
【００４１】図６は血中グルコース濃度４０〜６００mg
/dlに於けるセンサ感度を比較したものである。ここで
言うセンサ感度とは、血液を毛細管内に吸引させた後、
約２５秒間反応試薬とと血液中のグルコースとの反応を
促進させた後、作用極と対極端子間に一定の電圧を印加
し、その５秒後に得られた電流値である。尚、従来セン
サと本実施例センサとでは電極材料が異なるため、印加
電圧は従来のカーボンペースト電極で０．５Ｖ、本実施
例のパラジウム薄膜電極では０．２Ｖとした。
/dlに於けるセンサ感度を比較したものである。ここで
言うセンサ感度とは、血液を毛細管内に吸引させた後、
約２５秒間反応試薬とと血液中のグルコースとの反応を
促進させた後、作用極と対極端子間に一定の電圧を印加
し、その５秒後に得られた電流値である。尚、従来セン
サと本実施例センサとでは電極材料が異なるため、印加
電圧は従来のカーボンペースト電極で０．５Ｖ、本実施
例のパラジウム薄膜電極では０．２Ｖとした。
【００４２】また測定数は各々の濃度域でそれぞれｎ＝
１０とした。図６から明らかなように電極表面への研磨
処理や熱処理等を施していない本実施例のセンサ感度
は、従来、センサ感度を高めるために必要とされていた
研磨処理や熱処理等が施されたセンサに対して同等以上
の感度を有することが確認された。
１０とした。図６から明らかなように電極表面への研磨
処理や熱処理等を施していない本実施例のセンサ感度
は、従来、センサ感度を高めるために必要とされていた
研磨処理や熱処理等が施されたセンサに対して同等以上
の感度を有することが確認された。
【００４３】（表１）には前記１０回測定時の繰り返し
精度（ＣＶ値）を比較したものであり、従来センサが研
磨処理バラツキ等によるＣＶ値の悪化が顕著に認められ
ているのに対し、本実施例センサに於いてはセンサ個々
のバラツキが軽減された優れた精度を有することが確認
された。
精度（ＣＶ値）を比較したものであり、従来センサが研
磨処理バラツキ等によるＣＶ値の悪化が顕著に認められ
ているのに対し、本実施例センサに於いてはセンサ個々
のバラツキが軽減された優れた精度を有することが確認
された。
【００４４】
【表１】
【００４５】
【発明の効果】以上のように本発明によれば、基板表面
を真空雰囲気下で励起された気体を衝突させることで粗
面にした後、導電性物質よりなる薄膜電極層を形成する
ことで、表面研磨処理等の前処理不要な表面濡れ性の良
好な且つ高感度な薄膜電極を形成でき、また、前記薄膜
電極上に試薬層を展開することで、高性能且つ安価なバ
イオセンサを作製することが可能となる。
を真空雰囲気下で励起された気体を衝突させることで粗
面にした後、導電性物質よりなる薄膜電極層を形成する
ことで、表面研磨処理等の前処理不要な表面濡れ性の良
好な且つ高感度な薄膜電極を形成でき、また、前記薄膜
電極上に試薬層を展開することで、高性能且つ安価なバ
イオセンサを作製することが可能となる。
【図１】本発明の一実施の形態におけるバイオセンサの
概略構成を示す断面図
概略構成を示す断面図
【図２】同形態における薄膜電極の形成工程を示す概略
構成図
構成図
【図３】本発明の一実施の形態におけるバイオセンサを
示す分解斜視図
示す分解斜視図
【図４】本発明の一実施例における基板表面の濡れ指数
の変化と電極層と基板との密着性を示すグラフ
の変化と電極層と基板との密着性を示すグラフ
【図５】本発明の一実施例における基板表面の濡れ指数
の変化と電極層と基板との密着性を示すグラフ
の変化と電極層と基板との密着性を示すグラフ
【図６】本発明の一実施例に於けるセンサ全血感度を比
較したグラフ
較したグラフ
【図７】従来のバイオセンサの概略構成を示す断面図
１ 基板 ２ 電極層 ３ 反応試薬層 ４ 真空槽 ５ （基板）送り出しロール ６ （基板）巻き取りロール ７ 粗面化処理用電極 ８ 冷却ローラ ９ 陰極／ターゲット １０ ガス導入口 １１ 測定極 １２ 対極 １３ スペーサ １４ カバー １５ 測定極端子 １６ 対極端子
Claims (18)
- 【請求項１】真空雰囲気下において、励起された気体を
基板の表面に衝突させることで前記基板の表面を粗面に
する工程の後に、粗面にした前記基板の表面上に導電性
物質よりなる薄膜電極層を形成する工程とを含むことを
特徴とする薄膜電極の形成方法。 - 【請求項２】基板表面を粗面にする工程が、基板を真空
槽内へ設置する工程と、真空槽を真空排気する工程と、
気体を充填させる工程と、前記気体を励起しイオン化さ
せ、前記基板に衝突させる工程を含むことを特徴とする
請求項１に記載の薄膜電極の形成方法。 - 【請求項３】基板が樹脂材よりなることを特徴とする請
求項１に記載の薄膜電極の形成方法。 - 【請求項４】真空槽を真空排気する工程が、真空度１×
１０-1〜３×１０-3パスカルの範囲であることを特徴と
する請求項２記載の薄膜電極の形成方法。 - 【請求項５】気体が不活性ガスであることを特徴とする
請求項２に記載の薄膜電極の形成方法。 - 【請求項６】不活性ガスがアルゴン、ネオン、ヘリウ
ム、クリプトン、キセノンの希ガスもしくは窒素である
ことを特徴とする請求項５に記載の薄膜電極の形成方
法。 - 【請求項７】基板上に導電性物質よりなる薄膜電極層を
形成する工程が、基板を真空槽内へ設置する工程と、真
空槽を真空排気する工程と、気体を充填させる工程と、
前記気体を励起しイオン化させ、導電性物質に衝突させ
ることで、導電性物質の原子をたたき出し、前記基板上
へ成膜する工程とを含むことを特徴とする請求項１から
６のいずれかに記載の薄膜電極の形成方法。 - 【請求項８】基板上に導電性物質よりなる薄膜電極層を
形成する工程が、基板を真空槽内へ配置する工程と、真
空槽を真空排気する工程と、導電性物質を加熱し蒸発さ
せ、その蒸気を前記基板上へ成膜する工程とを含むこと
を特徴とする請求項１から６のいずれかに記載の薄膜電
極の形成方法。 - 【請求項９】真空槽を真空排気する過程が、真空度１×
１０-1〜３×１０-3パスカルであることを特徴とする請
求項７または８に記載の薄膜電極の形成方法。 - 【請求項１０】気体が不活性ガスであることを特徴とす
る請求項７または８記載に記載の薄膜電極の形成方法。 - 【請求項１１】不活性ガスがアルゴン、ネオン、ヘリウ
ム、クリプトン、キセノンの希ガスもしくは窒素である
ことを特徴とする請求項１０に記載の薄膜電極の形成方
法。 - 【請求項１２】基板表面を真空雰囲気下で励起された気
体を衝突させることで粗面にする工程と、前記基板上に
導電性物質よりなる薄膜電極層を形成する工程とが同一
空間内で連続的に行われることを特徴とする請求項１か
ら１１のいずれかに記載の薄膜電極の形成方法。 - 【請求項１３】導電性物質が、貴金属もしくは炭素であ
ることを特徴とする請求項１記載の薄膜電極の形成方
法。 - 【請求項１４】薄膜電極の厚みが５〜１００ｎｍの範囲
であることを特徴とする請求項１記載の薄膜電極の形成
方法。 - 【請求項１５】請求項１から１４のいずれかの方法によ
り形成された薄膜電極を備えるバイオセンサであって、
前記薄膜電極上に試薬層を形成してなることを特徴とす
るバイオセンサ。 - 【請求項１６】試薬層が酵素を含むことを特徴とする請
求項１５に記載のバイオセンサ。 - 【請求項１７】試薬層が電子伝達体を含むことを特徴と
する請求項１６に記載のバイオセンサ。 - 【請求項１８】試薬層が水溶性高分子を含むことを特徴
とする請求項１７に記載のバイオセンサ。
Priority Applications (30)
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|---|---|---|---|
| JP2000113754A JP2001296267A (ja) | 2000-04-14 | 2000-04-14 | 薄膜電極の形成方法及び該薄膜電極を備えたバイオセンサ |
| EP10180654.5A EP2275807B1 (en) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | Biosensor for quantifying a substrate |
| PCT/JP2000/008012 WO2001036953A1 (en) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | Biosensor, method of forming thin-film electrode, and method and apparatus for quantitative determination |
| EP14195408.1A EP2889611B1 (en) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | Biosensor and measurement apparatus. |
| EP00974977A EP1152239A4 (en) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | BIOSENSOR, MANUFACTURING METHOD OF A THIN LAYER ELECTRODE, AND METHOD AND DEVICE FOR QUANTITATIVE DETECTION |
| CNB2005100043703A CN100363739C (zh) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | 生物传感器、薄膜电极形成方法、定量装置及定量方法 |
| CNB2005100043690A CN100347537C (zh) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | 生物传感器 |
| EP10180644.6A EP2267439B8 (en) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | Biosensor for quantifying a substrate |
| EP09177290A EP2151683A3 (en) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| TW89124050A TWI223064B (en) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | Biological sensor, formation method of thin film electrode, quantity determination device and quantity determination method |
| CNA2005100043718A CN1632553A (zh) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | 生物传感器、薄膜电极形成方法、定量装置及定量方法 |
| CNB008037566A CN1220053C (zh) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | 生物传感器、定量装置及定量方法 |
| US09/889,243 US6875327B1 (en) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | Biosensor, method of forming thin-film electrode, and method and apparatus for quantitative determination |
| KR10-2001-7008934A KR100445489B1 (ko) | 1999-11-15 | 2000-11-14 | 바이오 센서, 박막 전극 형성 방법, 정량 장치, 및 정량방법 |
| US10/809,217 US7998325B2 (en) | 1999-11-15 | 2004-03-25 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US10/809,240 US20040178067A1 (en) | 1999-11-15 | 2004-03-25 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US12/322,684 US8025780B2 (en) | 1999-11-15 | 2009-02-05 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US12/802,573 US8142629B2 (en) | 1999-11-15 | 2010-06-09 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US12/930,627 US8480878B2 (en) | 1999-11-15 | 2011-01-11 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US12/930,957 US8470162B2 (en) | 1999-11-15 | 2011-01-20 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US12/930,919 US8480866B2 (en) | 1999-11-15 | 2011-01-20 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US13/135,848 US8480867B2 (en) | 1999-11-15 | 2011-07-15 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
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| US13/490,553 US8349157B2 (en) | 1999-11-15 | 2012-06-07 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US13/778,738 US8741124B2 (en) | 1999-11-15 | 2013-02-27 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
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| US13/888,431 US8980074B2 (en) | 1999-11-15 | 2013-05-07 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US13/895,415 US20130309413A1 (en) | 1999-11-15 | 2013-05-16 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US15/215,663 US20160327505A1 (en) | 1999-11-15 | 2016-07-21 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
| US15/798,475 US20180067070A1 (en) | 1999-11-15 | 2017-10-31 | Biosensor, thin film electrode forming method, quantification apparatus, and quantification method |
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|---|---|
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Cited By (6)
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|---|---|---|---|---|
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| JP2006345816A (ja) * | 2005-06-17 | 2006-12-28 | Toppan Printing Co Ltd | 反応チップ |
| JP2007524824A (ja) * | 2003-06-20 | 2007-08-30 | エフ ホフマン−ラ ロッシュ アクチェン ゲゼルシャフト | テストストリップ用の試薬ストライプ |
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| CN110487875A (zh) * | 2019-08-20 | 2019-11-22 | 天津大学 | 一种测定水体不同深度溶解氧的生物传感器 |
-
2000
- 2000-04-14 JP JP2000113754A patent/JP2001296267A/ja active Pending
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