JP2003107031A - Method of manufacturing concentration measuring sensor - Google Patents

Method of manufacturing concentration measuring sensor

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JP2003107031A JP2001301039A JP2001301039A JP2003107031A JP 2003107031 A JP2003107031 A JP 2003107031A JP 2001301039 A JP2001301039 A JP 2001301039A JP 2001301039 A JP2001301039 A JP 2001301039A JP 2003107031 A JP2003107031 A JP 2003107031A
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To increase the sensitivity of an electrode without deteriorating a substrate in a concentration measuring sensor which uses the electrode formed on the substrate and which outputs a signal at a level correlated with the concentration of a specific component in a sample solution.
SOLUTION: In the method of manufacturing the concentration measuring sensor, conductor parts 41 are formed on a material substrate 4, and electrodes of a biosensor are formed in such a way that the conductor parts 41 are irradiated with vacuum ultraviolet rays at a wavelength of 200 nm or less. Preferably, they are irradiated the vacuum ultraviolet rays by using light sources 63, and the shortest distance between the light sources 63 and the conductor parts 41 is set at 2 mm or less. It is preferable that the conductor parts 41 are irradiated with the vacuum ultraviolet rays from the light sources 63 at a radiant exitance of 8 to 10 mW/cm2. The irradiation time of the vacuum ultraviolet rays is set e.g. at 10 to 24 sec.
COPYRIGHT: (C)2003,JPO

Description

【発明の詳細な説明】 【0001】 【発明の属する技術分野】本願発明は、バイオセンサなど濃度測定用センサを製造する方法に関する。 BACKGROUND OF THE INVENTION [0001] The present invention relates to relates to a process for preparing a sensor for concentration measurement, such as biosensors. 【0002】 【従来の技術】バイオセンサとしては、図1および図2 [0002] 2. Description of the Related Art As the biosensor, FIG. 1 and FIG. 2
に示したものがある。 There are those shown in. これらの図に示したバイオセンサXは、基板3上に一対の電極31,32を形成するとともに、これらの電極31,32に接触するようにして試薬層33を形成したものである。 Biosensor X shown in these figures, to form a pair of electrodes 31 and 32 on the substrate 3, and forming a reagent layer 33 so as to contact with the electrodes 31 and 32. 試薬層33は、たとえば酸化還元酵素と電子伝達物質とを含んでいる。 Reagent layer 33 includes, for example, a redox enzyme and an electron mediator. 試薬層33に対しては、流路21内に血液などの試料液を導入することにより試料液が供給される。 For the reagent layer 33, the sample liquid is supplied by a flow channel 21 for introducing a sample liquid such as blood. 試薬層33では、 In the reagent layer 33,
試料液中の特定成分の酸化反応と電子伝達物質との還元反応により、還元型の電子伝達物質が生成される。 The reduction reaction of the oxidation reaction and an electron mediator of a specific component in a sample liquid, electron mediator reduced form is generated. そして、一対の電極31,32を利用して試薬層33に電圧を印加することにより、還元型の電子伝達物質が一方の電極31に電子が供給して、バイオセンサXから酸化電流が出力されるように構成されている。 By applying a voltage to the reagent layer 33 by utilizing the pair of electrodes 31 and 32, electrons are supplied to the electron mediator is one electrode 31 of reduced, oxidation current is output from the biosensor X It is configured so that. 【0003】一対の電極31,32は、たとえばスクリーン印刷の手法により形成される。 [0003] pair of electrodes 31 and 32 is formed, for example by a technique of the screen printing. より具体的には、まず、複数のバイオセンサ形成領域が設定された材料基板上にマスクを載置した後、このマスクの開口部に液状またはペースト状の電極材料を充填する。 More specifically, first, after placing a mask into a plurality of biosensors formation area setting material substrate, to fill the liquid or pasty electrode material in the opening of this mask. さらに、電極材料を乾燥させることにより、一対の電極31,32となるべき導体層が材料基板上に形成される。 Further, by drying the electrode material, the conductor layer to be a pair of electrodes 31 and 32 are formed on the material substrate. 試薬層33 Reagent layer 33
は、たとえば導体層に接触するようにして液状またはペースト状の試薬層材料を塗布した後に、これを乾燥させることにより形成することができる。 It can be formed by, for example, so as to contact the conductive layer after applying the liquid or pasty reagent layer material that, drying it. 試薬層33は、固体状として形成されるものの、試料液の供給により容易に溶解するものとして形成される。 Reagent layer 33, although formed as a solid is formed as readily dissolved by the supply of the sample solution. 【0004】 【発明が解決しようとする課題】電極材料は、たとえば導体粉末(カーボン粉末など)とバインダ樹脂(ポリビニルブチレン(PVB)などのビニル樹脂)との混合物を溶剤により液状化またはペースト化したものである。 [0004] electrode materials INVENTION SUMMARY is], for example the liquefaction or paste by the solvent a mixture of conductive powder (such as carbon powder) and binder resin (vinyl resins such as polyvinyl butylene (PVB)) it is intended.
PVBなどのバインダ樹脂は、負にチャージした疎水基を有するものがある。 Binder resin such as PVB are those having a hydrophobic groups charged negatively. それらのバインダ樹脂を用いて電極31,32を形成する場合には、導体部の表面が疎水化するとともに負にチャージしてしまう。 When forming the electrodes 31 and 32 with those of the binder resin, the surface of the conductor portion will be negatively charged while hydrophobic. このようにして導体部の表面が帯電すれば、導体部の表面に不純物が付着しやすくなってしまう。 In this way, the charged surface of the conductor portion, the impurity becomes easily adhere to the surface of the conductor portion. 導体部の表面に不純物が付着したままでバイオセンサを形成すれば、電極31,3 By forming the biosensor while impurities attached to the surface of the conductor portion, the electrode 31,3
2の表面と試薬層33との間の電子移動が妨げられる。 Electron transfer between the second surface and the reagent layer 33 is prevented.
つまり、電極31,32の感度が低下して、バイオセンサXからの出力が小さくなってしまう。 That is, the sensitivity of the electrodes 31 and 32 decreases, the output from the biosensor X is reduced. また、導体部の表面が疎水的であれば試薬層材料が導体部の表面ではじかれてしまい、適切に試薬層33を形成できない場合もある。 Further, if the surface of the conductor portion is hydrophobic reagent layer material will be repelled by the surface of the conductor portion, it may not be formed properly reagent layer 33. このような試薬層33を有するバイオセンサXでは、試薬層33の溶解時における試薬層33と電極3 In the biosensor X having such a reagent layer 33, a reagent layer 33 at the time of dissolution of the reagent layer 33 and the electrode 3
1,32との間の接触面積が小さくなって、試薬層33 Contact area between the 1,32 becomes small, the reagent layer 33
と電極31,32の表面との間の電子移動を適切に行うことができなくなる。 It can not be appropriately performed electron transfer between the surface of the electrodes 31, 32 and. その結果、電極31,32の感度が低下してしまう。 As a result, the sensitivity of the electrodes 31 and 32 is reduced. 【0005】このような不具合を解消するために、低圧水銀ランプを用いて導体部の表面に紫外線を照射し、導体部の表面の濡れ性などを改善する方法も提案されている。 [0005] In order to solve such problems, ultraviolet rays are irradiated on the surface of the conductor portion with a low-pressure mercury lamp, it has also been proposed a method for improving such wetting of the surface of the conductor portion. しかしながら、低圧水銀ランプでは、濡れ性などの改善に寄与する波長の紫外線以外に、このような改善に寄与しない波長の紫外線や可視光のほか、赤外光も出射される。 However, in the low-pressure mercury lamp, in addition to ultraviolet rays with a wavelength contributing to improvements such as wettability, addition of such a wavelength that does not contribute to improve the ultraviolet or visible light, infrared light is also emitted. そのため、導体部の表面が適切に改質されるまでに、多くのエネルギが材料基板に供給されることとなる。 Therefore, until the surface of the conductor portion is appropriately modified, so that the number of energy supplied to the material substrate. このため、材料基板(基板)をPETなどのような熱可塑性樹脂により形成する場合には、材料基板(基板)が劣化してしまう虞れがある。 Thus, the material substrate (substrate) in the case of forming a thermoplastic resin such as PET, there is a possibility that material substrate (substrate) is deteriorated. 【0006】本願発明は、このような事情のもとに考えだされたものであって、基板上に形成された電極を利用して、試料液中の特定成分の濃度に相関するレベルの信号を出力する濃度測定用センサにおいて、基板を劣化させることなく電極の感度を高めることを課題としている。 [0006] The present invention, which has Dasa thought Under such circumstances, by using the electrode formed on the substrate, the level of the signal correlated to the concentration of a specific component in the sample liquid in the sensor for concentration measurement for outputting, and an object to enhance the sensitivity of the electrode without degrading the substrate. 【0007】 【発明の開示】本願発明は、上記した課題を解決するために次の技術的手段を講じている。 [0007] The present invention DISCLOSURE OF THE INVENTION is the following technical means in order to solve the problems described above. すなわち、本願発明により提供される濃度測定用センサは、基板上に形成された電極を利用して、試料液中の特定成分の濃度に相関するレベルの信号を出力する濃度測定用センサを製造する方法であって、上記電極は、材料基板上に導体部を形成した後に、この導体部に波長が200nm以下である真空紫外線を照射することにより形成されることを特徴としている。 That is, the concentration measuring sensor provided by the present invention utilizes an electrode formed on the substrate, to produce a sensor for density measurement for outputting a level signal which is correlated to the concentration of a specific component in the sample liquid a method, the electrode, after forming the conductive portion on the material substrate, the wavelength of this conductor portion is being formed by irradiating a vacuum ultraviolet ray is 200nm or less. 【0008】真空紫外線はエネルギが高いために、それを照射することによって不純物の分子結合を切断することができる。 [0008] Vacuum ultraviolet rays for energy is high, it is possible to cut a molecular bond of the impurity by irradiating it. その一方で、真空紫外線により気相中の酸素から励起酸素原子が生成される。 On the other hand, the excited oxygen atoms from the oxygen in the vapor phase is generated by the vacuum ultraviolet rays. 励起酸素原子を得るには240nmよりも波長の短い電磁波を照射する必要があるが、真空紫外線はこの条件を満たしているために励起酸素原子を生成させることができる。 To obtain the excited oxygen atoms, it is necessary to irradiate the short wave wavelength than 240nm, but the vacuum ultraviolet rays can be generate excited oxygen atoms to satisfy this condition. この励起酸素原子は、分子結合が切断された不純物と反応し、ガス状二酸化炭素や水蒸気が生成する。 The excited oxygen atom may react with impurities molecular bond is cleaved to generate gaseous carbon dioxide and water vapor. その結果、導体部の表面からは不純物がガス状化合物となって飛散除去されるため、不純物の付着量の少ない電極を提供できるようになる。 As a result, the impurity from the surface of the conductor portion is scattered removed a gaseous compound, it is possible to provide a small electrode adherent amount of impurities. 【0009】上述したように、不純物の除去は、不純物の分子結合の切断および励起酸素原子の生成といったプロセスを経て行われる。 [0009] As described above, removal of impurities is accomplished through a process such as generation of cutting and excited oxygen atoms of the molecule binding impurities. このようなプロセスは、真空紫外線のエネルギが大きいために相対的に短時間で行うことができる。 Such a process can be carried out in a relatively short time for the energy of the vacuum ultraviolet rays is high. その結果、PETなどの熱可塑性樹脂により材料基板を形成した場合であっても、基板を損傷することなく不純物の除去を行うことができるようになる。 As a result, even when forming a material substrate of a thermoplastic resin such as PET, it is possible to perform the removal of impurities without damaging the substrate. 【0010】好ましい実施の形態においては、上記導体部は、導体粉末、バインダ樹脂、および溶剤を含む電極材料を上記材料基板上に塗布した後に、それを乾燥させることにより形成される。 [0010] In a preferred embodiment, the conductor portion, the conductor powder, a binder resin, and an electrode material containing a solvent after application to the material on the substrate, is formed by drying it. 【0011】真空紫外線により気相中の酸素から励起酸素原子が生成されるのは上述した通りである。 [0011] are as described above for the vacuum ultraviolet rays excite oxygen atoms from the oxygen in the vapor phase is generated. この励起酸素原子は、分子結合が切断された不純物のみならず、 The excited oxygen atom, not only impurity molecules bond is cleaved,
バインダ樹脂を構成する分子の側鎖や末端基と反応し、 React with the side chain and end groups of the molecules constituting the binder resin,
これらを酸化する。 These are oxidized. 側鎖や末端基が酸化されれば、これらは水酸基やカルボキシル基などの親水基となる。 If the side chain or end group are oxidized, they become hydrophilic group such as a hydroxyl group or a carboxyl group. その結果、電極の表面は親水性の高いものとされる。 As a result, the surface of the electrode is assumed highly hydrophilic. 【0012】濃度測定用センサは、たとえば試料液が供給される試薬層をさらに有している。 [0012] Concentration measurement sensor further includes, for example, a reagent layer sample solution is supplied. 試薬層は、酵素、 Reagent layer, enzyme,
電子伝達物質、および溶剤を含む試薬層材料を、導体部に接触するようにして塗布した後に、乾燥させることにより形成される。 Electron mediator, and the reagent layer material containing a solvent, after application so as to contact with the conductor portion, it is formed by drying. この場合、導体部の表面の親水性が高められていれば、導体部の表面において試薬層材料がはじかれてしまうこともない。 In this case, if the hydrophilicity is enhanced in the surface of the conductor portion, nor the reagent layer material will be repelled at the surface of the conductor portion. そのため、導体部の表面に対して適切に試薬層を形成することができるようになる。 Therefore, it is possible to form the appropriate reagent layer to the surface of the conductor portion. 【0013】濃度測定用センサからは信号が出力されるが、濃度測定用センサの一例であるバイオセンサにおいては、たとえば応答電流として信号が出力される。 [0013] Although the concentration measuring sensor signal is output, in the biosensor as an example of the concentration measuring sensor, the signal is output as for example the response current. この応答電流は、試料液中の特定成分の濃度に相関するものであり、試薬層と電極との間の電子授受に起因するものである。 The response current is to correlate the concentration of a specific component in the sample liquid, it is due to electron transfer between the reagent layer and the electrodes. 本願発明の製造方法により提供される濃度測定用センサでは、電極表面への不純物の付着が抑制されているため、試薬層と電極との間の電子の授受が不純物により阻害されてしまうことも抑制される。 The concentration measuring sensor provided by the production method of the present invention, since the adhesion of impurities to the electrode surface is suppressed, also electron transfer between the reagent layer and the electrode is hindered by impurities suppressed It is. また、電極表面の親水性が高められているために、試料液の供給により液相となっている試薬層は、電極との接触面積が大きなもの(接触角が小さなもの)となっている。 Further, in order to hydrophilic surface of the electrode is increased, a reagent layer which is a liquid phase by the supply of the sample solution, the contact area between the electrode has become a large (contact angle smaller ones). その結果、試薬層と電極との間の電子の授受を適切に行うことができる。 As a result, it is possible to appropriately perform electron transfer between the reagent layer and the electrodes. このようにして電子の授受を適切に行える結果、本願発明の製造方法により提供される濃度測定用センサは、電極感度が高いものとなっている。 Thus properly perform Results electron transfer, the concentration measuring sensor provided by the production method of the present invention is adapted as electrodes sensitive. 【0014】真空紫外線の照射は光源を用いて行われ、 [0014] irradiation of the vacuum ultraviolet rays is carried out using a light source,
光源としては、たとえば分光強度特性におけるピーク波長が120〜200nm、ピーク波長の半値幅が10〜 As the light source, for example, the peak wavelength of 120~200nm in the spectral intensity characteristic, the half width of the peak wavelength of 10
20nmの範囲にある真空紫外線を出射するように構成されたものが使用される。 Those configuration is used to emit vacuum ultraviolet rays in the range of 20 nm. 導体部に対しては、たとえば8〜10mW/cm 2で真空紫外線が照射される。 For the conductor portions, the vacuum ultraviolet light is irradiated for example with 8~10mW / cm 2. 真空紫外線の照射時間は、たとえば10〜240秒、さらに好ましくは60〜180秒とされる。 The irradiation time of the vacuum ultraviolet rays, for example 10 to 240 seconds, and further preferably 60 to 180 seconds. 【0015】 【発明の実施の形態】以下、本願発明の好ましい実施の形態について、図面を参照して具体的に説明する。 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. 図1 Figure 1
ないし図3は、本願発明に係る製造方法の適用対象となる濃度測定用センサの一例としてのバイオセンサを示している。 To 3 show a biosensor as an example of the density measurement sensor to be subject to the manufacturing method according to the present invention. バイオセンサXは、カバー板1、スペーサ2および基板3を有している。 Biosensor X has a cover plate 1, the spacer 2 and the substrate 3. 【0016】カバー板1には穴部10が設けられている。 The hole 10 is provided in the cover plate 1. スペーサ2には穴部10に連通するとともに先端部20aが開放した細幅なスリット20が設けられている。 The spacer 2 slit 20 the tip portion 20a is opened the narrow communicates with the hole 10 is provided. カバー板1およびスペーサ2が基板3の上面30に積層された状態では、スリット20により流路21が形成されている。 In the state in which the cover plate 1 and the spacers 2 are laminated on the upper surface 30 of the substrate 3, the channel 21 is formed by the slit 20. この流路21は、スリット20の先端開放部20aおよび穴部10を介して外部と連通している。 The flow channel 21 communicates with the outside through the tip opening 20a and the hole portion 10 of the slit 20. 先端開口部20aは試料液導入口21aを構成しており、この試料液導入口21aから供給された試料液は、毛細管現象により穴部10に向けて流路21内を進行する。 Tip opening 20a constitutes a sample liquid introduction port 21a, liquid sample supplied from the sample liquid inlet 21a travels in the flow path 21 toward the hole 10 by capillary action. 【0017】基板3の上面30には、作用極31および対極32が設けられている。 [0017] upper surface 30 of the substrate 3, working electrode 31 and counter electrode 32 are provided. 基板3の上面30にはさらに、作用極31および対極32の双方に接触するようにして試薬層33が形成されている。 Further on the upper surface 30 of the substrate 3, the reagent layer 33 so as to contact with both the working electrode 31 and counter electrode 32 are formed. 【0018】作用極31および対極32は、全体として基板22の長手方向に延びている。 The working electrode 31 and counter electrode 32 extend in the longitudinal direction of the substrate 22 as a whole. 作用極31および対極32の一端部31a,32aは、基板3の短手方向に延びている。 One end portion 31a of the working electrode 31 and counter electrode 32, 32a extend in the lateral direction of the substrate 3. 作用極31および対極32の他端部31 The other end 31 of the working electrode 31 and counter electrode 32
b,32bは、試薬層33に電圧を印加する際に電圧印加用プローブがコンタクトする部分である。 b, 32 b is, voltage application probe in applying a voltage to the reagent layer 33 is a part that contacts. 【0019】試薬層33は、たとえば固形状であり、作用極31の一端部31aと対極32の一端部32aとの間を橋渡すようにして設けられている。 The reagent layer 33 is, for example, a solid, is provided so as to bridge between the end portion 32a of the one end portion 31a and the counter electrode 32 of the working electrode 31. この試薬層33 The reagent layer 33
は、たとえば酸化還元酵素および電子伝達物質を含んでいる。 Includes, for example, an oxidoreductase and an electron mediator. 【0020】バイオセンサXは、たとえば材料基板から複数のものが同時に製造される。 The biosensor X, for example those from a material substrate of plural is produced at the same time. 図4および図5に示したように、材料基板4はPETなどの絶縁性の高い樹脂材料により形成されており、図中に仮想線で囲んだように縦横に並んで複数のバイオセンサ形成領域40が設定されている。 As shown in FIGS. 4 and 5, the material substrate 4 is formed of resin material having high insulating property such as PET, a plurality of biosensors formation region aligned vertically and horizontally, encircled by a phantom line in FIG. 40 has been set. 材料基板4に対しては、まず図4に示したように個々のバイオセンサ形成領域40のそれぞれに作用極31および対極32(図2参照)となるべき導体部41が2つずつ形成される。 For material substrate 4, the conductor portion 41 to be a working electrode 31 and counter electrode 32 (see FIG. 2) in each individual biosensor formation region 40 is formed by two as first shown in FIG. 4 . 【0021】導体部41は、たとえば図5に示したようにスクリーン印刷の手法により形成することができる。 The conductors 41 can be formed by screen printing technique, as for example shown in FIG.
より具体的には、まず材料基板4上にマスク5を載置する。 More specifically, first placing the mask 5 on the material substrate 4. マスク5は、ステンレスなどにより形成されており、形成すべき導体部41に対応して複数の開口部51 Mask 5, etc. are formed of stainless steel, in correspondence with the conductors 41 to be formed a plurality of openings 51
が設けられている。 It is provided. マスク5は、フォトリソグラフィの手法によりフォトマスクとして形成してもよい。 Mask 5 may be formed as a photomask by a photolithography technique. 【0022】ついで、マスク5上にペースト状または液状とされた電極材料53をディップした後、スキージ5 [0022] Next, after dipping the electrode material 53 is a paste or liquid on the mask 5, the squeegee 5
2を移動させて開口部51内に電極材料53′を充填する。 2 by moving the filling an electrode material 53 'in the opening 51. 電極材料53は、たとえば導体粉末100重量部に対して、バインダ樹脂10〜15重量部、溶剤60〜6 Electrode material 53, for example, the conductor powder 100 parts by weight, 10 to 15 parts by weight of the binder resin, a solvent 60-6
5重量部を混合することにより調整される。 5 is adjusted by mixing parts by weight. 導体粉末としては、導電性カーボン(カーボンブラックを含む)粉末などが挙げられ、バインダ樹脂としては、ビニル樹脂、たとえばポリビニルブチレンなどが挙げられ、溶剤としては、ブチルセロソルブアセテートなどが挙げられる。 The conductor powder, conductive (including carbon black) carbon such as a powder. Examples of the binder resin, a vinyl resin, for example, include polyvinyl butylene, as the solvent, and the like butyl cellosolve acetate. 【0023】さらに、マスク5を除去した後に、材料ペースト53′を130〜150℃で20〜40分乾燥させることにより、溶剤が蒸発して図4に示したように個々のバイオセンサ形成領域40に導体部41が形成される。 Furthermore, after removing the mask 5, by drying 20 to 40 minutes the material paste 53 'at 130 to 150 ° C., individual biosensors formation region 40 as solvent shown in FIG. 4 and evaporated conductors 41 are formed. フォトマスクを用いる場合や電極材料の粘度が大きい場合には、電極材料を乾燥させてからフォトマスクが除去される。 If the viscosity of the case and electrode material using a photo mask is large, the photomask is removed the electrode material is dried. 【0024】導体部41は、真空紫外線(波長が200 The conductor 41, a vacuum ultraviolet ray (wavelength 200
nm以下の電磁波)を照射することにより、バイオセンサX用の電極41′に仕上げられる。 By irradiating nm or less electromagnetic waves), and finished to the electrode 41 'for biosensors X. 真空紫外線の照射は、たとえば図6に示したような真空紫外線照射装置Y Irradiation of the vacuum ultraviolet rays, for example, vacuum ultraviolet irradiation device Y as shown in FIG. 6
を用いて行われる。 It is carried out using. 【0025】真空紫外線照射装置Yは、テーブル60の上面61を覆いうる蓋62を有している。 The vacuum ultraviolet ray irradiation apparatus Y includes a lid 62 which can cover the upper surface 61 of the table 60. 蓋62は、図6から予想されるように箱状の形態を有している。 The lid 62 has a box-like form as expected from FIG. 蓋6 Lid 6
2内には、複数の線状光源63が横並びして固定されている。 Within 2, a plurality of linear light sources 63 are fixed by side by side. 真空紫外線の照射を行う場合には、テーブル60 When performing irradiation of the vacuum ultraviolet rays, the table 60
の上面61上に材料基板4が載置され、蓋62により材料基板4が覆われる。 Material substrate 4 on the upper surface 61 is placed, the material substrate 4 is covered with a lid 62. このとき、線状光源63と導体部41との最短距離が2mm以下、より好ましくは0.5 In this case, the shortest distance between the linear light source 63 and the conductor portion 41 is 2mm or less, more preferably 0.5
〜2mmとなるように線状光源63が蓋62に固定される。 Linear light source 63 is fixed to the lid 62 so as to to 2 mm. 【0026】線状光源63としては、たとえば分光強度特性におけるピーク波長が120〜200nm、ピーク波長の半値幅が10〜20nmの範囲にある真空紫外線を出射するものが使用される。 [0026] As the linear light source 63 is, for example, the peak wavelength of the spectral intensity characteristics 120~200Nm, the half-value width of the peak wavelength is used which emits vacuum ultraviolet rays in the range of: 10 to 20 nm. 線状光源としては、エキシマ遷移(放電)を利用するものが好ましく使用される。 The linear light source, which utilizes the excimer transition (discharge) is preferably used. エキシマの構成成分としては、たとえばキセノン(Xe)、アルゴン(Ar)、クリプトン(Kr)、ネオン(Ne)が挙げられる。 The components of excimer, for example xenon (Xe), argon (Ar), krypton (Kr), include neon (Ne) is. エキシマが、Ar 2である場合には波長が126nm、Kr 2である場合には波長が147nm、Xe 2である場合には波長が172nm Excimers, wavelength 126nm when an Ar 2, wavelength when a Kr 2 is 147 nm, the wavelength in the case of the Xe 2 is 172nm
の真空紫外線が放電される。 Vacuum ultraviolet rays are discharged. また、Arとフッ素、塩素、または臭素、あるいはNeとフッ素を組み合わせてエキシマとしても、これのエキシマ遷移により真空紫外線を得ることができる。 Further, it is possible to Ar and fluorine, chlorine, or bromine, or even an excimer a combination of Ne and fluorine, to obtain a vacuum ultraviolet Thus excimer transition. 【0027】本願発明は、導体部41に付着した不純物を除去することを目的とし、さらには表面の親水性を高い電極41′を得ることを目的としている。 [0027] The present invention aims to remove impurities attached to the conductor portion 41, and further has the purpose of obtaining high electrode 41 'of the hydrophilic surface. このような目的を達成するためには、たとえば導体部41に対して8〜10mW/cm 2の照度の光が10〜240秒間、 To achieve such an object, for example 8~10mW / cm 2 illuminance in the light 10 to 240 seconds with respect to conductors 41,
さらに好ましくは60〜180秒間照射される。 More preferably illuminated 60-180 seconds. 【0028】上記した条件のもとで導体部41の表面に真空紫外線を照射すれば、導体部41の表面に付着していた不純物が除去され、しかも電極41′の表面が親水性の高いものとされる。 [0028] When irradiated with vacuum ultraviolet ray on the surface of the conductor portion 41 under the conditions described above, are removed impurities adhering to the surface of the conductor portion 41, moreover those surfaces of the electrode 41 'is highly hydrophilic It is. 【0029】真空紫外線を照射により導体部41の表面の不純物が除去されるのは、不純物がガス状二酸化炭素や水蒸気として飛散するからであると考えられる。 The impurities on the surface of the conductive portion 41 by irradiating vacuum ultraviolet rays are removed, the impurities are considered to be because scattered as gaseous carbon dioxide and water vapor. つまり、真空紫外線はエネルギが高いために、それを照射することによって不純物の分子結合を切断することができる。 That is, vacuum ultraviolet rays in order energy is high, it is possible to cut a molecular bond of the impurity by irradiating it. その一方で、真空紫外線照射により気相中の酸素から励起酸素原子が生成される。 On the other hand, the excited oxygen atoms from the oxygen in the vapor phase is generated by vacuum ultraviolet irradiation. 励起酸素原子を得るには240nmよりも波長の短い電磁波を照射する必要があるが、真空紫外線はこの条件を満たしているために励起酸素原子を生成させることができる。 To obtain the excited oxygen atoms, it is necessary to irradiate the short wave wavelength than 240nm, but the vacuum ultraviolet rays can be generate excited oxygen atoms to satisfy this condition. この励起酸素原子は、分子結合が切断された不純物と反応し、ガス状二酸化炭素や水蒸気が生成する。 The excited oxygen atom may react with impurities molecular bond is cleaved to generate gaseous carbon dioxide and water vapor. その結果、不純物が飛散除去される。 As a result, impurities are scattered removed. 【0030】一方、電極41′の表面の親水性が高くなるのは、励起酸素原子によって導体部41中のバインダ樹脂が酸化されるからであると考えられる。 On the other hand, the hydrophilicity of the surface of the electrode 41 'is increased, the binder resin in the conductive portion 41 is considered to be because is oxidized by excited oxygen atom. より具体的には、バインダ樹脂の構成分子の側鎖や末端基が酸化されて水酸基やカルボキシル基などの親水基となるためであると考えられる。 More specifically, it is considered that the side chain and end groups of the constituent molecules of the binder resin is to become a hydrophilic group such as oxidized hydroxyl groups and carboxyl groups. 【0031】ついで、図7に示したように示したように個々のバイオセンサ形成領域40に対して試薬層42を形成する。 [0031] Then, a reagent layer 42 for each biosensor formation region 40 as shown as shown in FIG. 試薬層42は、図7に示したようにノズル4 Reagent layer 42, the nozzle 4 as shown in FIG. 7
3を用いて試薬層材料を塗布した後にこれを乾燥させることにより形成することができる。 3 can be formed by drying this after applying the reagent layer material used. 試薬層42は、スクリーン印刷によっても形成することができる。 Reagent layer 42 may also be formed by screen printing. 試薬層材料は、たとえば酸化還元酵素、電子伝達物質および溶剤を含んでいる。 Reagent layer material includes, for example, oxidoreductase, an electron mediator and a solvent. 【0032】先にも触れたように、電極41′は親水性の高いものとされているから、電極41′に材料液を塗布したとしてもそれが電極41′によってはじかれることもない。 [0032] As mention above, 'because is as high hydrophilicity, the electrode 41' electrode 41 it even if the coating material solution is nor repelled by the electrode 41 '. そのため、電極41′上に適切に試薬層42 Therefore, appropriate reagents on the electrode 41 'layer 42
を形成することができる。 It can be formed. 【0033】ここで、酸化還元酵素は、濃度測定の対象となる特定成分の種類によって選択される。 [0033] Here, the redox enzyme is selected according to the type of the specific component to be concentration measurement. 特定成分としては、たとえばグルコース、コレステロール、乳酸が挙げられる。 Specific components, such as glucose, cholesterol, and lactic acid. このような特定成分に対しては、酸化還元酵素としてグルコースデヒドロゲナーゼ、グルコースオキシダーゼ、コレステロールデヒドロゲナーゼ、コレステロールオキシダーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、乳酸オキシダーゼが挙げられる。 For such specific components, glucose dehydrogenase as an oxidoreductase, glucose oxidase, cholesterol dehydrogenase, cholesterol oxidase, lactate dehydrogenase, lactate oxidase. 【0034】電子伝達物質としては、たとえば鉄やRu [0034] as an electron transfer material, such as iron and Ru
の錯体が使用される。 Complex is used. 使用可能な鉄錯体としては、たとえばフェリシアン化カリウムが挙げられ、使用可能なR The iron complex available, for example, include potassium ferricyanide, available R
u錯体としては、NH 3を配位子とするものが挙げられる。 The u complexes include those that the NH 3 as a ligand. 【0035】溶剤としては、たとえばリン酸カリウム緩衝液などが挙げられる。 [0035] As the solvent, for example like potassium phosphate buffer. 【0036】ついで、図8に示したように横並びするバイオセンサ形成領域40を一連に覆うようにして板材4 [0036] Then, the plate member 4 so as to cover a biosensor forming region 40 side by side as shown in FIG. 8 in a series
4を接合した後に、さらに板材44上に板材45を接合する。 4 after bonding, and further bonding the plate material 45 on the plate 44. 板材44は、バイオセンサXのスペーサ2(図2 Plate 44, the spacer 2 of the biosensor X (FIG. 2
参照)となるべきものであり、複数のスリット44aが形成されている。 Is intended to be a reference), a plurality of slits 44a are formed. 一方、板材45は、バイオセンサXのカバー1(図2参照)となるべきものであり、複数の穴部45aが形成されている。 On the other hand, the plate material 45 is intended to become the cover 1 of the biosensor X (see FIG. 2), a plurality of holes 45a are formed. 板材44,45は、たとえば両面テープにより接着される。 Plate 44 and 45 are bonded by, for example, double-sided tape. 【0037】最後に、バイオセンサ形成領域40の外延に沿って材料基板4を切断することによって、図1ないし図3に示したバイオセンサXが得られる。 [0037] Finally, by cutting the material substrate 4 along the extension of the biosensor forming region 40, the biosensor X shown in FIGS. 1 to 3 is obtained. 先に説明したように、導体部41の表面からは不純物が除去され、 As described above, impurities are removed from the surface of the conductor portion 41,
電極41′の表面は親水性の高いものとされている。 The surface of the electrode 41 'are as high hydrophilicity. したがって、バイオセンサXの作用極31および対極32 Thus, the action of the biosensor X electrode 31 and the counter electrode 32
は、表面への不純物の付着が抑制され、かつ表面の親水性が高いものとされている。 The adhesion of impurities to the surface is suppressed, and is assumed highly hydrophilic surface. 【0038】バイオセンサXは、濃度測定装置(図示略)に装着して使用される。 The biosensor X is used by attaching to the concentration measuring apparatus (not shown). 濃度測定装置にバイオセンサXを装着すれば、作用極31および対極32の他端部31b,32b(図2参照)に対して一対のプローブ、 If mounted biosensor X concentration measuring device, the other end portion 31b of the working electrode 31 and counter electrode 32, 32 b pair of probes against (see FIG. 2),
がコンタクトするように濃度測定装置が構成される。 There concentration measuring device configured to contact. 試料導入口21aから試料液(たとえば血液)を導入すれば、試料液は、毛細管現象により穴部10に向けて流路21内を進行する。 By introducing the sample liquid (e.g., blood) through the sample inlet 21a, the sample solution proceeds in the flow path 21 toward the hole 10 by capillary action. この過程においては、試薬層33に試料液が含浸して試薬層33が溶解する。 In this process, the reagent layer 33 is dissolved by the sample liquid is impregnated into the reagent layer 33. 先にも触れたように、作用極31および対極32は、親水性の高いものとされているため、作用極31および対極32によって試料液の進行が妨げられることもない。 As mentioned earlier, the working electrode 31 and counter electrode 32, because it is assumed highly hydrophilic, nor the progress of the sample liquid is prevented by the working electrode 31 and counter electrode 32. 【0039】試薬層33では、特定成分の酸化反応、および電子伝達物質の還元反応により、還元型の電子伝達物質が生成される。 [0039] In the reagent layer 33, the oxidation reaction of the specified component, and the reduction reaction of the electron mediator, the electron mediator reduced form is generated. 還元型の電子伝達物質の量は、試料液中の特定成分の濃度に相関するものである。 The amount of electron mediator in reduced form are those that correlate to the concentration of a specific component in the sample liquid. そして、 And,
作用極31および対極32(試薬層33)に対して一対のプローブにより電圧を印加すれば、還元型とされた電子伝達物質が作用極31に対して電子を供給(酸化)する。 When a voltage is applied by a pair of the probes with respect to the working electrode 31 and counter electrode 32 (a reagent layer 33), supplying electrons (oxidation) relative to the electron mediator is the working electrode 31 which is a reduced form. 先にも触れたように作用極31および対極32の表面からは不純物が除去されているから、不純物により試薬層33から作用極31への電子の移動が阻害されることもない。 Since impurities from the surface of the working electrode 31 and counter electrode 32 as mentioned also above it is eliminated, nor electron transfer from the reagent layer 33 to the working electrode 31 is inhibited by impurities. また、作用極331が親水性の高いものとされているから、作用極31と溶解して液化した試薬層3 Further, since the working electrode 331 is made high hydrophilicity, a reagent layer 3 that is liquefied by dissolving the working electrode 31
3との間の界面は接触面積も大きく(接触角が小さく)、電子が移動しやすい状態となっている。 The interface between the 3 contact area is large (small contact angle), and electrons are in a state of easily moved. したがって、バイオセンサXでは、溶解した試薬層33から作用極31に対して適切に電子を移動させることができる。 Therefore, in the biosensor X, it is possible to appropriately move the electrons to the working electrode 31 from the reagent layer 33 is dissolved.
つまり、作用極31は感度が高く、適切に電気信号を出力できるのもとなっている。 In other words, the working electrode 31 has a high sensitivity, is properly a well can output an electrical signal. 【0040】作用極31に供給された電子の量は、プローブを介してバイオセンサXから出力される。 [0040] The amount of electrons supplied to the working electrode 31 is output from the biosensor X through the probe. 一方、濃度測定装置では、バイオセンサXからの出力に基づいて、特定成分の濃度が演算される。 On the other hand, in the concentration measuring apparatus based on the output from the biosensor X, the concentration of the specific component is calculated. 【0041】つぎに、本願発明に係る製造方法により得られるバイオセンサについて、電極感度および電極表面の親水性について評価する。 Next, a biosensor obtained by the production method according to the present invention are evaluated for hydrophilicity of the electrode sensitivity and the electrode surface. 【0042】(電極感度の評価)電極感度は、バイオセンサからの応答電流に基づいて図9に示したようなCV The electrode sensitivity (Evaluation of electrode sensitivity), such as shown in FIG. 9 based on the response current from the biosensor CV
波形を測定し、そのときに応答電流値が正のピークPとなるピーク電流Ipおよびこれに対応するピーク電圧E Measuring the waveform, the peak voltage E response current value at that time corresponds to the positive peak current Ip and this becomes the peak P
pにより評価した。 It was evaluated by p. 【0043】評価用のバイオセンサの外観構成は、図1 The external configuration of the biosensor for evaluation, as shown in FIG. 1
ないし図3に示したものと概ね同様である。 Or it is substantially the same as that shown in FIG. 基板3の材料としては、E−22白PETアニール処理済み(東レ製)を用いた。 The material of the substrate 3, was used E-22 White PET annealing processed (produced by Toray). スペーサ2は、厚みD1を155μm、 The spacer 2, 155 .mu.m thickness D1,
スリット20の幅を1.2mmとした。 The width of the slit 20 was 1.2mm. カバー1は、厚みD2を100μmとした。 Cover 1 has a thickness D2 and 100 [mu] m. カバー1における流路21 Flow path 21 in the cover 1
を形成する面は、レシチン処理を施した。 Surface forming the can was subjected to lecithin treatment. 【0044】作用極31および対極32は、電極材料としてカーボンインキ(Electrodag 423S The working electrode 31 and counter electrode 32, carbon ink as an electrode material (Electrodag 423S
S:日本アチソン製)を用いてスクリーン印刷により導体部を形成した後に、導体部に真空紫外線を照射することにより形成した。 S: after forming the conductive portion by screen printing using a Japan Acheson) was formed by irradiating vacuum ultraviolet rays to the conductor portion. 【0045】真空紫外線照射は、エキシマ光照射装置(UER200−172:ウシオ電機(株)製)を用いて行った。 The vacuum ultraviolet ray irradiation, excimer light irradiation apparatus (UER200-172: manufactured by Ushio Inc., Ltd.) was used. なお、上記エキシマ光照射装置では、ピーク波長が172nm、半値幅14nmのエキシマ光が照射される。 In the above-described excimer light irradiation apparatus, the peak wavelength of 172 nm, excimer light of the half-value width 14nm is irradiated. 真空紫外線の照射条件は、線状光源と導体部との間の距離を1mm(図6参照)、導体部に対する放射発散度を8.5mW/cm 2とした。 Irradiation conditions of the vacuum ultraviolet rays (see FIG. 6) 1 mm distance between the linear light source and the conductor portion, the radiant emittance for the conductor portion was 8.5 mW / cm 2. 真空紫外線の照射は大気中で行った。 Irradiation of the vacuum ultraviolet rays were carried out in the atmosphere. 【0046】以上の条件のもとで、真空紫外線の照射時間を0秒、10秒、20秒、30秒、60秒、90秒、 [0046] Under the above conditions, the irradiation time of the VUV 0 seconds, 10 seconds, 20 seconds, 30 seconds, 60 seconds, 90 seconds,
150秒、180秒、210秒、240秒としてバイオセンサをそれぞれ3つずつ形成した。 150 seconds, 180 seconds, 210 seconds to form a biosensor triplicate respectively as 240 seconds. 【0047】CV波形は、Voltammetric [0047] CV waveform, Voltammetric
analyzer(BAS製)を用いて測定した。 It was measured by using the analyzer (manufactured by BAS). バイオセンサに供給する標準液としては、生理食塩水(0. As the standard solution to be supplied to the biosensor, saline (0.
9wt%NaOH)に対して、それぞれ25mMとなるようにフェリシアン化カリウムおよびフェロシアン化カリウムを溶解させたものを用いた。 Against 9 wt% NaOH), was used respectively dissolved potassium ferricyanide and potassium ferrocyanide so that 25 mM. 掃引速度は、100 Sweep rate, 100
mV/secとした。 It was mV / sec. 【0048】個々のバイオセンサから得られたCV波形に基づいて、各バイオセンサ毎にピーク電流Ipおよびピーク電圧Epを読み取った(図9参照)。 [0048] Based on the CV waveform obtained from individual biosensor, read the peak current Ip and peak voltage Ep for each biosensor (see FIG. 9). その結果を、真空紫外線の照射時間を横軸として図10に示した。 The results are shown in Figure 10 the irradiation time of the vacuum ultraviolet rays as the horizontal axis. 図10においては、同一照射時間の3つのサンプルについての平均値をプロットしてある。 In Figure 10 is plotted the average value for the three samples of the same irradiation time. 【0049】図10からわかるように、真空紫外線を照射しない場合(照射時間0秒)に比べて、真空紫外線を照射した場合のほうがピーク電流Ipが大きく、ピーク電圧Epが小さくなっている。 [0049] As can be seen from FIG. 10, when not irradiated with vacuum ultraviolet light as compared with (irradiation time 0 sec), a large peak current Ip is better when irradiated with vacuum ultraviolet rays, the peak voltage Ep is small. つまり、真空紫外線を照射した電極(作用極や対極)では、相対的に小さな印加電圧で相対的に大きな応答電流が得られることがわかる。 That is, in the electrode was irradiated with vacuum ultraviolet (working electrode and counter electrode), it can be seen that a relatively large response current can be obtained with a relatively small applied voltage. この結果は、電極(作用極31や対極32(図2参照))の感度が改善されていることを示している。 The results indicate that the sensitivity of the electrode (working electrode 31 and counter electrode 32 (see FIG. 2)) has been improved. このような効果を確実に享受するためには、図10からは真空紫外線の照射時間を60秒以上とすればよいことが伺える。 Such effect to ensure enjoy the irradiation time of the vacuum ultraviolet suggests that may be set to 60 seconds or more from FIG. ただし、照射時間を不当に長くしても、それに見合うだけの効果の上積みはないため、真空紫外線の照射時間を60〜180秒とするのが好ましいといえる。 However, unduly long irradiation time, because no top up the effect of commensurate therewith, it can be said that preferably the irradiation time of the vacuum ultraviolet rays and 60 to 180 seconds. 【0050】なお、いずれのバイオセンサにおいても、 [0050] It should be noted that, in any of the biosensor,
基板の劣化は見受けられなかった。 The deterioration of the substrate was not seen. このことは同時に、 This means that at the same time,
電極(作用極31や対極32(図2参照))の感度を高めるために、真空紫外線の照射という手段を不具合なく採用できることを示唆している。 To increase the sensitivity of the electrode (working electrode 31 and counter electrode 32 (see FIG. 2)), suggesting that may be employed without any inconvenience means that irradiation of the vacuum ultraviolet rays. 【0051】(親水性の評価)親水性は、接触角を測定することにより評価した。 [0051] (hydrophilic Evaluation) The hydrophilicity was evaluated by measuring the contact angle. 接触角は、電極のみを形成した基板に対して、電極表面に水滴を4μlたらし、JI The contact angle, with respect to the substrate formed with only an electrode, 4 [mu] l dropped water droplets on the electrode surface, JI
S R3257に準じて測定した。 It was measured according to S R3257. 接触角は、真空紫外線を照射した直後、3日後、12日後のそれぞれに測定した。 Contact angle immediately after the irradiation with vacuum ultraviolet rays, after 3 days, it was measured after each 12 days. 12日後のものについては、照射時間以外については、CV波形の測定と全く同様の条件のもとでバイオセンサの形態に加工し、電極表面の接触角を測定した。 For that after 12 days, except for the irradiation time is processed in the form of a biosensor under exactly the same conditions as the measurement of CV waveform, the contact angle was measured of the electrode surface.
その結果を横軸を照射時間として図11に示した。 The results are shown on the horizontal axis in FIG. 11 as the irradiation time. 真空紫外線の照射条件は、先に説明したCV波形の測定と同様とし、また同図には照射時間が同一の3つのサンプルについての平均値をプロットしてある。 Irradiation conditions of the vacuum ultraviolet rays, and the same manner as in the measurement of the CV waveform previously described, also are irradiation time in the figure plots the average value for the same three samples. 【0052】図11からわかるように、紫外線の照射直後に接触角を測定したものについては、真空紫外線を照射した場合には、真空紫外線を全く照射しない場合(照射時間0秒)に比べて接触角が著しく小さく、照射時間60秒以上で略一定値となっている。 [0052] As can be seen from Figure 11, the contact for which the contact angle was measured immediately after irradiation of ultraviolet rays, when irradiated with vacuum ultraviolet rays, as compared with the case where none irradiated with vacuum ultraviolet rays (0 seconds irradiation time) corners significantly smaller, has a substantially constant value in the irradiation time of 60 seconds or more. つまり、真空紫外線の照射によって親水性が大きくなることが伺える。 In other words, suggesting that hydrophilicity increases by irradiation with vacuum ultraviolet rays. そして、真空紫外線を照射してから3日または12日経過した場合には、接触角の増加が見られるものの、真空紫外線を照射しない場合に比べて接触角が小さくなっている。 When it is after 3 days or 12 days after irradiation with vacuum ultraviolet rays, although an increase in contact angle is observed, the contact angle as compared with the case of not irradiating vacuum ultraviolet rays is small. とくに、照射時間を60秒以上とした場合には、依然として接触角が小さく、この場合には、長期間にわたって高い親水性を維持できることが伺える。 In particular, when the irradiation time of 60 seconds or more, still contact angle is small, in this case, it suggests that it is possible to maintain high hydrophilicity over a long period of time. また、真空紫外線を照射してからバイオセンサの形態としたものについては、多少の接触角の増加が見受けられるものの接触角は小さいものとなっている。 As for those in the form of a biosensor from by irradiation with vacuum ultraviolet rays it has become a somewhat contact angle of which increase of the contact angle is found less. 【0053】このように、真空紫外線を照射することによって、電極(作用極31や対極32(図2参照))の親水性が高められ、それが長期間維持される。 [0053] Thus, by irradiating vacuum ultraviolet rays, hydrophilicity is enhanced electrode (working electrode 31 and counter electrode 32 (see FIG. 2)), it is maintained for a long period of time. このような効果を確実に享受するためには、図11からは真空紫外線の照射時間を60秒以上とすればよいことが伺える。 Such effect to ensure enjoy the irradiation time of the vacuum ultraviolet suggests that may be set to 60 seconds or more from FIG. ただし、照射時間が90秒を超えても、親水性の改善の程度の差はないため、実用的には照射時間を90秒以下とするのが好ましいといえる。 However, even beyond 90 seconds irradiation time, because there is no difference in the degree of improvement in hydrophilicity, practically it can be said that preferably the irradiation time less 90 seconds. また、バイオセンサに加工した後においても親水性の劣化がさほどないため、この点からも真空紫外線の照射という手段をバイオセンサの製造技術として有効に採用できることが示唆されている。 Moreover, since there is no less hydrophilic deterioration even after processing to the biosensor, it has been suggested that can effectively employ the means of irradiation of the vacuum ultraviolet rays as manufacturing technology of biosensors from this point. 【0054】 【発明の効果】以上に説明したように、真空紫外線を照射することにより、基板を劣化させることなく電極の感度を高めることができる。 [0054] As described above, according to the present invention, by irradiating vacuum ultraviolet rays, it is possible to increase the sensitivity of the electrode without degrading the substrate. また、電極にバインダ樹脂が含まれている場合には、電極表面の親水性を高めることができるため、目的通りに試薬層を形成することができる。 Also, if it contains the binder resin in the electrode, it is possible to increase the hydrophilicity of the electrode surface, it is possible to form the reagent layer as intended.

【図面の簡単な説明】 【図1】本願発明の適用対象となるバイオセンサの一例を示す全体斜視図である。 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is an overall perspective view showing an example of a biosensor as the application target of the present invention. 【図2】図1のバイオセンサの分解斜視図である。 2 is an exploded perspective view of the biosensor of FIG. 【図3】(a)は図1のIIIa―IIIa線に沿う断面図、 3 (a) is a sectional view taken along the line IIIa-IIIa in FIG. 1,
(b)は図1のIIIb―IIIb線に沿う断面図である。 (B) is a sectional view taken along line IIIb-IIIb of FIG. 【図4】導体部を形成した材料基板の斜視図である。 4 is a perspective view of a material substrate formed with the conductor portion. 【図5】スクリーン印刷の手法を説明するための斜視図および要部拡大図である。 5 is a perspective view and a fragmentary enlarged view for explaining a screen printing technique. 【図6】真空紫外線の照射作業を説明するための斜視断面図である。 6 is a perspective cross-sectional view for explaining an irradiation operations of the vacuum ultraviolet rays. 【図7】試薬層形成工程を説明するための斜視図である。 7 is a perspective view illustrating a reagent layer forming step. 【図8】バイオセンサの製造過程を説明するための斜視図である。 8 is a perspective view for explaining the manufacturing process of the biosensor. 【図9】CV波形の一例を示すグラフである。 9 is a graph showing an example of a CV waveform. 【図10】真空紫外線の照射時間とピーク電流およびピーク電圧との関係を示すグラフである。 10 is a graph showing the relationship between the irradiation time and the peak current and peak voltage of VUV. 【図11】真空紫外線の照射時間と接触角(親水性)との関係を示すグラフである。 11 is a graph showing the relationship between the irradiation time and the contact angle of the VUV (hydrophilic). 【符号の説明】 X バイオセンサ(濃度測定用センサ) 3 基板(バイオセンサの) 31 作用極(バイオセンサの電極) 32 対極(バイオセンサの電極) 33 試薬層(バイオセンサの) 4 材料基板41 導体部42 試薬層(材料基板の) 63 線状光源 [EXPLANATION OF SYMBOLS] X biosensor (concentration measuring sensor) 3 substrate (of a biosensor) 31 working electrode (of a biosensor electrode) 32 counter electrode (of a biosensor electrode) 33 reagent layer (of the biosensor) 4 material substrate 41 conductor section 42 reagent layer (material substrate) 63 linear light source

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl. 7識別記号 FI テーマコート゛(参考) G01N 27/30 353R ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (51) Int.Cl. 7 identification mark FI theme Court Bu (reference) G01N 27/30 353R

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 【請求項1】 基板上に形成された電極を利用して、試料液中の特定成分の濃度に相関するレベルの信号を出力する濃度測定用センサを製造する方法であって、 上記電極は、材料基板上に導体部を形成した後に、この導体部に波長が200nm以下である真空紫外線を照射することにより形成されることを特徴とする、濃度測定用センサの製造方法。 Utilizing Claims 1. A electrode formed on the substrate, there a method of manufacturing a sensor for concentration measurement for outputting a level signal which is correlated to the concentration of a specific component in the sample liquid Te, the electrode, after forming the conductive portion on the material substrate, the wavelength of this conductor part, characterized in that it is formed by irradiating a vacuum ultraviolet ray is 200nm or less, the production method of the concentration measuring sensor . 【請求項2】 上記導体部は、導体粉末、バインダ樹脂、および溶剤を含む電極材料を上記材料基板上に塗布した後に、それを乾燥させることにより形成される、請求項1に記載の濃度測定用センサの製造方法。 Wherein said conductor part, the conductor powder, a binder resin, and an electrode material containing a solvent after application to the material on the substrate, is formed by drying it, concentration measurement according to claim 1 manufacturing method of use sensor. 【請求項3】 上記濃度測定用センサは、上記試料液が供給される試薬層をさらに有しており、 上記試薬層は、酸化還元酵素、電子伝達物質、および溶剤を含む試薬層材料を、上記導体部に接触するようにして塗布した後に、それを乾燥させることにより形成される、請求項1または2に記載の濃度測定用センサの製造方法。 Wherein said concentration measuring sensor further has a reagent layer in which the sample solution is supplied, the reagent layer, oxidoreductase, an electron mediator, and the reagent layer material containing a solvent, after coating so as to contact with the conductor portion, it is formed by drying, method of manufacturing the concentration measuring sensor according to claim 1 or 2. 【請求項4】 上記真空紫外線の照射は光源を用いて行われ、 上記光源は、分光強度特性におけるピーク波長が120 Wherein irradiation of the vacuum ultraviolet rays is carried out using a light source, the light source has a peak wavelength in the spectral intensity characteristic 120
    〜200nm、ピーク波長の半値幅が10〜20nmの範囲にある真空紫外線を出射するように構成されている、請求項1ないし3のいずれかに記載の濃度測定用センサの製造方法。 To 200 nm, the half width of the peak wavelength is configured to emit the vacuum ultraviolet rays in the range of: 10 to 20 nm, a manufacturing method of the concentration measuring sensor according to any one of claims 1 to 3. 【請求項5】 上記導体部に対して放射発散度をとして8〜10mW/cm As the radiant emittance relative wherein said conductor portion 8~10mW / cm 2で真空紫外線を照射する、請求項1ないし4のいずれかに記載の濃度測定用センサの製造方法。 Irradiating vacuum ultraviolet rays in two, method of manufacturing the concentration measuring sensor according to any one of claims 1 to 4. 【請求項6】 上記真空紫外線の照射時間は、10〜2 6. irradiation time of the vacuum ultraviolet rays 10 to 2
    40秒である、請求項1ないし5のいずれかに記載の濃度測定用センサの製造方法。 40 seconds, the manufacturing method of the concentration measuring sensor according to any one of claims 1 to 5.
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