JP2009216516A - Biosensor chip and its manufacturing method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、チップの中空反応部に収容した試薬を用いて化学物質の測定や分析を行うバイオセンサチップおよびその製造方法に関する。 The present invention relates to a biosensor chip that measures and analyzes a chemical substance using a reagent contained in a hollow reaction part of the chip, and a manufacturing method thereof.
従来より、試料を採取して化学物質の測定や分析を行うバイオセンサチップが知られている(例えば特許文献1参照)。
このバイオセンサチップは、第1,第2の基板を積層し、その間に一対の導電性軌道が設けられる。導電性軌道はバイオセンサチップの一端で開口部によって露出し、穿刺された指等に押し付けることにより、試料を開口部内の試薬に導いて測定を行う。このバイオセンサチップは、例えば糖尿病患者など多くの人々の日常的な血糖値の監視に利用される。
Conventionally, a biosensor chip that collects a sample and measures and analyzes a chemical substance is known (see, for example, Patent Document 1).
In this biosensor chip, first and second substrates are stacked, and a pair of conductive tracks are provided between them. The conductive track is exposed through the opening at one end of the biosensor chip, and is pressed against the punctured finger or the like to guide the sample to the reagent in the opening to perform measurement. This biosensor chip is used for daily blood glucose level monitoring of many people such as diabetic patients.
また、例えば特許文献2に開示される血糖を検出するためのバイオセンサチップ(テストストリップ)を用いたシステムでは、バイオセンサチップに、グルコースオキシダーゼやメディエータなどの試薬及び電極を収容するサンプル室を有する。
使用者が血液サンプルをサンプル室に塗布すると、試薬はグルコースに反応し、測定器が電極に電圧を印可することでレドックス反応が生じる。測定器は、結果として生じる電流を測定し、この電流に基づく血糖値を算出する。
このようなシステムでは、日常的に血糖値を監視する必要があることから患者の負担を軽減するために、測定に必要な血液サンプルがごく少量で済むバイオセンサチップを用いることが望ましい。
Further, for example, in a system using a biosensor chip (test strip) for detecting blood glucose disclosed in
When the user applies a blood sample to the sample chamber, the reagent reacts with glucose, and a redox reaction occurs when the measuring instrument applies a voltage to the electrodes. The meter measures the resulting current and calculates a blood glucose level based on this current.
In such a system, since it is necessary to monitor the blood glucose level on a daily basis, it is desirable to use a biosensor chip that requires a very small amount of blood sample for measurement in order to reduce the burden on the patient.
上記の血糖を検出するためのシステムは、試薬が血液によって溶解されると、酵素反応が開始される結果、還元型の電子伝達体が蓄積され、その量が基質濃度、すなわち血液中のグルコース濃度に比例する。一定時間蓄積された還元型の電子伝達体は、電気化学反応により酸化され、測定器は、このとき測定される陽極電流からグルコース濃度(血糖値)を演算する。 In the above system for detecting blood sugar, when a reagent is dissolved by blood, an enzyme reaction is started, and as a result, a reduced electron carrier is accumulated, and its amount is a substrate concentration, that is, a glucose concentration in blood. Is proportional to The reduced electron carrier accumulated for a certain time is oxidized by an electrochemical reaction, and the measuring device calculates the glucose concentration (blood glucose level) from the anode current measured at this time.
ところで、自己管理の観点から近年、バイオセンサチップの一層の小型化、微小化が望まれている。これは、検査対象者の試料採取の負担を軽減するためであり、微量の試料で正確かつ迅速に検査結果を導き出すことが要求される。自己管理による血糖値の測定では、使用者自らが採血することから、採血時間が短く、かつ、採血量が少ないことが使用者の負担を軽減する。このような事情からバイオセンサチップにはより簡便かつ確実に測定を実現させたい要請がある。すなわち、酵素反応の高感度化、高速化、高精度化が望まれている。
本発明は上記状況に鑑みてなされたもので、高感度、高速、高精度な測定が可能となるバイオセンサチップおよびその製造方法を提供することにより、使用者の負担軽減を図ることを目的とする。
By the way, from the viewpoint of self-management, in recent years, further downsizing and miniaturization of biosensor chips are desired. This is in order to reduce the burden of sampling of the subject to be inspected, and it is required to derive the inspection result accurately and quickly with a small amount of sample. In the blood glucose level measurement by self-management, the user himself / herself collects blood, so that the blood collection time is short and the blood collection amount is small, the burden on the user is reduced. Under such circumstances, there is a demand for a biosensor chip to realize measurement more easily and reliably. That is, high sensitivity, high speed, and high accuracy of the enzyme reaction are desired.
The present invention has been made in view of the above circumstances, and aims to reduce the burden on the user by providing a biosensor chip capable of high-sensitivity, high-speed, and high-accuracy measurement and a manufacturing method thereof. To do.
本発明に係る上記目的は、下記構成により達成される。
(1) 互いに対向する2枚の基板と、前記2枚の基板間に挟装されるスペーサ層と、前記2枚の基板の少なくとも一方の基板におけるスペーサ層側の表面に設けられた複数の検知用電極と、前記2枚の基板および前記スペーサ層により形成される中空反応部と、前記中空反応部における前記検知用電極の近傍に設けられる試薬と、前記中空反応部に試料を導入する試料採取口と、
を有するバイオセンサチップであって、
少なくとも前記中空反応部における前記検知用電極上および前記検知用電極同士間に金ナノ粒子を配置したことを特徴とするバイオセンサチップ。
The above object of the present invention is achieved by the following configuration.
(1) Two substrates facing each other, a spacer layer sandwiched between the two substrates, and a plurality of detections provided on the surface of at least one of the two substrates on the spacer layer side Electrode, a hollow reaction portion formed by the two substrates and the spacer layer, a reagent provided in the hollow reaction portion in the vicinity of the detection electrode, and sample collection for introducing a sample into the hollow reaction portion Mouth,
A biosensor chip having
A biosensor chip comprising gold nanoparticles arranged on at least the detection electrode and between the detection electrodes in the hollow reaction part.
上記構成のバイオセンサチップによれば、金ナノ粒子の高比表面積と高導電性、酸化物の接合界面に酸素を活性化する領域が新たに生成されるという触媒機能などの特性を利用し、酵素反応により発生する電流信号が増幅可能となり、電気化学反応において高い電流値が得られるようになる。 According to the biosensor chip of the above configuration, utilizing the characteristics such as a high specific surface area and high conductivity of the gold nanoparticles, a catalytic function that a region for activating oxygen is newly generated at the oxide interface, The current signal generated by the enzyme reaction can be amplified, and a high current value can be obtained in the electrochemical reaction.
(2) 前記金ナノ粒子の粒径が2〜30nmであることを特徴とする(1)のバイオセンサチップ。 (2) The biosensor chip according to (1), wherein the gold nanoparticles have a particle size of 2 to 30 nm.
このような構成のバイオセンサチップによれば、粒径2nmの金ナノ粒子を略最大にして、粒径2〜30nmの範囲で触媒機能が顕著に活性化され、酵素反応により発生する電流信号の増幅がより効果的に可能となる。 According to the biosensor chip having such a configuration, the gold nanoparticle having a particle diameter of 2 nm is substantially maximized, the catalytic function is remarkably activated in the particle diameter range of 2 to 30 nm, and the current signal generated by the enzyme reaction Amplification becomes possible more effectively.
(3) 前記試薬が、酸化酵素としてのグルコースオキシダーゼおよびメディエータとしてのフェリシアン化カリウムを含むことを特徴とする(1)又は(2)のバイオセンサチップ。 (3) The biosensor chip according to (1) or (2), wherein the reagent contains glucose oxidase as an oxidase and potassium ferricyanide as a mediator.
このような構成のバイオセンサチップによれば、血液が試料として測定される際、血液が検知用電極に到達すると、検知用電極上のグルコースオキシダーゼとフェリシアン化カリウムが溶解して、血液中のグルコースと反応する酵素反応が開始される。この際に発生する酵素反応によって電流信号が金ナノ粒子の触媒機能により増幅可能となる。 According to the biosensor chip having such a configuration, when blood is measured as a sample, when the blood reaches the detection electrode, glucose oxidase and potassium ferricyanide on the detection electrode are dissolved, and glucose in the blood is dissolved. The reacting enzyme reaction is started. The current signal can be amplified by the catalytic function of the gold nanoparticles by the enzyme reaction generated at this time.
(4) (1)〜(3)のいずれかに記載のバイオセンサチップの製造方法であって、
少なくとも前記中空反応部における前記検知用電極上および前記検知用電極同士間に、金ナノ粒子溶液を配置する工程を含み、
前記金ナノ粒子溶液は、粒径2〜30nmの前記金ナノ粒子を0.17〜0.3μg/μL含むことを特徴とするバイオセンサチップの製造方法。
(4) The biosensor chip manufacturing method according to any one of (1) to (3),
Including a step of disposing a gold nanoparticle solution on at least the detection electrode in the hollow reaction part and between the detection electrodes,
The method for producing a biosensor chip, wherein the gold nanoparticle solution contains 0.17 to 0.3 μg / μL of the gold nanoparticles having a particle size of 2 to 30 nm.
このようなバイオセンサチップの製造方法によれば、配置される金ナノ粒子溶液中における金ナノ粒子の粒径が2〜30nmであることにより、触媒機能が顕著に活性化される。また、配置する金ナノ粒子溶液が、粒径2〜30nmの金ナノ粒子を0.17〜0.3μg/μL含むことで、バイオセンサチップは一定の安定した電流値を得ることができる。 According to such a method for manufacturing a biosensor chip, the catalytic function is remarkably activated when the particle size of the gold nanoparticles in the arranged gold nanoparticle solution is 2 to 30 nm. Moreover, the gold | metal nanoparticle solution to arrange | position contains 0.17-0.3 microgram / microliter of gold nanoparticles with a particle size of 2-30 nm, and a biosensor chip can obtain a fixed stable electric current value.
本発明に係るバイオセンサチップおよびその製造方法によれば、少なくとも中空反応部における検知用電極上および検知用電極同士間に金ナノ粒子を配置したので、金ナノ粒子の高比表面積と高導電性という特性を利用し、酵素反応により発生する電流信号を増幅して、電気化学反応において高い電流値を得ることができる。
この結果、高感度、高速、高精度な測定が可能となり、使用者の負担を軽減することができる。
According to the biosensor chip and the method for manufacturing the same according to the present invention, the gold nanoparticle is disposed on the detection electrode and between the detection electrodes in at least the hollow reaction part. The current signal generated by the enzyme reaction can be amplified by using the characteristic, and a high current value can be obtained in the electrochemical reaction.
As a result, high-sensitivity, high-speed and high-precision measurement is possible, and the burden on the user can be reduced.
以下、本発明に係るバイオセンサチップおよびその製造方法の好適な実施形態を図面を参照して説明する。
図1(A)は本発明の実施形態に係るバイオセンサチップを示す平面図、図1(B)は図1(A)の側面図、図1(C)は図1(A)の正面図、図2は図1に示したバイオセンサチップの要部拡大平面図である。
Hereinafter, preferred embodiments of a biosensor chip and a manufacturing method thereof according to the present invention will be described with reference to the drawings.
1A is a plan view showing a biosensor chip according to an embodiment of the present invention, FIG. 1B is a side view of FIG. 1A, and FIG. 1C is a front view of FIG. 2 is an enlarged plan view of a main part of the biosensor chip shown in FIG.
本実施形態に係るバイオセンサチップ10は、図1に示すように、試料採取口11aを先端に開口して有する。試料採取口11aは、バイオセンサチップ10の先端に設けられているので、試料を採取しやすい。また、バイオセンサチップ10は、この試料採取口11aに連通して検知用電極12a,12bおよび試薬13を有する中空反応部11を有し、さらに、中空反応部11と外部とを連通する空気導通路14を有している。試料採取口11aから採取された試料は、中空反応部11に流れ込み、試薬13と反応する。
As shown in FIG. 1, the
バイオセンサチップ10は、下基板21と上基板22との間にスペーサ層26を挟装した積層構造を有している。
上下基板21,22およびスペーサ層26の材質としては、絶縁性材料のフィルムが選ばれ、絶縁性材料としては、セラミックス、ガラス、紙、生分解性材料(例えば、ポリ乳酸微生物生産ポリエステル等)、ポリ塩化ビニル、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリカーボネート、アクリル樹脂、ポリブチレンテレフタレート、ポリエチレンテレフタレート(PET)等の熱可塑性樹脂、エポキシ樹脂等の熱硬化樹脂、UV硬化樹脂等のプラスチック材料を例示することができる。機械的強度、柔軟性、およびチップの作製や加工の容易さ等から、ポリエチレンテレフタレート等のプラスチック材料が好ましい。代表的なPET樹脂としては、メリネックスやテトロン(以上、商品名、帝人デュポンフィルム株式会社製)、ルミラー(商品名、東レ株式会社製)等が挙げられる。
The
As the material of the upper and
バイオセンサチップ10の先端部は幅細状に形成されており、内部にはスペーサ層26を切り欠いて中空反応部11が形成されている。この中空反応部11の先端が、試料採取口11aとなっている。
下基板21の上面には、一対の検知用電極12a,12bが設けられている。これら検知用電極12a,12bは、バイオセンサチップ10の先端部において互いに接近する側へ屈曲して、中空反応部11において所定間隔で対向している。そして、中空反応部11において対向している検知用電極12a,12bの間あるいは近傍には、試料と反応する試薬13が設けられている。
The tip of the
A pair of
試薬13の例としては、グルコースオキシダーゼ(GOD)やグリコースデヒドロゲナーゼ(GDH)、コレステロールオキシダーゼ、ウリガーゼ等の酵素と、フェリシアン化カリウム、フェロセン、ベンゾキノン等の電子受容体が挙げられる。また、検体の採血負担を考慮すると、中空反応部25の容積は1μL(マイクロリットル)以下が好ましく、特に300nL(ナノリットル)以下であることが好ましい。このような微小な中空反応部25であると、チップ本体21の直径は小さくても検体の充分な血液量が採取可能となる。
Examples of the
バイオセンサチップ10の後端部においては、上基板22およびスペーサ層26から下基板21が突出しており、下基板21の上面には検知用電極12a,12bの後端部が上面に露出している。本発明において、スペーサ層26は、後述の絶縁層と粘着層から成る。
At the rear end portion of the
更に、中空反応部11の後端部には空気導通路14が設けられ、空気導通路14は中空反応部11と外部とを連通する。
空気導通路14は、バイオセンサチップ10を左右に横切って貫通するように、空気導通路14と中空反応部11を合わせた形状が、T字状になるように設けられている。空気導通路14の空気孔開口部18は、バイオセンサチップの両側面に設けられている。
中空反応部11が、空気導通路14を介して空気孔開口部18で開放されることで、試料採取口11aから試料が中空反応部11へ流れ込むときの内部空気の排出作用により、試料の導入が良好となる。また、空気孔開口部18に真空ポンプ等の吸引手段により負圧を作用させれば、負圧が空気導通路14を介して中空反応部11に作用して試料の吸引効果が得られるので、これによって試料の導入が更に良好となる。
Further, an
The
Since the
次に、図2を参照して本実施形態での中空反応部11および検知用電極12a,12bのより具体的な構造を説明する。
一方の基板である下基板21の先端部は凸状に湾曲し、その突出先端に試料採取口11aが開口される。試料採取口11aは、その後方の中空反応部11に連通している。それぞれの検知用電極12a,12bは、平行に形成され、中空反応部11にて相互に近接する方向で略直角に折曲されて、所定間隔を有して対向配置される。
Next, a more specific structure of the
The tip of the
中空反応部11における検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間には、金ナノ粒子15が配置されている。金ナノ粒子15は、粒径がナノスケールになることにより強度、導電性および熱伝導能力などの特性が大幅に向上する。また、酸素を活性化する触媒機能も大幅に向上する。これにより電気化学反応のプロセスにおいて、バイオセンサチップ10の出力信号を増幅するのに役立ち、ひいてはバイオセンサチップ10の検出速度、精度および感度の向上につながる。
金ナノ粒子15が配置される検知用電極12a,12bの材質は、金、白金、パラジウム、グラファイトおよびカーボンブラック等から選択することができる。検知用電極12a,12bの構造は、平板電極や針電極(中実または中空)のいずれであってもかまわない。クリーンな表面を得るべく検知用電極12a,12bの表面は、酸、アルカリ、物理的研磨または超音波で処理されてもよい。
The material of the
試薬13は、酸化酵素としてのグルコースオキシダーゼおよびメディエータとしてのフェリシアン化カリウムを含む。試料である血液が検知用電極12a,12bに到達すると、検知用電極12a,12b上のグルコースオキシダーゼとフェリシアン化カリウムが溶解して、血液中のグルコースと反応する酵素反応が開始される。
The
すなわち、血液が毛細管現象により、試料採取口11aを介して中空反応部11の中に吸引され、検知用電極12a,12bに到達すると、検知用電極12a,12b上のグルコースオキシダーゼとフェリシアン化カリウムが溶解して、血液中のグルコースと反応する。つまり、酵素反応が開始される。グルコースは、検知用電極12a,12b上のグルコースオキシダーゼによってグルコン酸に変えられるが、同時に電子伝達体(メディエータ)であるフェリシアンイオンに電子を与えて、フェロシアンイオンに変換する。その量は、基質濃度、すなわち血液中のグルコース濃度に比例する。
That is, when blood is sucked into the
ここで検知用電極12a,12bに一定電圧が印加されると、生じたフェロシアンイオンは作用極に電子(e-)を与え、フェリシアンイオンに戻る。一方、対極では水素イオン(H+)が電子を受け取り、酸素(O2)と共に水(H2O)を生成する。この時グルコース濃度に応じて生じた陽極電流の量を計り血糖値を求めることができる。この際に発生する酵素反応による電流信号が金ナノ粒子15の触媒機能により増幅されることとなる。
Here, when a constant voltage is applied to the
このように、本実施形態に係るバイオセンサチップ10では、金ナノ粒子15の高比表面積と高導電性、酸化物の接合界面に酸素を活性化する領域が新たに生成されるという触媒機能などの特性を利用し、酵素反応により発生する電流信号が増幅可能となり、電気化学反応において高い電流値が得られるようになる。
As described above, in the
したがって、バイオセンサチップ10によれば、中空反応部11における検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間に金ナノ粒子15を配置したので、金ナノ粒子15の高比表面積と高導電性という特性を利用し、酵素反応により発生する電流信号を増幅して、電気化学反応において高い電流値を得ることができる。この結果、高感度、高速、高精度な測定が可能となり、使用者の負担を軽減することができる。
Therefore, according to the
次に、上記バイオセンサチップ10の製造方法について説明する。
図3はバイオセンサチップの製造方法において金ナノ粒子を配置する工程を(a)〜(d)で示す模式図である。
Next, a method for manufacturing the
FIG. 3 is a schematic diagram showing steps (a) to (d) for arranging gold nanoparticles in the method of manufacturing a biosensor chip.
本実施形態に係るバイオセンサチップ10の製造方法では、図3に示すように、中空反応部11における検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間のみを除いた部分をマスクMにて処理する。マスク処理されていない検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間のみに金ナノ粒子溶液AuLを滴下する。金ナノ粒子溶液AuLの滴下後、所定時間の乾燥工程を経て金ナノ粒子溶液AuLを固化し、検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間に金ナノ粒子15を配置する。
In the manufacturing method of the
金ナノ粒子15を固定した後、試薬13が固定される。なお、固定した金ナノ粒子15は、水洗い処理されてもよい。これにより、水洗い処理した金ナノ粒子15上に試薬(酵素)13を安定化させることができ、保管安定性を高めることができる。
After the
なお、上記実施形態においては、検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間に金ナノ粒子15を配置した後、その上に試薬13を配置したが、予め調整した試薬13と金ナノ粒子15との混合溶液を検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間に配置しても良い。
また、上記実施形態においては、金ナノ粒子15を検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間に配置する為、試薬13と金ナノ粒子15との混合溶液や、金ナノ粒子溶液AuL等を滴下した後、乾燥して固化させたが、これら混合溶液や金ナノ粒子溶液AuL等を塗布した後、乾燥して固化させても良い。
In the above embodiment, the
In the above embodiment, since the
(実施例1)
中空反応部11におけるカーボン製の検知用電極12a,12b上および検知用電極12a,12b同士間に金ナノ粒子を配置したものと、金ナノ粒子を配置しないものとを用いて、グルコース濃度と電流値との相関を調べた。結果を図4に示す。
Example 1
Glucose concentration and current were measured using carbon nanoparticles on the
尚、図2に示した検知用電極12a,12bの所定間隔d=0.41mm、検知用電極12a,12bの長さ12L=1.4mm、幅12aw=0.58mm、幅12bw=0.45mmで反応部を形成した。また、金ナノ粒子は、保護材K2CO3、還元材NaBH4を用いて2nmの粒径の金ナノ粒子を作製した。また、試薬には、グルコースオキシダーゼとフェリシアン化カリウムを用い、金ナノ粒子を配置したものと金ナノ粒子を配置しないものにおいて、反応部に滴下したグルコース溶液の各グルコース濃度に対する電流値を測定した。
Note that the predetermined distance d = 0.41 mm between the
図4に示したグルコース濃度と電流値との相関を表したグラフから明らかなように、2nmの金ナノ粒子を配置しても良好な直線性を維持し、配置しないものに比べ、約3倍の電流値となった。 As is clear from the graph showing the correlation between the glucose concentration and the current value shown in FIG. 4, good linearity is maintained even when 2 nm gold nanoparticles are arranged, and about 3 times as compared with those not arranged. Current value.
(実施例2)
実施例1と同様に反応部を形成し、カーボン製の検知用電極12a,12b上および電極間に制限せずに(全面的に)金ナノ粒子溶液AuLの滴下量を変えて30nmの金ナノ粒子を配置した。反応部にグルコース濃度5mMのグルコース溶液を滴下した後、60秒後の電流値をプロットし、金ナノ粒子量と電流値との相関を調べた。結果を図5に示す。
(Example 2)
A reaction part was formed in the same manner as in Example 1, and the amount of gold nanoparticle solution AuL was changed (entirely) on the
図5の金ナノ粒子量と電流値との相関を表したグラフから明らかなように、反応部に配置した金ナノ粒子の量に依存して電流値が上昇した。即ち、滴下される金ナノ粒子溶液中における粒径が2〜30nmの金ナノ粒子により、触媒機能が顕著に活性化された。
また、金ナノ粒子の量が0.8652μg以上では、電流値が略一定となった。そこで、滴下される金ナノ粒子溶液中における金ナノ粒子の量に依存して電流値が上昇し、その後略一定となる上記特性により、当該一定の安定した電流値を得るための必要最小限の金ナノ粒子濃度が知見できた。
As apparent from the graph showing the correlation between the amount of gold nanoparticles and the current value in FIG. 5, the current value increased depending on the amount of gold nanoparticles arranged in the reaction part. That is, the catalytic function was remarkably activated by the gold nanoparticles having a particle size of 2 to 30 nm in the dropped gold nanoparticle solution.
In addition, when the amount of gold nanoparticles was 0.8652 μg or more, the current value was substantially constant. Therefore, the current value increases depending on the amount of gold nanoparticles in the dropped gold nanoparticle solution, and then becomes substantially constant, so that the minimum necessary amount to obtain the constant stable current value is obtained. The gold nanoparticle concentration was found.
即ち、滴下する金ナノ粒子溶液AuLが、粒径2〜30nmの金ナノ粒子を0.17μg/μL以上含むことで、バイオセンサチップは一定の安定した電流値を得ることができる。但し、金ナノ粒子溶液AuL中に粒径2〜30nmの金ナノ粒子が0.3μg/μLより多く含まれると、凝集が起こり易くなり、溶液の変質や塗布装置の詰まり等の問題が起こり易くなる。
そこで、溶液安定性を考慮しながら安定した電流値を得る為には、粒径2〜30nmの金ナノ粒子を0.17〜0.3μg/μL含むことが好ましい。
That is, when the dropped gold nanoparticle solution AuL contains 0.17 μg / μL or more of gold nanoparticles having a particle size of 2 to 30 nm, the biosensor chip can obtain a constant and stable current value. However, if the gold nanoparticle solution AuL contains more than 0.3 μg / μL of gold nanoparticles having a particle size of 2 to 30 nm, aggregation is likely to occur, and problems such as solution deterioration and clogging of the coating apparatus are likely to occur. Become.
Therefore, in order to obtain a stable current value in consideration of the solution stability, it is preferable to contain 0.17 to 0.3 μg / μL of gold nanoparticles having a particle size of 2 to 30 nm.
また、図5のグラフから明らかなように、滴下や塗布により検知用電極12a,12b上および電極間に配置される金ナノ粒子の量は、0.8〜2μgの範囲で電流値増大効果が最大となっている。
そこで、本実施例のバイオセンサチップ10のセンサ構造(電極サイズ及び反応部サイズ)においては、金ナノ粒子溶液AuLの最適量は、0.8〜2μgである。
Further, as is apparent from the graph of FIG. 5, the amount of gold nanoparticles disposed on and between the
Therefore, in the sensor structure (electrode size and reaction part size) of the
(実施例3)
実施例1と同様に反応部を形成し、粒径が2nm,12nm,30nmの金ナノ粒子を0.8625μgずつ配置したそれぞれの反応部に、グルコース濃度10mMのグルコース溶液を滴下した後、電流値を測定して金ナノ粒子の粒径と電流値との相関を調べた。
図6の金ナノ粒子の粒径と電流値との相関を表したグラフから明らかなように、金ナノ粒子を配置したものでは、金ナノ粒子がないものに比べ高い電流値を得ることができた。特に、2nmの粒径の金ナノ粒子では、金ナノ粒子がないものに比べ、電流値が3.5倍となった。
(Example 3)
A reaction part was formed in the same manner as in Example 1, and a glucose solution with a glucose concentration of 10 mM was dropped into each reaction part in which 0.8625 μg of gold nanoparticles having particle sizes of 2 nm, 12 nm, and 30 nm were arranged, and then the current value The correlation between the particle size of gold nanoparticles and the current value was examined.
As is clear from the graph showing the correlation between the particle size of the gold nanoparticles and the current value in FIG. 6, it is possible to obtain a higher current value when the gold nanoparticles are arranged than when the gold nanoparticles are not provided. It was. In particular, the gold nanoparticle having a particle diameter of 2 nm has a current value of 3.5 times that of the gold nanoparticle without the gold nanoparticle.
このことから、粒径が2nmの金ナノ粒子を略最大にして、粒径2〜30nmの範囲で触媒機能が顕著に活性化され、酵素反応により発生する電流信号の増幅がより効果的に可能となることが知見できた。
即ち、金ナノ粒子の粒径は2〜30nmとすることで、バイオセンサチップは高い電流値を得ることができる。
From this, the gold nanoparticles with a particle size of 2 nm are substantially maximized, the catalytic function is remarkably activated in the particle size range of 2 to 30 nm, and the current signal generated by the enzyme reaction can be amplified more effectively. It was found that
That is, when the particle size of the gold nanoparticle is 2 to 30 nm, the biosensor chip can obtain a high current value.
(実施例4)
実施例1と同様に反応部を形成し、カーボン製の検知用電極12a,12b上および電極間に、粒径が2nmの金ナノ粒子を0.173μg含む金ナノ粒子溶液AuLを塗布して真空乾燥させた後、試薬(グルコースオキシダーゼ及びフェリシアン化カリウム)を0.3μL塗布して真空乾燥させた試料1と、試薬のみを配置して金ナノ粒子を配置しない試料2とを用いて、それぞれの反応部にグルコース濃度100mg/dLのグルコース溶液を滴下した際の応答電流値を測定した。結果を図7に示す。
また、3.9μLの前記金ナノ粒子溶液AuLと0.3μLの前記試薬との混合溶液を検知用電極12a,12b上および電極間に塗布して真空乾燥させた試料3と、試薬のみを配置して金ナノ粒子を配置しない試料4とを用いて、それぞれの反応部にグルコース濃度100mg/dLのグルコース溶液を滴下した際の応答電流値を測定した。結果を図8に示す。
Example 4
In the same manner as in Example 1, a reaction part was formed, and a gold nanoparticle solution AuL containing 0.173 μg of gold nanoparticles having a particle diameter of 2 nm was applied on the
In addition, a sample 3 in which a mixed solution of 3.9 μL of the gold nanoparticle solution AuL and 0.3 μL of the reagent is applied on and between the
図7に示した電流値の応答曲線のグラフから明らかなように、先に金ナノ粒子溶液AuLを塗布して真空乾燥させた後、試薬を塗布して真空乾燥させた試料1では、金ナノ粒子がない試料2に比べ、ピーク電流値が約2.19倍となった。
また、図8に示した電流値の応答曲線のグラフから明らかなように、予め調整した金ナノ粒子溶液AuLと試薬との混合溶液を塗布して真空乾燥させた試料3では、金ナノ粒子がない試料4に比べ、ピーク電流値が約1.67倍となった。
As is clear from the graph of the response curve of the current value shown in FIG. 7, in the
Further, as is apparent from the graph of the response curve of the current value shown in FIG. 8, in the sample 3 in which the mixed solution of the gold nanoparticle solution AuL and the reagent prepared in advance was applied and vacuum dried, The peak current value was about 1.67 times that of Sample 4 without.
(実施例5)
実施例1と同様に反応部を形成し、カーボン製の検知用電極12a,12b上および電極間に、粒径が2nmの金ナノ粒子を0.69μg含む金ナノ粒子溶液AuLを塗布して真空乾燥させた後、更に試薬(グルコースオキシダーゼ及びフェリシアン化カリウム)を0.3μL塗布して真空乾燥させたものと、金ナノ粒子を配置しないものとを用いて、環境温度を25℃,30℃,35℃に変動させながらそれぞれの反応部にグルコース濃度10mMのグルコース溶液を滴下し、各環境温度における電流値を測定した。結果を表1に示す。
(Example 5)
In the same manner as in Example 1, a reaction part was formed, and a gold nanoparticle solution AuL containing 0.69 μg of gold nanoparticles having a particle size of 2 nm was applied on and between the
表1から明らかなように、金ナノ粒子を配置した方が、35℃と25℃の電流値の比が小さくなっており、環境温度が変動した時の温度依存性が低減されることが知見できた。 As is clear from Table 1, it is found that the arrangement of gold nanoparticles has a smaller current ratio between 35 ° C. and 25 ° C., and the temperature dependency when the environmental temperature fluctuates is reduced. did it.
更に、高温の方が高濃度域における電流値の直線性が良いので、金ナノ粒子を配置すると高温で測定した時に高濃度域の直線性が改善される。 Furthermore, since the linearity of the current value in the high concentration region is better at a high temperature, the linearity in the high concentration region is improved when the gold nanoparticles are arranged when measured at a high temperature.
10…バイオセンサチップ
11…中空反応部
11a…試料採取口
12a,12b…検知用電極
13…試薬
14…空気導通路
15…金ナノ粒子
18…空気孔開口部
21…下基板(基板)
22…上基板(基板)
23…絶縁層
25…粘着層
26…スペーサ層
AuL…金ナノ粒子溶液
DESCRIPTION OF
22 ... Upper substrate (substrate)
23 ... Insulating
Claims (4)
を有するバイオセンサチップであって、
少なくとも前記中空反応部内における前記検知用電極上および前記検知用電極同士間に金ナノ粒子を配置したことを特徴とするバイオセンサチップ。 Two substrates facing each other, a spacer layer sandwiched between the two substrates, and a plurality of detection electrodes provided on the surface of the spacer layer side of at least one of the two substrates A hollow reaction part formed by the two substrates and the spacer layer; a reagent provided in the vicinity of the detection electrode in the hollow reaction part; a sample collection port for introducing a sample into the hollow reaction part;
A biosensor chip having
A biosensor chip comprising gold nanoparticles arranged on at least the detection electrode and between the detection electrodes in the hollow reaction part.
少なくとも前記中空反応部における前記検知用電極上および前記検知用電極同士間に、金ナノ粒子溶液を配置する工程を含み、
前記金ナノ粒子溶液は、粒径2〜30nmの前記金ナノ粒子を0.17〜0.3μg/μL含むことを特徴とするバイオセンサチップの製造方法。 It is a manufacturing method of the biosensor chip according to any one of claims 1 to 3,
Including a step of disposing a gold nanoparticle solution on at least the detection electrode in the hollow reaction part and between the detection electrodes,
The method for producing a biosensor chip, wherein the gold nanoparticle solution contains 0.17 to 0.3 μg / μL of the gold nanoparticles having a particle size of 2 to 30 nm.
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