JP2018031740A - 電極およびバイオセンサ - Google Patents

Abstract

【課題】微量または低濃度のサンプルでも、測定可能な電極および当該電極を有するバイオセンサを提供する。【解決手段】本発明の一実施形態に係る電極は、電解質溶液に酸化還元反応を起こさせる酸化電極および還元電極の少なくとも一方として用いられる電極であって、少なくとも突出部または窪み部を表面に有する絶縁性の基板と、電解質溶液と接触するための接触領域を有し、前記基板の前記表面の少なくとも一部を覆うように形成された導電性の電極部と、を備え、前記基板の前記表面を上にした状態において、前記電極部の最上面は、前記突出部または前記窪み部により、前記基板の最上面よりも低い位置にあり、前記接触領域の上方には、上方が開放された空間が存在し、酸化電極および還元電極の一方として用いられる際に、前記接触領域が、他方として用いられる他の電極と、前記空間を介して対向することを特徴とする。【選択図】図１

Description

本発明は、電極およびバイオセンサに関する。

近年、病理診断による病気の早期発見等を目的とした、簡易で高感度なセンサの開発が盛んに行われており、特にバイオセンサが注目を浴びている。バイオセンサは、生体に関連する物質が有する分子識別機能を利用して、対象物質の測定等を行うセンサである。例えば、分子識別機能による化学反応の結果、電解質溶液や電極表面の電気的性質が変化する場合、バイオセンサは、当該変化に基づき、測定を行うことができる。

電気化学測定に基づくバイオセンサでは，測定を簡易で高感度とするために、バイオセンサに備えられる電極形状が非常に重要である。特に電気化学インピーダンス法を用いるバイオセンサの電極には、櫛形電極が用いられることが一般的である。櫛形電極は、光リソグラフィー技術により絶縁基板上に設けられた微小な電極である。

図１は、櫛形電極を説明する図である。図１に示すように、櫛形電極１は、少なくとも、陽極（酸化電極）となる電極部と、陰極（還元電極）となる電極部と、を有する。当該２つの電極部は櫛のような形状であり、根部分１１と、根部分１１から突出した複数の歯１２とを有する。また、図１に示すように、陽極の歯１２と、陰極の歯１２とは、噛み合わせたように配置される。隣り合う陽極の歯１２と陰極の歯１２との一般的な距離は、５０μｍ程度である。

櫛形電極は、陽極の歯と陰極の歯との距離が近く、また実効的な表面積が大きい。これにより、櫛形電極に電圧が印加された場合に溶液中で引き起こされる酸化還元サイクルの速度は、一般的な平板電極の場合よりも速い。ゆえに、櫛形電極は、薄くて幅が狭くとも、応答速度、Ｓ／Ｎ比、および感度の点で優れており、微量または低濃度のサンプルでも測定を行うことができるとされている。

特許第５５６８４６６号公報

しかし、櫛形電極を用いたバイオセンサの精度は不安定である。本発明者らが電解質溶液中の櫛形電極による電流密度を解析したところ、櫛形電極から流れる電流は、歯のエッジ部分に過度に集中していることが判明した。図２は、櫛形電極による電流密度を解析した図である。図２の点線内に示された黒い部分が電極の歯１２から出ている電流である。黒い程、電流密度が高いことを示す。図２に示すように、歯１２のエッジ部分から電流が出ており、歯１２の中央部分からは電流がほとんど出ていない。

すなわち、櫛形電極を用いた測定では、電極の形成時に乱れや欠陥が最も入りやすいエッジ部分にて測定が行われており、最も安定な表面である歯の中央部分によるセンシング特性への寄与がほとんどない。このことなどから、個々の櫛形電極の精度にばらつきが生じることが多々あると考えられる。

本発明は、櫛形電極の精度の不安定さを解消し、かつ櫛形電極のように微量または低濃度のサンプルでも、測定を行うことができる新しい電極、および当該電極を有するバイオセンサを提供する。

本発明の一実施形態に係る電極は、電解質溶液に酸化還元反応を起こさせる酸化電極および還元電極の少なくとも一方として用いられる電極であって、少なくとも突出部または窪み部を表面に有する絶縁性の基板と、電解質溶液と接触するための接触領域を有し、前記基板の前記表面の少なくとも一部を覆うように形成された導電性の電極部と、を備え、前記基板の前記表面を上にした状態において、前記電極部の最上面は、前記突出部または前記窪み部により、前記基板の最上面よりも低い位置にあり、前記接触領域の上方には、上方が開放された空間が存在し、酸化電極および還元電極の一方として用いられる際に、前記接触領域が、他方として用いられる他の電極と、前記空間を介して対向することを特徴とする。

本発明の実施形態によれば、安定した精度を持ち、かつ、櫛形電極のように、微量または低濃度のサンプルでも、電気化学測定を行うことが可能な電極を提供することができる。

櫛形電極を説明する図。 櫛形電極による電流密度を解析した図。 第１の実施形態に係る電極の第１の例を示す図。 電極部を説明する図。 第１の実施形態に係る電極の第１の例の端面図。 測定時の電極を説明する図。 サイクリックボルタメントリー（ＣＶ）測定によるＣＶ曲線を示す図。 第１の実施形態に係る電極の第２の例を示す図。 第２の実施形態に係る電極の一例を示す図。 第２の実施形態に係る電極の一例の断面図。 第３の実施形態に係る電極の一例を示す図。 第４の実施形態に係る電極の一例を示す図。 免疫グロブリンに対する、ＰｒｏｔｅｉｎＧおよびＰｒｏｔｅｉｎＡの結合性を示す図。 第５の実施形態に係るバイオセンサの測定原理を説明する図。 ＰｒｏｔｅｉｎＧの結合方法を説明する図。 等価回路の一例を示す図。 ナイキスト線図の一例を示す図。 第５の実施形態に係るバイオセンサ用の電極を用いた測定実験を説明する図。 測定されたインピーダンスによるナイキスト線図。 第５の実施形態に係るバイオセンサのＩｇＧ溶液に対する検量線を示す図。 第５の実施形態に係るバイオセンサのＩｇＡ溶液に対する検量線を示す図。 比較用バイオセンサのＩｇＧ溶液に対する検量線を示す図。

以下、本発明の一実施形態について図面を参照しながら説明する。まず電極の構造について説明する。

本発明の一実施形態に係る電極は、測定対象に係る電解質溶液中の電流を測定することにより、測定対象を測定するセンサに用いられる。具体的には、本発明の電極は、電解質溶液に酸化還元反応を起こさせる酸化電極および還元電極の少なくとも一方として用いられる。測定対象は、特に限られるものではない。センサにより導出されるものは、電解質溶液中の電流により導出されるものであればよく、例えば、測定対象の種類、量、濃度でもよい。電流は、測定対象と分子識別素子との生物化学反応に伴い増減することなどが想定され、当該想定の場合、当該センサはバイオセンサとなる。

（第１の実施形態：電極の構造１）
図３は、第１の実施形態に係る電極の第１の例を示す図である。図３に示す電極２は、絶縁性部材による基板２１と、導電性部材による電極部２２と、絶縁性部材によるスペーサ２３を備える。図３では、基板２１は白色で示され、電極部２２は灰色で示され、スペーサ２３は水玉模様で示されている。

電極部２２は、基板２１の表面の少なくとも一部を覆うように接着されている。スペーサ２３は、基板２１の表面および電極部２２の一部を覆うように接着されている。後述する実験においては、蒸着法により電極部２２を接着し、接着材によりスペーサ２３を接着している。但し、接着方法は、特に限られるものではなく、上記以外の方法により接着されてもよい。

本説明では、基板２１内部から電極部２２に向かう方向を上とする。ゆえに、図３は、電極部２２に覆われた基板２１の表面を上にした状態を示すものであり、当該表面を上面とした上面図である。

なお、図３の例では、スペーサ２３は１つであるが、複数のスペーサ２３が存在してもよい。例えば、図３のスペーサ２３が、複数の細かなスペーサに分かれていてもよい。また、図３の例では、スペーサ２３は基板２１および電極部２２を覆っているが、スペーサ２３は電極部２２を覆わなくともよい。

絶縁性部材は、基板として一般に使用される絶縁性部材を用いればよい。例えば、一般に使用されるエポキシ樹脂（ＳＵ−８）を用いてもよい。また、基板２１の絶縁性部材と、スペーサ２３の絶縁性部材とは、同じでもよいし、異なっていてもよい。また、スペーサ２３が複数ある場合、各スペーサ２３の絶縁性部材は、同じでもよいし、異なっていてもよい。

導電性部材は、電極として一般に使用される導電性部材を用いればよい。例えば、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）を用いてもよい。

本実施形態の基板２１は、長手方向に２０μｍ程度、短手方向に１０μｍ程度の平板状の形状を想定する。本実施形態では、センサの使いやすさ、小型化等を考慮して基板２１を用いている。但し、平板状の形状に限られるわけではない。

電極部２２は、接続領域２２１と、接触領域２２２と、連結領域２２３と、の３つの領域に区別される。図４は、電極部を説明する図である。図４は、図３のスペーサ２３を取り除いた図である。図４では、接続領域２２１は基板２１の短手方向に長辺を有する長方形の領域で示されている。接触領域２２２は円状の領域で示されている。連結領域２２３は、基板２１の長手方向に長辺を有する棒状の領域で示されている。但し、図４の例は一例であり、形状が図４の例に限られるわけではなく、３つの領域が明確に区別できなくともよい。また、接続領域２２１と、接触領域２２２と、連結領域２２３とが、異なる形状でなくともよい。例えば、電極部２２が棒状であり、一端が接続領域２２１、他端が接触領域２２２、接続領域２２１と接触領域２２２の間が連結領域２２３としてもよい。

接続領域２２１は、クリップ、ケーブル等を介して、交流信号源等の測定器と接続される領域である。なお、図３の例では、クリップを付けやすくするために、接続領域２２１がスペーサ２３に覆われていない形態を示している。しかし、接続領域２２１はスペーサ２３に覆われていてもよい場合もある。例えば、電極２の側面において接続領域２２１が露わになっており、当該側面からケーブル等と接続できる場合は、基板２１の上面においては、接続領域２２１がスペーサ２３に覆われていてもよい。

接触領域２２２は、電解質溶液に電流を流すために、電解質溶液と接触するための領域である。接触領域２２２は、電解質溶液と接触するために、スペーサ２３により覆われてはいない。これにより、接触領域２２２の上方には、上方が開放された空間２４が存在する。本実施形態の空間２４は、スペーサ２３を側面とし、基板２１の上面上に存在する、接触領域２２２を含む領域を底面とする。当該底面から、上方の開口部までを空間２４の高さとする。スペーサ２３の高さが均一であれば、空間２４の高さは、スペーサ２３の高さと一致する。

測定時に、電極２に電解質溶液である測定溶液を滴下すると、空間２４に電解質溶液が留まる。これにより、接触領域２２２と測定溶液との間で電流が流れる。なお、図３の例では、接触領域２２２は円状であり、空間２４は円筒状であるが、接触領域２２２と空間２４の形状は、図３の例に限られるものではない。

但し、接触領域２２２は、エッジ部分を有さない形状であることが好ましい。エッジ部分は製造時の欠陥等が最も入りやすい部分であるにも関わらず、接触領域２２２と電解質溶液とに係る電流は、図２に示したように、エッジ部分に集中する。ゆえに、個々の電極２の精度にばらつきが生じる原因となる。そこで、接触領域２２２にエッジ部分がないように、接触領域２２２を円状にしつつ、表面全体を滑らかにすることにより、接触領域２２２のセンジング特性への寄与を最大化させることができる。これにより、高感度、高安定な測定を行うことができる。

連結領域２２３は、接続領域２２１と接触領域２２２を連結する領域である。連結領域２２３を介して、接続領域２２１と接触領域２２２との間に電流が流れる。

なお、上記では、接続領域２２１と、接触領域２２２と、連結領域２２３とが、１つの導電性部材の一部であることを想定した。しかし、接続領域２２１と、接触領域２２２と、連結領域２２３とが異なる導電部材により存在し、電極部２２を構成してもよい。

図５は、第１の実施形態に係る電極の第１の例の端面図である。図５（Ａ）は、図３のＡ−Ａ線による端面図である。図５（Ｂ）は、図３のＢ−Ｂ線による端面図である。図５に示すように、スペーサ２３は基板２１の上面に付着された突出部であり、電極部２２の最上面は、スペーサ２３の最上面よりも低い位置にある。なお、図５の例では、スペーサ２３の高さは１０μｍ程度であり、電極部２２の高さは２００ｎｍ程度である。

図６は、測定時の電極を説明する図である。測定には２つの電極が用いられ、一方が酸化電極、他方が還元電極となる。図６の例では、２つの電極の一方が電極２であり、他方が電極２と同形状であってスペーサ２３を有さない電極３とする。つまり、電極３は、突出部を有さない平坦な電極である。また、図６の楕円で囲まれた部分は、電極２と電極３とが上下に重なり合う部分の端面図である。測定の際は、図６のように、２つの電極を重ね合わせる。ゆえに、電極２の接触領域２２２が、空間２４を介して電極３と対向する。なお、電極２および電極３のいずれを上にしてもよい。

２つの電極２および３が重ね合わせられても、電極部２２の最上面がスペーサ２３の最上面よりも低い位置にあるため、スペーサ２３の最上面が対向する電極３に接触し、電極部２２は対向する電極３に接触しない。ゆえに、電極２および電極３の接触領域２２２が平行に配置され、空間２４（マイクロギャップ）が保たれる。これにより、滴下された測定溶液が空間２４に均等に留まり、空間２４内の測定溶液に電流を流すことができる。なお、測定溶液に流す電流の方向は、任意に定めてよい。なお、図６では、接触領域２２２間の距離は、接触領域２２２の高さを無視すれば、スペーサ２３の高さ、つまり空間２４の高さと一致する。

また、図６のように、電極２および電極３の接触領域２２２が、はみ出さずにおおよそ重なるように配置されることが好ましい。重なる領域が大きい程、接触領域２２２の表面積を効率よく用いることができ、酸化還元反応の効率を向上させることができる。

電極部２２のその他の部分の位置は特に限られるものではない。例えば、図６の例では、下側の電極２の連結領域２２３を基準として、上側の電極３の連結領域２２３は、接触領域２２２を中心に時計回りに９０度程度回転している。この回転角度は何度でもよい。但し、測定の度に重なり合う面積が異なると、測定結果も異なるため、回転角度が異なることは、測定に影響を与える。しかし、接触領域２２２が円状であれば、当該回転角度が変化しても、重なりあう面積は変化しない。ゆえに、接触領域２２２が円状の場合、当該回転角度が異なることによる測定結果への影響を抑えることができる。

なお、測定に用いられる２つの電極は、上記のように一方だけが電極２であってもよいし、両方とも電極２であってもよい。両方とも電極２の場合は、接触領域２２２間の距離が、両電極２のスペーサ２３の高さの和となる。一方だけが電極２の場合は、電極２は酸化電極および還元電極のいずれとして用いられてもよい。また、一方だけが電極２の場合、他方の電極は、酸化電極または還元電極として用いることができるものであれば使用可能であるが、他方の電極の形状により、測定結果に違いが生じる。

図７は、サイクリックボルタメントリー（ＣＶ）測定によるＣＶ曲線を示す図である。図７のＣＶ曲線は、図６で示した電極２および電極３を用いたＣＶ測定により得られたものであり、スペーサ２３の高さが、０．０１、０．０１５、０．６、１．８ｍｍの４つの場合が示されている。スペーサ２３の高さは、電極２および電極３の距離であり、空間２４の高さである。

なお、本ＣＶ測定において、電解質溶液のレドックスプローブとして、ヘキサシアノ鉄酸イオン［Ｆｅ（ＣＮ）_６］^{３−／４−}を用いた。また、電極部２２の導電材料として金を用いた。

スペーサ２３の高さが１．８ｍｍの場合のＣＶ曲線は、ヒステリシスが大きい。一方、スペーサ２３の高さが０．６ｍｍ以下のＣＶ曲線は、ヒステリシスが小さい。また、スペーサ２３の高さが小さくなるにつれ、電流値が大きく増大した。この現象は、櫛形電極において、陽極および陰極の歯同士の距離を狭めた場合の振る舞いと一致する。

ゆえに、本実施形態の電極２を用いた場合においても、櫛形電極と同じく、酸化還元のレドックスサイクルが高速化されていると考えられる。したがって、スペーサ２３の高さ、つまり空間２４の高さをより小さくし、ヒステリシスを小さく、電流値を大きくすることにより、測定の高速化、測定精度の向上が期待される。また、櫛形電極のように、接触領域２２２の表面積をより広くすることにより、酸化還元反応の効率を向上させることができると考えられる。

また、スペーサ２３の高さを小さくすることにより、注入される測定溶液を少量にすることができる。なお、測定溶液が少量でも、表面張力により、空間２４に注入された測定溶液は均等になる。

図８は、第１の実施形態に係る電極の第２の例を示す図である。図８の例では、必要以上にある電解質溶液を排出するための排出スペース２５が電極２に設けられている。図８では、排出スペース２５が２つ示されており、排出スペース２５１および２５２と区別されている。

電解質溶液は、スペーサ２３を側面として囲まれた、接触領域２２２の上方に存在する空間２４に溜まる。空間２４に電解質溶液が必要以上あると、測定時に電極を押さえつけた際に、電解質溶液の圧が高くなり、電解質溶液が適量にある場合と比べて、測定結果に誤差が生じ易くなる。ゆえに、図８の例では、空間２４と、電極２の側面に設けられた穴または窪みである排出口とを連結する排出スペース２５が設けられている。これにより、必要以上にある電解質溶液が排出されて、センサによる測定の精度を高めることができる。

排出スペース２５は、スペーサ２３の上面に設けられた窪みにより実現されてもよいし、スペーサ２３内部に設けられた貫通穴により実現されてもよい。窪みの深さは、任意に定めてよい。スペーサ２３の上面が窪んだ程度でもよいし、図８のように窪みが基板２１まで到達していてもよい。窪みが基板２１まで到達している場合は、すなわち、基板２１の上面に複数のスペーサ２３が存在し、複数のスペーサ２３の間の隙間が排出スペース２５となる。

以上のように、本実施形態の電極２は、基板２１の上面に存在する突出部により、電極部２２の最上面が、基板２１の最上面よりも低い位置に存在する。ゆえに、測定時において、電極２の電極部２２が他の電極と接触しない。また、空間２４の高さを小さくする事により、測定時にレドックスサイクルが高速で行われることが期待される。したがって、本実施形態の電極２は薄くて幅が狭い電極であるにも関わらず、櫛形電極のように、微量または低濃度のサンプルでも、応答速度、精度の点で優れた測定を行うことが可能となる。

なお、本実施形態では、スペーサ２３が基板２１の上面に接着されることにより、突出部が形成されたが、基板２１の上面の一部が盛り上がることにより突出部が形成されてもよい。

（第２の実施形態：電極の構造２）
第１の実施形態では、基板２１の上面の突出部により、空間２４を生じさせた。第２の実施形態では、突出部ではなく、窪み部により、空間２４を生じさせる。第１の実施形態と同様な点は説明を省略する。

図９は、第３の実施形態に係る電極の一例を示す図である。本実施形態に係る電極２は、第１の実施形態が備えていたスペーサ２３の代わりに、基板２１の上面に窪み部２１１を有する。図９では、窪み部２１１は斜線で示されている。

窪み部２１１の深さは、任意に定めてよい。但し、基板２１より下に存在するものがないため、基板２１の底面には達しないものとする。また、窪み部２１１の各箇所の深さは同じでもよいし、異なっていてもよい。

なお、図９に示す電極２は、図８で示した排出スペース２５を有しているが、図３の例のように、排出スペース２５はなくてもよい。また、排出スペース２５が基板２１の窪みにより形成された場合、排出スペース２５は窪み部２１１の一部である。

本実施形態の電極部２２は、基板２１の上面の少なくとも一部を覆うように接着されている点は第１の実施形態と変わりない。しかし、本実施形態の電極部２２に覆われた箇所は全て窪み部２１１であるとする。ゆえに、窪み部２１１は電極部２２より広い範囲に存在する。

図１０は、第２の実施形態に係る電極の一例の断面図である。図１０（Ａ）は、図９のＡ−Ａ線による断面図である。図１０（Ｂ）は、図９のＢ−Ｂ線による断面図である。図１０に示すように、電極部２２の最上面は、基板２１の最上面よりも低い位置にある。本実施形態における空間２４は、スペーサ２３の代わりに、窪み部２１１の内壁により囲まれている。

基板２１の最上面により、第１の実施形態と同様、電極部２２は、測定時に対向する電極３に接触しない。ゆえに、空間２４に留まる電解質溶液に電流を流すことができる。

（第３の実施形態：電極の構造３）
第３の実施形態では、第１の実施形態が、さらに導電性部材による基準電極部２６を備える。これまでの実施形態と同様な点は説明を省略する。図１１は、第３の実施形態に係る電極の一例を示す図である。基準電極部２６は、格子模様で示されている。

基準電極部２６は、電圧を測定する際に、電圧の基準点を与える。基準電極部２６の導電性部材は、基準電極として一般に使用される導電性部材を用いればよい。例えば、銀（Ａｇ）、塩化銀（ＡｇＣｌ）等を用いてもよい。

第３の実施形態の基準電極部２６は、電極部２２と接触せず、かつ第１の実施形態の電極部２２と同様に配置される。図１１の例では、基準電極部２６は、電極部２２に覆われていない基板２１の表面の少なくとも一部を覆うように接着されている。スペーサ２３は、基板２１の表面、電極部２２、および基準電極部２６の一部を覆うように接着されている。なお、スペーサ２３は、基準電極部２６を覆わなくともよい。

基準電極部２６の一部は、電解質溶液と接触できるように、電解質溶液が留まる空間、つまり空間２４に存在する。なお、排出スペース２５がある場合は、排出スペース２５内にも電解質溶液があるため、基準電極部２６の一部が図１１のように排出スペース２５内に存在してもよい。

その他の点は、これまでの実施形態と同様である。これにより、第３の実施形態に係る電極２は、第１の実施形態の機能に加え、さらに電圧の値を測定することができる。

（第４の実施形態：電極の構造４）
第４の実施形態では、第２の実施形態が、さらに第３の実施形態で示した基準電極部２６を備える。これまでの実施形態と同様な点は説明を省略する。図１２は、第４の実施形態に係る電極の一例を示す図である。

第４の実施形態の基準電極部２６は、電極部２２と接触せず、第２の実施形態の電極部２２と同様に配置される。但し、基準電極部２６に覆われた箇所は全て窪み部２１１であるとする。ゆえに、窪み部２１１は電極部２２および基準電極部２６より広い範囲に存在する。

その他の点は、これまでの実施形態と同様である。これにより、第４の実施形態に係る電極２は、第２の実施形態の機能に加え、さらに電圧の値を測定することができる。

なお、これまでの実施形態で示した電極２を一部とするマイクロチップを生成してもよい。例えば、複数の電極２の側面をつなぎ合わせて、１つのマイクロチップを生成してもよい。マイクロチップの基板は、複数の基板２１から構成されているのではなく、一枚板でもよい。すなわち、１つの基板２１に、複数の電極部２２を接着してもよい。したがって、当該マイクロチップは、基板２１と、複数の電極部２２と、を備え、複数の空間２４同士が、スペーサ２３および窪み部２１１の少なくともいずれかにより分離されている。

当該マイクロチップでは、少量の測定溶液を滴下する空間２４が複数あるため、複数の空間２４ごとに滴下する測定溶液を変えることにより、同時に何種類もの測定を行うことができる。なお、複数の空間２４には、マイクロピペットなどにより、測定溶液を滴下してもよい。

当該マイクロチップにより、１種類の溶液しか同時に測定できない櫛形電極とは異なり、同時に複数の測定溶液に対し測定が可能となる。

（第５の実施形態：バイオセンサ用電極、バイオセンサ）
第５の実施形態では、これまでの実施形態にて説明した電極２を用いたバイオセンサについて説明する。

バイオセンサは、測定対象と分子識別素子との生物化学反応に伴う測定対象の電解質溶液の電流等を測定することにより、測定対象を測定する。分子識別素子は、特異的な分子識別機能を有する生体関連物質である。例えば、酵素、受容体、抗体、微生物、核酸（例えば、ＤＮＡ、ＲＮＡ）などが知られている。分子識別素子とそれが特異的に認識する物質の組み合わせには、例えば、酵素と基質の組み合わせ、抗体と抗原の組み合わせが挙げられる。

本実施形態では、免疫センサとして、ヒトの免疫グロブリン（Ｉｍｍｕｎｏｇｌｏｂｕｌｉｎ ：Ｉｇ）の一種であるＩｇＧを測定対象とし、分子識別素子として、ＰｒｏｔｅｉｎＧ（プロテインＧ）、ＰｒｏｔｅｉｎＡ（プロテインＡ）、またはＰｒｏｔｅｉｎＬ（プロテインＬ）を用いるバイオセンサを説明する。

免疫グロブリンは、細菌、ウイルスなどの抗原に対する抗体であるため、ヒトの血液中の免疫グロブリン濃度の増減は、感染症、アレルギー疾患、免疫不全、自己免疫疾患等を早期に発見するための目安となり得る。免疫グロブリンは、定常領域の構造の違いにより、ＩｇＧ、ＩｇＡ、ＩｇＭ、ＩｇＤ、およびＩｇＥの５つの種類に分類される。

ＩｇＧは、血液中に最も多く含まれる免疫グロブリンであり、健常成人男性では血漿中に約１，２００ｍｇ／ｄｌほど含まれる。ＩｇＧには、種々の抗原に対する抗体が含まれる。また、ヒトの場合、ＩｇＧには、ＩgＧ１、ＩｇＧ２、ＩｇＧ３およびＩｇＧ４の４種類のサブクラスが存在することが知られている。これらのサブクラスは、それぞれ異なる化学的性状や生物学的機能を有する。

ＰｒｏｔｅｉｎＧ、ＰｒｏｔｅｉｎＡおよびＰｒｏｔｅｉｎＬは、タンパク質（プロテイン）の一種であり、免疫グロブリンと結合する能力を有する細菌由来タンパク質である。これらのタンパク質が結合する箇所は、動物種やサブクラスに応じて異なる。

ＰｒｏｔｅｉｎＧは、連鎖球菌（ｓｔｒｅｐｔｏｃｏｃｃｉ）と呼ばれる菌の細胞壁成分であり、大抵の哺乳類の免疫グロブリンと結合する能力を有する。野生型（天然）のＰｒｏｔｅｉｎＧは、免疫グロブリン（特にＩｇＧ）のＦｃ領域と特異的に結合し、Ｆａｂフラグメントとも弱く結合し、さらに血清アルブミンや細胞表面とも結合することがある。

ＰｒｏｔｅｉｎＡは、黄色ブドウ球菌（Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓ ａｕｒｅｕｓ）の細胞壁成分であり、免疫グロブリン（特にＩｇＧ）のＦｃ領域に特異的に結合する能力を有する。

図１３は、ヒトの免疫グロブリンに対するＰｒｏｔｅｉｎＧおよびＰｒｏｔｅｉｎＡの結合性を示す図である。「◎」は結合性を有することを示し、「−」は結合性を有しないことを示す。図１３に示すように、ＰｒｏｔｅｉｎＧは、ＩｇＧ１、ＩｇＧ２、ＩｇＧ３およびＩｇＧ４の４種類全てと結合する。一方、ＰｒｏｔｅｉｎＡは、ＩｇＧ１、ＩｇＧ２、およびＩｇＧ４とは結合するが、ＩｇＧ３とは結合しない。また、ＰｒｏｔｅｉｎＧおよびＰｒｏｔｅｉｎＡは、ＩｇＧ以外のＩｇＡ、ＩｇＭ、およびＩｇＤとは結合しない。

したがって、全てのサブクラスを含むＩｇＧを測定対象とする場合は、分子識別素子としてＰｒｏｔｅｉｎＧのほうがＰｒｏｔｅｉｎＡよりも好ましい。

なお、ＰｒｏｔｅｉｎＡを分子識別素子として用いて、ＩｇＧ３を除いたＩｇＧの濃度を測定してもよい。ＰｒｏｔｅｉｎＧによる測定結果と、ＰｒｏｔｅｉｎＡの測定結果より、ＩｇＧ３の濃度を算出してもよい。

ＰｒｏｔｅｉｎＬは、Ｐｅｐｔｏｓｔｒｅｏｔｉｃｉｃｃｕｓ ｍａｇｎｕｓのタンパク質であり、免疫グロブリン（特にＩｇＧ）のκ軽鎖と特異的に結合する。ＰｒｏｔｅｉｎＧおよびＰｒｏｔｅｉｎＡとは異なり、重鎖には結合しないため、ＩｇＧ以外に、ＩｇＭ、ＩｇＡ、ＩｇＥ、ＩｇＤと結合することができる。κ軽鎖があれば、一本鎖抗体（ｓｃＦｖ）およびＦａｂフラグメントと結合することもできる。

分子識別素子として、測定対象にあわせて、ＰｒｏｔｅｉｎＧ、ＰｒｏｔｅｉｎＡおよびＰｒｏｔｅｉｎＬのいずれかを単独で用いてもよいし、これらを２種類以上組み合わせて用いてもよい。

図１４は、第５の実施形態に係るバイオセンサの測定原理を説明する図である。図１４の左側は、接触領域２２２に分子識別素子が結合されている状態を示す。なお、図１４の例では、接触領域２２２の導電性部材として金が、分子識別素子としてＰｒｏｔｅｉｎＧが用いられている。また、レドックスプローブとしてヘキサシアノ鉄Ｆｅ（ＣＮ）_６が電解質溶液中に溶解されており、接触領域２２２からの放電により、ヘキサシアノ鉄酸イオンの酸化還元反応｛Ｆｅ（ＣＮ）_６ ^３−⇔Ｆｅ（ＣＮ）_６ ^４−｝が生じる。

図１４の右側は、図１４の左側に示した電極２の接触領域２２２が、ＩｇＧ溶液に十分に浸漬された後の状態を示す。ＰｒｏｔｅｉｎＧとＩｇＧが結合していることが示されている。ＰｒｏｔｅｉｎＧとＩｇＧが結合していることにより、接触領域２２２と電解質溶液とに係る電流が減少する。この電流の測定値に基づいて、ＩｇＧ濃度等を算出する。測定方法は後述する。

図１５は、ＰｒｏｔｅｉｎＧの結合方法を説明する図である。まず、図１５の左上に示すように、自己組織化膜法により、接触領域２２２の表面に、カルボキシル基を有する自己組織化単分子膜（ＳＡＭ膜）が成膜される。図１５のＳＡＭ膜には、１１−メルカプトウンデカン酸（１１−ＭＵＡ）と、６−メルカプト−１−ヘキサノール（６−ＭＣＨ）の２種類の分子が用いられている。１１−ＭＵＡは、末端にチオール基、他端に反応性官能基のカルボキシル基を有する。６−ＭＣＨは、末端にチオール基、他端に不活性なＯＨ基を有する。

次に、図１５の右上に示すように、アミンカップリング法が行われる。アミンカップリング法は、タンパク質の基板固定化法の一つである。図１５では、Ｎ−（３−ジメチルアミノプロピル）−Ｎ’−エチルカルボジイミド塩酸塩（ＥＤＣ）と、Ｎ−ヒドロキシコハク酸イミド（ＮＨＳ）とを用いて、アミノカップリング法が行われている。ＳＡＭ膜のカルボキシル基とＥＤＣとが化学反応し、その後当該化学反応による生成物とＮＨＳとが化学反応し、ＮＨＳエステルが生成される。

そして、図１５の左下に示すように、ＮＨＳエステルとＰｒｏｔｅｉｎＧとが化学結合し、ＰｒｏｔｅｉｎＧのアミノ基がＳＡＭ膜のカルボキシル基に固定される。

最後に、図１５の右下に示すように、ＳＡＭ膜において未反応のＮＨＳエステルに対して、ブロッキング処理が施される。未反応のＮＨＳエステルは、アミノ基と化学結合するため、タンパク質を検出するセンサの特異性、選択性を損なう非特異吸着の原因となる。これを防ぐため、未反応のＮＨＳエステルと非測定対象のタンパク質とを化学反応させるブロッキング処理を行う。図１５の例では、未反応のＮＨＳエステルにウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）を結合させている。このようにして、ＩｇＧ測定に特化した電極２が生成される。

なお、上記では、分子識別素子としてＰｒｏｔｅｉｎＧ、とＰｒｏｔｅｉｎＡを用いたが、電極２に結合される分子識別素子はこれらに限られるものではなく、測定対象に応じて、既知の分子識別素子に代えてよい。

（測定方法：ＥＩＳ）
次に、測定方法について説明する。本実施形態では、電気化学インピーダンス法（Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ：ＥＩＳ）を用いることを想定する。ＥＩＳは、分子識別素子の化学反応により生じた測定対象等に対し、電圧または電流の制御器を用いて交流信号を印可し、インピーダンスを測定する。そして、測定されたインピーダンスに基づき、対象物質の測定を行う。ＥＩＳでは、測定される試料に対し標識が不要であるため、高速かつ低コストでの測定が可能であること、電極の小型化が容易であること等の利点がある。

具体的には、酸化還元反応における電気抵抗を、コンデンサ等の回路要素を用いて表した等価回路に置き換え、測定されたインピーダンススペクトルに基づき等価回路のパラメータを算出し、当該パラメータに基づき測定対象の値を算出する。

図１６は、等価回路の一例を示す図である。酸化還元反応におけるインピーダンス抵抗が等価回路にて示されている。等価回路は、電極部２２に該当する部分と、ＳＡＭ膜に該当する部分と、溶液に該当する部分とが接続された形態で示される。電解質溶液では、接触領域２２２の近傍にて電荷移動反応が起こり、電流が発生する。接触領域２２２のＳＡＭ膜に結合されたＩｇＧは、電荷移動反応を阻害する因子となる。ＳＡＭ膜における電流の流れ難さを電荷移動抵抗と称し、Ｒ_ｃｔと記載する。また、電解質溶液に起因する抵抗要素を溶液抵抗と称し、Ｒ_ｓｏｌと記載する。なお、図１６では、定位相要素（ＣＰＥ）が示されている。ＣＰＥはコンデンサ要素Ｃと、抵抗要素Ｒの両成分を有する素子として扱われる。

算出されたインピーダンスＺは、実数部Ｚ_ｒｅと、虚数部Ｚ_ｉｍとを用いて表される。そして、周波数を走査しながら測定を行うことにより、インピーダンススペクトルが得られる。得られたインピーダンススペクトルを、実数部Ｚ_ｒｅを横軸に、虚数部Ｚ_ｉｍを縦軸にとる極座標形において表した図は、ナイキスト線図と称される。

図１７は、ナイキスト線図の一例を示す図である。電荷移動抵抗Ｒ_ｃｔは、ナイキスト線図にて示される半円の直径に相当する。溶液抵抗Ｒ_ｓｏｌは、当該半円と原点との最短距離に相当する。Ｚ_ｒｅは、電極部２２に印加された交流信号の周波数が低い程大きい。つまり、ナイキスト線図は、原点に近い領域では当該周波数が大きく、原点に遠い領域では当該周波数が小さい。

なお、電極部２２の表面が電気的に不均一である場合などでは、図１７の点線で示されるように、半円が円状から楕円状に近づく。このような場合では、図１６で示したように、等価回路にＣＰＥを用いてもよい。

図１６で示した等価回路のインピーダンスＺは、次式のように表される。
Ｚ_ｃｐｅは、ＣＰＥのインピーダンスであり、次式のように表される。
上式において、ｉは虚数を、ωは周波数を、ＴはＣＰＥ定数を表す。

また、ナイキスト線図が、低周波数領域つまり原点に遠い領域にて、実軸に対し４５度程度の傾きで増加する直線となる場合は、等価回路にワールブルグインピーダンスを追加してもよい。ワールブルグインピーダンスは、イオンの拡散に由来するインピーダンスであり、次式で表される。
上式において、Ｚ_ｗはワールブルグインピーダンスを、δは拡散条件にかかる定数を表す。ワールブルグインピーダンスは、電極部２２の表面での抵抗であるため、等価回路では、Ｒ_ｃｔと直列に接続されて表される。

このようにして、等価回路を設定し、測定されたインピーダンスＺに基づき電荷移動抵抗Ｒ_ｃｔ等のパラメータを算出する。そして、算出されたパラメータ、パラメータに基づくナイキスト線図等を用いて、対象物質の濃度等を算出する。

次に、バイオセンサ用電極２を用いた測定実験について説明する。

（実験１：ＩｇＧに対するセンサ特性）
まず初めに、バイオセンサ用電極２の生成および本実験に用いられた試液について説明する。試液は、ＳＡＭ溶液、ＥＤＣ／ＮＨＳ溶液、ＰｒｏｔｅｉｎＧ溶液、ブロッキング溶液、水酸化カリウム水溶液、リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）、測定溶液、２−モルホリノエタンスルホン酸一水和物（ＭＥＳ）溶液を用いた。

ＳＡＭ溶液は、ＳＡＭ膜形成に用いた。ＥＤＣ／ＮＨＳ溶液は、アミンカップリング法に用いた。ＰｒｏｔｅｉｎＧ溶液は、ＰｒｏｔｅｉｎＧを電極２へ固定するのに用いた。ブロッキング溶液は、ブロッキング処理に用いた。水酸化カリウム水溶液はｐＨの調整に用いた。ＰＢＳは、各溶液の作成等に用いた。測定溶液は、酸化還元反応をさせる電解質溶液として用いた。ＭＥＳ溶液は、ＥＤＣ／ＮＨＳ溶液の作成に用いた。

各試液の生成手順について説明する。ＳＡＭ溶液は、２６ｍＭの９９％ＭＵＡと、７．５ｍＭのＭＣＨと、エタノールとを混合することにより生成した。ＥＤＣ／ＮＨＳ溶液は、ＥＤＣが１０ｍＭに、ＮＨＳが２０ｍＭになるように、純水に溶解させ生成した。なお、ＥＤＣ／ＮＨＳ溶液は、９．５８ｍｇのＥＤＣと、５．７５ｍｇのＮＨＳとを、ｐＨが５．０の５ｍｌのＭＥＳ溶液に溶かして生成しても、実験結果に相違は得られなかった。ＰｒｏｔｅｉｎＧ溶液は、濃度が０．１ｍｇ／ｍｌとなるように、ｐＨが７．０の１ｍｌのＰＢＳ溶液に、１ｍｇのＰｒｏｔｅｉｎＧを溶解させて生成した。ブロッキング溶液は、１．５％の濃度になるように、ｐＨが７．０の１ｍｌのＰＢＳ溶液に、１５ｍｇのＢＳＡを溶解させて生成した。水酸化カリウム水溶液は、１４０．３ｍｇの水酸化カリウムを５０ｍｌの純水に溶かして生成した。ＰＢＳは、２錠のＰｈｏｓｐｈａｔｅ ｂｕｆｆｅｒｅｄ ｓａｌｉｎｅタブレット（ＮａＣｌ１３７ｍＭと、ＫＣｌ２．７ｍＭとを含む）（ＤＯＪＩＮＤＯ社製）を、４００ｍｌの純水に溶解させて生成した。測定溶液は、１０５．５ｍｇのフェロシアン化カリウム水和物と、８２６ｍｇのフェリシアン化カリウムとを、ｐＨが７．０の５０ｍｌのＰＢＳに溶かして生成した。ＭＥＳ溶液は、１．０６６ｇのＭＥＳを純水１００ｍｌに溶かし、１ｍＭのＫＯＨを用いてｐＨを５．０になるように調整して生成した。

次に、分子識別素子としてＰｒｏｔｅｉｎＧをバイオセンサ用電極２に結合させた手順について説明する。過酸化水素（Ｈ_２Ｏ_２）と硫酸（Ｈ_２ＳＯ_４）が１：３の割合で混合されたピラニア溶液を用いて電極２を１０分間洗浄した上で、接触領域２２２をＳＡＭ溶液に室温で４８時間浸漬させてＳＡＭ膜の成膜を行った。

次に、ＳＡＭ膜が形成された電極２をＥＤＣ／ＮＨＳ溶液に室温で２時間程、浸漬させた。その後、浸漬された電極２を純水で乾燥させ、ＰｒｏｔｅｉｎＧ溶液に室温で２時間程浸漬させた。

そして、電極２をブロッキング溶液に室温で１時間浸漬させた後、ＰＢＳおよび純水にて洗浄を行った。以上の工程により、分子識別素子としてＰｒｏｔｅｉｎＧが結合されたバイオセンサ用の電極２が完成された。

図１８は、第５の実施形態に係るバイオセンサを説明する図である。図１８の左上に示す電極２は、分子識別素子としてＰｒｏｔｅｉｎＧが結合されている。本実験では、ＩｇＧ溶液の濃度を測定することを目的とする。まず、当該電極２は、測定対象のＩｇＧ溶液に浸漬される。そして、図１８の右下に示すように、浸漬された電極２と、他の電極とが固定器（サンプルホルダ）４に固定された上で、ＥＩＳによるインピーダンス測定が可能な測定器５が接続されている。これにより、図１８の右下の一連の機器は、バイオセンサとして機能する。

なお、前述のとおり、測定には２つの電極が用いられるが、少なくとも一方の電極の接触領域２２２に分子識別素子が結合されていればよい。一方の電極に吸着されたＩｇＧ等により、２電極間のインピーダンス値に変化が生じるためである。ゆえに、他の電極として、図６の例と同様に、電極２と同形状であってスペーサ２３を有さない電極３を用いる。

ＳＡＭ膜による電荷移動抵抗は、接触領域２２２をＩｇＧ溶液に浸漬した時間により変化する。ゆえに、ＰｒｏｔｅｉｎＧとＩｇＧとの反応が十分に済むまで、電極２をＩｇＧ溶液に浸漬させるとする。反応が十分に済むまで接触領域２２２をＩｇＧ溶液に浸漬させておくことにより、電荷移動抵抗が浸漬時間により変化しなくなり、浸漬時間を考慮する必要がなくなる。本実験では、電極２をＩｇＧ溶液に浸漬した時間は、１時間程度である。浸漬時間は、用いる抗体の濃度、温度により適宜調整することができる。

固定器４は、接触領域２２２同士が上下に重ね合うように、電極２と電極３を固定している。但し、前述の通り、スペーサ２３または窪み部２１１により、接触領域２２２同士は接触していない。また、固定される前に測定溶液が滴下され、空間２４に測定溶液が存在する。

固定器４は、２つの電極（電極２と電極３）のうち下側の電極を支える台座４１と、上側の電極を抑える押さえ部４２を備える。台座４１と押さえ部４２の間で２つの電極が押さえ付けられる。押さえ付けられた２つの電極の間が狭いため、測定溶液は少なくて済む。また、電極２に排出スペース２５がある場合は、２つの電極が押さえつけられた際に、必要以上の測定溶液が排出され、測定の精度が向上する。

また、押さえつける際に重ね合わせたセンサがずれないように、センサを固定する溝、棒等が固定器４に設けられてもよい。

固定器４により２つの電極が押さえられた際に、接続領域２２１は固定器４の外側に出る。これにより、グリップ等の付け外しが容易となる。

なお、固定方法は、上記の例に限られるものではなく、接触領域２２２を上下以外、例えば左右に重ね合わせて測定してもよい。

次に、ＥＩＳにより、測定溶液における酸化還元反応のインピーダンスを測定した。電極２を浸漬させたＩｇＧ溶液の濃度は、０．０１から１００００ｎｇ／ｍｌまで１０倍ずつ増加させた。

図１９は、測定されたインピーダンスによるナイキスト線図である。０．０１から１００ｎｇ／ｍｌまでは、各濃度に対するナイキスト線図の円の直径が、濃度が増加するにつれ増大している。これは、ＩｇＧ濃度が大きくなるにつれてＳＡＭ膜にＩｇＧが多く吸着され、吸着されたＩｇＧが電子のやり取りを阻害することにより、電荷移動抵抗Ｒ_ｃｔが増大したためと考えられる。つまり、ＩｇＧの吸着により、ナイキスト線図の半円の大きさが変動する。また、ＩｇＧ溶液の濃度が１００ｎｇ以上では、半径の大きさがほぼ変動しない。これは、ＩｇＧ溶液の濃度が１００ｎｇにおいて、ＳＡＭ膜のＰｒｏｔｅｉｎＧがほぼＩｇＧと結合されており、ＩｇＧ溶液の濃度が１００ｎｇ以上増加しても電荷移動抵抗Ｒ_ｃｔが増加しなかったためと考えられる。

図２０は、第５の実施形態に係るバイオセンサのＩｇＧ溶液に対する検量線を示す図である。当該検量線は、Ｒ_ｃｔをセンシングの指標として用い、ＩｇＧ濃度によるＲ_ｃｔの変化を示す。横軸はＩｇＧ溶液の濃度の対数を示す。縦軸は、ＩｇＧ溶液に浸漬させていない状態でのバイオセンサの電荷移動抵抗Ｒ_ｃｔ０に対する電荷移動抵抗Ｒ_ｃｔの比率を示す。当該比率を抵抗比率と称し、ΔＲ_ｃｔ（ΔＲ_ｃｔ＝Ｒ_ｃｔ／Ｒ_ｃｔ０）と記載する。

ＩｇＧ濃度が０．０１から１０ｎｇ／ｍｌまでは、抵抗比率ΔＲ_ｃｔの値は、比例して増大している。また図２０においても、濃度１００ｎｇ／ｍｌ以降で検量線の変化幅が小さいことから、濃度１００ｎｇ／ｍｌ付近にて、ＳＡＭ膜のＰｒｏｔｅｉｎＧがほとんどＩｇＧと結合していると考えられる。

本結果より、本実施形態に係るバイオセンサは、ＩｇＧ溶液の濃度が１×１０^−１３から１×１０^−７ｇ／ｍｌ程度までの範囲において、ＩｇＧ溶液の濃度を測定することができることが分かる。

（実験２：ＩｇＡに対するセンサ特性）
バイオセンサを実際の血清サンプルに用いる際は、様々なタンパク質を含む血清中から特定の免疫物質のみを選択的に検出する能力が要求される。そのため、センサの選択性は、センサの性能を評価する上で重要な要素となる。そこで、本実験では、実験１で用いたＩｇＧ溶液に代わって、ＩｇＡ溶液を用いて、測定を行った。その他の点は、実験１と同様であるため、省略する。

ＩｇＡは、ＩｇＧとは異なるクラスの免疫グロブリンであり、ＩｇＧとよく似たタンパク質構造を有する。しかし、前述のように、ＰｒｏｔｅｉｎＧはＩｇＡと結合しないため、抵抗比率ΔＲ_ｃｔは増加しないと考えられる。

図２１は、第５の実施形態に係るバイオセンサのＩｇＡ溶液に対する検量線を示す図である。当該検量線は、ＩｇＡ濃度によるＲ_ｃｔの変化を示し、横軸および縦軸は図２０と同様である。図２１にて示されるように、抵抗比率ΔＲ_ｃｔは増加せず一定となった。このことにより、本実施形態のバイオセンサは、ＩｇＡに対しては反応しないことが証明され、本実施形態のバイオセンサは、ＩｇＧに対しての高い選択性を有すると考えられる。

（実験３：ＰｒｏｔｅｉｎＧの有効性）
本実験では、ＳＡＭ膜に結合されたＰｒｏｔｅｉｎＧの有効性を確認するために、本実施形態のバイオセンサではなく、比較用のバイオセンサを用いて、実験を行った。比較用バイオセンサは、アミンカップリング後に、ＢＳＡ溶液に１時間浸漬させたものである。すなわち、比較用バイオセンサのＳＡＭ膜にはＰｒｏｔｅｉｎＧの代わりにＢＳＡが結合されている。

図２２は、比較用バイオセンサのＩｇＧ溶液に対する検量線を示す図である。
比較用バイオセンサを用いた点以外は、実験１と同様である。図２２に示すように、抵抗比率ΔＲ_ｃｔは増加せず一定となる。これにより、ＩｇＧが接触領域２２２に物理吸着することなどにより電荷移動抵抗が増加するとった事態は生じておらず、本実施形態に係るＰｒｏｔｅｉｎＧの有効性が証明された。

以上のように、第５の実施形態に係るバイオセンサ用電極によるバイオセンサは、ＥＩＳにより、高感度かつ広い測定可能領域を有する。また、当該バイオセンサは、ＩｇＧ以外の免疫グロブリンに対し反応せず、物理吸着等によりＩｇＧを捉えておらず、高い選択性を有する。ゆえに、既存のバイオセンサが有する櫛形電極の代わりに、第５の実施形態に係るバイオセンサ用電極を用いることができる。

なお、上記の記載に基づいて、当業者であれば、本発明の追加の効果や種々の変形を想到できるかもしれないが、本発明の態様は、上述した個々の実施形態に限定されるものではない。異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。特許請求の範囲に規定された内容及びその均等物から導き出される本発明の概念的な思想と趣旨を逸脱しない範囲で種々の追加、変更及び部分的削除が可能である。

１ 櫛形電極
１１ 根部分
１２ 歯
２ 電極
２１ 基板
２１１ 窪み部
２２ 電極部
２２１ 接続領域
２２２ 接触領域
２２３ 連結領域
２３ スペーサ
２４ 空間
２５、２５１、２５２ 排出スペース
２６ 基準電極部
４ 固定器
４１ 台座
４２ 押さえ部
５ 測定器

Claims (11)

1. 電解質溶液に酸化還元反応を起こさせる酸化電極および還元電極の少なくとも一方として用いられる電極であって、
   少なくとも突出部または窪み部を表面に有する絶縁性の基板と、
   電解質溶液と接触するための接触領域を有し、前記基板の前記表面の少なくとも一部を覆うように形成された導電性の電極部と、
   を備え、
   前記基板の前記表面を上にした状態において、前記電極部の最上面は、前記突出部または前記窪み部により、前記基板の最上面よりも低い位置にあり、
   前記接触領域の上方には、上方が開放された空間が存在し、
   酸化電極および還元電極の一方として用いられる際に、前記接触領域が、他方として用いられる他の電極と、前記空間を介して対向すること
   を特徴とする電極。
2. 前記接触領域が円状であることを特徴とする
   請求項１に記載の電極。
3. 前記空間の高さが、０．６ｍｍ以下であることを特徴とする
   請求項１または２に記載の電極。
4. 前記突出部は、前記基板の前記表面に接着された絶縁性部材によるものであり、前記電極部の一部を覆うように形成されることを特徴とする
   請求項１ないし３のいずれか一項に記載の電極。
5. 前記電極部に覆われた箇所が前記窪み部であることを特徴とする
   請求項１ないし３のいずれか一項に記載の電極。
6. 側面に排出口を有し、
   前記空間と前記排出口とを連結する窪みまたは貫通穴を有することを特徴とする
   請求項１ないし５のいずれか一項に記載の電極。
7. 分子識別機能を有する分子識別素子が前記接触領域に結合されたことを特徴とする
   請求項１ないし６のいずれか一項に記載の電極。
8. 前記分子識別素子としてプロテインＧが前記接触領域に結合されたことを特徴とする
   請求項７に記載の電極。
9. 前記分子識別素子としてプロテインＡが前記接触領域に結合されたことを特徴とする
   請求項７に記載の電極。
10. 請求項７ないし９のいずれか一項に記載の電極
    を備える
    バイオセンサ。
11. 請求項１ないし５のいずれか一項に記載の電極を一部とする
    マイクロチップ。