JP4374464B2 - Biosensor - Google Patents

Biosensor Download PDF

Info

Publication number
JP4374464B2
JP4374464B2 JP2006510899A JP2006510899A JP4374464B2 JP 4374464 B2 JP4374464 B2 JP 4374464B2 JP 2006510899 A JP2006510899 A JP 2006510899A JP 2006510899 A JP2006510899 A JP 2006510899A JP 4374464 B2 JP4374464 B2 JP 4374464B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
used
electrode
carbon
example
wt
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP2006510899A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JPWO2005088288A1 (en
Inventor
秀明 中村
哲 小出
正男 後藤
史代 来栖
征夫 輕部
Original Assignee
独立行政法人産業技術総合研究所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority to JP2004066984 priority Critical
Priority to JP2004066984 priority
Application filed by 独立行政法人産業技術総合研究所 filed Critical 独立行政法人産業技術総合研究所
Priority to PCT/JP2005/002699 priority patent/WO2005088288A1/en
Publication of JPWO2005088288A1 publication Critical patent/JPWO2005088288A1/en
Application granted granted Critical
Publication of JP4374464B2 publication Critical patent/JP4374464B2/en
Application status is Expired - Fee Related legal-status Critical
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • BPERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B82NANOTECHNOLOGY
    • B82YSPECIFIC USES OR APPLICATIONS OF NANOSTRUCTURES; MEASUREMENT OR ANALYSIS OF NANOSTRUCTURES; MANUFACTURE OR TREATMENT OF NANOSTRUCTURES
    • B82Y30/00Nanotechnology for materials or surface science, e.g. nanocomposites

Description

本発明は、 バイオセンサに関する。 The present invention relates to a biosensor. さらに詳しくは、触媒活性が高く、測定妨害物質に対する選択性にすぐれたセンサなどとして好適に用いられるバイオセンサに関する。 More particularly, high catalytic activity, to a biosensor which is suitably used as a sensor with excellent selectivity to measure interfering substances.

カーボンナノチューブは、電気化学的特性として、触媒活性が他の電極材料より高いことが挙げられ、これを電極として用いた場合、同一電位において、酸化電流、還元電流が大きく感度向上につながることや、測定妨害物質に対する選択性があるといった特徴がある。 Carbon nanotubes, as the electrochemical properties, catalytic activity can be mentioned to be higher than the other electrode materials, when this is used as an electrode, in the same potential, the oxidation current, reduction current leads to increased sensitivity improvement and, it is characterized such is selective for measuring interfering substances.

このような(バイオ)センサとしては、例えばミネラルオイルにカーボンナノチューブや酵素を配合し、他の電極の先端につけるといったものがあるが、これはあくまで実験室的な製作法すぎず、生産性、経済性、利便性に問題があった。 Such (bio) sensor, for example, by blending carbon nanotubes and enzymes into a mineral oil, there are things like put on the tip of the other electrode, this is only strictly laboratory fabrication method, productivity, economy, there has been a problem in convenience.

本発明の目的は、触媒活性の高いカーボンナノチューブなどのナノカーボン材料を用いて、測定妨害物質に対する選択性にすぐれるとともに、生産性、経済性、利便性にもすぐれたバイオセンサなどとして好適に用いられるセンサを提供することにある。 An object of the present invention, by using a nano-carbon material such as high carbon nanotubes catalytic activity, with excellent selectivity to measuring interfering substances, productivity, etc. as suitably economy, biosensors excellent in convenience and to provide a sensor used.

かかる本発明の目的は、カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレンおよびこれらの誘導体の少なくとも一種0.1〜10重量% 、カーボンブラックおよびグラファイトの少なくとも一種30〜60重量%、バインダー樹脂30〜60重量%有機溶剤および好ましくはさらに金属粉が添加されたインクが電極として基板上に印刷されたバイオセンサによって達成される。 The purpose of such invention, carbon nanotube, carbon nanohorn, cocoon, carbon nano coils, fullerenes and at least one 0.1 to 10% by weight of these derivatives, at least one 30 to 60 wt% of carbon black and graphite, the binder resin 30 60 wt%, the ink an organic solvent and preferably further metal powder is added is achieved by the biosensor printed on the substrate as an electrode.

カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレン、これらの誘導体またはこれらの混合物とカーボンと樹脂などで構成された電極を基板上に印刷することにより、従来法に比べ、生産性、経済性、利便性に優れたバイオセンサが提供される。 Carbon nanotubes, carbon nanohorn, cocoon, carbon nano coils, fullerene, by derivatives thereof, or electrodes composed of a mixture thereof and carbon and resin printed on the substrate, compared with the conventional method, productivity, economic efficiency biosensor with excellent usability is provided.

電極の基板上への印刷に用いられるインクは、カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレン、これらの誘導体またはこれらの混合物、 カーボンブラックおよびグラファイトの少なくとも一種が用いられるカーボン、バインダー樹脂および有機溶剤を混合することにより調製することができる。 Inks used in printing on the substrate of the electrode is a carbon nanotube, carbon nanohorn, cocoon, carbon nano coils, fullerenes, derivatives thereof, or mixtures thereof, carbon in which at least one of carbon black and graphite is used, a binder resin and it can be prepared by mixing the organic solvent.

カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレンなどのいわゆるナノカーボンは、グラファイトやダイヤモンドなどと同様に炭素の同素体である。 Carbon nanotubes, carbon nanohorn, cocoon, carbon nano coils, so-called nano-carbon such fullerenes are allotropes of carbon as well, such as graphite and diamond. この内、カーボンナノチューブはアーク放電法、化学的気相成長法またはレーザー蒸発法などにより製造されたものが用いられ、構造的には多層または単層のいずれのものも用いられる。 Among them, the carbon nanotubes arc discharge method, those produced by chemical vapor deposition or laser vaporization method is used, it is also used as either a multilayer or single layer in structure.

このようなナノカーボンは、電極形成成分中0.1〜10重量%、好ましくは1〜7重量%の割合で用いられる。 Such nanocarbon 0.1 to 10 wt% in the electrode-forming component, preferably used in a ratio of 1 to 7 wt%. ナノカーボンがこれより少ない割合で用いられると、ナノカーボンに起因する特性である優れた選択性等が発現しないことがあり、一方これより多い割合で用いられると、インク製作の段階で凝集を起こしやすくなり、電極製作が困難となるようになる。 When the nano carbon is used than in a small proportion which, sometimes excellent selectivity such a property that due to the nano-carbon is not expressed, whereas when used than in large proportions which undergoes aggregation at the stage of ink production It becomes easier, so that the electrode production becomes difficult.

カーボンとしては、カーボンブラックおよびグラファイトの少なくとも一種が用いられる。 As the carbon, at least one of carbon black and graphite are used. カーボンブラックとしては、製法別ではファーネスブラック、サーマルブラック、チャンネルブラック、ケッチェンブラックなどが、また原料別ではガスブラック、オイルブラック、アセチレンブラックなどの少なくとも一種が用いられ、好ましくはファーネスブラック、サーマルブラック、ケッチェンブラック、アセチレンブラックが用いられる。 The carbon black, furnace black is another method, thermal black, channel black, etc. ketjen black, and in another material gas black, oil black, at least one of acetylene black used, preferably furnace black, thermal black , Ketchen black, acetylene black is used.

このようなカーボンは、電極形成成分中30〜60重量%、好ましくは40〜50重量%の割合で用いられる。 Such carbon electrode formation component 30 to 60 wt%, preferably used in a ratio of 40 to 50 wt%. カーボンがこれより少ない割合で用いられると、電極は導電性を発揮することができない場合があり、一方これより多い割合で用いられると、電極がもろく、基板との密着性が低くなる。 When carbon is used than in a small proportion which, the electrodes may not be able to exhibit conductivity, whereas when used than in large proportions which, brittle electrode, adhesion to the substrate is lowered. カーボンは、さらにカーボンブラックとグラファイトで構成させることもできるが、その配合比は重量比で、カーボンブラックはグラファイトに対して約0.2〜2倍の重量比で用いられることが好ましい。 Carbon, can also be further configured with carbon black and graphite, the mixing ratio by weight, carbon black is preferably used in a weight ratio of about 0.2 to 2 times the graphite. また、カーボンは、ナノカーボンに対して約3〜600倍の重量比で用いられることが好ましい。 The carbon is preferably used in a weight ratio of about 3 to 600 times the nanocarbon.

バインダー樹脂としては、熱可塑性樹脂、熱硬化性樹脂、光硬化性樹脂などが用いられ、例えばナフィオン、ポリカーボネート、ポリアクリロニトリル、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリブテン、ポリエーテル、ポリエステル、ポリスチレン、ポリ-p-キシレン、ポリ酢酸ビニル、ポリアクリレート、ポリメタクリレート、ポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデン、ポリビニルエーテル、ポリビニルケトン、ポリアミド、ブタジエン系樹脂、フッ素系樹脂などの熱可塑性エラストマーを含む熱可塑性樹脂、ポリウレタン系樹脂、尿素樹脂、メラミン樹脂、フタル酸樹脂、フェノール樹脂、フラン樹脂、アニリン樹脂、不飽和ポリエステル樹脂、キシレン・ホルムアルデヒド樹脂、エポキシ樹脂などの熱硬化性樹脂、エポキシアクリレート系 The binder resin, a thermoplastic resin, a thermosetting resin, such as a photocurable resin is used, for example Nafion, polycarbonate, polyacrylonitrile, polyethylene, polypropylene, polybutene, polyether, polyester, polystyrene, poly -p- xylene, polyvinyl acetate, polyacrylate, polymethacrylate, polyvinyl chloride, polyvinylidene chloride, polyvinyl ether, polyvinyl ketone, a polyamide, a butadiene resin, a thermoplastic resin comprising a thermoplastic elastomer such as fluorine resins, polyurethane resins, urea resins , melamine resins, phthalic acid resins, phenol resins, furan resins, aniline resins, unsaturated polyester resins, xylene-formaldehyde resins, thermosetting resins such as epoxy resins, epoxy acrylate アクリルエポキシカチオン重合系、感光性ポリイミドなどの光硬化性樹脂の少なくとも一種、好ましくは上記各種ビニル樹脂、フェノール樹脂、ナフィオン、ポリアミド、ポリエチレン、ポリプロピレン、フタル酸樹脂、エポキシ樹脂などが用いられる。 Acrylic epoxy cationic polymerization, at least one photo-curable resin such as photosensitive polyimide, preferably the various vinyl resins, phenol resins, Nafion, polyamide, polyethylene, polypropylene, phthalic acid resins, such as epoxy resin is used.

このようなバインダー樹脂は、電極形成成分中30〜60重量%、好ましくは40〜50重量%の割合で用いられる。 Such binder resins, the electrode forming component 30 to 60 wt%, preferably used in a ratio of 40 to 50 wt%. 樹脂がこれより少ない割合で用いられると、電極がもろくなり、また基板との密着性が低くなるようになり、一方これより多い割合で用いられると、導電性を有しなくなる。 When the resin is used in a small proportion than this, the electrode becomes fragile, also become adhesion to the substrate is lowered, whereas when used than in large proportions which eliminates conductive.

以上の必須成分に加えて、導電性を改善すべくさらに金属粉または金属酸化物粉を加えることができる。 It can be added above in addition to the essential components, further metal powder or metal oxide powder to improve conductivity. 金属粉または金属酸化物粉としては、一般に粒径が約0.01〜0.5μm、好ましくは約0.02〜0.3μm程度のニッケル、銅、銀、コバルト、酸化チタン、酸化亜鉛、インジウムスズ酸化物(ITO)などの粉末が用いられる。 As the metal powder or metal oxide powder is generally a particle size of about 0.01 to 0.5 [mu] m, preferably about 0.02~0.3μm about nickel, copper, silver, cobalt, titanium oxide, zinc oxide, indium tin oxide (ITO) powders such as are used. これらの金属粉または金属酸化物粉は、導電性を改善するばかりでなく、ニッケル、銅、銀、コバルトなどは核酸、タンパク質、アミノ酸、アルコールなどに対して反応するので、この添加により、核酸、タンパク質、アミノ酸、アルコールセンサへの応用が可能となる。 These metal powder or metal oxide powder, not only to improve the electrical conductivity, nickel, copper, silver, cobalt, etc. nucleic acids, proteins, amino acids, since react to such as an alcohol, by the addition, nucleic acid, proteins, amino acids, and it can be applied to the alcohol sensor.

このような金属粉または金属酸化物粉は、電極形成成分中50重量%以下、好ましくは5〜20重量%の割合で用いられる。 Such metal powder or metal oxide powder, in the electrode forming component 50 wt% or less, preferably used in a ratio of 5 to 20 wt%. 金属粉または金属酸化物粉がこれより多い割合で用いられると、電極がもろく、基板との密着性が低くなるようになる。 When metal powder or metal oxide powder is generally used at a ratio larger than this, brittle electrode, so that adhesion to the substrate is lowered.

以上の各成分を溶解する溶剤としては、イソホロン、ブチルカルビトール、ブチルカルビトールアセテート、アセトン、メチルエチルケトン、メチルイソブチルケトン、シクロヘキサノン、メチルシクロヘキサノン、ニトロプロパン、ミネラルスピリット、ベンゼン、キシレン、トルエン、ソルベントナフサ、ナフテン系溶剤、メタノール、エタノール、ブタノール、酢酸メチル、酢酸エチル、酢酸ブチル、酢酸オクチル、酢酸ベンジル、酢酸シクロヘキシル、テレビン油、ジメチルエーテル、エチレン-またはジエチレン-グリコールモノ-またはジ-エチルエーテル、エチレン-またはジエチレン-グリコールモノ-またはジ-メチルエーテル、エチレン-またはジエチレン-グリコールモノ-またはジ-ブチルエーテル、ジオキサン、ジメチレンクロラ Or as the solvent for dissolving the components, isophorone, butyl carbitol, butyl carbitol acetate, acetone, methyl ethyl ketone, methyl isobutyl ketone, cyclohexanone, methyl cyclohexanone, nitropropane, mineral spirits, benzene, xylene, toluene, solvent naphtha, naphthenic solvents, methanol, ethanol, butanol, methyl acetate, ethyl acetate, butyl acetate, octyl acetate, benzyl acetate, cyclohexyl acetate, turpentine, dimethyl ether, ethylene - or diethylene - glycol mono - or di - ethyl ether, ethylene - or diethylene - glycol mono - or di - methyl ether, ethylene - or diethylene - glycol mono - or di - ether, dioxane, dimethylene Crowlers ド、トリクロロエチレンまたは水などの少なくとも一種が用いられる。 De, at least one of trichlorethylene or water is used.

これらの溶剤は、インク中30〜60重量%、好ましくは40〜50重量%の割合で用いられる。 These solvents 30 to 60 wt% in the ink, preferably used in a ratio of 40 to 50 wt%. 溶剤がこれより少ない割合で用いられると、粘度が高く印刷しにくくなり、一方これより多い割合で用いられると、印刷の精度が悪くなるようになる。 When the solvent is used in a small proportion than this, the viscosity is less likely to print high contrast when used than in large proportions which, so the accuracy of printing is deteriorated.

以上の各成分の混合に際しては、一般の混合機、例えば撹拌翼を有する混合機などが用いられ、インクの粘度が高いときには3本ロールなどが、またインクの粘度が低いときにはボールミルなどを使用することができる。 At the time of mixing the foregoing components, a general mixer, such as mixers are used having, for example, stirring blades, such as three-roll when the high viscosity of the ink, also uses a ball mill or the like when the low viscosity of the ink be able to. 各成分の配合順序は任意である。 Blending order of each component is arbitrary.

得られたインクは、ろ過された後ポリエチレンテレフタレートなどのプラスチック、ポリ乳酸などの生分解性材料、紙、セラミックス、ガラスなどの基板上にスクリーン印刷され、その後100〜200℃のオーブン中で加熱され、溶剤を揮発させて電極を形成する。 The resulting ink, plastics such as polyethylene terephthalate after being filtered, biodegradable material such as polylactic acid, paper, ceramics, screen printed onto a substrate such as glass, is then heated at 100 to 200 ° C. in an oven , to form an electrode by evaporating the solvent.

電極は、バインダーである樹脂中にナノカーボンとカーボンとが分散していることにより、ナノカーボンの特性である導電性などが発現する。 Electrodes, it makes a conductive is a characteristic of the nanocarbon is expressed in which the nano-carbon and carbon in a resin as a binder are dispersed. ナノカーボンの特性の発現は、ナノカーボン同志の接触、ナノカーボンとカーボンとの接触、カーボン同志の接触、トンネル効果などにより得られる。 Expression characteristics of the nanocarbon, the contact of the nanocarbon comrades, contact between the nanocarbon and the carbon, the contact of the carbon comrades, obtained by such a tunnel effect.

また、電極はあらかじめ電極端子が形成された基板の電極端子の一方の端部上に印刷して形成することも可能である。 Further, the electrodes can also be formed by printing on one end of the electrode terminals of the substrate in advance the electrode terminals are formed. この場合、電極端子の材料を選ぶことにより、電流を取り出す端子部分の抵抗を制御できる利点がある。 In this case, by selecting the electrode terminal materials, there is an advantage that can control the resistance of the terminal part to take out current. 材料としては、白金、パラジウム、銀、銅などの単体またはこれらが樹脂などに分散されたものであり、これらは蒸着、スパッタリング、スクリーン印刷、箔貼り付けなどの方法で基板上に形成できる。 The material, platinum, which palladium, silver, elemental copper or they are dispersed like in the resin, they are vapor deposition, sputtering, screen printing, it can be formed on the substrate by methods such as foil paste.

センサとしては、作用極と対極の2極またはこれに参照極を加えた3極の電極のものが用いられ、好ましくはセンサを小型化する観点からは2極のものが、また測定精度の信頼性を高める観点からは、銀塩化銀などの参照極を加えた3極のものが用いられる。 The sensor is used a three-pole electrode plus 2-pole or reference electrode to the working electrode and the counter electrode, preferably from the viewpoint of downsizing the sensor is a two-pole, also the measurement accuracy reliability from the viewpoint of enhancing the sexual, a three-pole plus reference electrode such as a silver-silver chloride. さらにこれらをバイオセンサとして用いる場合には、これらの電極に加えて、酵素などの有機物質層が形成されたものが用いられる。 Further if used these as a biosensor, in addition to these electrodes, those organic material layer such as an enzyme is formed are used. なお、電極の大きさ、配置は特に限定されない。 The size of the electrode arrangement is not particularly limited. 電極の面積規定は、熱硬化性または光硬化性のレジストをスクリーン印刷で形成するのが好ましい。 Area defining electrodes, a thermosetting or photocurable resist preferably formed by screen printing.

また、2つのセンサを同一基板上に形成することもできる。 It is also possible to form the two sensors on the same substrate. 例えば、グルコースセンサとクレアチニンセンサ、グルコースセンサとケトン体センサ、さらに3つのセンサを同一基板上に形成することもできる。 For example, glucose sensor and creatinine sensor, a glucose sensor and ketone bodies sensor, also be further formed three sensors on the same substrate. 例えば、グルコースセンサとクレアチニンセンサとケトン体センサなどである。 For example, a glucose sensor and creatinine sensor and a ketone body sensor.

本発明のセンサを用いた測定法としては、酸化電流もしくは還元電流を測定するポテンシャルステップクロノアンペロメトリーまたはクーロメトリー、サイクリックボルタンメトリー法などが用いられる。 As a measuring method using a sensor of the present invention, the potential step chronoamperometry or coulometry measuring the oxidation current or the reduction current, cyclic voltammetry and the like. 測定方式としては、デスポーザブル(使い捨て)方式が望ましいが、他にFIA(Flow Injection Analysis)方式やバッチ方式でもよい。 As a measuring method, but Desupozaburu (disposable) type is desired, other may be a FIA (Flow Injection Analysis) method or batch method.

測定に際しては、電極間電圧を特定の電圧に設定することにより、測定妨害物質の影響を避け、目的物質を選択的に測定することができる。 During measurement, by setting the inter-electrode voltage to a particular voltage, avoiding the influence of the measurement interfering substances, it is possible to selectively measure the target substance. 例えば、血液中、尿中の糖(グルコース)を測定する場合には、電極に電圧をかけて測定するが、電圧により過酸化水素だけでなく、アスコルビン酸、尿酸、アセトアミノフェンなども電極反応してしまうが、カーボンナノチューブを配合した電極は電圧を選択することにより(ここでは特定電圧という)、過酸化水素にのみ電極反応し、これらの夾雑物質にそれほど電極反応しない状態を設定でき、選択性にすぐれた(バイオ)センサを形成できる。 For example, in blood, in the case of measuring the sugar in the urine (glucose) is measured by applying a voltage to the electrodes, not only the hydrogen peroxide by the voltage, ascorbic acid, uric acid, and the electrode reaction such as acetaminophen resulting in, but by the electrode containing a combination of carbon nanotubes for selecting a voltage (referred to a specific voltage in this case), and the electrode reaction only to hydrogen peroxide, it can set a state in which these contaminants does not significantly electrode reaction, selectively excellent sex (bio) to form a sensor. このような特定電圧は、測定物質によって異なる。 Such particular voltage is different depending on the measurement substance.

ここで、電極のみから構成されるセンサを用いた場合には、過酸化水素、NADH、尿酸、ドーパミンなどの神経伝達物質、モノアミン、アルコール、金属イオン、遺伝子損傷マーカーである8-ヒドロキシデオキシグアノシンなどの核酸(特許文献1参照)、たんぱく質(特許文献2参照)、脂質、炭水化物またはそれらの誘導体などを検出できる。 Here, in the case of using the sensor composed of the electrode only, hydrogen peroxide, NADH, uric acid, neurotransmitters such as dopamine, monoamine, alcohol, metal ions, are genetic damage marker 8-hydroxy-deoxyguanosine such as nucleic acid (see Patent Document 1), protein (see Patent Document 2), a lipid, such as carbohydrates or their derivatives can detect.
特開2001−258597号公報 JP 2001-258597 JP USP 5653864 USP 5653864

例えば、過酸化水素は、次式の電極反応に従って酸化または還元された電流を測定することにより、その濃度電気化学的に測定可能となる。 For example, hydrogen peroxide, by measuring the oxidation or reduction currents in accordance with the electrode reaction of the following formula, its concentration is electrochemically measurable.
電極による酸化の場合:H 2 O 2 → O 2 + 2H + + 2e - For oxidation by the electrode: H 2 O 2 → O 2 + 2H + + 2e -
電極による還元の場合:H 2 O 2 + 2H + + 2e - → 2H 2 O For reduction with electrodes: H 2 O 2 + 2H + + 2e - → 2H 2 O

また、電極と共に酵素などの有機物質層から構成されるセンサを用いた場合には、グルコース、エタノール、乳酸、ピルビン酸、コレステロール、クレアチニン、ヘモグロビンエーワンシー、ケトン体(β-ヒドロキシ酪酸、βOHD)などの検出が可能となる。 In the case of using a sensor composed of an organic material layer such as an enzyme with electrodes, glucose, ethanol, lactic acid, pyruvic acid, cholesterol, creatinine, hemoglobin-One Sea, ketone bodies (beta-hydroxybutyric acid, BetaOHD) etc. it is possible to detection.

ここで有機物質としては、測定物質に対応した酵素、酵素のミュータント、抗体、核酸、プライマー、ペプチド核酸、核酸プローブ、アプタマー、微生物、オルガネラ、シャペロン、レセプター、細胞組織、クラウンエーテル、フェリシアン化カリウムなどのメディエーター、挿入剤、補酵素、抗体標識物質、基質、界面活性剤、脂質、アルブミン、ナフィオン、チオールなどの官能基導入試薬および共有結合試薬の少なくとも一種が用いられる。 Examples of the organic substance, an enzyme corresponding to the measured substance, an enzyme mutants, antibodies, nucleic acids, primer, peptide nucleic acid, nucleic acid probes, aptamers, microorganisms, organelles, chaperones, receptors, tissue, crown ethers, such as potassium ferricyanide mediators, intercalating agents, coenzymes, antibodies labeled substance, substrate, surface active agents, lipids, albumin, Nafion, at least one functional group-introducing reagent and covalent binding reagents such as thiols used. 例えば、特許文献3に示されるようにDNAチップを作成する場合、核酸プローブやアクリジンオレンジなどのインターカレーター(挿入剤)、トリス(フェナントロリン)コバルト錯体などのメタロインターカレーターなどを用いることができる。 For example, to create a DNA chip as disclosed in Patent Document 3, intercalators, such as nucleic acid probes and acridine orange (an intercalating agent), such as metallo intercalators such as tris (phenanthroline) cobalt complex can be used.
特開平5−199898号公報 JP-5-199898 discloses

有機物質層は、有機物質を水溶液または有機溶剤溶液としてデスペンサーなどにより滴下する方法や有機物質を有機溶剤溶液としてスクリーン印刷法により印刷する方法により、電極上および/または電極周辺の基板上または電極と基板に接触するように形成される。 The organic material layer by a method of printing by the screen printing method or a method organic substances to be dropped due to a dispenser organic substance as an aqueous solution or an organic solvent solution as the organic solvent solution, the electrodes and / or on the electrode near the substrate or on electrodes of It is formed to contact the substrate with. 形成された有機物質層は、形成後に乾燥処理を行うことが好ましい。 Formed organic material layer, it is preferable to perform the drying process after formation.

酵素としては、オキシダーゼ、デヒドロゲナーゼなどの酵素、例えばグルコースオキシダーゼ、乳酸オキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、アルコールオキシダーゼ、ザルコシンオキシダーゼ、フルクトシルアミンオキシダーゼ、ピルビン酸オキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、アルコールデヒドロゲナーゼ、ヒドロキシ酪酸デヒドロゲナーゼが挙げられ、この他にコレステロールエステラーゼ、クレアチニナーゼ、クレアチナーゼ、DNAポリメラーゼ、さらにこれら酵素のミュータントなどが用いられる。 The enzyme, oxidase, an enzyme such as dehydrogenase, such as glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, alcohol oxidase, sarcosine oxidase, fructosyl amine oxidase, pyruvic acid oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, alcohol dehydrogenase, hydroxybutyrate dehydrogenase Among them, the addition to the cholesterol esterase, creatininase, creatinase, DNA polymerase, and further, these enzymes mutants used.

特許文献4〜6に示される如く、酵素センサでは、検体の測定対象によって分子識別素子としての酵素の種類を変えることが必要である。 As shown in Patent Document 4 to 6, the enzyme sensor, it is necessary to change the type of the enzyme as a molecular identification element by the measurement analytes of interest. 例えば、測定対象がグルコースの場合にはグルコースオキシターゼまたはグルコースデヒドロゲナーゼが、測定対象がエタノールの場合にはアルコールオキシターゼまたはアルコールデヒドロゲナーゼが、測定対象が乳酸の場合には乳酸オキシターゼが、測定対象が総コレステロールなどの場合にはコレステロールエステラーゼとコレステロールオキシダーゼの混合物などが用いられる。 For example, glucose oxidase or glucose dehydrogenase if the measurement target is glucose, alcohol oxidase or alcohol dehydrogenase, if the measurement target is a ethanol, measured is lactate oxidase in the case of lactic acid, the measurement object total cholesterol, etc. in the case of such a mixture of cholesterol esterase and cholesterol oxidase is used.
USP 6071391 USP 6071391 USP 6156173 USP 6156173 USP 6503381 USP 6503381

例えば、下記式に示す如く、グルコースオキシダーゼ(GOD)が触媒する反応を用いてグルコースを測定する場合には、発生した過酸化水素を、電極のみから構成されるセンサを用いた場合と同様に、酸化または還元された電流を測定することにより、その濃度が電気化学的に測定可能となり、これにより間接的にグルコース濃度を測定することができる。 For example, as shown in the following formula, when the glucose oxidase (GOD) to measure the glucose using a reaction catalyzed is the generated hydrogen peroxide, as in the case of using the sensor composed of the electrode only, by measuring the oxidation or reduction currents, its concentration becomes electrochemically measurable, thereby indirectly can measure the glucose concentration.
グルコース + 酸素 → グルコノラクトン + H Glucose + oxygen → gluconolactone + H 2 O 2

このようなセンサにおいて、反応が溶存酸素濃度に律速され、低濃度の試料しか測定できない場合、検出範囲の拡大を目的として酵素とともに電子伝達体(メディエーター)が使用される。 In such a sensor, the reaction is limited by the dissolved oxygen concentration, when it is not possible to lower the concentration of the sample only measurement, the electron mediator with the enzyme (mediator) is used for the purpose of expansion of the detection range. メディエーターにはフェリシアン化カリウム、フェロセン、フェロセン誘導体、ベンゾキノン、キノン誘導体、オスミウム錯体などが用いられる。 Potassium ferricyanide is the mediator, ferrocene, ferrocene derivatives, benzoquinone, quinone derivatives, such as osmium complex is used.

例えば、グルコースを測定する場合、グルコースオキシダーゼやグルコースデヒドロゲナーゼなどの酵素のいずれかと、フェリシアン化カリウムを用いる。 For example, when measuring glucose, and any enzyme, such as glucose oxidase or glucose dehydrogenase, using potassium ferricyanide. 酵素により還元されたフェリシアンイオンは、以下の式のようにさらに電極によりフェロシアンイオンに酸化され、このときの電流値を測定することにより、間接的にグルコースを測定することができる。 Ferricyanide ions are reduced by the enzyme is oxidized to ferrocyanide ions by further electrodes as the following equation, by measuring the current value at this time can be indirectly measure glucose.
2[Fe(CN) 6 ] 4- → 2[Fe(CN) 6 ] 3- + 2e - 2 [Fe (CN) 6] 4- → 2 [Fe (CN) 6] 3- + 2e -

これらのセンサをとりつける測定器本体は、データをパーソナルコンピュタ、携帯電話などに有線または無線で送信できる機能を有することが好ましい。 Instrument attaching these sensors body data personal computers and have the ability to send a wired or wireless to mobile phones preferred. 例えば、医療・健康関係のバイオセンサの場合、データをグラフ化して自己管理したり、また病院、かかりつけの医者に送信して、データをもとにした相談などができる利点がある。 For example, in the case of a bio-sensor of the medical and health relationship, and send or self-management to chart the data, also the hospital, to family doctor, the data there is an advantage that it is such consultation was based on.

次に、実施例について本発明を説明する。 The following describes the present invention for Example.

実施例1 Example 1
ノボラック型フェノール樹脂(CAS No.9003-35-4)28gおよびビニル樹脂(CAS No.70775-95-0)2gを、イソホロン9g、ブチルカルビトール13gおよびブチルカルビトールアセテート21gからなる溶剤にミキサーを用いて混合・攪拌し、得られた混合物に、ファーネスブラック9gおよびグラファイト18gを混合した。 A novolak type phenolic resin (CAS No.9003-35-4) 28g and vinyl resins (CAS No.70775-95-0) 2g, isophorone 9 g, the mixer in a solvent consisting of butyl carbitol 13g and butyl carbitol acetate 21g used mixing and stirring, the mixture obtained was mixed with furnace black 9g and graphite 18 g. 以上の混合物の固形分重量は57g、 混合物全量は100gであった。 Solids weight of the mixture of more than 57 g, total mixture was 100 g. さらに、この混合物に多層カーボンナノチューブ0.75gを混合して、印刷用インクを得た。 Further, a mixture of multi-walled carbon nanotubes 0.75g to the mixture to obtain a printing ink. 得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は42.7重量%、また電極形成成分中の樹脂分は52重量%、カーボンは46.7重量%およびナノカーボンは1.3重量%であった。 The ink properties of printing inks obtained is normal, the solvent is 42.7% by weight of the ink, also the resin content in the electrode forming component 52 wt%, carbon met 46.7 wt% and nanocarbon 1.3 wt% It was.

このインクを、厚さ188μmのPET(ポリエチレンテレフタレート)シート上にスクリーン印刷し、150℃で30分間乾燥し、電極を形成した。 The ink was screen-printed on PET (polyethylene terephthalate) sheet having a thickness of 188 [mu] m, and dried for 30 minutes at 0.99 ° C., to form an electrode. 目視による電極性状は正常であった。 Electrode properties by visual was normal. この電極について、膜厚と抵抗を測定したところ、それぞれ12μm、40.7KΩであった。 This electrode was measured for film thickness and resistance, 12 [mu] m respectively, were 40.7Keiomega. なお、抵抗の測定には、膜厚10μmで規格化したものが用いられ、幅1mm、長さ1mに印刷した塗膜の両端2点間の抵抗をテスターを用いて測定した。 Note that the measurement of the resistance, which was normalized by film thickness 10μm was used, was measured using a tester resistance across two points of the coating film was printed to a width 1 mm, length 1 m.

実施例2 Example 2
実施例1において、多層カーボンナノチューブ量が3.75gに変更されて用いられた。 In Example 1, the amount of multi-walled carbon nanotubes was changed to 3.75 g. 得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は41.5重量%で、また電極形成成分中の樹脂分は49.4重量%、カーボンは44.4重量%およびナノカーボンは6.2重量%であった。 The ink properties of printing inks obtained is normal, in solvent 41.5 wt% in the ink, also resin component 49.4 wt% in the electrode-forming components, carbon 44.4 wt% and nanocarbon 6.2 wt% there were.

このインクを用いて、実施例1と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。 The ink was used to similarly form an electrode as in Example 1 and measured the film thickness and resistance. 目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ10μm、39.8KΩであった。 Electrode properties by visual is normal, also resistance film thickness was respectively 10μm, 39.8KΩ.

比較例1 Comparative Example 1
実施例1において、多層カーボンナノチューブ量が7.5gに変更されて用いられた。 In Example 1, the amount of multi-walled carbon nanotubes was changed to 7.5 g. 得られた印刷用インクのインク性状には凝集がみられ、インク中の溶剤は40重量%で、また電極形成成分中の樹脂分は46.5重量%、カーボンは41.9重量%およびナノカーボンは11.6重量%であった。 The ink properties of the printing inks obtained were observed aggregation, in solvent 40% by weight of the ink, also the resin content in the electrode forming component 46.5 wt%, carbon is 41.9% by weight and nanocarbon 11.6 wt %Met.

このインクを用いて、実施例1と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。 The ink was used to similarly form an electrode as in Example 1 and measured the film thickness and resistance. 目視による電極性状は粗密混在であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ17μm、98.7KΩであった。 Electrode properties by visual is compressional mixed, also resistance film thickness was respectively 17μm, 98.7KΩ.

実施例3 Example 3
実施例1において、多層カーボンナノチューブの代わりに、カーボンナノホーン0.75gが用いられた。 In Example 1, in place of the multi-walled carbon nanotubes, carbon nanohorn 0.75g was used. 得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は42.7重量%で、また電極形成成分中の樹脂分は52重量%、カーボンは46.7重量%およびナノカーボンは1.3重量%であった。 The ink properties of printing inks obtained is normal, in solvent 42.7 wt% in the ink, also resin component 52 wt% in the electrode-forming components, carbon 46.7 wt% and nanocarbon 1.3 wt% there were.

このインクを用いて、実施例1と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。 The ink was used to similarly form an electrode as in Example 1 and measured the film thickness and resistance. 目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ14μm、51.3KΩであった。 Electrode properties by visual is normal, also resistance film thickness was respectively 14μm, 51.3KΩ.

実施例4 Example 4
実施例1において、多層カーボンナノチューブの代わりに、フラーレンC 60が0.54g用いられた。 In Example 1, in place of the multi-walled carbon nanotubes, fullerene C 60 was used 0.54 g. 得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は42.8重量%で、また電極形成成分中の樹脂分は52.1重量%、カーボンは47重量%およびナノカーボンは0.9重量%であった。 The ink properties of printing inks obtained is normal, in solvent 42.8 wt% in the ink, also resin component 52.1 wt% in the electrode-forming components, carbon 47% by weight and the nano-carbon is 0.9 wt% there were.

このインクを用いて、実施例1と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。 The ink was used to similarly form an electrode as in Example 1 and measured the film thickness and resistance. 目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ19μm、72.2KΩであった。 Electrode properties by visual is normal, also resistance film thickness was respectively 19μm, 72.2KΩ.

比較例1の結果に示されるように、カーボンナノチューブを7.5g(固形分中11.6重量%)配合したものはインクに一部凝集がみられ、電極性状も塗膜に粗密がみられ、均一ではなかった。 As shown in the results of Comparative Example 1, a carbon nanotube 7.5 g (solid content 11.6 wt%) some agglomeration was observed in the ink that is formulated, the electrode characteristics even density was observed in the coating film, uniform There was no. 一方、実施例1〜4の結果に示されるように、0.1〜10重量%、好ましくは1〜7重量%のカーボンナノチューブ、カーボンナノホーンおよびフラーレン(C 60 )を用いたものは、いずれもインク性状、電極性状ともに良好であった。 On the other hand, as shown in the results of Examples 1 to 4, 0.1 to 10% by weight, preferably that with 1-7 wt% of carbon nanotubes, carbon nanohorn and fullerene (C 60) are all ink properties were good in both electrode properties.

実施例5 Example 5
実施例1において、多層カーボンナノチューブ量が1.7gに変更されて用いられた。 In Example 1, the amount of multi-walled carbon nanotubes was changed to 1.7 g. 得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は42.3重量%で、また電極形成成分中の樹脂分は51.1重量%、カーボンは46重量%およびナノカーボンは2.9重量%であった。 The ink properties of printing inks obtained is normal, in solvent 42.3 wt% in the ink, also resin component 51.1 wt% in the electrode-forming components, carbon 46% by weight and the nano-carbon is 2.9 wt% there were.

このインクを用いて、実施例1と同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。 The ink was used to similarly form an electrode as in Example 1 and measured the film thickness and resistance. 目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ9μm、924Ωであった。 Electrode properties by visual is normal, also resistance film thickness was respectively 9μm, 924Ω.

比較例2 Comparative Example 2
実施例1において、多層カーボンナノチューブが用いられなかった。 In Example 1, the multilayer carbon nanotubes was used. 得られた印刷用インクのインク性状は正常であり、インク中の溶剤は43重量%で、また電極形成成分中の樹脂分は52.6重量%およびカーボンは47.4重量%であった。 The ink properties of printing inks obtained is normal, the solvent in the ink is 43 wt%, and the resin content in the electrode forming component 52.6 wt% and carbon was 47.4 wt%.

このインクを用いて、実施例同様に電極を形成し、膜厚と抵抗を測定した。 The ink was used to similarly form an electrode as in Example 1 and measured the film thickness and resistance. 目視による電極性状は正常であり、また膜厚と抵抗はそれぞれ12μm、1247Ωであった。 Electrode properties by visual is normal, also resistance film thickness was respectively 12μm, 1247Ω.

実施例5および比較例2の結果に示されるように、カーボンナノチューブを配合していない塗膜に比べ、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは、抵抗値が26%低下し、導電性に改善がみられた。 As shown in the results of Example 5 and Comparative Example 2, compared with a coating that is not blended with carbon nanotubes, those obtained by blending carbon nanotubes 2.9 wt%, the resistance is reduced by 26%, improves the conductivity It was observed.

実施例6 Example 6
実施例5で用いられたインクを、厚さ188μmのPETシートにスクリーン印刷し、150℃で30分間乾燥して2極の電極(作用極および対極)を形成したものを用いて、これらの電極の過酸化水素に対する応答を測定した。 The ink used in Example 5, screen printed on PET sheet having a thickness of 188 [mu] m, using a material obtained by forming a bipolar electrode and dried for 30 minutes at 0.99 ° C. (working electrode and counter electrode), these electrodes It was measured the response to hydrogen peroxide. 測定は、pH7.4のリン酸緩衝液に溶解した50mM過酸化水素3μlを電極上に滴下し、20秒静置した後(静置電圧0V)、電極間には-1.2V〜1.2Vの電圧を10秒間かけ、測定電圧印加後10秒後の24℃における電流値を測定するというポテンシャルステップクロアンペロメトリー法により行われた。 Measurement was added dropwise to 50mM hydrogen peroxide 3μl dissolved in phosphate buffer pH7.4 on an electrode, left for 20 seconds, after which (standing voltage 0V), between the electrodes of -1.2V~1.2V applying a voltage of 10 seconds, it was performed by a potential step black amperometry method of measuring the current value at 24 ° C. for 10 seconds after the measurement voltage.

測定に供した電極は、使い捨てタイプのものであり、以下の各実施例、比較例の電極も使い捨てタイプのものである。 Electrode subjected to measurement is of disposable type, each of the following examples, the electrodes of the comparative examples is of the disposable type. すなわち、データの一点一点をとるのに使用したセンサは、すべて異なったものである。 That is, the sensor used to take one by one the data were all different.

比較例3 Comparative Example 3
実施例6において、実施例5で用いられたインクの代わりに、比較例2で用いられたインクが用いられた。 In Example 6, instead of the ink used in Example 5, the ink used in Comparative Example 2 was used.

実施例6(○)および比較例3(◇)で得られた結果は、図1のグラフに示される。 Example 6 (○) and Comparative Example results obtained in 3 (◇) is shown in the graph of FIG. 図1のグラフに示される如く、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは、カーボンナノチューブを配合していないものと比べて、-0.8Vから0.8Vの範囲で同一電圧での電流の発生の程度が高く、特に-0.4V以下、0.4V以上での過酸化水素に対する電極の触媒活性が高いことが示された。 As shown in the graph of FIG. 1, those obtained by blending carbon nanotubes 2.9 wt%, as compared to those not blended carbon nanotubes, the degree of generation of current at the same voltage from 0.8V from -0.8V high, especially -0.4V or less, it was shown that high catalytic activity of the electrodes to hydrogen peroxide at 0.4V or higher. 両端の電流の急速な立ち上がりは水の電気分解によるものと考えられる。 Fast rise across the current is considered to be due to electrolysis of water.

参考例1 Reference Example 1
実施例6において、pH7.4のリン酸緩衝液に溶解した50mM過酸化水素の代わりに、pH7.4のリン酸緩衝液が同量用いられた。 In Example 6, instead of 50mM hydrogen peroxide was dissolved in a phosphate buffer of pH7.4, phosphate buffer pH7.4 was used the same amount.

参考例2 Reference Example 2
比較例3において、pH7.4のリン酸緩衝液に溶解した50mM過酸化水素の代わりに、pH7.4のリン酸緩衝液が同量用いられた。 In Comparative Example 3, in place of the 50mM hydrogen peroxide was dissolved in a phosphate buffer of pH7.4, phosphate buffer pH7.4 was used the same amount.

参考例1(○)および2(◇)で得られた結果は、図2のグラフに示される。 The results obtained in Reference Example 1 (○) and 2 (◇) is shown in the graph of FIG. この図2のグラフの結果から、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは、カーボンナノチューブを配合していないものに比べて、広い電圧領域でベース電流が安定していて、電位窓が広いと言える。 Said from the results of the graph of FIG. 2, those obtained by blending carbon nanotubes 2.9 wt%, as compared with those not mixed with carbon nanotubes, have base current stable over a wide voltage range, a wide potential window . また、実施例6で得られた測定値より、参考例1で得られた測定値をマイナスした値(○)および比較例3で得られた測定値より、参考例2で得られた測定値をマイナスした値(◇)は、図3のグラフに示される。 Further, examples from the measurement values ​​obtained in 6, from the measurements obtained measurements obtained in Reference Example 1 in negative values ​​(○) and Comparative Example 3, the measured values ​​obtained in Reference Example 2 the negative value (◇) is shown in the graph of FIG. 図3に示された結果は、緩衝液によるベース電流の影響を除いて、過酸化水素に起因する電流を正確にみようとしたものである。 The results shown in Figure 3, except for the influence of the base current with buffer is obtained by a Let exact current due to hydrogen peroxide. 図3のグラフに示される如く、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは、カーボンナノチューブを配合していないものに比べて、特に-0.4V以下、0.4V以上での過酸化水素に対する電極の触媒活性が高いことが示される。 As shown in the graph of FIG. 3, obtained by mixing carbon nanotubes 2.9 wt%, as compared with those not mixed with carbon nanotubes, in particular -0.4V or less, the electrodes to hydrogen peroxide at 0.4V or more catalyst high activity can be shown.

実施例7 Example 7
実施例5で用いられたインクを、厚さ188μmのPETシートにスクリーン印刷し、150℃で30分間乾燥して2極の電極(作用極および対極)を形成したものを用いて、これらの電極の過酸化水素センサとしての過酸化水素に対する応答を測定した。 The ink used in Example 5, screen printed on PET sheet having a thickness of 188 [mu] m, using a material obtained by forming a bipolar electrode and dried for 30 minutes at 0.99 ° C. (working electrode and counter electrode), these electrodes the response of to hydrogen peroxide as a hydrogen peroxide sensor was measured. 測定は、pH7.4のリン酸緩衝液に溶解した所定濃度の過酸化水素3μlを電極上に滴下し、20秒静置した後(静置電圧0V)、電極間には0.6Vの電圧を10秒間かけ、測定電圧印加後10秒後の23℃における電流値を測定するというポテンシャルステップクロアンペロメトリー法により行われた。 Measurement was added dropwise hydrogen peroxide 3μl of a predetermined concentration, dissolved in phosphate buffer pH7.4 on an electrode, after left for 20 seconds (left voltage 0V), the 0.6V voltage between the electrodes over 10 seconds, was performed by a potential step black amperometry method of measuring the current value at 23 ° C. for 10 seconds after the measurement voltage.

比較例4 Comparative Example 4
実施例7において、実施例5で用いられたインクの代わりに、比較例2で用いられたインクが用いられた。 In Example 7, in place of the ink used in Example 5, the ink used in Comparative Example 2 was used.

実施例7(○)および比較例4(◇)で得られた結果は、図4のグラフに示される。 Example 7 (○) and Comparative Example results obtained in 4 (◇) is shown in the graph of FIG.

実施例8 Example 8
実施例7において、測定電圧を-0.6Vに変更し、電流値の測定が行われた。 In Example 7, to change the measurement voltage to -0.6 V, the measurement of current values ​​was conducted.

比較例5 Comparative Example 5
比較例4において、測定電圧を-0.6Vに変更し、電流値の測定が行われた。 In Comparative Example 4, to change the measurement voltage to -0.6 V, the measurement of current values ​​was conducted.

実施例8(○)および比較例5(◇)で得られた結果は、図5のグラフに示される。 Example 8 (○) and Comparative Example 5 (◇) results obtained with is shown in the graph of FIG.

実施例7〜8および比較例4〜5の結果より、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは、酸化電流、還元電流ともに30mM付近まで検量性を示したのに対して、カーボンナノチューブを配合していないものは、酸化電流、還元電流ともに検量性を示さないことが確認された。 From the results of Examples 7-8 and Comparative Examples 4-5, those obtained by blending carbon nanotubes 2.9 wt%, the oxidation current, whereas showed a calibration resistance to 30mM near both reduction current, blended carbon nanotubes not even those, the oxidation current, it was confirmed that exhibits no calibration of both reduction current.

実施例9 Example 9
実施例5で用いられたインクを、厚さ188μmのPETシートにスクリーン印刷し、150℃で30分間乾燥して形成した2極の電極(作用極および対極)上に、さらにグルコースオキシダーゼ(シグマ社製品G7016)1650ユニットおよび蒸留水0.25mlからなるドープ液を1.0μl滴下し、室温で24時間乾燥することにより有機物質層を形成し、グルコースバイオセンサを作製した。 The ink used in Example 5, screen printed PET sheet having a thickness of 188 [mu] m, on 2-pole electrodes formed by drying for 30 minutes at 0.99 ° C. (working electrode and counter electrode), further glucose oxidase (Sigma products G7016) the dope solution was 1.0μl dropped consisting 1650 units and distilled water 0.25 ml, the organic material layer was formed by drying for 24 hours at room temperature to prepare a glucose biosensor.

pH7.4の50mMリン酸緩衝液に溶解した所定濃度のグルコース3μlを上記有機物質層上に滴下し、80秒静置した後(静置電圧0V)、測定電圧印加後10秒後の24℃、測定電圧0.6Vにおける電流値を測定し、グルコースバイオセンサとしての特性を評価した。 Glucose 3μl of a predetermined concentration dissolved in 50mM phosphate buffer pH7.4 was dropped on the organic material layer, was 80 Byosei置 (standing voltage 0V), 24 ° C. for 10 seconds after the measurement voltage applied measures the current in the measurement voltage 0.6V, the characteristics were evaluated as glucose biosensors.

比較例6 Comparative Example 6
実施例9において、実施例5で用いられたインクの代わりに、比較例2で用いられたインクが用いられた。 In Example 9, in place of the ink used in Example 5, the ink used in Comparative Example 2 was used.

実施例9(○)および比較例6(◇)で得られた結果は、図6のグラフに示される。 Example 9 (○) and Comparative Example results obtained in 6 (◇) is shown in the graph of FIG.

実施例10 Example 10
実施例9において、測定電圧を-0.6Vに変更し、電流値の測定が行われた。 In Example 9, to change the measurement voltage to -0.6 V, the measurement of current values ​​was conducted.

比較例7 Comparative Example 7
比較例6において、測定電圧を-0.6Vに変更し、電流値の測定が行われた。 In Comparative Example 6, and changes the measured voltage to -0.6 V, the measurement of current values ​​was conducted.

実施例10(○)および比較例7(◇)で得られた結果は、図7のグラフに示される。 Example 10 (○) and Comparative Example 7 (◇) results obtained with is shown in the graph of FIG.

実施例9〜10および比較例6〜7の結果より、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは、酸化電流、還元電流ともにグルコース濃度400mg/dl付近まで検量性を示したのに対して、カーボンナノチューブを配合していないものは、酸化電流、還元電流ともに検量性を示さないことが確認された。 From the results of Examples 9-10 and Comparative Examples 6-7, whereas those obtained by blending carbon nanotubes 2.9 wt%, the oxidation current, showing a calibration resistance to the vicinity of the glucose concentration 400 mg / dl for both reduction current, carbon those not blended nanotubes, oxidation current, exhibits no calibration has been confirmed in both reduction current.

実施例11 Example 11
実施例10において、グルコースの代わりに0.2mMアスコルビン酸を用いて電流値の測定を行ったところ、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは、-2.6nAであるのに対し、カーボンナノチューブを配合していないものは、-13.0nAであった。 In Example 10, it was subjected to measurement of the current value using the 0.2mM ascorbic acid instead of glucose, which was blended with carbon nanotubes 2.9% by weight, whereas a -2.6NA, blended carbon nanotubes not even those was -13.0nA.

100mg/dlグルコースの出力は、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは-1.3nAであるのに対し、カーボンナノチューブを配合していないものは-3.0nAであった。 Output of 100 mg / dl glucose, obtained by compounding carbon nanotubes 2.9 wt% whereas a -1.3NA, which was not blended carbon nanotubes was -3.0NA. 選択性を、グルコース出力をアスコルビン酸出力で除したものと定義すると、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものは0.5であり、カーボンナノチューブを配合していないものは0.23である。 Selectivity and glucose output is defined as divided by ascorbic acid output, those obtained by blending carbon nanotubes 2.9 wt% is 0.5, which is not blended with carbon nanotubes is 0.23. このことから、カーボンナノチューブを2.9重量%配合したものの選択性は、カーボンナノチューブを配合していないものに比べ2倍近く良好であり、電圧を適宜選ぶことにより、選択性を改善できる可能性があることが示された。 Therefore, selectivity but blended with carbon nanotubes 2.9 wt% is nearly twice better compared with those not mixed with carbon nanotubes, by selecting the voltage appropriate, it may be possible to improve selectivity it was shown.

カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレン、これらの誘導体またはこれらの混合物とカーボンと樹脂などが電極材料として用いられたセンサは、各種溶液中の成分濃度を電気化学的に測定するセンサ、例えばタンパク質の機能、構造解明に用いるプロテインチップ、脳の機能解明に用いる神経伝達物質センサ、環境管理のための水質検査などに用いられるセンサにとして用いられる。 Carbon nanotubes, carbon nanohorn, cocoon, carbon nano coils, fullerenes, sensors and derivatives or mixtures thereof with carbon and resin are sensors used as an electrode material, electrochemically measuring the component concentrations of the various solutions , for example, the function of the protein, protein chip used in structure elucidation, neurotransmitters sensor used to functional analysis of the brain, is used as the sensor used for water quality testing for environmental management. あるいは、酵素などを利用して電気化学的に測定する家庭内自己診断用の血糖センサ、尿糖センサ、コレステロールセンサ、クレアチニンセンサ、ケトン体センサ、ヘモグロビンエーワンシーセンサ、エタノールセンサ、乳酸センサ、ピルビン酸センサ、DNAチップなどとして用いられる。 Alternatively, home blood glucose sensor for self-diagnosis to be measured such as by using electrochemically enzymes, urine sugar sensor, a cholesterol sensor, creatinine sensor, ketone bodies sensor, hemoglobin-One Sea sensor, ethanol sensors, lactate sensors, pyruvate sensor, used as a DNA chip.

本発明のバイオセンサの緩衝液に溶解した過酸化水素に対する電圧依存性を調べたグラフである Is a graph examining the voltage dependence of the hydrogen peroxide dissolved in a buffer of the biosensor of the present invention 本発明のバイオセンサの緩衝液に対する電圧依存性を調べたグラフである Is a graph examining the voltage dependence of the buffer of the biosensor of the present invention 本発明のバイオセンサの過酸化水素に対する電圧依存性を調べたグラフである Is a graph examining the voltage dependence to hydrogen peroxide of a biosensor of the present invention 本発明のバイオセンサの0.6V電圧下における過酸化水素に対する応答性を調べたグラフである It is a graph of investigating the response to hydrogen peroxide at 0.6V voltage of a biosensor of the present invention 本発明のバイオセンサの-0.6V電圧下における過酸化水素に対する応答性を調べたグラフである It is a graph of investigating the response to hydrogen peroxide at -0.6V voltage of a biosensor of the present invention 本発明のバイオセンサの0.6V電圧下におけるグルコースに対する応答性を調べたグラフである It is a graph of investigating the response to glucose in the 0.6V voltage of a biosensor of the present invention 本発明のバイオセンサの-0.6V電圧下におけるグルコースに対する応答性を調べたグラフである It is a graph of investigating the response to glucose in -0.6V voltage of a biosensor of the present invention

Claims (19)

  1. カーボンナノチューブ、カーボンナノホーン、コクーン、カーボンナノコイル、フラーレンおよびこれらの誘導体の少なくとも一種0.1〜10重量%、カーボンブラックおよびグラファイトの少なくとも一種30〜60重量%、バインダー樹脂30〜60重量%および有機溶剤からなるインクが電極として基板上に印刷されたバイオセンサ。 Carbon nanotubes, carbon nanohorn, cocoon, carbon nano coils, fullerenes and at least one 0.1 to 10% by weight of these derivatives, at least one 30 to 60 wt% of carbon black and graphite, a binder resin 30-60 wt% and an organic solvent biosensor comprising ink is printed on the substrate as an electrode.
  2. さらに50重量%以下の金属粉または金属酸化物粉が添加されたインクが用いられた請求項1記載のバイオセンサ。 The biosensor of claim 1, wherein used is more than 50% by weight of the ink metal powder or metal oxide powder was added.
  3. カーボンナノチューブとして、アーク放電法、化学的気相成長法またはレーザー蒸発法のいずれかの方法で製造されたものが用いられた請求項1記載のバイオセンサ。 As the carbon nanotube, an arc discharge method, the biosensor of claim 1, wherein the one was used which was prepared by the method of any of chemical vapor deposition or laser vaporization.
  4. カーボンナノチューブとして、多層または単層のカーボンナノチューブが用いられた請求項1記載のバイオセンサ。 As the carbon nanotube, the biosensor of claim 1, wherein the carbon nanotubes of the multi-layer or single layer was used.
  5. カーボンブラックが、ファーネスブラック、サーマルブラック、チャンネルブラック、ケッチェンブラック、ガスブラック、オイルブラックおよびアセチレンブラックの少なくとも一種である請求項1記載のバイオセンサ。 Carbon black, biosensor of claim 1, wherein furnace black, thermal black, channel black, ketjen black, gas black, is at least one oil black and acetylene black.
  6. バインダー樹脂が、熱可塑性樹脂、熱硬化性樹脂または光硬化性樹脂である請求項1または2記載のバイオセンサ。 Binder resin, biosensor of claim 1 or 2, wherein the thermoplastic resin, thermosetting resin or a photocurable resin.
  7. 金属粉または金属酸化物粉が、ニッケル、銅、銀、コバルト、酸化チタン、酸化亜鉛およびインジウムスズ酸化物(ITO)の少なくとも一種である請求項2記載のバイオセンサ。 Metal powder or metal oxide powder, nickel, copper, silver, cobalt, biosensor of claim 2, wherein at least one of titanium oxide, zinc oxide and indium tin oxide (ITO).
  8. 基板材料として、プラスチック、生分解性材料、紙、セラミックスまたはガラスが用いられた請求項1記載のバイオセンサ。 As the substrate material, plastic, biodegradable material, paper, biosensor of claim 1, wherein the ceramic or glass is used.
  9. 電極が、スクリーン印刷法により基板上に印刷された請求項1または2記載のバイオセンサ。 Electrode, biosensor of claim 1 or 2, wherein printed on the substrate by a screen printing method.
  10. 電極上および/または電極周辺の基板上に有機物質が配置された請求項1記載のバイオセンサ。 The biosensor of claim 1, wherein the organic material is arranged on and / or electrodes around the substrate to the electrode.
  11. 有機物質が、酵素、酵素のミュータント、抗体、核酸、プライマー、ペプチド核酸、核酸プローブ、アプタマー、微生物、オルガネラ、シャペロン、レセプター、細胞組織、メディエーター、挿入剤、補酵素、抗体標識物質、基質、界面活性剤、脂質、アルブミン、ナフィオン、チオール基導入試薬および共有結合試薬の少なくとも一種である請求項10記載のバイオセンサ。 Organic substances, enzymes, enzyme mutants, antibodies, nucleic acids, primer, peptide nucleic acid, nucleic acid probes, aptamers, microorganisms, organelles, chaperones, receptors, tissue, mediator, intercalating agents, coenzymes, antibodies labeled substance, the substrate, the interface active agents, lipids, albumin, Nafion, biosensor of claim 10, wherein at least one thiol group-introducing reagent and covalent reagent.
  12. 有機物質が、グルコースオキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、グルコースデヒドロゲナーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、アルコールオキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、アルコールデヒドロゲナーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、ピルビン酸オキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、ヒドロキシ酪酸デヒドロゲナーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、フルクトシルアミンオキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、コレステロールエステラーゼ、コレステロールオキシダーゼとフェリシアン化カリウムの混合物、ザルコシンオキシダーゼ、クレアチニナーゼ、クレアチナーゼとフェリシアン化カリウムの混合物または酵素のミュータントとフェリシアン化カリウムの混合物である Organic material, a mixture of glucose oxidase and potassium ferricyanide, mixture of glucose dehydrogenase and potassium ferricyanide, a mixture of alcohol oxidase and potassium ferricyanide, a mixture of alcohol dehydrogenase and potassium ferricyanide, a mixture of pyruvate oxidase and potassium ferricyanide, hydroxybutyrate dehydrogenase and ferrimagnetic mixture of potassium cyanide, a mixture of fructosyl amine oxidase and potassium ferricyanide, cholesterol esterase, a mixture of cholesterol oxidase and potassium ferricyanide, sarcosine oxidase, is creatininase, mixtures or a mixture of mutant and potassium ferricyanide enzymes creatinase and potassium ferricyanide 求項10記載のバイオセンサ。 Biosensor Motomeko 10 wherein.
  13. 有機物質と電極または電極周辺の基板との結合法が、吸着法、共有結合法である請求項10記載のバイオセンサ。 Organic materials and electrodes or bonding method of the substrate around the electrode, biosensor of claim 10, wherein adsorption is a covalent bond method.
  14. 電極間電圧を特定電圧に設定することにより、測定妨害物質の影響を避け、目的物質を選択的に測定できる請求項1記載のバイオセンサ。 By setting the inter-electrode voltage to a particular voltage, avoiding the influence of the measurement interfering substances biosensor of claim 1, wherein the target substance can be selectively measured.
  15. 電極が、あらかじめ電極端子が形成された基板の電極端子の一部上にスクリーン印刷で形成された請求項1または2記載のバイオセンサ。 Electrode, biosensor of claim 1 or 2, wherein formed by screen printing on a portion of the electrode terminals of the substrate in advance the electrode terminals are formed.
  16. 電極端子の材料が、白金、パラジウム、銀、銅などの単体またはこれらが樹脂に分散されたものであり、蒸着、スパッタリング、スクリーン印刷または箔貼り付けの方法で基板上に形成された請求項15記載のバイオセンサ。 Materials of the electrode terminals, platinum, which palladium, silver, elemental copper or they are dispersed in a resin, deposition, sputtering, claim 15 formed on a substrate by screen printing or foil pasting method the biosensor according.
  17. 電極の面積規定が、熱硬化性または光硬化性のレジストをスクリーン印刷で形成することにより行われる請求項15記載のバイオセンサ。 The biosensor of claim 15 performed by the area defining electrode, to form a thermosetting or photocurable resist by screen printing.
  18. 2つまたは3つの異なるセンサを同一基板上に形成した請求項1または10記載のバイオセンサであって、センサが2つの場合は、グルコースセンサとクレアチンセンサ、グルコースセンサとケトン体センサであり、3つの場合は、グルコースセンサとクレアチンセンサとケトン体センサであるバイオセンサ。 Two or three different sensors to a biosensor of claim 1 or 10, wherein formed on the same substrate, if the sensor is two, the glucose sensor and creatine sensor, a glucose sensor and a ketone body sensor, 3 One case of the biosensor a glucose sensor and creatine sensor and ketone body sensor.
  19. 電流測定のためバイオセンサをとりつける測定器本体が、データをパソコン、携帯電話に有線または無線で送信できる機能を有する請求項1または2記載のバイオセンサ。 Biosensor measuring device main body mounting the biosensor, data PC, according to claim 1 or 2 having the ability to send a wired or wireless to a mobile phone for current measurement.
JP2006510899A 2004-03-10 2005-02-21 Biosensor Expired - Fee Related JP4374464B2 (en)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2004066984 2004-03-10
JP2004066984 2004-03-10
PCT/JP2005/002699 WO2005088288A1 (en) 2004-03-10 2005-02-21 Carbon nanotube biosensor

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPWO2005088288A1 JPWO2005088288A1 (en) 2008-01-31
JP4374464B2 true JP4374464B2 (en) 2009-12-02

Family

ID=34975705

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2006510899A Expired - Fee Related JP4374464B2 (en) 2004-03-10 2005-02-21 Biosensor
JP2009159615A Expired - Fee Related JP4706070B2 (en) 2004-03-10 2009-07-06 ink

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2009159615A Expired - Fee Related JP4706070B2 (en) 2004-03-10 2009-07-06 ink

Country Status (2)

Country Link
JP (2) JP4374464B2 (en)
WO (1) WO2005088288A1 (en)

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100869372B1 (en) * 2006-05-18 2008-11-19 고려대학교 산학협력단 Carbon nano tube chemical sensor and method for manufacturing the same
US9700252B2 (en) 2006-06-19 2017-07-11 Roche Diabetes Care, Inc. Amperometric sensor and method for its manufacturing
CN101473225B (en) 2006-06-19 2016-05-11 霍夫曼-拉罗奇有限公司 Amperometric sensor and manufacturing method
JP4665235B2 (en) * 2006-06-29 2011-04-06 池田食研株式会社 Fad-binding glucose dehydrogenase gene
JP5061342B2 (en) * 2006-09-11 2012-10-31 国立大学法人大阪大学 Sensor using carbon nanotubes electrodes and the electrodes
JP2009222459A (en) * 2008-03-14 2009-10-01 National Institute Of Advanced Industrial & Technology Orientation monolayer carbon nanotube bulk structure having immobilized redox protein, and its use
KR100996532B1 (en) * 2008-08-22 2010-11-24 성균관대학교산학협력단 A method for enhancing the sensitivity of biosensor based on carbon nanotube using linker and spacer
EP2381972A2 (en) * 2009-01-27 2011-11-02 California Institute Of Technology Drug delivery and substance transfer facilitated by nano-enhanced device having aligned carbon nanotubes protruding from device surface
WO2011053621A1 (en) * 2009-10-27 2011-05-05 E. I. Du Pont De Nemours And Company Compositions and articles for high-temperature wear use
JP5948761B2 (en) * 2010-09-09 2016-07-06 日本電気株式会社 Conductive paste and a circuit board using the same
KR101209174B1 (en) 2012-05-02 2012-12-06 (주)비케이 Conductive ink composition for heating unit using carbon nanotube
WO2015002360A1 (en) * 2013-07-02 2015-01-08 (주)유민에쓰티 Composition for oil leak detection and sensor for oil leak detection having same applied thereto
CN104412331A (en) * 2013-07-02 2015-03-11 株式会社俞旻St Composition for oil leak detection and sensor for oil leak detection having same applied thereto
JP6476561B2 (en) * 2014-03-13 2019-03-06 東レ株式会社 Biosensor and a method of manufacturing the same
JP2016154755A (en) * 2015-02-25 2016-09-01 国立大学法人 東京医科歯科大学 Biological component detection device and dentition mouse guard type sensor
CN105954338A (en) * 2016-04-21 2016-09-21 福建师范大学 Electrochemical sensing method for food-borne pollutants based on carbon nanohorn and triethoxysilane

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11140342A (en) * 1997-11-14 1999-05-25 Minolta Co Ltd Carbon black pigment and ink
JP2000275208A (en) * 1999-03-25 2000-10-06 Mitsubishi Pencil Co Ltd Carbon material for electrochemical measurement and manufacture thereof
DE60024965T2 (en) * 1999-10-05 2006-07-13 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma glucose sensor
DE10114373A1 (en) * 2001-03-23 2002-10-10 Braun Gmbh Hand or blender with a coupling device
JP2003178816A (en) * 2001-12-11 2003-06-27 Hitachi Maxell Ltd Air secondary battery
JP2003332714A (en) * 2002-05-14 2003-11-21 Toppan Forms Co Ltd Media equipped with conductive circuit and method of manufacturing same
KR100464322B1 (en) * 2002-12-30 2005-01-03 삼성에스디아이 주식회사 Method for manufacturing fuel cell electrode
JP4337406B2 (en) * 2003-06-03 2009-09-30 日産自動車株式会社 Polymer electrolyte fuel cell using electrodes and this polymer electrolyte fuel cell
JP4721643B2 (en) * 2004-01-21 2011-07-13 学校法人桐蔭学園 Conductive coating forming composition, with dye-sensitized photovoltaic cell electrode and a dye-sensitized photovoltaic cell electrode using the same photovoltaic cell

Also Published As

Publication number Publication date
JP2009222726A (en) 2009-10-01
JPWO2005088288A1 (en) 2008-01-31
WO2005088288A1 (en) 2005-09-22
JP4706070B2 (en) 2011-06-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Liu et al. Amperometric glucose biosensor based on self-assembling glucose oxidase on carbon nanotubes
Sotiropoulou et al. Novel carbon materials in biosensor systems
Wang et al. Performance of screen-printed carbon electrodes fabricated from different carbon inks
Beitollahi et al. Novel 2, 2′-[1, 2-ethanediylbis (nitriloethylidyne)]-bis-hydroquinone double-wall carbon nanotube paste electrode for simultaneous determination of epinephrine, uric acid and folic acid
Bo et al. A novel electrochemical DNA biosensor based on graphene and polyaniline nanowires
Zhao et al. Direct electrochemistry of cytochrome c on a multi-walled carbon nanotubes modified electrode and its electrocatalytic activity for the reduction of H2O2
Guo et al. Fabrication of polyaniline/carbon nanotube composite modified electrode and its electrocatalytic property to the reduction of nitrite
Shahrokhian et al. Carbon paste electrode incorporating multi-walled carbon nanotube/cobalt salophen for sensitive voltammetric determination of tryptophan
Pariente et al. Mechanistic studies of the electrocatalytic oxidation of NADH and ascorbate at glassy carbon electrodes modified with electrodeposited films derived from 3, 4-dihydroxybenzaldehyde
Wang et al. Direct electrochemistry of catalase at a gold electrode modified with single‐wall carbon nanotubes
Lawrence et al. Detection of homocysteine at carbon nanotube paste electrodes
Cui et al. Selective and sensitive electrochemical detection of glucose in neutral solution using platinum–lead alloy nanoparticle/carbon nanotube nanocomposites
Xu et al. An amperometric biosensor based on the coimmobilization of horseradish peroxidase and methylene blue on a carbon nanotubes modified electrode
Wang et al. Adsorptive stripping potentiometry of DNA at electrochemically pretreated carbon paste electrodes
Pedano et al. Adsorption and electrooxidation of nucleic acids at carbon nanotubes paste electrodes
Dzyadevych et al. Amperometric enzyme biosensors: Past, present and future
Balasubramanian et al. Biosensors based on carbon nanotubes
Antiochia et al. Development of a carbon nanotube paste electrode osmium polymer-mediated biosensor for determination of glucose in alcoholic beverages
Thiagarajan et al. Easy modification of glassy carbon electrode for simultaneous determination of ascorbic acid, dopamine and uric acid
Mazloum-Ardakani et al. New strategy for simultaneous and selective voltammetric determination of norepinephrine, acetaminophen and folic acid using ZrO2 nanoparticles-modified carbon paste electrode
Rahman et al. Development of amperometric glucose biosensor based on glucose oxidase co-immobilized with multi-walled carbon nanotubes at low potential
Luo et al. A novel non-enzymatic glucose sensor based on Cu nanoparticle modified graphene sheets electrode
US6627058B1 (en) Thick film conductor composition for use in biosensors
Zhu et al. Simultaneous electrochemical determination of uric acid, dopamine, and ascorbic acid at single-walled carbon nanohorn modified glassy carbon electrode
CN1323293C (en) Electrochemical biosensor

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20090616

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20090619

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20090706

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20090818

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20090820

R150 Certificate of patent (=grant) or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (prs date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120918

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (prs date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120918

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (prs date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130918

Year of fee payment: 4

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees