WO2011125520A1 - バイオセンサチップ組立用キット、バイオセンサチップの製造方法及びバイオセンサチップ - Google Patents

バイオセンサチップ組立用キット、バイオセンサチップの製造方法及びバイオセンサチップ Download PDF

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WO2011125520A1
WO2011125520A1 PCT/JP2011/057215 JP2011057215W WO2011125520A1 WO 2011125520 A1 WO2011125520 A1 WO 2011125520A1 JP 2011057215 W JP2011057215 W JP 2011057215W WO 2011125520 A1 WO2011125520 A1 WO 2011125520A1
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WO
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electrode
substrate
wiring
biosensor
biosensor chip
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Application number
PCT/JP2011/057215
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English (en)
French (fr)
Inventor
泰久 浅野
守 小倉
道夫 本郷
栄一 金海
Original Assignee
富山県
株式会社リッチェル
株式会社土田製作所
Ｎｓマテリアルズ株式会社
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Publication date
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor chip assembly kit, a biosensor chip manufacturing method, and a biosensor chip.
  • Biosensors include enzyme sensors, microbial sensors, and immunosensors. These can selectively identify and quantify specific organic substances (measuring objects, analytes) even in a solution in which a large number of organic substances are mixed, utilizing the reaction specificity of enzyme groups and antigen antibodies.
  • the biosensor chip is a part that directly stores the measurement target in the biosensor.
  • the biosensor chip body that forms a reaction part (space) that specifically acts on the measurement target and a phenomenon that changes depending on the reaction in the reaction part.
  • Means (electrode and wiring) for electrically detecting and transmitting to the outside are provided.
  • the chip including the electrode for the sensor and the reagent such as an enzyme is produced by a film and a printing technique. Specifically, it is produced by printing and bonding a reagent such as an electrode, an adhesive, and an enzyme on a film (for example, Patent Documents 1 and 2).
  • Patent Documents 1 to 4 The entire description of Patent Documents 1 to 4 is specifically incorporated herein by reference.
  • an object of the present invention is to provide a chip for a biosensor such as an enzyme sensor that does not require a complicated correction function in a form suitable for a small amount and a wide variety.
  • biosensor chips are basically manufactured using film and printing technology.
  • the provision of substrates by injection molding is promising.
  • it is possible to perform injection molding with a single structure in this case, it is difficult to accurately fix an enzyme or the like inside, and such a sensor cannot be realized. Therefore, a biosensor chip manufactured only by injection molding is not known.
  • An object of the present invention is a biosensor chip including a metal electrode having good electrical conductivity and having a structure divided into two parts that can be produced by injection molding, under conditions that do not adversely affect the activity of an enzyme or the like.
  • An object of the present invention is to provide a means for joining the two-divided structures to provide a biosensor chip with reduced dimensional variations. More specifically, an object of the present invention is to provide a biosensor chip assembly kit that can be used to form the biosensor chip, a method of manufacturing a biosensor chip using the kit, and further using the kit. It is to provide a biosensor chip to be manufactured.
  • the present invention has been completed by finding a means for joining a molded product (two-part structure) to obtain a biosensor chip with reduced dimensional variation.
  • an injection molded product in which a metal electrode is integrally molded using a resin composition containing a polypropylene resin described in Patent Document 4 and a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY It has been found that a biosensor chip can be obtained by joining a bipartite structure) by a new method not described in Patent Document 4 without adversely affecting the activity of an enzyme or the like.
  • the present invention is as follows. [1] The first substrate, the first electrode disposed on the surface of the first substrate, and the first wiring connected to the first electrode, on the first wiring side of the first electrode in the thickness direction of the first substrate A first member having an extending through-hole and having a first joint surface on the same side as the first electrode for joining with the second joint surface of the second member, and surfaces of the second substrate and the second substrate A second electrode connected to the second electrode, and the second bonding surface on the same side as the second electrode for bonding with the first bonding surface of the first member.
  • a biosensor assembly kit comprising a second member having At least a part of the surface of at least one of the first electrode and the second electrode is used to immobilize a biological material for a biosensor, When the first member and the second member are laminated and bonded so that the first bonding surface and the second bonding surface face each other, (1) At least one of the first electrode and the second electrode has the opposing surface at a position recessed from the surface of the substrate on which the electrode is disposed so that the first electrode and the second electrode do not contact each other.
  • the space between the opposed first electrode and second electrode has an introduction hole for introducing a subject to be measured by the biosensor into the space
  • (3) The first wiring and the second wiring are in a non-contact state, and at least one of the first substrate and the second substrate is a polypropylene resin and a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY (Wherein X is a polymer block that is incompatible with polypropylene resin, Y is an elastomeric polymer block of conjugated diene), and In the laminated first member and second member, 10-40 parts by mass of the hydrogenated derivative of the block copolymer represented by the general formula XY with respect to 100 parts by mass of the alkoxy or alkylsilane compound is used as the bonding surface.
  • the biomaterial for the biosensor is assembled by being attached to a joint under a temperature condition that does not deactivate.
  • the biosensor chip assembly kit Alkoxy or alkylsilane compound containing a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY (where X is a polymer block incompatible with polypropylene resin, Y is an elastomeric polymer block of conjugated diene)
  • XY is a polymer block incompatible with polypropylene resin
  • Y is an elastomeric polymer block of conjugated diene
  • the biosensor chip assembly kit according to [1] further including a bonding surface adhesive.
  • a third wiring connected to the third electrode and the third electrode is provided on the surface of the first substrate on which the first electrode and the first wiring are disposed.
  • the third electrode and the third electrode are provided on the surface of the second substrate on which the second electrode and the second wiring are disposed.
  • the third wiring to be connected further includes the second electrode and the second wiring in a non-contact state, When the first member and the second member are laminated and joined so that at least a part of the first electrode and the second electrode face each other,
  • a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the above general formula XY with respect to 100 parts by mass of an alkoxy or alkylsilane compound is formed on at least a part of the joining surface of at least one of the first member and the second member.
  • a third wiring connected to the third electrode and the third electrode is provided on the surface of the first substrate on which the first electrode and the first wiring are disposed.
  • the third electrode and the third electrode are provided on the surface of the second substrate on which the second electrode and the second wiring are disposed.
  • the third wiring to be connected further includes the second electrode and the second wiring in a non-contact state, When the first member and the second member are laminated and joined so that at least a part of the first electrode and the second electrode face each other,
  • the biosensor biomaterial is applied to at least a part of the surface of at least one of the first electrode and the second electrode of the first and second members of the biosensor chip assembly kit according to [1] or [3].
  • the first member and the second member are laminated so that at least a part of the first electrode and the second electrode oppose each other, and the first member and the second member are bonded using the bonding surface adhesive described in [2].
  • a method for producing a biosensor chip comprising joining a joining surface of a member under a temperature condition in which the biological material is not deactivated. [8] The biosensor biomaterial is applied to at least part of the surface of at least one of the first electrode and the second electrode of the first and second members of the biosensor chip assembly kit according to [4] or [5].
  • a method for producing a biosensor chip comprising joining under a temperature condition in which a biological material is not deactivated.
  • the biological material is at least one material selected from the group consisting of enzymes, antigens, antibodies, peptides, proteins and nucleic acids.
  • a biosensor chip produced by the method according to any one of [10] to [10].
  • the first substrate, the first electrode disposed on the surface of the first substrate, and the first wiring connected to the first electrode, the thickness of the first substrate 11 on the first wiring side of the first electrode 12 A first member having a through hole 18 extending in the direction and having a first joint surface on the same side as the first electrode because the second member is joined to the second joint surface of the second member;
  • a second electrode disposed on the surface of the substrate and a second wiring connected to the second electrode, and the second bonding surface is the same side as the second electrode because it is bonded to the first bonding surface of the first member
  • a second member having on the surface of At least one of the first substrate and the second substrate is made of a polypropylene resin and a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY (where X is a polymer block that is incompatible with the polypropylene resin, Y is a conjugated diene)
  • Biosensor chip [13] The biosensor chip according to [12], wherein the biological material is at least one material selected from the group consisting of enzymes, antigens, antibodies, peptides, proteins, and nucleic acids. [14] [11] A biosensor comprising the biosensor chip according to any one of [13].
  • a kit for assembling a biosensor that makes it possible to provide a chip for a biosensor such as an enzyme sensor that does not require a complicated correction function in a form suitable for a small variety of products. Can do.
  • FIG. 3 is a perspective view of a back surface (a) and a joint surface (b) of the first member.
  • FIG. 3 is a plan view, a cross-sectional view taken along the line AA and a cross-sectional view taken along the line BB of the back surface (a), the joining surface (b), and the side surface (c) of the first member.
  • FIG. 4 is a perspective view of a back surface (a) and a joint surface (b) of a second member.
  • FIG. 6 is a plan view, a cross-sectional view taken along the line AA and a cross-sectional view taken along the line BB of the rear surface (a), the joining surface (b), and the side surface (c) of the second member.
  • a state in which the first member 10 and the second member 20 are stacked and joined to form a biosensor chip 30 is shown.
  • 3 is a photograph showing a procedure for laminating and joining a first member and a second member in an example.
  • the present invention is a biosensor assembly kit, which includes a first substrate, a first electrode disposed on a surface of the first substrate, and a first member connected to the first electrode
  • a second member including a second substrate, a second electrode disposed on a surface of the second substrate, and a second wiring connected to the second electrode, and at least one of the first electrode and the second electrode At least a portion of the surface is used to immobilize the biomaterial for the biosensor.
  • FIG. 1 is a perspective view (a) seen from the back side opposite to the joining surface of the first member and a perspective view (b) seen from the joining surface side.
  • FIG. 2 is a plan view, AA cross-sectional view, and BB cross-sectional view of the back surface (a), the joining surface (b), and the side surface (c) of the first member.
  • FIG. 3 is a perspective view as seen from the back side opposite to the joining surface of the second member, and a perspective view as seen from the joining surface side (b).
  • FIG. 4 is a plan view, a cross-sectional view taken along the line AA and a cross-sectional view taken along the line BB of the back surface (a), the joining surface (b), and the side surface (c) of the second member.
  • the 1st member and the 2nd member in any figure are the states before joining. An embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
  • the first member 10 includes a first substrate 11, a first electrode 12 embedded in a recess 15 on the bonding surface side of the first substrate 11, and a first wiring 13 connected to the first electrode 12.
  • a recess 15 is provided on the bonding surface side of the first substrate 11, and the first electrode is embedded in the recess so as to be exposed.
  • the first electrode 12 and the recess 15 are disposed at either end on the bonding surface side of the first substrate 11.
  • the exposed surface of the first electrode is used to fix the biomaterial for the biosensor, or is used as a counter electrode when fixing the biomaterial for the biosensor to the second electrode.
  • the first wiring 13 has one end connected to the first electrode 12, and the other end is connected to the first substrate from the end opposite to the end of the bonding surface of the first substrate 11 in which the first electrode 12 is embedded. It extends to the outside of 11, and is exposed to the joint surface side in the vicinity of the end portion to enable electrical connection with the outside.
  • the first wiring 13 is embedded in the first substrate 11 as indicated by 13 ′ until the connection portion with the first electrode 12 and the middle of the open end.
  • the first member 10 is provided with a through hole 18 extending in the thickness direction of the first base material 11 on the first wiring side of the first electrode 12, and the back side of the concave portion 15 and the first base material 11. And communicate with.
  • the function of the through hole 18 will be described later.
  • the second member 20 includes a second substrate 21, a second electrode 22 embedded on the bonding surface side of the second substrate 21, and a second wiring 23 connected to the second electrode 22.
  • the second electrode 22 is disposed at either end of the bonding surface side of the second substrate 21, and is used to fix the biosensor biological material, or the biosensor for the first electrode. When a biological material is fixed, it is used as a counter electrode.
  • the second wiring 23 is connected to the second electrode 22 and extends to the end opposite to the end of the bonding surface of the second substrate 21 on which the second electrode 22 is disposed. Allows electrical connection.
  • the second wiring 23 is fixed to the bonding surface 24 of the second substrate 21 by two fixing members 27 made of the same material as the second substrate 21. Further, as shown in FIG. 1 (b) and FIG.
  • the joint surface 14 of the first member 10 facing the joint surface 24 of the second substrate 21 has a convex portion on the joint surface of the second substrate 21.
  • Two recesses 17 for accommodating the two fixing members 27 are provided.
  • the two dents 17 are provided as two grooves extending in the short side direction of the first base material at spaced positions on the bonding surface of the first base material.
  • a recess 17a is also provided between the two recesses 17 of the joint surface 14 of the first member 10, and the recess 17a functions as an electrode escape.
  • the coefficient of thermal expansion differs between the resin constituting the second substrate 21 and the metal constituting the second wiring 23. Therefore, the electrode may be distorted after injection molding. Designed to generate bulge (convex distortion) from the substrate surface of the second wiring 23 due to this strain between the two fixing members 27 provided on the second substrate to fix the second wiring 23 is doing. Then, in order to absorb the bulge from the substrate surface of the second wiring 23 due to the distortion, a recess 17a is formed in a portion of the first substrate 11 that is bonded to face the second substrate 21 so as to face between the two fixing members 27.
  • At least a part of the surface of at least one of the first electrode 12 and the second electrode 22 is used for fixing a biomaterial for a biosensor. Therefore, it has a sufficient area.
  • FIG. 5 shows a state in which the biosensor chip 30 is formed by laminating and joining the first member 10 and the second member 20.
  • the first wiring 13, the second electrode 23, and the third electrode 26 extending from the first member 10 are arranged on the protruding portion 28 of the second member 20.
  • the protruding portion 28 having such a structure functions as a connection terminal with the measuring device for the assembled biosensor chip.
  • the through hole 18 provided in the first member 10 shown in FIG. 5 has a cross-sectional shape different from FIGS. 1 and 2 (circular), and is a triangle with rounded corners.
  • the cross-sectional shape of the through hole 18 is not particularly limited.
  • At least one of the first electrode 12 and the second electrode 22 is opposed to the position retracted from the surface of the substrate in which the electrode is embedded so that the first electrode 12 and the second electrode 22 do not contact each other. Having a surface.
  • the first electrode 12 shown in FIGS. 1 and 2 is located on the bottom surface of the recess 15. The state in which the first electrode 12 is disposed at a position retracted from the surface of the substrate 11 is shown in (b) of FIG. 1, (c) of FIG. 2, and AA sectional view. The first electrode 12 is embedded in the substrate 11 so that a part of the surface is exposed at the bottom surface of the recess 15.
  • the space between the first electrode 12 and the second electrode 22 facing each other has an introduction hole for introducing a subject to be measured by the biosensor into the space. Since the first member 10 shown in FIGS. 1 and 2 has the recess 15, the first electrode 12 is disposed at a position retracted from the surface of the substrate 11. On the other hand, as shown on the bonding surface side of the second member 20 provided with the second electrode 22 shown in FIGS. 3 (b), 4 (b), and (c), the surface of the second electrode 22 is exposed. The exposed surface of the second electrode 22 and the bonding surface of the second substrate 21 are disposed at the same height or at a position recessed from the bonding surface of the second substrate 21.
  • a space for introducing a subject to be measured by the biosensor is formed between the first electrode 12 and the second electrode 22, and the first electrode 12 of the first member 10 is provided. Since the end surface is an opening, the opening serves as an introduction hole 16 between the space and the outside.
  • a space for accommodating the subject is formed in the gap between the first electrode 12 and the second electrode 22 facing each other.
  • an introduction hole 16 for introducing the subject to be measured by the biosensor into the space, and a through hole which is located on the opposite side of the introduction hole 16 and releases the air in the space to the atmosphere when the subject is introduced A hole 18 is provided.
  • the introduction hole 16 may be manufactured by a mold so that one end of the recess 15 is notched when the first base material 11 is injection-molded.
  • the first wiring 13 and the second wiring 23 are in a non-contact state.
  • the first wiring 13 disposed on the surface of the first substrate 11 shown in FIGS. 1 and 2 and the second wiring 23 disposed on the surface of the second substrate 21 shown in FIGS. 3 and 4 are the first electrode.
  • the first member and the second member respectively have opposing joint surfaces that can be integrated by joining the first member and the second member.
  • the surface 14 of the first substrate 11 is the bonding surface
  • the surface 24 of the second substrate 21 is the bonding surface.
  • Two 29 pins (projections) for positioning at the time of joining can be provided on the joining surface 24 of the second substrate 21, and two 29 pins (projections) are provided on the joining surface 14 of the opposing first substrate 11.
  • Two recesses 19 can be provided for receiving.
  • the first member and the second member have dimensions and shapes such that the flat surfaces are the same when the joint surfaces are opposed to each other.
  • the second member may have a protrusion 28 that does not face the first member on the end of the second wiring opposite to the second electrode.
  • the second wiring 23 and a third wiring 26 to be described later extend to the end of the protruding portion 28.
  • the end side of the first wiring provided on the first member 10 that protrudes away from the first electrode is the end of the second wiring provided on the protruding portion 28 when joined to the second member. Try to be about the same length.
  • the protruding portion 28 can function as a connection terminal with the measuring device for the assembled biosensor chip.
  • the surface of the first substrate on which the first electrode and the first wiring are disposed is further included in a non-contact state with the first electrode and the first wiring.
  • the second electrode and the second wiring are disposed.
  • the surface of the second substrate may further include a third wiring connected to the third electrode and the third electrode in a non-contact state with the second electrode and the second wiring.
  • the first substrate shown in FIGS. 1 and 2 does not have the third electrode and the third wiring
  • the second substrate 21 shown in FIGS. 3 and 4 has the third electrode 25 and the third wiring 26.
  • the third electrode is in the space between the opposed first electrode and the second electrode, At least a portion of the surface is exposed.
  • At least one of the first substrate and the second substrate is made of a polypropylene resin and a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY (where X is a polymer block that is incompatible with the polypropylene resin, Y is a conjugated diene) And an elastomeric polymer block).
  • X is a polymer block that is incompatible with the polypropylene resin
  • Y is a conjugated diene
  • an elastomeric polymer block elastomeric polymer block
  • the polypropylene resin a homopolymer or a random copolymer containing an ⁇ -olefin such as ethylene, butene-1, hexene-1 can be used.
  • the polymer block X include polymerized polymers such as vinyl aromatic monomers (for example, styrene), ethylene, or methacrylate (for example, methyl methacrylate).
  • the polymer block X of the hydrogenated derivative includes polystyrene type and polyolefin type, and those of polystyrene type are styrene, ⁇ -methylstyrene, ⁇ -methylstyrene, m-methylstyrene, p-methylstyrene, 2,
  • a polymer block composed of one or more vinyl aromatic compounds selected from 4-dimethylstyrene, vinylnaphthalene, and vinylanthracene as monomer units can be raised.
  • Polyolefin-based materials include copolymers of ethylene and ⁇ -olefins having 3 to 10 carbon atoms. Further, a non-conjugated diene may be conjugated polymerized.
  • Examples of the olefin include propylene, 1-butene, 3-methyl-1-butene, 1-pentene, 4-methyl-1-pentene, 1-hexene, 1-pentene, 1-octene and 1-decene.
  • Examples of the non-conjugated diene include 1,4-hexadiene, 5-methyl-1,5-hexadiene, 1,4-octadiene, cyclohexadiene, cyclooctadiene, cyclopentadiene, 5-ethylidene-2-norbonel, 5 -Butylidene-2-norbornel, 2-isopropenyl-5-nerbornene and the like.
  • copolymer examples include ethylene-propylene copolymer, ethylene-1-butene copolymer, ethylene-1-octene copolymer, ethylene-propylene-1,4-hexadiene copolymer, ethylene-propylene. And -5-ethylidene-2-norbornene copolymer.
  • polystyrene As the polymer block Y before hydrogenation, polybutadiene composed of at least one group selected from the group consisting of 2-butene-1,4-diyl group and vinylethylene group as a monomer unit, And polyisoprene composed of at least one group selected from the group consisting of methyl-2-butene-1,4-diyl group, isopropenylethylene group and 1-methyl-1-vinylethylene group as a monomer unit. It is done.
  • the polymer block Y before hydrogenation is an isoprene / butadiene copolymer composed of monomer units mainly composed of isoprene units and butadiene units, in which the isoprene units are 2-methyl-2-butene-1,4-diyl groups, At least one group selected from the group consisting of propenylethylene group and 1-methyl-1-vinylethylene group, wherein the butadiene unit is 2-butene-1,4-diyl group and / or vinylethylene group Can be mentioned.
  • the arrangement of the butadiene unit and the isoprene unit may be any form of random, block, and tapered block.
  • the polymer block Y before hydrogenation is a vinyl aromatic compound / butadiene copolymer composed of a vinyl aromatic compound unit and a monomer unit mainly composed of a butadiene unit, wherein the vinyl aromatic compound unit is styrene, ⁇ A monomer unit selected from methyl styrene, o-methyl styrene, m-methyl styrene, p-methyl styrene, 2,4-dimethyl styrene, vinyl naphthalene, and vinyl anthracene; A copolymer which is a butene 1,4-diyl group and / or a vinylethylene group.
  • the arrangement of the vinyl aromatic compound unit and the butadiene unit may be any form of random, block, and tapered block.
  • the state of hydrogenation in the polymer block Y as described above may be partial hydrogenation or complete hydrogenation.
  • the raw material is obtained when the polymer block X of the hydrogenated derivative is polystyrene and the polymer block Y before the hydrogenation is 1,2-bond, 3,4-bond and / or 1,4-bond polyisoprene.
  • Cheap Since the styrene component is incompatible with polypropylene resin and the like, it takes time to mix with polypropylene when the ratio is high, so when using a hydrogenated derivative with a large amount of styrene component, make a masterbatch and mix well beforehand Is good.
  • the raw material is also easily available when the polymer block X of the hydrogenated derivative is polystyrene and the polymer block Y before the hydrogenation is 1,2-bond and / or 1,4-bond polybutadiene.
  • the part (reaction part) that directly contacts the measurement target (subject) is required to be excellent in biocompatibility, do not adsorb polypeptides or the like, and do not affect biological substances. Furthermore, in the biosensor chip made of synthetic resin, it is necessary that the additive added for the modification of the synthetic resin does not elute in various operation processes.
  • a resin composition comprising a polymer alloy formed of the above-described polypropylene resin and a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY is a spherical microdomain of several tens of nanometers of a hydrogenated derivative, It consists of a crystalline lamella and an amorphous matrix of polypropylene forming a matrix, and the size of the crystal part of polypropylene is 1/100 or less compared to the case of polypropylene alone. For this reason, it has excellent mechanical strength, sufficiently withstands use as a biosensor chip, and in addition, does not adsorb polypeptides or the like, and is excellent in biocompatibility.
  • the first member including the first electrode and the first wiring on the surface of the first substrate, and the second member including the second electrode and the second wiring on the surface of the second substrate can be formed by injection molding using the resin composition and the electrode and wiring material.
  • the first member and the second member can be produced by injection molding.
  • the first electrode and the first wiring are integrally formed by insert molding when the first base material is injection-molded.
  • the electrodes and wirings are not particularly limited as long as they are conductive materials, and various metal electrodes and wirings can be used.
  • electrodes or wirings made of copper or copper alloy, which are non-ferrous metals having good conductivity are used.
  • surface treatment for example, plating of Ag, Au, etc.
  • a copper thin plate is nickel-plated and then gold-plated and punched into a predetermined shape.
  • the first member and the second member can be manufactured by injecting the resin composition by pressing and fixing the punched electrode and wiring to the mold cavity with a pressing pin and injecting the resin composition.
  • the thickness of the electrode is, for example, in the range of 0.05 to 0.08 mm, and a plurality of electrode fixing pins are provided so that the resin does not cover the electrode portion in consideration of shrinkage of the resin constituting the substrate. It is preferable.
  • the laminated first member and second member have 10% of the hydrogenated derivative of the block copolymer represented by the general formula XY with respect to 100 parts by mass of the alkoxy or alkylsilane compound.
  • an adhesive containing ⁇ 40 parts by mass, preferably 10 to 30 parts by mass, more preferably 10 to 20 parts by mass it is attached to a joint under a temperature condition that does not deactivate the biosensor biomaterial. It is done.
  • the hydrogenated derivative of the block copolymer represented by the general formula XY is the same as that used for constituting the first substrate and the second substrate.
  • the alkoxy or alkylsilane compound can be represented by the following structural formula, for example.
  • R 1 is hydrogen, nitrogen, an alkyl group or an alkenyl group having a straight chain or a side chain.
  • R 1 may have a functional group at the end, but an alkyl group having no functional group at the end contains a polypropylene resin and a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY
  • the permeability to the resin composition with low crystallinity is good, and the bonding strength is higher.
  • R 4 is an alkylene group, and may be one in which two alkylene groups are bonded with a functional group.
  • the hydrogenated derivative of the block copolymer represented by the general formula XY is dissolved and added to the alkoxy or alkylsilane compound.
  • Patent Document 4 a plurality of structures composed of the above resin composition are bonded using an adhesive in which a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY is dissolved and added to an alkoxy or alkylsilane compound. And forming a micro component.
  • the joining is performed by heating at 90 ° C. to 120 ° C. for 2 hours. Such joining by heating at a high temperature cannot be used for joining members having electrodes to which biological materials for biosensors are fixed as in the present invention. This is because the biomaterial for the biosensor is deactivated and cannot be used as a sensor.
  • the biosensor biomaterial used in the biosensor chip assembly kit of the present invention is not particularly limited, and includes, for example, a non-heat-resistant enzyme having an optimum temperature near room temperature.
  • a non-heat-resistant enzyme having an optimum temperature near room temperature.
  • the laminated first member and second member are preferably 40 ° C. or less, more preferably 35 ° C. or less. It is appropriate to join at a temperature of However, the adhesive described in Patent Document 4 cannot be bonded under such temperature conditions.
  • the use of an alkoxy or alkylsilane compound containing 10% or more of a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY results in loss of the biomaterial for the biosensor. It has been found that bonding can be performed even under inactive temperature conditions.
  • the amount of the hydrogenated derivative of the block copolymer represented by the general formula XY per 100 parts by mass of the alkoxy or alkylsilane compound is preferably in the range of 10 to 40 parts by mass, more preferably 10 It is in the range of ⁇ 30 parts by mass, more preferably in the range of 10 to 20 parts by mass.
  • Hibler 7311 or Hibler KL7135 manufactured by Kuraray it is particularly preferable to use Hibler 7311 or Hibler KL7135 manufactured by Kuraray.
  • the biosensor chip assembling kit of the present invention is a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY in addition to the first member and the second member (where X is not compatible with polypropylene resin)
  • X is not compatible with polypropylene resin
  • An alkoxy or alkylsilane compound containing a polymer block, Y: an elastomeric polymer block of a conjugated diene) may further be included as the bonding surface adhesive.
  • the biosensor chip assembling kit of the present invention includes 100 parts by mass of alkoxy or alkylsilane on at least a part of the bonding surface of at least one of the first member and the second member, in addition to including the bonding surface adhesive. It may have an adhesive layer containing 10 to 40 parts by mass of a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the above general formula XY with respect to the compound. This adhesive layer is preferably provided on the entire surface of at least one of the first member and the second member from the viewpoint of obtaining good bonding strength.
  • the adhesive layer can be formed by applying the bonding surface adhesive to the bonding surface and drying it appropriately in a dryer.
  • the biosensor chip assembling kit having the adhesive layer there is an advantage that it is possible to save the trouble of applying the bonding surface adhesive to the bonding surface at the time of use.
  • a film for protecting the adhesive layer can be attached to the surface of the adhesive layer.
  • the adhesive properties of the adhesive layer can be maintained by hermetically packaging the member having at least the adhesive layer.
  • the present invention is to fix a biomaterial for a biosensor to at least a part of the surface of at least one of the first electrode and the second electrode of the first member and the second member of the biosensor chip assembly kit of the present invention. And a biosensor chip obtained by laminating so that at least a part of the first electrode and the second electrode are opposed to each other, and joining using the adhesive for the joint surface.
  • the biosensor chip of the present invention includes a first substrate, a first electrode disposed on the surface of the first substrate, and a first wiring connected to the first electrode, 1 On the wiring side, there is a through hole 18 extending in the thickness direction of the first base material 11, and the first joint surface is the same surface as the first electrode because it is joined to the second joint surface of the second member And the second substrate, the second electrode disposed on the surface of the second substrate, and the second wiring connected to the second electrode, and bonded to the first bonding surface of the first member Therefore, a second member having a second bonding surface on the same side as the second electrode is included.
  • At least one of the first substrate and the second substrate is made of a polypropylene resin and a hydrogenated derivative of a block copolymer represented by the general formula XY (where X is a polymer block that is incompatible with the polypropylene resin, Y is a conjugated diene) And an elastomeric polymer block).
  • This resin composition is as described above.
  • the biomaterial for biosensor is fixed to at least a part of the surface of at least one of the first electrode and the second electrode.
  • the electrodes to which the biological material is fixed may be any, and different biological materials can be fixed to the first electrode and the second electrode as desired.
  • the first member and the second member are laminated so that the first bonding surface and the second bonding surface face each other, and the block represented by the above general formula XY with respect to 100 parts by mass of the alkoxy or alkylsilane compound Bonded using an adhesive containing 10 to 40 parts by mass of a hydrogenated derivative of the copolymer.
  • At least one of the first electrode and the second electrode has the opposing surface at a position recessed from the surface of the substrate on which the electrode is disposed so that the first electrode and the second electrode do not contact each other.
  • the space between the first electrode and the second electrode facing each other has an introduction hole for introducing a subject to be measured by the biosensor into the space, and (3) The first wiring and the second wiring are in a non-contact state.
  • the biological material for the biosensor is not particularly limited, and examples thereof include solutions and solids of enzymes, antigens, antibodies, peptides, proteins, nucleic acids, and the like.
  • the amount of the biomaterial for biosensor is not particularly limited due to the difference in the size of the biosensor chip specimen inhalation part or the difference in the reactivity of the biomaterial, but a liquid of several picoliters to several tens of microliters. Or immobilizing a solid of several femtograms to several micrograms.
  • the planar shape of the first member and the second member is the joining surface 14 of the first substrate 11 of the first member and the joining surface of the second substrate 21 of the second member. 24 from the viewpoint of obtaining practical joint strength.
  • the first member and the second member coated with the bonding surface adhesive on at least one of the bonding surfaces are laminated and preferably pressed so as to promote bonding.
  • the pressurization is performed between two plates.
  • the laminated first member and second member can be sandwiched and pressurized from both sides of the plate.
  • a plurality of laminated first members and second members can be sandwiched between the two plates to simultaneously create a plurality of biosensors.
  • the pressurization preferably promotes bonding with the bonding surface adhesive, but is preferably maintained under temperature conditions that do not deactivate the biomaterial for the biosensor fixed to the electrode.
  • the temperature condition is, for example, in the range of 30 to 40 ° C., preferably about 35 ° C.
  • the bonding time varies depending on the conditions, but is, for example, in the range of 10 minutes to 10 hours.
  • the present invention relates to a biosensor including the biosensor chip of the present invention.
  • the biosensor of the present invention can include, in addition to the biosensor chip, a device for performing electrochemical measurement using the biosensor chip, for example, a constant current measuring device or a constant voltage measuring device.
  • a recording device or the like may be included to record the signal from the device for performing the measurement.
  • a resin composition for molding the first member and the second member As a resin composition for molding the first member and the second member, a homopolymer MA04A manufactured by Nippon Polypro was used as a polypropylene resin, and a Kyura Hibler 7311 was used as a hydrogenated derivative. The mixing ratio of the two was 50:50 in mass ratio, and a master batch was prepared in order to mix them in advance.
  • the masterbatch resin composition was put into a hopper of an injection molding machine, and the first member and the second member were molded under normal injection conditions.
  • the mold used here was mirror-polished on the molding surface of the cavity, in particular the surface on which the joining surfaces of the first member and the second member were molded.
  • the MA04A and Hibler 7311 keep the amount of modifier added to a very low level, and the polymer alloy formed by both has a spherical microdomain of several tens of nanometers of Hibler 7311, a crystalline lamella of polypropylene, and It is composed of an amorphous matrix of polypropylene forming a matrix, and the size of the crystal part of polypropylene is 1/100 or less compared to the case of polypropylene alone. For this reason, it has excellent mechanical strength, sufficiently withstands use as a biosensor chip, and in addition, does not adsorb polypeptides or the like, and is excellent in biocompatibility.
  • the joint surfaces thereof are the same as the degree of mirror polishing (planar smoothness) of the mold.
  • a joining surface having a degree of smoothness can be formed.
  • Kuraray Hibler 7311 was used as the hydrogenated derivative, and isobutyltrimethoxysilane, which is a kind of alkoxysilane, was used as the alkoxy or alkylsilane compound.
  • An adhesive was prepared by adding 20 grams of Kuraray Hybler 7311 to 100 grams of isobutyltrimethoxysilane and stirring and dissolving with a stirrer for 8 hours.
  • the adhesive is applied to the joint surface of the injection-molded first member, and once dried at room temperature, the joint surface of the second member is brought into contact with the adhesive layer to form a laminate, and glass is formed above and below the laminate.
  • the plates were placed into a sandwich shape, the periphery of the glass plate was fastened with a plurality of clips, and stored in a dryer at 35 ° C. for 4 hours.
  • FIG. 6 shows a photograph showing a procedure for laminating and joining the first member and the second member.
  • the first member and the second member set in the jig are put into a dryer set at 35 ° C. (6) After completion, the jig is taken out from the dryer, and the joined chip is taken out.
  • the chip taken out from the dryer could not be peeled off unless a considerable force was applied even if it was peeled off in the direction of separating the joint surface with a finger.
  • the obtained chip was resistant to repeated use.
  • the first member and the second member were the same as those in the first example.
  • Hibler KL7135 vinyl SEPS manufactured by Kuraray was used as the hydrogenated derivative
  • isobutyltrimethoxysilane which is a kind of alkoxysilane
  • 10 grams of Kuraray Hybler KL7135 added to 100 grams of isobutyltrimethoxysilane was dissolved by stirring for 6 hours with a stirrer and applied to the joint surface of the first member. Joined under conditions.
  • the adhesive strength was the same level as in Example 1.
  • a chip was produced in the same manner by using an adhesive prepared by adding 15 grams of Hibler KL7135 to 100 grams of isobutyltrimethoxysilane. As a result, the adhesive strength was higher than that of the first example and the above-mentioned example of adding 10 grams.
  • the present invention is useful in fields related to biosensors.
  • First part First base material 12 1st electrode 13 First wiring 14 First joint surface 15 recess 16 Introduction hole 17, 17a dent 18 Through hole 19 dent 20 Second part 21 Second board 22 Second electrode 23 Second wiring 24 Second joint surface 25 3rd electrode 26 3rd wiring 27 Fixing member 28 Protrusion 30 Biosensor chip

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Abstract

本発明は、電導性良好な金属電極を含み、射出成形で作製することが可能な２分割した構造体からなるバイオセンサ用チップであって、酵素等の活性に悪影響を与えない条件で、これら２分割構造体を接合して、寸法ばらつきが低減されたバイオセンサ用チップを提供するための手段を提供する。第1電極12、第1配線13と第１接合面14を有する第1部材10、並びに第2電極22、第2配線23と第２接合面23を有する第2部材20からなり、第1接合面14と第2接合面24が対向するように第1部材10と第2部材20を積層し接合させることでバイオセンサが組立てられるバイオセンサチップ組立用キット。接合により対向する第1電極12と第2電極22の隙間に、バイオセンサの測定対象となる被検体を導入するための空間と、この空間に被検体を導入するための導入孔16を有する。このキットを用いるバイオセンサチップの製造方法。このキットを用いて作製されるバイオセンサチップ。

Description

バイオセンサチップ組立用キット、バイオセンサチップの製造方法及びバイオセンサチップ 関連出願の相互参照
　本出願は、２０１０年３月３１日出願の日本特願２０１０－０８３７０６号の優先権を主張し、その全記載は、ここに特に開示として援用される。
　本発明は、バイオセンサチップ組立用キット、バイオセンサチップの製造方法及びバイオセンサチップに関する。
　バイオセンサには、酵素サンサ、微生物センサ、免疫センサなどがある。これらは、酵素群や抗原抗体の反応特異性を利用して、多数の有機物質が混在する溶液中でも、選択的に特定の有機物（測定対象、被検体）を識別定量できる。バイオセンサチップは、バイオセンサにおける測定対象を直接収納する部分であり、測定対象と特異的に作用する反応部（空間）を形成したバイオセンサチップ本体と、反応部での反応によって変化する現象を電気的に検出して外部に伝達する手段（電極と配線）を備えている。
　現在、広く普及している酵素電気化学測定としては、血糖値測定を行うグルコースセンサがある。このセンサ用の電極及び酵素等試薬を含むチップは、フィルムと印刷技術により作製されている。具体的には、フィルムに電極、接着剤、酵素等試薬を印刷して貼り合わせることにより作製している（例えば、特許文献１、２）。
　この種のバイオセンサチップは、大量に作ることで安価である利点はあるものの、フィルムの製造ロットの違いによる寸法ばらつきが10%に達する場合もあり、この寸法バラツキは被検体のサンプリング量(測定対象の量)のバラツキに直結する。また、印刷による電極はカーボンを基材としており、電導性が悪いために感度への悪影響から測定精度の低下につながっている。現在は、これらの問題点を緩和するために複雑な補正機能を付与する必要がある（例えば、特許文献３）。そのため、結局は生産性、操作性を犠牲にしている。併せて、上記生産方法は、少量多品種には適さない方法である。
特開２００８－２０９２１９号公報 特開２００４－１４７８４５号公報 特表２００８－５１１８４１号公報 ＷＯ２００６／１３５０６１
　特許文献１～４の全記載は、ここに特に開示として援用される。
　そこで本発明は、複雑な補正機能を必要としない酵素センサ等のバイオセンサ用のチップを、少量多品種に適した形態で提供することを目的とする。
　これまでのバイオセンサチップは、基本的に、フィルムと印刷技術を用いて作製されている。フィルムの製造ロットの違いによる寸法ばらつきを解消するためには、射出成形による基板の提供が有力である。1つの構造体で射出成形することも可能であるが、この場合は内部に正確な酵素等の固定化が困難であり、このようなセンサは実現できない。そのため、射出成形のみで作製されたバイオセンサチップは知られていない。
　また、射出成形品を２分割した構造の場合、これを接合する必要がある。しかし、酵素等の活性に悪影響を与えない方法による接合ができずに、センサに必要な中空構造を実現することができなかった。
　本発明の目的は、電導性良好な金属電極を含み、射出成形で作製することが可能な２分割した構造体からなるバイオセンサ用チップであって、酵素等の活性に悪影響を与えない条件で、これら２分割構造体を接合して、寸法ばらつきが低減されたバイオセンサ用チップを提供するための手段を提供することにある。より具体的には、本発明の目的は、上記バイオセンサチップを形成するために用いることができるバイオセンサチップ組立用キット、このキットを用いるバイオセンサチップの製造方法、さらにはこのキットを用いて作製されるバイオセンサチップを提供することにある。
　本発明者らが検討した結果、電導性良好な金属電極を含む２分割した構造体を射出成形で作製することが可能であり、しかも、酵素等の活性に悪影響を与えない条件で、これら射出成形品（２分割構造体）を接合して、寸法ばらつきが低減されたバイオセンサ用チップが得られる手段を見出して、本発明を完成させた。
　本発明では、特許文献４に記載のポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体とを含有する樹脂組成物を用い、金属電極を一体に成形した射出成形品（２分割構造体）を、特許文献４には記載されていない、新たな方法で酵素等の活性に悪影響を与えることなく接合して、バイオセンサ用チップが得られることを見出した。
　本発明は以下のとおりである。
［１］
第1基板、第1基板の表面に配設された第1電極、及び第1電極に接続する第1配線を含み、第1電極の第1配線側に、第1基材の厚さ方向に伸びる貫通孔を有し、かつ第2部材の第2接合面と接合されるため第1接合面を第1電極と同じ側の表面に有する第1部材、並びに
第2基板、第2基板の表面に配設された第2電極、及び第2電極に接続する第2配線を含み、かつ第1部材の第1接合面と接合されるため第2接合面を第2電極と同じ側の表面に有する第2部材、を含むバイオセンサ組立用キットであって、
第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部は、バイオセンサ用の生物材料を固定するために用いられ、
第1接合面と第2接合面が対向するように第1部材と第2部材を積層し接合したときに、
(1)前記第1電極及び第2電極の少なくとも一方は、第1電極と第2電極とが接触しないように、電極が配設された基板の表面より後退した位置に、前記対向する表面を有し、
(2)対向した第1電極と第2電極の隙間の空間は、バイオセンサの測定対象となる被検体を前記空間に導入するための導入孔を有し、
(3)第1配線と第2配線は、非接触状態であり、かつ
第1基板及び第2基板の少なくとも一方は、ポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）とを含有する樹脂組成物からなり、
積層した第1部材と第2部材は、前記接合面を、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して前記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部含有する接着剤を用いて、前記バイオセンサ用の生物材料が失活しない温度条件での接合に付されて組立てられる、
前記バイオセンサチップ組立用キット。
［２］
一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）を含有するアルコキシ又はアルキルシラン化合物を、前記接合面用接着剤としてさらに含む、［１］に記載のバイオセンサチップ組立用キット。
［３］
前記第1基板または第2基板は、第1基板の場合は、第1電極及び第1配線が配設された第1基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第1電極及び第1配線と非接触状態でさらに含み、第2基板の場合は、第2電極及び第2配線が配設された第2基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第2電極及び第2配線と非接触状態でさらに含み、
第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を積層し接合したときに、
前記第3電極は、前記対向した第1電極と第2電極の隙間の空間に、少なくとも一部の表面が露出する
［１］または［２］に記載のバイオセンサチップ組立用キット。
［４］
前記第1部材および第2部材の少なくとも一方の接合面の少なくとも一部に、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して前記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部含有する接着剤層を有する、［１］に記載のバイオセンサチップ組立用キット。
［５］
前記第1基板または第2基板は、第1基板の場合は、第1電極及び第1配線が配設された第1基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第1電極及び第1配線と非接触状態でさらに含み、第2基板の場合は、第2電極及び第2配線が配設された第2基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第2電極及び第2配線と非接触状態でさらに含み、
第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を積層し接合したときに、
前記第3電極は、前記対向した第1電極と第2電極の隙間の空間に、少なくとも一部の表面が露出する
［４］に記載のバイオセンサチップ組立用キット。
［６］
前記第１部材および第2部材は射出成形により作製したものである［１］～［５］のいずれかに記載のバイオセンサチップ組立用キット。
［７］
［１］または［３］に記載のバイオセンサチップ組立用キットの第1部材と第2部材の、第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部にバイオセンサ用の生物材料を固定し、第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を積層し、［２］に記載の接合面用接着剤を用いて第1部材と第2部材の接合面を、前記生物材料が失活しない温度条件で接合することを含む、バイオセンサチップの製造方法。
［８］
［４］または［５］に記載のバイオセンサチップ組立用キットの第1部材と第2部材の、第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部にバイオセンサ用の生物材料を固定し、第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を積層し、前記接着剤層を介して第1部材と第2部材の接合面を、前記生物材料が失活しない温度条件で接合することを含む、バイオセンサチップの製造方法。
［９］
前記生物材料が、酵素、抗原、抗体、ペプチド、タンパクおよび核酸から成る群から選ばれる少なくとも1種の材料である［７］または［８］に記載の製造方法。
［１０］
前記生物材料が失活しない温度条件が、３０～４０℃の範囲である［７］～［９］のいずれかに記載の製造方法。
［１１］
［７］～［１０］のいずれかに記載の方法で製造して得られたバイオセンサチップ。
［１２］
第1基板、第1基板の表面に配設された第1電極、及び第1電極に接続する第1配線を含み、第1電極12の第1配線側に、第1基材11の厚さ方向に伸びる貫通孔18を有し、かつ第2部材の第2接合面と接合されるため第1接合面を第1電極と同じ側の表面に有する第1部材、並びに
第2基板、第2基板の表面に配設された第2電極、及び第2電極に接続する第2配線を含み、かつ第1部材の第1接合面と接合されるため第2接合面を第2電極と同じ側の表面に有する第2部材、を含み、
第1基板及び第2基板の少なくとも一方は、ポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）とを含有する樹脂組成物からなり、
第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部に、バイオセンサ用の生物材料が固定されており、
前記第1部材および第2部材は、第1接合面と第2接合面が対向するように積層し、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して上記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部含有する接着剤を用いて接合されたものであり、
(1)前記第1電極及び第2電極の少なくとも一方は、第1電極と第2電極とが接触しないように、電極が配設された基板の表面より後退した位置に、前記対向する表面を有し、
(2)対向した第1電極と第2電極の隙間の空間は、バイオセンサの測定対象となる被検体を前記空間に導入するための導入孔を有し、かつ
(3)第1配線と第2配線は、非接触状態である、
バイオセンサチップ。
［１３］
前記生物材料が、酵素、抗原、抗体、ペプチド、タンパクおよび核酸から成る群から選ばれる少なくとも1種の材料である［１２］に記載のバイオセンサチップ。
［１４］
［１１］～［１３］のいずれかに記載のバイオセンサチップを含むバイオセンサ。
　本発明によれば、複雑な補正機能を必要としない酵素センサ等のバイオセンサ用のチップを、少量多品種に適した形態で提供することを可能にする、バイオセンサ組立用キットを提供することができる。
第1部材の背面(a)および接合面(b)の斜視図である。 第1部材の背面(a)、接合面(b)および側面(c)の平面図、A-A断面図およびB-B断面図である。 第2部材の背面(a)および接合面(b)の斜視図である。 第2部材の背面(a)、接合面(b)および側面(c)の平面図、A-A断面図およびB-B断面図である。 第1部材10及び第2部材20を積層し接合してバイオセンサチップ30とした状態を示す。 実施例における第1部材及び第2部材を積層し接合する手順を示す写真である。
[バイオセンサ組立用キット]
　本発明は、バイオセンサ組立用キットであって、このキットは、第1基板、第1基板の表面に配設された第1電極、及び第1電極に接続する第1配線を含む第1部材、並びに
第2基板、第2基板の表面に配設された第2電極、及び第2電極に接続する第2配線を含む第2部材、を含み、前記第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部は、バイオセンサ用の生物材料を固定するために用いられる。
　図１は、第1部材の接合面とは反対側の背面側から見た斜視図(a)および接合面側から見た斜視図(b)である。図２は、第1部材の背面(a)、接合面(b)および側面(c)の平面図、A-A断面図およびB-B断面図である。図３は、第2部材の接合面とは反対側の背面側から見た斜視図(a)および接合面側から見た斜視図(b)の斜視図である。図４は、第2部材の背面(a)、接合面(b)および側面(c)の平面図、A-A断面図およびB-B断面図である。いずれの図中の第１部材および第２部材も、接合する前の状態である。図１から図４に基づき本発明の実施形態を説明する。
　第1部材10は、第1基板11、第1基板11の接合面側には凹部15に埋設された第1電極12、及び第1電極12に接続する第1配線13を含む。第1基板11の接合面側には凹部15が設けられており、この凹部に第１電極が露出するように埋設される。第1電極12および凹部15は、第1基板11の接合面側のいずれかの端部に配設される。第１電極の露出面はバイオセンサ用の生物材料を固定するために用いられるか、または、第2電極にバイオセンサ用の生物材料を固定する場合には、対極として用いられる。第1配線13は一端が第1電極12に接続し、かつ、他端が、第1電極12が埋設された第1基板11の接合面の端部とは反対側の端部から第1基板11の外側まで延在し、端部付近では接合面側に露出して外部との電気的接続を可能にする。図1および2に示す第1部材10では、第1配線13は、第1電極12との接続部分および開放端の途中まで13'で示すように、第1基板11中に埋設されている。
　さらに第1部材10は、第1電極12の第1配線側に、第1基材11の厚さ方向に伸びる貫通孔18が設けられており、前記凹部15と第１基材11の背面側とを連通している。貫通孔18の機能については後述する。
　第2部材20は、第2基板21、第2基板21の接合面側に埋設された第2電極22、及び第2電極22に接続する第2配線23を含む。第2電極22は、第2基板21の接合面側のいずれかの端部に配設され、バイオセンサ用の生物材料を固定するために用いられるか、または、第1電極にバイオセンサ用の生物材料を固定する場合には、対極として用いられる。第2配線23は、第2電極22に接続し、かつ、第2電極22が配設された第2基板21の接合面の端部とは反対側の端部まで延在し、外部との電気的接続を可能にする。第2配線23は、第2基板21と同一の材質からなる2つの固定部材27で第2基板21の接合面24に固定される。また、図1(b)および図2(b)に示すように、第2基板21の接合面24に対向する第1部材10の接合面14には、第2基板21の接合面において凸部となる2つの固定部材27を収容する2つの凹み17が設けられる。2つの凹み17は、第１基材の接合面の離隔した位置に第1基材の短辺方向に伸びる２つの溝として設けられる。
　尚、第1部材10の接合面14の2つの凹み17の間にも凹み17aが設けられ、凹み17aは電極逃しとして機能する。第2基板21を構成する樹脂と第2配線23を構成する金属では熱膨張率が異なる。そのため、射出成形した後に、電極の歪みが発生する場合がある。第2配線23を固定するために第2基板に設けられた2つの固定部材27の間で、この歪による第2配線23の基板表面からの盛り上がり(凸状の歪み)が発生するように設計している。そして、歪による第2配線23の基板表面からの盛り上がりを吸収するために、第2基板21と対向して接合される第1基板11の上記2つの固定部材27の間に向かい合う部分に凹み17aを設け、電極の凸状の歪みを逃がし(吸収し)機能を付与することで、第1基材と第2基材の接合面の接合時の密着を確保している。
　第1電極12及び第2電極22の少なくとも一方の表面の少なくとも一部は、バイオセンサ用の生物材料を固定するために用いられる。そのために十分な面積を有するものである。
　上記第1部材10及び第2部材20は、第1電極12及び第2電極22の少なくとも一部が対向するように積層し接合されて、センサを構築するために用いられる。そして、第1電極12と第2電極22の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を接合したときに、以下の(1)～(4)の関係を有する構造を有する。第1部材10及び第2部材20を積層し接合してバイオセンサチップ30を形成した状態を図5に示す。第2部材20の突出部28に第1部材10から延存する第1配線13と第2電極23および第3電極26が並んでいる。このような構造の突出部28は、組立てられたバイオセンサチップの測定装置との接続端子として機能する。また、図5に示す第1部材10に設けられた貫通孔18は断面形状が図1および2(円形)と異なり、角が丸い三角形である。但し、貫通孔18の断面形状に特に制限はない。
　(1)第1電極12及び第2電極22の少なくとも一方は、第1電極12と第2電極22とが接触しないように、電極が埋設された基板の表面より後退した位置に、前記対向する表面を有する。本実施態様では、図1および2に示す、第1電極12が凹部15の底面に位置する。第1電極12が基板11の表面より後退した位置に配設された状態は、図1の(b)、図2の(c)およびA-A断面図に示されている。第1電極12は、表面の一部が凹部15の底面において露出するように基板11に埋設されている。
　(2)対向した第1電極12と第2電極22の隙間の空間は、バイオセンサの測定対象となる被検体を前記空間に導入するための導入孔を有する。図1および2に示す第1部材10においては、凹部15を有するので、第1電極12が基板11の表面より後退した位置に配設されている。一方、図3(b)および図4(b)、(c)に示す第2部材20の第2電極22を設けた接合面側に示すように、第2電極22は、表面が露出するように第2基板21に埋設され、かつ第2電極22の露出表面と第2基板21の接合面とは同じ高さか、または第2基板21の接合面より後退した位置に配設される。こうすることで、第1電極12と第2電極22との間にバイオセンサの測定対象となる被検体を導入するための空間が形成され、かつ第1部材10の第1電極12を設けた端面は開口となることから、この開口は上記空間と外部との導入孔16となる。
　第１基材11の凹部15が第2基材21と接合して閉鎖されると、対向した第1電極12と第2電極22の隙間に被検体を収容するための空間が形成される。この空間にはバイオセンサの測定対象となる被検体を前記空間に導入するための導入孔16と、導入孔16の反対側に位置して被検体導入時に空間内の空気を大気中に逃す貫通孔18とが設けられる。導入孔16は、第１基材11を射出成形するときに凹部15の一端を切り欠く構造となるように金型を製作しておけばよい。
　(3)第1配線13と第2配線23は、非接触状態である。図1および2に示す第1基板11の表面に配設された第1配線13と、図3および4に示す第2基板21の表面に配設された第2配線23とは、第1電極12と第2電極22の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を接合したときに、互いに非接触状態になる位置に設けられている。
　(4)第1部材及び第2部材は、第1部材と第2部材を接合して一体化可能な対向する接合面をそれぞれ有する。第1部材については、第1基板11の表面14が接合面になり、第2部材については、第2基板21の表面24が接合面になる。第2基板21の接合面24には接合時の位置決めのための2つの29ピン(突起)を設けることができ、対向する第1基板11の接合面14には2つの29ピン(突起)を受け入れるための2つ凹み19を設けることができる。
　第1部材と第2部材は、互いの接合面を向かい合わせたときに平面が同一となるような寸法および形状を有する。但し、第2部材は、第2配線の第2電極とは反対側の端側において、第1部材と対向しない突出部28を有することができる。第2配線23および、後述する第3配線26は、突出部28の端部まで延存する。また、第1部材10に設けられた第1配線の第1電極とは反対側にはみ出した端側は、第2部材と接合したときに突出部28に設けられた第2配線の端部とほぼ同じ長さになるようにする。このような構造とすることで突出部28は、組立てられたバイオセンサチップの測定装置との接続端子として機能させることができる。
　本発明のバイオセンサチップ組立用キットは、上記構造に加えて、第1基板または第2基板は、第1基板の場合は、第1電極及び第1配線が配設された第1基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第1電極及び第1配線と非接触状態でさらに含み、第2基板の場合は、第2電極及び第2配線が配設された第2基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第2電極及び第2配線と非接触状態でさらに含むことができる。図1および2に示す第1基板は、上記第3電極及び第3配線は有さず、図3および4に示す、第2基板21が、第3電極25及び第3配線26を有する。第3電極は、第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を接合したときに、前記対向した第1電極と第2電極の隙間の空間に、少なくとも一部の表面が露出する。これにより、第1電極と第3電極または第2電極と第3電極の間に導電性の溶液である被検体が導入されたときに導通が得られ、被検体が凹部15に導入されたことを電気的に確認できる。
　第1基板及び第2基板の少なくとも一方は、ポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）とを含有する樹脂組成物からなる。好ましくは第1基板及び第2基板のいずれもが、上記樹脂組成物からなるものである。
　ここで、ポリプロピレン系樹脂としては、ホモポリマー又は、エチレン、ブテンー１、ヘキセンー１などのα―オレフィンを含むランダムコポリマーを用いることができる。ポリマーブロックＸとして、ビニル芳香族モノマー（例えばスチレン）、エチレン又はメタクリレート（例えばメチルメタクリレート）等の重合したポリマーがある。なお、一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体には、（Ｘ－Ｙ）ｎにおいてｎ＝１～５の範囲にあるものや、Ｘ－Ｙ－Ｘ、Ｙ－Ｘ－Ｙ等が含まれる。
　水素添加誘導体のポリマーブロックＸとしては、ポリスチレン系とポリオレフィン系のものがあり、ポリスチレン系のものは、スチレン、α－メチルスチレン、ο－メチルスチレン、ｍ－メチルスチレン、ｐ－メチルスチレン、２，４－ジメチルスチレン、ビニルナフタレン、ビニルアントラセンのうちから選択された１種又は２種以上のビニル芳香族化合物をモノマー単位として構成されるポリマーブロックが上げられる。また、ポリオレフィン系のものは、エチレンと炭素数３～１０のα－オレフィンの共重合体がある。更に非共役ジエンが共役重合されていても良い。前記オレフィンとしては、プロピレン、１－ブテン、３－メチル－１－ブテン、１－ペンテン、４－メチル－１－ペンテン、１－ヘキセン、１－ペンテン、１－オクテン、１－デセン等である。前記非共役ジエンとしては、例えば、１，４－ヘキサジエン、５－メチル－１，５－ヘキサジエン、１，４－オクタジエン、シクロヘキサジエン、シクロオクタジエン、シクロペンタジエン、５－エチリデン－２－ノルボネル、５－ブチリデン－２－ノルボネル、２－イソプロペニル－５－ネルボルネン等がある。共重合体の具体例としては、エチレン－プロピレン共重合体、エチレン－１－ブテン共重合体、エチレン－１－オクテン共重合体、エチレン－プロピレン－１，４－ヘキサジエン共重合体、エチレン－プロピレン－５－エチリデン－２－ノルボルネン共重合体等が挙げられる。
　ポリマーブロックＹの水素添加前のものとして、２－ブテン－１，４－ジイル基及びビニルエチレン基からなる群から選択される少なくとも１種の基をモノマー単位として構成されるポリブタジエンや、また２－メチル－２－ブテン－１，４－ジイル基、イソプロペニルエチレン基及び１－メチル－１－ビニルエチレン基からなる群から選択される少なくとも１種の基をモノマー単位として構成されるポリイソプレンが挙げられる。更に水素添加前のポリマーブロックＹとして、イソプレン単位及びブタジエン単位を主体とするモノマー単位からなるイソプレン／ブタジエン共重合体で、イソプレン単位が２－メチル－２－ブテン－１，４－ジイル基、イソプロペニルエチレン基及び１－メチル－１－ビニルエチレン基からなる群から選ばれるすくなくとも１種の基であり、ブタジエン単位が２－ブテン－１，４－ジイル基及び／又はビニルエチレン基であるものが挙げられる。ブタジエン単位とイソプレン単位の配置は、ランダム状、ブロック状、テーパブロック状のいずれの形態になっても良い。
　また、ポリマーブロックＹの水素添加前のものとして、ビニル芳香族化合物単位及びブタジエン単位を主体とするモノマー単位からなるビニル芳香族化合物／ブタジエン共重合体で、ビニル芳香族化合物単位が、スチレン、α－メチルスチレン、ｏ－メチルスチレン、ｍ－メチルスチレン、ｐ－メチルスチレン、２，４－ジメチルスチレン、ビニルナフタレン、ビニルアントラセンのうちから選択された１種のモノマー単位であり、ブタジエン単位が、２－ブテン１，４－ジイル基及び／又はビニルエチレン基である共重合体が挙げられる。ビニル芳香族化合物単位とブタジエン単位の配置は、ランダム状、ブロック状、テーパブロック状のいずれの形態になっても良い。上記のようなポリマーブロックＹにおける水素添加の状態は、部分水素添加であっても、また完全水素添加であっても良い。
　なお、水素添加誘導体のポリマーブロックＸがポリスチレンであり、ポリマーブロックＹの水素添加前のものが１，２結合、３，４結合及び／又は１，４結合のポリイソプレンであると原材料を入手しやすい。スチレン成分はポリプロピレン系樹脂等と相溶しないので、その割合が高くなるとポリプロピレンとの混合に時間を要するので、スチレン成分の多い水素添加誘導体を用いるときはマスターバッチ化し、予め十分に混合しておくのが良い。
　水素添加誘導体のポリマーブロックＸがポリスチレンであり、ポリマーブロックＹの水素添加前のものが１，２結合及び／又は１，４結合のポリブタジエンである場合も原材料が入手しやすい。
　生化学研究に用いる器具において、測定対象（被検体）に直接接触する部分（反応部）は生態適合性に優れ、ポリペプチド等が吸着せず、生体物質に影響を与えないことが求められる。さらに、合成樹脂製のバイオセンサチップでは合成樹脂の改質のために添加されている添加剤が各種の操作過程で溶出しないことが必要である。上記のポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体で形成されるポリマーアロイからなる樹脂組成物は、水素添加誘導体の数十ナノメートルの球状のミクロドメイン、ポリプロピレンの結晶ラメラ、およびマトリックスをなすポリプロピレンの非晶マトリックスからなり、ポリプロピレンの結晶部部分のサイズはポリプロピレン単独の場合に比較して１００分の１以下という特徴を有している。このため、機械的強度に優れており、バイオセンサチップとしての使用に十分耐え、加えてポリペプチド等が吸着せず、生体適合性に優れている。
　第1基板の表面に第1電極及び第1配線を含む第1部材、並びに第2基板の表面に第2電極及び第2配線を含む第2部材(但し、第2部材は、前述のように、さらに第3電極及び第3配線を含むこともできる)は、上記樹脂組成物と、電極及び配線の材料を用いて射出成形により成形することができる。第１部材および第2部材は射出成形により作製することができる。特に、第１電極および第１配線は、第１基材を射出成形する際にインサート成形により一体成形される。
　電極及び配線は、導電性の材料であれば特に制限はなく、種々の金属製の電極及び配線を用いることができ、例えば、導電性の良い非鉄金属である銅または銅合金製の電極または配線に表面処理、（例えば、Ａｇ、Ａｕ等のメッキ）を行ったものを挙げることができる。好ましくは、銅製薄板にニッケルメッキを施したあと更に金メッキをしたものを所定の形状に打ち抜いたものである。打ち抜き成形された電極と配線を金型キャビティに押し当てピンで押圧固定して、樹脂組成物を射出することにより、上記第1部材及び第2部材を製造することができる。尚、電極の厚みは、例えば、０．０５～０．０８ｍｍの範囲とし、基板を構成する樹脂の収縮を考慮して、電極部分に樹脂が被らないように複数個の電極固定ピンを設けることが好ましい。
　本発明では、積層した第1部材と第2部材は、前記接合面を、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して前記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部、好ましくは１０～３０質量部、より好ましくは１０～２０質量部含有する接着剤を用いて、前記バイオセンサ用の生物材料が失活しない温度条件での接合に付されて組立てられる。
　尚、前記水素添加誘導体の含有量が３０質量部超えると、アルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して完全に溶解しない場合もある。しかし、水素添加誘導体が完全に溶解せず、一部が残渣となり分散した状態であっても接着力には問題はない。ただし、前記水素添加誘導体の含有量が多くなるとそれだけ接着剤の粘度が高くなる傾向がある。従って、塗布時の作業性を考慮すると、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して１０質量部～２０質量部の範囲の添加量が最も望ましい。
　一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体は、上記第1基板及び第2基板を構成するために用いられるものと同様である。
　アルコキシ又はアルキルシラン化合物とは、例えば、下記の構造式で示すものであることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
　ここで、Ｒ1は水素、窒素、直鎖又は側鎖を有する、アルキル基あるいはアルケニル基のいずれかである。Ｒ1は末端に官能基を有していてもよいが、末端に官能基を有しないアルキル基であると、ポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を含有する結晶度の低い樹脂組成物への浸透性が良く、接合強度がより高い。Ｒ2、Ｒ3は、炭素数１～３程度のアルキル基であり、ｎ、ｎ'、ｍ、ｍ'は０、１、２、３のいずれかで、かつ、ｎ＋ｍ＝３， ｎ'＋ｍ'＝３である。Ｒ4はアルキレン基であり、２つのアルキレン基を官能基で結合したものであってもよい。
　本発明では、このアルコキシ又はアルキルシラン化合物に、前記所定量の一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を溶解添加する。特許文献4には、上記樹脂組成物からなる複数の構造体を、アルコキシ又はアルキルシラン化合物に、一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を溶解添加した接着剤を用いて接合してマイクロ部品を形成することが記載されている。しかし、特許文献4においては、上記接合は90℃～120℃で2時間の加熱により実施されている。このような高温での加熱による接合は、本発明のように、バイオセンサ用の生物材料を固定した電極を有する部材の接合には使用できない。バイオセンサ用の生物材料が失活して、センサとして使用できなくなるからである。
　本発明のバイオセンサチップ組立用キットに用いられるバイオセンサ用の生物材料には特に制限はないが、例えば、常温付近に最適温度を有する、非耐熱性の酵素も含まれる。非耐熱性の酵素をバイオセンサ用の生物材料として電極に失活させることなしに固定するという観点では、積層した第1部材と第2部材は、好ましくは40℃以下、さらに好ましくは35℃以下の温度で接合されることが適当である。しかし、上記特許文献4に記載の接着剤では、このような温度条件での接合はできなかった。
　本発明者らが検討した結果、前記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を10%以上含有するアルコキシ又はアルキルシラン化合物を用いることで、前記バイオセンサ用の生物材料が失活しない温度条件でも接合ができることを見出した。アルコキシ又はアルキルシラン化合物100質量部当たりの一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体の量は、上記のように、好ましくは10～40質量部の範囲であり、より好ましくは10～30質量部の範囲であり、さらに好ましくは10～20質量部の範囲である。
　さらに、一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体としては、クラレ製のハイブラー7311、またはハイブラーＫＬ7135を用いることが特に好ましい。
　本発明のバイオセンサチップ組立用キットは、上記第1部材と第2部材に加えて、一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）を含有するアルコキシ又はアルキルシラン化合物を、前記接合面用接着剤としてさらに含むことかできる。
　本発明のバイオセンサチップ組立用キットは、上記接合面用接着剤を含む以外に、前記第1部材および第2部材の少なくとも一方の接合面の少なくとも一部に、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して前記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部含有する接着剤の層を有するものであることもできる。この接着剤層は、良好な接合強度を得るという観点からは、第1部材および第2部材の少なくとも一方の接合面の全面に設けることが好ましい。前記接着剤層は、前記接合面用接着剤を接合面に塗布し、乾燥機において適度に乾燥することで形成することができる。前記接着剤層を有するバイオセンサチップ組立用キットの場合、使用時に接合面用接着剤を接合面に塗布する手間が省けるという利点がある。接着剤層を有するバイオセンサチップ組立用キットは、接着剤層表面に接着剤層を保護するフィルムを貼り付けておくこともできる。さらに、少なくとも接着剤層を有する部材を密閉包装しておくことで、接着剤層の接着特性を維持することもできる。
［バイオセンサチップ］
　本発明は、上記本発明のバイオセンサチップ組立用キットの第1部材と第2部材の、第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部にバイオセンサ用の生物材料を固定し、第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように積層し、上記接合面用接着剤を用いて接合して得られたバイオセンサチップを包含する。
　具体的には、本発明のバイオセンサチップは、第1基板、第1基板の表面に配設された第1電極、及び第1電極に接続する第1配線を含み、第1電極12の第1配線側に、第1基材11の厚さ方向に伸びる貫通孔18を有し、かつ第2部材の第2接合面と接合されるため第1接合面を第1電極と同じ側の表面に有する第1部材、並びに
第2基板、第2基板の表面に配設された第2電極、及び第2電極に接続する第2配線を含み、かつ第1部材の第1接合面と接合されるため第2接合面を第2電極と同じ側の表面に有する第2部材、を含む。
　第1基板及び第2基板の少なくとも一方は、ポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）とを含有する樹脂組成物からなる。この樹脂組成物は前述のとおりである。
　第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部に、バイオセンサ用の生物材料が固定されている。生物材料が固定される電極はいずれでも良く、所望により、第1電極と第2電極に異なる生物材料を固定することもできる。
　前記第1部材および第2部材は、第1接合面と第2接合面が対向するように積層し、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して上記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部含有する接着剤を用いて接合されたものである。
　さらに、
(1)前記第1電極及び第2電極の少なくとも一方は、第1電極と第2電極とが接触しないように、電極が配設された基板の表面より後退した位置に、前記対向する表面を有し、
(2)対向した第1電極と第2電極の隙間の空間は、バイオセンサの測定対象となる被検体を前記空間に導入するための導入孔を有し、かつ
(3)第1配線と第2配線は、非接触状態である。
　バイオセンサ用の生物材料には特に制限はないが、例えば、各酵素類、抗原、抗体、ペプチド、タンパク、核酸などの溶液や固形体などがあげられる。また、バイオセンサ用の生物材料の固定量は、バイオセンサチップ検体吸入部の大きさの違いや生体材料の反応性の違いなどにより特に制限はないが、数ピコリットルから数十マイクロリットルの液体を塗布、もしくは、数フェムトグラムから数マイクログラムの固体を固定化することなどが挙げられる。
　第1部材と第2部材の積層及び接合において、第1部材と第2部材の平面形状は、第1部材の第1基板11の接合面14と、第2部材の第2基板21の接合面24とが、大部分で接合するように設計することが、実用的な接合強度を得るという観点からは好ましい。接合面の少なくとも一方に接合面用接着剤を塗布した第1部材と第2部材は積層し、好ましくは接合を促進するように加圧することが好ましく、加圧は、例えば、２枚の板の間に積層した第1部材と第2部材を挟み込み、板の両側から加圧することができる。さらに、複数の積層した第1部材と第2部材を上記２枚の板の間に挟み込み、同時に複数のバイオセンサを作成することもできる。上記加圧は、接合面用接着剤による接合を促進し、しかし、電極に固定されたバイオセンサ用の生物材料を失活させることのない温度条件で維持することが好ましい。上記温度条件は、例えば、３０～４０℃の範囲、好ましくは約３５℃である。接合のための時間は、条件により異なるが、例えば、１０分～１０時間の範囲である。
　本発明は、上記本発明のバイオセンサチップを含むバイオセンサに関する。本発明のバイオセンサは、バイオセンサチップに加えて、バイオセンサチップを用いて電気化学測定を行うための装置、例えば、定電流測定装置または定電圧測定装置を含むことができ、さらには電気化学測定を行うための装置からの信号を記録するため記録装置などを含むことができる。
　以下に本発明を実施例によりさらに詳細に説明する。但し、本発明はこれらの例に限定される意図ではない。
＜第１実施例＞
　第１部材および第２部材を成形するための樹脂組成物としては、ポリプロピレン系樹脂として日本ポリプロ製のホモポリマーMA04Aを用い、水素添加誘導体としてクラレ製のハイブラー7311を用いた。両者の混合割合は質量比で50：50であり、あらかじめ十分混合するために、マスターバッチ化した。マスターバッチ化された樹脂組成物を射出成形機のホッパーに入れ、通常の射出条件で第１部材および第２部材を成形した。ここで使用する金型は、キャビティの成形面、特に第１部材および第２部材の接合面を成形する面を鏡面研磨した。
　上記MA04Aとハイブラー7311とは、改質剤の添加量を極めて低く抑えており、しかも両者で形成されるポリマーアロイは、ハイブラー7311の数十ナノメートルの球状のミクロドメイン、ポリプロピレンの結晶ラメラ、およびマトリックスをなすポリプロピレンの非晶マトリックスからなり、ポリプロピレンの結晶部部分のサイズはポリプロピレン単独の場合に比較して１００分の１以下という特徴を有している。このため、機械的強度に優れており、バイオセンサチップとしての使用に十分耐え、加えてポリペプチド等が吸着せず、生体適合性に優れている。さらに、上記ポリマーアロイは精密転写性に優れているから、前記金型で第１部材および第２部材を成形したときに、それらの接合面を金型の鏡面研磨度合い（平面平滑度）と同程度の平滑度の接合面を形成することができる。
　接着剤は、水素添加誘導体としてクラレ製のハイブラー7311を用い、アルコキシ又はアルキルシラン化合物としてアルコキシシランの一種であるイソブチルトリメトキシシランを用いた。イソブチルトリメトキシシラン100グラムに対してクラレ製のハイブラー7311を20グラム添加してスターラーで８時間攪拌して溶解させて接着剤を調製した。
　射出成形された第１部材の接合面に、上記接着剤を塗布していったん常温で乾燥し、接着剤層に第２部材の接合面を当接して積層体とし、この積層体の上下にガラス板を配置してサンドイッチ状にし、ガラス板の周縁を複数個のクリップで止めて、乾燥機に３５℃で４時間保存した。
　図６に、第1部材及び第2部材を積層し接合する手順を示す写真を示す。
（１）接着剤層を設けた第1部材及び第2部材を積層する。
（２）アルミ治具に積層した第1部材及び第2部材を１０個取り付ける。
（３）ガラス板をアルミ治具の上下にセットする。
（４）治具１辺当たり２個のクリップではさむ。４辺で合計８個のクリップを使用する。　
（５）３５℃に設定した乾燥機に治具にセットした第1部材及び第2部材を投入する。
（６）終了後、乾燥機から治具を取り出し、接合されたチップを取り出す。
　乾燥機から取り出したチップは、指でその接合面を引き離す方向に剥がそうとしても、相当な力を入れない限り剥離できなかった。得られたチップは、繰り返し使用に耐えるものであった。
＜第２実施例＞
　第１部材および第２部材は、第１実施例のものと同様のものを用いた。
接着剤は、水素添加誘導体としてクラレ製のハイブラーＫＬ7135（ビニルSEPS）を用い、アルコキシ又はアルキルシラン化合物として、アルコキシシランの一種であるイソブチルトリメトキシシランを用いた。イソブチルトリメトキシシラン100グラムに対してクラレ製のハイブラーＫＬ7135を10グラム添加したものを6時間スターラーで攪拌して溶解させ、これを第１部材の接合面に塗布して、第１実施例と同条件で接合した。その結果、実施例１と同レベルの接着強度であった。
　また、イソブチルトリメトキシシラン100グラムに対してハイブラーＫＬ7135を15グラム添加して調製した接着剤を用いて同様にしてチップを作製した。その結果、第１実施例および上記10グラム添加の例よりも接着強度が大きかった。
　本発明は、バイオセンサに関連する分野に有用である。
10 第1部材
11 第1基材
12 第1電極
13 第1配線
14 第1接合面
15 凹部
16 導入孔
17、17a 凹み
18 貫通孔
19 凹み
20 第2部材
21 第2基板
22 第2電極
23 第2配線
24 第2接合面
25 第3電極
26 第3配線
27 固定部材
28 突出部
30 バイオセンサチップ

Claims (14)

  1. 第1基板、第1基板の表面に配設された第1電極、及び第1電極に接続する第1配線を含み、第1電極の第1配線側に、第1基材の厚さ方向に伸びる貫通孔を有し、かつ第2部材の第2接合面と接合されるため第1接合面を第1電極と同じ側の表面に有する第1部材、並びに
    第2基板、第2基板の表面に配設された第2電極、及び第2電極に接続する第2配線を含み、かつ第1部材の第1接合面と接合されるため第2接合面を第2電極と同じ側の表面に有する第2部材、を含むバイオセンサ組立用キットであって、
    第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部は、バイオセンサ用の生物材料を固定するために用いられ、
    第1接合面と第2接合面が対向するように第1部材と第2部材を積層し接合したときに、
    (1)前記第1電極及び第2電極の少なくとも一方は、第1電極と第2電極とが接触しないように、電極が配設された基板の表面より後退した位置に、前記対向する表面を有し、
    (2)対向した第1電極と第2電極の隙間の空間は、バイオセンサの測定対象となる被検体を前記空間に導入するための導入孔を有し、
    (3)第1配線と第2配線は、非接触状態であり、かつ
    第1基板及び第2基板の少なくとも一方は、ポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）とを含有する樹脂組成物からなり、
    積層した第1部材と第2部材は、前記接合面を、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して前記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部含有する接着剤を用いて、前記バイオセンサ用の生物材料が失活しない温度条件での接合に付されて組立てられる、
    前記バイオセンサチップ組立用キット。
  2. 一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）を含有するアルコキシ又はアルキルシラン化合物を、前記接合面用接着剤としてさらに含む、請求項１に記載のバイオセンサチップ組立用キット。
  3. 前記第1基板または第2基板は、第1基板の場合は、第1電極及び第1配線が配設された第1基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第1電極及び第1配線と非接触状態でさらに含み、第2基板の場合は、第2電極及び第2配線が配設された第2基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第2電極及び第2配線と非接触状態でさらに含み、
    第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を積層し接合したときに、
    前記第3電極は、前記対向した第1電極と第2電極の隙間の空間に、少なくとも一部の表面が露出する
    請求項１または２に記載のバイオセンサチップ組立用キット。
  4. 前記第1部材および第2部材の少なくとも一方の接合面の少なくとも一部に、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して前記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部含有する接着剤層を有する、請求項１に記載のバイオセンサチップ組立用キット。
  5. 前記第1基板または第2基板は、第1基板の場合は、第1電極及び第1配線が配設された第1基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第1電極及び第1配線と非接触状態でさらに含み、第2基板の場合は、第2電極及び第2配線が配設された第2基板の表面に、第3電極及び第3電極に接続する第3配線を、第2電極及び第2配線と非接触状態でさらに含み、
    第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を積層し接合したときに、
    前記第3電極は、前記対向した第1電極と第2電極の隙間の空間に、少なくとも一部の表面が露出する
    請求項４に記載のバイオセンサチップ組立用キット。
  6. 前記第１部材および第2部材は射出成形により作製したものである請求項１～５のいずれかに記載のバイオセンサチップ組立用キット。
  7. 請求項１または３に記載のバイオセンサチップ組立用キットの第1部材と第2部材の、第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部にバイオセンサ用の生物材料を固定し、第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を積層し、請求項２に記載の接合面用接着剤を用いて第1部材と第2部材の接合面を、前記生物材料が失活しない温度条件で接合することを含む、バイオセンサチップの製造方法。
  8. 請求項４または５に記載のバイオセンサチップ組立用キットの第1部材と第2部材の、第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部にバイオセンサ用の生物材料を固定し、第1電極と第2電極の少なくとも一部が対向するように第1部材と第2部材を積層し、前記接着剤層を介して第1部材と第2部材の接合面を、前記生物材料が失活しない温度条件で接合することを含む、バイオセンサチップの製造方法。
  9. 前記生物材料が、酵素、抗原、抗体、ペプチド、タンパクおよび核酸から成る群から選ばれる少なくとも1種の材料である請求項７または８に記載の製造方法。
  10. 前記生物材料が失活しない温度条件が、３０～４０℃の範囲である請求項７～９のいずれかに記載の製造方法。
  11. 請求項７～１０のいずれかに記載の方法で製造して得られたバイオセンサチップ。
  12. 第1基板、第1基板の表面に配設された第1電極、及び第1電極に接続する第1配線を含み、第1電極12の第1配線側に、第1基材11の厚さ方向に伸びる貫通孔18を有し、かつ第2部材の第2接合面と接合されるため第1接合面を第1電極と同じ側の表面に有する第1部材、並びに
    第2基板、第2基板の表面に配設された第2電極、及び第2電極に接続する第2配線を含み、かつ第1部材の第1接合面と接合されるため第2接合面を第2電極と同じ側の表面に有する第2部材、を含み、
    第1基板及び第2基板の少なくとも一方は、ポリプロピレン系樹脂と一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体（但し、Ｘ：ポリプロピレン系樹脂に相溶しないポリマーブロック、Ｙ：共役ジエンのエラストマー性ポリマーブロックである）とを含有する樹脂組成物からなり、
    第1電極及び第2電極の少なくとも一方の表面の少なくとも一部に、バイオセンサ用の生物材料が固定されており、
    前記第1部材および第2部材は、第1接合面と第2接合面が対向するように積層し、１００質量部のアルコキシ又はアルキルシラン化合物に対して上記一般式Ｘ－Ｙで表記されるブロックコポリマーの水素添加誘導体を１０～４０質量部含有する接着剤を用いて接合されたものであり、
    (1)前記第1電極及び第2電極の少なくとも一方は、第1電極と第2電極とが接触しないように、電極が配設された基板の表面より後退した位置に、前記対向する表面を有し、
    (2)対向した第1電極と第2電極の隙間の空間は、バイオセンサの測定対象となる被検体を前記空間に導入するための導入孔を有し、かつ
    (3)第1配線と第2配線は、非接触状態である、
    バイオセンサチップ。
  13. 前記生物材料が、酵素、抗原、抗体、ペプチド、タンパクおよび核酸から成る群から選ばれる少なくとも1種の材料である請求項１２に記載のバイオセンサチップ。
  14. 請求項１１～１３のいずれかに記載のバイオセンサチップを含むバイオセンサ。
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