JP6311234B2 - バイオセンサ用電極原反、バイオセンサ用電極およびバイオセンサ - Google Patents

Description

本発明は、血液等の液体試料中の特定成分を測定するバイオセンサに関する。

血液等の生体試料中の特定成分について迅速かつ簡便に濃度等を測定する方法として、電気化学的検出手段によるバイオセンサが実用化されている。バイオセンサは、一般に、作用極および対極を含む電極部、酵素および電子受容体を基本構成として備えている。このようなバイオセンサの一例として、電気化学的に血液中のグルコースを定量化するグルコースセンサがある。

グルコースセンサにおいては、酵素は血液中のグルコースを選択的に酸化してグルコン酸を生成し、また同時に電子受容体を還元して還元体を生じる。この還元体に電極部で一定の電圧を印加することで還元体が再び酸化され、その際に電流が発生する。この電流が血液中のグルコース濃度に依存することから、血液中のグルコースを定量化することができる。

また、一般にエンドトキシンという細菌壁毒素が知られており、近年では、電気化学法を用いてエンドトキシンの濃度を測定する方法が研究されている。エンドトキシンは、大腸菌やサルモネラ菌をはじめとするグラム陰性菌の外膜を構成している毒性物質である。このエンドトキシンが極微量（例えば、ｎｇ／ｍＬオーダー）でも血液中等に混入した場合、ショック症状等を引き起こし、最悪死に至る可能性もある。ただし、空気中にはエンドトキシンが広く存在している。このため、透析液等の医薬品にエンドトキシンが存在していないか等の検査が実施されている。
例えば、被検体および試薬の混合物に電極を入れ、ディファレンシャルパルスボルタンメトリー（ＤＰＶ）に基づく測定を行う技術が知られている（特許文献１参照）。

バイオセンサにおいては、電極材料として、耐腐食性の観点から、金、パラジウム、白金等の貴金属が一般に用いられている。これらの電極材料は、試料中の水分や電子受容体（メディエータ）と接触した場合も酸化還元されにくいといった性質を有する。しかしながら、貴金属は高価でありコストの増加を招くという問題がある。

また、バイオセンサにおける電極の形成方法としては、例えば、基材の全面に真空蒸着やスパッタリング、メッキ、金属箔接着等により金属膜を形成し、その後パターニングする方法が提案されている（例えば、特許文献２〜特許文献５参照）。しかしながら、このような方法では使用する金属量が多く、金属膜の不要部分は除去されてしまうことから、コストの増加を招くという問題がある。

そこで、カーボンおよびバインダー樹脂を含有するインクや、金属微粒子およびバインダー樹脂を含有するインクを用いて印刷法等により電極を形成することも試みられているが、この場合、所望の導電性を示す電極を安定して形成することが難しく、電極部の感度が安定しない場合があり、個々のバイオセンサの性能にばらつきが生じやすいという問題がある。

特開２０１２−１２７６９５号公報 特表２００７−５１０９０２号公報 特表２００９−５０５１０２号公報 特表２００９−５３３６８６号公報 特表２００９−５４４０３９号公報

本発明は、上記実情に鑑みてなされたものであり、電極部の耐腐食性および導電性が良好で安価なバイオセンサ用電極を製造可能なバイオセンサ用電極原反、電極部の耐腐食性および導電性が良好で安価なバイオセンサ用電極、およびこれを用いたバイオセンサを提供することを主目的とする。

本発明は、上記目的を達成するために、支持基材と、上記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部とを有するバイオセンサ用電極を製造するために用いられるバイオセンサ用電極原反であって、長尺の樹脂基材と、上記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層と、少なくとも上記電極部を形成するために用いられ、上記導電層上に形成され貴金属を含む貴金属層とを有し、上記導電層が上記樹脂基材の長手方向に連続的に形成されており、上記貴金属層が上記導電層の幅方向に所定の幅で形成され、長手方向に連続的に形成されていることを特徴とするバイオセンサ用電極原反を提供する。

本発明によれば、導電層上に貴金属層を有し、上記貴金属層が、上記導電層の幅方向に所定の幅で形成され、上記長手方向に連続して形成されていることにより、電極部の耐腐食性および導電性が良好で安価なバイオセンサ用電極を製造可能なバイオセンサ用電極原反とすることができる。

上記発明においては、上記貴金属層の幅方向の両方の端部に上記導電層が平面視上隣接して形成されていることが好ましい。樹脂基材上に複数のバイオセンサ用電極を多面付けして製造しやすいからである。

本発明は、支持基材と、上記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部とを有するバイオセンサ用電極であって、上記支持基材が、樹脂基材を有し、上記電極部が、上記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層および上記導電層上に形成され貴金属を含む貴金属層を有し、上記配線部および上記端子部が、上記樹脂基材上に形成された上記導電層を有することを特徴とするバイオセンサ用電極を提供する。

本発明によれば、電極部が導電層および導電層上に形成された貴金属層を有することにより、電極部の耐腐食性および導電性が良好なバイオセンサ用電極とすることができる。また、配線部および端子部が導電層を有することにより、配線部および端子部については安価な導電性材料を用いることができるため、安価なバイオセンサ用電極とすることができる。

本発明は、支持基材と、上記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部と、上記電極部上に配置された反応部と、上記支持基材上に形成され、上記電極部および上記反応部に試料を供給する試料供給路を形成するスペーサと、上記スペーサ上に配置されたカバーとを有するバイオセンサであって、上記支持基材が、樹脂基材を有し、上記電極部が、上記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層および上記導電層上に形成され貴金属を含む貴金属層を有し、上記配線部および上記端子部が、上記樹脂基材上に形成された上記導電層を有することを特徴とするバイオセンサを提供する。

本発明によれば、電極部が導電層および導電層上に形成された貴金属層を有することにより、電極部の耐腐食性および導電性が良好なバイオセンサとすることができる。また、配線部および端子部が導電層を有することにより、配線部および端子部については安価な導電性材料を用いることができるため、安価なバイオセンサとすることができる。

本発明のバイオセンサ用電極原反は、電極部の耐腐食性および導電性が良好で安価なバイオセンサ用電極を製造可能であるといった作用効果を奏する。

本発明のバイオセンサ用電極原反の一例を示す概略平面図および断面図である。 本発明のバイオセンサ用電極の一例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサ用電極の他の例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサ用電極原反の他の例を示す概略平面図および断面図である。 本発明のバイオセンサ用電極の他の例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサ用電極原反の他の例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサ用電極原反の他の例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサ用電極の他の例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサ用電極原反の他の例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサ用電極の他の例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサ用電極原反の製造方法の一例を示す工程図である。 本発明のバイオセンサ用電極の他の例を示す概略平面図である。 本発明のバイオセンサの一例を示す分解斜視図である。 本発明のバイオセンサの他の例を示す分解斜視図である。 本発明のバイオセンサの使用方法の一例を示す模式図である。

以下、本発明のバイオセンサ用電極原反、バイオセンサ用電極およびバイオセンサについて説明する。

Ａ．バイオセンサ用電極原反
本発明のバイオセンサ用電極原反は、支持基材と、上記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部とを有するバイオセンサ用電極を製造するために用いられるものであって、長尺の樹脂基材と、上記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層と、少なくとも上記電極部を形成するために用いられ、上記導電層上に形成され貴金属を含む貴金属層とを有し、上記導電層が上記樹脂基材の長手方向に連続的に形成されており、上記貴金属層が上記導電層の幅方向に所定の幅で形成され、長手方向に連続的に形成されていることを特徴とするものである。

本発明のバイオセンサ用電極原反は、支持基材と、電極部、配線部、および端子部とを有するバイオセンサ用電極を製造するために用いられるものであり、より具体的には、長尺の樹脂基材の長手方向に複数のバイオセンサ用電極を連続的に配列させて多面付けで製造するために用いられるものである。以下の説明において、樹脂基材の幅方向に１個分、長手方向に連続的に形成された複数個のバイオセンサ用電極を、「１列のバイオセンサ用電極」という単位で表わす場合がある。

本発明のバイオセンサ用電極原反について図を用いて説明する。
図１（ａ）は本発明のバイオセンサ用電極原反の一例を示す概略平面図であり、図１（ｂ）は図１（ａ）のＡ−Ａ線断面図である。また、図２は図１（ａ）、（ｂ）に示すバイオセンサ用電極原反を用いて製造される多面付けのバイオセンサ用電極の一例を示す概略平面図である。図３は図２におけるバイオセンサ用電極の一例を示す概略平面図である。
図１（ａ）、（ｂ）に示すように、本発明のバイオセンサ用電極原反１は、長尺の樹脂基材２と、樹脂基材２上に形成され導電性材料を含む導電層３と、導電層３上に形成され貴金属を含む貴金属層４とを有する。また、導電層３が、樹脂基材２の長手方向に連続して形成され、貴金属層４が、導電層３の幅方向に所定の幅で形成され、長手方向に連続して形成されている。
また、図１（ａ）、（ｂ）に示すバイオセンサ用電極原反１は、図２および図３に示すバイオセンサ用電極１０を製造するために用いられる。ここで、図２および図３に示すバイオセンサ用電極１０は、支持基材１２と、支持基材１２上に形成され、少なくとも作用極１３および対極１４を有する電極部１６（図２および図３では、さらに参照極１５を有する例について示している。）、配線部１７および端子部１８を有するものである。また、図２においては、１列のバイオセンサ用電極１０ｎ_１が形成されている例について示している。１列のバイオセンサ用電極１０ｎ_１を断裁することにより、図３に示す１個のバイオセンサ用電極１０を製造することができる。また、図１（ａ）、（ｂ）における貴金属層４は、図２および図３における少なくとも電極部１６を形成するために用いられる。また、図１（ａ）、（ｂ）における導電層３は、電極部１６、配線部１７および端子部１８を形成するために用いられる。
また、図１（ａ）、（ｂ）に示すように本発明のバイオセンサ用電極原反１は、１列のバイオセンサ用電極において少なくとも電極部に対応する貴金属層と配線部および端子部とに対応する導電層３とが平面視上隣接するパターン（以下、１列パターンＮ１と称して説明する場合がある。）を有するものである。

図４（ａ）は本発明のバイオセンサ用電極原反の他の例を示す概略平面図であり、図４（ｂ）は図４（ａ）のＡ−Ａ線断面図である。図５は図４（ａ）、（ｂ）に示すバイオセンサ用電極原反を用いて製造される多面付けのバイオセンサ用電極の他の例を示す概略平面図である。
本発明のバイオセンサ用電極原反１においては、上記貴金属層４の幅方向の両方の端部に上記導電層３が平面視上隣接して形成されていることが好ましい。例えば、図５に示すように、支持基材１２上に２列のバイオセンサ用電極１０ｎ_１、１０ｎ_２の電極部１６同士を対向させて多面付けで製造することができ、複数のバイオセンサ用電極１０を多面付けで製造しやすいからである。この場合、図４（ａ）、（ｂ）に示すように、貴金属層４および導電層３は、貴金属層４が２列のバイオセンサ用電極の電極部に対応する幅を有し、導電層３がそれぞれ少なくとも１列のバイオセンサ用電極の配線部および端子部に対応する幅を有する平面視上のパターン(以下、２列対向パターンＮ２と称して説明する場合がある。)で形成される。
なお、図５に示すように、支持基材１２上に２列のバイオセンサ用電極１０を電極部１６同士を対向させて多面付けで製造する場合は、図６に示すように、本発明のバイオセンサ用電極原反１においては、樹脂基材２上に、１列パターンＮ１の貴金属層４および導電層３が、２列分、貴金属層４同士を対向させ、両者の間に間隔を設けて形成されていてもよい。

図７（ａ）、（ｂ）は本発明のバイオセンサ用電極原反の他の例を示す概略平面図であり、図８は図７（ａ）、（ｂ）に示すバイオセンサ用電極原反を用いて製造される多面付けのバイオセンサ用電極の例を示す概略平面図である。
図７（ａ）、（ｂ）に示すように、本発明のバイオセンサ用電極原反１においては、１列パターンＮ１の貴金属層４および導電層３を樹脂基材２の幅方向に繰り返して連続して形成することにより、図８に示すように、複数列のバイオセンサ用電極（図８では３列のバイオセンサ用電極１０ｎ_１、１０ｎ_２、１０ｎ_３）を多面付けで製造するために用いることができる。この場合、図７（ａ）に示すように、１列パターンＮ１の貴金属層４および導電層３は、列ごとに間隔を設けて形成してもよく、図７（ｂ）に示すように間隔を設けずに形成してもよい。

図９（ａ）、（ｂ）は本発明のバイオセンサ用電極原反の他の例を示す概略平面図であり、図１０は図９（ａ）、（ｂ）に示すバイオセンサ用電極原反を用いて製造される多面付けのバイオセンサ用電極の例を示す概略平面図である。
図９（ａ）、（ｂ）に示すように、本発明のバイオセンサ用電極原反１においては、２列対向パターンＮ２の貴金属層４および導電層３を樹脂基材２の幅方向に繰り返して連続して形成することにより、図１０に示すように、複数列のバイオセンサ用電極（図１０では４列のバイオセンサ用電極１０ｎ_１、１０ｎ_２、１０ｎ_３、１０ｎ_４）を多面付けで製造するために用いることができる。この場合、図９（ａ）に示すように、２列対向パターンＮ２の貴金属層４および導電層３は、列ごとに間隔を設けて形成してもよく、図９（ｂ）に示すように、間隔を設けずに形成してもよい。
また、図示はしないが、本発明のバイオセンサ用電極原反においては、１列パターンおよび２列対向パターンの貴金属層および導電層を樹脂基材の幅方向に繰り返して連続して形成することもできる。

本発明によれば、導電層上に貴金属層を有し、上記貴金属層が、上記導電層の幅方向に所定の幅で形成され、上記長手方向に連続して形成されていることにより、電極部の耐腐食性および導電性が良好で安価なバイオセンサ用電極を製造可能なバイオセンサ用電極原反とすることができる。
より具体的には、バイオセンサにおいて反応部が配置される電極部を導電層上に貴金属層が形成された積層体とすることができる。そのため、電極部の表面に貴金属層を有することができることから、反応部における酵素および試料の酸化還元反応により生じる過酸化水素等や空気中の酸素、水分等に対する耐腐食性を有することができ、化学的安定性についても良好なものとすることができる。よって、電極部の耐腐食性および導電性を良好なものとすることができる。また、配線部および端子部については、安価な導電性材料を用いて形成された導電層を有することができる。

また、本発明によれば、導電層上に貴金属層を形成することができるため、バイオセンサ用電極原反を製造する際に、導電層をパターニングしなくてもよいことから、簡便な製造方法でバイオセンサ用電極原反を製造することができる。
また、製造コストを削減するため、貴金属層を薄く形成した場合は、電気抵抗が高くなることが懸念される。これに対して、本発明においては、導電層上に貴金属層を形成することができるため、貴金属層を薄く形成した場合も、電極部を形成する部分の電気抵抗を低減することができる。よって、貴金属の使用量をより少なくすることができ、低コストなバイオセンサ用電極原反とすることができる。

また、本発明においては、貴金属層が導電層上に形成されていることにより、電極部、配線部および端子部が一体に形成された導電層を有することができるため、バイオセンサ用電極における断線を好適に抑制することができる。
また、本発明のバイオセンサ用電極原反を用いて製造されたバイオセンサ用電極における電極部の感度を安定で良好なものとすることができる。

以下、本発明のバイオセンサ用電極原反の詳細について説明する。

１．バイオセンサ用電極原反の構造
本発明のバイオセンサ用電極原反は、長尺の樹脂基材と、上記樹脂基材上に形成された導電層と、上記導電層上に形成された貴金属層とを有し、上記導電層が上記樹脂基材の長手方向に連続的に形成されており、上記貴金属層が上記導電層の幅方向に所定の幅で形成され、長手方向に連続的に形成されているものである。

本発明においては、図１（ａ）、（ｂ）に示すように貴金属層４の幅方向の一方の端部と導電層３の幅方向の一方の端部とが平面視上重なるように形成されていてもよく、図４（ａ）、（ｂ）に示すように貴金属層４の幅方向の両方の端部に導電層３が平面視上隣接して形成されていてもよい。本発明においては、なかでも図４（ａ）、（ｂ）に示すように貴金属層４の幅方向の両方の端部に導電層３が平面視上隣接して形成されていることが好ましい。貴金属層および導電層を２列対向パターンで形成することができるため、樹脂基材上に複数のバイオセンサ用電極を多面付けして製造しやすいからである。

導電層の幅に対する貴金属層の幅の比率としては、本発明のバイオセンサ用電極の形態に応じて適宜選択され、特に限定されない。
上記導電層の幅に対する貴金属層の幅の比率としては、例えば、１０％〜５０％の範囲内、なかでも１０％〜３０％の範囲内、特に１０％〜２０％の範囲内であることが好ましい。
上記全体の幅に対する貴金属層の幅の比率が上述した範囲内であることにより、好適にバイオセンサ用電極の製造コストを下げることができる。
上述した導電層の幅とは、バイオセンサ用電極原反に形成される導電層の幅方向の両端の距離をいい、例えば、図１（ａ）、（ｂ）においてｃ１で示される距離をいい、図４（ａ）、（ｂ）においてｃ２で示される距離をいう。
また、貴金属層の幅は、導電層上の幅方向に形成された貴金属層の幅方向の両端の間の距離をいい、１列パターンの貴金属層の幅は、図１（ａ）、（ｂ）におけるａ１で示される距離をいい、２列対向パターンの貴金属層の幅は、図４（ａ）、（ｂ）におけるａ２で示される距離をいう。

具体的な導電層の幅および貴金属層の幅については、後述する。
また、１列パターンおよび２列対向パターンの少なくともいずれかを樹脂基材の幅方向に複数列連続して配列させる場合において、各パターン間に間隔を設ける場合、間隔の幅については、特に限定されないが、1ｍｍ〜２０ｍｍ程度、なかでも３ｍｍ〜１０ｍｍの範囲内、特に３ｍｍ〜５ｍｍの範囲内であることが好ましい。
上記間隔の幅が大きいと、バイオセンサ用電極に用いられない不要部分が多くなる可能性があるからである。
上記間隔の幅とは、各パターン間の幅方向に設けられた間隔の距離をいい、例えば、図６、図７（ａ）、図９（ａ）中、ｍで示される距離をいう。

本発明のバイオセンサ用電極原反における貴金属層および導電層の具体的なパターンは、本発明のバイオセンサ用電極原反を用いて製造される多面付けのバイオセンサ用電極の配列パターンに応じて適宜選択することができる。例えば、図１（ａ）、（ｂ）、図４（ａ）、（ｂ）、図６、図７（ａ）、（ｂ）、および図９（ａ）、（ｂ）に示すパターンを挙げることができる。本発明のバイオセンサ用電極原反を複数列のバイオセンサ用電極を製造するために用いる場合、導電層が樹脂基材の幅方向に連続的に形成されているパターンであることが好ましく、図１（ａ）、（ｂ）、図４（ａ）、（ｂ）、図７（ｂ）および図９（ｂ）に示すように、導電層３が樹脂基材２上の全面に形成されているパターンであることがより好ましい。バイオセンサ用電極原反を製造する際に、導電層をパターニングする工程が不要となり、簡便な製造方法でバイオセンサ用電極原反を製造することができるからである。

２．バイオセンサ用電極原反の各構成
本発明のバイオセンサ用電極原反は、長尺の樹脂基材と、貴金属層と、導電層とを有するものである。

（１）貴金属層
本発明に用いられる貴金属層は、少なくとも電極部を形成するために用いられるものである。例えば、電極部の形態が図３、後述する図１２（ａ）、（ｃ）の場合は、電極部と配線部の一部を形成するために用いられる。
また、貴金属層は、導電層上に形成され、貴金属を含むものである。

貴金属層に用いられる貴金属としては、例えば、金、パラジウム、金パラジウム合金を挙げることができる。金、パラジウムは、電子受容体と試料との酸化還元反応により生じる過酸化水素、大気中の酸素、水分等に対する耐腐食性が良好であり、化学的安定性も良好である。また、バイオセンサの反応部に用いられる酵素との相性がよいからである。

貴金属層の形成方法としては、導電層上に所定の幅で貴金属層を形成することができれば特に限定されない。例えば、貴金属層を、真空蒸着法、スパッタ法等の物理的蒸着法により形成する方法が挙げられる。また、この場合、貴金属層のパターニング法としては、一般的な金属層のパターニング方法と同様とすることができ、特に限定されない。例えば、導電層上に水溶性レジスト層をパターン状に形成し、水溶性レジスト層が形成された導電層上の全面に物理蒸着法等により貴金属層を形成し、水洗により水溶性レジスト層を溶解して水溶性レジスト層上の貴金属層を除去し、貴金属層をパターニングする方法(リフトオフ法)を用いることができる。また、除去された貴金属層についてはフィルタを用いることで回収することができるため、製造コストを削減することができる。

また、貴金属層の形成方法としては、例えば、電解メッキ法を挙げることができる。この場合、導電層上にメッキレジスト層をパターン状に形成し、電解メッキ法により、メッキレジスト層が形成されていない導電層上に貴金属層を形成した後、メッキレジスト層を剥離することで、貴金属層を所定のパターン状に形成することができる。電解メッキ法を用いた場合は、導電層上の一部に貴金属層を形成することができ、物理的蒸着法のように貴金属層を導電層上の全面に形成しなくてもよく、回収工程を必要としないことから、より低コストでバイオセンサ用電極を得ることができる。また、使用する貴金属の量についても少ないものとすることができる。

貴金属層の厚さとしては、電極として機能することができれば特に限定されないが、例えば、１０ｎｍ〜２００ｎｍの範囲内、なかでも３０ｎｍ〜１００ｎｍの範囲内、特に３０ｎｍ〜５０ｎｍの範囲内であることが好ましい。
貴金属層の厚さが厚すぎる場合は、十分に製造コストを削減することが困難となる可能性があるからである。また、本発明のバイオセンサ用電極原反はレーザーアブレーション法を用いたバイオセンサ用電極の製造方法に好適に用いられるものであるため、貴金属層の厚さが厚すぎる場合は、レーザー加工を施しにくくなる可能性があるからである。また、貴金属層の厚さが薄すぎる場合は、良好な貴金属層を形成することが困難となる可能性があるからである。

貴金属層の幅としては、本発明のバイオセンサ用電極原反を用いて製造される複数のバイオセンサ用電極の配列に応じて適宜選択される。例えば、上述した１列パターンの貴金属層および導電層を形成する場合は、貴金属層の幅としては、１つ分のバイオセンサ用電極の電極部の形態に応じて適宜選択され、特に限定されないが、３ｍｍ〜２０ｍｍの範囲内、なかでも５ｍｍ〜１０ｍｍの範囲内、特に５ｍｍ〜７ｍｍの範囲内であることが好ましい。
また、例えば、上述した２列対向パターンの貴金属層および導電層を形成する場合は、貴金属層の幅としては、２つ分のバイオセンサ用電極の形態に応じて適宜選択され、特に限定されないが、７ｍｍ〜５０ｍｍの範囲内、なかでも１３ｍｍ〜３０ｍｍの範囲内、特に１３ｍｍ〜１９ｍｍの範囲内であることが好ましい。
上記貴金属層の幅が大きすぎる場合は、レーザーアブレーション法による加工により除去される貴金属層が多くなり、製造コストを十分に削減することが困難となる可能性があるからである。上記貴金属層の幅が小さすぎる場合は、電極部を形成することが困難となる可能性があるからである。

貴金属層の長さとしては、樹脂基材の長手方向の長さに応じて適宜選択することができ、特に限定されない。貴金属層の長さとしては、例えば、１０ｍ〜５００ｍ程度である。
上述した貴金属層の長さは、導電層上の長手方向に形成された貴金属層の長手方向の両端の間の距離をいう。

（２）導電層
本発明における導電層は、樹脂基材上に形成され、導電性材料を含むものである。また、上記導電層は、上記樹脂基材の長手方向に連続的に形成されるものである。また、上記導電層は、バイオセンサ用電極において、電極部、配線部および端子部を形成するために用いられる。

導電層は、樹脂基材上に形成されるものである。このような導電層としては、樹脂基材上の全面に形成されていてもよく、樹脂基材の幅方向に所定の幅で形成されていてもよいが、樹脂基材上の全面に形成されていることが好ましい。バイオセンサ用電極原反を製造する際に、導電層をパターニングする工程が不要となり、簡便な製造方法でバイオセンサ用電極原反を製造することができるからである。

導電層に用いられる導電性材料としては、上述した貴金属以外の金属が用いられる。具体的な金属としては、銀、銅、ニッケル、アルミニウム、チタン、クロムまたはこれらの合金を挙げることができる。また、上記導電性材料としては、上述した金属微粒子およびバインダー樹脂を含有する金属ペースト、カーボン材料およびバインダー樹脂とを含有するカーボンインク、金属微粒子、カーボン材料およびバインダー樹脂を含有する金属−カーボンインク（以下、金属ペースト、カーボンインク、およびで金属−カーボンインクを導電性インク等と称する場合がある。）あってもよい。また、導電層は、上述した金属の単層であってもよく、複数層であってもよい。導電層を複数層形成する例としては、例えば、ニッケル層上にニッケル-クロム層を形成する例を挙げることができる。

導電層は、蒸着層であってもよく、上述した導電性インク等を用いた印刷層であってもよいが、蒸着層であることが好ましい。導電層が蒸着層である場合は、導電層の厚さを薄くすることができるため、レーザーアブレーション法によるパターニングを好適に行うことができるからである。また、導電層は、金属箔を用いてもよい。また、導電層は金属メッキ層を用いてもよい。
導電層の形成方法としては、所定のパターン状に導電層を形成することができれば特に限定されない。例えば、蒸着層である場合は、上述した貴金属層の形成に用いられる方法と同様とすることができる。
また、導電層が印刷層である場合は、導電性インク等を用いてグラビア印刷法、フレキソ印刷法、スクリーン印刷法、インクジェット法等により印刷する方法を挙げることができる。また、印刷層は、必要に応じてプラズマ処理、フラッシュランプアニール処理を行ってもよい。
また、導電層の形成方法としては、樹脂基材上に金属箔接着をする方法を挙げることができる。また、導電層の形成方法としては、金属メッキ法を用いることもできる。

導電層の厚さとしては、電極として機能することができれば特に限定されないが、例えば、１０ｎｍ〜１０μｍの範囲内、なかでも３０ｎｍ〜８μｍの範囲内、特に３０ｎｍ〜２００ｎｍの範囲内であることが好ましい。
導電層の厚さが厚すぎる場合は、本発明のバイオセンサ用電極をレーザーアブレーション法で加工する場合に、パターニングを行うことが困難となる可能性があるからであり、導電層の厚さが薄すぎる場合は、良好な導電層を形成することが困難となる可能性があるからである。

また、導電層の幅としては、バイオセンサ用電極用原反を用いて製造されるバイオセンサ用電極のパターンに応じて適宜選択され特に限定されない。例えば、１列パターンの全体の幅としては、１５ｍｍ〜５０ｍｍの範囲内、中でも２０ｍｍ〜４０ｍｍの範囲内、特に２５ｍｍ〜３５ｍｍの範囲内であることが好ましい。
また、２列対向パターンの全体の幅としては、３１ｍｍ〜１１０ｍｍの範囲内、なかでも４３ｍｍ〜９０ｍｍの範囲内、特に５３ｍｍ〜８０ｍｍの範囲内であることが好ましい。

また、導電層において貴金属層が形成されていない領域の幅（以下、導電層の平面視上の幅と称して説明する場合がある。）としては、本発明のバイオセンサ用電極原反を用いて製造されるバイオセンサ用電極の配列に応じて適宜選択することができ特に限定されない。例えば、上述した１列パターンおよび２列対向パターンにおける導電層の平面視上の幅としては、バイオセンサ用電極の配線部および端子部の形態に応じて適宜選択することができ特に限定されないが、１２ｍｍ〜３０ｍｍの範囲内、なかでも２０ｍｍ〜３０ｍｍの範囲内、特に２０ｍｍ〜２８ｍｍの範囲内であることが好ましい。導電層の平面視上の幅が大きすぎると、配線部および端子部をパターニングする際に除去される導電層が多くなることから、製造コストを十分に削減することが困難となる可能性があるからであり、導電層の平面視上の幅が小さすぎると配線部および端子部を形成することが困難となる可能性があるからである。
導電層の平面視上の幅とは、導電層において貴金属層が形成されていない領域の幅方向の両端の間の距離をいう。また、上述した１列パターンおよび２列対向パターンにおける導電層の平面視上の幅とは図１（ａ）、（ｂ）、および図４（ａ）、（ｂ）においてｂ１で示される距離をいう。
また、２列対向パターンの金属層および導電層を樹脂基材の幅方向に繰り返し配列して形成する場合において、２つの２列対向パターンの導電層を連続的に形成する場合、導電層の幅については、例えば、２４ｍｍ〜６０ｍｍの範囲内、なかでも４０ｍｍ〜６０ｍｍの範囲内、特に４０ｍｍ〜５６ｍｍの範囲内であることが好ましい。 上記２列対向パターンの導電層を連続的に形成した場合の導電層の平面視上の幅とは、図９（ｂ）においてｂ２で示される距離をいう。

導電層の長さについては、樹脂基材の長手方向の長さに応じて適宜選択することができ、特に限定されない。通常、貴金属層の長さと同様の長さで形成される。
上述した導電層の長さは、樹脂基材上の長手方向に形成された導電層の長手方向の両端の間の距離をいう。

（３）長尺の樹脂基材
本発明に用いられる長尺の樹脂基材は、上述した貴金属層および導電層を支持するものである。
樹脂基材としては、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）樹脂、塩化ビニル樹脂、ポリスチレン（ＰＳ）樹脂、ポリプロピレン（ＰＰ）樹脂等のフィルムを好適に用いることができる。
樹脂基材は、可撓性を有していてもよく有さなくてもよい。また、支持基材は、剛性を有していてもよく、弾性を有していてもよい。
また、長尺の樹脂基材はロール状であってもよく枚葉であってもよいが、ロール状であることがより好ましい。バイオセンサ用電極における電極部、配線部および端子部の形成をロールツーロール方式により連続して行うことができるからである。

本発明の樹脂基材は、単層であってもよく、２層以上が積層されたものであってもよい。樹脂基材が２層以上積層されたものである場合は、接着剤を用いて貼り合わせることができる。接着剤については、後述する絶縁層等に用いられるものと同様とすることができるため、ここでの説明は省略する。

樹脂基材の厚さとしては、上述した貴金属層および導電層を形成することができれば特に限定されないが、例えば、２５μｍ〜３５０μｍの範囲内、なかでも５０μｍ〜２５０μｍの範囲内であることが好ましい。
樹脂基材の厚さが薄すぎると、本発明のバイオセンサ用電極原反の製造工程や、バイオセンサ用電極の製造工程等において破損する可能性があるからであり、樹脂基材の厚さが厚すぎると、取り扱いづらくなる可能性があるからである。

（４）他の構成
本発明のバイオセンサ用電極原反は、上述した樹脂基材、貴金属層および導電層以外にも、必要に応じて他の構成を適宜選択して追加することができる。
このような構成としては、例えば、樹脂基材と貴金属層および導電層との間に形成されるアンカー層を挙げることができる。アンカー層を有することにより、樹脂基材と貴金属層および導電層の密着性を挙げることができる。
上記アンカー層に用いられる材料としては、例えば、二液性硬化ウレタン樹脂、熱硬化ウレタン樹脂、メラミン系樹脂、セルロースエステル系樹脂、塩素含有ゴム系樹脂、塩素含有ビニル系樹脂、アクリル系樹脂、エポキシ系樹脂、ビニル系共重合体樹脂を含んだ接着剤を挙げることができる。

３．バイオセンサ用電極原反の製造方法
本発明のバイオセンサ用電極原反の製造方法としては、上述した構成を有するバイオセンサ用電極原反を製造することができれば特に限定されない。例えば、以下の製造方法を用いることができる。
図１１（ａ）〜（ｄ）は、本発明のバイオセンサ用電極原反の製造方法の一例を示す工程図である。図１１（ａ）に示すように、長尺の樹脂基材２上に導電層３を形成する。次に図１１（ｂ）に示すように、導電層３上に水溶性レジスト層６をパターン状に形成する。次に、図１１（ｃ）に示すように、水溶性レジスト層６が形成された導電層３の全面に物理蒸着法等により貴金属層４を形成する。次に、図１１（ｄ）に示すように、水洗により水溶性レジスト層６を溶解して水溶性レジスト層６上の貴金属層４を除去し、貴金属層４をパターニングする方法(リフトオフ法)を用いることができる。また、除去された貴金属層４についてはフィルタを用いることで回収することができるため、製造コストを削減することができる。
なお、図示はしないが、本発明のバイオセンサ用電極原反においては、例えば、上述した蒸着法の代わりに電解メッキ法を用いて貴金属層を形成することもできる。

４．用途
本発明のバイオセンサ用電極原反は、バイオセンサ用電極を製造するために用いられるものである。また、レーザーアブレーション法により貴金属層および導電層をパターニングして電極部、配線部および端子部を製造するために好適に用いることができる。

Ｂ．バイオセンサ用電極
本発明のバイオセンサ用電極は、支持基材と、上記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部とを有するものであって、上記支持基材が、樹脂基材を有し、上記電極部が、上記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層および上記導電層上に形成され貴金属を含む貴金属層を有し、上記配線部および上記端子部が、上記樹脂基材上に形成された上記導電層を有することを特徴とするものである。

本発明のバイオセンサ用電極について図を用いて説明する。
図２、図３、図５、図８、および図１０は、本発明のバイオセンサ用電極の例を示す概略平面図である。各図面の詳細については、上述した「Ａ．バイオセンサ用電極原反」の項で記載した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
本発明のバイオセンサ用電極１０は、図３に示すように、支持基材１２上に電極部１６、配線部１７および端子部１８が個別に形成されたものであってもよく、図２、図５、図８、および図１０に示すように、支持基材１２上に電極部１６、配線部１７および端子部１８が多面付けで形成されたものであってもよい。

本発明によれば、電極部が導電層および導電層上に形成された貴金属層を有することにより、電極部の耐腐食性および導電性が良好なバイオセンサ用電極とすることができる。また、配線部および端子部が導電層を有することにより、配線部および端子部については安価な導電性材料を用いることができるため、安価なバイオセンサ用電極とすることができる。
以下、本発明のバイオセンサ用電極の詳細について説明する。

１．電極部、配線部および端子部
本発明のバイオセンサ用電極は、通常、支持基材上に電極部、配線部および端子部が形成されているものである。本発明においては、上記電極部が、上記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層および上記導電層上に形成され貴金属を含む貴金属層を有し、上記配線部および上記端子部が、上記樹脂基材上に形成された上記導電層を有するものである。電極部、配線部および端子部の導電層は、通常、一体で形成される。

電極部は、少なくとも作用極および対極を有するものであり、さらに参照極を有していてもよい。作用極は、還元体の電子受容体に電圧を印加するための一方の電極である。対極は、電子受容体から作用極に放出された電子によって流れた電流を計測するための一方の電極である。また、参照極は、作用極の電位を決定する際の基準となる電極である。作用極、対極および参照極には配線部が電気的に接続され、配線部には、通常、後述する端子部が電気的に接続されており、端子部により電極部への電圧印加、電気信号の取り出しを行うことができる。

電極部、配線部および端子部の形態としては、バイオセンサにおける一般的な電極部の形態であれば特に限定されるものではない。例えば、図１２（ａ）に示すように、支持基材１２上に２本の配線部１７および端子部１８が形成され、一方の配線部１７に作用極１３が接続され、他方の配線部１７に対極１４が接続されていてもよく、図３に示すように、支持基材１２上に２本の配線部１７および端子部１８が形成され、一方の配線部１７に作用極１３が接続され、他方の配線部１７に対極１４および参照極１５が別々に接続されていてもよく、図１２（ｂ）、（ｃ）に例示するように、支持基材１２上に３本の配線部１７および端子部１８が形成され、３本の配線部１７にそれぞれ作用極１３、対極１４および参照極１５が接続されていてもよい。

配線部は導電層を有するものである。また、配線部は、通常、その一部が貴金属層を有する。また、配線部における貴金属層と導電層とは、貴金属層の端部および導電層の端部が接するように形成されているものである。「貴金属層の端部および導電層の端部が接する」ことについては、上述した「Ａ．バイオセンサ用電極原反」の項で説明した内容と同様とすることができるため、ここでの説明は省略する。

また、端子部は、配線部と同様に導電層を有するものである。また、端子部は、通常、配線部と連続して形成される。

電極部に用いられる貴金属層、配線部および端子部に用いられる導電層については上述した「Ａ．バイオセンサ用電極原反」の項で説明した内容と同様とすることができるため、ここでの説明は省略する。

本発明の電極部、配線部および端子部の全体の長さに対する貴金属層が形成されている領域（以下、貴金属層形成領域と称して説明する場合がある。）の幅の比率としては、少なくとも電極部が貴金属層を有することができれば特に限定されず、電極部、配線部および端子部の形態により適宜選択される。
上記電極部、配線部および端子部の全体の長さに対する貴金属層形成領域の幅の比率としては、具体的には、８％〜２５％の範囲内、なかでも８％〜２０％の範囲内であることが好ましい。
上記貴金属層形成領域の幅の比率が上述した範囲内であることにより、好適にバイオセンサ用電極のコストを削減することができるからである。
本発明において、電極部、配線部および端子部の全体の長さとは、電極部の端部から端子部の端部までの距離をいい、例えば、図３においてｄで示される距離をいう。また、貴金属層形成領域の幅とは、電極部、配線部および端子部の長さ方向において、貴金属層が形成されている距離をいい、図３においてｅで示される距離をいう。

電極部、配線部および端子部の導電性としては、所望の測定をすることができれば特に限定されず、バイオセンサ用電極の用途に応じて適宜選択することができる。
具体的には、電極部、配線部および端子部の抵抗値が１０００Ω以下、なかでも５０Ω〜３００Ωの範囲内であることが好ましい。
上記抵抗値は、一般的に市販されている触針式の抵抗値測定装置（テスター）により測定することができる。

電極部、配線部および端子部の形成方法としては、所望のパターン状に貴金属層および導電層を形成することが可能な方法であれば特に限定されないが、例えば、上述した「Ａ．バイオセンサ用電極原反」の項で説明したバイオセンサ用電極原反を用いてレーザーアブレーション法で貴金属層および導電層をパターニングする方法を好適に用いることができる。

レーザーアブレーション法については公知の方法とすることができる。
レーザーとしては、例えば、固体レーザー（ネオジウムヤグレーザー及びチタンサファイアレーザー等）、銅蒸気レーザー、ダイオードレーザー、炭酸ガスレーザー及びエキシマレーザー等の各種レーザーを用いることができる。また、レーザーの電力出力としては、通常、１０Ｗ〜１００Ｗ程度とすることができる。
レーザーアブレーション法に用いられる装置としては、一般的な装置を用いることができ、例えばLPKF Laser Electronic GmbH（ドイツ、ガルプゼン（Garbsen））から入手可能なマイクロレーザーシステム、及びExitech社（英国、オックスフォード）から入手可能なレーザーマイクロ機械加工システム等を挙げることができる。
レーザーアブレーション法の詳細については、例えば、特表２００９−５０５１０２号公報に記載されているものと同様とすることができるため、ここでの説明は省略する。

２．支持基材
本発明に用いられる支持基材は、上述の電極部、配線部、および端子部を支持するために用いられるものである。また、支持基材には樹脂基材を有するものである。

支持基材に用いられる樹脂基材については、上述した「Ａ．バイオセンサ用電極原反」の項で説明した内容と同様とすることができるため、ここでの説明は省略する。

３．その他の構成
本発明のバイオセンサ用電極は、上述した支持基材と、電極部、配線部および端子部とを有していれば特に限定されず、必要に応じて他の構成を適宜選択して追加することができる。

（１）アンカー層
本発明においては、支持基材と電極部、配線部、および端子部の間にアンカー層が形成されていてもよい。アンカー層については、上述した「Ａ．バイオセンサ用電極原反」の項で説明した内容と同様とすることができるため、ここでの説明は省略する。

（２）絶縁層
本発明においては、電極部、配線部および端子部が形成された支持基材上に、電極部および端子部が露出し、配線部が覆われるように絶縁層が形成されていてもよい。なお、絶縁層の詳細については、後述する「Ｃ．バイオセンサ」の項に記載するので、ここでの説明は省略する。

（３）スペーサ
本発明においては、絶縁層上に試料供給路を形成するスペーサが形成されていてもよい。なお、スペーサについては、後述する「Ｃ．バイオセンサ」の項に記載するのでここでの説明は省略する。

４．用途
本発明のバイオセンサ用電極は、後述する「Ｃ．バイオセンサ」の項で記載するバイオセンサに用いることができる。

５．バイオセンサ用電極の製造方法
本発明のバイオセンサ用電極は、上述した「Ａ．バイオセンサ用電極原反」に記載のバイオセンサ用電極原反を用いてレーザーアブレーション法で貴金属層および導電層をパターニングして製造することが好ましい。

Ｃ．バイオセンサ
本発明のバイオセンサは、支持基材と、上記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部と、上記電極部上に配置された反応部と、上記支持基材上に形成され、上記電極部および上記反応部に試料を供給する試料供給路を形成するスペーサと、上記スペーサ上に配置されたカバーとを有するものであって、上記支持基材が、樹脂基材を有し、上記電極部が、上記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層および上記導電層上に形成され貴金属を含む貴金属層を有し、上記配線部および上記端子部が、上記樹脂基材上に形成された上記導電層を有することを特徴とするものである。

本発明のバイオセンサについて図を用いて説明する。
図１３は、本発明のバイオセンサの一例を示す分解斜視図である。図１３に示すように、バイオセンサ２０は、支持基材１２と、支持基材１２上に形成された電極部１６、配線部１７および端子部１８と、電極部１６の作用極１３上に配置された反応部２１と、電極部１６および端子部１８が露出し配線部１７を覆うように形成された絶縁層２２と、絶縁層２２上に形成され、電極部１６および反応部２１に試料を供給する試料供給路２３を形成するスペーサ２４と、スペーサ２４上に試料供給路２３を覆うように配置されたカバー２５とを有している。電極部１６は作用極１３、対極１４および参照極１５を有しており、作用極１３上に反応部２１が形成されている。また、カバー２５はカバー２５を貫通する空気孔２６を有している。
スペーサ２４は、作用極１３上の反応部２１および対極１４が露出するように、例えばカバー２５の空気孔２６に通じる試料供給路２３を形成するように配置されている。
このバイオセンサ２０においては、試料供給路２３と空気孔２６とが形成されていることで試料供給路２３から毛細管現象を利用し、測定する試料を作用極１３上の反応部２１および対極１４の上部を通過させ、試料の目的成分を測定することができる。

図１４は本発明のバイオセンサの他の例を示す分解斜視図である。図１４に例示するように、バイオセンサ２０においては、支持基材１２上に電極部１６、配線部１７および端子部１８が形成され、電極部１６および端子部１８が露出し、配線部１７が覆われるように絶縁層２２がさらに形成されており、絶縁層２２上に試料供給路２３および空気抜き流路２７を形成するためのスペーサ２４が配置され、スペーサ２４上に試料供給路２３および空気抜き流路２７を覆うようにカバー２５が配置されている。電極部１６は作用極１３、対極１４および参照極１５を有しており、作用極１３上に反応部２１が形成されている。
スペーサ２４は、作用極１３上の反応部２１および対極１４が露出するように、例えば試料供給路２３と試料供給路２３に通じる空気抜き流路２７とを形成するように配置されている。試料供給路２３および空気抜き流路２７は合わせてＴ字状の流路を構成している。
このバイオセンサ２０においては、試料供給路２３と空気抜き流路２７とが形成されていることで、試料供給路２３から毛細管現象を利用し、測定する試料を作用極１３上の反応部２１および対極１４の上部を通過させ、試料の目的成分を測定することができる。

本発明によれば、電極部が導電層および導電層上に形成された貴金属層を有することにより、電極部の耐腐食性および導電性が良好なバイオセンサとすることができる。また、配線部および端子部が導電層を有することにより、配線部および端子部については安価な導電性材料を用いることができるため、安価なバイオセンサとすることができる。

以下、本発明のバイオセンサの詳細について説明する。本発明のバイオセンサにおける支持基材、電極部、配線部および端子部については、上述した「Ｂ．バイオセンサ用電極」の項で説明した内容と同様とすることができるため、ここでの説明は省略する。本発明においては、上述した「Ａ．バイオセンサ用電極原反」の項で説明したバイオセンサ用電極原反を用いてレーザーアブレーション法で貴金属層および導電層をパターニングすることにより形成された電極部、配線部、および端子部であることが好ましい。

１．反応部
本発明における反応部は、電極部の上部に配置されるものである。
本発明において、反応部は生体由来物質を含み、基質特異的な物質の変化移動に伴う、
化学ポテンシャル、熱あるいは光学的な変化を電気信号へ変換する。

反応部は、生体由来物質として、例えば、酵素と電子受容体とを含む。
グルコース濃度を測定する場合には、酵素として、グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）、グルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）を用いることができる。グルコースオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼは、純度の高いものが好ましく、後述の範囲の活性を有するものであれば特に由来となる生物種は限定されず、例えば、グルコースオキシダーゼとしては、東洋紡社製ＧＬＯ−２０１を用いることができる。
電子受容体としては、フェリシアン化カリウム、フェロセン誘導体、キノン誘導体、オスミューム誘導体等を用いることができる。

また、エンドトキシン濃度を測定する場合、反応部には、カブトガニの血球成分（Ｌｉｍｕｌｕｓ Ａｍｅｂｏｓｙｔｅ Ｌｙｓａｔｅ;ＬＡＬ）を用いることができる。例えば、反応部には、Ｃ因子、Ｂ因子、凝固酵素前駆体および色素が結合したペプチドを含むものを挙げることができる。具体的には、Ｃ因子、Ｂ因子および凝固酵素前駆体を含む物質としては、カブトガニ・アメボサイト・ライセート（カブトガニ血球抽出液）が挙げられる。また、色素が結合したペプチドとしては、一端に色素が結合し、他端にペプチド保護基が結合したオリゴペプチドを用いることができる。オリゴペプチドは、例えば、Ｘ−Ａ−Ｙ（式中、Ｘは保護基、Ｙは色素、Ａはオリゴペプチドである）で示されるものを挙げることができる。保護基Ｘは、ペプチドの保護基、例えば、ｔ−ブトキシカルボニル基（ＢｏＣ）、ベンゾイル基等を挙げることができ、色素Ｙとしては、例えば、ｐＮＡ（ｐ−ニトロアニリン）、ＭＣＡ（７−メトキシクマリン−４−酢酸）、ＤＮＡ（２、４−ジニトロアニリン）、Ｄａｎｓｙｌ色素等が挙げられる。オリゴペプチドとしては、アミノ酸数が２〜１０、好ましくは２〜５、さらには３〜４のものがよく、トリペプチドとしては、Ｌｅｕ−Ｇｌｙ−ＡｒｇおよびＴｈｒ−Ｇｌｙ−Ａｒｇ等を例示することができる。
この場合、エンドトキシンを含む試料を、Ｃ因子、Ｂ因子、凝固酵素前駆体、および色素が結合したペプチドを含む反応部に接触させて、Ｃ因子から活性型Ｃ因子を、Ｂ因子から活性型Ｂ因子を、凝固酵素前駆体から活性型凝固酵素を次々に発生させるカスケード反応と、活性型凝固酵素によるペプチドからの色素の遊離反応とを生じさせて、遊離反応後の試料および反応部に対して、ディファレンシャルパルスボルタンメトリを適用し、測定される電流値に基づいてエンドトキシンを定量することができる。
カスケード反応により生じた活性型凝固酵素によって、試料および反応部中には、色素が結合したペプチドから色素が遊離する。例えば、色素が結合したペプチドがＢｏｃ−Ｌｅｕ−Ｇｌｙ−Ａｒｇ−ｐＮＡである場合、色素はｐＮＡである。
なお、このようなエンドトキシン濃度の測定方法については、例えば特開２０１２−１２７６９５号公報を参照することができる。

また、バイオセンサは、反応部の酵素を変更することで、グルコースセンサ、エンドトキシンセンサのみならず、コレステロールセンサ、アルコールセンサ、スクロールセンサ、乳酸センサ、フルクトースセンサ等の酵素に関与する反応系に広く用いることができる。各バイオセンサに用いる酵素としては、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、アルコールオキシダーゼ、乳酸オキシダーゼ、フルクトースデヒドロゲナーゼ、キサンチンオキシダーゼ、アミノ酸オキシダーゼ等の反応系に合ったものを適宜用いることができる。

酵素と電子受容体は、適宜溶媒で希釈して用いる。溶媒としては、例えば、水、アルコール、水−アルコール混合溶媒が挙げられる。また、酵素と電子受容体は、直鎖、環状の炭化水素貧溶媒に均一分散させてもよい。
酵素および電子受容体はそれぞれ１試験体当り０．３ユニット以上１０ユニット以下の範囲内および０．５μｇ以上２００μｇ以下の範囲内とすることが好ましい。反応部の酵素および電子受容体は、酵素量（力価／ユニット）に準じた反応量が得られるが、反応部の性能を担保する最適質量部の小過剰でよい。

また、反応部は、その面積に比例した検出電流が得られるため、可能な範囲で広く設定することが好ましい。

反応部には、親水性高分子や界面活性剤を含有させてもよい。親水性高分子を含有させると、血液はゲル状となり応答電流値は若干低下するが、赤血球や他のタンパク質等のセンサ応答への影響を低減することができる。界面活性剤を含有させると、粘度の高い試料であっても反応部へ試料を容易に導くことができる。
親水性高分子としては、カルボキシルメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、エチルセルロース、メチルセルロース、ポリビニルピロリドン、ポリビニルアルコール、ポリビニル酢酸、ポリビニルブチラール等、またはこれらの混合物を用いることができる。
反応部に用いる界面活性剤としては、例えば、非イオン性界面活性剤、陰イオン性界面活性剤、陽イオン性界面活性剤、両性界面活性剤、若しくはポリエチレングリコール類等が挙げられる。

反応部は、電極部の作用極上に、酵素および電子受容体を含む溶液を塗布した後、乾燥させ溶媒成分を除去して形成することができる。
酵素および電子受容体を含む溶液の塗布方法としては、例えばディスペンサー法を用いることができる。
反応部を形成する場合、酵素は４０℃以上で長時間放置すると活性を失うため、溶媒の乾燥は４０℃以下で行い、乾燥後は速やかに室温に戻すことが好ましい。

反応部の形成位置は、作用極の上部であればよく、例えば、反応部を作用極上に形成してもよく、反応部をスペーサおよびカバーの間に形成し、空間を介して作用極に対向するように配置してもよい。

２．絶縁層
本発明においては、支持基材上に、電極部および端子部が露出し、配線部が覆われるように絶縁層が形成されていてもよい。配線部を覆うように絶縁層が形成されていることにより、配線部の腐食を効果的に防止するとともに、短絡を防ぐことができる。

絶縁層の材料としては、例えば光硬化性樹脂、熱硬化性樹脂、接着剤等を用いることができる。光硬化性樹脂、熱硬化性樹脂を用いる場合には、安価に絶縁層を形成することができる。接着剤を用いる場合には、精度良く絶縁層を形成することができる。
接着剤としては、例えば、合成接着剤としてはアクリル系接着剤、エステル系接着剤、ビニル系接着剤、シリコーン系接着剤等、天然接着剤としてはニカワ、天然ゴム、樹液等の澱粉のり・天然高分子等を用いることができる。また、ホットメルト型接着剤を用いることもできる。また、接着剤として両面テープを用いてもよい。

絶縁層の厚さは、例えば３μｍ以上５０μｍ以下の範囲内とすることができる。中でも、絶縁層の厚さは、電極部および反応部を合わせた厚さ、ならびに配線部の厚さよりも厚いことが好ましい。

絶縁層の形成位置としては、配線部を覆い、かつ電極部および端子部を覆わないように絶縁層を形成すればよい。
絶縁層の形成方法としては、所定のパターン状に絶縁層を形成することができる方法であればよく、絶縁層の材料等に応じて適宜選択される。例えば、光硬化性樹脂組成物を用いる場合には、例えば、グラビア印刷法、スクリーン印刷法等の印刷法が挙げられる。また、接着剤として両面テープを用いる場合には、両面テープを打ち抜き加工等によりパターニングした後、支持基材に両面テープを貼付する方法が挙げられる。

３．スペーサ
本発明におけるスペーサは、支持基材上に形成され、電極部および反応部に試料を供給する試料供給路を形成するものである。支持基材上に絶縁層が形成されている場合には、縁層上にスペーサが形成される。

スペーサの材料としては、所定の厚さを有するスペーサを形成可能なものであれば特に限定されるものではなく、例えば光硬化性樹脂、熱硬化性樹脂、接着剤等を用いることができる。光硬化性樹脂、熱硬化性樹脂を用いる場合には、安価にスペーサを形成することができる。接着剤を用いる場合には、精度良くスペーサを形成することができる。また、スペーサとして樹脂基材を用いることもできる。
なお、接着剤については、絶縁層に用いられる接着剤と同様であるので、ここでの説明は省略する。

スペーサの厚さは、試料供給路の高さとなるため、１５μｍ以上５００μｍ以下の範囲内であることが好ましい。スペーサの厚さが薄すぎると、毛細管現象による試料供給が安定しなくなるおそれがある。また、スペーサの厚さが厚すぎると、反応部に均一に試料が流れず、反応部の一部に試料が流れない可能性がある。

スペーサは試料供給路を形成するものである。試料供給路は、スペーサを水平方向に貫通して設けられた流路であり、外部から供給される試料を電極部および反応部に導く。
試料供給路の幅は０．５ｍｍ以上５ｍｍ以下の範囲内であることが好ましい。試料供給路の幅が狭すぎると、毛細管現象による安定した試料供給が困難になる場合や、また反応部の面積が小さくなり感度が低くなる場合がある。また、試料供給路の幅が広すぎると、バイオセンサを多面付けで製造した場合に個々のバイオセンサに切断する際、スペーサがアーチ状につぶれ、試料供給路内の容積が変化し易くなるおそれがある。試料供給路の幅は、全体にわたって均一の幅であってもよく、試料供給路の奥から入口に向かって幅が広くなっていてもよい。

また、スペーサにより空気抜き流路が形成されていてもよい。毛細管現象による試料供給を促進することができる。
空気抜き流路は、試料供給路に通じるように配置される。通常、試料供給路が配置される領域において、電極部および反応部よりも奥の領域に空気抜き流路が配置される。
空気抜き流路の形状としては、毛細管現象による試料供給を促進することができれば特に限定されるものではなく、例えば、試料供給路と空気抜き流路とを合わせてＴ字状の流路を構成することができる。このような構成とすることで、外部から試料が供給された場合に、試料供給路内の空気が逃げる空気抜き流路が機能する。
空気抜き流路の幅は、例えば０．３ｍｍ以上１０ｍｍ以下の範囲内とすることができる。

スペーサの形成方法としては、所定のパターン状にスペーサを形成することができる方法であればよく、スペーサの材料等に応じて適宜選択される。例えば、光硬化性樹脂組成物を用いる場合には、グラビア印刷法、スクリーン印刷法等の印刷法を挙げることができる。また、接着剤として両面テープを用いる場合には、両面テープに打ち抜き加工等により試料供給路等を形成した後、支持基材上に両面テープを貼付する方法が挙げられる。また、スペーサとして樹脂基材を用いる場合には、樹脂基材に打ち抜き加工等により試料供給路等を形成した後、接着層を介して支持基材上にスペーサを貼付する方法が挙げられる。
接着層に用いられる接着剤としては、スペーサに用いられる接着剤と同様とすることができる。

４．カバー
本発明に用いられるカバーは、スペーサ上に試料供給路を覆うように配置されるものである。

カバーとしては、例えば、樹脂基材、セラミック基材、ガラス基材、半導体基材、金属基材等を用いることができる。樹脂基材としては、例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）樹脂、塩化ビニル樹脂、ポリスチレン（ＰＳ）樹脂、ポリプロピレン（ＰＰ）樹脂、ポリエステル樹脂等のフィルムを好適に用いることができる。
カバーは、可撓性を有していてもよく有さなくてもよい。また、カバーは、剛性を有していてもよく、弾性を有していてもよい。
また、バイオセンサを多面付けで製造する場合、カバーはロール状であってもよく枚葉であってもよい。

カバーは透明であってもよく不透明であってもよいが、中でも透明であることが好ましい。カバーが透明基材である場合には、バイオセンサの使用時に試料の導入を目視することができる。
透明基材の場合、可視光領域における透過率は８０％以上であることが好ましい。ここで、透過率は、ＪＩＳ Ｋ７３６１−１（プラスチック−透明材料の全光透過率の試験方法）により測定することができる。

カバーの形状は、バイオセンサにおける電極部、配線部および端子部の配置等に応じて適宜選択されるものであり、例えば、カバーは端子部が露出するように切欠部を有していてもよい。

カバーは、カバーを貫通する空気孔を有していてもよい。バイオセンサにおいて毛細管現象による試料供給を促進することができる。
空気孔は、本発明のバイオセンサにおいて、試料供給路に通じるように配置される。通常、試料供給路が配置される領域において、電極部および反応部よりも奥の領域に空気孔が配置される。
空気孔の直径は、例えば０．３ｍｍ以上１ｍｍ以下の範囲内とすることができる。
空気孔の形状は、例えば、円形、楕円形、多角形等が挙げられる。
空気孔の形成方法としては、例えばレーザー加工、打ち抜き加工等が挙げられる。

カバーの配置方法としては、バイオセンサの構成等に応じて適宜選択される。例えば、スペーサまたは絶縁層に両面テープを用いる場合には、スペーサまたは絶縁層を介して電極部、配線部および端子部が形成された支持基材とカバーとを貼合することができる。また、支持基材上に光硬化性樹脂や熱硬化性樹脂を用いてスペーサを形成する場合には、接着層を介してスペーサが形成された支持基材とカバーとを貼合することができる。

５．測定装置
図１５（ａ）、（ｂ）は、本発明のバイオセンサを測定装置に接続した様子を示す模式図であり、図１５（ａ）は全体図であり、図１５（ｂ）は図１５（ａ）の破線部における測定装置の内部を説明する図である。
図１５（ａ）、（ｂ）に例示するように、測定装置６０は、公知の測定装置であって、バイオセンサ２０を接続して、試料中に含まれる被検出物を検出する装置である。測定装置６０は、例えば、バイオセンサ２０で生じた電気信号を受信するための接続電極６３、演算部（図示せず）、電源（図示せず）、表示部６１および操作部６２を備える。バイオセンサ２０は、測定装置６０の装着部に装着されると、バイオセンサ２０の２本の端子部１８が測定装置６０の接続電極６３にそれぞれ接続される。この接続により、バイオセンサ２０で生じた電気信号は、測定装置６０に伝達される。

測定方法としては、例えば、測定者がバイオセンサ２０を測定装置６０に装着し、バイオセンサ２０の先端からスペーサに設けられた試料供給路に試料を導入し、操作部６２を操作して、測定を開始する。試料供給路に導入された試料に被検出物が含まれる場合は、被検出物と、反応部に配設された生体由来物質とが反応し、電気信号がバイオセンサ２０の電極部で検出され、電極部および配線部を介して端子部１８から、測定装置６０の接続電極６３を介して、測定装置６０に伝達される。測定装置６０は、バイオセンサ２０から受信した電気信号を演算部で測定値に変換する。得られた測定値は、表示部６１に表示され、測定者は測定結果を視覚的に認識することができる。

本発明は、上記実施形態に限定されるものではない。上記実施形態は、例示であり、本発明の請求の範囲に記載された技術的思想と実質的に同一な構成を有し、同様な作用効果を奏するものは、いかなるものであっても本発明の技術的範囲に包含される。

以下、本発明について実施例および比較例を用いて具体的に説明する。

［実施例１］
＜バイオセンサ用電極原反の作製＞
幅３５ｍｍ、長さ１００ｍ、厚さ２５０μｍのＰＥＴ樹脂基材上の全面に、５０ｎｍの厚さでニッケルを蒸着して導電層を形成した。次に、スクリーン印刷法にて、幅２９ｍｍ、長さ１００ｍ、厚さ１０μｍのメッキレジスト層を印刷して形成した。
次にメッキレジスト層がない部分（幅６ｍｍ、長さ１００ｍ）に、厚さ５０ｎｍの金メッキを施して貴金属層を形成した。最後にメッキレジスト層を剥離して図１（ａ）、（ｂ）に示す構成を有するバイオセンサ用電極原反を得た。得られたバイオセンサ用電極の全体の幅（図１（ａ）中、ｃ１で示される距離）は３５ｍｍ、貴金属層の幅（図１（ａ）中、ａ１で示される距離）は６ｍｍであった。

＜バイオセンサ用電極の作製＞
得られたバイオセンサ用電極原反の貴金属層および導電層をレーザーアブレーション法を用いてパターニングした。また、バイオセンサ用電極が、図３に示すように、実施例１における作用極１３、対極１４および参照極１５を有する電極部１６、ならびに配線部１７の一部が、貴金属層を有するように、パターニングした。以上の手順によりバイオセンサ用電極を得た。電極部、配線部および端子部の全体の長さ（図３中、ｄで示される距離）は２５ｍｍ、貴金属層形成領域の幅（図３中、ｅで示される距離）は５ｍｍであった。

［実施例２］
メッキレジスト層がない部分に、厚さ５０ｎｍのニッケルメッキを施したのち、ニッケルメッキ上に厚さ５０ｎｍの金メッキを施して貴金属層を形成したこと以外は実施例１と同様にしてバイオセンサ用電極原反、およびバイオセンサ用電極を得た。

［実施例３］
＜バイオセンサ用電極原反の作製＞
実施例１と同様のＰＥＴ樹脂基材上の全面に厚さ５０ｎｍでニッケル−クロムを蒸着して導電層を形成した。次に、スクリーン印刷法にて、水溶性レジストを用いて幅２９ｍｍ、長さ１００ｍ、厚さ１０μｍの水溶性レジスト層を印刷して形成した。次に、水溶性レジスト層が形成された導電層上の全面に厚さ５０ｎｍで金を蒸着して貴金属層を形成した。その後、水洗して水溶性レジスト層を除去することにより、導電層上に幅６ｍｍ、長さ１００ｍｍの貴金属層を形成した。水洗により流れた金はフィルタを用いて回収した。
以上の手順により図１（ａ）、（ｂ）に示す構成を有するバイオセンサ用電極原反を得た。得られたバイオセンサ用電極の全体の幅（図１（ａ）中、ｃ１で示される距離）は３５ｍｍ、貴金属層の幅（図１（ａ）中、ａ１で示される距離）は６ｍｍであった。

＜バイオセンサ用電極の作製＞
上述したバイオセンサ用電極原反を用いたこと以外は、実施例１と同様にしてバイオセンサ用電極を得た。

［比較例］
実施例１と同様のＰＥＴ樹脂基材上の全面に厚さ５０ｎｍの金メッキを施して貴金属層を形成することにより、バイオセンサ用電極原反を得た。
また、実施例１と同様の方法により、バイオセンサ用電極を得た。

［評価］
（貴金属層の幅の比率）
実施例１〜３、および比較例のバイオセンサ用電極原反（原反）の全体の幅に対する貴金属層の幅の比率、ならびに、バイオセンサ用電極（電極）の電極部、配線部および端子部の全体の長さに対する貴金属層形成領域の幅（貴金属層の幅））の比率について表１に示す。
実施例１〜３においては、貴金属層の使用量を削減することができた。

（抵抗値）
得られたバイオセンサ用電極の端子部から作用極まで（片側電極）の抵抗値を測定した。結果を表１に示す。表１における抵抗値は、MAS830L 高精度 デジタルマルチテスター にて抵抗値を用いて測定した値である。
実施例１〜３に示すように、貴金属層および導電層を有するバイオセンサ用電極においても、実際にバイオセンサ用電極として機能することができる導電性を示すことが確認できた。また、実施例２に示すように、ニッケルメッキを施した場合は、より導電性を良好なものとすることが確認できた。これは、ニッケルメッキを施すことにより、蒸着層の表面の平滑性をより良好にすることができること、また、導電層の抵抗のムラを少なくすることができるため、金メッキを安定して施すことができることによるものと考えられる。

１ … バイオセンサ用電極原反
２ … 長尺の樹脂基材
３ … 導電層
４ … 貴金属層
１０ … バイオセンサ用電極
１３ … 作用極
１４ … 対極
１５ … 参照極
１６ … 電極部
１７ … 配線部
１８ … 端子部
２１ … 反応部
２４ … スペーサ
２３ … 試料供給路
２５ … カバー
２０ … バイオセンサ
６０ … 測定装置

Claims (4)

1. 支持基材と、前記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部とを有するバイオセンサ用電極を製造するために用いられるバイオセンサ用電極原反であって、
   長尺の樹脂基材と、
   前記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層と、
   少なくとも前記電極部を形成するために用いられ、前記導電層上のみに形成され貴金属
   を含む貴金属層とを有し、
   前記導電層が前記樹脂基材の長手方向に連続的に形成されており、
   前記貴金属層が前記導電層の幅方向に所定の幅で形成され、長手方向に連続的に形成されていることを特徴とするバイオセンサ用電極原反。
2. 前記貴金属層の幅方向の両方の端部に前記導電層が平面視上隣接して形成されていることを特徴とする請求項１に記載のバイオセンサ用電極原反。
3. 支持基材と、前記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部とを有するバイオセンサ用電極であって、
   前記支持基材が、樹脂基材を有し、
   前記電極部が、前記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層および前記導電層上のみに形成され貴金属を含む貴金属層を有し、
   前記配線部および前記端子部が、前記樹脂基材上に形成された前記導電層を有し、
   前記配線部の少なくとも一部および前記端子部が、前記貴金属層を有さないことを特徴とするバイオセンサ用電極。
4. 支持基材と、
   前記支持基材上に形成された電極部、配線部および端子部と、
   前記電極部上に配置された反応部と、
   前記支持基材上に形成され、前記電極部および前記反応部に試料を供給する試料供給路を形成するスペーサと、
   前記スペーサ上に配置されたカバーと
   を有するバイオセンサであって、
   前記支持基材が、樹脂基材を有し、
   前記電極部が、前記樹脂基材上に形成され導電性材料を含む導電層および前記導電層上のみに形成され貴金属を含む貴金属層を有し、
   前記配線部および前記端子部が、前記樹脂基材上に形成された前記導電層を有し、
   前記配線部の少なくとも一部および前記端子部が、前記貴金属層を有さないことを特徴とするバイオセンサ。

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