WO2001036953A1 - Biosensor, method of forming thin-film electrode, and method and apparatus for quantitative determination - Google Patents

Description

明 細 書 バイオセンサ、 薄膜電極形成方法、 定量装置、 及び定量方法

技術分野

本発明は、 試料液中に含まれる基質を定量するバイオセンサと、 このパイ ォセンサ製作時に好適な薄膜電極の形成方法、 さらにこのバイオセンサを用 いた定量装置及び定量方法に関するものであり、 特に製造誤差も少なく、 性 能も安定したバイオセンサと、 そのようなバイオセンサの電極製作に用いる 薄膜電極形成方法、 さらにそのようなバイオセンサを用いた定量装置及び定 量方法に関する。 背景技術

バイオセンサとは、 微生物、 酵素、 抗体、 D N A、 R N A等の生物材料の 分子認識能を利用し、 生物材料を分子識別素子として応用した、 試料液中の 基質含有量の定量をするセンサである。 即ち、 生物材料が目的の基質を認識 したときに起こる反応、 例えば微生物の呼吸による酸素の消費、 酵素反応、 発光等、 を利用して、 試料液中に含まれる基質を定量するのである。 そして 各種バイオセンサの中でも酵素センサの実用化は進んでおり、 例えば、 ダル コース、 乳酸、 コレステロール、 アミノ酸用のバイオセンサである酵素セン サは医療計測や食品工業に利用されている。 この酵素センサは、 例えば検体 である試料液に含まれる基質と酵素などとの反応により生成する電子によつ て電子伝達体を還元し、 定量装置がその電子伝達体の還元量を電気化学的に 計測することにより、 検体の定量分析を行うようになっている。

このようなバイオセンサについて様々な形態のものが提案されている。 そ こで、 以下従来のバイォセンサであるバイォセンサ Zについて説明する。 第 2 1 ( a ) 図はバイオセンサ Zの分解斜視図であり、 第 2 1 ( b ) 図は バイォセンサ Zの先端に形成された電極部の構成を示す図である。 バイオセンサ Zは、 第 2 1 (a) 図における破線で示す位置関係をもって 各部材が接着されることにより構成される。

またバイオセンサ Zの電極部は、 以下に述べるように、 3回の印刷工程に より形成される。

まず第 1工程において、 スクリーン印刷法により絶縁性の基板 1 1 01上 に電気伝導性の高い銀ペーストを印刷し乾燥させ、電極リード部 1 1 02 a、 1 102 bを形成する。

次に第 2工程において、 電極リード部 1 1 02 a、 1 102 b上にカーボ ンペーストを印刷し乾燥させ、 対電極 1 103 a及び測定電極 1 103 bを 形成する。 この測定電極 1 103 bは、 リング状の対電極 1 103 aの内側 に配置されており、 対電極 1 103 a及び測定電極 1 103 bはそれぞれ電 極リード部 1 102 a及び 1 102 bと接触している。

そして第 3工程において、 絶縁性物質であるレジスト 1 1 04を対電極 1 103 a及び測定電極 1 103 b上に印刷し乾燥させて、 対電極 1 1 03 a 及び測定電極 1 103 bの面積を規定する。

このようにして基板 1 101上に形成された対電極 1 103 a及び測定電 極 1 1 03 bに、 酵素などを含有する試薬を塗布することで試薬層 1 1 05 を形成し、 さらに、 その上に検体供給路を形成するための切欠部 1 1 06 a を有するスぺーサ 1 106、 及び空気孔 1 107 aを有するカバー 1 10 7 を積層して接着する。 尚、 スぺーサ 1 1 06の切欠部 1 106 aの一端は力 バー 1 107に設けられた空気孔 1 1 07 aに通じている。また、第 21 (b) 図に示すように、 基板 1 101上に形成された対電極 1 103 a及ぴ測定電 極 1 1 03 bの配置は、 検体供給路の入口 1 106 bに対し、 最も近い位置 に対電極 1 103 aが配置され、 その奥に測定電極 1 103 b及び対電極 1 1 03 aが配置されている。

このように構成されたバイオセンサ Zにおける試料液の基質の定量方法に ついて第 2 1 (b) 図を参照しつつ説明する。

まずバイオセンサ Zに接続された定量装置 （以下、 「測定器」 とも言う。 ） により対電極 1 103 a、 測定電極 1 1 03 b間に一定電圧が印加された状 態で、 試料液 （以下、 「検体」 とも言う。 ） を検体供給路の入口 1 1 0 6 b に供給する。 検体は毛細管現象により検体供給路の内部に吸引され、 その入 口 1 1 0 6 bに近い方の対電極 1 1 0 3 a上を通り、 測定電極 1 1 0 3 bに 達し、 試薬層 1 1 0 5の溶解が始まる。 この時、 定量装置は、 対電極 1 1 0 3 a、 測定電極 1 1 0 3 b間に生じる電気的変化を検知して、 定量動作を開 始する。 このようにして試料液の基質含有量が定量されるのである。

ところで、 このバイオセンサ Zは製造口ット毎に出力特性の違いを生じる ので、 実際の使用にあたっては測定器において該出力特性の違いを補正する 必要がある。 そこで、 従来の対応方法について、 以下に説明する。

第 2 2図は、 バイオセンサ Zを測定器に挿入した状態を示した図である。 尚、 4 1 1 5はバイオセンサ Zを装着する測定器である。 4 1 1 6はバイオ センサ Zを挿入するための測定器 4 1 1 5の揷入口である。 4 1 1 7は測定 結果を表示する測定器 4 1 1 5の表示部である。

測定器 4 1 1 5は、 前記製造ロット毎の出力特性に応じた補正データを備 えておりノくィォセンサ Zの出力にその製造ロット毎に必要な補正を施して、 正しい血糖値をもとめる。 そのため、 測定前に、 製造ロット毎に指定された 補正チップ （ここでは図示せず。 ） を測定器 4 1 1 5の挿入口 4 1 1 6に挿 入することで、 測定器 4 1 1 5に、 必要とする補正データの指定を行う必要 がある。 補正チップは、 どの補正データを用いるかの情報を有し、 挿入口 4 1 1 6に挿入することで、測定器 4 1 1 5は、必要な補正データを用意する。 補正チップを挿入口 4 1 1 6から抜き取り、 バイオセンサ Zを測定器 4 1 1 5の挿入口 4 1 1 6に挿入し、 上述したように検体に含まれる基質量を定量 する。 このようにして補正値を入力された測定器 4 1 1 5は、 測定した電流 値と補正データとから正しい血糖値をもとめ、 血糖値を表示部 4 1 1 7に表 示するのである。

以上説明した従来のバイォセンサ Zには、 解決が望まれる課題を有してい た。

まず、 バイオセンサ Zにおいては、 スクリーン印刷法により基板上に銀ぺ 一スト、 カーボンペースト等を印刷して積層させることにより、 測定電極の 面積を規定するため、 印刷時に各種ペース トのにじみやだれ等により、 測定 電極の面積にパラツキが生じ、 測定電極の面積の均一化を図ることは困難で あった。 また、 電極構造が A g、 カーボン、 レジス トの 3層構造となってい るため非常に複雑で、 高度な印刷技術が必要であった。 さらに、 バイオセン サ Zの電極部が測定電極と対電極の 2電極からなるため、 バイオセンサ Zに 接続される定量装置は、 この 2電極間に一定電圧を印加して電気的変化が生 じた場合に、 検体が測定電極に達したことを検知して測定を開始するが、 測 定不可能な微量の検体が測定電極を覆った場合にも測定を開始してしまうの で、 検体量不足による測定値の表示ミスを引き起こしてしまうという問題点 があった。 そして、 バイオセンサ Zにおいては、 センサ感度の向上を図るた めには、 反応試薬層とカーボン電極との濡れ性を高め、 それらの密着性を良 くする必要があり、 その為に、 従来はカーボン電極の形成後に電極表面への 研磨処理や熱処理などを施しているが、 これであると工数が多い為にコスト の増大を招いたり、 研磨処理の精度のバラツキ等により、 センサ精度にもバ ラツキが生じる、 という問題があった。 また、 スクリーン印刷に用いられる カーボンペース トは、 一般的に樹脂バインダー、 グラフアイト、 カーボンブ ラック、 有機溶剤等から構成された複合材料であり、 各々の原材料ロット、 ペース ト混練時の製造条件等により、 ペース トの特性が変動され易く、 安定 なセンサを量産製造するのには厳密な管理が必要とされ、 即ち非常に手間が かかり、 問題であった。

また、 電極に試薬層形成のために試薬を単に塗布するだけでは、 電極の表 面状態や、 試薬液組成による試薬の広がり方の違いのため、 電極上に試薬が 均一に塗布されず、 電極上の試薬量にばらつきが生じる。 つまり、 同量の試 薬を滴下によって塗布しても試薬の広がりにばらつきが生じるため、 試薬層 の位置や面積にばらつきが生じる。 そのためバイオセンサ Zの性能が悪化す るという問題があった。

さらに、 測定のたびに前記補正チップを挿入することは大変煩わしく、 補 正チップを揷入することを忘れたり、 また、 間違って、 例えば乳酸値測定用 の補正チップを挿入したり、 血糖値測定用であっても出力特性の異なる補正 チップを挿入したりした場合には、 測定結果に誤りが生じてしまうという問 題があった。

そこで本発明はこれらの問題点に鑑みて為されたものであり、その目的は、 簡潔な工法で形成することが可能であり、 かつ、 測定精度の良好なバイオセ ンサ、 及び試薬液組成に関係なく電極上に均一に試薬層が配置され、 性能が 均一であるバイオセンサ、 及ぴ補正チップを挿入することなく、 バイオセン サを揷入するだけで、 測定器は製造ロット毎の補正データの判別が可能であ るバイオセンサ、 及びこれらのバイオセンサのための薄膜電極形成方法、 及 ぴこれらのバイオセンサを用いた定量方法、 及び定量装置を提供することで ある。 発明の開示

本発明の請求の範囲第 1項に記載のバイオセンサでは、 試料液に含まれる 基質を定量する為のバイオセンサであって、 前記バイオセンサは、 第 1絶縁 性基板及び第 2絶縁性基板と、 少なくとも測定電極と、 対電極とを備えた電 極部と、 前記電極部に前記試料液を導入する検体供給路と、 前記試料液中に 含まれる基質を定量する為に用いる試薬層と、を備えており、前記電極部と、 前記検体供給路と、 前記試薬層と、 が前記第 1絶縁性基板と前記第 2絶縁性 基板との間に存在しており、 前記電極部上に前記検体供給路が、 また前記検 体供給路における前記電極部上に試薬層が、 それぞれ設けられており、 前記 電極部が、 前記第 1絶縁性基板又は前記第 2絶縁性基板のどちらか一方もし くは両方の、 内面上の全面又は一部、 に形成された電気伝導性層に、 第 1ス リットを設けることで分割形成されていること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 電極部を容易かつ高精度に 規定することができ、 バイオセンサ毎の応答特性のバラツキがなくなり、 良 好な応答を得ることが可能となる。 しかも、 電気伝導性層による単層で電極 部を形成するので、 手間はかからず、 簡易な方法でかつ表面が平滑な電極部 を形成することが可能となる。 しかも電極部の構造が非常に簡潔な構造とな るので、 同一の性能を有するバイオセンサを容易に形成することが可能とな る、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 2項に記載のバイォセンサでは、 請求の範囲第 1項 に記載のバイオセンサにおいて、 前記電極部は、 さらに検知電極を備えてい ること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 より一層測定精度の高いパ ィォセンサとすることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 3項に記載のバイォセンサでは、 請求の範囲第 2項 に記載のバイォセンサにおいて、 前記第 2絶縁性基板内面上の全面又は一部 に前記対電極が設けられており、 前記第 1絶縁性基板内面上の全面又は一部 に前記測定電極と前記検知電極とが設けられており、 前記第 1絶縁性基板内 面上に設けられた前記測定電極と前記検知電極とは、 前記電気伝導性層に前 記第 1スリットを設けることで分割形成されていること、 を特徴とする。 このようにバイオセンサを構成しているので、 検体供給路の小型化を図る ことが可能となり、 また微量検体に基づく測定も可能となる、 という効果を 生じる。

本発明の請求の範囲第 4項に記載のパイォセンサでは、 請求の範囲第 1項 又は請求の範囲第 2項に記載のバイォセンサにおいて、 前記第 1絶縁性基板 のみの内面上の全面又は一部に前記電極部が設けられており、 前記第 1絶縁 性基板内面上に設けられた前記電極部は、 前記電気伝導性層に前記第 1スリ ットを設けることで分割形成されていること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 同一の面に全ての電極を備 えることにより、 一方の面にのみ電極を形成するので製造が容易になり、 ひ いてはバイォセンサの製造コス トを削減することが可能となる、 という効果 を生じる。

本発明の請求の範囲第 5項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1項 ないし請求の範囲第 4項の何れか 1項に記載のバイォセンサにおいて、 前記 対電極の面積は、 前記測定電極の面積と同じ、 もしくはそれ以上であること 、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 対電極と測定電極との間の 電子伝達反応が律速になるのを防止して、 スムーズに反応を促進させること が可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 6項に記載のバイォセンサでは、 請求の範囲第 1項 ないし請求の範囲第 4項の何れか 1項に記載のバイォセンサにおいて、 前記 対電極の面積と前記検知電極の面積との合計は、 前記測定電極の面積と同じ 、 もしくはそれ以上であること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 対電極及ぴ検知電極と、 測 定電極との間の電子伝達反応が律速になるのを防止して、 スムーズに反応を 促進させることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 7項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 6項 に記載のバイオセンサにおいて、 前記バイオセンサの前記検体供給路におけ る前記検知電極の面積は、 前記対電極の面積と同じであること、 を特徴とす る。

このようにバイオセンサを構成しているので、 対電極及ぴ検知電極と、 測 定電極との間の電子伝達反応が律速になるのをより一層確実に防止して、 ス ムーズに反応を促進させることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 8項に記載のバイォセンサでは、 請求の範囲第 1項 ないし請求の範囲第 7項の何れか 1項に記載のバイオセンサにおいて、 前記 検体供給路を形成する切欠部を有し、 かつ前記電極部上に配置されるスぺー サを備え、 前記スぺーサ上に前記第 2絶縁性基板が配置されること、 を特徴 とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 検体供給路が設けられる場 所が固定され、 また第 2絶縁性基板をその上に配置されているので、 楝体供 給路に導入された検体が検体供給路から漏れ出さないようにすることが可能 となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 9項に記載のバイォセンサでは、 請求の範囲第 8項 に記載のバイオセンサにおいて、 前記スぺーサと前記第 2絶縁性基板とがー 体であること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 スぺーサと第 2絶縁性基板 とを一体とすることによりコスト削減、 簡潔な製作、 が可能となる、 という 効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 1 0項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 9項の何れか 1項に記載のバイォセンサにおいて、 前 記検体供給路に通じる空気孔が形成されていること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 検体供給路に検体が導入さ れた時に、 余分な空気が空気孔から排出されるので、 毛細管現象により、 確 実に検体供給路に検体が導入されることが可能となる、 という効果を生じる 本発明の請求の範囲第 1 1項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 1 0項の何れか 1項に記載のバイォセンサにおいて、 前記試薬層は試薬を滴下することにより形成され、 前記試薬の滴下位置の周 囲に、 第 2スリットを設けてなること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 試薬層形成のために電極上 に試薬を滴下することによって試薬層を形成する場合に試薬が均一に広がり 、 所定の面積の試薬層が所定の位置に形成されるので、 位置及び面積にばら つきの無い均一な試薬層が形成され、 その結果パラツキの無い正確な測定を することが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 1 2項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 1項に記載のバイオセンサにおいて、 前記第 2スリットは円弧形状であるこ と、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 試薬の広がる形状と等しい スリツトにより試薬の広がりを規制するため、 より正確に試薬層の面積及び 位置の規制が可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 1 3項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 1 2項の何れか 1項に記載のバイォセンサにおいて、 前記電気伝導性層を分割して前記電極部の面積を規定するための第 3スリッ トを設けてなること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 実際にバイオセンサを製作 する時において、 最初に基板を切断する時に、 予め各電極の面積は第 3のス リットによって規制されているので、 基板の切断位置によって各電極の面積 が変化することがなく、 故に精度にバラツキが出ないようにすることが可能 となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 1 4項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 3項に記載のバイォセンサにおいて、 前記第 1絶縁性基板と前記第 2絶縁性 基板の形状は略矩形であり、 前記略矩形の何れか一辺に平行に、 前記第 3ス リットを 1本または 2本以上設けてなること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成しているので、 第 3のスリットによってそ れぞれの電極の面積を容易に規定することが出来、 また基板を切断する時に 、 切断位置のずれによって各電極の面積が変化することがなく、 精度にバラ ツキが出ないようにすることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 1 5項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 1 4項の何れか 1項に記載のパイォセンサにおいて、 前記バイオセンサの製造ロット毎に生じる、 前記試料液と前記試薬層との反 応で生じる電気的変化の出力に関する特性に応じ、 かつ前記バイオセンサを 用いる測定器で判別が可能であるネ正データの情報を有すること、 を特徴と する。

このようにバイオセンサを構成したので、 測定器にバイオセンサを挿入す るだけでどの補正データが必要なのか、 を測定器が判断することができ、 ま た操作者が補正チップなどを用いて補正データに関する情報を入力する必要 がなくなり、 即ち煩わしさがなくなり、 操作ミスを防止し、 正しい結果を得 ることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 1 6項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 5項に記載のバイオセンサにおいて、 前記電極部を分割する第 4スリットを 1本又は複数本備え、 前記第 4スリ ッ トの位置によって、 前記補正データの 情報を前記測定器が判別可能であること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成したので、 第 4スリツ卜の位置によって、 補正データの情報を測定器が判別することが可能となり、 また複数の製造口 ットに対応して補正データを指示することができ、 測定器にバイオセンサを 揷入することで、 どの補正データが必要なのかを測定器が容易に判断するこ とが可能となり、 さらに捜査上の煩わしさが無くなり、 ひいては操作ミスを 防止し、 正しい結果を得ることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 1 7項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 1 6項の何れか 1項に記載のバイォセンサにおいて、 前記第 1スリット、 前記第 2スリット、 前記第 3スリット、 前記第 4スリッ ト、 の何れか、 又は全てを、 前記電気伝導性層をレーザで加工することで形 成されたものであること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成したので、 精度の高い加工ができ、 また各 電極の面積を高精度に規定することが可能となり、 さらには各電極の間隔を 狭くできるので、 バイオセンサの小型化をはかることが可能となる、 という 効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 1 7項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 6項に記載のバイオセンサにおいて、 前記第 1スリット、 前記第 2スリット 、 前記第 3スリ ッ ト、 前記第 4スリ ッ ト、 それぞれのスリ ッ ト幅が、 0 . 0 0 5 mn！〜 0 . 3 mmであること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成したので、 各電極の間隔を狭くでき、 ひい てはバイオセンサの小型化をはかることが可能となる、 という効果を生じる o

本発明の請求の範囲第 1 9項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 7項ないし請求の範囲第 1 8項に記載のバイオセンサにおいて、 前記第 1ス リ ッ ト、 前記第 2スリ ッ ト、 前記第 3スリ ッ ト、 前記第 4スリ ッ ト、 それぞ れのスリ ッ ト深さが、 前記電気伝導性層の厚み以上であること、 を特徴とす る。

このようにバイオセンサを構成したので、 各電極が確実に分離されたバイ ォセンサとすることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 2 0項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 1 9項の何れか 1項に記載のバイォセンサにおいて、 前記試薬層が、 酵素を含むこと、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成したので、 酵素を用いた検査に好適な酵素 バイオセンサとすることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 2 1項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 1 9項の何れか 1項に記載のバイオセンサにおいて、 前記試薬層が、 電子伝達体を含むこと、 を特徴とする。

このようにバイォセンサを構成したので、 電子伝達体の反応を利用した検 査に好適なバイオセンサとすることが可能となる、 という効果を生じる。 本発明の請求の範囲第 2 2項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 1 9項の何れか 1項に記載のバイォセンサにおいて、 前記試薬層が、 水溶性高分子を含むこと、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成したので、 試薬形成を容易にし高精度なパ ィォセンサとすることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 2 3項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 2 2項の何れか 1項に記載のバイオセンサにおいて、 前記絶縁性基板が樹脂材よりなること、 を特徴とする。

このようにバイオセンサを構成したので、 より安価なバイオセンサを製作 することが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 2 4項に記載の薄膜電極形成方法では、 絶縁性基板 の表面に薄膜電極を形成する薄膜電極形成方法であって、 真空雰囲気下にお いて、 励起された気体を前記絶縁性基板の表面に衝突させることで前記絶縁 性基板の表面を粗面にする粗面形成工程の後に、 粗面にした前記絶縁性基板 の表面上に導電性物質よりなる薄膜電極である前記電気伝導性層を形成する 電気伝導性層形成工程を備えたこと、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 表面研磨処理などの前処理が不要と なり、 より簡潔な方法で薄膜電極を形成すること、 また基板と電極層との密 着性の高い薄膜電極を形成すること、 が可能となる、 という効果を生じる。 本発明の請求の範囲第 2 5項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 4項に記載の薄膜電極形成方法において、 前記粗面形成工程が、 前記絶 縁性基板を真空槽内へ設置する基板設置工程と、 前記真空槽内部を真空排気 する真空排気工程と、 前記真空槽内部に気体を充填する気体充填工程と、 前 記気体を励起しイオン化させ、 これを前記絶縁性基板に衝突させる衝突工程 と、 を含んでなること、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 より効率的に、 かつ確実に薄膜電極 を形成するのに好適な基板表面を形成することが可能となり、 ひいてはより 効率的に薄膜電極を形成することが可能となる、 という効果を生じる。 本発明の請求の範囲第 2 6項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 5項に記載の薄膜電極形成方法において、 前記真空排気工程における真 空度が、 1 X 1 0―¹〜 3 X 1 0 ^{_ 3}パスカルの範囲内であること、 を特徴とす る。

このように薄膜電極を形成するので、 より確実に薄膜電極を形成するのに 好適な基板表面を形成することが可能となり、 ひいてはより効率的に薄膜電 極を形成することが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 2 7項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 6項に記載の薄膜電極形成方法において、 前記気体が不活性ガスである こと、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 基板表面を変成させることなく、 基 板表面を薄膜電極を形成するのに適した状態とすることが可能となる、 とい う効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 2 8項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 7項に記載の薄膜電極形成方法において、 前記不活性ガスが、 アルゴン 、 ネオン、 ヘリウム、 クリプトン、 キセノンの希ガス、 窒素、 のいずれかで あること、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 より確実に基板表面を変成させるこ となく、 薄膜電極を形成することが可能となる、 という効果を生じる。 本発明の請求の範囲第 2 9項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 4項ないし請求の範囲第 2 8項の何れか 1項に記載の薄膜電極形成方法 において、 前記電気伝導性層形成工程が、 前記粗面形成工程を終えた粗面形 成済絶縁性基板を第 2真空槽内へ設置する第 2次基板設置工程と、 前記第 2 真空槽内部を真空排気する第 2次真空排気工程と、 前記第 2真空槽内部に第 2気体を充填する第 2次気体充填工程と、 前記第 2気体を励起しィォン化さ せ、 これを導電性物質に衝突させることで前記導電性物質の原子をたたき出 し、 前記粗面形成済絶縁性基板上へ成膜する工程と、 を含んでなること、 を 特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 表面研磨処理などの前処理が不要で 、 基板との密着性のより高い薄膜電極を得ることが可能となる、 という効果 を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 0項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 4項ないし請求の範囲第 2 8項の何れか 1項に記載の薄膜電極形成方法 において、 前記電気伝導性層形成工程が、 前記粗面形成工程を終えた粗面形 成済絶縁性基板を第 2真空槽内へ設置する第 2次基板設置工程と、 前記第 2 真空槽内部を真空排気する第 2次真空排気工程と、 導電性物質を加熱し蒸発 させ、 その蒸気を前記粗面形成済絶縁性基板上へ成膜する工程と、 を含んで なること、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 表面研磨処理などの前処理が不要で 、 基板との密着性のより高い薄膜電極を得ることが可能となる、 という効果 を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 1項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 9項又は請求の範囲第 3 0項に記載の薄膜電極形成方法において、 前記 第 2次真空排気工程における真空度が、 1 X 1 0―¹〜 3 X 1 0— ³パスカルの 範囲内であること、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 より確実に基板との密着性が大変高 い薄膜電極を形成することが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 2項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 9項ないし請求の範囲第 3 1項の何れか 1項に記載の薄膜電極形成方法 において、 前記第 2気体が不活性ガスであること、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 基板表面や薄膜電極自体を変成させ ることなく、 基板との密着性の高い薄膜電極を形成することが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 3項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 3 2項に記載の薄膜電極形成方法において、 前記不活性ガスが、 アルゴン 、 ネオン、 ヘリウム、 クリプトン、 キセノンの希ガス、 窒素、 のいずれかで あること、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 基板表面や薄膜電極自体を変成させ ることなく、 より確実に基板との密着性の高い薄膜電極を形成することが可 能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 4項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 9項ないし請求の範囲第 3 3項の何れか 1項に記載の薄膜電極形成方法 において、 前記真空槽と前記第 2真空槽は同一の槽とすること、 を特徴とす る。

このように薄膜電極を形成するので、 薄膜電極形成のための装置を簡略化 することが可能となり、 ひいては薄膜電極の製造コストを低減させることが 可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 5項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 9項ないし請求の範囲第 3 4項の何れか 1項に記載の薄膜電極形成方法 において、 前記導電性物質が、 貴金属もしくは炭素であること、 を特徴とす る。

このように薄膜電極を形成するので、 薄膜電極を複合材料ではなく単体材 料とすることにより、 製造条件に左右されない、 また製造ロット間差の少な い、 安定した電極の量産製造が可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 6項に記載の薄膜電極形成方法では、 請求の範囲 第 2 4項ないし請求の範囲第 3 5項の何れか 1項に記載の薄膜電極形成方法 において、 形成された薄膜電極の厚みが 3 η π！〜 1 0 0 n mの範囲内である こと、 を特徴とする。

このように薄膜電極を形成するので、 電極の厚みを限りなく薄くすること が可能となり、 ひいては生産タクトの向上並びに材料費の削減による製造コ ストを低減させることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 7項に記載のバイオセンサでは、 請求の範囲第 1 項ないし請求の範囲第 2 3項の何れか 1項に記載のパイォセンサにおいて、 前記電気伝導性層が、 請求の範囲第 2 4項ないし請求の範囲第 3 6項の何れ か 1項に記載の薄膜電極形成方法により形成されたこと、 を特徴とする。 このようにバイオセンサを形成するので、 粗面に処理した基板表面の凹凸 の状態を薄膜の電極が反映することにより、 電極と試薬との濡れ性及び密着 性が高まり、 その結果高性能なバイオセンサとすることが可能となる、 とい う効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 3 8項に記載の定量方法では、 請求の範囲第 1項な いし請求の範囲第 2 3項もしくは請求の範囲第 3 7項の何れか 1項に記載の バイオセンサを用いて、 前記バイオセンサに供給される試料液中に含まれる 基質を定量する定量方法であって、 前記検知電極と、 前記対電極若しくは前 記測定電極と、 の間に電圧を印加する第 1印加ステップと、 前記試料液を前 記試薬層に供給する試薬供給ステップと、 前記試料液の試薬層への提供によ り、 前記検知電極と、 前記対電極若しくは前記測定電極と、 の間に生じた電 気的変化を検知する第 1変化検知ステップと、 前記第 1変化ステツプにおい て前記電気的変化を検知した後、 前記測定電極と、 前記対電極及び前記検知 電極と、 の間に電圧を印加する第 2印加ステップと、 前記第 2印加ステップ で電圧が印加された、 前記測定電極と、 前記対電極及び前記検知電極と、 の 間に生じた電流を測定する電流測定ステップと、 を具備したことを特徴とす る。

このように定量するので、 バイオセンサの検知電極と測定電極若しくは対 電極との間に電気的変化が生じた際に初めて定量動作を開始するので、 試薬 層への検体の供給量不足による測定ミスを防ぎ、 より安全性の高い測定を行 うことが可能となる。 さらに測定可能量の検体が試薬層に供給された場合は 、 検知電極を対電極として併用して測定を行うので、 電極部の面積を小さく することができ、 ひいては微量検体を用いた定量分析を正確に行うことが可 能となる、 という効果を生じる。 本発明の請求の範囲第 3 9項に記載の定量方法では、 請求の範囲第 1項な いし請求の範囲第 2 3項もしくは請求の範囲第 3 7項の何れか 1項に記載の バイオセンサを用いて、 前記バイオセンサに供給される試料液中に含まれる 基質を定量する定量方法であって、 前記検知電極と、 前記対電極若しくは前 記測定電極と、 の間、 及び前記測定電極と前記対電極との間、 に電圧を印加 する第 3印加ステップと、 前記試料液を前記試薬層に供給する試薬供給ステ ップと、 前記試料液の試薬層への提供により、 前記検知電極と、 前記対電極 若しくは前記測定電極と、 の間に生じた電気的変化を検知する第 1変化検知 ステップと、 前記試料液の試薬層への提供により、 前記測定電極と前記対電 極との間に生じた電気的変化を検知する第 2変化検知ステップと、 前記第 1 変化検知ステップ及び前記第 2変化検知ステツプにおいて電気的変化を検知 した後、 前記測定電極と、 前記対電極及び前記検知電極と、 の間に電圧を印 加する第 2印加ステップと、 前記第 2印加ステップで電圧が印加された、 前 記測定電極と、 前記対電極及び前記検知電極と、 の間に生じた電流を測定す る電流測定ステップと、 を具備したことを特徴とする。

このように定量するので、 バイオセンサの検知電極と測定電極若しくは対 電極との間に電気的変化が生じた際に初めて定量動作を開始するので、 試薬 層への検体の供給量不足による測定ミスを防ぎ、 より安全性の高い測定を行 うことが可能となる。 さらに測定可能量の検体が試薬層に供給された場合は 、 検知電極を対電極として併用して測定を行うので、 電極部の面積を小さく することができ、 ひいては微量検体を用いた定量分析を正確に行うことが可 能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 4 0項に記載の定量方法では、 請求の範囲第 3 8項 または請求の範囲第 3 9項に記載の定量方法において、 前記第 2変化検知ス テツプの後に、 所定期間前記検知電極と、 前記対電極若しくは前記測定電極 と、 の間に電気的変化が生じないことを検知した際には、 変化が生じないこ とを利用者に通知する無変化通知ステップを具備すること、 を特徴とする。 このように定量するので、 バイオセンサの試薬層への検体の供給量が不足 していることを利用者に知らせることができ、 利便性及び安全性の向上した 定量方法とすることが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 4 1項に記載の定量装置では、 請求の範囲第 1項な いし請求の範囲第 2 3項もしくは請求の範囲第 3 7項の何れか 1項に記載の バイオセンサを着脱可能に接続し、 前記バイオセンサに供給される試料液中 に含まれる基質を定量する定量装置であって、 前記バイオセンサに備えられ ている前記測定電極からの電流を電圧に変換する第 1電流 電圧変換回路と 、 前記電流 電圧変換回路からの電圧をディジタル変換する第 1 AZD変換 回路と、 前記バイオセンサに備えられている前記対電極とグランド間に設け られた第 1スィッチと、 前記第 1 AZD変換回路及び前記第 1スィツチを制 御する制御部と、 を備え、 前記制御部は、 前記第 1スィッチを前記対電極か ら絶縁した状態で、 前記検知電極と前記測定電極との間に電圧を印加し、 前 記試料液が前記検体供給路上の前記試薬層へ供給されることによって生じた 、 前記検知電極と前記測定電極との間の電気的変化を検知した後、 前記第 1 スィッチを前記対電極に接続した状態で、 前記測定電極と、 前記対電極及び 前記検知電極と、 の間に電圧を印加し、 電圧を印加することにより生じる応 答電流を測定すること、 を特徴とする。

このような構成の定量装置としたので、 検体供給路の試薬層への検体供給 量不足による測定ミスを防ぎ、 より安全性の高い測定を行うことが可能とな る。 しかも、 測定時にバイオセンサの検知電極を対電極として併用するので 、 検体供給路の小型化をはかることができ、 微量検体の定量分析を正確に行 うことが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 4 2項に記載の定量装置では、 請求の範囲第 1項な いし請求の範囲第 2 3項もしくは請求の範囲第 3 7項の何れか 1項に記載の バイオセンサを着脱可能に接続し、 前記バイオセンサに供給される試料液中 に含まれる基質を定量する定量装置であって、 前記バイオセンサに備えられ ている前記測定電極からの電流を電圧に変換する第 1電流 電圧変換回路と 、 前記バイオセンサに備えられている前記検知電極からの電流を電圧に変換 する第 2電流 電圧変換回路と、 前記第 1電流ノ電圧変換回路からの電圧を ディジタル変換する第 1 A/D変換回路と、 前記第 2電流ノ電圧変換回路か らの電圧をディジタル変換する第 2 A/D変換回路と、 前記バイオセンサの 前記検知電極の接続を前記第 1電流 Z電圧変換回路又はダランドに切替える 第 1切替スィッチと、 前記第 1 AZD変換回路と、 前記第 2 A_ D変換回路 と、 前記第 1切替スィッチと、 を制御する制御部と、 を備え、 前記制御部は 、 前記第 1切替スィッチを前記第 1電流 Z電圧変換回路に接続した状態で、 前記検知電極と前記対電極との間、 及ぴ前記測定電極と前記対電極との間、 に電圧を印加し、 前記試料液が前記検体供給路上に備えられている前記試薬 層へ供給されることによって生じた、 前記検知電極と前記測定電極との間の 電気的変化、 及び前記測定電極と前記対電極との間の電気的変化、 それぞれ を検知した後、 前記第 1切替スィッチをグランドに接続し、 前記測定電極と 、 前記対電極及ぴ前記検知電極と、 の間に電圧を印加し、 電圧を印加するこ とにより生じる応答電流を測定すること、 を特徴とする。

このような構成の定量装置としたので、 検体供給路の試薬層への検体供給 量不足による測定ミスを防ぎ、 より安全性の高い測定を行うことが可能とな る。 しかも、 測定時にバイオセンサの検知電極を対電極として併用するので 、 検体供給路の小型化をはかることができ、 微量検体の定量分析を正確に行 うことが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 4 3項に記載の定量装置では、 請求の範囲第 4 2項 に記載の定量装置において、 前記定量装置が、 前記バイオセンサの前記測定 電極の接続を前記第 2電流 電圧変換回路又はグランドに切替える第 2切替 スィッチを備え、 前記制御部は、 前記第 1切替スィッチを前記第 1電流 電 圧変換回路に、 前記第 2切替スィッチを前記第 2電流 電圧変換回路に、 そ れぞれ接続した状態で、 前記検知電極と前記対電極との間、 及び前記測定電 極と前記対電極との間、 に電圧を印加し、 前記試料液が前記検体供給路上に 備えられている前記試薬層へ供給されることによって生じた前記測定電極と 前記対電極との間の電気的変化を検知した際に、 前記第 2切替スィツチをグ ランドに接続し、 その後、 前記検知電極と前記測定電極との間の電気的変化 を検知した場合は、 前記第 2切替スィツチを前記第 2電流 Z電圧変換回路に 接続し、 かつ前記第 1切替スィッチをグランドに接続した状態で、 前記測定 電極と、 前記対電極及ぴ前記検知電極と、 の間に電圧を印加し、 電圧を印加 することにより生じる応答電流を測定すること、 を特徴とする。

このような構成の定量装置としたので、 検体供給路の試薬層への検体供給 量不足による測定ミスを防ぎ、 より安全性の高い測定を行うことが可能とな る。 しかも、 測定時にバイオセンサの検知電極を対電極として併用するので 、 検体供給路の小型化をはかることができ、 微量検体の定量分析を正確に行 うことが可能となる、 という効果を生じる。

本発明の請求の範囲第 4 4項に記載の定量装置では、 請求の範囲第 4 2項 又は請求の範囲第 4 3項に記載の定量装置において、 前記検体供給路におけ る前記試薬層に前記試料液が供給され、 前記測定電極と前記対電極との間に 電気的変化が生じ、 かつ、 前記検知電極と、 前記測定電極若しくは前記対電 極と、 の間に電気的変化が生じないことが、 前記制御部により検知された際 に、 変化が生じないことを利用者に通知する通知手段を備えたこと、 を特徴 とする。

このような定量装置としたので、 バイオセンサの検体供給路の試薬層への 検体供給量不足を利用者に知らせることができ、 利便性及び安全性の向上し た定量装置とすることが可能となる、 という効果を生じる。 図面の簡単な説明

第 1図は第 1及び第 5の実施の形態に係るパイオンセンサの分解斜視図で ある。

第 2図は電極部の設け方の例を示した図である。

第 3図は第 2の実施の形態に係るバイオセンサの分解斜視図である。

第 4図は第 2の実施の形態に係るバイォセンサの検体供給路を示した図で ある。

第 5図は第 3の実施の形態に係るバイオセンサの電気伝導性層にスリット を形成した状態を示した平面図である。

第- 6図は第 3の実施の形態に係るバイオセンサの個々のウェハーを示した 図である。 第 7図は第 3の実施の形態に係るバイォセンサの分解斜視図である。

第 8図は第 3の実施の形態に係るバイォセンサの電極の状態を示した図で ある。

第 9図は第 4の実施の形態に係るバイオセンサの分解斜視図である。

第 1 0図は第 4の実施の形態に係るバイオセンサにおける第 2のスリット の形成例を示した平面図である。

第 1 1図は第 5の実施の形態において形成されるバイオセンサの概念を示 した概略図である。

第 1 2図は第 5の実施の形態における薄膜電極を形成する装置の概念を示 した概略図である。

第 1 3図は第 6の実施の形態に係るバイォセンサ及び定量装置の構成を示 した図である。

第 1 4図は第 6の実施の形態に係るパイォセンサ及び定量装置の別の構成 を示した図である。

第 1 5図は第 1の実施の形態に係るバイオセンサの検体供給路の拡大図で ある。

第 1 6図は第 7の実施の形態に係るバイオセンサ及び定量装置の構成を示 した図である。

第 1 7図は第 8の実施の形態に係るバイォセンサ及び定量装置の構成を示 した図である。

第 1 8図は基板表面の濡れ指数 （表面張力） の変化と電極層と基板との密 着性を示した図である。

第 1 9図はパラジウム薄膜の厚みと電極表面の濡れ指数 （表面張力） との 関係を示した図である。

第 2 0図は血中グルコース濃度 4 0〜6 0 0 m g / d 1におけるセンサ感 度を比較した図である。

第 2 1図は従来例におけるバイオセンサの分解斜視図である。

第 2 2図はバイオセンサが測定器に挿入されている状態を示す図である。 第 2 3図は第 3の実施の形態に係るセンサウェハー上に設けた電気伝導性 層にスリットを形成した状態を示す平面図である。

第 2 4図は第 3の実施の形態に係る製造方法におけるバイォセンサの電極 の状態を示した平面図である。

第 2 5図は従来のバイォセンサの断面構成の概念を示した図である。 発明を実施するための最良の形態

以下、 本発明の実施の形態について図面を参照しながら説明する。 尚、 こ こで示す実施の形態はあくまでも一例であって、 必すしもこの実施の形態に 限定されるものではない。

(実施の形態 1 )

まず、 本発明の請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 1 0項に記載のバイ ォセンサ Aを第 1の実施の形態として、 図面を参照しつつ説明する。

第 1 ( a ) 図〜第 1 ( c ) 図は、 本発明の実施の形態 1によるバイオセン サ Aの分解斜視図である。

まず、 バイオセンサ Aを構成する部材について説明する。

1はポリエチレンテレフタレート等からなる第 1絶縁性基板 （以下、 単に 「基板」 とする。 ） である。 2は基板 1の表面全面に形成された、 例えば金 やパラジウムなどの貴金属やカーボン等の電気伝導性物質からなる導体層で ある。 3 a、 3 bは基板 1上の導体層 2に設けられた、 基板 1側面に平行な スリッ トである。 4 a、 4 bは基板 1上の導体層 2に設けられた、 基板 1側 面に垂直なスリ ッ トである。 5、 6、 7は導体層 2をスリ ッ ト 3 a、 3 b及 ぴ 4 a、 4 bにより分割することにより形成された測定電極、 対電極、 及ぴ 検知電極である。 8は基板 1上の測定電極 5、 対電極 6、 及び検知電極 7を 覆うスぺーサである。 9はスぺーサ 8の前縁部中央に設けられた、 検体供給 路を形成する長方形の切欠部である。 9 aは検体供給路の入口、 そして 1 0 はスぺーサ 8の切欠部 9の縦幅、 そして 1 1は導体層 2に設けられた 2本の スリ ッ ト 4 a、 4 bの間隔である。 1 2はスぺーサ 8の切欠部 9から露出し ている測定電極 5、 対電極 6、 及ぴ検知電極 7に、 酵素などを含有する試薬 を塗布することで形成された試薬層である。 1 3はスぺーサ 8を覆うカバー (第 2絶縁性基板） 、 そして 1 3 aはカバー 1 3の中央部に設けられた空気 孔である。

このように構成されるバイオセンサ Aの製作方法について、 図を参照しつ つ説明する。

まず、 第 1 ( a ) 図に示すように、 基板 1の表面全面に対して、 例えば金 やパラジウムなどの貴金属やカーボン等の電気伝導性物質をスクリーン印刷 法ゃスパッタリング蒸着法などにより導体層 2を形成する。

次に、 第 1 ( b ) 図に示すように、 基板 1上に形成された導体層 2に、 レ 一ザを用いて、 基板 1の側面に平行な 2本のスリ ッ ト 3 a、 3 b、 及びそれ に対して垂直な 2本のスリ ッ ト 4 a、 4 bを形成し、対電極 6、測定電極 5、 及び検知電極 7に分割する。 この際、 基板 1の先端部とスリ ッ ト 4 a との間 隔が 2本のスリ ッ ト 4 a、 4 bの間隔 1 1に対し、 同等若しくはそれ以上に なるようにスリ ッ ト 4 a、 4 bを設ける。

尚、 基板 1上に 3つの電極を設けるその他の工法として、 スクリーン印刷 法やスパッタリング蒸着法などで基板 1上に電気伝導性物質等を形成する際 に、 平行な 2本のスリ ッ ト 3 a、 3 bを有する導体層 2を形成するために必 要なパターンが予め配置された印刷版やマスキング版など （ここでは図示し ない。 ） を用い、 その後、 基板 1上に形成された導体層 2に、 レーザを用い てスリ ッ ト 4 a、 4 bを設けて測定電極 5、 対電極 6、 及び検知電極 7に分 割し、 電極部を形成することも可能である。 その他にも、 基板 1側面に平行 な 2本のスリ ッ ト 3 a、 3 b及ぴ垂直な 2本のスリ ッ ト 4 a、 4 bを有する 導体層 2を形成するために必要なパターンが予め配置された印刷版やマスキ ング版などを用い、 スクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法などにより電 気伝導性物質等を基板 1上に形成し、 測定電極 5、 対電極 6、 及び検知電極 7を形成する方法を適用することも考えられる。 バイオセンサ Aの電気伝導 性層を形成する好適な薄膜電極形成方法については、 別の実施の形態におい て詳述する。

また、 電極部は測定電極 5、 対電極 6、 及ぴ検知電極 7を備えたものとし ているが、 電極部は少なくとも測定電極 5及び対電極 6を備えたものであれ ばよい。 しかし、 確実な測定を行うためには、 検知電極 7も備えている方が より好適な、 即ち確実な測定を行うことができるバイォセンサを得ることが できるので、 好ましい。

次に、 第 1 ( c ) 図に示すように、 基板 1上に形成された電極部である測 定電極 5、対電極 6、及び検知電極 7に試薬を塗布して試薬層 1 2を形成し、 その上に、 検体供給路を形成するための切欠部 9を有するスぺーサ 8を設置 する。 そして、 さらにその上にカバー 1 3を設置する。 ここで、 スぺーサ 8 の切欠部 9の一端はカバー 1 3に設けられた空気孔 1 3 aに通じている。 ち なみに、 基板 1上に形成された測定電極 5、 対電極 6、 及び検知電極 7の配 置は、 検体供給路の入口 9 aに対し、 最も近い位置に対電極 6が配置され、 その奥に測定電極 5及び検知電極 7が配置されている。 そしてこの検体供給 路における測定電極 5、 対電極 6、 及び検知電極 7の各面積は、 スぺーサ 8 の切欠部 9の面積、 及ぴスリット 4 a、 4 bの間隔 1 1により規定されてい る。 本実施の形態 1では、 センサ先端からスリット 4 aまでの間隔を、 スリ ット 4 a、 4 bの間隔 1 1と同等若しくはそれ以上となるようにスリット 4 a、 4 bを設けているので、 検体供給路において、 対電極 6の面積は測定電 極 5の面積と同等若しくはそれ以上になる。

またここでは、 基板 1の表面全面に導体層 2を形成しているが、 基板 1の 表面全面でなく電極部を形成するのに必要な部分に導体層 2を形成してもよ い。 この点につき、 以下に説明する。

第 2 ( a ) 図は、 上述したバイオセンサ Aの電極の設け方を示した概略図 である。 ここでは、 基板 1の内面にのみ電極部を形成するのに必要な導体層 2を設け、 カバー 1 3の内面には導体層 2を設けていない。 基板 1の内面に 設けた電極部はスリット 3 a、 3 b、 4 a、 4 bを設けることによって、 対 電極 6、 測定電極 5、 検知電極 7に分割されている。

一方、 基板 1の内面のみならず、 カバー 1 3の内面にも導体層 2を設ける 方法も考えられる。 この場合の一例を、 第 2 ( b ) 図及び第 2 ( c ) 図を参 照しつつ、 簡単に説明する。 第 2 ( b ) 図は、 カバー 1 3の内面に設けた導 体層 2をそのまま対電極 6とし、 基板 1の内面に設けた導体層 2を、 スリツ ト 3 a、 3 b、 4 a、 4 bによって、 測定電極 5及び検知電極 7とする場合 を示している。 なお、 基板 1内面の全面に導体層 2を設けているが、 不要な 部分は電極として利用する必要はない。 即ち、 基板 1の内面全体に導体層 2 を設けているのは、 導体層 2を設ける工程において、 基板 1内面の一部分に のみ導体層 2を設けるよりも、 全面に導体層 2を設ける方が容易だからであ る。 図において基板 1内面の全面に導体層 2を示すハッチングが記されてい る力 S、これをすベて電極として利用しなければならないことはないのである。 また第 2 ( c ) 図は、 第 2 ( b ) 図同様に、 カバー 1 3内面に対電極 6を、 基板 1内面に測定電極 5及び検知電極 7を設けた場合の概略を示しているが、 基板 1におけるスリットの設け方を第 2 ( b )図と異なったものとしている。 即ち、 第 2 ( b ) 図と比べて、 第 2 ( c ) 図ではスリット 4 aが省略されて いるが、 この場合、 検体供給路において対電極 6の面積は測定電極 5の面積 と同等若しくはそれ以上になっていることが必要である。 このように基板 1 上に設けるスリットの数を減らすことによって、 製作を容易なものとするこ とが出来る。 また、 第 2 ( c ) 図では、 対電極 6と対向する位置に測定電極

5があるので、 検体供給路の長さを短くして、 小型化でき、 微量検体に基づ く測定が可能となる。

尚、 本実施の形態 1では、 レーザを用いて測定電極 5、 対電極 6、 及ぴ検 知電極 7の分割を行ったが、 鋭利な先端を有する治具等により、 上記導体層 2の一部分を削り、 電極部を構成することも可能である。 また、 電極部形成 方式はスクリーン印刷法おょぴスパッタリング蒸着法を用いたがこの限りで はない。

以上のように、 本発明の実施の形態 1によるバイオセンサによれば、 基板 1上の導体層 2にスリット 3 a、 3 b、 4 a、 4 bを設け、 その上に切欠部 9を有するスぺ一サ 8を設置することにより、 検体供給路の測定電極 5、 対 電極 6、 及び検知電極 7の各電極面積を容易かつ高精度に規定するので、 バ ィォセンサ毎の応答特性のバラツキを無くし、 精度のよいバイオセンサを実 現する事ができる。 しかも、 本発明では、 例えば金やパラジウムなどの貴金 属ゃカーボン等の電気伝導性物質を材料として単層で電極部を形成するので、 従来のように基板 1上に銀ペースト、 カーボンペースト等を順番に印刷して 積層させるという手間はかからず、 簡易な方法で表面が平滑な電極部を形成 することが可能となる。 さらに、 基板 1上に設けられた導体層 2に対し、 レ 一ザでスリ ッ ト 4 a、 4 bを形成するので、 各電極の面積をより高精度に規 定することが可能となる。 そして、 各電極間の距離を非常に短くして検体供 給路の小型化を図ることができ、 従来では測定不可能であった微量な検体に 基づく測定も可能となる。 また、 電極構造が非常に簡潔な構造となるため、 同一の性能を有するバイオセンサを容易に形成することが可能となる。

(実施の形態 2 )

次に、 本発明の請求の範囲第 1 1項及び請求の範囲第 1 2項に係るバイオ センサ Bについて、 第 2の実施の形態として説明する。

第 3図は、 バイオセンサ Bの斜視図を作成工程順に示した図であり、 第 4 図はバイオセンサ Bの検体供給路を示した図である。

まずバイオセンサ Bの構成について説明する。

2 1はポリエチレンテレフタレート等からなる絶縁性の基板である。 2 2 は基板 2 1の表面全面に形成された、 例えば金やパラジウム等の貴金属や力 一ボン等の電気伝導性物質からなる電気伝導性層である。 2 3 a、 2 3 b、 2 3 c、 2 3 dは電気伝導性層 2 2に設けられた第 1のスリ ッ トである。 2 5、 2 6、 2 7は電気伝導性層 2 2を第 1のスリ ッ ト 2 3 a、 2 3 b、 2 3 c、 2 3 dにより分割することにより形成された電極であり、 測定電極、 対 電極、 および検体が検体供給路内部に確実に吸引されたかを確認するための 電極である検知電極である。 2 4 a、 2 4 bは、 前記電極上の試薬が塗布さ れる位置および面積を規制する第 2のスリッ トである。 2 8は、 測定電極 2 5、 対電極 2 6、 検知電極 2 7を覆うスぺーサである。 2 9はスぺーサ 2 8 の前縁部中央に設けられた検体供給路を形成する長方形の切欠部である。 3 0は検体供給路の入口である。 1 4は測定電極 2 5、 対電極 2 6、 およぴ検 知電極 2 7に酵素を含有する試薬を滴下によって塗布することで形成された 試薬層である。 1 5はスぺーサ 2 8を覆うカバーである。 1 6はカバー 1 5 の中央部に設けられた空気孔である。 次に、このように構成されるバイオセンサ Bの製作方法について説明する。 第 3 (a) 図に示すように、 基板 21の全面に薄膜を形成する方法である スパッタリング法によって、 金やパラジウム等の貴金属薄膜の電気伝導性層 22を形成する。 なお、 電気伝導性層 22は基板 21の表面全面でなく、 電 極を形成するのに必要な部分にのみ形成してもよい。

次に第 3 (b) 図に示すように、 電気伝導性層 22にレーザを用いて第 1 のスリ ッ ト 23 a、 23 b、 23 c、 23 dを形成し、 電気伝導性層 22を 測定電極 25、 対電極 26およぴ検知電極 27に分割する。 また、 レーザを 用いて、 試薬が滴下される位置の周りに、 この位置を囲うようにして円弧形 状の第 2のスリット 24 a、 2 bを電気伝導性層 22に形成する。

なお、 第 1の実施の形態と同様、 第 1のスリ ッ ト 23 a、 23 b、 23 c、 23 dおよび第 2のスリット 24 a、 24 bを有する電気伝導性層 22を形 成するために必要なパターンが予め配置された印刷版やマスキング版などを 用いたスクリーン印刷法やスパッタリング法などで、 基板 21上に電極や第 1のスリ ッ ト 23 a、 23 b、 23 c、 23 dおよぴ第 2のスリ ッ ト 24 a、 24 bを形成してもよいし、 鋭利な先端を有する治具等により、 電気伝導性 層 22の一部分を削ってもよい。

次に、 第 3 (c) 図に示すように例えば血糖値センサの場合は、 酵素であ るグルコースォキシターゼと電子伝達体としてフェリシアン化力リゥム等か らなる試薬を、 測定電極 25、 対電極 26および検知電極 27に滴下して塗 布する。 試薬を塗布する部分は第 2のスリ ッ ト 24 a、 24 bで挟まれた位 置なので、 第 2のスリ ッ ト 24 a、 24 bは試薬を塗布する場所の目印とし て使用できる。 また、 塗布された試薬は、 液体であるため滴下によって塗布 された箇所を中心にして外側に円形に広がっていく力 第 2のスリ ッ ト 24 a、 24 bが防波堤の役目をして試薬層 14の位置および面積を規制し、 第 2のスリット 24 a、 24 bを超えて広がることはない。 そのため、 試薬層 14は所定の面積で所定の位置に形成される。

次に、 測定電極 25、 対電極 26およぴ検知電極 27の電極の上に検体供 給路を形成するための切欠部 29を有するスぺーサ 28を設置する。 検体供 給路は第 4図に示すような状態になっている。

次に、 スぺーサ 2 8の上にカバー 1 5を設置する。 ここで、 スぺーサ 2 8 の切欠部 2 9の一端は、 カバー 1 5に設けられた空気孔 1 6に通じている。 なお、 測定電極 2 5、 対電極 2 6およぴ検知電極 2 7の電極上にスぺーサ 2 8を形成した後に、 測定電極 2 5、 対電極 2 6および検知電極 2 7の切欠 部 2 9から露出している部分に試薬を滴下することにより試薬層 1 4を形成 してもよレ、。

この構成によれば、 検体である試料液として血液を検体供給路の入口 3 0 に供給すると、 空気孔 1 6によって毛細管現象で一定量の検体が検体供給路 内部に吸引され、 対電極 2 6、 測定電極 2 5、 検知電極 2 7上に達する。 電 極上に形成されている試薬層 1 4が、 検体である血液で溶解し、 試薬と検体 中の特定成分との間に酸化還元反応が生じる。 ここで検体供給路内部に正し く検体が満たされていれば、 対電極 2 6と検知電極 2 7との間に電気的変化 が生じる。 これによつて検知電極 2 7まで検体が吸引されていることを確認 する。 なお、 測定電極 2 5と検知電極 2 7との間にも電気的変化が生じるの で、 これによつて検知電極 2 7まで検体が吸引されていることを確認しても 良い。 検知電極 2 7まで検体が吸引されてから、 一定時間、 検体と試薬との 反応を促進させた後、 測定電極 2 5と、 対電極 2 6もしくは対電極 2 6およ ぴ検知電極 2 7の両方の間に一定の電圧を印加する。 血糖値センサなので、 グルコース濃度に比例した電流が発生し、 その値より血糖値を測定すること ができる。

なお、 本実施の形態 2では血糖値センサを例に述べたが、 試薬層 1 4の成 分おょぴ検体を変えることで、 血糖値センサ以外のバイオセンサとして使用 できる。 また、 本実施の形態 2では電極が 3つあるバイオセンサ Bについて 述べたが、 電極の数は 3つでなくともよい。 また、 本実施の形態 2では第 2 のスリット 2 4 a、 2 4 bを円弧形状であることとしたが、 試薬層の位置お よび面積規制ができ、 電極の精度を低下させるものでなければ、 この形状に 限定されるものではない。 例えば、 直線ゃカギ形でもかまわない。

このように、 本実施の形態 2によるバイオセンサ Bによれば、 試料液中に 含まれる基質を定量するためのバイオセンサであって、 絶縁体基板と、 該絶 縁体基板の全面または一部上に形成された電気伝導性層に第 1のスリットを 設けることで作成された複数の電極と、 前記電気伝導性層に設けた、 試薬塗 布位置および面積を規制するための円弧形状の第 2のスリットと、 前記電極 上に配置された、 試料液を前記測定電極に供給する検体供給路を形成するた めの切欠部を有するスぺーザと、 前記検体供給路における前記電極上に設け られた酵素を含有する試薬層と、 前記スぺーサ上に配置された、 前記検体供 給路に通じる空気孔を有するカバーとを備え、 塗布された試薬の広がりを前 記第 2のスリットが規制することとしたので、 試薬層形成のために電極上に 試薬を塗布する場合に試薬が均一に広がり、 位置および面積にばらつきの無 い試薬層が形成され、 検体を測定する場合にばらつきの無い正確な測定がで きるという効果を有する。

(実施の形態 3)

以上説明したバイオセンサ A、 Bの具体的な製造方法についてさらに説明 する。 ここではバイオセンサ A、 Bをまとめてバイオセンサ Xとする。 第 23図は、 バイオセンサ Xのもとになるセンサウェハー Pの表面に設け た電気伝導性層にスリットを形成した状態を示す平面図である。

3102は基板 3101の表面全面に形成された、 カーボンや金属物質等 からなる電気伝導性層である。 3103 a、 3103 b、 3103 c、 31 03 dは電気伝導性層 3102に形成されたスリ ッ トである。 3105、 3 106、 3107は電気伝導性層 3102をスリ ッ ト 3103 a、 3103 b、 3103 c, 3103 dにより分割することにより形成された電極であ り測定電極、 対電極、 および検知電極である。 31 10は、 基板の切断する 位置である切断線である。 そして、 センサウェハ一 Pは、 基板に電気伝導性 層 3102を形成し、 電気伝導性層 3102をスリ ッ ト 3103 a、 310 3 b、 3103 c, 3103 dで分割し複数のバイオセンサ X、 X、 …の電 極である測定電極 3105、 対電極 3106、 検知電極 3107を形成した 状態の基板である。

このように構成されるセンサウェハー Pを用いたバイオセンサ Xの製作に ついて、 図面を参照しつつ説明する。

まず、帯状の基板 3101の表面全面に対して、電気伝導性層 3102を、 薄膜を形成する方法であるスパッタリング法で形成する。

次に、 第 23図に示すように、 基板 3101上に形成された電気伝導性層 3102の各個々のウェハー Qが形成される領域に、 レーザを用いてスリツ ト 3103 a、 .3103 b、 3103 c、 3103 dを形成し、 測定電極 3 105、 対電極 3106および検知電極 3107に電気伝導性層 3102を 分割し、 複数のバイオセンサ Xの電極を並べて形成していき、 センサウェハ 一 Pを作成する。 そしてこのような工程で作成された複数のバイオセンサ X の電極を切断線 31 10で切断し、 切断して得られたバイオセンサ Xの電極 に試薬層、 スぺーサ、 カバー （ここでは図示せず。 ） を積層して、 個々のパ ィォセンサ Xを作成する。

しかし、 このように作成されるバイオセンサ Xにおいては、 前記複数のバ ィォセンサを個々のバイオセンサに切断する場合に切断線 31 10で切断で きずに、 切断線 31 10からずれを生じる場合があり問題であった。 さらに これを説明する。 第 24 (a) 図は正しく切断した場合の電極の状態を示し ている図である。 第 24 (b) 図は切断位置が切断線 31 10から左にずれ た場合の電極の状態を示している図である。 第 24 (c) 図は切断位置が切 断線 31 10から右にずれた場合の電極の状態を示している図である。 個々 のウェハー Qの切断位置によって測定電極 310.5および対電極 3106の 面積は決定されるので、 図示例のように切断位置が切断線 31 10からずれ ると、 測定電極 3105およぴ対電極 3106の面積に変化が生じ、 それぞ れの電極の抵抗値に変化が生じる。 そのため、 電極に流れる電流値が変化し てしまい、 バイオセンサ Xの精度にばらつきが生じてしまうという問題があ つた。

そこで、 このような問題の解消を目的とした、 本発明の請求の範囲第 1 3 項及び請求の範囲第 14項に係るバイオセンサ Cについて、 第 3の実施の形 態として説明する。

第 5図は、 バイオセンサ Cのもとになるセンサウェハー Rの表面に設けた 電気伝導性層にスリットを形成した状態を示した平面図である。 第 6図は、 バイオセンサ Cの個々のウェハー Sを示した図である。 第 7図は、 バイオセ ンサ Cの作成工程を示した斜視図である。 第 8図は、 バイオセンサ Cの電極 の状態を示した平面図である。

まずバイオセンサ Cの構成部材について説明する。

4 1はポリエチレンテレフタレート等からなる絶縁性の基板である。 4 2 は基板 4 1の表面全面に形成された、 例えば金やパラジウム等の貴金属や力 一ボン等の電気伝導性物質からなる電気伝導性層である。 4 3 a、 4 3 b、

4 3 c、 4 3 dは電気伝導性層 4 2に設けられた第 1のスリ ッ トである。 4 5、 4 6、 4 7は電気伝導性層 4 2を第 1のスリ ッ ト 4 3 a、 4 3 b、 4 3 c、 4 3 dにより分割することにより形成された電極であり、 測定電極、 対 電極、 および検体が検体供給内部に確実に吸引されたかを確認するための電 極である検知電極である。 5 0は、基板を切断する位置である切断線である。 4 4 a、 4 4 bは、 電極の面積を規定するための第 3のスリ ッ トである。 4 8は、 測定電極 4 5、 対電極 4 6、 検知電極 4 7を覆うスぺ一サである。 4 9はスぺーサ 4 8の前縁部中央に設けられた検体供給路を形成する長方形の 切欠部である。 5 1は測定電極 4 5、 対電極 4 6、 および検知電極 4 7に酵 素を含有する試薬を塗布することで形成された試薬層である。 5 2はスぺー サ 4 8を覆うカバーである。 5 3はカバー 5 2の中央部に設けられた空気孔 である。 また、センサウェハー Rは、基板 4 1に電気伝導性層 4 2を形成し、 電気伝導性層 4 2を第 1のスリ ッ ト 4 3 a、 4 3 b、 4 3 c , 4 3 dおよび、 第 3のスリ ッ ト 4 4 a、 4 4 bで分割し、 複数のバイオセンサの電極である 測定電極 4 5、 対電極 4 6、 検知電極 4 7を形成した状態の基板である。 ま た、 個々のウェハー Sは、 センサウェハー Rのそれぞれのバイオセンサごと の状態である。

次に、 バイオセンサ Cの製作方法について、 工程順に説明する。

まず、 帯状の基板 4 1の全面に、 スパッタリング法によって金やパラジゥ ム等の貴金属薄膜で、 電気伝導性層 4 2を形成する。

次に、 第 5図に示すように、 基板 4 1上に形成された電気伝導性層 4 2の 各個々のウェハー Sが形成される領域に、 レーザを用いて第 1のスリット 4 3 a、 43 b、 43 c、 43 dを形成し、 電気伝導性層 42を測定電極 45、 対電極 46および検知電極 47に分割する。 さらに、 第 1のスリ ッ ト 43 a の右側に第 3のスリ ッ ト 44 aを、 第 1のスリ ッ ト 43 bの左側に第 3のス リット 44 bを、 切断後のそれぞれのバイオセンサの長辺に平行であり、 測 定電極 45と対電極 46との面積が所定の面積となるような位置に、 レーザ を用いて形成し、 複数の個々のウェハー Sを形成する。 第 6 (a) 図に個々 のウェハー Sの平面図を示す。 また、 第 6 (b) 図に個々のウェハー Sの正 面図を示す。

なお、 第 1のスリット 43 a、 43 b、 43 c、 43 dおよぴ第 3のスリ ット 44 a、 44 bを有する電気伝導性層.42を形成するために、 必要なパ ターンが予め配置された印刷版やマスキング版などを用いたスクリーン印刷 法やスパッタリング法などによって基板 41上に電気伝導性層 42を設けて 第 1のスリ ッ ト 43 a、 43 b、 43 c、 43 dおよび第 3のスリ ッ ト 44 a、 44 bを形成してもよいし、 鋭利な先端を有する治具等により、 電気伝 導性層 42の一部分を削ってもよい。

次に、 第 7図に示すように、 個々のウェハー Sに、 例えば血糖値センサの 場合は、 酵素であるグルコースォキシダーゼと電子伝達体としてフェリシァ ン化カリウム等からなる試薬を、 電極である測定電極 45、 対電極 46、 検 知電極 47に塗布して、 試薬層 5 1を形成する。

次に、 測定電極 45、 対電極 46および検知電極 47の電極の上に検体供 給路を形成するための切欠部 49を有するスぺーサ 48を設置する。

次に、 スぺーサ 48の上にカバー 52を設置する。 スぺーサ 48の切欠部 49の一端は、 カバー 52に設けられた空気孔 53に通じている。

なお、 測定電極 45、 対電極 46および検知電極 47の電極上にスぺーサ 48を形成した後に、 測定電極 45、 対電極 46および検知電極 47の切欠 部 49から露出している部分に試薬を塗布することにより試薬層 5 1を形成 してもよい。

次に、 上述した工程で作成された複数のバイオセンサを切断線 50で切断 して、 個々のバイオセンサを作成する。

ここで、 切断位置が切断線 5 0から左にずれた場合の電極の状態を第 8

( a ) 図に、 切断位置が切断線 5 0から右にずれた場合の電極の状態を第 8

( b ) 図に示している。 右にずれた場合でも左にずれた場合でも、 すでに、 第 1のスリットと第 3のスリットで、 測定電極 4 5および対電極 4 6の面積 は規定されているので、 隣り合うバイオセンサの第 3のスリット 4 4 aおよ び 4 4 bの間で切断しさえすれば、 第 8図に示すように、 測定電極 4 5およ び対電極 4 6の面積は、 第 6 ( a ) 図に示す、 切断線 5 0で切断した場合の 電極の面積と同一である。

なお、 検体の測定においては、 測定電極 4 5の面積や反応に依存するとこ ろが大きいので、 第 3のスリット 4 4 bはなくても、 測定電極 4 5の面積を 規定する第 3のスリット 4 4 aだけでもよレ、。

検体を測定するには、 検体である試料液として血液をスぺーサ 4 8の切欠 '部 4 9で形成された検体供給路に供給すると、 空気孔 5 3によって毛細管現 象で一定量の検体が検体供給路内部に吸引され、対電極 4 6、測定電極 4 5、 検知電極 4 7上に達する。 電極上に形成されている試薬層 5 1が、 検体であ る血液で溶解し、 試薬と検体中の特定成分との間に酸化還元反応が生じる。 ここで検体供給路内部に正しく検体が満たされていれば、 対電極 4 6と検知 電極 4 7との間に電気的変化が生じる。 これによつて検知電極 4 7まで検体 が吸引されていることを確認する。 なお、 測定電極 4 5と検知電極 4 7との 間にも電気的変化が生じるので、 これによつて検知電極 4 7まで検体が吸引 されていることを確認しても良い。検知電極 4 7まで検体が吸引されてから、 一定時間、 検体と試薬との反応を促進させた後、 測定電極 4 5と、 対電極 4 6もしくは対電極 4 6およぴ検知電極 4 7の両方に一定の電圧を印加する。 例えば血糖値センサであれば、 グルコース濃度に比例した電流が発生し、 そ の値より血糖値を測定することができる。

なお、 本実施の形態 3では、 血糖値センサの場合を例にして述べたが、 試 薬層 5 1の成分および検体を変えることで、 血糖値センサ以外のバイオセン サとして使用できる。 また、 本実施の形態 3では電極が 3つあるバイオセン サについて述べたが、 電極の数が 3つ以外の場合であっても電極の面積が第 3のスリ ッ トで規定されるようにすればよレ、。 また、 少なくとも、 測定精度 に大きく影響を及ぼす測定電極の面積が第 3のスリッ卜で規定されるように すればよい。 また、 第 3のスリ ッ トの位置は、 電極の面積が規定できるもの であれば、 この位置に限定されるものではない。 また、 バイオセンサの形状 は、 本実施の形態 3によるバイオセンサの形状以外でもよく、 第 3のスリツ トで電極の面積を規定できればよい。

このように、 本実施の形態 3によるバイオセンサにおいて、 それぞれの電 極の面積は、 バイオセンサの長辺に平行に二本ある第 3のスリットで規定さ れることとしたので、 予め各電極の面積は、 第 3のスリ ッ トによって規定さ れており、 切断位置によって各電極の面積が変化することがなく、 精度にば らつきが出ないという効果を有する。 また、 試料液と反応させる試薬で形成 された試薬層と、 前記試料液を前記電極に供給する検体供給路を形成する切 欠部を有するスぺーザと、 前記スぺーサ上に配置された、 前記検体供給路に 通じる空気孔を有するカバーとを備えたので、 前記試料液が容易に前記検体 供給路に吸引されることが可能であるという効果を有する。 電気伝導性層は 絶縁体基板の全面に形成され、 第 1のスリツトで複数の電極に分割されるこ ととしたので高精度の電極を作成でき、 測定の精度が上がるという効果を有 する。 また、 第 1のスリ ッ トおよび第 3のスリ ッ トをレーザで形成すること としたので、 精度の高い加工ができ、 各電極の面積を高精度に規定すること ができ、 また、 各電極の間隔を狭くできるのでバイオセンサの小型化を図る ことができるという効果を有する。

(実施の形態 4 )

次に、 本発明の請求の範囲第 1 5項及び請求の範囲第 1 6項に係るバイオ センサ Dについて、 第 4の実施の形態として説明する。

第 9図は、 バイオセンサ Dの斜視図を作成工程順に示した図である。 第 1 0図は、 バイオセンサ Dの第 4のスリットの形成例を示した平面図である。 第 2 2図は、 バイオセンサ Dが測定器に挿入されている状態を示した図であ る。 まず、 バイオセンサ Dの構成部材について説明する。

6 1はポリエチレンテレフタレート等からなる絶縁性の基板である。 6 2 は基板 6 1の表面全面に形成された、 例えば金やパラジウム等の貴金属や力 一ボン等の電気伝導性物質からなる電気伝導性層である。 63 a、 6 3 b、 63 c、 6 3 dは電気伝導性層 6 2に設けられた第 1のスリ ッ トである。 6 5、 66および 67は電気伝導性層 62を第 1のスリ ッ ト 6 3 a、 63 b、 63 c、 63 dにより分割することにより形成された電極であり、 それぞれ 測定電極、 対電極および検体が検体供給路内部に確実に吸引されたかを確認 するための電極である検知電極である。 64 a、 64 bおよび 64 cはそれ ぞれ対電極 66、 検知電極 67および測定電極 65を分割する第 4のスリッ トである。 68は、 測定電極 65、 対電極 66、 検知電極 6 7を覆うスぺー サである。 69はスぺーサ 68の前縁部中央に設けられた検体供給路を形成 する長方形の切欠部である。 54は測定電極 65、 対電極 66、 およぴ検知 電極 6 7に酵素を含有する試薬を滴下によって塗布することで形成された試 薬層である。 55はスぺ一サ 68を覆う力パーである。 56はカバー 55の 中央部に設けられた空気孔である。 58、 59および 5 7は、 それぞれの電 極である測定電極 65、 対電極 66および検知電極 67の終端部に設けられ た補正部である。 7 1、 72および 73はそれぞれ測定電極 65、 対電極 6 6およぴ検知電極 6 7のカバー 55から露出した部分のカバー 55の周辺部 にある測定部である。 Dはバイオセンサである。 41 1 5はバイオセンサ D を装着する測定器である。 41 1 6はバイオセンサ Dを挿入するための測定 器 41 1 5の挿入口である。 41 1 7は測定結果を表示する測定器 4 1 1 5 の表示部である。

第 9 (a) 図に示すように、 基板 6 1の全面に薄膜を形成する方法である スパッタリング法によって、 金やパラジウム等の貴金属薄膜の電気伝導性層 62を形成する。 なお、 電気伝導性層 62は基板 6 1の表面全面でなく、 電 極を形成するのに必要な部分にのみ形成してもよい。

次に第 9 (b) 図に示すように、 電気伝導性層 62にレーザを用いて第 1 のスリット 63 a、 63 b、 63 c、 63 dを形成し、 電気伝導性層 62を 測定電極 65、 対電極 66および検知電極 6 7に分割する。 また、 レ一ザを 用いて、 測定電極 65、 対電極 66およぴ検知電極 6 7の電極に第 4のスリ ット 64 a、 64 bおよび 64 cを形成する。 ここで、 第 4のスリ ッ ト 64 a、 64 bおよび 64 cは、 すべての電極である測定電極 65、 対電極 66 およぴ検知電極 67を分割しているが、 第 4のスリ ッ ト 64 a、 64 bおよ び 64 cの設け方は、 例えば、 第 1 0図に示すような 8通りの組合せが考え られる。

第 10 (a) 図は第 4のスリ ッ トを設けない場合である。 第 10 (b) 図 は、対電極 66にのみ第 4のスリット 64 aを設けた場合である。第 10 (c) 図は検知電極 6 7にのみ第 4のスリット 64 bを設けた場合である。 第 1 0 (d) 図は測定電極 65にのみ第 4のスリット 64 cを設けた場合である。 第 10 (e) 図は対電極 66および検知電極 67に第 4のスリ ッ ト 64 aお よび 64 bを設けた場合である。 第 10 (f ) 図は測定電極 65および対電 極 66に第 4のスリ ッ ト 64 cおよび 64 aを設けた場合である。 第 1 0 (g) 図は測定電極 65およぴ検知電極 67に第 4のスリ ッ ト 64 cおよび 64 bを設けた場合である。 第 10 (h) 図は測定電極 65、 対電極 66、 および検知電極 67のすベての電極に第 4のスリット 64 c、 64 aおよび 64 bを設けた場合を示す図である。

これらの第 4のスリット 64 a、 64 bおよび 64 cの組合せで、 測定器 41 1 5に製造ロット毎の出力特性の違いを補正するための補正データの情 報を判別可能とする。 例えば、 第 10 (a) 図の第 4のスリットを設けない 場合は製造ロット番号 「1」 番の出力特性を持つバイオセンサとし、 また、 第 10 (b) 図の対電極 66にのみ第 4のスリ ッ ト 64 aを設けた場合は製 造ロット番号 「2」 番の出力特性を持つバイオセンサとする。

なお、 第 1のスリ ッ ト 63 a、 6 3 b、 63 c、 63 dおよぴ第 4のスリ ット 64 a、 64 b、 6 cを有する電気伝導性層 62を形成するために必 要なパターンが予め配置された印刷版やマスキング版などを用いたスクリー ン印刷法やスパッタリング法などで、 基板 6 1上に電極や第 1のスリット 6 3 a、 63 b、 63 c、 6 3 dおよび第 4のスリ ッ ト 64 a、 64 b、 64 cを形成してもよいし、 鋭利な先端を有する治具等により、 電気伝導性層 6 2の一部分を削ってもよい。 また、 第 4のスリ ッ ト 6 4 a、 6 4 b、 6 4 c は、 バイオセンサ 1 6 4が完成した後に、 その出力特性を調べてから形成し ても良く、 そうすることで、 製造ロット毎の選別が確実に行える。

次に、 第 9 ( c ) 図に示すように、 例えば血糖値センサの場合は、 酵素で あるグルコースォキシターゼと電子伝達体としてフェリシアン化力リゥム等 からなる試薬を、 測定電極 6 5、 対電極 6 6およぴ検知電極 6 7に、 滴下に より塗布する。

次に、 測定電極 6 5、 対電極 6 6およぴ検知電極 6 7の電極の上に検体供 給路を形成するための切欠部 6 9を有するスぺーサ 6 8を設置する。

次に、 スぺーサ 6 8の上にカバー 5 5を設置する。 スぺーサ 6 8の切欠部 6 9の一端は、 力パー 5 5に設けられた空気孔 5 6に通じている。

なお、 測定電極 6 5、 対電極 6 6およぴ検知電極 6 7の電極上にスぺーサ 6 8を形成した後に、 測定電極 6 5、 対電極 6 6および検知電極 6 7の切欠 部 6 9から露出している部分に試薬を滴下することにより試薬層 5 4を形成 してもよい。

バイオセンサで検体を測定する場合は、 まず、 バイオセンサ Dを第 2 2図 に示すように測定器 4 1 1 5の挿入口 4 1 1 6に挿入する。 検体である試料 液として血液を検体供給路の入口に供給すると、 空気孔 5 6によって毛細管 現象で一定量の検体が検体供給路内部に吸引され、 対電極 6 6、 測定電極 6 5、 検知電極 6 7上に達する。 電極上に形成されている試薬層 5 4が、 検体 である血液で溶解し、 試薬と検体中の特定成分との間に酸化還元反応が生じ る。 ここで検体供給路内部に正しく検体が満たされていれば、 対電極 6 6と 検知電極 6 7との間に電気的変化が生じる。 これによつて検知電極 6 7まで 検体が吸引されていることを確認する。 なお、 測定電極 6 5と検知電極 6 7 との間にも電気的変化が生じるので、 これによつて検知電極 6 7まで検体が 吸引されていることを確認しても良い。 検知電極 6 7まで検体が吸引されて から、 一定時間、 検体と試薬との反応を促進させた後、 測定電極 6 5と、 対 電極 6 6もしくは対電極 6 6およぴ検知電極 6 7の両方に一定の電圧を印加 する。 血糖値センサであれば、 グルコース濃度に比例した電流が発生し、 そ の値を測定器 4 1 1 5が測定する。 以上の測定電極 6 5、 対電極 6 6および 検知電極 6 7の各電極での電気的変化を測定部 7 1、 7 2および 7 3より感 知する。

また、 測定器 4 1 1 5は、 バイオセンサ Dの各電極である測定電極 6 5、 対電極 6 6およぴ検知電極 6 7が、 第 4のスリ ッ ト 6 4 c、 6 4 aおよび 6 4 bで分割されているかどうかを調べる。 例えば、 測定部 7 1と補正部 5 7 との間の電気的な導通を調べれば、 第 4のスリット 6 4 cが形成されている のかどうかがわかる。 同様に測定部 7 2と補正部 5 8との間の電気的な導通 を調べれば第 4のスリ ッ ト 6 4 aが形成されているのかどうかが、 測定部 7 3と補正部 5 9との間の電気的な導通を調べれば第 4のスリット 6 4 bが形 成されているかどうかがわかる。 例えば、 第 4のスリットがどの電極にも形 成されていない場合は、 製造ロット番号 「1」 のバイオセンサである、 第 1 0 ( a ) 図に示す状態なので、 測定器 4 1 1 5は、 予め記憶している製造口 ット番号 「1」 の出力特性に対応する補正データと前記測定した電流値とか ら血糖値を求めて、 該血糖値を表示部 4 1 1 7に表示する。 同様に対電極 6 6にのみ第 4のスリット 6 4 aが形成されていれば、 製造ロット番号 「2」 の出力特性に対応する補正データと前記測定した電流値とから血糖値をもと めて、 該血糖値を表示部 4 1 1 7に表示する。

なお、 本実施の形態 4では、 血糖値センサを例に述べたが、 試薬層 5 4の 成分および検体を変えることで、 血糖値センサ以外のバイオセンサとして、 例えば、乳酸センサゃコレステロールセンサ等に使用できる。その場合にも、 第 4のスリットの位置によって乳酸センサゃコレステロールセンサの出力特 性に対応する補正データの情報を測定器が判別可能であるようにしておけば、 測定器 4 1 1 5は予め記憶している乳酸センサやコレステロールセンサの出 力特性に対応する補正データと電流値とから測定値をもとめて表示部 4 1 1 7に表示する。

なお、本実施の形態 4では電極が 3つあるバイオセンサについて述べたが、 電極の数はそれ以外の場合でもかまわない。 また、 第 4のスリットは、 一つ の電極上に複数本設けてもよい。

このように、 本実施の形態 4によるバイオセンサ Dにおいて、 それぞれの 電極を分割する第 4のスリットがどの電極上に形成されているかで、 どの製 造口ットのバイオセンサかを判別可能であることとしたので、 測定器にバイ ォセンサを挿入することでどの補正データが必要なのかを測定器が判断でき るので、 操作者が補正チップ等を用いて補正データを入力する必要がなく、 煩わしさがなくなり、 操作ミスを防ぐことができるという効果を有する。 ま た、 試料液と反応させる試薬で形成された試薬層と、 前記試料液を前記電極 に供給する検体供給路を形成する切欠部を有するスぺーサと、 前記スぺーサ 上に配置された、 前記検体供給路に通じる空気孔を有するカバーとを備えた ので、 前記試料液が容易に前記検体供給路に吸引されることが可能であると いう効果を有する。 また、 電気伝導性層は絶縁体基板の全面に形成され、 第 1のスリツトで複数の電極に分割されることとしたので高精度の電極を作製 でき、 測定の精度が上がるという効果を有する。 また、 第 1のスリットおよ び第 4のスリットをレーザで形成することとしたので、 精度の高い加工がで き、 各電極の面積を高精度に規定することができ、 また、 各電極の間隔を狭 くできるのでバイオセンサの小型化を図ることができるという効果を有する。 なお、ここまでに説明した第 1〜第 4の実施の形態に係るパイォセンサ A、 B、 C、 Dにおいて、 本発明の請求の範囲第 1 6項ないし請求の範囲第 1 8 項に記載したように、 電気伝導性層に設けられる各スリットをレーザで加工 すること、 また各スリットの幅が 0 . 0 0 5 mrr！〜 0 . 3 mmであること、 さらに各スリットの深さが、 電気伝導性層の厚み以上であること、 がより望 ましい実施の形態である。

また、 本発明の請求の範囲第 1 9項ないし請求の範囲第 2 1項に記載した ように、 バイオセンサ A、 B、 C、 Dに備えられる試薬層が、 酵素、 電子伝 達体、 又は水溶性高分子を含んでいることが好適である。

さらに、本発明の請求の範囲第 2 2項に記載したように、バイオセンサ A、 B、 C、 Dに用いられる絶縁性基板を樹脂材ょりなるものとすることが、 望 ましい実施の形態である。 (実施の形態 5 )

次に、 本発明の請求の範囲第 2 3項から請求の範囲第 3 5項に記載の薄膜 電極形成方法について、 第 5の実施の形態として、 図面を参照しつつ説明す る。 尚、 本実施の形態 5にて説明する薄膜電極方法を、 上述の第 1〜第 4の 実施の形態に係るバイオセンサ A、 B、 C、 Dの電極部を形成する時に適用 すれば、 本発明の請求の範囲第 3 6項に記載のようなバイオセンサを得るこ とが出来る。

第 1 1図は、 本実施の形態に係る薄膜電極形成方法を実施することにより 形成される薄膜電極と、 その上に反応試薬層が展開された状態を示したバイ ォセンサの概略図である。 このバイオセンサが第 2 5図に示した従来のバイ ォセンサの構成と最も大きく異なるところは、 ポリエチレンテレフタレート やポリカーボネート等の絶縁性樹脂基板 8 1の表面に、 基板 8 1と電極層 8 2、 及び電極層 8 2と反応試薬層 8 3との密着性向上を実現する為の粗面化 処理が施されている点である。 そして電極層 8 2を構成する材料が貴金属も しくは炭素からなる単体材料である、 また電極層 8 2の厚みが 3〜1 0 0 n mに制御されている点も異なっている。

以下に、 基板 8 1表面の粗面化処理の具体的方法を示す。 なお基板 8 1の 材料として好適なものは、ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、 ポリブチレンテレフタレート、 ポリアミ ド、 ポリ塩化ビュル、 ポリ塩化ビニ リデン、 ポリイミ ド、 ナイロン等があげられる。

まず基板 8 1を真空槽内に設置した後、 一定の真空度 （l X l O ^ X 1 0 _ ³パスカルの範囲であれば良い。 ） まで真空排気する。 その後、 真空槽 内に不活性ガスを充填し （充填後の真空度は 0 . 1〜1 0パスカル程度の範 囲になる。 ） 、 0 . 0 1〜5 K V程度の高周波電圧を印加すると、 不活性ガ スが励起されイオン化し、 基板 8 1表面にたたきつけられる。 このイオンは 高い運動エネルギーを有しており、 ごく短時間 （0 . 1〜1 0秒程度。 ） の 高周波電圧印加で十分な表面粗面化の効果が得られる。 また、 前記高周波電 圧印加以外にも直流電圧印加等でも同様の表面粗面化効果が得られる。

尚、 不活性ガスとしてはアルゴン、 ネオン、 ヘリウム、 クリプトン、 キセ ノンの希ガスの他にも窒素を用いることが出来る。 また、 酸素に代表される 様な活性 （反応性） ガスを用いた場合であっても基板 8 1表面を粗面化する ことは可能であるが、 この場合であれば基板 8 1表面に酸化被膜が形成され てしまい、 その結果電極特性並びにセンサ応答特性に悪影響を及ぼす可能性 がある為、 あまり望ましくない。

次に、 粗面化処理が施された基板 8 1表面に、 導電性物質からなる薄膜電 極層を形成する方法を説明する。

基板 8 1表面の粗面化処理と同様に一定の真空度（1 X 1 0 - ¹〜 3 X 1 0 一³パスカルの範囲であれば良い。 ） まで真空排気する。 その後、 真空槽内に 不活性ガスを充填し （充填後の真空度は 0 . 1〜 1 0パスカル程度の範囲に なる。 ） 、 0 . 0 1〜5 K V程度の高周波電圧を印加することで、 不活性ガ スが励起されイオン化される。 このイオン化された気体ガスを導電性材料か らなるターゲット板に衝突させることで、 導電性物質の原子をたたき出し、 その原子を基板 8 1上に成膜させることで薄膜電極層が形成される。 また、 真空排気を行った後、 導電性物質を加熱し蒸発させ、 その上記を基板 8 1上 へ成膜させることでも薄膜電極層を形成することが可能である。 前述の代表 的な工法はスパッタリング蒸着であり、 後者の代表的なものとしては真空蒸 着が挙げられる。

ここでターゲット板を形成する導電性材料の材料としては、 パラジウム、 白金、 金、 ルテニウム等の貴金属や炭素等があげられ、 これらの単体材料を 電極素材として用いることで、 製造条件に左右され難く、 材料ロット間差の 少ない、 安定した電極の量産製造が可能となる。

また、 基板表面粗面化処理工程と薄膜電極形成工程とを独立した空間で非 連続的に行うことも可能であるが、 第 1 2図に示すように、 基板 8 1表面を 粗面化する工程と薄膜電極を形成する工程とを同一空間内で連続的に行うこ とで製造工数の削減並びに生産タクトの向上による生産性の向上、 それに伴 うバイオセンサの低コスト化が実現できる。 尚、 第 1 2図は本実施の形態 5 における薄膜電極の製作工程を示す概略構成図であって、図中 8 4は真空槽、 8 5は基板送り出しロール、 8 6は基板卷き取りロール、 8 7は粗面化処理 用電極、 8 8は冷却ローラ、 8 9は陰極 ターゲット、 そして 9 0はガス導 入口、 である。

このように、 2つの工程を同一空間内で連続的に行う場合には、 真空蒸着 を行うことは困難であり、 高周波スパッタリング蒸着、 バイアススパッタリ ング蒸着、 非対称交流スパッタリング蒸着及びイオンプレーティング等を行 うことが有効である。

また、 電極素の厚みを限りなく薄くすることで、 製造コストの低減が可能 になることは言うまでもないが、 基板の粗面を電極層表面の粗面としてにそ のまま反映させることで、 電極層 8 2と酵素や電子伝達体等からなる反応試 薬層 8 3との密着性が飛躍的に向上するという効果も得られる。 ここで基板 8 1表面の粗面を電極層表面の粗面として反映するためには、 電極層の厚み は 1 0 0 n m以下であることが必要であり、 さらに高性能な薄膜電極並びに バイオセンサを提供するには電極層の厚みが 3〜 5 0 n mであることが望ま しい。

ここで、 上述した第 5の実施の形態に係る薄膜電極形成方法に関し、 具体 的な実験例を参照しつつさらに説明する。

ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性の基板 8 1上に、 1 3 . 5 6 MH zの周波数を有する高周波電圧を 1 0 0 Wの出力で一定時間印加し粗面 化処理を施した後、 前記粗面化された基板上に前記同様の条件下にてパラジ ゥムを約 1 0 n mの厚みで形成した貴金属薄膜電極を形成した。

第 1 8図は、 高周波電圧の印加時間が 0〜 6 0秒間 （0秒は粗面化処理を 施していない状態。 ） による粗面化処理による基板表面の濡れ指数 （表面張 力） の変化と電極層と基板との密着性を示したものであり、 5秒以上の印加 により基板表面の粗面化が実現され表面濡れ性の向上並びに電極層と基板と の密着性が高まったことを示すものである。 尚、 本実施例は高周波電圧 1 0 0 Wでの結果であり、 高周波電圧の増加により更なる処理時間の短縮が可能 である。

尚、ここでの密着性評価は J I S 5 6 0 0— 5 _ 1 0 (塗料一般試験方法： 塗膜の機械的性質：耐摩耗性） に準じて実施し、 図中密着性の数値はパラジ ゥム薄膜が摩滅し基板表面が剥き出しの状態になった時点迄のス トローク往 復回数で表しており、 数値が大きいほど密着性が高いことを示す。

また、 第 1 9図にはパラジウム薄膜の厚みと電極表面の濡れ指数 （表面張 ' 力） との関係を示したものである。 尚、 ここでは、 基板表面の粗面化処理条 件が高周波電圧 100W、 印加時間 5秒、 また、 パラジウム層の厚みを 5〜 1000 nmの範囲で任意に調整したものを用いた。 第 1 9図から明らかな ようにパラジウム層の厚みが 3〜 50 nm範囲では粗面化処理が施された基 板表面の濡れ指数 54 d y nZc mをそのまま維持しており、 100 nmを 超えると濡れ指数は 48 d y n/c mまで低下し、 以降その数値にて安定す る。 これは、 l O O nmの厚みまでは、 基板表面の粗面が電極表面の粗面を 反映することを示し、 100 nmを超えると電極材料自体 （本実施例の場合 はパラジウム） の濡れ性を反映することを示すものである。

次に、 前記条件下で形成されたパラジウム層の厚みが 1 O nmの薄膜電極 上に、 水溶性高分子であるカルボキシメチルセルロース、 酵素であるダルコ ースォキシダーゼ （GOD) 及び電子伝達体であるフェリシアン化カリウム を含む反応試薬層を形成した後、 スぺーサ及ぴカバーを展開した第 1図の様 な血糖値測定用のバイオセンサを製作した。

第 20図は血中グルコース濃度 40〜600mg/d 1におけるセンサ感 度を比較したものである。 ここで言うセンサ感度とは、 血液を毛細管内に吸 引させた後、 約 25秒間反応試薬と血液中のグルコースとの反応を促進させ た後、 作用極と対極端子間に一定の電圧を印加し、 その 5秒後に得られた電 流値である。 尚、従来センサと本実施例センサとでは電極材料が異なるため、 印加電圧は従来のカーボンペース ト電極で 0. 5V、 本実施例のパラジウム 薄膜電極では 0. 2Vとした。

また即定数は各々の濃度域でそれぞれ n= 10とした。 第 20図から明ら かなように電極表面への研磨処理や熱処理などを施していない本実施例のセ ンサ感度は、 従来、 センサ感度を高めるために必要とされていた研磨処理や 熱処理等が施されたセンサに対して同等以上の感度を有することが確認され た。 (表 1 ) には前記 1 0回測定時の繰り返し精度 （C V値） を比較したもの であり、 この表に示された結果より、 従来センサが研磨処理バラツキ等によ る C V値の悪化が顕著に認められているのに対し、 本実施例センサにおいて は、 センサ個々のバラツキが軽減された優れた精度を有することが確認され た。

(表 1 )

(実施の形態 6 )

以上説明した実施の形態 5に係る薄膜電極形成方法を用いて電気伝導性層 を形成したバイオセンサ A、 B、 C、 Dを用いた、 本発明の請求の範囲第 3 8項に記載の基質を定量する定量方法、 及ぴ本発明の請求の範囲第 4 1項に 記載の基質を定量する定量装置について、 以下に説明する。 なお、 以下の説 明において用いるバイオセンサは、 実施の形態 1に記載のバイオセンサ Aを 用いたものとするが、 用いるバイオセンサはこれに限定されないことを予め 断つ—しお \ o

第 1 3図はバイオセンサを用いた定量方法に用いる、 バイオセンサ及び定 量装置の構成を示した図である。 図において、 第 1図と同一符号は同一又は 相当部分である。

バイオセンサ Aは定量装置 M lに接続された状態で使用され、 バイオセン サ Aに供給された検体から基質の含有量を定量装置 M 1で測定するシステム である。

定量装置 Mlにおいて、 115 a、 1 15 b、 1 15 cはバイオセンサ A の測定電極 5、 検知電極 7、 対電極 6のそれぞれに接続されるコネクタ、 1 16 aはコネクタ 1 15 cとグランド （定電位を意味し、 必ずしも 「0」 で なくてもよい。 以下本明細書において同様である。 ） 間に設けられたスイツ チ、 1 18 aはコネクタ 1 15 aに接続され、 測定電極 6とその他の電極間 に流れる電流を電圧に変換して出力する電流 Z電圧変換回路、 1 19 aは電 流 電圧変換回路 1 18 aに接続され、 電流 Z電圧変換回路 118 aからの 電圧値をパルスに変換する AZD変換回路、 120はスィッチ 1 16 aのォ ン ·オフを制御したり、 A/D変換回路 1 19 aからのパルスに基づいて検 体の基質の含有量を算出する CP U、 121は CPU20により算出された 測定値を表示する LCD (液晶表示器） である。

以下、 本発明の実施の形態 6によるバイオセンサを用いた定量方法により 検体の基質の含有量を測定する際のバイオセンサ A及ぴ定量装置 Mlの動作 について説明する。

まず、 定量装置 Mlのコネクタ 1 15 a〜 1 15 cにバイオセンサ Aを接 続すると、 CPU120制御によりスィッチ 1 16 aがオフとなり、 対電極 6、 グランド間は非接続状態となり、 測定電極 5と検知電極 7との間に一定 の電圧が印加される。 測定電極 5と検知電極 7との間に生じた電流は電流 Z 電圧変換回路 1 18 aで電圧に変換され、 さらにその電圧は AZD変換回路 1 19 aでパルスに変換されて C PU 120に出力される。

次に、 検体をバイオセンサ Aの検体供給路の入口 9 aに供給すると、 検体 が検体供給路内部に吸引され、 対電極 6、 測定電極 5上を通り、 検知電極 7 上に達する。 この時、 試薬層 12が溶解し酸化還元反応が生じ、 測定電極 5 と検知電極 7との間に電気的変化が生じる。 CPU120は、 A/D変換回 路 119 aから入力されるパルスの変化により測定電極 5、 検知電極 7間に 電気的変化が生じたこと、 即ち、 バイオセンサ Aの検体供給路に測定可能量 の検体が供給されたことを検知した時点で、 定量動作を開始する。

次に、 CPU 120はスィツチ 1 16 aをオンにし、 対電極 6をグランド に接続させ、 その後一定時間、 電流ノ電圧変換回路 1 1 8 aが電圧を供給し ないように制御し、 電極部上に形成された試薬層 1 2と検体との反応を進行 させる。 一定時間経過後約 5秒間、 電流ノ電圧変換回路 1 1 8 aにより測定 電極 5と対電極 6及ぴ検知電極 7との間に一定の電圧が印加される。

この時、 測定電極 5と対電極 6及び検知電極 7との間に検体内の基質濃度 に比例した電流が生じる。 この電流は電流/電圧変換回路 1 1 8 aによって 電圧に変換され、 その電圧値は AZD変換回路 1 1 9 aによりパルスに変換 され、 C P U 1 2 0に出力される。 C P U 1 2 0はそのパルス数をカウント して応答値を算出し、 その結果を L C D 1 2 1に表示する。

尚、 ここでは、 検知電極 6は常にグランドに接続されているが、 第 1 4図 に示すように検知電極 7とグランド間にスィツチ 1 1 6 bを設け、 検知電極 7、 とグランドの間の接続のオン、 オフを制御するような構成とした定量装 置 M 2としてもよレ、。 このように構成された定量装置 M 2のコネクタ 1 1 5 a〜l 1 5 cにバイオセンサ Aを接続すると、 C P U 1 2 0制御によりスィ ツチ 1 1 6 aがオフになり、 対電極 6、 ダランド間が非接続状態となり、 ス イッチ 1 1 6 bがオンになり、 測定電極 5、 検知電極 7間に一定の電圧が印 加される。 以降、 バイオセンサ Aによる検体吸引開始後、 定量装置 M 2の定 量動作が終了するまでスィツチ 1 1 6 bはオンの状態であり、 定量動作は上 述した定量装置 M lの動作と同じである。

次に、 試料液の基質の含有量を測定するために好適なバイオセンサの各電 極面積について説明する。

第 1 5図は本発明の実施の形態 1によるバイオセンサ Aの検体供給路の拡 大図である。 このバイオセンサ Aの検体供給路における対電極 6、 測定電極 5及び検知電極 7の面積は、 電極間の電子伝達反応が律速になるのを防止す るために、 一般的には対電極 6の面積を測定電極 5の面積と同等以上とする のが好ましい。

そして本発明の実施の形態 6では、 測定時にバイォセンサ Aの検知電極 7 を対電極として併用するので、 対電極 6及び検知電極 7の面積の合計を測定 電極 5の面積以上にすれば、 各電極間の電子伝達反応が律速になるのを回避 することができる。 例えば、 対電極 6と測定電極 5とを同等の面積にし、 検 知電極 7の面積を対電極 6の面積の数割とすることにより、 測定電極 5の面 積以上の対電極 6及び検知電極 7の面積を確保することができる。 また、 測 定電極 5と対電極 6及び検知電極 7との間の電子伝達反応がより均一に行わ れるようにするためには、 第 1 5図に示すように、 測定電極 5と隣接する対 電極 6及ぴ検知電極 7の各面積が同等であることが望ましい。

以上のように、 本発明の実施の形態 6による、 バイオセンサ Aを用いた定 量方法によれば、 バイオセンサ Aの検体供給路に検体が吸引され、 検知電極 7と測定電極 5との間に電気的変化が生じた場合、 定量装置 M l、 定量装置 M 2いずれであっても、その電気的変化を検知し、定量動作を開始するので、 従来のようにバイオセンサ Aに供給された検体の量が不足しているのにも関 わらず、 定量装置 M l、 M 2が作動して定量動作を開始してしまい、 その結 果、 誤った測定値を表示する、 等の誤作動を防止することが可能となる。 さらに、 本発明では、 定量可能なだけの量の検体がバイオセンサ Aに供給 された場合は、 定量開始後、 検知電極 7を対電極として併用するので、 対電 極 6及ぴ検知電極 7の面積の合計を少なくとも測定電極 5の面積と同等とす れば、 電極間の電子伝達反応が律速になるのを防止し、 スムーズに反応を進 行させることが可能となる。 同時に、 検体供給路の容量の小型化にもつなが り、 従来では不可能であった微量な検体に基づく定量分析を正確に行うこと が可能となる。 しかも、 検知電極 7と対電極 6の面積を同等にした場合は、 電極間の電子伝達反応が均一に行われ、より良好な応答が得ることができる。

(実施の形態 7 )

次に、 実施の形態 5で説明した薄膜電極形成方法を用いて電気伝導性層を 形成したバイオセンサ A〜Dを用いた定量方法であって、 上述の第 6の実施 の形態とは異なる、 本発明の請求の範囲第 4 0項に記載の基質を定量する定 量方法、 及び本発明の請求の範囲第 4 2項ないし請求の範囲第 4 4項に記載 の基質を定量する定量装置について、 以下に説明する。 なお、 以下の説明に おいて用いるバイオセンサは、 やはり実施の形態 1に記載のバイオセンサ A を用いたものとする。 第 16図は本発明の実施の形態 7による、 バイオセンサを用いた定量方法 に用いる、 バイオセンサ A及び定量装置の構成を示した図である。 図におい て、 第 13図と同一符号は同一又は相当部分である。

定量装置 M 3において、 115 a、 1 15 b、 1 15 cはバイオセンサ A の測定電極 5、 検知電極 7、 対電極 6のそれぞれに接続されるコネクタ、 1 16 cは一端はコネクタ 1 15 bに接続されており、 他端は後段の電流 Z電 圧変換回路 1 18 bとグランドとで接続を切り替えることが可能な切り替え スィツチ、 1 18 aはコネクタ 1 15 aに接続され、 測定電極 6とその他の 電極間に流れる電流を電圧に変換して出力する電流 /電圧変換回路、 1 18 bは切り替えスィッチ 1 16 cを介してコネクタ 1 15 bに接続され、 検知 電極 7とその他の電極間に流れる電流を電圧に変換して出力する電流 電圧 変換回路、 1 19 a、 1 19 bは電流 Z電圧変換回路 1 18 a、 1 18 bに それぞれ接続され、 電流 電圧変換回路 1 18 a、 1 18 bからの電圧値を パルスに変換する AZD変換回路、 120は切り替えスィッチ 1 16 cを制 御したり、 AZD変換回路 119 a、 1 19 bからのパルスに基づいて検体 の基質の含有量を算出する CPU、 121は CPU 120により算出された 測定値を表示する LCDである。

以下、 本発明の実施の形態 7による、 バイオセンサ Aを用いた定量方法に より検体の基質の含有量を測定する際のバイオセンサ A、 及び定量装置 M3 の動作について説明する。

まず、 定量装置 M 3のコネクタ 1 15 a〜 1 1 5 cにバイオセンサ Aを接 続すると、 CPU120制御により切り替えスィッチ 1 16 cが電流/電圧 変換回路 1 18 bに接続され、 対電極 6、 測定電極 5間、 及び対電極 6、 検 知電極 7間に一定の電圧が印加される。 対電極 6、 測定電極 5間、 及び対電 極 6、 検知電極 7間に生じた電流はそれぞれ電流/電圧変換回路 1 18 a、 1 18 bで電圧に変換され、 さらに A/D変換回路 1 19 a、 1 1 9 bによ りパルスに変換される。

次に、 検体をバイオセンサ Aの検体供給路の入口 9 aに供給すると、 検体 が検体供給路内部に吸引され、 対電極 6、 測定電極 5上を通り、 検知電極 7 上に達する。 この時、 検体により試薬層 1 2が溶解し酸化還元反応が生じ、 対電極 6、 測定電極 5間、 及び対電極 6、 検知電極 7間に電気的変化が生じ る。

C PU 1 20は、 AZD変換回路 1 1 9 a、 1 1 9 bから入力されるパル スから、 対電極 6、 測定電極 5間、 及ぴ対電極 6、 検知電極 7間に電気的変 化が生じたことを検知し、 バイォセンサ Aの検体供給路に定量可能な量の検 体が供給されたことを確認する。

次に、 C PU 1 20は切り替えスィツチ 1 1 6 cをグランドに接続させ、 一定時間電流 電圧変換回路 1 1 8 aが電圧を供給しないように制御し、 各 電極上に形成された試薬層 1 1 2と検体との反応を進行させる。

一定時間経過後約 5秒間、 電流 電圧変換回路 1 1 8 aにより測定電極 5 と対電極 6及び検知電極 7との間に一定の電圧が印加され、 その応答電流に 基づき、 C PU 1 2 0は応答値を算出し、 その結果を LCD 1 2 1に表示す る。

しかし、 検体の検体供給路への供給により、 対電極 6と測定電極 5との間 に電流が発生しても、 その後一定時間対電極 6と検知電極 7との間に電流が 発生しない場合は、 C PU 1 2 0は検体量不足と判断し、 L CD 1 2 1にそ の旨を表示する。 また、 ー且 LCD 1 2 1において検体量不足であることを 表示した後に検体が検体供給路に補給されても、 CPU 1 2 0は定量動作を 開始しない。

以上のように、 本発明の実施の形態 7による、 バイオセンサを用いた定量 方法によれば、 バイオセンサ Aの検体供給路に検体が吸引され、 対電極 6、 測定電極 5間に電気的変化が生じ、 対電極 6、 検知電極 7間に電気的変化が 生じなかった場合は、 定量装置 M 3は検体量不足である旨を LCD 1 2 1に 表示して利用者に知らせるので、 測定を行う際の利便性及び安全性の向上を 図ることが可能となる。

(実施の形態 8)

次に、 実施の形態 5で説明した薄膜電極形成方法を用いて電気伝導性層を 形成したバイオセンサ A〜Dを用いた定量方法であって、 上述の第 6、 第 7 の実施の形態とは異なる、 本発明の請求の範囲第 39項または請求の範囲第 40項に記載の基質を定量する定量方法、 及び本発明の請求の範囲第 42項 ないし請求の範囲第 44項に記載の基質を定量する定量装置について、 以下 に説明する。 なお、 以下の説明において用いるバイオセンサは、 やはり実施 の形態 1に記載のバイオセンサ Aを用いたものとする。

第 1 7図は本発明の実施の形態 8による、 バイオセンサを用いた定量方法 に用いる、 バイオセンサ A及び定量装置の構成を示した図である。 図におい て、 第 16図と同一符号は同一又は相当部分である。

本実施の形態 8での定量装置 M 4の構成は基本的には実施の形態 7と同じ であるが、 定量装置 M 4のコネクタ 115 aと電流 電圧変換回路 1 18 a との間に切り替えスィッチ 1 16 dを追加し、 測定電極 5の接続を電流 電 圧変換回路 1 18 aとグランドとで切り替えることが可能な構成にしている。 以下、 本発明の実施の形態 8によるバイオセンサを用いた定量方法により 検体の基質の含有量を定量する際のバイオセンサ、 及び定量装置の動作につ いて第 17図を用いて説明する。

まず、 定量装置 M 4のコネクタ 1 15 a〜 115 cにバイオセンサ Aを接 続すると、 CPU 1 20制御により切り替えスィッチ 1 16 d、 1 16 cが それぞれ電流ノ電圧変換回路 1 18 a、 1 18 bに接続され、 対電極 6と測 定電極 5との間、測定電極 5と検知電極 7との間に一定の電圧が印加される。 対電極 6、 測定電極 5間、 及び測定電極 5、 検知電極 7間に生じた電流は電 流 Z電圧変換回路 1 18 a、 118 bで電圧に変換され、 さらに AZD変換 回路 1 19 a、 1 1 9 bによりパルスに変換される。

次に、 検体をバイオセンサ Aの検体供給路の入口 9 aに供給すると、 検体 供給路内部に吸引され測定電極 5上を覆った際に、 対電極 6と測定電極 5と の間に電気的変化が生じる。 CPU120は、 この電気的変化を AZD変換 回路 1 19 aから入力されるパルスから検知し、 切り替えスィツチ 1 16 d をグランドに接続する。

次に、 検体が検知電極 7上に達すると、 測定電極 5と検知電極 7間に電気 的変化が生じる。 CPU1 20は、 この電気的変化を AZD変換回路 1 1 9 bから入力されるパルスから検知して検体が検体供給路に十分供給されたこ とを確認する。

次に、 C PU 120は、 切り替えスィツチ 1 16 dを電流 電圧変換回路 1 18 aに接続し、 切り替えスィツチ 1 16 cをグランドに接続させ、 一定 時間電流/電圧変換回路 1 18 aが電圧を供給しないように制御し、 各電極 上に形成された試薬層 12と検体との反応を進行させる。

一定時間経過後約 5秒間、 電流 Z電圧変換回路 1 18 aにより測定電極 5 と対電極 6及び検知電極 7との間に一定の電圧が印加され、 その応答電流に 基づき CPU 120は検体の基質の含有量を算出し、 その測定値を LCD 1 21に表示する。

しかし、 検体の検体供給路への供給により、 対電極 6と測定電極 5との間 に電流が発生しても、 その後一定時間測定電極 5と検知電極 7との間に電流 が発生しない場合は、 C PU 120は検体量が不足していると判断し、 LC D 121にその旨を表示する。 なお、 一旦 LCD 121において検体量不足 を表示した後に検体が検体供給路に補給されても、 CPU120は定量動作 を開始しない。

以上のように、 本発明の実施の形態 8によるバイオセンサを用いた定量方 法によれば、 バイオセンサ Aの検体供給路に検体が吸引され、 対電極 6、 測 定電極 5間に電気的変化が生じ、 測定電極 5、 検知電極 7間に電気的変化が 生じなかった場合は、 定量装置 M 4は検体量不足である旨を LCD 121に 表示して利用者に知らせるので、 測定を行う際の利便性及び安全性の向上を 図ることが可能となる。

以上説明した第 6〜第 8の実施の形態において、 バイォセンサは酵素セン サであるものとして説明をしたが、 試薬の種類として酵素以外にも、 抗体、 微生物、 DNA、 RN Aなどを利用するバイオセンサであっても、 同様なも のとすることが出来る。 産業上の利用可能性

以上のように本発明に係るバイオセンサであれば簡潔な工法で形成するこ とが可能であり、 かつ、 測定精度の良好なバイオセンサや、 及ぴ試薬液組成 に関係なく電極上に均一に試薬層が配置され性能が均一であるバイオセンサ、 そして基板を切断するときに電極の面積に影響を与えず性能を一定に保てる バイォセンサ、 さらに補正チップを挿入することなくバイオセンサを揷入す るだけで製造口ット毎の補正データの判別が可能であるバイオセンサが得ら れ、 さらに本発明に係る薄膜電極形成方法であれば上記のバイオセンサの電 気伝導性層を形成するのに好適であり、 さらに本発明に係る定量方法及ぴ定 量装置であれば、 微量検体の検査に対して極めて有用なものとなる。

Claims

請 求 の 範 囲

1 . 試料液に含まれる基質を定量する為のバイオセンサであって、 前記バイオセンサは、

第 1絶縁性基板及び第 2絶縁性基板と、

少なくとも測定電極と、 対電極とを備えた電極部と、

前記電極部に前記試料液を導入する検体供給路と、

前記試料液中に含まれる基質を定量する為に用いる試薬層と、

を備えており、

前記電極部と、 前記検体供給路と、 前記試薬層と、 が前記第 1絶縁性基板 と前記第 2絶縁性基板との間に存在しており、

前記電極部上に前記検体供給路が、 また前記検体供給路における前記電極 部上に試薬層が、 それぞれ設けられており、

前記電極部が、 前記第 1絶縁性基板又は前記第 2絶縁性基板のどちらか一 方もしくは両方の、 内面上の全面又は一部、 に形成された電気伝導性層に、 第 1スリ ツトを設けることで分割形成されていること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

2 . 請求の範囲第 1項に記載のバイォセンサにおいて、

前記電極部は、 さらに検知電極を備えていること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

3 . 請求の範囲第 2項に記載のバイォセンサにおいて、

前記第 2絶縁性基板内面上の全面又は一部に前記対電極が設けられており 前記第 1絶縁性基板内面上の全面又は一部に前記測定電極と前記検知電極 とが設けられており、

前記第 1絶縁性基板内面上に設けられた前記測定電極と前記検知電極とは 、 前記電気伝導性層に前記第 1スリットを設けることで分割形成されている こと、

を特徴とする、 バイオセンサ。

4 . 請求の範囲第 1項又は請求の範囲第 2項に記載のバイォセンサにおい て、

前記第 1絶縁性基板のみの内面上の全面又は一部に前記電極部が設けられ ており、

前記第 1絶縁性基板内面上に設けられた前記電極部は、 前記電気伝導性層 に前記第 1スリットを設けることで分割形成されていること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

5 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 4項の何れか 1項に記載のパイ ォセンサにおいて、

前記対電極の面積は、 前記測定電極の面積と同じ、 もしくはそれ以上であ ること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

6 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 4項の何れか 1項に記載のバイ ォセンサにおいて、

前記対電極の面積と前記検知電極の面積との合計は、 前記測定電極の面積 と同じ、 もしくはそれ以上であること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

7 . 請求の範囲第 6項に記載のバイォセンサにおいて、

前記バイオセンサの前記検体供給路における前記検知電極の面積は、 前記 対電極の面積と同じであること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

8 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 7項の何れか 1項に記載のバイ ォセンサにおいて、

前記検体供給路を形成する切欠部を有し、 かつ前記電極部上に配置される スぺーサを備え、

前記スぺーサ上に前記第 2絶縁性基板が配置されること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

9 . 請求の範囲第 8項に記載のバイォセンサにおいて、

前記スぺーサと前記第 2絶縁性基板とがー体であること、 を特徴とする、 バイオセンサ。

1 0 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 9項の何れか 1項に記載のバ ィォセンサにおいて、

前記検体供給路に通じる空気孔が形成されていること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

1 1 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 1 0項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記試薬層は試薬を滴下することにより形成され、

前記試薬の滴下位置の周囲に、 第 2スリ ッ トを設けてなること、 を特徴とする、 バイオセンサ。

1 2 . 請求の範囲第 1 1項に記載のバイオセンサにおいて、

前記第 2スリットは円弧形状であること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

1 3 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 1 2項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記電気伝導性層を分割して前記電極部の面積を規定するための第 3スリ ットを設けてなること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

1 4 . 請求の範囲第 1 3項に記載のバイオセンサにおいて、

前記第 1絶縁性基板と前記第 2絶縁性基板の形状は略矩形であり、 前記略矩形の何れか一辺に平行に、 前記第 3スリットを 1本または 2本以 上設けてなること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

1 5 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 1 4項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記バイオセンサの製造ロット毎に生じる、 前記試料液と前記試薬層との 反応で生じる電気的変化の出力に関する特性に応じ、 かつ前記バイオセンサ を用いる測定器で判別が可能である補正データの情報を有すること、 を特徴とする、 バイオセンサ。

1 6 . 請求の範囲第 1 5項に記載のバイオセンサにおいて、

前記電極部を分割する第 4スリツトを 1本又は複数本備え、

前記第 4スリットの位置によって、 前記補正データの情報を前記測定器が 判別可能であること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

1 7 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 1 6項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記第 1スリ ッ ト、 前記第 2スリ ッ ト、 前記第 3スリ ッ ト、 前記第 4スリ ット、 の何れか、 又は全てを、 前記電気伝導性層をレーザで加工することで 形成されたものであること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

1 8 . 請求の範囲第 1 7項に記載のバイオセンサにおいて、

前記第 1スリット、 前記第 2スリット、 前記第 3スリット、 前記第 4スリ ッ ト、 それぞれのスリ ッ ト幅が、 0 . 0 0 5 mm〜0 . 3 mmであること、 を特徴とする、 バイオセンサ。

1 9 . 請求の範囲第 1 7項ないし請求の範囲第 1 8項に記載のバイォセン サにおいて、

前記第 1スリット、 前記第 2スリット、 前記第 3スリット、 前記第 4スリ ット、 それぞれのスリット深さが、 前記電気伝導性層の厚み以上であること 、

を特徴とする、 バイオセンサ。

2 0 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 1 9項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記試薬層が、 酵素を含むこと、

を特徴とする、 バイオセンサ。

2 1 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 1 9項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記試薬層が、 電子伝達体を含むこと、

を特徴とする、 バイオセンサ。

2 2 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 1 9項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記試薬層が、 水溶性高分子を含むこと、

を特徴とする、 バイオセンサ。

2 3 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 2 2項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記絶縁性基板が樹脂材ょりなること、

を特徴とする、 バイオセンサ。

2 4 . 絶縁性基板の表面に薄膜電極を形成する薄膜電極形成方法であって 真空雰囲気下において、 励起された気体を前記絶縁性基板の表面に衝突さ せることで前記絶縁性基板の表面を粗面にする粗面形成工程の後に、 粗面にした前記絶縁性基板の表面上に導電性物質よりなる薄膜電極である 前記電気伝導性層を形成する電気伝導性層形成工程を備えたこと、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

2 5 . 請求の範囲第 2 4項に記載の薄膜電極形成方法において、

前記粗面形成工程が、

前記絶縁性基板を真空槽内へ設置する基板設置工程と、

前記真空槽内部を真空排気する真空排気工程と、

前記真空槽内部に気体を充填する気体充填工程と、

前記気体を励起しイオン化させ、 これを前記絶縁性基板に衝突させる衝突 工程と、

を含んでなること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

2 6 . 請求の範囲第 2 5項に記載の薄膜電極形成方法において、

前記真空排気工程における真空度が、 1 X 1 0―¹〜 3 X 1 0— ³パスカルの 範囲内であること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

2 7 . 請求の範囲第 2 6項に記載の薄膜電極形成方法において、 前記気体が不活性ガスであること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

2 8 . 請求の範囲第 2 7項に記載の薄膜電極形成方法において、

前記不活性ガスが、 アルゴン、 ネオン、 ヘリウム、 クリプトン、 キセノン の希ガス、 窒素、 のいずれかであること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

2 9 . 請求の範囲第 2 4項ないし請求の範囲第 2 8項の何れか 1項に記載 の薄膜電極形成方法において、

前記電気伝導性層形成工程が、

前記粗面形成工程を終えた粗面形成済絶縁性基板を第 2真空槽内へ設置す る第 2次基板設置工程と、

前記第 2真空槽内部を真空排気する第 2次真空排気工程と、

前記第 2真空槽内部に第 2気体を充填する第 2次気体充填工程と、 前記第 2気体を励起しイオン化させ、 これを導電性物質に衝突させること で前記導電性物質の原子をたたき出し、 前記粗面形成済絶縁性基板上へ成膜 する工程と、

を含んでなること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

3 0 . 請求の範囲第 2 4項ないし請求の範囲第 2 8項の何れか 1項に記載 の薄膜電極形成方法において、

前記電気伝導性層形成工程が、

前記粗面形成工程を終えた粗面形成済絶縁性基板を第 2真空槽内へ設置す る第 2次基板設置工程と、

前記第 2真空槽内部を真空排気する第 2次真空排気工程と、

導電性物質を加熱し蒸発させ、 その蒸気を前記粗面形成済絶縁性基板上へ 成膜する工程と、

を含んでなること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

3 1 . 請求の範囲第 2 9項又は請求の範囲第 3 0項に記載の薄膜電極形成 方法において、

前記第 2次真空排気工程における真空度が、 1 X 1 0―¹〜 3 X 1 0 — 3パス カルの範囲内であること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

3 2 . 請求の範囲第 2 9項ないし請求の範囲第 3 1項の何れか 1項に記載 の薄膜電極形成方法において、

前記第 2気体が不活性ガスであること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

3 3 . 請求の範囲第 3 2項に記載の薄膜電極形成方法において、

前記不活性ガスが、 アルゴン、 ネオン、 ヘリウム、 クリプトン、 キセノン の希ガス、 窒素、 のいずれかであること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

3 4 . 請求の範囲第 2 9項ないし請求の範囲第 3 3項の何れか 1項に記載 の薄膜電極形成方法において、

前記真空槽と前記第 2真空槽は同一の槽とすること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

3 5 . 請求の範囲第 2 9項ないし請求の範囲第 3 4項の何れか 1項に記載 の薄膜電極形成方法において、

前記導電性物質が、 貴金属もしくは炭素であること、

を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

3 6 . 請求の範囲第 2 4項ないし請求の範囲第 3 5項の何れか 1項に記載 の薄膜電極形成方法において、

形成された薄膜電極の厚みが 3 n m〜 1 0 0 n mの範囲内であること、 を特徴とする、 薄膜電極形成方法。

3 7 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 2 3項の何れか 1項に記載の バイオセンサにおいて、

前記電気伝導性層が、

請求の範囲第 2 項ないし請求の範囲第 3 6項の何れか 1項に記載の薄膜 電極形成方法により形成されたこと、 を特徴とする、 バイオセンサ。

3 8 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 2 3項もしくは請求の範囲第 3 7項の何れか 1項に記載のバイオセンサを用いて、 前記バイオセンサに供 給される試料液中に含まれる基質を定量する定量方法であって、

前記検知電極と、 前記対電極若しくは前記測定電極と、 の間に電圧を印加 する第 1印加ステップと、

前記試料液を前記試薬層に供給する試薬供給ステツプと、

前記試料液の試薬層への提供により、 前記検知電極と、 前記対電極若しく は前記測定電極と、 の間に生じた電気的変化を検知する第 1変化検知ステツ プと、

前記第 1変化ステツプにおいて前記電気的変化を検知した後、 前記測定電 極と、 前記対電極及ぴ前記検知電極と、 の間に電圧を印加する第 2印加ステ ップと、

. 前記第 2印加ステップで電圧が印加された、 前記測定電極と、 前記対電極 及び前記検知電極と、 の間に生じた電流を測定する電流測定ステップと、 を具備したことを特徴とする、 定量方法。

3 9 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 2 3項もしくは請求の範囲第 3 7項の何れか 1項に記載のバイオセンサを用いて、 前記バイオセンサに供 給される試料液中に含まれる基質を定量する定量方法であって、

前記検知電極と、 前記対電極若しくは前記測定電極と、 の間、 及び前記測 定電極と前記対電極との間、 に電圧を印加する第 3印加ステップと、 前記試料液を前記試薬層に供給する試薬供給ステツプと、

前記試料液の試薬層への提供により、 前記検知電極と、 前記対電極若しく は前記測定電極と、 の間に生じた電気的変化を検知する第 1変化検知ステツ プと、

前記試料液の試薬層への提供により、 前記測定電極と前記対電極との間に 生じた電気的変化を検知する第 2変化検知ステップと、

前記第 1変化検知ステップ及び前記第 2変化検知ステップにおいて電気的 変化を検知した後、 前記測定電極と、 前記対電極及び前記検知電極と、 の間 に電圧を印加する第 2印加ステップと、

前記第 2印加ステップで電圧が印加された、 前記測定電極と、 前記対電極 及び前記検知電極と、 の間に生じた電流を測定する電流測定ステップと、 を具備したことを特徴とする、 定量方法。

4 0 . 請求の範囲第 3 8項または請求の範囲第 3 9項に記載の定量方法に おいて、

前記第 2変化検知ステップの後に、

所定期間前記検知電極と、 前記対電極若しくは前記測定電極と、 の間に電 気的変化が生じないことを検知した際には、 変化が生じないことを利用者に 通知する無変化通知ステップを具備すること、

を特徴とする、 定量方法。

4 1 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 2 3項もしくは請求の範囲第 3 7項の何れか 1項に記載のバイオセンサを着脱可能に接続し、 前記バイオ センサに供給される試料液中に含まれる基質を定量する定量装置であって、 前記バイオセンサに備えられている前記測定電極からの電流を電圧に変換 する第 1電流/電圧変換回路と、

前記電流 Z電圧変換回路からの電圧をディジタル変換する第 1 AZD変換 回路と、

前記バイォセンサに備えられている前記対電極とダランド間に設けられた 第 1スィッチと、

前記第 1 AZD変換回路及び前記第 1スィツチを制御する制御部と、 を備え、

前記制御部は、

前記第 1スィツチを前記対電極から絶縁した状態で、 前記検知電極と前記 測定電極との間に電圧を印加し、

前記試料液が前記検体供給路上の前記試薬層へ供給されることによって生 じた、 前記検知電極と前記測定電極との間の電気的変化を検知した後、 前記第 1スィッチを前記対電極に接続した状態で、 前記測定電極と、 前記 対電極及び前記検知電極と、 の間に電圧を印加し、 電圧を印加することにより生じる応答電流を測定すること、

を特徴とする、 定量装置。

4 2 . 請求の範囲第 1項ないし請求の範囲第 2 3項もしくは請求の範囲第 3 7項の何れか 1項に記載のバイオセンサを着脱可能に接続し、 前記バイオ センサに供給される試料液中に含まれる基質を定量する定量装置であって、 前記バイオセンサに備えられている前記測定電極からの電流を電圧に変換 する第 1電流 電圧変換回路と、

前記バイオセンサに備えられている前記検知電極からの電流を電圧に変換 する第 2電流 Z電圧変換回路と、

前記第 1電流/電圧変換回路からの電圧をディジタル変換する第 1 AZD 変換回路と、

前記第 2電流 電圧変換回路からの電圧をディジタル変換する第 2 AZD 変換回路と、

前記バイォセンサの前記検知電極の接続を前記第 1電流 Z電圧変換回路又 はグランドに切替える第 1切替スィッチと、

前記第 1 AZD変換回路と、 前記第 2 AZD変換回路と、 前記第 1切替ス イッチと、 を制御する制御部と、

を備え、

前記制御部は、

前記第 1切替スィツチを前記第 1電流 電圧変換回路に接続した状態で、 前記検知電極と前記対電極との間、 及び前記測定電極と前記対電極との間、 に電圧を印加し、

前記試料液が前記検体供給路上に備えられている前記試薬層へ供給される ことによって生じた、 前記検知電極と前記測定電極との間の電気的変化、 及 ぴ前記測定電極と前記対電極との間の電気的変化、 それぞれを検知した後、 前記第 1切替スィツチをグランドに接続し、

前記測定電極と、 前記対電極及び前記検知電極と、 の間に電圧を印加し、 電圧を印加することにより生じる応答電流を測定すること、

を特徴とする、 定量装置。

4 3 . 請求の範囲第 4 2項に記載の定量装置において、 前記定量装置が、

前記パイォセンサの前記測定電極の接続を前記第 2電流 電圧変換回路又 はグランドに切替える第 2切替スィツチを備え、

前記制御部は、

前記第 1切替スィツチを前記第 1電流/電圧変換回路に、 前記第 2切替ス イッチを前記第 2電流 電圧変換回路に、 それぞれ接続した状態で、 前記検 知電極と前記対電極との間、 及ぴ前記測定電極と前記対電極との間、 に電圧 を印加し、

前記試料液が前記検体供給路上に備えられている前記試薬層へ供給される ことによって生じた前記測定電極と前記対電極との間の電気的変化を検知し た際に、 前記第 2切替スィッチをグランドに接続し、

その後、 前記検知電極と前記測定電極との間の電気的変化を検知した場合 は、 前記第 2切替スィッチを前記第 2電流/電圧変換回路に接続し、 かつ前 記第 1切替スィッチをグランドに接続した状態で、

前記測定電極と、 前記対電極及び前記検知電極と、 の間に電圧を印加し、 電圧を印加することにより生じる応答電流を測定すること、

を特徴とする、 定量装置。

4 4 . 請求の範囲第 4 2項又は請求の範囲第 4 3項に記載の定量装置にお いて、

前記検体供給路における前記試薬層に前記試料液が供給され、 前記測定電 極と前記対電極との間に電気的変化が生じ、 かつ、 前記検知電極と、 前記測 定電極若しくは前記対電極と、 の間に電気的変化が生じないことが、 前記制 御部により検知された際に、 変化が生じないことを利用者に通知する通知手 段を備えたこと、

を特徴とする、 定量装置。