专利名称：生物传感器及其制造方法
技术领域：
本发明涉及在为液体试样，比如血液或尿液等生物体试样液中含有的特定成分的浓度进行定量时使用的生物传感器及其制造方法。
在这样构造的生物传感器9中，液体试样通过毛细管现象由吸入口93a向毛细管93中移动，到达反应部96。这样，在反应部96中所含的试剂溶解于液体试样中，发生氧化还原反应。此时通过测定氧化电流值就能够为液体试样中特定成分的浓度进行定量。
但是，在现有的生物传感器中9，如液体试样的固体成分存在于作用电极94和对电极95的附近，则测定的电流值要受到影响，会带来测量精度恶化的问题。
在特开平11-344461号公报中，公开了以避免所述个体成分对测定电流值的影响为目的的技术。在此公报中记载的生物传感器，如本申请的
图12所示，在图11的生物传感器的反应部96上，具有再层叠用玻璃纤维等纤维材料构成的过滤层97的结构。此过滤层97把比如纤维材料以绒毛或毛毡的形式一体化而形成的。因此，移动到毛细管93内部的液体试样被过滤层97过滤掉固体成分以后再溶解反应部96，然后到达作用电极94和对电极95。据推测，在纤维制的过滤层97上，在液体试样粘度很高的情况下，使液体试样适当地流动、过滤出固体成分是有困难的，故在特开平11-344461号公报中，为了让液体试样在过滤层97中容易移动，通过过滤层97进行的过滤能够顺利地进行，在过滤层97上就要含有表面活性剂。
但是，如果在过滤层97中含有表面活性剂，在以比如全血作为液体试样的情况下，血液在通过过滤层97时会发生溶血，由血球内溶出的血球内成分要对测量的结果产生影响。其结果使测定的精确度下降。
而作为限定毛细管93的部件之一的盖92，通常是由聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)等树脂材料形成的。但是，由于PET是一种疏水材料，有阻碍在毛细管93内的液体试样的移动的倾向。因此，在液体试样向毛细管内流入的时候，不能达到足够的量和足够的速度，会发生不能正确地测定特定成分的浓度的现象。
按照本发明的第一方面是提供一种生物传感器。此生物传感器由带吸入液体试样吸入口的流道的毛细管、促进液体试样在流道内流动的膜片、含有与被膜片促进了流动的液体试样中的被检测成分发生反应的试剂的反应部组成。
膜片的形成部位没有特别的限定。如果在毛细管的内部，安设在哪个位置都可以。当然，在毛细管的内壁上全都设置膜片也是可以的。
膜片优选设置在吸入口的附近。
膜片优选具有孔径0.25μm以上，45μm以下的多个小孔。
膜片优选层叠在反应部上。
反应部和膜片优选一直形成到吸入口。
膜片在其厚度的方向上优选是由具有较小多个孔的第一层和具有较大多个孔的第二层组成的非对称膜或者复合膜，第一层连接着反应部。膜片特别优选是聚砜制造的非对称膜。
第一层的多个孔，其孔径优选在0.25μm以上、0.45μm以下，第二层的多个孔的孔径优选在25μm以上、45μm以下。
毛细管优选具有作为空气排出孔的开口部。
毛细管优选具有能够观察内部的透明部或半透明部。
膜片优选是白色系。
还优选在绝缘基座上具有按长条状设置的作用电极和对电极，毛细管是在绝缘基座上使作用电极和对电极交叉着延长形成的。
对电极优选相对于作用电极大致平行地设置。
毛细管优选包括在底座上设置的一对壁部和跨在该一对壁部上而设置的盖部。
按照本发明的第二方面，提供由具有带吸入液体试样的吸入口流道的毛细管、促进液体试样在上述流道内移动的膜片、以及包含与通过膜片而促进移动的上述液体试样中的被检测成分发生反应的试剂的反应部组成的生物传感器及其制造方法。此方法包括在绝缘基座上按长条状形成作用电极和对电极的工序、将作用电极和对电极按交叉的方向延长形成长条状反应部的工序、在反应部上层叠长条状的膜片的工序、在反应部和膜片的延长方向沿着两侧边缘设置一对壁部的工序、在一对壁部上跨接层叠盖部而形成毛细管的工序。
一对壁部优选通过涂敷热熔粘接剂来形成。
一对壁部优选在绝缘基座上粘贴两面的胶粘带而形成。
参照附图在下面进行更加详细的说明，本发明的其他特征和优点就更加明确。
图2是处于组装状态的沿图1的生物传感器的II-II线的剖面图。
图3是处于组装状态的图1的生物传感器的主要部位放大部分的剖开的立体图。
图4是说明作为本发明第二方面的生物传感器的制造方法中所包括工序用的立体图。
图5是接着图4说明工序用的立体图。
图6是接着图5说明工序用的立体图。
图7是接着图6说明工序用的立体图。
图8是接着图7说明工序用的立体图。
图9是接着图8说明工序用的立体图。
图10是显示现有的生物传感器的一个例子的分解立体图。
图11是处于组装状态的图10的生物传感器的剖面图。
图12是显示另外一种现有的生物传感器的例子的剖面图。
毛细管是由实质上设置在绝缘基座2上的电极系统4、一对间隔物5以及盖6限定的。在毛细管3的内部，在电极系统4上层叠上反应部7，在该反应部7上再层叠上膜片8。
电极系统4如图1所示，由在绝缘基座2的纵向(在图1上的Y方向)各自延伸的对电极40、作用电极41以及参照电极42组成。在对电极40和作用电极41之间设有电极间绝缘部43。同样，在作用电极41和参照电极42之间设有电极间绝缘部44。此电极间绝缘部件43和44与电极40、41和42在一个平面上。各电极40、41和42由丝网印刷、溅镀或蒸发镀膜等方法形成厚40μm，宽2mm左右。在电极40、41和42以及电极间绝缘部件43和44上还形成数十微米左右的绝缘层45。此绝缘层45由在绝缘基座2的横向延伸的沟部46隔断。沟部46的宽度大约是0.5～1.5mm。
反应部7是含有能够与比如血液等生物体液体试样中所含的特定成分(基质)反应的酶的固体，在浸入液体试样时会发生溶解。这样的反应部7，如在图2和图3中所示，充填在沟部46中，其厚度大约为数十微米。在使用氧化还原酶作为酶的情况下，在反应部7也可以含有电子受体。
膜片8如在图3所示，在绝缘基座2的横向延伸地配置在反应部7上，为白色系，厚度为130μm左右。膜片8是多孔的合成高分子膜，可以由玻璃填料构成小孔径的多孔膜。在本实施方式中，膜片8的多个孔的直径是在0.25μm以上，45μm以下。作为膜片8，可以采用含聚砜类、芳香族聚酰胺类、醋酸纤维素等的材料。
作为膜片8可以使用非对称膜或复合膜。在此，作为非对称膜，是在同一材料中设置由大直径的孔形成的支持层和由小直径的孔形成的致密层的膜。另一方面，作为复合膜，可基本上以不同材料设置由大直径的孔形成的支持层和由小直径的孔形成的致密层。
在使用非对称膜或复合膜作为膜片8的情况下，膜片8的致密层与反应部7相接配置。在致密层上形成的多个孔的直径优选在0.25μm以上，0.45μm以下；而在多孔层上形成的多个孔的直径优选在25μm以上，45μm以下。
如在图3上所示，一对间隔物5中的每一个都沿着反应部7以及膜片8的两个侧边在绝缘基座2的横向延伸，夹持着膜片8放置。这些间隔物5比膜片8厚，比如为200μm左右。
盖6跨接在一对间隔物5之间。盖6是由聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)等树脂形成的透明部件或半透明部件，厚度大约为15～30μm。
如在图2中所示，在盖6和膜片8之间，形成流道30，其高度大约为50μm。此流道30如在图3中所示，在毛细管3的开口30a和30b处是两端开放的。一边的开口30a具有将液体试样导入毛细管3内部的吸入口的功能。另一边的开口30b具有当液体试样在毛细管3中移动时排出毛细管3中空气的通道的功能，由此确保在流道30中有良好的毛细管现象。
在如此构成的生物传感器1中，如果由毛细管3的开口30a导入血液等液体试样，通过在毛细管纵向作用的毛细管现象，液体试样向着开口30b的一侧在流道30内移动。此时需要的液体试样的量是比如0.2～1.5μl。导入毛细管3内的一部分液体试样就与膜片8接触。与膜片8的表面接触的液体试样上作用着吸引力，液体试样就在膜片的各孔内向着反应部7移动。当液体试样在膜片8内由一个孔向另一个孔移动时，对于在流道30内的后续的液体试样，也作用着吸入膜片8内的吸引力。因此，就促进了流道30内的液体试样的移动，液体试样就容易遍布在整个反应部7上。
在液体试样上作用的吸引力可以看作是由于在各孔内的毛细管现象产生的，吸引力的大小与液体试样的表面张力成正比，和各孔的直径大小成反比。因此，要谋求在膜片8中含有表面活性剂等以降低表面张力的方法，会使毛细管3内液体试样的移动受到阻碍。因此，在生物传感器1中，即使在液体试样的粘度较高的情况下，对膜片8不进行含有表面活性剂等的亲水处理较好，而如果不对膜片8进行亲水处理，从制造成本的观点看是有利的。另外，在膜片8内不存在表面活性剂的情况下，即使液体试样是全血，也没有由溶血所导致的测量精度下降的顾虑。
如果使用非对称膜或复合膜作为膜片8，在使孔大的一侧曝露在流道30中，使孔小的一侧连接着反应部7地放置膜片8的情况下，可进一步促进液体试样在流道30中移动。具体说来，当在流道30附近的孔径更大时，有提高液体试样导入乃至浸透膜片8的倾向，而当在反应部7附近的孔径更小时，有产生通过整个膜片8的良好的毛细管现象的倾向，这就在很大程度上保持了吸引液体试样的力。其结果，通过流道30以及膜片8，向反应部更快地供应更多的液体试样。
在本实施方式中，反应部7及其上方的膜片8一直形成到开口30a处，由该开口30a导入的液体试样直接和膜片8接触，其一部分移向膜片8的各个孔内。随后，通过液体试样向膜片8内的移动促进了液体试样在流道30中的移动。因此，即使是少量的液体试样也能够及时且确实地到达反应部7。
在本实施方式中，盖6是透明的，而膜片8是作为白色系构成的。这样的结构，能够很容易通过盖6从外部确认液体试样充填到流道30的什么位置。在电极40、41和42由碳黑等形成黑色系的情况下，液体试样就可以是血液一样的红色系。通过检测各电极40、41和42的导通状态就能够知道液体试样所到达的位置。液体试样一边浸入膜片8和反应部7，一边在毛细管3内由开口30a向开口30b移动，这是因为借助液体试样的电极40、41和42之间的导通状态有变化。
经过膜片8的液体试样浸入反应部7。此时反应部7溶解于液体试样，在反应部7所含的酶就和液体试样的特定成分(基质)发生反应。在使用的酶是氧化还原酶，利用对基质进行的是氧化还原反应时，在基质被氧化的同时，液体试样中溶解的氧可以被还原为过氧化氢。在这样的结构下，在经过一定时间后，如果在对电极40和作用电极41之间加上一定的电压，过氧化氢就会被氧化产生应答电流。因为生成的过氧化氢的量与一定体积的液体试样中特定成分的浓度成正比，故根据测定的应答电流就可以求出液体试样中特定成分的浓度。而在反应部7中含有处于氧化状态的电子受体时，在通过酶进行特定成分的氧化反应的同时，不是使上述的溶解氧还原，而是使该电子受体还原。从而在此情况下，如果在对电极40和作用电极41之间加上一定的电压，可从电子受体的还原体返回氧化体时的应答电流测定出液体试样中特定成分的浓度。此特定成分的浓度如果是预先求出的，也可基于表示应答电流和特定成分浓度之间的关系的曲线进行演算。
测定在各电极40、41和42上施加的电压和应答电流，是将生物传感器1安装在另外放置的测定装置上，将测定装置的测量用端子和生物传感器1的各个电极40、41和42在电气上处于连接的状态下进行的。在上述生物传感器1中，对电极40、作用电极41以及参照电极42的各自两端都覆盖有绝缘层45，所以要利用在生物传感器1的末端露出的部分进行施加的电压和应答电流的测定。但是，要使测量在各个电极40、41和42上施加的电压和电流更加容易，可以除去各电极40、41和42的一部分绝缘层45，也可以采用完全不用绝缘层45的结构。
下面参照图4～图9来说明如图1～图3所示的生物传感器1。
首先如图4所示，在用玻璃环氧树脂或陶瓷等制造的母底座2A上，以用沟43分隔的状态，分别形成最终构成对电极40、作用电极41和参照电极42的导体层40A、41A和42A。此导体层40A、41A和42A可以用比如丝网印刷、溅镀或蒸发镀膜的方法个别形成。如果不用这样的方法，也可以在母底座2A的整个面上形成40A、41A和42A，然后在该导体层上开出多条沟43A来同时形成。各个导体层40A、41A和42A由比如碳黑、铜、银、金等形成，其厚度是比如大约40μm。
然后，如在图5中所示，用绝缘材料填充沟43A，形成绝缘部43B。然后，如在图6上所示，通过与各导体层40A、41A和42A垂直的沟部46A隔断的状态形成绝缘层45A。绝缘部43B和绝缘层45A可以个别形成，也可以同时形成。在同时形成绝缘部43B和绝缘层45A的情况下，比如在各个导体层40A、41A和42A的表面涂敷绝缘材料的同时，在沟43A内填充绝缘材料，然后进行蚀刻处理形成沟部46A。如果不这样，在与沟部46A相对应的部位先形成保护膜，然后由丝网印刷同时形成绝缘部43B和绝缘层45A。
然后，如图7所示，在沟部46A内填充形成应该组成反应部7的反应层7A。此反应层7A，是比如根据应该定量的特定成分选择的酶的水溶液，或者此水溶液和亲水高分子的混合水溶液填充到沟部46A内以后，再经过干燥而形成的。此反应层7A的厚度是比如大约数十微米。
在此使用的酶，可以举出比如葡萄糖氧化酶、果糖氧化酶、乳酸氧化酶、胆固醇氧化酶等。在使用氧化还原酶的情况下，在反应部7内可含有电子受体，作为这样的电子受体，可以举出比如铁氰酸离子、对苯醌、其衍生物、吩嗪甲基硫酸盐、甲基蓝、二茂铁、其衍生物等。
作为构成混合溶液的亲水高分子，可以举出比如羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羟甲基乙基纤维素、聚乙烯基吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚赖氨酸等聚氨基酸、聚磺酸、明胶及其衍生物、聚丙烯酸及其盐、聚甲基丙烯酸及其盐、淀粉及其衍生物、马来酸酐或其盐的聚合物等。
然后如图8所示，在反应层7A上放置应该形成膜片8的膜片层8A，在每个膜片层8A的两侧形成粘接层5A。
膜片层8A的厚度是大约130μm，其宽度和长度和反应层7A相应。
粘接层5A通过比如涂敷热熔粘接剂或者贴上双面胶粘带而形成。在本实施方式中的粘接层5A安放在膜片层8A的两侧，其一部分可以层叠在膜片层8A和反应层7A的侧端附近。粘接层5A的厚度(即高度)是大约200μm。
然后如图9所示，跨接在夹持膜片层8A的一对粘接层5A之间那样地、在各个粘接层5A上固定盖6A。因此就在盖6A和膜片层8A之间形成了应该构成流道30的空间30A。
盖6A是由比如PET等形成的透明体，厚度大约15～30μm。在使用热熔粘接剂或双面胶粘带作为粘接层5A的情况下，盖6由粘接层5A的粘接力固定在间隔物5A上。
最后，如图9所示，沿着点划线C切断母底座2A，同时得到几个如图1～图3所示的生物传感器1。
导体层40A、41A、42A、反应层7A、膜片层8A等的数量和长度，根据应该制造的生物传感器1的大小和个数适当地变化。
表1显示出在反应部7的上部放置膜片8的本发明生物传感器1和不放置膜片8但其他结构完全相同的生物传感器中，液体试样大致完全充满毛细管所需的时间的测量结果。作为膜片8，使用了Memtec公司制造的商品名SD450的膜片。测量用显示不同血细胞比容值的3个液体试样进行。各个生物传感器毛细管内的流道容积是6mm×0.5mm×130μm。生物传感器1的膜片厚度是130μm。表1中各测定值是3个试样的平均值。
表1
由表1可以看出，在使用膜片8的情况下，与不使用时相比液体试样填充毛细管的速度提高。特别是对高血细胞比容值(高粘度)的试样差别更加明显。因此，在反应部7的上部放置膜片8的生物传感器1能够迅速而确实地把高粘度的液体试样散布在毛细管3中。
权利要求
1.一种生物传感器，其特征在于，该生物传感器包括具有用于吸入液体试样的吸入口的流道的毛细管；用于促进所述液体试样在所述流道内移动的膜片；以及含有与被所述膜片促进了移动的所述液体试样中的被检测成分反应的试剂的反应部。
2.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述膜片设在所述吸入口附近。
3.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述膜片具有孔径在0.25μm以上、45μm以下的多个孔。
4.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述膜片层叠在所述反应部上。
5.如权利要求4所述的生物传感器，其特征在于，所述反应部以及所述膜片一直形成到所述吸入口。
6.如权利要求4所述的生物传感器，其特征在于，所述膜片是在厚度方向上由具有多个相对较小孔的第一层和具有多个相对较大孔的第二层组成的非对称膜或复合膜，所述第一层与所述反应部相接。
7.如权利要求6所述的生物传感器，其特征在于，所述第一层的多个孔的孔径在0.25μm以上、0.45μm以下，所述第二层的多个孔的孔径在25μm以上、45μm以下。
8.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述毛细管具有作为空气排出孔的开口部。
9.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述毛细管具有能够观察所述毛细管内部的透明部或半透明部。
10.如权利要求9所述的生物传感器，其特征在于，所述膜片为白色系。
11.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，其还具有在绝缘基座上以长条状设置的作用电极和对电极，所述毛细管在所述绝缘基座上，通过所述作用电极和所述对电极交叉地延长形成。
12.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，所述对电极相对于所述作用电极大致平行地设置。
13.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，所述毛细管包括在所述底座上立起设置的一对壁部和跨接在该一对壁部上的盖部。
14.一种用于制造生物传感器的方法，该生物传感器包括具有用于吸入液体试样的吸入口的流道的毛细管；用于促进所述液体试样在所述流道内移动的膜片；以及含有与被所述膜片促进了移动的所述液体试样中的被检测成分反应的试剂的反应部，其特征在于，该方法包括在绝缘基座上形成长条状的作用电极和对电极的工序；在与所述作用电极和所述对电极交叉的方向上形成延伸的长条状反应部的工序；在所述反应部上层叠长条状膜片的工序；沿着所述反应部和所述膜片的纵向两边缘设置一对壁部的工序；以及在所述一对壁部上跨接地形成层叠盖部，从而形成毛细管的工序。
15.如权利要求14所述的制造方法，其特征在于，所述一对壁部是通过涂敷热熔粘接剂的方法形成的。
16.如权利要求14所述的制造方法，其特征在于，所述一对壁部是通过在所述绝缘基座上贴上双面胶粘带的方法形成的。
全文摘要
本发明涉及一种生物传感器，其由具有用于吸入液体试样的吸入口(30a)的流道(30)的毛细管(3)、用于促进上述液体试样在上述流道(30)内移动的膜片(8)、以及含有与通过膜片(8)而促进了移动的上述液体试样中的被检测成分反应的试剂的反应部(7)组成。
文档编号G01N27/49GK1429337SQ01809503
公开日2003年7月9日 申请日期2001年5月15日 优先权日2000年5月16日
发明者山冈秀亮 申请人:爱科来株式会社