CN115175613A - 传感器及其制造方法 - Google Patents

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CN115175613A CN202180016600.5A CN202180016600A CN115175613A CN 115175613 A CN115175613 A CN 115175613A CN 202180016600 A CN202180016600 A CN 202180016600A CN 115175613 A CN115175613 A CN 115175613A
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江崎博文
藤原雅树
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Puhexi Holdings
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Abstract

一种传感器，其具有向生物体内***的探针并测量分析物，传感器的探针包括：基板；形成在基板上的电极；以及形成在电极上的试剂层，其中，在探针的宽度方向上的至少一个端部，沿着探针向生物体内***的***方向对试剂层及电极进行微调。

Description

传感器及其制造方法
技术领域
本公开涉及传感器及其制造方法。
背景技术
作为使用了酶的电化学式生物传感器的代表例，可列举用于自测血糖的电化学式葡萄糖传感器。另外，已开发出了连续或半连续地测量生物体内的葡萄糖浓度的嵌入型电化学式葡萄糖传感器(例如，参照专利文献1)。
另外，在专利文献1中，例如，在比相对于电介质层1308向生物体进入的进入方向垂直的方向上的端部更靠内侧的部分，形成导电层1304和传感层1306(例如，参照图13A)。换句话说，导电层1304和传感层1306没有到达电介质层1308的端部。而且，在专利文献1中，将形成在比电介质层1308的端部更靠内侧的部分的导电层1304和传感层1306微调(trimming)成期望的形状。换句话说，在专利文献1中，在电介质层1308的端部，导电层1304和传感层1306不被微调(去除)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特表2012-519038号公报
发明内容
发明要解决的问题
需要抑制了由制造工序产生的性能偏差的传感器。
本公开的非限定性的实施例有助于提供抑制了由制造工序产生的性能偏差的传感器及其制造方法。
解决问题的方案
本公开的一个实施例的传感器是具有向生物体内***的探针并测量分析物，所述探针包括：基板；电极，形成在所述基板上；以及试剂层，形成在所述电极上，在所述探针的宽度方向上的至少一个端部，沿着所述探针向所述生物体内***的***方向去除了所述试剂层及所述电极。
解决问题的方案
本公开的一个实施例的传感器的制造方法是具有向生物体内***的探针并测量分析物的传感器的制造方法，该制造方法中通过以下工序来制造所述探针：在基板上形成电极的工序；在所述电极上形成试剂层的工序；以及在所述探针的宽度方向上的至少一个端部，沿着所述探针向所述生物体内***的***方向去除所述试剂层及所述电极的工序。
发明效果
根据本公开的一个实施例，能够抑制由制造工序产生的传感器的性能的偏差。
将由说明书及附图清楚呈现本公开的一个实施例中的进一步的优点及效果。上述优点和/或效果分别由若干个实施方式以及说明书及附图所记载的特征提供，但未必需要为了获得一个或一个以上的相同特征而全部提供。
附图说明
图1是表示本公开的传感器的应用例的图。
图2是传感器的剖视图。
图3是探针的平面图。
图4A是图3的AA线向视剖视图。
图4B是图3的BB线向视剖视图。
图4C是图3的CC线向视剖视图。
图5是用来说明试剂层与薄膜之间的位置关系的图。
图6是图5的DD线向视剖视图。
图7是探针的试剂层部分的立体图。
图8是探针的尖端部分的平面图。
图9是用来说明试剂层与薄膜之间的位置关系的图。
图10是图9的EE线向视剖视图。
图11是表示薄膜的开口形状的例子的图。
图12是用来说明传感器的大小的一例的图。
具体实施方式
以下，适当参照附图来详细地说明本公开的实施方式。但是，有时会省略过于必要的详细说明。例如，有时省略已广为人知的事项的详细说明或对于实质上相同的结构的重复说明。其理由在于：避免下面的说明无必要地变得冗长而使本领域技术人员容易理解。
此外，提供附图及以下的说明的目的在于使本领域技术人员充分理解本公开，并无由此对权利要求书所记载的主题进行限定的意图。
图1是表示本公开的传感器1的应用例的图。在图1中，除了传感器1之外，还示出了生物体2。生物体2例如是人体。
图1所示的传感器1例如是生物传感器。更具体而言，传感器1是CGM(ContjnuousGlucose Monitor，连续葡萄糖监测)传感器。传感器1将传感器1所具备的探针向生物体2内***，连续或半连续地测量生物体2的血液中或间质液中的葡萄糖浓度。例如，传感器1在数天至数周的期间，测量生物体2的葡萄糖浓度。
图2是传感器1的剖视图。在图2中，对与图1相同的结构要素标记了相同的附图标号。
如图2所示，传感器1包括主体11和探针12。探针12向生物体2内***。探针12具有包含氧化还原酶的试剂层，将基于葡萄糖浓度的电信号输出至主体11。主体11将从探针12输出的基于葡萄糖浓度的电信号存储于存储装置，并以规定的时机，将该电信号发送至其他的装置(未图示)。
图3是探针12的平面图。在图3的(A)中示出了探针12的整体。在图3的(B)中示出了将图3的(A)所示的探针12的尖端部分放大的图。
图3的(A)所示的探针12的区域X1的部分(探针12的头部)容纳于主体11。探针12的尖端部分从主体11突出。探针12的尖端部分向生物体2内***。图3的(A)所示的箭头X2表示探针12向生物体2***的***方向。
探针12包括基板21、电极22、试剂层23、参比层24及薄膜25。
对探针12的制造方法进行概述。
(1)在基板21上形成电极22。
基板21例如是片状的合成树脂。电极22均匀地形成在基板21上。
电极22的材料例如是金(Au)。电极22例如也可以通过溅射而形成在基板21上。电极22也可以称为“电极膜”或“电极层”。
(2)将电极22分隔成三个区域。
在基板21上形成的电极22中形成槽A1、槽A2，将电极22分隔成三个区域。电极22由槽A1、槽A2分隔成作用电极22a、参比电极22b及对电极22c。槽A1、槽A2例如也可以通过激光微调(laser trimming)形成。作用电极22a也可以称为“作用电极膜”或“作用电极层”。参比电极22b也可以称为“参比电极膜”或“参比电极层”。对电极22c也可以称为“对电极膜”或“对电极层”。
此外，对于作用电极22a，例如供给足以使已因氧化还原酶与分析物(葡萄糖)的反应而被还原的中介物(不仅包含电子中介物，还包含过氧化氢)氧化的电位(以参比电极为基准的电位)。通过监测在作用电极22a与对电极22c之间流动的电流来测量葡萄糖浓度。
(3)形成参比层24。
在探针12的尖端部分的参比电极22b上形成参比层24。参比层24的材料例如是银/氯化银(Ag/AgCl)。例如也可以使用Ag/AgCl膏(油墨)，通过丝网印刷法或喷墨法形成参比层24。参比层24也可以称为“参比膜”或“参比电极”。
(4)配置薄膜25并加以固定。
在基板21上形成的作用电极22a、参比电极22b、对电极22c及参比层24上，配置具有开口的薄膜25。薄膜25呈片状，且具有绝缘性。薄膜25是以使开口部分位于探针12的尖端部分(形成试剂层23的部分)的方式配置的。在薄膜25的开口滴加后述的试剂。薄膜25也可以称为“薄膜层”、“绝缘层”或“绝缘膜”。配置也可以改称为“层叠”或“承载”。
另外，薄膜25具有开口，以使对电极22c的上表面(图3的纸张的正面侧方向的面)局部露出。如图3的(B)的区域X3所示，薄膜25的开口通过后述的(7)的切割工序而成为缺口形状。由于该缺口形状，对电极22c的一部分在上表面露出。此外，上表面也可以理解为探针12的形成试剂层23的一侧的面。
另外，薄膜25具有使探针12的头部局部露出的形状。例如，图3的(A)的区域X4的部分未被薄膜25覆盖。区域X4的露出的电极22与主体11的电路连接。
此外，如图3的(B)所示，参比层24的上表面由薄膜25覆盖。参比层24在探针12的宽度方向(相对于箭头X2所示的***方向垂直的方向)上露出。在图3的(B)的例子中，参比层24在探针12的尖端部分的右侧侧面露出(也参照图4B的参比层24)。
(5)形成试剂层23。
在探针12的尖端部分的作用电极22a上形成试剂层23。例如，在上述薄膜25的开口滴加试剂，并使其干燥，形成试剂层23。优选在图3的(B)的箭头X5所示的探针12的尖端不形成试剂层23。换句话说，优选从探针12的尖端隔开地形成试剂层23。即，优选在从探针12的尖端起的规定距离内不形成试剂层23。其理由在于：通过从探针12的尖端隔开地形成试剂层23，能够抑制在探针12向生物体2内***时试剂层23从探针12剥落(卷缩)。
在试剂层23中，至少包含可与分析物(葡萄糖)发生氧化还原反应的氧化还原酶。试剂层23也可以称为“试剂膜”、“作用层”或“作用电极”。
此外，薄膜25的开口例如也可以具有可形成宽度比探针12的宽度大的试剂层23的大小及形状。通过接下来的微调工序，对形成得比探针12的宽度大的试剂层23的形状进行整形。
(6)去除试剂层23及电极22。
在通过后述的(7)的切割工序形成外形的探针12的宽度方向的端部，沿着探针12的***方向，对试剂层23及电极22进行微调。通过该微调，如图3的(B)的区域X6所示，基板21的上表面局部露出。例如也可以使用激光微调来对试剂层23及电极22进行微调。
此外，在图3的(B)中，薄膜25也在试剂层23的***方向的两端部分受到局部(稍微)微调。
(7)通过切割，从基板21切出探针12。
对经过了上述(1)～(6)的工序的基板21进行切割，切出图3的(A)所示的形状的探针12。
在切割位置，包含经微调的部分。例如，对经微调的部分(凹部的底部分)的中央附近(中央线附近)进行切割。
(8)形成保护膜。
使切割出的探针12的尖端部分例如沾于形成保护膜的液体，形成保护膜。保护膜防止或抑制试剂层23所含的物质(主要是氧化还原酶或电子中介物)向保护膜外漏出。保护膜具有使存在于保护膜外的分析物渗透到存在试剂层23的保护膜内的孔。保护膜只要至少能够保护(包覆)探针12的试剂层23的部分即可。
图4A是图3的AA线向视剖视图。如图4A所示，对于探针12的形成试剂层23的部分，在基板21上(上表面)形成作用电极22a。在作用电极22a上形成试剂层23。
通过上述(6)的微调工序，在探针12的宽度方向(探针12的侧面)的两端，去除试剂层23及作用电极22a。在上述(7)的切割工序中，在通过上述(6)的微调工序而露出的基板21的从试剂层23及作用电极22a隔开的位置，被切割。由此，如图4A的箭头A11a、箭头A11b所示，探针12的侧面成为台阶状。
此外，在探针12的试剂层23的尖端部分的周围形成保护膜。图4A中省略了保护膜的图示。
图4B是图3的BB线向视剖视图。如图4B所示，对于探针12的形成参比层24的部分，在基板21上形成作用电极22a和参比电极22b。作用电极22a与参比电极22b通过槽A1而物理分隔且电分隔。
在参比电极22b上形成参比层24。在作用电极22a、参比电极22b及参比层24上配置薄膜25。参比层24虽然在其上表面由薄膜25覆盖，但在探针12的侧面(图4B中的右侧侧面)露出。
此外，也可以无处于参比层24上部的薄膜25。即，参比层24的上表面也可以露出。
图4C是图3的CC线向视剖视图。如图4C所示，对于对电极22c的上表面露出的部分，在基板21上形成作用电极22a、参比电极22b及对电极22c。作用电极22a与参比电极22b通过槽A1而物理分隔且电分隔。参比电极22b与对电极22c通过槽A2而物理分隔且电分隔。
在作用电极22a和参比电极22b上形成薄膜25。在对电极22c上不配置薄膜25，对电极22c的上表面露出。
对各结构构件的例子进行说明。
·基板21
基板21是片上的合成树脂。例如，也可以使用聚对苯二甲酸乙二酯(PolyethyleneTerephthalate，PET)作为基板21。但是，只要是具有柔软性、易加工性和耐热性中的至少一个以上的特征的塑料材料等树脂材料，则并无特别限定。其他例子例如可列举聚乙烯、聚丙烯及聚萘二甲酸乙二酯等通用塑料。另外，在需要高耐热性的情况下，优选聚酰亚胺。
·电极22
如上所述，也可以使用金作为电极22的材料。但是，只要是具有导电性、稳定性(例如，不易氧化或具有耐盐性)的金属或碳材料，则并无特别限定。例如，电极22的材料可列举铂、钯、碳等。
在使用金属材料作为电极22的情况下，也可以将金属材料蒸镀(包含溅射)于基板21。其他形成方法有印刷、镀敷及旋涂等。
在使用碳作为电极22的情况下，也可以印刷碳膏而形成电极22。另外，在将探针12的上表面和背面中的一个面设为作用电极，并将另一个面设为对电极的情况下，作用电极和对电极也可以使用不同的电极材料。
·试剂层23
如上所述，在试剂层23中，包含至少可与分析物发生氧化还原反应的氧化还原酶。若氧化还原酶为脱氢酶(dehydrogenase)，则还包含电子中介物。另外，也可以是如下体系，即，即使氧化还原酶为氧化酶(oxidase)，仍使用电子中介物的体系。即，只要是以电化学方式检测由氧化酶与葡萄糖的氧化还原反应产生的过氧化氢的体系，则虽无需电子中介物，但也可使用电子中介物，以电化学方式进行检测。在此情况下，试剂层23中除了包含氧化酶之外，还包含电子中介物。
若是检测葡萄糖的体系，则氧化还原酶的例子可列举葡糖氧化酶及葡糖脱氢酶。关于葡糖脱氢酶，从对于麦芽糖的反应性低的观点出发，较理想的是黄素腺嘌呤二核苷酸(flavin adenine dinucleotide，FAD)结合型葡糖脱氢酶，例如优选源于曲霉属(genusAspergillus)(米曲霉(oryzae)或土曲霉(terreus))或者毛霉属(genus Mucor)的酶。
电子中介物例如可列举锇络合物、钌络合物、醌类化合物、吩嗪类化合物及二茂铁类化合物等。另外，电子中介物可列举这些物质的衍生物等。
·参比层24
如上所述，也可以使用银/氯化银(Ag/AgCl)作为参比层24的材料。也可以在电极22上丝网印刷或涂布Ag/AgCl膏(油墨)后，进行干燥而形成参比层24。作为其他的形成方法，也可以在电极22上例如印刷、涂布或镀敷银(Ag)，然后，对表面进行氯化处理而形成该参比层24。
此外，对于本公开的传感器1，示出了实现精度更好的测量的作用电极、对电极及参比电极的三电极结构的例子，但也可以是作用电极及对电极的双电极结构。
·薄膜25
也可以使用将粘接片(例如，丙烯系、橡胶系或热熔系)贴在材料与基板21相同的片材上而成的薄膜作为薄膜25。另外，也可以使用材料与基板21不同的片材。另外，也可以将粘接片单体作为薄膜25。也可以使用热/光塑性抗蚀膜作为薄膜25。
对于薄膜25而言，例如从试剂涂布的观点出发，优选与薄膜上的液体之间的接触角度大于与开口部的液体之间的接触角度，且上述两个接触角度之差越大越好。例如，较理想的是，薄膜上的与液体之间的接触角度为90°以上，且开口部的与液体之间的接触角度为50°以下。即使是不具有此种接触角度的材质，通过实施对薄膜表面的疏水加工和对开口部的亲水处理中的至少一者，也可具有所述接触角度。
薄膜25具有1μm以上且150μm以下的厚度，优选具有3μm以上且50μm以下的厚度，更优选具有5μm以上且30μm以下的厚度。也可以印刷抗蚀油墨而形成薄膜25。
·保护膜
具有试剂层23的探针12向生物体2内***而使用。因此，包覆试剂层23的表面的保护膜优选具有不会吸附蛋白质或细胞的、或者不易吸附蛋白质或细胞的生物体相容性。一般而言，保护膜优选由具有如上所述的性质的聚合物形成。
聚合物的例子例如可列举甲基丙烯酸甲酯与甲基丙烯酸羟乙酯的共聚物、甲基丙烯酸丁酯与甲基丙烯酸羟乙酯的共聚物、聚(2-甲基丙烯酰氧乙基磷酰胆碱-甲基丙烯酸正丁酯)等。此外，也可将具有与这些已例示的聚合物相同的主链的、侧链上具有能够与连接肽发生反应的反应基的(甲基)丙烯酸酯系化合物，用作作为高分子量聚合物的具体例而被列举的、具有甲基丙烯酰基或丙烯酰基的“乙烯系聚合物”。
图5是用来说明试剂层23与薄膜25之间的位置关系的图。图5示出了探针12的尖端部分的平面图。在图5中，对与图3相同的结构要素标记了相同的附图标号。
图5示出了探针12的制造工序的一部分。图5所示的“形成薄膜”对应于上述(4)的工序。“施加试剂液”及“使已施加的试剂液干燥”对应于上述(5)的工序。“微调”对应于上述(6)的工序。“切割传感器”对应于上述(7)的工序。“形成保护膜”对应于上述(8)的工序。
此外，在图5中，省略了上述(1)～(3)的工序的说明。在经过上述(1)～(3)的工序之后，继续进行图5所示的“形成薄膜”的工序。另外，在图5中，省略了保护膜的图示。
图6是图5的DD线向视剖视图。在作用电极22a上，配置具有开口的薄膜25。接着，在薄膜25的开口部分滴加试剂，并使其干燥。由此，如图6所示，在探针12的***方向上，夹在薄膜25之间地形成试剂层23。即，试剂层23容纳并形成在由薄膜25的开口规定的区域内。换句话说，薄膜25在电极22上邻接于试剂层23。
此外，也可以不形成***方向侧的薄膜25。例如，也可以无图5及图6所示的左侧的薄膜25。
图7是探针12的试剂层23部分的立体图。如图7所示，探针12包括形成有试剂层23的上表面31、与上表面31相向的背面32、连接上表面31与背面32的侧面33、以及与侧面33相向且连接上表面31与背面32的侧面34。图7所示的箭头X2表示探针12向生物体2***的***方向。
探针12的宽度方向上的上表面31的端部具有去除了试剂层23和电极22而成的台阶状的微调部35、36。微调部35、36是以至少与试剂层23接触的位置关系形成的。换句话说，试剂层23在上表面31的宽度方向上从一端延伸到另一端地形成探针12的上表面31，且形成探针12的侧面的一部分(也参照图4A的试剂层23)。
也可以理解为上述传感器1具备下述的结构要素。
传感器1具有主体11和探针12。探针12向生物体2内***，取得用于连续或半连续地测量分析物的电信号。
基板21具有第一面(例如，上表面31)和与第一面相向的第二面(例如，背面32)。另外，基板21具有连接第一面与第二面，且沿着探针12的***方向延伸的面即第三面及第四面(例如，侧面33、34)。
作用电极22a在基板21的第一面上，由第一电极材料形成。
试剂层23配置于作用电极22a的一部分。
在与沿着探针12向生物体2内***的***方向的方向正交的方向上的第一面的两端部，去除试剂层23和第一电极材料而形成微调部35、36。
试剂层23包含氧化还原酶。微调部35、36是以至少与试剂层23接触的位置关系形成的。
薄膜25在向生物体2***的***方向上，在与探针12的尖端侧相反的方向邻接于试剂层23。
试剂层23不具有夹在电极22与薄膜25之间的部分。换句话说，薄膜25并不配置在试剂层23上。薄膜25可以在探针12的尖端侧邻接于试剂层23，也可以不邻接于试剂层23。换句话说，在探针12的尖端侧，可以形成薄膜25，也可以不形成薄膜25。
也可以理解为上述传感器1具备下述的制造工序。
首先，准备在第一面上形成有第一电极材料的作用电极22a的基板21(基板片材)。
接着，在第一面的规定的位置，施加包含氧化还原酶的试剂液。
接着，使试剂液干燥，形成试剂层23。
接着，对基板21上的试剂层23的规定的位置进行微调，形成去除试剂层23及形成在试剂层23下部的作用电极22a而成的微调部。
接着，以呈规定的形状(图3的(A)所示的探针12的形状)的方式，对基板21进行切割。在对基板21进行切割的位置包含微调部35、36。
此外，也可以在形成试剂层23的探针12的尖端部分形成保护膜。保护膜具有至少可使分析物(葡萄糖)渗透的孔。
另外，对电极22c可以形成于基板21的第一面，也可以形成于第二面。在基板21的第一面和第二面这两者或其中一者上，也可以形成与对电极22c不同的其他的对电极(第二对电极)。
另外，参比电极22b也可以形成于第一面～第四面中的至少一个面。在将参比层24形成于第一面的情况下，也可以在上表面配置薄膜25，并使第三面侧露出。
另外，也可以在从探针12的***方向上的第一面的末端侧(探针12的尖端)起的规定距离内不形成试剂层23。
另外，试剂层23的一部分(端部)也可以夹在电极22与薄膜25之间。试剂层23也可以不具有夹在电极22与薄膜25之间的部分。
如上所述，传感器1具有向生物体2内***的探针12，对分析物进行测量。探针12具有基板21、形成在基板21上的电极22、以及形成在电极22上且包含氧化还原酶的试剂层23。在探针12的宽度方向上的至少一个端部，沿着探针12向生物体2内***的***方向，对试剂层23和电极22进行微调。
由此，抑制传感器1的由制造工序产生的性能偏差。例如，即使滴加到电极22上的试剂层23处于边缘部分比中央部厚的“咖啡环状态”，也能够通过微调，利用环内的均匀(均质)的部分作为试剂层23。
另外，在按探针12的形状进行切割时，能够使刀尖不接触试剂层23，从而能够减轻试剂层23的裂痕。
另外，在按探针12的形状进行切割时，能够使刀尖不接触试剂层23，从而能够抑制试剂的污染(contamination)。
另外，如上所述，通过如下工序制造传感器1所具有的探针12，上述工序是指在基板21上形成电极22的工序；在电极22上形成包含氧化还原酶的试剂层23的工序；以及在探针12的宽度方向上的至少一个端部，沿着探针12向生物体2内***的***方向，对试剂层23和电极22进行微调的工序。
由此，抑制传感器1的由制造工序产生的性能偏差。例如，即使滴加到电极22的试剂层23处于咖啡环状态，也能够通过微调，利用环内的均匀(均质)的中央部分作为试剂层23。
另外，在按探针12的形状进行切割时，能够通过微调，使刀尖不接触试剂层23，因此，能够减轻试剂层23的裂痕。另外，能够抑制试剂的污染。
另外，如上所述，薄膜25是以在试剂层23的***方向的两端部邻接于试剂层23的方式，配置在电极22上的。
由此，抑制传感器1的由制造工序产生的性能偏差。例如，能够通过薄膜25来决定滴加试剂的位置，从而能够在微调之前形成均匀的试剂层23。
(变形例1)
探针12也可以在宽度方向的一端具有微调部。即，微调部也可以为一个。
图8是探针12的尖端部分的平面图。在图8中，对与图3相同的结构要素标记了相同的附图标号。图8示出了在探针12的宽度方向上并排地形成作用电极22a和对电极22c的例子。在图8中，省略了薄膜25的图示。
在探针12的宽度方向的一端侧以跨越探针12的宽度的方式形成试剂层23。在探针12的宽度方向的另一端侧，以不跨越探针12的宽度的方式形成试剂层23。例如，在图8的例子中，以跨越探针12的右端的方式，且以不跨越探针12的左端的方式，形成试剂层23。
探针12具有微调部41。微调部41形成在试剂层23跨越了探针的宽度的一侧(图6中的右侧)。对试剂层23及作用电极22a进行微调而形成微调部41。基板21由于微调部41而露出。
这样，探针12也可以在宽度方向的一端具有微调部。由此，也会抑制传感器1的由制造工序产生的性能偏差。
(变形例2)
试剂层23也可以在探针12的***方向上，超出到由薄膜25规定的区域外。
图9是用来说明试剂层23与薄膜25之间的位置关系的图。图9示出了探针12的尖端部分的平面图。在图9中，对与图3相同的结构要素标记了相同的附图标号。
图9示出了探针12的制造工序的一部分。图9所示的“施加试剂液”及“使已施加的试剂液干燥”对应于上述(5)的工序。“形成薄膜”对应于上述(4)的工序。“微调”对应于上述(6)的工序。“切割传感器”对应于上述(7)的工序。“形成保护膜”对应于上述(8)的工序。
此外，在图9中，省略了上述(1)～(3)的工序的说明。在经过上述(1)～(3)的工序之后，继续进行图9所示的“施加试剂液”的工序。另外，在图9中，省略了保护膜的图示。
图10是图9的EE线向视剖视图。在试剂层23上，配置具有开口的薄膜25。薄膜25是以使开口部分位于试剂层23的方式配置的。薄膜25的开口是以在试剂层23的***方向(箭头X2的方向)的两端与试剂层23重叠的方式形成的。即，薄膜25的一部分在试剂层23的***方向的两端，重叠在试剂层23上。另外，薄膜25的一部分在微调部的***方向的两端，重叠在微调部上。
此外，也可以不形成***方向侧的薄膜25。例如，也可以无图9及图10所示的左侧的薄膜25。
这样，薄膜25是以在试剂层23的***方向的两端部重叠于试剂层23及微调部的方式，配置在电极22上的。
由此，抑制传感器1的由制造工序产生的性能偏差。例如，能够由薄膜25将试剂层23的在探针12的***方向上的端部(咖啡环的边缘部分)覆盖，并使试剂层23的均匀的部分露出。
(变形例3)
对薄膜25的开口形状的例子进行说明。
图11是表示薄膜25的开口形状的例子的图。图11的(A)及图11的(B)的标记有影线的部分表示微调部。图11的(A)及图11的(B)所示的多边形状及圆形状等图形表示薄膜25的开口部分的形状。图11所示的箭头X2表示探针12向生物体2***的***方向。
在图11的(A)中，在试剂层23的***方向的两端形成薄膜25(例如，参照图5及图6)。在图11的(B)中，在试剂层23的与尖端侧相反的一侧的一端形成薄膜25(例如，形成图5及图6的右侧的薄膜25，而不形成左侧的薄膜25)。这样，薄膜25的开口形状也可以具有各种形状。
(变形例4)
对传感器1的大小的一例进行说明。
图12是用来说明传感器1的大小的一例的图。在图12中，对与图3及图7相同的结构要素标记了相同的附图标号。在图12中，省略了薄膜25的图示。
探针12的尖端部分的宽度D1例如为70μm以上且1700μm以下。宽度D1优选为70μm以上且600μm以下，更优选为70μm以上且400μm以下。
微调部35、36的宽度D2例如为5μm以上。只要是符合如下条件，即，只要是符合相对于探针12的尖端部分的宽度，具有能够确保试剂层23的宽度这一条件，则宽度D2并无特别限定。在想要增大微调部35、36的宽度D2的情况下，能够通过多次照射激光来实现。
以上，参照附图对实施方式进行了说明，但本公开并不限定于这些例子。只要是本领域技术人员，显然能够在权利要求书中记载的范围内想到各种变更例或修正例。应当了解的是，这些变更例或修正例也属于本公开的技术范围。另外，可以在不脱离本公开主旨的范围内，将实施方式中的各结构要素任意组合。
在2020年2月27日提出的日本专利申请特愿2020-031665号以及在2020年2月27日提出的日本专利申请特愿2020-031668号中包含的说明书、附图及说明书摘要的公开内容全部引用于本申请。
本公开对于生物传感器例如CGM传感器是有用的。
附图标记说明
1 传感器
2 生物体
11 主体
12 探针
21 基板
22 电极
22a 作用电极
22b 参比电极
22c 对电极
23 试剂层
24 参比层
25 薄膜
31 上表面
32 背面
33、34 侧面
35、36 微调部。

Claims (13)

1.一种传感器，其具有向生物体内***的探针并测量分析物，该传感器的特征在于，
所述探针包括：
基板；
电极，形成在所述基板上；以及
试剂层，形成在所述电极上，
在所述探针的宽度方向上的至少一个端部，沿着所述探针向所述生物体内***的***方向去除了所述试剂层及所述电极。
2.如权利要求1所述的传感器，其中，
还包括保护膜，该保护膜覆盖所述试剂层，且具有使所述分析物渗透的孔。
3.如权利要求1所述的传感器，其中，
所述电极包括参比电极、作用电极及对电极，
所述试剂层至少形成在所述作用电极上。
4.如权利要求3所述的传感器，其中，
所述对电极形成在第一面和第二面中的一者上，所述第一面是所述基板的与形成所述试剂层的一侧的面相同侧的面，所述第二面是所述基板的与所述第一面相反的一侧的面。
5.如权利要求4所述的传感器，其中，
所述参比电极形成在所述第一面、所述第二面、第三面和第四面中的至少一者上，所述第三面是连接所述第一面与所述第二面的面，所述第四面是与所述第三面相向的面。
6.如权利要求5所述的传感器，其中，
所述参比电极形成在所述第一面上，
所述参比电极上配置薄膜，并且，
所述参比电极在所述第三面或所述第四面露出。
7.如权利要求1所述的传感器，其中，
从所述探针的尖端隔开地形成所述试剂层。
8.如权利要求1所述的传感器，其中，
在配置于所述电极上的薄膜的开口滴加试剂并使其干燥，从而形成所述试剂层。
9.如权利要求1所述的传感器，其中，
去除所述试剂层及所述电极的部分位于所述探针的宽度方向的端部。
10.如权利要求1所述的传感器，其中，
还包括薄膜，该薄膜配置在所述电极上，且在所述试剂层的与所述探针向生物体内***的***方向相反的一侧的端部，与所述试剂层邻接。
11.如权利要求10所述的传感器，其中，
所述薄膜的一部分重叠于所述试剂层上。
12.一种传感器的制造方法，该传感器具有向生物体内***的探针并测量分析物，该制造方法的特征在于，
通过以下工序来制造所述探针：
在基板上形成电极的工序；
在所述电极上形成试剂层的工序；以及
在所述探针的宽度方向上的至少一个端部，沿着所述探针向所述生物体内***的***方向去除所述试剂层及所述电极的工序。
13.如权利要求11所述的传感器的制造方法，其中，
还包括在所述电极上配置薄膜的工序，该薄膜在所述试剂层的与所述探针向生物体内***的***方向相反的一侧的端部与所述试剂层邻接。
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Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2024005025A1 (ja) * 2022-07-01 2024-01-04 Ｐｈｃホールディングス株式会社 センサ及びその製造方法

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000146890A (ja) * 1998-11-17 2000-05-26 Kdk Corp 電極面積の規制方法
US8696917B2 (en) * 2009-02-09 2014-04-15 Edwards Lifesciences Corporation Analyte sensor and fabrication methods
EP3912551B1 (en) * 2009-02-26 2023-08-30 Abbott Diabetes Care, Inc. Method of calibrating an analyte sensor
US9743871B2 (en) * 2012-09-24 2017-08-29 Dexcom, Inc. Multiple electrode system for a continuous analyte sensor, and related methods
JP6290007B2 (ja) 2013-08-19 2018-03-07 松山株式会社 農作業機用リモコン操作装置
WO2018065954A1 (en) * 2016-10-07 2018-04-12 Debiotech S.A. Micro sensor
JP2020031668A (ja) 2016-12-28 2020-03-05 公益財団法人神戸医療産業都市推進機構 医療用接着剤
US20180328877A1 (en) * 2017-05-11 2018-11-15 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensors and methods for fabricating analyte sensors
JP2019078573A (ja) * 2017-10-20 2019-05-23 アークレイ株式会社 バイオセンサの製造方法
FI3700422T3 (fi) * 2017-10-24 2023-04-27 Roche Diabetes Care Gmbh Sähkökemiallinen anturi ja menetelmä sen valmistamiseksi
CN111655147A (zh) * 2018-01-29 2020-09-11 普和希控股公司 生物传感器探针用保护膜材料
JP2019170701A (ja) * 2018-03-28 2019-10-10 Ｐｈｃホールディングス株式会社 検体応答性酵素の外部への流出を防止する保護膜およびそのような保護膜が形成されたバイオセンサープローブ

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