JP4639465B2

JP4639465B2 - Biosensor

Info

Publication number: JP4639465B2
Application number: JP2000364225A
Authority: JP
Inventors: 和泰松本; 正次宮崎; 康彦澤田
Original assignee: Panasonic Corp; Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Corp; Panasonic Holdings Corp
Priority date: 2000-11-30
Filing date: 2000-11-30
Publication date: 2011-02-23
Anticipated expiration: 2020-11-30
Also published as: CN101059503B; CN101059504A; CN101059503A; CN101059504B; JP2002168821A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は試料液中の特定の成分を分析するバイオセンサに関し、特に試料液を毛細管現象にて供給する検体供給路を備えたバイオセンサにおいて、試料液を供給しやすいセンサ構造に特徴があるものである。
【０００２】
【従来の技術】
バイオセンサは、微生物、酵素、抗体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センサである。すなわち、固定化された生物材料が、目的の基質を認識したときに起こる反応、微生物の呼吸による酵素の消費、酵素反応、発光などを利用したものである。
【０００３】
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、グルコース、乳酸、コレステロール、ラクトース、尿素、アミノ酸用の酵素センサは、医療計測や食品工業に利用されている。酵素センサは、検体である試料液に含まれる基質と酵素との反応により生成する電子によって電子伝達体を還元し、測定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。このようなバイオセンサの一例として、例えば、特願平１１−３２４５１１号で提案されたようなセンサが知られている。
【０００４】
これは、ポリエチレンテレフタレートのような絶縁性基板上に、電気伝導性物質からなる測定電極、対電極ならびに検知電極が形成されており、これら電極上には試料液中の特定成分と特異的に反応する酵素や電子伝達体および水溶性高分子などを含む試薬層が形成されたものである。
【０００５】
そして、ある量の試料液を採取し、採取した試料液中の特定成分と試薬層との反応により生じる電流値を上記電極で検出するためのキャビティ（検体供給路）を形成するため、電極および試薬上の部分を細長く切り欠いたスペーサと、空気孔を形成したカバーとを絶縁性基板上に貼り合わせている。
【０００６】
このような構成のバイオセンサにおいて、試料液は検体供給路の入口から毛細管現象により検体供給路内に供給され、電極と試薬のある位置まで導かれる。そして電極上での試料液中の特定成分と試薬との反応により生じる電流値は、リードを通じて外部の測定装置に接続して読み取られる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、前述のような構成のバイオセンサにおいては、試料液を供給する検体供給路の入口において、検体供給路を形成する絶縁性基板とカバーとは、その平面視した端部は、同位置で同形状をしているので、試料液を供給する角度が小さかったり、また、誤って絶縁性基板の裏側（電極が形成されていない面）に試料液が付着した場合などに、再度試料液を供給しようとしても裏側に付着した試料液が邪魔をし、試料液の供給がうまくできず、測定ミスや測定誤差を誘発するという問題があった。
【０００８】
この発明は以上のような問題点を解消するためになされたもので、試料液の供給を正確且つ容易にできうるバイオセンサを提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明の請求項１にかかるバイオセンサは、第１の基板上に、切り欠け部を有するスペーサを介在させて、第２の基板を貼り合わせることにより、前記両基板間に試料液を採取しうる検体供給路を構成するとともに、この検体供給路は、前記両基板の一端部に入口を有するとともに、他端部に空気孔が設けられており、前記入口から前記空気孔に向けて毛細管現象により前記試料液が導入されるよう構成されたバイオセンサであって、
前記入口を構成する両基板の端部は、前記第１の基板を上面とする平面視において、互いに異なる形状をなしており、かつ、第１の基板上に配置される前記第２の基板は、前記入口方向に突出させたことを特徴とするものである。
【００１１】
また、発明の請求項２にかかるバイオセンサは、請求項１に記載のバイオセンサにおいて、前記バイオセンサの平面視において、入口を構成する両基板の端部は、互いに、０．１ｍｍ以上の距離のずれがあることを特徴としたものである。
【００１２】
また、発明の請求項３にかかるバイオセンサは、請求項２に記載のバイオセンサにおいて、
前記バイオセンサの平面視において、入口を構成する両基板の端部は、互いに、０．２５ｍｍ〜１．０ｍｍの距離のずれがあることを特徴としたものである。
【００１３】
また、発明の請求項４にかかるバイオセンサは、請求項２に記載のバイオセンサにおいて、
前記供給路の厚みは、０．０５ｍｍ〜０．３ｍｍであることを特徴としたものである。
【００１６】
また、本発明の請求項５にかかるバイオセンサは、請求項１〜４のいずれか１項に記載のバイオセンサにおいて、前記供給路内に、試料液を電気化学的に分析するための電極と試薬層とを設けたことを特徴としたものである。
【００１８】
【発明の実施の形態】
（実施の形態１）
以下に、本発明の実施の形態１にかかるバイオセンサについて図１を用いて説明する。なお、ここでは試料液中の特定物質と特異的に反応する分子識別素子として酵素を用いた酵素センサに関して具体的に示すものとする。
【００１９】
図１は本実施の形態１にかかるバイオセンサの分解斜視図及び断面図である。図１において、１は第１の絶縁性基板であり、この第１の絶縁性基板１上には、電気伝導性物質からなる測定電極２、対電極３、ならびに検知電極４が形成されている。
【００２０】
なお、ここでいう検知電極４は、検体量の不足を検知するための電極として機能するだけでなく、参照電極あるいは対電極の一部として用いることも可能である。
【００２１】
図１には、第１の絶縁性基板上に前記各電極が配置されたものを示すが、これらの電極は第１の絶縁性基板１上だけでなく、対向する第２の絶縁性基板８上に分割して配置されてもよい。
【００２２】
ここで好適な上記第１の絶縁性基板１及び第２の絶縁性基板８の材料としてはポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、ポリイミドなどがある。
【００２３】
また、各電極を構成する電気伝導性物質としては、金、白金、パラジウムなどの貴金属やカーボンなどの単体材料、あるいは、カーボンペーストや貴金属ペーストなどの複合材料があげられる。
【００２４】
前者の場合は、スパッタリング蒸着法などで、また後者の場合はスクリーン印刷法などを用いて容易に電気伝導性層を第１の絶縁性基板１あるいは第２の絶縁性基板８に形成することができる。
【００２５】
また、各電極の形成においては、上述したスパッタリング蒸着法やスクリーン印刷法などにより第１の絶縁性基板１あるいは第２の絶縁性基板８の全面、もしくは一部に前記電気伝導性層を形成した後、レーザなどを用いてスリットを設けることにより電極を分割形成することができる。また、あらかじめ電極パターンの形成された印刷版やマスク版を用いたスクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法などでも同様に電極を形成することが可能である。
【００２６】
このようにして形成された電極上には酵素、電子伝達体および親水性高分子などを含む試薬層５が形成されている。
【００２７】
ここで酵素としてはグルコースオキシダーゼ、ラクテートオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、コレステロールエステラーゼ、ウリカーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、ビリルビンオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼなどを、電子伝達体としてはフェリシアン化カリウム以外にもｐ−ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体などを用いることができる。
【００２８】
また、親水性高分子としては、カルボキシメチルセルロース、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、メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシメチルエチルセルロール、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリリジン等のポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、アクリル酸およびその塩、メタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸およびその塩、アガロースゲルおよびその誘導体などを用いることができる。
【００２９】
次に、前記第１の絶縁性基板１と第２の絶縁性基板８を、切り欠け部を有するスペーサ６と貼り合わせることにより、試料液が供給される検体供給路７を形成する。
【００３０】
ここで、従来のバイオセンサと大きく異なるのは、検体供給路７の試料液が供給される入口において、検体供給路７を形成する第１の絶縁性基板１と第２の絶縁性基板８とは、その平面視で見た端部が、互いに異なる位置に位置するよう、ずらして貼り合わされていることである。すなわち、第１の絶縁性基板１と第２の絶縁性基板８とは、検体供給路７の入口近くは同形状であるが、第２の絶縁性基板８とスペーサ６とを、第１の絶縁性基板１に対して、入口方向に突出させているのである。
【００３１】
これにより、試料液を供給する角度が不十分でも（小さくても）、正確且つ容易に試料液を吸引させることが可能となる。さらには、第１の絶縁性基板１の裏側へ試料液が付着するのを防止する効果もあわせ持ち、仮に基板の裏側へ試料液が付着した場合でも、再度試料液を供給することで、スムーズに試料液を供給することが可能となる。
【００３２】
このような効果を得るためには、前記第１の絶縁性基板１と第２の絶縁性基板８との平面視で見た端部のずれ、すなわち、図２に示す検体供給路７の中心線Ｌが、検体供給路７の入口近くにおける第１の絶縁性基板１と交わる点１４ａと第２の絶縁性基板８と交わる点１３ａとの間の距離Ｓ１は、０．１ｍｍ以上であることが望ましく、より好適には０．２５ｍｍ〜１．０ｍｍである。
【００３３】
なお、距離Ｓ１が０．１ｍｍ未満の場合には、距離が不十分であり、試料液を吸引する角度が小さい場合に、従来のバイオセンサと同様に試料液の供給がうまくいかない。
【００３４】
また、図３に示すような、第１の絶縁性基板１と第２の絶縁性基板８とが、検体供給路７の入口近くで異なる形状である場合でも、上述と同じ様な効果が得られる。
【００３５】
この場合においても、前記第１の絶縁性基板１と第２の絶縁性基板８との平面視で見た端部のずれ、すなわち、図４に示す検体供給路７の中心線Ｌが、検体供給路７の入口近くにおける第１の絶縁性基板１と交わる点１４ｂと第２の絶縁性基板８と交わる点１３ｂとの間の距離Ｓ２は、０．１ｍｍ以上であることが望ましく、より好適には０．２５ｍｍ〜１．０ｍｍである。
【００３６】
なお、上述の図１〜図４の構成において、試料液の検体供給路７への供給をより迅速におこなうには、検体供給路の高さ、すなわちスペーサ６の厚みは、０．０５〜０．３ｍｍの範囲であることが望ましい。
【００３７】
ここで、好適なスペーサ６の材料としては、ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、ポリイミド、ポリブチレンテレフタレート，ポリアミド，ポリ塩化ビニル，ポリ塩化ビニリデン、ポリイミド、ナイロンなどがあげられる。
【００３８】
また、第２の絶縁性基板８とスペーサ６とが一体化されたものと第１の絶縁性基板１との貼り合わせにより検体供給路７を形成しても構わない。
【００３９】
ここで、前記試薬層５は、電極上の全面もしくは一部に配置する以外にも、バイオセンサの性能を悪化させることのない範囲であれば、試料液が供給される検体供給路７内であればいずれの場所に配置しても構わない。
【００４０】
また、このような検体供給路７から構成されたバイオセンサへの試料液供給は毛細管現象により実現されるが、試料液のスムーズな供給を実現するうえでは検体供給路７内にバイオセンサ外部へ空気を逃がすための空気孔９が必要である。
【００４１】
ここで、空気孔９の配置は、試料液の供給を妨げない範囲であれば検体供給路７内のいかなる場所でもよい。
【００４２】
また、前記検体供給路７の内面に親水化処理を施すことで、より迅速且つ正確に試料液を検体供給路７内へ導入することが可能となる。
【００４３】
このような親水化の方法としては、第１の絶縁性基板１あるいは第２の絶縁性基板８自体やその表面へ界面活性剤などを展開したり、あるいは、サンドブラスト処理、放電加工、ノングレア処理、マット処理、化学メッキ等により基板材料の表面を粗面化するなどの方法がある。
【００４４】
このようにして形成されたバイオセンサにおいて、試料液中の特定成分と、酵素などを含む試薬層５との反応で得られた電流値は、測定電極２、対電極３、検知電極４のそれぞれのリード部１０、１１、１２を通じて、図示しない外部の測定装置に接続して読み取られる。
【００４５】
電流測定においては、本実施形態で述べた測定電極２、対電極３、検知電極４からなる三電極方式のほかにも測定電極２、対電極３のみからなる二電極方式などがあり、本発明で得られた効果を実現するためには何れの方式を用いてもよいが、３電極方式のほうがより正確な測定が可能である。
（具体例１）
ポリエチレンテレフタレートからなる第１の絶縁性基板上に、スパッタリング蒸着により、前記絶縁性基板の表面全面に約８ｎｍの厚みのパラジウム薄膜を形成した後、ＹＡＧレーザにより、前記薄膜の一部にスリットを設けることにより、測定電極、対電極、および検知電極に電極を分割形成した。その上に酵素、電子伝達体、親水性高分子などを含んだ水溶液を前記測定電極を中心にして対電極ならびに検知電極の一部を覆うように円状に滴下し、乾燥させることで試薬層を形成した。さらにその上からポリエチレンテレフタレートからなる切り欠け部を有するスペーサと、同じくポリエチレンテレフタレートからなる空気孔を有する第２の絶縁性基板（カバー）とを貼り合わせることで、血液が導かれる毛細管となる検体供給路を形成した。
【００４６】
なお、本発明の効果を確認するため、ここでは前記絶縁性基板と前記スペーサおよびカバーとの平面視で見た端部のずれ（Ｓ）が各々Ｓ＝０（従来センサ）、０．１、０．２５、０．５、１．０、２．０ｍｍである、計６種類の血糖値測定センサを作製した。
【００４７】
また、血液の検体供給路への供給をより迅速にするため、ここではカバーの表面（検体供給路の内面側）に、界面活性剤が塗工されているものを用いた。
【００４８】
図５はこのようにして形成した血糖値測定センサにおいて、血液の供給される角度によるセンサの血液吸引特性を確認するための試験方法を示すものであり、（表１）はその試験結果を示すものである。
【００４９】
【表１】

【００５０】
（表１）から明らかなように、Ｓ＝０ｍｍである従来センサでは、血液が供給される角度が小さい場合（０〜３０度）には血液が吸引しなかったり、きちんと吸引させるためには数回の供給動作をする必要があることがわかる。これは、供給角度が小さい場合には、血液を検体供給路に供給する際に、先ず血液が絶縁性基板の裏側に付着してしまい、再度、血液を検体供給路に供給しようとしても、その絶縁性基板の裏に付着した血液側に引っ張られてしまうためであると推測される。
【００５１】
これに対し、本発明のセンサにおいては、最も距離の短いＳ＝０．１ｍｍの場合においても、供給角度が小さい場合には数回の供給動作をする必要はあるものの全く吸引をしないというケースは無くなり、Ｓ＝０．２５ｍｍ以上あれば、いかなる吸引角度においても容易に血液を吸引させれることがわかる。
【００５２】
また、図６は、第１の絶縁性基板の裏側に、血液の吸引を妨げるように予め絶縁性基板の裏側へ、その先端から約５ｍｍの範囲に血液を付着させたものを用いた場合の、血液の供給される角度によるセンサの血液吸引特性を確認するための試験方法を示すものであり、（表２）はその試験結果を示すものである。
【００５３】
【表２】

【００５４】
（表２）から明らかなように、Ｓ＝０ｍｍである従来センサにおいては、血液供給角度が９０度以外では血液の吸引ができない状態であるのに対し、本発明のセンサを用いた場合にはＳ＝０．１ｍｍの時の血液供給角度が小さい場合で、吸引できない場合があるものの、Ｓ＝０．２５ｍｍ以上ではいかなる吸引角度においても容易に血液を吸引させれることがわかる。
【００５５】
このように本実施の形態によれば、検体供給路を形成する第１の絶縁性基板１と第２の絶縁性基板８との、その平面視で見た端部が、互いに異なる位置に位置するよう、ずらして貼り合わされていることにより正確且つ容易に試料液を吸引させることができる。
【００５６】
また、本実施の形態１では、バイオセンサとして酵素センサを例に挙げて説明したが、本発明は、試料液中の特定物質と特異的に反応する分子識別素子として酵素以外にも抗体、微生物、ＤＮＡ、ＲＮＡなども利用するバイオセンサにも同様に適応することができる。
【００５７】
【発明の効果】
以上のように本発明によれば、２枚の基板の貼り合わせにより、前記基板間に試料液を採取しうる検体供給路を構成し、その検体供給路には、前記両基板の端部に設けた開口を入口として、前記試料液が導入されるよう構成したバイオセンサであって、前記入口を構成する両基板の端部は、前記バイオセンサの平面視において、互いに異なる位置あるいは異なる形状にしたので、試料液を供給する角度が不十分でも（小さくても）、正確且つ容易に試料液を吸引させることができるという効果が得られる。さらには、第１の絶縁性基板１の裏側へ試料液が付着するのを防止する効果もあわせ持ち、仮に基板の裏側へ試料液が付着した場合でも、再度試料液を供給することで、スムーズに試料液を供給することができるという効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態におけるバイオセンサの分解斜視図及び断面図
【図２】同バイオセンサの検体供給路を示す拡大平面図
【図３】本発明の一実施の形態におけるバイオセンサの他の例を示す分解斜視図及び断面図
【図４】同バイオセンサの検体供給路を示す拡大平面図
【図５】本発明の実施の形態１におけるバイオセンサの血液吸引試験方法を示す説明図
【図６】同血液吸引試験方法の他の例を示す説明図
【符号の説明】
１第１の絶縁性基板
２測定電極
３対電極
４検知電極
５試薬層
６スペーサ
７検体供給路
８第２の絶縁性基板
９空気孔
１０，１１，１２リード部
１３ａ、１３ｂ検体供給路の中心線と第２の絶縁性基板との交点
１４ａ、１４ｂ検体供給路の中心線と第１の絶縁性基板との交点[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a biosensor for analyzing a specific component in a sample solution, and in particular, in a biosensor having a specimen supply path for supplying a sample solution by capillary action, the sensor structure is characterized by easy supply of the sample solution It is.
[0002]
[Prior art]
A biosensor is a sensor that utilizes the molecular recognition ability of biological materials such as microorganisms, enzymes, and antibodies, and applies biological materials as molecular identification elements. That is, the immobilized biological material utilizes a reaction that occurs when a target substrate is recognized, an enzyme consumption by respiration of microorganisms, an enzyme reaction, luminescence, and the like.
[0003]
Among biosensors, enzyme sensors are being put to practical use. For example, enzyme sensors for glucose, lactic acid, cholesterol, lactose, urea, and amino acids are used in medical measurement and the food industry. The enzyme sensor reduces the electron carrier by electrons generated by the reaction between the substrate and the enzyme contained in the sample liquid that is the specimen, and the measurement device electrochemically measures the reduction amount of the electron carrier, Perform quantitative analysis of specimens. As an example of such a biosensor, for example, a sensor as proposed in Japanese Patent Application No. 11-324511 is known.
[0004]
This is because measurement electrodes, counter electrodes, and detection electrodes made of an electrically conductive substance are formed on an insulating substrate such as polyethylene terephthalate. These electrodes react specifically with specific components in the sample solution. And a reagent layer containing an enzyme, an electron carrier, a water-soluble polymer, and the like.
[0005]
Then, a certain amount of sample solution is collected, and in order to form a cavity (analyte supply path) for detecting the current value generated by the reaction between the specific component in the collected sample solution and the reagent layer, A spacer in which a portion on the reagent is elongated and a cover having air holes are bonded to the insulating substrate.
[0006]
In the biosensor having such a configuration, the sample solution is supplied from the inlet of the sample supply path into the sample supply path by capillary action and guided to a position where the electrode and the reagent are located. The current value generated by the reaction between the specific component in the sample solution and the reagent on the electrode is read by connecting to an external measuring device through the lead.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the biosensor having the above-described configuration, at the entrance of the sample supply path for supplying the sample liquid, the insulating substrate and the cover forming the sample supply path are at the same end in plan view. Because it has the same shape, if the sample solution is supplied at a small angle, or if the sample solution is mistakenly attached to the back side of the insulating substrate (the surface on which no electrode is formed), the sample solution must be added again. Even when trying to supply, there is a problem that the sample liquid adhering to the back side gets in the way, and the sample liquid cannot be supplied well, leading to measurement errors and measurement errors.
[0008]
The present invention has been made to solve the above-described problems, and an object thereof is to provide a biosensor capable of accurately and easily supplying a sample solution.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
The biosensor according to claim 1 of the present invention collects a sample solution between the two substrates by attaching a second substrate on a first substrate with a spacer having a notch interposed therebetween. The sample supply path has an inlet at one end of both substrates and an air hole at the other end, and a capillary phenomenon from the inlet toward the air hole. A biosensor configured to introduce the sample solution by:
The ends of both substrates constituting the entrance have different shapes in plan view with the first substrate as the upper surface, and the second substrate disposed on the first substrate is and it is characterized in that protrudes to the inlet direction.
[0011]
The biosensor according to claim 2 of the present invention is the biosensor according to claim 1, wherein, in a plan view of the biosensor, the end portions of both substrates constituting the entrance are at a distance of 0.1 mm or more from each other. It is characterized by the deviation.
[0012]
A biosensor according to claim 3 of the invention is the biosensor according to claim 2,
In the plan view of the biosensor, the end portions of the two substrates constituting the inlet are characterized by being shifted from each other by a distance of 0.25 mm to 1.0 mm.
[0013]
A biosensor according to claim 4 of the invention is the biosensor according to claim 2 ,
The supply path has a thickness of 0.05 mm to 0.3 mm.
[0016]
Moreover, the biosensor according to claim 5 of the present invention is the biosensor according to any one of claims 1 to 4, wherein an electrode for electrochemically analyzing a sample solution is provided in the supply path. A reagent layer is provided.
[0018]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
(Embodiment 1)
The biosensor according to the first embodiment of the present invention will be described below with reference to FIG. Here, an enzyme sensor using an enzyme as a molecular identification element that specifically reacts with a specific substance in a sample solution is specifically shown.
[0019]
FIG. 1 is an exploded perspective view and a cross-sectional view of the biosensor according to the first embodiment. In FIG. 1, reference numeral 1 denotes a first insulating substrate. On the first insulating substrate 1, a measurement electrode 2, a counter electrode 3 and a detection electrode 4 made of an electrically conductive material are formed. .
[0020]
The detection electrode 4 here functions not only as an electrode for detecting the shortage of the sample amount but also as a part of the reference electrode or the counter electrode.
[0021]
FIG. 1 shows a structure in which each of the electrodes is arranged on a first insulating substrate. These electrodes are not only on the first insulating substrate 1 but also on a second insulating substrate 8 facing each other. It may be divided and arranged above.
[0022]
Suitable materials for the first insulating substrate 1 and the second insulating substrate 8 include polyethylene terephthalate, polycarbonate, polyimide, and the like.
[0023]
Examples of the electrically conductive substance constituting each electrode include noble metals such as gold, platinum and palladium, and simple materials such as carbon, or composite materials such as carbon paste and noble metal paste.
[0024]
In the former case, the electrically conductive layer can be easily formed on the first insulating substrate 1 or the second insulating substrate 8 by sputtering vapor deposition or the like, and in the latter case by screen printing or the like. it can.
[0025]
In the formation of each electrode, the electrically conductive layer was formed on the entire surface or a part of the first insulating substrate 1 or the second insulating substrate 8 by the above-described sputtering vapor deposition method or screen printing method. Thereafter, the electrodes can be divided and formed by providing slits using a laser or the like. Further, the electrodes can be similarly formed by a screen printing method or a sputtering deposition method using a printing plate or a mask plate on which an electrode pattern is formed in advance.
[0026]
A reagent layer 5 containing an enzyme, an electron carrier, a hydrophilic polymer, and the like is formed on the electrode thus formed.
[0027]
Here, glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, cholesterol esterase, uricase, ascorbate oxidase, bilirubin oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, etc. are used as the enzyme, and p-benzoquinone and its derivatives in addition to potassium ferricyanide. Phenazine methosulfate, methylene blue, ferrocene, and derivatives thereof can be used.
[0028]
Examples of hydrophilic polymers include carboxymethyl cellulose, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, methyl cellulose, ethyl cellulose, ethyl hydroxyethyl cellulose, carboxymethyl ethyl cellulose, polyvinyl alcohol, polyvinyl pyrrolidone, polylysine and other polyamino acids, polystyrene sulfonic acid, gelatin And derivatives thereof, acrylic acid and salts thereof, methacrylic acid and salts thereof, starch and derivatives thereof, maleic anhydride and salts thereof, agarose gel and derivatives thereof, and the like can be used.
[0029]
Next, the first insulating substrate 1 and the second insulating substrate 8 are bonded to a spacer 6 having a notch, thereby forming a sample supply path 7 through which a sample solution is supplied.
[0030]
Here, a significant difference from the conventional biosensor is that the first insulating substrate 1 and the second insulating substrate 8 that form the sample supply path 7 are formed at the inlet of the sample supply path 7 where the sample liquid is supplied. Is that the end portions viewed in a plan view are pasted so as to be located at different positions. That is, the first insulating substrate 1 and the second insulating substrate 8 have the same shape near the entrance of the sample supply path 7, but the second insulating substrate 8 and the spacer 6 are connected to the first insulating substrate 8 and the spacer 6. The insulating substrate 1 is projected in the entrance direction.
[0031]
Thereby, even if the angle at which the sample solution is supplied is insufficient (small), the sample solution can be sucked accurately and easily. Furthermore, it also has the effect of preventing the sample liquid from adhering to the back side of the first insulating substrate 1, and even if the sample liquid adheres to the back side of the substrate, it can be smoothly supplied by supplying the sample liquid again. It becomes possible to supply the sample solution to the liquid crystal.
[0032]
In order to obtain such an effect, the shift of the end portion of the first insulating substrate 1 and the second insulating substrate 8 as seen in plan view, that is, the center of the specimen supply path 7 shown in FIG. The distance S1 between the point 14a where the line L intersects the first insulating substrate 1 near the entrance of the specimen supply path 7 and the point 13a where the second insulating substrate 8 intersects is 0.1 mm or more. Is desirable, and more preferably 0.25 mm to 1.0 mm.
[0033]
When the distance S1 is less than 0.1 mm, the distance is insufficient, and when the sample liquid is sucked at a small angle, the sample liquid cannot be supplied as in the conventional biosensor.
[0034]
In addition, even when the first insulating substrate 1 and the second insulating substrate 8 have different shapes near the entrance of the specimen supply path 7 as shown in FIG. It is done.
[0035]
Also in this case, the deviation of the end portions of the first insulating substrate 1 and the second insulating substrate 8 as viewed in plan, that is, the center line L of the sample supply path 7 shown in FIG. The distance S2 between the point 14b that intersects the first insulating substrate 1 and the point 13b that intersects the second insulating substrate 8 near the inlet of the supply path 7 is preferably 0.1 mm or more, and more preferably. Is 0.25 mm to 1.0 mm.
[0036]
In the configuration of FIGS. 1 to 4 described above, in order to supply the sample liquid to the specimen supply path 7 more quickly, the height of the specimen supply path, that is, the thickness of the spacer 6 is 0.05 to 0. Desirably it is in the range of 3 mm.
[0037]
Here, suitable materials for the spacer 6 include polyethylene terephthalate, polycarbonate, polyimide, polybutylene terephthalate, polyamide, polyvinyl chloride, polyvinylidene chloride, polyimide, nylon and the like.
[0038]
In addition, the specimen supply path 7 may be formed by bonding the second insulating substrate 8 and the spacer 6 integrated with the first insulating substrate 1.
[0039]
Here, the reagent layer 5 is not disposed on the entire surface or a part of the electrode, but is within a range that does not deteriorate the performance of the biosensor. You may arrange in any place if there is.
[0040]
Further, the sample liquid supply to the biosensor constituted by such a specimen supply path 7 is realized by a capillary phenomenon, but in order to realize a smooth supply of the sample liquid, the specimen supply path 7 is provided outside the biosensor. An air hole 9 is required for air to escape.
[0041]
Here, the arrangement of the air holes 9 may be any place in the specimen supply path 7 as long as it does not interfere with the supply of the sample liquid.
[0042]
In addition, by applying a hydrophilic treatment to the inner surface of the specimen supply path 7, it is possible to introduce the sample liquid into the specimen supply path 7 more quickly and accurately.
[0043]
As such a hydrophilic method, a surface active agent or the like is developed on the first insulating substrate 1 or the second insulating substrate 8 itself or the surface thereof, or sandblasting, electric discharge machining, non-glare treatment, There are methods such as roughening the surface of the substrate material by mat processing, chemical plating, or the like.
[0044]
In the biosensor formed in this way, the current values obtained by the reaction between the specific component in the sample solution and the reagent layer 5 containing an enzyme or the like are the values of the measurement electrode 2, the counter electrode 3, and the detection electrode 4, respectively. Are connected to an external measuring device (not shown) through the lead portions 10, 11, and 12 of the above.
[0045]
In the current measurement, in addition to the three-electrode method including the measurement electrode 2, the counter electrode 3, and the detection electrode 4 described in the present embodiment, there is a two-electrode method including only the measurement electrode 2 and the counter electrode 3. Any method may be used to realize the effect obtained in (3), but the three-electrode method enables more accurate measurement.
(Specific example 1)
A palladium thin film having a thickness of about 8 nm is formed on the entire surface of the insulating substrate by sputtering deposition on a first insulating substrate made of polyethylene terephthalate, and then a slit is provided in a part of the thin film by a YAG laser. As a result, the electrodes were divided into the measurement electrode, the counter electrode, and the detection electrode. On top of that, an aqueous solution containing an enzyme, an electron carrier, a hydrophilic polymer, etc. is dropped in a circle so as to cover a part of the counter electrode and the detection electrode with the measurement electrode as the center, and dried to form a reagent layer Formed. Further, a specimen supply serving as a capillary tube through which blood is guided by bonding a spacer having a notch portion made of polyethylene terephthalate and a second insulating substrate (cover) having an air hole made of polyethylene terephthalate from above. A road was formed.
[0046]
In order to confirm the effect of the present invention, the deviations (S) of the insulating substrate, the spacer and the cover as viewed in a plan view are S = 0 (conventional sensor), 0.1, A total of six types of blood glucose level measurement sensors having a size of 0.25, 0.5, 1.0, and 2.0 mm were produced.
[0047]
Further, in order to make blood supply to the specimen supply path more rapid, here, the surface of the cover (the inner surface side of the specimen supply path) is coated with a surfactant.
[0048]
FIG. 5 shows a test method for confirming the blood suction characteristics of the blood glucose level measurement sensor formed in this way according to the angle at which the blood is supplied. Table 1 shows the test results. Is.
[0049]
[Table 1]

[0050]
As is clear from Table 1, in the conventional sensor in which S = 0 mm, when the angle at which blood is supplied is small (0 to 30 degrees), the blood is not sucked or is several times to suck properly. It can be seen that it is necessary to perform the supply operation once. This is because, when the supply angle is small, when blood is supplied to the sample supply path, the blood first adheres to the back side of the insulating substrate, and if blood is supplied again to the sample supply path, This is presumed to be due to being pulled to the blood side attached to the back of the insulating substrate.
[0051]
On the other hand, in the case of the sensor of the present invention, even when S = 0.1 mm, which is the shortest distance, if the supply angle is small, it is necessary to perform the supply operation several times, but there is a case where suction is not performed at all. It can be seen that if S = 0.25 mm or more, blood can be sucked easily at any suction angle.
[0052]
Further, FIG. 6 shows a case where blood is adhered to the back side of the insulating substrate in advance to the back side of the first insulating substrate so as to prevent blood suction in a range of about 5 mm from the tip. The test method for confirming the blood suction characteristics of the sensor according to the angle at which blood is supplied is shown, and (Table 2) shows the test results.
[0053]
[Table 2]

[0054]
As is clear from Table 2, the conventional sensor with S = 0 mm is in a state where blood cannot be sucked when the blood supply angle is other than 90 degrees, whereas when the sensor of the present invention is used. It can be seen that although the blood supply angle when S = 0.1 mm is small and suction is not possible, blood can be easily sucked at any suction angle when S = 0.25 mm or more.
[0055]
As described above, according to the present embodiment, the end portions of the first insulating substrate 1 and the second insulating substrate 8 that form the specimen supply path in a plan view are located at different positions. As a result, the sample liquid can be aspirated accurately and easily by being attached in a shifted manner.
[0056]
In the first embodiment, an enzyme sensor is described as an example of a biosensor. However, the present invention is not limited to an enzyme as a molecular identification element that specifically reacts with a specific substance in a sample solution. The present invention can be similarly applied to biosensors that utilize DNA, RNA, and the like.
[0057]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, a sample supply path capable of collecting a sample solution is formed between the substrates by bonding two substrates, and the sample supply path is formed at the end portions of the two substrates. A biosensor configured such that the sample liquid is introduced with the provided opening as an inlet, and the end portions of both substrates constituting the inlet are in different positions or different shapes in a plan view of the biosensor. Therefore, even if the angle at which the sample solution is supplied is insufficient (small), the effect that the sample solution can be sucked accurately and easily is obtained. Furthermore, it also has the effect of preventing the sample liquid from adhering to the back side of the first insulating substrate 1, and even if the sample liquid adheres to the back side of the substrate, it can be smoothly supplied by supplying the sample liquid again. The effect that the sample solution can be supplied to the is obtained.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an exploded perspective view and a cross-sectional view of a biosensor according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is an enlarged plan view showing a sample supply path of the biosensor. Exploded perspective view and cross-sectional view showing another example of the sensor FIG. 4 is an enlarged plan view showing the sample supply path of the biosensor. FIG. 5 shows the blood suction test method for the biosensor in the first embodiment of the present invention. Explanatory drawing [FIG. 6] Explanatory drawing showing another example of the blood suction test method [Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 1st insulating board | substrate 2 Measuring electrode 3 Counter electrode 4 Detection electrode 5 Reagent layer 6 Spacer 7 Sample supply path 8 Second insulating board 9 Air hole 10, 11, 12 Lead part 13a, 13b Center of sample supply path Intersection points 14a and 14b between the line and the second insulating substrate Intersection points between the center line of the sample supply path and the first insulating substrate

Claims

第１の基板上に、切り欠け部を有するスペーサを介在させて、第２の基板を貼り合わせることにより、前記両基板間に試料液を採取しうる検体供給路を構成するとともに、この検体供給路は、前記両基板の一端部に入口を有するとともに、他端部に空気孔が設けられており、前記入口から前記空気孔に向けて毛細管現象により前記試料液が導入されるよう構成されたバイオセンサであって、
前記入口を構成する両基板の端部は、前記第１の基板を上面とする平面視において、互いに異なる形状をなしており、かつ、第１の基板上に配置される前記第２の基板は、前記入口方向に突出させたことを特徴とするバイオセンサ。A sample supply path capable of collecting a sample solution is formed between the two substrates by attaching a second substrate on a first substrate with a spacer having a cutout portion interposed therebetween. The path has an inlet at one end of both substrates and an air hole at the other end so that the sample solution is introduced from the inlet toward the air hole by capillary action. A biosensor,
The ends of both substrates constituting the entrance have different shapes in plan view with the first substrate as an upper surface, and the second substrate disposed on the first substrate is The biosensor is characterized by projecting in the inlet direction.

前記バイオセンサの平面視において、入口を構成する両基板の端部は、互いに、０．１ｍｍ以上の距離のずれがあることを特徴とする請求項１に記載のバイオセンサ。2. The biosensor according to claim 1, wherein, in a plan view of the biosensor, the end portions of both substrates constituting the entrance are shifted from each other by a distance of 0.1 mm or more.

前記バイオセンサの平面視において、入口を構成する両基板の端部は、互いに、０．２５ｍｍ〜１．０ｍｍの距離のずれがあることを特徴とする請求項２に記載のバイオセンサ。3. The biosensor according to claim 2, wherein, in a plan view of the biosensor, the end portions of both substrates constituting the inlet are displaced from each other by a distance of 0.25 mm to 1.0 mm.

前記供給路の厚みは、０．０５ｍｍ〜０．３ｍｍである、請求項２に記載のバイオセンサ。The biosensor according to claim 2, wherein the supply path has a thickness of 0.05 mm to 0.3 mm.

前記供給路内に、試料液を電気化学的に分析するための電極と試薬層とを設けたことを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載のバイオセンサ。The biosensor according to any one of claims 1 to 4, wherein an electrode and a reagent layer for electrochemically analyzing the sample solution are provided in the supply path.