CN100401050C - 生物传感器 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种把试样液导入试样供给通路内，用检测电极检测的生物传感器中的提高其检测精度的办法。该生物传感器在第1绝缘性基板(1)上备有由测定电极(2)、对电极(3)及检测电极(4)构成的电极部、导入试样液的试样供给通路(7)和用于定量试样液中所含基质的试剂层(5)。检测电极(4)在试样液到达检测电极(4)以前，形成离测定电极(2)的距离仅为淹没测定电极(2)的距离。
Description
技术领域
本发明涉及把试样液中所含的基质进行定量的生物传感器。
背景技术
生物传感器，利用其对微生物、酶、抗体、DNA、RNA等生物材料的分子识别能力，是把生物材料用作分子识别元件的传感器。即是利用被固定的生物材料利用识别目的基质时产生的反应、微生物呼吸引起的氧消耗、酶反应和发光等的传感器。在生物传感器中，酶传感器的实用化在不断发展，例如，葡萄糖、乳酸、尿素、氨基酸用的酶传感器在医疗检测及食品工业上已得到应用。
例如，酶传感器通过由作为检测对象的试样液中所含的基质和酶等的反应生成的电子还原成电子受体，测定装置通过电化学检测该电子受体的还原量进行试样的定量分析。作为这种生物传感器之一例，例如，在PCT/JP00/08012号中提出的传感器。
如图4所示，它是在聚对苯二甲酸乙二酯等绝缘性基板1上，把由导电性物质构成的测定电极2(也称之为作用电极)、对电极3以及检测电极4靠近连接而形成的，在这些电极上形成试剂层5，该试剂层含有与试样液中特定成分产生特异反应的酶和电子传送体以及水溶性高分子等。
而且，在其上把用于形成试样供应通路7的具有切口部的隔板6、以及具有气孔9的盖8(第2绝缘性基板)加以重迭连接。在这里，隔板6的切口部的一端贯通设在盖8的气孔9。
下面，采用有这种结构的现有的生物传感器，对测定作为试样的试样液中所含基质时的试样吸引确认系统加以说明。
首先，采用连接在生物传感器上的测定装置(图中未示出)，在对电极3或测定电极2、检测电极4之间施加一定电压的状态下，把试样液供给试样供给通路7的入口。试样液通过毛细管现象被吸引至试样供给通路7的内部，通过对电极3以及测定电极2上，到达检测电极4，试剂层5开始溶解。此时，测定装置检测在对电极3或测定电极2、检测电极4之间产生的电学变化，开始测定动作。
但是，在上述生物传感器中，对电极3、测定电极2以及检测电极4靠近配置，例如，如图5及图6所示，在供给试样供给通路7的试样液量不充分时，在试样液不完全淹没测定电极2的状态下，在到达检测电极4就开始测定动作，所以显示出与试样液充分填充的图7相比低的响应值，产生生物传感器性能恶化的问题。还有，在图5至图7的平面图中，为了便于看图，试剂层5未示出。
发明内容
本发明为了解决上述问题，通对对检测电极的配置位置以及形状加以悉心研究，提供一种试样检测精度高、测定精度良好的高性能生物传感器。
为了解决上述课题，本发明的一个实施方案的生物传感器具有：第1绝缘性基板及第2绝缘性基板；至少具有测定电极、对电极及检测电极的电极部；往上述电极部导入所述试样液的试样供给通路；用于定量上述试样液中所含基质的试剂。上述电极部、所述试样供给通路和所述试剂存在于上述第1绝缘性基板和上述第2绝缘性基板之间；所述电极部在上述第1绝缘性基板或上述第2绝缘性基板的任何一种或两种的整个或部分内面上形成；所述检测电极在上述试样液到达所述检测电极以前，离上述测定电极有充分淹没上述测定电极的距离。
而且，该生物传感器的检测电极的形状，在所述试样供给通路中，为其中央部分突出至最接近上述测定电极位置的形状。另外，检测电极的两端部也可以呈位于与上述中央部分比要远离测定电极的形状。
另外，作为检测电极的形状，在试样供给通路内的中央部位，也可以是向试样入口方向突出的形状。
位于这种试样供给通路中的检测电极形状可以是V字形、U字形或凸字形。
本发明的生物传感器，其用于确定在试样液中含有的基质数量，其具有：第1绝缘性基板及第2绝缘性基板、至少具有测定电极、对电极及检测电极的电极部、把所述试样液导入所述电极部的试样供给通路、用于确定所述试样液中所含基质数量的试剂；所述电极部、所述试样供给通路和所述试剂存在于所述第1绝缘性基板和所述第2绝缘性基板之间；所述电极部在所述第1绝缘性基板或所述第2绝缘性基板任何一种或两种的全部或部分内面上形成；所述检测电极在所述试样液到达所述检测电极以前，离所述测定电极仅有完全淹没所述测定电极的距离；所述检测电极形成突出的形状，在所述试样供给通路内其一部分位于最接近所述测定电极的位置。
本发明的生物传感器，其用于确定在试样液中含有的基质数量，其具有：第1绝缘性基板及第2绝缘性基板、至少具有测定电极、对电极及检测电极的电极部、把所述试样液导入所述电极部的试样供给通路、用于确定所述试样液中所含基质数量的试剂；所述电极部、所述试样供给通路和所述试剂存在于所述第1绝缘性基板和所述第2绝缘性基板之间；所述电极部在所述第1绝缘性基板或所述第2绝缘性基板任何一种或两种的全部或部分内面上形成；所述检测电极在所述试样液到达所述检测电极以前，离所述测定电极仅有完全淹没所述测定电极的距离；所述检测电极形成突出的形状，在所述试样供给通路内其中央部分位于最接近所述测定电极的位置。附图说明
图1是本发明1实施方案的生物传感器分解立体图及平面图；
图2是本发明实施方案的另一生物传感器的分解立体图及平面图；
图3是列举的本发明实施方案的气孔配置在试样供给通路中的分解侧视图及平面图；
图4是现有的生物传感器分解侧视图及平面图；
图5是表示把试样液导入试样供给通路内的状态图；
图6是表示把试样液导入试样供给通路内的状态图；
图7是表示把试样液充分导入试样供给通路内的状态图。
具体实施方式
下面通过图1对本发明实施方案中的生物传感器加以说明。还有，这里具体示出采用酶作为与试样液中特定成分进行特异反应的分子识别元件的酶传感器。
图1是本发明实施方案的生物传感器分解侧视图及平面图。在图1中，1是第1绝缘性基板，在该第1绝缘性基板1上，形成由导电性物质构成的测定电极2、对电极3以及检测电极4。
这里，与现有的生物传感器有很大不同的是在试样供给通路7中，检测电极4离开对电极3及测定电极2并具有规定的距离及形状。
还有，这里所谓规定的距离，系指试样液供给试样供给通路7后至到达检测电极4时，完全淹没测定电极2的距离，这可以根据试样供给通路宽度任意设定。
另外，所谓规定形状，最好是将检测电极4的形状为位于在试样供给通路7内的中央部分最接近上述测定电极2的位置及在试样供给通路7的两端部分远离中央部分位置的形状。具有这种形状的是V字、U字、凸字形，或者是将它们组合起来的形状，其中V字形是最优选的。
由于具有这样的距离及形状，试样液可以完全淹没测定电极，开始测定。然后，在图4、图5那种未完全淹没测定电极2、试样液的供给不充分的场合，可以防止错误地开始测定。另外，采用上述检测电极4的形状，由于可以配置在更接近于测定电极的位置，所以在进行生物传感器测定的必要试样液量也可能更少。
还有，在图1中，测定电极2和检测电极4之间的空间没有作为电极的功能，但可作为图2所示的对电极3的一部分。
另外，这里的所谓检测电极4不仅可用作检测试样量不足的电极功能，而且也可用作对电极的一部分。
另外，图1示出在第1绝缘性基板上配置上述各电极的状态，但这些电极不仅在第1绝缘性基板1上，而且也可在相对的第2绝缘性基板8上分割配置。
这里作为优选的上述第1绝缘性基板1及第2绝缘性基板8的材料，可以采用聚对苯二甲酸乙二酯、聚碳酸酯、聚酰亚胺等。
另外，作为构成各电极的导电性物质，可以举出金、铂、钯等贵金属以及碳等单体材料，或者，碳糊及贵金属糊等复合材料。
前者，采用溅射蒸镀法等，而后者，采用网板印刷法等可容易地在第1绝缘性基板1或第2绝缘性基板8上形成导电层。
另外，在各电极形成中，采用上述溅射蒸镀法及网板印刷法等，在第1绝缘性基板1或第2绝缘性基板8的整个面或一部分面上形成上述导电性层后，用激光等设置窄缝可分割形成电极。另外，采用预先形成的电极图案的印刷版或采用掩模版的网板印刷法或溅射蒸镀法等，同样也可以形成电极。
在这样形成的电极上，形成含酶、电子传送体及亲水性高分子等的试剂层5。
这里，作为酶可以采用葡萄糖氧化酶、乳糖氧化酶、胆甾醇氧化酶、胆甾醇酯酶、尿酸酶、抗坏血酸氧化酶、胆红素氧化酶、葡萄糖去氢琼脂酶、乳糖去氢琼脂酶等，作为电子传送体可以采用铁氰化钾以外还可采用对-苯醌及其衍生物、吩嗪硫酸二甲酯、亚甲蓝、二茂铁及其衍生物等。
另外，作为亲水性高分子，可以采用羧甲基纤维素、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、羧甲基乙基纤维素、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚赖氨酸等聚氨基酸、聚苯乙烯磺酸、明胶及其衍生物、丙烯酸及其盐、甲基丙烯酸及其盐、淀粉及其衍生物、马来酸酐及其盐、琼脂糖凝胶及其衍生物等。
其次，通过把上述第1绝缘性基板1和第2绝缘性基板8，与具有切口部的隔板6贴合，形成供给试样液的试样供给通路7。
还有，为了减少生物传感器测定所必要的试样液量，希望试样供给通路7的宽度为0.5～2.0mm，另外，希望隔板6的厚度(高度)为0.05～0.3mm。
这里，作为优选的隔板6材料，可以举出聚对苯二甲酸乙二酯、聚碳酸酯、聚酰亚胺、聚对苯二甲酸丁二酯、聚酰胺、聚氯乙烯、聚偏氯乙烯、尼龙等。
另外，也可以通过把由第2绝缘性基板8和隔板6构成的一个整体与第1绝缘性基板1贴合形成试样供给通路7。
这里，上述试剂层5除配置在电极整个或部分面上以外，在不破坏生物传感器的性能的范围内，也可以配置在供给试样液的试样供给通路7内的任何一处。
为了实现在供给试样液后的快速检测，最好在检测电板4的上面或其附近保有试剂层5。
另外，往由这种试样供给通路7构成的生物传感器供给试样液是通过毛细管现象实现的，然而，为了实现试样液的平稳供给，必须设置气孔9，以便试样供给通路7内的空气向生物传感器外部排出。
这里，气孔9的配置只要在不妨碍试样液供给的范围内，在
试样供给通路7内的任何位置均可。另外，气孔9的大小，只要空气能平稳排出的任何大小都可。这里，在试样供给通路内配置小气孔时，为了易于沿着试样供给通路边缘导入试样液，图3中示出的检测电极的形状是最合适的。
另外，在图3中，在滴加试剂的位置周围形成圆孤状窄缝。具体的是，在传感器的前端侧用间断线设置圆孤状窄缝14，也可在供给通路的内侧设置窄缝15，借此，在形成试剂层5时可以容易地控制试剂的扩展。该圆孤状窄缝，与上述PCT申请公开的圆孤状窄缝相比，试剂的控制效果更高。
另外，通过使上述试样供给通路7内面亲水化，可以更加迅速而准确的把试样液导入试样供给通路7内。
作为这种亲水化的方法，有向第1绝缘性基板1或第2绝缘性基板8本身或其表面展开表面活性剂方法或者通过喷砂处理、放电加工、防眩处理、粗糙处理、化学电镀处理等使基板材料表面粗糙化等方法。
下面对采用这种构成的生物传感器，测定作为试样的试样液中的基质含量时的试样吸引确认系统进行说明。
首先，通过连接到生物传感器上的测定装置(图中未示出)，在对电极或测定电极、检测电极间施加一定电压的状态下，把试样液供给试样供给通路的入口。通过毛细管现象试样液被吸引至试样供给通路的内部，通过对电极及测定电极上，到达检测电极，试剂层开始溶解。此时，测定装置检测在对电极或测定电极、检测电极间产生的电学变化，开始测定动作。
还有，在上述本发明实施方案中举例说明了作为生物传感器的酶传感器，然而，本发明，作为与试样液中特定成分发生特异反应的分子识别元件，除酶以外，对无论利用抗体、微生物、DNA、RNA等的生物传感器均同样适用。
工业上利用的可能性
按照上述本发明，通过检测电极，可以迅速提高试样液往试样供给通路内的导入检测精度，提供一种测定误差小的高性能生物传感器。另外，提供一种减少生物传感器测定所必要的试样液量、用户操作性好、与微量试样对应的生物传感器。
Claims (19)
1.一种生物传感器，其用于确定在试样液中含有的基质数量，其特征在于，其具有：
第1绝缘性基板及第2绝缘性基板、
至少具有测定电极、对电极及检测电极的电极部、
把所述试样液导入所述电极部的试样供给通路、
用于确定所述试样液中所含基质数量的试剂；
所述电极部、所述试样供给通路和所述试剂存在于所述第1绝缘性基板和所述第2绝缘性基板之间；
所述电极部在所述第1绝缘性基板或所述第2绝缘性基板任何一种或两种的全部或部分内面上形成；
所述检测电极在所述试样液到达所述检测电极以前，离所述测定电极仅有充分淹没所述测定电极的距离。
2.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述检测电极在所述试样供给通路中，呈其中央部分位于最接近所述测定电极的突出的形状。
3.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述检测电极在所述试样供给通路中，呈其中央部分位于最接近所述测定电极且其两端位于远离中央部分的形状。
4.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述检测电极在所述试样供给通路内的中央位置，呈向试样供给通路的入口方向突出的形状。
5.如权利要求2～4任何一项所述的生物传感器，其特征在于，位于所述试样供给通路内的检测电极为V字形、U字形或凸字形。
6.如权利要求1～4任何一项所述的生物传感器，其特征在于，试样供给通路的宽度为0.5～2.0mm。
7.如权利要求1～4任何一项所述生物传感器，其特征在于，试样供给通路的高度为0.05～0.3mm。
8.如权利要求1～4任何一项所述生物传感器，其特征在于，所述电极部，通过在所述第1绝缘性基板或所述第2绝缘性基板的任何一种或两种的全部或部分内面上形成的导电层中设置窄缝分割形成。
9.如权利要求8所述生物传感器，其特征在于，所述窄缝采用激光加工所述导电层而形成。
10.如权利要求1～4任何一项所述生物传感器，其特征在于，形成贯通所述试样供给通路的气孔。
11.如权利要求2～4任何一项所述的生物传感器，其特征在于，位于所述试样供给通路内的检测电极为V字形、U字形、凸字形或者它们组合的形状。
12.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，所述检测电极形成这样的形状，在所述试样供给通路内其中央部分位于最接近所述测定电极的位置，并且其两端部位于远离中央部分的位置。
13.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，所述检测电极形成在所述试样供给通路内的中央位置向试样供给通路的入口方向突出的形状。
14.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，位于所述试样供给通路内的检测电极具有V字形、U字形或凸字形。
15.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，试样供给通路的宽度为0.5～2.0mm。
16.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，试样供给通路的高度为0.05～0.3mm。
17.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，所述电极部，通过在所述第1绝缘性基板或所述第2绝缘性基板的任何一种或两种的全部或部分内面上形成的导电层中设置窄缝分割形成。
18.如权利要求17所述的生物传感器，其特征在于，所述缝通过激光加工所述导电层来形成。
19.如权利要求11所述的生物传感器，其特征在于，形成通过所述试样供给通路的空气孔。
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Owner name: PANASONIC HEALTHCARE + MEDICAL EQUIPMENT CO., LTD. Free format text: FORMER OWNER: MATSUSHITA ELECTRIC INDUSTRIAL CO, LTD. Effective date: 20140421 |
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Effective date of registration: 20140421 Address after: Ehime Prefecture, Japan Patentee after: Panasonic Healthcare Co., Ltd Address before: Osaka Japan Patentee before: Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. |
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Owner name: PANASONIC HEALTHCARE HOLDINGS CO., LTD. Free format text: FORMER OWNER: PANASONIC HEALTHCARE + MEDICAL EQUIPMENT CO., LTD. Effective date: 20150402 |
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Effective date of registration: 20150402 Address after: Tokyo, Japan Patentee after: Panasonic's health medical treatment is controlled interest Co., Ltd. Address before: Ehime Prefecture, Japan Patentee before: Panasonic Healthcare Co., Ltd |
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| CP01 | Change in the name or title of a patent holder |
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Granted publication date: 20080709 |