CN101208598B - 生物传感器 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种优良的生物传感器，可准确且容易地进行样品液的供给。该生物传感器具备可采集样品液的毛细管(7)，对样品液中的特定物质进行测定，其除了气孔(9)之外还具备至少两个供给口即检样供给口(13)和辅助检样供给口(14)，从每个供给口(13)、(14)都可进行检样供给。即使在其中之一的检样供给口(13)被指尖等堵塞而使样品液供给停止时，也可以从另一个的辅助检样供给口(14)快速供给检样。
Description
技术领域
本发明涉及一种分析样品液中的特定成分的生物传感器，特别是涉及利用毛细管现象将微量的样品液采集到小型试验片上来进行分析的生物传感器。
技术背景
所谓生物传感器，是利用微生物、酶、抗体、DNA、RNA等生物材料的分子识别能力，以生物材料作为分子识别元件来应用的、对样品液中的底物含量进行定量的传感器。即，它是利用生物材料在识别目标底物时发生的反应例如因微生物的呼吸而引起的酶的消耗、酶反应、发光等，来对样品液中所含的底物进行定量的。而且，在各种生物传感器当中，酶传感器的实用化也正在发展，例如，作为葡萄糖、乳酸、胆固醇、氨基酸用生物传感器的酶传感器正应用于医疗检测或食品工业。该酶传感器，例如通过作为检样的样品液中所含的底物与酶等的反应而生成的电子使电子传递体还原，由测定装置电化学测定其电子传递体的还原量，来进行检样的定量分析。
关于这种生物传感器的构造，提出了各种形式的方案。例如，作为可简便测定血糖值的生物传感器，提案有如下结构的生物传感器：在形成有一对电极和试剂层的第1绝缘性基板上，隔着隔板粘贴第2绝缘性基板，在这两个绝缘性基板之间构成可采集样品液的毛细管。其毛细管的构成使得穿刺人体而得的血液利用毛细管现象由两基板端面开口的检样供给口被导入。
这样的生物传感器中，由于将血液滴注于检样供给口时的传感器的角度不同，有时不能将血液顺利地导入毛细管，或有时不留神就会使血液附着在绝缘性基板的外表面。这种情况下，即使再次供给血液，也会产生附着于外表面的血液造成干扰，使血液向毛细管内的供给不顺利，诱发测定错误或测定误差等的问题。
为了解绝该问题，本专利发明人等提出了下述的生物传感器，其将构成检样供给口的两基板的端部做成在其平视上彼此不同的形状，不受滴注血液时的传感器的角度左右，任何时候都能将血液顺利地导入毛细管内(参照专利文献1)。
该专利文献1中的生物传感器的分解立体图及剖面图如图8所示。在图8中，1是第1绝缘性基板，在该第1绝缘性基板1上形成有由导电性物质构成的测定电极2、对极(也称对电极，指相反的一极)3以及检测电极4。
该以往的生物传感器800是将第1绝缘性基板1、隔板6以及第2绝缘性基板8粘贴在一起而形成的，且通过在隔板6上存在切口，形成有毛细管7。该毛细管7通过由粘贴形成的检样供给口13和设置于绝缘性基板1上的气孔9，将检样样品从毛细管7的前端侧导入内部。
另外，在上述毛细管7的内部露出形成于第1绝缘性基板1上的测定电极2、对极3、检测电极4，在与这些电极重叠的位置形成有试剂层5。
该生物传感器在导入血液前，将其插入与电极的引线10、11、12相连的带有端子的测定仪(未图示)，在导入血液后，在测定电极2和对极3之间检测由血液和试剂之间发生反应而引起的电特性的变化，由此来测定葡萄糖浓度。
专利文献1：特开2002-168821号公报
发明内容
发明要解决的课题
于是，在近年来的血糖测定中，为了尽量减轻糖尿病患者的疼痛，希望血液的采集量更微量。因此，正在进行使采集血液的毛细管的大小、检样供给口的大小更加减小的生物传感器的开发。
然而，在上述以往的生物传感器中，若进行更小型化，存在当挤压指尖之类的可变形物时，容易堵塞检样供给口之类的问题。
图9表示在以往的生物传感器中吸取血液的状态。
在此，如图9(a)所示，若指尖堵塞检样供给口13，则血液的供给被阻断，使血液不能完全充满毛细管7而中途停止。这样的话，将会造成检样量不足，或导致无法测定、或显示出错误的结果。另外，一旦手指堵塞检样供给口13后，即使如图9(b)所示那样轻轻让手指离开，使血液完全充满毛细管内，也会存在因最先导入的血液而引起试剂层的溶解差异、产生测定偏差，以致无法准确测定的问题。
在此，虽然也考虑进一步加大第1绝缘性基板和第2绝缘性基板的形状差异，使指尖不致堵塞检样供给口，但这并不现实。原因在于，若使形状差异过大，则不仅保持在毛细管内部的血液会增加，而且保持在毛细管外部的血液也会增加，结果反而需要更多的血液。
本发明正是为了解决上述问题而完成的，其目的在于提供一种生物传感器，它具有即使只有少量样品液也能将其确实地采集到毛细管中的构造。
解决课题的方法
为了解决上述以往问题，本发明提供一种生物传感器，是由第1绝缘性基板和第2绝缘性基板粘贴而形成的，其具有：通过将该两绝缘性基板进行粘贴而形成的、在上述两基板的一个的端面开口而可滴注样品液的检样供给口；与上述检样供给口连通并利用毛细管现象导入上述滴注的样品液的毛细管；位于上述毛细管的另一端的与该毛细管的外界空气相连通的气孔，其特征在于，与上述毛细管连通并辅助将滴注到上述检样供给口的样品液导入上述毛细管的辅助检样供给口，在上述检样供给口的附近至少设置一个以上。
另外，其特征在于，上述辅助检样供给口是在上述第1绝缘性基板或第2绝缘性基板上形成贯通孔，该贯通孔是以在上述辅助检样供给口和上述检样供给口之间保留一部分上述绝缘性基板的方式而贯通的。
另外，其特征在于，在上述第1绝缘性基板和上述第2绝缘性基板之间配置有使上述检样供给口、上述辅助检样供给口及上述毛细管各自独立的切口分别形成的隔板，上述辅助检样供给口形成于上述两基板的端面。
发明效果
根据本发明的生物传感器，特别是在具有毛细管结构并能利用少量检样量进行测定的生物传感器中，通过做成如上所述的构成，即使受试者的指尖、上臂部或腹部等具有弹性的皮肤堵塞了检样供给口，也能进行样品液从辅助检样供给口向毛细管内的确定的吸引。
附图说明
图1是本发明实施方式1的生物传感器100的分解立体图及剖面图。
图2是上述实施方式1的其它例的生物传感器200的分解立体图及剖面图。
图3是上述实施方式1的另一其它例的生物传感器300的分解立体图及剖面图。
图4是上述实施方式1的又一其它例的生物传感器400的分解立体图及剖面图。
图5是本发明实施方式2的生物传感器500的分解立体图及剖面图。
图6是本发明实施方式3的生物传感器600的分解立体图及剖面图。
图7是表示本发明比较例的生物传感器700的分解立体图及剖面图。
图8是以往的生物传感器800的分解立体图及剖面图。
图9是表示以往的生物传感器800的吸引血液的状态的剖面图。
图10是表示本发明实施方式1的生物传感器100的吸引血液的状态的剖面图。
符号说明
100：生物传感器
200：生物传感器
300：生物传感器
400：生物传感器
500：生物传感器
600：生物传感器
700：生物传感器
800：生物传感器
1：第1绝缘性基板
2：测定电极
3：对电极
4：检测电极
5：试剂层
6：隔板
7：毛细管
8：第2绝缘性基板
9：气孔
10：引线部
11：引线部
12：引线部
13：检样供给口
14：辅助检样供给口
15：切口
16：血液
17：指尖
具体实施方式
下面，以血糖传感器为例并结合附图来详细说明本发明的生物传感器的实施方式。
(实施方式1)
图1是本发明实施方式1的生物传感器100的分解立体图及剖面图。
在图1所示的本实施方式1的生物传感器100中，1是前端附近形成大致半圆形、并延续至后端而形成长方形的第1绝缘性基板，在该第1绝缘极板1上形成有由导电性物质构成的测定电极2、对极3以及检测电极4。另外，8是形成为与上述第1绝缘性基板1相同形状的第2绝缘性基板，6是配置于上述第1绝缘性基板1和上述第2绝缘性基板8之间的与该两绝缘性基板基本相同形状的隔板，7是在该隔板的前端附近以沿该隔板的纵向方向形成大致长方形凹部的方式形成的毛细管。
而且，本生物传感器100是将第1绝缘性基板1、隔板6以及第2绝缘性基板8粘贴在一起而形成的，通过使隔板6存在如上所述的切口，从而形成毛细管7。该毛细管7通过经由粘贴形成的检样供给口13和在上述第1绝缘性基板1上与上述毛细管7的后端附近相对应的位置设置的气孔9，将检样样品导入到内部。
另外，10、11、12是形成于上述第1绝缘性基板1上的上述测定电极2、对极3、检测电极4的上述第1绝缘性基板1的后端附近部分的该各电极2、3、4的引线，13是上述隔板6的毛细管7的前部空间部分被上下的上述第1、第2绝缘性基板1、8夹持而形成的检样供给口。
另外，在上述毛细管7的内部使形成于第1绝缘性基板1上的测定电极2、对极3、检测电极4露出，并在与这些电极重叠的位置形成有试剂层5。
在利用本实施方式1的生物传感器100进行测定时，向与上述各电极2、3、4的引线10、11、12相连的具有端子的测定仪(未图示)插入该生物传感器100，在此状态下，检测上述测定电极2和上述对极3之间的电特性变化，由此来分析检样样品的特性。
予以说明，这里所说的检测电极4是作为用于检测检样量不足的电极而发挥功能的，不过也可以作为参照电极或对电极的一部分来使用。
另外，图1中，显示了在第1绝缘性基板1上配置有上述各电极2、3、4的情况，但是，这些电极不仅可以配置在第1绝缘性基板1上，而且也可以各自分开地配置在对置的第2绝缘性基板8上。
在此，作为优选的第1绝缘性基板1、隔板6以及第2绝缘性基板8的材料，有聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚碳酸酯、聚酰亚胺等。就基板的厚度而言，第1绝缘性基板、第2绝缘性基板均可使用例如0.1～5.0mm的厚度。
另外，作为构成各电极2、3、4的导电性物质，可举出金、铂、钯等贵金属或炭精等单体材料，或碳膏、贵金属膏等的复合材料。若采用前者则用溅射法等，而若采用后者则用网板印刷法等，可容易地在第1绝缘性基板1或第2绝缘性基板8上形成导电性层。
另外，在形成各电极时，通过上述的溅射法或网板印刷法等，在第1绝缘性基板1或第2绝缘性基板8的整个面或一部分上形成导电性层之后，用激光等设置狭缝，由此可分开地形成电极。另外，使用预先形成有电极图案的印刷版或掩模版的网板印刷法或溅射法等，都同样可形成电极。
在由此形成的电极2、3、4上形成包含酶、电子传递体及亲水性高分子等的试剂层5。在此，作为酶，可使用葡糖氧化酶、乳酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆固醇酯酶、尿酸酶、抗坏血酸氧化酶、胆红素氧化酶、葡糖脱氢酶、乳酸脱氢酶等，而作为电子传递体，除铁氰化钾之外还可使用对苯醌及其衍生物、吩嗪硫酸甲酯、亚甲蓝、二茂铁及其衍生物等。
另外，作为亲水性高分子，可使用羧甲基纤维素、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、琼脂糖凝胶及其衍生物等。
然后，通过将第1绝缘性基板1和第2绝缘性基板8隔着隔板6粘贴在一起，形成供给血液的毛细管7。向毛细管7供给血液的检样供给口13，在第1绝缘性基板1和第2绝缘性基板8的端面开口。
在本实施方式1中，可将隔板6的厚度做成0.025～0.5mm、将毛细管7的宽度做成0.1～10mm、将毛细管7的体积做成0.1～5μL。
在此，本实施方式1的特征性构成在于，设置有贯通毛细管7上的第2绝缘性基板8的辅助检样供给口14。在第2绝缘性基板8上形成该辅助检样供给口14后，进行该第2绝缘性基板8与上述第1绝缘性基板1以及隔板6的粘贴，完成了生物传感器。
通过设置该辅助检样供给口14，即使在血液滴注时检样供给口13被指尖堵塞，由检样供给口13的血液供给被阻断的情况下，也可以如图10所示那样，将血液从设置于第2绝缘性基板8上的辅助检样供给口14导入到毛细管7内，从而可使血液完全充满于毛细管7内。
该辅助检样供给口14优选设置于在供给样品液时样品液总是附着的位置。下面，说明关于设置辅助检样供给口14的位置、大小、形状、个数等。
检样供给口13与辅助检样供给口14之间的距离，即如图1的剖面图所示的A的大小优选至少为0.05～5.0mm。上述距离小于0.05mm时，两个供给口有可能彼此干扰，使作为辅助检样供给口的效果减弱，因而不优选。另外，对希望使取血量变得更微量的近年来的生物传感器来说，上述距离在5.0mm以上时，检样供给时，检样难以同时附着在检样供给口13与辅助检样供给口14，因而不优选。
该辅助检样供给口14的面积优选为0.01～3.0mm2。若是0.01mm2以下的面积，则作为辅助检样供给口的用于吸引样品液的能力不足，有可能发生供给速度迟缓或在中途停止，因而不优选。若是在3.0mm2以上则必须设定更大的毛细管，涉及检样量的增加，因此是不现实的。
另外，辅助检样供给口14的加工优选采用激光加工。为了加工供给口，也可考虑压切、冲切、汤姆逊式切割(Thomson cut)，但其中，为了能够微细加工，优选激光加工的方法。
该辅助检样供给口14虽是设置于第2绝缘性基板8上，而设计多个也可取得良好的效果。另外，其形状也可以是圆、椭圆、直线、长方形、三角形等，只要满足上述条件，形状就不受限制。
另外，该辅助检样供给口14虽是设置于第2绝缘性基板8上，但也可以设置于第1绝缘性基板1上。予以说明，此时的辅助检样供给口14的位置、形状、大小遵照上述说明。
另外，并不局限于如图1所示的实施方式1的生物传感器100的形状，如图2、图3所示的实施方式1的其它例、实施方式1的另一其它例的形状也可获得同样的效果。
即，图2的实施方式1的其它例的生物传感器200就是具有多个辅助检样供给口14a、14b的生物传感器。
另外，图3的实施方式1的另一其它例的生物传感器300是具有形状为长方形的辅助检样供给口14的生物传感器。
另外，图4是表示本发明实施方式1的又一其它例的生物传感器400的图，该生物传感器400，是将形成毛细管7的第1绝缘性基板1和第2绝缘性基板8以它们的平视可见的端部处于彼此不同位置的方式错开而粘贴。
即，在图4中，使第2绝缘性基板8和隔板6相对于第1绝缘性基板1向入口方向突出0.1～1.0mm。
这些图2、图3、图4的生物传感器200、300、400都可取得与上述图1的实施方式1的生物传感器100同样的效果。
另外，当在毛细管7内部设置用于电化学分析样品液中特定物质的电极2、3、4及试剂层5时，则优选如图4所示，不将这些电极2、3、4及试剂层5设置于上述第1绝缘性基板1上的、位于上述辅助检样供给口14的正下方的位置。
当该辅助检样供给口14位于上述各电极2、3、4上时，电极上的样品液易于分散不均，这与响应值的不均有关，因而不优选。
这些图2、图3、图4的生物传感器200、300、400都可取得与上述图1的实施方式1的生物传感器100同样的效果。
另外，在上述的所有生物传感器100、200、300、400中，优选对毛细管7的整个内壁或其中一部分实施表面活性处理。通过实施表面活性处理，即使在检样供给口的面积小的情况下也可快速吸收样品液。
另外，优选对辅助检样供给口14的内侧、整个毛细管内壁，或毛细管内壁中的辅助检样供给口的周边，实施表面活性处理。
通过对辅助检样供给口14的内侧或毛细管内壁实施表面活性处理，由于使样品液刚一接触辅助检样供给口14就开始快速地吸取样品液，因而在供给口被指尖等堵塞之前即可使样品液容易地充满于毛细管内。
在此，表面活性处理可通过非离子系、阳离子系、阴离子系、两性离子系的表面活性剂的涂敷，电晕放电处理、在表面物理性设定微细凹凸等来获得效果。
如上所述，根据本实施方式1的生物传感器，即使在供给样品液过程中检样供给口13被堵塞的情况下，也可从辅助检样供给口14快速地供给样品液，从而准确而容易地将样品液吸收到毛细管7内。
(实施方式2)
图5是本发明实施方式2的生物传感器500的分解立体图及剖面图。
在图5所示的本发明实施方式2的生物传感器500中，辅助检样供给口14设置于第1绝缘性基板1和第2绝缘性基板8两基板上。
这样，通过在两个绝缘性基板1、8上分别设置辅助检样供给口14，即使当检样从偏斜角度滴注时，也能够将检样准确地吸收到隔板6的内部。
予以说明，辅助检样供给口14与实施方式1同样，即便分别设置多个也能取得良好效果。
另外，其形状可以是圆、椭圆、线、长方形、三角形等，并无限制。
(实施方式3)
图6是本发明实施方式3的生物传感器600的分解立体图及剖面图。
图6所示的实施方式3的生物传感器600中，毛细管7在前端附近呈Y字形分支，其中一支形成检样供给口13，另一支形成辅助检样供给口14。
本实施方式3中，通过在隔板6上设置两个检样供给口，可取得与实施方式1及实施方式2同样的效果，尤其是由于可将检样供给口13、辅助检样供给口14同时在隔板6上加工，因而可减少传感器制作时的加工次数。
下面详细说明本发明的更具体的实施例。
采用由下述构成的生物传感器为例。
在由聚对苯二甲酸乙二醇酯构成的第1绝缘性基板上，利用溅射法在绝缘性基板的整个表面形成约8nm厚的钯薄膜之后，通过利用YAG激光在上述薄膜的一部分上设置狭缝，使测定电极、对极及检测电极分开地形成电极。
在其上，通过将含有作为酶的葡糖脱氢酶、作为电子传递体的铁氧化钾等的水溶液，以上述测定电极为中心，以覆盖对电极及一部分检测电极的方式呈圆形滴落，进行干燥，形成试剂层。
再在其上粘贴由聚对苯二甲酸乙二醇酯构成的隔板和同样由聚对苯二甲酸乙二醇酯构成的第2绝缘性基板。
在第2绝缘性基板上，预先对检样供给口一侧的表面实施表面活性处理，形成气孔，同时在与检样供给口的距离为0.2mm的位置设置辅助检样供给口。
通过将上述的元件粘贴在一起，形成了具有可导入血液的毛细管的、与图1所示具有相同构成的生物传感器。
予以说明，为确认本发明的效果，制作了以下共计14种传感器，即：
图8所示的以往的生物传感器800等((1))；
图1所示的本实施方式1的生物传感器100，其辅助检样供给口14的开口面积分别为0.005mm2、0.010mm2、0.030mm2、0.100mm2((2)、(3)、(4)、(5))；
图2所示的本实施方式1的其它生物传感器200，其辅助检样供给口14的个数分别为2个(面积0.003mm2)、2个(面积0.050mm2)、4个(面积0.01mm2)、9个(面积0.01mm2)((6)、(7)、(8)、(9))；
图3所示的实施方式1的另一其它例的生物传感器300，其辅助检样吸引口(辅助检样供给口)14的形状为长方形((10))；
图5所示的实施方式2的生物传感器500，其第1绝缘性基板1、第2绝缘性基板2的两个基板上设置辅助检样供给口14((11))；
在第1绝缘性基板上设置辅助检样供给口((12))；
图6所示的实施方式3的生物传感器600，其毛细管7呈Y字型((13))；
图7所示的作为比较用传感器的生物传感器700，其第2绝缘性基板8的前端形成有沟槽状的切口15，以连通检样供给口13和由该切口15形成的辅助检样供给口((14))。
并且，对为完全充满本实施例生物传感器的检样供给口而在指尖上采集充分量的2μL血液，使手指按压在检样供给口堵塞检样供给口时的血液吸引状态进行了确认。
表1表示该试验结果。
表1
○：表示即使按压手指也能快速而准确地吸引
△：按压指尖时吸引变得迟缓或在中途停止
×：按压指尖时吸引停止
表1表明，不具有辅助检样供给口的以往生物传感器，在手指按压检样供给口时，全部所得结果都是吸引停止。这是由于通过指尖之类的柔软物按压使检样供给口堵塞，不能供给样品液的缘故。
另外，辅助检样供给口的面积为0.005mm2时，当手指按压检样供给口时吸引变得迟缓，据分析，这是由于辅助检样供给口的面积小而使血液导入毛细管不充分。
辅助检样供给口的面积为0.01mm2以上时，即使手指按压供给口也可快速吸引。据分析，这是由于即使检样供给口堵塞、改变了样品液的供给速率，也可从辅助检样供给口快速地供给样品液的缘故。
另外，即使在设置多个辅助检样供给口时，只要供给口的面积总计达到0.01mm2以上也可取得同样的效果。
另外，如图7所示，当主检样供给口和辅助检样供给口连通，在第2绝缘性基板的前端形成沟状的切口时，则用手指按压主检样供给口时，即使切口的面积为0.01mm2也会使吸引停止或变得迟缓。据推测，这是由于，当检样供给口和辅助检样供给口相连时，若要将手指按压在检样供给口上，指尖就会紧贴至辅助检样供给口中，以致不能发挥辅助检样供给口的作用的缘故。
另外，对于将辅助检样吸引口(辅助检样供给口)的形状做成长方形(如图3所示)的生物传感器、在第1绝缘性基板和第2绝缘性基板两基板上设置辅助检样供给口(如图5所示)的生物传感器、在第1绝缘性基板上设置辅助检样供给口的生物传感器、毛细管呈Y字型(如图6所示)的生物传感器，均可获得良好的结果。
予以说明，如本实施例那样，以微量检样进行测定时，当检样供给口和辅助检样供给口距离为5mm以上时，难以使检样同时接触，进而不能得到效果。
另外，当辅助检样供给口的面积为3mm2以上时，因同样的理由，也难以使检样接触整个辅助检样供给口，进而不能获得辅助检样供给口的作用。
产业实用性
本发明的生物传感器，可将微量样品液采集到毛细管内进行分析，除可用于血糖传感器之外，还可用于胆固醇传感器、乳酸传感器、酒精传感器、氨基酸传感器、果糖传感器、蔗糖传感器等生物传感器。另外，作为用于分析的样品，除血液之外，可使用尿、汗、唾液等，还可使用饮料水、污水等液体样品。
Claims (10)
1.一种生物传感器，由第1绝缘性基板和第2绝缘性基板粘贴而成，其具有：通过将该两绝缘性基板粘贴而形成的、在上述粘贴在一起的两基板的一侧端部开口而可滴注样品液的一个检样供给口；与上述检样供给口连通并导入上述滴注的样品液的毛细管；位于上述毛细管的另一端的与上述毛细管的外界空气相连通的气孔，其特征在于，
在与上述检样供给口间隔开的状态、且作为孔在上述第1绝缘性基板上或第2绝缘性基板上至少形成一个以上辅助检样供给口，上述辅助检样供给口与上述毛细管相连通而将上述滴注的样品液导入上述毛细管，在设置于上述第1绝缘性基板或第2绝缘性基板上的上述辅助检样供给口和上述检样供给口之间通过上述第1绝缘性基板或第2绝缘性基板覆盖。
2.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，
上述辅助检样供给口在第1绝缘性基板和第2绝缘性基板这两者上形成。
3.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，
上述一个以上的辅助检样供给口的开口面积总计为0.01mm2～3mm2。
4.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，
上述检样供给口和上述辅助检样供给口之间的距离为0.05～5mm。
5.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，
上述辅助检样供给口使用激光制作。
6.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，
对面向上述毛细管的上述第1绝缘性基板或第2绝缘性基板的表面的至少一部分实施表面活性处理。
7.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，
在面向上述毛细管的上述第1绝缘性基板或上述第2绝缘性基板的表面设置用于电化学分析样品液中特定物质的电极及试剂层。
8.根据权利要求7所述的生物传感器，其特征在于，
在形成上述检样供给口的该生物传感器的端部位置，上述第1绝缘性基板和上述第2绝缘性基板形成为不同的形状。
9.根据权利要求8所述的生物传感器，其特征在于，
在对向上述辅助检样供给口的上述第1或第2绝缘性基板上，未形成电极或试剂层。
10.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，
对上述辅助检样供给口的内壁实施表面活性处理。
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