CN101320035A - 生物传感器以及其组合物 - Google Patents

Abstract

本发明揭示一种生物传感器，该生物传感器包含试片，该试片具有整合的加热组件以及具金属化石墨的电极。该金属化石墨含有重量比为0.1－5％的金属、重量比低于55％的石墨以及聚合物。该生物传感器还包含电子测量装置，该电子测量装置具有插槽可使该试片插入。

Description

生物传感器以及其组合物

技术领域

本发明有关于一种生物传感器，特别是有关于一种整合有加热组件以及具有金属化石墨的电极的生物传感器。

本发明的生物传感器系用于测量血液的血糖浓度但不限于此应用，凡举非血液样本的溶液中的待测物的浓度测量也为本发明之生物传感器的应用范围。

背景技术

现有的血糖机包含一测试片及电子装置。测试片上具有电极且其特定位置具有酶。受测者先将测试片插入电子装置再将血液滴于测试片的特定位置，血液中的血糖可与测试片上的酶产生电化学反应，其产生的电流变化经电极传送至电子装置中可由电子装置判读以估算血糖的浓度。

已知用于制作电化学感测电极的组合物包含导体材料以及有机溶剂。一般而言，试片的材料主要为聚氯乙烯或聚酯，组合物经网版印刷的方式附着于测试片的基材上。组合物在测试片的基材表面经干燥后形成电极。由于组合物是以有机溶剂来分散，因此对于测试片表面来说具有良好的附着性。然而，由现有组合物制成的电极并不利于测量生物性水溶液中的待测物质浓度，因为在如血液的样品与测试片的疏水性电极之间会产生较高的阻抗。

若仅使用含有水性溶液的组合物来制作电极，则有与测试片附着不良的问题。此外，在进行电化学反应时，含水的样品极易溶解电极，造成测量结果极大的误差。

此外，在现有的测量血糖浓度的方法中，血液样品与葡萄糖氧化酶或葡萄糖脱氢酶进行反应，此类反应容易受到环境温度的影响，不利于测量结果的准确性。

发明内容

本发明的目的在于提供一种整合有加热组件以及具有金属化石墨的电极的生物传感器，可避免现有传感器的缺点。

依据本发明的一种生物传感器，包括试片以及电子测量装置。电子测量装置具有插槽可使试片插入。试片具有基材以及至少二电极位于基材的表面并定义出样品区。样品区具有试剂可与血液样品进行反应。

依据本发明的一个目的，电极以导体组合物组成，导体组合物重量比为5至30％的金属化石墨、重量比为5至20％的聚合物以及无机溶剂。金属化石墨由石墨颗粒表面附着有纳米化的金属颗粒组成。金属颗粒可作为电化学反应的催化剂，电化学反应例如过氧化氢的氧化还原反应或烟酰胺腺嘌呤二核酸(NADH)的氧化反应，金属颗粒可降低其氧化或还原电位。

导体组合物以无机溶剂作为分散媒介，因此在水溶性样品进行电化学反应时可避免较高的阻抗。聚合物主要包括系由粘合剂以及具有湿强度之聚合物所构成，因此在水溶性样品进行电化学反应时可避免电极被样品破坏，减少样品浓度的测量误差。此外，为了增进基材与电极之间的附着性，在基材与电极之间可置入导体层，导体层经石墨分散于有机溶剂而制成。

依据本发明另一目的，试片还包括加热组件设置于基材上且对应于样品区。加热组件可对样品区加热，以促进试剂中的酶反应。加热组件的加热方式可依试剂中不同的酶而提供升温加热或定温加热。

依据本发明又一目的，电子测量装置的插槽内具有复数支针脚，该等复数支针脚对应于试片上的电极以及加热组件。因此，在试片插入插槽时，电子装置可藉由针脚分别与电极和加热组件进行电连接。电子装置可藉由针脚是否与加热组件是否已电连接来辨识试片是否已插入插槽中。

附图说明

图1显示依据本发明的一个实施例的试片分解图；

图2显示如图1所示的试片的另一种变化的分解图；以及

图3显示依据本发明的实施例的电子测量装置的略图。

主要组件符号说明

10，10a试片          16上盖

11基材               17，17a第一导体

12电极               171，171a第一端子

121样品区         18，18a第二导体

13试剂            181，181a第二端子

14导体层          19，19a电阻层

15阻隔层          30电子测量装置

151凹面           31微控制器

32插槽            p1，p2，p3，p4针脚

具体实施方式

以下将参照相关图式，说明依据本发明优选实施例的一种生物传感器及其组合物，其中相同的组件以相同的标记符号加以说明。

本发明的第一特征在于生物传感器的电极含有金属化的石墨。如图1所示，本发明的一种生物传感器的试片10包括基材11、至少二电极12以及试剂13。电极12位于基材11的一个表面且定义出样品区121，且试剂13位于样品区121之中。在进行分析物的浓度测定时，血液滴至样品区121，血液样品与试剂13中的酶进行反应，其产生的电流变化藉由电极12传至电子测量装置(图未示)以定量血糖浓度。

在本发明的实施例中，电极的表面可覆盖有金属化的催化剂。催化剂包括但不限于铂、金、银、钯、钌、铑、铱以及其氧化物或合金。催化剂可降低反应活化能并同时促进用于定量分析物的电化学反应。在实际应用上，催化剂有助于减少反应时间，且在基于电化学检测的方法中可降低所施加的电化学电位。降低电化学电位可使得其它非分析物的氧化或还原反应得以最小化，因此减少对于待测分析物的干扰。因此可据此制造出具有高度检测专一性的生物传感器。

位于基材11表面的电极12以及催化剂可以各种方法来制作，如薄膜及厚膜制程。薄膜制程包含物理或化学沉积法。厚膜制程包括网版印刷或喷墨印刷。在厚膜制程中，催化剂可并至导体组合物中来制作电极。导体组合物包含但不限于金属化的石墨、聚合物以及无机溶剂。导体组合物可配置为适用于网版印刷或喷墨印刷的墨水或是糊状物。在导体组合物中，金属化的石墨、聚合物以及无机溶剂的比例可依据选用的制程来调整。在本发明的实施例中，该导体组合物包括：

1.金属化石墨(含金属的碳粉，不限比例的金属沉积于碳/石墨粉末的表面，如购自E-TEK的含5％Ir者)，其重量百分比为5-30％；

2.聚合物，包含粘合剂以及具有湿强度的聚合物，其重量百分比为5-20％；以及

3.水或无机溶剂，如0.1M、pH 7.0的磷酸盐缓冲溶液。

金属化石墨中的金属可为铂、金、银、钯、钌、铑、铱的纯金属、氧化物或其合金。优选者为该金属化石墨包括纳米化的金属附着于该石墨颗粒的表面。

粘合剂包括羟乙基纤维素或羟丙基纤维素。具有湿强度的聚合物包括聚乙烯亚胺、聚(丙烯酸)的钾盐(poly(acrylic acid)，potassium salt)、聚(丙烯酸)的钠盐(poly(acrylic acid)，sodium salt)、聚(丙烯酸-共聚-丙烯酰胺)的钾盐(poly(acrylic acid-co-acrylamide)，potassium salt)、接枝聚(环氧乙烷)的聚(丙烯酸)钠盐(poly(acrylic acid)，sodium salt-graft-poly(ethylene oxide))、聚((甲基)丙烯酸2-羟乙酯)(poly(2-hydroxyethyl(meth)acrylate))、聚((甲基)丙烯酸2-羟丙酯)(poly(2-hydroxypropyl(meth)acrylate))、聚(异丁烯-共聚-顺丁烯二酸)(poly(isobutylene-co-maleic acid))或其组合。一般来说，粘合剂与具有湿强度的聚合物交联。因此，在导体组合物以网版印刷形成电极之后，水或无机溶剂会挥发，粘合剂与具有湿强度的聚合物形成吸水可膨胀而不会溶解的聚合网状结构，因此由导体组合物形成的电极可避免被分析物水溶液(如血液)所溶解破坏。

由导体组合物形成的电极，经分析后包括：0.1-5％的重量百分比的金属、少于55％的重量百分比的石墨以及聚合物。该电极的组成与该导体组合物的差异在于水或无机溶剂已在制程中挥发。在电极中，石墨是细微颗粒，且金属以纳米化的大小附着于石墨颗粒的表面。

试片10还包含导体层14位于电极12与基材11之间。该导体层14由分散于有机溶剂中的石墨以网版印刷或其它薄膜或厚膜制程所构成。在本发明的实施例中，导体层14先以网版印刷印制于该基材11的表面，电极12再印制于导体层14上。即，导体层14与电极12在不同的网版印刷步骤形成于基材11上。藉此，电极12与基材11的附着性可藉由导体层14来维持。电极12的区域可小于或等于导体层14的面积。

在本发明的实施例中，由电极12所定义的样品区121由试剂13所覆盖。复参照图1，试片10还包含阻隔层15覆盖电极12但不覆盖该样品区121，即阻隔层15具有凹面151对应于样品区121，使得样品区121可不被阻隔层15所覆盖。包含酶的试剂13位于凹面151之中且覆盖样品区121。试片10还包含上盖16，可与凹面151及基材11形成腔室(图未示)，以容纳血液样品与试剂13进行电化学反应。

本发明的第二特征在于生物传感器的试片整合有加热组件。加热组件可使该生物感应器在升温或定温条件下操作，以促进反应动力。此分别影响电化学反应以及酶反应。电流是电化学反应的时间的函数，如以下Cottrell方程式所述：

$I\left(t\right)=\frac{\mathrm{nFA}{D}^{1/2}{c}_{\∞}}{{\left(\mathrm{\πt}\right)}^{1/2}}---\left(1\right)$

其中n为转换的电子数目、F为法拉第常数、A为电极面积以及D为扩散系数。即，电流系与扩散系数的平方根成正比。又，扩散系数与温度成正比，如以下Stokes-Einstein方程式所述：

$D=\frac{k_{B}T}{6\mathrm{\π\ηr}}---\left(2\right)$

其中k_B为Boltzmann常数、η为溶液粘度以及r为溶液中的离子半径。因此，随着升温提高的电流，可使得电化学反应活性的扩散系数提高。

另一方面，酶反应的反应速率常数通常随着升温而提高，然而此升温不会高于酶的失活温度。因此，升温有助于酶反应并增进对特定待测物的灵敏度。

在本发明的实施例中，试片10还包含加热组件设置于基材11上且对应样品区121。复参照图1，加热组件包含第一导体17、第二导体18以及电阻层19，电阻层19与第一导体17及第二导体18连接并对应于样品区121。在本发明的实施例中，电阻层19由正温度系数材料所制成，因此样品区121可藉由施加至第一导体17及第二导体18的电流来加热。

如图1所示，电极12以及加热组件分别位于基材11的相对表面。再者，第一导体17包含多数个第一端子171且第二导体18包含多数个第二端子181。第一端子171及第二端子181彼此交错并连接至电阻层19。

图2显示如图1所示的试片的另一种变化的分解图，不同之处在于试片10a包含有加热组件，加热组件包含第一导体17a、第二导体18a以及电阻层19a。类似于图1所示，第一导体17a亦包含多数个第一端子171a且第二导体18a包含多数个第二端子181a。第一端子171a及第二端子181a彼此交错并连接至电阻层19a。试片10a与图1不同之处在于其还包含绝缘层111位于电极12以及电阻层19a之间，因为加热组件与电极都位于该基材11的同一侧。

加热组件可以多种方式制作，包括将正温度系数材料以厚膜制程方式制作但不限于此。加热组件可使得生物传感器在选定的所需温度范围下操作，如25至60℃或30至45℃的升温范围。可预见的是以酶反应为主但不限于此的生物感应器的效能得以增进。以血糖测定仪所使用的试片为例，整合有加热组件的试片因为其氧化血糖的酶反应可藉由加热组件的加热而在37℃的温度下进行，其效率较在一般室温下的酶反应为佳且不易受室温影响。

复参考图1，具有可挠性的电阻层19由正温度系数的材料所制成，因此施加电流至导体17及18的电流所产生的热可以传导至样品区121。正温度系数材料可藉由厚膜制程制作，因此电阻层19可覆盖并连接第一端子171以及第二端子181。

本发明的生物感应器的应用包含用酶反应来侦测糖尿病患者的血糖浓度，其生物传感器的试片为一次抛弃型。一般而言，血糖的测定基于以下的化学反应式：

其中GOD是葡萄糖氧化酶。

在化学式(3)中的产物过氧化氢为电化学活性物质，可在适当环境被氧化或还原。当血液、体液或其它物质与试剂中的酶接触时，过氧化氢经由电化学氧化或还原反应所产生的电流可用计时安培分析法(chronoamperometry)或其它电流测量技术来定量。本发明的生物传感器以酶反应所产生的过氧化氢来进行定量。在本发明的实施例中，试剂13含有可氧化或还原过氧化氢的酶，该酶为氧化还原酶，如葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、胆固醇氧化酶、D-3-羟基丁酸酯脱氢酶、糖化胺基酸氧化酶或其组合但不限于此。

依据本发明的实施例，该生物传感器还含有电子测量装置，该电子测量装置具有插槽可供试片10或10a插入。

如图3所示，电子测量装置30包含有微控制器31以及四针脚p1、p2、p3及p4分别连接至微控制器31。实际上，四支针脚p1、p2、p3及p4位在插槽32之中，插槽32可供试片10或10a插入。位在插槽32中的四支针脚p1、p2、p3及p4分别对应于试片的电极以及导体，因此微控制器31可分别与试片的电极以及导体电连接。以图2的试片10a为例，当试片10a插入插槽32时，针脚p1及p4分别与电极12连接，且针脚p2及p3分别与导体17a及18a连接。由于导体17a及18a经由电阻层19a导通，因此针脚p2及p3在试片10a插入插槽32之后导通。藉此，微控制器31可辨识出试片10a已插入插槽32之中，并开始测量针脚p1及p4之间的电流变化，即电化学反应的电流变化。试片10a的导体17a及18a可作为启动该电子测量装置之用。

同样地，试片10亦可启动电子测量装置30，只要电子测量装置30中插槽32的针脚p1、p2、p3及p4对应于试片10的电极12以及导体17及18即可。

以上所述仅为本发明的优选实施例，凡依本发明申请专利范围所做的等同变化与修饰，皆应属本发明专利的涵盖范围。

Claims (25)

1.一种生物传感器，包括：

试片，具有：

基材；

至少二电极，位于该基材上以定义出样品区；以及

试剂，位于该样品区，

其中该电极包括：

重量比为0.1-5％的金属；

重量比低于55％的石墨；以及

聚合物。

2.如权利要求1所述的生物传感器，其中该石墨为微细颗粒且该金属为纳米化的颗粒并覆盖于该石墨颗粒的表面。

3.如权利要求1所述的生物传感器，其中该金属包括铂、金、银、钯、钌、铑、铱以及其氧化物或合金。

4.如权利要求1所述的生物传感器，其中该聚合物包括粘合剂以及具有湿强度的聚合物。

5.如权利要求4所述的生物传感器，其中该粘合剂包括羟乙基纤维素或羟丙基纤维素。

6.如权利要求4所述的生物传感器，其中该具有湿强度的聚合物包括聚乙烯亚胺、聚(丙烯酸)的钾盐、聚(丙烯酸)的钠盐、聚(丙烯酸-共聚-丙烯酰胺)的钾盐、接枝聚(环氧乙烷)的聚(丙烯酸)钠盐、聚((甲基)丙烯酸2-羟乙酯)、聚((甲基)丙烯酸2-羟丙酯)、聚(异丁烯-共聚-顺丁烯二酸)或其组合。

7.如权利要求1所述的生物传感器，其还包括导体层位于该电极以及该基材之间。

8.如权利要求7所述的生物传感器，其中该导体层是以石墨溶解于有机溶剂中之后以网版印刷形成于该基材上。

9.如权利要求1所述的生物传感器，其中该试剂包括酶。

10.如权利要求9所述的生物传感器，其中该酶包括葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、胆固醇氧化酶、D-3-羟基丁酸酯脱氢酶、糖化胺基酸氧化酶或其组合。

11.一种生物传感器，包括：

试片，具有：

基材；

至少二电极，位于该基材上以定义出样品区；

试剂，位于该样品区；以及

加热组件，设置于该基材上且对应于该样品区。

12.如权利要求11所述的生物传感器，其中该加热组件包括第一导体、第二导体以及与该第一及第二导体连接的电阻层。

13.如权利要求12所述的生物传感器，其中该第一导体具有复数个第一端子，该第二导体具有复数个第二端子，以及该第一端子与该第二端子交错排列且连接至该电阻层。

14.如权利要求11所述的生物传感器，其中该样品区通过该加热组件以升温方式加热。

15.如权利要求11所述的生物传感器，其中该样品区通过该加热组件以定温方式加热。

16.如权利要求11所述的生物传感器，其中该二电极以及该加热组件分别位于该基材的相对表面。

17.如权利要求11所述的生物传感器，其还包括绝缘层位于该加热组件以及该样品区之间。

18.如权利要求11所述的生物传感器，其还包括电子测量装置，该电子测量装置具有插槽可使该试片插入，该插槽具有复数支针脚位于其中且分别对应该二电极、该第一导体及该第二导体。

19.如申请专利范围第18项所述的生物传感器，其中该电子测量装置可藉由该等针脚分别与该第一导体及该第二导体的电连接来辨识该试片是否插入至该插槽中。

20.一种生物传感器，包括：

试片，具有：

基材；

至少二电极，位于该基材上以定义出样品区；

试剂，位于该样品区；以及

加热组件，设置于该基材上且对应于该样品区，

其中该电极包括重量比为0.1-5％的金属；重量比低于55％的石墨；以及聚合物。

21.如权利要求20所述的生物传感器，其还包括电子测量装置，该电子测量装置具有插槽可使该试片插入，该插槽内具有复数支针脚位于该插槽中且分别对应该二电极、该第一导体及该第二导体，因此该电子测量装置可藉由该等针脚分别与该第一导体及该第二导体的电连接来辨识该试片是否插入至该插槽中。

22.一种导体组合物，包括：

重量比为5-30％的金属化石墨；以及

重量比为5-20％的粘合剂以及具有湿强度的聚合物。

23.如权利要求22所述的导体组合物，其中该金属包括铂、金、银、钯、钌、铑、铱以及其氧化物或合金。

24.如权利要求21所述的导体组合物，其中该粘合剂包括羟乙基纤维素或羟丙基纤维素。

25.如权利要求21所述的导体组合物，其中该具有湿强度的聚合物包括聚乙烯亚胺、聚(丙烯酸)的钾盐、聚(丙烯酸)的钠盐、聚(丙烯酸-共聚-丙烯酰胺)的钾盐、接枝聚(环氧乙烷)的聚(丙烯酸)钠盐、聚((甲基)丙烯酸2-羟乙酯)、聚((甲基)丙烯酸2-羟丙酯)、聚(异丁烯-共聚-顺丁烯二酸)或其组合。

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