CN103562716A - 生物传感器 - Google Patents

Abstract

为了提供不仅使用弹性表面波元件等检测元件而且具备吸引机构的生物传感器，设为如下构成，即具备：第1罩构件(1)，其在上表面具有元件收纳凹部(5)；检测元件(3)，其具有：收纳于元件收纳凹部(5)的元件基板(10)、以及位于元件基板(10)的上表面的与检体中所含的成分进行反应的至少1个检测部(13)；以及第2罩构件(2)，其与第1罩构件(1)接合以覆盖检测元件(3)，具有：检体所流入的流入口(14)、以及从流入口(14)起至少延伸至检测部上的槽部(15)。

Description

生物传感器

技术领域

本发明涉及能测量作为检体样品的液体的性质或者液体中所含成分的生物传感器。

背景技术

使用弹性表面波元件等检测元件来测量作为检体的液体的性质或者液体的成分的生物传感器是已知的(例如，参照专利文献1至3。)。

例如，利用了弹性表面波元件的生物传感器是在压电基板上设置与检体样品中所含成分进行反应的检测部，通过测量在该检测部传播的弹性表面波的变化来检测作为检体的液体的性质或者成分的传感器。利用了弹性表面波元件等的测量方法较之于其他的测量方法(例如，酵素法等)，存在能与多种检测方式对应这样的优点。

然而，利用了弹性表面波元件等的检测元件的现有的生物传感器均未在其自身具备吸引液体那样的机构。故而，为了使检体流到检测部，首先使用微管等器具来吸引检体，需要使吸引的检体流入检测部这样的作业，从而用于测量的的作业变得繁杂。另外，由于还另行需要器具，因此作为测量装置整体而言呈大型化。

另一方面，作为与利用了弹性表面波元件等的检测元件的检测方法不同的检测方法，对测量用电极涂敷含有酵素等的试剂并通过使检体与该部分进行反应来读取测量用电极的电流变化的生物传感器是已知的(参照专利文献4。)。

在专利文献4中公开了通过利用毛细管现象从而生物传感器自身能进行检体的吸引的技术。该技术中，将细长的检体供应路导出至涂敷有测量用电极的试剂的部分，并通过毛细管现象来将检体吸引到涂敷有试剂的部分。

此外，关于专利文献4那样的通过对测量用电极涂敷含有酵素等的试剂来进行检体的测量的方法，可测量的检查项目受限，在想要进行多项目的检查的情况下不便。

但是，关于专利文献4记载的生物传感器，由于测量部分的构造成为对电极涂敷试剂的构造，故测量部分的厚度仅是电极的厚度的量，因此非常薄。故而，能不使细长的检体供应路在中途被阻止地，将检体供应路导出至测量部分。

另一方面，关于利用了弹性表面波元件等的检测元件的生物传感器，由于检测元件是使用压电基板等而形成的，因此检测元件具有给定的厚度。故而，即使应用了专利文献4的技术，检体供应路也会被检测元件阻止，从而使检体溶液流到检测部变得困难。

为此，期望提供即使在利用了存在厚度的弹性表面波元件等检测元件的情况下也具备吸引机构的生物传感器。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开平5—240762号公报

专利文献2：日本特丌2006—184011号公报

专利文献3：日本特开2010—239477号公报

专利文献4：日本特开2005—249491号公报

发明内容

本发明的一形态所涉及的生物传感器具备：第1罩构件，其在上表面具有元件收纳凹部；检测元件，其具有：收纳于所述元件收纳凹部的元件基板、以及位于该元件基板的上表面的进行检体的检测的至少1个检测部；以及第2罩构件，其与所述第1罩构件接合以覆盖该检测元件，具有：所述检体所流入的流入口、以及从该流入口起至少延伸至所述检测部上的槽部。

本发明的一形态所涉及的生物传感器具备：安装用构件，其在端部具有检体所流入的流入口，且在上表面具有与所述流入口相连的槽部；检测元件，其在主面具有进行所述检体的检测的至少1个检测部，且安装于所述安装用构件，使得所述检测部以该主面与所述安装用构件的上表面相对置的状态位于所述槽部上；以及罩构件，其在下表面具有元件收纳凹部，且与所述安装用构件接合，使得将所述检测元件收纳于所述元件收纳凹部。

另外，本发明的一形态所涉及的生物传感器具备：罩构件，其具有：检体的流入口、与该流入口相连的槽状的流路、以及与该流路相连的凹状的空隙；以及检测元件，其具有：收纳于所述空隙的元件基板、以及位于该元件基板的上表面的与所述检体中所含的成分进行反应的检测部。

根据上述的生物传感器，通过将检测元件收纳于第1罩构件的元件收纳凹部，从而即使在利用了存在厚度的检测元件的情况下也能确保从流入口起至检测部为止的检体溶液的流路，能使基于毛细管现象等而从流入口吸引的检体溶液流至检测部。即，能提供在使用存在厚度的检测元件的同时在其自身具备检体溶液的吸引机构的测量作业简便的生物传感器。

附图说明

图1是本发明的第1实施方式所涉及的生物传感器的立体图。

图2是第1罩构件以及第2罩构件的分解立体图。

图3是在卸下了图1所示的生物传感器的第4基板的状态下的立体图。

图4是图4(a)是图1的IVa—IVa'处的截面图，图2(b)是图1的IVb—IVb’处的截面图。

图5是图1所示的生物传感器中所使用的检测元件的立体图。

图6是在卸下了图5所示的检测元件的第1保护构件以及第2保护构件的状态下的俯视图。

图7是表示本发明的实施方式所涉及的生物传感器的变形例的截面图。

图8是表示本发明的实施方式所涉及的生物传感器的另一变形例的截面图。

图9是表示对流路粘贴有亲水性的薄膜的生物传感器的例子的截面图。

图10是本发明的第2实施方式所涉及的生物传感器中所使用的安装用构件以及罩构件的分解立体图。

图11是第2实施方式所涉及的生物传感器的截面图，图11(a)是与图4(a)对应的截面图，图11(b)是与图4(b)对应的截面图。

图12是本发明的第3实施方式所涉及的生物传感器的分解立体图。

图13中，图13的(a)是从图12所示的生物传感器中省去了第2罩构件以及辅助基板的状态的立体图，图13的(b)是从图12所示的生物传感器中省去了第2罩的状态的立体图，图13的(c)是从图12所示的生物传感器中省去了第4基板的状态的立体图。

图14是图12所示的生物传感器的截面图，(a)是与图4(a)对应的部分的截面图，(b)是与图4(b)对应的部分的截面图。

图15是图12所示的生物传感器中所使用的检测元件的立体图。

图16是表示图12所示的生物传感器的变形例的截面图。

图17是图16所示的生物传感器中所使用的检测元件的立体图。

图18是本发明的第4实施方式所涉及的生物传感器的分解立体图。

图19中，图19的(a)是从图18所示的生物传感器中省去了第2罩以及辅助基板的状态的立体图，图19的(b)是从图18所示的生物传感器中省去了第2罩的状态的立体图，图19的(c)是从图18所示的生物传感器中省去了第3基板的状态的立体图。

图20是图18所示的生物传感器的截面图，(a)是与图4(a)对应的部分的截面图，(b)是与图4(b)对应的部分的截面图。

具体实施方式

以下，参照附图来详细说明本发明的生物传感器的实施方式。此外，在以下说明的各附图中，对相同的构成构件赋予相同的符号。另外，各构件的大小或构件彼此之间的距离等仅示意性地图示，有时与现实不同。

另外，生物传感器100可以将任一方向设为上方或下方，但以下为了方便，不仅定义正交座标系xyz，而且将z方向的正侧设为上方，并使用上表面、下表面等用语。

(第1实施方式)

生物传感器100主要由第1罩构件1、第2罩构件2以及检测元件3构成。第1罩构件1具有第1基板1a以及层叠于第1基板1a上的第2基板1b，第2罩构件2具有层叠于第2基板1b上的第3基板2a以及层叠于第3基板2a上的第4基板2b。检测元件3是弹性表面波元件，主要由元件基板10、第1IDT(InterDigital Transducer，叉指换能器)电极11、第2IDT电极12以及检测部13构成(参照图5)。

第1罩构件1与第2罩构件2相互贴合，在贴合着的第1罩构件1和第2罩构件2的内部收纳有检测元件3。如图4的截面图所示，第1罩构件1在上表面具有元件收纳凹部5，在元件收纳凹部5之中配置有检测元件3。

第2罩构件2如图1所示，不仅在长边方向(x方向)的端部具有检体溶液的入口即流入口14，而且具有从流入口14朝着检测元件3的正上部分延伸的槽部15。此外，在图1中，为了表示槽部15的位置，以虚线来表示槽部15。

图2示出第1罩构件1以及第2罩构件2的分解立体图。

构成第1罩构件1的第1基板1a是平板状，其厚度例如是0.1mm～0.5mm。尽管第1基板1a的平面形状是大致长方形形状，但长边方向的一端呈朝外方突出的圆弧状。第1基板1a的x方向的长度例如是1cm～5cm，y方向的长度例如是1em～3cm。

在第1基板1a的上表面贴合第2基板1b。第2基板1b设为在平板状的板设置有凹部形成用贯通孔4而成的平板框状，其厚度例如是0.1mm～0.5mm。俯视时的外形与第1基板1a大致相同，x方向的长度以及y方向的长度也与第1基板1a大致相同。

通过将设置有凹部形成用贯通孔4的第2基板1b与平板状的第1基板1a接合，从而在第1罩构件1形成元件收纳凹部5。即，位于凹部形成用贯通孔4的内侧的第1基板1a的上表面成为元件收纳凹部5的底面，凹部形成用贯通孔4的内壁成为元件收纳凹部5的内壁。

另外，在第2基板1b的上表面，形成有：端子6以及从端子6起引导回到凹部形成用贯通孔4的布线7。端子6形成于第2基板1b的上表面的x方向上的另一端部。形成有端子6的部分是在将生物传感器100插入外部的测量器(未图示)时实际所插入的部分，经由端子6与外部的测量器电连接。另外，端子6与检测元件3经由布线7等电连接。而且，来自外部的测量器的信号经由端子6被输入至生物传感器100，且来自生物传感器100的信号经由端子6被输出至外部的测量器。

在由第1基板1a以及第2基板1b构成的第1罩构件1的上表面，接合第2罩构件2。第2罩构件2具有第3基板2a和第4基板2b。

第3基板2a与第2基板1b的上表面相贴合。第3基板2a呈平板状，其厚度例如是0.1mm～0.5mm。尽管第3基板2a的平面形状是大致长方形形状，但与第1基板1a以及第2基板1b同样，长边方向的一端呈朝着外方突出的圆弧状。第3基板2a的x方向的长度设置得比第2基板1b的x方向的长度短一些，使得形成于第2基板1b的端子6露出，例如为0.8mm～4.8cm。y方向的长度例如与第1基板1a以及第2基板1b同样，为1cm～3cm。

在第3基板2a形成有缺口8。缺口8是从第3基板2a呈圆弧状的一端的顶点部分起朝着x方向的另一端使第3基板2a所欠缺的部分，在厚度方向上贯通第3基板2a。该缺口8用于形成槽部15。在第3基板2a的缺口8的两侧，形成有在厚度方向上贯通第3基板2a的第1贯通孔16以及第2贯通孔17。在将第3基板2a层叠于第2基板1b时，检测元件3与布线7的连接部分位于第1贯通孔16以及第2贯通孔17的内侧。第3基板2a的第1贯通孔16与缺口8之间的部分如后所述，成为对由槽部15和第1贯通孔16形成的空间进行间隔的第1间隔部25。另外，第3基板2a的第2贯通孔17与缺口8之间的部分成为对由槽部15和第2贯通孔17形成的空间进行间隔的第2间隔部26。

在第3基板2a的上表面贴合有第4基板2b。第4基板2b呈平板状，其厚度例如是0.1mm～0.5mm。俯视时的外形与第3基板2a大致相同，x方向的长度以及y方向的长度也与第3基板2a大致相同。通过将该第4基板2b与形成有缺口8的第3基板2a进行接合，从而在第2罩构件2的下表面形成槽部15。即，位于缺口8的内侧的第4基板2b的下表面成为槽部15的底面，缺口8的内壁成为槽部15的内壁。槽部15从流入口14起至少延伸至检测部13的正上区域，截面形状例如是矩形形状。

在第4基板2b形成有在厚度方向上贯通第4基板2b的排气孔18。在将第4基板2b层叠于第3基板2a时，排气孔18位于缺口8的端部上。由此，槽部15的端部与排气孔18相连。该排气孔18用于将槽部15内的空气等放出到外部。

排气孔18是圆柱状或四角柱状等，只要能排出流路内的空气，就可以是任何形状。但若排气孔18的平面形状过大，则流路内充溢的检体溶液与外部气体接触的面积变大，检体溶液的水分变得易蒸发。如此，检体溶液的浓度变化变得易发生，将导致测量精度的下降。故而，排气孔18的平面形状大小够用即可。具体而言，在圆柱状所构成的排气孔18的情况下，将其直径设为1mm以下，在四角柱所构成的排气孔18的情况下，将其1边设为1mm以下。

另外，排气孔18的内壁呈疏水性。由此，抑制流路内充溢的检体溶液从排气孔18漏出至外部。

第1基板1a、第2基板1b、第3基板2a以及第4基板2b例如由纸、塑料、赛璐珞、陶瓷等构成。这些基板全部能通过相同材料来形成。通过将这些基板全部以相同材料来形成，能使各基板的热膨胀系数大致一致，因此将抑制因每个基板的热膨胀系数之差所引起的变形。另外，尽管对检测部13涂敷生体材料，但其中有的生体材料因紫外线等的外部的光而易于变质。在此情况下，作为第1罩构件1以及第2罩构件2的材料，使用具有遮光性的不透明的材料即可。另一方面，在检测部13因外部的光所致的变质几乎不发生的情况下，可以由接近透明的材料来形成形成有槽部15的第2罩构件2。在此情况下，能视认在流路内流动的检体溶液的状况。

接下来，说明检测元件3。图5是检测元件3的立体图，图6是在卸去了第1保护构件21以及第2保护构件22的状态下的检测元件3的俯视图。

检测元件3具有：元件基板10、配置于元件基板10的上表面的检测部13、第1IDT电极11、第2IDT电极12、第1引出电极19以及第2引出电极20。

元件基板10例如由钽酸锂(LiTaO₃)单晶、铌酸锂(LiNbO₃)单晶或水晶等的具有压电性的单晶的基板构成。元件基板10的平面形状以及各种尺寸可以适当设定。作为一例，元件基板10的厚度是0.3mm～1mm。

第1IDT电极11如图6所示，具有1对梳状电极。各梳状电极具有：相互对置的2根母线以及从各母线向其他的母线侧延伸的多个电极指。而且，1对梳状电极配置为：多个电极指相互啮合。第2IDT电极12也与第1IDT电极11同样地构成。第1IDT电极11以及第2IDT电极12构成横向型的IDT电极。

第1IDT电极11用于产生给定的弹性表面波(SAW：Surface AcousticWave)，第2IDT电极12用于对由第1IDT电极11产生的SAW进行接收。将第1IDT电极11与第2IDT电极配置为同一直线状，使得由第1IDT电极11产生的SAW能由第2IDT电极12接收。能以第1IDT电极11以及第2IDT电极12的电极指的根数、相邻的电极指彼此的距离、以及电极指的交叉宽度等为参数来设计频率特性。作为通过IDT电极来激发的SAW，存在各种振动模式，但在检测元件3，例如利用了称为SH波的横波的振动模式。

另外，可以在第1IDT电极11以及第2IDT电极12的SAW的传播方向(y方向)上的外侧设置用于SAW的反射抑制的弹性构件。SAW的频率例如能设定在数兆赫(MHz)至数千兆赫(GHz)的范围内。其中，若设为数百MHz至2GHz，则能实现实用且检测元件3的小型化进而生物传感器100的小型化。

第1IDT电极11与第1引出电极19连接。第1引出电极19从第1IDT电极11被引出至检测部13的相反侧，第1引出电极19的端部19e与在第1罩构件1设置的布线7电连接。另外，第2IDT电极12与第2引出电极20连接。第2引出电极20从第2IDT电极12被引出至检测部13的相反侧，第2引出电极20的端部20e与布线7电连接。

第1IDT电极11、第2IDT电极12、第1引出电极19以及第2引出电极20例如由铝或者铝和铜的合金等构成。另外，这些电极可以设为多层构造。在设为多层构造的情况下，例如，第1层由钛或铬构成，第2层由铝或铝合金构成。

第1IDT电极11以及第2IDT电极12被保护膜(未图示)覆盖。保护膜有助于第1IDT电极11以及第2IDT电极12的氧化防止等。保护膜例如由氧化硅、氧化铝、氧化锌、氧化钛、氮化硅或硅形成。保护膜的厚度例如是第1IDT电极11以及第2IDT电极的厚度的1／10左右(10～30nm)。保护膜可以按照露出第1引出电极19的端部19e以及第2引出电极20的端部20e的方式，遍布元件基板10的整个上表面而形成。

在第1IDT电极11与第2IDT电极12之间设置有检测部13。检测部13例如由金属膜和固定化于金属膜的表面的核酸或肽所组成的适体(aptamer)构成。金属膜例如成为铬以及成膜于铬上的金的2层构造。检测部13用于使得与检体溶液中的目标物质发生反应，具体而言，若检体溶液与检测部13接触，则检体溶液中的特定的目标物质与对应于该目标物质的适体结合。

若将沿y方向配置的第1IDT电极、第2IDT电极以及检测部13设置1组，则在生物传感器100设有两个这样的组。由此，通过使在一检测部13反应的目标物质与在另一检测部13反应的目标物质不同，能由1个生物传感器进行2种检测。

第1IDT电极11如图5所示，被第1保护构件21覆盖。第1保护构件21位于元件基板10的上表面，如图4(a)所示，在元件基板10的上表面侧具有开口的第1凹部51。在将第1保护构件21载置于元件基板10的上表面的状态下，由第1凹部51的内面和元件基板10的上表面包围的区域是第1振动空间23。第1IDT电极11密封在第1振动空间23内。由此，第1IDT电极11与外部气体以及检体溶液隔离，能保护第1IDT电极11。另外，通过确保第1振动空间23，能抑制在第1IDT电极11所激发的SAW的特性的劣化。

同样，第2IDT电极12被第2保护构件22覆盖。第2保护构件22也与第1保护构件21同样地位于元件基板10的上表面，如图4(a)所示，在元件基板10的上表面侧具有开口的第2凹部52。在将第2保护构件22载置于元件基板10的上表面的状态下，由第2凹部52的内面和元件基板10的上表面包围的区域是第2振动空间24。第2IDT电极12密封在第2振动空间24内。由此，第2IDT电极12与外部气体以及检体溶液隔离，能保护第2IDT电极12。另外，通过确保第2振动空间24，能抑制在第2IDT电极12所接收的SAW的特性的劣化。

第1保护构件21由框体和盖体构成，该框体是按照包围沿x方向配置的2个第1IDT电极11的方式固定于元件基板10的上表面的环状的框体，该盖体按照塞住框体的开口的方式固定于框体。这样的构造例如通过使用感光性的树脂材料来形成树脂膜，并通过光刻法等对该树脂膜进行图案成形来予以形成。第2保护构件21也能同样地形成。

此外，尽管在生物传感器100以1个第1保护构件23来覆盖2个第1IDT电极11，但也可以将2个第1IDT电极11分别以单独的第1保护构件23来覆盖。另外，可以将2个第1IDT电极11以1个第1保护构件23来覆盖，并在2个第1IDT电极11之间设置间隔。关于第2IDT电极12也同样，既可以将2个第2IDT电极12分别以单独的第2保护构件24来覆盖，也可以使用1个第2保护构件24而在2个第2IDT电极12之间设置间隔。

为了在利用了SAW的检测元件3进行检体溶液的检测，首先，对于第1IDT电极11，经由布线7或第1引出电极19等从外部的测量器施加给定的电压。如此，在第1IDT电极11的形成区域激发元件基板10的表面，产生具有给定的频率的SAW。产生的SAW其一部分朝着检测部13传播，在通过检测部13后，到达第2IDT电极12。在检测部13，检测部13的适体与检体溶液中的特定的目标物质结合，检测部13的重量仅以结合的量发生变化，因此在检测部13之下通过的SAW的相位等特性发生变化。若如此特性变化了的SAW到达第2IDT电极，则与之相应的电压在第2IDT电极产生。该电压经由第2引出电极20、布线7等被输出至外部，通过外部的测量器对其进行读取，能调查检体溶液的性质或成分。

为了将检体溶液引导至检测部13，在生物传感器100利用毛细管现象。具体而言，通过将第2罩构件2与第1罩构件1接合，形成于第2罩构件的下表面的槽部15的部分成为细长的管，因此通过考虑检体溶液的种类、第1罩构件1以及第2罩构件2的材质等来将槽部15的宽度或者直径等设定为给定的值，从而能在基于槽部15形成的细长的管产生毛细管现象。槽部15的宽度(y方向的尺寸)例如是0.5mm～3mm，深度(z方向的尺寸)例如是0.1mm～0.5mm。此外，槽部15具有超出检测部13而延伸的部分即延长部15e，在第2罩构件2形成有与延长部15e相连的排气孔18。若检体溶液进入流路内，则存在于流路内的空气从排气孔18向外部放出。

通过预先在由第1罩构件1以及第2罩构件2构成的罩构件形成产生这样的毛细管现象的管，从而若使检体溶液与流入口14接触，则检体溶液以槽部15为流路被吸入罩构件的内部。由此，根据生物传感器100，其自身具备检体溶液的吸引机构，因此能不使用微管等器具而进行检体溶液的吸引。另外，对有流入口14的部分施加圆度，在其顶点形成流入口14，因此变得易于判别流入口14。

在生物传感器100，流路的内面整体或者内面的一部分例如槽部15的底面、槽部15的壁面等具有亲水性。由于流路的内面具有亲水性，从而毛细管现象变得易于发生，检体溶液变得容易从流入口14吸引。使得流路的内面当中具有亲水性的部分与水的接触角成为60°以下。若接触角为60°以下，则毛细管现象进一步变得容易发生，使检体溶液与流入口接触时检体溶液向流路内的吸引变得更可靠。

为了使槽部15的内面具有亲水性，考虑对槽部15的内面施加亲水化处理的方法、在槽部15的内面粘贴亲水性的薄膜的方法、以及以亲水性的材料来形成构成槽部15的罩构件2的方法等。

其中，根据对槽部15的内面施加亲水化处理的方法以及在槽部15的内面粘贴亲水性的薄膜的方法，检体溶液沿亲水性的部分流入流路内，因此检体溶液的大多数沿流路流动，从而能抑制检体溶液流向不希望的地点，能进行精度高的测量。另外，根据这些方法，即使是由疏水性的材料构成的罩构件，也能引起毛细管现象，因此还存在能增加可用于罩构件的材料的选项的优点。

为了对槽部15的内面施加亲水性处理，例如存在如下方法：在通过氧等离子对槽部15的内面进行灰化后，涂敷硅烷偶联剂，最后涂敷聚乙烯乙二醇即可。此外，还有使用具有磷酰胆碱的处理剂来对槽部15的内面进行表面处理这样的方法。

另外，作为亲水性的薄膜，能使用实施了亲水化处理而成的市场上销售的聚酯纤维系的薄膜或者聚乙烯系的薄膜等。在流路上粘贴亲水性的薄膜34的例子如图9所示。图9(a)以及图9(b)是与图4(a)对应的截面图，图9(c)是与图4(b)对应的截面图。薄膜34如图9(a)所示，既可以仅形成于流路的上表面，即槽部15的底面，也可以如图9(b)所示，仅形成于流路的侧面，即槽部15的内壁。另外，如图9(c)所示，既可以在流路的下表面形成薄膜34，也可以对图9(a)～图9(c)的形态进行组合。

但是，由槽部15形成的检体溶液的流路的深度为0.3mm左右，与之相对，检测元件3的厚度为0.3mm左右，流路的深度与检测元件3的厚度大致相等。故而，若在流路上直接放置检测元件3则会堵塞流路。为此，在生物传感器100，如图4所示，在安装检测元件3的第1罩构件1设置元件收纳凹部5，通过在该元件收纳凹部5之中收纳检测元件3，从而使得不堵塞检体溶液的流路。即，通过将元件收纳凹部5的深度设为与检测元件3的厚度相同程度，在该元件收纳凹部5之中安装检测元件3，从而能确保由槽部15形成的流路。

图3是在卸去了第2罩构件2的第4基板2b的状态下的立体图，但由于确保了检体溶液的流路，因此能将基于毛细管现象而流入流路内的检体溶液平滑地引导至检测部13。

从充分确保检体溶液的流路的观点出发，如图4所示，元件基板10的上表面距元件收纳凹部5的底面的高度可以设为与元件收纳凹部5的深度相同或比其小(低)。例如，若将元件基板10的上表面距元件收纳凹部5的底面的高度设为与元件收纳凹部5的深度相同，则从流入口14观察槽部15的内部时，能使流路的底面与检测部13为几乎相同的高度。在生物传感器100，将元件基板10的厚度设得小于(薄于)元件收纳凹部5的深度，并使第1保护构件21以及第2保护构件22的上表面距元件收纳凹部5的底面的高度与元件收纳凹部5的深度大致相同。若将第1保护构件21以及第2保护构件22距元件收纳凹部5的底面的高度设为大于(高于)元件收纳凹部5的深度，则需要将第3基板2a的第1间隔部25以及第2间隔部26加工得比其他的部分更薄，但是通过将第1保护构件21以及第2保护构件22距元件收纳凹部5的底面的高度设为与元件收纳凹部5的深度大致相同，从而这样的加工变得不需要，生产效率高。

元件收纳凹部5的平面形状例如设为与元件基板10的平面形状相似的形状，元件收纳凹部5比元件基板10大一些。更具体而言，元件收纳凹部5的大小是在将元件基板10安装于元件收纳凹部5时在元件基板10的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间形成100μm左右的间隙那样的大小。

检测元件3例如由以环氧树脂、聚酰亚胺树脂或硅树脂等为主成分的芯片接合剂(die bond)材而固定于元件收纳凹部5的底面。第1引出电极19的端部19e与布线7例如由Au等构成的金属细线27电连接。第2引出电极20的端部20e与布线7的连接也同样。此外，第1引出电极19以及第2引出电极20与布线7的连接不限于基于金属细线27，例如还可以基于Ag膏剂等的导电性粘接材。

由于在第1引出电极19以及第2引出电极20与布线7的连接部分设置有空隙，因此在将第2罩构件2贴合于第1罩构件1时抑制金属细线27的破损。该空隙能通过在第3基板2a设置第1贯通孔16以及第2贯通孔17而简单形成。另外，通过在第1贯通孔16与槽部15之间存在第1间隔部25，能抑制在槽部15流动的检体溶液流入由第1贯通孔16形成的空隙。由此，能抑制在多个第1引出电极19之间产生因检体溶液所致的短路。同样，通过在第2贯通孔17与槽部15之间存在第2间隔部26，能抑制在槽部15流动的检体溶液流入由第2贯通孔17形成的空隙。由此，能抑制在多个第2引出电极20之间产生因检体溶液所致的短路。

第1间隔部25位于第1保护构件21上，第2间隔部26位于第2保护构件22上。由此，检体溶液的流路更严格地说，不仅由槽部15，而且由第1保护构件21的槽部侧的侧壁和第2保护构件22的槽部侧的侧壁来规定。从防止检体溶液漏到由第1贯通孔16以及第2贯通孔17形成的空隙的观点来看，分别地，使第1间隔部25与第1保护构件21的上表面，使第2间隔部26与第1保护构件22的上表面相接触更好，在生物传感器100，在第1间隔部25的下表面与第1保护构件21的上表面之间以及在第2间隔部26的下表面与第2保护构件22的上表面之间具有间隙。该间隙例如是10μm～60μm。通过设置这样的间隙，例如，即使在以手指抓住生物传感器100时对该部分施加压力，也能通过间隙来吸收压力，从而能能抑制对第1保护构件21以及第2保护构件22施加直接压力。其结果是，能抑制第1振动空间23以及第2振动空间24较大地变形。另外，检体溶液通常具有一定程度的粘弹性，因此通过将间隙设为10μm～60μm，从而检体溶液变得难以进入该间隙，还能抑制检体溶液漏到由第1贯通孔16以及第2贯通孔17形成的空隙。

将第1间隔部25的宽度设定得比第1振动空间23的宽度更宽。换言之，使第1间隔部25的侧壁位于第1保护构件21的框体上。由此，即使在第1间隔部25因来自外部的压力而与第1中空部21接触的情况下，第1间隔部25也由框部支撑，因此能抑制第1保护构件21的变形。基于同样的理由，将第2间隔部26的宽度设为比第1振动空间25的宽度更宽即可。

位于由第1贯通孔16以及第2贯通孔17形成的空隙内的第1引出电极19、第2引出电极20、金属细线27以及布线7被绝缘性构件28覆盖。通过将第1引出电极19、第2引出电极20、金属细线27以及布线7由绝缘性构件28覆盖，能抑制这些电极等腐蚀。另外，通过设置该绝缘性构件27，即使在检体溶液流入第1间隔部25与第1保护构件21的间隙，或者流入第2间隔部26与第2保护构件22的间隙的情况下，也通过绝缘性构件27阻挡检体溶液。由此，能抑制因检体溶液的泄漏所致的引出电极间的短路等。

如此，根据生物传感器100，通过将检测元件3收纳于第1罩构件1的元件收纳凹部5，能确保从流入口14至检测部13的检体溶液的流路，能使基于毛细管现象等从流入口吸引的检体溶液流到检测部13。即，能提供在使用存在厚度的检测元件3的同时在其自身具备吸引机构的生物传感器100。

图7是表示生物传感器100的变形例的截面图。该截面图与图4(a)所示的截面对应。

本变形例改变了端子6的形成位置。在上述的实施方式中是将端子6形成于第2基板1b的长边方向的另一端部，而在本变形例中，形成于第4基板2b的上表面。端子6与布线7通过贯通第2罩构件2的贯通导体29而电连接。贯通导体29例如基于Ag膏剂或者镀敷等构成。另外，端子6还能形成于第1罩构件1的下表面侧。由此，端子6能形成于第1罩构件1以及第2罩构件2的表面上的任意的位置，能根据所使用的测量器来确定其位置。

图8是表示生物传感器100的另一变形例的截面图。该截面图与图4(b)所示的截面对应。

在本变形例中，在由槽部15形成的流路的尽头，设置有以给定的速度来吸收检体溶液的吸收材30。通过设置这样的吸收材30，能吸收多余的检体溶液，使在检测部13上流动的检体溶液的量稳定化，从而能进行稳定的测量。吸收材30例如由海绵等能吸收液体的多孔质状的材料构成。

(第2实施方式)

接下来，使用图10以及图11来说明第2实施方式所涉及的生物传感器200。图10是生物传感器200中所使用的安装用构件31以及罩构件32的分解立体图，图11是截面图，图11(a)、图11(b)分别是与图4(a)、图4(b)对应的截面图。

生物传感器200与上述的第1实施方式的生物传感器100主要在罩构件的形状以及检测元件3的安装方法的点不同。

具体而言，在第1实施方式的生物传感器100，检测元件3以形成有检测部13以及第1、第2IDT电极11、12的面为上侧(z方向)，将元件基板3的下表面安装于第1罩构件1，与此相对，在生物传感器200，检测元件3以形成有检测部13以及第1、第2IDT电极11、12的面为下侧(一z方向)安装于安装用构件31。即，在生物传感器200，将检测元件3面朝下安装。

为了将检测元件3面朝下安装，例如，通过焊料等的导电性接合材33对形成于元件基板3的第1引出电极19的端部19e和形成于安装用构件31的布线7的端部7e进行接合，同样地，通过焊料等的导电性接合材33对形成于元件基板3的第2引出电极20的端部20e和形成于安装用构件31的布线7的端部7e进行接合即可。除了利用这样的焊料的接合方法以外，例如还能进行基于Au等的导电性凸块的接合。

若像第1实施方式中的生物传感器100那样将检测元件3面朝上安装，则检测元件3与第1罩构件1的机械性的连接由介于元件基板3的下表面与第1罩构件1的元件收纳凹部底面之间的芯片接合剂材进行，元件基板3与第1罩构件1的电连接由金属细线27进行。即，分别单独进行机械性的连接和电连接。

另一方面，若像生物传感器200那样将检测元件3面朝下安装，则能同时进行检测元件3与安装用构件31的机械性的接合以及电接合，因此生产效率高。

另外，生物传感器200与第1实施方式的生物传感器100在罩构件的形状上也不同。在第1实施方式的生物传感器100，在第1罩构件1和第2罩构件2当中配置于下侧的第1罩构件1设置元件收纳凹部5，通过在该元件收纳凹部5收纳检测元件3，能使流路不被检测元件3堵塞而导出至检测部13。与此相对，在生物传感器200，如图11所示，在安装用构件31和罩构件32当中配置于上侧的罩构件1的下表面设置元件收纳凹部5，在该元件收纳凹部5收纳检测元件3。由此，能在将存在厚度的检测元件3收纳于罩构件之中的同时，确保导出至检测部13之下的区域的流路。

如图10所示，安装用构件31由第5基板31a以及第6基板31b构成，罩构件32由第7基板32a以及第8基板32b构成。

第5基板31a呈平板状，基本上与第1实施方式中的第1基板1a相同。另一方面，与第5基板31b贴合的第6基板31b与第1实施方式中的第2基板1b不同，形成有缺口8。通过将如此形成缺口8的第6基板31b层叠于平板状的第5基板31a，从而形成在一端具有流入口且具有从该流入口起延伸的槽部15的第5罩构件31。

在构成罩构件32的第7基板32a以及第8基板32b当中配置于下侧的第7基板32a形成有凹部形成用贯通孔4。通过在形成有这样的凹部形成用贯通孔4的第7基板32的上表面层叠平板状的第8基板32b，从而在下表面形成具有元件收纳凹部5的罩构件32。此外，第8基板32b基本上与第1实施方式中的第4基板2b相同。

另外，在生物传感器200，如图11所示，亲水性的薄膜34形成于槽部5的底面。另一方面，第6基板31由疏水性的材料形成。由此，检体溶液基本上流入由槽部5形成的流路内，检体溶液变得难以进入第1保护构件21与第6基板31的上表面的间隙以及第2保护构件22与第6基板31的上表面的间隙。由此，能抑制因检体溶液引起第1引出电极19的端部19e彼此等短路。

(第3实施方式)

接下来，使用图12至图15来说明第3实施方式所涉及的生物传感器300。

生物传感器300与上述的第1实施方式的生物传感器100比较，主要在具备辅助基板35的点以及形成检测元件3的第1振动空间23以及第2振动空间24的部分的构造不同。

辅助基板35如图12所示，是介于第1罩构件1与第2罩构件2之间的基板，外形以及大小例如与第2基板1b相同。另外，辅助基板35的厚度例如是0.1mm～0.5mm。辅助基板35经由粘接剂或双面胶等粘贴于下侧的第2基板1b以及上侧的第3基板2a。

如在第1实施方式中所述，收纳检测元件40的元件收纳凹部5比检测元件40的平面形状大一些。故而，在检测元件40的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间形成间隙。辅助基板35起到塞住该间隙的作用。同时，辅助基板35形成了检测元件40上的流路的一部分。

使用图13以及图14来说明辅助基板35塞住检测元件40的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间的间隙的同时形成流路的形态。图13(a)～图13(c)是从生物传感器300中省去了给定的构件的状态的立体图。具体而言，图13(a)是省去了第2罩构件2以及辅助基板35的状态的立体图，图13(b)是省去了第2罩构件2的状态的立体图，图13(c)是省去了第2罩构件2的第4基板2b的状态的立体图。另外，图14(a)是与图4(a)对应的截面图，图14(b)是与图4(b)对应的截面图。

如图13(a)所示，在元件收纳凹部5收纳检测元件40的状态下，在检测元件40的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间形成有间隙。该间隙如图13(b)所示，被层叠于第2基板2b的辅助基板35塞住。

在此，说明使用于生物传感器300的检测元件40的构造。图15是使用于生物传感器300的检测元件40的立体图。检测元件40具有配置于元件基板10的上表面的框体37。框体37不仅在中央部具有贯通孔使得2个检测部13露出，而且还具有使各IDT电极露出的贯通孔。即，框体37具有对检测部13和各IDT电极分个包围的部分。

如图14(a)所示，成为框体37的框的各部分被辅助基板35塞住。如此，辅助基板35不仅塞住检测元件40的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间的间隙，而且还发挥作为塞住成为框体37的框的部分的盖的功能。通过塞住包围第1IDT电极11的部分来形成第1振动空间23，第1IDT电极11成为密封在第1振动空间23内的状态。同样，通过塞住包围第2IDT电极12的部分来形成第2振动空间24，第2IDT电极12成为密封在第2振动空间24内的状态。另外，通过还塞住包围检测部13的部分，来在该部分形成空间38。

框体37的上表面的位置与第2基板1b的上表面相同。换言之，框体37的厚度等于第2基板1b的厚度与元件基板10的厚度之差。通过以这样的厚度来形成框体37，从而在塞住检测元件40的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间的间隙的同时，能塞住成为框体37的框的部分。框体37的厚度例如是50μm。

回到图13(b)，在辅助基板35形成有第1孔部41和第2孔部42。这些第1孔部41和第2孔部42均通至框体37的包围检测部13的部分的框内。

如此，在形成有第1孔部41以及第2孔部42的辅助基板35的上表面，层叠具有缺口8的第3基板2a。第1孔部41和第2孔部42设置于在将第3基板2a层叠于辅助基板35时与缺口8重合的位置。缺口8是成为槽部15的部分，因此槽部15与空间38通过这些第1孔部41以及第2孔部42来相连。第1孔部41形成在靠近成为检体溶液的流入口的缺口8的开口侧的端部，第2孔部42形成于比第1孔部41更远离缺口8的开口侧的端部的位置。另外，在缺口8的第1孔部41与第2孔部42之间的部分，形成有间隔壁43。第1孔部41以及第2孔部42的平面形状能为圆形形状或者矩形形状等任意的形状，既可以在第1孔部41和第2孔部42将形状以及大小设为相同，也可以设为不同。

使用图14的截面图来说明基于这样的构造的生物传感器300中的检体溶液的流路。如第1实施方式中说明，若检体溶液接触到流入口14，则检体溶液基于毛细管现象而流入由槽部15形成的流路内。若流入的检体溶液到达第1孔部41，则直接基于毛细管现象经由第1孔部41而进入空间38内，空间38由检体溶液充满。此时，空间38内的空气从第2孔部42取出。以该状态来进行检体溶液的测量。如此，在生物传感器300，空间38成为流路的一部分。辅助基板35设为至少其表面具有亲水性，使得毛细管现象易于发生。此外，由于形成有间隔壁43，因此到达了间隔壁43的检体溶液被该间隔壁阻挡，经由第1孔部41而进入空间38之中。

如图14(a)所示，空间38和第1振动空间23以及第2振动空间24是指，由框体37以及辅助基板35进行间隔而成的空间，因此能抑制流入空间38的检体溶液流入第1振动空间23以及第2振动空间24。另外，由于检测元件3的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间的间隙被辅助基板35塞住，因此还能抑制检体溶液流入该间隙。

因此，根据生物传感器300，能抑制检体溶液流入不需要的部分，抑制布线7彼此的短路的发生。另外，能使流入流路的检体溶液的量恒定。

另外，在生物传感器300，与上述的实施方式不同，将布线7设置于作为最下方的层的第1基板1a。故而，对布线7与检测元件3的第1以及第2引出电极的端部19e、20e进行连接的金属细线27从检测元件3的上表面延到下方，金属细线27的呈弧线形的部分不会变得那么高。由此，能将金属细线27的顶点容易地设为比框体37的高度更低的位置，不另行需要为了使金属细线27与辅助基板35不接触而进行的加工，生产效率提高。但布线7的位置不限于此，例如，可以与第1实施方式同样地设置于第2基板1b。在将金属细线27直接接合而与辅助基板35接触那样的情况下，增大框体37的厚度，或在辅助基板35的金属细线27的正上区域设置贯通孔即可。

图16是表示生物传感器300的变形例301的与图14(a)对应的截面图。在上述的生物传感器300，辅助基板35还发挥了作为框体37的盖的功能，而本变形例中，是与辅助基板35单独地设置第2框体37b。

图17示出变形例301中所使用的检测元件41的立体图。检测元件41与图15所示的检测元件40在框体37的构造上不同。变形例301中的框体37由第1框体37a以及层叠于第1框体37a的第2框体37b的2层构造所组成。第1框体37a由与生物传感器300中的框体37相同的构造所组成，具有包围2个检测部13以及各IDT电极的部分。第2框体37b与第1框体37a在俯视下的外形以及大小相同，但在与第1IDT电极11以及第2IDT电极12对应的部分未形成贯通孔。由此，通过由第2框体37b塞住包围第1IDT电极11的部分来形成第1振动空间23，同样地，通过由第2框体37b塞住包围第2IDT电极12的部分来形成第2振动空间24。另一方面，在第2框体37b的检测部13的正上区域，形成有与第1框体37a相同形状且相同大小的贯通孔，该部分被辅助基板35塞住，形成成为流路的一部分的空间38。

通过将框体37设为这样的构造，辅助基板35与框体37的接触面积增加，因此能将辅助基板35与盖体39牢固地粘接。

(第4实施方式)

接下来，使用图18至图20来说明第4实施方式所涉及的生物传感器400。

生物传感器400与上述的第1实施方式的生物传感器100比较，主要在具备辅助基板44这一点不同。

辅助基板44如图18所示，是介于第1罩构件1与第2罩构件2之间的平板状的基板。辅助基板44的外形以及大小与第3基板2a相同。另外，辅助基板35的厚度例如是0.1mm～0.5mm。辅助基板44经由粘接剂或双面胶等粘贴至下侧的第2基板1b以及上侧的第3基板2a。在辅助基板44，设置有孔部45，使得在将辅助基板44重叠于第1罩构件1时检测元件3的检测部13露出。另外，在孔部45的两侧，如后所述，设置有起到与设置于第1实施方式中的生物传感器100的第3基板2a的第1贯通孔16以及第2贯通孔17同样的功能的第3孔部45以及第4贯通孔46。

辅助基板44起到用于从检测元件3的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间产生的间隙隔离检体溶液的流路的作用。使用图19以及图20来对其说明。图19(a)～图19(c)是从生物传感器400中省去了给定的构件的状态的立体图。具体而言，图19(a)是省去了第2罩构件2以及辅助基板44的状态的立体图，图19(b)是省去了第2罩构件2的状态的立体图，图19(c)是省去了第2罩构件2的第4基板2b的状态的立体图。另外，图20(a)是与图4(a)对应的截面图，图20(b)是与图4(b)对应的截面图。

如图19(a)所示，在元件收纳凹部5收纳检测元件3的状态下，在检测元件3的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间形成有间隙。若对其层叠辅助基板44，则如图19(b)所示，检测元件3的一部分从设置于辅助基板44的孔部45露出。孔部45形成为其外周比检测元件3的外周更位于内侧那样的大小。由此，在生物传感器400，形成于检测元件3的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间的间隙当中，位于x方向的两端的间隙(沿y方向的间隙)位于辅助基板44之下。即，形成于检测元件3的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间的间隙当中，位于x方向的两端的间隙被辅助基板44塞住。另一方面，形成于检测元件3的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间的间隙当中，位于y方向的两端的间隙(沿x方向的间隙)从第3贯通孔46以及第4贯通孔47露出。

在层叠于第1罩构件1的辅助基板44的上表面，层叠具有缺口8的第3基板2a。由于在辅助基板44形成有用于使检测部3露出的孔部45，因此在图19(c)所示的状态下，俯视时检测部13从缺口8露出。

这样的构造所成的生物传感器400中的检体溶液的流路如图20的截面图所示，基本上与第1实施方式中的生物传感器100相同。即，若检体溶液接触到流入口14，则检体溶液基于毛细管现象而流入由槽部15形成的流路内，流入的检体溶液直接到达检测部13，来进行测量。

此时，检测元件3的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间产生的间隙当中与槽部15重合的部分，如图20(b)所示，被辅助基板44塞住，因此能抑制检体溶液流入间隙。另外，检测元件3的侧面与元件收纳凹部5的内壁之间产生的间隙当中与槽部15正交的方向上的间隙(在图20(a)中出现的间隙)尽管未被辅助基板44塞住，但通过辅助基板44能抑制检体溶液进入该间隙。这是由于，如图20(a)所示，通过辅助基板44的孔部45与第3贯通孔46之间的部分即第3间隔部48、以及辅助基板44的孔部45与第4贯通孔47之间的部分即第4间隔部49，对流路和间隙进行间隔。

因此，根据生物传感器400，能抑制检体溶液流入不需要的部分，抑制布线7彼此的短路的发生。另外，几乎不会发生检体溶液流入流路以外的不需要的部分的情况，因此能使进行测量的检体溶液的量恒定。

本发明不限于以上的实施方式，可以以各种形态来实施。

尽管在上述的实施方式中，说明了检测部13由固定化于金属膜和金属膜的表面的适体构成的情况，但例如在检体溶液中的目标物质与金属膜反应的情况下，也可以不使用适体而仅以金属膜来构成检测部13。进而，可以不使用金属膜，而将作为压电基板的元件基板10的表面上的第1IDT电极11与第2IDT电极12之间的区域设为检测部13。在此情况下，通过使检体溶液直接附着于元件基板10的表面，来检测检体溶液的粘性等物理性质。更具体而言，对因检测部13上的检体溶液的粘性等变化所致的SAW的相位变化进行读取。

另外，尽管在上述的实施方式中说明了检测元件3由弹性表面波元件构成的情况，但检测元件3不限于此，例如还可以使用形成有光导波路等的检测元件3以引起表面等离子体共振。在此情况下，例如，读取检测部中的光的折射率的变化等。此外，还能使用在水晶等压电基板形成振荡器的检测元件3。在此情况下，例如读取振荡器的振荡频率的变化。

另外，作为检测元件3，可以在相同的基板上使多种设备混合存在。例如，可以在SAW元件旁设置酵素电极法的酵素电极。在此情况下，除了利用抗体或适体的免疫法之外，还能以酵素法进行测量，从而能增加一次能检查的项目。

另外，尽管在上述的实施方式中，示出了第1罩构件1由第1基板1a以及第2基板1b形成、且第2罩构件2由第3基板2a以及第4基板2b形成的例子，但并不限于此，还可以使用任意基板彼此一体化后的构件，例如将第1基板1a和第2基板1b一体化后的第1罩构件1。

另外，尽管在上述的实施方式中说明了设置1个检测元件3的例子，但也可以设置多个检测元件3。在此情况下，既可以按每个检测元件3设置元件收纳凹部5，也可以形成能收纳全部检测元件3那样的长的元件收纳凹部5。

另外，将第1实施方式中的生物传感器100的变形例还应用于第2实施方式中的生物传感器200等，各实施方式中记载的生物传感器的变形例以及各构成构件的形态，能在不脱离本发明的技术思想的范围内应用于其他的实施方式的生物传感器。

符号说明

1···第1罩构件

2···第2罩构件

3···检测元件

4···凹部形成用贯通孔

5···元件收纳凹部

8···缺口

10···元件基板

11···第1IDT电极

12···第2IDT电极

13···检测部

14···流入口

15···槽部

16···第1贯通孔

17···第2贯通孔

18···排气孔

19···第1引出电极

20···第2引出电极

21···第1保护构件

22···第2保护构件

23···第1振动空间

24···第2振动空间

31···安装用构件

35···辅助基板

Claims (17)

1.一种生物传感器，具备：

第1罩构件，其在上表面具有元件收纳凹部；

检测元件，其具有：收纳于所述元件收纳凹部的元件基板、以及位于该元件基板的上表面的进行检体的检测的至少1个检测部；以及

第2罩构件，其与所述第1罩构件接合以覆盖该检测元件，具有：所述检体所流入的流入口、以及从该流入口起至少延伸至所述检测部上的槽部。

2.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，

所述元件基板的上表面距离所述元件收纳凹部的底面的高度与所述元件收纳凹部的深度相同或比该深度低。

3.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其中，

所述槽部具有：延长部，其是在对所述第2罩构件进行平面透视时从所述流入口朝向所述检测部而超出该检测部延伸的部分，

所述第2罩构件还具有与所述延长部相连的排气孔。

4.根据权利要求1～3中任一项所述的生物传感器，其中，

所述第1罩构件具有：平板状的第1基板、以及与该第1基板的上表面接合的具有凹部形成用贯通孔的平板框状的第2基板，

所述元件收纳凹部的底面是位于所述凹部形成用贯通孔的内侧的所述第1基板的上表面，所述元件收纳凹部的内壁是所述凹部形成用贯通孔的内壁。

5.根据权利要求1～4中任一项所述的生物传感器，其中，

所述第2罩构件具有：具有在厚度方向上贯通的缺口的平板状的第3基板、以及与该第3基板的上表面接合的平板状的第4基板，

所述槽部的底面是位于所述缺口的内侧的所述第4基板的下表面，所述槽部的内壁是所述缺口的内壁。

6.根据权利要求1～5中任一项所述的生物传感器，其中，

所述检测元件还具有：第1IDT电极，其位于所述元件基板的上表面，产生朝着所述检测部传播的弹性波；第2IDT电极，其位于所述元件基板的上表面，接收通过了所述检测部的所述弹性波；第1保护构件，其具有第1凹部，且位于所述元件基板的上表面，使得在由该第1凹部的内面以及所述元件基板的上表面包围的空间即第1振动空间内密封所述第1IDT电极；以及第2保护构件，其具有第2凹部，且位于所述元件基板的上表面，使得在由该第2凹部的内面以及所述元件基板的上表面包围的空间即第2振动空间内密封所述第2IDT电极。

7.根据权利要求6所述的生物传感器，其中，

所述检测元件还具有：第1引出电极，其从所述第1IDT电极起以与所述检测部相反的方向引出，且端部位于所述第1保护构件的外侧；以及第2引出电极，其从所述第2IDT电极起以与所述检测部相反的方向引出，且端部位于所述第2保护构件的外侧。

8.根据权利要求5所述的生物传感器，其中，

所述检测元件还具有：第1IDT电极，其位于所述元件基板的上表面，产生朝着所述检测部传播的弹性波；第2IDT电极，其位于所述元件基板的上表面，接收通过了所述检测部的所述弹性波；第1保护构件，其具有第1凹部，且位于所述元件基板的上表面，使得在由该第1凹部的内面以及所述元件基板的上表面包围的空间即第1振动空间内密封所述第1IDT电极；以及第2保护构件，其具有第2凹部，且位于所述元件基板的上表面，使得在由该第2凹部的内面以及所述元件基板的上表面包围的空间即第2振动空间内密封所述第2IDT电极，

所述检测元件还具有：第1引出电极，其从所述第1IDT电极起以与所述检测部相反的方向引出，且端部位于所述第1保护构件的外侧；以及第2引出电极，其从所述第2IDT电极起以与所述检测部相反的方向引出，且端部位于所述第2保护构件的外侧，

所述第3基板在与所述缺口所延伸的方向正交的方向上的该缺口的两侧还具有第1贯通孔以及第2贯通孔，所述第1贯通孔位于所述第1引出电极上，所述第2贯通孔位于所述第2引出电极上，

所述第3基板的所述缺口与所述第1贯通孔之间的部分即第1间隔部位于所述第1保护构件上，所述第3基板的所述缺口与所述第2贯通孔之间的部分即第2间隔部位于所述第2保护构件上。

9.根据权利要求8所述的生物传感器，其中，

所述第1间隔部与所述第1保护构件之间具有间隙地位于所述第1保护构件上，所述第2间隔部与所述第2保护构件之间具有间隙地位于所述第2保护构件上。

10.根据权利要求9所述的生物传感器，其中，

还具备：第1绝缘性构件，其覆盖所述第1引出电极的位于所述第1保护构件的外侧的部分；以及第2绝缘性构件，其覆盖所述第2引出电极的位于所述第2保护构件的外侧的部分。

11.根据权利要求1～10中任一项所述的生物传感器，其中，

所述检测元件具有多个所述检测部，

该多个检测部沿所述槽部所延伸的方向排列。

12.一种生物传感器，具备：

安装用构件，其在端部具有检体所流入的流入口，且在上表面具有与所述流入口相连的槽部；

检测元件，其在主面具有进行所述检体的检测的至少1个检测部，且安装于所述安装用构件，使得所述检测部以该主面与所述安装用构件的上表面相对置的状态位于所述槽部上；以及

罩构件，其在下表面具有元件收纳凹部，且与所述安装用构件接合，使得所述检测元件收纳于所述元件收纳凹部。

13.一种生物传感器，具备：

罩构件，其具有：检体的流入口、与该流入口相连的槽状的流路、以及与该流路相连的凹状的空隙；以及

检测元件，其具有：收纳于所述空隙的元件基板、以及位于该元件基板的上表面的与所述检体中所含的成分进行反应的检测部。

14.根据权利要求13所述的生物传感器，其中，

所述流路的内面具有亲水性。

15.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，

还具备：辅助基板，其介于所述第1罩构件与所述第2罩构件之间，

所述检测元件具有：框体，其位于所述元件基板的上表面，且包围所述检测部，

所述辅助基板塞住所述框体的包围所述检测部的部分、以及所述检测元件的侧面与所述元件收纳凹部的内壁之间的间隙，且具有从所述槽部起通至所述框体的包围所述检测部的框内的第1孔部。

16.根据权利要求15所述的生物传感器，其中，

所述辅助基板还具有：第2孔部，其从所述槽部起通至所述框体的包围所述检测部的框内，

所述第1孔部的位置比所述第2孔部更靠近所述流入口。

17.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，

还具备：辅助基板，其介于所述第1罩构件与所述第2罩构件之间，

该辅助基板在与所述元件基板重合的区域具有孔部，

该孔部的内壁俯视时比所述元件基板的上表面的外周更位于内侧。

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