CN1243951A - 生物传感器 - Google Patents

Abstract

一种生物传感器,由作用极基板11、对极基板14、及至少包含酶和电子转移体的试剂层构成,配置在作用极基板上的作用极12和配置在对极基板上的对极15配置在相对的位置上,测定器的端子可从通孔25、24接触两电极的端子13、16。由此,能以微量试料提供高可靠性及精密的测定值。

Description

生物传感器

本发明涉及一种快速、高精度对试料中所含基质进行定量用的生物传感器。

作为蔗糖、葡萄糖等糖类的定量分析法，正在开发的有采用旋光度计法，比色法，还原滴定法及各种色谱法等方法。但这些方法都因对糖类的专属性不高，故精度低。若采用这些方法中的旋光度计法，虽操作简便，但操作时受温度影响大。因此，旋光度计法不适宜作为一般家庭等用来简易定量测量糖类。

可是，近年来正在开发利用具有酶的特异催化作用的各种类型的生物传感器。

下面，说明作为试料液中基质定量法一例的葡萄糖的定量法。电化学的葡萄糖的定量法，常知的有使用葡糖氧化酶(EC1.1.3.4：下面称为“GOD”)和氧电极或过氧化氢电极进行的方法(如，讲谈社出版、铃木周一编的“生物传感器”)。

GOD，取氧为电子转移体，将作为基质的β-D-葡萄糖有选择地氧化成D-葡萄糖-δ-内脂。在有氧的情况下，GOD产生的氧化反应过程中，氧被还原成过氧化氢。因此，可用氧电极测量该氧的减少量，或用过氧化氢电极测量过氧化氢的增加量。氧的减少量及过氧化氢的增加量与试料液中葡萄糖含有量成比例，故根据氧的减少量或过氧化氢的增加量可定量测量葡萄糖。

从上述反应过程还可推定，上述方法的缺点是测定结果受试料液中含氧的浓度的影响大，试料液中没有氧时不能进行测定。

因此，人们开发出新类型的葡萄糖传感器，它不用氧作为电子转移体，而是采用铁氰化钾、二茂铁衍生物、醌衍生物等有机化合物或金属配位物作为电子转移体。这种类型的传感器通过在电极上对酶反应结果生成的电子转移体的还原体进行氧化，从其氧化电流量求得试料液中所含葡萄糖的浓度。由于采用上述有机化合物或金属配位体代替氧作为电子转移体，故能以稳定状态将已知量的GOD和这些电子转移体正确地加载到电极上形成反应层。此时，在接近干燥状态下能使反应层与电极系统成为一体，因此，近年来人们多注重于基于这种技术的一次型的葡萄糖传感器。这种代表的例子有特许-2517153号公报中揭示的生物传感器。一次型的葡萄糖传感器，只要将试料液引入装在测定器上的能够拆下来的传感器，就能用测定器方便地测定葡萄糖的浓度。这种方法不限定于对葡萄糖进行定量测量，还可用于对包含在试料液中的其它基质进行定量测量。

在采用上述葡萄糖传感器的测定中，用数μ升量级的试料量能够方便地求得试料中的基质浓度。但是，近年来，各方面急切盼望开发能够用更微量特别是1μ升以下的试料进行测定且处理方便的高性能的生物传感器。

然而，在已往的电化学葡萄糖传感器中，电极系统多数配置在同一平面上。在电极系统在同一平面上且试料极微量情况下，对于电极间的电荷移动、主要是离子移动的电阻大。随此测定结果会产生偏差。

为解决上述课题，本发明提供了一种生物传感器，其特征在于，具有作用极基板，对极基板，及至少包含酶和电子转移体的试剂层，配置在作用极基板上的作用电极和配置在对极基板上的对极隔开空间部配置在相对的位置上。所述作用极基板和/或所述对极基板也可具有凹下部分、曲面部分等，用于形成所述空间部。

本发明还提供一种生物传感器，其特征在于，具有作用极基板，对极基板，夹在所述两基板间的隔板，及至少包含酶和电子转移体的试剂层，配置在作用极基板上的作用电极和配置在对极基板上的对极通过所述隔板配置在相对的位置上。

其中，最好是所述作用极基板及对极基板的至少一块基板具有使另一基板的电极端子面对外部的通孔。

最好是，所述作用极基板及对极基板中的一块基板具有使另一基板的电极端子面对外部的槽口，且连接所述一块基板的基板电极的引线经由该基板的侧面从配置该电极的面的背面侧引出。

或最好是，所述作用极基板及对极基板中的一块基板具有充填导电性材料的通孔及使另一基板的电极端子面对外部的槽口，且连接所述一块基板的基板电极的引线经由所述导电性材料从配置该电极的面的背面侧引出。

本发明还提供一种生物传感器，其特征在于，具有表面带有沟槽的绝缘性基板，与所述绝缘性基板粘贴形成空间部并将试料盛放在所述沟槽部的盖板，在所述沟槽内相对配置的作用电极和对极，及配置在所述沟槽内、至少包含酶和电子转移体的试剂层。

附图概述

图1是表示本发明一实施例的葡萄糖传感器的立体图。

图2是表示本发明另一实施例的葡萄糖传感器的分解立体图。

图3是表示本发明又一实施例的葡萄糖传感器的分解立体图。

图4是表示本发明又一实施例的葡萄糖传感器的分解立体图。

图5是表示本发明又一实施例的葡萄糖传感器的分解立体图。

图6是表示本发明又一实施例的葡萄糖传感器的分解立体图。

下面，通过实施例更详细地说明本发明。

实施例1

说明作为生物传感器一例的葡萄糖传感器。

图1显示本实施例葡萄糖传感器的外观。

作用极基板1制作如下。在绝缘性基板上溅射钯，作成作用极部和引线/端子部。再在基板上粘贴绝缘性部件7，这样来形成作用极2及插入测定器的端子部3。

另外，在具有向外侧膨出的曲面部6的绝缘性基板其所述曲面部的内壁面溅射钯形成对极5。将其作为对极基板4。曲面部6的端部有气孔8。

将含有GOD和作为电子转移体的铁氰化钾的水溶液滴到作用极基板1的作用极2上，进行干燥作成试剂层。

最后，将作用极基板1和对极基板4互相粘贴，作成葡萄糖传感器。由此作用极2和对极5当中隔着作用极基板1与曲面部6间形成的空间配置在相对位置上。该空间部构成试料的盛放部，若空间部的开口端侧接触试料液，试料液通过毛细管现象很容易向气孔侧移动，接触到电极系统。

将含有一定量葡萄糖的溶液作为试料供给传感器的空间部，经过一定时间后，以对极5为参考对作用极2施加500mV的电压。利用夹具夹住曲面部6的端部等，使对极5通电。通过施加该电压测定流过作用极与对极间的电流值，此时，观察到与液中葡萄糖成比例的电流响应。液中的铁氰化物离子、葡萄糖、GOD起反应，结果，葡萄糖氧化成葡萄糖内脂，铁氰化物离子还原为亚铁氰化物离子。该亚铁氰化物离子的浓度与葡萄糖的浓度成比例。因此，根据上述氧化电流可测定葡萄糖浓度。

与将基本等量的试料引入在基板的同一平面上设有电极系统的传感器的情况下进行比较，在本实施例中观察到响应值增加。这可认为是由于电极系统作成相对型而使电极间离子顺利移动的缘故。

实施例2

图2是本实施例中试剂层除外的葡萄糖传感器的分解立体图，显示电极/引线配置的一个例子。

作用极基板11按下面过程制作。首先，在聚对苯二甲酸乙二脂构成的绝缘性基板上，将银膏用丝网印刷，形成引线13。接着将含有树脂粘合剂的导电性石墨膏印刷在基板上，形成作用极12。该作用极12与引线13接触。进而，在该基板11上印刷绝缘性膏，形成绝缘层17。绝缘层17覆盖在作用极12的外周部，这样作用极12露出部分的面积保持不变。

按同样的过程制作对极基板14。即，在绝缘性基板的背面印刷银膏形成引线16，再印刷导电性石墨膏形成对极15，进而印刷绝缘性膏形成绝缘层18。在对极基板形成气孔19。

隔板21具有狭缝22，夹在作用极基板11和对极基板14之间，该狭缝22在作用极基板和对极基板之间形成试料供给路径。

与实施例1一样，在作用极上制作试剂层后，将作用极基板11、对极基板14、及隔板21保持图2中点划线所示位置关系加以粘接，作成生物传感器。对极及具有试剂层的作用极在隔板21的狭缝22部分形成的试料供给路径内相对。由于对极基板的气孔19与所述试料供给路径连通，故只要狭缝开口端形成的试料供给口23接触试料液，因毛细管现象，试料液很容易到达试料供给路径内的试剂层。

下面，按与实施例1同样的过程测定葡萄糖。

使隔板夹在两基板间，故传感器对于作用于基板的物理压力的强度增加。因此，试料供给路径的容积易保持不变，减少物理压力等对传感器响应的影响。

测定结果，观察与液中葡萄糖浓度成比例的电流响应，该响应的偏差减小。

实施例3

图3是本实施例中除试剂层外的葡萄糖传感器的分解立体图。

除了在作用极基板11及对极基板14设有使各端子面对外部用的通孔24及25外，其余与实施例2的结构相同。

由于在两基板设有通孔，故对极基板14的引线/端子16的一部分从作用极基板11的通孔24露出。而作用极基板11的引线/端子13的一部分从对极基板14的通孔25露出。在隔板21延伸至端子情况下，隔板也可设置对应的通孔。

这样，将粘贴型传感器芯片安装到测定器，也即传感器芯片与测定器的电连接，变得更可靠，从而提高了测定精度。

实施例4

图4是本实施例中除试剂层外的葡萄糖传感器的分解立体图。

作用极基板11及隔板21与实施例2结构相同。

对切除对应于作用极基板11端子部部分而具有切口部36的绝缘性基板的整个面、也包含侧面溅射钯作成对极基板34。因此，对极基板34下面形成的钯层35起对极作用，该对极从基板侧面与上面形成的钯层的端子部导通。

与实施例1一样，在作用极基板的作用极上作成试剂层后，将作用极基板11、备有气孔39的对极基板34、及隔板21保持图4中点划线所示位置关系加以粘接，作成生物传感器。

由于在对极基板34设有切口部36，故作用极基板11的引线/端子的一部分从切口部36露出。在隔板21延伸至端子情况下，隔板21也可设置对应的切口部。另外，与对极35电连接的引线经由对极基板34的侧面引出到上面。

这样，仅在单面露出两端子。因此，对于这种结构的传感器可不加改变直接采用已往通用测定器侧的连接端子，故具有降低制造费用的效果。

配置在板状基板侧面的引线部，与上表面部分、下表面部分相比，有时出现物理强度方面的问题。在这种情况下，如图5所示，也可在对极基板34设置通孔37，并在孔中充填如银膏或石墨膏等导电性材料。此时，配置在基板下面的电极引线，经由该导电性材料与基板上面的端子部连接。

在本实施例中，说明了在对极基板34设置切口部36或进而设置通孔37的例子，但即使将这些切口部或通孔设置在作用极基板11也能获得同样的效果。但此时，需要使用绝缘层等并规定作用极面积。

实施例5

图6是本实施例中除试剂层外的葡萄糖传感器的分解立体图。

绝缘性基板40有前端面及上面开口的沟41，从沟41的相互相对的侧面延伸到上面溅射钯，再利用激光修剪，形成作用极42、对极45、及对应于各电极的引线部/端子部43、46。又，形成部分覆盖所述引线部的绝缘层47。再将含有GOD和铁氰化钾的水溶液滴入沟41，进行干燥，形成试剂层。将在对应于沟41里侧的位置处具有气孔的盖板48保持图6中点划线所示的位置关系粘接于基板40，作成生物传感器。

在该生物传感器中，基板中沟41部分是试料放置部，若将试料液接触基板端面的沟41的开口部，则由毛细管现象试料液很容易向气孔侧移动，接触到两电极。

按照前述实施例，将具有电极的基板相互粘贴组装成传感器，在上述粘贴过程中有时出现电极间的位置偏差。但在本实施例的传感器中，由于在沟41的内壁面形成电极系，故不会因粘贴过程导致电极间出现位置偏差，因此不会发生因电极间移位引起的测定精度下降。

在以上实施例中，取电极系统施加的电压为500mV，但并不限定于此。只要是随酶反应还原的电子转移体能氧化的电压就可以。

作为包含在反应层的氧化还原酶，可采用试料液中所含的测定对象的基质对应的酶。作为氧化还原酶，这里可例举有：如，果糖脱氢酶，萄糖氧化酶，乙醇氧化酶，乳酸氧化酶，胆固醇氧化酶，黄嘌呤氧化酶，氨基酸氧化酶等。

作为电子转移体，可例举有：铁氰化钾，p-苯醌，N-甲基吩嗪(硫酸单甲酯)盐，亚甲蓝，二茂铁衍生物等。取氧为电子转移体时也可获得电流响应。电子转移体可使用上述一种或两种以上。

试剂层，由于将其固定在作用极，所以可不使酶或电子转移体溶化。固定时，可用架桥固定法或吸附法。此外，也可混合在电极材料中。

在上述实施例中，为了使特定的电极系统、引线/端子、及测定器侧的连接端子与前述端子接触，是在基板上设置通孔或切口部，但它们的形状、配置等并不限定于实施例中那些。

在上述实施例中，作为电极材料虽说明是石墨或钯，但并不限定于此。作为作用极材料，只要是电子转移体氧化时其本身不氧化的导电材料就能使用。作为对极材料，只要是常用导电材料如银、白金等就能使用。

按照上述本发明，可获得一种以微量试料提供高可靠性及精密测定值的生物传感器。

Claims (6)

1.一种生物传感器，其特征在于，具有作用极基板，对极基板，及至少包含酶和电子转移体的试剂层，配置在作用极基板上的作用极和配置在对极基板上的对极隔开空间部配置在相对的位置上。

2.一种生物传感器，其特征在于，具有作用极基板，对极基板，夹在所述两基板间的隔板构件，及至少包含酶和电子转移体的试剂层，配置在作用极基板上的作用极和配置在对极基板上的对极通过所述隔板构件配置在相对的位置上。

3.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，所述作用极基板及对极基板的至少一块基板具有使另一基板的电极端子面对外部的通孔。

4.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，所述作用极基板及对极基板中一块基板具有使另一基板的电极端子面对外部的切口部，且连接所述一基板的电极的引线经由该基板的侧面从配置该电极的面的背面侧引出。

5.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，所述作用极基板及对极基板中一块基板具有充填导电性材料的通孔及使另一基板的电极端子面对外部的切口部，且连接所述一基板的电极的引线经由所述导电性材料从配置该电极的面的背面侧引出。

6.一种生物传感器，其特征在于，具有表面带有沟槽的绝缘性基板，与所述绝缘性基板相粘贴形成空间部并将试料盛放在所述沟槽部的盖板，在所述沟槽内相对配置的作用电极和对极，及配置在所述沟槽内、至少包含酶和电子转移体的试剂层。

Images