JP2010032501A

JP2010032501A - バイオセンサ、その製造方法、及びそれを備える検出システム

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Publication number: JP2010032501A
Application number: JP2009149042A
Authority: JP
Inventors: Keishi Takahara; 佳史高原; Noriyoshi Terajima; 則善寺島; Takamasa Fujii; 孝昌藤井
Original assignee: Panasonic Corp
Current assignee: Panasonic Corp
Priority date: 2008-06-24
Filing date: 2009-06-23
Publication date: 2010-02-12
Anticipated expiration: 2029-06-23
Also published as: US9046479B2; JP5405916B2; US20090321257A1

Abstract

【課題】使用者にとって使いやすく、製造コストを抑制し、かつ良好な検知精度という三つの要求をともに満足させることが可能なバイオセンサおよびその製造方法、ならびにそれを備える検出システムを提供する。
【解決手段】バイオセンサ１は、液体試料内に含まれる対象物質の存在を検出するセンサであって、基板１０１上に、２つの電極１１１ａ及び１１１ｂ、試薬層１２０が配置された凹部１０２が形成されている。この凹部１０２は、基板１０１の一部の厚みを周囲よりも薄くすることにより形成される。
【選択図】図１

Description

本発明は、液体試料中の特定成分を検出したり、定量したりするために用いられるバイオセンサに関する。特に、再現性に優れた高精度な測定を可能とするバイオセンサ、その製造方法、及びそれを用いる検出システムに関する。

代表的なバイオセンサの１つである血糖値測定用のバイオセンサは、主に電気化学的な反応を利用して血液中のグルコースを簡易に定量することができ、２つ以上の電極とグルコースと反応する試薬、さらにはその反応を円滑に進めるための電子伝達物質等により構成されている。

近年の血糖値測定用のバイオセンサの技術動向によると、測定時における患者の使いやすさを向上させるために測定時間の短縮化が進められると共に、穿刺時の痛み低減のために測定に必要な血液量の微量化が進められている。実際、最近の技術によれば、測定時間が５秒、測定血液量が０．３μＬのバイオセンサも可能である。

一方、近年における全世界的な糖尿病患者の増加に伴う医療費の増加は、血糖値測定用のバイオセンサへの数量の増加と価格低下とをもたらしている。しかし、その結果として、市販されている血糖値測定用のバイオセンサの中には、価格抑制のため性能を犠牲にしたものも存在する。また、測定時間の短縮及び血液量の微量化が優先されることで、測定性能が犠牲にされる場合もある。

以上のような状況から、現在、市場では、さらに改良された血糖値測定用バイオセンサとして、測定性能を犠牲にすることなく、糖尿病患者の使いやすさの向上と痛みの低減とを実現すると共に、安価なバイオセンサが求められている。

液体試料中の特定成分を定量化するためのバイオセンサは周知のものとなっているが、技術の進歩や発明者により使用する用語が異なり非常に理解し難いため、従来技術との違いをできる限り明確にするため、本来の真意を外れない範囲で同一の用語を使いる。

バイオセンサ技術の歴史は古く、１９５６年にＬｅｌａｎｄＣ．Ｃｌａｒｋによって、溶液中の酸素を測定することが出来る酸素電極が、バイオセンサに応用可能であると示唆されたところまで遡ることが出来る（特許文献１、非特許文献１参照。）。

ＬｅｌａｎｄＣ．Ｃｌａｒｋは、その後１９６２年に透析膜を使ってグルコース酸化酵素をＣｌａｒｋ型酸素電極に封入することで、アンペロメトリックグルコース酸素電極が作製できると説明した（非特許文献２参照。）。

１９６７年には、ＵｐｄｉｋｅとＨｉｃｋｓが、実際に酸素電極表面に酸化酵素をポリアクリルアミドゲルで固定化し、その固定化層内で、酸素が基質の酸化反応に依存して消費され、測定される電流値が低減することで、溶液中の基質を測定できる「酵素電極」を発表した（特許文献３、非特許文献４参照。）。

上述のＣｌａｒｋ型酸素電極は、通常、プラチナ作用電極と銀／塩化銀参照電極（対極）との二電極式電解セルである。Ｃｌａｒｋ型酸素電極による大きな技術的発展として、次の２点が挙げられる。すなわち、プラチナ電極上にガス透過膜が密着されていることによって、測定系と電極系とが分離されているので、電流応答は安定で測定妨害物質の混入が無い点、及び、固定化した酸化酵素やミトコンドリアのようなオルガネラ、あるいは好気的細胞（例えば微生物）といった酸素消費型の生体認識能を利用し、基質特異的な反応の結果として減少した液体試料中の溶存酸素を定量することで、任意の基質を測定できる点である（例えば、特許文献２、４、５、８、非特許文献３、６参照。）。

しかし、Ｃｌａｒｋ型酸素電極の応用によるバイオセンサは、液体試料中の溶存酸素量によって測定できる範囲が限られているという欠点があった。そこで、１９７５年にＴｈｏｍａｓ等は、酵素‐電極間の電子伝達物質として補酵素の酸化型ニコチンアミドアデニンジヌクレオチド（以降、ＮＡＤ）を採用することが、Ｃｌａｒｋ型酸素電極の測定可能範囲に関する上記欠点を補える点で非常に優れている、と発表した。この発明によると、乳酸脱水素酵素（以降、ＬＤＨ）の活性レベルは、補酵素の還元型ニコチンアミドアデニンジヌクレオチド（以降、ＮＡＤＨ）の酸化電流の結果と相関関係を有することが証明された。このような相関関係が生じるのは、ａｕｘｉｌｉａｒｙと２本のリファレンス電極との計３本の電極を用いてポテンショスタットで定電圧を印加することによって、基質濃度依存的にＮＡＤＨが増加していくことから、ＮＡＤＨからＮＡＤに変換されていく様子が、電気化学反応の結果として観察されるからである（非特許文献７参照。）。

また、上記発明を応用したバイオセンサについては、酵素及び補酵素を固定化するなど、さらに実効性の高いものとして研究開発が進んだ（例えば、特許文献１１、１３を参照。）。

Ｃｌａｒｋ型酸素電極の応用によるバイオセンサについて、測定範囲が限られているという上記欠点の一部は、酸化酵素による反応で生成する過酸化水素をアンペロメトリック検出する方法によって解決された。これは、酸素を測定する方法と異なり、酵素反応が進むごとに過酸化水素が増大するからである。しかし、過酸化水素を測定する方法においても、血液を液体試料とした場合、その印加電圧（＋０．７Ｖ対Ａｇ／ＡｇＣｌ付近）によっては、アスコルビン酸や尿酸などの血中の様々な干渉物質が、その濃度によって、測定結果に影響を与えるという欠点が存在する。

アンペロメトリック検出による上記干渉物質の影響を解決する方法として、Ｎｅｗｍａｎ等は、過酸化水素のみを選択的にセルロース膜などで電極まで透過して、アンペロメトリック法にて過酸化水素のみを測定するという方法を紹介している（特許文献９、１０参照。）。

これらの研究成果を受けて、１９７５年には、セルロース膜などで選択的に過酸化水素を透過し、かつアンペロメトリック法にて過酸化水素を測定する方法を採用した大型グルコースバイオセンサが、アメリカ合衆国、オハイオ州のＹｅｌｌｏｗＳｐｒｉｎｇＩｎｓｕｔｒｕｍｅｎｔ社によって市販化された。

また、現在は市販されていないが、Ｃｌｅｍｅｎｓ等によって開発されたグルコースバイオセンサを採用してベッドサイドで使用する大型人工膵臓を、アメリカ合衆国、イリノイ州のＭｉｌｅｓ社が、Ｂｉｏｓｔａｔｏｒと言う商品名で１９７６年に市販した（特許文献１２参照。）。

このように、ＬｅｌａｎｄＣ．Ｃｌａｒｋによって発明され、現在では第一世代バイオセンサと呼ばれる酸素電極応用のバイオセンサは、様々な酸化酵素を固定化することで研究され続けてきた。そして、その研究応用対象は、医療分野から環境分野や食品分野へと大きく発展し、数は少ないながら研究成果は製品化もされた。

しかしながら、現在に至っても、上述の企業や製品は大きな商業的成功を実現していない。その理由として、これまで例を挙げてきたような技術的問題に加え、第一世代バイオセンサが、ガラス細工で作製されているので、大量生産が難しく、高価な製造コストと電解液を蓄える容器やガス透過膜の作製を加味すると、センサのサイズが大きく使用時の使い勝手が悪いという問題を抱えていることが挙げられる。

そこで、Ｋａｒｕｂｅ等は、１９９０年に製造上の問題を解決すべく、ガラスの代わりにシリコンを基板として採用し、異方性エッチングにより形成した溝に非液体性の水性電解液含有体を封じ込め、ガス透過性膜を付加したマイクロバイオセンサを発明した（特許文献２３参照。）。

ところが、第一世代バイオセンサの欠点を克服する上述のような発明がなされても、これらの発明を適用したバイオセンサは、未だ市販にはいたっていない。これは、おそらく製造コストと使い勝手の問題が解決できていないためであると思われる。

１９９２年には、Ｋａｗａｇｕｒｉ等およびＮａｎｋａｉ等は、簡易型バイオセンサを実現するための技術について報告した。彼らは、測定極及び対極を、その端部が露出するように絶縁性の基板に埋め込み、酵素を含ませた多孔体を電極の露出部を覆うように設置した（特許文献８９、２６参照。）。これにより、使用者の操作手順が簡略化されたが、この技術を用いたバイオセンサは、家庭で簡易に血糖値を測定できる小型装置としては普及しなかった。これは、製造コストの問題及び使い勝手の問題が解決できていなかったためであると思われる。

以上に述べた第一世代バイオセンサの問題点を解決するため、酸素や過酸化水素を電子受容体とせず、酸化還元酵素の一種である脱水素酵素と、可逆的な酸化還元電子受容体と、を組み合わせた次世代バイオセンサ（以降、第二世代バイオセンサ）の研究が進められた（例えば、非特許文献５、８、９参照。）。

１９７６年、Ｍｉｎｄｔ等の研究成果を元に、スイスのＲｏｃｈｅ社が、第二世代バイオセンサ技術を応用した乳酸分析装置ＬＡ６４０を開発した。この装置には、電極と乳酸脱水素酵素との間で電子の行き来を媒介する溶解性電子伝達物質として、ｈｅｘａｃｙａｎｏｆｅｒｒａｔｅが利用された（特許文献６、７参照。）。

しかし、この装置は使い勝手が悪いため、医学的な臨床用途で使われなかった。そのため、この装置による商業的な成功は叶わなかった（非特許文献１１、１４参照。）。

１９７８年には、Ｎａｎｋａｉ等が、酸化還元酵素と電子伝達物質の組み合わせで酵素電極を作製する方法を開示し、さらに使い捨てバイオセンサに有用な電子伝達物質を複数種特定した。これによって使い捨てバイオセンサに応用可能と示されたフェリシアン化カリウムは、現在市販されているほぼ全ての血糖値測定用のバイオセンサに使用されている（特許文献１４参照。）。

Ｎａｎｋａｉ等の発明以降、１９８０年から２０００年にかけて、使い捨てバイオセンサの研究開発は飛躍的に進んだ。１９８４年には、Ｃａｓｅ等やＨｉｇｇｉｎｓ等が電子伝達物質としてｆｅｒｒｏｃｅｎｅを採用し、その誘導体を電極内に練りこみ固定することで、この誘導体を用いたバイオセンサを実用化できると発表した（特許文献２０、非特許文献１０、１３参照。）。

初の小型の血糖値測定装置用アンペロメトリックバイオセンサの登場は、１９８７年に米国ＭｅｄｉＳｅｎｓｅ社がスクリーン印刷によって酵素電極を作製したことで実現された（特許文献１９、２８参照。）。

しかし、これらの技術は電子機器技術の応用であり、電子部品を搭載するプリント基板を製造する製造装置及び方法をそのまま応用したものであった。つまり、非導電性の基板に複数の電線を形成し、反応試薬を搭載しただけのものであり、一般的な消費者が使うバイオセンサとしては使い勝手がよいものではなかった。なお、ＣａｓｅやＨｉｇｇｉｎｓ等の発明以前に、Ｐａｃｅはイオン選択センサとして、Ｐａｐａｄａｋｉｓはガスセンサとして、センサの構成を開示している（特許文献１６、１８参照。）。

ＣａｓｅやＨｉｇｇｉｎｓ等のバイオセンサの使い勝手が悪い理由として、具体的には、測定に必要とされる血液の量が非常に多いこと、さらに、その製造方法とバイオセンサの構成上、センサとしての測定精度に大きな問題があることが挙げられる。

そこで、Ｎａｎｋａｉ等は、絶縁基板上に主に炭素で電極を形成し、その上に絶縁層を印刷し電極面積を正確に規定することで、センサ精度を向上させるとともに、電極上に反応層とスペーサとカバーとを配したバイオセンサを発明した（例えば、特許文献２１、２７、２９、３７参照。）。スペーサとカバーによって測定に必要な血液量を劇的に減らすことができるようになった。最終的に、実際の製品として、必要な血液量が２．５μＬであるセンサが開発され、全世界で販売されている。

このようにスペーサとカバーとで液体試料室を形成する方法は、非常に革新的であり、現在はほぼ全ての血糖値測定用使い捨てバイオセンサに採用されている。また、Ｎａｎｋａｉ等によって完成された液体試料室付バイオセンサは、使い勝手と精度向上を目指して更なる進化を遂げている（例えば、非特許文献１５参照。）。

１９９３年に、Ｙｏｓｈｉｏｋａ等は、バイオセンサにおいて、基板上のカーボン電極表面を有機溶媒で処理することで、カーボン電極への試薬層の密着性が向上することを報告した。この試薬層には、酵素、電子伝達物質、及び親水性高分子が含まれている（特許文献３０参照。）。この発明によれば、使い捨てバイオセンサの大量生産時に起きる問題、すなわち、製造ロット内又は製造ロット間に生じる品質の差を小さく抑えることが可能であることが見出された。これをきっかけにして、大量生産されたバイオセンサにおいても、測定精度が重要視され始めた。

１９９３年、Ｙｏｓｈｉｏｋａ等は、基板上に配され、作用極及び対極からなる主電極システムを備えると共に、主電極システムに接触するように、又はその近傍（ｉｎｔｈ
ｅｖｉｃｉｎｉｔｙ）に配された反応層を備えるバイオセンサを発表した。この主電極システムには酸化還元酵素が含まれている。このバイオセンサにおいては、主電極システムと距離を保つように、副電極システムが参照極として配置されている。このバイオセンサでは、この参照極が検知するインピーダンスの変化によって、液体試料の供給がセンサに十分されたことを検知することができる（特許文献３２参照。）。

この発明によって、バイオセンサの扱いに不慣れな糖尿病患者でも、測定に必要十分な血液を間違いなく電極上に供給することが可能となった。これにより、十分量の血液を測定することに伴う性能の向上が期待できるし、測定エラーが激減することで患者への負担は大幅に軽減されることが考えられる（例えば、非特許文献２０参照。）。

ところが、この発明においても次のような問題があった。この発明においては、試薬孔は、電極を配置した基板の上に、貫通穴を持った基板が取り付けられることで形成されている。しかし、測定に必要な血液量を削減することのできる液体試料室は採用されていない。そのため、糖尿病患者に痛みを与えることになり、使い勝手において問題がある。また、反応が終わるまで（Ａｆｔｅｒｔｈｉｓｒｅａｃｔｉｏｎｉｓｃｏｍｐｌｅｔｅ）測定結果を得ることが出来ないことも、糖尿病患者にとっては使い勝手が悪いといえる。

また、この文献では、バイオセンサに、グルコース酸化酵素だけではなく、グルコース脱水素酵素等の還元酵素を採用することができる点についても、わずかながら例示されている。脱水素酵素は溶存酸素の影響をほとんど受けないという利点がある。特にグルコース脱水素酵素は、１９９０年代後半から製造されたバイオセンサの多くに採用されており、臨床意義も非常に高いことが知られている（例えば、非特許文献１２、１７、１８、１９参照。）。

１９９５年、Ｋｕｈｎ等は、電気化学を利用して全血のヘマトクリットレベルを測定するためのバイオセンサを開示した。このバイオセンサは、作用極、対極、及び、これらの電極から空間的に間をおいて配置され、電子伝達物質を含有する多孔性の膜からなる。全血がこの多孔性の膜に添着されると、電子伝達物質と血液との混合物ができる。電極上に混合物が到達すると、電極が、電子伝達物質を酸化させるか還元させるかに十分な電位を印加して、電流を発生させる。この電流は測定され、測定結果からヘマトクリットレベルを検出することができる（特許文献３８参照。）。

この発明は、血液を液体試料にする場合に妨害物質として問題となるヘマトクリット値への対応策である。しかし、過剰な脂質などにより血液の粘性が非常に高い場合は、この発明が有効な手段になるかは疑問である。また、この発明によると、血液の点着から測定終了までの時間が長くなることが予測され、さらに、必要な血液量が比較的多量となる傾向にある。

１９９５年、Ｗｈｉｔｅ等は、生体試料中の分析対象物の量を測定するバイオセンサ用測定器として、２つの測定器を開示した。１つは、生体試料が反応域内に有る時の周辺温度に応じて分析対象物の量を決定するアルゴリズムを備えたバイオセンサ用測定器であり、もう１つは、バイオセンサかチェックチップを挿入できるバイオセンサ用測定器である（特許文献３９、４０参照。）。

上述の１９９５年のＷｈｉｔｅ等の発明が示すように、バイオセンサの研究開発は、使用者の使い勝手及び測定精度の両方を向上させる方向に向かうことになった。これは、１９９３年に発表されたＤｉａｂｅｔｅｓＣｏｎｔｒｏｌａｎｄＣｏｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓＴｒｉａｌの結果により、血糖値管理を厳格に行わないと合併症になりやすいことが確認されたことによって、より臨床医学的にバイオセンサシステムを採用した簡易血糖値測定システムへの認識が高まったことに起因すると考えられる。この認識の高まりにより、糖尿病患者への簡易血糖値測定システムの処方が盛んになり、これまで自己血糖測定をしたことの無かった患者達の間でも、自己血統測定に対する関心が増大した（非特許文献２０参照。）。

１９９６年、Ｈｉｌｌ等は、スクリーン印刷を伴うストリップ電極について開示している。このストリップは、長尺の支持部を備えており、この支持部は、該支持部に沿ってそれぞれ延在する第一及び第二導体を含む。また、Ｈｉｌｌ等のバイオセンサにおいては、活性電極が、液状混合物及び第一導体に接触するように配置されている。この活性電極には、反応に触媒作用を及ぼすことが可能な酵素と電子伝達物質とが堆積されている。参照電極は、混合物及び第二導体と接触するように配置されている（例えば、特許文献４１、５２、５４、６０参照。）。

製品間のばらつきが無く、測定精度の良いバイオセンサを製造するためには、反応試薬をバイオセンサ上の所定の位置に精度良く配置することが非常に重要である。そこで、１９８０年にＰａｃｅ等が、１９９４年にＰｏｌｌｍａｎ等が、それぞれ、反応試薬が乾燥するまでの間、バイオセンサ上の所定の位置に反応試薬を保持または固定するための壁を含む試薬孔（ｔｈｅＲｅａｇｅｎｔｗｅｌｌ）を形成するために、抜き打ち加工技術を用いることを提案している（特許文献１５、３５参照。）。

しかしながら、このようなバイオセンサの製造方法は概して部材点数を増やしており、各部材について、精密な加工精度が求められる。その結果、製造工程が複雑化すると共に、製造効率が低下し、コストが高騰する、といった問題が生じていた。

１９９０年および１９９１年には、Ｗｅｅｔａｌｌ等が、基板に設けたウェルの中に電極と反応試薬を配置したウェル式バイオセンサを報告している（特許文献２２、２４参照。）。

このバイオセンサは、ウェルの深さ方向に対して垂直に液体試料を滴下する方式であり、使用者にとっては使い方が難しい。また、電極および反応試薬層の構成が複雑であるので、コストが高くなり、大量生産に向かないという不利な点がある。

１９９６年には、Ｙｏｓｈｉｏｋａ等が、製品間のばらつきが小さく、さらに高精度な測定が行えるバイオセンサを製造するための、より簡便な方法として、次のような方法を提案している。すなわち、絶縁性基板、作用極、及び対極を備るバイオセンサの製造において、電極形状を略円形状に形成することより、反応試薬を塗布する際に、より簡便かつ高精度に、電極上の所望の位置に試薬層を形成できるというものである。この方法は、測定システム自体の精度の向上と、製造工程の簡便さの実現を目指している（特許文献４２参照。）。

２００１年には、Ｗｉｎａｒｔａ等が、バイオセンサ上に反応試薬を配置する電極領域を規定する技術について、報告している。彼らは、炭酸ガスレーザにより長方形、正方形または円形の切取部を形成した基板を、最下部基板上に積層することにより、電極領域を規定している。さらに、彼らは、切取部により規定された電極領域に反応試薬を保持させている（特許文献６７参照。）。

しかし、この方法も、先のＰａｃｅ等およびＰｏｌｌｍａｎｎ等の方法と同様に、必要部材点数が増えると共に、各部材の高度な加工精度が求められるものである。そのため、この方法も、製造工程が複雑化すると共に、製造効率が悪化し、コストが高騰するといった問題を有している。

バイオセンサ上の反応試薬の位置および反応試薬分布を規定する方法として、ウェルを用いない別の方法も報告されている。その一例として、Ｂｈｕｌｌａｒ等は、以下のようなバイオセンサを提案している（特許文献７１、７４、７９、８２、８５参照。）。すなわち、このバイオセンサでは、基板上に導電性のトラックが形成されており、このトラックによって電極アレイが形成される。そして、同基板上、電極アレイの近傍に、凹部が形成されている。また、このバイオセンサは、同基板に対して、電極アレイ及び凹部が形成された側の表面に対向するように配されたプレートを備える。

この構成によると、電極アレイ上に置かれた反応試薬は、凹部に到達するまで電極アレイ全体に広がる。反応試薬液が凹部の端に到達すると、電極アレイおよびプレートとのあいだの界面エネルギーが反応試薬液の表面張力よりも下がるので、反応試薬液は電極アレイ上に保持される。さらに、反応試薬液は凹部の両縁に沿って引き寄せられるので、凹部によって電極アレイ上における反応試薬液の拡散を補助する。

Ｙｏｓｈｉｏｋａ等の方法に比べ、Ｂｈｕｌｌａｒ等の製造方法では、反応試薬の配置場所を規定するために基板に凹部を形成する加工工程が必要である。それゆえ、この方法は、設備が増大すると共に、工程数も増加し、加工精度の要求度も上がるので、安価なバイオセンサを大量に製造することには不向きであると考えられる。

使い捨て型バイオセンサについては、構造についての技術開発だけではなく、測定方法についての技術開発も精力的に行われている。Ｉｋｅｄａ等は１９９６年の報告において、精度向上を目指した測定方法について提示している。この報告では、絶縁性基板と、作用極と、対極と、酵素を含む反応層と、を有するバイオセンサを用いて、液体試料中の特定対象物質の定量を行う方法において、液体試料をバイオセンサに吸引させた後、特定対象物質の測定を行うための電圧を印加する前に、作用極と対極とを短絡させることで、反応層の不均一な溶解による測定誤差を解消して、精度良い測定を行うことが可能であるとされている（特許文献４４参照。）。

１９９６年、Ｉｋｅｄａ等は、次のようなバイオセンサについて開示している。すなわち、このバイオセンサは、液体試料室内であって液体試料吸引口から離れた位置に、液体試料検知極を備える。つまり、この液体試料検知極は、液体試料室内に配された電極のうちで最後に液体試料に接する。そのため、液体試料検極で液体試料が検知されるということは、測定上重要な複数の電極（作用極や対極等）には、液体試料が行き渡っているということを意味する。このようにして、このバイオセンサでは、測定に重要な電極に液体試料が行き渡っていることを確認した後、測定を開始できる（例えば、特許文献４６、５０参照。）。

１９９７年、Ｃａｒｔｅｒ等は、電極支持部と、この電極支持部上に配設された参照電極又は対極と、この参照電極又は対極から一定距離をおいて配設された作用電極と、この参照電極及び作用電極を覆う密閉空間を規定すると共に、該密閉空間内にサンプルを受け入れるための開口を有する被覆層と、上記密閉空間において上記被覆層と上記支持部との間に介在した複数の網状層と、を備えた電極片について開示している。この被覆層は、電極から一定距離をおいて設けられたサンプル付与開口を有する。作用電極は、自らの基質に関わる反応に対して触媒作用を及ぼすことが可能な酵素と、酵素触媒作用反応と作用電極との間で電子を運搬することが可能な電子伝達物質とを含む。Ｃａｒｔｅｒ等は、この装置によって、センサ読取り値に対するヘマトクリットの影響を少なくすることができると述べている。その開示によれば、これは、網状層によって作り出されたサンプル溶液の薄い層と、作用電極に対する参照電極の配置位置との組合せによって成し遂げられる（特許文献４９参照。）。

１９９８年、ＭａｃＡｌｅｅｒ等は、基質と、参照電極と、作用電極と、電気的接続を行うための手段と、を備えた使い捨てグルコース検査ストリップについて開示している。上記作用電極は、導電性の基層と、この導電性基層を覆って設けられた被覆層とを有する。この被覆層は、網状組織を形成する疎水性と親水性のそれぞれの表面領域と、酵素と、電子伝達物質とを有する充填材である。このバイオセンサを用いた測定結果は、実用域の温度範囲において温度の影響を受けず、またヘマトクリットに対して感度を示さない（特許文献５３参照。）。

１９９８年、Ｈｅｎｎｉｎｇ等は、干渉物質による影響を低減することのできるバイオセンサについて開示している。この装置は、一般に、溶液中の対象物質の濃度を電気化学的に測定するために用いられる電極を備える。該装置は、微粒子炭素と共有結合されると共に、電極と密接に接触した状態でマトリクス内に保持されたペルオキシダーゼ酵素を含む。この装置においては、酵素／微粒子によって、炭素周知の干渉物質による影響が低減されている（特許文献５５参照。）。

１９９８年、Ｃｈａｒｌｔｏｎ等は、検体と反応して移動可能な電子を生成する電極を表面に備えた絶縁基板を有するバイオセンサについて開示している。この基板は、変形可能な素材からなるカバーと接合し、液体試料が流れ込むことができる液体試料室が形成されるように、平面によって囲まれる凹部領域を有する。蓋の基板に面した側は、高分子材料で覆われており、この高分子材料の働きによって、蓋が基板に接合されると共に、毛細空間の親水性の性質が増大される（特許文献５７、５９参照。）。

このＣｈａｒｌｔｏｎ等のバイオセンサは、前述のＮａｎｋａｉ等が開示したスペーサー及びカバーを備えたバイオセンサと働きは同じであるが構成は異なっており、材料と難解な工程が少ない分、安価に大量生産できる可能性がある。しかし、このバイオセンサの製造においては、カバーの材料の選別と製造精度が非常に重要であり、困難を極めることが予想される。

１９９８年に、Ｐｒｉｔｃｈａｒｄ等は血液サンプルの最小量が約９μＬであるバイオセンサについて開示している。このバイオセンサの特徴は、実質的に同じ大きさで同一の導電性物質から成る作用電極及び対極を基板上に持ち、これらの電極上に、試薬孔を形成する切取部を備えた上カバーが被せられている点にある。この切取部は、作用電極よりも対極に対して、より小さい領域を露出させるようになっている。そして、試薬が、試薬孔において露出した作用電極及び対極の領域を、実質的にカバーする。また。界面活性剤を染み込ませたメッシュが、試薬孔の上を覆うと共に、上カバーに装着されている（特許文献５８参照。）。しかし、発明が開示された当時でも、９μＬは、上述のＮａｎｋａｉ等の発明の倍の血液量であり、この発明は測定に必要なサンプル量の低減には不向きであった。

１９９９年、Ｈｏｅｎｅｓ等は、比色検出反応の弱点を改善するために、比色測定と電気化学的測定を同時に行う測定方法について報告している。この弱点とは、比色検出反応は、測定対象物質が低濃度の時は有用であるが、高濃度では測定が困難である点である。Ｈｏｅｎｅｓ等の方法は、以下のようなものである。測定には、酸化酵素と、該酵素から電子を受容する色原体Ａとを用いる。色原体Ａを化合物Ａ′に還元した後、物質ＢＸとカップリング反応を行って発色試薬Ａ′Ｂを形成させる。そして、このＡ′Ｂの濃度を測定対象物質の存在または量の尺度として比色測定を行う。また、上記カップリング反応によって、電気化学的に測定可能な原子団Ｘ′がＢＸから開裂するので、このＸ′の濃度を測定対象物質の量の尺度として、電気化学的に測定する。Ｈｏｅｎｅｓ等は、こうして、測定対象物質の比色測定と電気化学的測定を同時に行っている（特許文献６１参照。）。

しかしながら、このシステムを実現するためには、バイオセンサおよび測定装置の構成が非常に複雑になることが想像される。そして、その複雑さに見合う充分なメリット（測定の精度等）がもたらされるとはいえない。また、酵素反応に引き続く電子伝達系において、反応試薬組成および反応系が複雑になるため、得られる応答値の応答速度や再現性およびバイオセンサの保存安定性が悪化することが、容易に予想される。

１９９９年、Ｃｒｉｓｍｏｒｅ等は、液体試料室上に窓を付けたバイオセンサについて開示している。このバイオセンサの特徴は色付きの上カバーに対して透明の窓を液体試料室上に採用することによって使用者が測定に十分な血液が液体試料室内に吸い込まれているか確認できる。また、吸引口の基板にノッチを追加することによって、液体試料の吸引をスムーズに行うことが出来る（特許文献６２参照。）。

ただ、発明が開示された時には既に、液体試料室内に液体試料が十分量吸引されていることを測定器が電気化学的に検知するシステムがＩｋｅｄａ等によって報告されている。
１９８０年代から１９９０年代にかけては、プリント基板製造技術を応用したスクリーン印刷がバイオセンサの製造方法に採用された。１９９０年代中頃から１９９０年代後半にかけては、製造毎のばらつきを低減するため、精緻加工技術が、バイオセンサの製造方法として用いられるようになった。

電極をスクリーン印刷にて形成するバイオセンサでは、印刷時の導電性ペーストのにじみによって測定電極の面積にばらつきが発生し、応答特性に影響を与える問題がある。Ｆｕｊｉｗａｒａ等は、スクリーン印刷に代わり、作製が簡単で精度の良いバイオセンサの製造方法について報告している。この製造方法は、絶縁性の基板の一表面全面に形成した金属膜にスリットを形成して分割し、これら分割された金属膜にて、液体試料が適用される測定電極および対電極、並びにこれら両電極に電圧を印加するためのリード部を形成するようカバーを設け、測定電極および対電極上を試薬層で覆う、というものである（特許文献６３、６９参照。）。

Ｆｕｊｉｗａｒａ等の方法では、絶縁性の基板上に蒸着やスパッタリングあるいは金属箔を接着して形成した金属膜に、レーザなどによりスリットを形成して測定電極と対電極を作成している。そのため、スクリーン印刷のように印刷のにじみなどが無く、電極の面積を精確に規定することができる。このためセンサごとの応答特性のばらつきが低減され、精度の良いバイオセンサを実現できる。

レーザ加工技術は、製造工程や要求される設備が複雑ではなく、製造再現性が良い等の利点があり、バイオセンサの製造において非常に有用である。また絶縁体上の金属膜の加工方法は、バイオセンサ以外にも多く適応されており、その有効性は多くの報告により実証されている（例えば、特許文献２５、４３、４５、４７、５６参照。）。

また、２０００年以降は、バイオセンサ製造技術において、レーザによる精緻加工技術を適用した報告がなされるようになってきた。それらは、絶縁基板上の金属層をレーザ加工することで電極を形成する方法などである（特許文献８１、８４、８７参照。）。

現在までに、より精度の良い測定を行うためのシステムの開発に関する報告が、数多くなされてきた。それらは、バイオセンサの構造に関するものや、製造方法に関するものや、測定方法に関するものである。しかしながら、現在のバイオセンサには種々の欠点が未だ存在する。

これらの欠点の一つは、液体試料中に存在し、測定対象と同一の電位で酸化することが可能な、他の物質によって引き起こされるバイオセンサ読取り値への干渉である。これらは本明細書の中では干渉物質として表記され、一般的なものとしてはアスコルビン酸や尿酸およびアセトアミノフェンが挙げられる。これら及びその他の干渉物質が酸化すると、それらの酸化によって生じた電流が測定対象由来の電流に上乗せされ、測定対象由来の電流と区別できなくなってしまい、その濃度を過剰に見積もってしまう。その結果、液体試料中の測定対象物質の定量化の精度が悪化する。

２００１年のＩｋｅｄａ等の報告では、干渉物質の影響を低減させる方法が提案されている。Ｉｋｅｄａ等のバイオセンサは、干渉物質がもたらす測定精度悪化を低減するために、作用極と対極と試薬層を有し、さらに試薬層と接しない第三の電極を有する。Ｉｋｅｄａ等は、この第三の電極を干渉物質検知極として用いることで、干渉物質の影響を低減させることを目指している（特許文献６５参照。）。

血液を液体試料とするバイオセンサにおけるもう一つの欠点として、赤血球によってもたらされる干渉（ヘマトクリット影響）である。この干渉は、低いヘマトクリットレベルに対して、見かけ上高い反応率をもたらしたり、逆に、高いヘマトクリットレベルに対して見かけ上低い反応率をもたらしたりする傾向がある。

ヘマトクリット影響を低減するための技術として、１９８４年、Ｖｏｇｅｌ等により、ガラス繊維を堆積させたバイオセンサが報告された。このバイオセンサは、堆積されたガラス繊維に血液を通過させることで、血液中の赤血球を分離させようとするものである（特許文献１７参照）。通常は遠心分離により赤血球を分離もしくは除去していたのに対し、この方法であれば前処理無しに赤血球を分離できるが、ガラス繊維を堆積させることによる材料費と製造費の高騰および製造精度の悪化が予想される。加えて、赤血球を分離させるほどの口径を持つ繊維に血液を通過させるので、試料を吸引する速度が遅く、使い勝手の悪化を招くものと考えられる。

また、２００１年、Ｗｉｎａｒｔａ等により、測定対象物質と反応する反応試薬の組成について報告がなされている。この報告では、反応試薬に酵素と電子伝達物質に加えて高分子安定化剤、結合剤、界面活性剤を混合している（特許文献６６参照。）。

しかしながら、反応試薬にこれらの物質を添加することは、試薬の調製工程が複雑になったり、反応試薬粘度が増すことで試薬層の形成工程が困難になったり、乾燥工程において不利な影響を与えたり、反応試薬の反応効率の低下を招いたり、反応試薬の長期保存安定性を悪化させるなどの要因となる。

上述した欠点に加えて、先行技術の更なる欠点は、それらの直線範囲が限定されていること、及び、相対的に多量のサンプルを必要とすることである。更に、これらの装置は、読取り値が得られる前の定常応答が明らかになるまでに、比較的長い待ち時間を必要とする。これらの欠点のそれぞれは、個々に、あるいは一つ以上の他の欠点と組み合わされて、分析において、間違った測定読取り値を生じさせる原因となる可能性がある。本発明の発明者によって行われた予備検査では、グルコース読取り値に対するヘマトクリットの影響を減じることを主張した先行技術は、低いグルコース濃度に限られると共に、低いグルコース濃度においてのみ作用することが示された。実際の糖尿病患者が示しうる高血糖状態では、その期待通りの効果を発揮するものではない。

使用者の使い勝手の向上を目指すために、測定に必要な液体試料の容量を低減することを目指した技術が、これまでにも報告されている。例えば、センサの構造、特に液体試料室の構造や電極の配置、反応試薬組成および添加物、測定手法等について、種々の検討がなされている（例えば、特許文献６８、７０、７２、７５、７７、７８参照。）。

しかし、液体試料の最小必要量を減らしても、結局は使用者の痛みを伴う穿刺行為を無くすことはできない。また、最小必要量を減らすあまり、液体試料室内の空間が試薬層でいっぱいになると、液体試料の吸い込みが悪化することが予想される。また、最小必要量を減らすために単に液体試料室を小さくすると、電極面積および試薬層も同時に小さくなるので、測定時に得られる応答値も小さくなり、その結果、シグナル／ノイズの比率（Ｓ／Ｎ比）が悪くなって測定精度が悪化する。

近年のバイオセンサの開発では、使い勝手および精度の両方を向上させるための取り組みが多くなされている。そのなかでも、使い勝手の向上については、測定に必要な液体試料の量の削減と測定時間の短縮化に重点がおかれている。

ところで、バイオセンサの測定では、乾燥状態で配置された反応試薬が、血液などの液体試料により再溶解する必要がある。そこで、測定時間の短縮化のためには、迅速な反応性が必要となり、反応試薬の再溶解性が高い方が有利であるといえる。しかしながら、再溶解性に優れた反応試薬に関しては、液体試料の吸引時に吸引方向へ押し流されてしまうという問題が生じる。反応試薬が押し流されると、反応領域上の反応試薬濃度が低下するために、測定値が真値よりも低値を示す。また、ヘマトクリット値および使用者の手技により吸引速度が変化した場合は、反応領域上の反応試薬濃度が変化してしまうので、測定再現性が著しく悪化する。

この問題は、近年のバイオセンサの開発が進むにつれて顕著に表面化してきたものである。押し流されない反応試薬層の形成方法として、ポリマーまたはゾル―ゲルマトリックスを用いて電極上に反応試薬を固定化する方法が報告されている（特許文献３１、３３、３４、３６、４８、５１参照。）。

これらの報告では、非浸出性または非拡散性の電子伝達物質を利用している。しかしながら、反応試薬に高分子を添加したり、共有結合により固定化したり、ゾル―ゲルマトリックス中に反応試薬を担持させて反応試薬の浸出性や拡散性を抑制すると、限られた時間内で迅速な反応を行うことが不可能となってくる。このことは、測定時間の短縮化を目指すという近年のバイオセンサの開発動向に逆行するものである。

２００４年にＢｈｕｌｌａｒ等は吸引口先端の基板部を加工して微細構造体を形成することで、適切にコントロールされた液体試料の流れを与えることを目指した報告をしている（特許文献８０、８３参照。）。

この報告では、液体試料吸引時の毛細管力によって、液体試料の流れを調整している。しかし、液体試料の流れる方向を制御できたとしても、吸引速度を制御することはできず、反応試薬が押し流されるのを防ぐことは難しい。また、この報告では、レーザアブレーションにより基板を加工しているが、提案されている程度の微細構造体を形成させるには高度な加工技術が必要であり、相応の設備が要求される。これらの理由により、この技術を実際に運用するには困難が多いと考えられる。

基板を溝状に加工した例として、Ｓａｙ等の報告がある。彼らの報告は、患者の皮下の間質組織に埋め込まれるバイオセンサを目指したものであり、基板を溝状に加工し、形成された溝内に導電性物質を配して埋め込み型の電極を形成している（特許文献６４、７３、８６参照。）。

この埋め込み型の電極上に反応試薬を配置したバイオセンサの基本構造は、従来の埋め込み型の電極の構造と大差がないために、液体試料吸引による反応試薬の押し流され具合の制御という課題は解決に至らないと考えられる。また、様々な条件化での使用が予測されるバイオセンサにおいて、このバイオセンサの基板が有する柔軟性は、使用環境の影響を受けやすいと予測され、実用化に問題が生じると思われる。

２００３年のＦｅｌｄｍａｎらの報告の中の実施の形態で、基板をエンボシング加工することで溝を形成したバイオセンサについて示されている（特許文献７６参照。）。
この場合、エンボシングにより溝状に形成された基板の反対の面は山状に加工されてしまう。この部分は使用者がバイオセンサを測定器に装着する際に直接触れる部分であるので、山状に加工されている形状では明らかに使用感が悪い。また、使用者が触れた際や輸送の際に山状に突き出した部分が変形してしまうと、溝部の形状や体積が変化してしまい、測定精度に大きく悪影響をもたらす可能性がある。さらに、エンボシング加工を施すためには材料の選定も注意深く行う必要がある。以上の理由により、バイオセンサに求められる測定精度と使い勝手の向上を両立させるには、この技術では課題が残されていると考えられる。

２００６年、Ｈｕａｎｇは、基板に凹面を設けることで液体試料室を形成した埋め込み電極型のバイオセンサについて報告した（特許文献８８参照。）。
このバイオセンサは、基板の孔に電極を埋め込んだものであり、基板にスペーサを積層して液体試料室を形成するのではなく、基板に凹面を設けることで液体試料室を形成している。これにより製造部材点数を減らすことはできるが、凹面形状が液体試料室の体積と形状を規定するため凹面形成において高い精度が求められる。また、液体試料室の基本構造が従来のものと大差がないため、液体試料吸引による反応試薬の押し流され具合の制御という課題は解決に至らないと考えられる。

これらバイオセンサは、微生物、酵素、抗体、核酸などの生物材料の分子認識能力を応用したセンサである。すなわち、微生物の呼吸による酸素の消費、酵素反応、発色試薬による呈色など、生物材料が目的の特定成分を認識した時に起こる各種の生化学反応を利用したものである。特に、酵素を利用したバイオセンサの研究、応用は進んでおり、医療分野や食品分野において実用化されている。その中でも医療分野のバイオセンサは糖尿病患者が自己血糖値測定するために用いられており、全世界で販売されている。

以下に、本明細書において引用された米国特許文献、日本国特許文献、及び引用された非特許文献を記す。

米国特許第２９１３３８６号明細書Ｎｏｖ．１９５９Ｃｌａｒｋ米国特許第３５３９４５５号明細書Ｎｏｖ．１９７０Ｃｌａｒｋ米国特許第３５４２６６２号明細書Ｎｏｖ．１９７０Ｈｉｃｋｓ等米国特許第３７７０６０７号明細書Ｎｏｖ．１９７３Ｗｉｌｌｉａｍ米国特許第３７８８９５０号明細書Ｊａｎ．１９７４Ｈｉｃｋｓ等米国特許第３８３６００３号明細書Ｓｅｐ．１９７４Ｍｉｎｄｔ等米国特許第３８３８０３３号明細書Ｓｅｐ．１９７４Ｍｉｎｄｔ等米国特許第３９４８７４５号明細書Ａｐｒ．１９７６Ｇｕｉｌｂａｕｌｔ等米国特許第３９７９２７４号明細書Ｓｅｐ．１９７６Ｎｅｗｍａｎ等米国特許第４０７３７１３号明細書Ｆｅｂ．１９７８Ｎｅｗｍａｎ等米国特許第４０８５００９号明細書Ａｐｒ．１９７８Ｐａｃｅ米国特許第４０９２２３３号明細書Ｍａｙ．１９７８Ｃｌｅｍｅｎｓ等米国特許第４１０００２９号明細書Ｊｕｌ．１９７８Ｐｒｏｓｐｅｒ米国特許第４２２４１２５号明細書Ｓｅｐ．１９７８Ｎａｎｋａｉ等米国特許第４２２５４１０号明細書Ｓｅｐ．１９８０Ｐａｃｅ等米国特許第４４５４００７号明細書Ｊｕｎ．１９８４Ｐａｃｅ米国特許第４４７７５７５号明細書Ｏｃｔ．１９８４Ｖｏｇｅｌ等米国特許第４５３４３５６号明細書Ａｕｇ．１９８５Ｐａｐａｄａｋｉｓ米国特許第４５４５３８２号明細書Ｏｃｔ．１９８５Ｈｉｇｇｉｎｓ等米国特許第４７１１２４５号明細書Ｄｅｃ．１９８７Ｈｉｇｇｉｎｓ等米国特許第４８９７１７３号明細書Ｊａｎ．１９９０Ｎａｎｋａｉ等米国特許第４９６３２４５号明細書Ｏｃｔ．１９９０Ｗｅｅｔａｌｌ等米国特許第４９７５１７５号明細書Ｄｅｃ．１９９０Ｋａｒｕｂｅ等米国特許第５０６６３７２号明細書Ｎｏｖ．１９９１Ｗｅｅｔａｌｌ等米国特許第５１０４４８０号明細書Ａｐｒ．１９９２Ｗｏｊｎａｒｏｗｓｋｉ等米国特許第５１２０４２０号明細書Ｊｕｎ．１９９２Ｎａｎｋａｉ等米国特許第５１２０４２０号明細書Ｊｕｎ．１９９２Ｎａｎｋａｉ等米国特許第５１２６０３４号明細書Ｊｕｎ．１９９２Ｃａｒｔｅｒ等米国特許第５１８５２５６号明細書Ｆｅｂ．１９９３Ｎａｎｋａｉ等米国特許第５２２９２８２号明細書Ｊｕｌ．１９９３Ｙｏｓｈｉｏｋａ等米国特許第５２６２０３５号明細書Ｎｏｖ．１９９３Ｇｒｅｇｇ等米国特許第５２６４１０３号明細書Ｎｏｖ．１９９３Ｙｏｓｈｉｏｋａ等米国特許第５２６４１０４号明細書Ｎｏｖ．１９９３Ｇｒｅｇｇ等米国特許第５２６４１０５号明細書Ｎｏｖ．１９９３Ｇｒｅｇｇ等米国特許第５２８８６３６号明細書Ｆｅｂ．１９９４Ｐｏｌｌｍａｎｎ等米国特許第５３２０７２５号明細書Ｊｕｎ．１９９４Ｇｒｅｇｇ等米国特許第５３２０７３２号明細書Ｊｕｎ．１９９４Ｎａｎｋａｉ等米国特許第５３８５８４６号明細書Ｊａｎ．１９９５Ｋｕｈｎ等米国特許第５４０５５１１号明細書Ａｐｒ．１９９５Ｗｈｉｔｅ等米国特許第５４３８２７１号明細書Ａｕｇ．１９９５Ｗｈｉｔｅ等米国特許第５５０９４１０号明細書Ａｐｒ．１９９６Ｈｉｌｌ等米国特許第５５１２１５９号明細書Ａｐｒ．１９９６Ｙｏｓｈｉｏｋａ等米国特許第５５１２４８９号明細書Ａｐｒ．１９９６Ｇｉｒａｕｌｔ等米国特許第５５６５０８５号明細書Ｏｃｔ．１９９６Ｉｋｅｄａ等米国特許第５５７６０７３号明細書Ｎｏｖ．１９９６Ｋｉｃｋｅｌｈａｉｎ等米国特許第５５８２６９７号明細書Ｄｅｃ、１９９６Ｉｋｅｄａ等米国特許第５５９３７３９号明細書Ｊａｎ．１９９７Ｋｉｃｋｅｌｈａｉｎ等米国特許第５５９３８５２号明細書Ｊａｎ．１９９７Ｈｅｌｌｅｒ等米国特許第５６２８８９０号明細書Ｍａｙ．１９９７Ｃａｒｔｅｒ等米国特許第５６５００６２号明細書Ｊｕｌ、１９９７Ｉｋｅｄａ等米国特許第５６６５２２２号明細書Ｓｅｐ．１９９７Ｈｅｌｌｅｒ等米国特許第５６８２８８４号明細書Ｎｏｖ．１９９７Ｈｉｌｌ等米国特許第５７０８２４７号明細書Ｊａｎ．１９９８ＭａｃＡｌｅｅｒ等米国特許第５７２７５４８号明細書Ｍａｒ．１９９８Ｈｉｌｌ等米国特許第５７５５９５３号明細書Ｍａｙ．１９９８Ｈｅｎｎｉｎｇ等米国特許第５７５８３９８号明細書Ｊｕｎ．１９９８Ｒｉｊｎｂｅｅｋ等米国特許第５７５９３６４号明細書Ｊｕｎ．１９９８Ｃｈａｒｌｔｏｎ等米国特許第５７６２７７０号明細書Ｊｕｎ．１９９８Ｐｒｉｔｃｈａｒｄ等米国特許第５７９８０３１号明細書Ａｕｇ．１９９８Ｃｈａｒｌｔｏｎ等米国特許第５８２０５５１号明細書Ｏｃｔ．１９９８Ｈｉｌｌ等米国特許第５８５８６９１号明細書Ｊａｎ．１９９９Ｈｏｅｎｅｓ等米国特許第５９９７８１７号明細書Ｄｅｃ．１９９９Ｃｒｉｓｍｏｒｅ等米国特許第６００４４４１号明細書Ｄｅｃ．１９９９Ｆｕｊｉｗａｒａ等米国特許第６１０３０３３号明細書Ａｕｇ．２０００Ｓａｙ等米国特許第６２１２４１７号明細書Ａｐｒ．２００１Ｉｋｅｄａ等米国特許第６２５８２２９号明細書Ｊｕｌ．２００１Ｗｉｎａｒｔａ等米国特許第６２８７４５１号明細書Ｓｅｐ．２００１Ｗｉｎａｒｔａ等. 米国特許第６２９９７５７号明細書Ｏｃｔ．２００１Ｆｅｌｄｍａｎ等米国特許第６３０９５２６号明細書Ｏｃｔ．２００１Ｆｕｊｉｗａｒａ等米国特許第６３３８７９０号明細書Ｊａｎ．２００２Ｆｅｌｄｍａｎ等米国特許第６４４７６５７号明細書Ｓｅｐ．２００２Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第６４６１４９６号明細書Ｏｃｔ．２００２Ｆｅｌｄｍａｎ等米国特許第６４８４０４６号明細書Ｎｏｖ．２００２Ｓａｙ等米国特許第６５４０８９０号明細書Ａｐｒ．２００３Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第６５７６１０１号明細書Ｊｕｎ．２００３Ｈｅｌｌｅｒ等米国特許第６５９２７４５号明細書Ｊｕｌ．２００３Ｆｅｌｄｍａｎ等米国特許第６６１６８１９号明細書Ｓｅｐ．２００３Ｌｉａｍｏｓ等米国特許第６６１８９３４号明細書Ｓｅｐ．２００３Ｆｅｌｄｍａｎ米国特許第６６４５３５９号明細書Ｎｏｖ．２００３Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第６７５５９４９号明細書Ｊｕｎ．２００４Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第６７６７４４０号明細書Ｊｕｌ．２００４Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第６８１４８４３号明細書Ｎｏｖ．２００４Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第６８１４８４４号明細書Ｎｏｖ．２００４Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第６８６６７５８号明細書Ｍａｒ．２００５Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第６９１１６２１号明細書Ｊｕｎ．２００５Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許第７００３３４０号明細書Ｆｅｂ．２００６Ｓａｙ等米国特許第７０７３２４６号明細書Ｊｕｌ．２００６Ｂｈｕｌｌａｒ等米国特許出願公開第２００６／０１７５１９９号明細書Ａｕｇ．２００６Ｈｕａｎｇ日本国特許公告平４−６９０７号公報（特開昭５９−１６６８５２号公報）Ｆｅｂ．１９９２Ｋａｗａｇｕｒｉ等

上述したように、近年、血糖値測定用バイオセンサの技術開発において、使用者の使い勝手および測定精度の向上が重視されている。
なかでも、使い勝手の向上には、測定時間を短縮化することが重要である。しかしながら、測定時間を短縮化するために反応試薬の溶解性を向上させると、液体試料を液体試料吸引口に吸引させた際に反応試薬が吸引方向へ押し流されて、測定精度が悪化するおそれがある。

これまでに、反応試薬を電極表面へ留める方法として、反応試薬の電極への固定化や、反応試薬に高分子化合物を添加する等が試みられた。しかし、このような方法は高い製造技術が必要になり、製造コストが高騰する。加えて、このような反応試薬は、液体試料による再溶解性が低下するので、拡散速度が小さくなる。測定環境での反応効率は拡散律速であるので、拡散速度が小さくなることで反応効率は低下し、測定時間を短縮することができないという結果になる。さらに、電極表面への反応試薬の固定化や反応試薬への高分子化合物の添加は、バイオセンサの保存安定性を低下させることがある。

また、切取部を形成した基板を最下部基板上に積層することにより反応試薬収容層を設けたバイオセンサでは、製造に必要な部材点数が増えると共に、各部材の高度な加工精度が求められる。その結果、製造工程が複雑化し、製造効率が悪化したり、コストが高騰したりするといった問題がある。

また、反応試薬の位置および反応試薬分布を規定する方法として、基板上の反応試薬を配置する領域に導電性のトラックを形成することで、電極アレイを形成し、この電極アレイの近傍に凹部を形成する方法が試みられている。しかしながら、この方法では、反応試薬の配置精度の向上は期待できるが、液体試料吸引時の反応試薬の流動性を制御することはできない。

一方、エンボシング加工により、基板の厚みを減らすことなく溝を形成する方法が報告されている。この方法では、溝に対して基板の裏側が山状に突き出す形状に加工される。この部分は、使用者がバイオセンサを測定器に装着する際に直接触れる部分であるので、この形状では明らかに使用感が悪い。また、使用者が触れた際、又は輸送の際に、山状に突き出した部分が変形してしまう虞がある。この部分が変形すると、溝部の形状や体積が変化してしまうため、測定精度に大きく悪影響をもたらす。さらに、エンボシング加工を施すためには材料の選定も注意深く行う必要があると予想される。そのため、この技術では、測定精度及び使い勝手の良さへの要求を充分に満たすことができていなかった。

このように、使用者にとって使いやすいこと（特に対象物質の検出にかかる時間の低減）、製造コストの増加の抑制、良好な検知精度の三つの要求をともに満足させることは困難であり、これら三者の間にはジレンマが存在する。これまでのバイオセンサの開発において、このジレンマに対する直接的な取り組みは皆無であり、解決には至っていない。

本発明は、上記従来の課題に鑑みてなされたものであり、上述の３つの要求を満たすことのできるバイオセンサ、その製造方法、及びそれを備える検出システムを提供することを目的とする。

第１の発明に係るバイオセンサは、液体試料内に含まれる対象物質の存在を検出するバイオセンサであって、周囲よりも厚みが薄い部分に形成された凹部を有する絶縁性の基板と、少なくともいずれか一方が上記凹部内に配置された作用電極及び対電極と、上記凹部内に配置され、液体試料中の特定の物質と反応する反応試薬と、を備える。

このバイオセンサは、基板が凹部を有し、この凹部内に反応試薬が配されるので、反応試薬が基板上から流れ出すことを効果的に防ぐことができる。それゆえ、反応試薬の溶解性を高めても対象物質の検出が可能となり、検出にかかる時間の短縮が可能である。このように、検出にかかる時間が短いことで、このバイオセンサは、使用者の使い勝手を向上させることができる。

また、絶縁性の基板の一部の厚みが調整されることで凹部が形成されているため、凹部を形成するのに基板以外の部材を必要ない。よって、部材の増加が抑制され、製造コストの増大が抑制され得る。

さらに、基板の一部の厚みが薄く形成ことにより凹部が形成されているため、基板の裏面側に凹凸がない。よって、使用者等が基板の裏面側に触れた場合でも、凹部の容積が変化しにくいため、良好な測定精度を実現することができる。

第２の発明に係るバイオセンサは、第１の発明に係るバイオセンサであって、凹部が、基板の厚み方向に凹む凹構造、若しくは基板の厚み方向に突出する凸構造のいずれか一方又は両方の組合せを備える。
このバイオセンサは、凹構造および凸構造の少なくとも一方を備えることによって、反応試薬が流れるのを防ぐための凹部を容易に形成することができる。

第３の発明に係るバイオセンサは、第２の発明に係るバイオセンサであって、凹構造が、底部に近づくほど幅が狭くなる谷形状を含む。

また、第４の発明に係るバイオセンサは、第２又は第３の発明に係るバイオセンサであって、凸構造は、先端に近づくほど細くなる山形状を含む。
凹構造及び凸構造が、このような形状を含むように形成されているため、反応試薬が流れるのを防ぐための凹部を容易に形成することができる。
凹構造又は凸構造の形状は、以下のような構造とすることができる。

例えば、第５の発明に係るバイオセンサは、第２〜第４の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、基板の平面方向における凹構造又は凸構造の形状が、ドット形状、直線形状、方形状、および曲線形状の少なくとも１つ、又はこれらのうちの２つ以上の形状の組み合わせである。

第６の発明に係るバイオセンサは、第２〜第４の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、凹部は、外縁が円形状であり、凹部の底面に、凹構造及び凸構造が、外縁の同心円状を描くように、かつ交互に設けられている。

第７の発明に係るバイオセンサは、第２〜第４の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、凹部は、外縁が円形状であり、凹部の底面に、凹構造が格子状に設けられており、かつ、凹構造に囲まれた部分が凸構造になっている。

第８の発明に係るバイオセンサは、第２〜第４の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、凹部は、外縁が矩形状であり、凹部の底面に、凹構造が格子状に設けられており、かつ凹構造に囲まれた部分が凸構造になっている。

第９の発明に係るバイオセンサは、第１〜第８の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、基板の厚み方向において、凹部の上方に液体試料を保持する液体試料室をさらに備える。
このように、バイオセンサが液体試料室を有することにより、検出に必要な液体試料の量が低減可能である。

また、第１０の発明に係るバイオセンサは、第９の発明に係るバイオセンサであって、液体試料室の外部から内部へ、毛細管現象により液体試料を供給するための吸引口をさらに備える。
このように、バイオセンサが吸引口を備えることで、毛細管現象を利用して液体試料室に速やかに液体試料が供給可能である。

第１１の発明に係るバイオセンサは、第９又は第１０の発明に係るバイオセンサであって、液体試料室の内部から外部へ空気を排出する通気口をさらに備える。
このように、バイオセンサが通気口を備えることで、液体試料室内が液体試料で速やかに満たされることができる。

第１２の発明に係るバイオセンサは、第１〜第１１の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、凹部の側面の少なくとも一部が、基板の平面方向に対して非垂直となっている。「基板の平面方向」とは、「吸引口から液体試料室に向かう方向」であってもよい。
このバイオセンサによると、吸引口から供給される液体試料が、凹部まで速やかに移動可能である。

第１３の発明に係るバイオセンサは、第１〜第１２の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、凹部の少なくとも一部を露出させるように基板上に配されるスペーサと、スペーサから露出した凹部を覆うように、スペーサの上に配される上カバーと、をさらに備える。

第１４の発明に係るバイオセンサは、第１〜第１３の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、作用電極及び対電極と、バイオセンサの電流値から対象物質の存在を検出する検出装置とを、電気的に接続する端子を、さらに備える。

第１５の発明に係るバイオセンサは、第１〜第１４の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、反応試薬は、作用電極及び対電極上に配置されている。

第１６の発明に係るバイオセンサは、第１〜第１５の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、作用電極及び対電極の少なくとも一方が導電性物質を含む。

第１７の発明に係るバイオセンサは、第１６の発明に係るバイオセンサであって、導電性物質が無機導電性物質を含む。

第１８の発明に係るバイオセンサは、第１７の発明に係るバイオセンサであって、作用電極および対電極の少なくとも一方がパラジウムを含む。

第１９の発明に係るバイオセンサは、第１６〜第１８の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、導電性物質が有機導電性物質を含む。

第２０発明に係るバイオセンサは、第１９の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、作用電極および対電極の少なくとも一方が導電性高分子を含む。

第２１の発明に係るバイオセンサは、第１〜第２０の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、凹部内に配置された酵素を有する。

第２２の発明に係るバイオセンサは、第２１の発明に係るバイオセンサであって、凹部内に配置されたオキシダーゼ又はデヒドロゲナーゼを有する。
これらの酵素は、反応試薬として好適である。

第２３の発明に係るバイオセンサは、第２２の発明に係るバイオセンサであって、凹部内に配置され、グルコースを基質とするオキシダーゼ又はデヒドロゲナーゼを有する。
これらの酵素は、反応試薬として好適である。

第２４の発明に係るバイオセンサは、第１〜第２３の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、凹部内に配置された電子伝達物質を有する。
電子伝達物質は、バイオセンサにおける電気化学反応により発生したシグナルを伝達することができる。

第２５の発明に係るバイオセンサは、第２４の発明に係るバイオセンサであって、凹部内に配置されたヘキサシアノ鉄（ＩＩＩ）カリウムを有する。
ヘキサシアノ鉄（ＩＩＩ）カリウムは、電子伝達物質として好適である。

第２６の発明に係るバイオセンサは、第１〜第２５の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、反応試薬が乾燥状態である。
このようなバイオセンサは、反応試薬の保存性が高い。

第２７の発明に係るバイオセンサは、第１〜第２６の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、作用電極及び対電極が、液体試料中の血球成分を測定する電極である。

第２８の発明に係るバイオセンサは、第１〜第２６の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、作用電極及び対電極は、液体試料中の易酸化性物質を測定する電極である。

第２９の発明に係るバイオセンサは、第１〜第２６の発明のいずれかに係るバイオセンサであって、作用電極及び対電極は、液体試料の吸引を検知する電極である。

第３０の発明に係るバイオセンサは、第１〜２９の発明のいずれかに係るバイオセンサであって；絶縁性であって、凹部を有する第１基板と、絶縁性であって、第１の基板に対向するように配置された第２基板と、を備え；作用電極又は対電極のうち一方の電極及び反応試薬は、第１基板の凹部内に配置され；作用電極又は対電極のうち他方の電極は、第２基板上に配置される。

第３１の発明は、バイオセンサの製造方法であって、絶縁性の基板の厚みを減らすことで凹部を形成する工程と、凹部内に作用電極及び対電極の少なくとも一方を配置する工程と、凹部内に対象物質と反応する反応試薬を配置する工程と、凹部の少なくとも一部を露出させるように基板上にスペーサを配置する工程と、スペーサから露出した凹部を覆うようにスペーサ上に上カバーを配置する工程と、を含む。
この製造方法は、第１〜第３０の発明のバイオセンサの製造方法として好適である。

第３２の発明は、第１〜第３０のいずれかの発明に係るバイオセンサと、バイオセンサの作用電極と対電極との間の電流から、液体試料中の対象物質の存在を検出する検出装置と、を備える検出システムである。

この検出システムは、上述したバイオセンサのいずれかを含むので、検出時間が短く、使用者の使い勝手を向上させることが可能であって、部材の増加を抑制して製造コストの増大を抑制し、かつ凹部の容積変化が小さく良好な測定精度を実現することができるという効果を実現可能である。

本発明によると、使用者にとって使いやすく、製造コストの増加を抑制することができ、かつ良好な検知精度を有するバイオセンサを提供することができる。

本発明の実施の一形態に係るバイオセンサの分解斜視図である。図１のＡ−Ａ矢視断面図である。バイオセンサにおける電気化学反応の一例を示す図面である。バイオセンサにおける凹部の位置等を示す平面図である。バイオセンサの電極の他の形態を示す断面図である。電極のさらに他の形態を示す断面図である。バイオセンサの基板の他の形態を示す断面図である。（ａ）及び（ｂ）は、バイオセンサの他の形態を示す分解平面図である。（ａ）〜（ｃ）は、バイオセンサの他の形態を示す分解平面図である。図９（ａ）に示すバイオセンサの凹部の位置等を示す平面図である。バイオセンサの製造工程における凹部形成前の絶縁板を示す斜視図である。バイオセンサの製造工程における凹部が形成された基板を示す斜視図である。バイオセンサの製造における電極セットが形成された基板を示す斜視図である。バイオセンサの製造における試薬層が配置された基板を示す斜視図である。図１２のＢ‐Ｂ矢視断面図である。導電層が形成された基板の断面図である。図１３のＣＣ矢視断面図である。図１４のＤ‐Ｄ矢視断面図である。測定システム１０の概要を示す斜視図である。測定システム１０の要部構成を示すブロック図である。実施例１に係るバイオセンサの基板表面の一部を示す図面である。グルコース濃度に対する実施例１のバイオセンサの応答電流値を示すグラフである。実施例１のバイオセンサの再現性を評価した際の正規分布図である。グルコース濃度に対する比較例のバイオセンサの応答電流値を示すグラフである。比較例のバイオセンサの再現性を評価した際の正規分布図である。実施例２に係るバイオセンサの基板表面の一部を示す図面である。実施例３に係るバイオセンサの基板表面の一部を示す図面である。他の実施形態に係るバイオセンサの断面図である。

以下、本発明に係るバイオセンサ、バイオセンサの製造方法、及びバイオセンサを用いた測定システムについて、この順に、図面を参照して説明する。但し、本発明は以下の実施形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲において記載され、定義されている本発明の意図および精神の範囲内で変更および修正が可能である。図面中、視認性を良くする為に、縮尺は現物を反映していない場合がある。

＜Ａ．バイオセンサ＞
〔１〕バイオセンサ１
（１−１）構造の概要
バイオセンサの実施の一形態であるバイオセンサ１の構造について、図１及び図２を参照して説明する。図１は、バイオセンサ１の要部構成を示す分解斜視図である。図２は図１のバイオセンサ１のＡ‐Ａ矢視断面図である。

バイオセンサ１は、液体試料中の特定物質を検出するバイオセンサの一例であり、所謂アンペロメトリック式バイオセンサである。図１及び図２に示すように、バイオセンサ１は、絶縁性基板、作用電極、対電極、及び試薬層の一例として、基板１０１、２つの電極（作用電極と対電極）１１１ａ及び１１１ｂ、及び試薬層１２０をそれぞれ備える。具体的には、バイオセンサ１は、基板１０１、導電層１１０、試薬層１２０、スペーサ１３０、及び上カバー１４０を備え、これらの部材はこの順に重ねられている。

（１−２）基板１０１
図１に示すように、基板１０１は長方形の板状の部材である。以下では、基板１０１の長辺と平行な方向をＸ方向、短手方向と平行な方向（つまり、基板１０１の面方向に平行かつＸ方向に垂直な方向）をＹ方向、基板１０１の面方向に垂直な方向（つまり基板１０１の厚み方向）をＺ方向とする。基板１０１の２つの面のうち一方では、その１部分がＺ方向に凹むことで、凹部１０２となっている。以下、基板１０１の２つの面のうち、凹部１０２が設けられている面を第１の面１０３、その逆側の面を第２の面１０４と称する。

基板１０１は絶縁性を有する。基板１０１を構成する材料は、非導電性物質であればよく、特に限定されるものではない。非導電性と望ましい構造特性をもたらす材料としては、ポリエチレンテレフタレート、ビニルポリマ、ポリイミド、ポリエステル、スチレニクス等の樹脂、ガラス、及びセラミックス等が挙げられる。

凹部１０２の形態、すなわち、凹部１０２の形状、Ｘ−Ｙ平面における凹部１０２の大きさ、Ｚ方向における深さ、及び底面構造等は、後述の液体試料室１５０、電極１１１ａ及び１１１ｂ、及び試薬層１２０等の大きさ、これらの部材との位置関係、並びに対象となる液体試料の特性等によって、適宜設定されるものであり、具体的な構成に限定されるものではない。例えば、Ｘ−Ｙ平面における凹部１０２の形状は、図１に示すように円形であってもよいが、矩形等他の形状であってもよい。凹部１０２の形態の詳細については、後述する。

（１−３）導電層１１０
図１及び図２に示すように、導電層１１０は、基板１０１の第１の面１０３上に略均一な厚みに形成されており、２つの電極１１１ａ及び１１１ｂと、２つの端子１１２ａ及び１１２ｂと、２つの導電トラック１１４ａ及び１１４ｂとを備える。

各電極１１１ａ及び１１１ｂの一部は、凹部１０２内に配されている。つまり、凹部１０２内に、２つの電極１１１ａ及び１１１ｂの両方が配置されている。なお、後述するように、凹部１０２は複数設けられてもよいが、凹部が複数存在する場合は、２つの電極が各凹部内で対向するように設けられる。凹部１０２内では、電極１１１ａ及び１１１ｂは、凹部１０２の形状に沿って、凹んだ形状となっている。また、電極１１１ａ及び１１１ｂは、山部１０５及び谷部１０６からなる凹凸形状にも沿うように形成されている。

電極１１１ａ及び１１１ｂは、凹部１０２内に電場を作ると共に、試薬層１２０内の反応試薬と対象物質との反応により生じた電気信号を受け取ることができる。電極１１１ａ及び１１１ｂは、反応試薬と対象物質の反応により生じた電気信号以外にも、例えば、液体試料中の血球成分、易酸化性物質、液体試料の吸引に伴って発生する電気信号などを受け取ることが出来る（図示せず）。
導電トラック１１４ａ及び１１４ｂは、基板１０１の長方形状の長手方向に長く延びた形状である。一方の導電トラック１１４ａは、一方の電極１１１ａと端子１１２ａとを電気的に接続し、他方の導電トラック１１４ｂは、他方の電極１１１ｂと端子１１２ｂとを電気的に接続する。この構成は、一方の導電トラック１１４ａの一端が電極１１１ａ、他端が端子１１２ａとなっており、他方の導電トラック１１４ｂの一端が電極１１１ｂ、他端が端子１１２ｂとなっている、と言い換えることができる。また、電極、端子、及び導電トラックは、電極セットを構成しているともいえる。２本の導電トラック１１４ａ及び１１４ｂ間は、非導電トラック１１３によって絶縁状態が保たれている。

電極セットは、印刷等によって導電性材料を電極セットの各部の形状に形成してもよいし、基板１０１を導電性材料で覆った後、レーザアブレーション等で非導電トラック１１３を形成することで形成してもよい。

なお、導電層１１０の構成材料は、導電性材料（導電性物質）であればよく、特に限定されるものではない。導電性材料としては、金属、金属混合物、合金、金属酸化物、または金属化合物に代表される無機導電性物質等が挙げられる。より具体的には、パラジウム、アルミニウム、コバルト、銅、ガリウム、金、インジウム、イリジウム、鉄、鉛、マグネシウム、水銀、ニッケル、ニオブ、オスミウム、白金、レニウム、ロジウム、セレン、ケイ素、銀、タンタル、スズ、チタン、タングステン、ウラン、バナジウム、亜鉛、若しくはジルコニウム、またはこれらの混合物若しくは合金、又はこれらの酸化物、又は、これらの化合物が挙げられる。

また、他には、炭化水素系導電性ポリマーやヘテロ原子含有系導電性ポリマーなどの有機導電性物質も、導電性材料として用いられる。有機導電性物質としては、炭素、ポリピロール、ポリアニリン、ポリチオフェン、ポリチエニレンビニレン、ポリアズレン、ポリイソチアナフテン、ポリアセチレン、ポリフェニレン、ポリフェニレンビニレン、ポリアセン、ポリフェニルアセチレン、ポリジアセチレン、又はポリナフタレンの有機導電性物質が挙げられる。なかでも、ポリチオフェン、ポリピロール、ポリアニリン、ポリアセン系導電性ポリマーは実用的な材料である。以上に挙げた以外にも、種々の導電性高分子を用いることができる。

例えば、ナガセケムテックス株式会社が導電性ポリマーとして製造するＤｅｎａｔｒｏｎＰ−５０２Ｓは、ポリチオフェン系導電性高分子であり、ポリチオフェン主鎖に生成したバイポーラロン（ジカチオン）が、分子内を移動し、さらに分子間をホッピングすることで電気が流れる電子伝導型のメカニズムを持ち、安定した導電性を示すので、電極材料として適している。
また、導電性材料として、これら無機導電性物質および有機導電性物質を組み合わせて用いてもよい。

（１−４）試薬層１２０
図１及び図２に示すように、試薬層１２０は、凹部１０２内に、２つの電極１１１ａ及び１１１ｂの両方に接するように配されている。試薬層１２０は、検出対象である物質と反応する反応試薬を含み、電極１１１ａ及び１１１ｂと共に、バイオセンサ１の活性部１０７として機能する。活性部１０７とは、電気化学的に活性な領域であって、液体試料中の特定の物質に反応し、電気信号を生じる部分である。

反応試薬は、対象物質によって適宜変更可能であり、特定の物質に限定されるものではないが、対象物質と反応して電気信号を生じるものが用いられる。反応試薬としては、例えば、検出の対象となる１つまたは複数の物質を基質とする酵素を用いることができる。酵素の中でも、酸化還元酵素が特に好適に用いられる。このような酵素の例としては、対象物質がブドウ糖である場合は、グルコースオキダーゼ、又はグルコースデヒドロゲナーゼが、対象物質が乳酸である場合には、乳酸オキシダーゼ、又は乳酸デヒドロゲナーゼが、対象物質がコレステロールである場合には、コレステロールエステラーゼ、又はコレステロールオキシダーゼが、対象物質がアルコールである場合には、アルコールオキシダーゼが、対象物質がビリルビンである場合にはビリルビンオキシダーゼ等が挙げられる。反応試薬として用いられる酵素は、これらに限定されるものではなく、対象物質に応じて適宜選択される。なお、対象物質としてはこれ以外に、トリグリセリド、尿素等が挙げられる。

また、試薬層１２０には、酵素と共に、電子伝達物質が含まれることが好ましい。電子伝達物質とは、一般的に「メディエータ」とも呼ばれ、直接または別の電子伝達物質と協働して、ある種の還元体の電子もしくは金属などの自由電子が別のある種の酸化体もしくは金属へ移動する電子移動を媒介する物質である。メディエータは、電極上で可逆的に酸化体および還元体となることのできる物質である。

図３を参照して、電子伝達物質の働きについて説明する。図３は、基質（対象物質）を酸化させる酸化酵素を用いる場合の活性部１０７における反応の流れについて説明する図面である。

図３に示すように、試薬層１２０内の酵素は、酸化酵素であるので、基質を酸化すると共に、基質から電子を受け取って酸化体から還元体になる。酸化体である電子伝達物質は、還元体になった酵素から電子を受け取って、酵素を酸化体に戻すと共に、自身は還元体となる。そして、還元体となった電子伝達物質は、電極１１１ａ又は１１１ｂに電子を与えて、自身は酸化体となる。このようにして、電子伝達物質は、酵素と電極間の電子移動を媒介する。

電子伝達物質に求められる特性としては、酵素と電極間の電子移動をスムーズに行えること、反応試薬中で長期間安定的に酸化体を形成可能であること、溶解性が高いこと、安価であること等が挙げられる。それらに加え、酸化還元電位が低いことも、電子伝達物質に求められる重要な特性の１つである。なぜならば、測定に用いられる液体試料中には、易酸化性物質であるアスコルビン酸、尿酸、及びアセトアミノフェンなど、潜在的な還元性の干渉物質（電界の存在下で干渉電流を発生しうる化学物質）が含まれる場合があるからである。これらの干渉物質の共存下でアンペロメトリック測定を行うと、電極上で、還元型電子伝達物質の酸化と同時に、干渉物質の酸化が行われるので、不所望の信号を測定してしまう。これらの干渉物質による影響を低減させるためには、酸化還元電位が低い電子伝達物質が用いられる。これにより、測定中の電極電位を比較的低くすることができ、干渉物質の電極での酸化において電位律速を生じさせることで速度を遅らせることができる。しかしながら、電位が低い電子伝達物質は、不安定で、解け難く、合成が困難であり高価である場合が多い。好ましい電子伝達物質としては、金属錯体などの無機系電子伝達物質、キノン誘導体のような有機系電子伝達物質が挙げられる。

多くの場合、酵素だけでは、酵素と電極との間の電子移動速度が充分に大きくないために、限られた測定時間内で測定に必要な強度の信号を得ることが難しい。これに対して、本実施形態では、酵素と共に電子達物質を試薬層１２０に共存させることで、測定可能な強度の電気信号を得ることができる。

なお、試薬層１２０は、反応試薬以外の他の成分を含んでいてもよい。反応試薬以外の成分としては、試薬層１２０が凹部１０２内に付着しやすくしたり、反応試薬の保存性を高めたり、反応試薬と対象物質との反応性を高めたりすることができる種々の物質が用いられる。このような成分として、例えば緩衝剤が挙げられる。これらの成分は、反応試薬の液体試料への溶解を妨げないことが好ましい。

（１−５）スペーサ１３０及び上カバー１４０
図１及び図２に示すように、スペーサ１３０は、上カバー１４０と導電層１１０との間に空隙を設けるための部材である。

具体的には、スペーサ１３０は、板状の部材であって、凹部１０２、２つの端子１１２ａ及び１１２ｂを除いて、導電層１１０の全体を覆うようになっている。スペーサ１３０は、スペーサ１３０の１短辺から凹部１０２までを露出させる矩形の切り欠き１３１を備える。スペーサ１３０がこの切り欠き１３１を備えることで、導電層１１０と上カバー１４０とで囲まれた液体試料室１５０が形成される。

このように、スペーサ１３０は、液体試料室１５０の側壁を提供し、さらに液体試料室１５０の長さ、幅、高さ等を規定することができる。
液体試料室１５０は、その開口部である吸引口１５１から毛細管現象によって液体試料を吸引し、活性部１０７上に保持する。このときの吸引方向を、図１中にｄ１で示す。吸引方向ｄ１とは、吸引口１５１から液体試料室１５０へと向かう方向である。本実施形態においては、吸引方向ｄ１は、Ｘ軸方向、つまり基板１０１の長手方向に平行である。

図１及び図２に示すように、上カバー１４０は長方形の板状の部材であって、表面から裏面まで貫通する孔を備える。この孔は、液体試料室１５０から外部に通じる通気口１５２として機能する。通気口１５２は、液体試料が液体試料室１５０に吸引される際、液体試料室１５０内の気体を液体試料室外へ排出するための排気孔である。

つまり、吸引口１５１及び通気口１５２は、液体試料室１５０の外部から内部にまで通じていればよく、その位置や形状は、特に限定されるものではない。ただし、通気口１５２は、吸引口１５１から離れた位置に、つまり、吸引口１５１から見て液体試料室１５０の奥に設けられることが好ましい。吸引口１５１がこのように配置されることで、液体試料が、吸引口１５１から液体試料室１５０の奥まで、速やかに移動することができる。

（１−６）凹部１０２の構成の詳細
一般に、バイオセンサの液体試料室への液体試料の吸引速度を、常に一定になるように調整することは困難である。特に、液体試料が血液である場合、血液のヘマトクリット値、総コレステロール量、及び総タンパク質量等の影響により、血液の提供者によって液体試料の粘度に大きな差異が生じるため、吸引速度にも大きな差異が生じる。さらに、使用者がバイオセンサの使用に熟練しているかどうかも、吸引速度のばらつきに影響を与える。未熟な使用者によると、毎回の測定ごとに、吸引速度にばらつきが生じやすい。

近年のバイオセンサ、特に血糖値センサは、小型化、測定時間の短時間化が急激に加速している。バイオセンサの小型化に伴って、液体試料の吸引口も小さくなり、使用者にとっては見辛いものが多い。それゆえ、使用者が液体試料をバイオセンサに付与する際、測定ごとの吸引速度のばらつきが、さらに生じやすくなってきている。

また、近年、測定時間の短縮化を実現するために、液体試料と反応試薬とが触れ合った際に反応試薬がすばやく再溶解できるように、再溶解性の高い反応試薬が用いられることが多い。このように再溶解性の高い反応試薬が用いられると、液体試料中に再溶解した反応試薬は、電極上から液体試料の吸引方向へ押し流されやすい。ここで、液体試料の吸引速度のばらつきが大きくなることによって、電極上での反応試薬の濃度のばらつきが大きくなる。その結果、測定精度が悪化し、測定結果に対する信頼性が低下する。

これに対して、本実施形態では、図２に示すように、活性部１０７は、凹部１０２内に形成されている。つまり、試薬層１２０は、凹部１０２を覆うように配されることにより、基板１０１の第１の面１０３に対して凹んだ位置に配される。それゆえ、バイオセンサ１は、再溶解した反応試薬の流れを制御することができる。つまり、バイオセンサ１において、反応試薬は、電極１１１ａ及び１１１ｂ上から吸引方向ｄ１へ押し流されにくく、電極１１１ａ及び１１１ｂ上における反応試薬の濃度のばらつきが小さく抑えられる。その結果、測定精度を良好に保つことができる。

凹部１０２の構造について、より詳細に説明する。
図１及び図２に示すように、凹部１０２は、基板１０１の厚みが、周囲よりも薄いことによって形成されている。つまり、基板１０１の第２の面１０４において、凹部１０２の裏側に該当する部分は、突出していない。それゆえ、使用者の指や後述の装着部２０１等が第２の面１０４に触れても、凹部１０２が変形しにくく、凹部１０２内の体積が変化しにくいという利点がある。本実施形態では第２の面１０４は平らな形状であるものとするが、第２の面１０４が、凹部１０２の裏側に該当する部分が周囲より凹んだ形状になっていても、同様の利点を得ることができる。

また、図２に示すように、凹部１０２は、底面１０８及び側面１０９を備え、底面１０８は、山部１０５及び谷部１０６を備える。
山部とは、山形状、すなわち先端に近づくほど細くなる凸形状を有する部分であり、谷部とは、山形状とは逆の谷形状、すなわち、深くなるほど狭くなる凹形状である。なお、山部及び谷部は、Ｙ方向又はＸ方向のいずれかで山形及び谷形であればよい。つまり、山形状とは一方向に連続して延びた尾根形状であってもよい。谷形状も同様である。

バイオセンサ１の凹部１０２内に設けられる山部１０５及び谷部１０６の数並びに具体的な形状等は、特に限定されるものではなく、凹部１０２の大きさ及び形状、試薬層１２０の組成、試薬層１２０に含まれる反応試薬の種類、対象物質の種類、又は液体試料の粘度等の特性等に応じて適宜設定される。

上述の効果をより高めるために、山部１０５及び谷部１０６の数は、吸引方向ｄ１において、それぞれ１以上であることが好ましく、５以上であることがより好ましく、１０以上であることがさらに好ましく、２０以上であることがさらに好ましい。つまり、凹部１０２内に反応試薬を留めるように、複数の山部１０５及び谷部１０６が吸引方向ｄ１を横切るようになっていることが好ましい。山部１０５及び谷部１０６がこのように配置されていることにより、液体試料吸引時に、反応試薬が、電極１１１ａ及び１１１ｂから外れた位置まで移動することを防ぐことができる。

また、凹部１０２において、山部１０５及び谷部１０６は、例えば、ドット形状、直線状、方形状、若しくは曲線状、又はこれらの重複若しくは組合せとすることができる。なお、「重複」とは、同じ形状が複数繰り返されることであり、「組合せ」とは、異なる形状が組み合わされつまり、Ｘ−Ｙ平面方向における凹部１０２の底面構造のパターンは、特に限定されるものではない。ただし、山部１０５又は谷部１０６の少なくとも一方が、吸引方向ｄ１を横切る形状であることが好ましい。言い換えると、山部１０５又は谷部１０６の少なくとも一方が、吸引方向ｄ１に非平行な形状であることが好ましい。

また、反応試薬の流れを制御するという観点からは、山部１０５の頂点の深さＤ１は、１μｍ以上であることが好ましく、５μｍ以上であることがより好ましく、１０μｍ以上であることがさらに好ましい。また、谷部１０６の最深部の深さＤ２は、１０００μｍ以下であることが好ましく、３００μｍ以下であることがより好ましく、１００μｍ以下の範囲であることがさらに好ましい。より具体的には、バイオセンサ１の凹部１０２の深さは、１μｍ以上１０００μｍ以下であることが好ましく、５μｍ以上３００μｍ以下であることがより好ましく、１０μｍ以上１００μｍ以下であることがさらに好ましい。

また、反応試薬の流れを制御するという観点からは、深さＤ１は、高さＨ１の１％以上であることが好ましく、５％以上であることがさらに好ましく、１０％以上であることがさらに好ましい。同様に、深さＤ２は、高さＨ１の３００％以下であることが好ましく、２００％以下であることがより好ましく、１００％以下であることがさらに好ましい。具体的には、凹部１０２の底面１０８の深さが、高さＨ１の１〜３００％であることが好ましく、５〜２００％であることがより好ましく、１０〜１００％であることがさらに好ましい。

なお、図２に示すように、深さＤ１及びＤ２はそれぞれ、凹部１０２のリップ１６と山部１０５の頂点とのＺ方向における距離、及び、リップ１６と谷部１０６の最深部との、Ｚ方向における距離である。

また、本実施形態においては、Ｚ方向に平行な断面において、凹部１０２の側面１０９は、Ｘ‐Ｙ平面に非垂直になっている。これは液体試料吸引時に液体試料が側面に沿って引き込まれる効果を得るためである。側面１０９がＸ‐Ｙ平面に非垂直であることで、液体試料が側面に沿って引き込まれやすくなるために、液体試料吸引時に液体試料室内に気泡が残る可能性が低くなる。また、Ｘ‐Ｙ平面に非垂直である場合は、液体試料が側面に沿って引き込まれやすいために、液体試料をスムーズに吸引することができる、という効果も得られる。このように、側面が非垂直になっていることで、吸引口１５１から吸引された液体試料が凹部１０２内に引き込まれやすいという効果が得られる。本形態では、図２に示すように、第２の面１０４に近づくほど、Ｘ−Ｙ方向における凹部１０２の幅が小さくなっており、このような形態によると、特に効果が高い。

また、本実施形態においては、電極１１１ａ及び１１１ｂは均一な厚さの導電層からなるので、底面１０８の形状（山部１０５及び谷部１０６の形状、深さ等）、及び側面１０９の形状等、凹部１０２の構造について述べた事項は全て、凹部１０２内の電極１１１ａ及び１１１ｂについても当てはまる。

また、バイオセンサ１の凹部１０２に配された２つの電極１１１ａ及び１１１ｂのうち、いずれか一方、好ましくは両方において、一部又は全部の厚みＴ１は１０００μｍ以下であることが好ましく、１５μｍ以下であることがより好ましく、０．０５μｍ以下であることがさらに好ましい。特に、電極１１１ａ及び１１１ｂのうち、凹部１０２内に配された部分の厚みが、この範囲内にあることが好ましい。

このように、凹部１０２内の電極の厚みが薄く設定されていることによって、電極を含めた凹部の大きさ及び形状と、電極が配置されていない、基板１０１の凹部１０２のみの大きさ及び形状とが、近似する。それゆえ、電極を含めた凹部の構造を正確に規定することができる。

（１−７）凹部１０２の大きさ等
特に以下では、バイオセンサ１を例に挙げて、図４（ａ）及び図４（ｂ）を参照して説明するが、他のバイオセンサにも、以下の構成を同様に適用可能である。図４（ａ）及び図４（ｂ）は、バイオセンサ１における凹部１０２の位置、及び凹部１０２と液体試料室１５０との大きさの関係を示す平面図である。なお、説明の便宜上、図中では液体試料室１５０を点線で示す。

［長さＬ１とＬ２との関係］
図４（ａ）及び図４（ｂ）に示すように、吸引方向ｄ１における凹部１０２の最大長をＬ１、同方向ｄ１における液体試料室１５０の最大長をＬ２とする。検出に必要な液体試料の量をさらに低減すると共に、吸引によって液体試料を活性部１０７まで速やかに移動させるには、長さＬ１は長さＬ２の０．１〜９９％であることが好ましく、０．５〜９０％であることがより好ましく、１〜８５％であることがさらに好ましい。

これは、図４（ａ）の例のように、吸引方向ｄ１において、凹部１０２全体が液体試料室１５０に露出している場合であっても、図４（ｂ）のように、凹部１０２の一部が、スペーサ１３０に覆われて液体試料室１５０に露出していない場合であっても、同様である。本形態では、凹部１０２のリップ１６が円形状なので、どちらの場合も、長さＬ１はリップ１６の直径と同一となる。

［凹部の底面積と液体試料室に露出した基板の面積との関係］
検出に必要な液体試料の量をさらに低減するために、凹部１０２の底面積は、液体試料室１５０に露出された基板１０１の表面積に比して、０．１〜９９％であることが好ましく、０．５〜９０％であることがより好ましく、１〜８５％であることがさらに好ましい。

なお、ここで、凹部１０２の「底面積」とは、凹部の底面１０８が平面であると仮定したときの面積である。つまり、ここでいう「底面積」は、山部１０５及び谷部１０６の存在を考慮しない、底面１０８のＸ−Ｙ方向のみの大きさを指す。

また、液体試料室１５０に露出された基板１０１の「表面積」とは、凹部１０２が存在せず、基板の第１の面１０３が平らであると仮定したときの面積である。つまり、図４（ａ）及び図４（ｂ）において、液体試料室１５０として点線で示す矩形全体の面積が、「表面積」となる。本形態においては、液体試料室１５０は直方体なので、Ｘ−Ｙ平面方向における液体試料室１５０の面積が、この「表面積」に該当する。

［凹部の容量と液体試料室の容量との関係］
検出に必要な液体試料の量をさらに低減するために、凹部１０２の容量は、液体試料室１５０の容量に比して、０．１〜９９％であることが好ましく、０．３〜７０％であることがさらに好ましく、０．５〜５０％であることがさらに好ましい。

なお、凹部１０２の容量とは、基板の第１の面１０３よりも凹んでいる部分の全体の容量である。
また、液体試料室１５０の容量とは、基板の第１の面１０３又は電極１１１ａ及び１１１ｂより上側の容量であって、凹部１０２の容量を含むものである。液体試料室１５０の容量は、例えば、基板の第１の面１０３もしくは電極１１１ａ及び１１１ｂとスペーサ１３０と上カバー１４０により囲まれた部分の容量を合計することによって算出される。

［凹部の容量］
検出に必要な液体試料の量をさらに低減するために、凹部１０２の容量は、１μＬ以下であることが好ましく、０．７μＬ以下であることがより好ましく、０．５μＬ以下であることがさらに好ましい。凹部１０２の容量の下限は、特に限定されるものではなく、上述したように液体試料室１５０の容量との関係で設定される。

［凹部の位置］
検出に必要な液体試料の量をさらに低減すると共に、吸引によって液体試料を活性部１０７まで速やかに移動させるには、図４（ａ）及び図４（ｂ）に示すように、基板１０１の四辺のいずれか、特に吸引口１５１が設けられた側の辺と、凹部１０２との最短距離Ｌ３が、５ｍｍ以下であることが好ましく、３ｍｍ以下であることがより好ましく、１．５ｍｍであることがさらに好ましい。より具体的には、吸引口１５１から凹部１０２までの距離が、この範囲であることが好ましい。

〔２〕バイオセンサの実施形態２
バイオセンサ１は、電極１１１ａ及び１１１ｂに代えて、図５に示す電極２１１ａ〜２１１ｄを備えてもよい。図５は、本実施形態の基板、電極、及び試薬層を示す断面図である。なお、既に説明した部材等については、図中で同符号を付し、その説明を省略することがある。

図５に示すように、本形態では、基板１０１上に、無機導電性物質からなる無機電極２１１ａ及び２１１ｂが設けられており、各無機電極の上に、有機導電性物質からなる有機電極２１１ｃ及び２１１ｄがそれぞれ設けられている。

本実施形態では、凹部１０２内には無機電極２１１ａ及び２１１ｂは設けられておらず、有機電極２１１ｃ及び２１１ｄのみが設けられているが、これに限らず、凹部１０２内においても、無機電極２１１ａ及び２１１ｂ及び有機電極２１１ｃ及び２１１ｄが積層されていてもよい。
なお、本実施形態において、電極が積層されている以外は、上記〔１〕欄に述べた構成が適用される。

〔３〕バイオセンサの実施形態３
バイオセンサ１は、電極１１１ａ及び１１１ｂに代えて、図６に示す電極３１１ａ及び３１１ｂを備えてもよい。図６は、本形態に係る基板及び電極を示す断面図である。なお、電極の構成以外は、上記〔１〕欄に述べた構成を用いることができる。既に説明した部材等については図中で同符号を付してその説明を省略することがある。

図６に示すように、本形態では、電極３１１ａ及び電極３１１ｂは、カーボンや導電性ポリマーなどの有機導電性物質を含む導電層であると共に、所望の測定を行うための反応試薬（酵素及び電子伝達物質を含む）を含む。電極３１１ａ及び３１１ｂも、バイオセンサ１の電極と同様に、印刷により形成してもよいし、塗布により導電性材料及び反応試薬で基板１０１を覆った後、レーザアブレーション等で非導電トラック１１３を形成することで形成してもよい。このように、電極材料に反応試薬成分を含有させ、電極を反応試薬含有電極とすることで、製造工程数の減少が可能になり、安価な製造が可能となる。
なお、本実施形態において、電極が反応試薬を含有する以外は、上記〔１〕欄に述べた構成が適用される。

〔４〕バイオセンサの実施形態４
バイオセンサ１において、基板１０１に代えて、図７に示す基板４０１を用いてもよい。図７は、本形態に係る基板及び電極を示す断面図である。なお、基板の構成以外は、上記〔１〕欄に述べた構成を用いることができる。既に説明した部材等については図中で同符号を付してその説明を省略することがある。

図７に示すように、基板４０１は、第１の面１０３の全体が粗くざらついた形状である。つまり、基板４０１の第１の面１０３の全体が、山部１０５と谷部１０６とが交互に配置された形状である。電極１１１ａ及び１１１ｂは、第１の面１０３の一部に、このざらつきの形状に沿うように配置される。さらに、電極１１１ａ及び１１１ｂ上に、試薬層１２０が配置される。

基板４０１においては、複数の谷部１０６が集合して、図２等に示す凹部１０２と同様の機能を発揮することができる。つまり、本実施形態の基板４０１を採用したバイオセンサも、実質的に、電極１１１ａ及び１１１ｂを有する凹部の底面を覆うように試薬層１２０が配置された構成となるので、本発明の実施の一態様であることは容易に理解される。
なお、本実施形態において、特に言及しなかった構成については、上記〔１〕欄に述べた構成が適用される。

〔５〕バイオセンサの実施形態５
バイオセンサのさらに他の形態について、図８（ａ）を参照して説明する。図８（ａ）は、本実施形態のバイオセンサ５１の構成を示す図面であり、基板（電極及び試薬層を含む）スペーサ、及び上カバーを示す平面図である。なお、既に説明した部材と同様の機能を有する部材については図中で同符号を付して、説明を省略することがある。

図８（ａ）に示すように、本実施形態のバイオセンサにおいて、基板５０１は、凹部１０２に代えて矩形の凹部５０２を備える。２つの電極１１１ａ及び１１１ｂはこの凹部５０２に沿うように凹んだ形状である。試薬層１２０は、凹部５０２内に、凹部５０２の矩形に内接する円形状に配置されている。このように、試薬層は、凹部の全体を覆う必要はない。

基板５０１の表面にはスペーサ５３０が装着される。スペーサ５３０は、第１スペーサ５３１、第２スペーサ５３２、第３スペーサ５３３の、３つの長方形状のスペーサに分かれている。

第１スペーサ５３１は、４辺が基板５０１の４辺とそれぞれ平行になるように、かつ、凹部５０２と端子１１２ａ及び１１２ｂとの間の導電部分を覆うように配される。
第２スペーサ５３２及び第３スペーサ５３３は、基板５０１の短手方向において、凹部５０２を挟むように配される。つまり、第２スペーサ５３２及び第３スペーサ５３３は、その長手方向が、基板５０１の長手方向に平行になるように、かつ、第１スペーサ５３１、第２スペーサ５３２、及び第３スペーサ５３３によって、凹部５０２の三方を囲むように配置される。また、第２スペーサ５３２及び第３スペーサ５３３は、第１スペーサ５３１との間にそれぞれ隙間をあけて配される。

このようにスペーサ５３０が配されることで、端子１１２ａ及び１１２ｂ及び凹部５０２はスペーサ５３０から露出した状態となる。
スペーサ５３０の上にはさらに上カバー５４０が配される。上カバー５４０と基板５０１との間には、スペーサ５３０により間隙が形成される。こうして、基板５０１、スペーサ５３０、及び上カバー５４０によって囲まれた液体試料室１５０が形成される。また、第２スペーサ５３２と第３スペーサ５３３との間隙は、吸引口１５１として機能する。通気口は上カバー５４０に貫通孔として設けられるのではなく、第２スペーサ５３２と第１スペーサ５３１との間隙、及び第３スペーサ５３３と第１スペーサ５３１との間隙が、上述の通気口１５２として機能する。

このようなバイオセンサでは、バイオセンサ１と同様に、液体試料の吸引方向は、電極１１１ａ及び１１１ｂから端子１１２ａ及び１１２ｂに向かう方向、すなわちバイオセンサの長手方向と平行である。

〔６〕バイオセンサの実施形態６
上記〔５〕欄のバイオセンサにおいて、スペーサ５３０に代えて、図８（ｂ）に示すスペーサ６３０を用いてもよい。

図８（ｂ）に示すように、スペーサ６３０は、第１スペーサ６３１と第２スペーサ６３２とからなる。第１スペーサ６３１は、図８（ａ）に示す凹部５０２と端子１１２ａ及び１１２ｂとの間に配され、第２スペーサ６３２は第１スペーサ６３１との間に、基板５０１の短手方向に平行な間隙を設けるように配される。この間隙において、凹部５０２が露出される。

このようなスペーサ６３０が設けられることで、液体試料室１５０は、凹部５０２の上方を通って、基板５０１の一方の長辺から他方の長辺まで、基板５０１をその長手方向に垂直に横切る形状となる。本形態によると、液体試料室１５０は、基板５０１の両長辺側に、２つの端部（開口）を備える。この２つの開口のどちらも、液体試料室１５０内に液体試料を吸引させる吸引口１５１として機能することができる。いずれの開口から吸引されても、液体試料の吸引方向は、バイオセンサの長手方向に対して垂直となる。また、液体試料室１５０の２つの開口のうち、一方が吸引口１５１として機能するときは、他方が通気口１５２として機能し、一方が通気口１５２として機能するときは、他方が吸引口１５１として機能する。

このように吸引口が２箇所に存在する場合、凹部５０２は、基板５０１の四辺のうち、吸引口が配された２つの辺のいずれか一方からの距離が、上述の距離Ｌ３と同様の範囲にあることが好ましい。

〔７〕バイオセンサの実施形態７
バイオセンサのさらに他の形態について、図９（ａ）を参照して説明する。図９（ａ）は、本実施形態のバイオセンサ７１の構成を示す図面であり、基板（電極及び試薬層を含む）スペーサ、及び上カバーを示す平面図である。なお、既に説明した部材と同様の機能を有する部材については図中で同符号を付して、説明を省略することがある。

図９（ａ）に示すように、バイオセンサは、試薬層と電極とが配された複数の凹部を備えてもよい。具体的には、本実施形態の基板７０１は、２箇所の凹部７０２１及び７０２２を備え、各凹部内には、試薬層１２０と、２つの電極１１１ａ及び１１１ｂとがそれぞれ配される。各電極１１１ａ及び１１１ｂは、端子１１２ａ及び１１２ｂにそれぞれ接続されている。凹部７０２１及び７０２２は、基板７０１の長手方向に沿って、端子１１２ａ及び１１２ｂに近い側から、この順に配されている。

スペーサ７３０は、２つの凹部７０２１及び７０２２を露出させるように、連続した１つの切り欠き７３１を備える。また、スペーサ７３０は、端子１１２ａ及び１１２ｂを露出させる形状になっている。このスペーサ７３０によって、切り欠き７３１内に、上カバー７４０と基板７０１との間の液体試料室１５０が形成される。切り欠き７３１の端部は吸引口１５１として機能する。

上カバー７４０としては、上述の上カバー１４０と同型の部材を用いることができる。つまり、上カバー７４０は長方形の板状部材であって、液体試料室１５０に通じるように、貫通孔である１つ以上の通気口１５２を備える。

このように、バイオセンサ７１では、１つの液体試料室１５０中に２つの反応部（電極１１１ａ及び１１１ｂ及び試薬層１２０）が配される。それゆえ、バイオセンサ７１では、２つのセンシングを行うことができる。また、同様の構成によって、３以上の反応部を設けることもできる。

なお、２つの凹部７０２１及び７０２２の形状及び形成方法は、互いに同一でもよいし、異なっていてもよい。
また、各凹部７０２１及び７０２２に配置される試薬層１２０内の反応試薬は、同一の対象物質を検出する同一の組成であってもよいし、同一の対象物質を検出する異なる組成であってもよいし、異なる対象物質を検出する異なる組成であってもよい。

同一の対象物質に対する複数の反応部を備えることによって、１つのバイオセンサで同一の対象物質に対する測定を複数回行うことができるので、測定精度の信頼度を向上させることができる。また、異なる対象物質と反応する反応部を複数備えることで、１つのバイオセンサで同時に複数の対象物質を検出及び測定することができるので、使用者にとっては利便性が高い。

さらに、使用者は準備された測定項目のなかから状況に応じて必要な測定項目を選択することも可能である。また、図示していないが、複数の液体試料室を有する場合、各々の液体試料室の配置は、バイオセンサを構成する基板の同一平面上であってもよいし、異なる平面上に各々を配置してもよい。

また、本実施形態のように、１つの基板上に複数の凹部を備えるバイオセンサにおいても、上記（１−７）欄で述べた各部の大きさ等は、好適に適用される。
すなわち、本形態では、図４（ａ）及び（ｂ）を参照して説明した長さＬ１とＬ２との関係において、長さＬ１を、一方の凹部７０２１の長さＬ１１、及び他方の凹部７０２２の長さＬ１２に置き換えることができる。つまり、長さＬ２との関係において、長さＬ１１及びＬ１２のそれぞれが、長さＬ１について述べた範囲と同様の範囲にあることが好ましい。凹部が３以上である場合も同様に、液体試料室に露出する個々の凹部の長さが、液体試料室の長さに対して、上述の範囲であることが好ましい。

また、本形態では、上述の凹部１０２の底面積と液体試料室１５０に露出した基板１０１の面積との関係において、上述の凹部１０２の底面積を、２つの凹部７０２１及び７０２２の底面積を合計した総底面積に置き換えることができる。凹部が３以上である場合も同様に、１の液体試料室に露出するすべての凹部の底面積の総和が、この液体試料室に露出した基板の面積に対して、上述の範囲であることが好ましい。

また、本形態では、上述の凹部１０２の容量と液体試料室１５０の容量との関係において、上述の凹部１０２の容量を、２つの凹部７０２１及び７０２２の容量を合計した総容量に置き換えることができる。凹部が３以上である場合も同様に、１つの液体試料室に露出する全ての凹部の容量の総和が、１つの液体試料室の容量に対して、上述の範囲であることが好ましい。

また、凹部７０２１及び７０２２の容量の総和が、１μＬ以下であることが好ましく、０．７μＬ以下であることがより好ましく、０．５μＬ以下であることがさらに好ましい。凹部が３つ以上である場合も同様に、複数の凹部の容量の総和が、この範囲であることが好ましい。

また、図４（ａ）及び（ｂ）を参照して説明した距離Ｌ３は、吸引口１５１により近い方の凹部７０２２について適用される。つまり、吸引口１５１から、つまり基板７０１の四辺のうち吸引口１５１が設けられた辺から、凹部７０２２までの距離がＬ３となる。凹部が３つ以上設けられた場合についても同様である。

〔８〕バイオセンサの実施形態８
上記〔７〕欄のバイオセンサにおいて、スペーサ７３０及び上カバー７４０に代えて、図９（ｂ）に示すスペーサ８３０及び図９（ｃ）に示す上カバー８４０を、それぞれ用いることができる。

図９（ｂ）に示すように、スペーサ８３０は、第１スペーサ８３１、第２スペーサ８３２、及び第３スペーサ８３３の３つの長方形状のスペーサからなる。第１スペーサ８３１は端子１１２ａ及び１１２ｂと凹部７０２１との間に配され、第２スペーサ８３２は一方の凹部７０２１と他方の凹部７０２２との間に配され、第３スペーサ８３３は、他方の凹部７０２２よりも端子１１２ａ及び１１２ｂから遠い位置に配される。各スペーサ８３１〜８３３は、互いに間隔をあけて配される。

図９（ｃ）に示すように、上カバー８４０は長方形状であって、端子１１２ａ及び１１２ｂを露出させ、かつスペーサ８３０を覆うように配置される。
各スペーサ８３１〜８３３間の２つの間隙によって、上カバー８４０と基板７０１とで囲まれた２つの液体試料室１５０が形成される。２つの液体試料室１５０は、２つの凹部７０２１及び７０２２の上方をそれぞれ通って、長方形の基板７０１の一方の長辺から他方の長辺まで、基板７０１をその長手方向に垂直に横切る形状である。

この形態によると、各液体試料室１５０は、基板７０１の両長辺上に、２つの端部（開口）を備える。この２つの開口のどちらも、液体試料室１５０内に液体試料を吸引させることができる。いずれの開口から吸引されても、液体試料の吸引方向は、バイオセンサの長手方向に対して垂直となる。

また、各液体試料室１５０において、２つの開口のうち、一方が吸引口１５１として機能するときは、他方が通気口１５２として機能し、一方が通気口１５２として機能するときは、他方が吸引口１５１として機能する。

〔９〕その他の実施形態
（９−１）
上述の各実施形態では、基板上に設けられた凹部（凹部１０２等）は、内部に山部１０５と谷部１０６とを有するが、基板の形状はこれに限定されるものではなく、凹部を備え、この凹部の裏側にあたる部分が周囲より突出していなければよい。

（９−２）
上記凹部の形状は、上述の各実施形態のように、山部１０５及び谷部１０６を備える形状に限定されるものではなく、底面の一部または全部が平面形状となっていてもよい。

（９−３）
上記凹部は、底面に凸構造又は凹構造を備えることが好ましい。凸構造とは、基板の厚さ方向において突出する形状であり、凹構造とは、基板の厚さ方向において凹む形状である。このように凹部に凸構造又は凹構造が設けられていることで、液体試料吸引時の反応試薬の流れを制御しやすいという利点がある。つまり、上述の実施形態における山部１０５及び谷部１０６は、凸構造及び凹構造の一例である。

すなわち、図２の凹部１０２において、山部１０５は、山形状以外の凸構造に置換可能であるし、谷部１０６も谷形状以外の凹構造に置換可能である。但し、凸構造及び凹構造が、上述の谷形状及び山形状である場合、この効果が高い。また、図２に示す形態のように、凹部内に山形状と谷形状との重複パターンが形成されている場合は、この効果が特に高い。

（９−４）
上記〔１〕欄において、山部１０５及び谷部１０６の数並びに深さについて、好ましい範囲を述べたが、この範囲は、山形状及び谷形状以外の凸構造及び凹構造についても適用される。

（９−５）
上述したいずれの実施形態においても、電極１１１ａ及び１１１ｂ、導電トラック１１４ａ及び１１４ｂ、端子１１２ａ及び１１２ｂは、全てが同一基板上に形成される必要は無く、異なる基板（第１基板と第２基板）上に形成されていても良い。

このような構成について、図２８を参照して説明する。なお、図２８では、既に説明した部材及び部位については、同符号を付してその説明を省略する。

図２８に示すように、バイオセンサ８１では、電極１１１ａ及び試薬層１２０が、基板１０１の凹部１０２内に配置されており、上カバー１４０の下面（すなわち、基板１０１との対向面）に、電極１１１ｂが配置されている。すなわち、バイオセンサ８１は、基板１０１を第１基板、上カバー１４０を第２基板として備える。

なお、電極１１１ａ及び電極１１１ｂは、どちらが作用電極として機能してもよく、対電極として機能してもよい。
上カバー１４０、スペーサ１３０、並びに電極１１１ａ及び１１１ｂ等の各部の構成は、各実施形態において述べたように変更可能である。すなわち、電極の数も、２に限定されるものではなく、変更可能である。

（９−６）
上記〔１〕欄〜〔８〕欄の構成をそれぞれ組み合わせて得られるバイオセンサ、及び、上記（９−１）〜（９−５）の構成をさらに組み合わせて得られるバイオセンサも、本発明の実施の形態に含まれる。例えば、図８（ａ）又は図９（ａ）に示すバイオセンサ５１及び７１において、凹部５０２、７０２１及び７０２２に、図５〜図７に示す構造を適用することができる。

＜Ｂ．バイオセンサの製造方法＞
図１及び図２に示すバイオセンサ１の製造方法について説明する。なお、以下の製造方法は、上述した各実施形態に係るバイオセンサの製造方法として使用可能である。また、以下の製造方法は、バイオセンサの構成を限定するものではない。

（１）基板の作製
凹部１０２を有する基板１０１を作製する方法としては、第２の面１０４を突出させず、かつ他の部材を付加することなく凹部１０２を形成することができる方法であればよく、特に限定されるものではない。

例えば、平らな絶縁板を加工することで凹部１０２を形成してもよいし、液状の絶縁性材料を鋳型に流し込み、鋳型内でこの絶縁性材料を固化させることによって、凹部１０２を形成してもよい。

凹部１０２の具体的な形成方法としては、レーザアブレーション、プレス加工、異方性エッチング、刃物による切除、及び成型が挙げられ、さらにこれらを組合せて用いることもできる。レーザアブレーションに用いられるレーザ種は、エキシマ、ＹＡＧ、炭酸ガス等である。
基板１０１を構成する材料については、既に述べた通りである。

（２）電極の形成
基板１０１上に、電極１１１ａ及び１１１ｂ、並びに端子１１２ａ及び１１２ｂ等の導電部分を設ける方法としては、スパッタリングを初めとする蒸着や、印刷、浸漬、塗布、又は接着等を用いることができ、さらに、これらの手技を組み合わせてもよい。具体的には、蒸着や塗布等により基板１０１上に略均一に導電性物質を積層した後、レーザアブレーション等で導電性物質を除去することで非導電トラック１１３を形成し、これによって電極及び端子等を形成してもよい。また、予め電極及び端子等の形状に合わせて導電性物質を基板１０１上に積層することで、電極及び端子の形成を行うこともできる。
電極及び端子等を構成する材料については、既に述べた通りである。

また、電極の形成条件により、電極の表面抵抗率は調節可能である。
例えば、有機導電性物質の具体例であるＤｅｎａｔｒｏｎＰ−５０２Ｓは、摂氏２５℃において、３０ｍＰａ・ｓ未満の粘度を有する液状となる。基板１０１としてポリエチレンテレフタレート（東レ株式会社が販売するルミラーＴ６０）を用い、この基板１０１上に、液状のＤｅｎａｔｒｏｎＰ−５０２Ｓを倍率１．５倍で希釈した溶液を、膜厚９μｍで塗布後、摂氏１００℃で１分間乾燥させることで、膜厚０．２μｍの高分子膜を形成することができる。この高分子膜は１ＭΩ／□の表面抵抗率を示す電極となる。

（３）試薬層の形成
試薬層１２０は、例えば、反応試薬（酵素、電子伝達物質を含む）及びその他の組成を溶媒に溶解又は拡散させてできた反応液を、凹部１０２内で電極１１１ａ及び１１１ｂ上に配し、これを乾燥させて作製することができる。反応液を凹部１０２内に配する方法としては、印刷、塗布、及び浸漬等が挙げられ、さらにこれらを組み合わせて用いてもよい。

（４）スペーサ及び上カバーの配置
上記（１）欄で作製した基板の凹部１０２の少なくとも一部を露出するように、スペーサ１３０を基板１０１上に固定し、スペーサ１３０から露出している凹部１０２の少なくとも一部を覆うように、上カバー１４０をスペーサ１３０上に固定する。

スペーサ１３０及び上カバー１４０を基板１０１上に配置する手段は、特に限定されるものではない。特に、基板１０１とスペーサ１３０との間、及びスペーサ１３０と上カバー１４０との間は、各々、接着されていることが望ましく、市販の接着剤を用いてもよいし、超音波や熱により接着されてもよい。

（５）製造方法の具体例
次に、図１１〜図１８を参照して、図１及び図２のバイオセンサ１の製造方法のより具体的な例について説明する。図１１〜図１４及び図１５〜図１８は、それぞれ、製造過程の各ステップにおけるバイオセンサ１の斜視図及び断面図である。

本例では、図１１〜図１２及び図１５に示すように、平板である絶縁板１００１に、炭酸ガスレーザアブレーションによって凹部１０２を形成することで、第１の面１０３に凹部１０２を備える基板１０１を作製する。このとき、レーザ照射のパターンによって、凹部１０２のリップの形状及び底面の形状等を適宜変更可能である。レーザが所定のピッチで照射されることで、レーザが照射された部分は基板材料が除去されるので谷部１０６となり、ピッチ間はレーザが照射されないので山部１０５となる。

次に、図１６に示すように、導電性材料を、基板１０１の第１の面１０３全体に、スパッタリングによって蒸着することで、導電層１１０を形成する。
その後、図１３及び図１７に示すように、導電層１１０表面にＹＡＧレーザを照射することによって、導電層１１０の一部を除去して、非導電トラック１１３を形成する。このように非導電トラック１１３を形成することで、電極１１１ａ及び１１１ｂ、端子１１２ａ及び１１２ｂ、導電トラック１１４ａ及び１１４ｂを形成する。

次に、図１４及び図１８に示すように、凹部１０２の底面の少なくとも一部を覆うように、反応試薬を含む液体を塗布し、乾燥させることで、試薬層１２０を作製する。
この後、スペーサ１３０及び上カバー１４０を配置することで、バイオセンサ１が完成する。

＜Ｃ．検出システム＞
上記＜Ａ．＞欄で述べた各バイオセンサは、検出システムに適用可能である。例えば、検出システムは、バイオセンサの電流値から、液体試料中の対象物質の存在を検出する検出装置を備える。

以下、検出システムの一例として、測定システム１０を挙げ、図１９及び図２０を参照して説明する。測定システム１０は、二電極式アンペロメトリック法によって、液体試料内の対象物質の濃度を測定することができる。図１９は測定システム１０の外観を示す斜視図であり、図２０は測定システム１０の要部構成を示すブロック図である。

［測定システム１０の概要］
図１９及び図２０に示すように、測定システム１０は、上述のバイオセンサ１及び測定装置２を備える。測定装置２は、バイオセンサが装着する装着部２０１と、液晶表示パネル等を有し、測定結果等の種々の情報を使用者に提示する表示部２０２と、を備えると共に、２つの接続部２０３ａ及び接続部２０３ｂ、切替回路２０４、基準電圧源２０５、電流／電圧変換回路２０６、Ａ／Ｄ変換回路２０７、ＣＰＵ（Central Processing Unit）２０８、ＲＯＭ（Read Only Memory）２０９、並びにタイマー２１０をさらに備える。

２つの接続部２０３ａ及び２０３ｂは、装着部２０１内に配置される。そして、それぞれ、装着部２０１に装着されたバイオセンサ１の２つの端子１１２ａ及び１１２ｂと接触する。

切替回路２０４は、接続部２０３ａ及び２０３ｂと基準電圧源２０５との間の接続と、接続部２０３ａ及び２０３ｂと電流／電圧変換回路２０６との間の接続と、を切り替える。
基準電圧源２０５は、接続部２０３ａと接続部２０３ｂとの間に電圧を印加する。

電流／電圧変換回路２０６は、バイオセンサ１からの電流を、接続部２０３ａ及び２０３ｂを介して受け取り、電圧に変換して、Ａ／Ｄ変換回路２０７に出力する。
Ａ／Ｄ変換回路２０７は、電流／電圧変換回路２０６からの出力値（アナログ値）をパルス（デジタル値）に変換する。

ＣＰＵ２０８は、ＲＯＭ２０９に格納されている検量線や補正テーブルに基づいて、Ａ／Ｄ変換回路２０７からのパルスから、特定成分の濃度を算出する。なお、この検量線や補正テーブルを記憶する手段は特に限定されるものではなく、ＲＡＭ（Random Access Memory）等の他の記憶媒体を用いてもよい。こうして算出された濃度は、表示部２０２に表示される。
タイマー２１０は、測定開始から終了までの時間を計測する。

［測定システム１０による濃度測定］
以下、測定システム１０による濃度測定について説明する。

バイオセンサ１が装着部２０１に差し込まれると、接続部２０３ａ及び２０３ｂが、端子１１２ａ及び１１２ｂにそれぞれ接触する。そして、装着部２０１内のスイッチ（図示せず）がバイオセンサ１に押下されると、ＣＰＵ２０８はバイオセンサ１が装着されたと判断し、測定装置２を液体試料吸引待機状態とする。液体試料吸引待機状態とは、ＣＰＵ２０８の制御の下、基準電圧源２０５が接続部２０３ａ及び２０３ｂへの電圧印加を開始し、かつ電流／電圧変換回路２０６が電流測定を開始した後であって、液体試料がまだ測定に供されていない状態である。

その後、使用者が、バイオセンサ１の吸引口１５１に液体試料を付着させると、毛細管現象によって、吸引口１５１から液体試料室１５０に液体試料が引き込まれる。
液体試料としては、例えば、血液、汗、尿等の生体由来の液体試料や、環境由来の液体試料、食品由来の液体試料等が用いられる。例えば、バイオセンサ１を血糖値センサとして用いる場合、使用者は、自身の指、掌、又は腕等を穿刺して、少量の血液を搾り出し、この血液を液体試料として、バイオセンサ１での測定に供する。

ＣＰＵ２０８は、電流／電圧変換回路２０６を介して受け取る電流値の変化から、液体試料がバイオセンサ２に吸引されたと判断する。こうして液体試料の吸引が検知されると、測定が開始される。バイオセンサ１は、このように液体試料の吸引の検知に用いられる電極をさらに備えていてもよい。

測定中は、タイマー２１０が測定時間の計測を行い、タイマー２１０の計測時間に基づいて切替回路２０４が規定のタイミングで回路を切り替えることで、電流／電圧変換回路２０６へ流れた電流は電圧へ変換される。そして、この電圧はＡ／Ｄ変換回路２０７によりさらにパルスへと変換される。ＣＰＵ２０８は、このパルスから、特定成分の濃度を算出する。ＣＰＵ２０８により算出された値は、表示部２０２に表示される。その際、使用者へのその他の情報が共に表示されることもある。

測定終了後は、使用者はバイオセンサ１を装着部２０１から取り外すことができる。
なお、基準電圧源２０５は、２つの電極１１１ａ及び１１１ｂ間に、目的の電気化学反応を起こすのに十分な電圧を与えられるようになっている。この電圧は主に、利用する化学反応および電極により決定される。一般的には、活性部１０７での電気化学反応速度が拡散律速となるように、電極電位が電位律速以上の電位を示すような電圧が印加される。ただし、上述したように、測定される液体試料中には種々の干渉物質が含まれている場合がある。それゆえ、二電極間に高い電圧を印加して電極電位を上げすぎると、目的の反応に加えて干渉物質由来の反応が起き、これによって対象物質に由来しない電気信号が生じ、誤検知の原因となる。よって、二電極間に与えられる印加電圧は、干渉物質の存在及び目的の化学反応に応じて、適宜設定される。

以下、実施例を示して、本発明についてさらに具体的に説明するが、本発明はこれに限定されるものではない。
〔実施例１〕
（１−ａ）バイオセンサの作製
上記＜Ｂ．＞の（５）欄にて説明した方法を用いて、バイオセンサを作製した。このバイオセンサの基板の表面の写真を、図２１に示す。

具体的には、絶縁板１１０１として、非導電性物質であるポリエチレンテレフタレートからなる厚さ１８８μｍの平板を用いて、基板１０１を作製した。具体的には、絶縁板１１０１に、炭酸ガスレーザアブレーションによって、最大直径が２１００μｍ、最小直径が１００μｍになるように、半径を５０μｍずつ変化させて複数の同心円を描くようにレーザ照射を行うことで、凹部１０２として、円形の凹部１１０２を形成した。

図２１に示すように、凹部１１０２のリップ１６の直径Ｒ１は２２００μｍであり、谷部１０６の最深部の深さが８０μｍ、山部１０５の頂点が２０〜４０μｍの深さを有し、５０μｍピッチで谷部１０６と山部１０５とが繰り返される、重複パターンで構成されていた。特に、谷部１０６と山部１０５とは、同心円を描く形状であった。

次いで、スパッタリングによるパラジウムの蒸着によって、導電層１１０を形成した。そして、導電層１１０の一部をＹＡＧレーザにて除去することで、非導電トラック１１３を形成し、電極１１１ａ及び１１１ｂ並びに端子１１２ａ及び１１２ｂを形成した。

その後、試薬層１２０の塗布、乾燥、スペーサ１３０及び上カバー１４０の接着等を行い、バイオセンサを作製した。試薬層１２０は、酵素としてグルコースデヒドロゲナーゼ、電子伝達物質としてヘキサシアノ鉄（ＩＩＩ）酸カリウムを含むものとした。

（１−ｂ）血糖の測定
上記（１−ａ）で作製したバイオセンサを用いて、電極１１１ａ及び１１１ｂ間に電圧を印加したときの電流値を測定した。液体試料内のグルコース濃度に対する応答電流値を図２２に示す。図２２の横軸はグルコース濃度、縦軸は応答電流値を示す。液体試料としては、血液を用いた。
図２２に示すように、本実施例のバイオセンサによって得られた電流値は、グルコース濃度と良好な直線関係を示した。

（１−ｃ）測定結果の再現性の確認
上記（１−ａ）で作製したバイオセンサを用いて、液体試料吸引速度が変化する場合の再現性を評価する測定を行った。液体試料吸引速度を変化させながら測定した結果について、正規分布図（図２３）を作成した。図２３の横軸は真値からの乖離度（％）を示し、縦軸は正規累積分布（％）を示す。

図２３に示すように、本実施例のバイオセンサによれば、測定結果の再現性が非常に良く、測定毎にばらつく液体試料の吸引速度によっても、測定結果にばらつきが生じにくいという結果が得られた。

これは、電極１１１ａ及び１１１ｂ及び試薬層１２０が凹部１１０２内に設けられているために、液体試料吸引時に反応試薬が移動しにくいからであると考えられる。つまり、本実施例のバイオセンサによると、液体試料吸引速度がばらついても、凹部１１０２内の反応試薬の濃度がばらつきにくいので、液体吸引速度が変化しても、精度良く対象物質の濃度を検出することができる。

〔比較例１〕
凹部１１０２を持たない、平らな絶縁板を基板として有する以外は、実施例１のバイオセンサと同一の構成であるバイオセンサを用いて、上記（１−ｂ）と同様にグルコース濃度に対する応答電流値を測定した。測定結果を図２４に示す。また、上記（１−ｃ）と同様に、測定結果の再現性を確認した。結果を図２５に示す。

図２５に示すように、本比較例のバイオセンサによると、測定値が真値から著しく乖離した。また、各々の測定値もばらつき、測定結果の再現性が実施例１のバイオセンサと比較して著しく低い。このように測定精度が低いのは、本比較例のバイオセンサが凹部を備えないために、反応試薬が液体試料によって流され、しかも、液体試料の吸引速度のばらつきに伴って流された反応試薬の分布にばらつきが生じたからであると考えられる。

〔実施例２〕
絶縁板に、直径２１００μｍの円形状を描くように炭酸ガスレーザを照射すると共に、その円形状中に格子状に１５０μｍピッチで炭酸ガスレーザを照射することで、凹部１１０２に代えて凹部２１０２を形成した以外は、実施例１と同様の手順によって、バイオセンサを作製した。このバイオセンサの基板の上面の写真を、図２６に示す。

図２６に示すように、凹部２１０２は円形状であって、リップ１６の直径Ｒ２は２２００μｍであった。凹部２１０２は、谷部１０６の最深部の深さが８０μｍ、山部１０５の頂点の深さは２０〜４０μｍであった。谷部１０６は、凹部２１０２の円形状内全体に設けられ、１４０μｍピッチの直線状であり、谷部１０６同士が交差する格子形状であった。谷部１０６によって囲まれた部分が山部１０５となっており、凹部２１０２は、山部１０５と谷部１０６とが組み合わさった重複パターンを有した。

〔実施例３〕
円形の凹部２１０２に代えて、正方形の凹部３１０２を形成した以外は、実施例２と同様の手順によって、バイオセンサを作製した。このバイオセンサの基板の上面の写真を、図２７に示す。

具体的には、炭酸ガスレーザを、絶縁板に、四辺の長さが２１００μｍの正方形状に照射すると共に、その正方形状内に１５０μｍピッチで長さ２１００μｍの直線を格子状に描くように、炭酸ガスレーザを照射した。

図２７に示すように、凹部３１０２は、リップ１６が２２００μｍの四辺Ｒ３を有する正方形であり、凹部３１０２の底面構造は、谷部１０６は、その最深部の深さが８０μｍであり、１４０μｍピッチの格子状である。山部１０５は、谷部１０６に囲まれた部分であり、山部１０５の頂点の深さは２０〜４０μｍであった。

本発明のバイオセンサは、グルコースを始めとして種々の物質を検出する測定システムに、利用可能である。また、本発明の製造方法は、上記バイオセンサを製造するのに好適に利用される。また、本発明の測定システムは、上記バイオセンサを用いて対象物質の濃度を測定するために好適に利用される。

１、５１、７１、８１バイオセンサ
１０１、４０１、５０１、７０１基板
１０２、１１０２、２１０２、３１０２、５０２、７０２１、７０２２凹部
１０３第１の面
１０４第２の面
１０５山部
１０６谷部
１０７活性部
１０８底面
１０９側面
１１０導電層
１１０１絶縁板
１１１ａ、１１１ｂ、３１１ａ、３１１ｂ電極
１１２ａ、１１２ｂ端子
１１３非導電トラック
１１４ａ、１１４ｂ導電トラック
１２０試薬層
１３０、５３０、６３０、７３０、８３０スペーサ
１３１、７３１切り欠き
１４０、５４０、７４０、８４０上カバー
１５０液体試料室
１５１吸引口
１５２通気口
１６リップ
２０１装着部
２１１ａ、２１１ｂ無機電極
２１１ｃ、２１１ｄ有機電極
ｄ１吸引方向
Ｄ１、Ｄ２凹部の深さ
Ｈ１スペーサの厚み
Ｒ１、Ｒ２リップの直径
Ｒ３リップの四辺の長さ
Ｔ１電極の厚み
Ｌ１、Ｌ１１、Ｌ１２吸引方向における凹部の長さ
Ｌ２吸引方向における液体試料室の長さ
Ｌ３吸引口から凹部までの距離
２測定装置
１０測定システム

Claims

液体試料内に含まれる対象物質の存在を検出するバイオセンサであって、
周囲よりも厚みが薄い部分に形成された凹部を有する絶縁性の基板と、
少なくともいずれか一方が上記凹部内に配置された作用電極及び対電極と、
上記凹部内に配置され、液体試料中の特定の物質と反応する反応試薬と、
を備えるバイオセンサ。
上記凹部は、上記基板の厚み方向に凹む凹構造、若しくは上記基板の厚み方向に突出する凸構造のいずれか一方、又は両方の組合せを備える、
請求項１に記載のバイオセンサ。
上記凹構造は、底部に近づくほど幅が狭くなる谷形状を含む、
請求項２に記載のバイオセンサ。
上記凸構造は、先端に近づくほど細くなる山形状を含む、
請求項２又は３に記載のバイオセンサ。
上記基板の平面方向における上記凹構造又は凸構造の形状が、ドット形状、直線形状、方形状、若しくは曲線形状のいずれか１つ、又はこれらのうちの２つ以上の形状の組み合わせである、
請求項２〜４のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記凹部は、外縁が円形状であり、
上記凹部の底面に、上記凹構造及び凸構造が、上記外縁の同心円状を描くように、かつ交互に設けられている、
請求項２〜４のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記凹部は、外縁が円形状であり、
上記凹部の底面に、上記凹構造が格子状に設けられており、かつ、上記凹構造に囲まれた部分が上記凸構造になっている、
請求項２〜４のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記凹部は、外縁が矩形状であり、
上記凹部の底面に、上記凹構造が格子状に設けられており、かつ上記凹構造に囲まれた部分が上記凸構造になっている、
請求項２〜４のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記基板の厚み方向において上記凹部の上方に、上記液体試料を保持する液体試料室をさらに備える、
請求項１〜８のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記液体試料室の外部から内部へ毛細管現象により液体試料を吸引する吸引口をさらに備える、
請求項９に記載のバイオセンサ。
上記液体試料室の内部から外部へ空気を排出する通気口をさらに備える、
請求項９又は１０に記載のバイオセンサ。
上記凹部の側面の少なくとも一部が、上記基板の平面方向に対して非垂直となっている、
請求項１〜１１のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記凹部の少なくとも一部を露出させるように上記基板上に配されるスペーサと、
上記スペーサから露出した上記凹部を覆うように、上記スペーサの上に配される上カバーと、
をさらに備える請求項１〜１２のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記作用電極及び対電極と、バイオセンサの電流値から対象物質の存在を検出する検出装置とを電気的に接続する端子を、さらに備える、
請求項１〜１３のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記反応試薬は、上記作用電極及び上記対電極上に配置されている、
請求項１〜１４のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記作用電極及び上記対電極の少なくとも一方が導電性物質を含む、
請求項１〜１５のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記導電性物質が無機導電性物質を含む、
請求項１６に記載のバイオセンサ。
上記作用電極及び上記対電極の少なくとも一方がパラジウムを含む、
請求項１７に記載のバイオセンサ。
上記導電性物質が有機導電性物質を含む、
請求項１６〜１８のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記作用電極および上記対電極の少なくとも一方が導電性高分子を含む、
請求項１９に記載のバイオセンサ。
上記凹部内に配置された酵素を有する、
請求項１〜２０のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記凹部内に配置されたオキシダーゼ又はデヒドロゲナーゼを有する、
請求項２１に記載のバイオセンサ。
上記凹部内に配置され、グルコースを基質とするオキシダーゼ又はデヒドロゲナーゼを有する、
請求項２２に記載のバイオセンサ。
上記凹部内に配置された電子伝達物質を有する、
請求項１〜２３のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記凹部内に配置されたヘキサシアノ鉄（ＩＩＩ）カリウムを有する、
請求項２４に記載のバイオセンサ。
上記反応試薬は、乾燥状態である
請求項１〜２５のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記作用電極及び対電極は、液体試料中の血球成分を測定する電極である、
請求項１〜２６のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記作用電極及び対電極は、液体試料中の易酸化性物質を測定する電極である、
請求項１〜２６のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
上記電極は、液体試料の吸引を検知する電極である、
請求項１〜２６のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
絶縁性であって、上記凹部を有する第１基板と、
絶縁性であって、上記第１の基板に対向するように配置された第２基板と、
を備え、
上記作用電極又は対電極のうち一方の電極及び上記反応試薬は、上記第１基板の上記凹部内に配置され、
上記作用電極又は対電極のうち他方の電極は、上記第２基板上に配置される
請求項１〜２９のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
絶縁性の基板の厚みを減らすことで凹部を形成する工程と、
上記凹部内に作用電極及び対電極の少なくとも一方を配置する工程と、
上記凹部内に、対象物質と反応する反応試薬を配置する工程と、
上記凹部の少なくとも一部を露出させるように、上記基板上にスペーサを配置する工程と、
上記スペーサから露出した上記凹部を覆うように、上記スペーサ上に上カバーを配置する工程と、
を含むバイオセンサの製造方法。
請求項１〜３０のいずれか１項に記載のバイオセンサと、
上記バイオセンサの上記作用電極と上記対電極との間の電流から、液体試料中の対象物質の存在を検出する検出装置と、
を備える検出システム。