JP4184572B2 - Biosensor - Google Patents

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博之 徳永
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Description

【0001】 [0001]
【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は、試料液中に含まれる基質を定量するバイオセンサに関する。 The present invention relates to a biosensor for quantifying a substrate contained in the sample solution.
【0002】 [0002]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
バイオセンサは、微生物、酵素、抗体等の生物材料の分子認識能を利用し、生物材料を分子識別素子として応用したセンサである。 Biosensor utilizing microorganisms, enzymes, molecular recognition ability of biological materials such as antibodies, is a sensor which applies a biological material as molecular recognition elements. 即ち、固定化された生物材料が、目的の基質を認識したときに起こる反応、微生物の呼吸による酸素の消費、酵素反応、発光などを利用したものである。 In other words, the biological material is immobilized, the reaction that occurs when recognizing the substrate of interest, the consumption of oxygen by respiration of microorganisms, the enzymatic reaction is obtained by utilizing the light emission like.
【0003】 [0003]
バイオセンサの中でも酵素センサの実用化は進んでおり、例えば、グルコース、ラクトース、尿素、アミノ酸用の酵素センサは医療計測や食品工業に利用されている。 Commercialization of enzyme sensors among biosensors is progressing, for example, glucose, lactose, urea, enzyme sensors for amino acids are used in medical measurement and food industry. 酵素センサは、検体である試料液に含まれる基質と酵素との反応により生成する電子によって電子受容体を還元し、測定装置がその電子受容体の還元量を電気化学的に計測することにより、検体の定量分析を行う。 Enzyme sensor, by reducing an electron acceptor by an electron generated by the reaction of the substrate and the enzyme contained in the sample liquid is the sample, the measurement device measures the amount of reduction of the electron acceptor electrochemically, perform a quantitative analysis of the specimen.
【0004】 [0004]
以下、従来のバイオセンサについて図を用いて説明する。 Hereinafter, a conventional biosensor will be described with reference to FIG.
図5は、従来のバイオセンサの電気伝導性層にスリットを形成した状態を示す平面図である。 Figure 5 is a plan view showing a state in which a slit is formed on the electrically conductive layer of the conventional biosensor. 図6は、従来のバイオセンサの作成工程を示した斜視図である。 Figure 6 is a perspective view showing a forming process of a conventional biosensor. 図7は、従来のバイオセンサの電極の状態を示した平面図である。 Figure 7 is a plan view showing a state of a conventional biosensor electrode.
【0005】 [0005]
101はポリエチレンテレフタレート等からなる絶縁性の基板である。 101 is an insulating substrate made of polyethylene terephthalate. 102は基板101の表面全面に形成された、カーボンや金属物質等からなる電気伝導性層である。 102 was formed on the entire surface of the substrate 101, an electrically conductive layer made of carbon or metal material, or the like. 103a、103b、103c、103dは電気伝導性層102に形成されたスリットである。 103a, 103b, 103c, 103d is a slit formed in the electrically conductive layer 102. 105、106、107は電気伝導性層102をスリット103a、103b、103c、103dにより分割することにより形成された電極であり測定電極、対電極、および検知電極である。 105, 106 and 107 are electrically conductive layer 102 slits 103a, 103b, 103c, and an electrode formed by dividing by 103d measuring electrode, counter electrode, and a sensing electrode. 110は、基板の切断する位置である切断線である。 110 is a cutting line is a position where cutting of the substrate. 108は、測定電極105、対電極106、検知電極107を覆うスペーサである。 108, measuring electrodes 105, counter electrode 106, a spacer for covering the detection electrode 107. 109はスペーサ108の前縁部中央に設けられた、検体供給路を形成する長方形の切欠部である。 109 provided on the front edge center of the spacer 108, a notch of the rectangular forming the specimen supply path. 111は測定電極105、対電極106、および検知電極107に酵素を含有する試薬を塗布することで形成された試薬層である、112はスペーサ108を覆うカバーである。 111 is a measurement electrode 105, counter electrode 106, and a reagent layer formed by coating a reagent containing the enzyme to the detection electrode 107, 112 is a cover for covering the spacer 108. 113はカバー112の中央部に設けられた空気孔である。 113 is air hole provided in a central portion of the cover 112. また、センサウエハーXは、基板101に電気伝導性層102を形成し、電気伝導性層102をスリット103a、103b、103c、103dで分割し複数のバイオセンサの電極である測定電極105、対電極106、検知電極107を形成した状態の基板である。 The sensor wafer X is an electrically conductive layer 102 is formed on the substrate 101, electrically conductive layer 102 slits 103a, 103b, 103c, the measuring electrode 105 is a plurality of electrodes of the biosensor is divided by 103d, the counter electrode 106 is a substrate of the state of forming a sensing electrode 107. また、個々のウェハーYは、センサウエハーXの、それぞれのバイオセンサごとの状態である。 Further, the individual wafer Y, the sensor wafer X, the state of each of the biosensor.
【0006】 [0006]
従来のバイオセンサについて、作成工程順に図を用いて説明する。 The conventional biosensor will be described with reference to FIGS creation order of steps. まず、帯状の基板101の表面全面に対して、電気伝導性層102を薄膜を形成する方法であるスパッタリング法で形成する。 First, the entire surface of the band-shaped substrate 101, an electrically conductive layer 102 is formed by the sputtering method is a method of forming a thin film.
【0007】 [0007]
次に、図5に示すように、基板101上に形成された電気伝導性層102の各個々のウェハーYが形成される領域に、レーザを用いてスリット103a、103b、103c、103dを形成し、測定電極105、対電極106および検知電極107に電気伝導性層102を分割し、複数のバイオセンサの電極を並べて形成していき、センサウェハーXを作成する。 Next, as shown in FIG. 5, the region where each individual wafer Y electrically conductive layer 102 formed on the substrate 101 are formed, the slits 103a, 103b, 103c, and 103d are formed by using a laser , measuring electrodes 105, divides the electrically conductive layer 102 to the counter electrode 106 and the sensing electrode 107, it will be formed by arranging a plurality of electrodes of the biosensor, to create a sensor wafer X.
【0008】 [0008]
次に、図6に示すように個々のウェハーYに、血糖値センサの場合は、酵素であるグルコースオキシターゼと電子受容体としてフェリシアン化カリウム等からなる試薬を塗布して試薬層111を形成する。 Then, the individual wafers Y as shown in FIG. 6, in the case of blood glucose sensor, the reagent consisting of potassium ferricyanide, etc. as glucose oxidase and an electron acceptor, the enzyme is applied to form a reagent layer 111. 次に測定電極105、対電極106および検知電極107の電極の上に検体供給路を形成するための切欠部109を有するスペーサ108を設置し、その上にカバー112を設置する。 Then the measuring electrode 105, established a spacer 108 having a notch 109 for forming a sample supply path on the electrode of the counter electrode 106 and the sensing electrode 107, placing the cover 112 thereon. ここで、スペーサ108の切欠部109の一端は、カバー112に設けられた空気孔113に通じている。 Here, one end of the notch 109 of the spacer 108 is communicated to the air hole 113 provided in the cover 112.
【0009】 [0009]
次に、上述した工程で作成された複数のバイオセンサを切断線110で切断して、個々のバイオセンサを作成する。 Then cut along line 110 a plurality of biosensors that are created by the above process, creating an individual biosensor.
検体を測定するには、血液等の検体である試料液をスペーサ108で形成された検体供給路に供給すると、空気孔113によって毛細管現象で一定量の検体が検体供給路内部に吸引され、対電極106、測定電極105、検知電極107上に達する。 To measure an analyte, upon supplying the sample liquid is a sample such as blood to the sample supply passage formed in the spacer 108, a certain amount of analyte in capillarity is sucked into the sample supply path by the air holes 113, pairs electrodes 106, measuring electrodes 105, it reaches the upper sensing electrode 107. 電極上に形成されている試薬層111は血液によって溶解し、試薬と検体との間に例えば酸化還元反応が生じ、測定電極105と対電極106との間に電気的変化が生じる。 Reagent layer 111 formed on the electrode is dissolved by the blood, resulting, for example, a redox reaction between the reagent and the specimen, the electrical change between the measuring electrode 105 and the counter electrode 106 caused. 同時に検体供給路内部に正しく検体が満たされていれば、測定電極105と検知電極107との間にも電気的変化が生じる。 If filled correctly specimen within the specimen supply path at the same time, electrical change between the measuring electrode 105 and the detection electrode 107 occurs. これを感知して、測定電極105、対電極106に電圧を印加すると、例えば血糖値センサであれば、グルコース濃度に比例した電流が発生し、その値より血糖値を測定することができる。 Senses this, measurement electrode 105, when a voltage is applied to the counter electrode 106, for example if the blood sugar level sensor, a current proportional to the glucose concentration occurs, it is possible to measure the blood sugar level than that value.
【0010】 [0010]
【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solve
しかしながら従来のバイオセンサにおいては、前記複数のバイオセンサを個々のバイオセンサに切断する場合に切断線110で切断できずに、切断線110からずれを生じる場合がある。 However, in the conventional biosensor, unable along line 110 when cutting a plurality of biosensors in particular biosensors, which may deviate from the cutting line 110. 図7(a)は正しく切断した場合の電極の状態を示している図である。 7 (a) is a diagram showing the electrode condition of when properly cut. 図7(b)は切断位置が切断線110から左にずれた場合の電極の状態を示している図である。 Figure 7 (b) is a diagram showing the state of the electrode when the cutting position is deviated from the cutting line 110 to the left. 図7(c)は切断位置が切断線110から右にずれた場合の電極の状態を示している図である。 FIG. 7 (c) is a diagram showing the state of the electrode when the cutting position is deviated from the cutting line 110 to the right. 個々のウェハーYの切断位置によって測定電極105および対電極106の面積は決定されるので、切断位置が切断線110からずれると、測定電極105および対電極106の面積に変化が生じ、それぞれの電極の抵抗値に変化が生じる。 Since the area of ​​the measuring electrode 105 and the counter electrode 106 by the cutting position of the individual wafer Y is determined, the cutting position is deviated from the cutting line 110, the change occurs in the area of ​​the measuring electrode 105 and counter electrode 106, each electrode It occurs change in the resistance value. そのため、電極に流れる電流値が変化してしまい、バイオセンサの精度にばらつきが生じてしまうという問題があった。 Therefore, end up with different value of the current flowing through the electrodes, there is a problem that variation occurs in the bio-sensor accuracy.
【0011】 [0011]
本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、基板を切断するときに電極の面積に影響を与えず、性能を一定に保てるバイオセンサを提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, without affecting the area of ​​the electrode when cutting the substrate, and an object thereof is to provide a biosensor capable of maintaining the performance constant.
【0012】 [0012]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
上記目的を達成するために、請求項1に記載のバイオセンサは、絶縁性基板の全面に形成された電気伝導性層を第1のスリットで分割し形成した複数の電極と、試料液と反応させる試薬からなる試薬層とを有し、前記試料液中に含まれる基質を定量するためのバイオセンサであって、 前記絶縁性基板の形状は、略矩形であり、前記基板の側方に位置する電極のうち少なくとも1つの電極に、前記絶縁性基板の切断線と略平行に延び、前記電気伝導性層を分割して前記電極の面積を規定する第2のスリットを、設けてなることを特徴とする。 To achieve the above object, biosensor of claim 1 includes a plurality of electrodes an electrically conductive layer formed on the entire surface of the insulating substrate is divided to form a first slit, a sample liquid reaction and a reagent layer consisting of reagents that, the substrate contained in the sample solution to a biosensor for quantifying the shape of the insulating substrate is generally rectangular, positioned to the side of the substrate at least one electrode of the electrodes, the substantially extends parallel to the cutting line of the insulating substrate, a second slit which defines the area of the electrode by dividing the electrically conductive layer, to become provided and features.
【0014】 [0014]
また、請求項に記載のバイオセンサは、請求項1に記載のバイオセンサにおいて、前記試料液を前記電極に供給する検体供給路を形成する切欠部を有するスペーサと、該スペーサ上に配置された、前記検体供給路に通じる空気孔を有するカバーとを備えることを特徴とする。 The biosensor of claim 2, in the biosensor of claim 1, and a spacer having a cutout portion for forming a sample supply path for supplying the sample solution to the electrode, is disposed on the spacer and, characterized in that it comprises a cover having an air hole communicating with the specimen supply path.
【0015】 [0015]
また、請求項に記載のバイオセンサは、請求項1 または2に記載のバイオセンサにおいて、前記電気伝導性層は前記絶縁性基板上にスパッタリング法によって形成されたものであることを特徴とする。 The biosensor of claim 3, in the biosensor according to claim 1 or 2, wherein said electrically conductive layer is one formed by sputtering on the insulating substrate .
【0016】 [0016]
また、請求項に記載のバイオセンサは、請求項1ないし請求項のいずれかに記載のバイオセンサにおいて、前記第1のスリットおよび第2のスリットは、電気伝導性層2をレーザで加工することで形成されたものであることを特徴とする。 The biosensor of claim 4, processed in the biosensor according to any one of claims 1 to 3, wherein the first slit and the second slit, an electrically conductive layer 2 with laser characterized in that it is one that is formed by.
【0017】 [0017]
【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
実施の形態1. The first embodiment.
本実施の形態1によるバイオセンサについて図を用いて説明する。 Biosensor according to the first embodiment will be described with reference to FIG.
図1は、本実施の形態1によるバイオセンサの電気伝導性層にスリットを形成した状態を示した平面図である。 Figure 1 is a plan view showing a state in which a slit is formed on the electrically conductive layer of the biosensor according to the first embodiment. 図2は、本実施の形態1によるバイオセンサの個々のウェハーを示した図である。 Figure 2 is a diagram showing the individual wafers of the biosensor according to the first embodiment. 図3は、本実施の形態1によるバイオセンサの作成工程を示した斜視図である。 Figure 3 is a perspective view illustrating the creation process biosensor according to the first embodiment. 図4は、本実施の形態1によるバイオセンサの電極の状態を示した平面図である。 Figure 4 is a plan view showing a state of the biosensor electrode according to the first embodiment.
【0018】 [0018]
1はポリエチレンテレフタレート等からなる絶縁性の基板である。 1 is an insulating substrate made of polyethylene terephthalate. 2は基板1の表面全面に形成された、例えば金やパラジウム等の貴金属やカーボン等の電気伝導性物質からなる電気伝導性層である。 2 was formed on the entire surface of the substrate 1, an electrically conductive layer made of electrically conductive material of the noble metal or carbon, for example gold or palladium. 3a、3b、3c、3dは電気伝導性層2に設けられた第1のスリットである。 3a, 3b, 3c, 3d is the first slit provided in electrically conductive layer 2. 5、6、7は電気伝導性層2を第1のスリット3a、3b、3c、3dにより分割することにより形成された電極であり、測定電極、対電極、および検体が検体供給内部に確実に吸引されたかを確認するための電極である検知電極である。 5, 6 and 7 electrically conductive layer 2 a first slit 3a, 3b, 3c, and an electrode formed by dividing a 3d, the measuring electrode, counter electrode, and a specimen securely inside the sample supply an electrode and a sensing electrode for confirming whether was aspirated. 10は、基板を切断する位置である切断線である。 10 is a cutting line is a position to cut the substrate. 4a、4bは、電極の面積を規定するための第2のスリットである。 4a, 4b is a second slit for defining the area of ​​the electrode. 8は、測定電極5、対電極6、検知電極7を覆うスペーサである。 8, the measurement electrodes 5, the counter electrode 6, a spacer for covering the detection electrode 7. 9はスペーサ8の前縁部中央に設けられた検体供給路を形成する長方形の切欠部である。 9 is a cutaway portion of the rectangle forming the specimen supply path provided on the front edge center of the spacer 8. 11は測定電極5、対電極6、および検知電極7に酵素を含有する試薬を塗布することで形成された試薬層である。 11 the measurement electrodes 5, counter electrode 6, and the detection electrode 7 is a reagent layer formed by coating a reagent containing an enzyme. 12はスペーサ8を覆うカバーである。 12 is a cover for covering the spacer 8. 13はカバー12の中央部に設けられた空気孔である。 13 is air hole provided in a central portion of the cover 12. また、センサウエハーRは、基板1に電気伝導性層2を形成し、電気伝導性層2を第1のスリット3a、3b、3c、3dおよび、第2のスリット4a、4bで分割し、複数のバイオセンサの電極である測定電極5、対電極6、検知電極7を形成した状態の基板である。 The sensor wafer R is an electrically conductive layer 2 is formed on the substrate 1, an electrically conductive layer 2 a first slit 3a, 3b, 3c, 3d and the second slits 4a, divided by 4b, a plurality measuring electrode 5 is an electrode of the biosensor, the counter electrode 6, a substrate in a state of forming a sensing electrode 7. また、個々のウェハーSは、センサウエハーRのそれぞれのバイオセンサごとの状態である。 Further, each wafer S are the respective states of each biosensor sensor wafer R.
【0019】 [0019]
本実施の形態1のバイオセンサについて作成工程順に説明する。 Described creation order of steps biosensor of the first embodiment.
まず、帯状の基板1の全面に、スパッタリング法によって金やパラジウム等の貴金属薄膜で、電気伝導性層2を形成する。 First, on the entire surface of the strip of the substrate 1, a noble metal thin film such as gold or palladium by sputtering, to form an electrically conductive layer 2.
次に、図1に示すように、基板1上に形成された電気伝導性層2の各個々のウェハーSが形成される領域に、レーザを用いて第1のスリット3a、3b、3c、3dを形成し、電気伝導性層2を測定電極5、対電極6および検知電極7に分割する。 Next, as shown in FIG. 1, the region where each individual wafer S of the electrical conductive layer 2 formed on the substrate 1 is formed, the first slit 3a with a laser, 3b, 3c, 3d It is formed and divides the electrically conductive layer 2 to the measuring electrode 5, counter electrode 6 and detecting electrode 7. さらに、第1のスリット3aの右側に第2のスリット4aを、第1のスリット3bの左側に第2のスリット4bを、切断後のそれぞれのバイオセンサの長辺に平行であり、測定電極5と対電極6との面積が所定の面積となるような位置に、レーザを用いて形成し、複数の個々のウェハーSを形成する。 Moreover, the second slit 4a on the right side of the first slit 3a, the second slit 4b on the left side of the first slit 3b, are parallel to the long side of each of the biosensor after cutting, the measuring electrode 5 and a position area such that a predetermined area of ​​the counter electrode 6, formed using a laser, to form a plurality of individual wafer S. 図2(a)に個々のウェハーSの平面図を示す。 Figure 2 (a) shows a plan view of an individual wafer S. また、図2(b)に個々のウェハーSの正面図を示す。 Also, FIG. 2 (b) shows a front view of the individual wafer S.
【0020】 [0020]
なお、第1のスリット3a、3b、3c、3dおよび第2のスリット4a、4bを有する電気伝導性層2を形成するために必要なパターンが予め配置された印刷版やマスキング版などを用いたスクリーン印刷法やスパッタリング法などによって基板1上に電気伝導性層2を設けて第1のスリット3a、3b、3c、3dおよび第2のスリット4a、4bを形成してもよい。 The first slit 3a, was used 3b, 3c, 3d and the second slit 4a, the pattern required to form the electrically conductive layer 2 having 4b is a like previously placed printing plate and a masking plate the first slit 3a and the electrically conductive layer 2 on the substrate 1 provided by screen printing method or a sputtering method, 3b, 3c, 3d and second slits 4a, may be formed 4b.
【0021】 [0021]
なお、第1のスリット3a、3b、3c、3dおよび第2のスリット4a、4bを電気伝導性層2に設ける方法として、鋭利な先端を有する治具等により、電気伝導性層2の一部分を削ってもよい。 The first slit 3a, 3b, 3c, 3d and second slits 4a, as a method of providing a 4b to electrically conductive layer 2, a jig or the like having a sharp tip, a portion of the electrically conductive layer 2 it may be cut.
【0022】 [0022]
次に、図3に示すように、個々のウェハーSに、血糖値センサの場合は、酵素であるグルコースオキシターゼと電子受容体としてフェリシアン化カリウム等からなる試薬を、電極である測定電極5、対電極6、検知電極7に塗布して、試薬層11を形成する。 Next, as shown in FIG. 3, the individual wafer S, in the case of blood glucose sensor, the reagent consisting of potassium ferricyanide, etc. as glucose oxidase and an electron acceptor is an enzyme, the measuring electrode 5 is an electrode, a counter electrode 6, is applied to the detection electrode 7, to form the reagent layer 11.
【0023】 [0023]
次に、測定電極5、対電極6および検知電極7の電極の上に検体供給路を形成するための切欠部9を有するスペーサ8を設置する。 Next, the measurement electrodes 5, installing a spacer 8 having a notch 9 for forming a sample supply path on the counter electrode 6 and detecting electrode 7 electrode.
次に、スペーサ8の上にカバー12を設置する。 Then, placing the cover 12 on the spacer 8. ここで、スペーサ8の切欠部9の一端は、カバー12に設けられた空気孔13に通じている。 Here, one end of the notch 9 of the spacer 8 are in communication with air hole 13 provided in the cover 12.
【0024】 [0024]
なお、測定電極5、対電極6および検知電極7の電極上にスペーサ8を形成した後に、測定電極5、対電極6および検知電極7の切欠部9から露出している部分に試薬を塗布することにより試薬層11を形成してもよい。 The measurement electrodes 5, after forming the spacers 8 on the electrode of the counter electrode 6 and detecting electrode 7, the measuring electrode 5 is coated with a reagent portion exposed from the notch 9 of the counter electrode 6 and detecting electrode 7 it may form a reagent layer 11 by.
【0025】 [0025]
次に、上述した工程で作成された複数のバイオセンサを切断線10で切断して、個々のバイオセンサを作成する。 Then, by cutting the plurality of biosensors that are created by the above process along line 10, create individual biosensors.
ここで、切断位置が切断線10から左にずれた場合の電極の状態を図4(a)に、切断位置が切断線10から右にずれた場合の電極の状態を図4(b)に示している。 Here, in FIGS. 4 (a) the state of the electrode when the cutting position is deviated from the cutting line 10 to the left, the state of the electrode when the cutting position is deviated from the cutting line 10 to the right in FIG. 4 (b) shows. 右にずれた場合でも左にずれた場合でも、すでに、第1のスリットと第2のスリットで、測定電極5および対電極6の面積は規定されているので、隣り合うバイオセンサの第2のスリット4aおよび4b間で切断しさえすれば、図4に示すように、測定電極5および対電極6の面積は、図2(a)に示す、切断線10で切断した場合の電極の面積と同一である。 Even when shifted to the left, even if shifted to the right, already at the first slit and the second slit, the area of ​​the measuring electrode 5 and counter electrode 6 because it is defined, a second biosensor adjacent only needs to cut across the slits 4a and 4b, as shown in FIG. 4, the area of ​​the measuring electrode 5 and counter electrode 6 are shown in FIG. 2 (a), the area of ​​the electrode in the case of cutting along a cutting line 10 it is the same.
【0026】 [0026]
なお、検体の測定においては、測定電極5の面積や反応に依存するところが大きいので、第2のスリット4bはなくても、測定電極5の面積を規定する第2のスリット4aだけでもよい。 In the measurement of the sample, since largely depends on the area or the reaction of the measurement electrodes 5, even without the second slit 4b, it may be only the second slit 4a which defines the area of ​​the measuring electrode 5.
【0027】 [0027]
検体を測定するには、検体である試料液として血液をスペーサ8の切欠部9で形成された検体供給路に供給すると、空気孔13によって毛細管現象で一定量の検体が検体供給路内部に吸引され、対電極6、測定電極5、検知電極7上に達する。 To measure an analyte, when blood is supplied to the sample supply path which is formed by the notch 9 of the spacer 8 as a sample solution in which the sample suction certain amount of analyte in the capillary action by the air holes 13 inside the sample supply channel is, counter electrode 6, the measurement electrodes 5, reaches the upper sensing electrode 7. 電極上に形成されている試薬層11が、検体である血液で溶解し、試薬と検体中の特定成分との間に酸化還元反応が生じる。 Reagent layer 11 formed on the electrode is dissolved in the blood is a sample, the redox reaction occurs between the specific component in the reagent and the specimen. ここで検体供給路内部に正しく検体が満たされていれば、対電極6と検知電極7との間に電気的変化が生じる。 Here if correctly sample is filled within the sample supply passage, an electrical change between the counter electrode 6 and the detection electrode 7 is produced. これによって検知電極7まで検体が吸引されていることを確認する。 This analyte to the detection electrode 7 is to make sure that it is sucked. なお、測定電極5と検知電極7との間にも電気的変化が生じるので、これによって検知電極7まで検体が吸引されていることを確認しても良い。 Since electrical change between the measuring electrode 5 and the detection electrode 7 is caused, whereby it may be confirmed that the sample to the detection electrode 7 is sucked. 検知電極7まで検体が吸引されてから、一定時間、検体と試薬との反応を促進させた後、測定電極5と、対電極6もしくは対電極6および検知電極7の両方に一定の電圧を印加する。 Applied from the sample is aspirated to the detection electrode 7, fixed time, after promoting the reaction between the sample and a reagent, the measuring electrode 5, both the counter electrode 6 or the counter electrode 6 and detecting electrode 7 a constant voltage to. 血糖値センサなので、グルコース濃度に比例した電流が発生し、その値より血糖値を測定することができる。 Because blood glucose sensor, a current proportional to the glucose concentration occurs, it is possible to measure the blood sugar level than that value.
【0028】 [0028]
なお、本実施の形態1では、血糖値センサについて述べたが、試薬層11の成分および検体を変えることで、血糖値センサ以外のバイオセンサとして使用できる。 In the first embodiment, it has been described blood sugar level sensor, by varying the components and analyte reagent layer 11 can be used as bio-sensors other than blood glucose sensor.
また、本実施の形態1では電極が3つあるバイオセンサについて述べたが、電極の数がそれ以外の場合でも電極の面積が第2のスリットで規定されるようにすればよい。 Although in the first embodiment the electrode has been described threefold biosensor may be such that the number of electrodes is the area of ​​the electrode even if otherwise defined by the second slit.
【0029】 [0029]
また、少なくとも、測定精度に大きく影響を及ぼす測定電極の面積が第2のスリットで規定されるようにすればよい。 At least, the area of ​​the great influence the measuring electrode in the measurement accuracy may be as specified in the second slit.
また、第2のスリットの位置は、電極の面積が規定できるものであれば、この位置に限定されるものではない。 The position of the second slits, as long as the area of ​​the electrode can be defined, but is not limited to this position.
また、バイオセンサの形状は、本実施の形態1によるバイオセンサの形状以外でもよく、第2のスリットで電極の面積を規定できればよい。 The shape of the biosensor may be other than the shape of the biosensor according to the first embodiment, it is sufficient define the area of ​​the electrode in the second slit.
【0030】 [0030]
このように、本実施の形態1によるバイオセンサにおいて、それぞれの電極の面積は、バイオセンサの長辺に平行に二本ある第2のスリットで規定されることとしたので、予め各電極の面積は、第2のスリットによって規定されており、切断位置によって各電極の面積が変化することがなく、精度にばらつきが出ないという効果を有する。 Thus, in the biosensor according to the first embodiment, the area of ​​each electrode, so it was decided to be defined by a second slit in two parallel to the long sides of the biosensor, the area of ​​pre each electrode has the effect that the second is defined by a slit, without changing the area of ​​each electrode by the cutting position, not out variations in accuracy. また、試料液と反応させる試薬で形成された試薬層と、前記試料液を前記電極に供給する検体供給路を形成する切欠部を有するスペーサと、前記スペーサ上に配置された、前記検体供給路に通じる空気孔を有するカバーとを備えたので、前記試料液が容易に前記検体供給路に吸引されることが可能であるという効果を有する。 Further, a reagent layer formed of a reagent reacting with the liquid sample, and a spacer having a cutout portion for forming a sample supply path for supplying the sample solution to the electrode, which is disposed on the spacer, the specimen supply path since a cover having an air hole communicating with, has an effect that it is possible that the sample liquid is easily attracted to the specimen supply path. 電気伝導性層は絶縁体基板の全面にスパッタリング法によって形成され、第1のスリットで複数の電極に分割されることとしたので高精度の電極を作成でき、測定の精度が上がるという効果を有する。 Electrically conductive layer is formed by sputtering on the entire surface of the insulating substrate, so it was decided to be divided into a plurality of electrodes in the first slit to create a highly accurate electrodes, has the effect that the accuracy of the measurement is improved . また、第1のスリットおよび第2のスリットをレーザで形成することとしたので、精度の高い加工ができ、各電極の面積を高精度に規定することができ、また、各電極の間隔を狭くできるのでバイオセンサの小型化を図ることができるという効果を有する。 Also, since the forming a first slit and a second slit in the laser, precise machining can be, it is possible to define the area of ​​each electrode with high accuracy, also reduce the distance of each electrode It has the effect that it is possible to reduce the size of the biosensor so can.
【0031】 [0031]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
以上説明したように、本発明の請求項1に記載のバイオセンサによれば、絶縁性基板の全面に形成された電気伝導性層を第1のスリットで分割し形成した複数の電極と、試料液と反応させる試薬からなる試薬層とを有し、前記試料液中に含まれる基質を定量するためのバイオセンサであって、 前記絶縁性基板の形状は、略矩形であり、前記基板の側方に位置する電極のうち少なくとも1つの電極に、前記絶縁性基板の切断線と略平行に延び、前記電気伝導性層を分割して前記電極の面積を規定する第2のスリットを、設けてなることとしたので、前記基板を切断するときに、予め各電極の面積は、第2のスリットによって規定されているので、切断位置によって各電極の面積が変化することがなく、精度にばらつきが出ないという効果を有す As described above, according to the biosensor of claim 1 of the present invention, a plurality of electrodes an electrically conductive layer formed on the entire surface of the insulating substrate is divided to form the first slit, the sample and a reagent layer consisting of reagents to be reacted with the liquid, a biosensor for quantifying a substrate contained in the sample solution, the shape of the insulating substrate is generally rectangular, the side of the substrate at least one electrode of the electrodes located towards the extending substantially parallel to the cutting line of the insulating substrate, a second slit which defines the area of the electrode by dividing the electrically conductive layer, provided since a was made, when cutting the substrate, the area of ​​pre respective electrodes, since it is defined by a second slit, without changing the area of ​​each electrode by the cutting position, a variation in accuracy have a effect of not out .
【0033】 [0033]
また、本発明の請求項に記載のバイオセンサによれば、請求項1に記載のバイオセンサにおいて、前記試料液を前記電極に供給する検体供給路を形成する切欠部を有するスペーサと、該スペーサ上に配置された、前記検体供給路に通じる空気孔を有するカバーとを備えることとしたので、試料液が容易に前記検体供給路に吸引されることが可能であるという効果を有する。 Further, according to the biosensor of claim 2 of the present invention, in the biosensor of claim 1, and a spacer having a cutout portion for forming a sample supply path for supplying the sample solution to the electrode, the disposed on the spacer, so it was decided to include a cover having an air hole communicating with the specimen supply path has the effect that it is possible to sample liquid is easily attracted to the specimen supply path.
【0034】 [0034]
また、本発明の請求項に記載のバイオセンサによれば、請求項1 または2に記載のバイオセンサにおいて、前記電気伝導性層は前記絶縁性基板上にスパッタリング法によって形成されたものであることとしたので、精度が高い薄膜が形成でき、高精度の電極を作成でき、測定の精度が上がるという効果を有する。 Further, according to the biosensor of claim 3 of the present invention, in the biosensor according to claim 1 or 2, wherein the electrically conductive layer is one formed by sputtering on the insulating substrate it and was so accuracy can be formed thin film having high, an effect that can create highly accurate electrodes, increases the accuracy of the measurement.
【0035】 [0035]
また、本発明の請求項に記載のバイオセンサによれば、請求項1ないし請求項のいずれかに記載のバイオセンサにおいて、前記第1のスリットおよび第2のスリットは、電気伝導性層2をレーザで加工することで形成されたものであることとしたので、精度の高い加工ができ、各電極の面積を高精度に規定することができるという効果を有する。 Further, according to the biosensor of claim 4 of the present invention, in the biosensor according to any one of claims 1 to 3, wherein the first slit and the second slit, an electrically conductive layer since 2 was that one formed by processing with a laser, high-precision machining can have an effect that it is possible to define the area of ​​each electrode with high precision. また、各電極の間隔を狭くできるのでバイオセンサの小型化を図ることができるという効果を有する。 Further, an effect that can be miniaturized biosensor because the distance between the electrodes can be narrowed.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】本実施の形態1によるバイオセンサの電気伝導性層にスリットを形成した状態を示した平面図である。 It is a plan view showing a state in which a slit is formed on the electrically conductive layer of the biosensor according to Figure 1 the first embodiment.
【図2】本実施の形態1によるバイオセンサの個々のウェハーを示した図である。 Is a diagram showing the individual wafer biosensor according Figure 2 the first embodiment.
【図3】本実施の形態1によるバイオセンサの作成工程を示した斜視図である。 Is a perspective view illustrating the creation process biosensor according Figure 3 embodiment 1.
【図4】本実施の形態1によるバイオセンサの電極の状態を示した平面図である。 Is a plan view showing a state of the biosensor electrode due to [4] Embodiment 1 of the present embodiment.
【図5】従来のバイオセンサの電気伝導性層にスリットを形成した状態を示す平面図である。 5 is a plan view showing a state in which a slit is formed on the electrically conductive layer of the conventional biosensor.
【図6】従来のバイオセンサの作成工程を示した斜視図である。 6 is a perspective view showing a forming process of a conventional biosensor.
【図7】従来のバイオセンサの電極の状態を示した平面図である。 7 is a plan view showing a state of a conventional biosensor electrode.
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
1 基板2 電気伝導性層3a 第1のスリット3b 第1のスリット3c 第1のスリット3d 第1のスリット4a 第2のスリット4b 第2のスリット5 測定電極6 対電極7 検知電極8 スペーサ9 切欠部10 切断線11 試薬層12 カバー13 空気孔R センサウエハーS 個々のウェハー101 基板102 電気伝導性層103a スリット103b スリット103c スリット103d スリット105 測定電極106 対電極107 検知電極108 スペーサ109 切欠部110 切断線111 試薬層112 カバー113 空気孔X センサウエハーY 個々のウェハー 1 substrate 2 electrically conductive layer 3a first slit 3b first slit 3c first slit 3d first slit 4a second slits 4b second slits 5 measuring electrode 6 counter electrode 7 detecting electrode 8 spacer 9 notches part 10 cutting line 11 reagent layer 12 cover 13 air hole R sensor wafer S individual wafer 101 substrate 102 electrically conductive layer 103a slit 103b slit 103c slit 103d slit 105 measuring electrode 106 counter electrode 107 sensing electrode 108 spacer 109 notch 110 cut line 111 reagent layer 112 covers 113 air holes X sensor wafer Y each wafer

Claims (4)

  1. 絶縁性基板の全面に形成された電気伝導性層を第1のスリットで分割し形成した複数の電極と、試料液と反応させる試薬からなる試薬層とを有し、前記試料液中に含まれる基質を定量するためのバイオセンサであって、 Includes a plurality of electrodes in which the electrically conductive layer formed on the entire surface of the insulating substrate is divided by the first slit form, a reagent layer comprising a reagent reacting with the sample liquid, contained in the sample solution a biosensor for quantifying a substrate,
    前記絶縁性基板の形状は、略矩形であり、 The shape of the insulating substrate is substantially rectangular,
    前記基板の側方に位置する電極のうち少なくとも1つの電極に、前記絶縁性基板の切断線と略平行に延び、前記電気伝導性層を分割して前記電極の面積を規定する第2のスリットを、設けてなる、 At least one electrode of the electrodes located on the side of the substrate, extending substantially parallel to the cutting line of the insulating substrate, a second slit which defines the area of the electrode by dividing the electrically conductive layer a, formed by providing,
    ことを特徴とするバイオセンサ。 Biosensor characterized in that.
  2. 請求項1に記載のバイオセンサにおいて、 In the biosensor of claim 1,
    前記試料液を前記電極に供給する検体供給路を形成する切欠部を有するスペーサと、 A spacer having a cutout portion for forming a sample supply path for supplying the sample solution to the electrode,
    該スペーサ上に配置された、前記検体供給路に通じる空気孔を有するカバーとを備える、 Disposed on said spacer, and a cover having an air hole communicating with the specimen supply path,
    ことを特徴とするバイオセンサ。 Biosensor characterized in that.
  3. 請求項1 または2に記載のバイオセンサにおいて、 In the bio-sensor according to claim 1 or 2,
    前記電気伝導性層は前記絶縁性基板上にスパッタリング法によって形成されたものである、 The electrically conductive layer is one formed by sputtering on the insulating substrate,
    ことを特徴とするバイオセンサ。 Biosensor characterized in that.
  4. 請求項1ないし請求項のいずれかに記載のバイオセンサにおいて、 In biosensor according to any one of claims 1 to 3,
    前記第1のスリットおよび第2のスリットは、前記電気伝導性層をレーザで加工することで形成されたものである、 The first slit and the second slit, and is formed by processing the electroconductive layer with a laser,
    ことを特徴とするバイオセンサ。 Biosensor characterized in that.
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