JP4385208B2

JP4385208B2 - Analytical tool and manufacturing method thereof

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Publication number: JP4385208B2
Application number: JP2003175249A
Authority: JP
Inventors: 大造小林
Original assignee: Arkray Inc
Current assignee: Arkray Inc
Priority date: 2003-06-19
Filing date: 2003-06-19
Publication date: 2009-12-16
Anticipated expiration: 2023-06-19
Also published as: JP2005010045A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、試料（たとえば血液や尿などの生化学的試料）における特定成分（たとえばグルコース、コレステロールあるいは乳酸）を分析する際に使用される分析用具、およびその製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
血液中のグルコース濃度を測定する場合、簡易な手法として、使い捨てとして構成されたグルコースセンサを利用する方法が採用されている（たとえば特許文献１参照）。グルコースセンサとしては、たとえば図１２ないし図１４に示したグルコースセンサ９のように、血糖値の演算に必要な応答電流値を、作用極９０および対極９１を利用して測定できるように構成されたものがある。このグルコースセンサ９は、キャピラリ９２において生じる毛細管力により血液を移動させ、血液と試薬とを反応させたときの電子授受量を応答電流値として測定できるように構成されたものである。試薬は、撥水性の高い絶縁膜９３の開口部９４において、多孔質固体状の試薬部９５として基板９６に保持されている。キャピラリ９２は、基板９６上に、スリット９７ａが形成されたスペーサ９７を介して、カバー９８を積層することにより形成されている。
【０００３】
【特許文献１】
特公平８−１０２０８号公報
【０００４】
グルコースセンサ９は、次のようにして製造することができる。まず、図１５から予想できるように、集合基板９６Ａ上に作用極９０Ａ、対極９１Ａ、絶縁膜９３Ａおよび試薬部９５Ａの組を複数形成する。次いで、集合基板９６Ａに対して、両面テープ９７Ａを介してカバー板９８Ａを積層して中間体を形成する。両面テープ９７Ａとしては、予め複数のスリット９７Ａａが形成されたものが用いられる。各スリット９７Ａａの幅寸法Ｗ′は、試薬部９５Ａ（開口部９４Ａ）の幅寸法Ｗ″よりも大きく設定される。これは、試薬部９５Ａを必要以上に大きくすると、図１２ないし図１４に示したグルコースセンサ９において、基板９６とスペーサ９７との接合部分に試薬部９５が介在し、血液を導入したときに接合部分に血液が染み出す場合があるからである。最後に、中間体を切断することにより、図１２ないし図１４に示したようなグルコースセンサ９が形成される。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
このような製造方法においては、両面テープ９７Ａの位置合わせが不適切な状態で集合基板９６Ａに対してカバー体９８Ａが接合されてしまうと、図１６に示したようにスリット９７ａの位置が目的部位からずれてしまい、キャピラリ９２の内部においては、絶縁膜９３が幅広く露出した部分が存在することとなる。このようなグルコースセンサ９では、絶縁膜９３の部分において血液が移動しにくいのに対して、血液が試薬部９５を積極的に移動しようとする。その結果、図１７に示したように血液Ｂが絶縁膜９３の部分を徐々に移動し、キャピラリ９２の内部が血液で満たされるまでに時間がかかることがある。
【０００６】
ところで、キャピラリ９２における血液Ｂの移動速度（血液に作用する吸引力）は、カバー９８の表面の濡れ性や試薬部９５の溶解性に依存する。カバー９８の濡れ性や試薬部９５の溶解性は、通常、経時的あるいは温度依存的に低下する。その一方、図１３に良く表れているように基板９６の表面においては、絶縁膜９３に開口部９４が形成されていることよって、段差９９が生じる。そのため、図１７および図１８（ａ）に示したように、キャピラリ９２に導入された血液Ｂは、キャピラリ９２を移動する過程において段差９９において停止することがある。このような現象は、キャピラリ９２における吸引力の低下、すなわちカバー９８の濡れ性や試薬部９５（図１２ないし図１４）の溶解性の低下に伴って生じやすくなる。
【０００７】
段差９９において移動が停止した血液Ｂは、その状態のまま進行を停止することもあるが、図１８（ａ）および図１８（ｂ）に示したように徐々に血液Ｂが移動し、あるいは血液Ｂが突然大きく移動してしまうことがある。血液Ｂの再移動現象が生じた場合、作用極９０や対極９１の周りに存在する電子伝達物質の量（濃度）が急激に変わるため、その場合には、図１９に仮想線で示したように、測定される応答電流値が突然に大きくなってしまう。また、血液Ｂの再移動現象は、血糖値を測定する度に生じるわけではなく、血液Ｂの移動現象が生じるタイミングもグルコースセンサ９毎に一様でない。したがって、血液Ｂの再移動現象が生じ得るグルコースセンサ９では、測定ごとの応答電流値の測定再現性、ひいては演算される血糖値の再現性が悪くなってしまう。
【０００８】
本発明は、このような事情のもとに考え出されたものであって、試料を移動させるための流路を備えた分析用具において、試料を安定して供給できるようにし、試料分析の再現性を向上させることを課題としている。
【０００９】
【発明の開示】
本発明では、上記した課題を解決するために次の技術的手段を講じている。すなわち、本発明の第１の側面により提供される分析用具は、流路において試料を移動させるように構成された分析用具であって、基板と、この基板に設けられた第１および第２電極と、第１開口部を有し、かつ上記基板、上記第１電極および第２電極の各一部を、上記第１開口部を介して露出させた状態で上記第１および第２電極を覆う絶縁膜と、上記第１開口部に保持された試薬部と、を備えた分析用具において、上記絶縁膜は、上記第１開口部に対して、上記試料の移動方向に交差する交差方向の両側に隣接して設けられ、かつ上記絶縁膜を貫通する一対の第３開口部をさらに有していることを特徴としている。好ましくは、上記絶縁膜は、上記第１開口部における上記試料の移動方向終端において上記第１開口部に繋がり、かつ、上記交差方向に離れて設けられた一対の第２開口部をさらに有している。
【００１０】
第３開口部は、たとえば移動方向に延びるスリットとして形成される。
【００１１】
絶縁膜は、たとえば基板、第１電極、および第２電極のうちの少なくとも１つよりも撥水性が高いものとして形成される。試薬部は、流路に試料が供給されたときに溶解する多孔質固体状に形成するのが好ましい。流路は、たとえば毛細管力により試料を移動させるように構成される。
【００１２】
本発明の第２の側面においては、流路において試料を移動させるように構成された分析用具を製造する方法において、板材の表面に第１および第２電極を形成する工程と、上記板材を覆うように絶縁膜を形成する工程であって、上記絶縁膜を、上記第１電極および第２電極の各一部を露出させる第１開口部、および上記第１開口部に対して試料の移動方向と交差する交差方向の両側に隣接し、かつ上記絶縁膜を貫通する一対の第３開口部を備えたものとして形成する絶縁膜形成工程と、上記第１開口部に試薬部を形成する工程と、上記板材と中間材とを接合する工程であって、上記中間材として、上記第１開口部における上記交差方向の寸法よりも大きな間隔を隔てて上記交差方向において互いに対向する一対の対向面を有するものを用い、かつ上記一対の対向面の間に上記試薬部を位置合わせして行われる工程と、上記中間材とカバー材とを接合する工程と、を含むことを特徴とする、分析用具の製造方法が提供される。好ましくは、上記絶縁膜形成工程においては、上記絶縁膜を、上記第１開口部における上記試料の移動方向終端において上記第１開口部に繋がり、かつ、上記交差方向に離れて設けられた一対の第２開口部をさらに備えたものとして形成する。
【００１３】
絶縁膜は、基板、第１電極、および第２電極よりも撥水性が高いものとして形成するのが好ましい。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好ましい実施の形態について、図面を参照しつつ具体的に説明する。
【００１５】
図１および図３に示したグルコースセンサＸは、使い捨てとして構成されたものであり、濃度測定装置（図示略）に装着して血糖値を測定するために使用するものである。このグルコースセンサＸは、長矩形状の基板１に対して、スペーサ２を介してカバー３を積層した形態を有している。グルコースセンサＸにおいては、各要素１〜３により、基板１の長手方向に延びるキャピラリ４が規定されている。キャピラリ４は、導入口４０から導入された血液を、毛細管現象を利用して基板１の長手方向（図中のＮ１方向）に移動させ、導入された血液を保持するためのものである。
【００１６】
スペーサ２は、基板１の上面１０からカバー３の下面３０までの距離、すなわちキャピラリ４の高さ寸法を規定するためのものであり、たとえば両面テープにより構成されている。このスペーサ２には、先端部が開放したスリット２０が形成されている。スリット２０は、キャピラリ４の幅寸法を規定するためのものであり、スリット２０における先端の開放部分は、キャピラリ４の内部に血液を導入するための導入口４０を構成している。スリット２０は、基板１の短手方向（Ｎ３，Ｎ４）に間隔を隔てて対面した一対の対向面２０ａを有している。
【００１７】
カバー３には、排気口３１が形成されている。排気口３１は、キャピラリ４の内部の気体を外部に排気するためのものである。カバー３は、キャピラリ４を臨む面の親水性が高いものとなっている。このようなカバー３は、たとえばカバー３の全体をビニロンや高結晶化ＰＶＡなどの濡れ性の高い材料により形成し、あるいはキャピラリ４を臨む面に親水処理を施すことにより形成されている。親水処理は、たとえば紫外線を照射することにより、あるいはレシチンなどの界面活性剤を塗布することにより行われる。
【００１８】
図２および図３によく表れているように、基板１は、たとえばＰＥＴなどの絶縁樹脂材料により形成されており、その上面１０に、作用極１１、対極１２、絶縁膜１３、および試薬部１４が形成されたものである。作用極１１および対極１２は、全体として基板１の長手方向（図中のＮ１，Ｎ２方向）に延びているとともに、端部１１ａ，１２ａが基板１の短手方向（図中のＮ３，Ｎ４方向）に延びている。一方、作用極１１および対極１２の端部１１ｂ，１２ｂは、濃度測定装置（図示略）に設けられた端子に接触させるための端子部を構成している。作用極１１および対極１２は、たとえば導電性カーボンインクを用いたスクリーン印刷により形成することができる。
【００１９】
絶縁膜１３は、基板１の表面や作用極１１および対極１２に比べて疎水性が高く、その表面での接触角が、たとえば１００〜１２０度となるように形成されている。このような絶縁膜１３は、たとえば撥水性の高い材料を含んだインクを塗布した後に乾燥させることにより、あるいは撥水剤を含む紫外線硬化樹脂を硬化させることにより形成することができる。図２および図４に良く表れているように、絶縁膜１３は、作用極１１および対極１２の端部１１ａ，１２ａ，１１ｂ，１２ｂが露出するようにして作用極１１および対極１２の大部分を覆っている。この絶縁膜１３は、第１開口部１５ａ、一対の第２開口部１５ｂおよび一対の第３開口部１５ｃを有している。
【００２０】
第１開口部１５ａは、試薬部１４を形成するための領域を規定するものであり、基板１の長手方向（図中のＮ１，Ｎ２方向）に延びる矩形状に形成されている。この第１開口部１５ａは、作用極１１および対極１２の端部１１ａ，１２ａを露出させており、その幅寸法Ｗ１は、スペーサ２におけるスリット２０の対向面２０ａの間隔Ｗ２に比べて小さくされている。
【００２１】
一対の第２開口部１５ｂは、その間に第１開口部１５ａの終端としてのストッパ部１６を介在させた状態で存在するとともに、第１開口部１５ａに繋がっている。これらの第２開口部１５ｂは、第１開口部１５ａに対して、基板１の短手方向（図中のＮ３，Ｎ４方向）にオフセットした部分を有している。ストッパ部１６の縁１６ａは、カバー３の排気口３１の縁３１ａよりも導入口４０側に位置している。ストッパ部１６の縁１６ａの寸法は、たとえば第１開口部１５ａにおける短手方向（図中のＮ３，Ｎ４方向）の寸法の６０〜９５％に長さに設定されている。
【００２２】
第３開口部１５ｃは、第１開口部１５ａに対して短手方向（図中のＮ３，Ｎ４方向）に隣接した部位において、基板１の長手方向（図中のＮ１，Ｎ２方向）に延びるスリット状に形成されている。この第３開口部１５ｃは、作用極１１、対極１２および基板１の一部を露出させている。したがって、第３開口部１５ｃの内部には、絶縁膜１３よりも親水性の高い領域が規定されている。図示した例では、一対の第３開口部１５ｃは、双方ともにキャピラリ４の内部を臨んでいる。
【００２３】
試薬部１４は、絶縁膜１３の第１開口部１５ａにおいて、作用極１１および対極１２の端部１１ａ，１２ａどうしを橋渡すようにして設けられており、たとえば電子伝達物質および相対的に少量の酸化還元酵素を含んでいる。この試薬部１４は、血液に対して容易に溶解する多孔質の固体状に形成されている。したがって、キャピラリ４に血液を導入した場合には、試薬部１４の作用によって基板１の表面に沿って血液が移動しやすく、またキャピラリ４の内部には、電子伝達物質、酸化還元酵素およびグルコースを含む液相反応系が構築される。
【００２４】
酸化還元酵素としては、たとえばＧＯＤやＧＤＨを用いることができ、典型的にはＰＱＱＧＤＨが使用される。電子伝達物質としては、たとえばルテニウム錯体や鉄錯体を使用することができ、典型的には[Ｒｕ(ＮＨ₃)₆]Ｃｌ₃やＫ₃[Ｆｅ(ＣＮ)₆]を使用することができる。
【００２５】
試薬部１４は、たとえば電子伝達物質および酸化還元酵素を含んだ材料液を第１開口部１５ａに分注した後、材料液を乾燥させることにより形成することができる。第１開口部１５ａに材料液を分注した場合には、第１開口部１５ａにおける基板１の短手方向（図中のＮ３，Ｎ４方向）の両縁およびストッパ部１６の縁１６ａにおいて、材料液が広がってしまうことが抑制される。したがって、第１開口部１５ａに対しては、選択的に材料液を分注することができるため、第１開口部１５ａに対して選択的に試薬部１４を形成することができる。
【００２６】
以上に説明したグルコースセンサＸは、次のようにして製造することができる。
【００２７】
まず、図５に示したように、集合基板５に設定された複数のセンサ形成領域５０に対して、センサ形成領域５０ごとに、作用極５１および対極５２を形成する。作用極５１および対極５２は、たとえばカーボンペーストを用いたスクリーン印刷により複数のセンサ形成領域５０に対して一括して形成することができる。
【００２８】
次いで、図６および図７に示したように、集合基板５上に絶縁膜５３を形成する。絶縁膜５３は、グルコースセンサＸの第１ないし第３開口部１５ａ〜１５ｃ（図４参照）に対応する第１ないし第３開口部５５ａ〜５５ｃ、およびアイランド部５６を有したものとし、かつ作用極５１および対極５２の端部５１ａ，５１ｂ，５２ａ，５２ｂを露出させた状態で形成される。このような絶縁膜５３は、まず撥水性の高い材料を含むインクを用いたスクリーン印刷により形成することができる。絶縁膜５３は、感光性樹脂材料を用いたフォトリソグラフィにより形成することもできる。
【００２９】
続いて、図８に示したように、絶縁膜５３の各第１開口部５５ａに試薬部５４を形成する。試薬部５４は、酸化還元酵素および電子伝達物質を含む材料液を、第１開口部５５ａに分注した後に材料液を乾燥させることにより形成することができる。第１開口部５５ａに材料液を分注した場合には、アイランド部５６の縁５６ａにより、材料液が図中の矢印Ｎ１方向に広がることが抑制され、材料液を第２開口部５５ｂに流れ込ませることなく、第１開口部５５ａに対して選択的に材料液を塗布することが可能となる。
【００３０】
続いて、図９および図１０に示したように、両面テープ６を介在させた状態で、集合基板５に対してカバー板７を積層して中間体８を形成する。両面テープ６には、スリット２０（図２参照）となるべき複数の開口部６０が、Ｎ１，Ｎ２方向に延びるように予め形成されている。したがって、両面テープ６は、開口部６０を第１および第２開口部５５ａ，５５ｂに位置合わせした状態で集合基板５およびカバー板７の間に介在させられる。一方、カバー板７には、グルコースセンサＸの排気口３１となるべき複数の貫通孔７０が予め形成されている。
【００３１】
ここで、図示した両面テープ６の開口部６０では、図１１（ａ）に示したようにＮ３，Ｎ４方向の寸法Ｗ３が絶縁膜５３の第１開口部５５ａの幅寸法Ｗ４よりも大きく、かつ第３開口部５５ｃ相互間の間隔よりも大きくされている。そのため、図１１（ｂ）および図１１（ｃ）に示したように、両面テープ６がＮ３，Ｎ４方向に位置ずれした状態で集合基板５（図９参照）に対して貼着されたとしても、開口部６０は、よほど大きく位置ずれしない限りは、スリット２０の内部において、少なくとも一方の第３開口部５５ｃが臨んだ状態とすることができる。
【００３２】
次いで、センサ形成領域５０相互の境界ラインを切断ラインＬとして中間体８を切断し（図１０参照）、図１ないし図４に示したような個々のグルコースセンサＸを得る。
【００３３】
グルコースセンサＸでは、このグルコースセンサＸを濃度測定装置（図示略）に装着した上で、グルコースセンサＸの導入口４０を介してキャピラリ４に血液を供給することにより、濃度測定装置(図示略)において血糖値の測定を自動的に行うことができる。
【００３４】
濃度測定装置(図示略)に対してグルコースセンサＸを装着した場合、グルコースセンサＸの作用極１１および対極１２が濃度測定装置の端子(図示略)に接触する。一方、キャピラリ４に血液を供給した場合、キャピラリ４において生じる毛細管現象により、血液が導入口４０から排気口３１に向けて進行する。血液の進行過程においては、血液により試薬部１４が溶解させられ、キャピラリ４の内部に液相反応系が構築される。この液相反応系に対しては、作用極１１および対極１２を利用して電圧を印加し、あるいは電圧印加時の応答電流値を測定することができる。
【００３５】
液相反応系においては、たとえば酸化還元酵素が血液中のグルコースと特異的に反応してグルコースから電子が取り出され、その電子が電子伝達物質に供給されて電子伝達物質が還元型とされる。液相反応系に対して作用極１１および対極１２を利用して電圧を印加した場合、還元型とされた電子伝達物質から作用極１１に電子が供給される。したがって、濃度測定装置においては、たとえば作用極１１に対する電子供給量を、応答電流値として測定することができる。濃度測定装置(図示略)では、キャピラリ４に対する血液の供給から一定時間が経過したときに測定される応答電流値に基づいて、血糖値が演算される。
【００３６】
グルコースセンサＸでは、絶縁膜１３には、長手方向に延びる一対の第３開口部１５ｃが設けられており、そのうちの少なくとも一方がキャピラリ４に臨むように工夫されている。そのため、第１開口部１５ａの側方に親水性の高い領域が存在することとなるため、第１開口部１５ａの側方において血液の移動が停止し、あるいは再移動する可能性が低減される。また、第１開口部１５ａの側方における血液の移動をスムーズに行えるようになれば、キャピラリ４の内部において、血液供給時に大きな吸引力を作用させることができるようになる。その結果、第１開口部１５ａの縁、すなわちストッパ部１６の縁１６ａおいて血液の移動が停止し、また血液が再移動することも抑制することができるようになる。このように、グルコースセンサＸでは、キャピラリ４の内部において血液の移動が停止した後に再移動することが抑制され、作用極１１の端部１１ａの周りに存在する電子伝達物質の量（濃度）が急激に変化する可能性が低減する。したがって、グルコースセンサＸでは、測定される応答電流値が本来得られるべき値により近いものとなり、応答電流値の測定再現性、ひいては演算される血糖値の再現性を良好なものとすることができるようになる。
【００３７】
本発明は、血液中のグルコース濃度を測定するように構成されたグルコースセンサに限らず、他の分析用具、たとえば血液中のグルコース以外の成分を測定し、あるいは血液以外の試料を用いた分析を行うように構成された分析用具に対しても適用することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るグルコースセンサの全体斜視図である。
【図２】図１に示したグルコースセンサの分解斜視図である。
【図３】図１のIII‐III線に沿う断面図である。
【図４】図１に示したグルコースセンサの端部を、カバーを取り除いた状態で示した平面図である。
【図５】図１に示したグルコースセンサの製造方法を説明するためのものであり、集合基板に作用極および対極を形成した状態を示す全体斜視図である。
【図６】図１に示したグルコースセンサの製造方法を説明するためのものであり、集合基板に絶縁膜を形成した状態を示す全体斜視図である。
【図７】図６の要部を拡大した平面図である。
【図８】図１に示したグルコースセンサの製造方法を説明するためのものであり、試薬部を形成した状態を示す要部を拡大した平面図である。
【図９】集合基板に対して、両面テープを介してカバー体を接合する工程を説明するための全体斜視図である。
【図１０】図１に示したグルコースセンサの製造方法を説明するためのものであり、中間体の全体斜視図である。
【図１１】集合基板に両面テープを貼着した状態を示す要部を拡大した平面図である。
【図１２】従来のグルコースセンサの一例を示す全体斜視図である。
【図１３】図１２のＸIII−ＸIII線に沿う断面図である。
【図１４】図１２に示したグルコースセンサの端部を、カバーを取り除いた状態で示した平面図である。
【図１５】従来のグルコースセンサを製造する方法を説明するための斜視図である。
【図１６】従来のグルコースセンサの製造方法における課題を説明するための図１４に相当する平面図である。
【図１７】図１６に示したグルコースセンサにおける血液の移動過程の一例を説明するための図１４に相当する平面図である。
【図１８】図１６に示したグルコースセンサにおける血液の移動過程の一例を説明するための図１４に相当する平面図である。
【図１９】従来のグルコースセンサにおいて測定される応答電流値の経時的変化の一例を示すグラフである。
【符号の説明】
Ｘグルコースセンサ（分析用具）
１基板
１１作用極（第１電極）
１２対極（第２電極）
１３絶縁膜
１４試薬部
１５ａ第１開口部
１５ｂ第２開口部
１５ｃ第３開口部（追加の開口部）
２スペーサ
３カバー
４キャピラリ（流路）
５集合基板（板材）
５１作用極
５２対極
５３絶縁膜
５４試薬部
５５ａ第１開口部
５５ｂ第２開口部
５５ｃ第３開口部（追加の開口部）
６両面テープ（中間材）
７カバー板（カバー材）
Ｂ血液（試料）
Ｎ１（基板の）長手方向（移動方向）
Ｎ３，Ｎ４（基板の）短手方向（交差方向）[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an analysis tool used for analyzing a specific component (for example, glucose, cholesterol or lactic acid) in a sample (for example, a biochemical sample such as blood or urine), and a method for producing the same.
[0002]
[Prior art]
When measuring the glucose concentration in blood, as a simple method, a method using a glucose sensor configured as a disposable is adopted (for example, see Patent Document 1). As the glucose sensor, for example, like the glucose sensor 9 shown in FIGS. 12 to 14, the response current value necessary for calculating the blood glucose level can be measured using the working electrode 90 and the counter electrode 91. There is something. The glucose sensor 9 is configured to measure the amount of electron exchanged when the blood is moved by the capillary force generated in the capillary 92 and the blood is reacted with the reagent as a response current value. The reagent is held on the substrate 96 as a porous solid reagent portion 95 in the opening 94 of the insulating film 93 having high water repellency. The capillary 92 is formed by laminating a cover 98 on a substrate 96 via a spacer 97 in which a slit 97a is formed.
[0003]
[Patent Document 1]
Japanese Patent Publication No. 8-10208
The glucose sensor 9 can be manufactured as follows. First, as can be predicted from FIG. 15, a plurality of sets of working electrode 90A, counter electrode 91A, insulating film 93A, and reagent part 95A are formed on the collective substrate 96A. Next, an intermediate body is formed by laminating a cover plate 98A on the aggregate substrate 96A via a double-sided tape 97A. As the double-sided tape 97A, a tape in which a plurality of slits 97Aa are formed in advance is used. The width dimension W ′ of each slit 97Aa is set larger than the width dimension W ″ of the reagent part 95A (opening part 94A). This is shown in FIGS. 12 to 14 when the reagent part 95A is made larger than necessary. This is because, in the glucose sensor 9, the reagent part 95 is present at the joint between the substrate 96 and the spacer 97, and blood may ooze out into the joint when blood is introduced. As a result, the glucose sensor 9 as shown in FIGS. 12 to 14 is formed.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
In such a manufacturing method, when the cover body 98A is bonded to the collective substrate 96A in a state where the double-sided tape 97A is not properly positioned, the position of the slit 97a is set to the target portion as shown in FIG. In the capillary 92, there is a portion where the insulating film 93 is widely exposed. In such a glucose sensor 9, blood hardly moves in the portion of the insulating film 93, but blood tends to actively move through the reagent part 95. As a result, as shown in FIG. 17, it may take time for blood B to gradually move through the insulating film 93 and fill the capillary 92 with blood.
[0006]
By the way, the moving speed of blood B in the capillary 92 (the suction force acting on the blood) depends on the wettability of the surface of the cover 98 and the solubility of the reagent part 95. The wettability of the cover 98 and the solubility of the reagent part 95 usually decrease with time or temperature dependency. On the other hand, as clearly shown in FIG. 13, a step 99 is formed on the surface of the substrate 96 because the opening 94 is formed in the insulating film 93. Therefore, as shown in FIG. 17 and FIG. 18A, blood B introduced into the capillary 92 may stop at the step 99 in the process of moving the capillary 92. Such a phenomenon is likely to occur as the suction force in the capillary 92 decreases, that is, the wettability of the cover 98 and the solubility of the reagent part 95 (FIGS. 12 to 14) decrease.
[0007]
The blood B that has stopped moving at the step 99 may stop moving in that state, but the blood B gradually moves as shown in FIGS. 18 (a) and 18 (b), or the blood B may suddenly move greatly. When the re-migration phenomenon of blood B occurs, the amount (concentration) of the electron transfer substance existing around the working electrode 90 and the counter electrode 91 changes abruptly. In this case, as shown by the phantom line in FIG. In addition, the measured response current value suddenly increases. In addition, the blood B re-movement phenomenon does not occur every time the blood glucose level is measured, and the timing at which the blood B movement phenomenon occurs is not uniform for each glucose sensor 9. Therefore, in the glucose sensor 9 in which the re-movement phenomenon of the blood B may occur, the measurement reproducibility of the response current value for each measurement, and hence the reproducibility of the calculated blood glucose level, is deteriorated.
[0008]
The present invention has been conceived under such circumstances. In an analytical tool having a flow path for moving a sample, the sample can be stably supplied, and the sample analysis can be reproduced. The issue is to improve the performance.
[0009]
DISCLOSURE OF THE INVENTION
In the present invention, the following technical means are taken in order to solve the above-described problems. That is, the analysis tool provided by the first aspect of the present invention is an analysis tool configured to move a sample in a flow path, and includes a substrate and first and second electrodes provided on the substrate. When, having a first opening and the substrate, each part of the first electrode and the second electrode, covering the first and second electrodes being exposed through the first opening In the analytical instrument comprising an insulating film and a reagent part held in the first opening, the insulating film is opposite to the first opening on both sides in the intersecting direction intersecting the moving direction of the sample. And a pair of third openings that pass through the insulating film. Preferably, the insulating film further includes a pair of second openings that are connected to the first opening at the end of the first opening in the moving direction of the sample and are provided apart from each other in the intersecting direction. ing.
[0010]
The third opening is formed as a slit extending in the moving direction, for example .
[0011]
The insulating film is formed, for example, as having higher water repellency than at least one of the substrate, the first electrode, and the second electrode. The reagent part is preferably formed in a porous solid that dissolves when the sample is supplied to the flow path. The flow path is configured to move the sample by, for example, capillary force.
[0012]
In a second aspect of the present invention, in a method for producing an analytical tool configured to move a sample in a flow path, a step of forming first and second electrodes on the surface of a plate material, and covering the plate material a step of forming an insulating film so, the insulating film, the first opening exposing a respective part of the first electrode and the second electrode, and the moving direction of the sample relative to the first opening An insulating film forming step for forming a pair of third openings adjacent to both sides of the crossing direction intersecting with the insulating film, and forming a reagent portion in the first opening; A step of joining the plate material and the intermediate material, wherein the intermediate material includes a pair of facing surfaces facing each other in the intersecting direction with a larger interval than the dimension of the intersecting direction in the first opening. Use what you have, There is provided a method for producing an analytical tool, comprising: a step performed by aligning the reagent part between the pair of opposed surfaces; and a step of joining the intermediate material and the cover material. Is done. Preferably, in the insulating film formation step, the insulating film is connected to the first opening at the end of the first opening in the moving direction of the sample and is provided in a pair separated from the crossing direction. A second opening is further provided.
[0013]
Absolute Enmaku the substrate, preferably formed as the first electrode, and the second electrodes by Rimobachi aqueous high.
[0014]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be specifically described with reference to the drawings.
[0015]
The glucose sensor X shown in FIGS. 1 and 3 is configured to be disposable, and is used to measure a blood glucose level by being attached to a concentration measuring device (not shown). The glucose sensor X has a configuration in which a cover 3 is laminated on a long rectangular substrate 1 with a spacer 2 interposed therebetween. In the glucose sensor X, the capillaries 4 extending in the longitudinal direction of the substrate 1 are defined by the elements 1 to 3. The capillary 4 is for holding the introduced blood by moving the blood introduced from the introduction port 40 in the longitudinal direction of the substrate 1 (N1 direction in the drawing) using capillary action.
[0016]
The spacer 2 is for defining the distance from the upper surface 10 of the substrate 1 to the lower surface 30 of the cover 3, that is, the height dimension of the capillary 4, and is composed of, for example, a double-sided tape. The spacer 2 is formed with a slit 20 having an open front end. The slit 20 is for defining the width dimension of the capillary 4, and the open portion at the tip of the slit 20 constitutes an inlet 40 for introducing blood into the capillary 4. The slit 20 has a pair of facing surfaces 20a facing each other with a gap in the short direction (N3, N4) of the substrate 1.
[0017]
An exhaust port 31 is formed in the cover 3. The exhaust port 31 is for exhausting the gas inside the capillary 4 to the outside. The cover 3 has high hydrophilicity on the surface facing the capillary 4. Such a cover 3 is formed, for example, by forming the entire cover 3 with a material having high wettability such as vinylon or highly crystallized PVA, or performing a hydrophilic treatment on the surface facing the capillary 4. The hydrophilic treatment is performed, for example, by irradiating with ultraviolet rays or by applying a surfactant such as lecithin.
[0018]
2 and 3, the substrate 1 is made of an insulating resin material such as PET, for example, and has a working electrode 11, a counter electrode 12, an insulating film 13, and a reagent part 14 on the upper surface 10 thereof. Is formed. The working electrode 11 and the counter electrode 12 as a whole extend in the longitudinal direction of the substrate 1 (N1 and N2 directions in the figure), and the end portions 11a and 12a are in the short direction of the substrate 1 (N3 and N4 directions in the figure). ). On the other hand, the end portions 11b and 12b of the working electrode 11 and the counter electrode 12 constitute a terminal portion for contacting a terminal provided in a concentration measuring device (not shown). The working electrode 11 and the counter electrode 12 can be formed by screen printing using a conductive carbon ink, for example.
[0019]
Insulating film 13 has a high hydrophobicity as compared to the surface and the working electrode 11 and counter electrode 12 of the substrate 1, the contact angle at the surface thereof is formed so as for example a 100 to 120 degrees. Such an insulating film 13 can be formed, for example, by applying an ink containing a material having high water repellency and then drying, or by curing an ultraviolet curable resin containing a water repellent. As clearly shown in FIGS. 2 and 4, the insulating film 13 is formed so that most of the working electrode 11 and the counter electrode 12 are exposed so that the end portions 11a, 12a, 11b, and 12b of the working electrode 11 and the counter electrode 12 are exposed. Covering. The insulating film 13 has a first opening 15a, a pair of second openings 15b, and a pair of third openings 15c.
[0020]
The first opening 15a defines a region for forming the reagent part 14, and is formed in a rectangular shape extending in the longitudinal direction of the substrate 1 (N1 and N2 directions in the drawing). The first opening 15a exposes the end portions 11a and 12a of the working electrode 11 and the counter electrode 12, and the width dimension W1 thereof is made smaller than the interval W2 of the facing surface 20a of the slit 20 in the spacer 2. Yes.
[0021]
The pair of second openings 15b exist with a stopper 16 serving as a terminal end of the first opening 15a interposed therebetween, and are connected to the first opening 15a. These second openings 15b have portions that are offset from the first openings 15a in the short direction of the substrate 1 (N3 and N4 directions in the drawing). The edge 16 a of the stopper portion 16 is located closer to the introduction port 40 than the edge 31 a of the exhaust port 31 of the cover 3. The dimension of the edge 16a of the stopper 16 is set to 60 to 95% of the dimension of the first opening 15a in the short direction (N3 and N4 directions in the figure), for example.
[0022]
The third opening 15c is a slit extending in the longitudinal direction (N1, N2 direction in the drawing) of the substrate 1 at a portion adjacent to the first opening 15a in the short direction (N3, N4 direction in the drawing). It is formed in a shape. The third opening 15 c exposes the working electrode 11, the counter electrode 12, and a part of the substrate 1. Therefore, a region having higher hydrophilicity than the insulating film 13 is defined in the third opening 15c. In the illustrated example, the pair of third openings 15 c both face the inside of the capillary 4.
[0023]
The reagent portion 14 is provided so as to bridge the end portions 11a and 12a of the working electrode 11 and the counter electrode 12 in the first opening portion 15a of the insulating film 13, and for example, an electron transfer substance and a relatively small amount of the reagent portion 14 are provided. Contains oxidoreductase. The reagent part 14 is formed in a porous solid that is easily dissolved in blood. Therefore, when blood is introduced into the capillary 4, the blood easily moves along the surface of the substrate 1 by the action of the reagent unit 14, and an electron transfer substance, oxidoreductase and glucose are contained in the capillary 4. A liquid phase reaction system is constructed.
[0024]
For example, GOD or GDH can be used as the oxidoreductase, and typically PQQGDH is used. As the electron transfer substance, for example, a ruthenium complex or an iron complex can be used, and typically [Ru (NH ₃ ) ₆ ] Cl ₃ or K ₃ [Fe (CN) ₆ ] can be used.
[0025]
The reagent part 14 can be formed by, for example, dispensing a material liquid containing an electron transfer substance and an oxidoreductase into the first opening 15a and then drying the material liquid. When the material liquid is dispensed into the first opening 15a, the material is formed on both edges of the first opening 15a in the short direction (N3 and N4 directions in the figure) of the substrate 1 and the edge 16a of the stopper portion 16. It is suppressed that a liquid spreads. Therefore, since the material liquid can be selectively dispensed with respect to the first opening 15a, the reagent part 14 can be selectively formed with respect to the first opening 15a.
[0026]
The glucose sensor X described above can be manufactured as follows.
[0027]
First, as shown in FIG. 5, the working electrode 51 and the counter electrode 52 are formed for each sensor forming region 50 with respect to the plurality of sensor forming regions 50 set on the collective substrate 5. The working electrode 51 and the counter electrode 52 can be collectively formed on the plurality of sensor formation regions 50 by, for example, screen printing using a carbon paste.
[0028]
Next, as shown in FIGS. 6 and 7, an insulating film 53 is formed on the collective substrate 5. The insulating film 53 includes first to third openings 55a to 55c corresponding to the first to third openings 15a to 15c (see FIG. 4) of the glucose sensor X, and an island part 56, and functions. It is formed with the end portions 51a, 51b, 52a, 52b of the pole 51 and the counter electrode 52 exposed. Such an insulating film 53 can be formed by screen printing using ink containing a material having high water repellency. The insulating film 53 can also be formed by photolithography using a photosensitive resin material.
[0029]
Subsequently, as shown in FIG. 8, the reagent part 54 is formed in each first opening 55 a of the insulating film 53. The reagent part 54 can be formed by dispensing a material liquid containing an oxidoreductase and an electron transfer substance into the first opening 55a and then drying the material liquid. When the material liquid is dispensed into the first opening 55a, the edge 56a of the island part 56 prevents the material liquid from spreading in the direction of the arrow N1 in the figure, and the material liquid flows into the second opening 55b. It is possible to selectively apply the material liquid to the first opening portion 55a without causing the material to flow.
[0030]
Subsequently, as shown in FIGS. 9 and 10, the intermediate body 8 is formed by laminating the cover plate 7 on the collective substrate 5 with the double-sided tape 6 interposed therebetween. A plurality of openings 60 to be slits 20 (see FIG. 2) are formed in advance on the double-sided tape 6 so as to extend in the N1 and N2 directions. Therefore, the double-sided tape 6 is interposed between the collective substrate 5 and the cover plate 7 with the opening 60 aligned with the first and second openings 55a and 55b. On the other hand, a plurality of through holes 70 to be the exhaust ports 31 of the glucose sensor X are formed in the cover plate 7 in advance.
[0031]
Here, in the opening 60 of the illustrated double-sided tape 6, the dimension W3 in the N3 and N4 directions is larger than the width W4 of the first opening 55a of the insulating film 53 as shown in FIG. It is made larger than the space | interval between the 3rd opening parts 55c. Therefore, as shown in FIG. 11B and FIG. 11C, even if the double-sided tape 6 is attached to the collective substrate 5 (see FIG. 9) in a state of being displaced in the N3 and N4 directions. As long as the position of the opening 60 is not greatly displaced, at least one third opening 55c can be faced inside the slit 20.
[0032]
Next, the intermediate body 8 is cut using the boundary line between the sensor forming regions 50 as a cutting line L (see FIG. 10), and individual glucose sensors X as shown in FIGS. 1 to 4 are obtained.
[0033]
In the glucose sensor X, the glucose sensor X is attached to a concentration measuring device (not shown), and then blood is supplied to the capillary 4 through the inlet 40 of the glucose sensor X, whereby the concentration measuring device (not shown). In this case, the blood glucose level can be automatically measured.
[0034]
When the glucose sensor X is attached to a concentration measuring device (not shown), the working electrode 11 and the counter electrode 12 of the glucose sensor X are in contact with a terminal (not shown) of the concentration measuring device. On the other hand, when blood is supplied to the capillary 4, blood advances from the inlet 40 toward the exhaust outlet 31 due to capillary action that occurs in the capillary 4. In the blood progression process, the reagent part 14 is dissolved by the blood, and a liquid phase reaction system is constructed inside the capillary 4. A voltage can be applied to the liquid phase reaction system using the working electrode 11 and the counter electrode 12, or the response current value when the voltage is applied can be measured.
[0035]
In the liquid phase reaction system, for example, an oxidoreductase specifically reacts with glucose in the blood, electrons are extracted from the glucose, and the electrons are supplied to the electron transfer substance, so that the electron transfer substance is reduced. When a voltage is applied to the liquid phase reaction system using the working electrode 11 and the counter electrode 12, electrons are supplied to the working electrode 11 from the reduced electron transfer material. Therefore, in the concentration measuring apparatus, for example, the electron supply amount to the working electrode 11 can be measured as a response current value. In the concentration measuring device (not shown), the blood glucose level is calculated based on the response current value measured when a certain time has elapsed since the blood was supplied to the capillary 4.
[0036]
In the glucose sensor X, the insulating film 13 is provided with a pair of third openings 15 c extending in the longitudinal direction, and at least one of them is devised so as to face the capillary 4. Therefore, since a highly hydrophilic region exists on the side of the first opening 15a, the possibility of blood movement stopping or re-moving on the side of the first opening 15a is reduced. . Further, if blood can be moved smoothly on the side of the first opening 15a, a large suction force can be applied to the inside of the capillary 4 when blood is supplied. As a result, the movement of blood stops at the edge of the first opening portion 15a, that is, the edge 16a of the stopper portion 16, and the blood can be prevented from moving again. As described above, in the glucose sensor X, the movement of the blood within the capillary 4 is inhibited from moving again, and the amount (concentration) of the electron transfer substance existing around the end portion 11a of the working electrode 11 is reduced. The possibility of sudden changes is reduced. Therefore, in the glucose sensor X, it is assumed response current value measured is closer to the value to be originally obtained, measurement reproducibility of the response current value, be made good reproducibility of thus calculated is the blood glucose level become able to.
[0037]
The present invention is not limited to a glucose sensor configured to measure the glucose concentration in blood, but is used for other analysis tools, for example, measuring components other than glucose in blood or performing analysis using a sample other than blood. The present invention can also be applied to an analysis tool configured to perform.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an overall perspective view of a glucose sensor according to the present invention.
FIG. 2 is an exploded perspective view of the glucose sensor shown in FIG.
FIG. 3 is a cross-sectional view taken along line III-III in FIG.
4 is a plan view showing an end of the glucose sensor shown in FIG. 1 with a cover removed. FIG.
FIG. 5 is an overall perspective view showing a state in which a working electrode and a counter electrode are formed on a collective substrate, for explaining a manufacturing method of the glucose sensor shown in FIG. 1;
6 is an overall perspective view for explaining a manufacturing method of the glucose sensor shown in FIG. 1 and showing a state in which an insulating film is formed on the collective substrate.
7 is an enlarged plan view of a main part of FIG.
FIG. 8 is an enlarged plan view for explaining a method of manufacturing the glucose sensor shown in FIG. 1 and showing an essential part showing a state in which a reagent part is formed.
FIG. 9 is an overall perspective view for explaining a process of joining a cover body to a collective substrate via a double-sided tape.
FIG. 10 is an overall perspective view of an intermediate body for explaining the manufacturing method of the glucose sensor shown in FIG. 1;
FIG. 11 is an enlarged plan view of a main part showing a state in which a double-sided tape is attached to the aggregate substrate.
FIG. 12 is an overall perspective view showing an example of a conventional glucose sensor.
13 is a cross-sectional view taken along line XIII-XIII in FIG.
14 is a plan view showing the end of the glucose sensor shown in FIG. 12 with the cover removed. FIG.
FIG. 15 is a perspective view for explaining a method of manufacturing a conventional glucose sensor.
FIG. 16 is a plan view corresponding to FIG. 14 for explaining a problem in the conventional method of manufacturing a glucose sensor.
17 is a plan view corresponding to FIG. 14 for explaining an example of the blood movement process in the glucose sensor shown in FIG. 16;
18 is a plan view corresponding to FIG. 14 for explaining an example of the blood movement process in the glucose sensor shown in FIG. 16;
FIG. 19 is a graph showing an example of a change with time of a response current value measured in a conventional glucose sensor.
[Explanation of symbols]
X Glucose sensor (analysis tool)
1 Substrate 11 Working electrode (first electrode)
12 Counter electrode (second electrode)
13 Insulating film 14 Reagent part 15a 1st opening part 15b 2nd opening part 15c 3rd opening part (additional opening part)
2 Spacer 3 Cover 4 Capillary (flow path)
5 Assembly board (plate material)
51 Working electrode 52 Counter electrode 53 Insulating film 54 Reagent part 55a 1st opening part 55b 2nd opening part 55c 3rd opening part (additional opening part)
6 Double-sided tape (intermediate material)
7 Cover plate (cover material)
B Blood (sample)
N1 (Substrate) longitudinal direction (moving direction)
N3, N4 (Substrate) short direction (cross direction)

Claims

An analytical tool configured to move a sample in a flow path,
A substrate, a first and a second electrode provided on the substrate and having a first opening and the substrate, each part of the first electrode and the second electrode, through the first opening In an analysis tool comprising an insulating film covering the first and second electrodes in a state of being exposed, and a reagent part held in the first opening,
The insulating film further includes a pair of third openings that are provided adjacent to both sides in the crossing direction that intersects the moving direction of the sample with respect to the first opening, and that penetrate the insulating film. An analytical tool characterized by

The insulating film further includes a pair of second openings that are connected to the first opening at the end of the first opening in the moving direction of the sample and are provided apart in the intersecting direction. The analysis tool according to claim 1.

The flow path is configured to move the sample by capillary force, the analysis tool according to claim 1 or 2.

In a method of manufacturing an analytical tool configured to move a sample in a flow path,
Forming first and second electrodes on the surface of the plate,
A step of forming an insulating film to cover the plate member, the insulating film, a first opening exposing a respective part of the first electrode and the second electrode, and with respect to the first opening An insulating film forming step for forming a pair of third openings adjacent to both sides of the crossing direction intersecting the moving direction of the sample and penetrating the insulating film;
Forming a reagent part in the first opening;
A step of joining the plate material and the intermediate material, wherein the intermediate material has a pair of opposing surfaces facing each other in the cross direction at a distance larger than the dimension in the cross direction in the first opening. A step that is carried out by positioning the reagent part between the pair of opposed surfaces,
Joining the intermediate material and the cover material;
A method for producing an analytical tool, comprising:

In the insulating film forming step, the insulating film is connected to the first opening at the end of the sample in the moving direction of the first opening, and a pair of second openings provided apart from each other in the intersecting direction. The method for producing an analytical tool according to claim 4, wherein the analytical tool is further provided with a portion.