JP4665135B2 - Process for the preparation of biosensor - Google Patents

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JP4665135B2 JP2006027319A JP2006027319A JP4665135B2 JP 4665135 B2 JP4665135 B2 JP 4665135B2 JP 2006027319 A JP2006027319 A JP 2006027319A JP 2006027319 A JP2006027319 A JP 2006027319A JP 4665135 B2 JP4665135 B2 JP 4665135B2
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秀明 中村
正男 後藤
征夫 輕部
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独立行政法人産業技術総合研究所
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本発明は、バイオセンサー製造法に関する。 The present invention relates to a manufacturing method of a biosensor. さらに詳しくは、 折り曲げ工程を有するバイオセンサー製造法に関する。 More particularly, it relates to preparation of a biosensor having a bending step.

従来、使い捨て型のセンサー(特許文献1および特許文献3)としては定量性を確保するために立体構造をとり、さらに毛細管現象(特許文献5および特許文献6)などを利用して試料液が自動的にセンサーの内部に導入する仕組みが知られている(特許文献7)。 Conventional, disposable type sensor takes a three-dimensional structure in order to ensure quantitative properties as (Patent Documents 1 and 3), automatic a sample solution further utilizes such capillary action (Patent Documents 5 and 6) How to introduce into the interior of the sensor is known to specifically (Patent Document 7). このような構成のセンサーは、電気絶縁性の基板上に、スペーサー、さらにカバーを積層して組み立てられる。 Such a configuration of the sensors, the electrically insulating substrate, the spacer is assembled further laminated cover. 基板上には電極パターン、カバー上には毛細管現象に必要な空気が抜けるために必要な空気孔が開けられている。 Electrode pattern on the substrate, is on the cover are spaced air holes need to exit the air required for capillary action. これらの構成部品は各々所定の形状に予め打ち抜いておく必要があり、また立体加工における各部品の正確な重ねあわせのための位置決めも必要となるため、構成部品の数が増えるに従って立体加工の工程が複雑になる。 Each of these components must be pre-punched into a predetermined shape, and since it becomes necessary positioning for accurate superposition of the components in the stereoscopic processing, three-dimensional processing according to the number of components is increased step It becomes complicated. さらに、これらのセンサーに分子識別素子やメデイエーターなどの試薬の塗布(特許文献2および特許文献4)や妨害物質の影響から回避するための膜(特許文献8)の形成などを必要とする場合は、さらに複雑な工程となるといった問題がある。 Further, when in need, such as formation of these sensors reagents such as molecular recognition elements and Medeieta coating (Patent Documents 2 and 4) and interfering substances film for avoiding the influence of (Patent Document 8) has a problem that it becomes a more complicated process.
特開昭47−500号公報 JP-A-47-500 JP 特開昭48−37187号公報 JP-A-48-37187 JP 特開昭52−142584号公報 JP-A-52-142584 JP 特開昭54−50396号公報 JP-A-54-50396 JP 特開昭56−79242号公報 JP-A-56-79242 JP 特表昭61−502419号公報 Kohyo Sho 61-502419 JP 特開平1−291153号公報 JP-1-291153 discloses 特開平3−202764号公報 JP-3-202764 discloses 特開平5−199898号公報 JP-5-199898 discloses 特開平9−222414号公報 JP-9-222414 discloses 特開2001−204494号公報 JP 2001-204494 JP WO 01/33216号公報 WO 01/33216 discloses US 4225410 US 4225410 US 5653864 US 5653864 US 6071391 US 6071391

上述した従来のセンサーは製造に多くの工程、材料を要し、複雑な構造をとらざるを得なかった。 Conventional sensors described above many steps to manufacture, requires materials, had to take a complicated structure. その結果として、製造ラインに多大な設備投資を必要とし、また製品の歩留まりも充分ではなく、コスト的に負担が大きかった。 As a result, the need for significant capital investment in the production line, and the yield of the product is also not sufficient, cost-burden was great. 当然、材料調達時、製造時の環境負荷も大きいものであった。 Of course, at the time material procurement, it was those greater environmental impact during production. さらに特性上では複雑な工程、特に基板積層時の位置合わせなどのため、製造されたセンサー特性のばらつきの指標である変動係数(CV)も充分ではなかった。 More complex processes on properties, especially for such alignment during substrate lamination, the index a is the coefficient of variation of the variation of the produced sensor characteristics (CV) it was also not sufficient. また、バイオセンサーの形状変化は測定の精度や再現性の低下を招くため、該バイオセンサーにおいて、製造後、カバー等の反り返りなどが発生しない、長期形状安定性を確保することが求められていた。 Further, since shape change of the biosensor deteriorating the accuracy and reproducibility of the measurement, in the biosensor, after manufacture, it does not occur, such as warpage of such a cover, to ensure long-term dimensional stability has been demanded .

上記課題を解決するために、発明者らは先に一枚の電気絶縁性平面基板を折り加工または曲げ加工または折り曲げ加工することにより製造されるバイオセンサーを提案している。 In order to solve the above problems, the inventors have proposed a biosensor is produced by earlier folding processing or bending or folding a sheet of electrically insulating flat substrate processing. このバイオセンサーは一枚の電気電気絶縁性基板上に電極を形成させ、電極が基板の内側に配置されるように一枚の平面基板を立体的に加工することで電極配置を平面または立体的として、狭小な部位での定量的な測定を可能にするものであり、一枚の平面基板からセンサーの主要構造を構成することに特徴がある。 The biosensor to form electrodes on a single electrical electrically insulating substrate, sterically machining plane or sterically an electrode arrangement by the single planar substrate so that the electrodes are arranged inside of the substrate as is intended to allow quantitative measurements in narrow sites, it is characterized in that constitutes the main structure of the sensor from a single planar substrate. しかるにかかる方法では、折畳み部分の反り返りを防ぐため、該折畳み部分への固定具の装着や、熱圧着、切断などが必要であり、また基板とカバーとの間に形成されるスペーサーの空きスペースを利用して試料導入口が形成されるため、試料導入口付近の基板とスペーサー、カバーの各構成材料との境界部分に形成される溝に試料液が染み渡り、試料体積が変動する問題があった。 In However such a method, to prevent warping of the folded portion, mounting and fixture to said folding portion, the thermocompression bonding, it is required such as cutting, also a free space of the spacer formed between the substrate and the cover since the sample inlet is formed using the substrate and a spacer around the sample inlet, the sample liquid in a groove formed in the boundary portion between the respective constituent materials of the cover Shimiwatari, sample volume there is a problem that variation .
特開2005−233917号公報 JP 2005-233917 JP

図7を用いて、上記バイオセンサーの問題点について詳しく説明する。 With reference to FIG. 7 will be described in detail above problems of the biosensor. a)およびb)は基板1の形状が異なるのみであり、従来のバイオセンサーの一組立例を示している。 a) and b) are it is different only in the shape of the substrate 1 shows an assembled example of a conventional biosensor. i)には、表面に導電体7,7が形成され、折畳み部分となるミシン目16が設けられた一枚の基板1およびこれに被覆されるレジスト層6が示されている。 The i), the surface conductors 7,7 are formed in the resist layer 6 which perforations 16 are covered to one substrate 1 and provided that the folded portion is shown. レジスト層6は、スペーサー2としても働く。 Resist layer 6 also serves as a spacer 2. ii)には、表面上にレジスト層が形成された基板1および次の組立工程で被覆される接着剤層5が示されている。 The ii), and the adhesive layer 5 to be coated with the substrate 1 and the next assembly step the resist layer is formed on the surface is shown. ここで、接着剤層5はレジスト層6と同様にスペーサー2としても働く。 Here, the adhesive layer 5 also functions as a spacer 2 in the same manner as the resist layer 6. iii)では、表面に接着剤層5が形成された基板がミシン目16に沿って折畳まれ、重なる前の状態を示している。 In iii), a substrate which the adhesive layer 5 formed on the surface is folded along the perforations 16, it shows a state before overlapping. iv)では、基板1によって形成された折畳み成形体14であるバイオセンサー3を示している。 In iv), it shows the biosensor 3 is a molded body 14 fold formed by the substrate 1. この場合、ミシン目16に沿って形成された折畳み部分がレジスト層6や接着剤層5などのスペーサーの厚みによって反り返ることがあるため、この部分に固定具を装着したり、熱圧着により反り返りストレスを除くなどの何らかの処置が必要であった。 In this case, since the folded portions formed along the perforations 16 may be warped by the thickness of the spacer such as a resist layer 6 and the adhesive layer 5, warping or mounting fixture in this part, by thermocompression bonding stress some action, such as except it was necessary.

以上述べた如く、かかる折畳み式センサーでは製造工程の大幅な簡略化、材料の削減、極めて単純な構造などにより、従来のセンサー製造法を大いに改善することに成功しているものの、該製造法により形成されたセンサーは、折畳み部分の反り返りを防ぐため、該折畳み部分への固定具の装着や、熱圧着、切断などが必要であり、改善が望まれている。 Above mentioned as, greatly simplifying such folding in the sensor manufacturing process, reduction of the material, due to a very simple structure, but has been able to improve the conventional sensor manufacturing process greatly, by the production method formed sensor, to prevent warping of the folded portion, mounting and fixture to said folding portion, the thermocompression bonding, it is required such as cutting, improvement is desired.

本発明の目的は、従来のセンサーのように製造に多くの工程、材料を要することなく製造が可能なバイオセンサーであって、かつ形状変化のないバイオセンサー製造法を提供することにある。 An object of the present invention is to provide a number of steps is a biosensor that can be produced without requiring a material, and manufacturing method of a biosensor without a change in shape produced as conventional sensor.

かかる本発明の目的は、電極を形成した電気絶縁性基板およびカバーの表面にスペーサーを形成させた後、 電気絶縁性基板およびカバーを軟質シートで繋ぎ、電極をバイオセンサー内部に収めるように、電気絶縁性基板およびカバーを繋ぐ軟質シート部分で折畳むことにより達成される。 The purpose of such invention, after forming a spacer electrically insulating substrate and the surface of the cover to form an electrode, an electrically insulating substrate and a cover connected by the soft sheet, so keep the electrodes inside the biosensor, electrical It is accomplished by folding a soft sheet portion connecting the insulating substrate and the cover.

本発明に係る製造法により得られるバイオセンサーは、軟質材料よりなる軟質シートにより電気絶縁性基板およびカバーが繋がれているため、折畳み部分の反り返りが発生せず、これを防ぐための折畳み部分への固定具の装着や、熱圧着、切断などが必要ないといったすぐれた効果を奏する。 Biosensor obtainable by the process according to the present invention, since the soft sheet made of soft material electrically insulating substrate and the cover are connected, no warp was the generation of folded portions, the folded portion to prevent this achieve mounting and fixture, thermocompression bonding, a such excellent effects is not required, such as cutting.

さらに、本発明に係る製造法により得られる針一体型バイオセンサーは、折畳み構造のバイオセンサー内に穿刺針を内包固定した場合に、穿刺採血時に電気絶縁性基板およびカバーを繋ぐ軟質シート部分を穿刺針が突き破り、穿刺後、軟質シート材料の復元力によって穿刺針が元の位置に戻り、その際に新たに形成された試料導入口から採血が導入されることで、採血成分を電気化学的に測定することができる。 Further, the needle-integrated biosensor obtainable by the process according to the present invention, when the puncture needle was encapsulated fixed folding the biosensor, the soft sheet portion connecting the electrically insulating substrate and cover when puncturing blood sampling puncture needle pierces, after puncturing, return to position the puncture needle of the original by the restoring force of the soft sheet material, that is bled newly formed sample inlet is introduced at that time, the blood component electrochemically it can be measured.

基板およびカバーとしては、電気絶縁性のものであれば足り、例えばプラスチック、生分解性材料、紙などが用いられ、好ましくはポリエチレンテレフタレートが用いられる。 The substrate and the cover, sufficient as long as the electrical insulation, for example plastic, biodegradable material, such as paper is used, preferably polyethylene terephthalate. また、酸素透過性材料を用いることもでき、この場合には試薬の還元を防ぐことができるため、還元の状態に依存した測定値の変動を抑えるといった効果を奏する。 It is also possible to use an oxygen-permeable material, in this case an effect such since it is possible to prevent the reduction of the reagents, suppressing fluctuation of the measured values ​​which depend on the state of reduction.

電極は、基板上にスクリーン印刷法、蒸着法、スパッタリング法、箔貼り付け法、メッキ法などにより形成され、その材料としては、カーボン、銀、銀/塩化銀、白金、金、ニッケル、銅、パラジウム、チタン、イリジウム、鉛、酸化錫、白金黒などが挙げられる。 Electrodes, a screen printing method on a substrate, vapor deposition, sputtering, foil pasted method, is formed by a plating method, as the material thereof, carbon, silver, silver / silver chloride, platinum, gold, nickel, copper, palladium, titanium, iridium, lead, tin oxide, platinum black and the like. ここで、カーボンとしては、カーボンナノチューブ、カーボンマイクロコイル、カーボンナノホーン、フラーレン、デンドリマーもしくはそれらの誘導体を用いることができる。 Here, the carbon can be used carbon nanotubes, carbon microcoil, carbon nanohorn, fullerene, dendrimer or derivatives thereof.

電極は、作用極と対極で形成される2極法または作用極と対極、参照極で形成される3極法、あるいはそれ以上の極数の電極法であってもよい。 Electrodes, 2-pole or working electrode and the counter electrode formed at the working electrode and the counter electrode, 3-pole is formed by the reference electrode, or more may be an electrode method number of poles. ここで、3極法を採用すると、測定対象物質の電気化学測定の他に、搬送路内に導入される採血の移動速度の計測ができ、これによりヘマトクリット値が測定できる。 Here, when adopting the three-pole method, in addition to the electrochemical measurement of analyte can measure the moving speed of the blood to be introduced into the conveying path, thereby hematocrit can be measured. また、2組以上の電極系で構成されていても良い。 Further, it may be constituted by two or more pairs of the electrode system.

電極が形成された基板上には、試薬層(電極反応部)を形成することができる。 On the substrate on which electrodes are formed, it is possible to form the reagent layer (electrode reaction portion). 試薬層はスクリーン印刷法またはデスペンサー法により形成され、この試薬層の電極表面または基板表面への固定化は、乾燥を伴う吸着法または共有結合法により行うことができる。 The reagent layer is formed by a screen printing method or a dispenser method, immobilization to the electrode surface or the substrate surface of the reagent layer can be carried out by adsorption or covalent bonding method involves drying. バイオセンサーの電極反応部に配置する試薬としては、例えば血糖値測定用に構成する場合、酸化酵素であるグルコースオキシターゼおよびメディエーターとしてのフェリシアン化カリウムを含むものが挙げられる。 Reagents disposed in the electrode reaction part of the biosensor, for example, when configured for blood glucose measurement, include those containing potassium ferricyanide as glucose oxidase and the mediator is oxidase. 試薬が血液によって溶解されると、酵素反応が開始される結果、反応層に共存させているフェリシアン化カリウムが還元され、還元型の電子伝達体であるフェロシアン化カリウムが蓄積される。 When the reagent is dissolved by the blood, the results of the enzyme reaction is initiated, potassium ferricyanide, which coexist in the reaction layer is reduced, potassium ferrocyanide is accumulated is an electron mediator in reduced form. その量は、基質濃度、すなわち血液中のグルコース濃度に比例する。 The amount is the substrate concentration, i.e. proportional to the glucose concentration in the blood. 一定時間蓄積された還元型の電子伝達体は、電気化学反応により酸化される。 Certain time accumulated reduced electron mediator of is oxidized by an electrochemical reaction. 後述する測定装置本体内の電子回路は、このとき測定される陽極電流から、グルコース濃度(血糖値)を演算・決定し、本体表面に配置された表示部に表示する。 Electronics in the measuring apparatus body which will be described later, from the anode current measured at this time, is calculated and determined glucose concentration (blood sugar level) is displayed on the display unit arranged on the body surface.

また、採血口の周辺および電極あるいは試薬層(電極反応部)表面に界面活性剤、脂質を塗布することができる。 Further, it is possible to apply a surfactant, a lipid and around the electrode or the reagent layer (electrode reaction portion) surface of the blood collecting port. 界面活性剤や脂質の塗布により、試料の移動を円滑にさせることが可能となる。 The coating of surfactant or lipid, it is possible to facilitate movement of the sample.

以上の採血が満たされる電極上に試薬層が設けられたバイオセンサーは、採血口から送り込まれる採血が電極上の試薬層と接触することにより、採血と試薬とが反応する。 More biosensor reagent layer is provided on the electrode of blood is satisfied, by blood fed from the collection port is in contact with the reagent layer on the electrode, blood and the reagent react. この反応は、電極における電気的な変化としてモニタリングされる。 The reaction is monitored as electrical changes in the electrode.

さらに、バイオセンサーは電極がレジスト層により規定されていてもよく、このレジスト層もスクリーン印刷などで容易に形成できる。 Furthermore, the biosensor may be defined electrode by resist layer can be easily formed like this resist layer is also screen printed. レジストは、基板と反応あるいは溶解しないものであればよく、特に限定されないが、例えば、紫外線硬化型のビニル・アクリル系樹脂、ウレタンアクリレート系樹脂、ポリエステルアクリレート系樹脂などからなり、その厚みが約5〜500μm、好ましくは約10〜100μmのものが用いられる。 Resist, as long as it does not react or dissolve with the substrate is not particularly limited, for example, UV-curable vinyl-acrylic resins, urethane acrylate resins, consists and polyester acrylate resin, a thickness of about 5 ~500Myuemu, preferably it is used of about 10 to 100 [mu] m. レジストの使用の目的は主に電極パターンを明確にし、上記の電極面積の規定をはっきりさせる以外にも、試薬層が存在しない試料搬送路を絶縁するなどの目的がある。 The purpose of the use of the resist is primarily to clarify the electrode pattern, other than to clarify the provisions of the electrode area also has the purpose of such insulating the sample transfer path does not exist reagent layer. そのため、レジスト層は後述する接着剤層と同様のパターンを形成しても、形成しなくてもどちらでもよい。 Therefore, the resist layer be formed the same pattern as the adhesive layer to be described later, it may either not be formed.

電極(およびレジスト層)が形成された基板およびカバーは、アクリル樹脂系接着剤などの接着剤を介して接着されてバイオセンサーを構成する。 Electrodes (and the resist layer) substrate and a cover which is formed, constitutes a biosensor is bonded via an adhesive such as an acrylic resin adhesive. かかる接着剤層も、スクリーン印刷法により形成することが可能であり、約5〜500μm、好ましくは約10〜100μmの厚さで形成され、かかる接着剤層はレジスト層が形成された場合と同様スペーサーとしても作用する。 Consuming the adhesive layer, it can be formed by a screen printing method, similar to the approximately 5 to 500 [mu] m, then preferably have a thickness of about 10 to 100 [mu] m, such adhesive layer is a resist layer is formed also it acts as a spacer. なお、接着剤層中に上記試薬を含有させることもできる。 It is also possible to incorporate the reagent in the adhesive layer.

軟質シートは、基板と反応あるいは溶解せず、折畳み時に折畳み部分の反り返りが発生しない程度の軟質な材料からなるもの、例えば紫外線または可視光線硬化型のビニル・アクリル系樹脂、ウレタンアクリレート系樹脂、ポリエステルアクリレート系樹脂、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、ポリエステル、ポリオレフィン、ポリフッ化ビニル、セロハンなどからなり、これらは(1)スクリーン印刷法、(2)熱圧着ラミネート法、(3)粘着テープを用いる方法または(4) シート状に成形されている上記材料を接着剤を用いて基板およびカバーに固定する方法など、好ましくは粘着テープを用いる方法により形成することができる。 Soft sheet does not react or dissolve the substrate, that warpage of folds during folding is made of a soft material so as not to occur, for example, ultraviolet or visible light curable vinyl-acrylic resins, urethane acrylate resins, polyester acrylate resins, polyvinyl chloride, made of polyethylene, polyester, polyolefin, polyvinyl fluoride, and the like cellophane, they (1) screen printing, (2) thermocompression bonding lamination method, (3) a method using an adhesive tape or ( 4) a method of fixing the substrate and the cover with an adhesive the material being formed into a sheet, can preferably be formed by a method using an adhesive tape. 具体的方法は、下記の通りである。 Specific method is as follows.
(1)電気絶縁性基板およびカバーの間に、剥離板を配置した後に、軟質シートをスクリーン印刷法により形成する。 (1) between the electrically insulating substrate and a cover, after placing the release plate to form a soft sheet by a screen printing method. かかる剥離板の材質としては、シリコーン、テトラフルオロエチレン、ポリエチレンなどが挙げられ、これらの剥離材を任意の板材表面に塗工したものを使用することもできる。 As the material of such peeling plate, silicone, tetrafluoroethylene, polyethylene and the like, may be those release material using a material obtained by coating any of the plate surface. この剥離板は電気絶縁性基板およびカバーの間の軟質シート部分を折畳む時に、剥離することによって取り除かれる。 The release plate when folding the soft sheet portion between the insulating substrate and the cover is removed by peeling.
(2)セロハンテープなどの粘着テープを軟質シートとして用いて、基板およびカバーを繋ぐ。 (2) an adhesive tape such as cellophane tape used as the soft sheet, connecting the substrate and the cover. ただし、基板およびカバー間には、粘着部分が露出することとなるので、センサー形成後に該露出部分を切断することが好ましい。 However, between the substrate and the cover, since the adhesive portion so that the exposed, it is preferable to cut the the exposed portion after the sensor is formed.
(3)基板およびカバーに接着剤層を形成後、軟質シートを積層して固定する。 (3) After forming an adhesive layer on the substrate and the cover, fixed by laminating soft sheet.
(4)熱圧着可能なポリプロピレンシートの圧着面を、電極形成基板上へ重ね、100℃、250kg/cm 2の条件で熱圧着する。 (4) the crimping surfaces of the thermocompression bonding can be polypropylene sheet, superimposed to the electrode formed on the substrate, 100 ° C., thermocompression bonding under the conditions of 250 kg / cm 2. このとき、シートの柔軟性を保つ必要がある部分に関しては、熱圧着を加えなければ足りる。 At this time, with respect to a portion where it is necessary to maintain the flexibility of the sheet, enough to be added to the thermocompression bonding. このような熱圧着可能なシートは、市販されているポリ塩化ビニル、ポリエチレン、ポリエステル、ポリオレフィン、ポリフッ化ビニルなどのラミネート材をそのまま用いることができる。 Such thermal compression possible sheet can be used polyvinyl chloride which is commercially available, polyethylene, polyester, polyolefin, a laminated material, such as polyvinyl fluoride as it is.
特開昭56−42652号公報 JP-A-56-42652 JP

かかる軟質シートを用いて基板およびカバーを繋ぐにあたっては、基板とカバーとの間隔を全く設けずに繋ぐか、基板とカバーとの間隔、すなわち基板およびカバー間を繋ぐ軟質シートの長さが、10mm以下、好ましくは0.5〜10mm、さらに好ましくは1.0〜5.0mmとしたうえで繋ぐことができる。 Is when connecting substrate and the cover with such a soft sheet, or connect without completely spaced between the substrate and the cover, the distance between the substrate and the cover, that is, the length of the soft sheet connecting between the substrate and cover, 10 mm or less, preferably 0.5 to 10 mm, more preferably it may be joined after having a 1.0 to 5.0 mm. 前者の場合には、軟質シートをバイオセンサー内部に配置することで、製造時においてスペーサーなどの厚みを考慮する必要がないといった効果を奏し、一方、後者の場合には、基板とカバーとの繋ぎ部分に測定対象試料を導入するための試料導入口を設けることができ、さらにバイオセンサー内部に穿刺針を配置し、かつ真空とする場合に、所望の真空雰囲気空間を設定できるといった効果を奏する。 In the former case, by arranging the soft sheet inside the biosensor, to provide an advantage such is not necessary to consider the thickness of such spacer during manufacture, whereas, in the latter case, connecting the substrate and the cover can be provided a sample inlet for introducing a sample to be measured in part, further the puncture needle is disposed inside the biosensor, and in the case of a vacuum, an effect such can set a desired vacuum atmosphere space.

また、以上の構成よりなるバイオセンサーは、電極を多数形成した長大な基板および長大なカバーを繋ぐように軟質シートを設けたうえで、軟質シートの基板およびカバーを繋ぐ部分に沿って折りたたんだ後、センサー形状に打ち抜くことにより、一度に大量のバイオセンサーを製造できる。 Also, more than biosensor the constitution is, after providing a soft sheet so as to connect long substrate and long cover to form a large number of electrodes, after folding along the portion connecting the substrate of the soft sheet and a cover , by punching the sensor shape, it can be produced a large quantity of the biosensor at a time. このような製造方法により作製される針一体型バイオセンサーは、再現性も大変に良くなり、従来の積層法によっては成しえなかった特長を有している。 Such needle-integrated biosensor is manufactured by manufacturing methods, reproducibility becomes very good, by conventional lamination method has a feature that unattainable.

また、接着剤層上には被検体の皮膚から体液を採取するための穿刺針を配置することもできる。 It is also possible to glue layer arranged puncture needle for collecting a body fluid from the skin of a subject. 穿刺針としては、被検体を穿刺する必要があるため、これに耐え得る強度を持ち、鋭利であることが望ましく、また穿刺時の痛みを抑えるために、細い穿刺針であることが好ましい。 The puncture needle, it is necessary to puncture the subject has a strength to withstand this, it is preferable is preferably a sharp, also in order to suppress the pain upon puncturing, a fine needle. 具体的には、テルモ社製で、21〜33ゲージのものが用いられる。 Specifically, Terumo Corp., is used as a 21 to 33 gauge. 穿刺針は被検体の皮膚を突き破ることができれば中空針であっても棒状針でも良い。 Puncture needle may be a rod-like needle be hollow needle if it is possible to break through the skin of a subject. さらに、穿刺針は使用されるまでバイオセンサー内に衛生的に収納されている必要があることから、抗菌・抗ウィルスに効果がある光触媒機能を針の先端表面に付与させても良い。 Further, the puncture needle it is necessary to be hygienically housed within the biosensor to be used may be a photocatalytic function is effective in antibacterial antiviral is applied to the tip surface of the needle. その場合、酸化チタンまたは二酸化チタンの膜が望ましい。 In that case, the film of titanium oxide or titanium dioxide is preferable.

ここで、試料搬送路内への試薬層、界面活性剤あるいは脂質の塗布により、その内部に収まる穿刺針が汚染される可能性がある。 Here, the reagent layer of the sample transfer path, by application of surfactant or lipid, the puncture needle that fits inside it can be contaminated. このような汚染を防ぐためには、穿刺針先端の周囲にこれらの試薬を塗布しないようにするか、あるいはレジスト層または接着剤層によって試料搬送路内の試薬層から隔離することが好ましい。 To prevent such contamination, it is preferable to isolate from the reagent layer in the sample transfer path by either avoid applying these reagents around the needle tip, or resist layer or an adhesive layer.

以上の構成よりなる針一体型バイオセンサーのうちバイオセンサー内部が密閉されているものについては、外気よりも陰圧の条件下、好ましくは真空条件下において製造することにより、センサー内部が陰圧状態で密閉され、穿刺後の試料搬送路内への採血の移動について毛細管現象に加えて、外気圧との差を利用した吸引手段を併用することができる。 For those inside the biosensor is sealed within the needle-integrated biosensors made from the above configuration, under conditions of negative pressure than the outside air, preferably by manufacturing under vacuum conditions, the sensor inside negative pressure state in sealed, for moving the blood into the sample transfer path of the puncture in addition to capillary action, can be used in combination with suction means utilizing the difference between the outside air pressure. このような構成を採用することにより、採血を円滑に行なうことが可能となる。 By adopting such a configuration, it is possible to perform smoothly the blood. ここで、穿刺採血口付近に採血導入ガイドを設けることができる。 Here, it is possible to provide a blood introduction guide near puncturing blood collecting port. 採血導入ガイドの材質としては、例えばゲル、弾性材料、発泡性材料などが挙げられ、レジストと同一素材を用いることもできる。 As the material of blood collection introduction guide, such as a gel, an elastic material, such as foamed materials and the like, may be used a resist and the same material. かかる材質よりなる採血導入ガイドは、陰圧を維持するとともに、被検体の皮膚と穿刺採血口との密着性を向上させるといった効果も併せて奏する。 Blood introducing guide consisting such a material is, while maintaining a negative pressure, effect together so such improve the adhesion between the analyte of skin and puncturing blood collecting port.

本発明の針一体型バイオセンサーは穿刺駆動を備えた測定装置により穿刺・採血・測定の一連の操作が成されることが望ましい。 Needle-integrated biosensors of the present invention it is desirable that the sequence of operations of the puncture-blood and measurement is performed by measuring apparatus equipped with a puncture drive. その場合、例えば穿刺駆動については針がバイオセンサーの軟質材を貫通して被検体の皮膚を突き破る機構と、穿刺直後、速やかに元の位置に戻る機構を備えていることが望ましい。 In that case, for example, a mechanism for the needle breaks through the skin through to the subject a soft material biosensors for puncturing driving, after the puncture, quickly it is desirable to provide a mechanism to return to its original position.

測定装置の構造上の特徴の一例を述べる。 It describes an example of the structural features of the measuring device. 本測定装置は穿刺針駆動部と測定装置部が一体化しており、穿刺針駆動部は引き金部、穿刺開始ボタン部、バネなどの弾性体による駆動部から構成される。 This measurement device is integrated is a measuring device part puncture needle driver, needle driving unit trigger unit, puncturing start button unit, and a drive unit by an elastic body such as a spring. 一方、測定装置部については、センサー導入部、コネクター、電気化学測定用回路、メモリ部、操作パネル、バイオセンサーの電極における電気的な値を計測する計測部および計測部における計測値を表示する表示部を基本構成としており、さらに、無線手段として電波、例えばブルートゥース(登録商標)を搭載することもできる。 On the other hand, the measuring device unit, the sensor inlet section displays the connector, the electrochemical measurement circuit, a memory unit, an operation panel, the measured value in the measuring unit and measuring unit for measuring an electrical value in the electrode of the biosensor display Department has a basic structure, and further, can be radio, for example, also be equipped with Bluetooth (registered trademark) as a wireless means. かかるスライド構造により、針一体型バイオセンサーを確実にホールドした状態を保ったまま穿刺駆動を受けるので、測定装置全体としての強度を高めることができる。 Such a slide structure, the needle-integrated biosensor reliably receive a puncture drive while maintaining a hold state, it is possible to increase the strength of the entire measuring device. 測定装置には、さらに針一体型バイオセンサーの穿刺針を中心線とした左右非対称構造を測定用端子の突出部で認識できる機構を備えることができる。 The measuring device may further comprise a mechanism capable of recognizing the asymmetric structure in which the center line of the puncture needle of the needle-integrated biosensor in protrusion of the measuring terminals.

測定装置の穿刺駆動は、針一体型バイオセンサー上部を鉛直方向にたたいた後、速やかに戻る機構がよく、さらに被検体の皮膚を穿刺する深度が調節可能な機構を有することが好ましい。 The puncturing operation of the measuring device, after hitting the needle-integrated biosensor upper vertically, often returns quickly mechanism, it is preferable that the depth to further puncture the skin of a subject having adjustable mechanisms.

測定装置には糖尿病疾患による視覚障害に対応した音声ガイド機能及び音声認識機能、電波時計の内臓による測定データ管理機能、測定データなどの医療機関などへの通信機能、充電機能などを併せ持たせることができる。 Voice guide function and a voice recognition capabilities for visually impaired diabetic disease in the measurement device, the measurement data management through visceral wave clock, the communication function of the medical institutions, such as measurement data, allowing Awasemota and charging function can.

測定装置の計測部における計測方法としては、特に限定はしないがポテンシャルステップクロノアンペロメトリー法、クーロメトリー法またはサイクリックボルタンメトリー法などを用いることができる。 As the measurement method in the measurement of the measuring device is not specifically limited it may be used as the potential step chronoamperometry method, the coulometric method, or cyclic voltammetry.

以上より、本発明の針一体型バイオセンサーは、使用者を限定することのない、すなわち、ユニバーサルな企画に対応し得るものとなっている。 From the above, the needle-integrated biosensors of the present invention, without limiting the user, i.e., has become that may correspond to universal planning.

本発明による実施態様の針一体型バイオセンサーについて、それぞれ図面を参照しながら詳細に説明するが、本発明はその要旨を超えない限り以下の実施例に制限されるものではない。 For needle-integrated biosensor embodiment of the present invention will be described in detail respectively with reference to the accompanying drawings, the present invention is not intended to be limited to the following Examples unless it exceeds the gist.

図1は、 電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれているバイオセンサーの一組立例を示す図である。 Figure 1 is a diagram showing an assembled example of a biosensor electrically insulating substrate and the cover are connected by the soft sheet. (a)には、電気絶縁性の基板1とレジスト層6が示されている。 The (a), the substrate 1 and the resist layer 6 of electrically insulating is shown. 基板1の表面には導電体7が設けられている。 Conductor 7 is provided on the surface of the substrate 1. (b)には、レジスト層6が設けられた基板1上に配置される接着剤層5が示されている。 In (b), the adhesive layer 5 of the resist layer 6 is disposed on the substrate 1 which is provided it is shown. ここで示したレジスト層6および接着剤層5は試料搬送路および電極反応部を形つくるためのスペーサー2としても働く。 Resist layer 6 and the adhesive layer 5 shown here also serves as a spacer 2 to make the shape of the sample transfer path and the electrode reaction part. (c)には基板1のほか、電気絶縁性のカバー15部材と、接着剤層5を表面に有する軟質シート41が示されている。 Addition of the substrate 1 (c), the electrical insulation of the cover 15 members, the soft sheet 41 is shown having an adhesive layer 5 on the surface. この軟質シート41は接着剤層5により、(d)に示す如く基板1とカバー15をバイオセンサー作製時の外部に相当する側を繋いでいる。 The soft sheet 41 by the adhesive layer 5, and connects the side corresponding to the outside of the substrate 1 and the cover 15 of the biosensor produced when, as shown in (d). この状態で軟質シート41をカバー15部材と基板1を折畳んで重ね合わせるための繋として機能させることで、(e)に示すような折畳み成形体14であるバイオセンサー3が製作できる。 This state is made to function as a joint for superimposing in the soft sheet 41 folded cover 15 member and the substrate 1 can fabricate biosensors 3 are molded body 14 fold as shown in (e). ここで示したA-A'断面を(f)に示す。 The A-A 'cross section shown here shown in (f). 基板1とカバー15は粘着テープに例示される接着剤層5を備えた軟質シートを繋として使用することで、折畳み成形体を作ることができ、このとき基板1上に設けたスペーサー2の空き部分は電極10が露出した試料搬送路8と電極反応部13を形成させるための空間を形成させることでバイオセンサー3を構成する。 Substrate 1 and the cover 15 is to use a soft sheet having an adhesive layer 5 as illustrated in the pressure-sensitive adhesive tape as joints, folding the molded body can be made, free of the spacer 2 provided on the substrate 1 at this time part constituting the biosensor 3 by forming a space for forming a sample transfer path 8 and the electrode reaction part 13 which the electrode 10 is exposed. ここでは、あらかじめ接着剤層5を設けた軟質シート41を用いているが、軟質シート41の配置部分の基板1とカバー15部分に接着剤層5を設け、そこに接着剤層5を設けていない軟質シート41を接着してバイオセンサーを製作しても良く、また上述した他の方法により軟質シートを形成して、バイオセンサーを製作することもできる。 Here, although the use of a soft sheet 41 having a pre-adhesive layer 5, an adhesive layer 5 on the substrate 1 and the cover 15 portion of the arrangement portion of the soft sheet 41 is provided, it has an adhesive layer 5 provided therein not the soft sheet 41 bonded may be made a biosensor, also to form a soft sheet by other methods described above, it is also possible to manufacture the biosensor. このようにバイオセンサー外部に、表面に接着剤層を設けた軟質シートを接着することで、電極およびスペーサー層が内側に配置されるように基板とカバーが張り合わされて折畳み成形体であるバイオセンサーが作製される。 Thus the biosensor outside, by bonding a soft sheet provided with a adhesive layer on the surface, the biosensor electrode and the spacer layer is a molded body folding which substrate and the cover are bonded together so as to be disposed on the inner side There are produced. 軟質シートが、バイオセンサー作製時の外部に相当する側に設けられていることで、後述する図3に示されるような軟質シートをバイオセンサー内部に配置せしめたものとは異なり、レジスト層の形成にあたって、軟質シートの存在を考慮しなくて良いといったメリットがある。 Soft sheet, that is provided on the side corresponding to the outside of the biosensor fabricated at, unlike what was allowed placing soft sheet as shown in FIG. 3 to be described later inside the biosensor, forming a resist layer in, there is a merit such as the presence of a soft sheet may not be taken into consideration.

図2は、図1に示した電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれているバイオセンサーの一製造例を示す図である。 Figure 2 is a diagram showing an example of producing a biosensor is electrically insulating substrate and a cover shown in FIG. 1 are connected by the soft sheet. この図では、バイオセンサー3を複数個(5個)まとめて製造する工程を示している。 This figure shows a process of manufacturing the biosensor 3 a plurality of (five) together. (a)には、2本一組の導電体7が5組と、スペーサー2としてレジスト層6と接着剤層5が配置された基板1と、その基板1を覆うカバー15部材、および接着剤層5を設けた軟質シートが示されている。 The (a), set two pair of conductors 7 5 and a substrate 1 on which the resist layer 6 and the adhesive layer 5 is arranged as a spacer 2, a cover 15 member covering the substrate 1, and the adhesive the soft sheet is shown in which a layer 5. 基板1およびカバー15は、一枚の長大な基板から切り出すことによって形成することもできる。 Substrate 1 and the cover 15 may be formed by cutting from a single lengthy substrate. この軟質シート41の接着層5を基板1とカバー15を繋ぐように貼り付けた状態が(b)に示されている。 State the adhesive layer 5 was adhered to connect the substrate 1 and the cover 15 of the flexible sheet 41 is shown in (b). ここで、(b)(i)は基板1のバイオセンサー内部を構成する側を、(b)(ii)は基板1のバイオセンサー外部を構成する側を示している。 Here shows a side constituting the (b) (i) is a side constituting the internal biosensor substrate 1, (b) (ii) is a biosensor external substrate 1. この状態で基板1上の電極等がカバー15部材が覆われるように軟質シートを境にして折畳むことで(c)に示されるような折畳み成形体14が製作される。 The electrodes and the like on the substrate 1 in a state folded molded body 14 as shown in by folding to the soft sheet to the boundary (c) As the cover 15 member is covered is manufactured. (c)に示される如く、折畳み成形体14の製造では複数個のバイオセンサー3をまとめて形成させることにより、基板1とカバー15部材の折り重ね精度が高くなるため、既存の積層法と比べると特別な位置決め機構が不要となり、経済性に優れたバイオセンサーの製作が可能となる。 As shown in (c), the forming together a plurality of biosensors 3 in the production of folding moldings 14, since the folded accuracy of the substrate 1 and the cover 15 member is increased, compared to existing lamination processes a special positioning mechanism is not required, it is possible to manufacture an excellent biosensor in economy. (d)は、(c)に点線で示した切断線に沿って個々のセンサー3に切り出した状態を示している。 (D) shows a state in which cut into individual sensors 3 along the cutting line shown by a dotted line in (c). このようにして製造されたバイオセンサーの構成は(e)および(f)に示される。 Thus the biosensor produced by construction is shown in (e) and (f).

図3は、 電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれているバイオセンサーの他の組立例を示す図である。 Figure 3 is a diagram showing another assembling example of the biosensor electrically insulating substrate and the cover are connected by the soft sheet. 図1と異なる点は、軟質シート41が接着剤層5により、(d)に示す如く基板1とカバー15をバイオセンサー作製時の内部に相当する側を繋いでいる点にある。 1 in that, the soft sheet 41 is adhesive layer 5 lies in that connects the side that corresponds to the internal substrate 1 and the cover 15 of the biosensor produced when, as shown in (d). そのため、(b)では接着剤層5の配置がレジスト6と一致しない部分があり、この部分には(c)で示す軟質シート41が貼り付けられる態様が、(d)に示されている。 Therefore, there is a part which arrangement does not match the resist 6 of the adhesive layer 5 (b), the in this portion aspects paste is soft sheet 41 shown in (c), are shown in (d).

図4は、図3に示したバイオセンサーの一製造例を示す。 Figure 4 shows an example of producing a biosensor as shown in FIG. 軟質シート41がバイオセンサー内部で基板1およびカバー15を繋ぐ本態様にあっては、基板1上に導電体7等を形成後、さらに基板1およびカバー15を移動させることなく、これらを繋ぐかたちで軟質シート41を配置することができるため、軟質シート41がバイオセンサー外部で基板1およびカバー15を繋ぐ図2の態様とは異なり、より容易かつ正確にバイオセンサーの製造を行うことができるといった効果を奏する。 The soft sheet 41 is in the present embodiment for connecting the substrate 1 and the cover 15 within the biosensor, after the formation of the conductor 7 or the like on the substrate 1, without further moving the substrate 1 and the cover 15, form connecting these in order to be able to place the flexible sheet 41, unlike the embodiment of FIG. 2 that the soft sheet 41 connects the substrate 1 and the cover 15 in the biosensor externally, more easily and accurately such can be manufactured biosensor an effect.

図5は、 電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれている吸引採血型針一体型バイオセンサーの一組立例を示す図である。 Figure 5 is a diagram electrically insulating substrate and a cover showing an assembled example of a suction blood collection needle-integrated biosensors are connected by the soft sheet. (a)〜(d)は針一体型バイオセンサーの作製例であり、i)は針一体型バイオセンサーの製作に要する構成材料、ii)ではその成形体を示している。 (A) ~ (d) is an example of manufacturing a needle-integrated biosensors, i) is shows a needle-integrated constituent materials required for fabrication of the biosensor, ii) the molded articles thereof. (a)(i)には、表面に導電体7が設けられた基板1と、レジスト6が示されている。 The (a) (i), a substrate 1 the conductor 7 is provided on the surface, the resist 6 is shown. また、レジスト6には電極面積を規定するための貫通穴37が示されている。 The through hole 37 for defining the electrode area is shown in the resist 6. (b)(i)には、レジスト6が基板1の表面に設けられており、(a)(ii)で形成したレジスト6の表面に接着剤層5および、カバー側接着剤層5の表面に配置する穿刺針部33、基板側接着剤層5の空き部分に配置する通気フィルター25が示され、それらがレジスト6表面上に配置された状態が(b)(ii)に示されている。 (B) The (i), the resist 6 is provided on the surface of the substrate 1, (a) an adhesive layer 5 and the surface of the resist 6 formed in (ii), the surface of the cover-side adhesive layer 5 needle unit 33 to place the vent filter 25 to be placed in the empty portion of the substrate-side adhesive layer 5 is shown, they have a state of being placed on the resist 6 on the surface is shown in (b) (ii) . (c)(i)では穿刺針部33の表面上にさらに接着剤層5が配置される様子が示されている。 (C) (i) in the state in which the further adhesive layer 5 on the surface of the puncture needle unit 33 is disposed is shown. ここで、穿刺針部33を挟んだカバー側接着剤層5には、穿刺針20を接着剤層5から突出させるための凹状の窪みが設けられている。 Here, the cover-side adhesive layer 5 sandwiching the puncture needle unit 33 is provided with recesses in the concave for projecting the puncture needle 20 from the adhesive layer 5. この窪みは針一体型バイオセンサーの形成時には試料搬送路となる((c)(ii))。 The depression becomes the sample transfer path at the time of formation of the needle-integrated biosensor ((c) (ii)). さらにここでは、片面に接着剤層5を設けた軟質シート41がバイオセンサー外部に相当する基板1およびカバー15を繋いでいる状態が示されている。 Furthermore Here it is shown a state in which the soft sheet 41 having a adhesive layer 5 on one side connects the substrate 1 and the cover 15 corresponds to the biosensor outside. この軟質シート41の中央には接着剤層5が設けられていないが、この部分は穿刺時に穿刺膜の役目を果たす箇所となる。 Although the adhesive layer 5 at the center of the soft sheet 41 is not provided, this portion becomes a portion that serves puncture film during puncture. (d)(i)は、(c)(ii)で示した成形体を裏から示したもので、軟質シート41の折り曲げ部には軟質材よりなる採血導入ガイド36が取付けられる。 (D) (i) is an illustration from the back of the molded body shown in (c) (ii), the bent portion of the soft sheet 41 blood introducing guide 36 made of soft material is attached. 基板1およびカバー15を内側にして折畳んで成形された針一体型バイオセンサー29が(d)(ii)に示される。 Needle-integrated biosensor 29 which is molded by folding the substrate 1 and the cover 15 in the inside as shown in (d) (ii).

(e)および(f)は、(d)(ii)に示したA-A'断面とB-B'断面をそれぞれ示している。 (E) and (f) respectively show the A-A 'cross section and the cross section B-B' shown in (d) (ii). (e)では基板1上のレジスト層6に設けられた貫通穴によって形成された空き部分に形成された電極10とその周囲の電極反応部13、試料搬送路8が軟質シート41の折り曲げ空間内に設けられ、空間26は接着剤層5のパターンに従って、基板1の中央にも広く設けられている。 (E) the resist layer surrounding the electrode 10 formed on the free portion formed by a through hole provided in the sixth electrode reaction portion 13 on the substrate 1, a sample transfer path 8 in bending space of the soft sheet 41 provided, the space 26 in accordance with the pattern of the adhesive layer 5, are provided wider in the center of the substrate 1. この空間26は、折重ね工程時に雰囲気を真空にすることで針一体型バイオセンサー単位40の内部圧を真空(陰圧)状態にすることができ、吸引採血用の針一体型バイオセンサーとすることができる。 The space 26 is folded step inside pressure of the needle-integrated biosensor unit 40 can be a vacuum (negative pressure) state by the atmosphere vacuum during, and needle-integrated biosensor for sucking blood be able to. 穿刺針20については、穿刺先端部以外が接着剤層5により保護されており、電極反応部13に設けた試薬との直接的な接触を防いでいる。 The puncture needle 20, except piercing tip is protected by the adhesive layer 5, thereby preventing direct contact with the reagents provided in the electrode reaction part 13. さらに、穿刺方向には軟質シート41があり、この部分は穿刺採血口32として作用し、穿刺により貫通穴が形成される穿刺膜として機能する。 Further, in the puncturing direction has soft sheet 41, this portion acts as a punctured blood collecting port 32, functions as a puncture membrane through holes are formed by lancing. そのとき穿刺膜付近に設けられた採血導入ガイド36は採血を穿刺膜に設けられた貫通穴から円滑にセンサー29内部へと導くためのもので、皮膚との密着性の高いものであれば良い。 Then puncture membrane blood introducing guide 36 provided in the vicinity for the purpose of leading to smooth the sensor 29 inside the through hole provided bled puncture membrane, as long as high adhesion to the skin . (f)は(e)とは別の部位における断面図であり、(e)に示されていた試料搬送路8を含む真空の空間は存在しないものの、基板中央には真空の空間26が広く設けられている。 (F) is a (e) is a cross-sectional view of another site, although vacuum of space including the sample transfer path 8 is shown in (e) is not present, wide space 26 of the vacuum to the substrate center It is provided. このような構造とすることにより、試料体積は少なくてすむ一方、真空体積を広く取ることで採血をより円滑にできる特徴がある。 With such a structure, while living in the sample volume is small, there is a feature can be bled by a wider vacuum volume more smoothly.

図6は、図5に示された吸引採血型針一体型バイオセンサーの一使用例を示す図である。 Figure 6 is a diagram showing an example of use of the suction blood collection needle-integrated biosensor shown in FIG. この吸引採血型針一体型バイオセンサー29では、(a)に示される如く被検体の皮膚27に穿刺採血口32を近づけ、採血導入ガイド36を密着させ、さらにセンサー29を皮膚27に押しつけることで、(b)で示される如く穿刺針20が軟質シート41の接着剤層が設けられていない部分を突き破り、皮膚を穿刺する。 In the suction blood collection needle-integrated biosensor 29, close the puncture blood collection port 32 on the skin 27 of a subject as (a), the brought into close contact with blood introduction guide 36, by further pressing the sensor 29 to the skin 27 , the puncture needle 20 as shown in (b) breaking through a portion adhesive layer is not provided in soft sheet 41, to puncture the skin. このとき、軟質シート41の折り曲げにより形成されていた空間26は、軟質シート41が持つ柔軟性により一時的に収縮した状態となる。 At this time, the space 26 which is formed by bending the soft sheet 41 becomes temporarily contracted state by flexibility of the soft sheet 41. 次いで皮膚27を穿刺した後、軟質シート41の弾性が働いて針20が速やかに定位置に戻ると、穿刺時に形成された貫通穴32を介して採血24が試料搬送路8および電極反応部13へと導かれる。 Then, after puncturing the skin 27, soft when the elastic sheet 41 is worked needle 20 returns to quickly place, blood 24 through the through hole 32 formed at puncture the sample transfer path 8 and the electrode reaction part 13 It is guided to. このとき、内部の陰圧が働くために採血24の導入はさらに円滑になる。 At this time, the introduction of the blood 24 to work the internal negative pressure becomes smoother. ここで、電極反応部13と中央部に設けた広い真空空間26との間には通気フィルター25が設けられており、採血24は電極反応部13より内部へは到達できないようになっている。 Here, between the large vacuum space 26 provided in the electrode reaction part 13 and the central portion and the vent filter 25 is provided, blood 24 is to the inside than the electrode reaction part 13 so as not be reached. 以上により、センサー内部への採血の導入が行われ、血中成分の測定が行われることとなる。 By the above, the introduction of blood into the internal sensor is performed, so that the measurement of blood components is performed.

本発明にかかるバイオセンサーは、各種液体の成分濃度を、酵素などを利用して電気化学的に測定する、家庭内自己診断用の血糖計、尿糖計、糖化ヘモグロビン計、乳酸計、コレステロール計、尿酸計、タンパク質計、一塩基多型センサー、遺伝子診断に用いられるDNAチップ、他にアルコール計、グルタミン酸計、ピルビン酸計、pH計などに用いられるバイオセンサーとして有効に用いられる。 Biosensor according to the present invention, the component concentration of various liquid, electrochemically measured using such enzymes, blood glucose meter for domestic self, urine sugar meter, glycated hemoglobin meter, lactate meter, a cholesterol meter , uric acid meter, protein meter, single nucleotide polymorphisms sensor, DNA chip used in genetic diagnosis, other alcohols meter, glutamic meter, pyruvate meter, is effectively used as a biosensor for use in such pH meter.

電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれているバイオセンサーの一組立例を示す図である。 It shows an assembled example of a biosensor electrically insulating substrate and the cover are connected by the soft sheet. 電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれているバイオセンサーの一製造例を示す図である。 Is a diagram showing an example of producing a biosensor electrically insulating substrate and the cover are connected by the soft sheet. 電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれているバイオセンサーの他の組立例を示す図である。 Is a diagram showing another assembling example of the biosensor electrically insulating substrate and the cover are connected by the soft sheet. 電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれているバイオセンサーの他の製造例を示す図である。 It is a diagram showing another example of producing a biosensor electrically insulating substrate and the cover are connected by the soft sheet. 電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれている吸引採血型針一体型バイオセンサーの一組立例を示す図である。 Electrically insulating substrate and the cover is a diagram showing an assembled example of a suction blood collection needle-integrated biosensors are connected by the soft sheet. 電気絶縁性基板およびカバーが軟質シートにより繋がれている吸引採血型針一体型バイオセンサーの一製造例を示す図である。 Electrically insulating substrate and the cover is a diagram showing an example of producing a suction blood collection needle-integrated biosensors are connected by the soft sheet. 従来のバイオセンサーの一組立例を示す図である。 It shows an assembled example of a conventional biosensor.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 基板2 スペーサー3 バイオセンサー5 接着剤層6 レジスト層7 導電体8 試料搬送路9 試料導入口10 電極11 端子12 空気排出口13 電極反応部(試薬層) 1 substrate 2 spacer 3 biosensor 5 adhesive layer 6 resist layer 7 conductor 8 sample transfer path 9 sample inlet 10 electrode 11 terminal 12 air outlet 13 electrode reaction part (reagent layer)
14 折畳み成形体15 カバー16 ミシン目17 試料液19 穿刺針支持体20 穿刺針25 通気フィルター26 真空空間27 指29 針一体型バイオセンサー32 穿刺採血口33 穿刺針部36 採血導入ガイド37 貫通穴40 バイオセンサー単位41 軟質シート 14 fold molded body 15 cover 16 perforations 17 sample solution 19 puncture needle support 20 puncture needle 25 venting filter 26 vacuum space 27 finger 29 needle-integrated biosensor 32 puncturing blood collecting port 33 puncture needle 36 blood introducing guide 37 through holes 40 biosensor unit 41 soft sheet

Claims (9)

  1. 電極を形成した電気絶縁性基板およびカバーの表面にスペーサーを形成させた後、 電気絶縁性基板およびカバーを軟質シートで繋ぎ、電極をバイオセンサー内部に収めるように、電気絶縁性基板およびカバーを繋ぐ軟質シート部分で折畳むことにより製造されるバイオセンサーの製造法。 After formation of the spacers on the electrode to form the electrically insulating substrate and the surface of the cover, an electrically insulating substrate and a cover connected by the soft sheet, so keep the electrodes inside the biosensor, connecting the electrically insulating substrate and a cover preparation of a biosensor that is manufactured by folding a soft sheet portion.
  2. 電気絶縁性基板およびカバーを繋いでいる軟質シートが、バイオセンサーの内部および外部の少なくとも一方に設けられている請求項1記載のバイオセンサーの製造法 Electrically insulating flexible sheet that connects the substrate and cover, the preparation of a biosensor of claim 1, wherein is provided inside and outside of at least one of the biosensor.
  3. 電気絶縁性基板およびカバー間を繋ぐ軟質シートの長さが、10mm以下である請求項1記載のバイオセンサーの製造法 The length of the soft sheet connecting between the insulating substrate and the cover, the preparation of a biosensor of claim 1, wherein at 10mm or less.
  4. 電気絶縁性基板およびカバーを繋いでいる軟質シート部に、測定対象試料を導入するための試料導入口が設けられている請求項3記載のバイオセンサーの製造法 The soft sheet portion connects the electrically insulating substrate and a cover, the preparation of a biosensor according to claim 3, wherein the sample inlet for introducing a sample to be measured is provided.
  5. 軟質シートを形成する軟質材料が、ビニル・アクリル系樹脂、ウレタンアクリレート系樹脂、ポリエステルアクリレート系樹脂、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、ポリエステル、ポリオレフィン、ポリフッ化ビニルまたはセロハンよりなる請求項1記載のバイオセンサーの製造法 Soft material forming a soft seat, vinyl acrylic resins, urethane acrylate resins, polyester acrylate resins, polyvinyl chloride, polyethylene, polyester, polyolefin, consisting of polyvinyl fluoride or cellophane claim 1, wherein the biosensor production method.
  6. 軟質シートが、片面または両面に粘着層を設けた粘着テープである請求項1記載のバイオセンサーの製造法 Soft sheets, preparation of biosensor according to claim 1, wherein the adhesive tape provided with an adhesive layer on one or both sides.
  7. 電極上に、酵素、メディエーターまたは界面活性剤のうち少なくとも一種の試薬層が形成されている請求項1記載のバイオセンサーの製造法 On the electrode, the enzyme, the preparation of a biosensor of claim 1, wherein the at least one reagent layer is formed of the mediator or surfactant.
  8. さらに電気絶縁性基板およびカバーを繋いでいる軟質シート部に対して垂直に穿刺針が固定される請求項1記載のバイオセンサーの製造法。 Preparation of a biosensor of claim 1, wherein the puncture needle vertically is fixed to the further soft sheet portion connects the electrically insulating substrate and the cover.
  9. 電気絶縁性基板およびカバーの間を繋ぐ軟質シート上に、採血導入ガイドを設けた請求項8記載のバイオセンサーの製造法。 On a soft sheet for coupling electrically insulating substrate and a cover, the preparation of a biosensor according to claim 8 in which a blood introduction guide.
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