WO2009144894A1 - バイオセンサ - Google Patents

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WO2009144894A1
WO2009144894A1 PCT/JP2009/002235 JP2009002235W WO2009144894A1 WO 2009144894 A1 WO2009144894 A1 WO 2009144894A1 JP 2009002235 W JP2009002235 W JP 2009002235W WO 2009144894 A1 WO2009144894 A1 WO 2009144894A1
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WO
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reagent
electrode
solution
biosensor
development layer
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PCT/JP2009/002235
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English (en)
French (fr)
Inventor
高橋三枝
川真田怜子
Original Assignee
パナソニック株式会社
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor such as an immunochromatographic sensor capable of electrochemical measurement by having an electrode.
  • POCT is a general term for tests performed in “close to patients” such as practitioners, specialists' examination rooms, wards, and clinics for outpatients. It is a method that has been attracting attention as a great help in improving the quality of medical care by performing various treatments and performing treatment processes and even prognostic monitoring. Compared to inspections in the central laboratory, such small analyzers can reduce the cost of sample transport, equipment, and unnecessary inspections, reducing total inspection costs. It is said that it will be possible.
  • the POCT market has been expanding rapidly in the United States, where hospital management rationalization is progressing, and is expected to become a growing market worldwide, including Japan.
  • Dry biosensors such as immunochromatographic sensors do not require reagent adjustment, and liquid samples such as blood and urine to be measured (solution to be tested) are dropped onto the biosensor. It is possible to analyze the analysis target substance contained in the liquid sample only by a simple operation such as performing this, and it is very useful for the purpose of analyzing the analysis target substance in the liquid sample easily and quickly. Therefore, many of them are put into practical use today as representatives of POCT.
  • An immunochromatographic sensor using an antigen-antibody reaction is performed with high specificity and strong binding force in a sensing reaction, and therefore exhibits superior characteristics to other sensors in the analysis of physiologically active substances present at extremely low concentrations.
  • This immunochromatographic sensor has a reaction part in which a reagent that specifically binds and reacts with a substance to be analyzed is immobilized on a porous carrier such as nitrocellulose or glass fiber filter paper, and a substance to be analyzed and a reagent specifically immobilized.
  • a labeling reagent holding part labeled with a reagent that undergoes a binding reaction is provided, and a sample addition part for adding a liquid sample to the upstream side of the sample developing direction from the labeling reagent holding part or the labeling reagent holding part is provided.
  • the measurement principle is as follows. First, a liquid sample is added to a sample addition part (test solution supply part). The added liquid sample develops on the porous carrier, reaches the labeling reagent holding part, and further develops in the downstream direction, passes through the reaction layer, and the liquid sample develops on the porous carrier downstream. Go.
  • the analyte when the analyte is contained in the liquid sample, the analyte first reacts specifically with the labeling reagent, then develops into the reaction part, and further reaches the reaction part.
  • Analytical substances that have undergone a chemical reaction cause a specific reaction with the immobilized reagent in the reaction section, and a color reaction occurs according to the concentration of the analyte, so the concentration of the analyte is analyzed by analyzing this color reaction. Can be confirmed.
  • many pregnancy diagnostic agents, cancer marker diagnostic agents, myocardial marker diagnostic agents, etc. have been put into practical use and are commercially available.
  • the measurement principle has been described by taking a sandwich reaction as an example, but a competitive reaction may be used for the measurement.
  • the information is only the information obtained by optically reading the degree of coloration in the reaction part, and the number of information is small and more accurate quantitative measurement is performed. It was difficult to do.
  • Patent Document 1 in a lateral flow type immunochromatographic sensor, a chromatographic matrix portion in which pure cellulose chromatography paper is used as a printing substrate, and electrodes are formed on the printing substrate using silver / silver chloride paste ink; A biosensor composed of an electrode part has been reported.
  • a biosensor is manufactured by forming an electrode portion on a previously formed porous film by screen printing.
  • screen printing most of the printing paste is adjusted to a paste with an organic solvent.
  • the porous shape of the porous film is destroyed by electrode formation by screen printing, and the role of the original porous film cannot be fulfilled. Therefore, when printing an electrode on the porous film, the selection of the solvent is very It was important to.
  • the printing paste enters the porous film, resulting in clogging, and the solution to be inspected does not sufficiently develop, or A situation has occurred in which the test solution does not penetrate into the hydrophobic paste material, and it has been very difficult to perform printing so as to avoid them.
  • measuring the electrode area after printing on the porous membrane is an essential inspection process, and by incorporating this process, the measurement accuracy of the biosensor is slightly improved.
  • the increase in man-hours due to the addition of the inspection process adds to the manufacturing cost of the biosensor, so even if the sensor performance is improved, there is a problem that it is impossible to provide an inexpensive biosensor. Accordingly, there has been a strong demand for providing an inexpensive material with uniform performance and capable of performing electrochemical analysis.
  • an electrochemical measurement method can be realized by forming electrodes on the biosensor by screen printing, but an optical signal in the reaction part cannot be read.
  • the upper cover and upper filter which have a sample introduction port, the 1st, 2nd impregnation part, a distribution member, the electrode part formed in the electrode substrate, the specific binding substance insolubilized film, the absorption part, the lower part
  • An electrode-type immune reaction analyzer using a flow-through method in which a substrate or the like is laminated in the thickness direction and a sample is flowed in the thickness direction (lamination direction) has been reported.
  • This method has a structure in which a specific binding substance insolubilized porous film is placed on an electrode substrate made of PET by screen printing so as to be placed without adhering to the porous film.
  • the amount of the substance that has undergone specific binding reaction is quantitatively measured by capturing the amount of current obtained from the enzyme-labeled antibody with an electrode.
  • the electrode and the porous film are separately manufactured, the printing paste is directly applied to the porous film. Is not applied, and the porous film can be prevented from being greatly destroyed, the options of the printing paste for electrode portion printing are expanded, and the frequency of variations in electrode area due to printing bleeding is reduced.
  • Patent Document 3 reports a biosensor with a built-in porous thin film in which a porous thin film is arranged on the electrode surface.
  • plasma is separated from whole blood by moving the collected whole blood sample chromatographically with a porous thin film, and only the plasma is brought into contact with the electrode system for measurement.
  • the measurement requires a sufficient time until the plasma is separated and comes into contact with the electrode system, and the separation accuracy is also a big problem for sufficiently separating the plasma, and it is difficult to be affected by hematocrit. Nevertheless, there was a problem that quantitative accuracy did not improve so much.
  • the biosensors or analyzers disclosed in Patent Documents 1 to 3 are intended to perform electrochemical detection and quantification in a biosensor based on an immune reaction.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and in a biosensor based on an immune reaction, it is possible to improve measurement accuracy, and at the same time, provide convenience as found in conventional immune biosensors. It can be measured by anyone at any time, anywhere, without losing damage, enabling electrochemical analysis and enabling measurements other than immune reactions, improving the precision of immunoassays, or measuring items based on immunological and enzymatic reactions It is an object of the present invention to provide a biosensor capable of performing simultaneous measurement and the like, capable of performing more accurate, highly accurate, and convenient measurement at low cost.
  • the biosensor of the present invention is a biosensor for qualitatively or quantitatively analyzing an analyte contained in a solution to be tested, and is electrically conductive to an insulating electrode part forming substrate.
  • An electrode sensor part provided with a layer to form an electrode part for detecting an electrochemical signal, and a chromatographic sensor part provided with a development layer for developing a solution to be inspected in a capillary flow.
  • a test solution supply unit to which a test solution is supplied is provided at a location where the development layer faces or communicates, and a reagent portion is provided in at least one of the development layer of the electrode sensor unit and the chromatographic sensor unit and the test solution supply unit.
  • the electrode sensor unit and the chromatographic sensor unit are configured to overlap each other.
  • the solution supply part to be inspected to which the solution to be inspected is supplied is provided at a position facing or connected to the electrode part and the development layer, the electrode sensor part and the chromatographic sensor part are not accurately stacked.
  • the solution to be inspected is satisfactorily supplied to the electrode part and the development layer, and the measurement accuracy is not adversely affected in each part of the electrode sensor part and the chromatosensor part.
  • the arrival position of the solution to be inspected in the development layer is detected by an electric signal, the addition of the solution to be inspected is added to the solution to be inspected, or the hematocrit value ( Arbitrary items such as detecting Hct) and correcting the reaction degree can be mentioned.
  • the insulating electrode portion forming substrate shown here is made of an insulating liquid-impermeable material.
  • the liquid impervious material here means a material in which the liquid does not infiltrate into the inside of the material, and examples thereof include synthetic resin materials such as ABS, polystyrene, polyvinyl chloride, metal, glass, and the like.
  • the surface of the liquid can be infiltrated by coating the surface with a resin or film, or by performing a treatment such as water repellent treatment. It also includes materials that prevent this.
  • the spreading layer is a channel through which a solution to be inspected develops in a capillary flow, such as a fine space formed by a porous membrane or an arbitrary member, and is a membrane filter or glass made of nitrocellulose or the like.
  • Arbitrary components such as filter paper composed of fibers and cellulose, and fine spaces formed of nanopillars may be used.
  • the development layer is provided on a development part forming substrate having an insulating property
  • the electrode sensor part and the chromatographic sensor part include the electrically conductive layer of the electrode sensor part and the chromatosensor. It is characterized in that it is configured in such a manner that the development portion forming substrate is interposed between the development layers and the development layer.
  • the electrode sensor unit and the chromatographic sensor unit are overlapped in a posture in which the development portion forming substrate is interposed between the electrically conductive layer of the electrode sensor unit and the development layer of the chromatosensor unit. Therefore, it is possible to satisfactorily produce one biosensor having two different types of sensors.
  • the development part forming substrate is interposed between the electrically conductive layer of the electrode sensor part and the development layer of the chromatographic sensor part. There is no direct contact between the sex layer and the spread layer by the capillary flow, so that there is no possibility of adversely affecting the configuration and properties of each sensor unit, and the sensor layer can exist in an independent state.
  • substrate which has insulation shown here shows that it consists of an insulating liquid impervious material.
  • the liquid impervious material here means a material in which the liquid does not infiltrate into the inside of the material, and examples thereof include synthetic resin materials such as ABS, polystyrene, polyvinyl chloride, metal, glass, and the like.
  • the liquid such as paper is a liquid permeable material that can infiltrate the inside of the material, the surface of the liquid can be infiltrated by coating the surface with a resin or film, or by performing a treatment such as water repellent treatment. Including materials that prevent the above.
  • the electrically conductive layer and the spreading layer are configured to overlap each other, but when the layers are stacked, any adhesive agent necessary to overlap the two between the development portion forming substrate and the electrically conductive layer. May be in a state of being interposed.
  • a reagent immobilization unit in which a reagent that specifically reacts with an analysis target substance is immobilized is provided in a part of the development layer.
  • a labeling reagent holding part that holds a labeling reagent that can be eluted by contact with the solution to be tested and reacts specifically with the analyte is provided.
  • the labeling reagent shown here is a labeling substance labeled with a reagent capable of reacting specifically with the analyte, and the labeling substance is any of a variety of detectable labels.
  • various enzymes and proteins, various chromogens such as fluorescent substances, absorbing dyes and luminescent substances, insoluble granular carriers such as metal colloids and latex particles may be used.
  • the solution to be tested is blood
  • the blood component is developed without being filtered
  • at least one response value in the development layer and at least one response value in the electrode section are developed. And are configured to be measurable.
  • a reagent part composed of a reagent that specifically reacts with an arbitrary substance in the solution to be tested is provided in a part of the electrode part, and the reagent part includes a solution to be tested and It can be hydrated or dissolved by contact, and qualitatively or quantitatively measures an arbitrary substance in the solution to be inspected by measuring the degree of reaction in the reagent part as a current response value.
  • This configuration makes it possible to qualitatively or quantitatively measure any substance in the test solution electrochemically.
  • the reagent shown here is a reagent that specifically reacts with an arbitrary substance in the solution to be inspected, such as an enzyme, or a mediator necessary for measuring the degree of reaction due to the enzyme reaction as a current response value.
  • An arbitrary reagent such as a reagent and an electrolyte necessary for electron transfer represented by The test solution comes into contact with the reagent in the reagent part and hydrates or dissolves, so that a specific reaction occurs between the substance and the enzyme in the test solution in an environment suitable for the reaction by the electrolyte. Done. Electrons generated by the enzyme reaction or necessary electrons are measured at the electrodes as current response values via the mediator.
  • the arbitrary substance in the test solution includes any substance that can be measured electrochemically, such as glucose, cholesterol, and neutral fat.
  • the reagent configuration in the reagent section is not necessarily required to include an enzyme, a mediator, and an electrolyte, and the reagent configuration can be arbitrarily changed according to the substance to be measured.
  • a reagent part composed of a reagent that specifically reacts with an analyte in the test solution is provided in a part of the electrode part.
  • a reagent immobilization unit which is hydrated or dissolved by contact, and has a reagent immobilizing reagent that reacts specifically with the analyte, is provided in a part of the development layer.
  • a part of the layer is provided with a labeling reagent holding part that holds a labeling reagent that can be eluted by contact with the solution to be inspected and reacts specifically with the substance to be analyzed.
  • Qualitatively or quantifying any number of analyte components in a solution to be tested by measuring as a response value and measuring the degree of reaction of the labeling reagent in the reagent immobilization section, To do.
  • the electrode sensor portion and the chromatosensor portion are provided with the development portion forming substrate interposed between the electrically conductive layer of the electrode sensor portion and the development layer of the chromatosensor portion.
  • the shape of the development layer is not destroyed, and the product has been commercialized as a biosensor.
  • the electrically conductive layer of the electrode part and the development layer are not in direct contact, even if the solvent component remains in the electrode part, there is no possibility of adversely affecting the development layer. Accordingly, the development of the solution to be inspected can be sufficiently developed without delay, and the reliability as a biosensor can be maintained well.
  • the electrode sensor part and the chromatographic sensor part may not be accurately stacked.
  • the solution to be inspected is satisfactorily supplied to the electrode part and the development layer, and the deterioration of reliability can be prevented without adversely affecting the measurement accuracy in each part of the electrode sensor part and the chromatographic sensor part.
  • the solution to be inspected is configured to be supplied to the electrode part and the development layer, the convenience of the biosensor is obtained from the information obtained from the chromatographic sensor part and the information of the electrochemical signal obtained from the electrode part. Can be improved, the accuracy can be improved, and the number of measurement items can be increased.
  • FIG. 1 is a perspective view showing the configuration of the biosensor according to Embodiment 1
  • FIG. 2 is an exploded view of the biosensor shown in FIG.
  • the biosensor according to the embodiment of the present invention is configured such that an electrode sensor unit (electrode sensor unit) 4 and a chromatosensor unit (chromatographic sensor unit) 10 described later are stacked. Has been.
  • the electrode sensor unit 4 has the following configuration. That is, the electrically conductive layer 2 is provided on the electrode part forming substrate 1 having an insulating property, and the electroconductive layer 2 is divided by the slits 5 so as to be electrochemically formed on a part of the electrode part forming substrate 1. An electrode part 3 for detecting a target signal, an electrode terminal part 13 and the like are formed to constitute an electrode sensor part (electrode sensor unit) 4.
  • the chromatographic sensor unit 10 has the following configuration. That is, reference numeral 6 in FIGS. 1 and 2 denotes a development portion forming substrate having insulating properties, and a development made of a porous film or the like on which the test solution such as blood is developed by capillary flow on the development portion forming substrate 6. Layer 7 is provided. A part of the development layer 7 is provided with a reagent immobilization part 8 on which a specific protein as a reagent is immobilized. The development layer 7 provided with these reagent immobilization parts 8 and the development part formation A chromatographic sensor unit (chromatographic sensor unit) 10 is configured by the substrate 6 and a labeling reagent holding unit 9 described later.
  • the electrode unit 3 is disposed at one end of the electrode sensor unit 4.
  • a space forming material 14 is attached above the electrode unit 3, and an object such as blood is interposed between the space forming material 14 and the electrode unit 3.
  • a gap 11 is formed as an inspection solution supply unit to which the inspection solution is supplied.
  • the lower surface side of the gap portion 11 faces the electrode portion 3 of the electrode sensor portion 4, and the back side portion of the gap portion 11 faces one end portion (upstream end portion in the development direction) of the development layer 7.
  • a part of the gap 11 is provided with a labeling reagent holding part 9 that holds a labeling reagent that can be eluted by contact with the solution to be inspected.
  • the upper surface of the spreading layer 7 is covered with a transparent liquid-impermeable sheet 12.
  • the electrode sensor unit 4 and the chromatosensor unit 10 are provided between the electrically conductive layer 2 of the electrode sensor unit 4 and the development layer 7 of the chromatosensor unit 10.
  • the development portion forming substrate 6 is disposed so as to be overlapped.
  • This biosensor is used by inserting and connecting the other end of the electrode sensor unit 4 in which the electrode terminal unit 13 and the like are formed to an analysis device (not shown), and the biosensor is attached to the analysis device.
  • a test solution such as blood is spotted (added) into the gap 11 as the test solution supply unit.
  • the biosensor is mounted on the analyzer, it can be detected from the change in the electrical signal when the circuit of the electrode sensor unit 4 of the biosensor is energized.
  • the operation of spotting (adding) the solution to be inspected to the attached biosensor can be detected by the change of the electric signal from the electrode sensor unit 4.
  • the solution to be inspected when a solution to be inspected such as blood is spotted (added) to the gap portion 11, the solution to be inspected reacts in the chromatographic sensor portion 10 and is developed and measured.
  • the hematocrit value is measured from the current response value.
  • the chromatosensor unit 10 when blood, which is an example of a test solution, is added to the gap 11 and introduced, the blood elutes the labeling reagent in the labeling reagent holding unit 9 in the gap 11.
  • the labeled antibody and the substance to be analyzed (antigen) in the solution to be inspected specifically permeate the developing layer 7 in the downstream direction of the chromatography while reaching the reagent immobilization unit 8. .
  • the complex of the labeled antibody and the antigen specifically binds and reacts with the antibody immobilized on the reagent immobilization portion 8 of the development layer 7.
  • Analyte substances in the solution to be inspected by detecting the coloration of the labeled antibody appearing in the reagent immobilization unit 8 through these processes, visually or by using an analyzer using an optical detection method. It is possible to confirm the presence or concentration of
  • a solution to be inspected such as blood is spotted (added) by the electrode sensor unit 4
  • a current response value is measured at the electrode unit 3
  • an arbitrary measurement item such as a hematocrit value is measured.
  • the biosensor Can improve the accuracy.
  • the CRP concentration is corrected based on the data (eg, hematocrit value) measured by the electrode sensor unit 4 based on the data (eg, CRP concentration) measured by the chromatographic sensor unit 10, and the CRP concentration measurement accuracy is corrected. Is increasing. That is, the concentration value of the analyte such as CRP simply measured by the chromatosensor unit 10 is adversely affected by other factors (for example, hematocrit value (blood viscosity)), and the measurement accuracy is lowered or increased.
  • connection of the biosensor to the analyzer is detected by an electrical signal from the electrode sensor unit 4, or the addition of blood, which is an example of a solution to be tested, to the gap 11.
  • the input operation becomes unnecessary.
  • it is possible to automatically detect the time of wearing or spotting automatically so there is no time lag as with manual input, and the installation and deployment start time / measurement time of the biosensor is accurate and accurate. Reliability can be improved because it can be detected automatically.
  • the electrode sensor unit 4 is configured to measure items different from the measurement items by the chromatosensor unit 10, the number of measurement items can be increased.
  • the electrode sensor unit 4 and the chromatographic sensor unit 10 are provided with the development portion forming substrate 6 interposed between the electrically conductive layer 2 of the electrode sensor unit 4 and the development layer 7 of the chromatosensor unit 10.
  • the printing paste is used even when the electrode portion 3 is formed by screen printing. Does not enter the spread layer 7 made of a porous membrane or the like, and deform or break so as to inhibit the capillary flow.
  • the electrode sensor unit 4 and the chromatographic sensor unit 10 are arranged so as to overlap each other when being commercialized as a biosensor, the electric conductive layer 2 and the chromatographic sensor unit 10 of the electrode sensor unit 4 are developed.
  • the development portion forming substrate 6 is interposed between the layer 7 and the electrode sensor portion 4, the electrically conductive layer 2 and the development layer 7 made of a porous film or the like are not in direct contact with each other. Even when the solvent component remains in the electrically conductive layer 2, there is no possibility of adversely affecting the spreading layer 7 made of a porous film or the like. Therefore, the reliability as a biosensor can be maintained satisfactorily.
  • the chromatographic sensor unit 10 and the electrode sensor unit 4 that perform measurement operations individually are arranged so as to overlap each other, and the gap portion 11 serving as a test solution supply unit to which a test solution such as blood is supplied is provided as an electrode.
  • the electrode sensor unit 4 and the chromatographic sensor unit 10 are overlapped with high precision because the chromatographic sensor unit 10 and the electrode sensor unit 4 are configured to measure in parallel with each other. Even if it is not, the solution to be inspected is satisfactorily supplied to the electrode part 3 and the development layer 7, and the measurement accuracy is not adversely affected in each part of the electrode sensor part 4 and the chromatographic sensor part 10.
  • each component related to the measurement such as the sample introduction port, the impregnation part, the flow member, the electrode part, the specific binding substance insolubilized flow path, the absorption part, the lower substrate, etc.
  • the quantitative accuracy is greatly reduced unless the antibody-insolubilized porous membrane and electrode prepared separately are accurately laminated.
  • such a problem does not occur in the embodiment of the present invention.
  • porous film is mentioned as an example as the spreading
  • the present invention is not limited to this. That is, as shown in FIGS. 3 to 5, in the biosensor according to the second embodiment, the cell contraction agent 15 is provided in the gap portion 11 and is supplied to the gap portion 11 by the cell contraction agent 15.
  • the blood cell components such as red blood cells and white blood cells of the blood are contracted so that the plasma components are introduced into the development layer 7 well and the development speed in the development layer 7 is accelerated.
  • the reagent unit 16 includes a reagent that can specifically react with an arbitrary substance in the solution to be inspected, and reads the degree of reaction with the reagent as a current response value for the substance in the solution to be inspected. It is configured to enable qualitative or quantitative measurement.
  • the reagent unit 16 includes at least one or more arbitrary reagents required for reading an electric response value such as an enzyme, a mediator, a substrate, and an electrolyte.
  • a reaction reagent part 16 composed of a reagent that specifically reacts with an arbitrary substance or analysis target in the solution to be inspected is provided on the upper surface of the electrode part 3, You may comprise so that the component which reacted with this reaction reagent part 16 may be measured with the electrode part 3.
  • FIG. The reaction reagent unit 16 can be hydrated or dissolved by contact with the solution to be tested. By measuring the reaction degree in the reaction reagent unit 16 as a current response value, any substance in the solution to be tested can be obtained. Qualitative or quantitative measurement.
  • reagent immobilization in which a reagent that specifically reacts with the analyte is immobilized on a part of the development layer 7.
  • a part 8 is provided. As shown in FIGS. 3 to 5, it can be eluted from the upper surface of the electrode part 3 or the reaction reagent part 16 provided in the gap part 11 by contact with the solution to be inspected, and is specific to the analyte. In the solution to be inspected by measuring the reaction degree in the reagent part 16 as a current response value and measuring the reaction degree of the labeling reagent in the reagent immobilization part 8. Any number of analysis target substance components may be qualitatively or quantitatively determined.
  • the labeling reagent that can be eluted by contact with the solution to be inspected and reacts specifically with the substance to be analyzed does not necessarily have to be provided on the upper surface of the electrode part 3 or in the gap part 11. May be provided upstream of the reagent immobilization unit 8.
  • any bonding method or means may be used for bonding each part, and there is no problem due to the bonding method.
  • FIGS. 6 and FIG. 7 after an electrically conductive layer 2 having an electrode part 3 is provided on an insulating electrode part forming substrate 1, a porous film or the like is formed on the surface of the electrically conductive layer 2.
  • An example of a biosensor according to a third embodiment provided with a development layer 7 is shown.
  • the development layer 7 is formed after providing the electrical conductive layer 2, the surface of the development layer 7 can be formed even when the electrical conductivity layer 2 is formed by a technique such as printing. Compared with the case where the electrically conductive layer 2 is formed, it is possible not only to form the electrode part 3 with high accuracy but also to be unaffected by the organic solvent contained in the printing paste or the like. Furthermore, since it is not necessary to perform the bonding between the electrically conductive layer 2 and the spreading layer 7, there is no need to increase the bonding accuracy.
  • the development layer is formed directly on the electrically conductive layer, it is possible to detect to which position of the development layer the solution to be inspected has reached the development layer by reaching the electrical response value. It becomes possible.
  • the electrode part 3 is created before the development layer 7 is formed or after the development layer 7 is formed.
  • the reagent is fixed. It is preferable to form a sensor configuration such as the conversion unit 8 or the labeling reagent holding unit 9.
  • FIGS. 8 and 9 show an example of a biosensor in which a sheet material 17 is provided between the electrode sensor unit 4 and the chromatographic sensor unit 10, and the sheet material 17 is used for bonding the two sensor units. It consists of the composition using.
  • the sheet material 17 has a configuration having a paste, and the two sensor parts 4 and 10 are attached to each other and brought into close contact with each other.
  • the adhesive may be any adhesive material such as an adhesive substance, a thermoplastic agent, and a photocurable resin, and there is no problem even if any adhesive means such as ultrasonic bonding is used.
  • the sheet material 17 has any shape such as a shape (a concave portion in FIGS. 8 and 9) 17a for restricting the area of the electrode portion 3 without any problem.
  • Embodiments 1 to 3 are merely examples, and are not necessarily limited to these embodiments.
  • the biosensor of the present invention is useful as a biosensor for an analyzer for POCT.

Abstract

　利便性を損なわず、いつでもどこでも誰でも測定可能な免疫センサでありながら、電気化学的解析を実現化できて、低コストで、かつ、より正確かつ高精度、または利便性の高い測定を行うことができるバイオセンサを提供する。絶縁性を有する電極部形成用基板１に電気伝導性層２が設けられて電気化学的信号を検出する電極部３が形成された電極センサ部４と、展開部形成用基板６上に、被検査溶液を展開させる多孔質膜からなる展開層７が設けられたクロマトセンサ部１０とを備え、電極センサ部４とクロマトセンサ部１０とが、展開部形成用基板６を介装させた姿勢で、重ねられて構成されている。

Description

バイオセンサ
　本発明は、電極を有することで電気化学的測定も可能な免疫クロマトセンサなどのバイオセンサに関するものである。
　近年では、在宅医療、および医院や診療所などの地域医療の充実、さらには早期診断、および緊急性の高い臨床検査の増加などに伴い、臨床検査の専門家でなくとも、それを用いて、簡易かつ迅速に、高精度の測定を実施可能である分析装置が要望されるようになってきている。このため、煩雑な操作を伴わず、短時間で信頼性の高い測定を行うことのできる、ＰＯＣＴ（Ｐｏｉｎｔ　ｏｆ　Ｃａｒｅ　Ｔｅｓｔｉｎｇ）向けの小型分析装置が、脚光をあびている。
　ＰＯＣＴとは、一般的に、開業医、専門医の診察室、病棟および外来患者向け診療所などの「患者の近いところ」で行われる検査の総称であり、検査結果を即座に医師が判断し、迅速な処置を施し、治療の過程や、予後のモニタリングまでを行うという診療の質の向上に大きく役立つものとして注目されている方法である。このような小型分析装置による検査は、中央検査室での検査に比べて、検体の運搬や、設備にかかるコストや、不要な検査にかかる費用を抑えることができ、トータルの検査費用の削減が可能になるといわれている。ＰＯＣＴ市場は、病院経営合理化の進む米国では、急速に拡大してきており、日本をはじめ世界的にみても成長市場となっていくことが予想されている。
　免疫クロマトセンサに代表されるような乾式のバイオセンサ（分析素子）は、試薬の調整を必要とせず、測定対象となる血液や尿などの液体試料（被検査溶液）を、バイオセンサ上に滴下するなどの簡単な操作のみで、該液体試料に含まれた分析対象物質を分析することが可能なものであり、液体試料中の分析対象物質を、簡便かつ迅速に分析する用途に非常に有用なため、ＰＯＣＴの代表として今日多数実用化されている。
　抗原抗体反応を用いる免疫クロマトセンサは、感知反応において高い特異性と強い結合力で行われるので、きわめて低い濃度で存在する生理活性物質の分析において、他のセンサより優れた特性を示す。この免疫クロマトセンサは、ニトロセルロースやガラス繊維濾紙などの多孔質担体上に、分析対象物質と特異的に結合反応する試薬を固定化した反応部と、分析対象物質及び固定化試薬と特異的に結合反応する試薬を標識した標識試薬保持部とを設け、標識試薬保持部あるいは標識試薬保持部よりも試料展開方向の上流側に液体試料を添加する試料添加部を設けた構成をとっている。その測定原理は以下の通りである。まず、液体試料を試料添加部（被検査溶液供給部）に添加する。添加された液体試料は多孔質担体上を展開し、標識試薬保持部に到達した後、更に下流方向へと展開して反応層を通過し、液体試料は多孔質担体上を下流まで展開していく。ここで、液体試料中に分析対象物質が含まれている場合、分析対象物質はまず標識試薬と特異的反応をした後、反応部へと展開し、更に反応部に到達すると、標識試薬と特異的反応をした分析対象物質は、反応部の固定化試薬とも特異的反応を生じ、分析対象物質濃度に応じた呈色反応が出るので、この呈色反応を分析することで分析対象物質の濃度を確認することができる。この原理を用いて、妊娠診断薬や癌マーカー診断薬、心筋マーカー診断薬などが数多く実用化されて市販されている。なお、上記はサンドイッチ反応を例にして測定原理を述べたが、測定には競合反応を用いている場合もある。
　多くの免疫クロマトセンサは、定性判定が主であったが、最近では心筋マーカー診断薬に見られるように、読取装置を用いて反応部における呈色反応の度合から分析対象物質濃度を定量測定するような商品が登場しつつある。定量測定の原理としては主に光学的現象を用いるものであって、多孔質膜からなるクロマト担体に固定された特異的タンパク質と分析対象物質との相互作用結果によって生じる呈色強度を、検出装置を用いて光学的に検出する方法がしばしば利用されている。
　しかしながら、免疫クロマトセンサを用いて定量測定を行う場合、その情報としては反応部における呈色度合を光学的に読取って得られた情報のみであり、情報数が少なく、より正確な定量測定を実施することが困難であった。
　そのため、情報数をより増やす手段として電気化学的手法を取り入れることを目的とした各種の方法がとられている。例えば、特許文献１では、ラテラルフロー方式の免疫クロマトセンサにおいて、純セルロースクロマトグラフィペーパーを印刷基板として用いて、この印刷基板上に銀・塩化銀ペーストインクを用いて電極を形成したクロマトグラフィーマトリックス部と電極部とから構成されるバイオセンサが報告されている。
　前述した方法では、予め形成されている多孔質膜上にスクリーン印刷によって電極部を形成してバイオセンサを製造している。スクリーン印刷を実施する場合、印刷ペーストの多くは有機溶剤によってペースト状に調整されているものが用いられる。しかし、多孔質膜の多くは、有機溶剤が浸透すると、その多孔質形状が変性してしまい、多孔質の形状が破壊されてしまう現象が生じる。そのため、スクリーン印刷による電極形成により多孔質膜の多孔質形状が破壊され、本来の多孔質膜の役割が果たせなくなることから、多孔質膜上に電極を印刷する場合は、その溶剤の選択が非常に重要であった。
　また、もしペースト材の選択によって問題なく印刷することができたとしても、印刷ペーストが多孔質膜内部に入り込み、目詰まりする事態が発生してしまい、被検査溶液が十分に展開しなくなる、あるいは疎水性のペースト材に被検査溶液が浸透しなくなる事態が発生してしまい、これらを回避できるように印刷することは非常に困難であった。
　また、電極をスクリーン印刷にて形成する場合、印刷時のペーストのにじみによって、測定電極面積にばらつきが発生し、これにより応答特性にばらつきが生じるなどの悪影響を与えるという問題がある。この問題は、多孔質膜に電極を形成する上記特許文献１の場合においては、非常に発生頻度が高くなるため、これらの多孔質膜の担体を用いたバイオセンサにおける定量精度の向上において、解決すべき重要課題であった。また、測定電極としてその面積が均一なもののみを選別して用いることも考えられるが、この場合には選別によって歩留まりが悪化するため、コスト上昇を招いてしまうという問題をも併発していた。
　これらの問題を解決するために、多孔質膜に対して印刷後に電極面積の測定を行うことは重要不可欠な検査工程となっており、この工程を組み込むことで、バイオセンサの測定精度は若干向上するものの、検査工程の追加による工数増加は、バイオセンサの製造コストに上乗せされるため、例えセンサ性能が向上しても、逆に安価なバイオセンサを提供することが不可能となる問題が発生してしまい、性能の均一な、電気化学的解析が実施可能な安価な材料の提供が強く要望されていた。また、バイオセンサ上に電極をスクリーン印刷にて形成することにより電気化学的測定方法を実現できる一方で、反応部における光学的信号を読み取ることができなくなる事態を招いていた。
　また、特許文献２においては、試料導入口を有する上部カバーや上部フィルタ、第１、第２の含浸部、流通部材、電極基板に形成された電極部、特異結合物質不溶化膜、吸収部、下部基板などを厚み方向に積層させ、試料を厚み方向（積層方向）に流動させるフロースルー方式を用いた電極式免疫反応分析装置が報告されている。この方法は、ＰＥＴからなる電極基板にスクリーン印刷にて作製された電極上に、特異結合物質不溶化多孔性膜を接着することなく載置するよう積層させた構成をとっており、多孔質膜にて特異結合反応した物質量を、酵素標識抗体から得られる電流量を電極にてとらえることにより、定量測定するものである。この構成をとることによって、上記特許文献１のような多孔質膜に電極を直接形成する場合と比べて、電極と多孔質膜とが別々に作製されているため、多孔質膜に直接印刷ペーストが塗布されず、多孔質膜が多大に破壊されることを防止できるとともに、電極部印刷のための印刷ペーストの選択肢が拡がり、印刷にじみによる電極面積のばらつき発生頻度も低くなる利点がある。しかしながら、別々に調整された特異結合物質不溶化多孔質膜と電極とを精度よく積層しなくては、高精度の測定が実現不可能であるばかりか、酵素反応による電気化学的信号を読み取ることにより測定するシステムであるため、特異的結合反応した物質量を酵素反応により読み取る二段階の反応が必要とされ、特異的結合反応によるばらつきと酵素反応による反応ばらつきという定量精度に及ぼす影響要因が２つとなる危険性を含んでいる。
　また、特許文献３においては、電極表面に多孔性薄膜を配した多孔性薄膜内蔵型バイオセンサが報告されている。このバイオセンサは、採取された全血検体を、多孔性薄膜によってクロマトグラフィー的に移動させることで全血から血漿を分離し、血漿だけを電極系と接触させて測定を行うものである。血漿のみを分離することで、血液中のヘマトクリットの影響を受けなくなる。しかし、測定には、血漿が分離されて電極系と接触する迄の十分な時間を要するとともに、その分離精度も血漿を十分に分離するには大きな問題があり、ヘマトクリットの影響を受け難くなるにもかかわらず、定量精度がさほど向上しないと言う問題を抱えていた。
国際公開ＷＯ０１／００４６１４号公報 特開平８－７５７４８号公報 特開２００２－９０３３１号公報
　前述したように、上記特許文献１～３に示されたバイオセンサあるいは分析装置は、免疫反応を基本とするバイオセンサにおいて、電気化学的に検出及び定量を行うことを目的としている。これらのバイオセンサあるいは分析装置を用いることで、従来、定性判定しか行えないとされてきた免疫クロマトセンサをより正確かつ高精度に定量測定を行うために電気化学的にも測定することが図られた発明であった。しかしながら、いずれの発明においても、均一な性状の材料からなるバイオセンサを提供することが非常に困難であったり、バイオセンサにおいて安定的に測定することが困難であったりと、正確かつ高精度な定量測定には程遠い状態であり、いつでも・どこでも・誰でも測定可能な免疫クロマトセンサ及びその測定を提供することは極めて困難であった。
　本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、免疫反応を基本とするバイオセンサにおいて、測定精度向上を図ることができると同時に、従来の免疫バイオセンサに見られるような、利便性を損なわない、いつでもどこでも誰でも測定可能でありながら、電気化学的解析を実現化できて、免疫反応以外の測定をも可能として、免疫測定の高精度化あるいは、免疫測定項目と酵素反応による測定項目の同時測定などを実現可能とする、低コストで、より正確かつ高精度、または利便性の高い測定を行うことができるバイオセンサを提供することを目的とする。
　上記課題を解決するために、本発明のバイオセンサは、被検査溶液に含まれる分析対象物質を定性あるいは定量するためのバイオセンサであって、絶縁性を有する電極部形成用基板に電気伝導性層が設けられて電気化学的信号を検出する電極部が形成された電極センサ部と、被検査溶液を毛細管流にて展開させる展開層が設けられたクロマトセンサ部とを備え、上記電極部および展開層が臨む箇所または通じる箇所に、被検査溶液が供給される被検査溶液供給部が設けられ、上記電極センサ部およびクロマトセンサ部の展開層および被検査溶液供給部の少なくとも１箇所に試薬部が設けられ、上記電極センサ部とクロマトセンサ部とが、重ねられて構成されていることを特徴とする。
　この構成により、被検査溶液供給部を同じとする電極センサ部とクロマトセンサ部とを備えたバイオセンサを実現することが可能となる。両センサ部は、少なくとも１箇所に試薬部が設けられており、毛細管流による展開層における反応を、クロマトセンサ部と電極センサ部との２箇所にて測定することが可能となる。
　また、被検査溶液が供給される被検査溶液供給部が、電極部および展開層に臨む箇所または通じる箇所に設けられているので、電極センサ部とクロマトセンサ部とが、精度良く重ねられていなくても、被検査溶液が電極部および展開層に良好に供給され、電極センサ部とクロマトセンサ部との各部において測定精度に悪影響を与えることもない。
　また、被検査溶液が電極部および展開層に供給されることで、クロマトセンサ部で得られた情報と、電極センサ部から得られる電気化学的信号の情報との両方の情報を得ることができ、この結果、バイオセンサによる精度を向上させたり、利便性を向上させたり、測定項目数を増加させたりすることができる。
　例えば、電気信号により、展開層における被検査溶液の到達位置を検知したり、被検査溶液供給部に被検査溶液が添加されたことを検知したり、被検査溶液が血液の場合ではヘマトクリット値（Ｈｃｔ）を検知し、反応度合を補正するなどの任意の項目が挙げられる。
　なおここで示す絶縁性を有する電極部形成用基板とは、絶縁性の液体不透過性材料からなることを示す。ここでの液体不透過性材料とは、液体がその材料内部へ浸潤しない材料を意味し、例えばＡＢＳ、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル等の合成樹脂材料の他、金属、ガラス等が挙げられる。また、紙などの液体が材料内部へ浸潤可能な液体透過性材料であっても、その表面を樹脂やフィルムなどでコーティングしたり、撥水加工などの処理を行ったりすることで、液体の浸潤を防止している材料をも含む。
　また、展開層とは、多孔質膜や任意の部材にて形成された微細空間など被検査溶液が毛細管流にて展開する流路のことであり、ニトロセルロースなどで構成されるメンブレンフィルタやガラス繊維やセルロースで構成される濾紙、ナノピラーなどで形成される微細空間など、任意の構成材を用いてよい。
　さらに、電気伝導性層の形成には、スクリーン印刷やスパッタリング加工など任意の材料を用いた任意の手段による形成で何ら問題はない。
　また、本発明のバイオセンサは、展開層が、絶縁性を有する展開部形成用基板上に設けられ、電極センサ部とクロマトセンサ部とが、上記電極センサ部の電気伝導性層と上記クロマトセンサ部の展開層との間に上記展開部形成用基板を介装させた姿勢で、重ねられて構成されていることを特徴とする。
　この構成により、電極センサ部とクロマトセンサ部とが、上記電極センサ部の電気伝導性層とクロマトセンサ部の展開層との間に上記展開部形成用基板を介装させた姿勢で、重ねられて配設されているので、異なる２つの方式のセンサを備えた１つのバイオセンサを良好に作製することが可能となる。
　また、両センサ部が設けられた構成において、電極センサ部の電気伝導性層とクロマトセンサ部の展開層との間に展開部形成用基板が介装されているので、電極センサ部の電気伝導性層と毛細管流による展開層とが直接接触することがなく、これにより、各センサ部の構成及び性状に悪影響を及ぼす恐れがなく、独立した状態で存在することが可能となる。
　なおここで示す絶縁性を有する展開部形成用基板とは、絶縁性の液体不透過性材料からなることを示す。ここでの液体不透過性材料とは、液体がその材料内部へ浸潤しない材料を意味し、例えばＡＢＳ、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル等の合成樹脂材料の他、金属、ガラス等が挙げられる。また、紙などの液体が材料内部へ浸潤可能な液体透過性材料であっても、その表面を樹脂やフィルムなどでコーティングしたり、撥水加工などの処理を行ったりすることで、液体の浸潤を防止しているような材料をも含む。
　更に、電気伝導性層と展開層とは重ねられて構成されているが、重ねる際に展開部形成用基板と電気伝導性層との間には両者を重ね合わせるのに必要な任意の糊剤が介装された状態であってよい。
　また、本発明のバイオセンサは、展開層の一部に、分析対象物質に対して特異的に反応する試薬が固定化された試薬固定化部が設けられ、被検査溶液供給部または展開層の一部に、被検査溶液との接触により溶出可能で、分析対象物質に対して特異的に反応する標識試薬が保持された標識試薬保持部が設けられ、上記試薬固定化部における上記標識試薬の反応度合を測定することにより、被検査溶液中の分析対象物質成分を定性もしくは定量することを特徴とする。
　なおここで示す標識試薬とは、分析対象物質に特異的に反応することが可能な試薬に標識物が標識されたものであり、標識物は多種多様な検出が可能な標識の何れであってもよいが、本発明の好ましい形態においては各種酵素やタンパク質、各種の色原体、例えば蛍光性物質、吸収性色素や発光物質、不溶性粒状担体、例えば金属コロイドやラテックス粒子などを用いるとよい。
　また、標識試薬保持部には標識試薬以外の任意の試薬が標識試薬と混合された状態で担持されていても何ら問題はない。
　また、本発明のバイオセンサは、被検査溶液は血液であり、血液成分は濾過されることなく展開層を展開し、展開層における少なくとも１つの応答値と、上記電極部における少なくとも１つの応答値とが測定可能に構成されていることを特徴とする。
　この構成により、展開層における応答値と、電極部における応答値との両者の応答値を得ることができるので、バイオセンサによる利便性を向上させたり、精度を向上させたり、測定項目数を増加させたりすることができる。
　また、本発明のバイオセンサは、電極部の一部に、被検査溶液中の任意の物質と特異的に反応する試薬により構成された試薬部が設けられ、前記試薬部は、被検査溶液との接触により水和あるいは溶解可能であり、上記試薬部における反応度合を電流応答値として測定することにより、被検査溶液中の任意の物質を定性もしくは定量測定することを特徴とする。
　この構成により、被検査溶液中の任意の物質を電気化学的に定性もしくは定量測定することが可能となる。
　なお、ここで示す試薬とは、被検査溶液中の任意の物質と特異的に反応する試薬、例えば酵素のようなものや、酵素反応による反応度合を電流応答値として測定するために必要なメディエータに代表される電子伝達に必要な試薬、電解質など、任意の試薬を示す。被検査溶液は、試薬部の試薬と接触して、水和あるいは溶解することで、電解質による反応に適した環境下にて、被検査溶液中の物質と酵素との間で、特異的反応が行われる。酵素反応によって生じた電子、あるいは必要な電子は、メディエータを介して電流応答値として、電極にて測定が行われる。
　また、被検査溶液中の任意の物質とは、グルコースやコレステロール、中性脂肪などに代表されるような、電気化学的に測定が可能な任意の物質があげられる。
　更に、試薬部における試薬構成は、必ずしも酵素とメディエータと電解質が含まれている必要性はなく、測定したい物質に応じて、試薬構成は任意に変更することが可能である。
　また、本発明のバイオセンサは、電極部の一部に、被検査溶液中の分析対象物と特異的に反応する試薬により構成された試薬部が設けられ、上記試薬部は、被検査溶液との接触により水和あるいは溶解可能であり、展開層の一部に、分析対象物質に対して特異的に反応する試薬が固定化された試薬固定化部が設けられ、被検査溶液供給部または展開層の一部に、被検査溶液との接触により溶出可能で、分析対象物質に対して特異的に反応する標識試薬が保持された標識試薬保持部が設けられ、上記試薬部における反応度合を電流応答値として測定することと、上記試薬固定化部における上記標識試薬の反応度合を測定することと、により、被検査溶液中の任意の数の分析対象物質成分を定性もしくは定量することを特徴とする。
　この構成により、電気化学的に検出可能な物質と、クロマトセンサを用いて測定する免疫反応にて検出される物質とを、任意の数、一つのバイオセンサ上にて測定することを実現できる。
　以上のように本発明によれば、電極センサ部とクロマトセンサ部とを、上記電極センサ部の電気伝導性層とクロマトセンサ部の展開層との間に展開部形成用基板を介装させた姿勢で、重ねられて配設させることにより、製造工程において、電極部をスクリーン印刷により形成する場合でも、展開層の形状が破壊されてしまうことがなく、また、バイオセンサとして製品化された状態でも電極部の電気伝導性層と展開層とが直接接触することがないので、電極部に溶剤成分が残っていた場合でも、展開層に悪影響を及ぼす恐れがない。したがって、被検査溶液の展開が滞ることもなく十分な展開が可能であり、バイオセンサとしての信頼性を良好に維持することができる。
　また、被検査溶液が供給される被検査溶液供給部を、電極部および展開層に臨む箇所または通じる箇所に設けることにより、電極センサ部とクロマトセンサ部とが、精度良く重ねられていなくても、被検査溶液が電極部および展開層に良好に供給され、電極センサ部とクロマトセンサ部との各部において測定精度に悪影響を与えることもなく、信頼性の低下を防止できる。
　そして、被検査溶液が電極部および展開層に供給される構成としたことで、クロマトセンサ部で得られた情報と、電極部から得られる電気化学的信号の情報とから、バイオセンサによる利便性を向上させたり、精度を向上させたり、測定項目数を増加させたりすることができる。
本発明の実施の形態１に係るバイオセンサの斜視図 同バイオセンサの分解斜視図 本発明の実施の形態２に係るバイオセンサの斜視図 同バイオセンサの部分分解斜視図 同バイオセンサの分解斜視図 本発明の実施の形態３に係るバイオセンサの分解斜視図 本発明の実施の形態３に係る他のバイオセンサの分解斜視図 本発明の実施の形態３に係るさらに他のバイオセンサの斜視図 同バイオセンサの分解斜視図
　以下、本発明の実施の形態に係るバイオセンサについて、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、ここで示す実施の形態はあくまでも一例であって、必ずしもこの実施の形態に限定されるものではない。
　図１は本実施の形態１に係るバイオセンサの構成を示す斜視図であり、図２は図１に示すバイオセンサの分解図である。
　図１および図２に示すように、本発明の実施の形態に係るバイオセンサは、後述する電極センサ部（電極センサユニット）４とクロマトセンサ部（クロマトセンサユニット）１０とが、重ねられて構成されている。
　ここで、電極センサ部４は、以下のような構成とされている。すなわち、絶縁性を有する電極部形成用基板１上に電気伝導性層２が設けられ、電気伝導性層２をスリット５により分割するなどして電極部形成用基板１上の一部に電気化学的信号を検出する電極部３や電極端子部１３などが形成されて電極センサ部（電極センサユニット）４が構成されている。
　また、クロマトセンサ部１０は、以下のような構成とされている。すなわち、図１および図２における６は絶縁性を有する展開部形成用基板で、この展開部形成用基板６上に、血液などの被検査溶液を毛細管流により展開させる多孔質膜などからなる展開層７が設けられている。展開層７の一部には、試薬としての特異的蛋白質が固定化された試薬固定化部８が設けられており、これらの試薬固定化部８が設けられた展開層７、および展開部形成用基板６、後述する標識試薬保持部９などによりクロマトセンサ部（クロマトセンサユニット）１０が構成されている。
　また、電極センサ部４における一端部に電極部３が配置されているが、この上方に、空間形成材１４が取り付けられ、この空間形成材１４と電極部３との間に、血液などの被検査溶液が供給される被検査溶液供給部としての間隙部１１が形成されている。間隙部１１は、その下面側が電極センサ部４の電極部３に臨んでおり、また、間隙部１１の奥側箇所が展開層７の一端部（展開方向上流側端部）に臨んでいる。なお、間隙部１１の一部には、被検査溶液との接触により溶出可能な標識試薬が保持された標識試薬保持部９が設けられているが、この標識試薬保持部９は、展開層７の一部（試薬固定化部８よりも展開方向上流箇所）に設けてもよく、標識試薬以外の任意の試薬が含まれている構成でもよい。また、この実施の形態では、展開層７の上面が、透明な液体不透過性シート１２により覆われている。
　また特に、本発明の実施の形態に係るバイオセンサは、電極センサ部４とクロマトセンサ部１０とが、電極センサ部４の電気伝導性層２とクロマトセンサ部１０の展開層７との間に展開部形成用基板６を介装させた姿勢で、重ねられて配設されている。
　このバイオセンサは、図外の分析装置に、電極端子部１３などが形成されている電極センサ部４の他端部を挿入させて接続することで使用され、分析装置にバイオセンサを装着した状態で、被検査溶液供給部としての間隙部１１に血液などの被検査溶液が点着（添加）されるよう構成されている。そして、当該バイオセンサを上記分析装置に装着した際には、このバイオセンサの装着動作があったことを、バイオセンサの電極センサ部４の回路に通電された際の電気信号の変化より検知でき、またこの後、装着されたバイオセンサへの被検査溶液の点着（添加）動作を、電極センサ部４からの電気信号の変化により検知できるよう構成されている。
　上記構成において、間隙部１１に、血液などの被検査溶液が点着（添加）されると、クロマトセンサ部１０において被検査溶液が反応するとともに展開、測定される。また、これと並行して、電極部３において、例えばこの実施の形態においては、電流応答値からヘマトクリット値の測定を行う。
　ここで、クロマトセンサ部１０においては、被検査溶液の一例である血液を間隙部１１に添加して導入させると、血液は、間隙部１１における標識試薬保持部９にて標識試薬を溶出する。前記標識試薬の溶出によって、標識抗体と被検査溶液の分析対象物質（抗原）とが特異的に結合反応しながらさらに展開層７をそのクロマト下流方向に浸透し、試薬固定化部８に到達する。そして、標識抗体と抗原との複合体は展開層７の試薬固定化部８に固定化された抗体と特異的に結合反応する。これらの過程を経緯して試薬固定化部８に出現した標識抗体の呈色を、目視あるいは、光学的検出方法を用いた分析装置を用いて検出することにより、被検査溶液中の分析対象物質の存在、あるいは濃度を確認することが可能となる。
　また、前記したように電極センサ部４により、血液などの被検査溶液が点着（添加）されると、電極部３において電流応答値が測定され、ヘマトクリット値などの任意の測定項目が測定される。
　これにより、クロマトセンサ部１０で得られる情報（応答値）と、電極センサ部４から得られる電気化学的信号の情報（応答値）との両方の情報を得ることができ、この結果、バイオセンサによる精度を向上させることができる。この実施の形態では、クロマトセンサ部１０で測定したデータ（例えば、ＣＲＰ濃度）に、電極センサ部４で測定したデータ（例えばヘマトクリット値）に基づいて、ＣＲＰ濃度を補正し、ＣＲＰ濃度の測定精度を高めている。つまり、単にクロマトセンサ部１０で測定したＣＲＰ等の分析対象物質の濃度値は、他の要因（例えばヘマトクリット値（血液粘度））によって悪影響を受けて、測定精度が低下したり上昇したりすることがあるが、本実施の形態では、電極センサ部４で測定したヘマトクリット値に基づいて補正することで分析対象物質の濃度測定の精度を高めることが可能となる。
　また、当該バイオセンサを分析装置に接続したことを、電極センサ部４からの電気信号により検知したり、間隙部１１に被検査溶液の一例である血液が添加されたことを、電極センサ部４からの電気信号により検知したりして、利便性を向上させることができる。例えば、バイオセンサを分析装置に装着したことやバイオセンサに被検査溶液を点着したことを手動で入力するなどして分析装置を操作する場合と比較して、前記入力操作が不要となって利便性が向上するとともに、装着時や点着時を自動的に即時に検出できるので、手動入力時のようなタイムラグを生じることもなく、バイオセンサの装着や展開開始時間・測定時間を正確かつ自動的に検知できるので信頼性が向上する。
　また、クロマトセンサ部１０による測定項目とは別の項目を電極センサ部４により測定するように構成した場合には、測定項目数を増加させることもできる。
　さらに、上記構成により、電極センサ部４とクロマトセンサ部１０とが、電極センサ部４の電気伝導性層２とクロマトセンサ部１０の展開層７との間に展開部形成用基板６を介装させた姿勢で、重ねられて配設されているので、製造工程において、電気伝導性層と展開層７は別々に形成されることから、電極部３をスクリーン印刷により形成する場合でも、印刷ペーストが多孔質膜などからなる展開層７に入り込んでその毛細管流を阻害するように変形したり、破壊したりするなどの不具合を生じることがない。また、バイオセンサとして製品化される際に、電極センサ部４とクロマトセンサ部１０とが重ねられて配設された際でも、電極センサ部４の電気伝導性層２とクロマトセンサ部１０の展開層７との間に展開部形成用基板６が介装されるので、電極センサ部４の電気伝導性層２と多孔質膜などからなる展開層７とが直接接触することがなく、これにより、電気伝導性層２に溶剤成分が残っていた場合でも、多孔質膜などからなる展開層７に悪影響を及ぼす恐れがない。したがって、バイオセンサとしての信頼性を良好に維持することができる。
　また、それぞれ個別に測定動作が行われるクロマトセンサ部１０と電極センサ部４とを単に重ねて配置し、血液などの被検査溶液が供給される被検査溶液供給部としての間隙部１１を、電極部３および展開層７に臨む箇所に設け、クロマトセンサ部１０と電極センサ部４とにより並行して測定する構成であるので、電極センサ部４とクロマトセンサ部１０とが、精度良く重ねられていなくても、被検査溶液が電極部３および展開層７に良好に供給され、電極センサ部４とクロマトセンサ部１０との各部において測定精度に悪影響を与えることもない。つまり、上記特許文献２に示されているような、試料導入口と、含浸部、流通部材、電極部、特異結合物質不溶化流路、吸収部、下部基板などの測定に関する各構成要素を厚み方向に積層させて、試料を厚み方向に流動させるフロースルー方式の場合には、別々に調整された抗体不溶化多孔質膜と電極とを精度よく積層しなくては、定量精度が大きく低下してしまうが、本発明の実施の形態では、このような不具合は生じない。
　なお、上記実施の形態では、被検査溶液の一例である血液が被検査溶液供給部としての間隙部１１から電極部３や展開層７に直接導入される場合を述べたが、これに限るものではなく、被検査溶液供給部としての間隙部１１と、電極部３（または展開層７）との間に、被検査溶液が流入できる接続通路を設けて、この接続通路を通して被検査溶液が電極部３や展開層７に流れ込むよう構成してもよい。
　なお、展開層７として多孔質膜を例に挙げているが、ほんの一例であり、任意の被検査溶液を毛細管流にて展開させるのが可能な材料で何ら問題ない。
　また、上記実施の形態では、血液が電極部３や展開層７に直接供給される場合を述べたが、これに限るものではない。すなわち、図３～図５に示すように、第２の実施の形態に係るバイオセンサでは、間隙部１１に細胞収縮剤１５を設けて、この細胞収縮剤１５により、間隙部１１に供給された血液の赤血球や白血球などの血球成分を収縮させて、血漿成分が展開層７に良好に導入され、展開層７での展開速度を促進させるように構成している。また、試薬部１６では、被検査溶液中の任意の物質と特異的反応が可能な試薬などが含まれており、被検査溶液中の物質について、試薬との反応度合を電流応答値として読みとり、定性あるいは定量測定が可能となるように構成している。この試薬部１６には、酵素あるいはメディエータや基質、電解質などの電気応答値読み取りのために必要とされる任意の試薬が、少なくとも１つ、あるいはそれ以上の数含まれている。
　更に、図３～図５に示すように、電極部３の上面に、被検査溶液中の任意の物質または分析対象物と特異的に反応する試薬により構成された反応試薬部１６を設けて、この反応試薬部１６で反応した成分を電極部３で測定するよう構成してもよい。なお、反応試薬部１６は、被検査溶液との接触により水和あるいは溶解可能であり、上記反応試薬部１６における反応度合を電流応答値として測定することにより、被検査溶液中の任意の物質を定性もしくは定量測定する。
　なお、この実施の形態でも、図１、図２に示す実施の形態と同様に、展開層７の一部に、分析対象物質に対して特異的に反応する試薬が固定化された試薬固定化部８が設けられている。そして、図３～図５に示すように、電極部３の上面や、間隙部１１内に設けた反応試薬部１６に、被検査溶液との接触により溶出可能で、分析対象物質に対して特異的に反応する標識試薬を含有させ、上記試薬部１６における反応度合を電流応答値として測定することと、上記試薬固定化部８における上記標識試薬の反応度合を測定することにより、被検査溶液中の任意の数の分析対象物質成分を定性もしくは定量するとよい。なお、被検査溶液との接触により溶出可能で、分析対象物質に対して特異的に反応する標識試薬は、必ずしも、電極部３の上面や、間隙部１１内に設ける必要はなく、展開層７における試薬固定化部８よりも上流位置に設けてもよい。
　なお、図１～図５に示す構成においては、各部の貼り合わせなどに任意の貼り合わせ方法や手段を用いればよく、貼り合わせ方による問題は何ら生じない。
　また、図６および図７は、絶縁性を有する電極部形成用基板１上に電極部３を有する電気伝導性層２を設けた後、電気伝導性層２の表面に多孔質膜などからなる展開層７を設けた第３の実施の形態に係るバイオセンサの一例を示している。図６および図７に示すバイオセンサでは、電気伝導性層２を設けた後に展開層７を形成することから、印刷などの手法により電気伝導性層２を形成する場合でも、展開層７の表面に電気伝導性層２を形成する場合と比較して、高精度の電極部３を形成することが可能となるばかりか、印刷ペーストなどに含まれる有機溶媒などの影響を受けなくてよい。更に、電気伝導性層２と展開層７との貼り合わせを行わなくてもよいため、貼り合わせ精度を高める必要性がなくなる。
　また、電気伝導性層上に直接展開層が形成されていることから、展開層のどの位置まで、被検査溶液が展開層を展開し到達しているのかを、電気応答値により検出することが可能となる。
　この場合、電極部３は展開層７の形成前に作成しても、展開層７の形成後に作成しても何ら問題はなく、電気伝導性層２および展開層７を形成した後に、試薬固定化部８や標識試薬保持部９などのセンサ構成を形成するとよい。
　また、図８および図９は、電極センサ部４とクロマトセンサ部１０との間にシート材１７を設けたバイオセンサの一例を示しており、両センサ部の貼り合わせのために、シート材１７を用いた構成からなる。シート材１７は、糊剤をもつ構成であり、両センサ部４、１０同士を貼付けて密着させる。なお、糊剤としては、粘着性物質や熱可塑剤、および光硬化性樹脂など任意の貼付材でもよく、超音波接着などの任意の貼付手段を用いてもなんら問題ない。また、シート材１７は、電極部３の面積規制のための形状（図８、図９においては凹部）１７ａを成すなど、任意の形状で何ら問題ない。
　なお、実施の形態１～３で示す実施の形態はあくまでも一例であって、必ずしもこれらの実施の形態に限定されるものではない。
　本発明のバイオセンサは、ＰＯＣＴ向けの分析装置用のバイオセンサとして有用である。

Claims (6)

  1. 　被検査溶液に含まれる分析対象物質を定性あるいは定量するためのバイオセンサであって、
    絶縁性を有する電極部形成用基板に電気伝導性層が設けられて電気化学的信号を検出する電極部が形成された電極センサ部と、
    被検査溶液を毛細管流にて展開させる展開層が設けられたクロマトセンサ部とを備え、
    上記電極部および展開層が臨む箇所または通じる箇所に、被検査溶液が供給される被検査溶液供給部が設けられ、
    上記電極センサ部およびクロマトセンサ部の展開層および被検査溶液供給部の少なくとも１箇所に試薬部が設けられ、
    上記電極センサ部とクロマトセンサ部とが、重ねられて構成されていることを特徴とするバイオセンサ。
  2. 　展開層が、絶縁性を有する展開部形成用基板上に設けられ、
    電極センサ部とクロマトセンサ部とが、上記電極センサ部の電気伝導性層と上記クロマトセンサ部の展開層との間に上記展開部形成用基板を介装させた姿勢で、重ねられて構成されていることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
  3. 　展開層の一部に、分析対象物質に対して特異的に反応する試薬が固定化された試薬固定化部が設けられ、
    被検査溶液供給部または展開層の一部に、被検査溶液との接触により溶出可能で、分析対象物質に対して特異的に反応する標識試薬が保持された標識試薬保持部が設けられ、
    上記試薬固定化部における上記標識試薬の反応度合を測定することにより、被検査溶液中の分析対象物質成分を定性もしくは定量することを特徴とする請求項１に記載のバイオセンサ。
  4. 　被検査溶液は血液であり、血液成分は濾過されることなく展開層を展開し、展開層における少なくとも１つの応答値と、上記電極部における少なくとも１つの応答値とが測定可能に構成されていることを特徴とする請求項１に記載のバイオセンサ。
  5. 　電極部の一部に、被検査溶液中の任意の物質と特異的に反応する試薬により構成された試薬部が設けられ、
    前記試薬部は、被検査溶液との接触により水和あるいは溶解可能であり、
    上記試薬部における反応度合を電流応答値として測定することにより、被検査溶液中の任意の物質を定性もしくは定量測定することを特徴とする請求項１に記載のバイオセンサ。
  6. 　電極部の一部に、被検査溶液中の分析対象物と特異的に反応する試薬により構成された試薬部が設けられ、上記試薬部は、被検査溶液との接触により水和あるいは溶解可能であり、
    展開層の一部に、分析対象物質に対して特異的に反応する試薬が固定化された試薬固定化部が設けられ、被検査溶液供給部または展開層の一部に、被検査溶液との接触により溶出可能で、分析対象物質に対して特異的に反応する標識試薬が保持された標識試薬保持部が設けられ、
    上記試薬部における反応度合を電流応答値として測定することと、上記試薬固定化部における上記標識試薬の反応度合を測定することと、により、被検査溶液中の任意の数の分析対象物質成分を定性もしくは定量することを特徴とする請求項１に記載のバイオセンサ。
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