WO2016194392A1 - バイオセンサチップ及びバイオセンサ装置 - Google Patents

バイオセンサチップ及びバイオセンサ装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2016194392A1
WO2016194392A1 PCT/JP2016/002723 JP2016002723W WO2016194392A1 WO 2016194392 A1 WO2016194392 A1 WO 2016194392A1 JP 2016002723 W JP2016002723 W JP 2016002723W WO 2016194392 A1 WO2016194392 A1 WO 2016194392A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
substrate
sample
biosensor chip
spacer layer
cover film
Prior art date
Application number
PCT/JP2016/002723
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
俊祐 能見
健一 山元
悠一 阿部
一明 持田
Original Assignee
日東電工株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 日東電工株式会社 filed Critical 日東電工株式会社
Priority to CN201680032806.6A priority Critical patent/CN107615054A/zh
Priority to US15/577,807 priority patent/US20180164243A1/en
Publication of WO2016194392A1 publication Critical patent/WO2016194392A1/ja

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A61B2562/166—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted on a specially adapted printed circuit board

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor chip and a biosensor device, for example, a biosensor chip and a biosensor device used for concentration measurement of components in a blood sample.
  • SMBG Self Blood Glucose
  • a biosensor device that uses an electrochemical method as an operating principle is generally used as a device for SMBG.
  • a biosensor device used for SMBG is used, for example, by mounting a disposable biosensor chip on the device main body.
  • the operating principle of this device is as follows. When blood is dropped or introduced into the electrode part of the biosensor chip, an enzyme provided in advance in the biosensor chip oxidizes blood sugar (glucose) in the blood and the enzyme itself is reduced. The reduced enzyme brings the electron carrier into a reduced state by an oxidation-reduction reaction with an electron carrier (oxidation state) provided in advance in the biosensor chip.
  • This reduced electron carrier reaches the electrode surface, and an oxidation reaction of the electron carrier occurs on the electrode surface to which a potential is applied, whereby a current flows between the electrodes. Since the current flowing at this time depends on the glucose concentration in the blood, the glucose concentration (blood glucose level) in the blood can be indirectly measured by this current value.
  • the hematocrit value (ratio of the volume of red blood cells in the blood) of the blood sample is obtained from the blood fluidity, and the blood glucose measurement result is obtained based on the obtained hematocrit value.
  • Biosensor devices that perform correction have been proposed (Patent Documents 1 and 2).
  • hematocrit correction has been pointed out to be overcorrected, and was insufficient in terms of improving measurement accuracy. For example, there is a risk that the patient administers wrong insulin based on an inaccurate measurement result different from the actual blood glucose level. In this case, the possibility of a serious medical accident that adversely affects the human body of the patient cannot be denied. Therefore, improvement in blood glucose level measurement accuracy can be said to be one of important medical issues from the viewpoint of treating diabetes that causes various complications such as cerebral infarction, myocardial infarction, and neuropathy.
  • an object of the present invention is to provide a biosensor chip and a biosensor device that can measure the concentration of a component (such as blood sugar) in a blood sample that is a sample to be detected with higher accuracy.
  • the biosensor chip according to the first aspect of the present invention is: A substrate provided with an electrode on the first main surface; A cover film disposed to face the first main surface of the substrate; A spacer layer that is disposed between the substrate and the cover film and functions as a bonding material for integrating the substrate and the cover film; Including The spacer layer is provided with a slit that constitutes a sample introduction port provided on a side surface of the laminate of the substrate, the spacer layer, and the cover film, and a sample channel for flowing the sample to the electrode by capillary action. And A hydrophilic filter is provided between the slit of the spacer layer and the sample detection part of the electrode of the substrate.
  • the biosensor chip according to the second aspect of the present invention is: A substrate provided with an electrode on the first main surface; A cover film disposed to face the first main surface of the substrate; As a bonding layer that is a spacer layer disposed between the substrate and the cover film, has a slit provided at least in a portion corresponding to the electrode, and integrates the substrate and the cover film A functioning spacer layer; A hydrophilic filter disposed between the spacer layer and the substrate and covering at least a portion of the electrode corresponding to the slit; Including A region formed by the cover film, the slit of the spacer layer, and the substrate is a sample flow path.
  • the biosensor chip according to the third aspect of the present invention is: A substrate provided with a detector for detecting a blood sample on the first main surface; A cover film disposed to face the first main surface of the substrate; A spacer layer disposed between the substrate and the cover film, having a sample channel for introducing the blood sample by capillary action, and as a bonding material for integrating the substrate and the cover film A spacer layer that also functions, A hydrophilic filter disposed between the spacer layer and the substrate, and provided at a position through which the blood sample reaching the detection unit passes, including.
  • the present invention also provides: The device body, The biosensor chip of the present invention, which is detachable from the apparatus main body, Including The apparatus main body is Based on the current value flowing between the pair of electrodes of the biosensor chip, a detection unit for detecting a detection substance in the sample, An analysis unit for analyzing a detection result by the detection unit; A display unit for displaying the analysis result by the analysis unit as a measurement value; A biosensor device is also provided.
  • the sample to be detected is a blood sample
  • the blood sample that reaches the electrode or the detection unit through the sample channel passes through the hydrophilic filter, and thus is a blood component. Red blood cell permeation can be prevented. Therefore, the value detected as the current flowing through the electrode or the detection result by the detection unit becomes more accurate with the influence of, for example, red blood cells reduced.
  • the concentration of a component for example, blood glucose
  • the biosensor device of the present invention includes the biosensor chip of the present invention that exhibits the above effects, for example, the concentration of a component (for example, blood glucose) in a blood sample can be measured with higher accuracy.
  • a component for example, blood glucose
  • FIG. 1A is a schematic exploded perspective view showing a configuration example of a biosensor chip in an embodiment of the present invention.
  • 1B is a cross-sectional view taken along the line II of FIG. 1A.
  • FIG. 2A is a schematic exploded perspective view showing another configuration example of the biosensor chip in the embodiment of the present invention.
  • 2B is a cross-sectional view taken along the line II-II in FIG. 2A.
  • FIG. 3A is a schematic exploded perspective view showing still another configuration example of the biosensor chip in the embodiment of the present invention.
  • 3B is a cross-sectional view taken along line III-III in FIG. 3A.
  • FIG. 4A is a schematic exploded perspective view showing still another configuration example of the biosensor chip in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 4B is a cross-sectional view taken along line IV-IV in FIG. 4A.
  • FIG. 5A is a schematic exploded perspective view showing still another configuration example of the biosensor chip in the embodiment of the present invention.
  • 5B is a cross-sectional view taken along line VV in FIG. 5A.
  • FIG. 6 is a schematic view of a biosensor device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view of the test cell used in Reference Example A.
  • FIG. 8 is a top view of the test cell used in Reference Example A.
  • FIG. FIG. 9 is a cross-sectional view showing a state in which a filter is installed in the test cell used in Reference Example A.
  • FIG. 10 is a top view showing a state in which a filter is installed in the test cell used in Reference Example B.
  • FIG. 11A is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. 11B is a cross-sectional view taken along line BB in FIG. 12 is a top view showing a state where a filter is installed in another test cell used in Reference Example B.
  • a substrate having an electrode provided on a first main surface, a cover film disposed to face the first main surface of the substrate, the substrate and the cover A spacer layer disposed between the film and having a slit provided at least in a portion corresponding to the electrode, and functioning as a bonding material for integrating the substrate and the cover film; And a hydrophilic filter disposed between the spacer layer and the substrate and covering at least a portion of the electrode corresponding to the slit.
  • a region formed by the cover film, the slit of the spacer layer, and the substrate is a sample flow path.
  • the position where the sample introduction port of the sample channel is provided is not limited, but hereinafter, the sample introduction port is the sample channel on the side surface of the laminate of the substrate, the spacer layer, and the cover film. An example of an opening will be described.
  • the detection target is a blood sample
  • the opening of the sample channel on the side surface of the laminate of the substrate, the spacer layer, and the cover film is used as the sample introduction port to the sample channel, and the sample is converted into the sample channel by so-called capillary phenomenon. It has the structure to introduce.
  • the blood sample that reaches the electrode from the sample introduction port through the sample flow path passes through the hydrophilic filter, and thus can prevent red blood cells from passing therethrough. . Therefore, the value detected as the current flowing through the electrode is an accurate value in which the influence of red blood cells is reduced.
  • the concentration of a specific component for example, blood glucose
  • the sample has conventionally been made hydrophilic, for example, by hydrophilizing the portion of the cover film that faces the sample channel. It was necessary to make the member that becomes the wall surface of the flow path hydrophilic.
  • the biosensor chip of the present embodiment is a filter that is in the sample flow path and that is provided so as to cover at least a portion corresponding to the slit in the electrode that the blood sample reaches.
  • the portion corresponding to the slit of the electrode is, for example, a portion that overlaps the slit in the electrode when the substrate and the spacer layer are viewed from the direction along the stacking direction.
  • the hydrophilic filter covers at least the part of the electrode corresponding to the slit, and the structure in which the hydrophilic filter directly covers (in contact with) the electrode, and indirectly (in no contact). Including both covering and construction.
  • FIG. 1A and FIG. 1B show a configuration example (first configuration example) of a biosensor chip.
  • 1A is a schematic exploded perspective view of the biosensor chip
  • FIG. 1B is a cross-sectional view taken along the line II of FIG. 1A.
  • the biosensor chip 1 shown in FIGS. 1A and 1B includes an electrode substrate 11, a hydrophilic filter 12, a spacer layer 13, and a cover film 14.
  • An electrode pattern 15 including a pair of electrodes (first electrode 151 and second electrode 152) and a predetermined wiring 153 is provided on the first main surface 11 a of the electrode substrate 11.
  • the hydrophilic filter 12 is disposed on the first main surface 11 a of the electrode substrate 11 and covers the electrodes 151 and 152.
  • the hydrophilic filter 12 covers at least a portion corresponding to a later-described slit 13a formed in the spacer layer 13, in other words, the electrode is not covered by the spacer layer 13 and blood. Any part that may come into contact with the sample may be used.
  • the hydrophilic filter 12 is disposed in the entire sample flow path 16 to be described later, has substantially the same shape as a slit 13a to be described later of the spacer layer 13, and is larger than the slit 13a (first configuration). In the example, it has a slightly larger size).
  • a spacer layer 13 is disposed on the first main surface 11a of the electrode substrate 11 on which the hydrophilic filter 12 is disposed.
  • the spacer layer 13 is a spacer layer for forming the sample channel 16 and has a slit 13 a provided at a portion corresponding to at least the slit 13 a of the electrodes 151 and 152. Furthermore, the spacer layer 13 also functions as a bonding material that integrates the electrode substrate 11 and the cover film 14. In addition, the spacer layer 13 is disposed so that the edge of the slit 13 a is located inside the outer edge of the hydrophilic filter 12, and the hydrophilic filter 12 is bonded to the electrode substrate 11 by the spacer layer 13.
  • the cover film 14 is disposed on the spacer layer 13 and faces the first main surface 11 a of the electrode substrate 11.
  • a region formed by the electrode substrate 11, the slit 13 a of the spacer layer 13, and the cover film 14 becomes the sample channel 16, and the sample channel 16 on the side surface of the laminate of the electrode substrate 11, the spacer layer 13 and the cover film 14.
  • Is the sample introduction port 17 (see FIG. 1B). Note that an air hole (not shown) is formed in the sample channel 16 at any position opposite to the sample introduction port 17.
  • a blood sample is introduced from the sample introduction port 17 to the back of the sample flow channel 16 (the end opposite to the sample introduction port 17) by capillary action, and passes through the hydrophilic filter 12 to the electrodes 151 and 152. To reach.
  • the electrode substrate 11 is formed by printing an electrode pattern 15 including a first electrode 151, a second electrode 152, and a predetermined wiring 153 with a conductive material on a support substrate having at least one main surface having an insulating property.
  • a support substrate a known substrate used as a support substrate constituting an electrode substrate in a biosensor chip, such as a resin substrate, can be used.
  • the support substrate may have a multilayer structure, and in this case, it is only necessary that at least one outermost layer serving as the main surface is formed of an insulating material.
  • One of the first electrode 151 and the second electrode 152 as a pair of electrodes functions as a working electrode and the other functions as a counter electrode.
  • the wiring connected to the first electrode 151 and the wiring connected to the second electrode 152 each extend to a terminal (not shown). Since the electrode pattern 15 may be produced by a known method using a known material used for an electrode or the like in a biosensor chip, the material and the production method are not particularly limited. Moreover, it is not necessary to form electrodes, wirings, and terminals with the same material, and it is possible to use different materials. Further, the electrode and wiring patterns and the number of electrodes are not limited to those shown in FIG. 1, and can be appropriately selected according to the measurement method of the biosensor device.
  • the wiring 153 does not extend toward the tip of the electrode substrate 11, but may be bent in the middle and extended toward the side end (deformation of the first configuration example).
  • Example 1 the extending direction of the slit 13a in the spacer layer 13 is also changed so as to correspond to the positions of the electrodes 151 and 152.
  • the direction in which the sample channel 16 extends is different, and the arrangement position of the hydrophilic filter 12 is appropriately changed according to the positions of the electrodes 151 and 152 and the direction in which the slit 13a extends.
  • a reaction layer may be formed on the surface of at least one of the electrodes 151 and 152 that functions as a working electrode by applying a reagent containing an enzyme and an electron carrier, for example.
  • a reagent containing an enzyme and an electron carrier for example.
  • the functions of the enzyme and the electron carrier in the biosensor chip will be briefly described.
  • the measurement target component in the blood sample is blood glucose (glucose)
  • the enzyme oxidizes glucose in the blood and the enzyme itself is reduced.
  • the enzyme in the reduced state brings the electron carrier into a reduced state by a redox reaction with the electron carrier (oxidized state).
  • Examples of enzymes used for measuring glucose concentration include known enzymes used for measuring glucose concentration in biosensors, such as glucose oxidase, glucose dehydrogenase and glucose dehydrogenase.
  • electron carriers used for measuring glucose concentration are used for measuring glucose concentration in biosensors such as ferrocene, ferrocene derivatives, quinones, quinone derivatives, organic conductive salts, and hexaamine ruthenium (III) chloride.
  • a well-known electron carrier is mentioned.
  • the measurement target component is a component other than glucose, such as cholesterol, a known enzyme and electron carrier corresponding to each component may be used.
  • hydrophilic filter 12 when an enzyme and an electron carrier are included in the hydrophilic filter 12, it is possible to omit forming a reaction layer on the surfaces of the electrodes 151 and 152.
  • the thickness of the hydrophilic filter 12 is preferably 50 ⁇ m or less. By setting the thickness of the hydrophilic filter 12 to 50 ⁇ m or less, the hydrophilic filter 12 is installed inside the sample channel 16 without significantly expanding the sample channel 16 from the sample channel of the known biosensor chip. can do. Furthermore, when the thickness of the hydrophilic filter 12 is 50 ⁇ m or less, the ratio of the volume of the hydrophilic filter 12 to the sample flow path 16 does not become excessively high, so that introduction of a blood sample into the sample flow path 16 is hindered. Furthermore, such a thin filter can realize efficient filtering without applying pressure.
  • the lower limit value of the thickness of the hydrophilic filter 12 is not particularly limited.
  • the thickness of the hydrophilic filter 12 is preferably 5 ⁇ m or more in order to make the thickness uniform and prevent variation in the function within the filter.
  • a porous membrane can be used.
  • the pore diameter of the porous membrane is, for example, preferably 5 ⁇ m or less, more preferably less than 1 ⁇ m, and particularly preferably less than 0.5 ⁇ m.
  • the hydrophilic filter 12 can capture erythrocytes in the blood sample more reliably. If a porous membrane having a pore size of less than 1 ⁇ m is used as the hydrophilic filter 12, erythrocytes in the blood sample can be captured more reliably, and if a porous membrane having a pore size of less than 0.5 ⁇ m is used, erythrocytes are more reliably obtained. Can be captured.
  • the lower limit value of the pore diameter is not particularly limited. However, considering the blood penetration rate, the pore diameter of the porous membrane is preferably 0.05 ⁇ m or more.
  • the material of the hydrophilic filter 12 is not particularly limited, but examples thereof include polyolefin resins such as polyethylene and polypropylene, acrylic or methacrylic resins such as polymethyl methacrylate (PMMA) and polyacrylonitrile (PAN), and polyethylene terephthalate (PET). Resin materials such as polyester resin, epoxy resin, polysulfone, polyethersulfone, modified cellulose such as cellulose acetate, cellulose, polyvinylidene fluoride (PVDF), and polytetrafluoroethylene (PTFE) can be used. When a porous film made of a resin material having no hydrophilicity is used, the surface of the porous film is subjected to a hydrophilic treatment.
  • polyolefin resins such as polyethylene and polypropylene
  • acrylic or methacrylic resins such as polymethyl methacrylate (PMMA) and polyacrylonitrile (PAN), and polyethylene terephthalate (PET).
  • Resin materials such
  • hydrophilization treatment examples include applying a surfactant to the surface of the porous membrane, plasma-treating the surface of the porous membrane, and coating the surface of the porous membrane with a hydrophilic material (sizing treatment).
  • the surfactant used for the hydrophilization treatment can be appropriately selected from surfactants used in the bio field, and is not particularly limited.
  • examples of the surfactant used for the hydrophilic treatment of the hydrophilic filter 12 include non-ionic surfactants “Triton X-100”, “Triton X-114”, “Tween 20”, “Tween 60”, “ Tween 80 "and the like.
  • it is not necessary to perform a hydrophilic treatment but in order to improve hydrophilicity, you may perform a hydrophilic treatment.
  • the hydrophilic filter 12 may contain an enzyme and an electron carrier.
  • the enzyme and electron carrier are as described above.
  • the enzyme and the electron carrier are as described above.
  • the blood sample passes through the hydrophilic filter 12 at the same time as the case where the reaction occurs after the blood sample reaches the reaction layers on the surfaces of the electrodes 151 and 152 and the measurement is performed. Since the reaction occurs uniformly, the measurement speed and measurement accuracy are improved.
  • the hydrophilic filter 12 in the first configuration example is disposed in the entire sample flow path 16, has substantially the same shape as the slit 13a formed in the spacer layer 13, and is slightly smaller than the slit 13a. Has a large size.
  • the hydrophilic filter 12 since the hydrophilic filter 12 only needs to cover at least the electrodes 151 and 152, the shape thereof is not limited to this.
  • the hydrophilic filter 12 is installed so that the end of the hydrophilic filter 12 is substantially at the same position as the tip of the electrode substrate 11, the spacer layer 13, and the cover film 14.
  • the edge part may be located outside the tips of the electrode substrate 11, the spacer layer 13, and the cover film 14 (Modification 2 of the first configuration example).
  • the end of the hydrophilic filter 12 extending from the tip of the chip becomes the blood sample introduction portion, and the blood sample can be introduced into the sample channel 16 more smoothly.
  • the hydrophilic filter 12 has a shape having the same shape as the tip of the electrode substrate 11 so that the hydrophilic filter 12 covers a wider area including the portion where the electrodes 151 and 152 of the electrode substrate 11 are provided.
  • the tip of the electrode substrate 11 and the end of the filter 12 may be aligned and disposed on the electrode substrate 11 (Modification 3 of the first configuration example).
  • the hydrophilic filter 12 and the electrode substrate 11 may be bonded to each other by an adhesive using a portion on the electrode substrate 11 where the electrode pattern 15 is not provided.
  • red blood cells can be more effectively removed from the blood sample, so that the blood sample that reaches the electrodes 151 and 152 can have red blood cells further removed.
  • a reagent is applied to form a reaction layer on the surfaces of the electrodes 151 and 152, the hydrophilic filter 12 is placed on the coating film, the hydrophilic filter 12 is placed on the coating film, and then the coating film is dried. It can also be fixed on the substrate 11. In this case, it is not always necessary to join the hydrophilic filter 12 to the electrode substrate 11 by the spacer layer 13. Therefore, in this case, the shape and size of the hydrophilic filter 12 may be the same as the slit 13a of the spacer layer 13, or may be made smaller than the slit 13a so as to be disposed only in a portion corresponding to the electrode, for example. It is possible (Modification 4 of the first configuration example).
  • the spacer layer 13 constitutes the sample channel 16 by the slit 13a.
  • the channel cross section of the sample channel 16 is determined by the width of the slit 13 a and the thickness of the spacer layer 13.
  • the width of the slit 13a can be set to 0.2 to 5 mm, for example.
  • the thickness of the spacer layer 13 can be set to 0.1 to 1 mm, for example.
  • the spacer layer 13 integrates the electrode substrate 11, the hydrophilic filter 12, and the cover film 14 by bonding them together. Therefore, for the spacer layer 13, for example, a sheet-like bonding material having adhesive layers on both surfaces of the sheet base material such as a double-sided tape is preferably used. When such a bonding material is used, the sheet base material is preferably hydrophilic. Since the sheet base material is exposed at the side surface of the slit 13a and faces the sample channel 16, it becomes easier to introduce the blood sample into the sample channel 16 by making it hydrophilic.
  • one end of the slit 13 a extends to the tip of the spacer layer 13, and the slit 13 a is open on the side surface of the spacer layer 13.
  • the shape of the slit 13 a is not limited to this, and one end of the slit 13 a does not extend to the tip of the spacer layer 13, that is, the slit 13 a does not have to be opened on the side surface of the spacer layer 13.
  • cover film 14 for example, a known film used as a cover film in a biosensor, such as a polyethylene terephthalate (PET) film, can be used.
  • PET polyethylene terephthalate
  • the hydrophilic filter 12 can play an auxiliary role for introducing a blood sample into the sample channel 16 by capillary action. Therefore, it is possible to use a film that has not been subjected to a hydrophilic treatment as the cover film 14. It is also possible to provide a groove (not shown) at the tip of the cover film 14 so that the blood sample can be easily introduced into the sample channel 16 (Modification 5 of the first configuration example).
  • FIGS. 2A and 2B are schematic exploded perspective views of the biosensor chip
  • FIG. 2B is a cross-sectional view taken along the line II-II in FIG. 2A.
  • the same member number is attached
  • the biosensor chip 2 of the second configuration example shown in FIGS. 2A and 2B is disposed between the hydrophilic filter 21 and the electrode substrate 11 in that the shape of the hydrophilic filter 21 is different from that of the hydrophilic filter 12.
  • the biosensor chip 1 shown in FIG. 1 is different from the biosensor chip 1 in that it further includes a bonding material 21 for bonding the hydrophilic filter 21 to the electrode substrate 11. Therefore, only the hydrophilic filter 21 and the bonding material 22 will be described for the biosensor chip 2.
  • the hydrophilic filter 21 has substantially the same outer shape as the spacer layer 13 and the cover film 14. That is, the hydrophilic filter 21 covers a wider area including the portion where the electrodes 151 and 152 of the electrode substrate 11 are provided. Since the hydrophilic filter 21 is the same as the hydrophilic filter 12 except for the shape, the description is omitted here.
  • the bonding material 22 is a blood sample in a portion corresponding to the slit 13a of the spacer layer 13, that is, a portion overlapping the slit 13a when the spacer layer 13 and the bonding material 22 are laminated from the direction along the stacking direction.
  • a gap (opening formed by the slit 22a) of the slit 22a functions as a through hole that constitutes a part of the sample channel.
  • the hydrophilic filter 21 can be firmly fixed to the electrode substrate 11 without disturbing the flow path through which the blood sample reaches the surfaces of the electrodes 151 and 152.
  • the bonding material 22 for example, a sheet-shaped bonding material having adhesive layers on both surfaces of the sheet base material such as a double-sided tape is preferably used.
  • the slit 22a does not necessarily have the same shape as the slit 13a, and may be formed so as not to block the flow of the blood sample reaching the electrodes 151 and 152.
  • the shape of the bonding material 22 is not limited to that shown in FIG.
  • the bonding material 22 may be divided into a plurality of portions so that the bonding material 22 does not block the sample channel 16 (Modification 1 of the second configuration example).
  • FIGS. 3A and 3B are schematic exploded perspective views of the biosensor chip
  • FIG. 3B is a cross-sectional view taken along line III-III in FIG. 3A.
  • the same member number is attached
  • the biosensor chip 3 of the third configuration example shown in FIGS. 3A and 3B further includes an electrode substrate cover film 31 disposed between the hydrophilic filter 12 and the electrode substrate 11 and covering the tip portion of the electrode substrate 11. 1 and is different from the biosensor chip 1 shown in FIG. 1 in that the electrode substrate cover film 31 is bonded to the electrode substrate 11 by an adhesive 32. Therefore, only the electrode substrate cover film 31 will be described for the biosensor chip 2.
  • the outer shape of the electrode substrate cover film 31 is substantially the same as the outer shape of the tip portion of the electrode substrate 11 and covers the tip portion of the electrode substrate 11. However, a portion of the electrode substrate cover film 31 that overlaps with the electrodes 151 and 152 (when the electrode substrate 11 and the electrode substrate cover film 31 are laminated is viewed from a direction along the lamination direction, at least one of the electrodes 151 and 152 is provided. An opening 31 a is provided in a portion overlapping the portion), and the flow path through which the blood sample reaches the surfaces of the electrodes 151 and 152 is not obstructed by the electrode substrate cover film 31.
  • a film that can be used for the cover film 14, such as a PET film can be used as the electrode substrate cover film 31.
  • the thickness of the electrode substrate cover film 31 is not particularly limited, but may be, for example, 50 to 300 ⁇ m.
  • FIGS. 4A and 4B are schematic exploded perspective views of the biosensor chip
  • FIG. 4B is a cross-sectional view taken along line IV-IV in FIG. 4A.
  • the same member number is attached
  • the biosensor chip 4 of the fourth configuration example illustrated in FIGS. 4A and 4B further includes a bonding material 41 that is disposed between the hydrophilic filter 12 and the electrode substrate 11 and bonds the hydrophilic filter 12 to the electrode substrate 11. It is different from the biosensor chip 1 shown in FIG. Therefore, only the bonding material 41 will be described for the biosensor chip 4.
  • the bonding material 41 is a blood sample in a portion corresponding to the slit 13a of the spacer layer 13, that is, a portion overlapping the slit 13a when viewed from a direction along the stacking direction when the spacer layer 13 and the bonding material 41 are laminated.
  • a gap (opening formed by the slit 41a) of the slit 41a functions as a through hole that constitutes a part of the sample channel.
  • the slit 41a provided in the bonding material 41 is different from the slit 13a of the spacer layer 13 in that one end of the slit 41a does not extend to the tip of the bonding material 41 and does not open on the side surface of the bonding material 41. It is sealed.
  • the slit 41 a provided in the bonding material 41 allows the hydrophilic filter 12 to be firmly fixed to the electrode substrate 11 without interfering with the flow path through which the blood sample reaches the surfaces of the electrodes 151 and 152.
  • the bonding material 41 is provided with a gas vent hole 41b communicating with the inside of the gap of the slit 41a.
  • the one end of the slit 41a (one end on the tip side of the chip 4) does not extend to the tip of the bonding material 41 and is sealed. Even when the sample penetrates into the hydrophilic filter 12, the air inside the gap of the slit 41a escapes from the gas vent hole 41b to the outside of the chip 4, so that the penetration of the sample into the hydrophilic filter 12 is delayed. Can be prevented.
  • the bonding material 41 for example, a sheet-shaped bonding material having adhesive layers on both surfaces of a sheet base material such as a double-sided tape is suitably used.
  • the slit 41a does not necessarily have substantially the same shape as the slit 13a, and may be formed so as not to block the flow of the blood sample reaching the electrodes 151 and 152.
  • the shape of the bonding material 41 is not limited to that shown in FIG.
  • the bonding material 41 may be divided into a plurality of portions so that the bonding material 41 does not block the sample channel 16 (Modification 1 of the fourth configuration example).
  • the shape of the vent hole 41b of the bonding material 41 is not particularly limited as long as the gas does not escape and the crystal does not leak. Therefore, as shown in FIG. 4A, two or more gas vent holes 41b may be provided in the bonding material 41, or one.
  • FIGS. 5A and 5B are schematic exploded perspective views of the biosensor chip
  • FIG. 5B is a cross-sectional view taken along line VV in FIG. 5A.
  • the same member number is attached
  • the biosensor chip 5 of the fifth configuration example shown in FIGS. 5A and 5B is different from the electrode substrate 11 in that the shape of the electrode substrate 51 is different from that of the hydrophilic filter 12 and the electrode substrate 51.
  • the biosensor chip 1 shown in FIG. 1 is different from the biosensor chip 1 shown in FIG. Therefore, only the electrode substrate 51 and the bonding material 52 will be described for the biosensor chip 5.
  • the bonding material 52 will be described first, and then the electrode substrate 51 will be described.
  • the bonding material 52 is formed on a portion of the spacer layer 13 corresponding to the slit 13a, that is, a portion overlapping the slit 13a when viewed from a direction along the stacking direction when the spacer layer 13 and the bonding material 52 are stacked.
  • a gap (opening formed by the slit 52a) of the slit 52a functions as a through hole that constitutes a part of the sample channel.
  • the slit 52 a provided in the bonding material 52 is different from the slit 13 a of the spacer layer 13, and one end of the slit 52 a does not extend to the tip of the bonding material 52 and does not open on the side surface of the bonding material 52. It is sealed.
  • the slit 52 a provided in the bonding material 52 allows the hydrophilic filter 12 to be firmly fixed to the electrode substrate 11 without interfering with the flow path through which the blood sample reaches the surfaces of the electrodes 151 and 152.
  • a sheet-shaped bonding material having adhesive layers on both surfaces of the sheet base material such as a double-sided tape is suitably used.
  • the slit 52a does not necessarily have the same shape as the slit 13a, and may be formed so as not to block the flow of the blood sample reaching the electrodes 151 and 152.
  • the shape of the bonding material 52 is not limited to that shown in FIG.
  • the bonding material 52 may be divided into a plurality of portions so that the bonding material 52 does not block the sample channel 16 (Modification 1 of the fifth configuration example).
  • the electrode substrate 51 is provided with a gas vent hole 51 a penetrating the electrode substrate 51. Since the electrode substrate 51 has the same configuration as the electrode substrate 11 except that the gas vent hole 51a is provided, only the gas vent hole 51a will be described here.
  • the gas vent hole 51 a is provided at a position where the internal space can communicate with the inside of the gap of the slit 52 a provided in the bonding material 52. By providing such a vent hole 51 a in the electrode substrate 51, one end of the slit 52 a (one end on the tip side of the chip 5) does not extend to the tip of the bonding material 52 and is sealed.
  • the electrode substrate 51 may be provided with only one gas vent hole 51a, or may be provided with two or more.
  • the biosensor chip of this invention is not limited to the above structural example.
  • a detection unit for detecting a blood sample may be provided instead of the electrodes 151 and 152.
  • the shape of the slit 13a should just be a shape which can introduce
  • the slit 13a may be, for example, a curved shape, a jagged shape, or a combination of a linear shape, a curved shape, or a bent shape.
  • biosensor chip of the present invention is not limited to this embodiment, and includes, for example, biosensor chips A and B specified as follows, and within the range of biosensor chips A and B specified below. Thus, various configurations can be changed and implemented.
  • Biosensor chip A A substrate provided with an electrode on the first main surface; A cover film disposed to face the first main surface of the substrate; A spacer layer that is disposed between the substrate and the cover film and functions as a bonding material for integrating the substrate and the cover film; Including The spacer layer is provided with a slit that constitutes a sample introduction port provided on a side surface of the laminate of the substrate, the spacer layer, and the cover film, and a sample channel for flowing the sample to the electrode by capillary action. And A hydrophilic filter is provided between the slit of the spacer layer and the sample detection part of the electrode of the substrate. Biosensor chip.
  • Biosensor chip B A substrate provided with a detector for detecting a blood sample on the first main surface; A cover film disposed to face the first main surface of the substrate; A spacer layer disposed between the substrate and the cover film, having a sample channel for introducing the blood sample by capillary action, and as a bonding material for integrating the substrate and the cover film A spacer layer that also functions, A hydrophilic filter disposed between the spacer layer and the substrate, and provided at a position through which the blood sample reaching the detection unit passes, Biosensor chip containing.
  • the biosensor device 6 of the present embodiment includes a device main body 7 and the biosensor chip 1 shown in FIG. 1 that can be attached to and detached from the device main body 7.
  • the apparatus body 7 includes a detection unit (not shown) that detects a detection substance in the sample based on the current value that flows between the pair of electrodes 151 and 152 of the biosensor chip 1, and a detection result by the detection unit.
  • An analysis unit (not shown) for analysis and a display unit 8 for displaying an analysis result by the analysis unit as a measured value are included.
  • biosensor chips 2, 3, 4, and 5 can be used.
  • the biosensor chip itself detects a detection substance in a sample based on a current value flowing between a pair of electrodes, an analysis unit that analyzes a detection result by the detection unit, and an analysis result by the analysis unit May be further included as a measurement value.
  • the biosensor chip itself can be a measurement device that does not require the device main body.
  • the measuring device itself can be disposable.
  • biosensor chip of the present invention will be specifically described using examples.
  • This epoxy resin sheet was immersed in and washed with RO water heated to 40 ° C., and further immersed in and washed with 80 ° C. RO water.
  • the washed epoxy resin sheet was hydrophilized by immersing it in a 0.5 vol% aqueous solution of polyoxyethylene (10) octylphenyl ether, and the liquid on the surface was cut off and air-dried.
  • the obtained epoxy resin porous membrane was used as filter A.
  • the pore size of the obtained filter A was 0.4 ⁇ m.
  • Filter B was produced in the same manner as Filter A, except that the hydrophilization treatment using an aqueous solution of polyoxyethylene (10) octylphenyl ether was not performed.
  • Filter C instead of a 0.5 vol% aqueous solution of polyoxyethylene (10) octylphenyl ether, a solution in which 50 mg of glucose oxidase GO-NA (manufactured by Amano Enzyme) was dissolved in 10 g of a 0.5 vol% aqueous solution of “Tween 60” was used. Filter C was produced in the same manner as filter A, except that the hydrophilic treatment was performed.
  • FIG. 7 is a slide glass
  • 102 is a double-sided tape
  • 103 is a PP film
  • 104 is a flow path.
  • FIG. 8 is a top view of the test cell 100.
  • One opening of the channel 104 is used as a water inlet 104a, and the other opening is used as an air hole 104b so that the water does not enter the channel 104.
  • the width of the flow path 104 was 1 mm and the length was 25 mm.
  • At room temperature, about 20 ⁇ L of RO water is dropped at the inlet of the flow channel 104, and the time for the RO water to enter the distance of the central portion 10mm out of the length 25mm of the flow channel 104 is measured to define the permeation time. did.
  • the PP film used had a contact angle of 103 ° with respect to RO water and was sufficiently hydrophobic.
  • Example Reference Example 1 and Example Comparative Examples 1 and 2 the hydrophilic filter effectively functions as a member for assisting the capillary phenomenon when introducing a hydrophilic liquid such as RO water into the flow path using the test cell. That was confirmed.
  • FIG. 11A is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. 10
  • FIG. 11B is a cross-sectional view taken along line BB in FIG. 10
  • FIGS. 11A and 11B show a state in which the filter 105 is installed in the test cell 200.
  • FIG. In the test cell 200 unlike the test cell 100, the flow path 106 is formed with a width of 1 mm in a portion below the position where the filter 105 is installed.
  • the test cell 200 had the same structure as the test cell 100 except that the flow path 106 was provided.
  • the channel 106 is a region where water that has passed through the installed filter 105 enters when water is dropped into the introduction port 104a of the test cell 200. Therefore, the channel 106 is hereinafter referred to as a permeate side channel 106.
  • a test cell 300 in which an air hole 107 having a width of about 0.5 mm that communicates with the internal space of the permeation-side flow path 106 is further provided for the test cell 200 was also produced.
  • FIG. 12 is a top view showing a state where the filter 105 is installed in the test cell 300.
  • the filter A was disposed so as to cover the permeation flow path 106 of the test cell 200, and was fixed to the test cell 200 with double-sided tape to form a filter 105. Under room temperature, about 20 ⁇ L of RO water was dropped into the inlet 104 a of the channel 104 to confirm the RO water permeability into the permeate side channel 106. The RO water permeated through the filter A and entered the permeate side flow path 106, but eventually air bubbles remained and the permeate side flow path 106 could not be completely filled.
  • Example of Reference Example 3 As in Example 2, the filter A was disposed so as to cover the permeation-side flow path 106 of the test cell 300, and was fixed to the test cell 300 with double-sided tape to form the filter 105. Under room temperature, about 20 ⁇ L of RO water was dropped into the inlet 104 a of the channel 104 to confirm the RO water permeability into the permeate side channel 106. The RO water permeated through the filter A and quickly entered the permeate side channel 106, and the permeate side channel 106 could be filled without any bubbles.
  • Example 1 A commercially available biosensor chip for blood glucose level measurement (manufactured by Yasuhiro Kagaku Co., Ltd.) having a sample flow path having a width of 1 mm, a length of 5 mm, and a height of 200 ⁇ m was prepared. The cover film on the uppermost surface of this biosensor chip was removed, and a PP film used for the test cell 100 was attached instead, and air holes were made. Further, the filter A cut into a width of 1 mm and a length of 5 mm was fitted into the sample channel while aligning the tip of the sample channel and the end of the filter to obtain the biosensor chip of Example 1.
  • the cover film was a hydrophobic film, and a hydrophilic filter was further installed in the sample channel.
  • Adult male blood was applied to the inlet of the sample channel of this biosensor chip, and the time required to pass the channel length of 5 mm was measured. The blood was sucked into the sample channel, and the permeation into the sample channel having a channel length of 5 mm was completed in 0.4 seconds.
  • the hydrophilic filter is installed in the sample channel, red blood cells can be reduced from the blood reaching the electrode by the filter, and the cover film is hydrophobic and the sample Despite the fact that a filter was installed in the flow channel, it could be smoothly realized without impeding the penetration of blood into the sample flow channel.
  • Example 2 A biosensor chip was produced in the same manner as in Example 1 except that the filter C was used instead of the filter A. As a result of applying adult male blood to the inlet and measuring the time required to pass the channel length of 5 mm, penetration into the sample channel was completed in 0.5 seconds.
  • Example 1 A commercially available biosensor chip for measuring blood glucose level used in Example 1 was prepared. The cover film on the uppermost surface of this biosensor chip was removed, and a PP film used for the test cell 100 was attached instead, and air holes were made. Thereby, the biosensor chip of Comparative Example 1 in which the cover film was a hydrophobic film was produced. Adult male blood was applied to the inlet of the sample channel of this biosensor chip, but the blood adhered to the vicinity of the inlet and did not penetrate into the sample channel.
  • the biosensor chip and biosensor device of the present invention are useful as a chip and device for SMBG because, for example, the concentration of a component (for example, blood glucose) in a blood sample can be measured with higher accuracy.
  • a component for example, blood glucose

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)

Abstract

バイオセンサチップ（１）は、第１主面（１１ａ）に電極（１５１，１５２）が設けられている電極基板（１１）と、第１主面（１１ａ）に対向して配置されたカバーフィルム（１４）と、電極基板（１１）とカバーフィルム（１４）との間に配置されたスペーサ層であって、少なくとも電極（１５１，１５２）と対応する部分に設けられたスリット（１３ａ）を有し、かつ基板（１１）とカバーフィルム（１４）とを一体化させる接合材として機能するスペーサ層（１３）と、スペーサ層（１３）と基板（１１）との間に配置されており、かつ電極（１５１，１５２）の少なくともスリット（１３ａ）と対応する部分を覆う親水性フィルター（１２）と、を含む。カバーフィルム（１４）と、スペーサ層（１３）のスリット（１３ａ）と、電極基板（１１）とによって形成される領域は試料流路となる。

Description

バイオセンサチップ及びバイオセンサ装置
　本発明は、バイオセンサチップ及びバイオセンサ装置、例えば血液試料中の成分の濃度測定に用いられるバイオセンサチップ及びバイオセンサ装置に関する。
　近年、糖尿病患者が増加している。糖尿病の治療の基本は血糖値のコントロールであり、血糖値のコントロールには通常インスリンが用いられる。インスリンを投与する必要性は、糖尿病患者の血糖値に基づいて判断される。そのため、糖尿病患者が日常生活でも容易に血糖値を確認できるように、血糖自己測定（ＳＭＢＧ：Self Monitoring of Blood Glucose）用の様々な装置が提案されている。
　ＳＭＢＧ用の装置として一般的に用いられているのは、電気化学的方法を動作原理とするバイオセンサ装置である。ＳＭＢＧに用いられるこのようなバイオセンサ装置は、例えば、使い捨てのバイオセンサチップを装置本体部に装着して用いられる。この装置の動作原理は、次のとおりである。バイオセンサチップの電極部分に血液が滴下又は導入されると、予めバイオセンサチップに設けられている酵素が血液中の血糖（グルコース）を酸化すると共に、酵素自身は還元される。還元状態の酵素は、予めバイオセンサチップに設けられている電子伝達体（酸化状態）との酸化還元反応によって、電子伝達体を還元状態にする。この還元状態の電子伝達体が電極表面に到達し、電位が印加されている電極表面で電子伝達体の酸化反応が起こることによって、電極間に電流が流れる。このとき流れる電流が血液中のグルコース濃度に依存するので、この電流値により血液中のグルコース濃度（血糖値）を間接的に測定できる。
　上記のとおり、血糖値の測定には、血液試料をバイオセンサチップの電極に接触させることが必要である。しかし、血液試料中の赤血球が電極に付着すると、電極の表面のうち、赤血球が付着した部分が絶縁化されてしまい、電極の実効面積が低下してしまう。その結果、検出される電流値が低下してしまい、血糖値の測定に誤差が生じる。
　そこで、上記のような誤差を低減できる装置として、血液試料のヘマトクリット値（血液中に占める赤血球容積の割合）を血液の流動性から求め、求められたヘマトクリット値に基づいて血糖値の測定結果を補正（ヘマトクリット補正）するバイオセンサ装置が提案されている（特許文献１及び２）。
特開２００６－２１５０３４号公報 特開２０１１－１４５２９１号公報
　しかし、ヘマトクリット補正には過補正となる危険性も指摘されており、測定精度を改善するという点では不十分であった。例えば、実際の血糖値と異なる不正確な測定結果に基づき、患者が誤ったインスリンの投与を行う危険性が挙げられる。この場合、患者の人体に悪影響を及ぼす重大な医療事故につながる可能性も否定できない。したがって、血糖値の測定精度の向上は、脳梗塞、心筋梗塞、神経障害などの様々な合併症を引き起こす糖尿病治療の観点から、重要な医療上の課題の一つと言うことができる。
　そこで、本発明は、検知対象の試料である例えば血液試料中の成分（血糖など）の濃度をより高い精度で測定することができる、バイオセンサチップ及びバイオセンサ装置を提供することを目的とする。
　本発明の第１の態様に係るバイオセンサチップは、
　第１主面に電極が設けられている基板と、
　前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、
　前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置され、前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材として機能するスペーサ層と、
を含み、
　前記スペーサ層には、前記基板、前記スペーサ層及び前記カバーフィルムの積層体の側面に設けられる試料導入口と、試料を毛管現象によって前記電極へ流すための試料流路とを構成するスリットが設けられており、
　前記スペーサ層の前記スリットと、前記基板の前記電極の試料検知部との間に親水性フィルターが設けられている。
　本発明の第２の態様に係るバイオセンサチップは、
　第１主面に電極が設けられている基板と、
　前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、
　前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置されたスペーサ層であって、少なくとも前記電極と対応する部分に設けられたスリットを有し、かつ前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材として機能するスペーサ層と、
　前記スペーサ層と前記基板との間に配置されており、かつ前記電極の少なくとも前記スリットと対応する部分を覆う親水性フィルターと、
を含み、
　前記カバーフィルムと、前記スペーサ層の前記スリットと、前記基板とによって形成された領域が試料流路である。
　本発明の第３の態様に係るバイオセンサチップは、
　第１主面に血液試料を検知する検知部が設けられている基板と、
　前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、
　前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置されたスペーサ層であって、前記血液試料を毛管現象によって導入する試料流路を有し、かつ前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材としても機能するスペーサ層と、
　前記スペーサ層と前記基板との間に配置されており、かつ前記検知部に到達する前記血液試料が経由する位置に設けられた親水性フィルターと、
を含む。
　また、本発明は、
　装置本体部と、
　前記装置本体部に対して着脱可能な、上記本発明のバイオセンサチップと、
を含み、
　前記装置本体部は、
　前記バイオセンサチップの前記一対の電極間を流れた電流値に基づいて、試料中の検出物質を検出する検出部と、
　前記検出部による検出結果を解析する解析部と、
　前記解析部による解析結果を測定値として表示する表示部と、
を含むバイオセンサ装置も提供する。
　本発明のバイオセンサチップにおいて、検知対象である試料が血液試料である場合、試料流路を通って電極又は検知部に到達する血液試料は、親水性フィルターを通過するので、血液成分である例えば赤血球の透過を防止することができる。したがって、電極に流れる電流として検出される値又は検知部による検知結果は、例えば赤血球による影響が低減されたより正確なものとなる。このように、本発明のバイオセンサチップによれば、例えば血液試料中の成分（例えば血糖）の濃度を、より高い精度で測定できる。
　本発明のバイオセンサ装置は、上記のような効果を奏する本発明のバイオセンサチップを含むので、例えば血液試料中の成分（例えば血糖）の濃度を、より高い精度で測定できる。
図１Ａは、本発明の実施形態におけるバイオセンサチップの一構成例を示す概略分解斜視図である。 図１Ｂは、図１ＡのＩ－Ｉ線断面図である。 図２Ａは、本発明の実施形態におけるバイオセンサチップの別の構成例を示す概略分解斜視図である。 図２Ｂは、図２ＡのII－II線断面図である。 図３Ａは、本発明の実施形態におけるバイオセンサチップのさらに別の構成例を示す概略分解斜視図である。 図３Ｂは、図３ＡのIII－III線断面図である。 図４Ａは、本発明の実施形態におけるバイオセンサチップのさらに別の構成例を示す概略分解斜視図である。 図４Ｂは、図４ＡのIV－IV線断面図である。 図５Ａは、本発明の実施形態におけるバイオセンサチップのさらに別の構成例を示す概略分解斜視図である。 図５Ｂは、図５ＡのＶ－Ｖ線断面図である。 図６は、本発明の実施形態におけるバイオセンサ装置の概略図である。 図７は、参考例Ａで用いたテストセルの断面図である。 図８は、参考例Ａで用いたテストセルの上面図である。 図９は、参考例Ａで用いたテストセルにフィルターを設置した状態を示す断面図である。 図１０は、参考例Ｂで用いたテストセルにフィルターを設置した状態を示す上面図である。 図１１Ａは、図１０のＡ－Ａ線断面図である。 図１１Ｂは、図１０のＢ－Ｂ線断面図である。 図１２は、参考例Ｂで用いた別のテストセルにフィルターを設置した状態を示す上面図である。
　以下、本発明の実施形態について説明する。なお、以下の記載は本発明を限定するものではない。
　本発明のバイオセンサチップの一実施形態は、第１主面に電極が設けられている基板と、前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置されたスペーサ層であって、少なくとも前記電極と対応する部分に設けられたスリットを有し、かつ前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材として機能するスペーサ層と、前記スペーサ層と前記基板との間に配置されており、かつ前記電極の少なくとも前記スリットと対応する部分を覆う親水性フィルターと、を含んでいる。前記カバーフィルムと、前記スペーサ層の前記スリットと、前記基板とによって形成される領域が試料流路となる。また、本実施形態のバイオセンサチップでは、試料流路の試料導入口が設けられる位置は限定されないが、以下、試料導入口が基板、スペーサ層及びカバーフィルムの積層体の側面における試料流路の開口である例について説明する。
　なお、本実施形態では、検知対象が血液試料である場合を例に挙げて説明する。
　本実施形態のバイオセンサチップは、基板、スペーサ層及びカバーフィルムの積層体の側面における試料流路の開口を当該試料流路への試料導入口としており、いわゆる毛管現象で試料を試料流路に導入する構成を有している。このような構成を有する本実施形態のバイオセンサチップにおいて、試料導入口から試料流路を通って電極に到達する血液試料は、親水性フィルターを通過するので、赤血球の透過を防止することができる。したがって、電極に流れる電流として検出される値は、赤血球による影響が低減された正確な値となる。このように、本実施形態のバイオセンサチップによれば、血液試料中の特定の成分（例えば血糖）の濃度を、より高い精度で測定できる。また、毛管現象で血液試料を試料流路に導入する構成を有するバイオセンサチップの場合、従来、毛管現象を補助する目的で、カバーフィルムの試料流路に面する部分を親水化するなど、試料流路の壁面となる部材を親水化する必要があった。しかし、本実施形態のバイオセンサチップは、試料流路内にあるフィルターであって、かつ血液試料が到達する電極において少なくともスリットと対応する部分を覆うように設けられているフィルターが親水性であるため、試料流路の壁面となる部材を親水化する必要がなくなり、さらに試料流路の壁面となる部材を親水化するという従来の構成よりも、効率良く血液試料を電極まで導くことができるという効果も併せて奏することができる。なお、本明細書おいて、スペーサ層において電極と対応する部分にスリットが設けられているとは、例えば、基板とスペーサ層とを積層したものを積層方向に沿った方向から見た際に、電極の少なくとも一部と重なるようにスペーサ層にスリットが設けられている構成を表している。また、電極のスリットと対応する部分とは、例えば、基板とスペーサ層とを積層したものを積層方向に沿った方向から見た際に、電極においてスリットと重なる部分のことである。また、親水性フィルターが電極の少なくともスリットと対応する部分を覆うとは、親水性フィルターが電極の該部分を直接的に（接した状態で）覆う構成と、間接的に（接しない状態で）覆う構成との両方を含む。
　以下、本実施形態のバイオセンサチップの構成例について、図面を参照しながら説明する。
［第１構成例］
　図１Ａ及び図１Ｂに、バイオセンサチップの一構成例（第１構成例）を示す。なお、図１Ａはバイオセンサチップの概略分解斜視図であり、図１Ｂは図１ＡのＩ－Ｉ線断面図である。図１Ａ及び図１Ｂに示すバイオセンサチップ１は、電極基板１１、親水性フィルター１２、スペーサ層１３及びカバーフィルム１４を備えている。電極基板１１の第１主面１１ａには、一対の電極（第１電極１５１、第２電極１５２）及び所定の配線１５３を含む電極パターン１５が設けられている。親水性フィルター１２は、電極基板１１の第１主面１１ａ上であって、かつ電極１５１，１５２を覆うように配置されている。なお、電極１５１，１５２のうち親水性フィルター１２に覆われるのは、少なくとも、スペーサ層１３に形成される後述のスリット１３ａと対応する部分、換言すると、スペーサ層１３に覆われておらず、血液試料と接する可能性がある部分であればよい。第１構成例では、親水性フィルター１２は、後述の試料流路１６全体に配置されており、スペーサ層１３の後述のスリット１３ａとほぼ同じ形状で、かつスリット１３ａよりも大きいサイズ（第１構成例では、少しだけ大きいサイズ）を有している。親水性フィルター１２が配置されている電極基板１１の第１主面１１ａ上に、スペーサ層１３が配置されている。スペーサ層１３は、試料流路１６を形成するためのスペーサ層であって、電極１５１，１５２の少なくともスリット１３ａと対応する部分に設けられたスリット１３ａを有している。さらに、スペーサ層１３は、電極基板１１とカバーフィルム１４とを一体化させる接合材としても機能する。また、スリット１３ａの縁が親水性フィルター１２の外縁よりも内側に位置するようにスペーサ層１３が配置されており、スペーサ層１３によって親水性フィルター１２が電極基板１１に接合されている。カバーフィルム１４は、スペーサ層１３上に配置されており、電極基板１１の第１主面１１ａに対向している。電極基板１１と、スペーサ層１３のスリット１３ａと、カバーフィルム１４とによって形成される領域が試料流路１６となり、電極基板１１、スペーサ層１３及びカバーフィルム１４の積層体の側面における試料流路１６の開口が試料導入口１７（図１（Ｂ）参照）となる。なお、試料流路１６には、試料導入口１７とは反対側のいずれかの位置に空気孔（図示せず）が形成されている。血液試料は、試料導入口１７から毛管現象で試料流路１６の奥（試料導入口１７と反対側の端部）まで導入されるとともに、親水性フィルター１２を経由して電極１５１，１５２へと到達する。
　以下に、バイオセンサチップ１の各構成要素についてより詳しく説明する。
　（電極基板１１）
　電極基板１１は、少なくとも一方の主面が絶縁性を有する支持基板上に、導電材料によって第１電極１５１、第２電極１５２及び所定の配線１５３を含む電極パターン１５を印刷することによって形成されることができる。支持基板には、樹脂基板等の、バイオセンサチップにおいて電極基板を構成する支持基板として用いられている公知の基板を用いることができる。また、支持基板は多層構造であってもよく、その場合、少なくとも一方の主面となる最外層が絶縁性を有する材料によって形成されていればよい。
　一対の電極である第１電極１５１及び第２電極１５２は、一方が作用極、他方が対極として機能する。第１電極１５１に接続された配線及び第２電極１５２に接続された配線が、それぞれ、端子（図示せず）まで延びている。電極パターン１５は、バイオセンサチップにおいて電極等に用いられている公知の材料を用い、公知の方法で作製すればよいため、その材料及び作製方法は特には限定されない。また、電極、配線及び端子を同じ材料で形成する必要はなく、異なる材料を使用することも可能である。また、電極及び配線のパターン、並びに電極の数も、図１に示すものに限定されず、バイオセンサ装置の測定方式等に応じて適宜選択可能である。例えば、電極パターン１５の変形例として、配線１５３が電極基板１１の先端へ向かって延びるのではなく、途中で屈曲して側端部に向かって延びるようにしてもよい（第１構成例の変形例１）。なお、変形例１では、電極１５１，１５２の位置に対応するように、スペーサ層１３におけるスリット１３ａの延びる方向も変更される。これにより、変形例１では試料流路１６が延びる向きも異なり、さらに親水性フィルター１２の配置位置も電極１５１，１５２の位置及びスリット１３ａの延びる方向に応じて適宜変更される。
　電極１５１，１５２のうち少なくとも作用極として機能する電極の表面には、例えば、酵素及び電子伝達体を含む試薬が塗布されることによって反応層（図示せず）が形成されていてもよい。ここで、バイオセンサチップにおける酵素及び電子伝達体の働きについて簡単に説明する。なお、ここでは、血液試料中の測定対象成分が血糖（グルコース）である場合を例に挙げて説明する。血液試料が酵素及び電子伝達体を含む試薬が塗布されている電極の表面に到達すると、酵素が血液中のグルコースを酸化すると共に、酵素自身は還元される。還元状態の酵素は、電子伝達体（酸化状態）との酸化還元反応によって、電子伝達体を還元状態にする。この還元状態の電子伝達体が電極表面に到達し、電位が印加されている電極の表面で電子伝達体の酸化反応が起こることによって、電極間に電流が流れる。なお、このとき流れる電流が血液中のグルコース濃度に依存するので、この電流値により血液中のグルコース濃度（血糖値）が間接的に測定される。
　グルコース濃度の測定に用いられる酵素には、例えば、グルコースオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ及びグルコース脱水素酵素等、バイオセンサにおいてグルコース濃度の測定に用いられる公知の酵素が挙げられる。また、グルコース濃度の測定に用いられる電子伝達体は、例えば、フェロセン、フェロセン誘導体、キノン、キノン誘導体、有機伝導性塩及び塩化ヘキサアミンルテニウム（III）等、バイオセンサにおいてグルコース濃度の測定に用いられる公知の電子伝達体が挙げられる。また、測定対象成分がコレステロール等のグルコース以外の成分である場合は、それぞれの成分に応じた公知の酵素及び電子伝達体を用いればよい。
　なお、酵素及び電子伝達体が親水性フィルター１２に含まれる場合は、電極１５１，１５２の表面に反応層を形成することを省略することも可能である。
　（親水性フィルター１２）
　親水性フィルター１２の厚さは、５０μｍ以下であることが好ましい。親水性フィルター１２の厚さを５０μｍ以下とすることにより、試料流路１６を公知のバイオセンサチップの試料流路から大幅に拡張することなく、親水性フィルター１２を試料流路１６の内部に設置することができる。さらに、親水性フィルター１２の厚さを５０μｍ以下とすれば、試料流路１６に占める親水性フィルター１２の体積の割合が過度に高くならないため、試料流路１６への血液試料の導入が妨げられず、さらに、このような薄いフィルターは加圧することなく効率の良いフィルタリングを実現できる。したがって、厚さ５０μｍ以下の親水性フィルターを用いることにより、従来のバイオセンサチップと同程度の測定速度を維持できる。なお、親水性フィルター１２の厚さの下限値は、特には限定されない。しかし、厚さを均一にしてフィルター内での機能のバラツキを防ぐために、親水性フィルター１２の厚さは５μｍ以上であることが好ましい。
　親水性フィルター１２には、多孔質膜を用いることができる。多孔質膜の孔径は、例えば５μｍ以下であることが好ましく、１μｍ未満であることがより好ましく、０．５μｍ未満であることが特に好ましい。孔径が５μｍ以下の多孔質膜を親水性フィルター１２として用いることにより、親水性フィルター１２が血液試料中の赤血球をより確実に捕獲できる。孔径が１μｍ未満の多孔質膜を親水性フィルター１２として用いれば、血液試料中の赤血球をさらに確実に捕獲することができ、孔径が０．５μｍ未満の多孔質膜を用いれば赤血球をより一層確実に捕獲することができる。また、孔径の下限値は、特には限定されない。しかし、血液の浸透速度を考慮すると、多孔質膜の孔径は０．０５μｍ以上であることが好ましい。
　親水性フィルター１２の材料は、特には限定されないが、例えば、ポリエチレン及びポリプロピレン等のポリオレフィン樹脂、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）及びポリアクリロニトリル（ＰＡＮ）等のアクリル又はメタクリル樹脂、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）等のポリエステル樹脂、エポキシ樹脂、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、酢酸セルロース等の変性セルロース、セルロース、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、並びに、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）等の樹脂材料を使用できる。親水性を有さない樹脂材料からなる多孔質膜を用いる場合は、多孔質膜の表面に親水化処理が施される。親水化処理としては、例えば、多孔質膜の表面に界面活性剤を塗布する、多孔質膜の表面をプラズマ処理する、親水性材料で多孔質膜の表面をコートする（サイジング処理）、等が挙げられる。なお、親水化処理に用いられる界面活性剤は、バイオ分野で用いられている界面活性剤の中から適宜選択することができ、特に限定はされない。親水性フィルター１２の親水化処理に用いられる界面活性剤としては、例えば、非イオン性界面活性剤である「Ｔｒｉｔｏｎ　Ｘ－１００」、「Ｔｒｉｔｏｎ　Ｘ－１１４」、「Ｔｗｅｅｎ２０」、「Ｔｗｅｅｎ６０」、「Ｔｗｅｅｎ８０」等が挙げられる。なお、親水性を有する材料からなる多孔質膜を用いる場合は、親水化処理を行う必要はないが、より親水性を向上させるために親水化処理を行ってもよい。
　親水性フィルター１２は、酵素及び電子伝達体を含んでいてもよい。酵素及び電子伝達体は、上記に説明したとおりである。酵素及び電子伝達体を親水性フィルター１２に含ませることにより、電極１５１，１５２の表面に反応層を形成する必要がなくなる。さらに、この構成の場合は、電極１５１，１５２の表面上の反応層に血液試料が到達してから反応が起きて測定する場合と比較すると、血液試料が親水性フィルター１２を通過するのと同時に、そして均一に反応が起こるので、測定速度及び測定精度が向上する。
　第１構成例における親水性フィルター１２は、図１に示すように試料流路１６全体に配置されており、スペーサ層１３に形成されているスリット１３ａとほぼ同じ形状で、かつスリット１３ａより少しだけ大きいサイズを有している。しかし、親水性フィルター１２は、少なくとも電極１５１，１５２上を覆っていればよいため、その形状はこれに限定されない。
　図１に示す親水性フィルター１２では、親水性フィルター１２の端部が電極基板１１、スペーサ層１３及びカバーフィルム１４の先端とほぼ同じ位置になるように設置されているが、親水性フィルター１２の端部が、電極基板１１、スペーサ層１３及びカバーフィルム１４の先端よりも外側に位置していてもよい（第１構成例の変形例２）。この変形例２によれば、チップの先端から延びている親水性フィルター１２の端部が血液試料導入部分となり、血液試料を試料流路１６へとよりスムーズに導入できる。
　また、親水性フィルター１２が電極基板１１の電極１５１，１５２が設けられている部分を含むより広い領域を覆うように、親水性フィルター１２を例えば電極基板１１の先端部と同じ形状を有する形状とし、電極基板１１の先端とフィルター１２の端部とを位置合わせして電極基板１１上に配置してもよい（第１構成例の変形例３）。また、この場合、電極基板１１上の電極パターン１５が設けられていない部分を利用して、接着剤によって親水性フィルター１２と電極基板１１とが接合されてもよい。この変形例３によれば、血液試料からの赤血球の除去をより効果的に行うことができるので、電極１５１，１５２に到達する血液試料を、赤血球がより除去されたものとできる。
　また、電極１５１，１５２の表面に反応層を形成するため試薬を塗布し、その塗膜上に親水性フィルター１２を配置してからその塗膜を乾燥させる等の工程によって親水性フィルター１２を電極基板１１上に固定することもできる。この場合は、必ずしもスペーサ層１３によって、親水性フィルター１２を電極基板１１に接合する必要がない。したがって、この場合は、親水性フィルター１２の形状及び大きさを、スペーサ層１３のスリット１３ａと同じにしたり、例えば電極に対応する部分にのみ配置するためにスリット１３ａよりも小さくしたりすることも可能である（第１構成例の変形例４）。
　（スペーサ層１３）
　スペーサ層１３は、スリット１３ａによって試料流路１６を構成している。スリット１３ａの幅の大きさと、スペーサ層１３の厚さとによって、試料流路１６の流路断面が決定される。スリット１３ａの幅は、例えば０．２～５ｍｍとすることができる。また、スペーサ層１３の厚さは、例えば０．１～１ｍｍとすることができる。
　スペーサ層１３は、電極基板１１、親水性フィルター１２及びカバーフィルム１４を互いに接合して一体化する。したがって、スペーサ層１３には、例えば両面テープ等の、シート基材の両表面に粘着層を有するシート状の接合材が好適に用いられる。このような接合材を用いる場合、シート基材は親水性であることが好ましい。シート基材は、スリット１３ａの側面において露出して試料流路１６に面することになるので、親水性とすることにより、試料流路１６へ血液試料をより導入しやすくなる。
　なお、本実施形態では、スリット１３ａの一端がスペーサ層１３の先端まで延びて、スリット１３ａがスペーサ層１３の側面において開口している。しかし、スリット１３ａの形状はこれに限定されず、スリット１３ａの一端がスペーサ層１３の先端まで延びておらず、すなわちスリット１３ａがスペーサ層１３の側面において開口していなくてもよい。
　（カバーフィルム１４）
　カバーフィルム１４には、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）フィルム等の、バイオセンサにおいてカバーフィルムとして用いられている公知のフィルムを用いることができる。血液試料を毛管現象により試料流路１６内へ導入するための補助的役割は、上述のとおり親水性フィルター１２が担うことができる。したがって、カバーフィルム１４として、親水化処理を施していないフィルムも用いることが可能である。なお、カバーフィルム１４の先端部分に溝（図示せず）を設けて、血液試料が試料流路１６に導入されやすくなる構成とすることも可能である（第１構成例の変形例５）。
［第２構成例］
　次に、本実施形態のバイオセンサチップの別の構成例（第２構成例）について、図２Ａ及び図２Ｂを参照しながら説明する。なお、図２Ａはバイオセンサチップの概略分解斜視図であり、図２Ｂは図２ＡのII－II線断面図である。なお、第１構成例のバイオセンサチップ１と同じ構成については、同じ部材番号を付してその説明を省略する。
　図２Ａ及び図２Ｂに示す第２構成例のバイオセンサチップ２は、親水性フィルター２１の形状が親水性フィルター１２とは異なる点と、親水性フィルター２１と電極基板１１との間に配置された、親水性フィルター２１を電極基板１１に接合する接合材２１をさらに含んでいる点とが、図１に示すバイオセンサチップ１と異なる。したがって、バイオセンサチップ２については、親水性フィルター２１及び接合材２２についてのみ説明する。
　（親水性フィルター２１）
　親水性フィルター２１は、スペーサ層１３及びカバーフィルム１４とほぼ同様の外形形状を有している。すなわち、親水性フィルター２１は、電極基板１１の電極１５１，１５２が設けられている部分を含むより広い領域を覆っている。なお、親水性フィルター２１は、形状以外は親水性フィルター１２と同じであるため、ここでは説明を省略する。
　（接合材２２）
　接合材２２は、スペーサ層１３のスリット１３ａに対応する部分、すなわちスペーサ層１３と接合材２２とを積層したものを積層方向に沿った方向から見た場合にスリット１３ａと重なる部分に、血液試料が電極１５１，１５２へ到達する流路を妨げないように、スリット１３ａとほぼ同じ形状のスリット２２ａを有している。このスリット２２ａの空隙（スリット２２ａによって形成される開口）が、試料流路の一部を構成する貫通孔として機能する。これにより、親水性フィルター２１は、血液試料が電極１５１，１５２の表面へ到達する流路を妨げることなく、電極基板１１に強固に固定されることができる。接合材２２には、例えば両面テープ等の、シート基材の両表面に粘着層を有するシート状の接合材が好適に用いられる。なお、スリット２２ａは、必ずしもスリット１３ａとほぼ同じ形状を有していなくてもよく、電極１５１，１５２へ到達する血液試料の流れを遮断しないように形成されていればよい。なお、接合材２２の形状は、図２に示されているものに限定されない。例えば、接合材２２が試料流路１６を遮ることのないように、接合材２２を複数の部分に分割してもよい（第２構成例の変形例１）。
［第３構成例］
　次に、本実施形態のバイオセンサチップの別の構成例（第３構成例）について、図３Ａ及び図３Ｂを参照しながら説明する。なお、図３Ａはバイオセンサチップの概略分解斜視図であり、図３Ｂは図３ＡのIII－III線断面図である。なお、第１構成例のバイオセンサチップ１と同じ構成については、同じ部材番号を付してその説明を省略する。
　図３Ａ及び図３Ｂに示す第３構成例のバイオセンサチップ３は、親水性フィルター１２と電極基板１１との間に配置された、電極基板１１の先端部分を被覆する電極基板カバーフィルム３１をさらに含んでおり、その電極基板カバーフィルム３１が接着剤３２によって電極基板１１に接合されている点が、図１に示すバイオセンサチップ１と異なる。したがって、バイオセンサチップ２については、電極基板カバーフィルム３１についてのみ説明する。
　（電極基板カバーフィルム３１）
　電極基板カバーフィルム３１の外形は、電極基板１１の先端部分の外形とほぼ同じであり、電極基板１１の先端部分を被覆している。ただし、電極基板カバーフィルム３１の電極１５１，１５２と重なる部分（電極基板１１と電極基板カバーフィルム３１とを積層したものを積層方向に沿った方向から見た場合に、少なくとも電極１５１，１５２の一部と重なる部分）に開口３１ａが設けられており、血液試料が電極１５１，１５２の表面に到達する流路が電極基板カバーフィルム３１によって妨げられないようになっている。電極基板カバーフィルム３１には、例えばＰＥＴフィルム等の、カバーフィルム１４に使用可能なものを用いることができる。電極基板カバーフィルム３１の厚さは、特には限定されないが、例えば５０～３００μｍとすることができる。
［第４構成例］
　次に、本実施形態のバイオセンサチップの別の構成例（第４構成例）について、図４Ａ及び図４Ｂを参照しながら説明する。なお、図４Ａはバイオセンサチップの概略分解斜視図であり、図４Ｂは図４ＡのIV－IV線断面図である。なお、第１構成例のバイオセンサチップ１と同じ構成については、同じ部材番号を付してその説明を省略する。
　図４Ａ及び図４Ｂに示す第４構成例のバイオセンサチップ４は、親水性フィルター１２と電極基板１１との間に配置された、親水性フィルター１２を電極基板１１に接合する接合材４１をさらに含んでいる点が、図１に示すバイオセンサチップ１と異なる。したがって、バイオセンサチップ４については、接合材４１についてのみ説明する。
　（接合材４１）
　接合材４１は、スペーサ層１３のスリット１３ａに対応する部分、すなわちスペーサ層１３と接合材４１とを積層したものを積層方向に沿った方向から見た場合にスリット１３ａと重なる部分に、血液試料が電極１５１，１５２へ到達する流路を妨げないように、スリット１３ａとほぼ同じ形状のスリット４１ａを有している。このスリット４１ａの空隙（スリット４１ａによって形成される開口）が、試料流路の一部を構成する貫通孔として機能する。ただし、接合材４１に設けられているスリット４１ａは、スペーサ層１３のスリット１３ａとは異なり、スリット４１ａの一端が接合材４１の先端まで延びておらず、接合材４１の側面において開口せずに封じられている。接合材４１に設けられているスリット４１ａにより、親水性フィルター１２は、血液試料が電極１５１，１５２の表面へ到達する流路を妨げることなく、電極基板１１に強固に固定されることができる。さらに、接合材４１には、スリット４１ａの空隙の内部と連通するガス抜き孔４１ｂが設けられている。このようなガス抜き孔４１ｂが設けられていることにより、スリット４１ａの一端（チップ４の先端側の一端）が接合材４１の先端まで延びておらず封じられている構成を有する接合材４１であっても、親水性フィルター１２に試料が浸透した際にスリット４１ａの空隙の内部の空気がガス抜き孔４１ｂからチップ４外に抜けるので、親水性フィルター１２への試料の浸透が遅くなることを防ぐことができる。なお、接合材４１には、例えば両面テープ等の、シート基材の両表面に粘着層を有するシート状の接合材が好適に用いられる。なお、スリット４１ａは、必ずしもスリット１３ａとほぼ同じ形状を有していなくてもよく、電極１５１，１５２へ到達する血液試料の流れを遮断しないように形成されていればよい。なお、接合材４１の形状は、図４に示されているものに限定されない。例えば、接合材４１が試料流路１６を遮ることのないように、接合材４１を複数の部分に分割してもよい（第４構成例の変形例１）。また、接合材４１のガス抜き孔４１ｂの形状は、ガスが抜け、かつ結晶が漏出しなければ特に限定はされない。したがって、図４Ａに示すように、接合材４１にガス抜き孔４１ｂが２つ以上設けられていてもよいし、１つであってもよい。
［第５構成例］
　次に、本実施形態のバイオセンサチップの別の構成例（第５構成例）について、図５Ａ及び図５Ｂを参照しながら説明する。なお、図５Ａはバイオセンサチップの概略分解斜視図であり、図５Ｂは図５ＡのＶ－Ｖ線断面図である。なお、第１構成例のバイオセンサチップ１と同じ構成については、同じ部材番号を付してその説明を省略する。
　図５Ａ及び図５Ｂに示す第５構成例のバイオセンサチップ５は、電極基板５１の形状が電極基板１１とは異なる点と、親水性フィルター１２と電極基板５１との間に配置された、親水性フィルター１２を電極基板５１に接合する接合材５２をさらに含んでいる点とが、図１に示すバイオセンサチップ１と異なる。したがって、バイオセンサチップ５については、電極基板５１及び接合材５２についてのみ説明する。なお、説明の便宜上、先に接合材５２について説明し、次に電極基板５１について説明する。
　（接合材５２）
　接合材５２は、スペーサ層１３のスリット１３ａに対応する部分、すなわちスペーサ層１３と接合材５２とを積層したものを積層方向に沿った方向から見た場合にスリット１３ａと重なる部分に、血液試料が電極１５１，１５２へ到達する流路を妨げないように、スリット１３ａとほぼ同じ形状のスリット５２ａを有している。このスリット５２ａの空隙（スリット５２ａによって形成される開口）が、試料流路の一部を構成する貫通孔として機能する。ただし、接合材５２に設けられているスリット５２ａは、スペーサ層１３のスリット１３ａとは異なり、スリット５２ａの一端が接合材５２の先端まで延びておらず、接合材５２の側面において開口せずに封じられている。接合材５２に設けられているスリット５２ａにより、親水性フィルター１２は、血液試料が電極１５１，１５２の表面へ到達する流路を妨げることなく、電極基板１１に強固に固定されることができる。なお、接合材５２には、例えば両面テープ等の、シート基材の両表面に粘着層を有するシート状の接合材が好適に用いられる。なお、スリット５２ａは、必ずしもスリット１３ａとほぼ同じ形状を有していなくてもよく、電極１５１，１５２へ到達する血液試料の流れを遮断しないように形成されていればよい。なお、接合材５２の形状は、図５に示されているものに限定されない。例えば、接合材５２が試料流路１６を遮ることのないように、接合材５２を複数の部分に分割してもよい（第５構成例の変形例１）。
　（電極基板５１）
　電極基板５１には、電極基板５１を貫通するガス抜き孔５１ａが設けられている。なお、電極基板５１は、このガス抜き孔５１ａが設けられている点を除いて電極基板１１と同じ構成を有するので、ここではガス抜き孔５１ａについてのみ説明する。ガス抜き孔５１ａは、その内部空間が、接合材５２に設けられているスリット５２ａの空隙の内部と連通できる位置に設けられている。このようなガス抜き孔５１ａが電極基板５１に設けられていることにより、スリット５２ａの一端（チップ５の先端側の一端）が接合材５２の先端まで延びておらず封じられている構成を有する接合材５２が用いられている場合であっても、親水性フィルター１２に試料が浸透した際にスリット５２ａの空隙の内部の空気がガス抜き孔５１ｂからチップ５外に抜けるので、親水性フィルター１２への試料の浸透が遅くなることを防ぐことができる。なお、電極基板５１のガス抜き孔５１ａの形状は、ガスが抜け、かつ電極基板としての機能を阻害しないのであれば、特に限定はされない。したがって、図５Ａに示すように、電極基板５１にガス抜き孔５１ａが１つだけ設けられていてもよいし、２つ以上設けられていてもよい。
　以上、本実施形態のバイオセンサチップの各構成例を説明したが、本発明のバイオセンサチップは以上の構成例には限定されない。例えば、電極基板１１、５１において、血液試料を検知する手段として、電極１５１，１５２の代わりに血液試料を検知する検知部が設けられていてもよい。また、スリット１３ａの形状は、毛管現象によって血液試料を導入できる形状であればよいため、図１Ａ、２Ａ、３Ａ、４Ａ及び５Ａに示したような直線状のスリットに限定されない。スリット１３ａは、例えば曲線状であってもよいし、ギザギザに屈曲した形状であってもよく、さらに直線状、曲線状、または屈曲形状の組み合わせであってもよい。
　本発明のバイオセンサチップは、本実施形態に限定されず、例えば以下のように特定されるバイオセンサチップＡ及びＢも含むものであり、以下で特定されるバイオセンサチップＡ及びＢの範囲内で各構成を様々に変更して実施することができるものである。
（バイオセンサチップＡ）
　第１主面に電極が設けられている基板と、
　前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、
　前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置され、前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材として機能するスペーサ層と、
を含み、
　前記スペーサ層には、前記基板、前記スペーサ層及び前記カバーフィルムの積層体の側面に設けられる試料導入口と、試料を毛管現象によって前記電極へ流すための試料流路とを構成するスリットが設けられており、
　前記スペーサ層の前記スリットと、前記基板の前記電極の試料検知部との間に親水性フィルターが設けられている、
バイオセンサチップ。
（バイオセンサチップＢ）
　第１主面に血液試料を検知する検知部が設けられている基板と、
　前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、
　前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置されたスペーサ層であって、前記血液試料を毛管現象によって導入する試料流路を有し、かつ前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材としても機能するスペーサ層と、
　前記スペーサ層と前記基板との間に配置されており、かつ前記検知部に到達する前記血液試料が経由する位置に設けられた親水性フィルターと、
を含むバイオセンサチップ。
［バイオセンサ装置］
　次に、本発明のバイオセンサ装置の実施形態について説明する。図６に示すように、本実施形態のバイオセンサ装置６は、装置本体部７と、装置本体部７に対して着脱可能な、図１に示したバイオセンサチップ１と、を含んでいる。装置本体部７は、バイオセンサチップ１の一対の電極１５１，１５２間を流れた電流値に基づいて、試料中の検出物質を検出する検出部（図示せず）と、検出部による検出結果を解析する解析部（図示せず）と、解析部による解析結果を測定値として表示する表示部８と、を含んでいる。なお、バイオセンサ装置６におけるバイオセンサチップ１の代わりに、バイオセンサチップ２，３，４，５を用いることも可能である。
　なお、ここではバイオセンサチップがバイオセンサ装置の装置本体部に着脱可能に設けられる構成、すなわちバイオセンサチップのみが使い捨て部品である例について説明したが、これに限定されない。例えば、バイオセンサチップ自体が、一対の電極間を流れた電流値に基づいて、試料中の検出物質を検出する検出部と、検出部による検出結果を解析する解析部と、解析部による解析結果を測定値として表示する表示部とをさらに含んでもよい。これにより、バイオセンサチップ自体が装置本体部を必要としない測定装置となり得る。バイオセンサチップ自体が測定装置となる場合は、測定装置自体を使い捨てとすることも可能となる。
　次に、本発明のバイオセンサチップについて、実施例を用いて具体的に説明する。
［フィルターの作製］
　（フィルターＡ）
　３Ｌの円筒形のポリ容器にｊＥＲ（登録商標）８２８（ビスフェノールＡ型エポキシ樹脂、三菱化学株式会社製、エポキシ当量１８４～１９４ｇ/ｅｑ．）１００重量部、ＴＥＴＲＡＤ（登録商標）－Ｃ（グリシジルアミン型エポキシ樹脂、三菱ガス化学株式会社製、エポキシ当量９５～１１０ｇ/ｅｑ．）２５重量部をポリプロピレングリコール（株式会社ＡＤＥＫＡ製、アデカポリエーテルＰ－４００）２１１．９重量部に溶解させ、エポキシ樹脂／ポリプロピレングリコール溶液を調製した。その後、このポリ容器に１，６－ジアミノヘキサン２２．３重量部を添加し、エポキシ樹脂／アミン／ポリプロピレングリコール溶液を調製した。その後、遊星撹拌装置（株式会社シンキー製、商品名「あわとり練太郎（登録商標）」）を用い、約０．７ｋＰａで真空脱泡すると同時に自／公転比率３／４の条件下、公転８００ｒｐｍの比率で１０分間撹拌する手順を２回繰り返した。その後、数日間自然冷却させ、ポリ容器からエポキシ樹脂ブロックを取り出し、切削旋盤装置を用いて１６μｍの厚みで連続的にスライスしてエポキシ樹脂シートを得た。このエポキシ樹脂シートを、４０℃に加熱したＲＯ水に浸漬して洗浄した後、さらに８０℃のＲＯ水に浸漬して洗浄した。洗浄後のエポキシ樹脂シートをポリオキシエチレン（１０）オクチルフェニルエーテルの０．５ｖｏｌ％水溶液に浸漬して親水化し、表面の液を切って風乾させた。得られたエポキシ樹脂多孔質膜をフィルターＡとした。得られたフィルターＡの孔径は０．４μｍであった。
　（フィルターＢ）
　ポリオキシエチレン（１０）オクチルフェニルエーテルの水溶液を用いた親水化処理を実施しなかった点以外は、フィルターＡと同様の方法でフィルターＢを作製した。
　（フィルターＣ）
　ポリオキシエチレン（１０）オクチルフェニルエーテルの０．５ｖｏｌ％水溶液の代わりに、「Ｔｗｅｅｎ　６０」の０．５ｖｏｌ％水溶液１０ｇにグルコースオキシダーゼＧＯ－ＮＡ（天野エンザイム製）５０ｍｇを溶解させた液を用いて親水化処理を実施した以外は、フィルターＡと同様の方法でフィルターＣを作製した。
［参考例Ａ］
　（テストセルの作製）
　スライドガラス上に厚さ１２０μｍの両面テープ（日東電工社製、Ｎｏ．５０１５）及びポリプロピレン（ＰＰ）フィルム（厚さ２００μｍ）を用いて、図７に示すような断面構造を有する流路付きテストセル１００を作製した。図７中、１０１はスライドガラス、１０２は両面テープ、１０３はＰＰフィルム、１０４は流路を示している。図８は、このテストセル１００の上面図である。流路１０４の一方の開口を水の導入口１０４ａとし、他方の開口を空気孔１０４ｂとして利用して流路１０４への水の浸入が妨げられない構造とした。流路１０４の幅は１ｍｍ、長さ２５ｍｍとした。室温下で、流路１０４の導入口に約２０μＬのＲＯ水を滴下し、流路１０４の長さ２５ｍｍのうち中央部分１０ｍｍの距離をＲＯ水が浸入する時間を測定して、浸透時間と定義した。なお、使用したＰＰフィルムは、ＲＯ水に対して１０３°の接触角を有しており、充分に疎水性であった。
　（実施参考例１）
　フィルターＡをテストセル１００の流路１０４と同じ形状にカットしたものを、図９に示すようにフィルター１０５として流路１０４内に設置して浸透時間を測定したところ、０．８秒であった。
　（比較参考例１）
　図７に示すテストセル１００をそのまま用いて、すなわち流路１０４内に何も設置せずに浸透時間を測定した。しかし、ＲＯ水の流路１０４への浸透は起こらず、浸透時間の測定ができなかった。
　（比較参考例２）
　フィルターＢをテストセル１００の流路１０４と同じ形状にカットしたものを、図９に示すようにフィルター１０５として流路１０４内に設置して浸透時間を測定した。しかし、ＲＯ水の流路１０４への浸透は起こらず、浸透時間の測定ができなかった。
　実施参考例１及び実施比較例１，２の結果から、テストセルを用いた流路へのＲＯ水等親水性液体の導入には、親水性フィルターが毛管現象を補助する部材として有効に機能するということが確認された。
［参考例Ｂ］
　（テストセルの作製）
　参考例Ａのテストセル１００と同じ材料を用いて、図１０の上面図及び図１１Ａ及び１１Ｂの断面図に示すような構造を有する流路付きテストセル２００を作製した。図１１Ａは図１０のＡ－Ａ線断面図であり、図１１Ｂは図１０のＢ－Ｂ線断面図である。なお、図１０、並びに、図１１Ａ及び１１Ｂは、テストセル２００にフィルター１０５を設置した状態を示している。テストセル２００は、テストセル１００とは異なり、フィルター１０５を設置する位置よりも下側の部分にも、流路１０６が幅１ｍｍで形成されていた。流路１０６が設けられている点を除き、テストセル２００はテストセル１００と同じ構造を有していた。なお、この流路１０６は、テストセル２００の導入口１０４ａに水を滴下した際に、設置されたフィルター１０５を透過した水が進入する領域となるので、以下、透過側流路１０６と記載する。また、別のテストセルとして、テストセル２００に対し、透過側流路１０６の内部空間と連通する幅約０．５ｍｍの空気孔１０７をさらに設けたテストセル３００も作製した。図１２は、テストセル３００にフィルター１０５を設置した状態を示す上面図である。
　（実施参考例２）
　図１１Ｂに示すように、フィルターＡをテストセル２００の透過流路１０６を覆うように配置し、テストセル２００に両面テープで固定して、フィルター１０５とした。室温下で、流路１０４の導入口１０４ａに約２０μＬのＲＯ水を滴下し、透過側流路１０６へのＲＯ水浸透性を確認した。ＲＯ水はフィルターＡを透過して透過側流路１０６に進入していったが、最終的に気泡が残り、透過側流路１０６を完全には充満させることはできなかった。
　（実施参考例３）
　実施参考例２と同様に、フィルターＡをテストセル３００の透過側流路１０６を覆うように配置し、テストセル３００に両面テープで固定して、フィルター１０５とした。室温下で、流路１０４の導入口１０４ａに約２０μＬのＲＯ水を滴下し、透過側流路１０６へのＲＯ水浸透性を確認した。ＲＯ水はフィルターＡを透過して速やかに透過側流路１０６に進入していき、気泡も残らず透過側流路１０６を充満させることができた。
　実施参考例２及び３の結果から、親水性フィルターに対して水の透過側となる部分にも流路が設けられている場合、流路内へのＲＯ水等の親水性液体の効率の良い進入のためには、空気孔、すなわちガス抜き孔を設けることが好ましいことが確認された。
［実施例１］
　幅１ｍｍ、長さ５ｍｍ、高さ２００μｍの試料流路を有する市販の血糖値測定用バイオセンサチップ（泰博科技社製）を準備した。このバイオセンサチップの最上面のカバーフィルムを取り除き、代わりにテストセル１００に用いたＰＰフィルムを貼り付けて、空気孔をあけた。さらに、フィルターＡを幅１ｍｍ、長さ５ｍｍにカットしたものを、試料流路の先端とフィルター端部とを位置合わせしながら試料流路内にはめ込んで、実施例１のバイオセンサチップとした。すなわち、実施例１のバイオセンサチップは、カバーフィルムが疎水性フィルムであり、さらに試料流路内に親水性フィルターが設置されたものであった。このバイオセンサチップの試料流路の導入口に成人男性血液を当てて、流路長５ｍｍを通過する時間を計測した。血液は試料流路に吸い込まれて、０．４秒で流路長５ｍｍの試料流路への浸透が完了した。このように、試料流路内に親水性フィルターが設置されたバイオセンサチップでは、フィルターにより電極に到達する血液から赤血球を低減させることができ、さらに、カバーフィルムが疎水性であって、かつ試料流路内にフィルターが設置されているにも関わらず、試料流路内への血液の浸透が妨げられることなくスムーズに実現できた。
［実施例２］
　フィルターＡの代わりにフィルターＣを用いた以外は実施例１と同様にバイオセンサチップを作製した。導入口に成人男性血液を当てて、流路長５ｍｍを通過する時間を計測した結果、０．５秒で試料流路への浸透が完了した。
［比較例１］
　実施例１で用いた市販の血糖値測定用バイオセンサチップを準備した。このバイオセンサチップの最上面のカバーフィルムを取り除き、代わりにテストセル１００に用いたＰＰフィルムを貼り付けて、空気孔をあけた。これにより、カバーフィルムが疎水性フィルムである比較例１のバイオセンサチップが作製された。このバイオセンサチップの試料流路の導入口に成人男性血液を当てたが、血液は導入口近傍に付着して留まり、試料流路内へは浸透しなかった。
　本発明のバイオセンサチップ及びバイオセンサ装置は、例えば血液試料中の成分（例えば血糖）の濃度をより高い精度で測定することができるので、ＳＭＢＧ用のチップ及び装置として有用である。

Claims (13)

  1. 　第１主面に電極が設けられている基板と、
    　前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、
    　前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置され、前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材として機能するスペーサ層と、
    を含み、
    　前記スペーサ層には、前記基板、前記スペーサ層及び前記カバーフィルムの積層体の側面に設けられる試料導入口と、試料を毛管現象によって前記電極へ流すための試料流路とを構成するスリットが設けられており、
    　前記スペーサ層の前記スリットと、前記基板の前記電極の試料検知部との間に親水性フィルターが設けられている、
    バイオセンサチップ。
  2. 　第１主面に電極が設けられている基板と、
    　前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、
    　前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置されたスペーサ層であって、少なくとも前記電極と対応する部分に設けられたスリットを有し、かつ前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材として機能するスペーサ層と、
    　前記スペーサ層と前記基板との間に配置されており、かつ前記電極の少なくとも前記スリットと対応する部分を覆う親水性フィルターと、
    を含み、
    　前記カバーフィルムと、前記スペーサ層の前記スリットと、前記基板とによって形成される領域が試料流路である、
    バイオセンサチップ。
  3. 　前記試料流路の試料導入口が、前記基板、前記スペーサ層及び前記カバーフィルムの積層体の側面における前記試料流路の開口である、
    請求項２に記載のバイオセンサチップ。
  4. 　第１主面に血液試料を検知する検知部が設けられている基板と、
    　前記基板の前記第１主面に対向して配置されたカバーフィルムと、
    　前記基板と前記カバーフィルムとの間に配置されたスペーサ層であって、前記血液試料を毛管現象によって導入する試料流路を有し、かつ前記基板と前記カバーフィルムとを一体化させる接合材として機能するスペーサ層と、
    　前記スペーサ層と前記基板との間に配置されており、かつ前記検知部に到達する前記血液試料が経由する位置に設けられた親水性フィルターと、
    を含むバイオセンサチップ。
  5. 　前記基板と前記親水性フィルターとの間に配置された、前記親水性フィルターを前記基板に接合する接合材をさらに含む、
    請求項１～４のいずれか１項に記載のバイオセンサチップ。
  6. 　前記接合材は、前記試料流路の一部を構成する貫通孔と、前記貫通孔の内部と連通するガス抜き孔とを有する、
    請求項５に記載のバイオセンサチップ。
  7. 　前記接合材は、前記試料流路の一部を構成する貫通孔を有しており、
    　前記基板は、前記接合材の前記貫通孔の内部と連通するガス抜き孔を有する、
    請求項５又は６に記載のバイオセンサチップ。
  8. 　前記親水性フィルターの厚さは、５μｍ以上５０μｍ以下である、
    請求項１～７のいずれか１項に記載のバイオセンサチップ。
  9. 　前記親水性フィルターが、酵素及び電子伝達体を含む、
    請求項１～８のいずれか１項に記載のバイオセンサチップ。
  10. 　前記電極又は前記検知部の表面に、酵素及び電子伝達体を含む反応層が設けられている、
    請求項１～９のいずれか１項に記載のバイオセンサチップ。
  11. 　前記親水性フィルターは、ポリオレフィン樹脂、アクリル又はメタクリル樹脂、ポリエステル樹脂、エポキシ樹脂、ポリフッ化ビニリデン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、変性セルロース、及び、セルロースから選択される少なくともいずれか１種の多孔質膜である、
    請求項１～１０のいずれか１項に記載のバイオセンサチップ。
  12. 　試料中の検出物質を検出する検出部と、
    　前記検出部による検出結果を解析する解析部と、
    　前記解析部による解析結果を測定値として表示する表示部と、
    をさらに含む、
    請求項１～１１のいずれか１項に記載のバイオセンサチップ。
  13. 　装置本体部と、
    　前記装置本体部に対して着脱可能な、請求項１～１２のいずれか１項に記載のバイオセンサチップと、
    を含み、
    　前記装置本体部は、
    　前記バイオセンサチップで検知された試料中の検出物質を検出する検出部と、
    　前記検出部による検出結果を解析する解析部と、
    　前記解析部による解析結果を測定値として表示する表示部と、
    を含む、
    バイオセンサ装置。
PCT/JP2016/002723 2015-06-05 2016-06-06 バイオセンサチップ及びバイオセンサ装置 WO2016194392A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201680032806.6A CN107615054A (zh) 2015-06-05 2016-06-06 生物传感器芯片和生物传感器装置
US15/577,807 US20180164243A1 (en) 2015-06-05 2016-06-06 Biosensor chip and biosensor device

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015-115068 2015-06-05
JP2015115068 2015-06-05

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2016194392A1 true WO2016194392A1 (ja) 2016-12-08

Family

ID=57440962

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2016/002723 WO2016194392A1 (ja) 2015-06-05 2016-06-06 バイオセンサチップ及びバイオセンサ装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20180164243A1 (ja)
JP (1) JP6782565B2 (ja)
CN (1) CN107615054A (ja)
WO (1) WO2016194392A1 (ja)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101933457B1 (ko) * 2017-11-21 2018-12-28 (주) 비비비 바이오 센서
KR102169586B1 (ko) 2018-12-17 2020-10-23 서울대학교산학협력단 칼륨 이온 측정을 위한 스트립 구조체
KR20210020578A (ko) * 2019-08-16 2021-02-24 동우 화인켐 주식회사 바이오 센서
EP3822634A1 (en) * 2019-11-14 2021-05-19 Apex Biotechnology Corporation Biosensor strip and method thereof
CN118191048A (zh) * 2022-12-12 2024-06-14 利多(香港)有限公司 一种测定氧分压的生物传感器及其制备方法
CN115586234A (zh) * 2022-12-12 2023-01-10 艾康生物技术(杭州)有限公司 一种生物传感器及其制备方法

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS612060A (ja) * 1984-06-15 1986-01-08 Matsushita Electric Works Ltd バイオセンサ
JPH0980010A (ja) * 1995-09-08 1997-03-28 Daikin Ind Ltd 使い捨て型酵素電極およびその製造方法
JP2003254934A (ja) * 2002-03-01 2003-09-10 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
WO2003087775A2 (en) * 2002-04-05 2003-10-23 Eyelab Group,Llc Monitoring blood substances using self-sampled tears
JP2004325384A (ja) * 2003-04-28 2004-11-18 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
JP2014089097A (ja) * 2012-10-30 2014-05-15 Murata Mfg Co Ltd バイオセンサ

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4713165A (en) * 1986-07-02 1987-12-15 Ilex Corporation Sensor having ion-selective electrodes
DE60025751T2 (de) * 1999-11-15 2006-10-12 Arkray, Inc. Biosensor
DE60137111D1 (en) * 2000-07-31 2009-02-05 Panasonic Corp Biosensor
US7357851B2 (en) * 2003-09-30 2008-04-15 Abbott Laboratories Electrochemical cell
JP5080687B2 (ja) * 2009-04-07 2012-11-21 パナソニック株式会社 センサチップとこれを用いる測定器及び血液検査装置
TWI439689B (zh) * 2010-09-23 2014-06-01 Bionime Corp Electrochemical test specimen
TWM460273U (zh) * 2013-02-19 2013-08-21 Actherm Inc 具濾血功能的電化學檢測試片

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS612060A (ja) * 1984-06-15 1986-01-08 Matsushita Electric Works Ltd バイオセンサ
JPH0980010A (ja) * 1995-09-08 1997-03-28 Daikin Ind Ltd 使い捨て型酵素電極およびその製造方法
JP2003254934A (ja) * 2002-03-01 2003-09-10 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
WO2003087775A2 (en) * 2002-04-05 2003-10-23 Eyelab Group,Llc Monitoring blood substances using self-sampled tears
JP2004325384A (ja) * 2003-04-28 2004-11-18 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
JP2014089097A (ja) * 2012-10-30 2014-05-15 Murata Mfg Co Ltd バイオセンサ

Also Published As

Publication number Publication date
JP6782565B2 (ja) 2020-11-11
US20180164243A1 (en) 2018-06-14
CN107615054A (zh) 2018-01-19
JP2017003585A (ja) 2017-01-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2016194392A1 (ja) バイオセンサチップ及びバイオセンサ装置
US6287438B1 (en) Sampling system for analytes which are fluid or in fluids and process for its production
JP4480170B2 (ja) 血液分析装置及び血液分析方法
JP6297026B2 (ja) センサアセンブリ及びその製造方法
EP1291650B1 (en) Biosensor and method for manufacturing the same
US20080190783A1 (en) Electrode For Electrochemical Sensor
US20060099107A1 (en) Sensor
JP2007514460A (ja) 増大した生物適合性を示すセンサー
US20110233059A1 (en) Microfluid sensor
WO2014108082A1 (zh) 用于体液中物质实时检测的微型生物芯片
US8992750B1 (en) Biosensor and methods for manufacturing
EP2588857A1 (en) Methods for manufacturing a dual biosensor test strip
US20170095183A1 (en) Vertical-flow electronic bio-chemical sensing devices
US20060008581A1 (en) Method of manufacturing an electrochemical sensor
DE19848112C2 (de) Minimalinvasives Sensorsystem
JP2003521298A (ja) 内因性組織から液体を除去し該液体内の物質の濃度を決定する装置および方法並びに該装置の用途
JP4594044B2 (ja) 液体試料または気体試料中の分析物を決定するためのセンサカードおよびそのようなセンサカードを製造する方法
JP4138512B2 (ja) 体液採取具
US20090294302A1 (en) Use of Alginate to Reduce Hematocrit Bias in Biosensors
JP2004325384A (ja) バイオセンサ
JP4665135B2 (ja) バイオセンサーの製造法
JP2014006086A (ja) イオンセンサおよびイオンセンサの製造方法
TW201623955A (zh) 一種具備微腔體結構之生物感測器
JP6871128B2 (ja) バイオセンサ
US20130341207A1 (en) Analytical test strip with capillary sample-receiving chambers separated by stop junctions

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 16802831

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 15577807

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 16802831

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1