專利名稱：生物傳感器、薄膜電極形成方法、定量裝置及定量方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及對試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的生物傳感器、制作該生物傳感器時適用的薄膜電極的形成方法、以及使用該生物傳感器的定量裝置及定量方法，特別是涉及制造誤差小、性能穩(wěn)定的生物傳感器、用于這樣的生物傳感器的電極制作的薄膜電極形成方法、以及使用這樣的生物傳感器的定量裝置及定量方法。
背景技術(shù)：
所謂生物傳感器是利用微生物、酶、抗體、DNA、RNA等生物材料的分子辨認(rèn)能力，將生物材料作為分子識別元素應(yīng)用的、對試樣液中的基質(zhì)的含量進(jìn)行定量的傳感器。即，利用生物材料辨認(rèn)作為目標(biāo)的基質(zhì)時引起的反應(yīng)、例如利用微生物的呼吸引起的氧的消耗、酶反應(yīng)、發(fā)光等，對試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量。而且，在各種生物傳感器中酶傳感器的實用化取得了進(jìn)展，例如，作為葡萄糖、乳酸、腦甾醇、氨基酸用的生物傳感器的酶傳感器已被用于醫(yī)療測量和食品工業(yè)中。該酶傳感器利用例如作為檢測體的試樣液中含有的基質(zhì)和酶等的反應(yīng)生成的電子，使電子傳輸體還原，通過定量裝置對該電子傳輸體的還原量進(jìn)行電化學(xué)測量，進(jìn)行檢測體的定量分析。
設(shè)計出了各種形態(tài)的這樣的生物傳感器。這里，說明以下現(xiàn)有的作為生物傳感器的生物傳感器Z。
圖21(a)是生物傳感器Z的分解斜視圖，圖21(b)是表示在生物傳感器Z的前端形成的電極部的結(jié)構(gòu)圖。
生物傳感器Z具有圖21(a)中的虛線所示的位置關(guān)系，各構(gòu)件通過粘接構(gòu)成。
另外，如以下所述，通過三次印刷工序，形成生物傳感器Z的電極部。
首先在第一工序中，利用篩網(wǎng)印刷法，將高導(dǎo)電性的銀膏印刷在絕緣性的基板1101上，干燥后形成電極引線部1102a、1102b。
其次在第二工序中，將碳膏印刷在電極引線部1102a、1102b上，干燥后形成相對電極1103a及測定電極1103b。該測定電極1103b配置在環(huán)狀的相對電極1103a的內(nèi)側(cè)，相對電極1103a及測定電極1103b分別與電極引線部1102a、1102b接觸。
然后在第三工序中，將作為絕緣性物質(zhì)的抗蝕劑1104印刷在相對電極1103a及測定電極1103b上，使其干燥，規(guī)定相對電極1103a及測定電極1103b的面積。
將含有酶等的試劑涂敷在這樣在基板1101上形成的相對電極1103a及測定電極1103b上，形成試劑層1105，另外，在它上面重疊粘接具有形成檢測體供給路徑用的切口部1106a的隔離片1106、以及有空氣孔1107a的蓋1107。另外，隔離片1106的切口部1106a的一端與設(shè)在蓋1107上的空氣孔1107a相通。另外，如圖21(b)所示，在基板1101上形成的相對電極1103a及測定電極1103b這樣配置在相對于檢測體供給路徑的入口1106b為最近的位置配置相對電極1103a，在其遠(yuǎn)處配置測定電極1103b及相對電極1103a。
參照圖21(b)說明這樣構(gòu)成的生物傳感器Z中的試樣液的基質(zhì)的定量方法。
首先由連接在生物傳感器Z上的定量裝置(以下也稱為“測定器”)將恒定電壓加在相對電極1103a與測定電極1103b之間，在此狀態(tài)下，將試樣液(以下也稱為“檢測體”)供給檢測體供給路徑的入口1106b。檢測體利用毛細(xì)管現(xiàn)象而被吸引到檢測體供給路徑內(nèi)部，通過靠近該入口1106b一側(cè)的相對電極1103a，到達(dá)測定電極1103b，試劑層1105開始溶解。這時，定量裝置檢測在相對電極1103a和測定電極1103b之間發(fā)生的電氣變化，開始進(jìn)行定量工作。這樣定量試樣液中的基質(zhì)的含量。
可是，該生物傳感器Z的每一批產(chǎn)品的輸出特性不同，所以實際使用時測定器中需要修正該輸出特性的不同。因此，以下說明迄今采取的相應(yīng)方法。
圖22是表示將生物傳感器Z插入測定器中的狀態(tài)的圖。另外，4115是安裝生物傳感器Z的測定器。4116是插入生物傳感器Z用的測定器4115的插入口。4117是顯示測定結(jié)果的測定器4115的顯示部。
測定器4115具有對應(yīng)于上述每一批產(chǎn)品的輸出特性的修正數(shù)據(jù)，在生物傳感器Z的輸出中，對其每一批產(chǎn)品進(jìn)行必要的修正，求得正確的血糖值。因此，在測定前，需要將對每一批產(chǎn)品指定的修正片(這里圖中未示出)插入測定器4115的插入口4116中，對測定器4115進(jìn)行必要的修正數(shù)據(jù)的指定。修正片中有使用哪個修正數(shù)據(jù)的信息，將其插進(jìn)插入口4116中，測定器4115準(zhǔn)備必要的修正數(shù)據(jù)。將修正片從插入口4116拔出，將生物傳感器Z插入測定器4115的插入口4116中，如上所述對檢測體中含有的基質(zhì)的量進(jìn)行定量。因此輸入了修正值的測定器4115根據(jù)測定的電流值和修正數(shù)據(jù)，求得正確的血糖值，將血糖值顯示在顯示部4117上。
以上說明的現(xiàn)有的生物傳感器Z存在著希望解決的課題。
首先，在生物傳感器Z中，采用篩網(wǎng)印刷法將銀膏、碳膏等印刷在基板上，進(jìn)行層疊，為了規(guī)定測定電極的面積，印刷時由于各種膏的洇滲或其他原因等，測定電極的面積產(chǎn)生離散，難以謀求測定電極面積的均一化。另外，由于電極結(jié)構(gòu)呈Ag、碳、抗蝕劑的三層結(jié)構(gòu)，所以非常復(fù)雜，需要高級的印刷技術(shù)。另外，由于生物傳感器Z的電極部由測定電極和相對電極這樣兩種電極構(gòu)成，所以連接在生物傳感器Z上的定量裝置在將恒定電壓加在這兩個電極之間而發(fā)生電氣變化的情況下，雖然檢測到檢測體到達(dá)測定電極時便開始進(jìn)行測定，但在不可能測定的微量的檢測體覆蓋了測定電極的情況下，也開始測定，所以存在檢測體的量不足引起的測定值的顯示失誤的問題。而且，在生物傳感器Z中，為了謀求提高傳感器的靈敏度，有必要提高反應(yīng)試劑層和碳電極的濕潤性，使它們有良好的緊密接觸性，為此，以往在碳電極形成后，對電極表面進(jìn)行研磨處理和熱處理等，可是如果這樣做，則產(chǎn)生以下問題由于工時增加而導(dǎo)致成本增加，以及由于研磨處理精度的離散，傳感器精度也產(chǎn)生離散。另外，篩網(wǎng)印刷中使用的碳膏一般是由樹脂黏合劑、石墨、碳黑、有機(jī)溶劑等構(gòu)成的復(fù)合材料，由于各批原材料、膏混練時的制造條件等的不同，膏的特性容易變化，為了批量生產(chǎn)穩(wěn)定的傳感器，必須進(jìn)行嚴(yán)密的管理，即存在非常麻煩的問題。
另外，為了在電極上形成試劑層，不只是涂敷試劑，而且由于電極的表面狀態(tài)、以及由試劑液的組成引起的試劑的擴(kuò)展的不同，試劑不能被均勻地涂敷在電極上，從而電極上的試劑量產(chǎn)生離散。就是說，即使滴下相同數(shù)量的試劑進(jìn)行涂敷，試劑的擴(kuò)展也會產(chǎn)生離散，所以試劑層的位置和面積產(chǎn)生離散。因此存在生物傳感器Z的性能劣化的問題。
另外，為了測定而插入上述的修正片非常麻煩，在忘記插入修正片、或者錯誤地插入了例如測定乳酸值用的修正片、或者插入了即使是測定血糖值用的，但輸出特性不同的修正片的情況下，存在測定結(jié)果產(chǎn)生錯誤的問題。
因此本發(fā)明就是鑒于這些問題而完成的，其目的在于提供一種能用簡單的方法形成、而且測定精度良好的生物傳感器；以及與試劑液的組成無關(guān)，試劑層能均勻地配置在電極上，性能均勻的生物傳感器；以及不用插入修正片，只需插入生物傳感器，測定器就能判斷每批產(chǎn)品的修正數(shù)據(jù)的生物傳感器；以及這些生物傳感器用的薄膜電極的形成方法、使用這些生物傳感器的定量方法、以及定量裝置。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的第一方面所述的生物傳感器，是一種用于對試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的生物傳感器，其特征在于，具有第一絕緣性基板及第二絕緣性基板；至少具有測定電極和相對電極的電極部；將上述試樣液導(dǎo)入上述電極部的檢測體供給路徑；以及對上述試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量用的試劑層，上述電極部、上述檢測體供給路徑、以及上述試劑層存在于上述第一絕緣性基板和上述第二絕緣性基板之間，上述檢測體供給路徑設(shè)置在上述電極部上，另外試劑層設(shè)置在上述檢測體供給路徑的上述電極部上，通過在上述第一絕緣性基板或上述第二絕緣性基板中的某一者或兩者的內(nèi)表面的全部或一部分表面上形成的導(dǎo)電層上設(shè)第一狹縫，分割形成上述電極部。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以能容易且高精度地規(guī)定電極部，每個生物傳感器的響應(yīng)特性都沒有離散，能獲得良好的響應(yīng)。而且，由于用單層導(dǎo)電層形成電極部，所以能不費事地用簡單的方法形成表面平滑的電極部。而且由于電極的結(jié)構(gòu)非常簡單，所以具有能容易地形成具有同一性能的生物傳感器的效果。
本發(fā)明的第二方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面所述的生物傳感器中，上述電極部還具有檢測電極。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有能制作測定精度更高的生物傳感器的效果。
本發(fā)明的第三方面所述的生物傳感器的特征在于在第二方面所述的生物傳感器中，上述相對電極設(shè)置在上述第二絕緣性基板內(nèi)表面的全部或一部分表面上，上述測定電極和上述檢測電極設(shè)置在上述第一絕緣性基板內(nèi)表面的全部或一部分表面上，通過在上述導(dǎo)電層上設(shè)上述第一狹縫，分割形成在上述第一絕緣性基板內(nèi)表面上設(shè)置的上述測定電極和上述檢測電極。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以能謀求檢測體供給路徑的小型化，另外具有能根據(jù)微量檢測體進(jìn)行測定的效果。
本發(fā)明的第四方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面或第二方面所述的生物傳感器中，上述電極部只設(shè)置在上述第一絕緣性基板內(nèi)表面的全部或一部分表面上，通過在上述導(dǎo)電層上設(shè)上述第一狹縫，分割形成在上述第一絕緣性基板內(nèi)表面上設(shè)置的上述電極部。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以在同一面上具有全部電極，由于只在一面上形成電極，所以容易制造，進(jìn)而具有能降低生物傳感器的制造成本的效果。
本發(fā)明的第五方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第四方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，上述相對電極的面積與上述測定電極的面積相同或更大。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有防止相對電極和測定電極之間的電子傳遞反應(yīng)過快，而均衡地促進(jìn)反應(yīng)的效果。
本發(fā)明的第六方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第四方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，上述相對電極的面積和上述檢測電極的面積之和與上述測定電極的面積相同或更大。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有防止相對電極及檢測電極和測定電極之間的電子傳遞反應(yīng)過快，而均衡地促進(jìn)反應(yīng)的效果。
本發(fā)明的第七方面所述的生物傳感器的特征在于在第六方面所述的生物傳感器中，上述生物傳感器的上述檢測體供給路徑的上述檢測電極的面積與上述相對電極的面積相同。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有更能可靠地防止相對電極及檢測電極和測定電極之間的電子傳遞反應(yīng)過快，而均衡地促進(jìn)反應(yīng)的效果。
本發(fā)明的第八方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第七方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，具有具備形成上述檢測體供給路徑的切口部、而且配置在上述電極部上的隔離片，上述第二絕緣性基板配置在上述隔離片上。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以設(shè)置檢測體供給路徑的地方被固定，另外由于第二絕緣性基板配置在它上面，所以具有能使被導(dǎo)入檢測體供給路徑的檢測體不會從檢測體供給路徑漏出的效果。
本發(fā)明的第九方面所述的生物傳感器的特征在于在第八方面所述的生物傳感器中，上述隔離片和上述第二絕緣性基板呈一體。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以通過使隔離片和第二絕緣性基板呈一體，而具有能降低成本、制作簡單的效果。
本發(fā)明的第十方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第九方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，形成通過上述檢測體供給路徑的空氣孔。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以將檢測體導(dǎo)入檢測體供給路徑時，多余的空氣從空氣孔被排出，因此具有檢測體能利用毛細(xì)管現(xiàn)象，可靠地被導(dǎo)入檢測體供給路徑的效果。
本發(fā)明的第十一方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第十方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，通過滴下試劑形成上述試劑層，在上述試劑滴下的位置的周圍設(shè)有第二狹縫。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以為了形成試劑層，通過將試劑滴在電極上形成試劑層的情況下，試劑均勻地擴(kuò)展，在規(guī)定的位置形成規(guī)定面積的試劑層，所以能形成沒有位置及面積的離散的均勻的試劑層，具有能進(jìn)行其結(jié)果沒有離散的準(zhǔn)確的測定的效果。
本發(fā)明的第十二方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面所述的生物傳感器中，上述第二狹縫呈圓弧狀。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以利用與試劑擴(kuò)展的形狀相同的狹縫限制試劑的擴(kuò)展，因此具有能更準(zhǔn)確地限制試劑層的面積及位置的效果。
本發(fā)明的第十三方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第十二方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，設(shè)有分割上述導(dǎo)電層、規(guī)定上述電極部的面積用的第三狹縫。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以實際上制作生物傳感器時，最初將基板切斷時，利用第三狹縫預(yù)先限制各電極的面積，所以各電極的面積不隨基板的切斷位置而變化，因此具有能在精度上不出現(xiàn)離散的效果。
本發(fā)明的第十四方面所述的生物傳感器的特征在于在第十三方面所述的生物傳感器中，上述第一絕緣性基板和上述第二絕緣性基板的形狀大致呈矩形，平行于上述大致呈矩形的某一邊設(shè)有一條或兩條以上的上述第三狹縫。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以利用第三狹縫能容易地規(guī)定各個電極的面積，另外切斷基板時，不會由于切斷位置的偏移而使各電極的面積變化，具有能在精度上不出現(xiàn)離散的效果。
本發(fā)明的第十五方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第十四方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，具有根據(jù)上述生物傳感器的每一批產(chǎn)品的上述試樣液和上述試劑層的反應(yīng)所產(chǎn)生的電氣變化的輸出特性、而且利用采用上述生物傳感器的測定器能判斷的修正數(shù)據(jù)的信息。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以只要將生物傳感器插入測定器中，測定器就能判斷需要哪個修正數(shù)據(jù)，另外操作者不需要使用修正片等輸入關(guān)于修正數(shù)據(jù)的信息，即具有減少麻煩、防止操作失誤、能獲得準(zhǔn)確的結(jié)果的效果。
本發(fā)明的第十六方面所述的生物傳感器的特征在于在第十五方面所述的生物傳感器中，具有分割上述電極部的一條或多條第四狹縫，上述測定器根據(jù)上述第四狹縫的位置，能判斷上述修正數(shù)據(jù)的信息。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以測定器根據(jù)第四狹縫的位置，能判斷上述修正數(shù)據(jù)的信息，另外能對應(yīng)于多批產(chǎn)品指示修正數(shù)據(jù)，通過將生物傳感器插入測定器，測定器能容易地判斷需要哪個修正數(shù)據(jù)，另外具有減少檢索上的麻煩、進(jìn)而防止操作失誤、能獲得準(zhǔn)確的結(jié)果的效果。
本發(fā)明的第十七方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第十六方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，上述第一狹縫、上述第二狹縫、上述第三狹縫、上述第四狹縫中的某幾條或全部是用激光加工上述導(dǎo)電層形成的狹縫。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以能進(jìn)行精度高的加工，另外能高精度地規(guī)定各電極的面積，還能使各電極的間隔狹窄，所以具有能使生物傳感器小型化的效果。
本發(fā)明的第十八方面所述的生物傳感器的特征在于在第十六方面所述的生物傳感器中，上述第一狹縫、上述第二狹縫、上述第三狹縫、上述第四狹縫各自的狹縫寬度為0.005mm～0.3mm。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以能使各電極的間隔狹窄，進(jìn)而具有能使生物傳感器小型化的效果。
本發(fā)明的第十九方面所述的生物傳感器的特征在于在第十七方面至第十八方面所述的生物傳感器中，上述第一狹縫、上述第二狹縫、上述第三狹縫、上述第四狹縫各自的狹縫深度為上述導(dǎo)電層的厚度以上。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有能制作各電極可靠地被分離的生物傳感器的效果。
本發(fā)明的第二十方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第十九方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，上述試劑層包含基質(zhì)。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有能制作適合于使用基質(zhì)檢查的基質(zhì)生物傳感器的效果。
本發(fā)明的第二十一方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第十九方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，上述試劑層包含電子傳輸體。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有能制作適合于利用電子傳輸體的反應(yīng)的檢查的生物傳感器的效果。
本發(fā)明的第二十二方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第十九方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，上述試劑層包含水溶性高分子。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有能制作容易形成試劑、精度高的生物傳感器的效果。
本發(fā)明的第二十三方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第二十二方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，上述絕緣性基板由樹脂材料構(gòu)成。
由于這樣構(gòu)成生物傳感器，所以具有能制作更廉價的生物傳感器的效果。
本發(fā)明的第二十四方面所述的薄膜電極形成方法是一種在絕緣性基板的表面上形成薄膜電極的薄膜電極形成方法，其特征在于在真空氣氛中，通過使被激勵的氣體沖擊上述絕緣性基板的表面，使上述絕緣性基板的表面成為粗糙面，在該粗糙面形成工序之后，有導(dǎo)電層形成工序，用來在成為粗糙面的上述絕緣性基板的表面上形成由導(dǎo)電性物質(zhì)構(gòu)成的作為薄膜電極的上述導(dǎo)電層。
由于這樣形成薄膜電極，所以不需要表面研磨處理等上述的處理，具有能用更簡單的方法形成薄膜電極、還能形成基板和電極層的緊密接觸性高的薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第二十五方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十四方面所述的薄膜電極形成方法中，上述粗糙面形成工序包括將上述絕緣性基板設(shè)置在真空槽內(nèi)的基板設(shè)置工序；對上述真空槽內(nèi)部進(jìn)行真空排氣的真空排氣工序；將氣體填充在上述真空槽內(nèi)部的氣體填充工序；以及激勵上述氣體，使其離子化，并使其沖擊上述絕緣性基板的沖擊工序。
由于這樣形成薄膜電極，所以能更有效地、而且可靠地形成適合于形成薄膜電極的基板表面，進(jìn)而具有能更有效地形成薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第二十六方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十五方面所述的薄膜電極形成方法中，上述真空排氣工序中的真空度在1×10-1～3×10-3帕斯卡范圍內(nèi)。
由于這樣形成薄膜電極，所以能更可靠地形成適合于形成薄膜電極的基板表面，進(jìn)而具有能更有效地形成薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第二十七方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十六方面所述的薄膜電極形成方法中，上述氣體是不活潑氣體。
由于這樣形成薄膜電極，所以具有能不變成基板表面、而使基板表面呈適合于形成薄膜電極的狀態(tài)的效果。
本發(fā)明的第二十八方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十七方面所述的薄膜電極形成方法中，上述不活潑氣體是氬、氖、氦、氪、氙等稀有氣體以及氮氣中的任意一種。
由于這樣形成薄膜電極，所以具有能更可靠地不變成基板表面、而形成薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第二十九方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十四方面至第二十八方面中的任意一方面所述的薄膜電極形成方法中，上述導(dǎo)電層形成工序包括上述粗糙面形成工序結(jié)束后，將形成了粗糙面的絕緣性基板設(shè)置在第二真空槽內(nèi)的第二次基板設(shè)置工序；對上述第二真空槽內(nèi)部進(jìn)行真空排氣的第二次真空排氣工序；將第二種氣體填充在上述第二真空槽內(nèi)部的第二次氣體填充工序；以及激勵上述第二種氣體，使其離子化，且使其沖擊導(dǎo)電性物質(zhì)，將上述導(dǎo)電性物質(zhì)的原子擊出，在上述形成了粗糙面的絕緣性基板上成膜的工序。
由于這樣形成薄膜電極，所以具有不需要表面研磨處理等前處理，而能獲得與基板的緊密接觸性更高的薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第三十方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十四方面至第二十八方面中的任意一方面所述的薄膜電極形成方法中，上述導(dǎo)電層形成工序包括上述粗糙面形成工序結(jié)束后，將形成了粗糙面的絕緣性基板設(shè)置在第二真空槽內(nèi)的第二次基板設(shè)置工序；對上述第二真空槽內(nèi)部進(jìn)行真空排氣的第二次真空排氣工序；以及對導(dǎo)電性物質(zhì)加熱使其蒸發(fā)，使其蒸汽在上述形成了粗糙面的絕緣性基板上成膜的工序。
由于這樣形成薄膜電極，所以具有不需要表面研磨處理等前處理，而能獲得與基板的緊密接觸性更高的薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第三十一方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十九方面或第三十方面中的任意一方面所述的薄膜電極形成方法中，上述第二次真空排氣工序中的真空度在1×10-1～3×10-3帕斯卡范圍內(nèi)。
由于這樣形成薄膜電極，所以具有能更可靠地形成與基板的緊密接觸性非常高的薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第三十二方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十九方面至第三十一方面中的任意一方面所述的薄膜電極形成方法中，上述第二種氣體是不活潑氣體。
由于這樣形成薄膜電極，所以具有不改變基板表面和薄膜電極本身，而能形成與基板的緊密接觸性高的薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第三十三方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第三十二方面所述的薄膜電極形成方法中，上述不活潑氣體是氬、氖、氦、氪、氙等稀有氣體以及氮氣中的任意一種。
由于這樣形成薄膜電極，所以具有不改變基板表面和薄膜電極本身，而能更可靠地形成與基板的緊密接觸性高的薄膜電極的效果。
本發(fā)明的第三十四方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十九方面至第三十三方面中的任意一方面所述的薄膜電極形成方法中，上述真空槽與上述第二真空槽是同一個槽。
由于這樣形成薄膜電極，所以能省略形成薄膜電極用的裝置，進(jìn)而具有能降低薄膜電極的制造成本的效果。
本發(fā)明的第三十五方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十九方面至第三十四方面中的任意一方面所述的薄膜電極形成方法中，上述導(dǎo)電性物質(zhì)是貴金屬或碳素。
由于這樣形成薄膜電極，所以不是用復(fù)合材料、而是用單體材料制作薄膜電極，具有能批量地制造不受制造條件影響的、另外各批產(chǎn)品之間的差異小的穩(wěn)定的電極的效果。
本發(fā)明的第三十六方面所述的薄膜電極形成方法的特征在于在第二十四方面至第三十五方面中的任意一方面所述的薄膜電極形成方法中，所形成的薄膜電極的厚度在3nm～100nm的范圍內(nèi)。
由于這樣形成薄膜電極，所以能使電極的厚度非常薄，進(jìn)而具有能提高生產(chǎn)節(jié)拍和減少材料費用而降低制造成本的效果。
本發(fā)明的第三十七方面所述的生物傳感器的特征在于在第一方面至第二十三方面中的任意一方面所述的生物傳感器中，上述導(dǎo)電層是采用第二十四方面至第三十六方面中的任意一方面所述的薄膜電極形成方法形成的。
由于這樣形成生物傳感器，所以薄膜電極反映處理成粗糙面的基板表面的凹凸?fàn)顟B(tài)，能提高電極和試劑的濕潤性及緊密接觸性，其結(jié)果，具有能制作高性能的生物傳感器的效果。
本發(fā)明的第三十八方面所述的定量方法是使用第一方面至第二十三方面或第三十七方面中的任意一方面所述的生物傳感器，對被供給上述生物傳感器的試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量方法，其特征在于包括將電壓加在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間的第一施加步驟；將上述試樣液供給上述試劑層的試劑供給步驟；檢測由于向試劑層供給上述試樣液，而在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間產(chǎn)生的電氣變化的第一變化檢測步驟；在上述第一變化檢測步驟中檢測到上述電氣變化后，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間的第二施加步驟；以及測定在上述第二施加步驟中施加了電壓的上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間產(chǎn)生的電流的電流測定步驟。
由于這樣進(jìn)行定量，所以在生物傳感器的檢測電極和測定電極或相對電極之間產(chǎn)生了電氣變化時，最初就開始進(jìn)行定量工作，所以能防止檢測體向試劑層的供給量不足導(dǎo)致的測定失誤，能進(jìn)行安全性更高的測定。另外在向試劑層供給了能測定的量的檢測體的情況下，由于將檢測電極作為相對電極使用，進(jìn)行測量，所以能減少電極部的面積，進(jìn)而具有能使用微量檢測體準(zhǔn)確地進(jìn)行定量分析的效果。
本發(fā)明的第三十九方面所述的定量方法是使用第一方面至第二十三方面或第三十七方面中的任意一方面所述的生物傳感器，對被供給上述生物傳感器的試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量方法，其特征在于包括將電壓加在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間、以及上述測定電極和上述相對電極之間的第三施加步驟；將上述試樣液供給上述試劑層的試劑供給步驟；檢測由于向試劑層供給上述試樣液，而在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間產(chǎn)生的電氣變化的第一變化檢測步驟；檢測由于向試劑層供給上述試樣液，而在上述檢測電極和上述相對電極之間產(chǎn)生的電氣變化的第二變化檢測步驟；在上述第一變化檢測步驟及上述第二變化檢測步驟中檢測到電氣變化后，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間的第二施加步驟；以及測定在上述第二施加步驟中施加了電壓的上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間產(chǎn)生的電流的電流測定步驟。
由于這樣進(jìn)行定量，所以在生物傳感器的檢測電極和測定電極或相對電極之間產(chǎn)生了電氣變化時，最初就開始進(jìn)行定量工作，所以能防止檢測體向試劑層的供給量不足導(dǎo)致的測定失誤，能進(jìn)行安全性更高的測定。另外在向試劑層供給了能測定的量的檢測體的情況下，由于將檢測電極作為相對電極使用，進(jìn)行測量，所以能減少電極部的面積，進(jìn)而具有能使用微量檢測體準(zhǔn)確地進(jìn)行定量分析的效果。
本發(fā)明的第四十方面所述的定量方法的特征在于在第三十八方面或第三十九方面所述的定量方法中，在上述第二變化檢測步驟之后，還有在規(guī)定期間檢測到在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間不產(chǎn)生電氣變化時，將不產(chǎn)生變化的信息通知使用者的無變化通知步驟。
由于這樣進(jìn)行定量，所以能將向生物傳感器的試劑層供給的檢測體的量不足的信息通知使用者，具有能提供一種提高了方便性及安全性的定量方法的效果。
本發(fā)明的第四十一方面所述的定量裝置是能裝卸地連接第一方面至第二十三方面或第三十七方面中的任意一方面所述的生物傳感器，對被供給上述生物傳感器的試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量裝置，其特征在于具有將來自上述生物傳感器具有的上述測定電極的電流變換成電壓的第一電流/電壓變換電路；將來自上述電流/電壓變換電路的電壓變換成數(shù)字的第一A/D變換電路；設(shè)置在上述生物傳感器具有的上述相對電極和地之間的第一開關(guān)；以及控制上述第一A/D變換電路及上述第一開關(guān)的控制部，上述控制部在使上述第一開關(guān)與上述相對電極絕緣的狀態(tài)下，將電壓加在上述檢測電極和上述測定電極之間，檢測由于上述試樣液被供給上述檢測體供給路徑上的上述試劑層而產(chǎn)生的上述檢測電極和上述測定電極之間的電氣變化，然后在將上述第一開關(guān)連接在上述相對電極上的狀態(tài)下，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間，測定由于施加電壓而產(chǎn)生的響應(yīng)電流。
由于這樣構(gòu)成定量裝置，所以能防止由于向檢測體供給路徑的試劑層供給的檢測體的量不足而導(dǎo)致的測定失誤，能進(jìn)行安全性更高的測定。而且，由于測定時將生物傳感器的檢測電極作為相對電極使用，所以能謀求檢測體供給路徑的小型化，具有能準(zhǔn)確地進(jìn)行微量檢測體的定量分析的效果。
本發(fā)明的第四十二方面所述的定量裝置是能裝卸地連接第一方面至第二十三方面或第三十七方面中的任意一方面所述的生物傳感器，對被供給上述生物傳感器的試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量裝置，其特征在于具有將來自上述生物傳感器具有的上述測定電極的電流變換成電壓的第一電流/電壓變換電路；將來自上述生物傳感器具有的上述檢測電極的電流變換成電壓的第二電流/電壓變換電路；將來自上述第一電流/電壓變換電路的電壓變換成數(shù)字的第一A/D變換電路；將來自上述第二電流/電壓變換電路的電壓變換成數(shù)字的第二A/D變換電路；將上述生物傳感器的上述檢測電極的連接切換到第一電流/電壓變換電路或地的第一切換開關(guān)；以及控制上述第一A/D變換電路、上述第二A/D變換電路、以及上述第一切換開關(guān)的控制部，上述控制部在使上述第一開關(guān)連接在上述第一電流/電壓變換電路上的狀態(tài)下，將電壓加在上述檢測電極和上述相對電極之間、以及上述測定電極和上述相對電極之間，檢測由于上述試樣液被供給上述檢測體供給路徑上具有的上述試劑層而產(chǎn)生的上述檢測電極和上述測定電極之間的電氣變化、以及上述測定電極和上述相對電極之間的電氣變化，檢測了這些變化后，將上述第一切換開關(guān)接地，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間，測定由于施加電壓而產(chǎn)生的響應(yīng)電流。
由于這樣構(gòu)成定量裝置，所以能防止由于向檢測體供給路徑的試劑層供給的檢測體的量不足而導(dǎo)致的測定失誤，能進(jìn)行安全性更高的測定。而且，由于測定時將生物傳感器的檢測電極作為相對電極使用，所以能謀求檢測體供給路徑的小型化，具有能準(zhǔn)確地進(jìn)行微量檢測體的定量分析的效果。
本發(fā)明的第四十三方面所述的定量裝置的特征在于在第四十二方面所述的定量裝置中，上述定量裝置具有將上述生物傳感器的上述測定電極的連接切換到上述第二電流/電壓變換電路或地的第二切換開關(guān)，上述控制部在將上述第一切換開關(guān)連接在上述第一電流/電壓變換電路上、將上述第二切換開關(guān)連接在上述第二電流/電壓變換電路上的狀態(tài)下，將電壓加在上述檢測電極和上述相對電極之間、以及上述測定電極和上述相對電極之間，在檢測到由于上述試樣液被供給上述檢測體供給路徑上具有的上述試劑層而產(chǎn)生的上述檢測電極和上述相對電極之間的電氣變化時，將上述第二切換開關(guān)接地，然后，在檢測到上述檢測電極和上述測定電極之間的電氣變化的情況下，將上述第二切換開關(guān)連接在上述第二電流/電壓變換電路上，而且在使上述第一切換開關(guān)接地的狀態(tài)下，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間，測定由于施加電壓而產(chǎn)生的響應(yīng)電流。
由于這樣構(gòu)成定量裝置，所以能防止由于向檢測體供給路徑的試劑層供給的檢測體的量不足而導(dǎo)致的測定失誤，能進(jìn)行安全性更高的測定。而且，由于測定時將生物傳感器的檢測電極作為相對電極使用，所以能謀求檢測體供給路徑的小型化，具有能準(zhǔn)確地進(jìn)行微量檢測體的定量分析的效果。
本發(fā)明的第四十四方面所述的定量裝置的特征在于在第四十二方面或第四十三方面所述的定量裝置中，具有通知裝置，上述試樣液被供給上述檢測體供給路徑中的上述試劑層后，在上述測定電極和上述相對電極之間發(fā)生電氣變化，而且，在由上述控制部檢測到上述檢測電極和上述測定電極或上述相對電極之間不發(fā)生電氣變化時，將不發(fā)生變化的信息通知使用者。
由于構(gòu)成這樣的定量裝置，所以能將向生物傳感器的檢測體供給路徑的試劑層供給的檢測體的量不足的信息通知使用者，具有能構(gòu)成提高了方便性及安全性的定量裝置的效果。
附圖的簡單說明圖1是第一及第五實施方案的生物傳感器的分解斜視圖。
圖2是電極部的設(shè)置方法的例圖。
圖3是第二實施方案的生物傳感器的分解斜視圖。
圖4是表示第二實施方案的生物傳感器的檢測體供給路徑的圖。
圖5是表示在第三實施方案的生物傳感器的導(dǎo)電層上形成了狹縫的狀態(tài)的平面圖。
圖6是表示第三實施方案的生物傳感器的各個薄片的圖。
圖7是第三實施方案的生物傳感器的分解斜視圖。
圖8是表示第三實施方案的生物傳感器的電極的狀態(tài)的圖。
圖9是第四實施方案的生物傳感器的分解斜視圖。
圖10是表示第四實施方案的生物傳感器的第二狹縫的形成例的平面圖。
圖11是表示第五實施方案中形成的生物傳感器的示意略圖。
圖12是表示第五實施方案的形成薄膜電極的裝置的示意略圖。
圖13是表示第六實施方案的生物傳感器及定量裝置的結(jié)構(gòu)圖。
圖14是表示第六實施方案的生物傳感器及定量裝置的另一結(jié)構(gòu)圖。
圖15是第一實施方案的生物傳感器的檢測體供給路徑的放大圖。
圖16是表示第七實施方案的生物傳感器及定量裝置的結(jié)構(gòu)圖。
圖17是表示第八實施方案的生物傳感器及定量裝置的結(jié)構(gòu)圖。
圖18是表示基板表面的浸潤指數(shù)(表面張力)的變化及電極層和基板的緊密接觸性的圖。
圖19是表示鈀薄膜的厚度和電極表面的浸潤指數(shù)(表面張力)的關(guān)系的圖。
圖20是對血中的葡萄糖濃度為40～600mg/dl的傳感器靈敏度進(jìn)行比較的圖。
圖21是現(xiàn)有例的生物傳感器的分解斜視圖。
圖22是表示生物傳感器被插入測定器中的狀態(tài)的圖。
圖23是表示在第三實施方案的傳感器薄片上設(shè)置的導(dǎo)電層上形成了狹縫的狀態(tài)的平面圖。
圖24是表示第三實施方案的制造方法的生物傳感器的電極狀態(tài)的平面圖。
圖25是表示現(xiàn)有的生物傳感器的斷面結(jié)構(gòu)的示意圖。
實施發(fā)明的具體方式以下，參照


本發(fā)明的實施方案。另外，這里所示的實施方案只不過是一例，不一定限定于該實施方案。
(實施方案1)首先，作為第一實施方案，參照

本發(fā)明的第一方面至第十方面所述的生物傳感器A。
圖1(a)～圖1(c)是本發(fā)明的實施方案1的生物傳感器A的分解斜視圖。
首先，說明構(gòu)成生物傳感器A的構(gòu)件。
1是由聚對苯二甲酸乙二酯等構(gòu)成的第一絕緣性基板(以下簡稱“基板”)。2是在基板1的全部表面上形成的例如由金或鈀等貴金屬或碳等導(dǎo)電性物質(zhì)構(gòu)成的導(dǎo)體層。3a、3b是在基板1上的導(dǎo)體層2上設(shè)的平行于基板1側(cè)面的狹縫。4a、4b是在基板1上的導(dǎo)體層2上設(shè)的垂直于基板1側(cè)面的狹縫。5、6、7是由狹縫3a、3b及4a、4b分割導(dǎo)體層2而形成的測定電極、相對電極、以及檢測電極。8是覆蓋基板1上的測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7的隔離片。9是設(shè)在隔離片8的前緣部中央的形成檢測體供給路徑的長方形的切口部。9a是檢測體供給路徑的入口，10是隔離片8的切口部9的縱向?qū)挾龋?1是設(shè)在導(dǎo)體層2上的兩條狹縫4a、4b的間隔。12是將含有酶等的試劑涂敷在從隔離片8的切口部9露出的測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7上形成的試劑層。13是覆蓋隔離片8的蓋(第二絕緣性基板)，13a是設(shè)在蓋13的中央部的空氣孔。
參照

這樣構(gòu)成的生物傳感器A的制作方法。
首先，如圖1(a)所示，利用篩網(wǎng)印刷法或濺射蒸鍍法等，將例如金或鈀等貴金屬或碳等導(dǎo)電性物質(zhì)印刷或蒸鍍在基板1的全部表面上，形成導(dǎo)體層2。
其次，如圖1(b)所示，利用激光在基板1上形成的導(dǎo)體層2上形成平行于基板1的側(cè)面的兩條狹縫3a、3b、以及垂直它的兩條狹縫4a、4b，分割成相對電極6、測定電極5、以及檢測電極7。這時，這樣設(shè)狹縫4a、4b，以便使基板1的前端部和狹縫4a的間隔與兩條狹縫4a、4b的間隔11相等或更大。
另外，作為在基板1上設(shè)置3個電極的另一種方法，是在采用篩網(wǎng)印刷法濺射蒸鍍法等在基板1上形成導(dǎo)電性物質(zhì)等時，用預(yù)先配置了形成具有平行的兩條狹縫3a、3b的導(dǎo)體層2所必要的圖形的印刷版或掩模版等(這里圖中未示出)，然后，在基板1上形成的導(dǎo)體層2上用激光設(shè)狹縫4a、4b，分割成測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7，也能形成電極部。除此以外，還可以考慮采用這樣的方法使用預(yù)先配置了形成具有平行于基板1側(cè)面的兩條狹縫3a、3b及垂直的兩條狹縫縫4a、4b的導(dǎo)體層2所必要的圖形的印刷版或掩模版等，利用篩網(wǎng)印刷法或濺射蒸鍍法等，在基板1上形成導(dǎo)電性物質(zhì)等，形成測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7。在另一實施方案中將詳細(xì)說明形成生物傳感器A的導(dǎo)電層的優(yōu)選的薄膜電極形成方法。
另外，雖然電極部具有測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7，但電極部也可以至少具有測定電極5及相對電極6。可是，為了進(jìn)行可靠的測定，最好也具有檢測電極7，即最好是能獲得能進(jìn)行可靠的測定的生物傳感器。
其次，如圖1(c)所示，將試劑涂敷在作為在基板1上形成的電極部的測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7上，形成試劑層12，在它上面設(shè)置有形成檢測體供給路徑用的切口部9的隔離片8。然后，再在它上面設(shè)置蓋13。這里，隔離片8的切口部9的一端與在蓋13上設(shè)的空氣孔13a相通。順便提一下，在基板1上形成的測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7的配置方法是在相對于檢測體供給路徑的入口9a最近的位置配置相對電極6，在較遠(yuǎn)處配置測定電極5及檢測電極7。而且該檢測體供給路徑上的測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7的各面積由隔離片8的切口部9的面積、以及狹縫4a、4b的間隔11規(guī)定。在實施方案1中，這樣設(shè)狹縫4a、4b，以便使從傳感器前端到狹縫4a的間隔與狹縫4a、4b的間隔11相等或更大，所以在檢測體供給路徑中，相對電極6的面積與測定電極5的面積相等或更大。
另外這里雖然在基板1的全部表面上形成導(dǎo)體層2，但也可以不在基板1的全部表面上、而在形成電極部所必要的部分形成導(dǎo)體層2。以下說明這一點。
圖2(a)是表示上述的生物傳感器A的電極的設(shè)置方法的示意圖。這里，只在基板1的內(nèi)表面上設(shè)有形成電極部所必要的導(dǎo)體層2，在蓋13的內(nèi)表面上不設(shè)置導(dǎo)體層2。設(shè)置在基板1的內(nèi)表面上的電極部通過設(shè)狹縫3a、3b、4a、4b，而分割成相對電極6、測定電極5、檢測電極7。
另一方面，也可以考慮不僅在基板1的內(nèi)表面上、而且在蓋13的內(nèi)表面上也設(shè)置導(dǎo)體層2的方法。參照圖2(b)及圖2(c)，簡單地說明該情況的一例。圖2(b)表示將設(shè)置在蓋13的內(nèi)表面上導(dǎo)體層2直接作為相對電極6，利用狹縫3a、3b、4a、4b將設(shè)置在基板1的內(nèi)表面上的導(dǎo)體層2作為測定電極5及檢測電極7的情況。另外，雖然將導(dǎo)體層2設(shè)置在基板1的全部內(nèi)表面上，但不需要的部分沒有必要作為電極使用。即，之所以將導(dǎo)體層2設(shè)置在基板1的全部內(nèi)表面上，是因為在設(shè)置導(dǎo)體層2的工序中，將導(dǎo)體層2設(shè)置在全部表面上比將導(dǎo)體層2只設(shè)置在基板1的一部分內(nèi)表面上容易。圖中雖然在基板1的全部內(nèi)表面上劃出了表示導(dǎo)體層2的影線，但這并不表示必須將它全部作為電極利用。另外，圖2(c)與圖2(b)一樣，雖然簡略地示出了將相對電極6設(shè)置在蓋13的內(nèi)表面上，將測定電極5及檢測電極7設(shè)置在基板1的內(nèi)表面上的情況，但基板1上的狹縫的設(shè)置方法與圖2(b)的方法不同。即，與圖2(b)相比，在圖2(c)中雖然省略了狹縫4a，但在此情況下，在檢測體供給路徑中相對電極6的面積必須與檢測電極7的面積相等或更大。這樣由于減少了設(shè)置在基板1上的狹縫條數(shù)，所以能容易地制作。另外，在圖2(c)中，由于在與相對電極6相對的位置有測定電極5，所以能縮短檢測體供給路徑的長度，能小型化，能根據(jù)微量的檢測體進(jìn)行測定。
另外，在本實施方案1中，雖然使用激光進(jìn)行測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7的分割，但也能利用具有鋒利前端的刃具等，削去上述導(dǎo)體層2的一部分，也能構(gòu)成電極部。另外，電極部的形成方式不限于采用篩網(wǎng)印刷法及濺射蒸鍍法。
如上所述，如果采用本發(fā)明的實施方案1的生物傳感器，則由于在基板1上的導(dǎo)體層2上設(shè)有狹縫3a、3b、4a、4b，在它上面設(shè)置有切口部9的隔離片8，所以能容易且高精度地規(guī)定檢測體供給路徑的測定電極5、相對電極6、以及檢測電極7的各電極面積，所以每個生物傳感器都沒有響應(yīng)特性的離散，能實現(xiàn)精度高的生物傳感器。而且，在本發(fā)明中，例如將金或鈀等貴金屬或碳等導(dǎo)電性物質(zhì)作為材料，用單層形成電極部，所以不象以往那樣在基板1上依次印刷銀膏、碳膏等進(jìn)行層疊那樣麻煩，能用簡單的方法形成表面平滑的電極部。另外，由于用激光在基板1上設(shè)置的導(dǎo)體層2上形成狹縫4a、4b，所以能用更高的精度規(guī)定各電極的面積。而且，各電極之間的距離非常短，能謀求檢測體供給路徑的小型化，根據(jù)以往不可能測定的微量的檢測體也能測定了。另外，由于電極的結(jié)構(gòu)非常簡單，所以能容易地形成具有同一性能的生物傳感器。
(實施方案2)其次，作為第二實施方案，說明本發(fā)明的第十一方面及第十二方面所述的生物傳感器B。
圖3是按照制作工序的順序表示生物傳感器B的斜視圖，圖4是表示生物傳感器B的檢測體供給路徑的圖。
首先，說明生物傳感器B的結(jié)構(gòu)。
21是由聚對苯二甲酸乙二酯等構(gòu)成的絕緣性基板。22是在基板21的全部表面上形成的例如由金或鈀等貴金屬或碳等導(dǎo)電性物質(zhì)構(gòu)成的導(dǎo)電層。23a、23b、23c、23d是在導(dǎo)電層22上設(shè)的第一狹縫。25、26、27是由第一狹縫23a、23b、23c、23d分割導(dǎo)電層22而形成的電極，即測定電極、相對電極、以及確認(rèn)檢測體可靠地被吸引到檢測體供給路徑內(nèi)部用的檢測電極。24a、24b是限制在上述電極上涂敷試劑的位置及面積的第二狹縫。28是覆蓋測定電極25、相對電極26、以及檢測電極27的隔離片。29是設(shè)在隔離片28的前緣部中央的形成檢測體供給路徑的長方形的切口部。30是檢測體供給路徑的入口。14是將含有酶等的試劑滴下并涂敷在測定電極25、相對電極26、以及檢測電極27上形成的試劑層。15是覆蓋隔離片28的蓋。16是設(shè)在蓋15的中央部的空氣孔。
其次，說明這樣構(gòu)成的生物傳感器B的制作方法。
如圖3(a)所示，利用作為形成薄膜的方法的濺射法，在基板21的全部表面上形成金或鈀等貴金屬薄膜的導(dǎo)電層22。另外，也可以不在基板21的全部表面上、而只在形成電極所必要的部分形成導(dǎo)電層22。
其次，如圖3(b)所示，利用激光在導(dǎo)電層22上形成第一狹縫23a、23b、23c、23d，將導(dǎo)電層22分割成測定電極25、相對電極26、以及檢測電極27。另外，利用激光，在導(dǎo)電層22上，在滴下試劑的位置的周圍，包圍著該位置形成圓弧狀的第二狹縫24a、24b。
另外，與第一實施方案相同，也可以利用預(yù)先配置了為了形成具有第一狹縫23a、23b、23c、23d及第二狹縫24a、24b的導(dǎo)電層22所必要的圖形的印刷版或掩模版等，采用篩網(wǎng)印刷法或濺射法等，在基板21上形成電極和第一狹縫23a、23b、23c、23d及第二狹縫24a、24b，也可以利用具有鋒利的前端的刃具等削去導(dǎo)電層22的一部分。
其次，如圖3(c)所示，例如在血糖值傳感器的情況下，將由作為酶的葡萄糖氧化酶和作為電子傳輸體的鐵氰化鉀等構(gòu)成的試劑滴在測定電極25、相對電極26及檢測電極27上進(jìn)行涂敷。涂敷試劑的部分是被第二狹縫24a、24b夾在中間的位置，所以第二狹縫24a、24b能作為涂敷試劑的地方的標(biāo)記使用。另外，由于涂敷的試劑是液體，故以通過滴下而被涂敷的地方為中心，向外擴(kuò)展成圓形，但第二狹縫24a、24b起擋液堤的作用，限制試劑層14的位置及面積，不會擴(kuò)展到第二狹縫24a、24b以外。因此，以規(guī)定的面積、在規(guī)定的位置形成試劑層14。
其次，將隔離片28設(shè)置在測定電極25、相對電極26及檢測電極27的電極上，該隔離片28有形成檢測體供給路徑用的切口部29。檢測體供給路徑呈圖4所示的狀態(tài)。
其次，將蓋15設(shè)置在隔離片28上。這里，隔離片28的切口部29的一端與在蓋15上設(shè)的空氣孔16相通。
另外，在測定電極25、相對電極26及檢測電極27的電極上形成了隔離片28后，通過將試劑滴在從測定電極25、相對電極26及檢測電極27的切口部29露出的部分上，形成試劑層14即可。
如果這樣構(gòu)成，則一旦將血液作為檢測體即試樣液供給檢測體供給路徑的入口30，一定量的檢測體便通過空氣孔16，利用毛細(xì)管現(xiàn)象而被吸入檢測體供給路徑內(nèi)部，到達(dá)相對電極26、測定電極25、檢測電極27上。在電極上形成的試劑層14在作為檢測體的血液中溶解，試劑和檢測體中的特定成分之間發(fā)生氧化還原反應(yīng)。這時如果檢測體恰好充滿檢測體供給路徑內(nèi)部，則在相對電極26和檢測電極27之間發(fā)生電氣變化。由此確認(rèn)檢測體被吸引到了檢測電極27。另外，測定電極25和檢測電極27之間也發(fā)生電氣變化，由此也可以確認(rèn)檢測體被吸引到了檢測電極27。檢測體被吸引到檢測電極27之后，經(jīng)過一定時間，促進(jìn)檢測體和試劑的反應(yīng)，然后將一定的電壓加在測定電極25和相對電極26、或相對電極26及檢測電極27兩者之間。因為是血糖值傳感器，所以發(fā)生與葡萄糖濃度成正比的電流，利用該值能測定血糖值。
另外，在本實施方案2中雖然舉例說明了血糖值傳感器，但通過改變試劑層14的成分及檢測體，能作為血糖值傳感器以外的生物傳感器使用。另外，在本實施方案2中說明了有3個電極的生物傳感器B，但電極數(shù)也可以不是3個。另外，在本實施方案2中使第二狹縫24a、24b呈圓弧狀，但如果能限制試劑層的位置及面積，而不降低電極的精度，則不限定于該形狀。例如呈直線或鉤形也沒有關(guān)系。
這樣，如果采用本實施方案2的生物傳感器B，則由于是一種對試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量用的生物傳感器，具有絕緣體基板；通過將第一狹縫設(shè)在該絕緣體基板的全部或一部分表面上形成的導(dǎo)電層上而作成的多個電極；設(shè)在上述導(dǎo)電層上的限制試劑涂敷位置及面積用的圓弧狀的第二狹縫；配置在上述電極上的具有形成將試樣液供給上述測定電極的檢測體供給路徑用的切口部的隔離片；設(shè)置在上述檢測體供給路徑的上述電極上的含有基質(zhì)的試劑層；以及配置在上述隔離片上的有通過上述檢測體供給路徑的空氣孔的隔離片，上述的第二狹縫限制所涂敷的試劑的擴(kuò)展，所以為了形成試劑層而將試劑涂敷在電極上的情況下，試劑能均勻地擴(kuò)展，能形成位置和面積沒有離散的試劑層，具有在測定檢測體的情況下能進(jìn)行沒有離散的準(zhǔn)確的測定的效果。
(實施方案3)再說明以上說明過的生物傳感器A、B的具體制造方法。這里將生物傳感器A、B統(tǒng)稱為生物傳感器X。
圖23是表示在成為生物傳感器X的傳感器薄片P的表面上設(shè)置的導(dǎo)電層上形成了狹縫的狀態(tài)的平面圖。
3102是在基板3101的全部表面上形成的由碳或金屬物質(zhì)等構(gòu)成的導(dǎo)電層。3103a、3103b、3103c、3103d是在導(dǎo)電層3102上形成的狹縫。3105、3106、3107是通過用狹縫3103a、3103b、3103c、3103d分割導(dǎo)電層3102而形成的電極，即測定電極、相對電極、以及檢測電極。3110是切斷基板的位置的切斷線。而且，傳感器薄片P是在基板上形成導(dǎo)電層3102、用狹縫3103a、3103b、3103c、3103d分割導(dǎo)電層3102而形成了多個生物傳感器X、X、…的電極即測定電極3105、相對電極3106、檢測電極3107的狀態(tài)的基板。
參照

使用這樣構(gòu)成的傳感器薄片P制作生物傳感器X的方法。
首先，用作為形成薄膜的方法的濺射法，在帶狀的基板3101的全部表面上形成導(dǎo)電層3102。
其次，如圖23所示，用激光在基板3101上形成的導(dǎo)電層3102的形成了各個薄片Q的區(qū)域上形成狹縫3103a、3103b、3103c、3103d，將導(dǎo)電層3102分割成測定電極3105、相對電極3106、以及檢測電極3107，并排地形成多個生物傳感器X的電極，作成傳感器薄片P。然后沿著切斷線3110切斷在這樣的工序中作成的多個生物傳感器X的電極，在切斷后獲得的生物傳感器X的電極上層疊試劑層、隔離片、蓋(這里圖中未示出)，作成各個生物傳感器X。
可是，在這樣作成的生物傳感器X中，在將上述多個生物傳感器切斷成單個的生物傳感器的情況下，不能沿切斷線切斷，存在有時發(fā)生偏離切斷線3110的問題。下面就說明這個問題。圖24(a)是表示正確地切斷時的電極的狀態(tài)的圖。圖24(b)是表示切斷位置向左偏離切斷線3110時的電極的狀態(tài)的圖。圖24(c)是表示切斷位置向右偏離切斷線3110時的電極的狀態(tài)的圖。由于由各個薄片Q的切斷位置決定測定電極3105及相對電極3106的面積，所以如圖例所示，如果切斷位置偏離切斷線3110，則測定電極3105及相對電極3106的面積發(fā)生變化。因此，流過電極的電流值變化，存在生物傳感器X的精度產(chǎn)生離散的問題。
因此，作為第三實施方案，說明以解決這樣的問題為目的的本發(fā)明的第十三方面及第十四方面的生物傳感器C。
圖5是表示在成為生物傳感器C的傳感器薄片R的表面上設(shè)置的導(dǎo)電層上形成了狹縫的狀態(tài)的平面圖。圖6是表示生物傳感器C的各個薄片S的圖。圖7是表示生物傳感器C的制作工序的斜視圖。圖8是表示生物傳感器C的電極的狀態(tài)的平面圖。
首先，說明構(gòu)成生物傳感器C的構(gòu)件。
41是由聚對苯二甲酸乙二酯等構(gòu)成的絕緣性基板。42是在基板41的全部表面上形成的例如由金或鈀等貴金屬或碳等導(dǎo)電性物質(zhì)構(gòu)成的導(dǎo)電層。43a、43b、43c、43d是在導(dǎo)電層42上設(shè)的第一狹縫。45、46、47是由第一狹縫43a、43b、43c、43d分割導(dǎo)電層42而形成的電極，即測定電極、相對電極、以及確認(rèn)檢測體可靠地被吸引到檢測體供給路徑內(nèi)部用的電極即檢測電極。50是切斷基板的位置的切斷線。44a、44b是規(guī)定電極的面積的第三狹縫。48是覆蓋測定電極45、相對電極46、以及檢測電極47的隔離片。49是設(shè)在隔離片48的前緣部中央的形成檢測體供給路徑的長方形的切口部。51是將含有酶等的試劑涂敷在測定電極45、相對電極46、以及檢測電極47上形成的試劑層。52是覆蓋隔離片48的蓋。53是設(shè)在蓋52的中央部的空氣孔。另外，傳感器薄片R是在基板41上形成導(dǎo)電層42、用第一狹縫43a、43b、43c、43d及第三狹縫44a、44b分割導(dǎo)電層42而形成了多個生物傳感器的電極即測定電極45、相對電極46、檢測電極47的狀態(tài)的基板。另外，各個薄片S呈傳感器薄片R各自的生物傳感器的狀態(tài)。
其次，按照工序的順序說明生物傳感器C的制作方法。
首先，利用濺射法、且用金或鈀等貴金屬薄膜在帶狀的基板41的全部表面上形成導(dǎo)電層42。
其次，如圖5所示，用激光在基板41上形成的導(dǎo)電層42的形成了各個薄片S的區(qū)域上形成第一狹縫43a、43b、43c、43d，將導(dǎo)電層42分割成測定電極45、相對電極46、以及檢測電極47。另外，切斷后平行于各個生物傳感器的長邊、在使測定電極45和相對電極46的面積成為規(guī)定的面積的位置，利用激光在第一狹縫43a的右側(cè)形成第三狹縫44a，在第一狹縫43b的左側(cè)形成第三狹縫44b，形成多個單個的薄片S。在圖6(a)中示出了單個的薄片S的平面圖。另外，在圖6(b)中示出了單個的薄片S的正視圖。
另外，為了形成具有第一狹縫43a、43b、43c、43d及第三狹縫44a、44b的導(dǎo)電層42，利用預(yù)先配置了所必要的圖形的印刷版或掩模版等，采用篩網(wǎng)印刷法或濺射法等，將導(dǎo)電層42設(shè)在基板41上，形成第一狹縫43a、43b、43c、43d及第三狹縫44a、44b即可，也可以利用具有鋒利的前端的刃具等削去導(dǎo)電層42的一部分。
其次，如圖7所示，例如在血糖值傳感器的情況下，在單個的薄片S上，將由作為酶的葡萄糖氧化酶和作為電子傳輸體的鐵氰化鉀等構(gòu)成的試劑涂敷在作為電極的測定電極45、相對電極46、檢測電極47上，形成試劑層51。
其次，將具有形成檢測體供給路徑用的切口部49的隔離片48設(shè)置在測定電極45、相對電極46及檢測電極47上。
其次，將蓋52設(shè)置在隔離片48上。隔離片48的切口部49的一端與在蓋52上設(shè)的空氣孔53相通。
另外，在測定電極45、相對電極46及檢測電極47的電極上形成了隔離片48后，通過將試劑涂敷在從測定電極45、相對電極46及檢測電極47的切口部49露出的部分上，形成試劑層51即可。
其次，沿著切斷線50切斷在上述工序中作成的多個生物傳感器，作成單個的生物傳感器。
這里，在圖8(a)中示出了切斷位置向左偏離切斷線50時的電極的狀態(tài)，圖8(b)示出了切斷位置向右偏離切斷線50時的電極的狀態(tài)。不管向右偏離時還是向左偏離時，都是用第一狹縫和第三狹縫規(guī)定測定電極45及相對電極46的面積，所以如果在相鄰的生物傳感器的第三狹縫44a及44b之間切斷，則如圖8所示，測定電極45及相對電極46的面積與圖6(a)所示的沿切斷線50切斷時的電極的面積相同。
另外，在檢測體的測定中，在很大程度上依賴于測定電極45的面積和反應(yīng)，所以即使沒有第三狹縫44b，也可以只用規(guī)定測定電極45的面積的第三狹縫44a。
測定檢測體時，一旦將血液作為檢測體即試樣液供給由隔離片48的切口部49形成的檢測體供給路徑，一定量的檢測體便通過空氣孔53，利用毛細(xì)管現(xiàn)象而被吸入檢測體供給路徑內(nèi)部，到達(dá)相對電極46、測定電極45、檢測電極47上。在電極上形成的試劑層51在作為檢測體的血液中溶解，試劑和檢測體中的特定成分之間發(fā)生氧化還原反應(yīng)。這時如果檢測體恰好充滿檢測體供給路徑內(nèi)部，則在相對電極46和檢測電極47之間發(fā)生電氣變化。由此確認(rèn)檢測體被吸引到了檢測電極47。另外，測定電極45和檢測電極47之間也發(fā)生電氣變化，由此也可以確認(rèn)檢測體被吸引到了檢測電極47。檢測體被吸引到檢測電極47之后，經(jīng)過一定時間，促進(jìn)檢測體和試劑的反應(yīng)，然后將一定的電壓加在測定電極45和相對電極46、或相對電極46及檢測電極47兩者之間。例如如果是血糖值傳感器，則發(fā)生與葡萄糖濃度成正比的電流，利用該值能測定血糖值。
另外，在本實施方案3中雖然舉例說明了血糖值傳感器的情況，但通過改變試劑層51的成分及檢測體，能作為血糖值傳感器以外的生物傳感器使用。另外，在本實施方案3中雖然說明了有3個電極的生物傳感器，但電極數(shù)即使是3個以外時，也能用第三狹縫規(guī)定電極的面積。另外，至少也可以用第三狹縫規(guī)定對測定精度影響大的測定電極的面積。另外，如果第三狹縫的位置能規(guī)定電極的面積，那么就不限定其位置。另外，生物傳感器的形狀也可以是本實施方案3的生物傳感器的形狀以外的形狀，也能用第三狹縫規(guī)定電極的面積這樣，在本實施方案3的生物傳感器中，由于由平行于生物傳感器的長邊的兩條第三狹縫規(guī)定各個電極的面積，所以由第三狹縫預(yù)先規(guī)定各電極的面積，具有各電極的面積不會隨著切斷位置的不同而變化，精度沒有離散的效果。另外，由于具有用與試樣液反應(yīng)的試劑形成的試劑層；具有形成將上述試樣液供給上述電極的檢測體供給路徑的切口部的隔離片；以及配置在上述隔離片上的具有與上述檢測體供給路徑相通的空氣孔的蓋，所以具有能容易將上述試樣液吸引到上述檢測體供給路徑中的效果。由于在絕緣體基板的全部表面上形成導(dǎo)電層，用第一狹縫分割成多個電極，所以能作成高精度的電極，具有提高測定精度的效果。另外，由于用激光形成第一狹縫及第三狹縫，所以能進(jìn)行高精度的加工，能高精度地規(guī)定各電極的面積，另外，由于能使各電極的間隔窄，所以具有能謀求生物傳感器的小型化的效果。
(實施方案4)其次，作為第四實施方案，說明本發(fā)明的第十五方面及第十六方面的生物傳感器D。
圖9是按照制作工序的順序表示生物傳感器D的斜視圖。圖10是表示生物傳感器D的第四狹縫的形成例的平面圖。圖22是表示生物傳感器D被插入測定器中的狀態(tài)的圖。
首先，說明構(gòu)成生物傳感器D的構(gòu)件。
61是由聚對苯二甲酸乙二酯等構(gòu)成的絕緣性基板。62是在基板61的全部表面上形成的例如由金或鈀等貴金屬或碳等導(dǎo)電性物質(zhì)構(gòu)成的導(dǎo)電層。63a、63b、63c、63d是在導(dǎo)電層62上設(shè)的第一狹縫。65、66、67是由第一狹縫63a、63b、63c、63d分割導(dǎo)電層62而形成的電極，即測定電極、相對電極、以及確認(rèn)檢測體可靠地被吸引到檢測體供給路徑內(nèi)部用的電極即檢測電極。64a、64b及64c是分別分割相對電極66、檢測電極67及測定電極65的第四狹縫。68是覆蓋測定電極65、相對電極66、檢測電極67的隔離片。69是設(shè)在隔離片68的前緣部中央的形成檢測體供給路徑的長方形的切口部。54是將含有酶等的試劑滴在測定電極65、相對電極66、以及檢測電極67上進(jìn)行涂敷而形成的試劑層。55是覆蓋隔離片68的蓋。56是設(shè)在蓋55的中央部的空氣孔。58、59及57是設(shè)置在各個電極即測定電極65、相對電極66及檢測電極67的終端部上的修正部。71、72、及73分別是位于從測定電極65、相對電極66及檢測電極67的蓋55露出的部分的蓋55的周邊部的測定部。D是生物傳感器。4115是安裝生物傳感器D的測定器。4116是插入生物傳感器D用的測定器4115的插入口。4117是顯示測定結(jié)果的測定器4115的顯示部。
如圖9(a)所示，采用作為形成薄膜的方法的濺射法，在基板61的全部表面上形成由金或鈀等貴金屬薄膜的導(dǎo)電層62。另外，也可以不在基板61的全部表面上、而只在形成電極所必要的部分形成導(dǎo)電層62。
其次如圖9(b)所示，利用激光在導(dǎo)電層62上形成第一狹縫63a、63b、63c、63d，將導(dǎo)電層62分割成測定電極65、相對電極66及檢測電極67。另外，利用激光在測定電極65、相對電極66及檢測電極67上形成第四狹縫64a、64b及64c。這里，第四狹縫64a、64b及64c分割所有的電極即測定電極65、相對電極66及檢測電極67，而第四狹縫64a、64b及64c的設(shè)置方法例如可以考慮圖10所示的8種組合。
圖10(a)是不設(shè)第四狹縫的情況。圖10(b)是只在相對電極66上設(shè)有第四狹縫64a的情況。圖10(c)是只在檢測電極67上設(shè)有第四狹縫64b的情況。圖10(d)是只在測定電極65上設(shè)有第四狹縫64c的情況。圖10(e)是在相對電極66及檢測電極67上設(shè)有第四狹縫64a及64b的情況。圖10(f)是在測定電極65及相對電極66上設(shè)有第四狹縫64c及64a的情況。圖10(g)是在測定電極65及檢測電極67上設(shè)有第四狹縫64c及64b的情況。圖10(h)是表示在測定電極65、相對電極66、以及檢測電極67上設(shè)有第四狹縫64c、64a及64b的情況的圖。
用這些第四狹縫64c、64a及64b的組合，能判斷修正測定器4115每一批產(chǎn)品不同的輸出特性用的修正數(shù)據(jù)的信息。例如，圖10(a)中的不設(shè)第四狹縫的情況作為具有制造批號為“1”的輸出特性的生物傳感器，另外，圖10(b)中的只在相對電極66上設(shè)有第四狹縫64a的情況作為具有制造批號為“2”的輸出特性的生物傳感器。
另外，也可以利用預(yù)先配置了為了形成具有第一狹縫63a、63b、63c、63d及第四狹縫64a、64b、64c的導(dǎo)電層62所必要的圖形的印刷版或掩模版等，采用篩網(wǎng)印刷法或濺射法等，在基板61上形成電極和第一狹縫63a、63b、63c、63d及第四狹縫64a、64b、64c，也可以利用具有鋒利的前端的刃具等削去導(dǎo)電層62的一部分。另外，也可以在完成生物傳感器164后，調(diào)整了其輸出特性后再形成第四狹縫64a、64b、64c，通過這樣處理，能可靠地選擇每一批產(chǎn)品。
其次，如圖9(c)所示，例如在血糖值傳感器的情況下，將由作為酶的葡萄糖氧化酶和作為電子傳輸體的鐵氰化鉀等構(gòu)成的試劑滴在測定電極65、相對電極66及檢測電極67上進(jìn)行涂敷。
其次，將隔離片68設(shè)置在測定電極65、相對電極66及檢測電極67的電極上，該隔離片68有形成檢測體供給路徑用的切口部69。
其次，將蓋55設(shè)置在隔離片68上。隔離片68的切口部69的一端與在蓋55上設(shè)的空氣孔56相通。
另外，在測定電極65、相對電極66及檢測電極67的電極上形成了隔離片68后，通過將試劑滴在從測定電極65、相對電極66及檢測電極67的切口部69露出的部分上，形成試劑層54即可。
用生物傳感器測定檢測體時，首先，如圖22所示，將生物傳感器D插入測定器4115的插入口4116中。一旦將血液作為檢測體即試樣液供給檢測體供給路徑的入口，一定量的檢測體便通過空氣孔56，利用毛細(xì)管現(xiàn)象而被吸入檢測體供給路徑內(nèi)部，到達(dá)相對電極66、測定電極65、檢測電極67上。在電極上形成的試劑層54在作為檢測體的血液中溶解，試劑和檢測體中的特定成分之間發(fā)生氧化還原反應(yīng)。這時如果檢測體恰好充滿檢測體供給路徑內(nèi)部，則在相對電極66和檢測電極67之間發(fā)生電氣變化。由此確認(rèn)檢測體被吸引到了檢測電極67。另外，測定電極65和檢測電極67之間也發(fā)生電氣變化，由此也可以確認(rèn)檢測體被吸引到了檢測電極67。檢測體被吸引到檢測電極67之后，經(jīng)過一定時間，促進(jìn)檢測體和試劑的反應(yīng)，然后將一定的電壓加在測定電極65和相對電極66、或相對電極66及檢測電極67兩者上。如果是血糖值傳感器，則發(fā)生與葡萄糖濃度成正比的電流，測定器4115測定該值。由測定部71、72及73檢測以上的測定電極65、相對電極66及檢測電極67各電極上的電氣變化。
另外，測定器4115檢查生物傳感器D的各電極即測定電極65、相對電極66及檢測電極67是否被第四狹縫64a、64b、64c分割。例如如果檢查測定部71和修正部57之間的電氣導(dǎo)通情況，就能知道是否形成了第四狹縫64c。同樣如果檢查測定部72和修正部58之間的電氣導(dǎo)通情況，就能知道是否形成了第四狹縫64a，如果檢查測定部73和修正部59之間的電氣導(dǎo)通情況，就能知道是否形成了第四狹縫64b。例如，在哪個電極上也未形成第四狹縫的情況下，由于是制造批號為“1”的生物傳感器，呈圖10(a)所示的狀態(tài)，所以測定器4115根據(jù)預(yù)先存儲的與制造批號為“1”的輸出特性對應(yīng)的修正數(shù)據(jù)和上述檢測的電流值，求血糖值，在顯示部4117上顯示該血糖值。同樣如果只在相對電極66上形成了第四狹縫64a，則根據(jù)與制造批號為“2”的輸出特性對應(yīng)的修正數(shù)據(jù)和上述檢測的電流值，求血糖值，在顯示部4117上顯示該血糖值。
另外，在本實施方案4中，雖然舉例說明了血糖值傳感器，但通過改變試劑層54的成分及檢測體，也能作為血糖值傳感器以外的生物傳感器用作例如乳酸傳感器或腦甾醇傳感器等。在此情況下，測定器也能根據(jù)第四狹縫的位置，判斷與乳酸傳感器或腦甾醇傳感器的輸出特性對應(yīng)的修正數(shù)據(jù)的信息，測定器4115根據(jù)預(yù)先存儲的與乳酸傳感器或腦甾醇傳感器的輸出特性對應(yīng)的修正數(shù)據(jù)和電流值，求測定值，顯示在顯示部4117上。
另外，在本實施方案4中雖然說明了有3個電極的生物傳感器，但電極數(shù)即使是3個以外的情況也沒關(guān)系。另外，也可以在一個電極上設(shè)有多條第四狹縫。
這樣，在本實施方案4的生物傳感器中，由于能判斷在哪個電極上形成了分割各個電極的第四狹縫、是哪一批的生物傳感器，所以通過將生物傳感器插入測定器，測定器能判斷需要哪一種修正數(shù)據(jù)，所以操作者不需要使用修正片等輸入修正數(shù)據(jù)，減少了麻煩，具有能防止操作失誤的效果。另外，由于具有用與試樣液反應(yīng)的試劑形成的試劑層；具有形成將上述試樣液供給上述電極的檢測體供給路徑的切口部的隔離片；以及配置在上述隔離片上的具有與上述檢測體供給路徑相通的空氣孔的蓋，所以具有能容易將上述試樣液吸引到上述檢測體供給路徑中的效果。由于在絕緣體基板的全部表面上形成導(dǎo)電層，用第一狹縫分割成多個電極，所以能作成高精度的電極，具有提高測定精度的效果。另外，由于用激光形成第一狹縫及第四狹縫，所以能進(jìn)行高精度的加工，能高精度地規(guī)定各電極的面積，另外，由于能使各電極的間隔窄，所以具有能謀求生物傳感器的小型化的效果。
另外，至此在說明過的第一～第四實施方案的生物傳感器A、B、C、D中，如本發(fā)明的第十六方面至第十八方面所述，最好用激光加工設(shè)在導(dǎo)電層上的各狹縫，另外各狹縫的寬度為0.005mm～0.3mm，各狹縫的深度為導(dǎo)電層的厚度以上。
另外，如本發(fā)明的第十九方面至第二十一方面所述，生物傳感器A、B、C、D中具有的試劑層最好含有酶、電子傳輸體、或水溶性高分子。
另外，如本發(fā)明的第二十二方面所述，最好用樹脂材料構(gòu)成生物傳感器A、B、C、D中使用的絕緣性基板。
(實施方案5)其次，作為第五實施方案，參照

本發(fā)明的第二十三方面及第三十五方面所述的薄膜電極的形成方法。另外，如果在形成上述的第一至第四實施方案的生物傳感器A、B、C、D的電極部時采用本實施方案5中說明的薄膜電極的形成方法，則能獲得本發(fā)明的第三十六方面所述的生物傳感器。
圖11是表示通過實施本實施方案的薄膜電極的形成方法而形成的薄膜電極、以及反應(yīng)試劑層在薄膜電極上展開的狀態(tài)的生物傳感器的示意圖。該生物傳感器與圖25所示的現(xiàn)有的生物傳感器的結(jié)構(gòu)最大的不同點在于為了實現(xiàn)提高基板81和電極層82、以及電極層82和反應(yīng)試劑層83的緊密接觸性，而對聚對苯二甲酸乙二酯或聚碳酸酯等絕緣性樹脂基板81的表面進(jìn)行粗糙化處理。而且不同點還在于構(gòu)成電極層82的材料是貴金屬或由碳素構(gòu)成的單體材料，另外電極層82的厚度控制在3～100nm。
以下給出，基板81的表面粗糙化處理的具體方法。另外作為適合于基板81的材料，可以舉出聚對苯二甲酸乙二酯、聚碳酸酯、聚對苯二甲酸丁二酯、聚酰胺、聚氯乙烯、聚偏二氯乙烯、聚酰亞胺、尼龍等。
首先將基板81設(shè)置在真空槽內(nèi)，然后進(jìn)行真空排氣，直至達(dá)到一定的真空度(達(dá)到1×10-1～3×10-3帕斯卡的范圍內(nèi)即可)。此后，將不活潑氣體填充到真空槽內(nèi)(填充后的真空度為0.1～10帕斯卡的范圍)，一旦施加0.01～5kV左右的高頻電壓，不活潑氣體被激勵而離子化，撞擊基板81的表面。該離子具有很高的動能，在極短時間(0.1～10秒左右)施加高頻電壓，就能獲得充分的表面粗糙化的效果。另外，除了施加上述高頻電壓以外，即使施加直流電壓等，也能獲得同樣的表面粗糙化的效果。
另外，作為不活潑氣體，除了氬、氖、氦、氪、氙等稀有氣體以外，也可以采用氮氣。另外，即使采用以氧氣為代表的活潑性(反應(yīng)性)氣體的情況下，也能使基板81的表面粗糙化，但在此情況下基板81的表面上會形成氧化被覆膜，其結(jié)果有可能使電極特性、以及傳感器響應(yīng)特性受到不良影響，所以最好不采用活潑性氣體。
其次，說明在進(jìn)行了粗糙化處理的基板81的表面上形成由導(dǎo)電性物質(zhì)構(gòu)成的薄膜電極層的方法。
與基板81的表面的粗糙化處理一樣，進(jìn)行真空排氣直至達(dá)到一定的真空度(達(dá)到1×10-1～3×10-3帕斯卡的范圍內(nèi)即可)。此后，將不活潑氣體填充到真空槽內(nèi)(填充后的真空度為0.1～10帕斯卡的范圍)，通過施加0.01～5kV左右的高頻電壓，不活潑氣體被激勵而離子化。使該離子化了的氣體撞擊由導(dǎo)電性材料構(gòu)成的對陰極板，將導(dǎo)電性物質(zhì)的原子擊出，使該原子在基板81上形成薄膜，從而形成薄膜電極層。另外，進(jìn)行了真空排氣后，即使加熱導(dǎo)電性物質(zhì)，使其蒸發(fā)，使其在基板81上形成薄膜，也能形成薄膜電極層。上述的具有代表性的方法是濺射蒸鍍法，作為后者的代表，可以舉出真空蒸鍍法。
這里作為形成對陰極板的導(dǎo)電性材料，有鈀、鉑、金、釕等貴金屬或碳素等，將這些單體材料用作電極原料，不易受制造條件的影響，各批材料之間的差異小，能批量地生產(chǎn)穩(wěn)定的電極。
另外，雖然也能在獨立的空間非連續(xù)地進(jìn)行基板表面的粗糙化處理工序和薄膜電極形成工序，但如圖12所示，在同一空間連續(xù)地進(jìn)行使基板81的表面粗糙化的工序和形成薄膜電極的工序，能減少工時、提高生產(chǎn)節(jié)拍，從而提高生產(chǎn)效率，與此相伴隨能實現(xiàn)生物傳感器的低成本化。另外，圖12是表示本實施方案5的薄膜電極的制作工序的簡略結(jié)構(gòu)圖，圖中84是真空槽，85是基板送出滾筒，86是基板卷取滾筒，87是粗糙化處理用電極，88是冷卻滾筒，89是陰極/對陰極，90是氣體導(dǎo)入口。
這樣，在同一空間連續(xù)地進(jìn)行兩個工序的情況下，難以進(jìn)行真空蒸鍍，但進(jìn)行高頻濺射蒸鍍、偏置濺射蒸鍍、非對稱交流濺射蒸鍍、以及離子鍍敷等是有效的。
另外，電極材料的厚度沒有限制，當(dāng)然薄一些能能降低制造成本，但作為電極層表面的粗糙面直接反映基板的粗糙面，能獲得飛躍地提高電極層82和由酶及電子傳輸體構(gòu)成的反應(yīng)試劑層83的緊密接觸性的效果。這里由于作為電極層表面的粗糙面反映基板81表面的粗糙面，所以電極層的厚度有必要在100nm以下，另外，為了提供高性能的薄膜電極及生物傳感器，電極層的厚度最好為3～50nm。
這里，參照具體的實施例，進(jìn)一步說明上述的第五實施方案的薄膜電極形成方法。
在一定的時間內(nèi)，將頻率為13.56MHz的高頻電壓以100W的輸出功率加在由聚對苯二甲酸乙二酯構(gòu)成的絕緣性的基板81上，進(jìn)行粗糙化處理后，在上述同樣的條件下，在上述粗糙化了的基板上形成約10nm厚的鈀，形成了貴金屬薄膜電極。
圖18是表示高頻電壓的施加時間為0～60秒(0秒表示未進(jìn)行粗糙化處理的狀態(tài))進(jìn)行粗糙化處理的基板表面的浸潤指數(shù)(表面張力)的變化、電極層和基板的緊密接觸性的圖，表示施加5秒以上能實現(xiàn)基板表面的粗糙化，提高了表面濕潤性、以及電極層和基板的緊密接觸性。另外，本實施例是采用100W高頻電壓的結(jié)果，通過增加高頻電壓，能進(jìn)一步縮短處理時間。
另外，按照J(rèn)IS5600-5-10(涂料的一般試驗方法涂敷薄膜的機(jī)械性質(zhì)耐磨損性)進(jìn)行這里的緊密接觸性評價，圖中緊密接觸性的數(shù)值表示鈀薄膜磨損至基板表面露出的狀態(tài)的時刻的沖擊往復(fù)次數(shù)，數(shù)值越大表示緊密接觸性越高。
另外，圖19是表示鈀薄膜的厚度和電極表面的浸潤指數(shù)(表面張力)的關(guān)系的圖，另外，這里基板表面的粗糙化處理條件為高頻電壓100W、施加時間為5秒、鈀層的厚度能在5～1000nm的范圍內(nèi)任意調(diào)整。從圖19可知，鈀層的厚度在3～50nm的范圍進(jìn)行了粗糙化處理的基板表面的浸潤指數(shù)仍維持54dyn/cm，如果超過100nm，浸潤指數(shù)下降到48dyn/cm，以后該數(shù)值穩(wěn)定。這表示厚度直到100nm，基板表面的粗糙面反映電極表面的粗糙面，如果超過100nm，則反映電極材料本身(在本實施例的情況下為鈀)的濕潤性。
其次，在上述條件下形成的鈀層的厚度為10nm的薄膜電極上形成了反應(yīng)試劑層，該反應(yīng)試劑層包含作為水溶性高分子的羧甲基釬維素、作為酶的葡萄糖氧化酶(GOD)及作為電子傳輸體的鐵氰化鉀，然后制作了將隔離片及蓋展開的圖1所示的測定血糖值用的生物傳感器。
圖20是對血中的葡萄糖濃度為40～600mg/dl時的傳感器靈敏度進(jìn)行比較的圖。這里所說的傳感器靈敏度是指將血液吸引到毛細(xì)管內(nèi)之后，將一定的電壓加在作用電極和相對電極端子之間，5秒后獲得的電流值。另外，現(xiàn)有的傳感器和本實施例的傳感器由于電極材料不同，所以現(xiàn)有的碳膏電極上的施加電壓為0.5V，本實施例的鈀薄膜電極上的施加電壓為0.2V。
另外在各個濃度區(qū)間，即定數(shù)分別為n＝10。從圖20可知，對電極表面未進(jìn)行研磨處理和熱處理等的本實施例的傳感器的靈敏度具有與以往為了提高傳感器的靈敏度而進(jìn)行了必要的研磨處理和熱處理等的傳感器相同或更高的靈敏度。
(表1)中對上述10次測定時的重復(fù)精度(CV值)進(jìn)行了比較，根據(jù)該表所示的結(jié)果，可以確認(rèn)現(xiàn)有的傳感器由研磨處理的離散等引起的CV值的劣化明顯，與此不同，在本實施例的傳感器中，確認(rèn)了具有能減少各個傳感器的離散的優(yōu)異的精度。
(表1)

(實施方案6)以下說明對采用以上說明的實施方案5的薄膜電極形成方法形成了導(dǎo)電層的生物傳感器A、B、C、D的本發(fā)明的第三十八方面所述的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量方法、以及對本發(fā)明的第四十一方面所述的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量裝置。另外，在以下的說明中使用的生物傳感器雖然是使用實施方案1所述的生物傳感器A，但在此預(yù)先聲明所使用的生物傳感器不限于此。
圖13是表示采用生物傳感器的定量方法的生物傳感器及定量裝置的結(jié)構(gòu)的圖。圖中，與圖1相同的符號表示相同或相當(dāng)?shù)牟糠帧?br> 這是一種生物傳感器A被連接在定量裝置M1上的狀態(tài)下使用、用定量裝置M1從供給生物傳感器A的檢測體中測定基質(zhì)的含量的系統(tǒng)。
在定量裝置M1中，115a、115b、115c分別是連接在生物傳感器A的測定電極5、檢測電極7、相對電極6上的連接器，116a是設(shè)置在連接器115c和地(意味著恒定電位，不一定是“0”。在本說明書的以下內(nèi)容中也同樣)之間的開關(guān)，118a是連接在連接器115a上的將流過測定電極6和其他電極之間的電流變換成電壓后輸出的電流/電壓變換電路，119a是連接在電流/電壓變換電路118a上的將來自電流/電壓變換電路118a的電壓值變換成脈沖的A/D變換電路，120是控制開關(guān)116a的通·斷、根據(jù)來自A/D變換電路119a的脈沖算出檢測體中的基質(zhì)的含量的CPU，121是顯示由CPU120算出的測定值的LCD(液晶顯示器)。
以下，說明采用本發(fā)明的實施方案6的生物傳感器進(jìn)行的定量方法，測定檢測體中的基質(zhì)的含量時生物傳感器A及定量裝置M1的工作情況。
首先，一旦將生物傳感器A連接在定量裝置M1的連接器115a～115c上，便通過CPU120的控制，開關(guān)116a呈斷開狀態(tài)，相對電極6和地之間呈非連接狀態(tài)，一定的電壓加在測定電極5和檢測電極7之間。測定電極5和檢測電極7之間產(chǎn)生的電流被電流/電壓變換電路118a變換成電壓，該電壓再被A/D變換電路119a變換成脈沖，輸出給CPU120。
其次，如果將檢測體供給生物傳感器A的檢測體供給路徑的入口9a，檢測體便被吸引到檢測體供給路徑內(nèi)部，通過相對電極6、測定電極5，到達(dá)檢測電極7。這時，試劑層12溶解而發(fā)生氧化還原反應(yīng)，在測定電極5和檢測電極7之間發(fā)生電氣變化。CPU120在檢測到由于從A/D變換電路119a輸入的脈沖的變化而在測定電極5、檢測電極7之間發(fā)生電氣變化的時刻、即在檢測到能測定的量的檢測體被供給生物傳感器A的檢測體供給路徑的時刻，開始定量工作。
其次，CPU120使開關(guān)116a接通，使相對電極6接地，此后在一定的時間內(nèi)進(jìn)行控制，以便不將電壓供給電流/電壓變換電路118a，進(jìn)行電極部上形成的試劑層12和檢測體的反應(yīng)。經(jīng)過一定的時間大約5秒后，由電流/電壓變換電路118a將一定的電壓加在測定電極5和相對電極6及檢測電極7之間。
這時，在測定電極5和相對電極6及檢測電極7之間產(chǎn)生與檢測體內(nèi)的基質(zhì)濃度成正比的電流。該電流被電流/電壓變換電路118a變換成電壓，該電壓值被A/D變換電路119a變換成脈沖，輸出給CPU120。CPU120計數(shù)該脈沖數(shù)，算出響應(yīng)值，將其結(jié)果顯示在LCD121上。
另外，這里雖然檢測電極6經(jīng)常接地，但如圖14所示，也可以構(gòu)成定量裝置M2，即將開關(guān)116a設(shè)置在檢測電極7和地之間，構(gòu)成控制檢測電極7和地之間的連接的通、斷的結(jié)構(gòu)。如果將生物傳感器A連接在這樣構(gòu)成的定量裝置M2的連接器115a～115c上，則通過CPU120進(jìn)行控制，開關(guān)116a呈斷開狀態(tài)，相對電極6和地之間呈非連接狀態(tài)，開關(guān)116b接通，一定的電壓加在測定電極5和檢測電極7之間。以后，在生物傳感器A進(jìn)行的檢測體吸引開始后，至定量裝置M2的定量工作結(jié)束之前，開關(guān)116b呈接通狀態(tài)，定量工作與上述的定量裝置M1的工作相同。
其次，說明適合于測定試樣液中的基質(zhì)的含量的生物傳感器的各電極的面積。
圖15是本發(fā)明的實施方案1的生物傳感器A的檢測體供給路徑的放大圖。為了防止電極間的電子傳輸反應(yīng)過快，該生物傳感器A的檢測體供給路徑的相對電極6、測定電極5及檢測電極7的面積一般說來最好使相對電極6的面積與測定電極5的面積相等或更大。
而且在本發(fā)明的實施方案6中，由于測定時將生物傳感器A的檢測電極7作為相對電極使用，所以如果使相對電極6及檢測電極7的合計面積為測定電極5的面積以上，則能避免各電極間的電子傳輸反應(yīng)過快。例如，通過使相對電極6和測定電極5面積相等，使檢測電極7的面積為相對電極6的面積的若干成，就能確保相對電極6及檢測電極7的面積為測定電極5的面積以上。另外，為了使測定電極5和相對電極6及檢測電極7之間的電子傳輸反應(yīng)更均衡地進(jìn)行，如圖15所示，與測定電極5相鄰的相對電極6及檢測電極7的面積最好相等。
如上所述，如果采用本發(fā)明的實施方案6的使用生物傳感器A的定量方法，則由于在檢測體被吸引到生物傳感器A的檢測體供給路徑中后，在檢測電極7和測定電極5之間發(fā)生了電氣變化的情況下，定量裝置M1、定量裝置M2兩者中的任意一者檢測該電氣變化，開始定量工作，所以即使象以往那樣供給生物傳感器A的檢測體的量不足也沒有關(guān)系，定量裝置M1、M2工作后，開始定量工作，其結(jié)果，能防止顯示錯誤的測定值等錯誤工作。
另外，在本發(fā)明中，只有在能定量的量的檢測體被供給了生物傳感器A的情況下，定量開始后，將檢測電極7作為相對電極使用，所以如果減少相對電極6和檢測電極7的合計面積，使其與測定電極5的面積相等，則能防止電極間的電子傳輸反應(yīng)過快，能使反應(yīng)均衡地進(jìn)行。同時，還與檢測體供給路徑的容量的小型化有關(guān)，能根據(jù)以往不可能檢測的微量的檢測體，準(zhǔn)確地進(jìn)行定量分析。而且，在檢測電極7和相對電極6的面積相等的情況下，電極間的電子傳輸反應(yīng)能均衡地進(jìn)行，能獲得更好的響應(yīng)。
(實施方案7)下面，是一種使用在實施方案5中說明的薄膜電極形成方法形成了導(dǎo)電層的生物傳感器A～D的定量方法，以下說明與上述的第六實施方案不同的本發(fā)明的第四十方面所述的定量基質(zhì)的定量方法、以及本發(fā)明的第四十二方面至第四十四方面所述的定量基質(zhì)的定量裝置。另外，在以下說明中使用的生物傳感器仍然是實施方案1中所述的生物傳感器A。
圖16是表示本發(fā)明的實施方案7的采用生物傳感器的定量方法的生物傳感器A及定量裝置的結(jié)構(gòu)的圖。圖中，與圖13相同的符號表示相同或相當(dāng)?shù)牟糠帧?br> 在定量裝置M3中，115a、115b、115c分別是連接在生物傳感器A的測定電極5、檢測電極7、相對電極6上的連接器，116c是一端連接在連接器115b上、另一端能切換地連接下一級的電流/電壓變換電路118b和地的切換開關(guān)，118a是連接在連接器115a上、將流過測定電極6和其他電極之間的電流變換成電壓后輸出的電流/電壓變換電路，118b是通過切換開關(guān)116c連接在連接器115b上、將流過檢測電極7和其他電極之間的電流變換成電壓后輸出的電流/電壓變換電路，119a、119b是分別連接在電流/電壓變換電路118a、118b上、將來自電流/電壓變換電路118a、118b的電壓值變換成脈沖的A/D變換電路，120是控制切換開關(guān)116c、根據(jù)來自A/D變換電路119a、119b的脈沖算出檢測體中的基質(zhì)的含量的CPU，121是顯示由CPU120算出的測定值的LCD。
以下，說明采用本發(fā)明的實施方案7的生物傳感器進(jìn)行的定量方法，測定檢測體中的基質(zhì)的含量時生物傳感器A及定量裝置M3的工作情況。
首先，一旦將生物傳感器A連接在定量裝置M3的連接器115a～115c上，便通過CPU120的控制，切換開關(guān)116c連接在電流/電壓變換電路118b上，一定的電壓加在相對電極6和測定電極5之間、以及相對電極6和檢測電極7之間。相對電極6和測定電極5之間、以及相對電極6和檢測電極7之間產(chǎn)生的電流被電流/電壓變換電路118a、118b變換成電壓，再被A/D變換電路119a、119b變換成脈沖。
其次，如果將檢測體供給生物傳感器A的檢測體供給路徑的入口9a，檢測體便被吸引到檢測體供給路徑內(nèi)部，通過相對電極6、測定電極5，到達(dá)檢測電極7上。這時，由于檢測體的作用，試劑層12溶解而發(fā)生氧化還原反應(yīng)，在相對電極6和測定電極5之間、以及在相對電極6和檢測電極7之間發(fā)生電氣變化。
CPU120根據(jù)從A/D變換電路119a、119b輸入的脈沖，檢測到在相對電極6和測定電極5之間、以及在相對電極6和檢測電極7之間發(fā)生了電氣變化，確認(rèn)能定量的量的檢測體被供給了生物傳感器A的檢測體供給路徑。
其次，CPU120使切換開關(guān)116c接地，在一定的時間內(nèi)進(jìn)行控制，以便不將電壓供給電流/電壓變換電路118a，進(jìn)行電極上形成的試劑層112和檢測體的反應(yīng)。
經(jīng)過一定的時間大約5秒后，由電流/電壓變換電路118a將一定的電壓加在測定電極5和相對電極6及檢測電極7之間，CPU120根據(jù)其響應(yīng)電流，算出響應(yīng)值，將其結(jié)果顯示在LCD121上。
可是，通過向檢測體供給路徑供給檢測體，即使在相對電極6和測定電極5之間發(fā)生電流，但此后在一定時間內(nèi)在相對電極6和檢測電極7之間不發(fā)生電流的情況下，CPU120斷定檢測體的量不足，在LCD121上顯示該旨意。另外，一旦在LCD121上顯示了檢測體的量不足后，即使向檢測體供給路徑補充檢測體，CPU120也不開始定量工作。
如上所述，如果采用本發(fā)明的實施方案7的使用生物傳感器的定量方法，則由于檢測體被吸引到生物傳感器A的檢測體供給路徑中，在相對電極6和測定電極5之間發(fā)生電氣變化、而在相對電極6和檢測電極7之間不發(fā)生電氣變化的情況下，定量裝置M3將檢測體的量不足的旨意顯示在LCD121上，通知使用者，所以能謀求進(jìn)行測定時的方便性及提高安全性。
(實施方案8)下面，是一種使用在實施方案5中說明的薄膜電極形成方法形成了導(dǎo)電層的生物傳感器A～D的定量方法，以下說明與上述的第六、第七實施方案不同的本發(fā)明的第三十九方面或第四十方面所述的定量基質(zhì)的定量方法、以及本發(fā)明的第四十二方面至第四十四方面所述的定量基質(zhì)的定量裝置。另外，在以下說明中使用的生物傳感器仍然是實施方案1中所述的生物傳感器A。
圖17是表示本發(fā)明的實施方案8的使用生物傳感器的定量方法的生物傳感器A及定量裝置的結(jié)構(gòu)的圖。圖中，與圖16相同的符號表示相同或相當(dāng)?shù)牟糠帧?br> 本實施方案8的定量裝置M4的結(jié)構(gòu)基本上與實施方案7相同，但在定量裝置M4的連接器115a和電流/電壓變換電路118a之間增加了切換開關(guān)116d，能將測定電極5的連接切換成與電流/電壓變換電路118a連接、或與地連接。
以下，用圖17說明采用本發(fā)明的實施方案8的生物傳感器進(jìn)行的定量方法，定量檢測體中的基質(zhì)的含量時生物傳感器及定量裝置的工作情況。
首先，一旦將生物傳感器A連接在定量裝置M4的連接器115a～115c上，便通過CPU120的控制，切換開關(guān)116d、116c分別連接在電流/電壓變換電路118a、118b上，一定的電壓加在相對電極6和測定電極5之間、以及測定電極5和檢測電極7之間。相對電極6和測定電極5之間、以及測定電極5和檢測電極7之間產(chǎn)生的電流被電流/電壓變換電路118a、118b變換成電壓，再被A/D變換電路119a、119b變換成脈沖。
其次，如果將檢測體供給生物傳感器A的檢測體供給路徑的入口9a，檢測體便被吸引到檢測體供給路徑內(nèi)部而覆蓋測定電極5時，在相對電極6和測定電極5之間發(fā)生電氣變化。CPU120根據(jù)從A/D變換電路119a輸入的脈沖，檢測該電氣變化，使切換開關(guān)116d接地。
其次，如果檢測體到達(dá)檢測電極7上，則在測定電極5和檢測電極7之間發(fā)生電氣變化。CPU120根據(jù)從A/D變換電路119b輸入的脈沖，檢測該電氣變化，確認(rèn)檢測體充分地供給了檢測體供給路徑。
其次，CPU120使切換開關(guān)116d連接在電流/電壓變換電路118a上，使切換開關(guān)116c接地，在一定的時間內(nèi)進(jìn)行控制，以便不將電壓供給電流/電壓變換電路118a，進(jìn)行各電極上形成的試劑層12和檢測體的反應(yīng)。
經(jīng)過一定的時間大約5秒后，由電流/電壓變換電路118a將一定的電壓加在測定電極5和相對電極6及檢測電極7之間，CPU120根據(jù)其響應(yīng)電流，算出檢測體的基質(zhì)的含量，將該測定值顯示在LCD121上。
可是，通過向檢測體供給路徑供給檢測體，即使在相對電極6和測定電極5之間發(fā)生電流，但此后在一定時間內(nèi)在測定電極5和檢測電極7之間不發(fā)生電流的情況下，CPU120斷定檢測體的量不足，在LCD121上顯示該旨意。另外，一旦在LCD121上顯示了檢測體的量不足后，即使向檢測體供給路徑補充檢測體，CPU120也不開始定量工作。
如上所述，如果采用本發(fā)明的實施方案8的使用生物傳感器的定量方法，則由于檢測體被吸引到生物傳感器A的檢測體供給路徑中，在相對電極6和測定電極5之間發(fā)生電氣變化、而在測定電極5和檢測電極7之間不發(fā)生電氣變化的情況下，定量裝置M4將檢測體的量不足的旨意顯示在LCD121上，通知使用者，所以能謀求進(jìn)行測定時的方便性及提高安全性。
在以上說明的第六至第八實施方案中，雖然對作為酶傳感器的生物傳感器進(jìn)行了說明，但作為試劑的種類，除了酶以外，即使是利用抗體、微生物、DNA、RNA等的生物傳感器也一樣。
產(chǎn)業(yè)上利用的可能性如上所述，如果是本發(fā)明的生物傳感器，則能用簡單的方法形成，而且能獲得測定精度好的生物傳感器、以及與試劑液的組成無關(guān)地將試劑層均勻地配置在電極上的性能均勻的生物傳感器，而且能獲得切斷基板時對電極的面積沒有影響的能使性能保持一定的生物傳感器、以及不用插入修正片而只需插入生物傳感器且能判斷每一批產(chǎn)品的修正數(shù)據(jù)的生物傳感器，另外如果采用本發(fā)明的薄膜電極形成方法，則適合于形成上述的生物傳感器的導(dǎo)電層，另外如果采用本發(fā)明的定量方法及定量裝置，則對微量檢測體的檢測極其有用。
權(quán)利要求
1.一種生物傳感器，是用于對試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的生物傳感器，其特征在于具有第一絕緣性基板及第二絕緣性基板；至少具有測定電極和相對電極的電極部；將上述試樣液導(dǎo)入上述電極部的檢測體供給路徑；以及對上述試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量用的試劑層，上述電極部、上述檢測體供給路徑、以及上述試劑層存在于上述第一絕緣性基板和上述第二絕緣性基板之間，上述檢測體供給路徑設(shè)置在上述電極部上，且試劑層設(shè)置在上述檢測體供給路徑的上述電極部上，通過在上述第一絕緣性基板或上述第二絕緣性基板中的某一者或兩者的內(nèi)表面的全部或一部分表面上形成的導(dǎo)電層上設(shè)置第一狹縫，分割形成上述電極部。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的生物傳感器，其特征在于上述電極部還具有檢測電極。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的生物傳感器，其特征在于上述相對電極設(shè)置在上述第二絕緣性基板內(nèi)表面的全部或一部分表面上，上述測定電極和上述檢測電極設(shè)置在上述第一絕緣性基板內(nèi)表面的全部或一部分表面上，通過在上述導(dǎo)電層上設(shè)置上述第一狹縫，分割形成在上述第一絕緣性基板內(nèi)表面上設(shè)置的上述測定電極和上述檢測電極。
4.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的生物傳感器，其特征在于上述電極部只設(shè)置在上述第一絕緣性基板內(nèi)表面的全部或一部分表面上，通過在上述導(dǎo)電層上設(shè)置上述第一狹縫，分割形成在上述第一絕緣性基板內(nèi)表面上設(shè)置的上述電極部。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至4中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于上述相對電極的面積與上述測定電極的面積相同或更大。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至4中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于上述相對電極的面積和上述檢測電極的面積之和與上述測定電極的面積相同或更大。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的生物傳感器，其特征在于上述生物傳感器的上述檢測體供給路徑的上述檢測電極的面積與上述相對電極的面積相同。
8.根據(jù)權(quán)利要求1至7中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于具有具備形成上述檢測體供給路徑的切口部、而且配置在上述電極部上的隔離片，上述第二絕緣性基板配置在上述隔離片上。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的生物傳感器，其特征在于上述隔離片和上述第二絕緣性基板呈一體。
10.根據(jù)權(quán)利要求1至9中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于形成有通過上述檢測體供給路徑的空氣孔。
11.根據(jù)權(quán)利要求1至10中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于通過滴下試劑形成上述試劑層，在上述試劑滴下的位置的周圍設(shè)有第二狹縫。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的生物傳感器，其特征在于上述第二狹縫呈圓弧狀。
13.根據(jù)權(quán)利要求1至12中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于設(shè)有分割上述導(dǎo)電層、規(guī)定上述電極部的面積用的第三狹縫。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的生物傳感器，其特征在于上述第一絕緣性基板和上述第二絕緣性基板的形狀大致呈矩形，與上述大致矩形的某一邊平行地設(shè)有一條或兩條以上的上述第三狹縫。
15.根據(jù)權(quán)利要求1至14中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于具有根據(jù)上述生物傳感器的每一批產(chǎn)品的上述試樣液和上述試劑層的反應(yīng)所產(chǎn)生的電氣變化的輸出特性、而且利用采用上述生物傳感器的測定器能判斷的修正數(shù)據(jù)的信息。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的生物傳感器，其特征在于具有分割上述電極部的一條或多條第四狹縫，上述測定器根據(jù)上述第四狹縫的位置，可判斷上述修正數(shù)據(jù)的信息。
17.根據(jù)權(quán)利要求1至16中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于上述第一狹縫、上述第二狹縫、上述第三狹縫、上述第四狹縫中的某幾條或全部是用激光加工上述導(dǎo)電層形成的狹縫。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的生物傳感器，其特征在于上述第一狹縫、上述第二狹縫、上述第三狹縫、上述第四狹縫各自的狹縫寬度為0.005mm～0.3mm。
19.根據(jù)權(quán)利要求17至18所述的生物傳感器，其特征在于上述第一狹縫、上述第二狹縫、上述第三狹縫、上述第四狹縫各自的狹縫深度為上述導(dǎo)電層的厚度以上。
20.根據(jù)權(quán)利要求1至19中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于上述試劑層包含酶。
21.根據(jù)權(quán)利要求1至19中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于上述試劑層包含電子傳輸體。
22.根據(jù)權(quán)利要求1至19中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于上述試劑層包含水溶性高分子。
23.根據(jù)權(quán)利要求1至22中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于上述絕緣性基板由樹脂材料構(gòu)成。
24.一種薄膜電極形成方法，它是在絕緣性基板的表面上形成薄膜電極的薄膜電極形成方法，其特征在于在真空氣氛中，通過使被激勵的氣體沖擊上述絕緣性基板的表面，使上述絕緣性基板的表面成為粗糙面，在該粗糙面形成工序之后，具有導(dǎo)電層形成工序，用來在成為粗糙面的上述絕緣性基板的表面上形成由導(dǎo)電性物質(zhì)構(gòu)成的作為薄膜電極的上述導(dǎo)電層。
25.根據(jù)權(quán)利要求24所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述粗糙面形成工序包括將上述絕緣性基板設(shè)置在真空槽內(nèi)的基板設(shè)置工序；對上述真空槽內(nèi)部進(jìn)行真空排氣的真空排氣工序；將氣體填充在上述真空槽內(nèi)部的氣體填充工序；以及激勵上述氣體，使其離子化，并使其沖擊上述絕緣性基板的沖擊工序。
26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述真空排氣工序中的真空度在1×10-1～3×10-3帕斯卡范圍內(nèi)。
27.根據(jù)權(quán)利要求26所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述氣體是不活潑氣體。
28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述不活潑氣體是氬、氖、氦、氪、氙等稀有氣體以及氮氣中的任意一種。
29.根據(jù)權(quán)利要求24至28中的任意一項所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述導(dǎo)電層形成工序包括上述粗糙面形成工序結(jié)束后，將形成了粗糙面的絕緣性基板設(shè)置在第二真空槽內(nèi)的第二次基板設(shè)置工序；對上述第三真空槽內(nèi)部進(jìn)行真空排氣的第二次真空排氣工序；將第二種氣體填充在上述第二真空槽內(nèi)部的第二次氣體填充工序；以及激勵上述第二種氣體，使其離子化，且使其沖擊導(dǎo)電性物質(zhì)，將上述導(dǎo)電性物質(zhì)的原子擊出，在上述形成了粗糙面的絕緣性基板上成膜的工序。
30.根據(jù)權(quán)利要求24至28中的任意一項所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述導(dǎo)電層形成工序包括上述粗糙面形成工序結(jié)束后，將形成了粗糙面的絕緣性基板設(shè)置在第二真空槽內(nèi)的第二次基板設(shè)置工序；對上述第二真空槽內(nèi)部進(jìn)行真空排氣的第二次真空排氣工序；以及對導(dǎo)電性物質(zhì)加熱使其蒸發(fā)，使其蒸汽在上述形成了粗糙面的絕緣性基板上成膜的工序。
31.根據(jù)權(quán)利要求29或30所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述第二次真空排氣工序中的真空度在1×10-1～3×10-3帕斯卡范圍內(nèi)。
32.根據(jù)權(quán)利要求29至31中的任意一項所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述第二種氣體是不活潑氣體。
33.根據(jù)權(quán)利要求32所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述不活潑氣體是氬、氖、氦、氪、氙氣稀有氣體以及氮氣中的任意一種。
34.根據(jù)權(quán)利要求29至33中的任意一項所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述真空槽與上述第二真空槽是同一個槽。
35.根據(jù)權(quán)利要求29至34中的任意一項所述的薄膜電極形成方法，其特征在于上述導(dǎo)電性物質(zhì)是貴金屬或碳素。
36.根據(jù)權(quán)利要求24至35中的任意一項所述的薄膜電極形成方法，其特征在于所形成的薄膜電極的厚度在3nm～100nm的范圍內(nèi)。
37.根據(jù)權(quán)利要求1至23中的任意一項所述的生物傳感器，其特征在于上述導(dǎo)電層是采用權(quán)利要求24至36中的任意一項所述的薄膜電極形成方法形成的。
38.一種定量方法，它是使用根據(jù)權(quán)利要求1至23或 37中的任意一項所述的生物傳感器，對被供給上述生物傳感器的試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量方法，其特征在于包括將電壓加在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間的第一施加步驟；將上述試樣液供給上述試劑層的試劑供給步驟；檢測由于向試劑層供給上述試樣液，而在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間產(chǎn)生的電氣變化的第一變化檢測步驟；在上述第一變化檢測步驟中檢測到上述電氣變化后，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間的第二施加步驟；以及測定在上述第二施加步驟中施加了電壓的上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間產(chǎn)生的電流的電流測定步驟。
39.一種定量方法，它是使用根據(jù)權(quán)利要求1至23或37中的任意一項所述的生物傳感器，對被供給上述生物傳感器的試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量方法，其特征在于包括將電壓加在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間、以及上述測定電極和上述相對電極之間的第三施加步驟；將上述試樣液供給上述試劑層的試劑供給步驟；檢測由于向試劑層供給上述試樣液，而在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間產(chǎn)生的電氣變化的第一變化檢測步驟；檢測由于向試劑層供給上述試樣液，而在上述檢測電極和上述相對電極之間產(chǎn)生的電氣變化的第二變化檢測步驟；在上述第一變化檢測步驟及上述第二變化檢測步驟中檢測到電氣變化后，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間的第二施加步驟；以及測定在上述第二施加步驟中施加了電壓的上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間產(chǎn)生的電流的電流測定步驟。
40.根據(jù)權(quán)利要求38或39所述的定量方法，其特征在于在上述第二變化檢測步驟之后，還有在規(guī)定期間檢測到在上述檢測電極和上述相對電極或上述測定電極之間不產(chǎn)生電氣變化時，將不產(chǎn)生變化的信息通知使用者的無變化通知步驟。
41.一種定量裝置，它是能裝卸地連接權(quán)利要求1至23或權(quán)利要求37中的任意一項所述的生物傳感器，對被供給上述生物傳感器的試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量裝置，其特征在于具有將來自上述生物傳感器具有的上述測定電極的電流變換成電壓的第一電流/電壓變換電路；將來自上述電流/電壓變換電路的電壓變換成數(shù)字的第一A/D變換電路；設(shè)置在上述生物傳感器具有的上述相對電極和地之間的第一開關(guān)；以及控制上述第一A/D變換電路及上述第一開關(guān)的控制部，且上述控制部在使上述第一開關(guān)與上述相對電極絕緣的狀態(tài)下，將電壓加在上述檢測電極和上述測定電極之間，檢測由于上述試樣液被供給上述檢測體供給路徑上的上述試劑層而產(chǎn)生的上述檢測電極和上述測定電極之間的電氣變化，然后在將上述第一開關(guān)連接在上述相對電極上的狀態(tài)下，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間，測定由于施加電壓而產(chǎn)生的響應(yīng)電流。
42.一種定量裝置，它是能裝卸地連接權(quán)利要求1至23或權(quán)利要求37中的任意一項所述的生物傳感器，對被供給上述生物傳感器的試樣液中含有的基質(zhì)進(jìn)行定量的定量裝置，其特征在于具有將來自上述生物傳感器具有的上述測定電極的電流變換成電壓的第一電流/電壓變換電路；將來自上述生物傳感器具有的上述檢測電極的電流變換成電壓的第二電流/電壓變換電路；將來自上述第一電流/電壓變換電路的電壓變換成數(shù)字的第一A/D變換電路；將來自上述第二電流/電壓變換電路的電壓變換成數(shù)字的第二A/D變換電路；將上述生物傳感器的上述檢測電極的連接切換到第一電流/電壓變換電路或地的第一切換開關(guān)；以及控制上述第一A/D變換電路、上述第二A/D變換電路、以及上述第一切換開關(guān)的控制部，上述控制部在使上述第一開關(guān)連接在上述第一電流/電壓變換電路上的狀態(tài)下，將電壓加在上述檢測電極和上述相對電極之間、以及上述測定電極和上述相對電極之間，分別檢測由于上述試樣液被供給上述檢測體供給路徑上具有的上述試劑層而產(chǎn)生的上述檢測電極和上述測定電極之間的電氣變化、以及上述測定電極和上述相對電極之間的電氣變化，檢測了這些變化后，將上述第一切換開關(guān)接地，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間，測定由于施加電壓而產(chǎn)生的響應(yīng)電流。
43.根據(jù)權(quán)利要求42所述的定量裝置，其特征在于上述定量裝置具有將上述生物傳感器的上述測定電極的連接切換到上述第二電流/電壓變換電路或地的第二切換開關(guān)，且上述控制部在將上述第一切換開關(guān)連接在上述第一電流/電壓變換電路上、將上述第二切換開關(guān)連接在上述第二電流/電壓變換電路上的狀態(tài)下，將電壓加在上述檢測電極和上述相對電極之間、以及上述測定電極和上述相對電極之間，在檢測到由于上述試樣液被供給上述檢測體供給路徑上具有的上述試劑層而產(chǎn)生的上述檢測電極和上述相對電極之間的電氣變化時，將上述第二切換開關(guān)接地，然后，在檢測到上述檢測電極和上述測定電極之間的電氣變化的情況下，將上述第二切換開關(guān)連接在上述第二電流/電壓變換電路上，而且在使上述第一切換開關(guān)接地的狀態(tài)下，將電壓加在上述測定電極和上述相對電極及上述檢測電極之間，測定由于施加電壓而產(chǎn)生的響應(yīng)電流。
44.根據(jù)權(quán)利要求42或43所述的定量裝置，其特征在于具有通知裝置，上述試樣液被供給上述檢測體供給路徑中的上述試劑層后，在上述測定電極和上述相對電極之間發(fā)生電氣變化，而且，在由上述控制部檢測到上述檢測電極和上述測定電極或上述相對電極之間不發(fā)生電氣變化時，將不發(fā)生變化的信息通知使用者。
全文摘要
一種如圖1所示的生物傳感器,具有:基板1;由例如金或鈀等貴金屬或碳等導(dǎo)電性物質(zhì)構(gòu)成的導(dǎo)體層2;平行于基板1側(cè)面的狹縫3a、3b;垂直于基板1側(cè)面的狹縫4a、4b;測定電極5;相對電極6;檢測電極7;覆蓋基板1上的測定電極5、相對電極6及檢測電極7的隔離片8;形成檢測體供給路徑的長方形的切口部9;檢測體供給路徑的入口9a;將含有酶等的試劑涂敷在從隔離片8的切口部9露出的測定電極5、相對電極6及檢測電極7上形成的試劑層12;以及覆蓋隔離片8的蓋13。該生物傳感器可用簡單的方法形成,而且測定精度優(yōu)異,能與試劑液的組成無關(guān)地將試劑層均勻地配置在電極上且性能均勻。
文檔編號C12Q1/00GK1340159SQ00803756
公開日2002年3月13日 申請日期2000年11月14日 優(yōu)先權(quán)日1999年11月15日
發(fā)明者宮﨑正次, 德永博之, 藤原雅樹, 山西永吏子, 德野吉宣 申請人:松下電器產(chǎn)業(yè)株式會社