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CN100533136C - 生物传感器及其制造方法 - Google Patents

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CN100533136C
CN100533136C CNB038193396A CN03819339A CN100533136C CN 100533136 C CN100533136 C CN 100533136C CN B038193396 A CNB038193396 A CN B038193396A CN 03819339 A CN03819339 A CN 03819339A CN 100533136 C CN100533136 C CN 100533136C
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Abstract

本发明提供可简便且迅速地在高精度下进行试料中特定成分的定量分析的生物传感器及其制造方法。此外，本发明提供即使在长时间保存后也可高精度进行定量分析，即保存稳定性优良的生物传感器及其制造方法。该生物传感器配备电绝缘基板(1)、具有在该基板上设置的作用电极(21)和对电极(22)的电极部、以及在该电极部(2)一端上粘接形成的反应部(4)，其特征为，该反应部以氧化还原酶、电子受体、微细结晶纤维素粉体、及由亲水性部分和疏水性部分构成的亲水性聚合物作为主成分形成。

Description

生物传感器及其制造方法
技术领域
本发明涉及对试料中特定成分可迅速且简便地、高精度定量分析的生物传感器及其制造方法。
背景技术
作为对试料液中的特定成分不进行试料液稀释或搅拌等的简便定量的方式，采用生物传感器。至今已有许多的报告例涉及对现有技术传感器缺点进行改良的技术。
例如，在特开平3-202764号公报中公开了通过在反应层添加亲水性高分子，提高测量精度的方法。可是，由于在特开平3-202764号公报上记载的葡萄糖传感器由于析出铁氰化钾，得到的反应部形状不均匀，所以不能满足传感器测量精度。
存在以酶和电子介体(mediator)作为反应层的系统中共存微细结晶纤维素(cellulose)的技术(特开2001-311712号公报)。可是，在特开2001-311712号公报中记载的酶传感器中对反应层膜厚均匀化、传感器芯片的精度提高或芯片单个之间性能稳定性有贡献，然而由于对试料的溶解性差，所以充分溶解、混合慢，作为结果存在所谓测量耗时的问题。作为其原因之一，认为是由于铁(III)氰化钾的结晶大幅成长，反应层表面与试料接触面积小，难以分散及溶解之故。
此外，在特开2001-281202号公报上公开了通过升华法形成反应层的方法。可是，在该方法中，因为在生物芯片制造过程必需减压，所以要在设备等花费费用，不能实现低成本制造。由于作业繁杂，所以也存在生产性低的问题。
发明内容
本发明的目的是提供可简便且迅速、高精度地对液体试料中特定成分进行定量分析的生物传感器及其制造方法。本发明的其它目的是提供即使在随后长时间保存后也可高精度地进行定量分析的、即保存稳定性优良的生物传感器及其制造方法。此外，本发明的其它目的是提供尽管不设置抽除液体试料保留空间部内的气体的排气口，在保留空间部内也不残留气泡，可以平稳地导入液体试料的、构成简单的生物传感器。
本发明者为解决上述任务而锐意研讨，结果发现通过采用应用了颜料化技术的析出法，使生物传感器反应部的结晶性化合物微粒子化，提高了对生物芯片反应部的试料分散溶解性，实现缩短反应时间，接着对它们进行发展从而完成本发明。
即，本发明提供下述所示的生物传感器(以下，也称为「第一发明生物传感器」)及其制造方法。
第一项，一种生物传感器的制造方法，配备有电绝缘基板1；具有在该基板上设置的作用电极21和对电极22的电极部2；以及粘接在该电极部2一端上的、包含氧化还原酶、电子受体、及微细结晶纤维素粉体的反应部的生物传感器制造方法，其特征在于，
顺序进行以下(A1)～(C1)记载的工序：
(A1)在电绝缘基板1上平行接近设置作用电极21和对电极22的电极部2形成工序，
(B1)在弱溶剂内边搅拌边滴下预先由氧化还原酶、电子受体及微细结晶纤维素的3成分和强溶剂构成的混合液A，调制分散液B的反应部用涂布液的调制工序，
(C1)在由上述(A1)工序得到的电绝缘基板1上的电极部2一端上，涂布、干燥由上述(B1)工序得到的反应部用涂布液，形成反应部4的反应部形成工序，
所述强溶剂是水或选自甲醇、乙醇、二噁烷和异丙醇中的溶剂与水的混合溶液，
所述弱溶剂是选自烷撑二醇单烷基醚、烷撑二醇、丙二醇和丁醇中的溶剂。
第2项，根据第1项所述的制造方法，其特征在于，电极至少由从铂、金、钯、及铟锡氧化物构成的组中选择一种构成。
第3项，一种通过第1项或第2项记载的制造方法制造的生物传感器。
第4项，一种使用第3项所述的生物传感器来测定试料液中葡萄糖成分、酒精成分、乳酸成分或尿酸成分的方法。
本发明者发现通过在上述生物传感器的反应部上共存特定的亲水性聚合物成分，可得到具有优良的保存稳定性的生物传感器，接着，进一步进行发展，从而实现本发明。
即，本发明可提供下述所示的生物传感器(以下，也称为「第二发明生物传感器」)及其制造方法。
第5项，一种生物传感器，其特征在于，配备有电绝缘基板1；具有在该基板上设置的作用电极21和对电极22的电极部2；以及粘接在该电极部2一端上的反应部4，该反应部4以由氧化还原酶、电子受体、微细结晶纤维素粉体、及由亲水性部分(segment)和疏水性部分构成的亲水性聚合物作为主成分来构成。
第6项，根据第5项所述的生物传感器，其特征在于，上述亲水性聚合物由直链氧化烯(oxyalkylene)部分(segment)和烷基分支氧化烯部分构成。
第7项，根据第6项记载的生物传感器，其特征在于，上述亲水性聚合物的烷基分支氧化烯部分的平均分子量为1500～4000，全分子中直链氧化烯部分为30～80重量％。
第8项，根据第5～7项任一项记载的生物传感器，其特征在于，上述反应部4通过涂覆包含由氧化还原酶、电子受体、微细结晶纤维素、及由亲水性部分和疏水部分构成的亲水性聚合物的分散液来形成。
第9项，一种第8项所述的生物传感器的制造方法，其特征在于，顺序进行以下(A2)～(C2)记载的各工序，即：
(A2)在电绝缘基板1上平行接近设置作用电极21和对电极22的电极部2形成工序，
(B2)在溶剂内溶解的亲水性聚合物溶液Pa中边搅拌边滴下预先由氧化还原酶、电子受体及微细结晶纤维素的3成分和强溶剂构成的混合液Ma，调制分散液的反应部用涂布液的调制工序，
(C2)在由上述(A2)工序得到的电绝缘基板1上的电极部一端，涂布、干燥由上述(B2)工序得到的反应部用涂布液，形成反应部4的反应部形成工序，
所述溶剂是C4以上的一元脂肪族醇、二～三元高级脂肪族多元醇或该多元醇的至少一个羟基进行烷基置换的多元醇，
所述强溶剂是水或与水混合的低级一元脂肪族醇的混合液。
此外，本发明者发现在前端部上电绝缘基板和盖板通过间隔片隔开间隔并对置配置的生物传感器上，在液体试料的保留空间部，通过在前述间隔片前端缘一侧形成向传感器前端侧突出的突出部，可以不残留气泡，平滑地把液体试料导入保留空间部，接着，进一步进行发展，实现本发明。
即，本发明提供下述所示的生物传感器(以下，也称为「第三发明生物传感器」)及其制造方法。
第10项，一种生物传感器，其特征在于，在前端部，电绝缘基板1和盖板6通过间隔片5隔开间隔并对置配置，在通过该基板、该盖板、和该间隔片的前端缘形成的保留空间部S，配备包含氧化还原酶的反应部4，
利用毛细管现象使液体试料从传感器前端侧导入该保留空间部内，通过含有作用电极21和对电极22的电极部2检测出该液体试料和该反应部4的酶反应产生的电化学变化，
在上述保留空间部S，在上述间隔片的前端缘一侧上形成向传感器前端侧突出的突出部51。
第11项，根据第10项所述的生物传感器，其特征在于，在上述间隔片前端缘上形成内角部(inside corner part)52。
以下，本发明分为「第一发明生物传感器」，「第二发明生物传感器」，及第三发明生物传感器，详细地加以说明。
I、第一发明生物传感器
第一发明生物传感器
对本发明的第一发明的生物传感器，用作为其一实施方式的图1详细地加以说明。本发明涉及配备电绝缘基板1；具有在该基板上设置的作用电极21和对电极22的电极部2；及粘接在该电极部一端上、包含氧化还原酶、电子受体、及微细结晶纤维粉体的反应部4的生物传感器的制造方法。本发明的生物传感器，在生物传感器反应部的形成过程中，具有特征在于利用应用了颜料化技术的析出法这一点上，据此，可以构筑均匀的微细结晶的反应部，达到对反应部的试料液的高的分散溶解性。
首先，从构成第一发明生物传感器的硬件部位的信号变换部位的电极部2开始加以说明。
该电极部2的作用电极21(也称为测量电极)和对电极22(根据需要，也可以具有参照电极)成为1对，平行接近，设置在电绝缘基板1上。作为该基板可列举聚对苯二甲酸乙二醇酯(polyethyleneterephthalate(PET))、聚萘二甲酸乙二酯(polyethylene naphthalate)、由脂肪族单元和芳香族单元构成的生分解性聚酯树脂等的聚酯类树脂膜、耐热性、耐药品性，强度等更优良的聚酰胺亚胺膜、聚酰亚胺膜等塑料膜、陶瓷等无机类基板。其厚度也可以是约50～200μm左右。
通常，用塑料膜，但由于所谓合并持有制造容易性、耐热性、耐药品性、强度等特性的意义出发，也常常存在作成对聚酯类树脂膜和聚酰亚胺膜叠层的2层基板的情形。
在聚酯类树脂膜的情况下，从易见性等点出发优选作成混入氧化钛等白色基板。
作用电极21和对电极22在前述基板1上(直接或间接地)由例如铂、金、钯、铟锡氧化物等的良导电体形成。形成手段也通过热冲压(hot stamping)制作，因为真空蒸镀或溅射方案可以高精度、迅速地形成微细的电极图形，所以优选。该热冲压的情况可以通过掩模该两极形成外一举形成。
当然，首先从基于良导体形成全面薄膜开始，通过光刻法也可以作成相当的电极图形来形成它。
电极厚度因前述良导体具有的固有电阻而异，然而，不作成所需要以上的厚度。通常可以为约30～150nm。
电极形状基本上为条状，在前述基板上平行接近地配置作用电极21及对电极22。而且，设置反应部4的该电极前端形状通常保持条状原样，但例如也可以作成曲折形状，以便与该反应部之间的接触面积作得更大。
该电极的另一端成为与测量装置内藏的电位扫描部连结的端子，通常也可以在测量装置上装缷自如。
在电极部2一端上设置的反应部4在掩模板3上设置的反应部用单元(cell)31内涂布后述的3成分混合液而形成。反应部4在反应部用单元31内这样设置，以便共同地覆盖作用电极21和对电极22，该3成分混合液这样形成，以便不泄漏到其它部分。
在参考前，在图1概略地对以上的信号变换部位的构造加以图解。在图1，具有电绝缘基板1上平行地接近设置的条状作用电极21和对电极22，在该两极上面顺序地叠层掩模板3、电绝缘性的间隔片5、及盖板6。在掩模板3上设置反应部用单元31，在这里形成由后述的3成分构成的反应部4。在该间隔片5上传感器前端(R曲线)缘的一侧设置突出部51。在其根部上设置内角部52。而且，在该间隔片5上覆盖电绝缘性盖板6。据此，形成与反应部相通的试料吸入部15
试料吸入量和吸入易度受试料吸入口形状、截面积等左右。而且，反应部4的容积通过掩模板3的厚度和反应部用单元31的面积决定。各自可以适当变更、决定优选条件。
以下，对反应部4加以说明。
该反应部4，如前述所示，由以氧化还原酶、电子受体及微细结晶纤维素的3成分作为主成分形成的膜(或层)构成。
以下，从各个成分开始加以说明。
首先，氧化还原酶是与液体试料接触，有选择地与其中某检查成分进行氧化还原反应，认识它的关键成分。因而，至少该氧化还原酶是必不可少的。在这里，作为有选择地与该酶进行氧化还原反应的成分，例如是葡萄糖成分、酒精成分、乳酸成分、尿酸成分。当然，该等成分的全部不仅通过一种酶来进行，而且使用有选择地与该等成分进行反应的各种酶。
例如，葡萄糖与葡萄糖氧化酶有选择地进行反应，然而实际的反应在水与氧共存下进行，生成葡糖酸和过氧化氢。此外，在测量乙醇的情况下使用醇氧化酶或乙醇脱氢酶。此外，在测量乳酸的情况下使用乳酸氧化酶或乳酸脱氢酶。在测量尿酸的情况下使用尿酸酶。
然而，因为通常只通过前述酶，所以识别响应慢，测量精度也不好，所以为了补偿它，进行使电子受体(也称为电子介体)共存。使该电子受体共存用的典型例是葡萄糖传感器，其例如是用于测量以血液作成检测体的血糖值。
电子受体通常是促进酶的还原氧化的无机或有机的微细粉末状化合物。具体讲，例如列举铁氰化碱金属盐(尤其是钾金属盐优选)，二茂铁(ferrocene)或其烷基(alkyl)置换体，p-苯醌(P-benzoquinone)，亚甲基蓝，β-萘醌4-磺酸钾(4-potassium β-naphthoquinone sulfonate)，酚嗪硫酸甲酯(phenazine methosulfate)，2，6-二氯靛酚(2，6-dichlorophenol indophenol)等。其中，铁氰化碱金属盐，二茂铁系有效地起作用。这是由于作为电子移动媒体的工作稳定，在水、乙醇类或其混合溶剂等的水性溶剂中可以很好溶解的缘故。
该电子受体粉末的尺寸约为5～100μm。
即使通过由前述2成分形成的反应部也可以得到实用水平的传感器，然而在前述电极部上涂布两成分的水溶液得到的生物传感器，因其使用环境等也容易产生测量精度的偏差。即想得到始终具有一定性能的生物传感器。其原因不能很好判明，而认为是起因于涂布后析出形成的结晶构造。
作为第3成分的微细结晶纤维作为改善前述测量精度偏差的成分而添加。认为改善该偏差的因素有多种。可以列举例如：电子受体对电极的直接接触机会变小等等的主要因素从而抑制电极和电子受体之间的电化学反应等，使酶粒子和电子受体粒子更加微细地均匀分散等，此外，例如以血液作为检测体情况下即使在血浆中混入微量血球，该纤维素也对其吸附等，通过该纤维素形成网络(network)从而防止前述2成分向系统外飞散等因素。认为该等作用因素相乘地起作用，其结果抑制了测量精度的偏差。
在这里，微细结晶纤维素抽取植物纤维中的结晶部分得到的微细粒中，其大小通常直径在10μm以下，长度300μm以下。当然，该微细结晶纤维素成为主体，而与此同时也可以混入可取得的非晶纤维素微粉末。
第一发明生物传感器的制造方法
第一发明生物传感器的制造方法的特征为，顺序进行以下的(A1)～(C1)记载的各工序：
(A1)在电绝缘基板1上平行接近地设置作用电极21和对电极22的电极部2形成工序，
(B1)在弱溶剂内边搅拌边滴下预先由氧化还原酶、电子受体及微细结晶纤维素的3成分和强溶剂构成的混合液A，调制分散液B的反应部用涂布液的调制工序，
(C1)在由上述(A1)工序得到的电绝缘基板1上的电极部2一端上，涂布、干燥由上述(B1)工序得到的反应部用涂布液，形成反应部4的反应部形成工序。
上述制造方法在生物传感器反应部4的形成过程(B)中利用应用了颜料化技术的析出法这一点上具有特征，据此，可以构筑均匀的微细结晶的反应部，达到对反应部的试料液的高分散溶解性。
首先，对(A1)的电极部形成工序加以说明。在电绝缘基板1上使作用电极21和对电极22平行接近设置，形成电极部2。
在电绝缘基板1上形成电极部2的方法可以采用各种方法，列举例如在该基板1上通过热冲压成形(hot-stamping)、直接真空蒸镀、溅射等形成电极图形的方法，通过光刻法形成电极图形的方法，或者在该基板1上粘接具有导电性材料的电极带(tape)方法等。
下述示出在该基板1上粘接具有导电性材料的电极带(1的方法的具体例。薄的、具有支持性、耐热性优良的聚酰亚胺或芳香族聚酰亚胺等塑料电绝缘性材料片上蒸镀或溅射铂、金、钯、铟锡氧化物等导电性材料，在该电绝缘性材料片背面涂覆乙烯-醋酸乙烯树脂(ethylenevinyl acetate)等热熔性材料。对该多层片切细断开，作成带状成为电极带。而且在上述绝缘性基板1上通过热粘接该电极带，形成电极部2。
作为通过溅射等形成电极图形成的方法，在所希望两电极形状为条状的情况下，首先，作为溅射用的掩蔽材料使用冲裁了2条带状平行孔的掩模用板，在聚酰亚胺膜上面无间隙接触状态下固定设置它。在该膜上进行溅射，从该条状窗孔投射溅射的铂，在聚酰亚胺膜上密接形成连续的2条带状电极。经粘接剂在PET膜上通过对形成电极的聚酰亚胺膜叠层，形成电极部2。
或者在电绝缘基板1(例如，PET膜)上也可以直接溅射导电材料形成电极部2。
其次，对(B1)反应部用涂布液的调制工序加以说明。
本发明的反应部用涂布液由包含氧化还原酶、电子受体及微细结晶纤维素粉体的3成分的反应试料系统构成。因为反应试料系统含有微细结晶纤维素粉体，所以反应部制作的成膜性优良。上述的3成分可以使用前述试料。
所谓本发明的强溶剂可以是对氧化还原酶及电子受体溶解度高的溶剂，优选水或含水溶剂的水性强溶剂。含水溶剂具有与水的相溶性，例如是甲醇、乙醇、二噁烷(dioxane)、异丙醇(isopropanol)等与水的混合溶液。
所谓对本发明的反应试料系统的弱溶剂，如果是在水中溶解，而且降低氧化还原酶及电子受体溶解度的溶剂即可，列举烷撑二醇单烷基醚(alkylene glycol monoalkyl ether)，烷撑二醇(alkylene glycol)，丙二醇(propylene alcohol)，丁醇等，乙二醇单烷基醚(ethylene glycolmonoalkyl ether)(cellosolve，溶纤剂)优选。
在由上述工序(B1)生成的分散液B中，也可以部分溶解上述3成分的反应试料系统。具体讲，氧化还原酶及电子受体2成分实质上也可以溶解，微细结晶纤维素粉体也可以是分散或悬浊状态。
作为上述强溶剂和弱溶剂的组合，水—乙二醇单烷基醚优选。强溶剂和弱溶剂量之比为1：0.5～10左右，优选为1：1～3左右。
示出(B1)的电极形成工序的具体例。通过均质器搅拌微细结晶纤维素的水悬浊液，其内添加氧化还原酶(葡萄糖氧化酶等)及电子受体(铁氰化钾等)进行搅拌，得混合液A。作为本发明的一实施方式，例如对100％水100ml，以葡萄糖氧化酶0.1～10g、铁氰化钾5～70g、微细结晶纤维素1～10g的比例制造前述混合液A。边搅拌弱溶剂(乙二醇单烷基醚(ethylene glycol monoalkyl ether)等)，边通过其内滴下该混合液A，调整分散液B。以此作成反应部用涂布液。
通过上述所谓析出法的分散液B的调整，其析出速度越大，则得到更微细的结晶。此外，如果考虑上述反应部4的干燥工序的简便性，则优选强溶剂及弱溶剂沸点是相互接近的。
最后，对(C1)的反应部形成工序加以说明。在由前述(A1)工序得到的电极形成板的电极部2一端，滴下反应部用涂布液的预定量，进行涂布、干燥，形成膜。
具体讲，在具有平行接近设置的作用电极21和对电极22的电绝缘基板1上热粘接掩模板3。该掩模板3由热熔性片构成，设置按照规定传感器芯片反应部电极面积那样的反应部用单元31。即，传感器一端上设置反应部用单元31，以便能够为可以观测该作用电极21和对电极22一部分的窗。
涂布由前述(B1)工序得到的3成分构成的反应部用涂布液的部分是在电绝缘基板1上的掩模板3上设置的反应部用单元31内。涂布反应部用涂布液，以便覆盖该反应部用单元31内的作用电极21及对电极22双方。该涂布液用吸管(pipette)、喷嘴等涂布，通过进入炉等内一定时间干燥，形成膜。该膜跨越在作用电极21和对电极22上并被粘接，作为反应部4发挥功能。
接着，在该掩模板3上顺序叠层电绝缘性的间隔片5及盖板6。该间隔片5在传感器前端(R曲线)缘一侧上设置突出部51。根据需要，在其根基上设置内角部52。通过设置该突出部51，在本发明的传感器与试料液接触之际，利用毛细管现象，使保留空间部内不残留气泡，可以平滑地导入试料液。间隔片5也可以是持有一定厚度的两面粘接片。
而且，在该间隔片5上覆盖电绝缘性盖板6。据此，形成与反应部4相通的试料吸入部15。
检测体吸入量和吸入易度受试料吸入口形、截面积等左右。而且，反应部4的容积通过掩模板3的厚度和反应部用单元31的面积决定。也可以各自合适地变更，决定最佳条件。
该反应部跨越作用电极21和对电极22而粘接为优选，然而，作用电极21和对电极22也可以不一定以同样形状或配置地设置。
经以上的(A1)～(C1)的工序，得到所希望的生物传感器，最后，切割加工成生物传感器芯片，全工序结束。
II 第二发明生物传感器
第二发明生物传感器
对本发明的第二发明生物传感器，用作为其一实施方式的图7～图9加以详细说明。第二发明生物传感器是配备电绝缘基板1；具有在该基板上设置的作用电极21和对电极22的电极；以及粘接在该电极一端上的反应部4的生物传感器，其特性为，该反应部以由氧化还原酶、电子受体、微细结晶纤维素粉体、及由亲水性部分和疏水性部分构成的亲水性聚合体作为主成分来构成。
关于构成本发明的硬件部位的信号变换部位的电极部2与前述的「I、第一发明生物传感器」的「电极部2」的记载相同。
其次，对反应部4加以说明。
该反应部4，如前述所示，是以由氧化还原酶、电子受体、微细结晶纤维、和由亲水性部分和疏水性部分构成的亲水性聚合体的4成分作为主成分形成膜(或层)。
对构成该反应部4的氧化还原酶、电子受体、及微细结晶纤维素3成分是与前述的「I、第一发明生物传感器」的「反应部4」的记载是相同的。
在第一发明生物传感器上采用由上述3成分构成的反应部，偏差也大幅度改善，可以在高精度下测量试料中的成分。不过，由于达到实际上使用阶段，进行种种事前检查，所以其中下述各点具有进一步改良的余地。
在紧临制造后在高精度下测量是可能的，而在从制造直到用户实际应用为止的时间长的情况下，发现测量值降低的倾向，这在正确测量方面有难点。即，由于发现对反应部的反应性方面随时间变化而劣化，所以对于长时间保存稳定性有进一步改善的余地。此外，使检测体中具有的成分量(绝对值)和实测值之差进一步接近，有必要进一步提高测量精度。
为了解决这样的、在第一发明生物传感器留下的任务，发现在第一发明生物传感器的反应部作为第4成分添加前述的「持有亲水性部分和疏水性部分构成的亲水性聚合物」是有效的。因而，该聚合物只是通过组合前述3成分和该亲水性聚合物持有大作用效果，即使在该3成分中的、例如微细结晶纤维素欠缺，置换成其它成分，也不解决本发明中所谓的任务。
此外，在前述3成分中进一步混合该聚合体有效的理由不明确，推察归因于如下所示的作用效果。
即，认为通过该4成分，比由前述3成分作成的反应部4形成更加均匀的微细粒子，而且形成该聚合体与3成分相互之间致密地连系状态的反应部4。据此，由于以后的反应部内部状态变化变小，对外部环境(尤其是干燥环境)的影响也更一步减少，所以本发明的生物传感器发挥了高的随时间的稳定性。由于反应部4的粒子是微细的，成分之间致密连系，所以与检测体成分之间的反应更加迅速且定量地进行，发挥了高的测量精度。
本第二发明生物传感器，基本上具有第一发明生物传感器的构造，在反应部4上采用上述4成分系这一点不同。
作为前述亲水性聚合体是例如如下内容的聚合体。首先所谓亲水性的意义指的是相对水或水内溶解的至少羟基结合的脂肪族醇或其混合溶剂，溶解或水合并膨润(溶胀)的性质。
具体讲，例如列举聚丙烯酸类的碱金属盐或聚丙烯酸类的烷醇胺盐等、聚氧丙烯系(polyoxyalkylene)等。其中优选聚氧丙烯系。作为该化合物列举由例如在一终端具有高级脂肪族基(疏水性)的聚氧乙烯烷基(亲水性)醚，聚乙二醇(亲水性)的高级脂肪酸酯(疏水性)，直链氧化烯部分(亲水性)和烷基分支氧化烯部分(疏水性)构成的聚合体等，而其中，由后者的直链氧化烯部分和烷基分支氧化烯部分构成的亲水性聚合物(以下，称为「A聚合物」)优选。
通过采用这些亲水性聚合物，使前述的亲水性聚合物的混合作用效果(高度的随时间稳定性，高的测量精度等)更加显著。此外，通过亲水性聚合物具有更加明确的两性，例如在第9项上记载的生物传感器制造中，尤其是由于可以有效地进行(B2)的反应部用涂布液的调制工序，所以可以促进前述的作用效果。此外，由于前述电极基板和反应部用涂布液之间成为亲和的，所以也易涂覆，各片的紧贴性也提高了。
因此，亲水性聚合物中只在完全亲水性部分或只在疏水性部分的情况下，想得到高水准下的前述长时间保存稳定性等效果。
在前述A聚合物中，显出亲水性的直链氧化烯部分和显出疏水性的烷基分支氧化烯部分的结合，例如也可以随机地或相互有规则地结合(嵌段构造)，而作为后者的嵌段构造则更优选。这是由于该单元间的分子量控制容易，据此的亲水性和疏水性的程度也可以明确且容易地变更。
该A聚合物的两性平衡也可以受各片段的分子量和含有量控制，在本发明，由第7项规定为优选。即，可以用平均分子量说该亲水性聚合物中碱基分支氧化烯部分，也可以用重量％说直链氧化烯部分。具体讲，前者优选为1500～4000，更优选为2000～3000，后者优选为30～80重量％，更优选为40～70重量％。
如果用这样的亲水性聚合物，则形成的反应部4表面以没有润滑的状态下形成的同时，即使放置在干燥环境下，其反应部也不会变化为异常干燥的状态，其结果，没有所谓对反应部的作用产生坏影响的危险性。即赋与更加优良的保存稳定性。
形成前述直链氧化烯部分的单体成分例如是乙烯氧化物，1，3—丙烯氧化物，1，4—丙烯氧化物等直链氧化烯的开环聚合物单元，而且形成显出疏水性的烷基分支氧化烯的单体成分是甲基乙烯氧化物、乙基乙烯氧化物等的烷基分支(侧链)的烯化氧(alkylene oxide)的开环聚合聚合物单元。
基本上，也可以以前述4成分作主组成，该情况下如下所示地作成各自的组成比例是更加有效的。氧化还原酶为0.1～10重量％，更优选为0.3～6重量％，电子受体为20～90重量％，更优选为35～86重量％，微细结晶纤维素为1～30重量％，更优选为3～20重量％，亲水性聚合物为2～40重量％，更优选为5～30重量％。
第二发明生物传感器的制造方法
本发明的生物传感器的特征为，具有以前述4成分作为主成分的反应部4，该反应部4和其它构成作用相乘之后，得到前述的大改善效果(高的随时间变化的稳定性，高的测量精度等)。然而，并不一定能通过采用任一制造手段得到完全相同水准的效果。尤其是作为可以有效地制造一定以上高性能的该生物传感器的制造方法，列举第9项提供的制造方法。
具体讲，它是以顺序进行以下(A2)～(C2)记载的各工序作为特征的生物传感器的制造方法。
(A2)在电绝缘基板1上平行接近设置作用电极21和对电极22的电极部2形成工序，
(B2)在对由氧化还原酶、电子受体、及微细结晶纤维素的3成分为弱溶剂、而对上述亲水性聚合物为强溶剂的溶剂内溶解的该亲水性聚合物溶液Pa中边搅拌边滴下预先由该3成分和强溶剂构成的混合液Ma，调制分散液的反应部用涂布液的调制工序，
(C2)在由上述(A2)工序得到的电绝缘基板1上的电极部一端，涂布、干燥由上述(B2)工序得到的反应部用涂布液，形成反应部4的反应部形成工序。
上述的制造方法特征在于，在各种考虑的方法之中，尤其是为了形成由第8项提供的反应部而涂覆的涂布液为分散液(或悬浊液)状态这一点上。
首先，(A2)的电极形成工序是在电绝缘基板1上平行接近设置作用电极21和对电极22的工序。电绝缘基板1上形成电极部2的方法可以采用各种方法，然而，例如列举在该基板1上通过热冲压，直接真空蒸镀，溅射等形成电极图形的方法，通过光刻法形成电极图形的方法或者使具有导电性材料的电极带在该基板1上粘接的方法等。
下述示出使具有导电性材料的电极带在该基板1上粘接方法的具体例。在轻薄、具有支持性，耐热性优良的聚酰亚胺或芬香族聚酰亚胺等的塑料电绝缘材料片上蒸镀或溅射铂、金、钯、铟—锡氧化物等的导电性材料，在该绝缘性材料片背面涂覆乙烯醋酸乙烯等的热熔接材料。细断该多层片，把作成带状的片作为电极带。而且，在上述绝缘性基板1上通过热粘接该电极片，形成电极部2。
采用2层基板作为基板1，可以在其上设置电极部2作为优选的形态示例。作为该基板优选是在前述示例中叠层聚酯类树脂膜和聚酰亚胺膜的2层基板。对于这种情况加以说明。
作为聚酯类树脂膜列举例如PET膜，作为其厚度通常为70～150μm左右。该聚酯类树脂膜其本身也可以作为基体使用。在本发明中，作为在聚酯类树脂膜上叠层的聚酰亚胺膜通常用厚度为20～50μm左右(薄的)芳香族聚酰亚胺膜(以下为PI膜)。
根据该方法，预先在PI膜上形成前述两电极，经粘接剂叠层该PI膜背面和PET膜。据此，一举与2层基板一起，也终止电极的形成。而且也成为耐热、耐药品性、各种物性卓越的电极板。
预先在PI膜上形成该电极，在PET膜上叠层它的理由如下所示。PI膜具有强靭性、高热耐性，可以大量地滚卷更薄的膜来使用，而且形成的电极紧贴性的优良，由此，能合适地使用于基于溅射法的电极形成之中。即，更长的该膜是由于可通过滚筒对滚筒更长时间连续供给，容易得到生产性高、高品质的电极板的缘故。
作为在前述溅射法中使用的良导电体，优选使用高纯度的铂。这种情况下的溅射条件为：在氩气氛下，真空度1.3～1.3×10-2Pa左右，投入功率0.2～3kW左右，溅射速度为0.2～3.0m/分左右。
通过掩模如下所示形成电极。例如，在所希望的两电极形状为条状的情况下，首先，作为掩模材料使用冲出有2条条状平行孔的掩模用板，在连续供给它的PI膜上面无间隙的接触状态下固定设置它。在前述速度下，在供给该膜的同时开始溅射。从冲出的条状窗孔投射溅射的铂，紧贴形成连续的2条条状电极。滚筒对滚筒地供给、卷绕。
在通过一次溅射不能得到预定厚度的电极情况下也可以一边重卷，一边重复溅射。
前述电极的形成的PI膜在PET膜上经粘接剂叠层。而且，经粘接剂顺序粘接叠设置有突出部51的间隔片5和外面盖片6，以便形成由图7说明的试料吸入部15和反应部4。当然，该外面盖片6在经(C2)工序后，在生物传感器另一端上设置的端子部分保留、被覆盖。
其次，调制(B2)工序的反应部用涂布液。在该工序中，首先以前述组成比以内在强溶剂中添加氧化还原酶、电子受体、及微细结晶纤维素的3成分，调制混合液Ma。
在这里，所谓强溶剂指包含该3成分溶解或分散(悬浊)的水的溶剂，然而具体讲可以例示水或与水混合的低级一元脂肪族醇(充其量到达C3的醇等)的混合液。该3成分中，氧化还原酶及电子受体实质上溶解在该强溶剂，而微细结晶纤维素可以处于分散状态或悬浊状态。
混合液Ma的调制方法也可以把3成分同时添加到该强溶剂中，在常温下搅拌。或者，首先在水(蒸馏水)中使微细结晶纤维素悬浊(作成约4～7重量％左右的低浓度，可使用均质器(homogenizer)使其悬浊)，也可采用在其中添加其余2成分，加以搅拌的所谓逐次方法。
另一方面，另外调制亲水性聚合物的溶液Pa。在溶液Pa内使用的溶剂是相对亲水性聚合物本身大体完全溶解的溶剂(强溶剂)，而相对前述3成分难溶或实质上非溶性的溶剂(弱溶剂)的溶剂(也称为「特定溶剂」)。
作为该「特定溶剂」列举例如大于等于C4的一元脂肪族醇、2～3元高级脂肪族多元醇或该多元醇的羟基的至少一个进行烷基置换的多元醇。在其中，优选使1个羟基置换为烷基的二元脂肪族醇，具体讲，例如是乙二醇(ethylene glycol)的单甲基醚(monomethyl或monoethylether)。当然，在控制溶解性或分散性的意义上讲，在这些有机溶剂之中也可以混合2种以上进行调整。
而且，在前述亲水性聚合物溶液Pa中搅拌下滴下前述3成分溶解的水性混合液Ma。该搅拌也不太激烈，静静地进行，而且滴下一定量需要一定时间，可以充裕地滴下。据此，使生成粒径均一、微细的结晶粒子成为可能。这样特别的混合手段尤其对于调制反应部用涂布液时是有效的。
或者，在水性混合液Ma之中预先加上3成分，也混合亲水性聚合物，也可以只滴下、混合上述「特定溶剂」。或者，也可以采用在该水溶性溶液Ma中滴下、混合亲水性聚合物溶液Pa这样的顺序。然而，前述(B2)工序的顺序方案可以形成更优选的反应部4。
在本发明中，特征在于，由4成分构成的反应部用涂布液是分散液这一点。由于原来前述3成分是结晶性微粉体，所以在涂布后干燥并形成膜的时间点上，各自成为原来的结晶粒子并混合分散。可是由于各粒子大小是各式各样、不均匀混合分散，所以这成为各成分之间相互间连接变差，成为随时间变化稳定性变差的原因。
然而，由4成分构成的反应部用涂布液是在包含「水性溶剂」的亲水性聚合物中析出的分散液(悬浊液)的状态。而且，处于该分散(悬浊)状态的粒子具有相同的粒径，而且，成为超细微粒。如果这样的涂布液进行涂布、干燥后，作为反应部4形成，则该粒子经亲水性聚合物，维持分散状态。在这样状态下形成的该反应部中，与检测体的反应也迅速，而且也不对周围环境等产生影响，持续保持长时间稳定。
在其次的(C2)的反应部形成工序，在由前述(B2)工序得到的电极形成板的电极部2一端上滴下反应部用涂布液的预定量，进行涂布、干燥并形成膜。该膜横跨作用电极21和对电极22而粘接，作为反应部4发挥功能。
具体讲，与有述「I、第一发明生物传感器」的「(C1)的反应部形成工序」同样地实施。
经以上的(A2)～(C2)工序得到所希望的生物传感器，在最后，作为生物传感器芯片，进行切割加工，终止全工序。
如此得到的本发明第一发明生物传感器及第二发明生物传感器用于各种试料液中特定成分的定量。具体讲，试料液中的葡萄糖成分、醇成分、乳酸成分或尿酸成分等无偏差、高精度进行测量。可以用任一众知的生物传感器的测量方法。尤其是在测量试料液中葡萄糖成分时用实施例3记载的方法可合适地进行测量。
III 第三发明生物传感器
在上述中，对生物传感器反应部4具有特征的第一发明及第二发明生物传感器进行详述。其次，参照图7～图9，对生物传感器液体试料吸入部形状具有特征的第三发明生物传感器进行详细说明。第三发明生物传感器的反应部4也可以采用前述的第一发明生物传感器或第二发明生物传感器上记载的组成。
在图7及图8中，本实施方式的电绝缘基板1呈长板形状形成，其前端部大体呈半圆形形成。在上述基板1上配设的电极部2由沿基板1纵向大体平行地配设的作用电极21和对电极22构成。在本实施方式，以0.5mm左右的间隔在基板1上用粘接剂粘贴在预定的聚酰亚胺膜上溅射蒸镀铂膜的2个电极膜，而构成电极部2。
为了部分覆盖上述电极部2，在基板1上叠层的电绝缘性的掩模板3。该掩模板3在作成大体半圆形的前端部侧上配备大体长圆形(或长方形)的反应部用单元(窗)31，通过该反应部单元31露出在电极部2的前端侧。掩模板3不在基板1的后端侧上叠层，而使电极部2的后端侧露出。这样一来，电极部2的前端侧的露出部分作成用于检测通过下述的反应部4和液体试料之间的酶反应的电化学变化的检测部，此外，电极部2后端侧的露出部分作成用于连接测量装置的连接端子。在本实施方式中，前端部作成大体半圆形的热熔膜(hot melt film)，作为掩模板3，在基板1上热压接、叠层。
上述掩模板3在反应部用单元31内，电极部2的检测部上配设的反应部4由与应测量的液体试料特定成分进行反应的酶和赋与酶反应时的电子的电子给予体构成。反应部4的构成如前述所示。
除了上述掩模板3的前端大体半圆形部分，在掩模板3上配设的电绝缘性间隔片5的前端缘上，在其宽度方向一侧形成向传感器前端侧突出的突出部51，突出部51的根基部分上形成内角部52。在本实施方式中，在两面配备有粘接层的PET类膜作为间隔片5，在掩模板3上叠层。
在上述间隔片5上配设的电绝缘性盖板6的前端部以比上述基板1的前端部稍小的大体半圆形形成。在该盖板6的半圆形部分上，盖板6和基板1之间通过间隔片5隔开预定间隔对置配置。据此，在传感器前端侧上形成通过基板1的掩模板3及反应部4的上面、盖板6的下面、和间隔片5的前端缘包围的保留空间部S。在本实施方式中，类膜作为盖板6，把透明的PET在间隔片5上面叠层。
用以上所示构成的生物传感器10测量液体试料时，首先，把生物传感器10在其后端部安装在测量装置上之后，使应测量的液体试料与生物传感器10前端的试料吸入部15相接触，利用毛细管现象把液体试料导入保留空间部S内。而且在保留空间部S内，在液体试料的特定成分和反应部4之间进行酶反应，在电极部2上检测此时的电化学变化，通过测量装置测量液体试料中的特定成分。
因为该生物传感器10在间隔片5的前端缘一侧形成突出部51，所以可以使通过毛细管现象从传感器前端的试料吸入部15流入的液体试料最早与突出部51接触。而且，利用突出部51的浸润性，通过突出部51可以促进由毛细管现象产生的液体试料的导入。因而，与图9所示，从传感器前端的试料吸入部15一侧流入的液体试料的前端F与突出部51接触后，可以使该液体试料沿着突出部51侧面从一侧优先流入，使保留空间部S的气体排出到突出部51的反对侧(参照图3中的箭矢C)，可以把液体试料平滑地导入保留空间部S的全体内。
但在气体排出到突出部51反对侧之际，通过该排出气流C，液体试料在突出部51以外的部分也可以与间隔片5接触防止产生气泡，决不残留气泡地导入液体试料到保留空间部S内。
此外，因为生物传感器10可以通过突出部51的导入促进作用，沿着突出部51从一侧导入液体试料，所以即使保留空间部S深部的间隔片5上形成内角部52，气泡也不残留在该内角部52内。因而，根据生物传感器10，并不如现有技术所示限制用于残留气泡的内角部的形成，可以实现通过形成内角部容易地扩大保留空间部S的容量。
此外，因为生物传感器10通过传感器前端向试料吸入部15侧突出的突出部51可以支持盖板6，所以可以稳定地维持基板1和盖板6之间的设定间隔。因而，可以防止因温度变化或外力等使盖板6等变形，可以按照规定量使液体试料导入保留空间部S，使测量误差少的正确测量成为可能。
附图说明
图1是示出传感器芯片构成的一例。
图2是实施例1及比较例1的反应部截面的示意图。
图3示出比较例1的反应部表面状态的电子显微镜照片复制图。
图4示出实施例1的反应部表面状态的电子显微镜照片复制图。
图5是表示实施例1及比较例1的法拉第电流值比较的图。
图6是表示实施例1及比较例1的传感器的输出比较的图。
图7是示出本发明的生物传感器实施方式的图，同图(a)是平面图，同图(b)是A—A线截面图。
图8是本发明的生物传感器的分解立体图。
图9是用于说明使液体试料导入本发明的生物传感器的保留空间部之际的导入过程的局部平面图。
图10是示出随酶传感器的经过天数的输出变化和CV值的图。
具体实施方式
以下，与比较例一起用实施例，对本发明加以详细说明，然而，本发明并不限于这些实施例。
I、第一发明生物传感器
首先，说明实施例的测量原理。
实施例的测量系统由一次性生物传感器芯片和测量机主体构成，使用酶电极法。
本测量的反应用下式表示。
Figure C03819339D00221
Figure C03819339D00222
血液中的葡萄糖通过葡萄糖氧化酶(GOD)氧化生成葡萄糖酸内酯。这时还原成作为受体的铁(III)氰化钾，生成亚铁氰化(亚铁氰化)离子。亚铁氰化离子在通电的铂电极附近氧化为铁氰化离子，产生电子。以该产生的电子作为电流值，换算为葡萄糖浓度。
实施例1
(a)传感器构造构件的准备
在聚酰亚胺片上溅射铂。该聚酰亚胺片里面涂覆作为热熔接材料的乙烯-醋酸乙烯(EVA)。把该多层片细断，作成带状。以此作成铂电极带。在聚酯类热熔粘接剂片上冲出按照规范传感器芯片反应部的电极面积那样的空穴(反应部用单元)作为掩模片。在作为绝缘性材料的PET片上热粘接铂电极带、掩模板。在PET层(厚度100μm)的两面上持有丙烯系(acryl-based)粘接剂层(厚度25μm)的两面粘接性片上冲制按照设置试料吸入室那样的空穴，制作间隔片。
(b)反应部用涂布液的调制
在蒸溜水150g内加上ceolus油膏(脂)(旭化成制ceolus油膏FP-03，结晶纤维素10重量％)100g，用均质器，以10000rpm，进行15分钟搅拌。以此作成ceolus油膏稀释液。
在上述ceolus油膏稀释液内添加葡萄糖氧化酶(东洋纺绩制，活性165单元(u)/mg)2.44g及铁氰化钾(Nacalai制，特级)40g，通过磁搅拌器，以500rpm，搅拌15分，以此作成A液。
乙二醇乙基醚(ethylene glycol monoethylether)(Nacalai制，特级)100ml通过磁搅拌器以500rmp边搅拌，边慢慢地滴下上述A液100mL。从滴下A液全部量开始，搅拌5分钟。以此作为B液。这样得到的B液作为反应部用涂布液。
(c)反应部用涂布液的涂布干燥
在贴了(a)的电极带及掩模板的基片上的掩模板反应部用单元上用吸管(pipette)，涂布1μL由(b)得到的反应部用涂布液。
把上述基片进入炉中干燥10分钟。干燥后，形成反应部。
(d)传感器芯片形成
按照由(a)得到的间隔片、盖板的顺序贴在由(c)得到的基片上，按照生物芯片形状冲裁，形成10个传感器芯片。图4示出该反应部表面状态的电子显微镜照片。此外在图2(b)上示出由图4表示的反应部截面示意图。
(e)测量
用由上述(d)得到的传感器芯片，进行如下所示的测量。
传感器芯片的反应部测量在样品液内溶解时流过的感应电流，评价传感器芯片的溶解性。即，在对10个传感器芯片测量法拉第电流值评价溶解性时平均为160.1(表1、图5)。
在调研传感器输出时，在测量时间(20秒)的葡萄糖浓度100mg/dL的输出灵敏度为154.7(表2、图6)。
对于传感器芯片单个之间输出偏差进行测量时，CV值为3％(表2、图6)。在这里所谓的CV值指的是(传感器输出标准偏差值/传感器输出平均值)×100值。
比较例1
与实施例1相同样地制作溶液A。除了以该溶液A作为反应部涂布液以外，与实施例1同样地形成10个传感器芯片。图3示出其反应部表面状态的电子显微镜照片。图2(a)示出由图3表示的反应部截面示意图。
与实施例1同样地，通过测量法拉第电流值，对10个传感器芯片评价溶解性时，平均为17.6(表1，图5)。
在测量时间30秒的葡萄糖浓度100mg/dL的输出灵敏度为99.2(表2、图6)。
对传感器芯片单个之间输出偏差进行测量时，CV值为10％(表2、图6)。
看图5所知，实施例1的传感器芯片与比较例1的传感器芯片比较，反应部的溶解度非常大。
看图6所知，实施例1的传感器芯片与比较例1相比，是传感器输出更大，可靠性更加高的传感器芯片。实施例1的传感器芯片输出的偏差比比较例1的更小。
表1
 
法拉第电流值比较
         实施例1      比较例1
1          156          122          155          193          159          254          168          185          152          156          155          207          166          168          170          189          162          1710         158          16
平均值     160.10       17.60CV值(％)   3.83         19.72标准偏差   6.14         3.47MAX        170          25MIN        152          12
最大—平均 9.90         7.40平均—最小 8.10         5.60
表2
 
传感器输出比较
          实施例1  比较例1
1          156     942          149     1143          159     1004          151     895          152     1046          155     1017          148     1058          160     929          162     8310         155     110
平均值     154.70  99.20CV值(％)   3.05    9.75标准偏差   4.72    9.67MAX        162     114MIN        148     83
最大—平均 7.30    14.80平均—最小 6.70    16.20
II第二发明生物传感器
在这里的实施例作为本生物传感器制造方法的优选形态提供的、遵循第9项的记载加以具体说明。
实施例2
首先(A2)的电极形成工序按照以下内容实施。
在如下所示的作法，制作图7所示构造的100个酶传感器。
即，在厚度25μm的聚酰亚胺膜上通过铂溅射形成厚度0.06μm，大小1×35mm，间隔1mm的作用电极21和对电极22，在厚度250m的白色PET膜1上通过粘接剂对其层压进行叠层。其次，在该两电极形成面上一端作为端子21a、22a保留，另一端设置横跨两极大小的长方形窗(反应部用单元31(1.5×5mm)(成为反应部4的屋室)及与该窗相通的检测体吸入路用的试料吸入部15，经粘接剂对厚度100μm的PET膜(电绝缘间隔片5)进行叠层。
另一方(B2)的反应部用涂布液的调制工序按以下内容实施。
首先使用的4主成分如下所示。
·氧化还原酶··葡萄糖氧化酶(东洋纺绩株式会社制，活性165单元(u)/mg)2.44g(以下称为实验酶)。
·电子受体··纯铁氰化钾(株式会社Nacalai制)40g(以下称为实验电受体)。
·微细结晶纤维素悬浊液··ceolus油膏(旭化成工业株式会社制，FP-03，结晶纤维素10重量％)100g和150ml蒸镏水的悬浊液(以下称实验纤维素液。)
·亲水性聚合物溶液··在氧化乙烯·氧化丙烯形成的嵌段聚合物上，通过氧化丙烯乙二醇(oxypropylene glycol)单元平均分子量约2050，全分子中的氧化乙烯含量约50重量％构成，外观(20℃)呈膏状。在100ml乙二醇乙基醚内均匀溶解该聚合物7.5g(以下称为实验亲水性聚合物溶液Pa。)
而且，在实验纤维素液内添加前述的实验酶和实验电子受体，得到3成分的混合液。对此称为混合液Ma。
其次，在处于搅拌状态的前述实验亲水性聚合物溶液Pa中，缓慢地滴下混合液Ma，全量滴下结束后，保持原样继续搅拌5分钟后，停止。全体通过微颗粒析出，变化为悬浊状水性液。以下，对此作为反应部用涂布液。
最后，移向(C2)的反应部形成工序，形成反应部4，完成所希望的100个生物传感器。
即，在由前述(A2)工序得到的铂电极形成板上设置的长方形反应部用单元31上，用吸管缓慢地滴下上述反应部用涂液，干燥后，粘接反应部膜(该膜面不润滑)。最终，其上在PET膜上保留前述端子21a，22a，通过粘接剂(在与反应部和试料吸入部相当的部分上不使用)粘接叠层外面盖板6，切成芯片状，得到所希望的100个酶传感器芯片。
比较例2
在实施例2中，除了未使用亲水性聚合物以外，全部在同一条件下实施。即，首先，调制用于比较的反应部用涂布液(外观上与实施例2相同状态的水性液)，在铂电极形成板的反应部用单元31上涂布它，制成反应部膜，得到100个比较用酶传感器芯片。
实施例3
用在实施例2、比较例2得到的各酶传感器芯片20个(随机取出)，使其两端子21a，22a与酶传感器测量器连接，在下述条件下测量对于各扫描电位的电流。
首先，作为检测体使用浓度100mg/dL的葡萄糖水溶液。各酶传感器芯片使用保存5天的10个和保存40天的10个。而且，从各10个该芯片吸入口注入5μL该检测体，经过8秒时，立即在扫描速度50mv/s下经过0v→-0.2v→+0.2v，边连续地使电位变化边进行施加，测量其时发生的电流。根据对各自的情况下所加的电位的电流求出输出灵敏度。表3示出对各10个的该灵敏度取平均求出的结果。
该输出灵敏度是在所加电压-0.2v→+0.2v间电流值的积分值(积分电流值)。该数值成为知悉迅速可靠地把反应部上的检测体反应位移(reaction deviation)输入电极的效率指标，因此其越大，则应输入反应位移越多。通常，不用说检测体成分和反应部之间的反应性是重要的。尽可能地把反应位移全部输入电极，从测量精度上看是极其重要的。
表3
 
5天 40天
实施例2 128 127
比较例2 92 81
其次，从留下的前述酶传感器芯片中(随机地)取出35个，使用前述检测体，在以下条件下测量，测量经过不同天数产生的输出，求输出变化，用图10的图示出其结果。
首先，把35个该传感器芯片放入加了干燥剂的常温保存容器内，放置1天～6天之间的时间。从该容器中每经过一天分别取出5个，对各5个注入5μL该检测体，测量在与前述实施例1相同测量条件下产生的输出。而且，对各经过天数的该传感器芯片产生的输出(5个产生的输出值的平均值)除以经过1天的该传感器芯片产生的输出(5个的输出平均)作为输出变化。
在该图上，实2表示实施例2，比2表示比较例2，可以看出在实2的输出变化小。因为对比较例2，与实施例2之间出现显著差别，所以作到36天才结束。
从前述各经过不同天数下测量的5个前述传感器芯片输出偏差求出CV值(％)，图8的图上也示出对各经过不同天数的CV值。在该图上实cv与实施例2对应，比cv与比较例2对应。
CV值从各经过不同天数测量的5个传感器芯片偏差求出标准偏差值，是用平均值电流所除的值，再乘以100的值。
正如从以上的实验结果所证明的那样，判明实施例2与比较例2相比产品之间的偏离更小，长时间保存的稳定性优良。
工业上利用的可能性
根据第一发明的生物传感器，由于用由析出法制造的悬浊状反应用涂布液形成反应部，传感器芯片反应部对试料的溶解性变得格外大，与不用该析出法制作的现有技术的生物传感器相比，没有生物传感器之间的偏差，大幅度提高了测量精度。通过提高对试料的溶解性，可缩短测量时间。
根据第二发明的生物传感器，即使更长时间保存生物传感器，与检测体成分之间的反应性也几乎没有变化，可以在更高精度下测量。据此，生物传感器的生产管理，库存管理也容易，此外，用户处理也变得容易。因为通过与检测体之间的反应结果可以更加可靠、可高效地测量，所以可以制造更高精度的生物传感器。
本发明的生物传感器在其试料吸入部的构造也有特征，因为通过在保留空间部深部一侧上形成的突出部，在保留空间部一侧可以促进由毛细管现象产生的液体试料的导入，所以不必要与现有技术那样，在保留空间部内的深部设置用于去除气体的排气口，能以相当简单的构成在保留空间部内不残留气泡地、平滑地导入液体试料。

Claims (9)

1、一种生物传感器的制造方法，配备有电绝缘基板(1)；具有在该基板上设置的作用电极(21)和对电极(22)的电极部(2)；以及粘接在该电极部(2)一端上的、包含氧化还原酶、电子受体、及微细结晶纤维素粉体的反应部的生物传感器制造方法，其特征在于，
顺序进行以下(A1)～(C1)记载的工序：
(A1)在电绝缘基板(1)上平行接近设置作用电极(21)和对电极(22)的电极部(2)形成工序，
(B1)在弱溶剂内边搅拌边滴下预先由氧化还原酶、电子受体及微细结晶纤维素的3成分和强溶剂构成的混合液A，调制分散液B的反应部用涂布液的调制工序，
(C1)在由所述(A1)工序得到的电绝缘基板(1)上的电极部(2)一端上，涂布、干燥由所述(B1)工序得到的反应部用涂布液，形成反应部(4)的反应部形成工序，
所述强溶剂是水或选自甲醇、乙醇、二噁烷和异丙醇中的溶剂与水的混合溶液，
所述弱溶剂是选自烷撑二醇单烷基醚、烷撑二醇、丙二醇和丁醇中的溶剂。
2、根据权利要求1所述的制造方法，其特征在于，电极至少由从铂、金、钯、及铟锡氧化物构成的组中选择一种构成。
3、一种由权利要求1或2所述的制造方法制造的生物传感器。
4、一种使用权利要求3所述的生物传感器来测定试料液中葡萄糖成分、酒精成分、乳酸成分或尿酸成分的方法。
5、一种生物传感器，其特征在于，配备有电绝缘基板(1)；具有在该基板上设置的作用电极(21)和对电极(22)的电极部(2)；以及粘接在该电极部(2)一端上的反应部(4)，该反应部(4)以由氧化还原酶、电子受体、微细结晶纤维素粉体、及由亲水性部分和疏水性部分构成的亲水性聚合物作为主成分来构成。
6、根据权利要求5所述的生物传感器，其特征在于，所述亲水性聚合物由直链氧化烯部分和烷基分支氧化烯部分构成。
7、根据权利要求6所述的生物传感器，其特征在于，所述亲水性聚合物的烷基分支氧化烯部分的平均分子量为1500～4000，全分子中直链氧化烯部分为30～80重量％。
8、根据权利要求5～7中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述反应部(4)通过涂覆包含由氧化还原酶、电子受体、微细结晶纤维素、及由亲水性部分和疏水部分构成的亲水性聚合物的分散液来形成。
9、一种权利要求8所述的生物传感器的制造方法，其特征在于，顺序进行以下(A2)～(C2)记载的各工序，即：
(A2)在电绝缘基板(1)上平行接近设置作用电极(21)和对电极(22)的电极部(2)形成工序，
(B2)在溶剂内溶解的亲水性聚合物溶液Pa中边搅拌边滴下预先由氧化还原酶、电子受体及微细结晶纤维素的3成分和强溶剂构成的混合液Ma，调制分散液的反应部用涂布液的调制工序，
(C2)在由所述(A2)工序得到的电绝缘基板(1)上的电极部一端，涂布、干燥由所述(B2)工序得到的反应部用涂布液，形成反应部(4)的反应部形成工序，
所述溶剂是C4以上的一元脂肪族醇、二～三元高级脂肪族多元醇或该多元醇的至少一个羟基进行烷基置换的多元醇，
所述强溶剂是水或与水混合的低级一元脂肪族醇的混合液。
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