CN1490619A - 生物传感器及使用该生物传感器的测定方法 - Google Patents
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Abstract
提供能够大致同时从单一或多种试样溶液中测定单一或多种特定物质的浓度的生物传感器。这种生物传感器具备包括在绝缘性基板上形成的包含测定极和配极的电极系统，以及含有氧化还原酶和电子传导体的试剂部的多个传感器单元，且供给各传感器单元的试样溶液到达试剂部互不相同。即，在试样溶液供给部与各传感器单元的试剂部之间具备控制试样溶液从试样溶液供给部到达试剂部的时间的控制装置。
Description
技术领域
本发明涉及测定试样溶液中能含有的特定物质的浓度的生物传感器及使用该生物传感器的测定法。
背景技术
以往，作为同时测定多种特定物质的浓度的生物传感器，有液流注入型的生物传感器。作为例子，对利用固定化酶膜和电极反应的生物传感器中，以液流注入分析装置(FIA)YSI MODEL 2700 SELECT(Yellow Spring InstrumentCo.，Inc)进行的葡萄糖和L-乳酸同时测定的操作进行说明。首先，将试样溶液吸管的前端浸入试样溶液中，使试样溶液被吸入测定系统内，再将试样溶液供给到作为测定场所的试样溶液盒。这时，一定量的缓冲液也被注入试样溶液盒，试样溶液与缓冲液被试样溶液盒所具备的搅拌器搅拌混合。在试样溶液盒中，具备两个装着分别将葡萄糖氧化酶(以下，简称为GOx)及乳酸氧化酶(以下，简称为LOD)固定化的酶膜的电极。试样溶液和缓冲液被注入、且经过规定的时间后，进行电化学测定，算出试样溶液中所含的葡萄糖及L-乳酸的浓度。
而且，作为从多种试样溶液中连续测定单一的特定物质的生物传感器的例子，对测定血液中的葡萄糖浓度的葡萄糖输入器GTX(A&T Co.，Inc.)的测定操作进行说明。将作为试样溶液的血浆以一定量注入专用的试样杯中，将试样杯固定在专用的圆形试样收集器中，开始测定。首先，吸气器自动地从试样收集器上的第1只试样杯中吸引一定量的试样溶液移到测定盒中，利用预先注满在测定盒中的缓冲液将试样溶液按规定的稀释倍率进行稀释。接着，将GOx膜固定化的固定化酶电极浸渍于该测定盒中，经过规定的时间后进行电化学测定。若第1只试样杯测定结束，则转动试样收集器，使第2只试样杯移到第1试样杯原来的位置上，对第2只试样杯的试样溶液进行测定。这样，若一只试样杯的测定结束试样收集器就转动，下一只试样杯依次转动到吸气器工作的位置，能够实施连续测定。
另一方面，作为对试样溶液中的多种特定物质不进行稀释和搅拌等的简易定量测定的方式，提出以下生物传感器(参照日本专利特开平5-196596号公报)。该生物传感器在绝缘性基板的不同面上分别设置电极系统。在多组电极系统上直接或间接形成含有各不相同的酶或酶组合的反应层。对采用这样的生物传感器实施试样溶液中的葡萄糖和果糖的测定的方法进行说明。首先，在绝缘性的基板的两面通过丝网印刷形成电极系统。在基板的一面的电极系统上形成含GOx的反应层，在另一面的电极系统上形成含果糖脱氢酶(以下，简称为FDH)的反应层。然后，在基板的两面上结合用于形成将试样溶液引入电极系统的试样溶液供给通道的罩盖构件，制得传感器。GOx的酶反应时间比FDH的酶反应时间短。因此，同时将试样溶液供给生物传感器的各试样溶液供给口，在1分钟后和2分钟后分别对电极系统施加电压，5秒钟后分别测定电流值，就能够实施试样溶液中的葡萄糖浓度和果糖浓度的定量测定。
在上述以往的同时测定多种特定物质的浓度的液流注入型生物传感器中，成为载体的缓冲液对于测定是必需的。前述例子中，由于GOx和LOD的缓冲液是相同的，因此能同时测定这两种成分。但是，对应于要测定的多种特定物质的各种酶的最佳pH、适合的缓冲液的种类不同的情况下，同时测定是不可能的。而且，装置规模大，维修也麻烦。
并且，上述以往的从多种试样溶液中连续测定单一的特定物质的生物传感器为了进行测定，必须使用试样收集器等大规模的装置来连续供给试样溶液。而且，由于不能同时进行测定，试样溶液经时蒸发，有时存在测定精度下降的问题。
而且，在前述的1块基板上设置多组电极系统的生物传感器中，多种反应层中含有的酶或酶组合的酶反应时间无时间差的情况下，不能够分离检测出多组电极系统的电流值。因此，对应于作为测定对象的多种特定物质的各种酶的酶反应时间无时间差的情况或作为测定对象的特定物质是单一物质的情况下，就不能够进行测定。
本发明是鉴于上述问题完成的发明，其目的是提供在对应于作为测定对象的多种特定物质的各种酶的最佳pH和适合的缓冲液的种类不同的情况或各种酶的酶反应时间无时间差的情况下，也能同时测定多种特定物质的浓度的结构简单的生物传感器。
本发明的目的是提供结构简单、精度高、能够从多种试样溶液中连续测定单一的特定物质的生物传感器。
本发明的另一目的是提供使用上述生物传感器的测定法。
发明内容
本发明提供的生物传感器具备包括在绝缘性基板上形成的包含测定极和配极的电极系统、以及设置于前述电极系统上或其近旁的包含氧化还原酶和电子传导体的试剂部的多个传感器单元，在前述每个传感器单元或任意几个传感器单元设置的试样溶液供给部，以及设置于前述试样溶液供给部与前述各传感器单元的试剂部之间的、控制试样溶液从试样溶液供给部到达试剂部的时间的控制装置；前述各控制装置互不相同，由此形成同时供给到试样溶液供给部的试样溶液到达前述各传感器单元的试剂部的时间互不相同的结构。
在本发明的生物传感器的各传感器单元中，测定供给该传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度的方法是供给到传感器单元的试样溶液，在经过前述控制装置规定的时间后溶解试剂部，试样溶液中的特定物质与试剂部的氧化还原酶发生反应，检测由该反应产生的电子传导体的电化学变化的方法。前述电化学变化通过测定在测定极与配极之间施加电压时得到的响应电流检测出。其测定原理如美国专利第5,120,420号记载，引用其作为参考。
本发明的生物传感器具有多个传感器单元，因为通向各传感器单元的电极系统的试样溶液供给部设置为一只共用或在每个传感器单元设置试样溶液供给部，因此传感器的具体结构有所不同。并且，检测传感器单元的电极系统的电化学变化的端子，即测定极用端子和配极用端子可以在每个传感器单元分别设置也可共用一组，因此传感器的通电连接电路的结构有所不同，测定方法也不同。
附图说明
图1是本发明实施方式之一的生物传感器的除去了隔板和罩盖后的俯视图。
图2是同一生物传感器的除去了试剂部和控制部后的分解立体图。
图3是表示电极系统部分的形成工序的图1的III-III线的剖视图。
图4是沿图1的III-III线切割的包含试剂部和控制部的生物传感的剖视图。
图5是本发明另一实施方式的生物传感器的除去了隔板和罩盖后的俯视图。
图6是同一生物传感器的除去了试剂部和控制部后的分解立体图。
图7是表示电极系统部分的形成工序的图5的VII-VII线的剖视图。
图8是沿图5的VII-VII线切割的包含试剂部和控制部的生物传感的剖视图。
图9是图5的IX-IX线的剖视图。
图10是表示另一实施方式的生物传感器的试样溶液供给通道的主要部分的剖视图。
图11是表示另一实施方式的生物传感器的罩盖的立体图。
图12是沿图11的XII-XII线切割的剖视图。
图13是本发明另一实施方式的生物传感器的除去了隔板和罩盖后的俯视图。
图14是同一生物传感器的除去了试剂部和控制部的分解立体图。
图15是本发明另一实施方式的生物传感器的除去了试剂部和控制部后的分解立体图。
具体实施方式
本发明的生物传感器的各传感器单元具备含有测定极和配极的电极系统，设置于电极系统上或其近旁的含有氧化还原酶和电子传导体的试剂部，以及在前述传感器单元分别或共同设置的试样溶液供给部与前述各传感器单元的试剂部之间设置的控制试样溶液从试样溶液供给部到达试剂部的时间的控制装置。前述各控制装置互不相同，由此形成同时供给到试样溶液供给部的试样溶液到达前述各传感器单元的试剂部的时间互不相同的结构。
试剂部的至少一部分可设置在与供给到传感器单元的试样溶液接触的位置上。特别理想的是设置在电极系统上或其近旁。也可以与构成测定极或配极的导电性材料混合的状态设置。
在本发明的较佳实施方式1的生物传感器中，各传感器单元各自具有试样溶液供给部，并具有与各传感器单元的测定极并联连接的一个测定极用端子及与各传感器单元的配极并联连接的一个配极用端子。
使用前述传感器测定供给n个传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度的方法由下列工序组成：
(a)将试样溶液大致同时供给各传感器单元的各试样溶液供给部的工序，
(b)经过各传感器单元的控制装置规定的n个时间每次都在前述测定极用端子与配极用端子之间施加电压，测定所得响应电流的工序，
(c)由测得的n个电流值换算供给到前述各传感器单元的试样溶液中所含的特定物质的浓度的工序。
供给前述各传感器单元的试样溶液可以相同也可以不同。
本发明的较佳实施方式2的生物传感器中，各传感器单元各自具有试样溶液供给部，还具备连接于各自的测定极和配极的测定极用端子和配极用端子。
在前述传感器单元2中，测定供给n个传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度的方法由下列工序组成：
(a)将试样溶液大致同时供给各传感器单元的各试样溶液供给部的工序，
(b)在经过该传感器单元的控制装置规定的时间后，在每一传感器单元的测定极用端子与配极用端子之间施加电压，测定所得响应电流的工序，
(c)由测得的n个电流值换算供给到前述各传感器单元的试样溶液中所含的特定物质的浓度的工序。
供给前述各传感器单元的试样溶液可以相同也可以不同。
本发明的较佳实施方式3的生物传感器具有与各传感器单元并列连接的一个试样溶液供给部，并具有与各传感器单元的测定极并联连接的一个测定极用端子，以及与各传感器单元的配极并联连接的一个配极用端子。
用前述传感器3测定供给n个传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度的方法由下列工序组成：
(a)将试样溶液供给前述试样溶液供给部的工序，
(b)经过各传感器单元的控制装置规定的n个时间每次都在前述测定极用端子与配极用端子之间施加电压，测定所得响应电流的工序，
(c)由测得的n个电流值换算供给到前述各传感器单元的试样溶液中所含的特定物质的浓度的工序。
本发明的较佳实施方式4的生物传感器具有与各传感器单元并列连接的一个试样溶液供给部，各传感器单元具备连接于各自的测定极和配极的测定极用端子和配极用端子。
用前述传感器4测定供给n个传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度的方法由下列工序组成：
(a)将试样溶液供给前述试样溶液供给部的工序，
(b)在经过该传感器单元的控制装置规定的时间后，在每一传感器单元的测定极用端子与配极用端子之间施加电压，测定所得响应电流的工序，
(c)由测得的n个电流值换算供给到前述各传感器单元的试样溶液中所含的特定物质的浓度的工序。
在前述各测定法中，测定传感器单元的电极系统中的响应电流最好在该传感器单元的测定极和配极与试样溶液接触，沾满了溶液，即检测到两电极间的电阻变化后再进行。由于沾满溶液后能够判别试样溶液是否到达电极系统，因此能够进行准确的测定。
用于本发明的生物传感器的较佳的控制装置由含有亲水性高分子的层构成，各传感器单元的控制装置的不同基于含有亲水性高分子的层在试样溶液中的溶解速度的不同。
此外，较佳控制装置可以由具有使试样溶液透过的小孔的多孔体或纤维物质层构成，各传感器单元的控制装置的不同基于试样溶液透过前述多孔体或纤维物质层的速度的不同。
另一较佳控制装置由从试样溶液供给部到试剂层的试样溶液供给通道构成，各传感器单元的控制装置的不同基于前述试样溶液供给通道的长度的不同。
在使用相同亲水性高分子的情况下，通过调节膜厚和密度等能够使每一传感器单元的作为前述控制装置的含有亲水性高分子的层在试样溶液中的溶解速度各不相同。而且，通过使用具有不同溶解速度的亲水性高分子，能够使每一传感器单元中的溶解速度有所不同。
可用于本发明的亲水性高分子包括羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素等纤维素衍生物，聚赖氨酸等聚氨基酸，聚苯乙烯磺酸，明胶及其衍生物，聚丙烯酸及其盐，聚甲基丙烯酸及其盐，淀粉及其衍生物，马来酸酐的聚合物及其盐，琼脂糖凝胶及其衍生物等。
试样溶液在作为前述控制装置的具有使试样溶液透过的小孔的多孔体或纤维物质层的透过速度能够通过膜厚、孔径、空孔率等进行调节。
本发明中可使用的多孔体包括多孔性玻璃、多孔性陶瓷、发泡金属或烧结金属等多孔性金属、活性炭等。纤维物质层可由无纺布、玻璃纤维滤纸、纸质过滤纸等构成。
以下，参照附图详细说明本发明的实施方式。这里使用的结构图是为了便于理解而绘制的图，各部件的相对尺寸和位置关系未必正确。
实施方式1
图1是本发明实施方式1的生物传感器的除去了隔板和罩盖后的俯视图。图2是同一生物传感器的除去了试剂部和控制部后的分解立体图。图3是表示电极系统部分的形成工序的沿图1的III-III线切割的剖视图。图4是沿图1的III-III线切割的包含试剂部和控制部的生物传感器的剖视图。
本实施方式的生物传感器10的制作方法如下所述。首先在绝缘性树脂制成的基板2上通过丝网印刷法涂上银糊，形成测定极用端子3和测定极用导线5(图3(b))。接着，涂布含有树脂粘合剂的导电性碳糊，形成测定极7(图3(c))。接着涂布绝缘糊形成绝缘层9(图3(d))。再涂布银糊形成配极用端子4及配极用导线6(图3(e))。最后，涂布含有树脂粘合剂的导电性碳糊形成配极8(图3(f))。绝缘层9规定测定极7的面积，并且，将测定极用导线5及和该导线连接的测定极7与配极用导线6及和该导线连接的配极8绝缘。
接着，在测定极7和配极8组成的电极系统上形成含有酶和电子传导体的试剂部11，再在试剂部11上形成控制部17，作为控制试样溶液到达试剂部11的时间的控制装置。这里，作为控制部17可采用亲水性高分子层、多孔体、纤维物质层等。
最后，在基板2上依次粘接具有狭缝15的隔板12及具有空气孔16的罩盖13，制得生物传感器10。在隔板12的狭缝15的部分形成试样溶液供给通道，在隔板15的敞开部形成试样溶液供给口14。若使试样溶液接触试样溶液供给口14，则试样溶液利用毛细管现象被引入试样溶液供给通道内，通过控制部17到达试剂部11。
本实施方式制得具有4个传感器单元1a、1b、1c、1d的生物传感器。
接着，说明用该生物传感器测定试样溶液中的特定物质浓度的原理。利用试剂部11内含有的酶与是作为试样溶液中的特定物质的基质的反应，电子传导体的氧化体被还原。接着，以测定极为正极，在两电极间施加电压，则两电极间流过氧化前述被还原的电子传导体的电流，测定该电流值。测得的电流值与起因于酶与基质的反应的电子传导体的被还原量成正比。前述电子传导体的被还原量与试样溶液中含有的基质的浓度成正比。因此，能够依据测得的电流值计算出试样溶液中含有的基质的浓度。
接着，对使用本实施方式的生物传感器按照前述原理求得多种试样溶液中的特定物质的浓度的方法进行详细说明。控制部17控制试样溶液从作为试样容液供给部的试样溶液供给口14到达试剂部11的时间。各传感器单元的控制部17互不相同，由此形成同时供给到试样溶液供给部的试样溶液到达各传感器单元的试剂部的时间互不相同的结构。因此，对于生物传感器的各传感器单元，即使实质上同时供给试样溶液，试样溶液到达各传感器单元的试剂部11的时间也互不相同。
以下，具体说明使用具有n个传感器单元的实施方式1的生物传感器的测定方法。从将试样溶液同时供给各传感器单元的试样溶液供给口时开始测时。根据试样溶液到达试剂部时间最快的第1个传感器单元的电极系统的反应，将在时间t1流过测定端子3和4之间的电流值定为It1这时，由于试样溶液只到达第1个传感器单元的试剂部，所以于时间t1在第1个传感器单元的电极系统流过的电流I1(t1)等于It1。这里，表示在时间t1的第1个传感器单元中的基质浓度与电流值的关系的标准曲线的函数若用α1(t1)(i)(i是电流值)表示，则根据在第1个传感器单元的电极系统中的反应，被测定的试样溶液中的特定物质的浓度C1为C1＝α1(t1){I1(t1)｝。
接着，结合试样溶液到达试剂部的时间第2快的传感器单元的电极系统中的反应，以此为基础将在时间t2流过测定端子3与4之间的电流值定为It2这时，由于试样溶液未到达第3个以后的传感器单元的试剂部，所以在时间t2电流流过的仅是第1个电极系统和第2个传感器单元的电极系统。若将在时间t2流过第1个传感器单元的电极系统的电流值定为I1(t2)，流过第2个传感器单元的电极系统的电流值定为I2(t2)，则生物传感器整体流过的电流值It2为It2＝I1(t2)+I2(t2)。
另一方面，在时间t1时由于已算出浓度C1，所以若表示在时间t2第1个传感器单元中的基质浓度与电流值的关系的标准曲线的函数用α1(t2)(i)表示，则浓度C1为C1＝α1(t2){I1(t2)}。因此，I1(t2)可用下式：I1(t2)＝α1(t2) -1(C1)求得。I2(t2)为I2(t2)＝It2-I1(t2)＝It2-α1(t2) -1(C1)。
这里，表示在时间t2第2个传感器单元中的基质浓度与电流值的关系的标准曲线的函数若用α2(t2)(i)表示，则浓度C2为C2＝α2(t2)[It2-α1(t2) -1(C1)]。
试样溶液依次到达不同的传感器单元的试剂部，基于该传感器单元的电极系统的反应的电流相加，在端子3和4之间流过。因此，若基于第n个传感器单元的电极系统的反应的电流求得的基质浓度设为Cn，则Cn＝αn(tn)[Itn-{α1(tn) -1(C1)+…+αn-1(tn) -1(Cn-1)}]。
本实施方式的生物传感器由各自具有试剂部的多个传感器单元构成，因而在各个传感器单元中能够按照测定对象适当设定试剂部中含有的酶和缓冲剂。因此，即使在对应于想要测定的多种特定物质的各种酶的最佳pH值、适宜的缓冲液的种类不同的情况下，也能够通过以时间差测定一组测定端子3和4之间流过的电流的一系列测定操作来求得多种特定物质的浓度。本实施方式的生物传感器尤其适用于各传感器单元中的酶的酶反应时间无时间差的场合。
而且，本实施方式的生物传感器是将试样溶液保持在试样溶液供给通道内的结构，因此，即使试样溶液到达电极系统存在时间差，也没有试样溶液的蒸发的影响。所以能够从多种试样溶液中高精度地测定单一的特定物质。
由于对基于各传感器单元的电极系统的反应的电流的检测所需的端子是一组，所以能够自由增减传感器单元数。因此，能够自由改变以一系列操作测定的特定物质的种类和试样溶液数。而且，因为端子是一组，所以将传感器安装在测定器上的连接器也是一组，这样测定器的结构就变得非常简单，能够制得紧凑型的测定器。
实施方式2
图5是本发明实施方式2的生物传感器的除去了隔板和罩盖后的俯视图。图6是同一生物传感器的除去了试剂部和控制部后的分解立体图。图7是表示电极系统部分的形成工序的图5的VII-VII线的剖视图。图8是沿图5的VII-VII线切割的包含试剂部和控制部的生物传感器的剖视图。
本实施方式的生物传感器20的制作方法如下所述。首先在用绝缘性树脂制成的基板22上通过丝网印刷法涂布银糊，形成测定极用端子23、配极用端子24、测定极用导线25及配极用导线26(图7(a))。接着，涂布含有树脂粘合剂的导电性碳糊，形成测定极27(图7(b))。然后，涂布绝缘糊形成绝缘层29(图7(c))。最后，再涂布含有树脂粘合剂的导电性碳糊形成配极28(图7(d))。
接着，在电极系统上形成含有酶和电子传导体的试剂部31，再在试剂部31上形成作为控制试样溶液到达试剂部的时间的控制装置的控制部37。这里，控制部37可采用亲水性高分子层、多孔体、纤维物质层等。
最后，在基板22上依次粘接具有狭缝35的隔板32和具有空气孔36的罩盖33，制得生物传感器20。隔板32的狭缝35的部分形成试样溶液供给通道，在狭缝35的敞开部形成试样溶液供给口34。若使试样溶液接触试样溶液供给口34，则试样溶液利用毛细管现象被引入试样溶液供给通道内到达试剂部31。
图9表示图5的IX-IX线剖视图。控制部37由亲水性高分子层形成。供给试样溶液供给口34的试样溶液在于狭缝35的部分形成的试样溶液供给通道利用毛细管现象进入空气孔36。若该试样溶液将控制部的亲水性高分子层溶解，则试剂部31被溶解，酶反应开始。
图10是控制部47由陶瓷或纤维物质层构成的例子。在试样溶液供给路中，控制部47设置在与试剂部31相比更靠近试样溶液供给口侧的位置，透过控制部的试样溶液到达试剂部31将试剂部31溶解。
图11表示用于代替图6中的隔板32及罩盖33的罩盖42。图12是沿图11的XII-XII线切割的使用了上述罩盖42的生物传感器的剖视图。罩盖42具有形成试样溶液供给部的透孔44。供给该孔44的部分的试样溶液与控制部37接触，将其溶解或透过到达试剂部31。
以上的图9～图12所示的结构当然也适用于实施方式1。
本实施方式制得具有4个传感器单元21a、21b、21c、21d的生物传感器。
本实施方式的生物传感器的每一传感器单元都有电流测定用端子这一点与实施方式1不同，但依据在电极系统中流过的电流值算出试样溶液中含有的基质浓度的测定原理与实施方式1的生物传感器相同。即，能够根据利用各控制部的结构的不同所设定的时间差，依次通过测定端子在传感器单元的电极间施加电压，由此时流过的电流值换算出基质浓度。由于各传感器单元的测定值不受其他传感器单元的影响，因而能够更准确地进行测定。
实施方式3
图13是实施方式3的生物传感器的除去了隔板及罩盖后的俯视图。图14是同一生物传感器的除去了试剂部及控制部后的分解立体图。
与实施方式1的制作方法相同，本实施方式的生物传感器50的基板52上形成了测定极用端子53、测定极用导线55、测定极57、绝缘层59、配极用端子54、配极用导线56及配极58。接着，在电极系统上形成试剂部。用于本实施方式的隔板62具有用于形成各传感器单元的试样溶液供给通道的长度不同的狭缝65a、65b、65c和65d，这些狭缝连接于形成以64表示的试样溶液供给口的一个敞开部。将该隔板62和具有4个空气孔的罩盖63粘接在基板52上，制得生物传感器。本实施方式的生物传感器中，供给一个试样溶液供给口的试样溶液分流到长度不同的试样溶液供给通道再供给到各传感器单元。由于试样溶液供给通道的长度不同，供给试样溶液供给口的试样溶液到达各传感器单元的试剂部的时间互不相同。在由于试样溶液供给通道的长度的不同而使试样溶液到达各传感器单元的试剂部的时间差不够大的情况下，也可以附加实施方式1或实施方式2中所述的控制部。本实施方式中，测定极及配极的端子是各传感器单元共用1组，但也可以象实施方式2那样，对每一传感器单元分别设置测定极和配极的端子。
本实施方式的生物传感器适用于对一种试样溶液中的不同的特定物质进行测定。
在实施方式1和实施方式2中，对每一传感器都设置了试样溶液供给口，但也可以象实施方式3那样，对各传感器单元仅设置一个共用的试样溶液供给口。在这种情况下，从一个试样溶液供给口到各传感器单元的试剂部的试样溶液供给通道的长度也可以相等。
实施方式3中，测定用端子为1组，但也可以象实施方式2那样，对每个传感器单元分别设置测定用端子。此外，实施方式3中的各传感器单元共用一个试样溶液供给口，但也可以如图15所示，对每一传感器单元分别设置试样溶液供给口。图15所示例中，代替图14所示的只有一个试样溶液供给口的隔板62，采用了设置形成对每一传感器单元都具有试样溶液供给口74的长度不同的试样溶液供给通道的狭缝75a、75b、75c和75d的隔板72。
使用了本发明的生物传感器的测定法能够用于将含有多种基质的1种试样溶液供给各传感器单元、在各传感器单元中测定各自不同的基质的情况。也能够用于将含有单一或多种基质的不同的试样溶液供给各传感器单元、在各传感器单元中测定同样或不同的基质的情况。
以下，利用具体的实施例更加详细地说明本发明。
实施例1
就使用图1所示的生物传感器测定试样溶液中的葡萄糖、果糖、L-乳酸及乙醇的方法进行说明。在生物传感器10的各传感器单元的电极系统上作为试剂部11分别负载以下的试剂。
测定葡萄糖的传感器单元1a
酶：GOx
电子传导体：铁氰化钾
测定果糖的传感器单元1b
酶：FDH
电子传导体：铁氰化钾
测定L-乳酸的传感器单元1c
酶：LOD
电子传导体：铁氰化钾
测定乙醇的传感器单元1d
酶：乙醇脱氢酶(ADH)、黄递酶
辅酶：β-烟酰胺腺嘌呤二核苷酸
电子传导体：铁氰化钾
在负载于各传感器单元1a、1b、1c及1d的电极系统上的试剂部11上分别滴下聚乙烯吡咯烷酮(以下，简称为PVP)的浓度为0、0.5、1.0及1.5％的乙醇溶液，使之干燥形成PVP层。PVP层具有控制试样溶液的浸透的控制部17的作用。各传感器单元的PVP层的厚度互不相同。因此，即使试样溶液同时供给各传感器单元，由于PVP层的厚度不同，试样溶液到达试剂部11的时间产生约每次30秒的时间差。即，试样溶液最初到达试剂部的是传感器单元1a，试样溶液依次迟30秒到达传感器单元1b、1c及1d的试剂部。
将相同的试样溶液分别大致同时供给到具有上述结构的生物传感器的各传感器单元的试样溶液供给口。在测定葡萄糖的传感器单元1a，由于试剂部上没有PVP层，所以到达试剂部的试样溶液直接溶解电极系统上的试剂部。由此，测定极7和配极8沾满着液体，电极间的阻抗发生变化。利用此阻抗的变化检测到试样溶液到达电极系统。与此同时，开始测定时间的计时。经过25秒后在两电极间施加使测定极成为正极的电压，再经过5秒后测定两电极间流过的电流值。用该电流值换算出葡萄糖的浓度。
与前述电流值的测定大致同时，测定果糖的传感器单元1b的PVP层溶解于试样溶液中，接着试剂部11溶解。从传感器单元1a的电极系统沾满着液体开始经过55秒后，在传感器单元1b的两电极间施加电压，5秒钟后测定电流值。该电流值是果糖与FDH反应产生的电流值与在试样溶液先到达的传感器单元1a的电极系统产生的电流值之和。从该电流值减去相当于已知的葡萄糖浓度的电流值求得来源于果糖的氧化反应的电流值。从而能够算出果糖的浓度。
这样，依次测定L-乳酸及乙醇的浓度。
实施例2
对使用图5所示的生物传感器同时测定4种不同试样溶液中的葡萄糖的方法进行说明。在各传感器单元的电极系统上负载含有酶GOx和作为电子传导体的铁氰化钾的试剂部31。接着，将与电极系统的形状大体一致但膜厚不同的玻璃纤维滤纸作为控制部37设置在该试剂部31上。若将试样溶液分别供给以上构成的生物传感器的各传感器单元的试样溶液供给口，则试样溶液到达各传感器单元的试剂部31的时间因玻璃纤维滤纸的膜厚而产生时间差。利用该时间差在各传感器单元的端子间以一定的时间间隔依次施加电压，测定被还原的电子传导体的氧化电流值，籍此算出4种不同的试样溶液中的葡萄糖的浓度。
在实施例1和实施例2中，作为控制试样溶液分别到达试剂部11及31的时间的手段，使用了亲水性高分子PVP及作为纤维物质的玻璃纤维滤纸，但并不仅限于此。
如上所述，采用本发明即使在对应于作为测定对象的多种特定物质的各种酶的最佳pH、适用的缓冲液的种类不同的情况或各种酶的酶反应时间无时间差的情况下，也能够通过一系列的操作简便地以高精度测定多种特定物质的浓度。此外，采用本发明能够从多种试样溶液中连续测定单一的特定物质。
Claims (13)
1、生物传感器，其特征在于，具备包括在绝缘性基板上形成的包含测定极和配极的电极系统、以及设置于前述电极系统上或其近旁的包含氧化还原酶和电子传导体的试剂部的多个传感器单元，在前述每个传感器单元或任意几个传感器单元设置的试样溶液供给部，以及设置于前述试样溶液供给部与前述各传感器单元的试剂部之间的、控制试样溶液从试样溶液供给部到达试剂部的时间的控制装置；前述各控制装置互不相同，由此形成同时供给到试样溶液供给部的试样溶液到达前述各传感器单元的试剂部的时间互不相同的结构。
2、如权利要求1所述的生物传感器，其特征还在于，各传感器单元各自具有试样溶液供给部，并具有与各传感器单元的测定极并联连接的一个测定极用端子及与各传感器单元的配极并联连接的一个配极用端子。
3、如权利要求1所述的生物传感器，其特征还在于，各传感器单元各自具有试样溶液供给部，还具备连接于各自的测定极及配极的测定极用端子及配极用端子。
4、如权利要求1所述的生物传感器，其特征还在于，具有与各传感器单元并列连接的一个试样溶液供给部，并具有与各传感器单元的测定极并联连接的一个测定极用端子，以及与各传感器单元的配极并联连接的一个配极用端子。
5、如权利要求1所述的生物传感器，其特征还在于，具有与各传感器单元并列连接的一个试样溶液供给部，各传感器单元具备连接于各自的测定极及配极的测定极用端子及配极用端子。
6、如权利要求1所述的生物传感器，其特征还在于，所述控制装置由含有亲水性高分子的层构成，各传感器单元的控制装置的不同基于前述含有亲水性高分子的层在试样溶液中的溶解速度的不同。
7、如权利要求1所述的生物传感器，其特征还在于，所述控制装置由具有使试样溶液透过的小孔的多孔体或纤维物质层构成，各传感器单元的控制装置的不同基于试样溶液透过前述多孔体或纤维物质层的速度的不同。
8、如权利要求1所述的生物传感器，其特征还在于，所述控制装置由从试样溶液供给部到试剂层的试样溶液供给通道构成，各传感器单元的控制装置的不同基于前述试样溶液供给通道的长度的不同。
9、如权利要求8所述的生物传感器，其特征还在于，具有与各传感器单元并列连接的一个试样溶液供给部，各传感器单元的试样溶液供给通道从前述试样溶液供给部开始分支。
10、测定方法，其特征在于，所述方法使用权利要求2的传感器测定供给n个传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度，该方法是供给到传感器单元的试样溶液在经过前述控制装置规定的时间后溶解试剂部、试样溶液中的特定物质与试剂部的氧化还原酶反应、检测由该反应产生的电子传导体的电化学变化的方法，前述电化学变化通过测定在测定极和配极之间施加电压时得到的响应电流检测出，所述测定方法由下列工序组成：
(a)将试样溶液大致同时供给各传感器单元的各试样溶液供给部的工序，
(b)经过各传感器单元的控制装置规定的n个时间每次都在前述测定极用端子和配极用端子之间施加电压，测定所得响应电流的工序，
(c)由测得的n个电流值换算供给到前述各传感器单元的试样溶液中所含的特定物质的浓度的工序，
供给前述各传感器单元的试样溶液可以相同也可以不同。
11、测定方法，其特征在于，所述方法使用权利要求3的传感器测定供给n个传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度，该方法是供给到传感器单元的试样溶液在经过前述控制装置规定的时间后溶解试剂部、试样溶液中的特定物质与试剂部的氧化还原酶反应、检测由该反应产生的电子传导体的电化学变化的方法，前述电化学变化通过测定在测定极和配极之间施加电压时得到的响应电流检测出，所述测定方法由下列工序组成：
(a)将试样溶液大致同时供给各传感器单元的各试样溶液供给部的工序，
(b)在经过该传感器单元的控制装置规定的时间后，在每一传感器单元的测定极用端子和配极用端子之间施加电压，测定所得响应电流的工序，
(c)由测得的n个电流值换算供给到前述各传感器单元的试样溶液中所含的特定物质的浓度的工序，
供给前述各传感器单元的试样溶液可以相同也可以不同。
12、测定方法，其特征在于，所述方法使用权利要求4的传感器测定供给n个传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度，该方法是供给到传感器单元的试样溶液在经过前述控制装置规定的时间后溶解试剂部、试样溶液中的特定物质与试剂部的氧化还原酶反应、检测由该反应产生的电子传导体的电化学变化的方法，前述电化学变化通过测定在测定极和配极之间施加电压时得到的响应电流检测出，所述测定方法由下列工序组成：
(a)将试样溶液供给前述试样溶液供给部的工序，
(b)经过各传感器单元的控制装置规定的n个时间每次都在前述测定极用端子和配极用端子之间施加电压，测定所得响应电流的工序，
(c)由测得的n个电流值换算供给到前述各传感器单元的试样溶液中所含的特定物质的浓度的工序。
13、测定方法，其特征在于，所述方法使用权利要求5的传感器测定供给n个传感器单元的试样溶液中的特定物质的浓度，该方法是供给到传感器单元的试样溶液在经过前述控制装置规定的时间后溶解试剂部、试样溶液中的特定物质与试剂部的氧化还原酶反应、检测由该反应产生的电子传导体的电化学变化的方法，前述电化学变化通过测定在测定极和配极之间施加电压时得到的响应电流检测出，所述测定方法由下列工序组成：
(a)将试样溶液供给前述试样溶液供给部的工序，
(b)在经过该传感器单元的控制装置规定的时间后，在每一传感器单元的测定极用端子和配极用端子之间施加电压，测定所得响应电流的工序，
(c)由测得的n个电流值换算供给到前述各传感器单元的试样溶液中所含的特定物质的浓度的工序。
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