专利名称：分析用具的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于分析试料液中所含有的特定成分的分析用具。
背景技术：
在测定血液中葡萄糖浓度时，采用利用一次性结构的生物传感器的方法作为简易方法(例如参照日本特公平8-10208号公报)。作为生物传感器，如本申请的图11和图12所示的生物传感器9那样，有能够利用作用极90和对极91来对血糖值运算所必要的响应电流值进行测定的结构。生物传感器9具有在基板92上介于形成有槽93a的隔板93来层积盖板94的结构。在基板92上，通过这些要素92～94来规定毛细管95。毛细管95用于通过毛细管力使血液移动并保持血液。毛细管95通过导入口96和排气口97与外部连通，其中，导入口96用于导入血液，排气口97用于当血液在毛细管95的内部移动时排出毛细管95的内部气体。
在基板92上设置有绝缘层98和试药部99。绝缘层98以露出作用极90和对极91的两端部90a、90b、91a、91b的状态覆盖作用极90和对极91。试药部99以覆盖作用极90和对极91的端部90a、91a的状态而形成，例如呈含有氧化还原酶和电子传递物质的固体状。
当测定血糖值时，将生物传感器9安装在浓度测定装置(图示略)上，如图13所示，经由导入口96将血液BL导入到毛细管95的内部。在毛细管95的内部，血液BL在排气口97的边缘97a停止移动，由血液BL使试药部99溶解来构筑液相反应体系。通过浓度测定装置的电源并介由作用极90和对极91而能够向该液相反应体系施加电压，此时的响应电流值可以利用作用极90和对极91在血糖值测定装置(图示略)中测定。得到的响应电流值反映了液相反应体系中电子传递物质和作用极90的端部90a之间的电子传递量。即，响应电流值与存在于作用极90的周围的、且与作用极90的端部90a进行电子传递的电子传递物质的量有关。
但是，当使用生物传感器9进行浓度测定时，有时测定浓度值会比实际浓度值大。为了解释该原因，本发明人使用多个样品来测定氧化电流值的时效变化。因此，如图14的氧化电流的时间过程的一个例子所示，发现本应该单调递减的氧化电流值在图中圆圈所围住的范围内，存在某一瞬间氧化电流值突然增大的情况。因此，若这种现象碰巧发生在用于运算血糖值的氧化电流测定时，则其测定结果要比本来得到的值大。
这里，本发明人对出现上述现象的多个样品作了检验。其结果如图15的一个例子所示，具有下述共同点，即，在基板92的表面上，血液BL都已达到超过排气口97的边缘97a的部分。与此相对，在没有氧化电流突然上升现象发生的样品中，血液BL都停留在排气口97的边缘97a(参照图13)。
从这一相异点可以推断，氧化电流的突然上升起因于血液BL的再移动，即、停留在排气口97的边缘97a的血液BL移动到超过排气口97的边缘97a的部分。
即，若对含有血液BL的液相反应体系施加电压，则在电子传递物质和作用极90的端部90a之间进行电子传递。因此，在血液BL的移动被抑制的状态下，在作用极90的端部90a的表面上，还原体所占比例变小，氧化电流也减小。在这种状态下，当血液BL移动时，还原体从导入口96一侧向作用极90的端部90a的表面移动，在端部90a的表面的还原体的比例突然增大。其结果，因为造成了还原体和作用极90的端部90a的表面之间的电子传递量突然增加，所以氧化电流值不再单调递减而突然增大。

发明内容
本发明的目的在于当使用在基板上设有毛细管的分析用具来分析试料时，能够抑制填充在毛细管内的试料液再次移动，从而能够顺利进行试料分析。
本发明提供一种分析用具，包括基板以及设置在基板上的、通过使试料液在内部移动来填充试料液的毛细管，在上述基板上设置有用于抑制处于被填充到上述毛细管内状态的试料液移动的液体移动抑制部件。
液体移动抑制部件例如由具有从基板突出的阶段部分的部件构成。阶段部分例如由设置在基板上的导体层以及覆盖该导体层的绝缘层构成。
上述分析用具例如还包括被设置在基板上的、用于对试料液施加电压的多个电极。
导体层例如由不向试料液施加电压的虚拟电极构成。虚拟电极可以与多个电极同时形成。
多个电极包括检测电极，例如用于检测在分析中所需量的试料液是否被供给到所述毛细管的内部。此时，可以利用检测电极作为导体层，导体层也可由多个电极的检测电极以外的电极构成。
所述分析用具还设置有排气口，用于当试料液在毛细管内移动时，排出毛细管的内部气体。此时，绝缘层具有使多个电极的一部分露出并沿着毛细管延伸的开口部，开口部的试料液流动方向的最下游点和上述排气口的试料液流动方向的最上游点优选设置在与上述基板的厚度方向相同或者大致相同的直线上。
液体移动抑制部件也可以由具有设置在基板上的凹部的部件构成。
凹部例如由贯通基板的贯通孔形成。当在分析用具上设置有上述排气口时，在基板的厚度方向，贯通孔优选设置成与贯通孔同轴或者大致同轴。
凹部的试料流动方向的最上游点例如和排气口的试料流动方向的最上游点优选在基板厚度方向上设置成相同或者大致相同的直线状态。


图1是本发明第一实施方式的生物传感器的一个例子的分解立体图。
图2是图1所示生物传感器的截面图。
图3是用于说明使用图1所示生物传感器的血糖值测定方法的截面图。
图4是用于说明使用图1所示生物传感器的血糖值测定方法的截面图。
图5是本发明第二实施方式的生物传感器的截面图。
图6显示的是从图5所示生物传感器卸下盖板和隔板状态的立体图。
图7是本发明第三实施方式的生物传感器的截面图。
图8是本发明第四实施方式的生物传感器的截面图。
图9显示的是从图8所示生物传感器卸下盖板和隔板状态下的立体图。
图10是本发明第五实施方式的生物传感器的截面图。
图11是以前生物传感器的一个例子的分解立体图。
图12是图11所示生物传感器的截面图。
图13显示的是在图11所示生物传感器的毛细管中导入有血液状态的截面图。
图14显示的是当使用图11所示生物传感器时、响应电流值突然增大时的时间过程的一个例子的曲线图。
图15显示的是当在图11所示的生物传感器的毛细管内导入血液后，血液再次移动状态的截面图。
具体实施例方式
以下，对本发明的第一至第五实施方式的生物传感器进行说明。
首先，参照图1至图4对本发明第一实施方式的生物传感器进行说明。
图1和图2所示的生物传感器1采用的是一次性结构，如图3和图4所示那样被安装在浓度测定装置Y上来使用。
如图1和图2所示，生物传感器1具有相对矩形的基板10并介于隔板11而层积有盖板12的形态。在生物传感器1中，通过各要素10～12来规定沿着基板10的长度方向延伸的毛细管13。毛细管13的作用是通过毛细管现象使从导入口14导入的血液沿着基板10的长度方向移动，并保持导入的血液。
隔板11用于规定毛细管13的高度。在该隔板11上形成有前端部开放的槽11a。槽11a用于规定毛细管13的宽度，槽11a前端的开放部分构成了用于向毛细管13内导入血液的导入口14。
在盖板12上形成有贯通孔12A。贯通孔12A用于将毛细管13的内部气体排到外部。盖板12由维尼纶等形成，以使其整体亲水性高，或者对毛细管13的临界面进行亲水处理。亲水处理例如可以通过照射紫外线或者涂敷卵磷脂等表面活性剂来进行。
在基板10的上表面10a上形成有作用极15、对极16、虚拟电极17、绝缘膜18和试药部19。
作用极15和对极16向毛细管13内部的血液施加电压，或者用于测定作为响应电流的从血液供给的电子量。作用极15和对极16的端部15a、16a是用于与血液接触的部分，沿着基板10的宽度方向延伸，且在长度方向并行。作用极15和对极16的端部15b、16b是用于与设置在浓度测定装置Y上的端子Ya(参照图3和图4)接触的部分。这种作用极15和对极16例如可以由使用导电糊的筛网印刷而形成。可以使用含有碳粉、粘合剂树脂和溶剂的物质作为导电糊。
虚拟电极17用于将绝缘膜18的高度位置提高到盖板12的贯通孔12A的最上游点12a，在基板10的长度方向与作用极15和对极16的端部15a、16a并列形成。
虚拟电极17例如可以通过筛网印刷与作用极15和对极16同时形成，如果这样，则在形成虚拟电极17的过程中，就不需要追加生物传感器1的制造工程，从而不会发生影响作业效率的情况。
绝缘膜18覆盖作用极15、对极16和虚拟电极17的大部分。该绝缘膜18具有位于毛细管13内部的开口部18A，经由该开口部18A来使作用极15和对极16的端部15a、16a的一部分以及虚拟电极17的一部分露出。开口部18A的下游边缘18a大致位于贯通孔12A的最上游点12a的正下方。因此，在毛细管13的下游端部13a，虚拟电极17和绝缘膜18的一部分作为阶段部分18B呈从基板10的上表面10a向上方突起的外形，下游端部13a的截面面积变得比其它部分小。因此，在毛细管13的下游端部13a，通过阶段部分18B而能够抑制血液在基板10的上表面10a的再移动。
试药部19例如形成为固体状，横跨在作用极15的端部15a和对极16的端部16a之间，并以堵塞绝缘膜18的开口部18A的方式而形成。试药部19相对于相对大量的电子传递物质使相对小量的氧化还原酶分散。作为电子传递物质例如可以使用铁和Ru(钌)的配体化合物。作为铁的配体化合物例如列举有铁氰化钾，作为Ru的配体化合物例如列举有为配合体的NH3。根据作为浓度测定对象的试料液中特定成分的种类来选择氧化还原酶。作为特定成分例如列举有葡萄糖或胆甾醇。作为相对特定成分的氧化还原酶列举有葡萄糖脱氢酶、葡糖氧化酶、已糖激酶、胆甾醇脱氢酶、胆甾醇氧化酶等。
生物传感器1如图3所示，被安装在浓度测定装置Y上来使用，除一对端子Ya之外，还设置有图中未表示的分析电路，用于对导入生物传感器1内的血液进行分析。当将生物传感器1安装在浓度测定装置Y上时，一对端子Ya以与作用极15和对极16的端部15a、16a接触的方式而被配置。分析电路例如具有能够通过一对端子Ya施加电压的同时测定此时的响应电流值的功能，以及基于响应电流值进行在分析血液中所必须的运算的功能。
如图3和图4所示，在生物传感器1安装在浓度测定装置Y上的状态下，当将血液BL导入毛细管13时，血液BL因毛细管现象而在毛细管13的内部移动，在盖板12的贯通孔12A的最上游点12a停止移动。
在毛细管13内部，通过血液BL的导入来溶解试药部19，例如通过电子传递物质、氧化还原酶和血液共同构成液相反应体系。此时，例如血液BL中的特定成分被氧化，另一方面电子传递物质被还原。其结果，在液相反应体系中，对应血液BL的特定成分的浓度而生成电子传递物质的还原体。另一方面，若通过作用极15和对极16对液相反应体系施加电压，则例如在电子传递物质的还原体和作用极15的端部15a之间会进行电子传递。在浓度测定装置Y中，通过分析电路来测定例如作为响应电流值的电子传递量，并基于其测定结果来进行血液BL中特定成分的浓度计算。对于浓度计算来说，通过预先做成反映电流值和浓度之间关系的检测线，将测定电流值应用于检测线中来进行。
在生物传感器1中，通过由虚拟电极17和绝缘膜18形成的阶段部分18B来抑制填充到毛细管13后的血液BL的再移动。因此，在生物传感器1内，可以抑制基于电子传递物质和作用极15之间的电子传递的电流值突然增大。因此，生物传感器1可以抑制由于血液再移动而引起的分析精度的降低。
在生物传感器1中，虽然由虚拟电极17将绝缘膜18对应盖板12的贯通孔12A的最上游点12a的部分提高，但是也可以改变作用极15或者对极16的形成位置，由作用极15或者对极16来提高绝缘膜18的对应地点。
接着，参照图5至图10来说明本发明第二至第五实施方式的生物传感器。其中，在以下的参照附图中，对与上述说明的生物传感器1相同的要素标注同一标号并省略重复的说明。
图5和图6是本发明第二实施方式的生物传感器2及其主要部分的示意图。
该生物传感器2除了作用极15和对极16以外，还设置了检测电极27，省略了其所代替的虚拟电极17(参照图1和图2)。
检测电极27通过与作用极15或对极16组合来检测在分析中所必要量的血液BL是否被填充到毛细管13中。除端部27A外，检测电极27的其它部分都被绝缘膜28所覆盖。检测电极27的端部27B的上游边缘27b被设置在比盖板12的贯通孔12A最上游点12a更上游一侧。
在绝缘膜28上设置有开口部28A，作用极15和对极16的端部15a、16a经由该开口部28A而露出。开口部28A的下游边缘28a被设置在位于盖板12的贯通孔12A的最上游点12a的正下方。
在生物传感器2中，开口部28A的下游边缘28a由检测电极27的端部27B所提高，在基板10上，形成为在对应贯通孔12A的最上游点12a的部分上设置有阶段部分28B的外形。因此，在生物传感器2中也可以抑制血液BL沿着基板10的上表面10a的再移动，从而能够准确进行血液BL的分析。
另外，设置一对检测电极，一方面生物传感器能够利用检测电极检测在分析中所需量的血液是否被填充到毛细管内，另一方面，还可利用一对检测电极中的一个检测电极，设置能够抑制血液再移动的阶段部分。
图7所示是本发明第三实施方式的生物传感器3。
该生物传感器3在绝缘层38上设置有凸部38B。凸部38B被设置在与盖板12的贯通孔12A最上游点12a对应的部分。
在生物传感器3中，因为能够通过凸部38B来抑制沿着基板10的上表面10a的血液BL的再移动，所以能够准确进行血液BL的分析。
另外，凸部38B可以通过导体和绝缘体中的任意一个构成，也可以在基板10的上表面10a直接形成凸部38B。
图8和图9所示的是本发明第四实施方式的生物传感器4及其主要部分。
在该生物传感器4的基板40上设置有凹部40B。凹部40B形成为圆形，其最上游点40b形成于盖板12的贯通孔12A最上游点12a的正下方。
作用极15和对极16与第一实施方式相同，由具有开口部48A的绝缘膜48所覆盖。绝缘膜48的开口部48A由直线状开口部481A和圆形开口部482A构成。直线状开口部481A从基板40的宽度边缘40C附近到凹部40B的最上游点40b。圆形开口部482A与直线状开口部481A连接，为了使得凹部40B露出而形成圆形。
在生物传感器4中，通过凹部40B而在盖板12的贯通孔12A的最上游点12a的正下方形成有阶段部分48B。因此，生物传感器4通过阶段部分48B(凹部40B)来抑制血液BL沿着基板40的上表面40a的再移动，确保准确进行血液BL的分析。
另外，凹部40B的形状并不局限于图中所示的圆形，多边形等其他的形状都可以采用。
图10所示的是本发明的第五实施方式的生物传感器5。
该生物传感器5是在本发明第四实施方式生物传感器4中在基板50上设置贯通孔50A来取代凹部40A(参照图8和图9)。该贯通孔50A在盖板12的贯通孔12A的正下方并对应贯通孔12A的形状而形成。即，基板50的贯通孔50A的最上游点50a位于盖板12的贯通孔12A的最上游点12a的正下方。这种基板50的贯通孔50A可以与盖板12的贯通孔12A同时通过冲孔加工而形成。
该生物传感器5与生物传感器4(参照图8和图9)的作用相同，通过贯通孔50A来抑制血液BL的再移动，从而确保准确进行血液BL的分析。
在生物传感器5中，因为能够利用基板50的贯通孔50A来排出毛细管13的内部气体，所以这时可以省略盖板12的贯通孔12A。
基板50的贯通孔50A的形状并不局限于圆形，也可以采用其他形状。
虽然上述生物传感器1～5以分析血液中的特定成分为目的而构成，但本发明也适用于分析除血液以外的、例如尿、唾液、或者工业排水等特定成分的情况。
本发明并不局限于利用电极法进行试料液分析的生物传感器，也同样适用于利用比色法进行试料液分析的生物传感器。
权利要求
1.一种分析用具，包括基板以及设置在该基板上的、通过使试料液在内部移动来填充试料液的毛细管，其中在所述基板上设置有用于抑制处于填充在所述毛细管内状态的试料液移动的液体移动抑制部件。
2.如权利要求1所述的分析用具，其中，所述液体移动抑制部件具有从所述基板突出的阶段部分。
3.如权利要求2所述的分析用具，其中，所述阶段部分由设置在所述基板上的导体层以及覆盖该导体层的绝缘层形成。
4.如权利要求3所述的分析用具，其中，还包括多个设置在基板上的、用于向试料液施加电压的电极。
5.如权利要求4所述的分析用具，其中，所述导体层由不向试料液施加电压的虚拟电极形成。
6.如权利要求5所述的分析用具，其中，所述虚拟电极与所述多个电极同时形成。
7.如权利要求4所述的分析用具，其中，所述多个电极包括检测电极，用于检测在分析中所需量的试料液是否被供给到所述毛细管的内部，所述导体层由所述检测电极构成。
8.如权利要求4所述的分析用具，其中，还包括排气口，用于当试料液在所述毛细管中移动时，排出所述毛细管的内部气体；并且，所述绝缘层包括开口部，使所述多个电极的一部分露出并沿着所述毛细管延伸；所述开口部的试料液流动方向的最下游点和所述排气口的试料液流动方向的最上游点设置在与所述基板的厚度方向相同或者大致相同的直线上。
9.如权利要求1所述的分析用具，其中，所述液体移动控制部件具有设置在所述基板上的凹部。
10.如权利要求9所述的分析用具，其中，所述凹部由贯通所述基板的贯通孔所形成。
11.如权利要求10所述的分析用具，其中，还包括排气口，用于当试料液在所述毛细管中移动时，排出所述毛细管的内部气体；并且，在所述基板的厚度方向，所述贯通孔设置成与所述贯通孔同轴或者大致同轴。
12.如权利要求9所述的分析用具，其中，还包括排气口，用于当试料液在所述毛细管中移动时，排出所述毛细管的内部气体；并且，所述凹部的试料流动方向的最上游点和所述排气口的试料流动方向的最上游点在所述基板厚度方向上设置成相同或者大致相同的直线状态。
全文摘要
本发明提供一种分析用具(1)，包括基板(10)以及设置在基板(10)上的、通过使试料液在内部移动来填充试料液的毛细管(13)。在基板(10)上设置有用于抑制处于填充在毛细管(13)内的状态的试料液移动的液体移动抑制部件。这种液体移动抑制部件最好由从基板突出的阶段部分(18B)或者被设置在基板上的、例如具有凹部的部件构成。
文档编号G01N33/487GK1705877SQ20038010141
公开日2005年12月7日 申请日期2003年10月22日 优先权日2002年10月25日
发明者日下靖英, 佐藤义治, 森田悦在 申请人:爱科来株式会社