专利名称：生物传感器的制作方法
技术领域：
本发明是关于- -种生物传感器，更具体地是关于一种电化学检测生物样 品111所含的分析物的生物传感器。
背景技术：
在化学或临床方面，对生物样品中所含的分析物进行定量或定性分析是 非常重要的。典型的例子是测定糖尿病患者体内的血糖水平或胆固醇水平。 糖尿病患者需要定期测定其血糖水平。近来，制造商己经推出血糖计。
本发明公开了 一种可以方便地测定血糖水平并快速吸收生物样品的生 物传感器。
生物传感器，如用于调节糖尿病患者体内血糖水平的血糖传感器， 一般 包括电极系统和形成在所述电极系统上的酶反应物层，所述电极系统具有通 过丝网印刷法形成在绝缘基材l:的多个电极，所述酶反应物层具有亲水性聚 合物、氧化还原酶和电子受体。
力含有分析物的样品滴在生物传感器的酶反应物层上并溶解该酶反应 物层时，分析物与酶反应并被氧化，使得电子受体被还原。酶反应完成后， 当电子受体被电化学氧化时，得到氧化电流。用测定器测定该氧化电流，从 而得到分析物的浓度。
生物传感器的测定时间取决于样品被吸收到酶反应物层中的吸收速度。
样品的吸收速度取决于酶反应物层上存在的空气的排出速度。
2003年1月15日公布的韩国特幵2003-0004933公开了一种生物传感器，
其中设置了间隔物，因此使样品注入区和空气排出区形成为T形。
图1为上述韩国特开2003-0004933公开的生物传感器的分解透视图 (exploded perspective view)。该生物传感器具有单式地(unitarily)形成为 T形的样品注入区61和空气排出区62。由于空气通过酶反应物层排出，因 此空气的排出速度取决于样品的注入速度，从而导致样品的吸收速度降低。 此外，为了提高样品的吸收速率，空气排出区需要很大，因此样品量也很大。 此外，需要设置间隔物60以使样品注入区和空气排出区形成为T形，因此 该牛物传感器的制造比较复杂。
2004年4 j j 3 I I公布的韩闺特开2004-0028437公开/ 一种生物传感器， 其中形成有狭缝以从形成在样品注入盖上的凹陷沿着与酶反应物层平行的 方向排出空气。
图2为上述韩国特开2004-0028437公开的生物传感器的分解透视图。 由于该生物传感器通过形成在上部基材上的凹陷排出空气，因此酶反应物层 可能会被污染，样品可能通过凹陷流出并弄脏用者的手，样品的吸收量不恒 定，并且由于所述凹陷的尺寸不能无限地变大，因此样品的吸收速度较低。
图3A至3C用于解释上述韩国特开公开的生物传感器的问题。图3A表 示将样品注入到生物传感器中之前的生物传感器。图3B表示将样品注入到 牛物传感器中之后的牛物传感器。优选情况下，样品通过样品入口注入到电 极并且不会流出到空气排出区。
但是，如图3C所示，上述韩国特开中公开的生物传感器的缺点在于样 品流向空气排出区。因此，用者的手可能被通过空气排出区从生物传感器流 出的样品弄脏。此外，样品的吸收量不恒定，使得测定结果不稳定。此外， 为了测定，需要更大量样品。
因此，需要一种生物传感器具有更宽的空气排出区以提高样品吸收速度 并且还在测定时尽可能减少样品的用量。此外，需要-,巾生物传感器快速排 出空气并防止样品通过^气排出区流出。
发明内容
本发明提供了一种生物传感器，该生物传感器提高了样品的吸收速度， 使样品在测定中的用量最小化并且防止样品通过空气排出区流出。
在下面的描述中将说明本发明的其它特点，其中一部分通过描述可以明 显看出或者可以通过实践本发明而获得。
本发明公开了一种测定样品中所含的分析物的生物传感器，该生物传感
器包括下部绝缘基材，该下部绝缘基材具有至少一个电极和形成在所述电
极卜.以与分析物反应的酶反应物层；间隔物，该间隔物附着于下部基材和上
部基材，并且被提供以形成样品注入区来将样品通过酶反应物层而引到电极
l:;上部绝缘基材，该上部绝缘基材面向所述下部基材，并且具有空气排出
区以排出通过样品注入区与样品一起被吸收的空气，其中所述空气排出区形 成在与样品注入区不同的层上。
所述空气排出区可以以管道形状形成在与样品注入区不同的层上。 所述空气排出区可以以半圆柱形状形成在与样品注入区不同的层上。 管道形状的空气排出区的横截面的宽度可以为约0.3-3毫米、高度可以
为约0.1-3毫米，通过所述样品注入区注入的样品的量为少于约1微升。
在样品注入区与空气排出区相邻的端部，样品注入区可以变窄，以防止
样品在样品注入区的该端部流出。
与所述卜-部基材接触的间隔物可以涂覆有疏水性粘合剂并由疏水性材
料制成，以防止样品在样品注入区的端部流出。
需要理解的是，上述总体描述和以下的详细描述为示例性和解释性的，
是为了对要求保护的发明进行进一步的解释。 附阁说明
附图加深了对本发明的理解并且并入说明书、组成说明书的--部分，附 图描述了本发明的实施方式并且与说明书一起解释本发明的原理。 图1和2为常规生物传感器的分解透视图； 图3A至3C为解释常规生物传感器的问题的示意图； 图4为根据本发明的代表性的实施方式的生物传感器的分解透视图； 图5为根据本发明的代表性的实施方式的生物传感器的平面图； 图6为根据本发明的代表性的实施方式的生物传感器的截面图； 图7和图8为图6所示的生物传感器的局部放大图； 图9为解释根据本发明的代表性的实施方式的生物传感器的效果的示意
l冬l。
具体实施例方式
下面将结合附图更充分地描述本发明，附图中现实了本发明的代表性的 实施方式。但是，本发明还可以以多种不同方式实施，不应该理解为仅限于 在此所给出的实施方式。提供这些实施方式是为了充分公开，这些实施方式 将本发明的范围充分地传递给本领域技术人员。附图中，为了表示清楚，放 大了层和区域的尺寸和相对尺寸。附图中相似的附图标记表示相似的元件。
可以理解的是，当指出元件或层"在"其它元件或层"上"或者与其它 元件或层"相连"时，可以直接在其它元件或层上或者直接与其它元件或层 相连，或者可以存在中间元件或层。相反，4指出元件或层"直接在"其它 兀件或层"上"或者与其它元件或层"直接相连"时，不存在中间元件或层。
生物传感器.般包括工作电极以及参比电极和/或反电极。例如，电化学传感器使用氧化还原酶和电子传递介质，以根据下述反应方程式进行测 定
分析物+酶(被氧化)+电子传递介质(被氧化)—产物+酶(被还原)
+ ikf传递介质(被还原)
如该反应方程式所示，由样品屮所含的分析物反应而生成的还原的电子 传递介质与分析物的浓度成正比。当相对于参比电极或反电极将预定电压施 加在工作电极上时，电子传递介质被氧化，从而形成氧化电流。此时，可以 由该氧化电流测定样品中分析物的含量。
此时，所述酶的例子包括氧化还原酶如葡萄糖氧化酶、乳酸酯氧化酶、 胆固醇脱氢酶和醇氧化酶，转移酶如葡萄糖脱氢酶、谷氨酸酯草酰乙酸酯转
移酶(glutamate oxaloacetate transaminase, GOT)和谷氨酸酯丙酮酸酯转移酶 (glutamate pyruvate transaminase, GPT)， 以及水解酶。
所述电子传递介质的例子包括氰铁酸钾、氰亚铁酸钾、六胺氯化钌 (hexaamineruthenium chloride)、 二茂铁及其衍牛.物和牵.宁及其衍生物，为
';/被氧化或还原的酶反应的物质。
所述电极由碳、石墨、镀铂碳、银、金、钯或铂制成。例如，可以使用 由碳或镀铂碳的墨或者含有钯的墨在下部基材上印刷电极。作为选择，所述 电极可以通过将金真空沉积到下部基材上而形成。
图4为根据本发明的代表性的实施方式的生物传感器的分解透视图。图 5为根据本发明的代表性的实施方式的生物传感器的平面图。
生物传感器包括下部绝缘基材100、间隔物600和上部绝缘基材700。 所述下部绝缘基材100具有至少 一个电极和形成在该电极上以与样品中 所含的分析物反应的酶反应物层。间隔物600位于下部绝缘基材100和上部 绝缘基材700之间，设置该间隔物600从而形成样品注入区610。设置样品
注入区610以将样品通过酶反应物层引到电极上。上部绝缘基材700面向下
部绝缘基材100，该上部绝缘基材700具有空气排出区710以排出通过样品 注入区610与样品一起吸收的空气。所述空气排出区710形成在与样品注入 区610不同的层上。
所述空气排出区710优选以管道形状形成在与样品注入区不同的层上， 以提高样品吸收速度。
所述^气排fiux:史优选为、N员i柱形状形成在垂直—F样品注入方向的方
更具体地，下部基材ioo具有至少一个电极ui .争:in以测定样品中所
含的分析物和形成在该电极上以与分析物反应的酶反应物层120。 T部基材 100可以为由聚对苯二甲酸乙二醇酯(polyethylene terephtalate， PET)、聚 氯乙稀(polyvinyl chloride, PVC)或聚碳酸酯制成的绝缘薄片。下部基材 100可以由绝缘材料制成，厚度为50-400微米，更优选为100-300微米。
具有电极111至113和导线114至116的电极系统印刷在下部基材100 』:，其中导线114至116与测定器(未示出)接触，电极111至113和导线 114节116相连以检测流过样品的信号。
酶反应物G 120包括与样品屮所含的分析物反应的酶、与所述酶反应的 iU于传递介质和聚合物保持物质，所述聚合物保持物质将缓冲溶液、酶稳定 剂等固定在电极上。酶反应物层120盖在并固定在电极上。当含有分析物的 样品滴在酶反应物层120上，该酶反应物层120被样品溶解时，分析物与酶 反应并被氧化，使得电子受体被还原。酶反应完成后，当电子受体被电化学 氧化时，得到氧化电流。用与电极111至113相连的导线114至116接触的 测定器(未示出)测定该氧化电流，从而得到分析物的浓度。
样品注入区610通过将间隔物600附着在下部基材100和上部基材700 l:而形成。为/易于将样品注到酶反应物层120上，间隔物600的厚度不小
于酶反应物层120。 g卩，当间隔物600的厚度大于酶反应物层120时，容易 注入样品。为了使样品的注入量最小化，间隔物600可以为双面粘合带，厚 度为10-300微米，优选为10-150微米。当利用毛细管作用通过样品注入区 610自动注入样品时，离开样品注入区610的空气通过形成在上部基材700 的空气排出区710排出去。
空气排出区710优选形成在与样品注入区不同的层上，更优选为通道形 状，以提高样品吸收速度。即，空气排出区710形成在不存在样品和酶反应 物E 120的J2匕l大l此只冇空气通过^气排出区710排出。空气排出区710 优选以判员l柱形状形成在与样品吸收方向乖直的方向上。空气排出区可以形 成为其它形状。
当样品开始注入到酶反应物层120时，酶反应物层120周围的空气被推 向样品注入区610，因此空气通过空气排出区710排出区，空气排出区710 以与样品注入向垂直的方向形成在上部基材700上。由于只有空气通过通道 形状的空气排出区710排出去，空气排出区710形成在与样品注入区610不 同的层上，因此提高了样品吸收速度。
艮口，由于空气排出区710形成在与酶反应物层120不同的层上，因此样 品的量与空气排出区710的尺寸无关。因此，样品量可以随酶反应物层120 的尺、j一而减少。此外，山于可以不考虑酶反应物层120的尺寸而增加空气排 出区710， l大l此可以有效地排出空气。此外，空气没有经过酶反应物层120 而被排出，因此空气的排出速度与样品的吸收速度无关。因此，提高了空气 排出速度并提高/样品吸收速度。此外，当生物传感器从测定器中取出时， 样品很少涂在用者的手上。
图6为根据本发明的代表性的实施方式的生物传感器的截面图。
电极111至113和导线114形成在下部基材100上，酶反应物层120固 定在电极上。下部基材100通过间隔物600与上部基材700组合起来。空气
排出区710以与样品注入方向垂直的方向形成在上部基材700上，以在通过
样品注入区610注入样品时排出空气。
间隔物600和上部基材700的尺寸优选小于下部基材100，因此印刷在 下部基材100上的导电114的顶端可以暴露出来。导线114的顶端与测定器 (未示出)接触，测定器测定由电极111至113检测的氧化电流，以得到样 品中所含分析物的浓度。
如图3C所示，常规生物传感器的问题在于样品朝空气排出区扩散。因 此，样品可能通过空气排出区流出并弄脏用者的手。此外，样品的量不恒定， 使得测定值不稳定。
肉此，需要牛物传感器通过空气排出区快速排出空气并防止样品流出。 本发明提供/儿种方案防止样品流出。
图7和图8为图6所示的生物传感器的局部放大图。
作为防止样品流出的第一种方案，限定空气排出区710的宽度和高度。 当空气排出区的横截面太小时，如图3C所示，样品通过毛细管作用流出。 ^空气排出区710的横截面大时，可以防止毛细管作用并快速排出空气。因 此，提高了样品吸收速度。
然而，^空气排出区710的横截面太大时，难以形成通道形状的空气排 出区710。此外，空气排出区710可能变形。因此，空气排出区710的尺寸 需要限定。
根据试验，优选情况下，空气排出区的横截面宽度为约0.3-3毫米、高 度为约0.1-3毫米。通过所述样品注入区注入的样品的量优选为少于约1微升。
作为防止样品流出的第二种方案，由于样品和酶反应物层120具有亲水 性，因此空气排出区710的内壁涂覆疏水性材料。
如图7和8所示，通道形状的空气排出区的内壁优选涂覆有疏水性材料，
以防止样品流向空气排出区710。间隔物600优选由疏水性材料制成，以防
lh样品流出。此外，间隔物600优选由疏水性粘合剂附着在上部和下部基材
作为防止样品流出的第三种方案，样品注入区610在其端部变窄。如图 9所示，样品注入区610优选在其与空气排出区相邻的端部变窄。
在上部基材700的样品入口还可以形成有样品注入孔，以便于注入样品。 此吋，如果形成的样品注入孔非常小，则酶反应物层将很少被样品污染。
图9为解释根据本发明的代表性的实施方式的生物传感器的效果的示意图。
参考图9，样品不会流出样品注入区610，因此使样品的量最小化。此 吋，只有空气通过形成在与样品注入区610不同的层上的空气排出区710快 速排出。
从以l:描述可以明显看出，提供的生物传感器提高了样品的吸收速度， 使样品在测定中的用量最小化并且防止样品通过空气排出区流出。
艮口，由于该生物传感器具有空气排出区，该空气排出区以与样品注入方 向垂直的方向形成在与样品注入区不同的层上，因此可以通过在吸收样品的 同时有效地排出空气而提高样品吸收速度。此外，可以防止样品流出样品注 入区。
本领域技术人员可以明显知道，在不偏离本发明主旨或范围的前提下可 以对本发明进行各种变换。因此，如果这些变换在随附的权利要求书及其等 价物的范l韦l内，则本发明涵盖这辟变换。
权利要求
1、一种测定样品中所含的分析物的生物传感器，该生物传感器包括下部绝缘基材，该下部绝缘基材具有至少一个电极和形成在所述电极上以与分析物反应的酶反应物层；间隔物，该间隔物附着于下部基材和上部基材，并且被提供以形成样品注入区来将样品通过酶反应物层而引到电极上；上部绝缘基材，该上部绝缘基材面向所述下部基材，并且具有空气排出区以排出通过样品注入区与样品一起被吸收的空气，其中，所述空气排出区形成在与样品注入区不同的层上。
2、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述空气排出区以管道 形状形成在与样品注入区不同的层上，以提高样品吸收速度。
3、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述空气排出区以半圆 柱形状形成在垂直于样品吸收方向的方向上。
4、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，以管道形状形成的所述 ^气排出区的横截而的宽度为约0.3-3毫米、高度为约0.1-3毫米，通过所述 样品注入区注入的样品的量为少于约1微升。
5、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，在样品注入区与空气排 出区相邻的端部，样品注入区变窄，以防止样品在样品注入区的该端部流出。
6、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述空气排出区的内壁 涂覆有疏水性材料，以防止样品在样品注入区的端部流出。
7、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，在与所述上部基材接触的间隔物的至少一侧涂覆有疏水性粘合剂，以防止样品在样品注入区的端部 流出。
8、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，在与所述下部基材接触 的间隔物的至少一侧涂覆有疏水性粘合剂，以防止样品在样品注入区的端部流出。
9、 根据权利要求i所述的1-:物传感器，其屮，所述间隔物由疏水性材 料制成，以防止样品在样品注入区的端部流出。
10、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述上部基材还包括在样品注入区的样品入口处的样品注入孔，以方便地注入样品。
11、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述酶反应物层包括至 少-种酶和至少一种电子传递介质。
12、 根据权利要求11所述的生物传感器，其屮，所述酶为氧化还原酶、 脱^酶、转移酶或水解酶。
13、 根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述电极由碳、石墨、 铂-碳、银、金、钯或铂制成。
全文摘要
一种测定样品中所含的分析物的生物传感器，该生物传感器包括下部绝缘基材，该下部绝缘基材具有至少一个电极和形成在所述电极上以与分析物反应的酶反应物层；附着在下部基材和上部基材的间隔物，设置该间隔物以形成样品注入区来将样品通过酶反应物层引到电极上；面向所述下部基材的上部绝缘基材，该上部绝缘基材具有空气排出区以排出通过样品注入区与样品一起吸收的空气，其中所述空气排出区形成在与样品注入区不同的层上。
文档编号G01N27/26GK101178373SQ20071000094
公开日2008年5月14日 申请日期2007年1月15日 优先权日2006年11月10日
发明者刘珍雅, 李星东, 梁丁允, 石洪成, 裵柄宇, 金知秀 申请人:因福皮亚有限公司