于图6(a)?(d)，将各取样时间时算出的CV值示于图7。
[0099]将50μπι IDA和印刷掩模50 μ m IDA进行比较可知，电流图的曲线形状不同，经光刻法制作的电极(50 μπι IDA)更快地到达恒定区域。对于印刷掩模50 μπι IDA可知，大多表现出呈现两个峰的曲线。
[0100]另一方面，比较20 μ m IDA、50ym IDA、80ym IDA可知，随着电极宽度变小，电流值更快地到达恒定区域，在20 μπι的情况中I秒后基本上就变为恒定区域，与此相对，在80 μπι的情况中，到达恒定区域需要5秒以上。电极宽度越大，恒定区域的电流值变得越高。
[0101]关于CV值，在经光刻法制作的电极中，不管在任何取样时间下，所计算的值均无差别，20 μ m IDA最低，约为6，而50 μ m IDA的情况中约为10，80 μ m IDA的情况中为23左右。50 μ m IDA的CV值约为10，与此相对，印刷掩模50 μ m IDA的CV值为40以上，大幅升尚O
[0102]在本试验中算出CV值所用的电极为10个，与实际上的CV值相比算得稍微较高的可能性较大。另外，若除去稍微偏离了的电极而进行计算的话，50 μπι IDA的CV值与20μπιIDA的相同。
[0103]由以上结果可知，如果因电极的制作方法造成电流值不同的话，则经光刻法制作的电极表现出高的再现性，经光刻法制作的电极的性能高。
[0104]2.经光刻法制作的IDA电极中，Ht (血细胞比容)对电流值的影响(均匀溶液体系)
[0105]图8 (a)?(d)中示出了将酶-介质混合液与HtO_Ht56的基质溶液进行混合从而实施计时电流法的结果，图9(a)?(c)示出了以Ht42为基准时的电流值的变化。
[0106]从电流图可知，IDA的电极宽度越小，则到达恒定区域越快。经光刻法制作的电极(50 μπι IDA)的电流值约为1.5mA/cm2，并且电极宽度不同的电极表现出了同等程度的电流密度。另一方面，印刷掩模50 μ m IDA中测定的电流密度为经光刻法制作的电极的1/10以下。
[0107]关于Ht的影响，20 μm IDA最小，在50 μπι IDA、80 μπι IDA的情况中，表现出了基本上同等程度的Ht影响。特别地，在20 μ m IDA的情况中，从Ht20至Ht56电流值的变化为±10%左右，影响较小。
[0108]实验例2
[0109]目的:
[0110]1.经光刻法制作的IDA电极上的Ht影响的研宄(干燥片)
[0111]实验:
[0112]1.经光刻法制作的IDA电极上的Ht影响的研宄
[0113]制作经光刻法制作的带有隔板的IDA电极(工作电极的宽度/对电极的宽度/电极间距离=30 μπι/30 μπι/30 μm、工作电极以及对电极的总个数=48个、电极的总面积=2.2_2)，并进行以下研宄。
[0114]用PBS(_)对马保存血液(日本才尹只卜，Cat N0.0103-1)进行5次洗涤(1500g、10min)。向洗涤后的血液样品中添加用PBS(-)调整了的基质使得液体成分中的最终浓度分别为400mg/dL葡萄糖，从而制备Ht40的样品。将Ht40样品离心分离(1000g、4°C、1min)，添加或者部分除去上清液从而制备Ht20、Ht30、Ht40、Ht50、以及Ht60的样品。
[0115]以冷凝时FAD⑶H为2U/ μ L (通过PMS-DCIP体系中的40mM葡萄糖中的活性值进行计算)、200mM Potassium ferricyanide (铁氛化钾)、50mM 鹿糖、0.3 % Lucentite、10mM P.P.B.(pH7.5)的方式制备酶-介质溶液，将其I μ L涂布在电极上，以37°C 1min,50°C 5min进行干燥。在该干燥的片(干燥片)上粘贴形成了 0.8 μ L的毛细结构的密封物(覆盖膜)，从而制作测定用干燥片。
[0116]向制作的干燥片添加如上所述制备的400mg/dL葡萄糖、Ht20、Ht30、Ht40、Ht50、Ht60的基质-Ht溶液，在基质添加后5秒钟后，施加+200mV的电位从而测定30秒内的电流值。(在等待时间(Waiting time, WT)内施加 OV vs.CCP, Sampling(取样)1Hz (10 点/秒))
[0117]结果:
[0118]1.经光刻法制作的IDA电极上的Ht影响的研宄(干燥片)
[0119]计时电流法的结果示于图10，由此计算的Ht的影响示于图11 (a)?(C)。电流图的曲线形状示出了在施加电位后即达到恒定区域的曲线。在Ht影响评价中，Ht影响较小，Ht20-50的范围内有±10%左右的影响。
[0120]虽然通过特定的实施方案对本发明进行了详细说明，但对于本领域技术人员显而易见的是，在不脱离本发明的意图和范围的情况下，可以进行各种变更和变形。需要说明的是，本申请基于2013年I月17日申请的日本专利申请(特愿2013-006561)，其全部内容以引用方式并入本文。
[0121]符号说明
[0122]10 生物传感器
[0123]102 电绝缘性基板
[0124]104 梳型电极
[0125]108 隔板
[0126]109 覆盖膜
[0127]1042工作电极
[0128]1044 对电极
[0129]A 孔部
[0130]C 空腔
[0131]G 电极间距离
[0132]W 电极宽度
【主权项】
1.一种生物传感器，其通过氧化还原酶将血液成分氧化，并通过电极检测由其反应产物引起的氧化电流，从而对所述血液成分进行测定，其特征在于， 所述电极为由贵金属形成的工作电极与对电极分别交互排列的梳型电极， 所述梳型电极的总面积为1.8mm2?4mm2，电极间距离小于50 μ m，工作电极的电极宽度为5 μπι?50 μm，并且对电极的电极宽度为5 μπι?100 μπι。2.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述梳型电极的工作电极和对电极的个数的总和为30?300个。3.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其中，所述梳型电极是这样形成的:(I)在电绝缘性基板上形成贵金属膜，通过丝网印刷法在其上以梳型形状印刷抗蚀剂，在进行蚀刻之后，除去所述抗蚀剂，从而形成；或者(2)在电绝缘性基板上形成贵金属膜，在其上涂布或者粘贴抗蚀剂，隔着光掩模进行曝光，在对形成梳型电极的部分以外的抗蚀剂以及所述贵金属膜进行蚀刻后，除去形成梳型电极的部分的抗蚀剂，从而形成；或者(3)在电绝缘性基板上叠置除去了要制造的梳型电极图案后的模板，隔着所述模板在所述电绝缘性基板上形成贵金属膜之后，除去所述模板，从而形成；或者(4)通过丝网印刷法在电绝缘性基板上在未形成所述梳型电极的部分处印刷抗蚀剂，在所述电绝缘性基板以及抗蚀剂上形成贵金属膜，除去所述抗蚀剂以及在所述抗蚀剂上形成的贵金属膜，从而形成。4.根据权利要求1?3中任意一项所述的生物传感器，其特征在于，所述血液成分为葡萄糖。5.一种生物传感器的制造方法，包括:在电绝缘性基板上形成由贵金属形成的工作电极和对电极分别交互排列的梳型电极的工序， 所述梳型电极的总面积为1.8mm2?4mm2，电极间距离小于50 μ m，工作电极的电极宽度为5 μπι?50 μm，对电极的电极宽度为5 μπι?100 μm，并且电极个数为30?300个， 其特征在于，所述工序为:(I)在电绝缘性基板上形成贵金属膜，通过丝网印刷法在其上以梳型形状印刷抗蚀剂，在进行蚀刻之后，除去所述抗蚀剂，从而形成梳型电极的工序；或者(2)在电绝缘性基板上形成贵金属膜，在其上涂布或者粘贴抗蚀剂，隔着光掩模进行曝光，对形成梳型电极的部分以外的抗蚀剂以及所述贵金属膜进行蚀刻后，除去形成梳型电极的部分的抗蚀剂，从而形成梳型电极的工序；或者(3)在电绝缘性基板上叠置除去了要制造的梳型电极图案后的模板，隔着所述模板在所述电绝缘性基板上形成贵金属膜之后，除去所述模板，从而形成梳型电极的工序。
【专利摘要】本发明提供一种生物传感器，其中，即便血细胞比容值发生波动，该生物传感器也可以以良好的精度测定多种血液成分、尤其是血中葡萄糖浓度。通过生物传感器解决了上述技术问题，该生物传感器10通过氧化还原酶将血液成分氧化，并通过电极104检测由其反应产物引起的氧化还原电流，从而测定所述血液成分，该生物传感器的特征在于，所述电极104为由贵金属形成的工作电极1042与对电极1044分别交互排列的梳型电极，所述梳型电极的总面积为1.8mm2～4mm2，电极间距离小于50μm，工作电极的电极宽度为5μm～50μm，并且对电极的电极宽度为5μm～100μm。
【IPC分类】G01N27/416, G01N27/327
【公开号】CN104937404
【申请号】CN201480005248
【发明人】栗田昌昭, 西森尚
【申请人】田中贵金属工业株式会社
【公开日】2015年9月23日
【申请日】2014年1月16日
【公告号】US20150362501, WO2014112569A1