生物传感器、薄膜电极形成方法、定量装置及定量方法

专利名称：生物传感器、薄膜电极形成方法、定量装置及定量方法
技术领域：
本发明涉及对试样液中含有的基质进行定量的生物传感器、制作该生物传感器时适用的薄膜电极的形成方法、以及使用该生物传感器的定量装置及定量方法，特别是涉及制造误差小、性能稳定的生物传感器、用于这样的生物传感器的电极制作的薄膜电极形成方法、以及使用这样的生物传感器的定量装置及定量方法。
背景技术：
所谓生物传感器是利用微生物、酶、抗体、DNA、RNA等生物材料的分子辨认能力，将生物材料作为分子识别元素应用的、对试样液中的基质的含量进行定量的传感器。即，利用生物材料辨认作为目标的基质时引起的反应、例如利用微生物的呼吸引起的氧的消耗、酶反应、发光等，对试样液中含有的基质进行定量。而且，在各种生物传感器中酶传感器的实用化取得了进展，例如，作为葡萄糖、乳酸、脑甾醇、氨基酸用的生物传感器的酶传感器已被用于医疗测量和食品工业中。该酶传感器利用例如作为检测体的试样液中含有的基质和酶等的反应生成的电子，使电子传输体还原，通过定量装置对该电子传输体的还原量进行电化学测量，进行检测体的定量分析。
设计出了各种形态的这样的生物传感器。这里，说明以下现有的作为生物传感器的生物传感器Z。
图21(a)是生物传感器Z的分解斜视图，图21(b)是表示在生物传感器Z的前端形成的电极部的结构图。
生物传感器Z具有图21(a)中的虚线所示的位置关系，各构件通过粘接构成。
另外，如以下所述，通过三次印刷工序，形成生物传感器Z的电极部。
首先在第一工序中，利用筛网印刷法，将高导电性的银膏印刷在绝缘性的基板1101上，干燥后形成电极引线部1102a、1102b。
其次在第二工序中，将碳膏印刷在电极引线部1102a、1102b上，干燥后形成相对电极1103a及测定电极1103b。该测定电极1103b配置在环状的相对电极1103a的内侧，相对电极1103a及测定电极1103b分别与电极引线部1102a、1102b接触。
然后在第三工序中，将作为绝缘性物质的抗蚀剂1104印刷在相对电极1103a及测定电极1103b上，使其干燥，规定相对电极1103a及测定电极1103b的面积。
将含有酶等的试剂涂敷在这样在基板1101上形成的相对电极1103a及测定电极1103b上，形成试剂层1105，另外，在它上面重叠粘接具有形成检测体供给路径用的切口部1106a的隔离片1106、以及有空气孔1107a的盖1107。另外，隔离片1106的切口部1106a的一端与设在盖1107上的空气孔1107a相通。另外，如图21(b)所示，在基板1101上形成的相对电极1103a及测定电极1103b这样配置在相对于检测体供给路径的入口1106b为最近的位置配置相对电极1103a，在其远处配置测定电极1103b及相对电极1103a。
参照图21(b)说明这样构成的生物传感器Z中的试样液的基质的定量方法。
首先由连接在生物传感器Z上的定量装置(以下也称为“测定器”)将恒定电压加在相对电极1103a与测定电极1103b之间，在此状态下，将试样液(以下也称为“检测体”)供给检测体供给路径的入口1106b。检测体利用毛细管现象而被吸引到检测体供给路径内部，通过靠近该入口1106b一侧的相对电极1103a，到达测定电极1103b，试剂层1105开始溶解。这时，定量装置检测在相对电极1103a和测定电极1103b之间发生的电气变化，开始进行定量工作。这样定量试样液中的基质的含量。
可是，该生物传感器Z的每一批产品的输出特性不同，所以实际使用时测定器中需要修正该输出特性的不同。因此，以下说明迄今采取的相应方法。
图22是表示将生物传感器Z插入测定器中的状态的图。另外，4115是安装生物传感器Z的测定器。4116是插入生物传感器Z用的测定器4115的插入口。4117是显示测定结果的测定器4115的显示部。
测定器4115具有对应于上述每一批产品的输出特性的修正数据，在生物传感器Z的输出中，对其每一批产品进行必要的修正，求得正确的血糖值。因此，在测定前，需要将对每一批产品指定的修正片(这里图中未示出)插入测定器4115的插入口4116中，对测定器4115进行必要的修正数据的指定。修正片中有使用哪个修正数据的信息，将其插进插入口4116中，测定器4115准备必要的修正数据。将修正片从插入口4116拔出，将生物传感器Z插入测定器4115的插入口4116中，如上所述对检测体中含有的基质的量进行定量。因此输入了修正值的测定器4115根据测定的电流值和修正数据，求得正确的血糖值，将血糖值显示在显示部4117上。
以上说明的现有的生物传感器Z存在着希望解决的课题。
首先，在生物传感器Z中，采用筛网印刷法将银膏、碳膏等印刷在基板上，进行层叠，为了规定测定电极的面积，印刷时由于各种膏的洇渗或其他原因等，测定电极的面积产生离散，难以谋求测定电极面积的均一化。另外，由于电极结构呈Ag、碳、抗蚀剂的三层结构，所以非常复杂，需要高级的印刷技术。另外，由于生物传感器Z的电极部由测定电极和相对电极这样两种电极构成，所以连接在生物传感器Z上的定量装置在将恒定电压加在这两个电极之间而发生电气变化的情况下，虽然检测到检测体到达测定电极时便开始进行测定，但在不可能测定的微量的检测体覆盖了测定电极的情况下，也开始测定，所以存在检测体的量不足引起的测定值的显示失误的问题。而且，在生物传感器Z中，为了谋求提高传感器的灵敏度，有必要提高反应试剂层和碳电极的湿润性，使它们有良好的紧密接触性，为此，以往在碳电极形成后，对电极表面进行研磨处理和热处理等，可是如果这样做，则产生以下问题由于工时增加而导致成本增加，以及由于研磨处理精度的离散，传感器精度也产生离散。另外，筛网印刷中使用的碳膏一般是由树脂黏合剂、石墨、碳黑、有机溶剂等构成的复合材料，由于各批原材料、膏混练时的制造条件等的不同，膏的特性容易变化，为了批量生产稳定的传感器，必须进行严密的管理，即存在非常麻烦的问题。
另外，为了在电极上形成试剂层，不只是涂敷试剂，而且由于电极的表面状态、以及由试剂液的组成引起的试剂的扩展的不同，试剂不能被均匀地涂敷在电极上，从而电极上的试剂量产生离散。就是说，即使滴下相同数量的试剂进行涂敷，试剂的扩展也会产生离散，所以试剂层的位置和面积产生离散。因此存在生物传感器Z的性能劣化的问题。
另外，为了测定而插入上述的修正片非常麻烦，在忘记插入修正片、或者错误地插入了例如测定乳酸值用的修正片、或者插入了即使是测定血糖值用的，但输出特性不同的修正片的情况下，存在测定结果产生错误的问题。
因此本发明就是鉴于这些问题而完成的，其目的在于提供一种能用简单的方法形成、而且测定精度良好的生物传感器；以及与试剂液的组成无关，试剂层能均匀地配置在电极上，性能均匀的生物传感器；以及不用插入修正片，只需插入生物传感器，测定器就能判断每批产品的修正数据的生物传感器；以及这些生物传感器用的薄膜电极的形成方法、使用这些生物传感器的定量方法、以及定量装置。

发明内容
本发明的第一方面所述的生物传感器，是一种用于对试样液中含有的基质进行定量的生物传感器，其特征在于，具有第一绝缘性基板及第二绝缘性基板；至少具有测定电极和相对电极的电极部；将上述试样液导入上述电极部的检测体供给路径；以及对上述试样液中含有的基质进行定量用的试剂层，上述电极部、上述检测体供给路径、以及上述试剂层存在于上述第一绝缘性基板和上述第二绝缘性基板之间，上述检测体供给路径设置在上述电极部上，另外试剂层设置在上述检测体供给路径的上述电极部上，通过在上述第一绝缘性基板或上述第二绝缘性基板中的某一者或两者的内表面的全部或一部分表面上形成的导电层上设第一狭缝，分割形成上述电极部。
由于这样构成生物传感器，所以能容易且高精度地规定电极部，每个生物传感器的响应特性都没有离散，能获得良好的响应。而且，由于用单层导电层形成电极部，所以能不费事地用简单的方法形成表面平滑的电极部。而且由于电极的结构非常简单，所以具有能容易地形成具有同一性能的生物传感器的效果。
本发明的第二方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面所述的生物传感器中，上述电极部还具有检测电极。
由于这样构成生物传感器，所以具有能制作测定精度更高的生物传感器的效果。
本发明的第三方面所述的生物传感器的特征在于在第二方面所述的生物传感器中，上述相对电极设置在上述第二绝缘性基板内表面的全部或一部分表面上，上述测定电极和上述检测电极设置在上述第一绝缘性基板内表面的全部或一部分表面上，通过在上述导电层上设上述第一狭缝，分割形成在上述第一绝缘性基板内表面上设置的上述测定电极和上述检测电极。
由于这样构成生物传感器，所以能谋求检测体供给路径的小型化，另外具有能根据微量检测体进行测定的效果。
本发明的第四方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面或第二方面所述的生物传感器中，上述电极部只设置在上述第一绝缘性基板内表面的全部或一部分表面上，通过在上述导电层上设上述第一狭缝，分割形成在上述第一绝缘性基板内表面上设置的上述电极部。
由于这样构成生物传感器，所以在同一面上具有全部电极，由于只在一面上形成电极，所以容易制造，进而具有能降低生物传感器的制造成本的效果。
本发明的第五方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第四方面中的任意一方面所述的生物传感器中，上述相对电极的面积与上述测定电极的面积相同或更大。
由于这样构成生物传感器，所以具有防止相对电极和测定电极之间的电子传递反应过快，而均衡地促进反应的效果。
本发明的第六方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第四方面中的任意一方面所述的生物传感器中，上述相对电极的面积和上述检测电极的面积之和与上述测定电极的面积相同或更大。
由于这样构成生物传感器，所以具有防止相对电极及检测电极和测定电极之间的电子传递反应过快，而均衡地促进反应的效果。
本发明的第七方面所述的生物传感器的特征在于在第六方面所述的生物传感器中，上述生物传感器的上述检测体供给路径的上述检测电极的面积与上述相对电极的面积相同。
由于这样构成生物传感器，所以具有更能可靠地防止相对电极及检测电极和测定电极之间的电子传递反应过快，而均衡地促进反应的效果。
本发明的第八方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第七方面中的任意一方面所述的生物传感器中，具有具备形成上述检测体供给路径的切口部、而且配置在上述电极部上的隔离片，上述第二绝缘性基板配置在上述隔离片上。
由于这样构成生物传感器，所以设置检测体供给路径的地方被固定，另外由于第二绝缘性基板配置在它上面，所以具有能使被导入检测体供给路径的检测体不会从检测体供给路径漏出的效果。
本发明的第九方面所述的生物传感器的特征在于在第八方面所述的生物传感器中，上述隔离片和上述第二绝缘性基板呈一体。
由于这样构成生物传感器，所以通过使隔离片和第二绝缘性基板呈一体，而具有能降低成本、制作简单的效果。
本发明的第十方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第九方面中的任意一方面所述的生物传感器中，形成通过上述检测体供给路径的空气孔。
由于这样构成生物传感器，所以将检测体导入检测体供给路径时，多余的空气从空气孔被排出，因此具有检测体能利用毛细管现象，可靠地被导入检测体供给路径的效果。
本发明的第十一方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第十方面中的任意一方面所述的生物传感器中，通过滴下试剂形成上述试剂层，在上述试剂滴下的位置的周围设有第二狭缝。
由于这样构成生物传感器，所以为了形成试剂层，通过将试剂滴在电极上形成试剂层的情况下，试剂均匀地扩展，在规定的位置形成规定面积的试剂层，所以能形成没有位置及面积的离散的均匀的试剂层，具有能进行其结果没有离散的准确的测定的效果。
本发明的第十二方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面所述的生物传感器中，上述第二狭缝呈圆弧状。
由于这样构成生物传感器，所以利用与试剂扩展的形状相同的狭缝限制试剂的扩展，因此具有能更准确地限制试剂层的面积及位置的效果。
本发明的第十三方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第十二方面中的任意一方面所述的生物传感器中，设有分割上述导电层、规定上述电极部的面积用的第三狭缝。
由于这样构成生物传感器，所以实际上制作生物传感器时，最初将基板切断时，利用第三狭缝预先限制各电极的面积，所以各电极的面积不随基板的切断位置而变化，因此具有能在精度上不出现离散的效果。
本发明的第十四方面所述的生物传感器的特征在于在第十三方面所述的生物传感器中，上述第一绝缘性基板和上述第二绝缘性基板的形状大致呈矩形，平行于上述大致呈矩形的某一边设有一条或两条以上的上述第三狭缝。
由于这样构成生物传感器，所以利用第三狭缝能容易地规定各个电极的面积，另外切断基板时，不会由于切断位置的偏移而使各电极的面积变化，具有能在精度上不出现离散的效果。
本发明的第十五方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第十四方面中的任意一方面所述的生物传感器中，具有根据上述生物传感器的每一批产品的上述试样液和上述试剂层的反应所产生的电气变化的输出特性、而且利用采用上述生物传感器的测定器能判断的修正数据的信息。
由于这样构成生物传感器，所以只要将生物传感器插入测定器中，测定器就能判断需要哪个修正数据，另外操作者不需要使用修正片等输入关于修正数据的信息，即具有减少麻烦、防止操作失误、能获得准确的结果的效果。
本发明的第十六方面所述的生物传感器的特征在于在第十五方面所述的生物传感器中，具有分割上述电极部的一条或多条第四狭缝，上述测定器根据上述第四狭缝的位置，能判断上述修正数据的信息。
由于这样构成生物传感器，所以测定器根据第四狭缝的位置，能判断上述修正数据的信息，另外能对应于多批产品指示修正数据，通过将生物传感器插入测定器，测定器能容易地判断需要哪个修正数据，另外具有减少操作上的麻烦、进而防止操作失误、能获得准确的结果的效果。
本发明的第十七方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第十六方面中的任意一方面所述的生物传感器中，上述第一狭缝、上述第二狭缝、上述第三狭缝、上述第四狭缝中的某几条或全部是用激光加工上述导电层形成的狭缝。
由于这样构成生物传感器，所以能进行精度高的加工，另外能高精度地规定各电极的面积，还能使各电极的间隔狭窄，所以具有能使生物传感器小型化的效果。
本发明的第十八方面所述的生物传感器的特征在于在第十七方面所述的生物传感器中，上述第一狭缝、上述第二狭缝、上述第三狭缝、上述第四狭缝各自的狭缝宽度为0.005mm～0.3mm。
由于这样构成生物传感器，所以能使各电极的间隔狭窄，进而具有能使生物传感器小型化的效果。
本发明的第十九方面所述的生物传感器的特征在于在第十七方面至第十八方面所述的生物传感器中，上述第一狭缝、上述第二狭缝、上述第三狭缝、上述第四狭缝各自的狭缝深度为上述导电层的厚度以上。
由于这样构成生物传感器，所以具有能制作各电极可靠地被分离的生物传感器的效果。
本发明的第二十方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第十九方面中的任意一方面所述的生物传感器中，上述试剂层包含基质。
由于这样构成生物传感器，所以具有能制作适合于使用基质检查的基质生物传感器的效果。
本发明的第二十一方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第十九方面中的任意一方面所述的生物传感器中，上述试剂层包含电子传输体。
由于这样构成生物传感器，所以具有能制作适合于利用电子传输体的反应的检查的生物传感器的效果。
本发明的第二十二方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第十九方面中的任意一方面所述的生物传感器中，上述试剂层包含水溶性高分子。
由于这样构成生物传感器，所以具有能制作容易形成试剂、精度高的生物传感器的效果。
本发明的第二十三方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第二十二方面中的任意一方面所述的生物传感器中，上述绝缘性基板由树脂材料构成。
由于这样构成生物传感器，所以具有能制作更廉价的生物传感器的效果。
本发明的第二十四方面所述的薄膜电极形成方法是一种在绝缘性基板的表面上形成薄膜电极的薄膜电极形成方法，其特征在于在真空气氛中，通过使被激励的气体冲击上述绝缘性基板的表面，使上述绝缘性基板的表面成为粗糙面，在该粗糙面形成工序之后，有导电层形成工序，用来在成为粗糙面的上述绝缘性基板的表面上形成由导电性物质构成的作为薄膜电极的上述导电层。
由于这样形成薄膜电极，所以不需要表面研磨处理等上述的处理，具有能用更简单的方法形成薄膜电极、还能形成基板和电极层的紧密接触性高的薄膜电极的效果。
本发明的第二十五方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十四方面所述的薄膜电极形成方法中，上述粗糙面形成工序包括将上述绝缘性基板设置在真空槽内的基板设置工序；对上述真空槽内部进行真空排气的真空排气工序；将气体填充在上述真空槽内部的气体填充工序；以及激励上述气体，使其离子化，并使其冲击上述绝缘性基板的冲击工序。
由于这样形成薄膜电极，所以能更有效地、而且可靠地形成适合于形成薄膜电极的基板表面，进而具有能更有效地形成薄膜电极的效果。
本发明的第二十六方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十五方面所述的薄膜电极形成方法中，上述真空排气工序中的真空度在1×10-1～3×10-3帕斯卡范围内。
由于这样形成薄膜电极，所以能更可靠地形成适合于形成薄膜电极的基板表面，进而具有能更有效地形成薄膜电极的效果。
本发明的第二十七方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十六方面所述的薄膜电极形成方法中，上述气体是不活泼气体。
由于这样形成薄膜电极，所以具有能不变成基板表面、而使基板表面呈适合于形成薄膜电极的状态的效果。
本发明的第二十八方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十七方面所述的薄膜电极形成方法中，上述不活泼气体是氩、氖、氦、氪、氙等稀有气体以及氮气中的任意一种。
由于这样形成薄膜电极，所以具有能更可靠地不变成基板表面、而形成薄膜电极的效果。
本发明的第二十九方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十四方面至第二十八方面中的任意一方面所述的薄膜电极形成方法中，上述导电层形成工序包括上述粗糙面形成工序结束后，将形成了粗糙面的绝缘性基板设置在第二真空槽内的第二次基板设置工序；对上述第二真空槽内部进行真空排气的第二次真空排气工序；将第二种气体填充在上述第二真空槽内部的第二次气体填充工序；以及激励上述第二种气体，使其离子化，且使其冲击导电性物质，将上述导电性物质的原子击出，在上述形成了粗糙面的绝缘性基板上成膜的工序。
由于这样形成薄膜电极，所以具有不需要表面研磨处理等前处理，而能获得与基板的紧密接触性更高的薄膜电极的效果。
本发明的第三十方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十四方面至第二十八方面中的任意一方面所述的薄膜电极形成方法中，上述导电层形成工序包括上述粗糙面形成工序结束后，将形成了粗糙面的绝缘性基板设置在第二真空槽内的第二次基板设置工序；对上述第二真空槽内部进行真空排气的第二次真空排气工序；以及对导电性物质加热使其蒸发，使其蒸汽在上述形成了粗糙面的绝缘性基板上成膜的工序。
由于这样形成薄膜电极，所以具有不需要表面研磨处理等前处理，而能获得与基板的紧密接触性更高的薄膜电极的效果。
本发明的第三十一方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十九方面或第三十方面中的任意一方面所述的薄膜电极形成方法中，上述第二次真空排气工序中的真空度在1×10-1～3×10-3帕斯卡范围内。
由于这样形成薄膜电极，所以具有能更可靠地形成与基板的紧密接触性非常高的薄膜电极的效果。
本发明的第三十二方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十九方面至第三十一方面中的任意一方面所述的薄膜电极形成方法中，上述第二种气体是不活泼气体。
由于这样形成薄膜电极，所以具有不改变基板表面和薄膜电极本身，而能形成与基板的紧密接触性高的薄膜电极的效果。
本发明的第三十三方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第三十二方面所述的薄膜电极形成方法中，上述不活泼气体是氩、氖、氦、氪、氙等稀有气体以及氮气中的任意一种。
由于这样形成薄膜电极，所以具有不改变基板表面和薄膜电极本身，而能更可靠地形成与基板的紧密接触性高的薄膜电极的效果。
本发明的第三十四方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十九方面至第三十三方面中的任意一方面所述的薄膜电极形成方法中，上述真空槽与上述第二真空槽是同一个槽。
由于这样形成薄膜电极，所以能省略形成薄膜电极用的装置，进而具有能降低薄膜电极的制造成本的效果。
本发明的第三十五方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十九方面至第三十四方面中的任意一方面所述的薄膜电极形成方法中，上述导电性物质是贵金属或碳素。
由于这样形成薄膜电极，所以不是用复合材料、而是用单体材料制作薄膜电极，具有能批量地制造不受制造条件影响的、另外各批产品之间的差异小的稳定的电极的效果。
本发明的第三十六方面所述的薄膜电极形成方法的特征在于在第二十四方面至第三十五方面中的任意一方面所述的薄膜电极形成方法中，所形成的薄膜电极的厚度在3nm～100nm的范围内。
由于这样形成薄膜电极，所以能使电极的厚度非常薄，进而具有能提高生产节拍和减少材料费用而降低制造成本的效果。
本发明的第三十七方面所述的生物传感器的特征在于在第一方面至第二十三方面中的任意一方面所述的生物传感器中，上述导电层是采用第二十四方面至第三十六方面中的任意一方面所述的薄膜电极形成方法形成的。
由于这样形成生物传感器，所以薄膜电极反映处理成粗糙面的基板表面的凹凸状态，能提高电极和试剂的湿润性及紧密接触性，其结果，具有能制作高性能的生物传感器的效果。
本发明的第三十八方面所述的定量方法是使用第一方面至第二十三方面或第三十七方面中的任意一方面所述的生物传感器，对被供给上述生物传感器的试样液中含有的基质进行定量的定量方法，其特征在于包括将电压加在上述检测电极和上述相对电极或上述测定电极之间的第一施加步骤；将上述试样液供给上述试剂层的试剂供给步骤；检测由于向试剂层供给上述试样液，而在上述检测电极和上述相对电极或上述测定电极之间产生的电气变化的第一变化检测步骤；在上述第一变化检测步骤中检测到上述电气变化后，将电压加在上述测定电极和上述相对电极及上述检测电极之间的第二施加步骤；以及测定在上述第二施加步骤中施加了电压的上述测定电极和上述相对电极及上述检测电极之间产生的电流的电流测定步骤。
由于这样进行定量，所以在生物传感器的检测电极和测定电极或相对电极之间产生了电气变化时，最初就开始进行定量工作，所以能防止检测体向试剂层的供给量不足导致的测定失误，能进行安全性更高的测定。另外在向试剂层供给了能测定的量的检测体的情况下，由于将检测电极作为相对电极使用，进行测量，所以能减少电极部的面积，进而具有能使用微量检测体准确地进行定量分析的效果。
本发明的第三十九方面所述的定量方法是使用第一方面至第二十三方面或第三十七方面中的任意一方面所述的生物传感器，对被供给上述生物传感器的试样液中含有的基质进行定量的定量方法，其特征在于包括将电压加在上述检测电极和上述相对电极或上述测定电极之间、以及上述测定电极和上述相对电极之间的第一施加步骤；将上述试样液供给上述试剂层的试剂供给步骤；检测由于向试剂层供给上述试样液，而在上述检测电极和上述相对电极之间产生的电气变化的第一变化检测步骤；检测由于向试剂层供给上述试样液，而在上述检测电极和上述相对电极或上述测定电极之间产生的电气变化的第二变化检测步骤；在上述第一变化检测步骤及上述第二变化检测步骤中检测到电气变化后，将电压加在上述测定电极和上述相对电极及上述检测电极之间的第二施加步骤；以及测定在上述第二施加步骤中施加了电压的上述测定电极和上述相对电极及上述检测电极之间产生的电流的电流测定步骤。
由于这样进行定量，所以在生物传感器的检测电极和测定电极或相对电极之间产生了电气变化时，最初就开始进行定量工作，所以能防止检测体向试剂层的供给量不足导致的测定失误，能进行安全性更高的测定。另外在向试剂层供给了能测定的量的检测体的情况下，由于将检测电极作为相对电极使用，进行测量，所以能减少电极部的面积，进而具有能使用微量检测体准确地进行定量分析的效果。
本发明的第四十方面所述的定量方法的特征在于在第三十九方面所述的定量方法中，在上述第一变化检测步骤之后，还有在规定期间检测到在上述检测电极和上述相对电极或上述测定电极之间不产生电气变化时，将不产生变化的信息通知使用者的无变化通知步骤。
由于这样进行定量，所以能将向生物传感器的试剂层供给的检测体的量不足的信息通知使用者，具有能提供一种提高了方便性及安全性的定量方法的效果。
本发明的第四十一方面所述的定量装置是能装卸地连接第一方面至第二十三方面或第三十七方面中的任意一方面所述的生物传感器，对被供给上述生物传感器的试样液中含有的基质进行定量的定量装置，其特征在于具有将来自上述生物传感器具有的上述测定电极的电流变换成电压的第一电流/电压变换电路；将来自上述电流/电压变换电路的电压变换成数字的第一A/D变换电路；设置在上述生物传感器具有的上述相对电极和地之间的第一开关；以及控制上述第一A/D变换电路及上述第一开关的控制部，上述控制部在使上述第一开关与上述相对电极绝缘的状态下，将电压加在上述检测电极和上述测定电极之间，检测由于上述试样液被供给上述检测体供给路径上的上述试剂层而产生的上述检测电极和上述测定电极之间的电气变化，然后在将上述第一开关连接在上述相对电极上的状态下，将电压加在上述测定电极和上述相对电极及上述检测电极之间，测定由于施加电压而产生的响应电流。
由于这样构成定量装置，所以能防止由于向检测体供给路径的试剂层供给的检测体的量不足而导致的测定失误，能进行安全性更高的测定。而且，由于测定时将生物传感器的检测电极作为相对电极使用，所以能谋求检测体供给路径的小型化，具有能准确地进行微量检测体的定量分析的效果。
本发明的第四十二方面所述的定量装置是能装卸地连接第一方面至第二十三方面或第三十七方面中的任意一方面所述的生物传感器，对被供给上述生物传感器的试样液中含有的基质进行定量的定量装置，其特征在于具有将来自上述生物传感器具有的上述检测电极的电流变换成电压的第一电流/电压变换电路；将来自上述生物传感器具有的上述测定电极的电流变换成电压的第二电流/电压变换电路；将来自上述第一电流/电压变换电路的电压变换成数字的第一A/D变换电路；将来自上述第二电流/电压变换电路的电压变换成数字的第二A/D变换电路；将上述生物传感器的上述检测电极的连接切换到第一电流/电压变换电路或地的第一切换开关；以及控制上述第一A/D变换电路、上述第二A/D变换电路、以及上述第一切换开关的控制部，上述控制部在使上述第一开关连接在上述第一电流/电压变换电路上的状态下，将电压加在上述检测电极和上述相对电极之间、以及上述测定电极和上述相对电极之间，检测由于上述试样液被供给上述检测体供给路径上具有的上述试剂层而产生的上述检测电极和上述相对电极之间的电气变化、以及上述测定电极和上述相对电极之间的电气变化，检测了这些变化后，将上述第一切换开关接地，将电压加在上述测定电极和上述相对电极及上述检测电极之间，测定由于施加电压而产生的响应电流。
由于这样构成定量装置，所以能防止由于向检测体供给路径的试剂层供给的检测体的量不足而导致的测定失误，能进行安全性更高的测定。而且，由于测定时将生物传感器的检测电极作为相对电极使用，所以能谋求检测体供给路径的小型化，具有能准确地进行微量检测体的定量分析的效果。
本发明的第四十三方面所述的定量装置的特征在于在第四十二方面所述的定量装置中，上述定量装置具有将上述生物传感器的上述测定电极的连接切换到上述第二电流/电压变换电路或地的第二切换开关，上述控制部在将上述第一切换开关连接在上述第一电流/电压变换电路上、将上述第二切换开关连接在上述第二电流/电压变换电路上的状态下，将电压加在上述检测电极和上述测定电极之间、以及上述测定电极和上述相对电极之间，在检测到由于上述试样液被供给上述检测体供给路径上具有的上述试剂层而产生的上述检测电极和上述相对电极之间的电气变化时，将上述第二切换开关接地，然后，在检测到上述检测电极和上述测定电极之间的电气变化的情况下，将上述第二切换开关连接在上述第二电流/电压变换电路上，而且在使上述第一切换开关接地的状态下，将电压加在上述测定电极和上述相对电极及上述检测电极之间，测定由于施加电压而产生的响应电流。
由于这样构成定量装置，所以能防止由于向检测体供给路径的试剂层供给的检测体的量不足而导致的测定失误，能进行安全性更高的测定。而且，由于测定时将生物传感器的检测电极作为相对电极使用，所以能谋求检测体供给路径的小型化，具有能准确地进行微量检测体的定量分析的效果。
本发明的第四十四方面所述的定量装置的特征在于在第四十二方面或第四十三方面所述的定量装置中，具有通知装置，上述试样液被供给上述检测体供给路径中的上述试剂层后，在上述测定电极和上述相对电极之间发生电气变化，而且，在由上述控制部检测到上述检测电极和上述测定电极或上述相对电极之间不发生电气变化时，将不发生变化的信息通知使用者。
由于构成这样的定量装置，所以能将向生物传感器的检测体供给路径的试剂层供给的检测体的量不足的信息通知使用者，具有能构成提高了方便性及安全性的定量装置的效果。


图1是第一及第五实施方案的生物传感器的分解斜视图。
图2是电极部的设置方法的例图。
图3是第二实施方案的生物传感器的分解斜视图。
图4是表示第二实施方案的生物传感器的检测体供给路径的图。
图5是表示在第三实施方案的生物传感器的导电层上形成了狭缝的状态的平面图。
图6是表示第三实施方案的生物传感器的各个薄片的图。
图7是第三实施方案的生物传感器的分解斜视图。
图8是表示第三实施方案的生物传感器的电极的状态的图。
图9是第四实施方案的生物传感器的分解斜视图。
图10是表示第四实施方案的生物传感器的第四狭缝的形成例的平面图。
图11是表示第五实施方案中形成的生物传感器的示意略图。
图12是表示第五实施方案的形成薄膜电极的装置的示意略图。
图13是表示第六实施方案的生物传感器及定量装置的结构图。
图14是表示第六实施方案的生物传感器及定量装置的另一结构图。
图15是第一实施方案的生物传感器的检测体供给路径的放大图。
图16是表示第七实施方案的生物传感器及定量装置的结构图。
图17是表示第八实施方案的生物传感器及定量装置的结构图。
图18是表示基板表面的浸润指数(表面张力)的变化及电极层和基板的紧密接触性的图。
图19是表示钯薄膜的厚度和电极表面的浸润指数(表面张力)的关系的图。
图20是对血中的葡萄糖浓度为40～600mg/dl的传感器灵敏度进行比较的图。
图21是现有例的生物传感器的分解斜视图。
图22是表示生物传感器被插入测定器中的状态的图。
图23是表示在第三实施方案的传感器薄片上设置的导电层上形成了狭缝的状态的平面图。
图24是表示第三实施方案的制造方法的生物传感器的电极状态的平面图。
图25是表示现有的生物传感器的断面结构的示意图。
具体实施例方式
以下，参照

本发明的实施方案。另外，这里所示的实施方案只不过是一例，不一定限定于该实施方案。
(实施方案1)首先，作为第一实施方案，参照

本发明的第一方面至第十方面所述的生物传感器A。
图1(a)～图1(c)是本发明的实施方案1的生物传感器A的分解斜视图。
首先，说明构成生物传感器A的构件。
1是由聚对苯二甲酸乙二酯等构成的第一绝缘性基板(以下简称“基板”)。2是在基板1的全部表面上形成的例如由金或钯等贵金属或碳等导电性物质构成的导体层。3a、3b是在基板1上的导体层2上设的平行于基板1侧面的狭缝。4a、4b是在基板1上的导体层2上设的垂直于基板1侧面的狭缝。5、6、7是由狭缝3a、3b及4a、4b分割导体层2而形成的测定电极、相对电极、以及检测电极。8是覆盖基板1上的测定电极5、相对电极6、以及检测电极7的隔离片。9是设在隔离片8的前缘部中央的形成检测体供给路径的长方形的切口部。9a是检测体供给路径的入口，10是隔离片8的切口部9的纵向宽度，11是设在导体层2上的两条狭缝4a、4b的间隔。12是将含有酶等的试剂涂敷在从隔离片8的切口部9露出的测定电极5、相对电极6、以及检测电极7上形成的试剂层。13是覆盖隔离片8的盖(第二绝缘性基板)，13a是设在盖13的中央部的空气孔。
参照

这样构成的生物传感器A的制作方法。
首先，如图1(a)所示，利用筛网印刷法或溅射蒸镀法等，将例如金或钯等贵金属或碳等导电性物质印刷或蒸镀在基板1的全部表面上，形成导体层2。
其次，如图1(b)所示，利用激光在基板1上形成的导体层2上形成平行于基板1的侧面的两条狭缝3a、3b、以及垂直它的两条狭缝4a、4b，分割成相对电极6、测定电极5、以及检测电极7。这时，这样设狭缝4a、4b，以便使基板1的前端部和狭缝4a的间隔与两条狭缝4a、4b的间隔11相等或更大。
另外，作为在基板1上设置3个电极的另一种方法，是在采用筛网印刷法溅射蒸镀法等在基板1上形成导电性物质等时，用预先配置了形成具有平行的两条狭缝3a、3b的导体层2所必要的图形的印刷版或掩模版等(这里图中未示出)，然后，在基板1上形成的导体层2上用激光设狭缝4a、4b，分割成测定电极5、相对电极6、以及检测电极7，也能形成电极部。除此以外，还可以考虑采用这样的方法使用预先配置了形成具有平行于基板1侧面的两条狭缝3a、3b及垂直的两条狭缝缝4a、4b的导体层2所必要的图形的印刷版或掩模版等，利用筛网印刷法或溅射蒸镀法等，在基板1上形成导电性物质等，形成测定电极5、相对电极6、以及检测电极7。在另一实施方案中将详细说明形成生物传感器A的导电层的优选的薄膜电极形成方法。
另外，虽然电极部具有测定电极5、相对电极6、以及检测电极7，但电极部也可以至少具有测定电极5及相对电极6。可是，为了进行可靠的测定，最好也具有检测电极7，即最好是能获得能进行可靠的测定的生物传感器。
其次，如图1(c)所示，将试剂涂敷在作为在基板1上形成的电极部的测定电极5、相对电极6、以及检测电极7上，形成试剂层12，在它上面设置有形成检测体供给路径用的切口部9的隔离片8。然后，再在它上面设置盖13。这里，隔离片8的切口部9的一端与在盖13上设的空气孔13a相通。顺便提一下，在基板1上形成的测定电极5、相对电极6、以及检测电极7的配置方法是在相对于检测体供给路径的入口9a最近的位置配置相对电极6，在较远处配置测定电极5及检测电极7。而且该检测体供给路径上的测定电极5、相对电极6、以及检测电极7的各面积由隔离片8的切口部9的面积、以及狭缝4a、4b的间隔11规定。在实施方案1中，这样设狭缝4a、4b，以便使从传感器前端到狭缝4a的间隔与狭缝4a、4b的间隔11相等或更大，所以在检测体供给路径中，相对电极6的面积与测定电极5的面积相等或更大。
另外这里虽然在基板1的全部表面上形成导体层2，但也可以不在基板1的全部表面上、而在形成电极部所必要的部分形成导体层2。以下说明这一点。
图2(a)是表示上述的生物传感器A的电极的设置方法的示意图。这里，只在基板1的内表面上设有形成电极部所必要的导体层2，在盖13的内表面上不设置导体层2。设置在基板1的内表面上的电极部通过设狭缝3a、3b、4a、4b，而分割成相对电极6、测定电极5、检测电极7。
另一方面，也可以考虑不仅在基板1的内表面上、而且在盖13的内表面上也设置导体层2的方法。参照图2(b)及图2(c)，简单地说明该情况的一例。图2(b)表示将设置在盖13的内表面上导体层2直接作为相对电极6，利用狭缝3a、3b、4a、4b将设置在基板1的内表面上的导体层2作为测定电极5及检测电极7的情况。另外，虽然将导体层2设置在基板1的全部内表面上，但不需要的部分没有必要作为电极使用。即，之所以将导体层2设置在基板1的全部内表面上，是因为在设置导体层2的工序中，将导体层2设置在全部表面上比将导体层2只设置在基板1的一部分内表面上容易。图中虽然在基板1的全部内表面上划出了表示导体层2的影线，但这并不表示必须将它全部作为电极利用。另外，图2(c)与图2(b)一样，虽然简略地示出了将相对电极6设置在盖13的内表面上，将测定电极5及检测电极7设置在基板1的内表面上的情况，但基板1上的狭缝的设置方法与图2(b)的方法不同。即，与图2(b)相比，在图2(c)中虽然省略了狭缝4a，但在此情况下，在检测体供给路径中相对电极6的面积必须与检测电极7的面积相等或更大。这样由于减少了设置在基板1上的狭缝条数，所以能容易地制作。另外，在图2(c)中，由于在与相对电极6相对的位置有测定电极5，所以能缩短检测体供给路径的长度，能小型化，能根据微量的检测体进行测定。
另外，在本实施方案1中，虽然使用激光进行测定电极5、相对电极6、以及检测电极7的分割，但也能利用具有锋利前端的刃具等，削去上述导体层2的一部分，也能构成电极部。另外，电极部的形成方式不限于采用筛网印刷法及溅射蒸镀法。
如上所述，如果采用本发明的实施方案1的生物传感器，则由于在基板1上的导体层2上设有狭缝3a、3b、4a、4b，在它上面设置有切口部9的隔离片8，所以能容易且高精度地规定检测体供给路径的测定电极5、相对电极6、以及检测电极7的各电极面积，所以每个生物传感器都没有响应特性的离散，能实现精度高的生物传感器。而且，在本发明中，例如将金或钯等贵金属或碳等导电性物质作为材料，用单层形成电极部，所以不象以往那样在基板1上依次印刷银膏、碳膏等进行层叠那样麻烦，能用简单的方法形成表面平滑的电极部。另外，由于用激光在基板1上设置的导体层2上形成狭缝4a、4b，所以能用更高的精度规定各电极的面积。而且，各电极之间的距离非常短，能谋求检测体供给路径的小型化，根据以往不可能测定的微量的检测体也能测定了。另外，由于电极的结构非常简单，所以能容易地形成具有同一性能的生物传感器。
(实施方案2)其次，作为第二实施方案，说明本发明的第十一方面及第十二方面所述的生物传感器B。
图3是按照制作工序的顺序表示生物传感器B的斜视图，图4是表示生物传感器B的检测体供给路径的图。
首先，说明生物传感器B的结构。
21是由聚对苯二甲酸乙二酯等构成的绝缘性基板。22是在基板21的全部表面上形成的例如由金或钯等贵金属或碳等导电性物质构成的导电层。23a、23b、23c、23d是在导电层22上设的第一狭缝。25、26、27是由第一狭缝23a、23b、23c、23d分割导电层22而形成的电极，即测定电极、相对电极、以及确认检测体可靠地被吸引到检测体供给路径内部用的检测电极。24a、24b是限制在上述电极上涂敷试剂的位置及面积的第二狭缝。28是覆盖测定电极25、相对电极26、以及检测电极27的隔离片。29是设在隔离片28的前缘部中央的形成检测体供给路径的长方形的切口部。30是检测体供给路径的入口。14是将含有酶等的试剂滴下并涂敷在测定电极25、相对电极26、以及检测电极27上形成的试剂层。15是覆盖隔离片28的盖。16是设在盖15的中央部的空气孔。
其次，说明这样构成的生物传感器B的制作方法。
如图3(a)所示，利用作为形成薄膜的方法的溅射法，在基板21的全部表面上形成金或钯等贵金属薄膜的导电层22。另外，也可以不在基板21的全部表面上、而只在形成电极所必要的部分形成导电层22。
其次，如图3(b)所示，利用激光在导电层22上形成第一狭缝23a、23b、23c、23d，将导电层22分割成测定电极25、相对电极26、以及检测电极27。另外，利用激光，在导电层22上，在滴下试剂的位置的周围，包围着该位置形成圆弧状的第二狭缝24a、24b。
另外，与第一实施方案相同，也可以利用预先配置了为了形成具有第一狭缝23a、23b、23c、23d及第二狭缝24a、24b的导电层22所必要的图形的印刷版或掩模版等，采用筛网印刷法或溅射法等，在基板21上形成电极和第一狭缝23a、23b、23c、23d及第二狭缝24a、24b，也可以利用具有锋利的前端的刃具等削去导电层22的一部分。
其次，如图3(c)所示，例如在血糖值传感器的情况下，将由作为酶的葡萄糖氧化酶和作为电子传输体的铁氰化钾等构成的试剂滴在测定电极25、相对电极26及检测电极27上进行涂敷。涂敷试剂的部分是被第二狭缝24a、24b夹在中间的位置，所以第二狭缝24a、24b能作为涂敷试剂的地方的标记使用。另外，由于涂敷的试剂是液体，故以通过滴下而被涂敷的地方为中心，向外扩展成圆形，但第二狭缝24a、24b起挡液堤的作用，限制试剂层14的位置及面积，不会扩展到第二狭缝24a、24b以外。因此，以规定的面积、在规定的位置形成试剂层14。
其次，将隔离片28设置在测定电极25、相对电极26及检测电极27的电极上，该隔离片28有形成检测体供给路径用的切口部29。检测体供给路径呈图4所示的状态。
其次，将盖15设置在隔离片28上。这里，隔离片28的切口部29的一端与在盖15上设的空气孔16相通。
另外，在测定电极25、相对电极26及检测电极27的电极上形成了隔离片28后，通过将试剂滴在从测定电极25、相对电极26及检测电极27的切口部29露出的部分上，形成试剂层14即可。
如果这样构成，则一旦将血液作为检测体即试样液供给检测体供给路径的入口30，一定量的检测体便通过空气孔16，利用毛细管现象而被吸入检测体供给路径内部，到达相对电极26、测定电极25、检测电极27上。在电极上形成的试剂层14在作为检测体的血液中溶解，试剂和检测体中的特定成分之间发生氧化还原反应。这时如果检测体恰好充满检测体供给路径内部，则在相对电极26和检测电极27之间发生电气变化。由此确认检测体被吸引到了检测电极27。另外，测定电极25和检测电极27之间也发生电气变化，由此也可以确认检测体被吸引到了检测电极27。检测体被吸引到检测电极27之后，经过一定时间，促进检测体和试剂的反应，然后将一定的电压加在测定电极25和相对电极26、或相对电极26及检测电极27两者之间。因为是血糖值传感器，所以发生与葡萄糖浓度成正比的电流，利用该值能测定血糖值。
另外，在本实施方案2中虽然举例说明了血糖值传感器，但通过改变试剂层14的成分及检测体，能作为血糖值传感器以外的生物传感器使用。另外，在本实施方案2中说明了有3个电极的生物传感器B，但电极数也可以不是3个。另外，在本实施方案2中使第二狭缝24a、24b呈圆弧状，但如果能限制试剂层的位置及面积，而不降低电极的精度，则不限定于该形状。例如呈直线或钩形也没有关系。
这样，如果采用本实施方案2的生物传感器B，则由于是一种对试样液中含有的基质进行定量用的生物传感器，具有绝缘体基板；通过将第一狭缝设在该绝缘体基板的全部或一部分表面上形成的导电层上而作成的多个电极；设在上述导电层上的限制试剂涂敷位置及面积用的圆弧状的第二狭缝；配置在上述电极上的具有形成将试样液供给上述测定电极的检测体供给路径用的切口部的隔离片；设置在上述检测体供给路径的上述电极上的含有基质的试剂层；以及配置在上述隔离片上的有通过上述检测体供给路径的空气孔的隔离片，上述的第二狭缝限制所涂敷的试剂的扩展，所以为了形成试剂层而将试剂涂敷在电极上的情况下，试剂能均匀地扩展，能形成位置和面积没有离散的试剂层，具有在测定检测体的情况下能进行没有离散的准确的测定的效果。
(实施方案3)再说明以上说明过的生物传感器A、B的具体制造方法。这里将生物传感器A、B统称为生物传感器X。
图23是表示在成为生物传感器X的传感器薄片P的表面上设置的导电层上形成了狭缝的状态的平面图。
3102是在基板3101的全部表面上形成的由碳或金属物质等构成的导电层。3103a、3103b、3103c、3103d是在导电层3102上形成的狭缝。3105、3106、3107是通过用狭缝3103a、3103b、3103c、3103d分割导电层3102而形成的电极，即测定电极、相对电极、以及检测电极。3110是切断基板的位置的切断线。而且，传感器薄片P是在基板上形成导电层3102、用狭缝3103a、3103b、3103c、3103d分割导电层3102而形成了多个生物传感器X、X、...的电极即测定电极3105、相对电极3106、检测电极3107的状态的基板。
参照

使用这样构成的传感器薄片P制作生物传感器X的方法。
首先，用作为形成薄膜的方法的溅射法，在带状的基板3101的全部表面上形成导电层3102。
其次，如图23所示，用激光在基板3101上形成的导电层3102的形成了各个薄片Q的区域上形成狭缝3103a、3103b、3103c、3103d，将导电层3102分割成测定电极3105、相对电极3106、以及检测电极3107，并排地形成多个生物传感器X的电极，作成传感器薄片P。然后沿着切断线3110切断在这样的工序中作成的多个生物传感器X的电极，在切断后获得的生物传感器X的电极上层叠试剂层、隔离片、盖(这里图中未示出)，作成各个生物传感器X。
可是，在这样作成的生物传感器X中，在将上述多个生物传感器切断成单个的生物传感器的情况下，不能沿切断线切断，存在有时发生偏离切断线3110的问题。下面就说明这个问题。图24(a)是表示正确地切断时的电极的状态的图。图24(b)是表示切断位置向左偏离切断线3110时的电极的状态的图。图24(c)是表示切断位置向右偏离切断线3110时的电极的状态的图。由于由各个薄片Q的切断位置决定测定电极3105及相对电极3106的面积，所以如图例所示，如果切断位置偏离切断线3110，则测定电极3105及相对电极3106的面积发生变化。因此，流过电极的电流值变化，存在生物传感器X的精度产生离散的问题。
因此，作为第三实施方案，说明以解决这样的问题为目的的本发明的第十三方面及第十四方面的生物传感器C。
图5是表示在成为生物传感器C的传感器薄片R的表面上设置的导电层上形成了狭缝的状态的平面图。图6是表示生物传感器C的各个薄片S的图。图7是表示生物传感器C的制作工序的斜视图。图8是表示生物传感器C的电极的状态的平面图。
首先，说明构成生物传感器C的构件。
41是由聚对苯二甲酸乙二酯等构成的绝缘性基板。42是在基板41的全部表面上形成的例如由金或钯等贵金属或碳等导电性物质构成的导电层。43a、43b、43c、43d是在导电层42上设的第一狭缝。45、46、47是由第一狭缝43a、43b、43c、43d分割导电层42而形成的电极，即测定电极、相对电极、以及确认检测体可靠地被吸引到检测体供给路径内部用的电极即检测电极。50是切断基板的位置的切断线。44a、44b是规定电极的面积的第三狭缝。48是覆盖测定电极45、相对电极46、以及检测电极47的隔离片。49是设在隔离片48的前缘部中央的形成检测体供给路径的长方形的切口部。51是将含有酶等的试剂涂敷在测定电极45、相对电极46、以及检测电极47上形成的试剂层。52是覆盖隔离片48的盖。53是设在盖52的中央部的空气孔。另外，传感器薄片R是在基板41上形成导电层42、用第一狭缝43a、43b、43c、43d及第三狭缝44a、44b分割导电层42而形成了多个生物传感器的电极即测定电极45、相对电极46、检测电极47的状态的基板。另外，各个薄片S呈传感器薄片R各自的生物传感器的状态。
其次，按照工序的顺序说明生物传感器C的制作方法。
首先，利用溅射法、且用金或钯等贵金属薄膜在带状的基板41的全部表面上形成导电层42。
其次，如图5所示，用激光在基板41上形成的导电层42的形成了各个薄片S的区域上形成第一狭缝43a、43b、43c、43d，将导电层42分割成测定电极45、相对电极46、以及检测电极47。另外，切断后平行于各个生物传感器的长边、在使测定电极45和相对电极46的面积成为规定的面积的位置，利用激光在第一狭缝43a的右侧形成第三狭缝44a，在第一狭缝43b的左侧形成第三狭缝44b，形成多个单个的薄片S。在图6(a)中示出了单个的薄片S的平面图。另外，在图6(b)中示出了单个的薄片S的正视图。
另外，为了形成具有第一狭缝43a、43b、43c、43d及第三狭缝44a、44b的导电层42，利用预先配置了所必要的图形的印刷版或掩模版等，采用筛网印刷法或溅射法等，将导电层42设在基板41上，形成第一狭缝43a、43b、43c、43d及第三狭缝44a、44b即可，也可以利用具有锋利的前端的刃具等削去导电层42的一部分。
其次，如图7所示，例如在血糖值传感器的情况下，在单个的薄片S上，将由作为酶的葡萄糖氧化酶和作为电子传输体的铁氰化钾等构成的试剂涂敷在作为电极的测定电极45、相对电极46、检测电极47上，形成试剂层51。
其次，将具有形成检测体供给路径用的切口部49的隔离片48设置在测定电极45、相对电极46及检测电极47上。
其次，将盖52设置在隔离片48上。隔离片48的切口部49的一端与在盖52上设的空气孔53相通。
另外，在测定电极45、相对电极46及检测电极47的电极上形成了隔离片48后，通过将试剂涂敷在从测定电极45、相对电极46及检测电极47的切口部49露出的部分上，形成试剂层51即可。
其次，沿着切断线50切断在上述工序中作成的多个生物传感器，作成单个的生物传感器。
这里，在图8(a)中示出了切断位置向左偏离切断线50时的电极的状态，图8(b)示出了切断位置向右偏离切断线50时的电极的状态。不管向右偏离时还是向左偏离时，都是用第一狭缝和第三狭缝规定测定电极45及相对电极46的面积，所以如果在相邻的生物传感器的第三狭缝44a及44b之间切断，则如图8所示，测定电极45及相对电极46的面积与图6(a)所示的沿切断线50切断时的电极的面积相同。
另外，在检测体的测定中，在很大程度上依赖于测定电极45的面积和反应，所以即使没有第三狭缝44b，也可以只用规定测定电极45的面积的第三狭缝44a。
测定检测体时，一旦将血液作为检测体即试样液供给由隔离片48的切口部49形成的检测体供给路径，一定量的检测体便通过空气孔53，利用毛细管现象而被吸入检测体供给路径内部，到达相对电极46、测定电极45、检测电极47上。在电极上形成的试剂层51在作为检测体的血液中溶解，试剂和检测体中的特定成分之间发生氧化还原反应。这时如果检测体恰好充满检测体供给路径内部，则在相对电极46和检测电极47之间发生电气变化。由此确认检测体被吸引到了检测电极47。另外，测定电极45和检测电极47之间也发生电气变化，由此也可以确认检测体被吸引到了检测电极47。检测体被吸引到检测电极47之后，经过一定时间，促进检测体和试剂的反应，然后将一定的电压加在测定电极45和相对电极46、或相对电极46及检测电极47两者之间。例如如果是血糖值传感器，则发生与葡萄糖浓度成正比的电流，利用该值能测定血糖值。
另外，在本实施方案3中虽然举例说明了血糖值传感器的情况，但通过改变试剂层51的成分及检测体，能作为血糖值传感器以外的生物传感器使用。另外，在本实施方案3中虽然说明了有3个电极的生物传感器，但电极数即使是3个以外时，也能用第三狭缝规定电极的面积。另外，至少也可以用第三狭缝规定对测定精度影响大的测定电极的面积。另外，如果第三狭缝的位置能规定电极的面积，那么就不限定其位置。另外，生物传感器的形状也可以是本实施方案3的生物传感器的形状以外的形状，也能用第三狭缝规定电极的面积这样，在本实施方案3的生物传感器中，由于由平行于生物传感器的长边的两条第三狭缝规定各个电极的面积，所以由第三狭缝预先规定各电极的面积，具有各电极的面积不会随着切断位置的不同而变化，精度没有离散的效果。另外，由于具有用与试样液反应的试剂形成的试剂层；具有形成将上述试样液供给上述电极的检测体供给路径的切口部的隔离片；以及配置在上述隔离片上的具有与上述检测体供给路径相通的空气孔的盖，所以具有能容易将上述试样液吸引到上述检测体供给路径中的效果。由于在绝缘体基板的全部表面上形成导电层，用第一狭缝分割成多个电极，所以能作成高精度的电极，具有提高测定精度的效果。另外，由于用激光形成第一狭缝及第三狭缝，所以能进行高精度的加工，能高精度地规定各电极的面积，另外，由于能使各电极的间隔窄，所以具有能谋求生物传感器的小型化的效果。
(实施方案4)其次，作为第四实施方案，说明本发明的第十五方面及第十六方面的生物传感器D。
图9是按照制作工序的顺序表示生物传感器D的斜视图。图10是表示生物传感器D的第四狭缝的形成例的平面图。图22是表示生物传感器D被插入测定器中的状态的图。
首先，说明构成生物传感器D的构件。
61是由聚对苯二甲酸乙二酯等构成的绝缘性基板。62是在基板61的全部表面上形成的例如由金或钯等贵金属或碳等导电性物质构成的导电层。63a、63b、63c、63d是在导电层62上设的第一狭缝。65、66、67是由第一狭缝63a、63b、63c、63d分割导电层62而形成的电极，即测定电极、相对电极、以及确认检测体可靠地被吸引到检测体供给路径内部用的电极即检测电极。64a、64b及64c是分别分割相对电极66、检测电极67及测定电极65的第四狭缝。68是覆盖测定电极65、相对电极66、检测电极67的隔离片。69是设在隔离片68的前缘部中央的形成检测体供给路径的长方形的切口部。54是将含有酶等的试剂滴在测定电极65、相对电极66、以及检测电极67上进行涂敷而形成的试剂层。55是覆盖隔离片68的盖。56是设在盖55的中央部的空气孔。58、59及57是设置在各个电极即测定电极65、相对电极66及检测电极67的终端部上的修正部。71、72、及73分别是位于从测定电极65、相对电极66及检测电极67的盖55露出的部分的盖55的周边部的测定部。D是生物传感器。4115是安装生物传感器D的测定器。4116是插入生物传感器D用的测定器4115的插入口。4117是显示测定结果的测定器4115的显示部。
如图9(a)所示，采用作为形成薄膜的方法的溅射法，在基板61的全部表面上形成由金或钯等贵金属薄膜的导电层62。另外，也可以不在基板61的全部表面上、而只在形成电极所必要的部分形成导电层62。
其次如图9(b)所示，利用激光在导电层62上形成第一狭缝63a、63b、63c、63d，将导电层62分割成测定电极65、相对电极66及检测电极67。另外，利用激光在测定电极65、相对电极66及检测电极67上形成第四狭缝64a、64b及64c。这里，第四狭缝64a、64b及64c分割所有的电极即测定电极65、相对电极66及检测电极67，而第四狭缝64a、64b及64c的设置方法例如可以考虑图10所示的8种组合。
图10(a)是不设第四狭缝的情况。图10(b)是只在相对电极66上设有第四狭缝64a的情况。图10(c)是只在检测电极67上设有第四狭缝64b的情况。图10(d)是只在测定电极65上设有第四狭缝64c的情况。图10(e)是在相对电极66及检测电极67上设有第四狭缝64a及64b的情况。图10(f)是在测定电极65及相对电极66上设有第四狭缝64c及64a的情况。图10(g)是在测定电极65及检测电极67上设有第四狭缝64c及64b的情况。图10(h)是表示在测定电极65、相对电极66、以及检测电极67上设有第四狭缝64c、64a及64b的情况的图。
用这些第四狭缝64c、64a及64b的组合，能判断修正测定器4115每一批产品不同的输出特性用的修正数据的信息。例如，图10(a)中的不设第四狭缝的情况作为具有制造批号为“1”的输出特性的生物传感器，另外，图10(b)中的只在相对电极66上设有第四狭缝64a的情况作为具有制造批号为“2”的输出特性的生物传感器。
另外，也可以利用预先配置了为了形成具有第一狭缝63a、63b、63c、63d及第四狭缝64a、64b、64c的导电层62所必要的图形的印刷版或掩模版等，采用筛网印刷法或溅射法等，在基板61上形成电极和第一狭缝63a、63b、63c、63d及第四狭缝64a、64b、64c，也可以利用具有锋利的前端的刃具等削去导电层62的一部分。另外，也可以在完成生物传感器164后，调整了其输出特性后再形成第四狭缝64a、64b、64c，通过这样处理，能可靠地选择每一批产品。
其次，如图9(c)所示，例如在血糖值传感器的情况下，将由作为酶的葡萄糖氧化酶和作为电子传输体的铁氰化钾等构成的试剂滴在测定电极65、相对电极66及检测电极67上进行涂敷。
其次，将隔离片68设置在测定电极65、相对电极66及检测电极67的电极上，该隔离片68有形成检测体供给路径用的切口部69。
其次，将盖55设置在隔离片68上。隔离片68的切口部69的一端与在盖55上设的空气孔56相通。
另外，在测定电极65、相对电极66及检测电极67的电极上形成了隔离片68后，通过将试剂滴在从测定电极65、相对电极66及检测电极67的切口部69露出的部分上，形成试剂层54即可。
用生物传感器测定检测体时，首先，如图22所示，将生物传感器D插入测定器4115的插入口4116中。一旦将血液作为检测体即试样液供给检测体供给路径的入口，一定量的检测体便通过空气孔56，利用毛细管现象而被吸入检测体供给路径内部，到达相对电极66、测定电极65、检测电极67上。在电极上形成的试剂层54在作为检测体的血液中溶解，试剂和检测体中的特定成分之间发生氧化还原反应。这时如果检测体恰好充满检测体供给路径内部，则在相对电极66和检测电极67之间发生电气变化。由此确认检测体被吸引到了检测电极67。另外，测定电极65和检测电极67之间也发生电气变化，由此也可以确认检测体被吸引到了检测电极67。检测体被吸引到检测电极67之后，经过一定时间，促进检测体和试剂的反应，然后将一定的电压加在测定电极65和相对电极66、或相对电极66及检测电极67两者上。如果是血糖值传感器，则发生与葡萄糖浓度成正比的电流，测定器4115测定该值。由测定部71、72及73检测以上的测定电极65、相对电极66及检测电极67各电极上的电气变化。
另外，测定器4115检查生物传感器D的各电极即测定电极65、相对电极66及检测电极67是否被第四狭缝64a、64b、64c分割。例如如果检查测定部71和修正部57之间的电气导通情况，就能知道是否形成了第四狭缝64c。同样如果检查测定部72和修正部58之间的电气导通情况，就能知道是否形成了第四狭缝64a，如果检查测定部73和修正部59之间的电气导通情况，就能知道是否形成了第四狭缝64b。例如，在哪个电极上也未形成第四狭缝的情况下，由于是制造批号为“1”的生物传感器，呈图10(a)所示的状态，所以测定器4115根据预先存储的与制造批号为“1”的输出特性对应的修正数据和上述检测的电流值，求血糖值，在显示部4117上显示该血糖值。同样如果只在相对电极66上形成了第四狭缝64a，则根据与制造批号为“2”的输出特性对应的修正数据和上述检测的电流值，求血糖值，在显示部4117上显示该血糖值。
另外，在本实施方案4中，虽然举例说明了血糖值传感器，但通过改变试剂层54的成分及检测体，也能作为血糖值传感器以外的生物传感器用作例如乳酸传感器或脑甾醇传感器等。在此情况下，测定器也能根据第四狭缝的位置，判断与乳酸传感器或脑甾醇传感器的输出特性对应的修正数据的信息，测定器4115根据预先存储的与乳酸传感器或脑甾醇传感器的输出特性对应的修正数据和电流值，求测定值，显示在显示部4117上。
另外，在本实施方案4中虽然说明了有3个电极的生物传感器，但电极数即使是3个以外的情况也没关系。另外，也可以在一个电极上设有多条第四狭缝。
这样，在本实施方案4的生物传感器中，由于能判断在哪个电极上形成了分割各个电极的第四狭缝、是哪一批的生物传感器，所以通过将生物传感器插入测定器，测定器能判断需要哪一种修正数据，所以操作者不需要使用修正片等输入修正数据，减少了麻烦，具有能防止操作失误的效果。另外，由于具有用与试样液反应的试剂形成的试剂层；具有形成将上述试样液供给上述电极的检测体供给路径的切口部的隔离片；以及配置在上述隔离片上的具有与上述检测体供给路径相通的空气孔的盖，所以具有能容易将上述试样液吸引到上述检测体供给路径中的效果。由于在绝缘体基板的全部表面上形成导电层，用第一狭缝分割成多个电极，所以能作成高精度的电极，具有提高测定精度的效果。另外，由于用激光形成第一狭缝及第四狭缝，所以能进行高精度的加工，能高精度地规定各电极的面积，另外，由于能使各电极的间隔窄，所以具有能谋求生物传感器的小型化的效果。
另外，至此在说明过的第一～第四实施方案的生物传感器A、B、C、D中，如本发明的第十七方面至第十九方面所述，最好用激光加工设在导电层上的各狭缝，另外各狭缝的宽度为0.005mm～0.3mm，各狭缝的深度为导电层的厚度以上。
另外，如本发明的第二十方面至第二十二方面所述，生物传感器A、B、C、D中具有的试剂层最好含有酶、电子传输体、或水溶性高分子。
另外，如本发明的第二十三方面所述，最好用树脂材料构成生物传感器A、B、C、D中使用的绝缘性基板。
(实施方案5)其次，作为第五实施方案，参照

本发明的第二十四方面及第三十六方面所述的薄膜电极的形成方法。另外，如果在形成上述的第一至第四实施方案的生物传感器A、B、C、D的电极部时采用本实施方案5中说明的薄膜电极的形成方法，则能获得本发明的第三十七方面所述的生物传感器。
图11是表示通过实施本实施方案的薄膜电极的形成方法而形成的薄膜电极、以及反应试剂层在薄膜电极上展开的状态的生物传感器的示意图。该生物传感器与图25所示的现有的生物传感器的结构最大的不同点在于为了实现提高基板81和电极层82、以及电极层82和反应试剂层83的紧密接触性，而对聚对苯二甲酸乙二酯或聚碳酸酯等绝缘性树脂基板81的表面进行粗糙化处理。而且不同点还在于构成电极层82的材料是贵金属或由碳素构成的单体材料，另外电极层82的厚度控制在3～100nm。
以下给出，基板81的表面粗糙化处理的具体方法。另外作为适合于基板81的材料，可以举出聚对苯二甲酸乙二酯、聚碳酸酯、聚对苯二甲酸丁二酯、聚酰胺、聚氯乙烯、聚偏二氯乙烯、聚酰亚胺、尼龙等。
首先将基板81设置在真空槽内，然后进行真空排气，直至达到一定的真空度(达到1×10-1～3×10-3帕斯卡的范围内即可)。此后，将不活泼气体填充到真空槽内(填充后的真空度为0.1～10帕斯卡的范围)，一旦施加0.01～5kV左右的高频电压，不活泼气体被激励而离子化，撞击基板81的表面。该离子具有很高的动能，在极短时间(0.1～10秒左右)施加高频电压，就能获得充分的表面粗糙化的效果。另外，除了施加上述高频电压以外，即使施加直流电压等，也能获得同样的表面粗糙化的效果。
另外，作为不活泼气体，除了氩、氖、氦、氪、氙等稀有气体以外，也可以采用氮气。另外，即使采用以氧气为代表的活泼性(反应性)气体的情况下，也能使基板81的表面粗糙化，但在此情况下基板81的表面上会形成氧化被覆膜，其结果有可能使电极特性、以及传感器响应特性受到不良影响，所以最好不采用活泼性气体。
其次，说明在进行了粗糙化处理的基板81的表面上形成由导电性物质构成的薄膜电极层的方法。
与基板81的表面的粗糙化处理一样，进行真空排气直至达到一定的真空度(达到1×10-1～3×10-3帕斯卡的范围内即可)。此后，将不活泼气体填充到真空槽内(填充后的真空度为0.1～10帕斯卡的范围)，通过施加0.01～5kV左右的高频电压，不活泼气体被激励而离子化。使该离子化了的气体撞击由导电性材料构成的对阴极板，将导电性物质的原子击出，使该原子在基板81上形成薄膜，从而形成薄膜电极层。另外，进行了真空排气后，即使加热导电性物质，使其蒸发，该蒸发在基板81上形成薄膜，也能形成薄膜电极层。上述的具有代表性的方法是溅射蒸镀法，作为后者的代表，可以举出真空蒸镀法。
这里作为形成对阴极板的导电性材料，有钯、铂、金、钌等贵金属或碳素等，将这些单体材料用作电极原料，不易受制造条件的影响，各批材料之间的差异小，能批量地生产稳定的电极。
另外，虽然也能在独立的空间非连续地进行基板表面的粗糙化处理工序和薄膜电极形成工序，但如图12所示，在同一空间连续地进行使基板81的表面粗糙化的工序和形成薄膜电极的工序，能减少工时、提高生产节拍，从而提高生产效率，与此相伴随能实现生物传感器的低成本化。另外，图12是表示本实施方案5的薄膜电极的制作工序的简略结构图，图中84是真空槽，85是基板送出滚筒，86是基板卷取滚筒，87是粗糙化处理用电极，88是冷却滚筒，89是阴极/对阴极，90是气体导入口。
这样，在同一空间连续地进行两个工序的情况下，难以进行真空蒸镀，但进行高频溅射蒸镀、偏置溅射蒸镀、非对称交流溅射蒸镀、以及离子镀敷等是有效的。
另外，电极材料的厚度没有限制，当然薄一些能能降低制造成本，但作为电极层表面的粗糙面直接反映基板的粗糙面，能获得飞跃地提高电极层82和由酶及电子传输体构成的反应试剂层83的紧密接触性的效果。这里由于作为电极层表面的粗糙面反映基板81表面的粗糙面，所以电极层的厚度有必要在100nm以下，另外，为了提供高性能的薄膜电极及生物传感器，电极层的厚度最好为3～50nm。
这里，参照具体的实施例，进一步说明上述的第五实施方案的薄膜电极形成方法。
在一定的时间内，将频率为13.56MHZ的高频电压以100W的输出功率加在由聚对苯二甲酸乙二酯构成的绝缘性的基板81上，进行粗糙化处理后，在上述同样的条件下，在上述粗糙化了的基板上形成约10nm厚的钯，形成了贵金属薄膜电极。
图18是表示高频电压的施加时间为0～60秒(0秒表示未进行粗糙化处理的状态)进行粗糙化处理的基板表面的浸润指数(表面张力)的变化、电极层和基板的紧密接触性的图，表示施加5秒以上能实现基板表面的粗糙化，提高了表面湿润性、以及电极层和基板的紧密接触性。另外，本实施例是采用100W高频电压的结果，通过增加高频电压，能进一步缩短处理时间。
另外，按照JIS5600-5-10(涂料的一般试验方法涂敷薄膜的机械性质耐磨损性)进行这里的紧密接触性评价，图中紧密接触性的数值表示钯薄膜磨损至基板表面露出的状态的时刻的冲击往复次数，数值越大表示紧密接触性越高。
另外，图19是表示钯薄膜的厚度和电极表面的浸润指数(表面张力)的关系的图，另外，这里基板表面的粗糙化处理条件为高频电压100W、施加时间为5秒、钯层的厚度能在5～1000nm的范围内任意调整。从图19可知，钯层的厚度在3～50nm的范围进行了粗糙化处理的基板表面的浸润指数仍维持54dyn/cm，如果超过100nm，浸润指数下降到48dyn/cm，以后该数值稳定。这表示厚度直到100nm，基板表面的粗糙面反映电极表面的粗糙面，如果超过100nm，则反映电极材料本身(在本实施例的情况下为钯)的湿润性。
其次，在上述条件下形成的钯层的厚度为10nm的薄膜电极上形成了反应试剂层，该反应试剂层包含作为水溶性高分子的羧甲基钎维素、作为酶的葡萄糖氧化酶(GOD)及作为电子传输体的铁氰化钾，然后制作了将隔离片及盖展开的图1所示的测定血糖值用的生物传感器。
图20是对血中的葡萄糖浓度为40～600mg/dl时的传感器灵敏度进行比较的图。这里所说的传感器灵敏度是指将血液吸引到毛细管(检测体供给路径)内之后，将一定的电压加在作用电极和相对电极端子之间，5秒后获得的电流值。另外，现有的传感器和本实施例的传感器由于电极材料不同，所以现有的碳膏电极上的施加电压为0.5V，本实施例的钯薄膜电极上的施加电压为0.2V。
另外在各个浓度区间，即定数分别为n＝10。从图20可知，对电极表面未进行研磨处理和热处理等的本实施例的传感器的灵敏度具有与以往为了提高传感器的灵敏度而进行了必要的研磨处理和热处理等的传感器相同或更高的灵敏度。
(表1)中对上述10次测定时的重复精度(CV值)进行了比较，根据该表所示的结果，可以确认现有的传感器由研磨处理的离散等引起的CV值的劣化明显，与此不同，在本实施例的传感器中，确认了具有能减少各个传感器的离散的优异的精度。
(表1)


(实施方案6)以下说明对采用以上说明的实施方案5的薄膜电极形成方法形成了导电层的生物传感器A、B、C、D的本发明的第三十八方面所述的基质进行定量的定量方法、以及对本发明的第四十一方面所述的基质进行定量的定量装置。另外，在以下的说明中使用的生物传感器虽然是使用实施方案1所述的生物传感器A，但在此预先声明所使用的生物传感器不限于此。
图13是表示采用生物传感器的定量方法的生物传感器及定量装置的结构的图。图中，与图1相同的符号表示相同或相当的部分。
这是一种生物传感器A被连接在定量装置M1上的状态下使用、用定量装置M1从供给生物传感器A的检测体中测定基质的含量的系统。
在定量装置M1中，115a、115b、115c分别是连接在生物传感器A的测定电极5、检测电极7、相对电极6上的连接器，116a是设置在连接器115c和地(意味着恒定电位，不一定是“0”。在本说明书的以下内容中也同样)之间的开关，118a是连接在连接器115a上的将流过测定电极6和其他电极之间的电流变换成电压后输出的电流/电压变换电路，119a是连接在电流/电压变换电路118a上的将来自电流/电压变换电路118a的电压值变换成脉冲的A/D变换电路，120是控制开关116a的通·断、根据来自A/D变换电路119a的脉冲算出检测体中的基质的含量的CPU，121是显示由CPU120算出的测定值的LCD(液晶显示器)。
以下，说明采用本发明的实施方案6的生物传感器进行的定量方法，测定检测体中的基质的含量时生物传感器A及定量装置M1的工作情况。
首先，一旦将生物传感器A连接在定量装置M1的连接器115a～115c上，便通过CPU120的控制，开关116a呈断开状态，相对电极6和地之间呈非连接状态，一定的电压加在测定电极5和检测电极7之间。测定电极5和检测电极7之间产生的电流被电流/电压变换电路118a变换成电压，该电压再被A/D变换电路119a变换成脉冲，输出给CPU120。
其次，如果将检测体供给生物传感器A的检测体供给路径的入口9a，检测体便被吸引到检测体供给路径内部，通过相对电极6、测定电极5，到达检测电极7。这时，试剂层12溶解而发生氧化还原反应，在测定电极5和检测电极7之间发生电气变化。CPU120在检测到由于从A/D变换电路119a输入的脉冲的变化而在测定电极5、检测电极7之间发生电气变化的时刻、即在检测到能测定的量的检测体被供给生物传感器A的检测体供给路径的时刻，开始定量工作。
其次，CPU120使开关116a接通，使相对电极6接地，此后在一定的时间内进行控制，以便不将电压供给电流/电压变换电路118a，进行电极部上形成的试剂层12和检测体的反应。经过一定的时间大约5秒后，由电流/电压变换电路118a将一定的电压加在测定电极5和相对电极6及检测电极7之间。
这时，在测定电极5和相对电极6及检测电极7之间产生与检测体内的基质浓度成正比的电流。该电流被电流/电压变换电路118a变换成电压，该电压值被A/D变换电路119a变换成脉冲，输出给CPU120。CPU120计数该脉冲数，算出响应值，将其结果显示在LCD121上。
另外，这里虽然检测电极6经常接地，但如图14所示，也可以构成定量装置M2，即将开关116a设置在检测电极7和地之间，构成控制检测电极7和地之间的连接的通、断的结构。如果将生物传感器A连接在这样构成的定量装置M2的连接器115a～115c上，则通过CPU120进行控制，开关116a呈断开状态，相对电极6和地之间呈非连接状态，开关116b接通，一定的电压加在测定电极5和检测电极7之间。以后，在生物传感器A进行的检测体吸引开始后，至定量装置M2的定量工作结束之前，开关116b呈接通状态，定量工作与上述的定量装置M1的工作相同。
其次，说明适合于测定试样液中的基质的含量的生物传感器的各电极的面积。
图15是本发明的实施方案1的生物传感器A的检测体供给路径的放大图。为了防止电极间的电子传输反应过快，该生物传感器A的检测体供给路径的相对电极6、测定电极5及检测电极7的面积一般说来最好使相对电极6的面积与测定电极5的面积相等或更大。
而且在本发明的实施方案6中，由于测定时将生物传感器A的检测电极7作为相对电极使用，所以如果使相对电极6及检测电极7的合计面积为测定电极5的面积以上，则能避免各电极间的电子传输反应过快。例如，通过使相对电极6和测定电极5面积相等，使检测电极7的面积为相对电极6的面积的若干成，就能确保相对电极6及检测电极7的面积为测定电极5的面积以上。另外，为了使测定电极5和相对电极6及检测电极7之间的电子传输反应更均衡地进行，如图15所示，与测定电极5相邻的相对电极6及检测电极7的面积最好相等。
如上所述，如果采用本发明的实施方案6的使用生物传感器A的定量方法，则由于在检测体被吸引到生物传感器A的检测体供给路径中后，在检测电极7和测定电极5之间发生了电气变化的情况下，定量装置M1、定量装置M2两者中的任意一者检测该电气变化，开始定量工作，所以即使象以往那样供给生物传感器A的检测体的量不足也没有关系，定量装置M1、M2工作后，开始定量工作，其结果，能防止显示错误的测定值等错误工作。
另外，在本发明中，只有在能定量的量的检测体被供给了生物传感器A的情况下，定量开始后，将检测电极7作为相对电极使用，所以如果减少相对电极6和检测电极7的合计面积，使其与测定电极5的面积相等，则能防止电极间的电子传输反应过快，能使反应均衡地进行。同时，还与检测体供给路径的容量的小型化有关，能根据以往不可能检测的微量的检测体，准确地进行定量分析。而且，在检测电极7和相对电极6的面积相等的情况下，电极间的电子传输反应能均衡地进行，能获得更好的响应。
(实施方案7)下面，是一种使用在实施方案5中说明的薄膜电极形成方法形成了导电层的生物传感器A～D的定量方法，以下说明与上述的第六实施方案不同的本发明的第四十方面所述的定量基质的定量方法、以及本发明的第四十二方面至第四十四方面所述的定量基质的定量装置。另外，在以下说明中使用的生物传感器仍然是实施方案1中所述的生物传感器A。
图16是表示本发明的实施方案7的采用生物传感器的定量方法的生物传感器A及定量装置的结构的图。图中，与图13相同的符号表示相同或相当的部分。
在定量装置M3中，115a、115b、115c分别是连接在生物传感器A的测定电极5、检测电极7、相对电极6上的连接器，116c是一端连接在连接器115b上、另一端能切换地连接下一级的电流/电压变换电路118b和地的切换开关，118a是连接在连接器115a上、将流过测定电极6和其他电极之间的电流变换成电压后输出的电流/电压变换电路，118b是通过切换开关116c连接在连接器115b上、将流过检测电极7和其他电极之间的电流变换成电压后输出的电流/电压变换电路，119a、119b是分别连接在电流/电压变换电路118a、118b上、将来自电流/电压变换电路118a、118b的电压值变换成脉冲的A/D变换电路，120是控制切换开关116c、根据来自A/D变换电路119a、119b的脉冲算出检测体中的基质的含量的CPU，121是显示由CPU120算出的测定值的LCD。
以下，说明采用本发明的实施方案7的生物传感器进行的定量方法，测定检测体中的基质的含量时生物传感器A及定量装置M3的工作情况。
首先，一旦将生物传感器A连接在定量装置M3的连接器115a～115c上，便通过CPU120的控制，切换开关116c连接在电流/电压变换电路118b上，一定的电压加在相对电极6和测定电极5之间、以及相对电极6和检测电极7之间。相对电极6和测定电极5之间、以及相对电极6和检测电极7之间产生的电流被电流/电压变换电路118a、118b变换成电压，再被A/D变换电路119a、119b变换成脉冲。
其次，如果将检测体供给生物传感器A的检测体供给路径的入口9a，检测体便被吸引到检测体供给路径内部，通过相对电极6、测定电极5，到达检测电极7上。这时，由于检测体的作用，试剂层12溶解而发生氧化还原反应，在相对电极6和测定电极5之间、以及在相对电极6和检测电极7之间发生电气变化。
CPU120根据从A/D变换电路119a、119b输入的脉冲，检测到在相对电极6和测定电极5之间、以及在相对电极6和检测电极7之间发生了电气变化，确认能定量的量的检测体被供给了生物传感器A的检测体供给路径。
其次，CPU120使切换开关116c接地，在一定的时间内进行控制，以便不将电压供给电流/电压变换电路118a，进行电极上形成的试剂层112和检测体的反应。
经过一定的时间大约5秒后，由电流/电压变换电路118a将一定的电压加在测定电极5和相对电极6及检测电极7之间，CPU120根据其响应电流，算出响应值，将其结果显示在LCD121上。
可是，通过向检测体供给路径供给检测体，即使在相对电极6和测定电极5之间发生电流，但此后在一定时间内在相对电极6和检测电极7之间不发生电流的情况下，CPU120断定检测体的量不足，在LCD121上显示该旨意。另外，一旦在LCD121上显示了检测体的量不足后，即使向检测体供给路径补充检测体，CPU120也不开始定量工作。
如上所述，如果采用本发明的实施方案7的使用生物传感器的定量方法，则由于检测体被吸引到生物传感器A的检测体供给路径中，在相对电极6和测定电极5之间发生电气变化、而在相对电极6和检测电极7之间不发生电气变化的情况下，定量装置M3将检测体的量不足的旨意显示在LCD121上，通知使用者，所以能谋求进行测定时的方便性及提高安全性。
(实施方案8)下面，是一种使用在实施方案5中说明的薄膜电极形成方法形成了导电层的生物传感器A～D的定量方法，以下说明与上述的第六、第七实施方案不同的本发明的第三十九方面或第四十方面所述的定量基质的定量方法、以及本发明的第四十二方面至第四十四方面所述的定量基质的定量装置。另外，在以下说明中使用的生物传感器仍然是实施方案1中所述的生物传感器A。
图17是表示本发明的实施方案8的使用生物传感器的定量方法的生物传感器A及定量装置的结构的图。图中，与图16相同的符号表示相同或相当的部分。
本实施方案8的定量装置M4的结构基本上与实施方案7相同，但在定量装置M4的连接器115a和电流/电压变换电路118a之间增加了切换开关116d，能将测定电极5的连接切换成与电流/电压变换电路118a连接、或与地连接。
以下，用图17说明采用本发明的实施方案8的生物传感器进行的定量方法，定量检测体中的基质的含量时生物传感器及定量装置的工作情况。
首先，一旦将生物传感器A连接在定量装置M4的连接器115a～115c上，便通过CPU120的控制，切换开关116d、116c分别连接在电流/电压变换电路118a、118b上，一定的电压加在相对电极6和测定电极5之间、以及测定电极5和检测电极7之间。相对电极6和测定电极5之间、以及测定电极5和检测电极7之间产生的电流被电流/电压变换电路118a、118b变换成电压，再被A/D变换电路119a、119b变换成脉冲。
其次，如果将检测体供给生物传感器A的检测体供给路径的入口9a，检测体便被吸引到检测体供给路径内部而覆盖测定电极5时，在相对电极6和测定电极5之间发生电气变化。CPU120根据从A/D变换电路119a输入的脉冲，检测该电气变化，使切换开关116d接地。
其次，如果检测体到达检测电极7上，则在测定电极5和检测电极7之间发生电气变化。CPU120根据从A/D变换电路119b输入的脉冲，检测该电气变化，确认检测体充分地供给了检测体供给路径。
其次，CPU120使切换开关116d连接在电流/电压变换电路118a上，使切换开关116c接地，在一定的时间内进行控制，以便不将电压供给电流/电压变换电路118a，进行各电极上形成的试剂层12和检测体的反应。
经过一定的时间大约5秒后，由电流/电压变换电路118a将一定的电压加在测定电极5和相对电极6及检测电极7之间，CPU120根据其响应电流，算出检测体的基质的含量，将该测定值显示在LCD121上。
可是，通过向检测体供给路径供给检测体，即使在相对电极6和测定电极5之间发生电流，但此后在一定时间内在测定电极5和检测电极7之间不发生电流的情况下，CPU120断定检测体的量不足，在LCD121上显示该旨意。另外，一旦在LCD121上显示了检测体的量不足后，即使向检测体供给路径补充检测体，CPU120也不开始定量工作。
如上所述，如果采用本发明的实施方案8的使用生物传感器的定量方法，则由于检测体被吸引到生物传感器A的检测体供给路径中，在相对电极6和测定电极5之间发生电气变化、而在测定电极5和检测电极7之间不发生电气变化的情况下，定量装置M4将检测体的量不足的旨意显示在LCD121上，通知使用者，所以能谋求进行测定时的方便性及提高安全性。
在以上说明的第六至第八实施方案中，虽然对作为酶传感器的生物传感器进行了说明，但作为试剂的种类，除了酶以外，即使是利用抗体、微生物、DNA、RNA等的生物传感器也一样。
产业上利用的可能性如上所述，如果是本发明的生物传感器，则能用简单的方法形成，而且能获得测定精度好的生物传感器、以及与试剂液的组成无关地将试剂层均匀地配置在电极上的性能均匀的生物传感器，而且能获得切断基板时对电极的面积没有影响的能使性能保持一定的生物传感器、以及不用插入修正片而只需插入生物传感器且能判断每一批产品的修正数据的生物传感器，另外如果采用本发明的薄膜电极形成方法，则适合于形成上述的生物传感器的导电层，另外如果采用本发明的定量方法及定量装置，则对微量检测体的检测极其有用。
权利要求
1.一种生物传感器，用于对试样液中含有的基质进行定量，其特征在于具有第一绝缘性基板及第二绝缘性基板；至少具有测定电极和相对电极的电极部；将上述试样液导入上述电极部的检测体供给路径；以及对上述试样液中含有的基质进行定量用的试剂层，上述电极部、上述检测体供给路径、以及上述试剂层存在于上述第一绝缘性基板和上述第二绝缘性基板之间，上述检测体供给路径设置在上述电极部上，且试剂层设置在上述检测体供给路径中的上述电极部上，通过在上述第一绝缘性基板或上述第二绝缘性基板中的任一个或两者的内表面的全部或一部分表面上形成的导电层上设置第一狭缝，分割形成上述电极部，设有分割上述导电层且规定上述电极部的面积用的第三狭缝。
2.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于上述电极部还具有检测电极。
3.根据权利要求2所述的生物传感器，其特征在于上述相对电极设置在上述第二绝缘性基板内表面的全部或一部分表面上，上述测定电极和上述检测电极设置在上述第一绝缘性基板内表面的全部或一部分表面上，通过在上述导电层上设置上述第一狭缝，分割形成在上述第一绝缘性基板内表面上设置的上述测定电极和上述检测电极。
4.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于上述电极部只设置在上述第一绝缘性基板内表面的全部或一部分表面上，通过在上述导电层上设置上述第一狭缝，分割形成在上述第一绝缘性基板内表面上设置的上述电极部。
5.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于上述相对电极的面积与上述测定电极的面积相同或比上述测定电极的面积更大。
6.根据权利要求2所述的生物传感器，其特征在于上述相对电极的面积和上述检测电极的面积之和与上述测定电极的面积相同或比上述测定电极的面积更大。
7.根据权利要求6所述的生物传感器，其特征在于上述生物传感器的上述检测体供给路径中的上述检测电极的面积与上述相对电极的面积相同。
8.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于隔离片，该隔离片具有具备形成上述检测体供给路径的切口部且配置在上述电极部上的隔离片，上述第二绝缘性基板配置在上述隔离片上。
9.根据权利要求8所述的生物传感器，其特征在于上述隔离片和上述第二绝缘性基板是一体的。
10.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于形成有通过上述检测体供给路径的空气孔。
11.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于通过滴下试剂形成上述试剂层，在上述试剂滴下的位置的周围设有第二狭缝。
12.根据权利要求11所述的生物传感器，其特征在于上述第二狭缝呈圆弧状。
13.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于上述第一绝缘性基板和上述第二绝缘性基板的形状呈矩形，与上述矩形的某一边平行地设有一条或两条以上的上述第三狭缝。
14.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于具有根据上述生物传感器的每一批产品的上述试样液和上述试剂层的反应所产生的电气变化的输出特性、而且利用采用上述生物传感器的测定器能判断的修正数据的信息。
15.根据权利要求14所述的生物传感器，其特征在于具有分割上述电极部的一条或多条第四狭缝，上述测定器根据上述第四狭缝的位置，可判断上述修正数据的信息。
16.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于上述第一狭缝、上述第二狭缝、分割上述导电层且规定上述电极部的面积用的第三狭缝、以及分割上述电极部的第四狭缝中的任一条或全部是用激光加工上述导电层形成的狭缝。
17.根据权利要求16所述的生物传感器，其特征在于上述第一狭缝、上述第二狭缝、上述第三狭缝、上述第四狭缝各自的狭缝宽度为0.005mm～0.3mm。
18.根据权利要求16所述的生物传感器，其特征在于上述第一狭缝、上述第二狭缝、上述第三狭缝、上述第四狭缝各自的狭缝深度为上述导电层的厚度以上。
19.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于上述试剂层包含酶。
20.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于上述试剂层包含电子传输体。
21.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于上述试剂层包含水溶性高分子。
22.根据权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于上述绝缘性基板由树脂材料构成。
全文摘要
提供一种生物传感器、薄膜电极形成方法、定量装置及定量方法。该生物传感器，用于对试样液中含有的基质进行定量，其特征在于具有第一绝缘性基板及第二绝缘性基板；至少具有测定电极和相对电极的电极部；将试样液导入电极部的检测体供给路径；以及对试样液中含有的基质进行定量用的试剂层。电极部、检测体供给路径以及试剂层存在于第一绝缘性基板和第二绝缘性基板之间。检测体供给路径设置在电极部上，且试剂层设置在检测体供给路径中的电极部上。通过在第一绝缘性基板或第二绝缘性基板的内表面上形成的导电层上设置第一狭缝，分割形成电极部。且还设有分割导电层且规定电极部的面积用的第三狭缝。
文档编号C12Q1/00GK1632555SQ200510004370
公开日2005年6月29日 申请日期2000年11月14日 优先权日1999年11月15日
发明者宫﨑正次, 德永博之, 藤原雅树, 山西永吏子, 德野吉宣 申请人:松下电器产业株式会社