CN101191783A

CN101191783A - 生物传感器

Info

Publication number: CN101191783A
Application number: CNA2007100056238A
Authority: CN
Inventors: 裵柄宇; 李星东; 石洪成; 刘珍雅; 金知秀; 梁丁允
Original assignee: Infopia Co Ltd
Current assignee: Infopia Co Ltd
Priority date: 2006-11-30
Filing date: 2007-03-06
Publication date: 2008-06-04
Anticipated expiration: 2027-03-06
Also published as: US20080128278A1; KR100829400B1; EP1927851A2; CN101191783B; EP1927851A3

Abstract

公开一种用于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：下部绝缘衬底，该下部绝缘衬底具有形成在其上的并通过引线与引线端子相连的工作电极和参比电极，以及形成在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，该间隔物所述下部绝缘衬底和上部绝缘衬底之间并附着于下部绝缘衬底和上部绝缘衬底，并且具有样品引入区，以引导样品经过酶反应物层而到达电极；和上部绝缘衬底，该上部绝缘衬底通过间隔物而面向下部绝缘衬底，其中，下部绝缘衬底上形成有模拟电极，该模拟电极与工作电极和参比电极分隔开，同时固定酶反应物层并且不与引线相连。

Description

生物传感器

相关申请的交叉引用

本申请要求于2006年11月30日提交的韩国专利申请2006-120043的优先权，该申请的全部内容在此并入作为参考。

技术领域

本发明涉及一种生物传感器，更确切地说，涉及一种电化学测定生物样品中所含的分析物的生物传感器。

背景技术

生物传感器由电极系统和酶反应物层组成，其中，电极系统具有通过丝网印刷而在绝缘衬底上形成的多个电极，酶反应物层由在电极系统上形成的亲水聚合物、氧化还原酶和电子受体组成。US 5,171,689和5,387,328中公开了生物传感器电化学测定样品中所含的分析物。

一般而言，生物传感器包括工作电极和参比电极。例如，根据以下反应方程式，电化学传感器利用氧化还原酶和电子传递介质测定分析物：

[反应方程式]

分析物+酶(还原的)+电子传递介质(氧化的)→产物+酶(氧化的)+电子传递介质(还原的)

反应方程式说明由与样品所含的分析物反应而产生的还原的电子传递介质与样品所含的分析物的浓度成比例。相对于参比电极，将预定电压施加在工作电极上以氧化所述还原的电子传递介质。与此同时，产生氧化电流，由氧化电流的量能够测定出样品中所含的分析物的量。

当碳制的工作电极中发生氧化反应时，碳制的参比电极中发生还原反应。然而，当生物样品注入到酶反应物层上时，如果工作电极和参比电极彼此位置很接近，参比电极上的电子传递受体(还原的)能够扩散到工作电极上。更确切地说，当电极彼此之间位置接近的时候，由于工作电极上产生的氧化电流的量不正常，因此在电极中发生测定误差。因此，工作电极和参比电极需要彼此分隔开预定的距离。

然而，如果工作电极和参比电极彼此间的位置过远时，工作电极和参比电极间的衬底暴露区域变得很大。通常情况下，酶溶液在碳制电极上涂布良好，但在绝缘衬底上涂布得很差，因为绝缘衬底对水的表面张力大于对碳的表面张力。此外，由于绝缘衬底与碳制电极的附着能力高于与干燥的酶反应物层的附着能力，干燥的酶反应物层从衬底剥离的程度大于从电极剥离的程度。因此，存在一个问题，即，当注入生物样品时，形成于电极上的酶反应物层可能被冲洗掉。

发明内容

本发明提供一种生物传感器，在生物样品注入到酶反应物层时，该传感器能够使生物样品迅速地被吸收，同时通过防止生物样品所含的酶从工作电极或参比电极上冲洗掉而使测量误差最小化。

本发明还提供一种能够防止酶反应物层从下部绝缘衬底或绝缘膜上剥离的生物传感器。

本发明的附加特征将在下面的描述中阐明，部分地从下述描述中显而易见，也可从本发明的实施中了解。

本发明公开一种用于测定样品中所含的分析物的生物传感器，该传感器包括：下部绝缘衬底(substrate)，该下部绝缘衬底具有形成在其上的、通过引线连接到引线端子的工作电极和参比电极的，以及形成在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，该间隔物位于下部衬底和上部衬底之间并附着于下部衬底和上部衬底，并且具有样品引入区以引导样品经过酶反应物层而到达电极；上部绝缘衬底，该上部绝缘衬底通过间隔物而面向下部绝缘衬底，其中，下部绝缘衬底上形成有模拟电极(dummy electrode)，该模拟电极与工作电极和参比电极分隔开，同时固定酶反应物层并且不与所述引线相连。

各个电极可以由碳、石墨、铂-碳、银、金、钯或铂制成。

应了解到，上述的一般性描述和下面的详细描述都是示范性和说明性的，意为对本发明的权利要求做进一步的说明。

附图说明

附图加深了对本发明的理解并且并入说明书中、组成说明书的一部分，附图描述了本发明的实施方式，并且与该说明一起解释本发明的原理。

图1是根据本发明的示范性实施方式的生物传感器的分解透视图；

图2是根据本发明的示范性实施方式的生物传感器的局部平面图；

图3是根据本发明的示范性实施方式的下部绝缘衬底的平面图；

图4是根据本发明的示范性实施方式的下部绝缘衬底的平面图；

图5是根据本发明的示范性实施方式的生物传感器的分解透视图；

图6是根据本发明的示范性实施方式的生物传感器的横截面图；

图7和8是如图6所示的根据本发明的示范性实施方式的生物传感器的局部放大图；

图9是描述根据本发明的示范性实施方式的生物传感器的效果的示意图。

具体实施方式

下面将结合附图更全面地描述本发明，其中附图中描述了本发明的示范性实施方式。然而，本发明可以以很多不同的方式实施，不应该理解为仅限于在此给出的实施方式。更确切地，提供这些实施方式是为了使公开更加充分，并且充分地将本发明的范围告知于本领域技术人员。在附图中，为了得到清晰的效果，层和区域的尺寸和相对尺寸可能被放大。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”其它元件或层上或与其它元件或层“相连”时，其可以直接在其它元件或层上或与其它的元件或层相连，或者可能有中间元件或中间层。相反，当指出元件或层“直接在”其它元件或层上或者与其它元件或层“直接相连”时，则没有中间元件或中间层。

图1是根据本发明的示范性实施方式的生物传感器的分解透视图。图2是根据本发明的示范性实施方式的生物传感器的局部平面图。

生物传感器测定生物样品中所含的分析物。生物传感器包括下部绝缘衬底110、间隔物600和上部绝缘衬底700。

下部绝缘衬底包括至少一个在其上形成的电极，和在电极上形成的、与样品中所含的分析物反应的酶反应物层。间隔物600位于下部绝缘衬底110和上部绝缘衬底700之间，并且附着于下部绝缘衬底110和上部绝缘衬底700。间隔物600具有样品引入区610，以引导样品经过酶反应物层120而到达电极21、41和42。上部绝缘衬底700面向下部衬底600，并且具有排气区710以使通过样品引入区610与样品吸附在一起的气体排出。排气区710形成于与样品引入区610不同的层上。

排气区710优选以管道形状形成在与样品引入区610不同的层上，以增加样品的吸收率。排气区710优选以半圆柱形状在与样品吸收方向垂直的方向上形成。

下部绝缘衬底110可以由绝缘材料制成，厚度为50-400微米。下部绝缘衬底110具有形成于其上的、包括引线31和引线端子32的引线单元30。与引线31相连的电极21、41和42通过丝网印刷形成在下部衬底110上。电极21、41和42由碳、石墨、镀铂碳(platinum-plated carbon)、银、金、钯或铂制成。例如，电极可以用由碳或镀铂碳组成的墨、或含有钯的墨印刷在下部绝缘衬底110上。

电极21表示模拟电极，电极41表示参比电极，电极42表示工作电极。参比电极41和工作电极42用于检测由酶反应层70上的电子受体氧化或还原反应所产生的电流量。模拟电极21与工作电极42和参比电极41分隔开。模拟电极21固定酶反应物层，并且不与引线相连。模拟电极21用于防止注入到酶反应物层70中的生物样品所含的溶解酶被从工作电极42或参比电极41上冲洗掉。另外，模拟电极21用于防止酶反应物层70在制备生物传感器时从下部绝缘衬底110或绝缘膜上脱落。模拟电极21可以形成在工作电极42和参比电极41之间。

酶反应物层120由与样品中所含的分析物反应的酶，与酶反应的电子传递介质，以及将缓冲液、酶稳定剂等固定在电极上的聚合物支撑物质组成。酶反应物层120覆盖并被固定在电极21、41和42上。

此时，酶的例子包括氧化还原酶，例如葡萄糖氧化酶、乳酸酯氧化酶、胆固醇氧化酶和醇氧化酶；转移酶，例如葡萄糖脱氢酶、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)；和水解酶。

电子传递介质的例子包括铁氰化钾、氰亚铁酸钾、六胺氯化钌(hexaamineruthenium chloride)、二茂铁及其衍生物、奎宁及其衍生物，为与酶发生氧化或还原反应的物质。

当含有分析物的样品滴在酶反应物层120上时，酶反应物层120被样品溶解，同时样品中所含的分析物与酶发生反应，因此分析物被氧化同时电子受体被还原。酶反应完成后，所述还原的电子受体的电化学氧化所产生的氧化电流的量由与电极41和42相连的引线32接触的测试仪(未示出)测定出，从而得到样品中所含的分析物的浓度。

间隔物600通过样品引入区610形成毛细管，所述样品引入区610通过将上部绝缘衬底700和下部绝缘衬底110彼此相连而形成。间隔物600的厚度不小于酶反应物层120，从而使样品能够容易地注入到酶反应物层120。更确切地说，当间隔物600的厚度大于酶反应物层120时，容易注入样品。间隔物600可以是厚度为10-300微米的双面胶带。更优选地，间隔物600具有厚度为10-150微米的双面胶带，以使样品的注入量最小化。当样品通过毛细管作用经样品引入区610自动注入时，样品引入区610内存在的空气通过在上部衬底700上形成的排气区710排出。

排气区710优选形成在与样品引入区不同的层上，更优选为管道形状，以增加样品的吸收率。更确切地说，排气区710形成在不存在样品和酶反应物层120的层上，从而仅有空气通过排气区710排出。排气区710优选以半圆柱形状形成在与样品的吸收方向垂直的方向上。排气区710也可以形成为其它形状。

当样品开始注入到酶反应物层120时，酶反应物层周围存在的空气被挤向样品引入区610，并通过以与样品注入方向垂直的方向形成在上部衬底700上的排气区710排出。更确切地说，由于只有空气通过以管道形状形成在与样品引入区610不同的层上的排气区被排出，因此增加了样品的吸收率。

更确切地说，由于排气区710形成在与酶反应物层120不同的层上，因此样品的量和排气区710的尺寸无关。因此，样品的量可以与酶反应物层120的尺寸同等程度地减小。另外，由于可以不考虑酶反应物层120的尺寸而增大排气区710，因此可以有效的排出空气。此外，由于空气不经过酶反应物层120而排出，因此，空气的排放率与样品的吸收率无关。因此，提高了空气排放率并提高了样品的吸收率。此外当生物传感器从测量仪中取下时，使用者的手很少被样品污染。

图3和图4是根据本发明示范性实施方式的其上形成有模拟电极的下部绝缘衬底的平面图。当该实施方式中使用单一的模拟电极时，可以使用两个或两个以上的电极。另外，当实施方式中使用单一的工作电极和单一的参比电极时，在具有两个工作电极的生物传感器的下部衬底上可以形成有模拟电极。

如图3所示，模拟电极22靠近工作电极42和参比电极41而形成。如图4所示，模拟电极23形成在形成有酶反应物层70的下部绝缘衬底的端部上。由于稳定地附着在酶反应物层70上的模拟电极23形成在拆开(cut)的生物传感器表面，因此可以减少在生物传感器被拆开时酶反应层被破坏的可能性。

图5是根据本发明示范性实施方式的生物传感器的分解透视图。生物传感器100包括下部绝缘衬底110、间隔物130和上部绝缘衬底150。

下部绝缘衬底100可以由绝缘材料制成，厚度为50-400微米。下部绝缘衬底100具有形成在其上的、包括引线31和引线端子32的引线单元30。与引线31相连的电极21、41和42通过丝网印刷形成在下部衬底110上。电极21、41和42可以由碳、石墨、镀铂碳、银、金、钯或铂制成。例如，电极可以用由碳或镀铂碳组成的墨、或含有钯的墨印刷在下部绝缘衬底110上。

电极21表示模拟电极，电极41表示参比电极，电极42表示工作电极。参比电极41和工作电极42测定由酶反应物层70上的电极受体的氧化或还原所产生的电流量。模拟电极21与参比电极41和工作电极42分隔开。模拟电极21固定酶反应物层70，并且不与引线相连。模拟电极用于防止注入到酶反应物层70的生物样品中所含的溶解酶被从工作电极42或参比电极41上冲洗掉。另外，模拟电极21用于防止酶反应物层70在制备生物传感器时从下部绝缘衬底110或绝缘膜50上剥落。模拟电极21可以形成在工作电极42和参比电极41之间。

酶反应物层120施用在形成于下部绝缘衬底110上的电极21、41和42上。酶反应物层由与生物样品中所含的分析物反应的酶，与酶反应的电子传递介质，以及将缓冲溶液、酶稳定剂等固定在电极上的聚合物支撑物质组成。

间隔物130位于在下部绝缘衬底110和上部绝缘衬底150之间，并且附着于下部绝缘衬底110和上部绝缘衬底150。间隔物130具有样品引入区，以引导样品经过酶反应物层70而到达电极21、41和42。

上部绝缘衬底150可以为由PET(聚对苯二甲酸乙二醇酯)、PVC(聚氯乙烯)或聚碳酸酯制成的薄板。上部绝缘衬底150具有空气出口153，以排出由间隔物130形成的样品引入区131中的空气，使样品(例如，血液)能够通过毛细管作用注入到酶反应物层70。空气出口153从弯曲部分延伸到电极21、41和42上。该弯曲部分151从上部绝缘衬底150的末端向电极21、41和42弯曲。

图6是根据本发明示范性实施方式的生物传感器的横截面图。

电极21、41和42形成在固定有酶反应物层120的下部绝缘衬底110上。下部绝缘衬底110通过具有样品引入区610的间隔物600与上部绝缘衬底700相连。上部绝缘衬底700具有以管道形状形成在其上的并与样品注入时方向垂直的排气区710，以在通过样品引入区610注入样品时排出空气。

本发明提供了一种能够通过排气区710仅仅快速地排出空气并防止样品流出的生物传感器。图7、图8是图6所示的传感器的局部放大图。

作为防止样品流出的第一种方案，适当地限制排气区710的宽度和高度。如果排气区的横截面过小，样品可能通过毛细管作用流出。因此，排气区710的横截面越大，空气的排气率和样品的吸收率越高。然而，不能无限制地增大排气区710。由于排气区为管道形状，因此很难形成横截面过大的排气区，并且排气区形成后也很容易被破坏。

我们的试验表明，排气区710优选横截面宽度约为0.3-3毫米，高度约为0.1-3毫米。此时，通过样品引入区注入的样品的量优选为小于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具有亲水性质，因此，排气区710的内壁涂覆疏水材料。

如图7和图8所示，排气区的内壁优选用疏水材料涂布，以防止亲水的样品流向排气区710。间隔物610也优选由疏水材料制成。另外，与上部绝缘衬底和下部绝缘衬底接触的间隔物610的表面优选涂覆有疏水性粘合剂。

更确切地说，酶反应物层120由疏水材料制成，使亲水性的样品不能够流出酶反应物层120。

作为防止样品流出的第三种方案中，样品引入区610具有逐渐变细至一点的端部。

图9是描述根据本发明示范性实施方式的生物传感器的效果的示意图。

因为注入的样品存留在样品引入区610和酶反应物层120中，所以样品没有流出。因此，可以使测定所用的样品的量最小化。同时，只有空气通过在与样品引入区610不同的层上形成的排气区710排出。因此，可以提供一种提高样品吸收率并防止样品流出的生物传感器。

从以上说明可以显然得知，由于样品引入区通过上部衬底的空气出口而开口，因此生物样品可以迅速地进入生物传感器。

另外，由于固定酶反应物层的模拟电极与工作电极和参比电极一起形成在下部衬底上，因此可以防止注入到酶反应物层的生物样品中所含的溶解酶从工作电极或参比电极上被冲洗掉。另外，当制造生物传感器时，可以防止酶反应物层从下部绝缘衬底或绝缘膜上剥离。另外，由于模拟电极由与工作电极和参比电极相同的材料制成，因此不需要另外的步骤在下部绝缘衬底上形成模拟电极。

另外，由于在与样品的注入方向垂直的方向、在与样品注入区不同的层上、在上部衬底上形成有排气区，可以有效地排出空气及吸收样品，因此增加了样品的吸收率。另外，本发明提供了不同的解决方案以防止样品从排气区流出。

在不偏离本发明的精神和范围的条件下，对本发明做出各种修改和变化对本领域的技术人员来说是显而易见的。因此，本发明意在涵盖所附权利要求书及其等价物的范围内对本发明的修改和变化。

Claims

1.一种用于测定样品所含的分析物的生物传感器，该生物传感器包括：

下部绝缘衬底，该下部绝缘衬底具有形成在其上的、通过引线与引线端子相连的工作电极和参比电极，以及形成在所述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，该间隔物位于所述下部绝缘衬底和上部绝缘衬底之间并附着于下部绝缘衬底和上部绝缘衬底，并且具有样品引入区以引导样品经过酶反应物层而到达电极；和

上部绝缘衬底，该上部绝缘衬底通过间隔物而面向所述下部绝缘衬底，

其中所述下部绝缘衬底上形成有模拟电极，该模拟电极与所述工作电极和参比电极分隔开，同时固定所述酶反应物层并且不与所述引线相连。

2.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，各个所述电极由碳、石墨、铂-碳、银、金、钯或铂制成。

3.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述模拟电极在所述工作电极和参比电极之间形成。

4.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述模拟电极靠近所述工作电极或参比电极而形成。

5.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述模拟电极形成在形成有酶反应物层的所述下部绝缘衬底的端部上。

6.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述下部绝缘衬底上形成有绝缘膜，以使所述工作电极、参比电极和模拟电极彼此之间绝缘。

7.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述上部绝缘衬底上形成有排气区，以使通过在所述间隔物上形成的样品引入区而与样品吸附在一起的空气排出。