WO2001088526A1 - Biocapteur et production de ce biocapteur - Google Patents

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WO2001088526A1
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biosensor
biosensor according
sample liquid
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Hideaki Yamaoka
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Arkray, Inc.
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    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
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    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
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    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
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    • Y10T29/49—Method of mechanical manufacture
    • Y10T29/49002—Electrical device making

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor used for quantifying the concentration of a specific component contained in a liquid sample, for example, a biological sample solution such as blood or urine, and a method for producing the same.
  • a liquid sample for example, a biological sample solution such as blood or urine
  • FIG. 10 is an exploded perspective view of such a conventional biosensor 9
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the assembled biosensor 9.
  • the biosensor 9 has a structure in which an insulating base 90, a spacer 91, and a cover 92 are stacked. As shown in FIG. 11, between the base 90 and the cover 92, a spacer 93 having a suction port 93 a is defined by the spacer 91.
  • a working electrode 94, a counter electrode 95, and a reaction section 96 laminated on the working electrode 94 and the counter electrode 95 are provided in the cavity 93.
  • the reaction section 96 contains various reagents necessary for a given reaction system, such as an oxidoreductase depending on the object to be quantified.
  • the sample liquid moves from the suction port 93 a through the inside of the capillary 93 to reach the reaction section 96 by capillary action. Then, the reagent contained in the reaction section 96 is dissolved in the sample solution, and an oxidation-reduction reaction occurs. By measuring the oxidation current value at this time, the concentration of the specific component in the sample solution is determined.
  • Japanese Patent Application Laid-Open Publication No. Hei 11-344641 discloses a technique aimed at avoiding the influence of such individual components on the measured current.
  • the biosensor described in this publication is the reverse of the biosensor of FIG. It has a structure in which a filter 97 made of a fiber material such as glass fiber is further laminated on the corresponding portion 96.
  • the filter 97 is formed, for example, by integrating a fiber material in a fleece-like or filter-like manner. Therefore, the sample liquid that has moved inside the capillary 93 dissolves the reaction part 96 after the solid component is filtered by the filter 97, and then reaches the working electrode 94 and the counter electrode 95.
  • the filter 97 contains a surfactant in order to facilitate the movement of the sample solution in the finoleter 97 and to facilitate the filtration of solid components by the filter 97.
  • the force par 92 as one of the members defining the cabillary 93 is usually formed of a resin material such as polyethylene terephthalate (PET).
  • PET polyethylene terephthalate
  • the movement of the sample solution in the capillary 93 tends to be hindered.
  • a sufficient amount and a sufficient speed cannot be achieved when the sample liquid is taken into the capillary 93, and the concentration of the specific component may not be accurately measured, which may occur. Disclosure of the invention
  • the present invention aims to eliminate or mitigate the above-mentioned problems. More specifically, the present invention provides a biosensor of a capillary system capable of accelerating the movement of a sample solution in a capillary and accurately measuring the concentration of a specific component in the sample solution, and a biosensor of such a type. It is an object to provide a method for manufacturing a sensor.
  • a biosensor having a capillary with a flow path with a suction port for taking in the sample liquid, a membrane for promoting the movement of the sample liquid in the flow path, and a membrane for facilitating the movement of the sample liquid in the flow path. And a reaction unit containing a reagent that reacts with the test component.
  • the location where the membrane is formed is not particularly limited. As long as it is inside the capillaries, it may be provided at any place. Also, membranes may be provided on all of the inner walls of the capillaries.
  • the membrane is provided near the suction port.
  • the membrane has a plurality of pores having a pore size of 0.25 or more and 45 ⁇ or less.
  • the membrane is laminated on the reaction section.
  • the reaction section membrane is formed all the way to the inlet.
  • the membrane is an asymmetric membrane or a composite membrane comprising a first layer having a relatively small group of holes and a second layer having a relatively large group of holes in the thickness direction. Layer 1 is in contact with the reaction zone.
  • the membrane is an asymmetric membrane made of polysulfone.
  • the hole group of the first layer has a hole diameter of not less than 0.4 and not more than 0.45 ⁇
  • the hole group of the second layer has a hole diameter of not less than 25 ⁇ and not more than 45 ⁇ .
  • the capillaries have openings as air vents.
  • the cabilli has a transparent portion or a translucent portion so that the inside of the cabril can be observed.
  • the membrane is white.
  • a working electrode and a counter electrode are provided on the insulating base in a long shape, and the cabillary is formed on the insulating base so as to extend so as to intersect the working electrode and the counter electrode.
  • the counter electrode is disposed substantially parallel to the working electrode.
  • the cabillary includes a pair of walls erected on the base and a force par portion provided so as to bridge the pair of walls.
  • a capillary having a flow path provided with a suction port for taking in a sample liquid, a membrane for accelerating the movement of the sample liquid in the flow path, and movement by the membrane are provided.
  • a reaction section containing a reagent that reacts with the test component in the sample solution that has been promoted.
  • a method for producing a biosensor is provided. In this method, the working electrode and the counter electrode are formed in a long shape on the insulating base. Forming a long reaction section extending in a direction intersecting the working electrode and the counter electrode; laminating a long membrane on the reaction section; and both sides of the reaction section and the membrane in the longitudinal direction.
  • the pair of walls are formed by applying a hot melt adhesive.
  • the pair of walls is formed by attaching a double-sided tape to the insulating base.
  • FIG. 1 is a partially exploded perspective view of a biosensor according to the first aspect of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the biosensor of FIG. 1 along the line II-II in an assembled state.
  • FIG. 3 is a partially broken perspective view in which main parts of the biosensor of FIG. 1 in an assembled state are enlarged.
  • FIG. 4 is a perspective view for explaining steps included in the biosensor manufacturing method according to the second aspect of the present invention.
  • FIG. 5 is a perspective view for explaining a step following the step shown in FIG.
  • FIG. 6 is a perspective view for explaining a step following the step shown in FIG.
  • FIG. 7 is a perspective view for explaining a step following the step shown in FIG.
  • FIG. 8 is a perspective view for explaining a step following FIG.
  • FIG. 9 is a perspective view for explaining a step following the step shown in FIG.
  • FIG. 10 is an exploded perspective view showing an example of a conventional biosensor.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the biosensor of FIG. 10 in an assembled state.
  • FIG. 12 is a cross-sectional view showing another example of a conventional biosensor.
  • the biosensor 1 includes an insulating base 2 formed in a strip shape (for example, 6 ⁇ 30 ⁇ 0.25 mm) using glass epoxy resin or the like. On this insulating base 2, a cavity 3 extending in the width direction (X direction in FIG. 1) is formed.
  • the cavity 3 is substantially defined by an electrode system 4, a pair of spacers 5, and a force par 6 provided on an insulating base 2. Inside the cavity 3, a reaction section 7 is laminated on the electrode system 4, and a membrane 8 is further laminated on the reaction section 7.
  • the electrode system 4 is composed of a counter electrode 40, a working electrode 41, and a reference electrode 42, each of which extends in the longitudinal direction of the insulating base 2 (the Y direction in FIG. 1), as is well shown in FIG.
  • An interelectrode insulator 43 is provided between the counter electrode 40 and the working electrode 41.
  • an inter-electrode insulating portion 44 is provided between the working electrode 41 and the reference electrode 42.
  • These interelectrode insulators 43, 44 are flush with the electrodes 40, 41, 42.
  • Each of the electrodes 40, 41, and 42 is formed to a thickness of about 40 / m and a width of about 2 mm by a method such as screen printing, sputtering, or vapor deposition.
  • an insulating layer 45 having a thickness of about several tens ⁇ is further formed on the electrodes 40, 41, 42 and the inter-electrode insulating portions 43, 44.
  • the insulating layer 45 is divided by a groove 46 extending in the width direction of the insulating base 2.
  • the groove 46 has a width of about 0.5 to 1.5 mm.
  • the reaction section 7 is a solid containing an enzyme that reacts with a specific component (substrate) contained in a biological sample solution such as blood, and is configured to be dissolved when impregnated with the sample solution. As shown in FIGS. 2 and 3, such a reaction part 7 is filled in the groove part 46 and has a thickness of about several tens of meters. When an oxidoreductase is used as the enzyme, the reaction section 7 may contain an electron acceptor.
  • the membrane 8 is disposed on the reaction part 7 so as to extend in the width direction of the insulating base 2, as is well shown in FIG. 3, and is white and has a thickness of about 130 ⁇ . .
  • the membrane 8 is a porous synthetic polymer membrane, and can form a porous membrane having a smaller pore size than a glass filter.
  • the diameter of the plurality of holes of the membrane 8 is not less than 0.25 ⁇ and not more than 45 m.
  • membrane 8 For example, a material containing a polysulfone-based material, an aromatic polyamide-based material, cellulose acetate, or the like can be used.
  • the membrane 8 an asymmetric membrane or a composite membrane can be used.
  • the asymmetric membrane is a film in which a support layer in which large-diameter holes are formed and a dense layer in which small-diameter holes are formed are provided in the same material.
  • a composite membrane is a material in which a support layer in which large-diameter holes are formed and a dense layer in which small-diameter holes are formed are basically made of different materials.
  • the membrane 8 When an asymmetric membrane or a composite membrane is used as the membrane 8, the membrane 8 is arranged so that the dense layer is in contact with the reaction section 7.
  • the diameter of the plurality of holes formed in the dense layer is 0.25; u m or more and 0.45 m or less.
  • the diameter of the plurality of holes formed in the porous layer is 25; u m or more and 45 ⁇ or less.
  • each of the pair of spacers 5 extends in the width direction of the insulating base 2 along both sides of the reaction part 7 and the membrane 8 so as to sandwich the membrane 8. Are located.
  • These spacers 5 are thicker than the membrane 8, for example, have a thickness of about 200 m.
  • the cover 6 bridges between the pair of spacers 5.
  • the cover 6 is a transparent member or a semi-transparent member formed of a resin such as polyethylene terephthalate (PET) and has a thickness of about 15 to 30 ⁇ m.
  • PET polyethylene terephthalate
  • a flow path 30 is formed between the cover 6 and the membrane 8, and its height is about 50 ⁇ .
  • both ends of the flow path 30 are open at the openings 30 a and 30 Ob of the cavity 3.
  • One opening 30a functions as a suction port for introducing the sample liquid into the interior of the cavity 3.
  • the other opening 30b functions as a passage for the air in the cavity 3 when the sample liquid moves in the cavity 3, whereby a favorable capillary phenomenon in the flow path 30 is ensured.
  • the sample liquid such as blood is introduced from the opening 30 a of the capillary 3, the sample liquid is moved to the opening 30 b side by capillary action acting in the longitudinal direction of the capillary 3. In the flow path 30 toward.
  • the amount of the sample solution required in this case is, for example, 0.2 to 1.5 ⁇ l.
  • a suction force acts on the sample liquid that has come into contact with the surface of the membrane 8, and the sample liquid moves toward the reaction section 7 in each hole of the membrane.
  • a suction force is applied to the subsequent sample liquid in the flow channel 30 so as to be drawn into the membrane 8. Thereby, the movement of the sample liquid in the flow channel 30 is promoted, and the sample liquid can be easily spread over the entire area of the reaction section 7.
  • the membrane 8 is not subjected to a hydrophilic treatment such as containing a surfactant. If the membrane 8 is not subjected to the hydrophilic treatment, it is advantageous from the viewpoint of manufacturing cost. In addition, when the surfactant is not present in the membrane 8, there is no need to worry about a decrease in measurement accuracy due to hemolysis even when the sample solution is whole blood.
  • the membrane 8 When an asymmetric membrane or a composite membrane is used as the membrane 8 and the membrane 8 is arranged so that the larger side of the hole is exposed to the flow path 30 and the smaller side of the hole is in contact with the reaction section 7, The movement of the sample liquid in the passage 30 can be further promoted. Specifically, when the pore size near the flow channel 30 is larger, the introduction or penetration of the sample liquid into the membrane 8 tends to be improved, and when the pore size near the reaction part 7 is smaller, the entire sample 8 has good pore size. Capillary phenomena tend to occur, and the force for aspirating the sample liquid is largely maintained. As a result, a larger amount of the sample solution is supplied to the reaction section 7 via the flow path 30 and the membrane 8 faster.
  • the cover 6 is transparent, and the membrane 8 is configured as white. According to such a configuration, it is possible to easily confirm from the outside via the cover 6 to which position in the flow path 30 the sample liquid is filled.
  • Such visual confirmation is possible whether the electrodes 40, 41, or 42 are formed as a black system by using carbon black or the like, or when the sample solution is a red system such as blood. is there. Also, by detecting the conduction state between the electrodes 40, 41, and 42, the arrival position of the sample liquid can be recognized. As the sample liquid moves through the cavity 3 from the opening 30a to the opening 30 while impregnating the membrane 8 and the reaction section 7, conduction between the electrodes 40, 41, and 42 through the sample liquid This is because the state changes.
  • the sample liquid having passed through the membrane 8 is impregnated in the reaction section 7.
  • the reaction part 7 is dissolved in the sample solution, and the enzyme contained in the reaction part 7 reacts with a specific component (substrate) of the sample solution.
  • a specific component substrate
  • the composition should be such that the substrate is oxidized and the dissolved oxygen in the sample solution is reduced to hydrogen peroxide. it can. In such a configuration, if a predetermined voltage is applied between the counter electrode 40 and the working electrode 41 after a certain period of time, hydrogen peroxide is oxidized to generate a response current.
  • the concentration of the specific component in the sample solution can be obtained by measuring the response current.
  • the electron acceptor is reduced instead of the above-described dissolved oxygen simultaneously with the oxidation reaction of the specific component by the enzyme. Therefore, in this case, if a predetermined voltage is applied between the counter electrode 40 and the working electrode 41, the response current when the reduced form of the electron acceptor returns to the oxidized form can be used to determine the specific component in the sample solution.
  • the concentration can be measured. Further, the concentration of the specific component may be calculated based on a calibration curve that indicates the relationship between the response current and the concentration of the specific component, which is obtained in advance.
  • each electrode 40, 41, and 42 To apply voltage to each electrode 40, 41, and 42 and measure the response current, load the biosensor 1 into a measuring device provided separately from the biosensor 1, and connect it to the measuring terminal of the measuring device. This is performed in a state where the electrodes 40, 41, and 42 of the biosensor 1 are electrically connected.
  • the counter electrode 40, the working electrode 41, and the reference Since each of the poles 42 is also covered with the insulating layer 45 at both ends, the application of the voltage and the measurement of the response current are performed using a portion exposed at the end face of the biosensor 1.
  • a part of each electrode 40, 41, and 42 and a part of insulating layer 45 are removed. It may be removed and exposed, or a configuration in which the insulating layer 45 is not formed at all may be adopted.
  • the base electrode 2A made of glass epoxy resin, ceramic, or the like is divided into grooves 43A on the base 2A, and finally, the counter electrode 40, the working electrode 41, and the like.
  • conductor layers 40 A, 41 A, and 42 A to be reference electrodes 42 are formed, respectively.
  • the conductor layers 40A, 41A, and 42A can be individually formed by a technique such as screen printing, sputtering, or vapor deposition.
  • the conductor layers 4OA, 41A, and 42A may be formed simultaneously by forming a conductor layer on the entire surface of the mother base 2A and then providing a plurality of grooves 43A in the conductor layer. Can be formed.
  • Each of the conductor layers 40A, 41A, and 42A is formed of, for example, carbon black, copper, silver, gold, or the like, and has a thickness of, for example, about 40 ⁇ .
  • the insulating portion 43B is formed by filling the groove 43 with an insulating material.
  • an insulating layer 45A is formed in a state of being separated by a groove 46A orthogonal to each of the conductor layers 4OA, 41A and 42A.
  • the insulating portion 43B and the insulating layer 45A may be formed individually or may be formed simultaneously.
  • the insulating portion 43B and the insulating layer 45A are formed at the same time, for example, the insulating material is applied to the surface of each conductive layer 40A, 41A, 42A, and at the same time, the groove 43A is formed.
  • a groove 46 A is formed by performing an etching process or the like. Alternatively, after forming a mask in a region corresponding to the groove portion 46A, the insulating portion 43B and the insulating layer 45A may be simultaneously formed by screen printing.
  • a reaction layer 7A to be the reaction part 7 is formed by filling the inside of the groove part 46A.
  • the reaction layer 7A is, for example, an aqueous solution of an enzyme selected according to a specific component to be quantified, or a mixed aqueous solution of the aqueous solution and a hydrophilic polymer. It is formed by filling the liquid into the groove 46A and then drying it.
  • the reaction layer 7A has a thickness of, for example, about several tens ⁇ .
  • examples of the enzyme used include glucose oxidase, fructose oxidase, lactate oxidase, and cholesterol oxidase.
  • an electron acceptor may be contained in the reaction section 7. Examples of such an electron acceptor include ferricyan ion, ⁇ -benzoquinone, a derivative thereof, and phenazine methoxide. Examples include sulfate, methylenepurine, phlegmene, and derivatives thereof.
  • Polyamino acids such as resenololose, carboxymethinoleethylcenorelose, polybutylpyrrolidone, polybutylalcohole, polylysine, polysulfonic acid, gelatin and derivatives thereof, polyacrylic acid and its salts, polymethacrylic Examples include acids and salts thereof, starch, and derivatives thereof, and polymers of maleic anhydride or salts thereof.
  • a membrane layer 8 ⁇ ⁇ ⁇ to be a membrane 8 is arranged on the reaction layer 7 A, and an adhesive layer 5 A is formed on both sides of each membrane layer 8 A.
  • the membrane layer 8A has a thickness of, for example, about 130 ⁇ , and corresponds in width and length to the reaction layer 7A.
  • the adhesive layer 5A is formed, for example, by applying a hot melt adhesive or by attaching a double-sided tape. Although the adhesive layer 5A in the present embodiment is provided on both sides of the membrane layer 8A, a part of the adhesive layer 5A is provided so as to be laminated near the side end of the membrane layer 8A or the reaction layer 7A. Is also good.
  • the thickness (height) of the adhesive layer 5A is, for example, about 200 m.
  • the force par 6A is fixed to each of the adhesive layers 5A so as to bridge between a pair of adhesive layers 5A sandwiching the membrane layer 8A.
  • a space 3OA to be the flow path 30 is formed between the cover 6A and the membrane layer 8A.
  • the cover 6A is transparently formed by, for example, PET, and has a thickness of about 15 to 30 ⁇ .
  • the cover 6 can be fixed on the spacer 5A by the adhesive force of the adhesive layer 5A.
  • the number and length of the conductor layers 4 OA, 41 A, 42 A, the reaction layer 7 A, the membrane layer 8 A, etc. are appropriately changed according to the size and number of the biosensor 1 to be manufactured.
  • Table 1 shows that the biosensor 1 according to the present invention, in which the membrane 8 is provided above the reaction section 7, and the biosensor 1 in which the membrane is not provided and the other structures are all the same, the sample liquid is the same. The result of measuring the time required to fill the interior of the capillary almost completely is shown.
  • a membrane of product number SD450 manufactured by MEMTEC was used. The measurement was performed using three sample liquids showing different hematocrit values.
  • the volume of the flow path in the cavities of each biosensor was 6 mm ⁇ 0.5 mm ⁇ 130 ⁇ m.
  • the membrane thickness of the biosensor 1 was set to 130 im.
  • Each measurement in Table 1 is the average of three samples.
  • the filling rate of the sample liquid into the capillary is higher when membrane 8 is used than when it is not used.
  • the difference is more pronounced in higher hematocrit (higher viscosity) samples.

Description

明細書 バイオセンサおょぴその製造方法 技術分野
本発明は、 液体試料、 例えば血液や尿などの生体試料液に含まれる特定成分の 濃度を定量する際に使用するバイオセンサおよびその製造方法に関する。 背景技術
使い捨て式のバイオセンサとしては、 毛細管現象を利用して試料液を反応部に 供給するように構成されたキヤビラリ方式のバイオセンサが知られている。 図 1 0は、 そのような従来のバイォセンサ 9の分解斜視図であり、 図 1 1は、 組立て たバイオセンサ 9の断面図である。 バイオセンサ 9は、 絶縁ベース 9 0と、 スぺ ーサ 9 1と、 カバー 9 2とが積層された構造を有する。 図 1 1に示すように、 ベ ース 9 0とカバー 9 2との間において、 スぺーサ 9 1によって、 吸入口 9 3 aを 有するキヤビラリ 9 3が規定される。 このキヤビラリ 9 3内には、 作用極 9 4、 対極 9 5、 及ぴ、 これらに積層された反応部 9 6が設けられている。 反応部 9 6 には、 定量対象に応じた酸化還元酵素など、 所定の反応系に必要な種々の試薬が 含まれている。
このような構造のバイオセンサ 9では、 試料液は、 毛細管現象により吸入口 9 3 aからキヤビラリ 9 3内を移動して反応部 9 6に達する。 すると、 反応部 9 6 に含まれる試薬が試料液に溶解し、 酸化還元反応が起こる。 このときの酸化電流 値を測定することによって、 試料液中の特定成分の濃度が定量される。
しかしながら、 従来のバイオセンサ 9では、 試料液中の固体成分が作用極 9 4 や対極 9 5の付近に存在すると、 測定される電流値が影響を受け、 測定精度の悪 化を招来するといつた問題がある。
特開平 1 Γ一 3 4 4 4 6 1号公報には、 そのような個体成分による測定電流へ の影響を回避することを目的とする技術が開示されている。 この公報に記載され ているバイオセンサは、 本願の図 1 2に示すように、 図 1 1のバイオセンサの反 応部 9 6上に、 ガラス繊維などの繊維材料で構成したフィルタ 9 7を更に積層し た構造を有している。 フィルタ 9 7は、 例えば繊維材料をフリース様またはフヱ ルト様に一体化して形成される。 従って、 キヤビラリ 9 3内を移動してきた試料 液は、 フィルタ 9 7で固体成分が濾過されてから反応部 9 6を溶解し、 その後、 作用極 9 4および対極 9 5に到達する。 繊維製のフィルタ 9 7では、 試料液の粘 度が高い場合に適切に試料液を流動させて固体成分を濾過することが困難なこと も想定されるため、 特開平 1 1一 3 4 4 4 6 1号公報によると、 フィノレタ 9 7内 での試料液の移動を容易とし、 フィルタ 9 7による固体成分の濾過を円滑に進め るべく、 フィルタ 9 7には界面活性剤が含有されている。
しかしながら、 フィルタ 9 7内に界面活性剤が存在すれば、 試料液として例え ば全血を用いた場合には、 血液がフィルタ 9 7を通過する際に溶血が生じ、 血球 内から溶出した血球内成分が測定結果に影響を与えてしまう。 その結果、 測定の 確度が低下する。
また、 キヤビラリ 9 3を規定する部材の一つとしての力パー 9 2は、 通常、 ポ リエチレンテレフタレート （P E T ) などの樹脂材料により形成されている。 し かしながら、 P E Tは疎水的な材料であるため、 キヤビラリ 9 3内での試料液の 移動は阻害される傾向にある。 そのため、 キヤビラリ 9 3内への試料液の取り込 みにおいて、 充分な量および充分な速さを達成できず、 特定成分の濃度測定を正 確に行えなレ、事態'も生じ得る。 発明の開示
本発明は、上述の問題点を解消または軽減することを目的とする。具体的には、 本発明は、 キヤビラリ内での試料液の移動を促進し、 試料液中の特定成分の濃度 を正確に測定することができる、 キヤビラリ方式のバイオセンサ、 及び、 そのよ うなバイオセンサを製造するための方法を提供することを目的とする。
本発明の第 1の側面によると、 バイオセンサが提供される。 このバイオセンサ は、 試料液を取り入れるための吸入口を備えた流路を有するキヤビラリと、 試料 液の流路内における移動を促進するためのメンプレンと、 メンプレンによって移 動が促進された試料液中の被検成分と反応する試薬を含む反応部と、 を備える。 メンプレンの形成箇所は、 特に限定されない。 キヤビラリ内部であれば、 いず れの箇所に設けられていてもよい。 また、 キヤビラリの内壁の全てにメンプレン が設けられていてもよレ、。
好ましくは、 メンブレンは、 吸入口付近に設けられている。
好ましくは、 メンプレンは、 孔径 0 . 2 5 以上 4 5 μ πι以下の複数の孔を 有する。
好ましくは、 メンプレンは、 反応部に積層されている。
好ましくは、 反応部おょぴメンブレンは吸入口にいたるまで形成されている。 好ましくは、 メンブレンは、 厚み方向において、 相対的に小さい孔群を有する 第 1の層と、 相対的に大きい孔群を有する第 2の層とを備える非対称膜または複 合膜であり、 .第 1の層は、反応部に接している。 特に好ましくは、 メンブレンは、 ポリスルフォン製の非対称膜である。
好ましくは、 第 1の層の孔群は、 0 . 以上 0 . 4 5 μ πι以下の孔径を 有し、 第 2の層の孔群は、 2 5 μ ηι以上 4 5 μ πι以下の孔径を有する。
好ましくは、 キヤビラリは、 空気抜け孔としての開口部を有する。
好ましくは、 キヤビラリは、 キヤビラリ内部を観察可能にするための透明部ま たは半透明部を有する。
好ましくは、 メンブレンは白色系である。
好ましくは、 更に、 絶縁ベース上において長状に設けられた作用極およぴ対極 を備え、 キヤビラリは、 絶縁ベース上において、 作用極および対極に交差するよ うに延びて形成されている。
好ましくは、 対極は、 作用極に対して略平行に配されている。
好ましくは、 キヤビラリは、 ベース上に立設された一対の壁部と、 当該一対の 壁部を橋渡すように設けられた力パー部とを含む。
本発明の第 2の側面によると、 試料液を取り入れるための吸入口を備えた流路 を有するキヤビラリと、 試料液の前記流路内における移動を促進するためのメン プレンと、 メンブレンによって移動が促進された前記試料液中の被検成分と反応 する試薬を含む反応部と、 を備えるバイオセンサを製造するための方法が提供さ れる。 この方法は、 作用極およぴ対極を、 絶縁ベース上において、 長状に形成す る工程と、 作用極および対極と交差する方向に延びる長状の反応部を形成するェ 程と、 反応部上に、 長状のメンブレンを積層する工程と、 反応部およびメンブレ ンの長手方向両側縁に沿って一対の壁部を設ける工程と、 一対の壁部上にこれら を橋渡すようにしてカバー部を積層することによってキヤビラリを形成する工程 と、 を含む。
好ましくは、 一対の壁部は、 ホットメルト接着剤を塗布することによって形成 される。
好ましくは、 一対の壁部は、 絶縁ベースに両面テープを貼着することによって 形成される。
本発明のその他の特徴および利点は、 添付図面を参照して以下に行う詳細な説 明によって、 より明らかとなろう。 図面の簡単な説明
図 1は、 本発明の第 1.の側面に係るバイオセンサの一部分解斜視図である。 図 2は、組立てた状態における図 1のバイオセンサの線 II— IIに沿った断面図 である。
図 3は、 組立てた状態における図 1のバイオセンサの要部を拡大した部分破断 斜視図である。
図 4は、 本発明の第 2の側面に係るバイオセンサ製造方法に含まれる工程を説 明するための斜視図である。
図 5は、 図 4に続く工程を説明するための斜視図である。
図 6は、 図 5に続く工程を説明するための斜視図である。
図 7は、 図 6に続く工程を説明するための斜視図である。
図 8は、 図 7に続く工程を説明するための斜視図である。
図 9は、 図 8に続く工程を説明するための斜視図である。
図 1 0は、 従来のバイオセンサの一例を示す分解斜視図である。
図 1 1は、 組立てた状態における図 1 0のバイオセンサの断面図である。 図 1 2は、 従来のバイオセンサの他の例を示す断面図である。 発明の実施の形態
図 1ないし図 3を参照して、 本発明に係るバイオセンサ 1を説明する。 バイオ センサ 1は、 ガラスエポキシ樹脂などにより短冊状 （例えば 6 X 3 0 X 0 . 2 5 mm) に形成された絶縁ベース 2を含む。 この絶縁ベース 2上には、 その幅方向 (図 1における X方向） に延びるキヤビラリ 3が形成されている。
キヤビラリ 3は、 実質的には絶縁ベース 2上に設けられた電極系 4、 一対のス ぺーサ 5、および力パー 6により規定されている。キヤビラリ 3の内部において、 電極系 4には反応部 7が積層され、 当該反応部 7には、 更にメンブレン 8が積層 されている。
電極系 4は、 図 1によく表れているように、 絶縁ベース 2の長手方向 （図 1に おける Y方向） にそれぞれ延びる対極 4 0、 作用極 4 1および参照極 4 2からな る。 対極 4 0と作用極 4 1との間には、 電極間絶縁部 4 3が設けられている。 同 様に、作用極 4 1と参照極 4 2との間には、電極間絶縁部 4 4が設けられている。 これら電極間絶縁部 4 3， 4 4は、 電極 4 0 , 4 1， 4 2と面一である。 各電極 4 0， 4 1 , 4 2は、 スクリーン印刷、 スパッタリング、 あるいは蒸着などの手 法により厚さ 4 0 / m、 幅 2 mm程度に形成されている。 電極 4 0 , 4 1， 4 2 および電極間絶縁部 4 3， 4 4上には、 更に、 厚さが数十 μ πι程度の絶縁層 4 5 が形成されている。 絶縁層 4 5は、 絶縁ベース 2の幅方向に延びる溝部 4 6によ り分断されている。 溝部 4 6は、 0 . 5〜1 . 5 mm程度の幅を有する。
反応部 7は、 例えば血液などの生体試料液に含まれる特定成分 （基質） と反応 する酵素を含んだ固形物であり、 試料液を含浸した場合に溶解するように構成さ れている。 このような反応部 7は、 図 2およぴ図 3によく表れているように、 溝 部 4 6内に充填されており、 その厚みは数十 m程度とされる。 酵素として酸化 還元酵素を使用する場合には、 反応部 7に電子受容体を含ませておいてもよい。 メンブレン 8は、 図 3によく表れているように、 絶縁ベース 2の幅方向に延び るようにして反応部 7上に配置されており、 白色系で、 1 3 0 μ πι程度の厚みを 有する。 メンプレン 8は、 多孔質な合成高分子膜であり、 ガラスフィルタよりも 孔径が小さい多孔質膜を構成することができる。 本実施形態では、 メンブレン 8 の複数の孔の径は、 0 . 2 5 μ πι以上 4 5 m以下である。 メンブレン 8として は、 例えばポリスルフォン系素材、 芳香族ポリアミ ド系素材、 酢酸セルロースな どを含むものを採用することができる。
また、 メンブレン 8として、 非対称膜や複合膜を使用することができる。 ここ で、 非対称膜とは、 大径の孔が形成された支持層と小径の孔が形成された緻密層 とが同一材料中に設けられたものである。 一方、 複合膜とは、 大径の孔が形成さ れた支持層と小径の孔が形成された緻密層とが基本的に別材料で設けられたもの である。
メンブレン 8として非対称膜や複合膜を使用する場合には、 メンブレン 8は、 緻密層が反応部 7に接するように配置される。 好ましくは、 緻密層に形成された 複数の孔の径は 0 . 2 5 ;u m以上 0 . 4 5 m以下である。 好ましくは、 多孔層 に形成された複数の孔の径は 2 5； u m以上 4 5 μ ιη以下である。
一対のスぺーサ 5の各々は、 図 3によく表れているように、 反応部 7およぴメ ンプレン 8の両側縁に沿って絶縁ベース 2の幅方向に延び、 メンブレン 8を挟み 込むようにして配置されている。 これらスぺーサ 5は、 メンブレン 8より厚く、 例えば 2 0 0 m程度の厚みを有する。
カバー 6は、 一対のスぺーサ 5の間を橋渡ししている。 カバー 6は、 ポリェチ レンテレフタレート （P E T) などの樹脂により成形された透明部材または半透 明部材であり、 1 5〜 3 0 μ m程度の厚みを有する。
図 2によく表れているように、 カバー 6とメンプレン 8との間には、 流路 3 0 が形成されており、 その高さは 5 0 μ ηι程度である。 流路 3 0は、 図 3によく表 れているように、 キヤビラリ 3の開口 3 0 a， 3 O bにおいて、 両端が開放して いる。 一方の開口 3 0 aは試料液をキヤビラリ 3の内部へ導入するための吸入口 として機能する。 他方の開口 3 0 bは試料液がキヤビラリ 3内を移動する際に、 キヤビラリ 3内の空気の抜け道として機能し、 これによつて流路 3 0における良 好な毛細管現象が確保される。
このように構成されたバイオセンサ 1では、 キヤビラリ 3の開口 3 0 aから血 液などの試料液を導入すれば、 キヤビラリ 3の長手方向に作用する毛細管現象に より試料液が開口 3 0 b側に向けて流路 3 0内を移動する。 この場合に必要とさ れる試料液の量は、 例えば 0 . 2〜1 . 5 μ 1である。 キヤビラリ 3内に導入さ れた試料液の一部は、 メンブレン 8と接触する。 メンブレン 8の表面に接触した 試料液には吸引力が作用し、 試料液はメンブレンの各孔内を反応部 7に向かって 移動する。 試料液がメンプレン 8内を孔から孔へと移動すると、 流路 3 0内の後 続の試料液に対しても、 メンプレン 8内へ引き込もうとする吸引力が作用する。 これにより、 流路 3 0内での試料液の移動が促進されて、 反応部 7の全域に対し て試料液を行き渡らせることが容易となる。
試料液に作用する吸引力は、 各孔内で生じている毛細管現象に起因するものと 考えられるから、 吸引力の大きさは、 試料液の表面張力に比例し、 各孔の径の大 きさに反比例する。 そのため、 メンブレン 8に界面活性剤を含有させるなどして 試料液の表面張力を下げるという方策を講じることは、 キヤビラリ 3内での試料 液の移動を阻害することとなる。 したがって、 バイオセンサ 1では、 試料液が粘 度の高い場合であっても、 メンブレン 8に対して界面活性剤を含有させるなどの 親水処理を施さないほうがよい。 メンブレン 8に親水処理を施さなければ、 その 分だけ製造コス トの観点から有利である。 加えて、 メンブレン 8内に界面活性剤 を存在させない場合には、 試料液が全血である場合であっても、 溶血に起因した 測定精度の低下を懸念する必要もない。
メンプレン 8として非対称膜または複合膜を使用するとともに、 孔の大きい側 を流路 3 0に露出し、 孔の小さい側を反応部 7に接するようにしてメンブレン 8 を配設した場合には、 流路 3 0内での試料液の移動をさらに促進させることがで きる。 具体的には、 流路 3 0付近の孔径がより大きいと、 メンプレン 8への試料 液の導入ないし浸透が向上する傾向にあり、反応部 7付近の孔径がより小さいと、 メンブレン 8全体を通じて良好な毛細管現象が生じる傾向にあり、 試料液を吸引 する力が大きく維持される。 その結果、 より多量の試料液が、 より速く、 流路 3 0およびメンプレン 8を介して反応部 7に供給される。
本実施形態では、 反応部 7およびその上位のメンブレン 8は、 開口 3 0 aにい たるまで形成されているので、 当該開口 3 0 aから導入された試料液は、 直ちに メンブレン 8と接触し、 その一部はメンプレン 8の各孔内を移動していく。 そし て、 メンブレン 8内への試料液の移動により流路 3 0内での試料液の移動が助長 される。 そのため、 少量の試料液でも即時かつ確実に反応部 7に達する。 本実施形態では、 カバー 6が透明とされ、 メンプレン 8が白色系として構成さ れている。 このような構成によると、 試料液が流路 3 0のどの位置まで充填され ているのかについて、 カバー 6を介して外部から容易に確認することができる。 このような目視による確認は、 電極 4 0， 4 1， 4 2がカーボンブラックなどに より黒色系として形成される場合でも、 試料液が血液のように赤色系のものであ る場合でも可能である。 また、 各電極 4 0， 4 1 , 4 2間の導通状態を検知する ことによつても、 試料液の到達位置を認識することができる。 試料液がメンブレ ン 8および反応部 7に含浸しつつキヤビラリ 3内を開口 3 0 aから開口 3 0 へ 移動するにつれて、 試料液を介しての電極 4 0， 4 1 , 4 2の間の導通状態が変 化するからである。
メンブレン 8を経た試料液は反応部 7に含浸される。 このとき反応部 7が試料 液に溶解し、 反応部 7に含まれていた酵素と試料液の特定成分 （基質） とが反応 する。 酵素として酸化還元酵素を使用して、 基質に対する酸化反応を利用する場 合には、 基質が酸化されると同時に、 試料液中の溶存酸素が過酸化水素に還元さ れるように構成することができる。 このような構成の場合、 一定時間経過後に対 極 4 0と作用極 4 1との間に所定の電圧を印加すれば、 過酸化水素が酸化されて 応答電流が生じる。 生成した過酸化水素の量は一定体積の試料液中の特定成分の 濃度に比例するので、 応答電流を測定することによって試料液中の特定成分の濃 度を求めることができる。 また、 反応部 7内に酸化状態の電子受容体を含ませた 場合には、 酵素による特定成分の酸化反応と同時に、 上述の溶存酸素に代わり当 該電子受容体が還元される。 したがって、 この場合には、 対極 4 0と作用極 4 1 との間に所定の電圧を印加すれば、 電子受容体の還元体が酸化体に戻る際の応答 電流から試料液中の特定成分の濃度を測定することができる。 また、 特定成分の 濃度は、 予め求めておいた、 応答電流と特定成分の濃度との関係を表す検量線に 基づいて演算してもよい。
各電極 4 0， 4 1， 4 2への電圧の印加や応答電流の測定は、 バイオセンサ 1 とは別に設けられた測定装置に対してバイオセンサ 1を装填し、 測定装置の測定 用端子とバイオセンサ 1の各電極 4 0， 4 1， 4 2とを電気的に接続させた状態 で行われる。 上述したバイオセンサ 1では、 対極 4 0、 作用極 4 1、 および参照 極 4 2のそれぞれが両端部においても絶縁層 4 5により覆われているため、 電圧 の印加や応答電流の測定は、 バイオセンサ 1の端面において露出する部分を利用 して行われる。 ただし、 各電極 4 0， 4 1， 4 2への電圧の印加や電流の測定を 容易とすべく、 各電極 4 0， 4 1， 4 2の一部を、 絶縁層 4 5の一部を除去して 露出させておいてもよく、 また全く絶縁層 4 5を形成しない構成を採用してもよ い。
次に、 図 1ないし図 3に示したバイオセンサ 1の製造方法を図 4ないし図 9を 参照して説明する。
まず、 図 4に示すようにガラスエポキシ樹脂やセラミックなどからなる母べ一 ス 2 A上に、 溝 4 3 Aで分断された状態で、 最終的に対極 4 0、，作用極 4 1、 お よび参照極 4 2となる導体層 4 0 A, 4 1 A, 4 2 Aをそれぞれ形成する。 導体 層 4 0 A， 4 1 A, 4 2 Aは、 例えばスクリーン印刷、 スパッタリング、 あるい は蒸着などの手法により個別に形成することができる。 これに代えて、 導体層 4 O A, 4 1 A, 4 2 Aは、 母ベース 2 Aの全面に導体層を形成した後、 当該導体 層に対して複数の溝 4 3 Aを設けることにより同時に形成することができる。 各 導体層 4 0 A， 4 1 A, 4 2 Aは、 例えばカーボンブラック、 銅、 銀、 金などに より形成され、 例えば 4 0 μ πι程度の厚さを有する。
次いで、 図 5に示すように、 絶縁材料を溝 4 3 Αに充填することにより、 絶縁 部 4 3 Bを形成する。 次いで、 図 6に示すように、 各導体層 4 O A, 4 1 A, 4 2 Aに直交する溝部 4 6 Aにより分断された状態で、 絶縁層 4 5 Aを形成する。 絶縁部 4 3 Bおよび絶縁層 4 5 Aは、 個別に形成してもよいが、 同時に形成する こともできる。 絶縁部 4 3 Bおよび絶縁層 4 5 Aを同時に形成する場合には、 例 えば、 各導体層 4 0 A, 4 1 A, 4 2 Aの表面に絶縁材料を塗布すると同時に溝 4 3 A内に絶縁材料を充填した後に、 エッチング処理を施すなどして溝部 4 6 A を形成する。 これに代えて、 溝部 4 6 Aに対応する領域にマスクを形成した後、 スクリーン印刷により絶縁部 4 3 Bおよび絶縁層 4 5 Aを同時に形成してもよい。 次いで、 図 7に示すように溝部 4 6 A内を充填するようにして反応部 7となる べき反応層 7 Aを形成する。 この反応層 7 Aは、 例えば、 定量すべき特定成分に 応じて選択された酵素の水溶液、 またはこの水溶液と親水性高分子との混合水溶 液を溝部 4 6 A内に充填した後に、 これを乾燥させることにより形成される。 反 応層 7 Aは、 例えば数十 μ πι程度の厚みを有する。
ここで、 使用される酵素は、 例えばグルコース酸化酵素、 フルクトース酸化酵 素、 乳酸酸化酵素、 コレステロール酸化酵素などが挙げられる。 酸化還元酵素を 使用する場合には、 反応部 7内に電子受容体を含有させてもよく、 このような電 子受容体としては、例えばフェリシアンイオン、 ρ—べンゾキノン、 その誘導体、 フエナジンメ トサルフェート、 メチレンプル一、 フエ口セン、 その誘導体などが 挙げられる。
• 混合溶液を構成する親水性高分子としては、 例えば力ルポキシメチルセル口一 ス、 ヒ ドロキシェチルセノレロース、 ヒ ドロキシプロピルセノレロース、 メチノレセノレ ロース、 ェチノレセノレロース、 ェチノレヒ ドロキシェチノレセノレロース、 カルボキシメ チノレエチルセノレロース、 ポリビュルピロリ ドン、 ポリ ビュルアルコーノレ、 ポリ リ ジンなどのポリアミノ酸、 ポリスルホン酸、 ゼラチンおよびその誘導体、 ポリア クリル酸おょぴその塩、 ポリメタアクリル酸およびその塩、 スターチ、 およぴそ の誘導体、 無水マレイン酸またはその塩の重合体などが挙げられる。
次いで、 図 8に示すようにメンブレン 8となるべきメンブレン層 8 Αを反応層 7 A上に配置するとともに、 各メンブレン層 8 Aの両サイドに接着層 5 Aを形成 する。
メンブレン層 8 Aは、 例えば 1 3 0 μ ιη程度の厚みを有し、 幅および長さが反 応層 7 Aに対応する。
接着層 5 Aは、 例えばホットメルト接着剤を塗布することにより、 あるいは両 面テープを貼着することにより形成される。 本実施形態における接着層 5 Aは、 メンプレン層 8 Aの両サイドに設けられているが、 その一部がメンブレン層 8 A や反応層 7 Aの側端部付近上に積層するように設けてもよい。 接着層 5 Aの厚み (高さ） は、 例えば 2 0 0 m程度である。
次いで、 図 9に示すように、 メンブレン層 8 Aを挟む一対の接着層 5 Aの間を 橋渡すようにして、 各接着層 5 Aに力パー 6 Aを固定する。 これにより、 カバー 6 Aとメンプレン層 8 Aとの間に流路 3 0となるべき空間 3 O Aが形成される。 カバー 6 Aは、 例えば P E Tにより透明に形成されており、 1 5〜3 0 μ ιη程
一表
度の厚みを有する。 接着層 5 Aとしてホットメル小接着剤や両面テープを使用し た場合には、 カバー 6は、 接着層 5 Aの接着力によりスぺーサ 5 A上に固定され 得る。
最後に、 図 9に示した各一点鎖線 Cに沿って母ベース 2 Aを切断することによ り、 図 1ないし図 3に示したバイオセンサ 1が複数個同時に得られる。
なお、 導体層 4 O A, 4 1 A, 4 2 A、 反応層 7 A、 メンブレン層 8 Aなどの 数や長さは、製造すベきバイオセンサ 1の大きさや個数によつて適宜変更される。 表 1は、 反応部 7の上位にメンプレン 8が設けられている本発明に係るバイオ センサ 1、 及ぴ、 メンブレンが設けられておらず、 他の構造は全て同一のバイオ センサについて、 試料液がキヤビラリ内部を略完全に充填するのに要する時間を 計測した結果を示す。 メンブレン 8としては、 M E MT E C社製の製品番号 S D 4 5 0のメンブレンを用いた。 計測は、 異なるへマトクリット値を示す 3つの試 料液を用いて行った。 各バイオセンサのキヤビラリ内の流路の容積は、 6 mm X 0 . 5 mm X 1 3 0 μ mとした。 バイオセンサ 1のメンブレンの厚みは、 1 3 0 i mとした。 表 1中の各測定値は、 3つのサンプルについての平均値である。
Figure imgf000013_0001
表 1から明らかなように、 メンブレン 8を使用した場合には、 使用しない場合 に比べて、 試料液のキヤビラリ内への充填速度が高い。 特に、 高へマトクリット (高粘性） 検体ほどその差は顕著に表れている。 このように、 反応部 7の上位に メンプレン 8を設けたバイオセンサ 1では、 粘性の高い試料液であってもそれを 迅速かつ確実にキヤビラリ 3に行き渡らせることができる。

Claims

請求の範囲
1. 試料液を取り入れるための吸入口を備えた流路を有するキヤビラリと、
前記試料液の前記流路内における移動を促進するためのメンブレンと、 前記メンブレンによつて移動が促進された前記試料液中の被検成分と反応す る試薬を含む反応部と、 を備える、 バイオセンサ。
2. 前記メンブレンは、 前記吸入口付近に設けられている、 請求項 1に記載のバ ィォセンサ。
3. 前記メンブレンは、孔径 0. 25 μηι以上 45 μπι以下の複数の孔を有する、 請求項 1に記載のバイォセンサ。
4. 前記メンブレンは、 前記反応部に積層されている、 請求項 1に記載のバイオ センサ。
5.前記反応部および前記メンブレンは前記吸入口にいたるまで形成されている、 請求項 4に記載のバイオセンサ。
6. 前記メンブレンは、 厚み方向において、 相対的に小さい孔群を有する第 1の 層と、 相対的に大きい孔群を有する第 2の層とを備える非対称膜または複合膜で あり、 前記第 1の層は、 前記反応部に接している、 請求項 4に記載のバイオセン サ。
7. 前記第 1の層の孔群は、 0. 25 111以上0. 45 μ m以下の孔径を有し、 前記第 2の層の孔群は、 25 im以上 45 μ m以下の孔径を有する請求項 6に記 載のバイオセンサ。
8 . 前記キヤビラリは、 空気抜け孔としての開口部を有する、 請求項 1に記載の バイオセンサ。
9 . 前記キヤビラリは、 前記キヤビラリ内部を観察可能にするための透明部また は半透明部を有する、 請求項 1に記載のバイオセンサ。
10. 前記メンブレンは白色系である、 請求項 9に記載のバイオセンサ。
11. 更に、 絶縁ベース上において長状に設けられた作用極および対極を備え、 前 記キヤビラリは、 前記絶縁ベース上において、 前記作用極および前記対極に交差 するように延びて形成されている、 請求項 1に記載のバイオセンサ。
12. 前記対極は、 前記作用極に対して略平行に配されている、 請求項 1 1に記載 のバイオセンサ。
13. 前記キヤビラリは、 前記ベース上に立設された一対の壁部と、 当該一対の壁 部を橋渡すように設けられたカバー部とを含む、 請求項 1 1に記載のバイオセン サ。
14. 試料液を取り入れるための吸入口を備えた流路を有するキヤビラリと、 前記 試料液の前記流路内における移動を促進するためのメンブレンと、 前記メンブレ ンによつて移動が促進された前記試料液中の被検成分と反応する試薬を含む反応 部と、 を備えるバイオセンサを製造するための方法であって、
作用極および対極を、 絶縁ベース上において、 長状に形成する工程と、 前記作用極およぴ前記対極と交差する方向に延びる長状の反応部を形成するェ 程と、
前記反応部上に、 長状のメンプレンを積層する工程と、
前記反応部および前記メンプレンの長手方向両側縁に沿って一対の壁部を設け る工程と、 前記一対の壁部上にこれらを橋渡すようにしてカバー部を積層することによつ てキヤビラリを形成する工程と、 を含む、 バイオセンサの製造方法。
15.前記一対の壁部は、ホットメルト接着剤を塗布することによって形成される、 請求項 1 4に記載のバイオセンサの製造方法。
16. 前記一対の壁部は、 前記絶縁ベースに両面テープを貼着することによって形 成される、 請求項 1 4に記載のバイオセンサの製造方法。
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