CN1313619C - 生物传感器 - Google Patents

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Abstract

本发明公开一种生物传感器，用于定量生物样品所含的特定物质，生物传感器包括：电绝缘基板；在基板上形成的多个引线端子；分别连接引线端子的多根引线；电极系统，所述电极系统包括分别与引线连接的两个工作电极和一个基准电极；使电极绝缘的绝缘层；形成在绝缘层和电极上的酶反应层；隔板，所述隔板形成在酶反应层上，用于保证接收样品的充分空间；以及形成在隔板上的盖，其中隔板具有在隔板一侧开口的样品进入口，盖具有至少一个缝隙，用于排出隔板与盖之间形成的样品接收空间中存在的空气，缝隙从盖的一端延伸到电极的上方。

Description

生物传感器
技术领域
本发明涉及一种传感器，更具体地，涉及一种定量生物样品中所含的特定物质的生物传感器。
背景技术
一般地，生物传感器包括：电绝缘基板；电极系统，该电极系统包括多个电极并利用丝网印刷方法形成在电绝缘基板上；以及酶反应层，该酶反应层包括亲水聚合物、氧化还原酶和电子接受体并形成在电极系统上。当含有基质的样品液体滴在生物传感器的酶反应层上时，酶反应层溶解，使基质和酶相互反应。结果，基质被氧化，电子接受体被还原。当这种酶反应结束时，通过由电化学方法氧化被还原的电子接受体所得到的氧化电流来确定样品液体中的基质浓度。
作为一种利用电化学方法定量生物样品中所含特定物质的生物传感器，葡萄糖传感器是公知的。图1和2表示葡萄糖传感器的结构。
图1是传统生物传感器的分解透视图，其中省略了反应层。图2是图1所示的生物传感器的纵剖视图。
参看图1，将银膏丝网印刷在电绝缘基板1上，以在基板1上形成引线2和3。接着，将含树脂粘结剂的导电碳膏印刷在基板1上，以在基板1上形成工作电极4。工作电极4与引线2接触。接着将电绝缘膏印刷在基板1上，以形成绝缘层6。绝缘层6覆盖除了工作电极4以外的所有部分，从而使工作电极4的暴露区保持恒定。将含树脂粘结剂的导电碳膏印刷在基板1上，与引线3接触，从而形成环形配对电极5。随后，在包括工作电极和配对电极的电极系统上或在其附近形成反应层。
将具有反应层的电绝缘基板1与具有气孔11的盖9通过隔板10沿图1所示的点划线彼此结合在一起，形成生物传感器。在隔板10上形成一个槽13，以便在基板与盖之间形成一个样品供应通道。参看具有上述结构的生物传感器的纵剖视图，亲水聚合物层7处于具有电极系统的电绝缘基板1上，包括酶和电子接受体的反应层8以及卵磷脂层8a按照此顺序位于亲水聚合物层7上。
当生物样品接触具有上述结构的生物传感器的进入口12时，生物样品填充作为样品接收空间的槽13，同时样品接收空间内的空气通过盖9上形成的气孔11排出。
但是，由于气孔11形成在生物传感器的上部，此生物传感器在操作方面存在问题，这是因为在使用生物传感器时频繁接触气孔11会引起测量误差。考虑到样品接触反应层后立即开始反应的事实，无论样品的粘度如何，能快速吸收样品是很重要的。但是，在具有上述结构的生物传感器中，由于排出空气的气孔11位于样品进入通道的后侧，样品的快速吸收受到限制。这种受到限制的样品吸收导致生物传感器中的测量误差，其中生物传感器在检测样品是否彻底进入之后开始测量。
发明内容
因此，考虑到上述问题提出本发明，并且本发明的一个目的是提供一种生物传感器，它能快速地引起生物样品的吸收，从而将生物传感器造成的测量误差减小到最低程度。
本发明的另一个目的是提供一种生物传感器，其通过使用两个工作电极以及一个基准电极使操作生物传感器以及准确测量样品中所含反应物质变的简单而方便。
为了达到上述目的，本发明提供一种生物传感器，其包括：电绝缘基板20；在基板20上形成的多个引线端子32；分别与引线端子32相连的多根引线31；包括两个分别与引线31连接的工作电极42和43以及一个基准电极41的电极系统40；将电极41、42和43绝缘的绝缘层50；形成在绝缘层50以及电极41、42和43上的酶反应层80；形成在酶反应层80上从而保证有足够的空间来接收样品的隔板60；以及形成在隔板60上的盖70，
其中，隔板60具有形成在隔板60一侧的样品进入口61；盖70具有至少一个缝隙71，用于将隔板60和盖70之间形成的样品接收空间62中存在的空气排出；缝隙71从盖70的一端延伸到电极41、42和43的上方。
在根据本发明此实施例的生物传感器中，由于样品接收空间62是通过缝隙71开放的，因此生物样品在最大化的毛细管效应的作用下快速进入生物传感器中。
根据本发明的一个方面，提供一种生物传感器，其还包括在盖70的一端形成并朝向电极41、42和43的弯曲槽72，缝隙71从弯曲槽72的一个位置上形成预定的长度。具有上述结构的生物传感器能在弯曲槽72中收集一些生物样品。
根据本发明的生物传感器的实施例，每个工作电极42和43具有相同的电阻和面积，并且基准电极41与每个工作电极42和43间隔相同的距离，并且其面积比工作电极42和43的大1.5倍以上。
附图说明
结合附图，并从下面的详细描述中，将更加清楚地理解本发明的上述和其它目的、特征和其它优点。在附图中：
图1是传统生物传感器的分解透视图，其中省略了反应层；
图2是图1所示生物传感器的纵剖视图；
图3a和3b分别是根据本发明一个实施例的生物传感器的顶视图和后视图；
图4是根据本发明一个实施例的生物传感器的分解透视图；
图5是根据本发明一个实施例的生物传感器的剖视图；
图6是从图5中的方向A(图中用箭头表示)观看时的生物传感器的正视图；以及
图7a到7e是表示根据本发明实施例的生物传感器中不同电极排列和排气的缝隙位置的图。
具体实施方式
下面将以本领域内的一般技术人员容易实施的方式，参考附图并通过优选的实施例更加详细地解释本发明。
图3a和3b分别是根据本发明一个实施例的生物传感器的顶视图和后视图。
参看图3a，在电绝缘基板20的一端形成多个引线端子31，其数量对应于电极的数量。如图3b所示，引线端子31通过各个引线32分别连接到电绝缘基板20的另一端形成的电极41、42和43上。如图3a所示，根据本发明，在生物传感器S的盖70上形成缝隙71，该缝隙71从盖70一端形成的弯曲槽72朝向电极41、42和43至少延伸到电极41、42和43的上方。缝隙71在下面还要讨论，当生物样品通过毛细管现象进入时起到排气的作用。
电绝缘基板20可以由不导电的材料制成，例如聚乙烯对苯二甲酸酯、聚氯乙烯树脂、聚碳酸酯树脂，等等。包括引线32和引线端子31的引线部分30可以按照常规方法制成，例如丝网印刷。在本发明的实施例中，引线部分30是通过在基板20上丝网印刷银墨或银与氯化银的混合墨形成的。
下面将参考图3a和3b的分解透视图和剖视图更详细地解释生物传感器S的结构。
图4是根据本发明实施例的生物传感器S的分解透视图，图5是根据本发明实施例的生物传感器的剖视图。
参看图4，根据本发明实施例的生物传感器S包括电绝缘基板20，基板20具有在基板20一端形成的三个引线端子32，引线端子32通过引线31分别连接三个电极41、42和43。在电极41、42和43中，参考数字41表示基准电极，参考数字42和43表示工作电极。这些电极用于测量在酶反应层80中包含的电子接受体的氧化和还原过程中产生的电流大小，这将在下面讨论。基准电极41布置在工作电极42和43之间。这些电极的布置使得可以测量基准电极41和各个工作电极42和43中的电流大小。即，根据本发明的实施例的生物传感器测量第一工作电极43与基准电极41之间的电流大小，以及第二工作电极42与基准电极41之间的电流大小，比较测量值并确定生物传感器制造时以及与基质反应时产生的误差，从而以高准确度定量地得到生物样品中所含基质的浓度。
根据本发明生物传感器的实施例，为了在相同的电化学条件下测量基准电极41与各个工作电极42和43中的电流大小，每个工作电极42和43必须具有相同的电阻和面积，基准电极41必须与每个工作电极42和43间隔相同的距离。另外，优选地，基准电极41的面积比工作电极42和43的面积大1.5倍以上。由于基准电极41和每个工作电极42和43中产生的电流大小正比于电极的相应面积，因此较大面积的基准电极41可以减小基准电极41与每个工作电极42和43之间的测量误差。基准电极41和工作电极42和43统称为“电极系统40”。使用导电碳墨，通过丝网印刷方法可以形成电极系统40。
为了使电极41、42和43绝缘，将绝缘材料部分地涂覆在除了电极41、42和43上部以外的电极41、42和43上，形成绝缘层50，如图5所示。作为绝缘材料，可以使用丝网印刷用的不导电墨或绝缘墨。接着在电极41、42和43的暴露部分以及绝缘层50上形成酶反应层80。酶反应层80包括与进入的生物样品反应的酶以及电子接受体。
酶反应层80必须包括与被检测的基质反应的酶。即，酶反应层80可以包括不同的酶，这取决于生物传感器的应用。酶和基质的例子表示在下面的表1中。如表1所示，当根据本发明实施例的生物传感器是葡萄糖传感器时，酶反应层80包括葡萄糖氧化酶。当血液样品作为生物样品进入传感器的酶反应层80时，血液中的葡萄糖被葡萄糖氧化酶氧化，此后葡萄糖氧化酶被还原。这里，酶反应层80中包括的电子接受体将葡萄糖氧化酶氧化，并且它自身被还原。还原的电子接受体在电极表面上失去电子，其中电极上施加恒定的电压，并且还原的电子接受体通过电化学方法再次氧化。由于血液样品中的葡萄糖浓度正比于电子接受体氧化时产生的电流大小，因此可以通过测量流过引线端子32的电流大小，得到血液样品中葡萄糖的浓度。
表1
  基质   酶
  葡萄糖   葡萄糖氧化酶
  胆固醇   胆甾醇酯酶胆固醇氧化酶过氧化物酶
  肌酸酐   肌酸酐酶肌酸酶肌氨酸氧化酶
  乳酸盐   乳酸盐氧化酶
另一方面，根据按照本发明实施例的生物传感器S，在酶反应层80上形成有隔板60，该隔板60具有样品进入口61用于形成样品接收空间，并被夹在基板20和盖70之间。为了在盖70与隔板60彼此结合时在盖70与酶反应层80之间形成样品接收空间62，隔板60必须高于基板20上形成的酶反应层80。隔板60可以由树脂制成。在本发明的实施例中，使用树脂制成的双面带作为隔板60。
根据按照本发明实施例的生物传感器S，盖70结合到隔板60上。此时，为了将隔板60与盖70之间的样品接收空间62中的空气排出，在盖70上形成缝隙71。为了稳定地将生物样品输送到电极42上方，缝隙71延伸到电极41、42和43的上方一段预定的距离。
在图5所示的生物传感器S中，隔板60结合到绝缘层50的上侧。但是，隔板60可以直接结合到基板20上，而不是绝缘层50。
图6是从图5的方向A观看时的生物传感器的正视图。
参看图6，根据本发明的实施例，基板20置于生物传感器S的底部，绝缘层50将基板20上形成的电极41、42和43绝缘，并且酶反应层80形成在绝缘层50上。由于隔板60比酶反应层80高，并且布置在电极41、42和43周围，样品接收空间62形成在盖70和酶反应层80之间。由于形成在盖70上的缝隙71作为空气出口，因此在毛细管现象的作用下生物样品进入样品接收空间62。
图7a到7e是表示根据本发明实施例的生物传感器S中，不同的电极排列和排出空气的缝隙71的位置。
在根据本发明实施例的生物传感器S中，包括基准电极41和工作电极42和43的电极系统40可以形成如图7a所示。即，基准电极41是E形，各个工作电极42和43可以布置在水平轴B的上部和下部，水平轴B位于基准电极41的中心。在这种情况下，各个工作电极42和43必须也具有相同的电阻和面积，并且基准电极41必须与每个工作电极42和43间隔相同的距离。
根据本发明的另一个实施例，电极系统40可以形成图7b所示。即，当样品接收空间62处于垂直方向时，基准电极41是H形，每个工作电极42和43处于基准电极41的水平轴的上部和下部。而且，每个工作电极42和43必须具有相同的电阻和面积，并且基准电极41必须与每个工作电极42和43间隔相同的距离，并且其面积比工作电极42和43的面积大1.5倍以上。
在图7a和7b所示的电极系统中，形成在盖70上的缝隙71延伸到基准电极41和工作电极42和43的上方。
图7c至7e表示形成在盖70上的缝隙71的不同位置。例如，图7c表示缝隙71沿盖70的长度方向形成，图7d表示在盖70的中心处形成多个缝隙71，每个缝隙隔开预定的间距，并且图7e表示沿盖70的右侧形成缝隙71。图7c到7e所示的所有缝隙71延伸到布置在基板20上的电极41、42和43的上方，从而将生物样品稳定地输送到电极41、42和43的上部。
下面将解释作为根据本发明实施例的生物传感器的一个例子的葡萄糖传感器的操作。
参看图3a，在葡萄糖传感器的弯曲槽72接触血液样品后，血液样品在毛细管现象的作用下输入到样品进入口61，同时存在于样品接收空间62中的空气通过形成在盖70上的缝隙71排出。随后，血液样品通过样品接收空间62输送到第一工作电极43、基准电极41以及第二工作电极42，并接着将血液样品输送到酶反应层80。血液样品所含的葡萄糖与GOD发生酶反应，从而将葡萄糖氧化，同时将GOD还原。还原的GOD与电子接受体反应并被再次氧化，此后，再次氧化的GOD与其它仍未氧化的葡萄糖反应。还原的电子接受体迁移到施加电压的电极表面，并在此表面失去电子，通过电化学方法再次氧化。此后，电子接受体连续地参与上述反应。在电子接受体的氧化过程中产生的电流正比于血液样品中的葡萄糖浓度。因此，通过分别测量流过第一工作电极43与基准电极41以及第二工作电极42与基准电极41的电流大小，并将测量的数值平均，可以更准确地和定量地得到血液样品中的葡萄糖浓度。
为了便于样品进入生物传感器，根据本发明的生物传感器在盖上形成缝隙71，而不是气孔。因此，根据本发明的生物传感器可以为操作生物传感器提供简单性和方便性。另外，由于缝隙71从盖70的一端延伸到电极上方，因此样品可以快速地进入电极中。
工业实用性
如上所述，由于根据本发明的生物传感器具有从盖的一端延伸到电极上方的排气缝隙，因此可以使生物样品快速地进入。另外，通过测量流过两个工作电极和一个基准电极的电流大小，并将测量的数值平均，可以将生物传感器产生的测量误差减小到最低程度。而且，由于根据本发明的生物传感器不包括便于样品进入生物传感器的单独的气孔，因此对操作生物传感器提供简单性和方便性。
虽然参考本发明的优选实施例描述了本发明，但上述说明仅仅是用于解释的目的，而不构成对本发明范围的限制。在不偏离权利要求限定的本发明的真正范围的情况下，本领域的一般技术人员可以做出不同的修改和变化。

Claims (9)

1.一种生物传感器，包括：电绝缘基板(20)；在基板(20)上形成的多个引线端子(32)；分别连接引线端子(32)的多根引线(31)；电极系统(40)，所述电极系统包括分别与引线(31)连接的两个工作电极(42和43)和一个基准电极(41)；使电极(41、42和43)绝缘的绝缘层(50)；形成在绝缘层(50)和电极(41、42和43)上的酶反应层(80)；隔板(60)，所述隔板形成在酶反应层(80)上，用于保证接收样品的充分空间；以及形成在隔板(60)上的盖(70)，
其中隔板(60)具有在隔板(60)一侧开口的样品进入口(61)；盖(70)具有至少一个缝隙(71)，用于排出隔板(60)与盖(70)之间形成的样品接收空间(62)中存在的空气；缝隙(71)从盖(70)的一端延伸到电极(41、42和43)的上方。
2.如权利要求1所述的生物传感器，还包括在盖(70)的一端朝电极(41、42和43)形成的弯曲槽(72)，缝隙(71)从弯曲槽(72)的一个位置形成预定的长度。
3.如权利要求1或2所述的生物传感器，其中缝隙(71)是沿长度方向间隔预定间距的多个缝隙。
4.如权利要求1或2所述的生物传感器，其中每个工作电极(42和43)具有相同的电阻和面积，并且基准电极(41)与每个工作电极(42和43)间隔相同的距离。
5.如权利要求4所述的生物传感器，其中基准电极(41)具有比工作电极(42和43)大1.5倍的面积。
6.如权利要求1所述的生物传感器，其中当样品接收空间(62)置于垂直方向时，基准电极(41)是H形的，并且每个工作电极(42和43)布置在基准电极(41)水平轴的上部和下部。
7.如权利要求6所述的生物传感器，其中每个工作电极(42和43)具有相同的电阻和面积，并且基准电极(41)与每个工作电极(42和43)间隔相同的距离。
8.如权利要求1所述的生物传感器，其中当样品接收空间(62)置于垂直方向时，基准电极是E形的，并且每个工作电极(42和43)布置在水平轴(B)的上部和下部，水平轴(B)位于基准电极(41)的中心。
9.如权利要求8所述的生物传感器，其中每个工作电极(42和43)具有相同的电阻和面积，并且基准电极(41)与每个工作电极(42和43)间隔相同的距离。
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