CN1334460A - 带多孔色层分离谱膜片的生物传感器 - Google Patents

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Abstract

一种插入多孔膜片的生物传感器,包括:(a)至少一个基板;(b)绘制在所述基板上的电极层,包括电极系统和电路连接器;(c)形成于部分电极层上的绝缘体,用于使电极系统与电路连接器分开;(d)通过绝缘体覆盖在电极系统上的多孔膜片。其中在把全血采样引入生物传感器时,在色层分离谱通过所述多孔膜片移动过程中,所述全血采样被分成它的各个成分,使得只有血浆可与所述电极系统接触。这种插入多孔膜片的生物传感器设有采样入口,使得能以恒定的量将采样引入所述生物传感器的多孔膜片,而无需预处理。

Description

带多孔色层分离谱膜片的生物传感器
技术领域
本发明涉及带多孔(色层分离谱)膜片的生物传感器，包括：
(a)至少一个基板；
(b)绘制在所述基板上的电极层，包括电极系统和电路连接器；
(c)绝缘体，用于使部分电极层上形成的电极系统和电路连接器分开；
(d)由所述电极系统表面通过所述绝缘体覆盖的多孔膜片；
(e)用于保护所述多孔膜片的保护膜片，它形成在所述多孔膜片上，或者形成在包含采样入口的上部基板上，用以保护所述多孔膜片，并在把全血采样引入本生物传感器时，将各采样引入该基板，在色层分离谱通过所述多孔膜片移动过程中，所述全血采样被分成它的各个成分，使得只有血浆可与所述电极系统接触。
背景技术
为了诊断和预防糖尿病，需要定期监测血液中的葡萄糖含量。适用于以比色法或电化学方法作为它们的工作原理，条型分析器通常用于确定血液中的葡萄糖含量水平。
这种比色原理是建立在下述方程式1表示的葡萄糖氧化酶-比色反应基础上的。反应方程式1
有如上面的方程式所表明的那样，在有氧存在的情况下，由于加入葡萄糖氧化酶，使葡萄糖被氧化，得到葡萄糖酸和过氧化氢。由于所述过氧化氢，因过氧化物的催化作用，氧分子迁移至氧的受体(载色体)。作为这种氧化的结果，载色体改变颜色，而且它的颜色的强度就是定量分析血液的葡萄糖水平的基础。
然而，为了利用这种比色原理，对于采样的传送、预处理、数量、反应时间以及染色的开始时间都要格外仔细。另外，包括尿酸、抗坏血酸以及胆红素在内的凝血物质或多种嵌入物质可能干扰这种比色分析。此外，随之而来的对光度计的基本限制是，在高浓度采样和低浓度采样时分析精度降低。由于这些问题，众所周知的是比色分析不适于精确的量化。
为避免这些问题，将比色分析，即电子分析化学方法引入生物传感器。关于比色生物传感器，即电化学生物传感器的优点在于其选择性和灵敏度都较高，同时，能够测量有色的或混浊的采样，而无需预处理，另外还能在短时间内进行精确的分析。为了更好地理解本发明的背景，将根据电子分析化学参照下面的方程式2及图1描述第二代生物传感器。与用氧作为电子迁移介质的第一代生物传感器相反，第二代生物传感器的优点在于电子迁移介质选自一组二茂铁、二茂铁的衍生物、醌、醌的衍生物、有机导电盐和紫尿酸盐(viologen).
反应方程式2
在反应方程式2中，GOx表示葡萄糖氧化酶，而GOx－FAD和GOx－FADH2分别是所述葡萄糖氧化酶的被氧化形式和被还原形式，因为FAD(黄素腺嘌呤二核甙酸)是葡萄糖氧化酶的活性部位。图6中有一个电子迁移系统，用于血液葡萄糖水平的电化学分析，其中将葡萄糖氧化酶和钌用于把电子从葡萄糖带到电极。借助葡萄糖氧化酶的催化作用，使葡萄糖被氧化成葡萄糖酸，同时，葡萄糖氧化酶的活性部位FAD被还原成FADH2，依次将它的电子迁移到电子迁移介质，再回到被氧化的形式FAD。被还原的电子迁移介质钌扩散至电极的表面。在电极的表面测得的是在加给被还原之电子迁移介质的氧化电势时产生的电流。所述氧化电势在对参考电极的-0.2至0.2V的范围内，以致可将抗坏血酸和尿酸的影响排除在外，它们的氧化电势分别高于0.3V和0.4V。
因此，与第一代生物传感器相反，第二代生物传感器不会受到氧的影响。另外，由于要减少因嵌入物质所引起的误差，第二代生物传感器能够不选择氧化酶的催化作用，并使用电子迁移介质，它具有这种适宜的氧化还原电势，以致可将测量的电势用于精确地确定分析嵌入的量。然而，在第二代生物传感器中还是发现了多种问题。因为在电子迁移到氧化酶，以及从氧化酶迁移之后，电子迁移介质必定扩散到电极的表面，以检测电化学变化，于是就需要大量的电子迁移介质。电子迁移介质的充裕可能改变氧化酶的三维结构，同时引起酶的活性下降。大量电子迁移介质的另一个问题是与血液中电极激活材料的较高反应性。
迄今大部分商业上适用的葡萄糖传感器都是按照第二代生物传感器的原理而行的。由于在电势与嵌入血液内的材料，如抗坏血酸、乙酰氨基苯和尿酸的氧化电势一样时，大部分商业上适用的葡萄糖传感器中采用的电子迁移介质都被氧化，因而不能完全消除血液内嵌入物质的影响。为了防止这些问题，一些商业上适用的葡萄糖传感器在将血液采样引入其中时吸取了毛细管作用的优点，但又遇到它们的制造变得复杂的缺点，因为为了实现所述的引入，需要将亲水聚合物涂敷于亲水支撑上。
目前，已将大部分注意力放在在生物传感器中使用免色谱分离的方法。在免色谱分离的生物传感器中，设置多孔膜片，以便在它的上部形成电极，并在它的下部形成一个采样预处理层。无需额外的预处理操作，在整个色谱分离作用中移动采样，这期间，通过改变目标材料的电量，可以定量地确定采样的目标材料(Cui，G.，Kim，S.J.，Choi，S.H.，Nam，H.，Cha，G.S，和Paeng，K.J.，Anal.Chem.，2000，72，1925-1929；Cha，G.S.等人的美国专利No.09/381788；Farm，M.L.，Rorad，O.H.，Park，H.，国际专利WO 00/00827 2000)。然而，它难于将电极和预处理层一起引入多孔膜片，用于色谱分离的移动。为了解除这种困难，在塑料基板上制成电极，同时将多孔膜片用作采样的引入部件。可是这种办法的缺点在于，所述电极不能很好地被粘附到作为采样引入部件的多孔膜片上，于是，这种传感器的可重复性很差。此外，为将采样通过预处理层而移到传感器，要花较长的时间，以致这种在其下部部件中有采样预处理层的免色谱分离的生物传感器遇到的缺点是需要较长的分析时间。
为了防止上面遇到的问题，本发明人提供一种具有如下结构的生物传感器，其中将一个能够以色谱分离方式使血细胞与血浆分开的多孔膜片置于电极上，同时由一封盖压抵该电极(KR10-2000-041962)。这种生物传感器的优点在于，将钌基电子迁移介质置于所述多孔膜片上，以降低氧化电势，从而减少因嵌入物质所致的误差。另外，这种嵌入多孔膜片型的生物传感器的优势还在于明显地降低因血细胞/血浆比率所致的误差，并容易使各种材料氧化。这种生物传感器的另一优点在于它的结构，它在两个被封闭的板之间固定有嵌入的酶和电极激活材料，因而与外部空气隔绝，可延长它们的寿命，而不用单个的包。不过，这种生物传感器的一系列问题又使得它难于将粘稠的血浆引入其中。
发明内容
本发明人对生物传感器进行了全面透彻的研究。一种生物传感器，包括：(a)至少一个基板；(b)电极系统，形成于所述基板的一端，具有敏感材料；(c)绝缘体，形成于部分电极层上，用于使所述电极系统与电路连接器电气分开；(d)多孔膜片，由所述电极系统表面覆盖，具有氧化酶和电子迁移介质；以及(e)有如所述多孔膜片那样大的保护膜片和/或备有采样入口的上部基板。它们被依序叠层，可以通过多孔膜片的各个孔以色谱法的方式过滤各采样，因为传感器的材料和多孔膜片被所述上部基板封闭，所以能够长期保存，并可得到最大的性能，而不会因妨碍采样的成分而受到干扰。另外还发现，所述生物传感器的结构能以恒定的速率将采样引入各个电极，而无需预处理，快速确定采样的数量情况，并以很高的连续性测知采样情况的变化。除此以外，还发现所述生物传感器使患者能够准确地自行检测与各种疾病有关的代谢产物的血液情况，而与各种干扰物质无关。
因此，本发明的目的在于提供一种生物传感器，它包括：(a)至少一个基板；(b)电极系统，形成于所述基板的一端，具有敏感材料；(c)绝缘体，形成于部分电极层上，用于使所述电极系统与电路连接器电气分开；(d)多孔膜片，形成在所述电极系统上，具有氧化酶和电子迁移介质；以及(e)保护膜片，用于保护所述多孔膜片。
本发明的另一目的在于提供一种生物传感器，它包括：(a)基板；(b)电极系统，形成于所述基板的一端，具有敏感材料；(c)绝缘体，形成于部分电极层上，用于使所述电极系统与电路连接器电气分开；(d)多孔膜片，形成在所述电极系统上，具有氧化酶和电子迁移介质；(e)第二电极图样，形成于所述多孔膜片上，面对所述电极图样；以及(f)上部基板，形成于粘合剂上，用于保护所述生物传感器，并具有一个孔，各采样通过该孔被引入该生物传感器内。
本发明的再一目的是提供一种带有改型之采样入口的生物传感器，能够快速地引入预定量的血液采样并提高精度和可再现性。
附图说明
参照各附图，可更好地理解本发明优选实施例的应用，各图中类似的参考标号分别被用于同样的或者相应的部分。
图1是表示生物传感器一个电极上的氧化酶与电子迁移介质间作用机制的示意图；
图2a是表示本发明第一实施例适用于3电极系统之不均匀平板型生物传感器的分解透视图；
图2b是表示图2a之不均匀平板型生物传感器的透视图；
图2c是沿图2b中A-A′线所取的截面视图；
图3a是表示本发明第二实施例适用于3电极系统之不均匀面对面型生物传感器的分解透视图；
图3b是表示图3a之不均匀面对面型生物传感器的透视图；
图3c是沿图3b中A-A′线所取的截面视图；
图4a是表示本发明第三实施例适用于3电极系统之面对面型生物传感器的分解透视图；
图4b是沿图4a中A-A′线所取的截面视图，图中的参考符号“A”表示全血区域，而参考符号“B”表示被分开的血浆区域；
图5a是表示本发明第四实施例适用于3电极系统并具有穿过所述电极系统形成之采样入口的面对面型生物传感器的分解透视图；
图5b是沿图5a中A-A′线所取的截面视图；
图6是表示本发明第五实施例适用于3电极系统并具有在所述电极系统中沿同一方向形成之采样入口的面对面型生物传感器的分解透视图；
图7是表示适用于2电极系统并具有穿过所述电极系统形成之采样入口的面对面型生物传感器的分解透视图；
图8a是表示适用于2电极系统并具有在所述电极系统中沿同一方向形成之采样入口的面对面型生物传感器的分解透视图；
图8b是沿图8a中A-A′线所取的截面视图；
图9是表示适用于只由碳墨制成的2电极系统并具有穿过所述电极系统形成之采样入口的面对面型生物传感器的分解透视图；
图10a是表示适用于只由碳墨制成的2电极系统并具有在所述电极系统中沿同一方向形成之采样入口的面对面型生物传感器的分解透视图；
图10b是沿图10a中A-A′线所取的截面视图；
图11是表示适用于3电极系统并具有改型之采样入口的面对面型生物传感器的分解透视图，其中设有圆形空间；
图12是表示适用于3电极系统并具有在所述电极系统中沿同一方向形成之采样入口的平板型生物传感器的分解透视图；
图13是表示适用于3电极系统、具有作为下部基板的多孔膜片、以及穿过所述电极系统形成之采样入口的平板型生物传感器的分解透视图；
图14是曲线图，其中画出被引入本发明之生物传感器的采样的量对试验次数的曲线；
图15是表示嵌入物质对适用于3电极系统的平板型生物传感器的影响的曲线图；
图16表示时间-安培曲线，示出血细胞比容对本发明平板型生物传感器的影响；
图17是适用于3电极系统、对葡萄糖标准溶液灵敏的平板型葡萄糖传感器的校准曲线；
图18是适用于3电极系统、对葡萄糖标准溶液灵敏的不均匀平板型葡萄糖传感器的校准曲线；
图19表示适用于3电极系统、对葡萄糖标准溶液灵敏的面对面型葡萄糖传感器的校准曲线。9：多个互有间隔的第一电路连接器9′：第二电路连接器10：下部基板11：工作电极              12：对电极13：参考电极              14：采样入口15：绝缘体                16：多孔膜片17：粘合剂                18：上部基板的孔19：预处理层              20：电极连接器21：采样                  22：保护膜片10′：上部基板            10″：第二上部基板11′：工作电极连接器12′：对电极连接器13′：参考电极连接器15′：第二绝缘体18′：第二上部基板的孔90：多个不均匀电路连接器90′：第二不均匀电路连接器100：不均匀基板110：不均匀工作电极120：不均匀对电极130：不均匀参考电极150：不均匀绝缘体150′：不均匀第二绝缘体160：不均匀多孔膜片170：不均匀粘合剂220：不均匀保护膜片
具体实施方式
参照各附图，将能更好地理解本发明优选实施例的应用，各图中类似的参考标号分别被用于相同的或者相应的部分。
参照图2，表示一种具有3-间隔电极的不均匀平板型生物传感器。
如这些视图所见，本发明的不均匀平板型生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)多个互相间隔的第一电路连接器9，它们形成于所述下部基板10上；(c)由工作电极11、对电极12和参考电极13构成的3电极系统，所有这些电极都设在各电路连接器上的预定区域；(d)绝缘体15，它覆盖所述下部基板10，除暴露在所述下部基板10的接线端区域上的所述电极系统和多个互相间隔的第一电路连接器之外；(e)多孔膜片16，形成于所述电极系统的暴露区域上，尺寸与所述电极系统的露出区域同样大；以及(f)保护膜片22，它大到借助粘合剂17足以覆盖中间膜片，以保护多孔膜片16，所述粘合剂不用于所述电极系统；(g)形成于下部基板10下面的多个不均匀电路连接器90；(h)由不均匀工作电极110、不均匀对电极120和不均匀参考电极130组成的不均匀电极系统；(i)不均匀绝缘体150；(j)不均匀多孔膜片160；(k)不均匀粘合剂170，它覆盖除所述多孔膜片之外的所得结构；以及(l)不均匀保护膜片220；相对于下部基板10对称地建立每个不均匀组件，按与相对模块中相应组件的相同模式起作用。
在本发明的另一种实施例中，给出一种具有2电极系统的不均匀平板型生物传感器，除了所述电极系统包含工作电极和对电极之外，本实施例与上述具有3电极系统的不均匀平板型生物传感器结构相同。
制作一种不均匀平板型生物传感器，其中在多孔膜片16之上安置葡萄糖氧化酶的电子迁移介质，不均匀多孔膜片160连同牛的血清白蛋白一起固定不动。
参照图3，表示一种具有3电极系统的不均匀面对面型生物传感器。
有如这些图中所见的那样，所述具有3电极系统的不均匀面对面型生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)多个互相间隔的第一电路连接器9，它们形成于所述下部基板10上；(c)对电极12和参考电极13，二者被涂敷于所述电路连接器9上的预定区域；(d)绝缘体15，它覆盖的所述下部基板10，除了由对电极12和参考电极13组成的电极系统之外，以及除多个暴露在所述下部基板10的接线端区域上的互相间隔的第一电路连接器9之外；(e)多孔膜片16，位于由对电极12和参考电极13组成的电极系统上，尺寸与具有对电极12和参考电极13的电极系统的露出区域同样大；(f)粘合剂17，沉积在除所述多孔膜16之外的下部基板10上面，固定所得的结构；(g)在多孔膜片16顶上的工作电极11；(h)扩展到工作电极11的第二电路连接器9′；(i)由第二绝缘体15′覆盖的上部基板10′，但露出工作电极11；(j)形成于下部基板10下面的多个不均匀电路连接器90；(k)不均匀对电极120和不均匀参考电极130；(l)不均匀绝缘体150，形成于不均匀电路连接器90上；(m)不均匀多孔膜片160；(n)除去所述多孔膜片160之外的不均匀粘合剂170；(o)在不均匀多孔膜片160顶上的不均匀工作电极110；(p)带不均匀粘合剂170的第二不均匀电路连接器90′；(q)不均匀第二绝缘体150′；以及(r)不均匀上部基板100，相对于下部基板10对称地建立每个不均匀组件，按与相对模块中相应组件的相同模式起作用。
在本发明的又一种实施例中，给出一种具有2电极系统的不均匀面对面型生物传感器，包括：对电极12，它形成于下部基板10上的第一电路连接器9上；还包括工作电极11，它形成于上部基板10′上的第二电路连接器9′上。除去所述电极系统之外，其结构与3电极系统下的不均匀面对面型生物传感器的结构相同。
在这种不均匀面对面型生物传感器中，可将葡萄糖氧化酶和电子迁移介质固定在多孔膜片16上，而使牛的血清白蛋白固定在不均匀多孔膜片160上。
本发明的再一种实施例给出一种面对面与平板型生物传感器，包括：(a)下部基板；(b)绘制在下部基板上的电极系统；(c)覆盖在下部基板除去多孔膜片部分上面的粘合剂，用作绝缘体；(d)多孔膜片，它被插在对电极与工作电极之间，由粘合剂固定；(e)面对多孔膜片和上部基板的孔定位的电极；以及(f)包含采样入口的上部基板，用以保护所述多孔膜片，并将采样引入生物传感器。
参照图4，表示一种适用于3电极系统的面对面型生物传感器。
有如图4a所见到的那样，该种面对面型生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18，通过该孔将采样引入生物传感器里边。
通过在所述分支的边上印制银粉，制成所述工作电极连接带11′，接着在银粉上印制碳墨，形成工作电极11。印制所述银粉，形成参考电极连接带13′，该连接带上涂敷氯化银，形成参考电极13。与电极连接带20相连的对电极连接带12′也印制有银粉。至于对电极12，是通过将碳墨印制在所述Y形电极连接带20的分支边的区域上被制成的。
当如图4b所示那样，通过带孔18的上部基板把一个全血采样引入生物传感器时，被插在上部基板10′和下部基板10之间的多孔膜片16在A区域从全血采样除去血小板和血细胞，同时在B区域分离血浆，到达互相面对的工作电极11和对电极12。这种嵌入多孔膜片的生物传感器可有一采样入口，使被吸收到该多孔膜片的大量采样不断受到控制。在所述采样入口处，可由呈Y形的对称分布电极给出被放大2-5倍的检测信号。
参照图5，示出一种具有3电极系统的面对面型生物传感器，它具有沿电极的横向形成的采样入口14。
参见图5a，这种面对面型生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；以及(g)第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上，它有沿与所述电极系统横向形成的采样入口14，其中所述采样入口有两个相对的开口端部，通过所述二开口将各个采样引入生物传感器。
通过在所述分支的边上印制银粉，制成所述工作电极连接带11′，接着在银粉上印制碳墨，形成工作电极11。印制所述银粉，形成参考电极连接带13′，该连接带上涂敷氯化银，形成参考电极13。与电极连接带20相连的对电极连接带12′也印制有银粉。至于对电极12，是通过将碳墨印制在所述Y形电极连接带20的分支边的区域上被制成的。可以通过将塑料制成的第二上部基板10″压入模型中，或者在第一上部基板10′上面涂敷粘合剂，如双面粘胶带，形成生物传感器的采样入口14，它的开口与多孔膜片16同样宽。
在使用外科手术所用的柳叶刀从人体获取血液采样之后，使血液采样与采样入口14的一端接触。这种生物传感器只需使3μl或者更少的采样落入采样入口14。该采样即通过上部基板的孔18被送入多孔膜片16中。
参照图6，示出一种采用3电极系统的面对面型生物传感器，它具有沿电极的纵向形成的采样入口。有如图6所见到的那样，这种面对面型生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；以及(g)第二上部基板10″，并且第二上部基板有孔18″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上，它有沿与所述电极系统相同方向形成的采样入口14，从所述第二上部基板10″的中点延伸至其一端；其中，所述采样入口有一个开口端部，通过该开口端将各个采样引入生物传感器。
所述采样入口的形状与图5a的不同，本实施例的生物传感器的采样入口从第二上部基板10″的一端延伸至一个预定的点。还有，本实施例的特点在于第二上部基板有孔18′，使得容易从传感器的端部引入采样。
参照图7，示出一种采用2电极系统的面对面型生物传感器，它具有沿电极横向形成的采样入口。有如图7所见到的那样，这种面对面型生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈Y形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，后者与上部基板10′上的电路连接带20的一端相连；(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；以及(g)带采样入口14的第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上；其中，所述采样入口有两个相对的开口端部，通过该二开口将各个采样引入生物传感器。
与图7类似，图8的生物传感器适用2电极系统，它具有沿与电极系统方向形成的采样入口14。引入图8所见到的那样，这种面对面型生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈Y形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括设在板10上的对电极连接带12′；(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；以及(g)带第二上部基板的孔的第二上部基板10″，具有采样入口14，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上；其中，所述采样入口是按与电极系统相同的方向形成的，其中采样入口有一个开口端，通过该开口将各个采样引入生物传感器。
图8的生物传感器是一种适用2电极系统的面对面型生物传感器。采样入口14的开口与多孔膜片16同样宽，可由粘合剂17制成，粘合剂不用于第二上部基板10″。可从所述入口的端部将采样引入生物传感器。通过采样入口14引入之后，通过上部基板的孔18将采样送至多孔膜片16。
参照图9，示出一种采用2电极系统的面对面型生物传感器，其中采样入口沿横向延伸，所有电极系统只由碳墨形成。有如图的分解透视图所见到的那样，它包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈Y形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′；(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；(f)上部基板10′，它形成于粘合剂17上，并且上部基板有孔18；以及(g)带采样入口14的第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上；其中，所述采样入口14沿电极系统的横向形成，而且该采样入口有两个相对的开口端部，通过该二开口将各个采样引入生物传感器。
可将氧化酶和电子迁移介质固定在所述多孔膜片16或工作电极11上。按照这种结构，可从生物传感器的左右侧边引入采样。
如上所述，工作电极连接带11′由碳墨通过印制而成。另外，拟与电路连接带20连接的对电极连接带12′也由碳墨印制而成。除用粘合剂17作为绝缘体之外，按一种图样形成中间膜片，使它有多个开口，在其中一个开口处，存在多孔膜片16，并且所述对电极连接带12′通过一个开口与电路连接带20的一端连接。这种生物传感器的特点在于，所有电极都只由碳墨制成，而不用银粉。
在通过第一上部基板10′的上部基板孔18引入全血采样之后，将全血采样送至上部基板与下部基板之间的多孔膜片16，再以色谱分离的方式移动。这种嵌入多孔膜片的生物传感器可有一个采样入口14，使被吸收到该多孔膜片的大量采样不断受到控制。
图10示出一种适用2电极系统的面对面型生物传感器，其特征在于，在上部基板10′中而不是第二上部基板10″中形成采样入口14，并且所有电极都由碳墨制成。这种面对面型生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈Y形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，所有电极只涂敷碳墨；(c)多孔膜片16，它形成于电极系统的预定区域，覆盖所述工作电极11；(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；(e)呈Y形的电路连接带20，它具有只以碳墨涂敷的对电极12；(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并有从中点沿纵向延伸至上部基板10′一端的采样入口14，因而所述采样入口有一开口端部；以及(g)第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上，并且第二上部基板有孔18′。
所有电极都由碳墨制成。可将氧化酶和电子迁移介质固定在所述多孔膜片16或工作电极11上。按照这种结构，可从生物传感器的传感器端部引入采样。
采样入口14的开口与多孔膜片16同样宽，可由粘合剂17制成，粘合剂不用于第二上部基板10′。采样入口14可在生物传感器的端部引入采样。
另外，本发明提供一种带改型之采样入口的生物传感器，能够快速地引入预定量的血液采样，并能提高精度和可重复性。
参照图11，示出一种适于3电极系统的面对面型生物传感器，其特征在于，设有为采样入口用的圆形空间。本生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；(f)上部基板10′，它由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；通过该孔将采样引入生物传感器里边；(g)带圆形采样入口14的圆形第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上。
利用粘合剂17将所述圆形第二上部基板10″固定到图5a的生物传感器上，可制成本生物传感器，所述第二上部基板10″设有改型过的采样入口14。
本发明再一实施例可以给出一种2电极系统的生物传感器，除下述以外，它与本生物传感器的结构相同，即除去对电极连接带12′和在其分支的边上设有工作电极11的呈J形的工作电极连接带11′，二者被形成在所述下部基板上，以及对电极12被形成于所述上部基板10′。
参照图12，示出一种适于3电极系统的面对面型生物传感器，其特征在于采样入口，该入口形成于第二上部基板10″上，从该基板的中点延伸至其一端。这种生物传感器包括：(a)下部基板10；(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括其上设有工作电极11的工作电极连接带11′，还包括对电极连接带12′，其上设有呈J形的对电极12，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；(c)多孔膜片16，它形成于所述电极系统的预定区域，覆盖所述工作电极11，以及粘合剂17，它沉积在中间膜片的除去多孔膜片16部分上面；(d)上部基板10′，它具有上部基板的孔18，借助粘合剂17将其固定于下部基板10上；以及(e)具有上部基板的第二孔18′的第二上部基板10″，它具有采样入口14，借助粘合剂17将其固定于第一上部基板10′上；其中将所述采样入口14制成从所述第二上部基板10″的中点笔直地伸向其一端，并将采样引入本生物传感器。
在这种生物传感器中，工作电极连接带11′、对电极连接带12′以及参考电极连接带13′都由银粉印制而成，而工作电极11和对电极12由碳墨印制而成。在同一平面上，由氯化银制成参考电极13。
另外，为了用作绝缘体和中间膜片，可用粘合剂17制成采样入口14，它的开口与多孔膜片16同样宽，所述粘合剂不被用于第二上部基板10″。第一上部基板10′设有上部基板的孔18，通过该孔将采样引入生物传感器，此第一上部基板10′被具有采样入口14的第二上部基板10″所覆盖，所述采样入口有一个开口端，通过该开口将采样引入生物传感器。
在本发明的再一实施例中，提供一种具有2电极系统的平板型生物传感器，除了其上设有对电极12的电极连接带12′，以及其上设有工作电极11的工作电极连接带11′都形成于下部基板10上之外，其结构与本生物传感器相同。
图13示出一种平板型生物传感器，它有一多孔膜片作为基板，并有沿宽度方向连续的采样入口。有如图13的分解透视图所见到的那样，这种平板型生物传感器包括：(a)由多孔膜片16制成的下部基板；(b)绝缘体15，它形成于下部基板16的一半部分上；在绝缘体15上形成的电极系统，它包括：其上设有工作电极11的工作电极连接带11′、其上设有呈J形的对电极12的对电极连接带12′、其上设有参考电极13的参考电极连接带13′，以及与绝缘体15相邻的预处理层19；(c)上部基板10′，借助粘合剂17将其固定于多孔膜片16另外的半部分上，它具有沿电极系统横向形成的采样入口14，该采样入口具有两个开口的端部，通过具有两个开口端部的采样入口，可从本适于3电极系统的生物传感器的左右两侧引入采样。
如上所述，多孔膜片16被用作下部基板。在该多孔膜片16的一半部分上设置绝缘体，以使采样与连接带11′、12′及13′互相绝缘。工作电极11和对电极12由碳墨印制而成，而参考电极由氯化银印制而成。为使各电极的面积一致和使各连接带互相绝缘，再印制一层绝缘体。通过采样入口14，将预定量的采样引入到本生物传感器中，所述入口14设在上部基板10′上。在到达工作电极之前，由多孔膜片16将血液采样分开成为它的各个成分，以便只检测血浆成分。在把采样引至各电极之前使嵌入的材料进行氧化的同时，预处理层保证对唯一感兴趣的成分精确的定量测量。
按照再一个实施例，提供一种具有2电极系统的平板型生物传感器，除了在下部基板10上只形成设有对电极12的对电极连接带12′以及其上设有工作电极11的工作电极连接带11′之外，其结构与本生物传感器相同。
上述生物传感器中所用的各基板可由陶瓷、塑料、硅、氧化铝玻璃板或者优选自一组聚酯、聚氯乙烯和聚碳酸酯等有机聚合物的聚合材料制成。
为制作各电极，如参考电极、工作电极和对电极，可以使用银、环氧银(silver epoxy)、钯、铜、金、铂、银/氯化银、银/银离子、汞/氧化汞、导电的碳，以及重金属氧化物。最好使参考电极的材料选自银、环氧银、银/氯化银以及银/银离子；工作电极材料选自碳、钴酞菁糊、金、铂，以及钯；而对电极材料选自导电的碳、金和铂。利用丝网印刷方法或物理蒸镀方法可将这些材料制成参考电极、对电极和工作电极。最好是丝网印刷方法，因为它能经济地处理各种电极材料，连续处理各种导电电极，并作成灵敏度高的电极。在所述丝网印刷方法中，给橡胶辊轴加以恒定的力，抵住开口的图样，将油墨或所述糊印在基板的预定区域，从而能依次引入各个图样。丝网印刷方法的另一优点是激活被印制的电极。
可以通过丝网印刷绝缘聚合物糊伴随热处理制成介电层15。由介电层覆盖的各电极可保持其恒定的面积，因而提高了分析的可重复性。
至于保护膜片22，它的作用在于以物理方式保护其上固定有电子迁移介质的多孔膜片16，并由具有优良处理能力的有机聚合物，如聚酯、聚氯乙烯或聚碳酸酯制备。
粘合剂17适于将多孔膜片16和保护膜片22牢固地固定到电极主体上，可采用双面粘胶带或普通强力粘合剂。最好是双面粘胶带，它与多孔膜片厚薄一样。所述粘合剂17包括中间膜片，它具有间隙，多孔膜片16存在于一个间隙处，而且对电极连接带12′通过一个间隙与电极连接带20的一端接触。
以众多5-20μm的小孔为特点的多孔膜片16由纸、亲水有机聚合物或吸湿性陶瓷聚合物制成，选自一组尼龙、亲水聚酯砜膜片、亲水混合纤维素酯、聚四氟乙烯膜片、聚偏氟乙烯膜片、离子选择膜片、玻璃纤维、聚酯纤维或其改型纤维的膜片。尤其好的是可将硝化纤维素纸、聚酯纤维或其改型纤维的膜片，或者类似的滤纸用于多孔膜片。
对于固定于多孔膜片上的电子迁移介质的要求是：(1)它们在水溶液形式下的氧化-还原状态应当是稳定的和可逆的；(2)被还原的电子迁移介质对于氧化应当是非活性的；(3)它们的表观电位应当足够低，以便尽可能大范围地排除嵌入物质的影响，因为它们的工作电位由所述表观电位确定；(4)被还原的电子迁移介质应当被氧化，相对说来与pH值无关；以及(5)它们对于以电化学方式嵌入的材料，如抗坏血酸、乙酰氨基苯和尿酸，应当是非活性的。满足这些要求的电子迁移介质具体例子包括：六胺氯化钌(III)、铁氰化钾、亚铁氰化钾、二甲基二茂铁(DMF)、二茂铁、二茂铁-一元羧酸(FCOOH)、7，7，8，8-四氰基奎诺二甲烷(TCNQ)、四硫富瓦烯(TTF)、二茂镍(Ne)、N-甲基酸鎓(NMA+)、四硫并四苯(TTT)、N-甲基酚嗪鎓(NMP+)、对苯二酚、3-二甲基氨基苯甲酸(MBTHDMAB)、3-甲基-2-苯并噻唑啉酮腙、2-甲氧基-4-烯丙基苯酚、4-氨基安替比林(AAP)、二甲基苯胺、4-氨基安替比林、4-甲氧基萘酚、3，3′，5，5′-N-四甲联苯胺(TMB)、2，2-连氮基-二[3-乙基-苯并噻唑啉磺酸盐]、邻联二茴香胺、邻甲苯胺、2，4-二氯酚、4-氨基非那宗、联苯胺，以及作为多种混合价的普鲁士蓝均可混合形成氧化还原对。它们中间，六胺氯化钌(III)是最好的电子迁移介质。
制造采样入口14时所用材料的举例包括聚酯和首选的聚酯—聚氯乙烯。
制造葡萄糖传感器时，用表面活性剂快速移动采样。常用的是非离子的表面活性剂，如聚乙二醇、氧乙烯烷基苯酚(neonols)、三硝基甲苯X-100和聚氧乙烯化合物；阴离子表面活性剂，如癸基硫酸钠；以及阳离子表面活性剂，如癸基吡啶姆氯化物、四癸基吡啶姆和吡啶姆。三硝基甲苯X-100是商用的。举例如CMC(羧甲基纤维素)、PVP(聚乙烯吡咯烷酮)和PVA(聚乙烯醇)等分散剂，被用于分离氧化酶和电子迁移介质。
这里应当理解，虽然已对用于分析血液葡萄糖含量水平的生物传感器描述了本发明，但可将适当的酶和电子迁移介质引入到多孔膜片中，以致可对包括以下生物材料在内的多种采样做定量分析，诸如胆甾醇、乳酸盐、肌酸酐、完全蛋白质、过氧化氢、多碳醇、氨基酸等代谢产物，以及诸如GPT(谷氨酸盐-丙酮酸盐-转氨酶)和GOT(谷氨酸盐-草酰乙酸盐-转氨酶)等酶，环境材料，农业和工业材料，以及食品材料。
根据以下的举例可以对本发明得出更好的理解，它们用于说明，而不是要对本发明构成限制。例1：制造不均匀平板型葡萄糖传感器步骤1：制作单个的本体
将银/氯化银糊丝网印制到聚酯基本10上，给出电路连接器9和参考电极13。之后，由导电的碳糊通过丝网印刷方法制成工作电极11和对电极12，伴之以由绝缘体糊(商品名：LS-405)制成介电层15。在140℃下热处理5分钟，制得一个平板型生物传感器用的单个的电极本体。步骤2：制作平板型葡萄糖传感器
用MeOH处理多孔硝化纤维膜片(2×10mm)计30分钟，以去离子水冲洗，再干燥约1小时。使多孔硝化纤维膜片或聚酯纤维膜片或其改型纤维膜片(因而是活性的)在含100mM的六胺氯化钌(III)、0.5％(w/w)的分散剂(羧基甲基溶纤剂)、0.2％(w/w)的表面活性剂(三硝基甲苯X-100)和10mg/ml葡萄糖氧化酶的溶液中浸泡1-2小时，旨在将各成分吸收到那里，然后在24-26℃、50-55％的湿度条件下在干燥器中静置16小时。
将所得的多孔膜片覆盖在步骤1中制备的平板型单个电极本体的电极区上，再以聚酯保护膜片22覆盖。借助双面粘胶带将所述保护膜片粘附在所述单个电极本体上的介电层上，制成平板型葡萄糖传感器。步骤3：制作不均匀平板型葡萄糖传感器
把在包含多孔膜片16之例1的步骤2中制备的平板型葡萄糖传感器固定在100mM的铁氰化钾和葡萄糖氧化酶中。在下部基板10的背面上设置与所述平板型葡萄糖传感器类似的结构，除了如图2a-2c中所示那样曾把不均匀多孔膜片160固定在100mM的铁氰化钾和10mg/mL的BSA(牛血清白蛋白)中之外。例2：制造不均匀面对面型葡萄糖传感器步骤1：制作双电极本体
如图3a-3d所示，除了工作电极之外，以如同平板型葡萄糖传感器的单个电极本体相同的方式制成第一电极模块的所有成分。至于第二电极模块，它的制作如下。在一个聚酯上部基板10′上，沿纵向丝网印制银/氯化银糊，利用丝网印刷方法，在由导电碳糊组成之工作电极11的一端制成第二电路连接器9′。步骤2：制作面对面型葡萄糖传感器
按与例1步骤2同样的方式制备固定有六胺氯化钌(III)和葡萄糖氧化酶的多孔膜片16。
在以第二电极模块的工作电极11面对多孔膜片16的方式把第二电极模块加于第一电极模块上面之后，将所述多孔膜片置于第一电极模块的对电极12和参考电极13上。由于加上双面粘胶带17，第二电极模块被粘附到第一电极模块上的介电层15上。步骤3：制作不均匀面对面型葡萄糖传感器
按与例1步骤2同样的方式制备所需要的带多孔膜片16的面对面型葡萄糖传感器，所述多孔膜片上固定有100mM的铁氰化钾和葡萄糖氧化酶。如图3a至3d所示，除了设有不均匀多孔膜片160之外，在下部基板10的背面上得到与面对面型葡萄糖传感器类似的结构，所述膜片160上固定有100mM的铁氰化钾和10mg/mL的BSA。例3：制造装有采样入口的面对面型葡萄糖传感器步骤1：制作装有采样入口的双电极本体
在聚酯下部基板10上印制银糊，制成工作电极连接带11′、对电极连接带12′和参考电极连接带13′。分别用导电碳糊和银糊制作工作电极11和参考电极13，制成第一电极模块。分别以银糊制作电极连接带20和用导电碳糊制备对电极12，制成第二电极模块。在第二电极模块中，设置尺寸为1×2mm的孔，用作采样的通路。步骤2：制作装有面对面型葡萄糖传感器
在经过物理吸收处理之后，把例1步骤2中制作的多孔膜片16覆盖在第一电极模块上。在第一电极模块上叠置第二电极模块，使第二电极模块的工作电极与多孔膜片16交迭，然后再借助粘合剂17通过压挤粘附到第一电极模块的绝缘体15上。将粘合剂17加在装有采样入口第二电极模块上，再伴之以给装有采样入口的上部基板粘上粘合剂，给出葡萄糖传感器(图4a和4b)。
在下面的实验例中，表现出本发明的生物传感器的特征。实验例1：测定拟引入装有采样入口的葡萄糖传感器的量
为了确定被引入例3中制作的每个装有采样入口的葡萄糖传感器的血液采样的量，做了多个实验。
有如图14中所见到的那样，测定引入传感器的采样的量平均是2.38μL，最终使用总共20个传感器，具有标准偏差±0.11μL，证明以非常高的精度引入采样。实验例2：嵌入物质对平板型葡萄糖传感器的影响
表示嵌入物质，如抗坏血酸、乙酰氨基苯酚和尿酸以及缓冲溶液的影响的动态曲线被示于图15中。为了得到这些动态曲线，在200mg/dL葡萄糖(11.1mM)(a)，570μM抗坏血酸(b)，660μM乙酰氨基苯(c)，916μM尿酸(d)和缓冲溶液(140mM的NaCl，PBS，pH7.4)(e)的情况下，所加电势对参考电极(Ag/AgCl)的电势比增加时，测量例1中制成的平板型葡萄糖传感器的电流变化。有如图15所见到的那样，在所加电势对参考电极(Ag/AgCl)的电势比方面，可以略而不计所述传感器因嵌入物质所受的影响。实验例3：血蛋白对平板型葡萄糖传感器的影响
表示例1步骤2中血细胞比容对平板型葡萄糖传感器影响的时间-安培曲线被示于图16中。为了得到这些曲线，在缓冲溶液(140mM的NaCl，PBS，pH7.4)(a)，全血(b)，及血浆(c)中，于对参考电极加给0.35V电势的条件下，测量所述平板型葡萄糖传感器的电流变化。对于全血的曲线(b)，它所包含的血细胞比容几乎与对于血浆的曲线(c)是一样的，也即它失去血细胞比容。其原因在于，在葡萄糖传感器中事先去掉了血细胞比容，因为在采样的色谱移动过程中，它们不通过传感器的小孔。于是，发现本发明的生物传感器克服了普通生物传感器的问题；因为血细胞比容的吸收对电极表面引起干扰的原因，其中检测的可靠性较差。实验例4：对葡萄糖标准溶液灵敏度的平板型葡萄糖传感器的校准曲线
检验例1的步骤2中制备的平板型葡萄糖传感器在葡萄糖标准溶液中的灵敏度，所述溶液的葡萄糖浓度为0、50、100、150、200、250、300、350和400mg/dL。在这点上，在对参考电极加给0.0V电势的电场下，对每种浓度下测量10次电流值。图17示出如此得到的校准曲线。证明本发明的平板型葡萄糖传感器是可靠的，计算该曲线，斜率为0.0298[μA/(mg/dL)]，线性度达到0.996这样高。实验例5：对葡萄糖标准溶液灵敏度的不均匀平板型葡萄糖传感器的校准曲线
检验例1中制备的不均匀平板型葡萄糖传感器在葡萄糖标准溶液中的灵敏度，所述溶液的葡萄糖浓度为0、50、100、150、200、250、300、350和400mg/dL。在这点上，在嵌入物质(1mM的乙酰氨基苯、1mM的抗坏血酸或0.8mM的尿酸)的情况下，在对参考电极加给0.35V电势的电场下，对每种浓度下测量5次电流值。图18示出如此得到的校准曲线。证明本发明的葡萄糖传感器是可靠的，计算该曲线，斜率为0.0333[μA/(mg/dL)]，线性度达到0.996这样高，而无需考虑所述嵌入物质。
利用例1中制备的不均匀平板型葡萄糖传感器，测量正常血清和异常血清的葡萄糖含量水平，每种测20次。结果由表1给出如下。
             表1
               正常血清     异常血清
平均，mg/dL      91.6         298.5
2SD，mg/dL       9.4          30.9
变化系数，％     5.1          5.2
参考值，mg/dL    91.9±8.3    304.5±31.0
有如表1的数据所显示的那样，发现本发明的不均匀平板型葡萄糖传感器是精确的和可靠的，因为测得其变化系数对于正常血清和异常血清分别为5.1％和5.2％。实验例6：对葡萄糖标准溶液灵敏度的面对面型葡萄糖传感器的校准曲线
检验例2的步骤2中制备的面对面型葡萄糖传感器在葡萄糖标准溶液中的灵敏度，所述溶液的葡萄糖浓度为0、50、100、150、200、250、300、350和400mg/dL。在这点上，在对参考电极加给0.0V电势的电场下，对每种浓度下测量10次电流值。图19示出如此得到的校准曲线。证明本发明的葡萄糖传感器是可靠的，计算该曲线，斜率为0.1615[μA/(mg/dL)]，线性度达到0.997这样高。
利用例2的步骤2中制备的面对面型葡萄糖传感器，测量正常血清和异常血清的葡萄糖含量水平，每种测30次。结果由表2给出如下。
             表2
               正常血清     异常血清
平均，mg/dL      91.4         291.9
2SD，mg/dL       5.0          11.8
变化系数，％     5.5          4.0
参考值，mg/dL    91.1±8.2    302.2±30.7
有如表2的数据所显示的那样，发现本发明的面对面型葡萄糖传感器是精确的和可靠的，因为测得其变化系数对于正常血清和异常血清分别为5.5％和4.0％。
如上所述，本发明插入多孔膜片的生物传感器设置采样入口，可以恒定数量和速率将采样引入生物传感器，而无需预处理。除去结构简单外，本发明的生物传感器容易制造，并可以低成本大量生产。除了这些之外，本发明的生物传感器允许多位患者自身精确地检测与多种疾病有关的代谢产物的血液水平，而与嵌入的物质无关。因此，可以发现本生物传感器在精确的和可靠的定量设备中的多种应用。
已按说明的方式描述了本发明，并且将能理解，所用的术语都是描述性的，而非限制性的。根据上述技术，本发明的多种改型和变化都是可能的。因此，将能理解，在所附各权利要求的范围内，除了特定的描述之外，都可实践本发明。

Claims (32)

1.一种带多孔膜片的生物传感器，包括：
(a)至少一个基板；
(b)绘制在所述基板上的电极层，包括电极系统和电路连接器；
(c)绝缘体，用于使部分电极层上形成的电极系统和电路连接器分开；
(d)由所述电极系统表面通过所述绝缘体覆盖的多孔膜片；其特征在于，在把全血采样引入本生物传感器时，在色层分离谱通过所述多孔膜片移动过程中，所述全血采样被分成它的各个成分，使得只有血浆可与所述电极系统接触。
2.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，还包括上部基板，它具有保护膜片，用于保护所述多孔膜片，它形成在所述多孔膜片上，或者具有采样入口，用以保护所述多孔膜片，并将采样引入所述生物传感器。
3.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器包括：
(a)下部基板；
(b)第一电极系统，它被绘制在所述下部基板上；
(c)形成于所述电极层上除多孔膜片以外部分的粘合剂，以便限定所述电极，它被用作绝缘体；
(d)多孔膜片，它被嵌入对电极12与工作电极11之间，与粘合剂固定；
(e)面向所述多孔膜片定位的第二电极，和有孔的上部基板；以及
(f)上部基板，它包含采样入口，用于保护所述多孔膜片，并将采样引入所述生物传感器，其特征在于，所述电极系统或多孔膜片上固定有氧化酶和电子迁移介质，当把全血采样引入所述生物传感器时，在通过所述多孔膜片色谱移动过程中，该全血采样被分成它的各个成分，从而只有血浆可与电极系统接触。
4.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器包括：
(a)下部基板10；
(b)多个互相间隔的第一电路连接器9，它们形成于所述下部基板10上；
(c)由工作电极11、对电极12和参考电极13构成的3电极系统，所有这些电极都设在各电路连接器上的预定区域；
(d)绝缘体15，它覆盖所述下部基板10，除暴露在所述下部基板10的接线端区域上的所述电极系统和多个互相间隔的第一电路连接器之外；
(e)多孔膜片16，形成于所述电极系统的暴露区域上，尺寸与所述电极系统的露出区域同样大；以及
(f)保护膜片22，它大到借助粘合剂17足以覆盖中间膜片，以保护多孔膜片16，所述粘合剂不用于所述电极系统；
(g)形成于下部基板10下面的多个不均匀电路连接器90；
(h)由不均匀工作电极110、不均匀对电极120和不均匀参考电极130组成的不均匀电极系统；
(i)不均匀绝缘体150；
(j)不均匀多孔膜片160；
(k)不均匀粘合剂170，它覆盖除所述多孔膜片之外的所得结构；和
(l)不均匀保护膜片220；相对于下部基板10对称地建立每个不均匀组件，按与相对模块中相应组件的相同模式起作用。
5.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有2电极系统的不均匀平板型的，包括：
(a)下部基板10；
(b)多个互相间隔的第一电路连接器9，它们形成于所述下部基板10上；
(c)由工作电极11和对电极12构成的3电极系统，所有这些电极都设在各电路连接器上的预定区域；
(d)绝缘体15，它覆盖所述下部基板10的表面，除暴露在所述下部基板10的接线端区域上的所述电极系统和多个互相间隔的第一电路连接器之外；
(e)多孔膜片16，形成于所述电极系统的暴露区域上，尺寸与所述电极系统的露出区域同样大；以及
(f)保护膜片22，它大到借助粘合剂17足以覆盖中间膜片，以保护多孔膜片16，所述粘合剂不用于所述电极系统；
(g)形成于下部基板10下面的多个不均匀电路连接器90；
(h)由不均匀工作电极110和不均匀对电极120组成的不均匀电极系统；
(i)不均匀绝缘体150；
(j)不均匀多孔膜片160；
(k)不均匀粘合剂170，它覆盖除所述多孔膜片之外的所得结构；和
(l)不均匀保护膜片220；相对于下部基板10对称地建立每个不均匀组件，按与相对模块中相应组件的相同模式起作用。
6.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有3电极系统的不均匀面对面型的，包括：
(a)下部基板10；
(b)多个互相间隔的第一电路连接器9，它们形成于所述下部基板10上；
(c)对电极12和参考电极13，二者被涂敷于所述电路连接器9上的预定区域；
(d)绝缘体15，它覆盖的所述下部基板10，除了由对电极12和参考电极13组成的电极系统之外，以及除多个暴露在所述下部基板10的接线端区域上的互相间隔的第一电路连接器9之外；
(e)多孔膜片16，位于由对电极12和参考电极13组成的电极系统上，尺寸与具有对电极12和参考电极13的电极系统的露出区域同样大；
(f)粘合剂17，沉积在除所述多孔膜16之外的下部基板10上面，固定所得的结构；
(g)在多孔膜片16顶上的工作电极11；
(h)扩展到工作电极11的第二电路连接器9′；
(i)由第二绝缘体15′覆盖的上部基板10′，但露出工作电极11；
(j)形成于下部基板10下面的多个不均匀电路连接器90；
(k)不均匀对电极120和不均匀参考电极130；
(l)不均匀绝缘体150，形成于不均匀电路连接器90上；
(m)不均匀多孔膜片160；
(n)除所述多孔膜片160之外的不均匀粘合剂170；
(o)在不均匀多孔膜片160顶上的不均匀工作电极110；
(p)带不均匀粘合剂170的第二不均匀电路连接器90′；
(q)不均匀第二绝缘体150′；以及
(r)不均匀上部基板100，相对于下部基板10对称地建立每个不均匀组件，按与相对模块中相应组件的相同模式起作用。
7.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有2电极系统的不均匀面对面型的，包括：
(a)下部基板10；
(b)多个互相间隔的第一电路连接器9，它们形成于所述下部基板10上；
(c)对电极12和参考电极13，二者被涂敷于所述电路连接器9上的预定区域；
(d)绝缘体15，它覆盖的所述下部基板10，除了由对电极12之外，以及除多个暴露在所述下部基板10的接线端区域上的互相间隔的第一电路连接器9之外；
(e)多孔膜片16，位于由对电极12组成的电极系统上，尺寸与具有对电极的电极系统的露出区域同样大；
(f)粘合剂17，沉积在除所述多孔膜16之外的下部基板10上面，固定所得的结构；
(g)在多孔膜片16顶上的工作电极11；
(h)扩展到工作电极11的第二电路连接器9′；
(i)由第二绝缘体15′覆盖的上部基板10′，但露出工作电极11；
(j)形成于下部基板10下面的多个不均匀电路连接器90；
(k)不均匀对电极120；
(l)不均匀绝缘体150，形成于不均匀电路连接器90上；
(m)不均匀多孔膜片160；
(n)除所述多孔膜片160之外的不均匀粘合剂170；
(o)在不均匀多孔膜片160顶上的不均匀工作电极110；
(p)带不均匀粘合剂170的第二不均匀电路连接器90′；
(q)不均匀第二绝缘体150′；以及
(r)不均匀上部基板100，相对于下部基板10对称地建立每个不均匀组件，按与相对模块中相应组件的相同模式起作用。
8.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有3电极系统的面对面型的，包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；
(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及
(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18，通过该孔将采样引入生物传感器里边。
9.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有3电极系统的面对面型的，包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；
(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及
(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；以及
(g)第二上部基板10″，由粘合剂17固定在第一上部基板10′，它具有沿电极系统的横向形成的采样入口14，其中所述采样入口具有两个相对的开口端部，通过该二开口将采样引入生物传感器里边。
10.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有3电极系统的面对面型的，包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；
(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及
(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；以及
(g)第二上部基板10″，它具有上部基板的第二孔18′，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上，它有沿与所述电极系统相同方向形成的采样入口14，从所述第二上部基板10″的中点延伸到其一端，其中所述采样入口有一个开口端部，通过该开口端将采样引入生物传感器。
11.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有2电极系统的面对面型的，包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈Y形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，后者与上部基板10′上的电路连接带20的一端相连；
(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及
(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；以及
(g)带采样入口14的第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上；其中，所述采样入口14沿电极系统的横向形成，所述采样入口有两个相对的开口端部，通过该二开口将各个采样引入生物传感器。
12.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有2电极系统的面对面型的，包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈Y形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括形成于板10上的对电极连接带12′；
(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；以及
(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；以及
(g)带上部基板第二孔18′的第二上部基板10″，它有采样入口14，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上；其中，所述采样入口14沿电极系统相同的方向形成，所述采样入口有一个开口端部，通过该开口将各个采样引入生物传感器。
13.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是采用2电极系统的面对面型的，所有电极只由碳墨制成，所述生物传感器包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈Y形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′；
(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；
(f)上部基板10′，它形成于粘合剂17上，并且上部基板有孔18；以及
(g)带采样入口14的第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上；其中，所述采样入口14沿电极系统的横向形成，而且该采样入口有两个相对的开口端部，通过该二开口将各个采样引入生物传感器。
14.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是采用2电极系统的面对面型的，在上部基板10′中而不是第二上部基板10″中形成采样入口14，并且所有电极都由碳墨制成，所述生物传感器包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈Y形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，所有电极只涂敷碳墨；
(c)多孔膜片16，它形成于电极系统的预定区域，覆盖所述工作电极11；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它具有只以碳墨涂敷的对电极12；
(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并有从中点沿纵向延伸至上部基板10′一端的采样入口14，因而所述采样入口有一开口端部；以及
(g)第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上，并且上部基板有第二孔18′。
15.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有3电极系统的面对面型的，设有为采样入口用的圆形空间，所述生物传感器包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；
(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；
(f)上部基板10′，它由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18；通过该孔将采样引入生物传感器里边；
(g)带圆形采样入口14的圆形第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上。
16.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有2电极系统的面对面型的，设有为采样入口用的圆形空间，所述生物传感器包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括呈J形的工作电极连接带11′，其上设有工作电极11，还包括对电极连接带12′，后者与上部基板10′上的电路连接带20的一端相连；
(c)多孔膜片16，所述多孔膜片16或工作电极11上固定有氧化酶和电子迁移介质；
(d)粘合剂17，它覆盖在下部基板10的除去多孔膜片16部分上面；
(e)呈Y形的电路连接带20，它的分支的两条边端部具有对电极12；
(f)上部基板10′，由粘合剂17固定，并且上部基板有孔18，通过该孔将采样引入生物传感器里边；
(g)带圆形采样入口14的圆形第二上部基板10″，借助粘合剂17将其固定在第一上部基板10′上。
17.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是具有3电极系统的平板型的，所述生物传感器包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括其上设有工作电极11的工作电极连接带11′，还包括对电极连接带12′，其上设有呈J形的对电极12，以及参考电极连接带13′，其上设有参考电极13；
(c)多孔膜片16，它形成于所述电极系统的预定区域，覆盖所述工作电极11，以及粘合剂17，它沉积在中间膜片的除去多孔膜片16部分上面；
(d)上部基板10′，它具有上部基板的孔18，借助粘合剂17将其固定于下部基板10上；以及
(e)具有上部基板的第二孔18′的第二上部基板10″，它具有采样入口14，借助粘合剂17将其固定于第一上部基板10′上；其中将所述采样入口14制成从所述第二上部基板10″的中点笔直地伸向其一端，并将采样引入本生物传感器。
18.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是采用2电极系统的平板型的，所述生物传感器包括：
(a)下部基板10；
(b)形成于下部基板10上的电极系统，它包括其上设有工作电极11的工作电极连接带11′，还包括对电极连接带12′，其上设有呈J形的对电极12；
(c)多孔膜片16，它形成于所述电极系统的预定区域，覆盖所述工作电极11，以及粘合剂17，它沉积在中间膜片的除去多孔膜片16部分上面；
(d)上部基板10′，它具有上部基板的孔18，借助粘合剂17将其固定于下部基板10上；以及
(e)具有上部基板的第二孔18′的第二上部基板10″，它具有采样入口14，借助粘合剂17将其固定于第一上部基板10′上；其中将所述采样入口14制成从所述第二上部基板10″的中点笔直地伸向其一端，并将采样引入本生物传感器。
19.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是采用3电极系统的平板型的，它具有多孔膜片作为下部基板，所述生物传感器包括：
(a)由多孔膜片16制成的下部基板；
(b)绝缘体15，它形成于下部基板16的一半部分上；在绝缘体15上形成的电极系统，它包括：其上设有工作电极11的工作电极连接带11′、其上设有对电极12的对电极连接带12′、其上设有参考电极13的参考电极连接带13′，以及与绝缘体15相邻的预处理层19；
(c)上部基板10′，借助粘合剂17将其固定于多孔膜片16另外的半部分上，它具有沿电极系统横向形成的采样入口14，该采样入口具有两个开口端部，通过具有两个开口端部的采样入口，可从本适于3电极系统的生物传感器的左右两侧引入采样。
20.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述生物传感器是采用2电极系统的平板型的，它具有多孔膜片作为下部基板，所述生物传感器包括：
(a)由多孔膜片16制成的下部基板；
(b)绝缘体15，它形成于下部基板16的一半部分上；在绝缘体15上形成的电极系统，它包括：其上设有工作电极11的工作电极连接带11′、其上设有对电极12的对电极连接带12′，以及与绝缘体15相邻的预处理层19；
(c)上部基板10′，借助粘合剂17将其固定于多孔膜片16另外的半部分上，它具有沿电极系统横向形成的采样入口14，该采样入口具有两个开口端部，通过具有两个开口端部的采样入口，可从本适于2电极系统的生物传感器的左右两侧引入采样。
21.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述多孔膜片16包含多个直径在5-20μm范围的小孔。
22.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述多孔膜片16选自纸、亲水有机聚合物或吸湿性陶瓷聚合物。
23.如权利要求22所述的生物传感器，其特征在于，所述亲水有机聚合物或吸湿性陶瓷聚合物选自一组：尼龙、亲水聚酯砜膜片、亲水混合纤维素酯、聚四氟乙烯膜片、聚偏氟乙烯膜片、离子选择膜片、玻璃纤维、聚酯纤维或其改型纤维的膜片。
24.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述多孔膜片16首选使用硝化纤维素纸、聚酯纤维或其改型纤维的膜片，或者类似的滤纸。
25.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述氧化酶选自一组：葡萄糖氧化酶、乳酸盐氧化酶、胆甾醇氧化酶、谷氨酸盐氧化酶、辣根过氧化酶和醇氧化酶。
26.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述电子迁移介质选自一组：六胺氯化钌(III)、铁氰化钾、亚铁氰化钾、二甲基二茂铁(DMF)、二茂铁、二茂铁-一元羧酸(FCOOH)、7，7，8，8-四氰基奎诺二甲烷(TCNQ)、四硫富瓦烯(TTF)、二茂镍(Ne)、N-甲基酸鎓(NMA+)、四硫并四苯(TTT)、N-甲基酚嗪鎓(NMP+)、对苯二酚、3-二甲基氨基苯甲酸(MBTHDMAB)、3-甲基-2-苯并噻唑啉酮腙、2-甲氧基-4-烯丙基苯酚、4-氨基安替比林(AAP)、二甲基苯胺、4-氨基安替比林、4-甲氧基萘酚、3，3′，5，5′-N-四甲联苯胺(TMB)、2，2-连氮基-二[3-乙基-苯并噻唑啉磺酸盐]、邻联二茴香胺、邻甲苯胺、2，4-二氯酚、4-氨基非那宗、联苯胺，以及作为多种混合价的普鲁士蓝均可混合形成氧化还原对。
27.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述基板由陶瓷、塑料、硅、氧化铝玻璃板或聚合材料制成。
28.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述保护膜片22由选自的一组聚酯、聚氯乙烯和聚碳酸酯的有机聚合物制成。
29.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述电极在直接化学真空淀积过程或等离子体淀积过程中制成。
30.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，以表面活性剂或借助添加剂改型所述采样入口14，提高全血采样通过所述多孔膜片的迁移率。
31.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，按形态学方式和采用对采样入口或所述的孔开槽精加工改型所述采样入口14。
32.如权利要求3所述的生物传感器，其特征在于，所述预处理层19设有采样入口，用以除去各种嵌入物质，从而可以从测量方便、准确性和精度方面提高所关心的采样的量化。
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