作为分析液体试样中的特定成分的生物传感器，例如有测定通 过血液中的葡萄糖与上述传感器中携带的葡萄糖氧化酶等试剂的反 应所得到的电流值，来求出血糖值的传感器。
图4是表示上述这种现有的血糖值测定用生物传感器的分解透 视图。
在图4中，在聚对苯二甲酸乙二酯之类的绝缘基片5上，印刷 形成作为电极的工作电极1、对置电极2，在这些电极上形成含有葡 萄糖氧化酶和电子接受体的试剂层10，进而在试剂层10上形成由卵 磷酯等组成的界面活性剂层11。
此外为了形成通过使一定量的血液与试剂层10反应，由上述电 极来检测通过该反应产生的电流值用的容腔12，把上述电极和试剂 层10上的部分细长切口的隔离片7，进而把有放气孔9的盖片6粘 贴在绝缘基片5上。
在这种构成的生物传感器中，血液从吸引口8借助于毛细管现 象引入容腔12内，引导到上述电极和试剂层10所在的位置。而且 在电极上通过血液与试剂的反应产生的电流值经由引线3、4连接到 外部的测定装置(未画出)被读取，由该电流值求出血液中的血糖 值。
现在，努力使界面活性剂层11以覆盖试剂层10的形式展开， 以便在把血液滴在吸引口8而采取的场合，血液借助于毛细管现象 迅速引入容腔12内，并引入到容腔12的深处。
可是，在覆盖试剂层10地设置界面活性剂层11，容易把血液引 入容腔12内的现有的生物传感器中，因为血液一边溶解界面活性剂 层11一边引入容腔12内，进而溶解试剂层10而在电极上反应，故 上述界面活性剂层11妨碍试剂层10在血液中的溶解，由此引起上 述传感器的灵敏度或测定值的离散，存在着对传感器的性能有不良 影响的问题。
此外，在现有的生物传感器的构成中，使含有试剂和电子接受 体的溶液在电极上展开、干燥而作成试剂层10，进而为要在其上作 成界面活性剂层11，需要以覆盖该试剂层10的形式涂布展开含有界 面活性剂的溶液的过程，和干燥该界面活性剂层的过程，故制造上 述生物传感器的过程很费时间，还存在着生产率不好的问题。
本发明是为了解决上述现有的问题而作成的，其目的在于提供 一种不在试剂层上形成界面活性剂层，促进血液向容腔内的流动， 可以迅速而充分地引入的生物传感器。

根据本发明第1方面的一种生物传感器，具有液体试样借助于 毛细管现象而引入的容腔，能够通过所引入的上述液体试样与试剂 的反应，来分析液体试样中的成分，其特征在于：面向上述容腔的 上述传感器的侧壁中的至少一部分侧壁的表面本身具有亲水性，且 形成有检测上述液体试样与试剂的反应的电极的基片的表面也具有 亲和性。
如果用这种构成的生物传感器，则由于朝向液体试样借助于毛 细管现象所引入的容腔的上述传感器的侧壁中的至少一部分的侧壁 表面制成具有亲水性，所以不在与液体试样反应的试剂上设置界面 活性剂层，可以促进液体试样的吸引。此外，与此同时还可以实现 上述传感器的制造过程的简化。
如果用这种构成的生物传感器，则由于制成不仅形成上述容腔 的侧壁中至少一部分侧壁表面，而且检测液体试样与试剂的反应的 电极所形成的基片表面也制成具有亲水性，所以上述电极与它们所 形成的基片的贴紧性改善，电极剥离的问题也消除，上述传感器的 可靠性提高。
根据本发明第2方面的生物传感器，是第1方面中所述的生物 传感器，其中面向上述容腔的上述传感器的侧壁由混有界面活性剂 的树脂材料来形成。
如果用这种构成的生物传感器，则由于由混有界面活性剂的树 脂材料来形成具有亲水性的上述侧壁，所以可以提供一种不在与液 体试样反应的试剂上设置界面活性剂层，可以促进液体试样的吸引， 此外与此同时还可以简化上述传感器的制造过程的生物传感器。
根据本发明第3方面的生物传感器，是第2方面中所述的生物 传感器，其中上述界面活性剂的添加量取为0.01重量％以上。
如果用这种构成的生物传感器，则由于由混有0.01重量％以上 界面活性剂的树脂材料来形成面向上述容腔的传感器的侧壁，所以 可以得到足够的血液吸引促进效果。
根据本发明第4方面的生物传感器，是第1方面中所述的生物 传感器，其中面向上述容腔的上述传感器的侧壁由其表面被界面活 性剂所覆盖的薄膜来形成。
如果用这种构成的生物传感器，则由于由其表面被界面活性剂 所覆盖的薄膜来形成具有亲水性的上述传感器侧壁，所以可以提供 一种不在与液体试样反应的试剂上设置界面活性剂层，可以促进液 体试样的吸引，此外与此同时还可以简化上述传感器的制造过程的 生物传感器。
根据本发明第5方面的生物传感器，是第5方面中所述的生物 传感器，其中面向上述容腔的上述传感器的侧壁由其表面被具有亲 水性极性基的树脂所覆盖的薄膜来形成。
如果用这种构成的生物传感器，则由于由其表面被具有亲水性 极性基的树脂所覆盖的薄膜来形成具有亲水性的上述传感器侧壁， 所以可以提供一种不在与液体试样反应的试剂上设置界面活性剂 层，可以促进液体试样的吸引，此外与此同时还可以简化上述传感 器的制造过程的生物传感器。
根据本发明第6方面的生物传感器，是第4或第5方面中所述 的生物传感器，其中覆盖上述薄膜的上述界面活性剂或上述具有亲 水性极性基的树脂的厚度为几十埃以上。
如果用这种构成的生物传感器，则由于由上述界面活性剂或上 述具有亲水性极性基的树脂所覆盖的薄膜来形成面向上述容腔的传 感器侧壁，所以可以得到足够的血液吸引促进效果。
根据本发明第7方面的生物传感器，是第1方面中所述的生物 传感器，其中形成上述容腔的侧壁中至少一部分侧壁的表面被化学 地改性。
如果用这种构成的生物传感器，则由于形成上述容腔的侧壁中 至少一部分侧壁的表面被化学地改性而形成具有亲水性的上述传感 器侧壁，所以可以提供一种不在与液体试样反应的试剂上设置界面 活性剂层，可以促进液体试样的吸引，此外与此同时还可以简化上 述传感器的制造过程的生物传感器。
根据本发明第8方面的生物传感器，是第7方面中所述的生物 传感器，其中通过施行等离子体放电处理、偶联反应处理、臭氧处 理、紫外线处理中的任一种处理，在面向上述容腔的侧壁中至少一 部分的表面上形成亲水性功能基。
如果用这种构成的生物传感器，则由于在形成上述容腔的侧壁 中至少一部分侧壁的表面上，通过施行等离子体放电处理、偶联反 应处理、臭氧处理、紫外线处理中的任一种化学表面处理，在该表 面上形成亲水性功能基，所以面向上述容腔的侧壁中至少一部分侧 壁的表面可以制成具有亲水性。
根据本发明第9方面的生物传感器，是第1方面中所述的生物 传感器，其中面向上述容腔的侧壁中至少一部分侧壁的表面被形成 为具有微细且连续的凹凸的粗糙面。
如果用这种构成的生物传感器，则由于形成上述容腔的侧壁中 至少一部分侧壁的表面被制成粗糙面而形成具有亲水性的上述传感 器侧壁，所以可以提供一种不在与液体试样反应的试剂上设置界面 活性剂层，可以促进液体试样的吸引，此外与此同时还可以简化上 述传感器的制造过程的生物传感器。
根据本发明第10方面的生物传感器，是第9方面中所述的生物 传感器，其中通过施行喷砂、电火花加工、防眩处理、去光泽处理、 化学镀中的任一种，面向上述容腔的侧壁中至少一部分的侧壁表面 被形成为具有微细且连续的凹凸的粗糙面。
如果用这种构成的生物传感器，则由于在形成上述容腔的侧壁 中至少一部分侧壁的表面上，通过施行喷砂、电火花加工、防眩处 理、去光泽处理、化学镀中的任一种而形成粗糙面，所以面向上述 容腔的侧壁中至少一部分的侧壁表面可以制成具有亲水性。
根据本发明第11方面的生物传感器，是第1至第10方面中所述 的生物传感器，其中形成有与液体试样反应的试剂的基片表面也具 有亲水性。
如果用这种构成的生物传感器，则由于制成不仅形成上述容腔 的侧壁中至少一部分侧壁的表面，而且与液体试样反应的试剂所形 成的基片表面也具有亲水性，所以面向上述容腔的侧壁中，具有亲 水性部分的面积变宽广，可以效率更高地引入液体试样。
根据本发明第12方面的生物传感器，是第12方面中所述的生 物传感器，其中上述基片的表面上形成粗糙面，所形成的该粗糙面 的粗糙度为0.001μm至1μm。
如果用这种构成的生物传感器，则由于面向上述容腔的朝向传 感器的侧壁中至少一部分表面被形成为具有0.001μm至1μm的粗 糙度的凹凸的粗糙面，所以可以提高贴紧性。
附图说明
图1是表示本发明的实施形态中的血糖值测定用生物传感器的 分解透视图。
图2是比较本发明的第1实施例中的传感器对血液的灵敏度的 曲线图。
图3是比较本发明的第2实施例中的传感器对血液的灵敏度的 曲线图。
图4是表示现有的血糖值测定用生物传感器的分解透视图。

(第1实施形态)
下面用图1就本发明的第1实施形态进行说明。
首先，用图1就本第1实施形态中的生物传感器的构成进行说明。
图1是根据本发明的第1实施形态中的生物传感器的分解透视 图，与现有的不同之处在于，取消在反应试剂层10上所形成的界面 活性剂层11，代之以，朝向引入血液的容腔12的侧壁，也就是隔离 片7和盖片6中的朝向容腔12的部分中的至少一部分，制成其本身 具有亲水性，促进血液引入的结构。
这里描述使朝向容腔12的盖片6和隔离片7的表面具有亲水性 的具体方法。
该方法之一是，在聚对苯二甲酸乙二酯或聚碳酸酯等材料中预 先混入界面活性剂等具有界面活性作用的化学物质而形成绝缘性薄 膜材料，用该绝缘性薄膜材料构成盖片6和隔离片7。由此提高容腔 12侧壁的浸润性，可以把从吸引口8所采取的血液迅速而可靠地引 入容腔12内。
作为混入上述绝缘薄膜材料，可望有上述效果的界面活性剂的 种类(作为亲水基的分类)，可以举出羧酸盐、磺酸盐、磷酸酯盐 等阴离子型界面活性剂，第1级胺盐、第2级胺盐、第3级胺盐、 第4级铵盐等阳离子型界面活性剂，氨基酸型或甜菜碱型等两性界 面活性剂，以及聚乙二醇型或多价乙醇型等非离子界面活性剂等。
此外，作为能够混入上述界面活性剂的盖片6或隔离片7的材 料，除上述外，可以举出聚对苯二甲酸丁二醇酯、聚酰胺、聚氯乙 烯、聚氯亚乙烯、聚酰亚胺、尼龙等。
如果像以上这样用本第1实施形态，则由于通过在盖片6或隔 离片7的材料本身中混入界面活性剂等具有界面活性作用的化学物 质，朝向血液引入的容腔12的侧壁，也就是盖片6和隔离片7的朝 向容腔12的部分，具有亲水性，所以可以使容腔12的侧壁的浸润 性提高，使从吸引口8所采取的血液迅速而可靠地引入容腔12内。 此外与此同时，可以去掉试剂层10上的界面活性剂层11，可以简化 生物传感器的制造过程。
再者，把界面活性剂混入成为盖片6或隔离片7的绝缘性基材 产生的血液吸引促进效果，在界面活性剂的添加量为0.01重量％以 上时就可以充分觉察到。
(第2实施形态)
下面用图1就本第2实施形态进行说明。
首先，用图1就本第2实施形态中的生物传感器的构成进行说 明。虽然在第1实施形态中，把界面活性剂混入上述盖片6或隔离 片7的材料本身，由此使该盖片6或隔离片7的朝向容腔12的部分 具有亲水性，但是在本第2实施形态中，在成为盖片6或隔离片7 的基材的聚对苯二甲酸乙二酯或聚碳酸酯等绝缘性薄膜上涂布在第 1实施形态中举出的界面活性剂，或者层压表面上具有亲水性极性基 的树脂来覆盖上述绝缘性薄膜，以便盖片6或隔离片7的朝向容腔 12的部分具有亲水性。
这里，作为有上述亲水性极性基的树脂，可以举出丙烯类、聚 乙烯类、聚氨酯类等。
此外，在成为盖片6或隔离片7的绝缘性基材的表面上形成亲 水性被膜的场合，上述基材的材料中，不限于上述的聚对苯二甲酸 乙二酯或聚碳酸酯等绝缘性薄膜，也可以使用聚对苯二甲酸丁二醇 酯、聚酰胺、聚氯乙烯、聚氯亚乙烯、聚酰亚胺、尼龙等。
再者，用有机钛类化合物、聚乙烯亚胺类化合物、异氰酸酯类 化合物等对成为盖片6或隔离片7的基材的聚对苯二甲酸乙二酯或 聚碳酸酯等绝缘性薄膜上进行底层涂料处理，由此也提高上述容腔 12侧壁的亲水性，可使浸润性提高。
如果像以上这样用本第2实施形态，则由于在成为盖片6和隔 离片7的基材的绝缘性薄膜上，涂布界面活性剂，或者层压表面上 具有亲水性极性基的树脂而覆盖上述盖片6或隔离片7的表面，朝 向血液所引入的容腔12的侧壁，也就是盖片6和隔离片7的朝向容 腔12的部分制成具有亲水性，所以可以使容腔12侧壁的浸润性提 高，使从吸引口8所采取的血液迅速而可靠地引入容腔12内。此外 与此同时，可以去掉试剂层10上的界面活性剂层11，可以简化生物 传感器的制造过程。
再者，虽然涂布在成为上述盖片6和隔离片7基材的绝缘性薄 膜上的界面活性剂的厚度，或者层压的具有亲水性极性基的树脂层 的厚度如果超过几十埃就可以觉察到促进血液吸引的效果，但是为 了使上述效果长时间持续，最好是几百埃以上。
(第3实施形态)
下面用图1就本第3实施形态进行说明。
首先，用图1就本第3实施形态中的生物传感器的构成进行说 明。虽然在第1实施形态中，把界面活性剂混入上述盖片6或隔离 片7的材料本身，由此使上述盖片6或隔离片7朝向容腔12的部分 具有亲水性，但是在本第3实施形态中，对朝向容腔12的盖片6和 隔离片7的表面施行化学表面处理、加工，使盖片6或隔离片7朝 向容腔12的部分具有亲水性。
作为对上述盖片6或隔离片7朝向容腔12的部分进行化学表面 处理、加工的具体方法，可以举出例如以等离子体放电处理为代表 的电晕放电处理或辉光放电处理，在朝向容腔12的盖片6或隔离片 7的表面上形成羧基、羟基、羰基等亲水性功能基，使上述盖片6 或隔离片7的材料表面化学改性，使表面浸润性提高。
此外，作为能够进行化学处理的的盖片6或隔离片7的材料， 除了上述那种聚对苯二甲酸乙二酯或聚碳酸酯之外，还可以使用聚 对苯二甲酸丁二醇酯、聚酰胺、聚氯乙烯、聚氯亚乙烯、聚酰亚胺、 尼龙等。
如果像以上这样用本第3实施形态，则由于在朝向血液所引入 的容腔12的盖片6和隔离片7的表面上，通过施行化学的表面处理、 加工而化学改性，使上述盖片6和隔离片7朝向容腔12的部分具有 亲水性，所以可以使容腔12侧壁的浸润性提高，使从吸引口8所采 取的血液迅速而可靠地引入容腔12内。此外与此同时，可以去掉试 剂层10上的界面活性剂层11，可以简化生物传感器的制造过程。
再者，作为使表面性状化学改性的处理除了等离子体放电处理 以外，还有偶联反应处理、臭氧处理、紫外线处理等，在用任何处 理方法的场合都可以得到上述同样的效果。
(第4实施形态)
下面用图1就本第4实施形态进行说明。
首先，用图1就本第4实施形态中的生物传感器的构成进行说 明。虽然在第1实施形态中，把界面活性剂混入上述盖片6或隔离 片7的材料本身，由此使上述盖片6或隔离片7朝向容腔12的部分 具有亲水性，但是在本第4实施形态中，对朝向容腔12的盖片6或 隔离片7的表面进行粗糙化，在材料表面上形成细微而连续的粗糙 面(凹凸)，使盖片6或隔离片7朝向容腔12的部分具有亲水性。
作为对上述盖片6或隔离片7的表面进行粗糙化的具体方法， 可以举出喷砂处理、电火花加工、防眩处理、去光泽处理、化学镀 等，通过进行该处理对朝向容腔12的盖片6或隔离片7的表面进行 粗糙化，使该盖片6或隔离片7的表面浸润性提高。
此外，作为能够进行这种处理的盖片6或隔离片7的材料，如 上所述，除了聚对苯二甲酸乙二酯或聚碳酸酯之外，还可以使用聚 对苯二甲酸丁二醇酯、聚酰胺、聚氯乙烯、聚氯亚乙烯、聚酰亚胺、 尼龙等。
如果像以上这样用本第4实施形态，则由于在朝向容腔12的盖 片6或隔离片7的表面上形成微细而连续的粗糙面(凹凸)，由此 使上述盖片6和隔离片7朝向容腔12的部分具有亲水性，所以可以 使容腔12侧壁的浸润性提高，使从吸引口8所采取的血液迅速而可 靠地引入容腔12内。此外与此同时，可以去掉试剂层10上的界面 活性剂层11，可以简化生物传感器的制造过程。
(第5实施形态)
下面用图1就本第5实施形态进行说明。
首先，用图1就本第5实施形态中的生物传感器的构成进行说 明。虽然在第1至第4实施形态中，就对容腔12的侧壁，也就是朝 向容腔12的盖片6或隔离片7施行处理，使之具有亲水性者进行了 说明，但是在本第5实施形态中，不仅上述盖片6或隔离片7，而且 工作极1或对置极2，以及形成试剂层10的绝缘基片5的表面上也 施行上述那种亲水性处理。
下面就通过不仅对盖片6或隔离片7，而且对绝缘基片5也施行 亲水性处理所得到的效果进行说明。
首先，作为第1点，如果绝缘基片5的表面处理成具有亲水性， 则存在着可以进一步促进液体试样的吸引这样的效果。
例如，在吸引口的高度(隔离片7的厚度)比较大的场合(在 图1中所示的传感器中0.3mm以上)，在低温环境中(10℃以下) 吸引作为液体试样的有高血细胞比容值的血液时，仅靠如上所述使 盖片6和隔离片7具有亲水性不能得到充分促进吸引的效果，存在 着吸引能力降低的倾向。因此，除了对盖片6或隔离片7之外，对 绝缘基片5也施行第1至第4实施形态中所述的亲水性处理，可以 进一步促进液体试样的吸引。
其次，作为第2点，在进行处理使绝缘基片5的表面具有亲水 性之后，如果在其上形成电极，则存在着绝缘基片5与电极的贴紧 性飞跃提高这样的效果。
例如，在制造生物传感器时，对形成多个电极和试剂层10的绝 缘基片5，在对应于它们各自的电极或试剂的位置上粘贴形成了用来 形成容腔12的缺口沟槽的隔离片7，和形成了放气孔9的盖片6之 后，按照传感器的外形用冲压机等冲切而得到图1中所示的传感器 的场合，因该冲切之际发生的冲击，电极从绝缘基片5剥离，电极 上产生裂纹。这是在本来极性就非常小的绝缘基片5上印刷由导电 性材料组成的浆料而形成上述电极者。因此，对绝缘基片5也施行 第1至第4实施形态中所述的亲水性处理，对具有本来极性就非常 小的表面的绝缘基片5的材料表面也赋予极性，改善作为上述电极 材料所使用的由导电性材料组成的浆料对上述绝缘基片5上的覆盖、 附着力，可以防止电极从绝缘基片5剥离，防止在电极上产生裂纹。
如果像以上这样用本第5实施形态，则由于不仅对朝向容腔12 的盖片6或隔离片7，而且对绝缘基片5也施行亲水性处理，所以可 以比仅对盖片6或隔离片7进行亲水性处理的场合进一步促进从吸 引口8所采取的血液的吸引。此外，由于在形成上述电极之前对绝 缘基片5施行亲水性处理而使该绝缘基片5上带有极性，所以电极 对绝缘基片5的附着力增加，可以防止在传感器制造时产生的电极 从绝缘基片5剥离或在电极上产生的裂纹。再者，在作为第4实施 形态中所说明的亲水性处理，即在材料表面上形成粗糙面的方法中， 可以期待贴紧性效果的是粗糙面(凸凹)的粗糙度在0.001μm～1μm 的范围内，特别优选在0.01μm～0.1μm范围内的方法。
下面就本发明的第1、2实施例进行说明。
(第1实施例)
在由施行了电晕放电处理(电力大小：400W，放电处理速度： 30m/min)的聚对苯二甲酸乙二酯组成的绝缘基片5上，通过丝网 印刷设置由工作电极1和对置电极2组成的电极层，在其上形成含 有酶(葡萄糖氧化酶)和电子传导体(铁氰化钾)的试剂层10之后， 通过由聚对苯二甲酸乙二酯组成的隔离片7，和预先配合1％左右的 作为阴离子型界面活性剂的烷基苯磺酸盐的聚对苯二甲酸乙二酯组 成的盖片6的粘贴，制作形成成为引导血液的毛细管的沟槽的血糖 值测定传感器。
表1示出这样制作的传感器的血液吸引能力。这里，吸引口8 的尺寸用高度0.15mm，宽度2.0mm者。表1中的数值是在严酷环 境下(环境温度5C，血细胞比容值65％)直到血液完全充满成为 引导血液的毛细管的沟槽所需的时间，表现出可以得到对于现有的 传感器同等的血液吸引促进效果。
表1血液吸引速度比较(n＝5)   现有的传感器  第1实施例的传感器   1   0.54   0.68   2   0.69   0.58   3   0.69   0.72   4   0.63   0.65   5   0.72   0.64  平均(sec)   0.65   0.65
再者，在本第1实施例中用的聚对苯二甲酸乙二酯的绝缘基片5， 和盖片6的沾湿指数(表面张力)，未处理品为48dyn/cm，而施行 了电晕放电处理后的绝缘基片5的表面，和配合了烷基苯磺酸盐的 盖片6的表面的沾湿指数皆超过54dyn/cm，表现出在促进血液吸引 上可以确保足够的浸润性。
图2是在血中葡萄糖浓度为53～992mg/dl时比较传感器灵敏度 的情况。所谓传感器灵敏度，是在把血液吸引到毛细管内之后，在 大约25秒里促进试剂与血液中的葡萄糖的反应后，在引线3、4间 施加0.5V的电压，经5秒后得到的电流值，图2中所示的曲线图中 的数值是n＝10次测定的平均值。如图2中所示，本第1实施例的 传感器灵敏度表现出比现有传感器的灵敏度大约提高灵敏度5％。这 证明通过去除界面活性剂层11，使与血液反应的试剂层10的溶解性 提高了。
此外表2是比较图2中的10次测定时的重复精度(CV值)。 根据此一结果，可以看出本第1实施例的传感器中的测定离散(各 个传感器的离散)比现有的传感器中的测定离散大幅度减轻。
表2传感器精度(CV值)比较   葡萄糖浓度   现有的传感器  第1实施例的传感器   53mg/dl   6.25％   3.79％   83mg/dl   3.15％   1.67％   253mg/dl   3.49％   1.53％   488mg/dl   2.24％   0.60％   596mg/dl   2.49％   1.86％   992mg/dl   2.23％   2.11％
从图2和表2的结果可以看出，通过用本第1实施例的传感器， 可以实现离散少的灵敏度高的生物传感器。
此外，同时还确认通过对绝缘基片5上施行电晕放电处理，电 极层与绝缘基片5的贴紧性提高到什么程度。依据JIS K 5400(涂 料一般试验方法；附着性；棋盘格带法)首先以1mm间隔制作格 数100的棋盘格，确认用粘胶薄膜带的电极剥离程度，结果在未进 行电晕放电处理的现有的场合，发生5/100强的电极剥离，而在本第 1实施例的传感器中，可以确认有0/100强的明显的差异。
(第2实施例)
在由聚对苯二甲酸乙二酯组成的绝缘基片5上，通过丝网印刷 设置由工作极1和对置极2组成的电极层，在其上形成含有酶(葡 萄糖氧化酶)和电子传导体(铁氰化钾)的试剂层10之后，通过由 聚对苯二甲酸乙二酯组成的隔离片7，和由在聚对苯二甲酸乙二酯上 具有亲水性的极性基的聚酯类树脂形成薄膜的复合薄膜(表面沾湿 指数：54dyn/cm以上)组成的盖片6的粘贴，制作形成成为引导血 液的毛细管的沟槽的血糖值测定传感器，实施与上述第1实施例同 样的评价。表3是比较这样作成的传感器的血液吸引速度的情况， 图3是在血中葡萄糖浓度在53～992mg/dl下比较传感器灵敏度的情 况，表4是比较图3中的10次测定时的传感器重复精度(CV值) 的情况。
表3血液吸引速度比较(n＝5)   现有的传感器  第1实施例传感器   1   0.54   0.62   2   0.69   0.55   3   0.69   0.68   4   0.63   0.60   5   0.72   0.69   平均(sec)   0.65   0.63
表4传感器精度(CV值)比较   现有的传感器  第1实施例传感器   53mg/dl   6.25％   3.88％   83mg/dl   3.15％   2.17％   253mg/dl   3.49％   1.22％   488mg/dl   2.24％   1.60％   596mg/dl   2.49％   1.56％   992mg/dl   2.23％   2.05％
根据这些可以确认与第1实施例同样优良的血液吸引能力和传 感器响应特性(灵敏度、CV值)。
产业上的实用性
根据本发明的生物传感器，可以用作在借助于毛细管现象从该 传感器的容腔引入液体试样而分析液体试样中的特定成分时，提高 上述传感器的灵敏度或离散的生物传感器。