JP2007024898A - バイオセンサとその製造方法 - Google Patents

Abstract

【課題】検体の濃度を測定するバイオセンサとその製造方法を提供する。
【解決手段】バイオセンサ（１２）は、作用電極（５）と対向電極（３）とを含み、作用電極（５）の少なくとも一部は２つの別々の導電性トラック（１、２）の間に、導電性トラックと電気接触するように配置される。本発明の他の態様は、このバイオセンサ（１２）と共に使用するメータ（２６）と、バイオセンサ（１２）に塗布された流体試料が作用電極（５）を十分に濡らしているかどうかを決定する方法とを提供する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、生体液、特に全血内の、検体の濃度を測定するバイオセンサに関する。また本発明は、このバイオセンサの製造方法を提供する。典型的には、バイオセンサは導電性基板の上に積層された、または、導電性基板に混合された酵素を含む作用電極を備える。電極は、適切な検体の存在下では酵素の触媒作用に対して電気化学的に反応する。本発明の他の態様では、バイオセンサと共に使用するメータ、および、流体試料がバイオセンサの作用電極を十分に濡らしているかどうかを決定する方法を提供する。

電気化学バイオセンサは当技術分野でよく知られている。これらは、電流測定、電量分析、電位差測定を含む測定技術で使用される。典型的には、酵素は、反応にしたがって過酸化水素を生成する、グルコース酸化酵素、コレステロール酸化酵素、乳酸酸化酵素などの酸化還元酵素である。

検体 ＋ Ｏ_２ → 「酸化酵素」 → 酸化生成物 ＋ Ｈ_２Ｏ_２
電流測定では、過酸化物は、固定電位電極で次のように酸化される。

Ｈ_２Ｏ_２ → Ｏ_２ ＋ ２Ｈ^＋ ＋ ２ｅ⁻
電極上の白金中心における過酸化水素が電気化学的に酸化されることにより、過酸化物からの電子が電極まで移動し、この結果、検体の濃度に比例する電流が生成される。グルコースが検体である場合は、酸化生成物はグルコノラクトンである。

電量分析測定では、検体の電気分解が終了したときまたは終了間近のときまでに流れる電流の合計を測定し、積分して、通過した電荷値を算出する。通過した電荷は試料内に存在する検体の量に関連するので、試料の容積が分かっていれば検体濃度も決定することができる。電位差測定では、反応によって生成された電位を１度に１つまたは複数のポイントで測定し、最初の検体濃度と関連付ける。種々の電気化学測定技術は当業者によく知られている。

典型的には、血液試料によって作用電極と対向電極の間の電気回路が完成されれば、電気化学測定は自動的に開始される。血液試料が作用電極を十分に覆っていない場合、作用電極が完全に覆われている場合よりも電流量や測定される電荷が少なくなるため、正確な測定値を得ることが問題になる。ユーザが２滴目の血液を滴下して（「二重投与」）試料を補給しようとすると、第２の試料が覆う電極面積が広いと余分な血液の追加により非ファラデー帯電ピークが発生するため、測定精度が低減され反応が増大されるという影響がある。

流体経路内に一対の充填検出電極を使用し、その間に作用電極と対向電極をはさむことにより、不十分な充填という問題を低減することが提案されている。回路が充填電極の間で完成したときだけ測定が行われる。しかし、この構成によってシステムが複雑になり、ユーザによる二重投与という問題には対処することができない。

本発明の一態様によれば、作用電極と対向電極を含み、作用電極の少なくとも一部が２つの別々の導電性トラックの間で導電性トラックと電気接続するように配置されるバイオセンサが提供される。

本発明の他の態様によれば、請求項１３に明記されるテストメータ、請求項１８に明記される、バイオセンサの作用電極が流体試料で十分に濡れているかどうかを決定する方法、請求項３０に明記されるバイオセンサの製造方法が提供される。好ましい特徴は従属項に明記される。

２つの別々の導電性トラックの間に作用電極を接続することにより、バイオセンサを使用して、作用電極がたとえば全血などの生体液で濡れたことを電気的に検出することができる。他の適切な生体液は血漿、血清、涙、汗、尿を含む。好ましい検出方法は、導電性トラックの間の電気抵抗を測定することである。作用電極が実質的に濡れると抵抗が変化する。代替方法では、インピーダンスが変化することにより作用電極が濡れていることを示す。インピーダンスは、測定をどのように実施するかによって、増加してもよいし減少してもよい。

本発明は、バイオセンサが、作用電極と対向電極がバイオセンサの縁から内側に伸びるキャピラリ流路内に位置するキャピラリ充填バイオセンサである場合に特に有用である。このようなバイオセンサでは少量の（ｓｕｂ−μＬ）試料しか必要としない。少量の試料を使用するため、ユーザの指ではなく、前腕、上腕、大腿部などのユーザの身体の代替部位から試料を採取することができる。代替部位では痛覚受容体の密度が低いが、これらの部位を切開しても出血が少ない傾向がある。

好ましい実施形態では、電極は、縁からキャピラリ流路に沿って均一に流れる流体試料が実質的に完全に作用電極を覆ってから対向電極の任意の部分と接触するように構成される。この構成により、試料が作用電極を濡らしてからあらかじめ設定された時間が経っても作用電極と対向電極の間を架橋しない、不十分な充填を検出できる。ユーザはバイオセンサを廃棄し、再試行するように促される。別法としては、この構成では、余分の非ファラデー帯電ピークのために精度が失われたり値が増加したりすることなく、二重投与が可能である。第１の投与で作用電極と対向電極の間の回路が完成しないため、２回目またはそれ以降の投与で十分に余分な試料液が追加された後、非ファラデー帯電ピークは１度だけ発生する。

好ましい実施形態では、バイオセンサは、試料の小さなフィンガが作用電極と対向電極を接続する「クリープ充填」を検出できるテストメータと共に使用される。典型的には、クリープ充填はキャピラリの側面を這い上がる少量の試料によって生じる。発明者らは、典型的には、有効な測定値を得るために試料が対向電極全体を覆う必要はないが、クリープ充填で生じるような小面積だけを覆っても低くなった検体測定反応が得られることを見出した。クリープ充填は、作用電極が濡れた後のあらかじめ設定された時間内に、作用電極と対向電極の間に流れる電流が超えなければならない閾値電流値をメータに提供することにより検出することができる。閾値未満の電流が測定された場合、警告状態をトリガし、バイオセンサを廃棄して新しいバイオセンサでやりなおすようにユーザに促すことができる。

好ましい態様では、バイオセンサは特に全血内の、グルコースまたはコレステロールなどの検体を検査するために使用される。したがって、本発明の別の態様は、酵素の作用を受ける検体を含む全血の存在下で酵素の触媒作用を電気化学的に示すバイオセンサを提供する。このバイオセンサは、
（ａ） 第１の基板と、
（ｂ） 第１の基板の少なくとも一部と重なる第２の基板と、
（ｃ） 基板のうち一方にあって酵素の触媒作用量を含む作用電極と、
（ｄ） 基板のうちの一方の上の対向電極と、
（ｅ） 作用電極に接続され、テストメータ装置と第１の電気接続を行う第１の導電性トラックと、
（ｆ） 内部にチャネルを有し、第１の基板と第２の基板の間に配置されたスペーサ層であって、スペーサ層のチャネルは隣接する面と協働して、少なくとも１つの基板の縁から電極に伸びるキャピラリ流路を画定するスペーサ層とを備え、
電極は、縁からキャピラリ流路に沿って均一に流れる液体試料が、作用電極を実質的に完全に覆ってから対向電極の任意の部分に接触するように配置され、
バイオセンサはさらに、
（ｇ） テストメータ装置と第２の電気接続を行うために作用電極に接続される第２の導電性トラックを備え、
作用電極が全血の試料で濡れているときと、適用された流体で濡れていないときでは、第１の導電性トラックと第２の導電性トラックの間で測定可能な電気抵抗が実質的に異なる。

全血が存在しないときの作用電極の抵抗が、キャピラリ流路内が血液で濡れているときの抵抗と異なれば、任意の作用電極を使用することができる。適切な作用電極は、本出願者の名におけるＷＯ ２００４／００８１３０に記述されている。驚いたことに発明者らは、このような作用電極を全血で濡らすことによりまたは対照溶液で濡らすことにより、抵抗が増加することを実際に見出した。

定義
本明細書では、以下の用語は以下の定義で使用する。

「電流測定」は、電極面で物質に電子が加わるか（還元）または除去される（酸化）電気化学的技術である。測定される信号は電流である。この用語は、定常状態電流測定、クロノアンペロメトリ、コトレル（Ｃｏｔｔｒｅｌｌ）タイプ測定を含む。

「生体液」は検体を測定することのできる任意の体液である。例としては、血液、汗、尿、間質液、皮膚液、涙を含む。

「バイオセンサ」は、生物元素（たとえば酵素、抗体、ＤＮＡ、ＲＮＡ、受容体、オルガネラ、細胞、組織など）がトランスデューサ（たとえば電極）と密接に接触し、トランスデューサが生物学的反応または化学的反応を電気信号に変換し、この信号を測定してテスト試料内の検体の量と関連づけるデバイスである。

「血液」は全血、および、血漿や血清などの全血の液体成分を含む。

「電流分析」は、検体の電気分解が終了する時または終了近くまでに通過または投射されて通過した電荷を決定することである。試料の電気分解中に減少した電流と経過した時間を測定して決定することができる。

「対向電極」は、作用電極と対になった１つまたは複数の電極であり、作用電極を通過した電流と同じ大きさで符号が反対の電流が対向電極を通過する。この用語はまた、基準電極として機能する対向電極を含む。

「電気分解」は、電極において化合物を直接、または、１つまたは複数の媒体を介して電気酸化または電気還元することである。

「ファラデー電流」は、化学物質の還元または酸化に対応する電流である。正味のファラデー電流は、作用電極を流れるすべてのファラデー電流の代数和である。

「電位差測定」は、少ない電流または電流がまったくない状態下で電位を測定することであり、これは流体内の検体の存在または量を決定するために使用することができる。

「基準電極」は実質的に安定した平衡電極電位を有する電極である。これは、特に作用電極である他の電極の電位を測定するための基準点として使用することができる。本出願の実験バイオセンサの場合のように、この用語は、対向電極としても機能する基準電極を含む。

「作用電極」は、物質が電気分解を受け、テスト試料内の検体の量に相関しうる電気信号（電流、電位）を生成する電極である。

次に、付随する図面を参照しながら、例としての本発明を説明する。

本発明の実施形態によるバイオセンサ１２は、図１に示す一連のステップによって作成される。図１の上の列は工程ステップを示し、下の列はバイオセンサ１２の連続的な構築を示す。

この例ではポリエステル材（Ｖａｌｏｘ^ＴＭ）で形成されるベース基板４が備えられる。導電性接触ｌａ、２ａ、３ａ、１ｂ、２ｂは、英国Ｇｗｅｎｔ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ社の製品コードＣ８０１３０Ｄ１の導電性カーボンペーストとして、ベース基板４上にプリントされる。プリント後、導電性接触のインクを強制空気乾燥機の中で１３０℃で１分間乾燥する。銀／塩化銀ペーストは中央プリントとしてプリントされ、対向電極３を提供し、また、第１の外側のプリント１ｃおよび第２の外側のプリント２ｃとしてプリントされる。中央の銀／塩化銀プリントは、中央の導電性接触３ａの一部と重なり、これを対向電極３と接続する。第１の外側のプリント１ｃは導電性カーボン接触１ａ、１ｂの一部と重なり、共に第１の導電性トラック１を画定する。第２の外側のプリント２ｃは導電性カーボン接触２ａ、２ｂの一部と重なり、共に第２の導電性トラック２を形成する。

作用電極５は、導電性トラック１、２の導電性接触１ｂ、２ｂと部分的に重なるようにベース基板４の上に形成される。第１と第２の導電性トラック１、２は作用電極５だけで結合される。誘電体層６は、作用電極５および対向電極３が位置する作用領域７以外にプリントされる。

この例の作用電極５は、白金メッキされたカーボンを含むインクと樹脂とをプリントし、プリントされたインクを乾燥し、乾燥したインクをグルコース酸化酵素、バッファ、トレハロースを含む水溶液に適用することによって形成される。

インクの配合
Ｍｅｔｅｃｈ ８１０１樹脂 ４５．３２％
ＢＳＡ−白金／カーボン １８．６７％
黒鉛 ９．７７％
ＢＣＡ／シクロヘキサノン ２３．２６％
Ｔｗｅｅｎ（登録商標）２０ ２．９８％
樹脂、溶剤、フロー剤は、カーボン部分を加える前に最初に同時に混合しておく。まず、配合を手で混合し、ついで、トリプルロールミルを何回か通過する。これにより、スクリーンプリントに適した均質のチキソトロープカーボンインクが生成される。

Ｔｗｅｅｎ２０は、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ社が提供する界面活性剤である。ＴｗｅｅｎはＩＣＩ Ａｍｅｒｉｃａｓ社の登録商標である。溶剤はブチルセロソルブ酢酸塩（ＢＣＡ）とシクロヘキサノンの５０％ｖ／ｖ混合液である。黒鉛は英国ウォークス（Ｗｏｒｃｓ）イーブシャムのＧＳ Ｉｎｏｒｇａｎｉｃｓ社によるＴｉｍｒｅｘ ＫＳ１５（粒径＜１６ｎｍ）であった。

滴下コーティング液の調整
滴下コーティング液は以下の成分を含む。
バッファ ＫＨ_２ＰＯ_４／Ｋ_２ＨＰＯ_４ ３８５ｍＭ、ｐＨ８Ｓｉｇｍａ社
酵素 グルコース酸化酵素 ４０８０Ｕ／ｍＬ Ｂｉｏｚｙｍｅ社
安定剤 トレハロース １％ Ｓｉｇｍａ社
グルコース酸化酵素の活性は材料１ミリグラムにつき約２７０ユニットである（酵素は他の凍結乾燥剤および安定剤と共に配合されているので、タンパク質３６０ユニット／ｍｇである）。

滴下コート溶液は、バイオドット（ＢｉｏＤｏｔ）滴下コーティング装置を使用して、作用電極に塗布された。使用した滴下コーティング液の量は約１５０ｎＬであった。これを強制空気乾燥機で５０℃、１分間乾燥した。

スペーサ層８を誘電体層６の上に塗布する。本実施形態では、スペーサ層８は約９０μｍの厚さの両面接着テープで形成される。テープはアドヘーシブズリサーチ（Ａｄｈｅｓｉｖｅｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈ）９０１１８であり、２層の３２μｍＡＳ−１１０アクリル医療グレード接着層を有する２６μｍのＰＥＴ担体からなる。スペーサ８はバイオセンサのキャピラリ流路を決定するチャネル９を有する。第２の基板または蓋１０はスペーサ８に接着される。蓋１０は、約１２．５μｍの親水性熱シール接着剤「ＨＹ１０」でコーティングされた１００μｍのＰＥＴテープ（アドヘーシブリサーチ９０１１９）を含む。蓋１０には狭い通気口１１が備えられ、キャピラリ流路から空気が出るようになっている。通気口１１は蓋１０全体にわたって伸びていなくてもよく、キャピラリ流路と流体連通して穴または短いスロットを備えていてもよい。最後に、第２の基板１０を断ち切ってバイオセンサ１２を生成する。もちろん別法としては、まずスペーサ８を第２の基板１０に接着し、ついで第１の基板に接着してもよい。この構成の利点は、第２の基板１０を切断し通気口１１を提供しながら、第２の基板１０の両方の部分がスペーサ８によって正しい位置に保持されることである。

バイオセンサ１２は、スペーサ８内のチャネル９が定義するキャピラリ流路、蓋１０の内面、および第１の基板２（主に誘電体層６で覆われる）を有する。流路は基板４と１０のそれぞれの平行な短い縁から、対向電極３と作用電極５に伸びる。蓋１０の内面は、血液で濡れやすいように親水性に処理される。グルコース酸化酵素を酵素として使用すると、バイオセンサは血糖測定に使用される。他の酵素を使用すると、グルコース以外の他の検体を測定できることが理解されるであろう。

図６は、バイオセンサ１２のトラック１と２（作用電極５全体の）の間の抵抗を、キャピラリ流路を介して全血で作用電極５を濡らす前（実線）と後（破線）で測定した実験の結果を示す。血液塗布前の平均抵抗は２４００オームであり、血液塗布後は約２０％上昇して２９００オームとなった。血液塗布前の抵抗範囲は２１００から３２００オームであり、血液塗布後は２４００から３８００オームであった。行ったすべての測定について常に抵抗が増加した。増加の平均は１９．５％、最小は１１％、最大は２７％であった。測定はヘマトクリット３０から５５％の血液で行った。ヘマトクリット依存性は確認されなかった。

表１から表６に、一定範囲のグルコース濃度の全血を、異なる作用電極を使用して測定した場合の抵抗の測定結果（ｋΩ）を示す。各表には、全血で濡らす前と後の作用電極の抵抗を示す。％変化は乾燥時の抵抗で除算した差として計算されている。表１から表３の結果は図１に示した設計に関する結果であり、ここでは作用電極５はその下のカーボントラック１ｂと２ｂより広い面積を有する。表４から表６の結果は、図３に示した設計に関する結果であり、ここでは下のカーボントラック１ｂと２ｂは、作用電極５よりも広い面積を有する。それぞれの場合で、抵抗は少なくとも１０％上昇している。各測定の組の平均値を表７に要約し、２つの設計の組み合わせた平均値を表８に要約する。この結果から分かるように、抵抗の結果には実質的にグルコース依存性はない。これらの例では、図３の構成ではわずかに大きな平均抵抗シフトがあった。しかし、いずれの構成も濡れた作用電極と乾いた作用電極を区別することに適している。したがって、例示されたシステムでは、作用電極５全体で測定された抵抗の増加を、作用電極が血液試料で濡れたことを示す診断指標として使用できる。この実施形態では、約１０％またはそれ以上の増加は、作用電極が全血で実質的に完全に濡れていることを示す。抵抗の変化が必ずしも増加する必要はないことを理解されたい。作用電極の代替の構成では、抵抗が一貫して減少しても同様に有用である。

図７に、メータを調整するために使用する対照溶液の結果を示す。対照溶液は、Ｐ／Ｎ ４１０００５アドバンスマイクロドロー（Ａｄｖａｎｃｅ Ｍｉｃｒｏ−ｄｒａｗ）Ｌ１、および、Ｐ／Ｎ ４１０００６アドバンスマイクロドローＬ１／Ｌ２であった。Ｌ１溶液は８０ｍｇ／ｄｌのグルコース濃度を有し、Ｌ２溶液は２５０ｍｇ／ｄｌの濃度を有する。発明者らは２種類の溶液について抵抗シフトに有意差を見いださなかった。いずれの測定でも作用電極を対照溶液で濡らすと抵抗が増加した。最小の増加は５％、最大は１８％、平均の増加は約１２％であった。したがって、作用電極全体の測定抵抗が５％以上増加したことは、作用電極が対照溶液または全血で適切に濡れたことの指標として使用することができる。

図４に概略で示す電気回路は、例示的なバイオセンサ１２の部分を流れる電流を測定する２つの動作モードを示す。図４ａでは、第１の２ウェイスイッチＳ１は第１の構成にあり、第２のスイッチＳ２は開いている。電源１４はトラック１および２を介して作用電極５全体に電圧を印加する。電流を測定する（この例では電流計で測定する）。流体試料で作用電極５が濡れていることを示す電流変化が測定されると、第１のスイッチＳ１が他の構成に移動され、第２のスイッチＳ２が閉じられ、回路の構成が変わる。この構成では、基準／対向電極３に対して作用電極５が分極するので、流体試料が適切に２つの電極５、３を架橋すると、測定される電流は適用された流体試料内の検体（グルコース）濃度に比例する。

血糖値を測るためにバイオセンサ１２を使用する場合、ユーザは、導電性パッド１ａ、２ａ、３ａがメータの対応する接点と電気接触するように、バイオセンサ１２をメータに挿入する。これらの接触がなされると回路が完成し、メータに測定値を読むように警告する。

メータは、第１の導電性トラック１と第２の導電性トラック３全体に電位差を印加し、その結果、作用電極５を介して流れる電流を測定する。この電流はオームの法則によって回路の抵抗に関連する。生体液の試料がない場合は、作用電極５の抵抗は小さく、測定される電流はあらかじめ設定された閾値より大きい。別法としては、抵抗は、定電流からの電位の変化を測定することによって計算できる。また、インピーダンスの変化を測定してもよい。インピーダンスを調整してＤＣ抵抗より大きな感度を有する周波数を与えるようにすることができるので、ＡＣインピーダンスを測定すると有利である。別の実施形態では、簡純な閾値ではなく抵抗および／またはインピーダンスに関して放射分析変化を測定することもできる。この方法によりバッチ間変動、および、温度、試料の基質、他のパラメータなどの因子の差が可能になる。抵抗および／またはインピーダンスを測定する種々の手段は、エレクトロニクス業界の当業者によく知られている。

関連技術装置では、メータは、使用済みのテストストリップ、濡れたテストストリップ、その他の方法で汚れたテストストリップを診断するために使用する第１の記憶された閾値を有する。この記憶された閾値は単一の定義された値を有する。テストストリップをメータに加えると（検体測定前に）、メータは閾値より大きな電流を検出するので、作用電極と対向電極を架橋するためにストリップ上に十分な流体が存在しなければならない。本発明では、作用電極上の血液または他の流体による汚染は、流体が作用電極と対向電極を架橋しなくても、第１と第２の導電性トラックの間でインピーダンスまたは抵抗を測定することによって検出される。

この例では、ユーザは自己の上腕などの代替の部位を切開し、皮膚に血液の小滴を生成し、皮膚の血液の位置にバイオセンサ１２の短い自由端を接触させてグルコース測定値を得ることができる。空気が通気口１１を介して出て行く間に、入れ替わりに血液はキャピラリ流路のチャネル９を介して迅速に吸い込まれる。血液が作用電極５を濡らすと、作用電極５の導電性は実質的に低下し（すなわち抵抗が実質的に上昇し）、この結果、作用電極５を介した第１と第２の導電性トラック１、２を介した電流が減少する。この電流があらかじめ設定された閾値未満であって、作用電極５が試料によって適切に覆われていることが示されると、メータはタイミングシーケンスを開始し、電子部品を２つの電極ポテンシオスタットに切り替える。ここで作用電極５は対向電極３に対して分極される。既定時間内に作用電極５と対向電極３の間に回路が作成されない場合、エラー状態が報告され、バイオセンサ１２に加えられた血液が不十分であったことを示す。

好ましい実施形態では、メータは閾値を与えられ、作用電極５と対向電極３の間の電流をこの閾値に対して測定する。指定された時間内に電流が測定されなかった場合、試料が不十分で対向電極に達していないことを示す。ユーザはバイオセンサを廃棄し、やり直すように促される。別法としては、ユーザは第２の血液試料を追加し、既存の試料を増強するように促され、またはそうすることを許可される。このように「二重投与」しても、作用電極と対向電極の間に最初に接触がなされれば、追加の非ファラデー帯電ピークが生成されないので、精度が低下することはない。測定された電流がゼロより大きいが閾値未満である場合、これは、薄い試料のビーズが電極を接続したが、量が不十分で正確な測定値を提供していない「クリープ充填」を示す。この場合、メータはエラー状態をトリガし、ユーザはバイオセンサを廃棄して新しいバイオセンサでもう１度やり直すように促される。

このように、本発明は、作用電極のみを覆うことにより、または、部分的に覆ってそこに到達することにより、対向電極に到達しない、または十分に到達しなくても、キャピラリ流路に入る血液または他の流体を検出することができる。

本発明の別の実施形態を図２、図３に示す。図１のバイオセンサの作用電極５はキャピラリ流路内で接触パッド１ｂ、２ｂよりもさらに上流に伸びる。別法としては図２に示すように作用電極５をプリントし、最上流の面５ａが、接触パッド１ｂ、２ｂの最上流面と水平になるようにする。この構成により、第１と第２の導電性トラックの間の抵抗の変化が、試料による作用電極５の濡れ状態に相関する。しかし、図３に示すように、接触パッド１ｂ、２ｂの設置面積が上流方向で作用電極５の設置面積を越えて広がり、抵抗測定値の変化が、導電性パッド１ｂ、２ｂの２つの露出した前方ショルダの間で追加された流体を介した導電性経路と、作用電極５の抵抗の変化とに関連するようにしてもよい。

次に図５を参照すると、本発明で使用するメータ２６の実施形態が図示されている。メータ２６は第１の接点２１、第２の接点２２、第３の接点２３を含み、これらの各接点には電圧が印加される。血糖を測定するためにバイオセンサ１２を使用する場合、ユーザは、導電性パッド１ａ、２ａ、３ａがそれぞれ、対応する接触２１、２２、２３と電気接触するようにバイオセンサ１２をメータ２６に挿入する。バイオセンサを挿入するとストリップ検出スイッチ３２が作動し、マイクロコントローラユニット（ＭＣＵ）３０に信号を送信し、メータに、測定を行うように警告する。ＭＣＵ３０はタイマ３６を開始させる。ＡＤ変換器２８はＭＣＵ３０に、３つの接点２１、２２、２３の各々のデジタル電圧値を提供する。第１のコンパレータ２４は接触２１、２２の間の電位差を定電流で比較し（作用電極５全体の電位差）、この差を閾値レベルと比較する。電位差が閾値を越えている場合（作用電極５が血液試料で濡れていることを示す）、作用電極５は対向電極３に対して分極され、電圧値は第２のコンパレータ２５に入力される。第２のコンパレータ２５は電圧を閾値３４と比較する。閾値より大きな電圧はＨＩＧＨ出力を生成する（これは、作用電極５と対向電極３の間に電流が流れていないことに対応する）。ＨＩＧＨ出力は、グルコース濃度測定値を計算するようにＭＣＵ３０をトリガすることはない。タイマ３６がタイムアウトを記録するまで出力がＨＩＧＨのままである場合、ＭＣＵ３０はディスプレイ画面４０にタイムアウトメッセージを表示させる。オプションとしては、ユーザに第２の試料血液を塗布するように通知してもよい（二重投与）。第２のコンパレータ２５が比較した電圧が閾値未満である場合（流体試料が作用電極５と対向電極３を接続していることを示す）、第２のコンパレータ２５はＭＣＵ１０にＬＯＷ信号を出力する。ＭＣＵ１０はＡＤＣ２８からの入力から電流値を計算する。計算された値があらかじめ設定された閾値未満の場合（クリープ充填を示す）、ＭＣＵ３０はディスプレイ４０に、クリープ充填エラーを表示させ、ユーザに、バイオセンサ１２を廃棄し新しいバイオセンサでやりなおすように促す。計算された電流値が閾値を越えた場合、ＭＣＵ３０は電流値と、プログラミングされたバッチ調整情報を使用して試料のグルコース濃度を計算し、ディスプレイ４０を介して濃度値を出力する。

従来のストリップスイッチ３２を使用してバイオセンサ（テストストリップ）がメータに挿入されたことを決定する代替案としては、本発明では、接点２１、２２（バイオセンサ１２上のトラック１、２に対応する）の間の電気特性を測定することもできる。例としてのプロセスを図８のフロー図に示す。接点２１と接点２２の間の電気抵抗Ｒは、バイオセンサがメータ内に入っていない最初のポイントから測定される。Ｒが閾値（例えば１０ｋΩ）より大きいまたは閾値に等しい場合、バイオセンサは挿入されていない。Ｒが閾値未満である場合、ストリップが挿入されていると決定される。初期抵抗値Ｒ_１が記録されタイマが開始する。メータは継続的に抵抗値（Ｒ_２）を測定し、Ｒ_２がＲ_１より５％以上高くなったかどうかを決定する。高くなっていなければ、抵抗測定はタイムアウトまで継続する（たとえばバイオセンサ挿入から２分後）。この実施形態では、Ｒ_２がＲ_１より５％以上高い場合、作用電極５が試料で濡れていることを示す（たとえば全血または対照溶液）。

作用電極が濡れているとメータが決定した場合、対向電極３に対して作用電極５を分極し、タイマを開始しなおす。この例では、作用電極は約３５０ｍＶ分極される。作用電極５と対向電極３の間の電流をモニタリングする。作用電極が濡れてからあらかじめ設定された時間（たとえば３０秒）内に電流が流れなかった場合、メータはタイムアウト状態を信号出力するが、さらに血液試料をバイオセンサに追加する二重投与をユーザに促してもよい。

測定された電流がゼロアンペア以上で閾値未満の（この例では８μＡ未満）の場合、メータはクリープ充填エラー状態信号を出力し、ユーザにバイオセンサを廃棄して新しいバイオセンサでやり直すように促す。二重投与すると測定されたグルコース値が不正確になるので、二重投与のオプションは与えられない。

測定された電流が閾値以上または閾値と等しい場合、メータは適切な試料が加えられておりクリープ充填状態は存在しないと決定する。この電流値を使用してグルコース濃度を計算し、ユーザに表示する。

明確に説明するために、本発明の一部の特徴を、別々の実施形態の文脈で説明したが、これらは単一の実施形態で組み合わせてもよい。逆に、簡略に示すために本発明の種々の特徴を単一の実施形態の文脈で説明したが、別々に提供してもよいし任意の適切な組み合わせで提供してもよい。

本発明を特定の実施形態を参照して説明したが、付随する請求項に定義された本発明の範囲から離れることなく、本発明を修正および変更できることを理解されたい。

本発明の第１の実施形態によるバイオセンサの形成段階を示す図である。 本発明の代替実施形態によるバイオセンサの一部を示す図である。 本発明の代替実施形態によるバイオセンサの一部を示す図である。 本発明の他の実施形態を示す、回路構成の概略図である。 本発明の他の実施形態を示す、回路構成の概略図である。 本発明の他の実施形態を示す、回路構成の概略図である。 作用電極が全血で濡れているときの、本発明の１実施形態によるバイオセンサの抵抗値のシフトを示すグラフである。 作用電極が対照溶液で濡れているときの、本発明の実施形態によるバイオセンサの抵抗値のシフトを示すグラフである。 本発明の別の態様による方法を示すフローチャートである。

Claims (32)

1. 作用電極と対向電極を含むバイオセンサであって、
   前記作用電極の少なくとも一部が、２つの別々の導電性トラックの間で前記２つの別々の導電性トラックと電気接触するように配置されるバイオセンサ。
2. 前記作用電極と前記対向電極は、前記バイオセンサの縁から内向きに延びるキャピラリ流路内に位置する請求項１に記載のバイオセンサ。
3. 前記電極は、前記縁から前記キャピラリ流路に沿って流れる流体試料が、前記作用電極を実質的に完全に覆ってから前記対向電極の任意の部分に接触するように構成される請求項２に記載のバイオセンサ。
4. 前記作用電極が全血で実質的に覆われている時に前記導電性トラックの間で測定可能な電気抵抗は、全血がない時の電気抵抗と実質的に異なる、請求項１から３のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
5. 酵素の作用を受ける検体を含む全血の存在下で酵素の触媒作用を電気化学的に示し、前記バイオセンサはさらに、
   （ａ） 第１の基板と、
   （ｂ） 前記第１の基板の少なくとも一部に重なる第２の基板と
   （ｃ） 中にチャネルを有し前記第１の基板と前記第２の基板の間に配置されるスペーサ層であって、前記スペーサ層チャネルは隣接する面と共同して、前記基板のうち少なくとも１つの縁から前記電極に伸びるキャピラリ流路を画定するスペーサ層とを備え
   前記電極は、前記縁から前記キャピラリ流路に沿って均一に流れる流体試料が、前記作用電極を実質的に完全に覆ってから前記対向電極の任意の部分に接触するように構成され、
   前記作用電極は前記基板のうち１つの上に位置して前記酵素の触媒活性量を含み、
   前記対向電極は前記基板のうちの１つの上に位置し、
   前記導電性トラックの間で測定可能な電気抵抗は、前記作用電極が全血試料で濡れている時と前記作用電極が適用された液体で濡れていない時とでは実質的に異なる請求項１に記載のバイオセンサ。
6. 前記導電性トラックの間で測定可能な電気抵抗は、前記作用電極が全血試料で濡れている時に前記作用電極が適用された液体で濡れていない時よりも実質的に高くなる請求項５記載のバイオセンサ。
7. 前記２つの別々の導電性トラックの各々は接触パッドを含み、前記作用電極は両方の接触パッドの上に配置される請求項１から６のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
8. 前記接触パッドは導電性カーボン材で形成される請求項７に記載のバイオセンサ。
9. 前記作用電極は前記２つの導電性トラックの各々の端の上に配置される請求項５に記載のバイオセンサ。
10. 前記作用電極は、前記縁から前記キャピラリ流路に沿って均一に流れる流体試料が、前記作用電極の一部と接触してから前記導電性トラックの両方と接触するように配置される請求項９に記載のバイオセンサ。
11. 前記作用電極は、前記縁から前記キャピラリ流路に沿って均一に流れる流体試料が、前記導電性トラックの両方と接触してから前記作用電極の任意の部分に接触するように配置される請求項９に記載のバイオセンサ。
12. 前記作用電極は、前記縁から前記キャピラリ流路に沿って均一に流れる流体試料が、前記導電性トラックの両方と接触するのと実質的に同時に前記作用電極と接触するように配置される請求項９に記載のバイオセンサ。
13. バイオセンサに適用された生体液試料内の検体濃度を測定するテストメータで、各々がバイオセンサ上の対応する接触パッドと電気接続を形成する第１の電気接触、第２の電気接触、第３の電気接触を有するメータであって、
    前記第１と第２の接触の間の電気特性を測定する手段と、
    前記測定された電気特性が第１のあらかじめ設定された時間内に第１の閾値を越えたかまたは越えないかによって、前記第１の電気接触と前記第３の電気接触全体に電位を印加する手段と、
    前記電位が印加されると、前記第１と第３の接触を介した電流値を測定する手段と、
    前記電流値を検体濃度値に変換する手段と、
    前記検体濃度値を表示する手段と、
    を備えるテストメータ。
14. 前記測定される電気特性は電流値であり、前記測定された電気特性が前記第１のあらかじめ設定された時間内に前記第１の閾値を越えた場合に、前記第１の電気接触と前記第３の電気接触の間に前記電位が印加される請求項１３に記載のテストメータ。
15. 第２のあらかじめ設定された時間の後に、前記第１と第３の接触の間の電流値がゼロより大きく第２の閾値よりも小さい場合に、第１のエラー状態をトリガする手段をさらに備える請求項１４に記載のテストメータ。
16. 前記第２のあらかじめ設定された時間の後に前記第１と第３の接触の間の電流値がゼロである場合に、第２のエラー状態をトリガする手段をさらに備える請求項１５に記載のテストメータ。
17. 前記測定される電気特性は抵抗値またはインピーダンス値であり、前記測定された電気特性が前記第１のあらかじめ設定された時間内に前記第１の閾値よりも高い場合に、前記第１の電気接触と前記第３の電気接触の間に前記電位が印加される請求項１３に記載のテストメータ。
18. 請求項１から８のいずれか一項に記載のバイオセンサに適用された流体試料が前記作用電極を十分に濡らしたかどうかを決定する方法であって、前記方法は、
    ａ） 前記作用電極の電気特性の第１の値を測定することと、
    ｂ） 前記第１の値を第１の値の範囲と比較することと、
    ｃ） 前記第１の値が前記第１の値の範囲内である場合、前記作用電極は前記流体試料で十分に濡れていると決定することと、
    ｅ） 前記第１の値が前記第１の値の範囲外である場合、前記作用電極は前記流体試料で十分に濡れていないと決定することとを含む方法。
19. 前記第１の値は前記導電性トラックを介して前記作用電極を流れる電流であり、前記方法はさらに、
    ａ） 前記第１の値を測定してから既定の時間後に、前記作用電極と前記対向電極の間を流れる電流の第２の値を測定するステップと、
    ｂ） 前記第２の値と前記第１の値の比の値を決定するステップと、
    ｃ） 前記比の値があらかじめ設定された比の閾値より小さい場合にエラー状態をトリガするステップと、
    を含む請求項１８に記載の方法。
20. 前記電気特性は、インピーダンス、抵抗、電流、電位差を含む請求項１８に記載の方法。
21. 前記作用電極が十分に濡れていると決定された場合、前記導電性トラックの間に印加された任意の電位を除去することをさらに含む請求項１８から２０のいずれか一項に記載の方法。
22. 前記作用電極と前記対向電極の間に電位を印加することと、前記作用電極と前記対向電極を介した電流値を測定することと、前記電流値を閾値と比較することとをさらに含む請求項２１に記載の方法。
23. あらかじめ設定された時間の後に前記電流値がゼロより大きく閾値より小さい場合に、第１のエラー状態をトリガすることをさらに含む請求項２２に記載の方法。
24. 前記あらかじめ設定された時間の後に前記電流値がゼロである場合に、第２のエラー状態をトリガすることをさらに含む請求項２３に記載の方法。
25. 前記電流値が前記閾値に等しいかまたは前記閾値を越えた場合に、前記電流値を検体濃度値に変換することと、前記検体濃度値を表示することとをさらに含む請求項２２に記載の方法。
26. ａ） 前記導電性トラックを介して前記作用電極全体に電位を印加することと、
    ｂ） 前記電位を印加した後の第１のあらかじめ設定された時間内に前記作用電極の抵抗の第１の値を測定することと、
    ｃ） 前記第１の値を第１の閾値と比較することと、
    ｄ） 前記第１の値が前記第１の閾値よりも大きい場合に、前記作用電極が前記液体試料で十分濡れていると決定することと、
    ｅ） 前記第１の値が前記第１の閾値よりも大きくない場合に、前記作用電極が十分濡れていないと決定することと、
    を含む請求項１８に記載の方法。
27. ａ） 前記導電性トラックを介して前記作用電極全体に電位を印加することと、
    ｂ） 前記電位を印加した後の第１のあらかじめ設定された時間内に前記作用電極を介した第１の電流値を測定することと、
    ｃ） 前記第１の電流値を第１の閾値と比較することと、
    ｄ） 前記第１の電流値が前記第１の閾値を越えていない場合、前記作用電極が前記流体試料で十分に濡れていると決定することと、
    ｅ） 前記第１の電流値が前記第１の閾値を越えている場合、前記作用電極が十分に濡れていないと決定することと、
    を含む請求項１８に記載の方法。
28. ａ） 前記導電性トラックを介して前記作用電極に電流を流すことと、
    ｂ） 最初に電流を流した後の第１のあらかじめ設定された時間内に前記作用電極前後の電位差の第１の値を測定することと、
    ｃ） 前記第１の値を第１の閾値と比較することと、
    ｄ） 前記第１の値が前記第１の閾値より大きい場合、前記作用電極が前記流体試料で十分に濡れていると決定することと、
    ｅ） 前記第１の値が前記閾値より大きくない場合、前記作用電極が十分に濡れていないと決定することと、
    を含む請求項１８に記載の方法。
29. 前記電気特性は、流体試料を前記バイオセンサに適用する前と後の、前記導電性トラックの間の抵抗またはインピーダンスの値から導出された放射分析値を含む請求項１８に記載の方法。
30. バイオセンサを製造する方法であって、
    第１の基板と第２の基板を提供することと、前記基板のうち１つの上に２つの別々の導電性トラックを提供することと、前記作用電極の少なくとも一部が前記導電性トラックの間で前記導電性トラックと電気接続するように配置されるように前記基板上に作用電極を形成することと、前記基板のうち１つに対向電極を提供することとを含む方法。
31. 前記２つの別々の導電性トラックの各々は接触パッドを含み、前記作用電極は両方の接触パッド上に配置される請求項３０に記載の方法。
32. 前記接触パッドは導電性カーボン材で形成される請求項３１に記載の方法。

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