JP2007524076A - バイオセンサーおよび作製方法 - Google Patents

Abstract

平滑な高品質のエッジを有する電極素子を備えた電気化学バイオセンサである。当該平滑なエッジが電極、電極とレースおよびコンタクトパッド間にギャップを画定する。本発明によって達成されたエッジの顕著な平滑性により、ギャップをきわめて小さくすることができ、これが正確な検査、迅速化、単一のバイオセンサに包装し得る多くの異なった機能を提供するという顕著な利点をもたらす。さらに本発明は、発明性を有するバイオセンサのための全電極パターンが、電極パターンや、形成するために除去しなければならない導電性材料の量に関して複雑でない、全体でナノ秒で形成できる新規なバイオセンサ製造方法を提供する。

Description

［関連明細書との相互参照］
本明細書は、それぞれ、そのすべてが参考文献によって本明細書に組込まれている、２００１年４月２４日に出願された、米国特許明細書番号第０９／８４０，８４３号の一部継続出願であり、２００２年１０月４日に出願された、米国特許明細書番号第１０／２６４，８９１号の一部継続出願であり、２００３年６月２０日に出願された、米国特許明細書番号第１０／６０１，１４４号の一部継続出願であり、２００３年６月２０日に出願された、米国特許明細書番号第６０／４８０，３９７号に対する優先権を主張している。

［技術分野］
本発明は、バイオセンサーを作製する方法、よりとりわけ、レーザー切断によって形成された、電極の組をもつバイオセンサーに関する。

電気化学的バイオセンサーは、よく知られており、生物学的試料、とりわけ血液からの種々の検体の濃度を決定するために使用されてきた。そのような電気化学的バイオセンサーの例は、参考文献によって本明細書に組込まれている、米国特許第５，４１３，６９０号、第５，７６２，７７０号、および第５，７９８，０３１号、および第６，１２９，８２３号にて記述されている。

電気化学的バイオセンサーが、可能な限り小さな試料を用いて、検体を解析可能であることが望ましく、したがって、可能な限り、電極を含む、その一部のサイズを最小化することが必要である。以下で記載するように、スクリーンプリンティング、レーザースクリービング、およびフォトリソグラフィ技術が、最小化電極を形成するために使用されてきた。

スクリーンプリンティング技術によって形成された電極は、電気的に伝導性で、スクリーン印刷可能である組成物より形成される。さらに、スクリーンプリンティングは、一般的に、およそ７５μｍまたはそれ以上のギャップ幅、または特徴サイズをもつ、構造およびパターンの信頼性ある形成を可能にする、ウェット化学技術である。

レーザースクリービングは、伝導性表面物質内の個々の線をエッチング処理するか、またはスクライブするために、そして、電極および他の望ましい組成を形成する、残余伝導性物質間の絶縁ギャップを提供するために、２４８ｎｍの照明波長の、フッ化物クリプトンエキシマーレーザーのような、高出力エキシマーレーザーを通常用いる技術である。このスクリービングは、レーザービームを、切断されるべき表面を通して移動させることによって実施される。スクリービングビームは、一般的に、相対的に小さく、収束サイズおよび形態をもち、製品に関して望ましい特徴よりもより小さく、したがって、製品の形成は、ラスタリング技術を必要とする。そのような技術は、複合電極パターンが、表面上にて形成されるべきである場合に、時間がかかりうる。さらに、得られたエッジの正確さが限定される。このスクリービング技術は、金属、ポリマー、および生物学的物質を切断するために使用されてきた。そのような系は、当業者によく知られており、それぞれが、参考文献によって本明細書に組込まれている、米国特許第５，２８７，４５１号、第６，００４，４４１号、第６，２５８，２２９号、第６，３０９，５２６号、国際特許第ＷＯ００／７３７８５号、第ＷＯ００／７３７８８号、第ＷＯ０１／３６９５３号、第ＷＯ０１／７５４３８号、および欧州特許第１ １５２ ２３９号にて記述されている。正確な電極エッジ、種々の特徴サイズを可能にし、ラスタリングを使用せずに、高速／ハイスループット様式で形成可能である、電極を形成する新規の方法をもつことが望ましい。

本発明は、滑らかな、高品質エッジをもつ電極要素を含む電気化学的バイオセンサーを提供する。これらの滑らかなエッジは、電極、電極トレースおよびコンタクトパッド間のギャップを画定している。本発明で達成される顕著なエッジの滑らかさによって、ギャップは非常に小さい可能性があり、その利点を以下で記述している。さらに、本発明は、電極パターンの複雑さ、または形成するために切断されなければならない伝導性物質の量にかかわらず、本発明のバイオセンサーのための全電極パターンが、すべていっぺんに、ナノ秒内で形成されうる、新規バイオセンサー産出方法を提供する。

その１つの形態において、本発明は、その上に形成された、第一および第二電極要素を含むベース基板を含む、バイオセンサーを提供する。第一および第二電極要素は、そのあいだのギャップを画定している、第一および第二のそれぞれのエッジをもつ。ギャップは、幅および長さをもつ。第一エッジは、その第一エッジの望んだ、または理想的な形態、および局在に相当する、第一「理論線（theoretical line）」から、第一距離によって間隔があけられている。この第一距離は、実際に産出されたエッジが、望んだ理論線のように滑らか、または完全ではないので、ギャップの長さにそって変化する。第一距離の標準偏差は、ギャップの全長にわたって、約６μｍより小さい。バイオセンサーはまた、少なくとも部分的に、ベース基板をカバーしている試薬、およびベース基板をオーバーレイし、付着する１つまたはそれ以上の層を含む。１つまたはそれ以上の層は、共同して、試料受け取りチャンバー、およびバイオセンサーのためのカバーを形成し、試薬と電極両方の少なくとも１つの位置が、チャンバー内に配置される。

以上で記述した本発明のバイオセンサーの関連形態において、理論線からの、エッジの実際または現実の偏差は、ギャップの全長にそって、約６μｍ以内である。言い換えれば、実際産出されたエッジと、理論線（エッジが完全な場合）間の距離は、ギャップにそって距離を測定した場合でも、６μｍ以内である。より好ましくは、現実の偏差は、約４μｍ以内であり、もっとも好ましくは、約２μ以内である。このもっとも好ましい形態にて、電気的成分の接触無しで、電極を約５μｍほど近くに配置し、したがって短くすることが可能である。同様に、電極のような電気的特徴の幅は、約１０μｍほど小さい可能性がある。詳細を以下に記載するように、順に本発明によって許容された電極成分の近い配置によって、より複数の電極要素が可能になり、したがって、より小さな領域で、より大きな機能性が可能になる。

エッジの滑らかさ、または品質が、隣接エッジが、たとえば、２つの電極間のギャップのような、互いに近くに配置される場合に、バイオセンサーの領域でもっとも重要である。本発明の好ましい観点において、以上で記載した第一エッジのように、第二エッジが、ギャップの長さにそって変化する、第二距離によって、第二理論線より配置される。第一および第二理論線はしたがって、そのあいだの「理論ギャップ（theoretical gap）」を画定する。産出工程が完全であり、エッジが、互いに直線および平行で意図される場合、理論ギャップ幅は、その長さにそって一定である。第一および第二エッジの理論からの偏差は、それぞれのエッジのみで算出されるよりも、実際のギャップ幅にて、より大きな偏差を産出するように化合されうる。本発明の好ましい形態において、第二距離の標準偏差は、ギャップの全長にそって、約６μｍ以内である。より好ましくは、第一および第二距離両方の標準偏差は、約２μｍ以内であり、より好ましくは、約１μｍ以内である。

本発明の他の好ましい形態において、本発明は、伝導性物質の少なくとも１０％、より好ましくは、伝導性物質の少なくとも５０％、もっとも好ましくは、伝導性物質の少なくとも９０％を除去することが含まれる。伝導性物質は、好ましくは、広領域レーザー切断によって除去され、これにより、相対的に大きな割合の伝導性層が、非常に迅速に、ベース基板より除去され、電極パターンを形成可能である。たとえば、好ましい形態において、バイオセンサーのための、全電極パターンは、約０．２５秒間、より好ましくは、約５０ナノ秒以内、もっとも好ましくは約２５ナノ秒以内で、広範囲レーザー切断によって形成される。

以上で言及したように、本発明の方法によってまた、同様のバイオセンサー内で、異なる特徴サイズをもっている、２つまたはそれ以上の電極の組の配置が可能である。さらに、以上で言及したように、特徴サイズは、非常に小さく、互いに近くに配置可能である。

他の形態において、本発明は、上述した非常に望ましい滑らかなエッジをもつ、電極パターンをもつバイオセンサーを、マス産出するための、効果的で、迅速な方法を提供する。本方法において、その上に金属伝導性層をもつベース基板物質のウェブが提供される。電極パターンのイメージが、レーザー器具にて、金属伝導性層上に投影され、イメージに相当する電極パターンが、ベース基板物質上で、レーザー切断によって形成される。レーザー器具またはベース基板物質のウェブのいずれか、（または両方）が移動し、この工程が、繰り返されて、ベース基板物質のウェブに沿った、空間間隔にて、多くの電極パターンが産出される。試薬が、ベース基板物質のウェブ上に沈着し、少なくとも部分的に、複数の電極パターンの、各電極パターンをカバーする。少なくとも１つの、カバー層のウェブ、またはスペーシング層が、ベース基板物質のウェブ上でラミネート加工され、それによって、各バイオセンサーに関して、カバーと試料受け取り溝が形成される。ついで、得られたラミネート加工された層のウェブを、個々のバイオセンサーに切断する。

好ましい形態において、レーザー器具によって投影されたイメージは、１つのバイオセンサーに関する、完全な電極パターンであり、各バイオセンサーに関する、完全な電極パターンは、単一のレーザーイメージで、単一段階にて形成される。他の好ましい形態において、１つ以上の全電極パターンが、すべていっぺんに形成され、すなわち、イメージは、２つまたはそれ以上のバイオセンサーに関するパターンが含まれる。

他の好ましい形態において、電極パターンには、異なる特徴サイズの、少なくとも２つの電極の組が含まれる。この例には、検体濃度を測定するための１組の電極と、バイオセンサーが、試料流体の適切な用量を受け取ったかかどうか、またいつしたかを検出するための他の組の電極が含まれる。本発明のバイオセンサーはまた、バイオセンサー同定、較正またはバイオセンサーに関連した他の情報のような、他の特徴を提供している電極要素も含みうる。

本発明のマス産出工程１つの利点は、スクリーンプリンティング、リトグラフィー、ラステリングなどによって、電極パターンを形成することに必要な先行技術よりも、非常に迅速であることである。本発明によって使用された、レーザー切断工程で、バイオセンサーに関する全電極パターンは、すべて一度に、ナノ秒内に、単一段階として、形成可能である。このことにより、個々のバイオセンサーが、最終的に、６０メーター／分またはそれ以上の速度で、切断される、物質の連続ウェブを処理可能である。

本発明は、先行技術工程よりも非常に迅速なだけでなく、そのエッジが、先行技術のバイオセンサーよりも、非常によいエッジ品質である、電極パターンをもつバイオセンサーを提供する。エッジ品質は、電極空間配置が近くなるので、非常に重要になる。一般的に、試験結果の正確さが、試料サイズを減少させ、より迅速な試験を提供するので、近い電極空間配置が望ましい。さらに、電極要素のより高い品質と、関連機能を、単一バイオセンサーに内にパック可能である。

本発明の産出方法のまた他の利点は、電気的に伝導性層の大きな割合を、全て一度に、基体異質から除去可能であることである。反対に、先行技術のラステリング工程は、伝導性物質の薄い層のみを、ゆっくりとスクライブし、除去する平行化レーザービームを用いており、本発明と比較して、非常に長く、そして多用途な工程である。

まさに言及したものに関連する他の利点は、本発明の製造工程が、本発明のバイオセンサー中で産出された、電極パターンの形態およびバリエーションにおいて、大きな自由度を提供することである。非対称性または異方性の電極パターンは、本発明の製造工程では、問題を示さない。さらに、電極パターンが、マスクによって形成されたレーザーイメージによって、ベース基板上に好ましく投影されるので、先行技術の工程によって発生する、電極パターンのサイズ、形態、数、ギャップ幅などのような制限が減少する。比較することによって、ラステリング工程は、典型的に、互いに関して、９０度の方向である、軸に対する、焦点レーザービームの移動に制限される。得られるパターンは、典型的には、互いに平行または垂直に方向付けられる同様の幅の薄層に限定される。さらに、器具内で分離シグナルを運ぶために使用される、分離しているが、接着している伝導性金属板が、版間の分離距離が、非常に小さく、シグナルの分解および版間の境界となる時に、伝導性に結合可能である。単離されたトレース間のより伝導性の物質の除去を可能にする方法が、したがって、そのような境界を最小化することにおいて、利点であり得る。

以下の画定を、本明細書および請求項にわたって使用する。

本明細書で使用するところの、用語「電気的に伝導性の物質（electrically conductive material）」は、電気の伝導体である物質からなる層を意味し、その非限定例には、純粋な金属または合金が含まれる。

本明細書で使用するところの、用語「電気的に絶縁な物質（electrically insulative material）」は、電気の不導体を意味する。

本明細書で使用するところの、用語「電極（electrode）」は、電荷を収集または放射し、電子の運動を制御する伝導体を意味する。電極には、共通の電気的トレースおよび／またはコンタクトパッドに連結した、１つまたはそれ以上の要素が含まれうる。

本明細書で使用するところの、用語「電気的組成物（electrical component）」は、電気的機能性をもつ、バイオセンサーの構成部分を意味する。

本明細書で使用するところの、用語「電極システム（electrode system）」は、少なくとも１つの電極、電気的トレース、および測定器具に要素を連結するコンタクト、を含む、電気的成分を意味する。

本明細書で使用するところの、用語「電極要素（electrode element）」は、電極システムの構成部分を意味する。電極要素の特異的非限定例には、電極、コンタクトパッドおよび電極トレースが含まれる。

本明細書で使用するところの、用語「電極組（electrode set）」は、バイオセンサー応答を測定するために、互いに協力する、少なくとも２つの電極の組である。

本明細書で使用するところの、用語「パターン（pattern）」は、１つまたはそれ以上の意図的に形成されたギャップのデザインを意味し、その非限定例は、コンタクト幅をもっている、単一直線ギャップである。用語「パターン」には、天然の、意図的ではない欠陥は含まれない。

本明細書で使用するところの、用語「絶縁パターン（insulative pattern）」は、電気的に絶縁の物質（類）内、またはあいだに位置している、１つまたはそれ以上の意図して形成されたギャップの設計を意味する。電気的に伝導性の物質が、１つまたはそれ以上のギャップを形成しうることが好ましい。

本明細書で使用するところの、用語「伝導性パターン（conductive pattern）」は、電気的に伝導性の物質（類）内、またはあいだに位置している、１つまたはそれ以上の意図して形成されたギャップの設計を意味する。電気的に絶縁性の暴露された物質が１つまたはそれ以上のギャップを形成しうることが好ましい。

本明細書で使用するところの、用語「微小電極アレイ（microelectrode array）」は、大部分が、球状に拡散された特徴をもつ、微小電極の一群を意味する。

本明細書で使用するところの、用語「巨大電極アレイ（macroelectrode array）」は、大部分が、放射状に拡散された特徴をもつ、巨大電極の一群を意味する。

本明細書で使用するところの、用語「電極パターン（electrode pattern）」は、電極の組内の特異的に、またはバイオセンサー内の一般的に、電極の要素間に位置する、意図的に形成されたギャップの、相対配座を意味する。「電極パターン」の非限定例には、バイオセンサー応答を測定するために使用される、微小電極アレイ、巨大電極アレイ、またはそれらの組み合わせの任意の配座が含まれる。「電極パターン」はまた、バイオセンサー上で形成される、全ての電気的成分の形態および配座を意味しうる。

本明細書で使用するところの、用語「特徴サイズ（feature size）」は、パターン中でみられる、ギャップまたは空間の、もっとも小さな寸法である。たとえば、絶縁パターン中、特徴サイズは、電気的に絶縁の物質（類）内またはあいだに見られる、電気的に伝導性のギャップのもっとも小さな寸法である。しかしながら、パターンが、伝導性パターンの場合、特徴サイズは、電気的に伝導性の物質（類）内またはあいだに見られる、電気的に絶縁のギャップのもっとも小さな寸法である。したがって、伝導性パターン内で、特徴サイズは、接着要素の相当するエッジ間の、もっとも短い距離を表す。

本明細書で使用するところの、用語「インターレース（interlaced）」は、電極の要素が、互いに関して、織り合わされる、電極パターンである。特定の実施形態において、インターレース電極パターンは、要素を電極を含み、互いに相互挟合する。もっとも簡単な形態において、インターレース要素には、一組の要素をもつ第一電極と、第一電極の要素の対内で受けられる単一要素をもつ第二電極が含まれる。

本明細書で使用するところの、用語「切断する（ablating）」は物質の除去を意味する。用語「切断する」は、物質を失う、弱くする、または部分的に除く、を含むことを意味せず、区別される。

本明細書で使用するところの、用語「広領域レーザー切断（broad field laser ablation）」は、形成されたパターンの特徴サイズより大きな寸法で、レーザービームをもつレーザーを用いる、基質からの物質の除去を意味する。広領域切断には、マスクの利用、パターンまたは他の器具中間レーザー供給源、および基質の利用が含まれる。レーザーは、マスクを通して投影され、後者が、基質上に投影され、衝突し、電極パターンのイメージを形成し、基質上に、電極パターンの全て、または一部を作り出す。広領域レーザー切断は同時に、基質の明らかな面積にわたって、パターンを作製する。広領域レーザー切断の利用によって、基質に関する、相対的に集中的なレーザービームの連続移動によって、スクライブする、または画定する、ラスタリングまたは他の同様の技術が必要なくなる。広領域レーザー切断のための工程の非限定例は、バイオセンサー２１０に関して以下で記述している。

本明細書で使用するところの、用語「線（line）」は、先に決定された直線または曲線経路にそって、第一方向で、そして同様の経路に沿って、逆方向で、点移動することによって形成された、幾何学的な図を意味する。本文脈において、電極パターンには、伝導性物質の周辺を形成している線によって画定される、エッジをもつ種々の要素が含まれる。エッジの境界を定めているそのような線は、所定の形態をもち、これらのエッジの滑らかさが、所定の形態と比較して非常に高いことが、本発明の一つの特徴である。

本明細書で使用するところの、「理論線（theoretical line）」は、製造工程が完璧であった場合に得られる、電極要素のエッジの、所定のまたは適切な形態および局在を意味する。ほとんどの場合、エッジが直線であれば、理論線は、エッジの平均局在と同一の空間をしめる。

本明細書で使用するところの、用語「点（point）」は、局所以外の性質をもたない、無次元の幾何学的対象を意味する。

電極要素のエッジの滑らかさ、または品質は、エッジの配置が、完全または適切なエッジを表す理論線とは異なる距離によって画定可能である。すなわち、エッジは、エッジの長さにそって変化する距離によって、理論線より間隔があく。この距離は、ゼロから最大値までの範囲である。エッジの品質または滑らかさを画定するための、１つの有用な方法は、エッジが、エッジの特定の長さにわたり、理論線から間隔があく、最大の距離を単に特定することである。

エッジの滑らかさ、または品質は、エッジと、エッジの特定の長さにわたる理論線間の距離の、「標準偏差（standard deviation）」の点より特定されうる。標準偏差を計算するために、距離は、本明細書でさらに詳細に記述されるように、長さに沿って、分離した間隔で、測定されなければならない。距離の変化が、「ｄ」と示され、データ点の数が、ｎとすると、距離の標準偏差は、｛Σ（ｄ_i）²／（ｎ−１）｝^1/2として計算される。示した式は、由来する積分式を実際に近似するように、データ点の間隔が、互いに近くに位置するべきである。本明細書で表しているすべての標準偏差は、約２０μｍ以内、好ましくはより近くで空間的に配置される、データ点を取ることによって測定される。

本明細書使用するところの、電極要素のエッジにする場合の、用語「滑らかさ標準偏差（smoothness standard deviation）」は、エッジが、エッジの特定の長さにわたって、理論線より空間的に空く距離の標準偏差を意味する。電極要素間のギャップの品質は、１つのエッジに相当する理論線からのギャップを形成している、２つのエッジの個々の変化、または標準偏差に関して、表現可能である。

本明細書で使用するところの、用語「生物学的流体（biological fluid）」には、検体が検出されうる、任意の体液、たとえば、間質液、皮膚液、汗、涙、尿、羊膜液、髄液および血液が含まれる。

本明細書で使用するところの、用語「血液（blood）」には、全血、およびその細胞を含まない成分、すなわち血漿および血清が含まれる。

本明細書で使用するところの、用語「ワーキング電極（working electrode）」は、検体または産物が、酸化還元メディエーターの助けで、または助けなしで、電気酸化または電気還元される、電極である。

本明細書で使用するところの、用語「カウンター電極（counter electrode）」は、ワーキング電極と対であり、それを通して、ワーキング電極を通過する電流に対する兆候と、規模が同等で、反対である、電気化学的電流が通過する、電極を意味する。用語「カウンター電極」は、参照電極としても機能する、カウンター電極を含むことも意味する（すなわち、カウンター／参照、または補助電極）。

本明細書で使用するところの、用語「電気化学的バイオセンサー（electrochemical biosensor）」は、電気化学的酸化、または還元反応の方法によって、バイオセンサー内で、検体の存在を検出する、および／または濃度を測定するために設計された器具を意味する。これらの反応が、検体の量または濃度に比例しうる、電気的シグナルに変換される。

本発明のさらなる特徴が、本発明の達成するために公知である、最適な様式を例示している、好ましい実施形態の以下の詳細な記述を考慮することによって、当業者に明らかになるであろう。しかしながら、詳細な記述および特定の実施例は、本発明の実施形態を示唆している一方で、本発明の精神および目的の範囲内の種々の変化および改変が、この詳細な記述より、当業者に明らかになりうるので、例示の方法のみで与えられることが理解されるべきである。

以下の図面は、本明細書の部分を形成し、本発明の特定の観点をさらに実証する意図がある。本発明は、本明細書に存在する特定の実施形態の詳細な記述と共に、これらの図面の１つまたはそれ以上を参照することによって、よりよく理解されうる。

本発明の原理の理解を促進する目的のために、参照を図面で例示した実施例に対して、ここで作製し、特定の言語を、本実施形態を記述するために使用する。それにもかかわらず、本発明の目的の制限は意図されていないことが理解されるであろう。本発明が関連する技術分野の当業者が通常予想するような、例示した器具における変化および改変、およびここで例示したような本発明の原理のさらなる適用が保護されることが望まれる。

本発明にしたがったバイオセンサーが、その上に形成された電極パターンをもつ表面を提供し、前記電極パターンは、好ましくは、滑らかなエッジ品質をもつ。正確な品質が、バイオセンサー上に局在した、電気的成分のエッジのためにえられることが、本発明の特定の観点である。要素の滑らかな、または高いエッジ品質をもつことは、試験結果の、より大きな正確さ、精度および再現性に寄与可能である。さらに、滑らか、または高いエッジ品質によってまた、バイオセンサーの画定された表面面積上で、複数の電極アレイが形成可能である。要素のエッジ品質を増加させることによって、電極要素の数を増加させることが可能である、したがって、画定した表面面積における達成可能な機能性を増加させる。これらの機能には、たとえば、他の方法によることを含む、同一または異なる検体の同時測定のための、多重測定電極対、基礎測定電極に対して、訂正因子を提供するために使用した電極、用量適用、または試料充足性を検出するための電極、電極機能性をモニタするため、または欠陥トレースの検出または訂正を提供するための多重電極トレース、および上述の機能性に連結するための、または同定、較正、またはバイオセンサーに関連する他の情報のような、追加的な特徴を提供するための、多重コンタクトパッドが含まれうる。さらに、該バイオセンサーのために選択された機能性は、高いエッジ品質が、電気成分のより近い配置を可能にする場合に、より小さな空間で提供されうる。この全て、またはそれ以上を、相対的に迅速で、確実に、そして費用効率が高い様式で、可能にすることが、本発明の一つの特徴である。

とりわけ、本発明のバイオセンサーは、滑らかであり、正確に局在した、エッジを含む電気的成分をもつ。滑らかなエッジの正確な局在化が、とりわけ、他の電気的成分の相当するエッジに関して、とりわけ、対となる要素に関連して、重要である。成分のエッジ品質および配置の重要性および程度は、成分の性質によって変化しうる。

巨大電極に関して、エッジの滑らかさおよび配置が、巨大電極の利用によって得られた、電気化学的結果の品質のために重要である。そのような試験の精度の１つの因子は、各巨大電極の面積の再現性である。正確なエッジの滑らかさ、および配置を得ることによって、非常に正確である面積が産出される。巨大電極の利用における他の因子は、他に対する１つの電極の配置、たとえば、ワーキング要素（類）の位置に関係した、カウンター要素（類）の位置である。さらに、バイオセンサーが一般的に、測定電極のサイズおよび局在の再現性による、較正法に依存して操作されるので、そのような試験トリップのロットを一貫して産出する能力が、試験で達成された結果を増強可能である。

同様に、エッジの滑らかさおよび配置が、微小電極から得た結果に寄与する。微小電極に関して、複数の微小要素の数および相対的に近い配置のために、問題が増幅されうる。貧しいエッジ品質は、微小電極の操作特徴に非常に影響を与え得、本発明が、この潜在的な問題を克服するのを助ける。さらに、接近して微小要素を配置することの利点は、定常状態動作の迅速な確率である。高いエッジ品質および正確なエッジ配置によって、要素のより近い配置、言い換えれば、定常状態操作のより早い達成が可能である。さらに、そのようなより近い配置によって、より多くの微小要素が、該空間中に配置可能である。

第一の観点にて、本発明は、バイオセンサー上の、種々の電気的成分に対して、高い品質のエッジを提供する。エッジの品質は、エッジの理論的プロファイルに関連する、エッジの滑らかさ、または均質性に関連する。そのような本発明にしたがって形成された「滑らかな（smooth）」エッジの非限定例を、図２１〜２４に示している。

１つの観点において、滑らかさは、エッジの所定の形態を画定している理論線に関連し、エッジ表面の偏差に、単純に関する。バイオセンサー上の任意の電気的成分が、意図した局在と、物理的実施形態によって、実際再現されない形態をもつことが望ましい。実際の成分のエッジが、理論的なものから変化する程度は、エッジの滑らかさの測定である。上述したように、エッジのこの滑らかさまたは品質が、エッジが特定の長さにわたって、理論線から間隔をあける変化距離に関して、表現可能である。この距離は、以下で詳細に記載するように、厳密に間隔をあけた間隔で測定可能であり、距離の標準偏差が計算可能である。さらに、特定の長さ上で達成される、距離の最大値はまた、意味のあるパラメータである。たとえば、電極が、たとえば１０μｍの所定の幅をもつギャップを形成するためである設計にて、製造工程が、ギャップの長さにわたり５μｍより少ない（好ましくは非常に少ない）まで、変化しうる、エッジを産出可能でなければならない。さもなければ、電極は、少量、したがって短い回路でありうる。

種々の電気的成分に関してのように、成分の該部分が、「滑らか」である程度は変化しうる。特に、測定電極に関して、要素の特定のエッジが、他よりもより重要であることが好ましい。たとえば、カウンターおよびワーキング電極の特定のエッジが、互いに隣接し、互いに近くに配置され、他は異なる。また、特定のエッジが、試料受け取りチャンバー内に局在されるが、他は異なる。第一の観点において、本発明は、全ての測定電極のエッジに対して、滑らかなエッジを提供することに関する。他の観点において、本発明は、とりわけ試料受け取りチャンバー内に局在する測定電極のエッジに対して、より好ましくは、互いに隣接する測定要素のエッジに対して、滑らかなエッジを提供する。本文脈中、「隣接エッジ（adjacent edges）」は、カウンター要素のエッジが、カウンター電極が対になる、ワーキング電極の要素のエッジに、最も近くに、すなわち隣接しているという事実に関する。

先に示したように、本発明は、一つの観点において、厳密に決定された面積をもつ、巨大電極を提供することに関する。提供された面積の所定の精度は、電極を画定しているエッジの品質によって決定されるように、巨大電極の絶対的なサイズに依存して変化可能である。したがって、エッジの滑らかさが改善されるので、実際の電極によって占領された面積と、所定の面積間の差が減少する。

巨大電極のスペーシングはまた、本発明から利益を得ることができる。たとえば、２５０μｍまで離れて間隔をあけられる巨大電極に関して、ギャップを形成しているエッジが、好ましくは、エッジの全長にわたって、約４μｍ以内の滑らかさ標準偏差をもち、１００μｍまで、間隔を開けられる要素に関して、標準偏差は、好ましくは約２μｍ以内である。

微小電極に関しては、所定の滑らかさが異なりうる。たとえば、５０μｍまで間隔をあけられる微小要素に対して、隣接エッジは、約６μｍ以内、好ましくは２μｍ以内、そしてもっとも好ましくは、約１μｍ以内の滑らかさ表面偏差をもつ。微小要素が、約１０μｍまで間隔があく場合、滑らかさ標準偏差は、好ましくは約１μｍ以内であり、より好ましくは、約０．５μｍ以内である。一般的に、微小電極に対する、滑らかさ標準偏差は、好ましくは、隣接微小要素（すなわち特徴サイズ）間のギャップの幅の、約５％以内、より好ましくは、特徴サイズの約２％以内である。

他の電気的成分が、そのような成分の近い配置を促進するために、滑らかなエッジを提供可能であることがまた、本発明の観点である。そのような他の成分は、好ましくは、約６μｍ以内、より好ましくは約２μｍ以内の、滑らかさ標準偏差をもつ。

本発明はまた、互いに、そして全バイオセンサーに関して、電気的成分の正確な配置を提供する。成分の相対的配置は、少なくとも部分的には、マスク、または電気的成分に対する正確なパターンをもつ他の器具を介して実施される、広領域レーザー切断の利用によって達成される。したがって、成分の相対配置は、ラステリングレーザーの、またはラステリングレーザーに関する基質の、制御移動に依存しない。さらに、この隣接エッジの正確な配置はさらに、エッジの滑らかさに対する、近い許容値によって増強される。

したがって、さらなる観点において、本発明は、正確に制御されるギャップまたは特徴をもつ、電気的成分を提供する。さらにとりわけ、電気的成分は、隣接エッジ間のギャップに関して、理論的配座で設計され、一方で、物理的実施形態は、変化および不規則性をもちうる。本発明は、非常に均質な隣接エッジ間のギャップを提供する。とりわけ、本発明は、「均質ギャップ（uniform gap）」を提供し、これは、ギャップを画定している各エッジに対する、滑らかさ標準偏差が、約６μ以内である、ギャップとして画定される。好ましくは、ギャップを画定している両方のエッジの滑らかさ標準偏差は、約２μｍ以内であり、より好ましくは、約１μｍ以内である。

本発明のバイオセンサーが、試料流体中の検体を査定するためのシステム内での使用に好適であることが十分理解される。バイオセンサーに加えて、システムは、メーター（示していない）が含まれ、標的検体に関して、試料流体を評価するための方法が提供される。評価は、検体の存在を検出することから、検体の濃度を決定することまでの範囲であり得る。検体および試料流体は、試験システムが適切である任意のものでありうる。例示の目的のためのみに、好ましい実施形態が、検体がグルコースであり、試料流体が血液または間質液であるように記述されている。しかしながら、本発明は、明らかに目的において限定されない。

試料流体中の検体の決定のための、本発明のバイオセンサーと共に使用するのに好適なメーターの非限定例が、参考文献にて本明細書にそれぞれ組み込まれている開示物である、米国特許第４，９６３，８１４号、第４，９９９，６３２号、第４，９９９，５８２号、第５，２４３，５１６号、第５，３５２，３５１号、第５，３６６，６０９号、第５，４０５，５１１号および第５，４３８，２７１号にて開示されている。好適なメーター（示していない）には、バイオセンサーの電極との連結、および検体の濃度に相当する電気化学的シグナルを評価するための回路が含まれうる。メーターにはまた、試料流体が、バイオセンサーによって受け取られたかどうか、および試料流体の量が、試験するために十分であるかどうか、を決定する電気的成分が含まれうる。メーターは、典型的には、保存され、検体の結果を表示し、または分離器具へデータを提供する。

システムの部分を形成する、本発明のバイオセンサーは、検体に対して、定量的または定性的いずれかの示唆を提供可能である。１つの実施形態において、バイオセンサーは、メーターと共同して、試料流体中の検体の存在を単純に示唆する。バイオセンサーおよびメーターはまた、試料流体中の検体の量または濃度の読み取りも提供しうる。好ましい実施形態において、検体濃度の非常に正確で、的確な読み取りが得られることが、本発明の１つの特徴である。

バイオセンサーは、広範囲の検体の決定のために有用である。たとえば、バイオセンサーは、検体の存在を査定するために使用可能である、好適な化学反応とともに使用することに、簡単に適合される。もっとも好ましくは、バイオセンサーが、生物学的流体中の検体の試験のために、配置され、使用される。システムに対する相応の改変が、当業者に明らかであろう。説明の目的のために、そして、とくに好ましい実施形態において、システムを、生物学的流体中のグルコースの検出に関して記述する。

バイオセンサーはまた、広範囲の試料流体で有用であり、生物学的流体中の検体の検出のために、好ましく使用される。さらに、バイオセンサーは、試験のためのシステムの統合性を確認するために、従来の様式で使用される、参照流体と連結して有用である。

好ましい実施形態において、バイオセンサーを、グルコースの試験のために利用される。この例での試料流体には、とりわけ、たとえば、フィンガーチップまたは許可された他の部位（たとえば前腕、手のひら、上腕、ふくらはぎ、もも）から得た、新鮮なキャピラリー血液、新鮮な静脈血、およびシステムで、またはシステムのために、供給された対照溶液が含まれうる。流体は、任意の様式で、獲得され、バイオセンサーに伝達されうる。たとえば、血液試料は、ランセットによってのように、皮膚に刻むことによって、ついで、バイオセンサーを、皮膚表面に現れる流体と接触させることによって得ることが可能である。バイオセンサーが、非常に小さな流体試料とともに有用であることが、本発明の１つの観点である。したがって、試験のために必要な流体の用量を産出するために、皮膚にわずかに刻みを入れることが、必要であり、そのような方法での痛みまたは考慮が、最小化されるか、または除去可能であることが望ましい特徴である。

本発明の実施形態にしたがった、バイオセンサー２１０は、共通の平面表面上に、異なる特徴サイズをもつ、２つの電極パターンをもち、したがって、流体中の検体の正確な測定が可能となる。図１で示すように、バイオセンサー２１０は、基体またはベース基板２１２、前記基体２１２上に位置した、伝導性物質２１６、スペーサー２１４、およびカバー２１８を含む。カバー２１８およびスペーサー２１４は、基体２１２と共同して、試料流体のための入り口２２１をもつ、試料受け取りチャンバー２２０（図９）、および試験検体の存在下、電気化学的シグナルを産出するための薬剤２６４を画定する。バイオセンサー２１０は試験ストリップとして形成され、特に、試料受け取りチャンバー２２０に対して開口するエッジまたは面を提供するラミネート構造を有する試験ストリップとして形成される。図２および９で示したように、試薬２６４が、試料受け取りチャンバー２２０によって暴露され、またチャンバー２２０内に位置する、ワーキング電極に、電気化学的シグナルを提供する。グルコース検出のような、好ましい環境において、試薬には、酵素、および任意にメディエーターが含まれうる。

バイオセンサー２１０の基体２１２には、反対のエッジ２２４、２２６、および末端２２４、２２６間に伸びる側面２２８、２３０を画定する、エッジ２２２が含まれる。基体２１２はまた、伝導性物質２１６を支持する最上表面２３２と、反対の底表面２３４をもつ（図８および９）。実例として、基体２１２は、４０ｍｍの長さ、および１０ｍｍの幅をもつ。しかしながら、これらの値が、単に例示であり、基体２１２の寸法は、本開示物にしたがって変化しうることが理解される。

基体２１２は、絶縁物質から形成される基質であり、伝導性物質２１６から形成された電極間の、電気的連結は提供しない。好適な絶縁物質の非限定例には、ガラス、セラミックスおよびポリマーが含まれる。好ましくは、基体は、柔らかいポリマーであり、ＵＶ中で強力な吸収をもつ。好適な物質の非限定例には、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）およびポリイミドフィルムが含まれる。好適なフィルムは、それぞれ、E.I.duPont de Nemours, Wilmington, Delaware,USA（「duPont」）からのＭＥＬＩＮＥＸ（登録商標）、ＫＡＬＡＤＥＸ（登録商標）およびＫＡＰＴＯＮ（登録商標）、およびUBE Industries Ltd., Japanからのポリイミドフィルム、ＵＰＩＬＥＸ（登録商標）として市販されている。好適な物質は、Techmi-Met Advanced Depositions, Inc. Windsor, Connecticut, USAによる、＜５％のｌｏｔ Ｃ．Ｖ．内の、５０±４ｎｍ金でコートされる、１０ミル厚ＭＥＬＩＮＥＸ（登録商標）３２９またはＫＡＰＴＯＮ（登録商標）から選択される。基体２１２が、伝導性物質２１６で前コートされたものを購入してよいか、または本開示物にしたがって、スパッタリングまたは蒸発沈着によってコートしてよいことが理解される。伝導性物質の厚さは、本開示物にしたがって変化可能であることが理解される。

スペーサー２１４は、例示的に、末端２２４に隣接する基体２１２の最上表面２３２上に位置する。スペーサー２１４は、基体２１２に面する上表面２３６および下表面２３８（図９）をもつ。ここで図２を参照すると、スペーサー２１４は、エッジ２４０、２４２、２４４、２４６をもつ。例示的に、スペーサー２１４は、約６ｍｍの長さ、約１０ｍｍの幅、および約４ｍｉｌの高さをもつ。しかしながら、これらの値は、単に例示であること、およびバイオセンサーが、スペーサーなしで形成しうること、およびスペーサー２１４の寸法が、本開示物にしたがって変化しうることが理解される。

スペーサー２１４は、絶縁物質から形成され、伝導性物質２１６から形成された電極間で、電気的連結を提供しない。好適な絶縁物質の非限定例には、ガラス、セラミックス、ポリマー、フォトイメージ可能カバーレイ物質およびフォトレジストが含まれ、その非限定例は、参考文献によって、本明細書に組み込まれている開示物である、２００２年１０月４日に出願された、米国特許明細書番号第１０／２６４，８９１号にて開示されている。例示的に、スペーサー２１４は、４ｍｉｌ ＭＥＬＩＮＥＸ（登録商標）ポリエステルフィルムからなり、全血試料との使用に好ましい。しかしながら、試料が血漿または血清の場合、１〜２ｍｉｌフィルムが、本開示物にしたがった使用のために好ましいことが理解される。しかしながら、これらの値は、単に例示であること、およびスペーサー２１４の組成物および寸法が、試料受け取りチャンバーの所定の高さにしたがって変化しうることが理解される。

スリットまたは空間２４８は、スペーサー２１４中に形成され、エッジ２４２に向かって、エッジ２４０から伸張する。スリット２４８は、試料受け取りチャンバー２２０の、少なくとも長さおよび幅を画定し、エッジ２４９によって画定される。例示的に、スリット２４８は、５ｍｍの長さ、１ｍｍの幅、および０．１ｍｍの高さをもつが、本開示物にしたがって、種々の長さおよび幅をもちうる。さらに、スリットのエッジ２４９がまた、本開示物にしたがって曲がるか、角度がつきうる。

図１で示したように、カバー２１８が、スペーサー２１４の上表面２３６上に位置する。カバー２１８は、基体２１２に面する、第一表面２５０と、第二表面２５２（図９）をもつ。さらに、カバー２１８は、エッジ２５４、２５６、２５８、２６０をもつ。図１で示すように、カバー２１８は、スリット２４８の長さ以下の長さをもつ。例示的に、カバー２１８は、約４ｍｍの長さ、約１０ｍｍの幅、および約０．１ｍｍの高さをもつ。しかしながら、これらの値が単に例示的であること、バイオセンサーがカバー無しで形成されてよいこと、およびカバー２１８の寸法が、本開示物にしたがって変化しうることが理解される。

カバー２１８は、例示的に、スペーサーの近くで、親水性接着層をもつ、透明な物質からなる。カバー２１８のために好適な物質の非限定例には、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリビニルクロライド、ポリイミド、ガラス、またはポリエステルが含まれる。カバー２１８のために好ましい物質は、１００μｍポリエステルである。好ましい接着物は、ペンシルベニア州グレンロックのアドヘジブス リサーチ社（Adhesives Research Inc.）から市販されている、ＭＡ−５５親水性コーティングをもつ、ＡＲＣａｒｅ ８５８６である。さらに、カバーが、本開示物にしたがって、作製されることが理解される。

カバー２１８および基体２１２と共に、スペーサー２１４中のスリット２４８が、試料受け取りチャンバー２２０を形成し（図９）、バイオセンサー２１０の使用者からの試験されるべき流体へ、試薬２６４を暴露するように働く。この試料受け取りチャンバー２２０は、キャピラリーチャンネルとして働き得、流体を、開口部２２１から、伝導性物質２１６の検出領域上へ、そして空間２６２へ向かって、試験されるべき流体を導く。バイオセンサーが、本開示物にしたがって、スペーサー無しで形成されうること、およびスペーサーおよびカバーに加えて、またはこれらの代わりに、種々の誘電体物質が、本開示物にしたがって、伝導性物質の選択した部分のみを暴露する、基体２１２をカバーしうることが理解される。さらに、存在する場合に、チャンネル２２０の寸法が、本開示物にしたがって変化しうることが理解される。

図２は、第一電極組２６６および第二電極組２６８、およびそれぞれ、相当するトレース２７９、２７７およびコンタクトパッド２７８、２８２を含む電極システムを画定している、伝導性物質２１６を例示している。伝導性物質２１６は、純粋な金属または合金、または金属製コンダクターである他の物質を含みうる。好ましくは、伝導性物質は、電極を形成するために使用するレーザー、および迅速で正確な処理を可能にする厚さの波長において、透過性である。非限定例には、アルミニウム、炭素、銅、クロミウム、金、酸化インジウム鉛（ＩＴＯ）、パラジウム、白金、銀、酸化鉛／金、チタン、これらの混合物、これらの要素の合金または金属製化合物が含まれる。好ましくは、伝導性物質には、貴金属または合金またはその酸化物が含まれる。もっとも好ましくは、伝導性物質には、金、パラジウム、アルミニウム、チタン、白金、ＩＴＯおよびクロミウムが含まれる。伝導性物質は、厚さにして、約１０ｎｍ〜８０ｎｍ、より好ましくは、３０ｎｍ〜７０ｎｍの範囲である。図１〜３、６および８〜９は、５０ｎｍ金フィルムをもつバイオセンサー２１０を例示している。伝導性物質の厚さは、金属およびバイオセンサーの利用に関連する他の因子の伝達可能特性に依存することが理解される。

例示的に、伝導性物質２１６を、組２６６、２６８を含む、２つの電極システムに切断する。これらのシステムを形成することにおいて、伝導性物質２１６を、基体２１２の表面積の少なくとも５％より除去し、より好ましくは、基体２１２の表面積の少なくとも約５０％、もっとも好ましくは、基体２１２の表面積の少なくとも約９０％から除去する。図２で示すように、基体２１２上に残っている伝導性物質２１６のみが、電極システムの少なくとも一部分を形成する。

例示されてはいないが、得られるパターン化伝導性物質を、追加金属層で、コートまたはプレート可能であることが理解される。たとえば、伝導性物質は、銅であり得、ついでレーザーによって、電極パターンに切断し、続いて、銅を、チタン／タングステン層で、ついで金層でプレートして、所定の電極を形成してよい。好ましくは、伝導性物質の単一層を使用し、基体２１２上に横たわる。一般的には必要ではないが、本技術分野でよく知られているように、クロミウムニッケルまたはチタンのような、種または補助層を用いることによって、基体への伝導性物質の接着を増強可能である。好ましい実施形態において、バイオセンサー２１０は、金、パラジウム、白金またはＩＴＯの単一層をもつ。

図２および９で示したように、バイオセンサー２１０には、試料受け取りチャンバー２２０内に、少なくとも１つのワーキング電極と、１つのカウンター電極を含む、電極システムが含まれる。試料受け取りチャンバー２２０は、チャンバーに入る試料流体がワーキング電極とカウンター電極両方との電気的コンタクト中に配置されるように、設定される。このことによって、電流が、電極間で流れ、検体またはその産物の電気酸化または電気還元に影響を与えることが可能である。

ここで図３を参照して、電極システムの第一電極組２６６は、２つの電極２７０、２７２を含む。例示的に、電極２７０は、ワーキング電極であり、電極２７２は、カウンター電極である。電極２７０、２７２はそれぞれ、コネクティングトレース２７９を介して、コンタクトパッド２７８と連絡する、単一要素またはフィンガー２８０を含む（図２で示している）。電極２７０、２７２の電極フィンガー２８０は共同して、巨大電極アレイとして形成された電極パターンを画定する。本明細書以下で記載するように、電極２７０、２７２が、本開示物にしたがって、それぞれ１つ以上のフィンガーを含みうることが理解される。さらに、電極または電極フィンガーの形態、サイズおよび相対配座が、本開示物にしたがって変化しうることが理解される。

図２で示したように、第二電極組２６８は、２つの電極２７４、２７６を含む。例示的に、電極２７４はワーキング電極であり、電極２７６はカウンター電極である。さらに、電極２７４、２７６はそれぞれ、コネクティングトレース２７７を介して、コンタクトパッド２８２と連絡して、５つの電極要素またはフィンガー２８４をもつ。ここで図３を参照にして、電極フィンガー２８４が共同して、インタートレース巨大電極アレイとして形成された電極パターンを画定する。５つの電極フィンガー２８４が例示されているが、電極２７４、２７６の要素が、本開示物にしたがって、５つ以上または５つ以下の電極フィンガーで形成可能であることが理解される。さらに、電極または電極フィンガーの形態、サイズおよび相対配座が、本開示物にしたがって変化しうることが理解される。

図２で例示したような、電極組２６６、２６８の寸法に関する値は、単一の特異的な実施形態に関してであり、これらの値が、特定の使用のために必要性によって選択されうることが理解される。たとえば、電極組の長さは、基体の長さまでの、任意の長さであり得、基体上の電極組の方向に依存している。さらに、電極組と連絡した、伝導性トレースの幅は、変化し得、その非限定例は、約０．４〜約５ｍｍであることが理解される。それぞれのコンタクトパッドの幅が変化し得、その非限定例は、約１ｍｍ〜約５ｍｍであることが理解される。図２で示した電極パターンは、対称であるが、必要ではなく、通常ではない、または非対称パターン（または電極形態）が、本開示物にしたがって可能である。さらに、基体２１２上の電極組の数は変化して、したがって、それぞれの基体２１２は、たとえば１〜１０００電極組、好ましくは２〜２０電極組、より好ましくは２〜３電極組を含みうる。

再び図３の第一電極組２６６を参照として、各電極フィンガー２８０は、インナーエッジ２８１、アウターエッジ２８３、および反対の第三および第四エッジ２８５、２８７によって画定される。各エッジ２１８、２８３、２８５、２８７は、滑らかなエッジ品質をもつ。先に述べたように、電極２７０、２７２のエッジ品質は、第一および第二点間に伸長している理論線からのエッジの偏差によって画定される。偏差の以下の記述が、バイオセンサー２１０の電極２７０、２７２の各エッジに適用可能である。しかしながら、明確化目的のために、電極２７０のエッジ２８１のみを本明細書以下で記載する。

図３で示したように、電極２７０のエッジ２８１は、基体２１２上に局在した点２８９、２９１間に伸長する。点２８９、２９１は、インナーエッジ２８１の反対の末端に局在し、電極２８０間のギャップ２８６の全長を表す。点２８９、２９１が、本開示物にしたがって、所定のエッジの長さに依存して、互いに関連して、種々の位置、および種々の距離で位置しうることが理解される。しかしながら、対象の長さは、典型的には、隣接エッジの滑らかさが、通常この全長にわたりもっとも重要であるので、ギャップが伸長する全長である。

図４は、点２８９、２９１間で実際伸長する理論線２９３を例示している。すなわち、線２９３は、電極を形成する工程が完璧である場合にえられうる、理想の、または所定のエッジを表している。しかしながら、線２９３の長さにそった任意の該点において、エッジ２８１は、距離「ｄ_i」によって、理論線２９３より、いずれかの距離で間隔があく。距離ｄ_iは、たとえば、図４中、距離ｄ₁、ｄ₂、ｄ₃およびｄ₄を参照して示すように、測定される場所に依存して、ゼロから最大値まで変化する。線２９３の長さ上のこの距離の標準偏差は、本開示物にしたがって、約６μｍ以下であり、滑らかなエッジ品質をもつエッジが作製される。好ましい実施形態において、理論線２９３からのエッジ２８１の標準偏差は、２μｍ以下であり、もっとも好ましくは、１．０μｍ以下である。平均または理論からの標準偏差の例を、図１０で例示している。

図１０で例示したエッジ品質は、Ｍｅｔｒｉｃ ６．２１ソフトウェアを備える、ドイツ連邦共和国、ガルブセンのＬＰＫＦレーザー エレクトロニック社（LPKF Laser Electronic GmbH）から市販されている、Ｍｉｃｒｏ−Ｍｅａｓｕｒｅシステムを用いて測定された。Ｍｅｔｒｉｃソフトウェアによって、ＰＣ上での、ビデオイメージの表示および測定が可能である。測定は、イメージをキャプチャし、ついで、イメージ上の１０μｍグリッドをソフトウェアが配置することを許容することによって実施した。グリッドを、測定の目的のために、電極構造を移動することによって、エッジとアラインする。（イメージの物理的倍率によって、エッジを、グリッドと平行に垂直にアラインした。）ソフトウェアを用いて、グリッド線から、電極エッジへの測定が、点−点工程を用いて、線２５０μｍ長の長さにそって、１０μｍ間隔で作製された。ビデオスクリーンへの、効果的ビデオ倍率は、５７５Ｘであった（対物Ｑ７５０を作製する）。ビデオ倍率＝ビデオスクリーン上で実際の測定された「スケール長（Scale length）」（μｍ）／スケール値（μｍ）。たとえば、１１５０００μｍ／２００μｍ＝５７５Ｘ。

本発明の原理を用いて形成された電気的パターンの１つの解析において、エッジの平均からの偏差を、ビデオスクリーンに対する効果的倍率＝４７０×で、イリノイ州、オーロラのミツトヨ アメリカ社（Mitutoyo America Corporation）から市販されている、ＱＶＨ−６０６ ＰＲＯ Ｖｉｓｉｏｎ Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ（コンピュータ制御非接触測定系）を用いて測定した。標準偏差は、少なくとも２５０μｍの長さに対して、０．６９μｍの平均間隔での測定から計算した。他の設定：リング照射（Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ８９、Ｐｏｓｉｔｉｏｎ ６０）、エッジ検出（エッジスロープ＝Ｆａｌｌｉｎｇ、エッジ検出ＴＨ＝１６９、ＴＨＳ＝１８．５、ＴＨＲ＝０．５、スキャン間隔＝１）。平均値からの標準偏差は約２μｍ以下であった。

図４を再び参照に、線２９３は、例示的に直線である。しかしながら、線２９３の形態は、エッジの長さにわたる線２９３からのエッジ２８１の距離の標準偏差が、約６μｍ以下である限り、曲線または角度をなしてよい。

図３で示したように、電極フィンガー２８０は、電極ギャップ２８６によって互いに分離され、電極組２６６の電極パターンの特徴サイズに相当する。図３で示した電極ギャップ２８６は、２つの直線エッジ２８１によって形成されたように示される。しかしながら、言及したように、エッジ２８１の配置は、エッジの長さにそって変化する距離によって、理論値２９３（図４）から変化する。例示的に、バイオセンサー２１０において、最上表面２３２の電気的に不活性な物質が、長さ２９０に沿って、電極フィンガー２８０間で暴露される。しかしながら、最上表面２３２が暴露されるかわりに、基体が、物質でコートされて良く、または参考文献によって本明細書で組み込まれている開示物である、２０００年１１月１日に出願された米国特許明細書番号第０９／７０４，１４５号で、現在米国特許第６，５４０，８９０号で開示されたように、凹所が、電極間に形成可能である。

図３および５で示したように、電極フィンガー２８０のインナーエッジ２８１が、数字２９０で例示した、等しい長さをもち、電極ギャップ２８６によって互いに分離され、その長さはまた、長さ２９０によって表される。ギャップ２８６を画定している２つのエッジ２８１が完全ではないので、ギャップ２８６は事実、図５で示したように、ギャップ２９２ａ〜２９２ｄに関連して示したように、その長さにわたって、幅および配置が変化しうる。ギャップ２８６を画定している２つのエッジの偏差が、同一の方向である場合、少なくとも部分的に、幅偏差に関しては、互いをキャンセルする傾向であり、図５の参照数字２９２ｃと２９２ｄに関して例示したように、ギャップの配置での正味シフトを引き起こす。理論ギャップは、エッジ２８１に関連した２つの理論線２９３によって画定可能である。ギャップの品質または理論ギャップからのその偏差は、それを画定している２つの個々のエッジの品質に関して得意化可能である。好ましくは、ギャップ２８６を画定している両方のエッジの滑らかさの標準偏差は、６μｍ以下であり、好ましくは２．０μｍ以下、もっとも好ましくは１μｍ以下である。

電極の要素２７４、２７６を画定している、電極フィンガー２８４を、図３および６で例示している。しかしながら、明確化の目的のために、これらの電極フィンガー２８４のうちの３つのみを、図６で例示しているように、本明細書で以下に述べる。各電極フィンガー２８４は、第一エッジ２９６および第二エッジ２９７によって画定する。さらに、隣接フィンガー２８４は、それぞれ空間的に離れた、第三および第四エッジ２９８、２９９をもつ。フィンガー２８４のこれらのエッジ２９６、２９７、２９８、２９９はまた、滑らかなエッジ品質をもちうる。電極２７０、２７２に関して先に記述したように、電極２７４、２７６のエッジ品質は、第一および第二点間に伸長している線からの、それぞれのエッジの偏差によって画定される。以下の偏差の記述は、バイオセンサー２１０の電極フィンガー２８４のそれぞれのエッジに適用される。しかしながら、明確化の目的のために、電極フィンガー２８４の１つのエッジ２９６のみを本明細書の以下において述べる。

電極フィンガー２８４のエッジ２９６は、基体２１２上に局在する第一および第二点３０１、３０２間で伸長する。図７で示したように、理論線３００は、実際点３０１、３０２間で伸長し、典型的に、エッジ２９６および２９７によって形成されたギャップの長さである。線３００からのエッジ２９６の変化している距離の標準偏差は、本開示物にしたがって、約６μｍ以下であり、滑らかなエッジ品質をもつエッジを作製する。好ましい実施形態において、理論線３００からのエッジ２９６の標準偏差は、約２μｍ以下であり、もっとも好ましくは１．０μｍ以下である。例示的に、線３００は直線である。しかしながら、線３００の形態は、曲線または角度をなしてよいことが理解される。また、表面２３２上の第一および第二局所３００、３０１の特定の位置が、最も重要な長さが、典型的には、これらの近くに配置された電極フィンガー間のギャップの全長であるけれども、本開示物にしたがって変化してよいことが、理解される。

図３を再び参照して、電極フィンガー２８４は、電極ギャップ２８８によって互いに分離され、これは、電極組２６８の電極パターンの特徴サイズに相当する。電極ギャップ２８８は、フィンガー２８４の隣接エッジ２９６、２９７間の幅に関する。ギャップ２８８を画定している２つのエッジが完璧ではないので、ギャップ２８８は、事実、その長さにわたって、位置および配置が変化する。例示的に、バイオセンサー２１０では、基体２１２の電気的に絶縁物質が、長さ３０３に沿って、電極フィンガー２８４間で暴露される。しかしながら、最上表面２３２が暴露されるのではなく、基体が、物質でコート可能であり、または参考文献によって本明細書で組み込まれている開示物である、２０００年１１月１日に出願された米国特許明細書番号第０９／７０４，１４５号で、現在米国特許第６，５４０，８９０号で開示されたように、凹所を、電極間に形成可能である。

電極２６８の電極パターンの特徴サイズに相当する、電極ギャップ２８８は、電極組２６６の電極パターンの特徴サイズとは異なる。例示的に、特徴サイズ、または電極フィンガー２８４間のギャップ２８８は、約１μｍ〜約１００μｍを含む、約１００μｍまたはそれ以下、より好ましくは、約１７μｍ〜約５０μｍを含む、７５μｍまたはそれ以下の幅をもつ。微小電極アレイに対する電極ギャップは変化可能であることが理解される。たとえば、電極ギャップは、本開示物にしたがって、１μｍ以下であり得ることが理解される。達成可能ギャップのサイズは、光学の品質、レーザーの長さ、およびマスク領域のウインドウサイズに依存する。

図３で例示したように、ギャップ２８８は、電極フィンガー２８４の反対エッジ２９６、２９７の長さ３０３に沿った幅をもつ。ギャップ２８６のように、ギャップ２８６の品質、または理論ギャップからのその偏差が、それを画定している２つの個々のエッジの品質に関して特性化可能である。好ましくは、両方のエッジ画定ギャップ２８６の滑らかさ標準偏差は、６μｍ以下であり、好ましくは２．０μｍ以下であり、もっとも好ましくは、１μｍ以下である。

図９をここで参照して、電極フィンガー２８４は、試薬２６４でカバーされ、特定の検体のための、電気化学的プローブを提供するために使用しうる。開始試薬は、反応物または試薬の成分であり、しばしば、リボンまたはリールへの適用前に、液体形態で、または電極のシート上のキャピラリーチャンネル中で、一緒に化合される。ついで液体が蒸発し、固体形態中で試薬を残す。特定の試薬の選択は、測定されるべき特定の検体または検体類に依存するが、本発明では重要ではない。種々の試薬組成物が、当業者によく知られている。基体上の試薬に関する配置選択が、変化し、バイオセンサーの意図する使用に依存する。さらに、試薬を基体上に適用するための技術が変化して良いことが理解される。たとえば、フィンガー上へスクリーン印刷された試薬をもつことが、本開示物の目的の範囲内である。

ヒト血液試料中のグルコースの測定のための、可欠試薬の非限定例には、６２．２ｍｇ 酸化ポリエチレン（１００〜９００キロダルトンの平均分子量）、３．３ｍｇ ＮＡＴＲＯＳＯＬ ２５０Ｍ、４１．５ｍｇ ＡＶＩＣＥＬ ＲＣ−５９１Ｆ、８９．４ｍｇ 一塩基性リン酸カリウム、１５７．９ｍｇ 二塩基性リン酸カリウム、４３７．３ｍｇ フェリシアニドカリウム、４６．０ｍｇ コハク酸ナトリウム、１４８．０ｍｇ テレハロース、２．６ｍｇ ＴＲＩＴＯＮ Ｘ−１００界面活性剤、および試薬のグラムあたり２，０００〜９，０００ユニット酵素活性が含まれる。試薬は、１２．５ｍｇコエンザイムＰＱＱおよび１．２１ミリオンユニットの、キノタンパク質グルコースデヒドロゲナーゼのアポ酵素からの酵素溶液として調製し、キノタンパク質グルコースデヒドロゲナーゼの溶液を形成する。この試薬はさらに、参考文献にて、本明細書にて組み込まれている開示物である、米国特許第５，９９７，８１７号にて開示されている。

試料中のヘマトクリットの測定のための、可欠試薬の非限定例には、可逆性電気活性化合物（それぞれ、ヘキサシアノ鉄（ＩＩＩ）カリウム（「フェリシアニド」）、およびヘキサシアノ鉄（ＩＩ）カリウム（「フェロシアニド」）、電解質（リン酸緩衝カリウム）および微晶質性物質（Ａｖｉｃｅｌ ＲＣ−５９１Ｆ−８８％微晶質性セルロースと１２％カルボキシルメタルナトリウムのブレンドセルロースは、ＦＭＣ社より入手可能）の酸化および還元型が含まれる。乾燥前の試薬内の成分の濃度は、以下のようである。４００ミリモーラー（ｍＭ）フェリシアニド、５５ｍＭ フェロシアニド、４００ｍＭリン酸カリウム、および２．０％（質量：用量）Ａｖｉｃｅｌ。ヘマトクリットアッセイのための試薬のさらなる記述は、参考文献によって本明細書に組み込まれている開示物である、米国特許第５，３８５，８４６号で見られる。

本発明のバイオセンサー中の特定の検体を測定する時に使用しうる酵素および培地の非限定例を、表１で以下に列記する。

表１で示した例のいくつかにおいて、少なくとも１つの追加的酵素を、反応触媒として使用する。また、表１で示した例のいくつかは、追加メディエーターを利用して良く、メディエーターの酸化形態への電子輸送を促進する。追加的メディエーターは、メディエーターの酸化形態よりも少ない量で、試薬に提供されうる。以上のアッセイを記述する一方で、電流、電荷、インピーダンス、コンダクタンス、電位または他の電気化学的に示唆される試料の特性が、本開示物にしたがったバイオセンサーで、試料中の検体の濃度に正確に比例しうることが意図される。

本発明のバイオセンサーとの使用のために好適である可欠試薬の他の非限定例は、ニトロソアニリン試薬であり、ＰＱＱ−ＧＤＨおよびパラ−ニトロソ−アニリン メディエーターが含まれる。ニトロソアニリン試薬の調製のためのプロトコールは、参考文献にて本明細書に組み込まれた開示物である、２００３年１０月１７日に出願された、表題「ＡＰ相角度測定を用いる、検体検出のためのシステムと方法（System And Method For Analyte Measurement Using AC Phase Angle Measurement）」、米国特許明細書番号第１０／６８８，３１２号で記述されたものと、すべての観点で同一である。分散および乾燥前の、試薬量比較は、表２で列記したようである。

本開示物との使用のために好適な、コート可能な試薬は、表３で示したようなものである。

バイオセンサー２１０は、例示的に、それぞれ図１７〜１８および１９で示した、２つの器具１０、１０’を用いて製造される。他に記述しない限り、器具１０、１０’は、同様の様式で共同する。まず図１７を参照として、バイオセンサー２１０は、幅にして約４０ｎｍである、８０ｎｍ金ラミネートをもつ、リボンまたはウェブ２０のロールを、カスタムフィット広領域レーザー切断器具１０内に、供給することによって、製造される。器具１０は、レーザー光１２のビームを産出するレーザー供給源、クロミウムプレート化石英マスク１４、および光学１６を含む。例示した光学１６が単一レンズである一方で、光学１６は、好ましくは、共同して、ベース基板２０のウェブ上へ投射される、先に決定された形態またはイメージ中に光１２を作製する、種々のレンズであることが理解される。

好適な切断器具１０（図１７〜１８）の非限定例は、ドイツ連邦共和国、ゲッチンゲンのランバダ フィシック アクチェン ゲゼルシャフト（Lambda Physik AG）から市販されている、ＬＰＸ−４００、ＬＰＸ−３００またはＬＰＸ−２００レーザーシステム、およびコロラド州、スプリングスのインターナショナル フォトツール カンパニー（International Phototool Company）から市販されている、クロムメッキされた石英マスクを組み込む、ドイツ連邦共和国、ガルブセンのＬＰＫＦレーザーエレクトロニック社（LPKF Laser Electronic GmbH）から市販されている、カスタム化ＭｉｃｒｏｌｉｎｅＬａｓｅｒ ２００−４レーザーシステムである。

ＭｉｃｒｏｌｉｎｅＬａｓｅｒ ２００−４レーザーシステム（図１７〜１８）に関して、レーザー供給源１１は、ＬＰＸ−２００ ＫｒＦ−ＵＶ−レーザーである。しかしながら、より高い波長ＵＶレーザーを、本開示物にしたがって使用可能であることが理解される。レーザー供給源１１は、６００ｍＪのパルスエネルギー、および５０Ｈｚのパルス繰り返し振動数をもつ、２４８ｎｍで働く。レーザービーム１２の強度は、誘電体ビームアテニュエーターによって、３〜９２％の間で無限に調節可能である（示していない）。ビームプロファイルは、２７×１５ｍｍ²（０．６２ｓｑ．インチ）およびパルス期間２５ｎｓである。マスク１４上のレイアウトは、均一的に、光学要素ビームエクステンダー、ホモジナイザーおよび領域リンクによって投影される（示していない）。ホモジナイザーの性能は、エネルギープロファイルを測定することによって決定されてきた。イメージング光学１６は、リボン２０上へ、マスク１４の構造を写す。イメージング非は、２：１であり、一方で、広範囲を除去可能であり、他方で、エネルギー密度を、適用したクロミウムマスクの切断点以下に維持することが可能である。２：１のイメージングを例示する一方で、任意の数の他の比が、所定の設計要求に依存して、本開示物にしたがって、可能であることが理解される。リボン２０は、矢印２５で示したように移動して、複数の連続して、切断されるべきレイアウト区画を許容する。

マスク１４の位置、リボン２０の移動、およびレーザーエネルギーはコンピュータ制御される。図１７で示すように、レーザービーム１２が、切断されるべきリボン２０上に投影される。マスク１４の透明な領域またはウインドウ１８を通過する光１２が、リボン２０より金属を切断する。マスク１４のクロミウムコート領域は、レーザー光１２をブロックし、これらの領域の切断を防止し、結果として、リボン２０表面上に金属化構造ができる。ここで図１８を参照すると、電気的成分の完全構造には、第二マスク１４’を通した、追加的切断段階が必要となりうる。光学および切断されるべき電気的成分のサイズに依存して、単一の切断段階のみ、または２つ以上の切断段階が、本開示物にしたがって必要であり得ることが理解される。さらに、複数のマスクの代わりに、複数の領域を、本開示物にしたがって、同様のマスク上に形成しうることが理解される。

とりわけ、好適な切断器具１０’（図１９）の第二の非限定例は、ドイツ連邦共和国、ゲッチンゲンのランバダ フィシック社（Lambda Physik AG）から市販されている、Ｌａｍｂｄａ ＳＴＥＥＬ（安定エネルギーエキシマーレーザー）レーザーシステム、およびコロラド州、スプリングスのインターナショナル フォトツール カンパニー（International Phototool Company）から市販されている、クロムメッキされた石英マスクを組み込む、ドイツ連邦共和国、ガルブゼンのＬＰＫＦレーザー エレクトロニック社（LPKF Laser Electronic GmbH）から市販されている、カスタム化レーザーシステムである。本レーザーシステムは、３０８ｎｍの波長にて、１０００ｍＪパルスエネルギーまでを特徴とする。さらに、本レーザーシステムは、１００Ｈｚの振動度をもつ。器具１０’は、図１７および１８で示したような、２つのパスをもつバイオセンサーを産出するために形成されうるが、好ましくは、その光学は、２５ｎｓ単独パス中、１０×４０ｍｍパターンの形成を可能にする。

特定の理論に結びつける意図はないが、マスク１４、１４’、１４”を通るパルスまたはビーム１２が、リボン２０上の表面２３２の１μｍ以下内に切断される、と信じられている。ビーム１２の光子は、金属／ポリマー境界線にて、光子分解と、化学結合の急速な分解を引き起こすのに十分なエネルギーをもつ。この急速な化学結合分解が、吸収領域内の突然の圧力増加を引き起こし、金属（金属フィルム２１６）を、ポリマー基体表面から押し出す。典型的なパルス期間は、約２０〜２５ナノ秒であり、金属の相互作用が非常に迅速におこり、伝導性物質２１６のエッジと、周辺の構造への熱の障害が最小化される。得られた電気組成物のエッジは、本発明で意図されたように、高いエッジ品質と、正確な配置をもつ。

リボン２０から金属を除去する、または切断するために使用した蛍光エネルギーは、リボン２０がそこより形成される金属、基体物質への金属フィルムの接着、金属フィルムの厚さ、およびおそらく、ベース基板上へフィルムを配置するために使用した工程、すなわちサポーティングおよび蒸発沈着、に依存する。ＫＡＬＡＤＥＸ（登録商標）上の金のための蛍光レベルは、約１００〜約１２０ｍＪ／ｃｍ²のポリイミド上、または約６０〜約１２０ｍＪ／ｃｍ²のＭＥＬＩＮＥＸ（登録商標）上、約５０〜約９０ｍＪ／ｃｍ²の範囲である。上記のものよりも低いまたは高い蛍光レベルが、本開示物にしたがった、他の基体物質に適切であり得ることが理解される。

リボン２０の面積のパターン化は、マスク１４、１４’を用いることによって達成される。各マスク１４、１４’は、例示的に、形成されるべき、電極成分パターンの、先に決定された一部の、正確な二次元例示を含む、マスク領域２２を含む。図１７は、コンタクトパッドおよびトレースの一部を含む、マスク領域２２を例示している。図１８で示したように、第二マスク１４’は、トレースの第二の相当する部分、およびフィンガーを含む電極パターンを含む。先に記述したように、切断されるべき面積のサイズに依存して、マスク１４が、各バイオセンサーのために全電極パターンの完全な例示（図１９）、または、本開示物にしたがって、図１７および１８で例示されたようなものとは異なる部分的パターンを含みうる。好ましくは、本発明の１つの観点において、試験ストリップ上の、電気的組成物の全パターンが、一度に切断される、すなわち、広領域が、試験ストリップの全サイズを意図する（図１９）か、または２つまたはそれ以上の試験ストリップの全サイズさえ意図されていない。あるいは、図１７で例示したように、全バイオセンサーの部分を連続して切断する。

マスク１４を本明細書以下で記載するが、他に示唆しない限り、この記載は、同様にマスク１４’、１４”に適用することが理解される。図１７を参照して、クロムで保護した、マスク領域２２の面積２４が、リボン２０へのレーザービーム１２の投射を阻害する。マスク領域２２中の透明の面積またはウインドウ１８によって、レーザービーム１２が通過可能になり、リボン２０の先に決定した面積に衝突可能になる。図１７で示したように、マスク領域２２の透明な面積１８は、そこより、伝導性物質２１６が除去されるべきである、リボン２０の面積に相当する。

さらに、マスク領域２２は、線３０で示した長さと、線３２で示した幅をもつ。ＬＰＸ−２００の２：１のイメージング比を考えると、マスクの長さ３０が、得られた長さ３４の２倍の長さであり、マスクの幅３２が、リボン２０上の得られたパターンの幅３６の２倍の幅であること、が理解される。光学１６は、リボン２０に溝をつける、レーザービーム１２のサイズを減少させる。マスク領域２２の相対寸法と、得られるパターンは、本開示物にしたがって変化可能であることが理解される。マスク１４’（図１８）を、電気的組成物の二次元例示を完全にするために使用する。

図１７の参照を続けると、レーザー切断器具１０において、エキシマーレーザー供給源１１が、ビーム１２を放射し、これが、石英上クロムマスク１４を通過する。マスク領域２２によって、ビームの他の部分が、部分のイメージの形態にて、または全ての電極パターンを通過させる一方で、反射されるべきレーザービーム１２の部分を引き起こす。言い換えると、マスク１４を通過するレーザービームのイメージまたは部分が、レーザービーム１２が衝突した金フィルム上でパターンを作り出す。リボンまたはウェブ２０は、器具１０に関して安定であり得るか、または器具１０を通して、ロール上で連続して動くことが理解される。したがって、リボン２０の移動の非限定速度は、約０ｍ／分〜約１００ｍ／分、より好ましくは、約３０ｍ／分〜約６０ｍ／分であり得る。リボン２０の移動の速度は、選択された器具１０によってのみ限定され、本開示物にしたがって、レーザー供給源１１のパルス期間に依存して、１００ｍ／分を大きく越えうる。

一旦マスク１４のパターンがリボン２０上で形成されると、リボンを巻き戻し、器具１０に再び供給し、これは、マスク１４’である（図１８）。レーザー器具１０が、あるいは、本開示物にしたがって、連続して位置しうることが理解される。段階および繰り返し工程の詳細な記述は、参考文献によって、本明細書に組み込まれた開示物である、２００３年６月２０日に出願された、表題「解析センサーに関する器具および方法（Devices And Methods Relating To Analyte Sensors）」の米国特許明細書番号第６０／４８０，３９７号で見ることができる。したがって、マスク１４、１４’を用いることによって、広面積のウェブまたはリボン２０が、基体の基質上の複雑な電極パターンおよび他の電気的成分の経済的な作製、電極要素の正確なエッジ、および基体物質からの、金属製フィルムのより多くの量の除去を可能にするために、同一のマスク面積中の複数マスク領域２２を含む工程を繰り返してパターン化が可能である。

図２０は、図１７および１８で例示したものとは異なる電極パターンをもつけれども、本開示物にしたがって形成された、電極組リボン１２４の非限定略図である。リボン１２４には、複数のパネル１２０を含み、それぞれが、複数の電極システム１１６を含む。各システムには、２つの電極が含まれ、両方が標識され１０４、センシング領域１１０をもつ。また、電極組リボン１２４を形成するために、レーザー切断に適用する、本来の金属製ラミネートリボン１２も示される。リボン１２２の幅は、レーザー切断システム１０、１０’に適合するように選択され、たとえば、４０〜０．４インチ（１．２ｍ〜１０．２５ｍｍ）でありうる。リボンは、任意の長さでよく、所定の数の電極組、および／またはリボンの取り扱いおよび輸送の簡便さに基づいて選択される。各個々のパネルのサイズは、リボン上に都合良く適合するように選択され、したがって、各パネルは、１〜１０００電極組、好ましくは２〜２０電極組を含みうる。

一旦、完全な電極パターンが作製されたならば、リボン２０を、任意の数の公知の市販された方法を用いて、スペーサーおよびカバーに連結しうることが理解される。製造の好適な方法の非限定例は、参考文献にて本明細書に組み込まれている開示物である、２００３年６月２０日に出願された、表題「解析センサーに関する器具および方法（Devices And Methods Relating To Analyte Sensors）」の米国特許明細書番号第６０／４８０，３９７号で見ることができる。しかしながら、要約すると、試薬フィルムが、リボン上に配置され、通常、インライン乾燥システムで乾燥させることが理解される。処理の速度は、名目上、１分あたり３０〜３８メーターであり、試薬のレオロジーに依存する。バイオセンサー２１０のために好適な試薬は以上にて記述されているが、好ましい試薬を表２で示している。

物質を、電極パターンが、基体の場合に、リールの長さに対して直角であるように、連続リール中で処理する。一旦基体がコートされたならば、スペーサー物質を、コートされたリボン２０上にラミネートする。ラミネートの前に、スペーサー物質、しかしながら、スペーサー物質の一部分を除去し、それによって、スリットが形成される。パンチング工程を、スペーサーの必要ない部分を除去するために使用する。金型組が、スリットの形態を決定する。得られたスリットスペーサーが、基体上へのリールリール工程内に配置される。ついでカバーが、リールリール工程を用いて、スペーサー上にラミネートされる。ついで、バイオセンサーが、スリッティングおよびカッティングの方法によって、物質の得られたリールから産出可能である。

スペーサー内のスリットが、好ましくは、基体とカバー間の空間を満たすキャピラリーを形成する。スペーサー上の疎水性接着が、スペーサー下で、試薬内に流すことから、試験試料を防止し、したがって、充填空間が、試験チャンバー容量を画定する。チャンバー容量は、バイオセンサーの適用に依存して、本開示物にしたがって変化可能であることが理解される。好適な充填容量の非限定な詳細の記述が、以上で言及した、米国特許明細書番号第６０／４８０，３９７号で見られる。

上述したように、バイオセンサー２１０は、共通平面表面上に、異なる特徴サイズをもっている２つの電極パターンをもち、したがって、その表面上で、複数の機能を達成する。好ましくは、電極組２６６は、第一の先に画定された特徴サイズをもつ、マクロ電極アレイとして形成された、電極パターンをもつ。好適な巨大電極アレイの機能性の非限定例は、ヘマトクリットレベル補正であり、これは、参考文献によって本明細書に組み込まれている開示物である、２００３年１０月１７日に出願された、表題「ＡＣ相角度測定を用いる、検体検出のためのシステムおよび方法（System And Method For Analyte Measurement Using AC Phase Angle Measurement）」の、米国特許明細書番号第１０／６８８，３１２号で記述されている。

さらに、使用しているあいだ、試験メーター（示していない）が、１つの電極に電圧をかけ、先に言及した米国特許明細書番号第１０／６８８，３１２号にて記述されたように、シグナルを得るために、他の電極における、電流応答を測定することが理解される。

電極組２６８は、第二の先に画定された特徴サイズをもつ、インターレース微小電極アレイとして形成された、電極パターンをもつ。好適な微小電極アレイの機能性の非限定例は、グルコース推測であり、これはまた、参考文献によって本明細書に組み込まれている開示物である、米国特許明細書番号第１０／６８８，３１２号に記述されている。さらに、使用しているあいだ、試験メーター（示していない）が、１つの電極に電圧をかけ、先に言及した米国特許明細書番号第１０／６８８，３１２号にて記述されたように、シグナルを得るために、他の電極における、電流応答を測定することが理解される。

使用の際に、ユーザーがバイオセンサー２１０の開口部２２１に、そのランスで刻まれた指を配置する。液体試料（全血）が、指より開口部２２１に流れる。液体試料を、キャピラリー活性を介して、試料受け取りチャンバー２２０に移し、電極組２６６の要素のフィンガー２８０を通過する。続いて、液体試料が、試料受け取りチャンバー２２０をとおって、空間２６２へ、そして、電極組２６８の要素のフィンガー２８４上に位置する、試薬２６４とかかわって流れる。上述したように、ヘマトクリット訂正値を、フィンガー２８０との、液体試料の相互作用より決定し、液体試料／試薬混合液の、フィンガー２８４との相互作用より、グルコースが決定される。ヘマトクリットおよびグルコース測定機能を、バイオセンサー２１０に関して記述するが、電極パターンが、本開示物にしたがって、複数の機能性のために使用しうることが理解される。

記述された工程および製品には、とりわけ診断器具中での使用のための、使い捨てバイオセンサーが含まれる。しかしながら、任意の生物学的、環境または他の試料中の検体の測定のような、非診断使用のための電気化学バイオセンサーが含まれる。さらに、バイオセンサーの種々の使用および利用可能な機能が、本開示物にしたがって、それ自身で、または互いに組み合わせで存在しうることが理解される。

図１１〜１６を参照して、以下に述べるように、それぞれの開示されたバイオセンサーが、２１０にしたがって以上で記述したものと同様の様式で、ユーザーの立場から操作される。さらに、バイオセンサーの同様の要素が、同様に番号づけられる。

図１１をここで参照して、バイオセンサー３１０が、基体２１２上に位置する伝導性物質２１６のパターンを除いて、バイオセンサー２１０と同様の様式で、形成および製造される。バイオセンサー３１０の伝導性物質２１６が、第一電極システム３６６と、第二電極システム３６８を画定する。電極システム３６６、３６８は、基体２１２上の、コネクティングトレース３７７、３７９と、コンタクトパッド３７８、３８３の得られるパターンを除いて、バイオセンサー２１０のシステムと同様である。トレース３７７、３７９およびパッド３７８、３８３が、本開示物にしたがって、種々の形態およびサイズを取りうることが理解される。

図１２で示したように、バイオセンサー５１０が、基体２１２上に位置する伝導性物質２１６のパターンを除いて、バイオセンサー２１０と同様の様式で、形成および製造される。電極組２６８に加えて、バイオセンサー５１０の伝導性物質２１６が、第一電極組５６６を画定する。電極組５６６は、電極の要素によって形成されたインターレース電極パターンの配置を除いて、組３６６と同様である。

とりわけ、第一電極組５６６が、１つの電極フィンガー５８１を含む要素をもつワーキング電極、および２つの電極フィンガー５８０を含む要素をもつカウンター電極を含む。フィンガー５８０、５８１が、互いに共同して、約２５０μｍの特徴サイズまたはギャップ幅をもつ、巨大電極アレイとして配置された、インターレース電極パターンを作製する。電極５８０、５８１はそれぞれ、約２５０μｍの電極幅をもつ。組２６６で、前述の十のとおり、電極およびギャップ幅は、本開示物にしたがって変化可能である。

バイオセンサー２１０に関して、上述したように、第一および第二電極組５６６、２６８は、異なる特徴サイズをもち、バイオセンサー５１０上に、異なる機能を作り出すために使用される。第一電極組５６６の好適な機能の非限定例は、ヘマトクリットレベルに関する、訂正因子を決定することのためである。測定法は、バイオセンサー２１０に関して、上述したとおりである。

ここで図１３を参照して、バイオセンサー６１０が、基体２１２上に位置する伝導性物質２１６のパターンを除いて、バイオセンサー２１０と同様の様式で形成される。上述したような、第一電極組５６６に加えて、バイオセンサー６１０の伝導性物質２１６が、組５６６から空間的に離れている、第二電極組６６８を画定する。

電極組６６８は、電極の要素中のインターレース電極パターンのパターンを除いて、組２６８と同様である。とりわけ、第二電極組６６８は、ワーキング電極とカウンター電極を含み、それぞれが、３つの電極フィンガー６６１を含む要素をもつ。フィンガー６６１が、互いに共同し、約５０μｍの特徴サイズまたはギャップ幅をもつ、微小電極アレイとして配置された、インターレース電極パターンを画定し、これは、組５６６の電極パターンの特徴サイズよりも小さい。電極６６１はそれぞれ、約５０μｍの電極幅をもつ。組２６８で前述したように、電極およびギャップ幅が、本開示物にしたがって、変化可能である。

さらに、バイオセンサー６１０は、試薬６６４を含む。試薬６６４は、試薬２６４と同様であり、基体２１２上に適用されたようなその幅のみが異なる。とりわけ、試薬６６４が、電極フィンガー６６１を越えて伸長する。第二電極組６６８の好適な機能性の非限定例は、グルコース決定機能性である。測定方法は、バイオセンサー２１０に関して前述したようである。

図１４で示したように、バイオセンサー７１０が、基体２１２上に位置した伝導性物質２１６のパターンを除いて、バイオセンサー２１０と同様の様式で形成される。バイオセンサー７１０の伝導性物質２１６が、前述のとおりの第一電極組３６６と、第二電極組７６８を画定する。電極７６８は、電極の要素によって形成された、インターレース電極パターンのパターンを除いて、組２６８と同様である。とりわけ、第二電極組７６８に、ワーキング電極およびカウンター電極が含まれ、それぞれ、５つの電極フィンガー７７０を含む要素をもつ。フィンガー７７０は互いに共同して、約３０μｍの特徴サイズまたはギャップ幅をもつ微小電極アレイとして配置された、インターレース電極パターンを画定し、組３６６の電極パターンの特徴サイズよりも小さい。電極フィンガー７７０はそれぞれ、約５０μｍの電極幅をもつ。組２６６で前述したように、電極およびギャップ幅は、本開示物にしたがって変化可能である。第二電極組６６８の好適な機能性の非限定例は、グルコース決定機能性である。測定方法は、バイオセンサー２１０に関して前述したとおりである。

さらに、バイオセンサー７１０は、当業者に良く知られている種々の分散方法の任意によって、フィンガー７７０上に分散される試薬３６４を含む。試薬３６４は、好ましくは、表３で列記された試薬である。さらに、その非限定例が前述した種々の試薬が、本開示物にしたがって使用されてよいということが理解される。

図１５は、本開示物にしたがったバイオセンサー１３１０を例示している。バイオセンサー１３１０は、基体２１２、カバー１１１８およびスペーサー１１１４上に位置する、伝導性物質２１６の配座を除いて、バイオセンサー２１０と同様の様式で形成される。カバー１１１８およびスペーサー１１１４は、図１５で示したように、基体２１２に関するそれらの寸法を除いて、カバー２１８およびスペーサー２１４と同様である。バイオセンサー１３１０の伝導性物質２１６は、第一電極組１３６６および第二電極組１３６８を画定する。第一電極組１３６６は、ワーキング電極およびカウンター電極を含み、それぞれが、５つの電極フィンガー１３７０をもつ。フィンガー１３７０は互いに共同して、約１７μｍの特徴サイズまたはギャップ幅をもつ微小電極アレイとして形成された、インターレース電極パターンを画定する。電極フィンガー１３７０はそれぞれ、約２０μｍの電極幅をもつ。

第二電極組１３６８は、ワーキング電極とカウンター電極をもち、それぞれ、３つの電極フィンガー１３７１をもつ。電極フィンガー１３７１は、互いに共同して、約１０μｍの特徴サイズまたはギャップ幅をもつ微小電極アレイとして形成された、インターレース電極パターンを画定する。電極フィンガー１３７１は、それぞれ約２０μｍの電極幅をもつ。組２６６に関して前述したように、フィンガー１３７０および１３７１の電極およびギャップ幅は、本開示物にしたがって変化しうる。

試薬２６４が、電極組１３６８の電極フィンガー１３７１を越えて伸長する。第一電極組１３６６の好適な機能性の非限定例には、バイオセンサー２１０に関して前述したような、ヘマトクリット訂正が含まれる。同様に、第二電極組１３６８の好適な機能性の非限定例は、バイオセンサー２１０に関して前述したような、グルコース予測を決定するために使用される。電極組１３６６および１３６８のための測定方法はまた、バイオセンサー２１０に関連して前述したとおりである。

図１６は、バイオセンサー１５１０を例示している。バイオセンサー１５１０は、試薬１５６４を除いて、バイオセンサー２１０と同一である。試薬３６４は、図１４のバイオセンサー７１０に関して前述したような、電極フィンガー２８４上に分散される。

図２１〜２４は、本発明の原理を用いて形成された、電気的パターンの写真である。図２１は、まずベース基板をカバーしている伝導性物質の１０％を除去することによって、その上に形成された電気的パターンをもつ、ベース基板の写真である。本実施形態において、伝導性物質は金である。パターンが、レーザーの単一パルスで形成された。

図２２は、ベース基板をまずカバーしている伝導性物質の２０％を除去することによって、その上に形成された電気的パターンをもつベース基板の写真である。本実施例において、伝導性物質は金であり、ギャップ幅は、示したように、およそ２０μｍである。パターンは、レーザーの単一パルスで形成された。

図２３は、ベース基板をまずカバーしている伝導性物質の５０％を除去することによって、その上に形成された電気的パターンをもつベース基板の写真である。本実施例において、伝導性物質は金であり、ギャップ幅は、示したように、およそ２０μｍである。パターンは、レーザーの単一パルスで形成された。

図２４は、ベース基板をまずカバーしている伝導性物質の９０％を除去することによって、その上に形成された電気的パターンをもつベース基板の写真である。本実施例において、伝導性物質は金であり、ギャップ幅は、示したように、およそ２５０μｍである。パターンは、レーザーの単一パルスで形成された。

いくつかの産出実施を、本発明にしたがって、バイオセンサーの電気的パターンが産出可能である、非常にはやい速度で実証されるように行った。多くの実施には、表４で示したように、２つの異なる特徴サイズをもつ電極パターンを含んだ。図２１〜２４は、これもまた表４で示したように、電極構造の選択した１つをとった写真である。パターンを作製するために使用したマスクには、表４で列記した「構造１」と「構造２」両方が含まれた。約２５ナノ秒の単一レーザーパルスを使用して、パターンを形成した。示したように、長いウェブ（約４５０ｍまたはそれ以上）の物質を、電気的パターンが形成されたような、制御速度にて、レーザー切断器具下で通した。

上記表４から見ることができるように、本発明によって具体化された本方法は、迅速なマス産出によく適応する。

本発明は、好ましい実施形態に関して詳細に記述されているが、以下の請求項にて記述され、画定されたように、本発明の目的および意思内で、変異および改変が存在する。

本発明のバイオセンサーの透視図である。 図１のバイオセンサーの分解組み立て図である。 巨大電極アレイおよび微小電極アレイを示している、図１のバイオセンサーの拡大平面図である。 エッジの所定の形態および配置を示している、理論線または理想線からの、電極要素のエッジの偏差のダイアグラムである。 ギャップを形成している２つの個々のエッジ内の偏差から得られる、ギャップ偏差および配置の偏差のダイアグラムである。 図３の微小電極アレイの拡大切片である。 エッジの所定の形態および配置を示している、理論線または理想線からの、電極要素のエッジの偏差のダイアグラムである。 図１の線８−８にそってとった、交差切片を例示している。 図１の線９−９にそってとった、交差切片を例示している。 図３の微小電極アレイの電極エッジの、平均または理論からの偏差を示しているグラフである。 本発明の他の実施形態にしたがったバイオセンサーの分解組み立て図である。 本発明の他の実施形態にしたがったバイオセンサーの分解組み立て図である。 本発明の他の実施形態にしたがったバイオセンサーの分解組み立て図である。 本発明の他の実施形態にしたがったバイオセンサーの分解組み立て図である。 本発明の他の実施形態にしたがったバイオセンサーの分解組み立て図である。 本発明の他の実施形態にしたがったバイオセンサーの分解組み立て図である。 本発明での使用に好適な切断器具の図である。 第二マスクを示している図１７のレーザー切断器具の図である。 本発明での使用に好適な切断器具の図である。 本発明の電極組リボンの略図である。 そこより、１０％の伝導性物質が除去された、金伝導性層でまずコートされた、バイオセンサー基質を例示している写真である。 約２０μｍのギャップ幅を含む電極パターンをもち、そこで基体をまずカバーしている伝導性物質のおよそ２０％が、除去されて、電気的パターンを形成する、バイオセンサー基質を例示している写真である。 約２０μｍのギャップ幅を含む電極パターンをもち、そこで基体をまずカバーしている伝導性物質のおよそ５０％が、除去されて、電気的パターンを形成する、バイオセンサー基質を例示している写真である。 約２５０μｍのギャップ幅を含む電極パターンをもち、そこで基体をまずカバーしている伝導性物質のおよそ９０％が、除去されて、電気的パターンを形成する、バイオセンサー基質を例示している写真である。

Claims (102)

1. その上に形成された、第一および第二電極要素をもつベース基板、
   そのあいだのギャップを画定している、第一および第二のそれぞれのエッジをもつ第一および第二電極要素であって、前記ギャップが、幅および長さをもつギャップの長さに沿って変化する第一距離によって第一理論線から離間された第一エッジ、
   前記第一理論線が第一エッジの所定の形態および配置を画定しており、当該第一距離の標準偏差が、ギャップの全長にわたり約６μｍ以内であり、少なくとも部分的に、ベース基板をカバーしている試薬、および
   ベース基板にオーバーレイし、かつ接着されている１または２以上の層であり、当該１または２以上の層が共同して試料受け取りチャンバーおよびカバーを形成し、少なくとも試薬の一部分および電極がチャンバー内に設けられてなるバイオセンサー。
2. 第一距離の標準偏差が、約２μｍ以内である請求項１記載のバイオセンサー。
3. 第一距離の標準偏差が、約１μｍ以内である請求項１記載のバイオセンサー。
4. 前記第二エッジがギャップの長さに沿って変化する第二距離によって、第二理論線より間隔があいており、前記第二理論線が第二エッジの所定の形態および配置を画定しており、そこで、第二距離の標準偏差が、ギャップの全長にわたり、約６μｍ以内である請求項１記載のバイオセンサー。
5. 第一距離および第二距離両方の標準偏差が約２μｍ以内である請求項４記載のバイオセンサー。
6. 第一距離および第二距離両方の標準偏差が約１μｍ以内である請求項４記載のバイオセンサー。
7. 前記ギャップ幅が約２５０μｍまたはそれ以下である請求項１記載のバイオセンサー。
8. 前記ギャップ幅が約５０μｍである請求項１記載のバイオセンサー。
9. 前記ギャップ幅が約２０μｍである請求項１記載のバイオセンサー。
10. 前記電極要素が広領域レーザー切断によって形成される請求項１記載のバイオセンサー。
11. 前記第一および第二電極要素が第一電極組を含み、電極の組の１つが、試料受け取りチャンバー内に位置する電極である請求項１記載のバイオセンサー。
12. さらに、ベース基板上に形成された第二電極組を含み、前記第二電極組が、第一電極組とは異なる特徴サイズをもつ請求項１１記載のバイオセンサー。
13. 前記第一および第二電極要素が第一および第二電極トレースを含む請求項１記載のバイオセンサー。
14. 前記第一および第二電極要素が第一および第二コンタクトパッドを含む請求項１記載のバイオセンサー。
15. 前記ギャップの長さが少なくとも０．１ｍｍである請求項１記載のバイオセンサー。
16. 前記ギャップの長さが少なくとも１ｍｍである請求項１記載のバイオセンサー。
17. 前記ギャップの長さが少なくとも１ｃｍである請求項１記載のバイオセンサー。
18. 前記ギャップの長さがバイオセンサーの長さの少なくとも三分の一である請求項１記載のバイオセンサー。
19. 前記ギャップの長さがバイオセンサーの長さの、少なくとも二分の一である請求項１記載のバイオセンサー。
20. 前記ギャップが試料受け取りチャンバー内に位置する請求項１記載のバイオセンサー。
21. 前記電極要素がコンタクトパッドを含み、前記ギャップが、コンタクトパッド間で伸びる請求項１記載のバイオセンサー。
22. 前記電極要素が電極トレースを含み、前記ギャップが電極トレース間で伸びる請求項１記載のバイオセンサー。
23. 前記電極要素がワーキング電極およびカウンター電極を含み、前記ギャップが前記ワーキング電極と前記カウンター電極間で伸びる請求項１記載のバイオセンサー。
24. 前記ギャップが試料受け取りチャンバーを越えて伸びる請求項２３記載のバイオセンサー。
25. ベース基板であって、該ベース基板上に第一および第二電極要素が形成されたベース基板、
    第一および第二エッジをそれぞれ有し、該第一および第二エッジのあいだに幅および長さを有するギャップが画定されている第一および第二電極要素、
    少なくとも部分的にベース基板をカバーしている試薬、および
    ベース基板にオーバーレイし、かつ接着されている１または２以上の層
    からなり、
    前記１または２以上の層が試料受け取りチャンバーおよびカバーを形成するように共同し、少なくとも試薬の一部分および電極がチャンバー内に設けられ、
    前記第一エッジがギャップの長さにそって変化する第一距離によって第一理論線から離間され、前記第一理論線が所定の形態および配置を画定し、該第一距離がギャップの全長にわたり約６μｍ以内であるバイオセンサー。
26. 第一距離の標準偏差が約２μｍ以内である請求項２５記載のバイオセンサー。
27. 第一距離の標準偏差が約１μｍ以内である請求項２５記載のバイオセンサー。
28. 前記第二エッジがギャップの長さに沿って変化する第二距離によって、第二理論線より間隔があいており、前記第二理論線が、第二エッジの所定の形態および配置を画定しており、第二距離の標準偏差がギャップの全長にわたり約６μｍ以内である請求項２５記載のバイオセンサー。
29. 第一距離および第二距離両方の標準偏差が、約４μｍ以内である請求項２８記載のバイオセンサー。
30. 第一距離および第二距離両方の標準偏差が、約２μｍ以内である請求項２８記載のバイオセンサー。
31. 前記電極要素が広領域レーザー切断によって形成される請求項２５記載のバイオセンサー。
32. 前記第一および第二電極要素が、第一電極組を含み電極の組の１つが、試料受け取りチャンバー内に位置する電極である請求項２５記載のバイオセンサー。
33. さらに、ベース基板上に形成された第二電極組を含み、前記第二電極組が、第一電極組とは異なる特徴サイズをもつ請求項３２記載のバイオセンサー。
34. 前記第一および第二電極要素が、一および第二電極トレースを含む請求項２５記載のバイオセンサー。
35. 前記第一および第二電極要素が第一および第二コンタクトパッドを含む請求項２５記載のバイオセンサー。
36. ベース基板であって、該ベース基板上に電気的に伝導性物質の層をもつベース基板を設ける工程、
    前記伝導性物質の一部分を取り除き、そのあいだに幅および長さをもつギャップを画定している、第一および第二のそれぞれのエッジをもつベース基板上に第一および第二電極要素を形成する工程、
    少なくとも部分的に、基体をカバーしている試薬を設ける工程、および
    １つまたはそれ以上の層を基体に接着させる工程であって、前記１つまたはそれ以上の層が、共同して、バイオセンサーの試料受け取りチャンバーおよびカバーを形成し、少なくとも一部分の試薬および電極をチャンバー内に設ける工程
    とを含むバイオセンサーを作製する方法であって、
    前記第一エッジが、ギャップの長さにそって変化する第一距離によって第一理論線から離間され、前記第一理論線が第一エッジの所定の形態および配置を画定しており、第一距離の標準偏差がギャップの全長にわたり約６μｍ以内である方法。
37. さらに、少なくとも１０％の伝導性物質を除去する工程を含む請求項３６記載の方法。
38. さらに、少なくとも５０％の伝導性物質を除去する工程を含む請求項３６記載の方法。
39. さらに、少なくとも９０％の伝導性物質を除去する工程を含む請求項３６記載の方法。
40. 前記電気的に伝導性物質を広領域レーザー切断によって除去する請求項３６記載の方法。
41. 前記第一および第二電極要素が第一電極組を含む請求項３６記載の方法。
42. さらに、第一電極組とは異なる特徴サイズをもつベース基板上に第二電極組を形成する工程を含み、前記第一電極組の電極の１つが試料受け取りチャンバー内に位置する電極であり、前記第二電極組の電極の１つが試料受け取りチャンバー内に設けられてなる請求項４１記載の方法。
43. 前記標準偏差が約２μｍ以内である請求項３６記載の方法。
44. 前記標準偏差が約１μｍ以内である請求項３６記載の方法。
45. さらに、約０．２５秒以下で電極要素を形成する工程を含む請求項３６記載の方法。
46. さらに、約５０ナノ秒以下で電極要素を形成する工程を含む請求項３６記載の方法。
47. さらに、約２５ナノ秒以下で電極要素を形成する工程を含む請求項３６記載の方法。
48. １つまたはそれ以上の層を基体に接着させる工程が、ベース基板上の試料受け取りチャンバーの境界線を画定する空間をもつスペーシング層をラミネート加工する工程、およびスペーシング層上のカバー層をラミネート加工する工程を含む請求項３６記載の方法。
49. さらに、試料受け取りチャンバーと連結したカバー層中で排出口を形成する工程を含む請求項４８記載の方法。
50. 流体試料中の検体の存在または濃度を測定するために使用するバイオセンサーを形成する方法であって、
    （ａ）電気的に伝導性の物質を、基体上に提供すること、
    （ｂ）広領域レーザー切断によって、前記電気的に伝導性の物質の一部分を除去し、基体上に、電極組を形成すること、
    （ｃ）基体を少なくとも部分的にカバーしている試薬を提供すること、および
    （ｄ）基体に１つまたはそれ以上の層を接着させることで、前記１つまたはそれ以上の層が共同して、バイオセンサーのために、試料受け取りチャンバーおよびカバーを形成する工程を含み、試薬層および電極組両方の少なくとも一部をチャンバー内に設けてなる方法。
51. 電極組がギャップを画定している第一および第二のそれぞれのエッジをもつ第一および第二電極を含み、前記ギャップが幅および長さをもち、前記第一エッジがギャップの長さにそって変化する第一距離によって第一理論線から離間され、前記第一理論線が第一エッジの所定の形態および配置を画定し、第一距離の標準偏差がギャップの全長にそって約６μｍ以内である請求項５０記載の方法。
52. 前記第一距離の標準偏差が約２μｍ以内である請求項５１記載の方法。
53. 前記第一距離の標準偏差が約１μｍ以内である請求項５１記載の方法。
54. 電極組が異なる特徴サイズをもつ少なくとも２つの電極を含む請求項５１記載の方法。
55. 電極組が、異なる特徴サイズをもつ少なくとも２つの電極を含む請求項５０記載の方法。
56. 前記工程（ｃ）が試薬によって、電極を少なくとも部分的にカバーする工程を含む請求項５０記載の方法。
57. さらに、少なくとも１０％の伝導性物質を除去する工程を含む請求項５０記載の方法。
58. さらに、少なくとも５０％の伝導性物質を除去する工程を含む請求項５０記載の方法。
59. さらに、少なくとも９０％の伝導性物質を除去することを含む請求項５０記載の方法。
60. 流体試料中の検体の濃度を測定するために使用するバイオセンサーを形成する方法であって、
    （ａ）基体上に、電気的に伝導性の物質を提供すること、
    （ｂ）少なくとも１０％の電気的に伝導性の物質を除去して、基体上に異なる特徴サイズをもつ少なくとも２つの電極組を形成すること、
    （ｃ）少なくとも部分的に基体をカバーする試薬を提供すること、および
    （ｄ）１つまたはそれ以上の層を基体に接着させることで、１つまたはそれ以上の層は、共同して、試料受け取りチャンバーを形成し、１つの電極組の少なくとも一部分を、チャンバー内に配置すること
    を含む方法。
61. さらに、少なくとも５０％の伝導性物質を除去することを含む請求項６０記載の方法。
62. さらに、少なくとも９０％の伝送性物質を除去することを含む請求項６０記載の方法。
63. 前記電気的に伝導性の物質を広領域レーザー切断によって除去する請求項６０記載の方法。
64. 電極組がギャップを画定している第一および第二のそれぞれのエッジをもつ第一および第二電極を含み、前記ギャップが幅および長さをもち、前記第一エッジがギャップの長さにそって変化する第一距離によって第一理論線から離間され、前記第一理論線が第一エッジの所定の形態および配置を画定し、第一距離の標準偏差がギャップの全長にそって約６μｍ以内である請求項６０記載の方法。
65. 前記第一距離の標準偏差が約２μｍ以下である請求項６４記載の方法。
66. 前記第一距離の標準偏差が約１μｍ以下である請求項６４記載の方法。
67. 前記工程（ｃ）が電極組を少なくとも部分的に試薬でカバーすることを含む請求項６０記載の方法。
68. 複数のバイオセンサーを製造する方法であって、
    （ａ）その上に形成された金属伝導性層をもつ、ベース基板物質のウェブを設けること、
    （ｂ）レーザー器具で、金属伝導性層上に、電極パターンのイメージを投影し、イメージに相当する電極パターンをベース基板物質のウェブ上でレーザー切断によって形成すること、
    （ｃ）レーザー器具およびベース基板物質のウェブの１つを動かし、長時間工程（ｂ）を繰り返して、ベース基板物質のウェブにそった空間間隔にて、複数の電極パターンを産出すること、
    （ｄ）ベース基板上に試薬を沈着させ、前記試薬によって複数の電極パターンの各電極パターンを部分的にカバーすること、
    （ｅ）少なくとも１つのカバー層のウェブをラミネート加工するか、またはベース基板物質のウェブ上で層を配置することによって、カバーおよび試料受け取りチャンバーを形成すること、および
    （ｆ）少なくとも１つのカバー層、またはスペーシング層およびベース基板物質のウェブを通して切断して複数のバイオセンサーを形成すること
    を含む方法。
69. 前記工程（ｂ）で形成された電極パターンが、バイオセンサーの１つに対する、完全な電極パターンを含み、それによって、各バイオセンサーに対する完全電極パターンが単一の工程で形成される請求項６８記載の方法。
70. 工程（ｂ）で形成された電極パターンに、部分的電極パターンが含まれ、前記イメージが、複数の同一または異なるイメージを含み、工程（ｂ）および（ｃ）を複数の電極パターンが、複数の完全な電極パターンを含むまで続け、そこで、各完全な電極パターンが、複数の形態で形成される請求項６８記載の方法。
71. 工程（ｃ）がベース基板のウェブの、連続移動を含む請求項６８記載の方法。
72. 工程（ｃ）が別個の増加でのベース基板のウェブの移動を含む請求項６８記載の方法。
73. 工程（ｃ）が少なくとも６０メートル／分の速度でのベース基板のウェブの移動を含む請求項６８記載の方法。
74. 電極パターンに異なる特徴的な大きさをもつ少なくとも２つの電極組が含まれる請求項６８記載の方法。
75. 電極組がそのあいだのギャップを画定している第一および第二のそれぞれのエッジをもつ第一および第二電極を含み、前記ギャップが幅および長さをもち、前記第一エッジがギャップの長さにそって変化する第一距離によって、第一理論線から離間され、前記第一理論線が第一エッジの所定の形態および配置を画定し、第一距離の標準偏差がギャップの全長にそって約６μｍ以内である請求項６８記載の方法。
76. 前記標準偏差が約２μｍ以内である請求項７５記載の方法。
77. 前記標準偏差が約１μｍ以内である請求項７５記載の方法。
78. 前記金属伝導性層に、金、白金、パラジウムおよびイリジウムからなる群より選択された、少なくとも１つの要素が含まれる請求項６８記載の方法。
79. 段階（ｅ）が、
    ベース基板上に、スぺーシング層をラミネート加工することで前記スペーシング層がチャンバーの境界線を画定する空間をもち、かつスペーシング層上にカバーリング層をラミネート加工することを含む請求項６８記載の方法。
80. 工程（ｂ）で形成された各電極パターンが１秒以内に形成される請求項６８記載の方法。
81. 工程（ｂ）で形成された各電極パターンが０．２５秒以内に形成される請求項６８記載の方法。
82. 工程（ｂ）で形成された各電極パターンが全て一度に形成される請求項６８記載の方法。
83. 工程（ｂ）で形成された各電極パターンが１つのバイオセンサーに対する全電極パターンを含み、各全電極パターンがすべて一度に形成される請求項６８記載の方法。
84. 前記試薬が本質的に連続ストリップで適用される請求項６８記載の方法。
85. 前記電極パターンが異方性である請求項６８記載の方法。
86. 前記電極パターンが非対称である請求項６８記載の方法。
87. 工程（ｂ）で形成された電極パターンが１つのバイオセンサーに対する、完全電極パターンを含み、各バイオセンサーに対する完全電極パターンが単一の工程で形成され、前記方法がさらに、少なくとも５００／分の速度で完全電気的パターンを形成することを含む請求項６８記載の方法。
88. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも２０％を除去することを含む請求項８７記載の方法。
89. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも５０％を除去する工程を含む請求項８７記載の方法。
90. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも９０％を除去する工程を含む請求項８７記載の方法。
91. 工程（ｂ）で形成された電極パターンが１つのバイオセンサーに対する完全電極パターンを含み、各バイオセンサーに対する完全電極パターンが単一の工程で形成され、前記方法がさらに、少なくとも１０００／分の速度で完全電気的パターンを形成する工程を含む請求項６８記載の方法。
92. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも２０％を除去する工程を含む請求項９１記載の方法。
93. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも５０％を除去する工程を含む請求項９１記載の方法。
94. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも９０％を除去する工程を含む請求項９１記載の方法。
95. 工程（ｂ）で形成された電極パターンが１つのバイオセンサーに対する完全電極パターンを含み、各バイオセンサーに対する完全電極パターンが単一の工程で形成され、前記方法がさらに、少なくとも２０００／分の速度で完全電気的パターンを形成する工程を含む請求項６８記載の方法。
96. 電極パターンを形成する工程が金属伝導性層の少なくとも２０％を除去する工程を含む請求項９５記載の方法。
97. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも５０％を除去する工程を含む請求項９５記載の方法。
98. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも９０％を除去する工程を含む請求項９５記載の方法。
99. 工程（ｂ）で形成された電極パターンが１つのバイオセンサーに対する完全電極パターンを含み、各バイオセンサーに対する完全電極パターンが単一の工程で形成され、前記方法がさらに、少なくとも３０００／分の速度で完全電気的パターンを形成する工程を含む請求項６８記載の方法。
100. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも２０％を除去する工程を含む請求項９９記載の方法。
101. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも５０％を除去する工程を含む請求項９９記載の方法。
102. 電極パターンを形成する工程が、金属伝導性層の少なくとも９０％を除去する工程を含む請求項９９記載の方法。

Images