JP3854892B2

JP3854892B2 - バイオセンサー

Info

Publication number: JP3854892B2
Application number: JP2002120705A
Authority: JP
Inventors: エス．ビュラーラフビル; ティー．オウステラジョン; エス．ヒルブライアン; ディー．ウィルセイクリストファー
Original assignee: F Hoffmann La Roche AG
Current assignee: F Hoffmann La Roche AG
Priority date: 2001-04-24
Filing date: 2002-04-23
Publication date: 2006-12-06
Anticipated expiration: 2022-04-23
Also published as: US20040144644A1; JP2002340840A; US6767440B1; CA2383031C; DE60212895D1; EP1253204B8; EP1253204B1; CA2383031A1; DE60212895T2; US20040206625A1; US7479211B2; EP1253204A3; EP1253204A2; ATE332393T1

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はバイオセンサーに関し、より詳細にはハイブリッド電極を有する電気化学バイオセンサーに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
電気化学バイオセンサーは公知であり、生物学的サンプル、特に血液に由来する各種アナライトの濃度を測定するのに用いられている。電気化学バイオセンサーは、米国特許第5413690号、同第5762770号、同第5798031号および同第5997817号に記載されている。本発明の背景たる従来技術についてはこれら特許の各開示内容を参照されたい。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、電気化学バイオセンサーを提供することを目的とする。また、そのようなバイオセンサーの製造方法も提供する。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
本発明の１態様により提供される電気化学バイオセンサーは、電極支持基板、その電極支持基板上に配置された複数の電極、電極支持基板に貼り合わされて結合したセンサー支持基板、およびセンサー支持基板上に配置された導電路を有しており、各導電路は前記電極の１つと電気的に導通している。
【０００５】
本発明の別の態様により提供される電気化学バイオセンサーは、電極アレイおよびそのアレイから延びるリード線を定めている金属被覆電極支持基板と、切欠部および開口を有するように形成されていて前記電極支持基板に貼り合わされたセンサー支持基板で、各切欠部の少なくとも一部が１本のリード線と位置を合せて配置され、前記開口がリード線から空間的に離れて配置されている前記センサー支持基板と、前記センサー支持基板上に配置された導電路とを有している。各導電路は、前記切欠部の１つを横切って延び、１本のリード線と係合している。
【０００６】
本発明のさらに別の態様により提供されるバイオセンサーの形成方法は、金属被覆電極支持基板およびセンサー支持基板を用意する段階、前記電極支持基板をアブレーションして複数の電極を形成する段階、前記センサー支持基板を前記電極支持基板に貼り合わせて結合する段階、前記センサー支持基板を横切るように、空間的に分離された導電路を配置して、各導電路が１個の電極と導通するようにする段階を有する。
【０００７】
本発明の別の特徴は、現在わかっている本発明を実施する上での最良の形態を例示する好ましい実施形態に関する下記の詳細な説明を考慮することで、当業者には明らかになろう。
【０００８】
【発明の実施の形態】
以下の詳細な説明では、特に添付の図面を参照する。
【０００９】
本発明は、バイオセンサーならびに製造者の電極設計上のバリエーションに融通性があるバイオセンサーの製造方法に関する。このバイオセンサーは、レーザーアブレーションなどの高性能なプロセスを用いてバイオセンサーの感知部分を製造し、スクリーン印刷法を用いて計器の接触を図るものである。従って、単にセンサー支持基板および／またはカバー基板ならびに電極アブレーションパターンを変えることで、同じ製造システムから複数の製品を製造して、市場のニーズに応えることができる。本発明の各種態様を図１から９に示してあるが、これらの図は正確な縮尺で描かれているわけではなく、いくつかの図における類似の構成要素には同様の符号を付してある。
【００１０】
図１および２には、センサー支持基板12、電極支持基板14、電極支持基板14上に配置された第１の導電体16、第１の導電体16上に配置された電気化学試薬20、それぞれセンサー支持基板12を横切って延びている第１の導電路60および第２の導電路62、ならびにカバー基板21を有するバイオセンサー10の形の本発明の１態様を示してある。バイオセンサー10は好ましくは長方形である。しかしながら、本発明においては、バイオセンサー10が多様な形状を有し得ることは明らかである。バイオセンサー10は好ましくは、ロール状の材料から製造される。しかしながら、本発明においては、バイオセンサー10を個々のシートから構築することが可能であるものと理解されたい。従って、バイオセンサー10の構築のための材料の選択では、ロール加工ができるように充分な柔軟性を有するが、最終製品のバイオセンサー10に有用な頑丈さを与えるように充分な剛性を有する材料を使用する必要がある。
【００１１】
図１および２に示した電極支持基板14はセンサー支持基板12に面する上面40と、底面42とを有する。さらに電極支持基板14は、対向端部44および46ならびにその対向端部44および46の間に延びる対向縁部48および50を有する。縁部48には、それに形成された切欠部49がある。切欠部49は、境界51、53および55によって（その外延が）定められて規定されている。さらに、上面40と底面42の間には、通気開口57が通っている。本発明によれば、通気開口57は非常に多様な形状および大きさを有することができる。電極支持基板14は一般的には長方形であるが、本発明においては、その支持体は多様な形状および大きさで形成することができ、切欠部49は多様な位置に配置できることは明らかである。電極支持基板14は可撓性ポリマーから形成され、好ましくはポリエステルもしくはポリイミド、ポリエチレンナフタレート（PEN）などのポリマーから形成される。好適なPENの例としては、ROWOコーティング社（ROWO Coating, Henbolzhelm, Germany）が金コーティングしたデュポン社（E. I. DuPont de Nemours, Wilmington, Delaware）から市販されているPENフィルムである厚さ５ミルのKALADEX（登録商標）があるが、これに限定されるものではない。
【００１２】
導電体16は、電極支持基板14の上面40上に作製または分離（隔離）される。好適な導電体16の例としては、アルミニウム、炭素（グラファイトなど）、コバルト、銅、ガリウム、金、インジウム、イリジウム、鉄、鉛、マグネシウム、水銀（アマルガムとして）、ニッケル、ニオブ、オスミウム、パラジウム、白金、レニウム、ロジウム、セレン、ケイ素（高度にドーピングされた多結晶シリコン）、銀、タンタル、スズ、チタン、タングステン、ウラン、バナジウム、亜鉛、ジルコニウム、それらの混合物、ならびにそれら元素の合金、酸化物または金属化合物などがあるが、これらに限定されるものではない。好ましくは導電体16は、金、白金、パラジウム、イリジウムまたはそれら金属の合金から選択される。理由としては、このような貴金属またはそれらの合金が生体系で非反応性であるからである。最も好ましくは導電体16は金である。
【００１３】
導電体16は電極支持基板14上で分断されて電極52および54を形成しており、これら電極はレーザーアブレーションによって導電性表面の他の部分から分離される。レーザーアブレーションを用いて表面に電極を形成する方法は公知である。例えば、1999年10月４日に出願され、発明の名称が「LASER DEFINED FEATURES FOR PATTERNED LAMINATES AND ELECTRODE」である米国特許出願第09/411940号（この開示内容は、参照によって本明細書に明瞭に組み込まれる）を参照されたい。好ましくは電極52および54は、その電極周辺に広がる領域から導電体16を除去することで形成される。
【００１４】
従って電極52および54は、幅約25μｍから約500μｍの間隙によって、電極支持基板14上の導電材料の他の部分から分離され、好ましくはその間隙は、約100μｍから約200μｍの幅を有する。また、電極52および54が、電極支持基板14上でのレーザーアブレーションのみによって形成可能であることは明らかである。精度および感度を考慮すると、レーザーアブレーションが電極52および54の好ましい形成方法であるが、本発明においては、積層、スクリーン印刷またはフォトリソグラフィーなどの他の方法を用いることが可能であることは明らかである。
【００１５】
電極52および54は互いに共働して、電極アレイ56および電極アレイ56から延びるリード線58および59を定めている。図１に示したように、リード線58および59が電極アレイ56から、それぞれコンタクトパッド61および63まで延びている。コンタクトパッド61および63は、それぞれ縁部48および50に配置されている。コンタクトパッド61および63を電極支持基板14上に配置することができるように、電極アレイ56およびコンタクトパッド61および63は各種形状および大きさを有することができ、またリード線58および59はいろいろな長さを有してさまざまな位置まで延びるように形成することができることは明らかである。
【００１６】
本発明では複数の電極群の配置も可能である。本発明では電極の数および電極間の間隔が変動し得るものであり、当業者には明らかなように複数の電極アレイを形成可能である（図８および９）ことは明らかである。
【００１７】
バイオセンサー10のセンサー支持基板12は、第１の表面22および電極支持基板14に面する第２の表面24を有する（図１および２参照）。さらに、センサー支持基板12は、対向端部26および28ならびに端部26と28の間に延びる縁部30および32を有する。図１に示したように、開口34が、第１の表面22と第２の表面24との間に延びている。さらに、縁部30および32にはそれぞれ切欠部36および38が形成されており、その切欠部は開口34からは離れた位置に形成されている。図１に示したように、開口34は、境界78, 80, 82、および縁部30と境界78, 82の間に延びるテーパ83によって定められる。さらに、切欠部36および38はそれぞれ、境界84, 86, 88によって定められる。
【００１８】
センサー支持基板12を電極支持基板14と貼り合わせる際、開口34が電極アレイ56および試薬20を露出させるように、電極支持基板14の境界51および55とテーパ83との位置をほぼ一致させる。さらに、電極52および54のコンタクトパッド61および63と切欠部36および38との位置をほぼ一致させる。本発明においては、センサー支持基板12上で切欠部36および38はいろいろな位置に配置可能であり、また多様な形状および大きさで形成可能であることは明らかである。また本発明では、導電路60および62が電極52および54と電気的に導通する限りにおいて、切欠部を形成せずにセンサー支持基板12を形成することが可能であることも明らかである。センサー支持基板12は可撓性ポリマー製であり、好ましくはポリエステルなどのポリマー製である。好適なポリマーには、デュポン社（E. I. DuPont de Nemours, Wilmington, Delaware）から市販されている厚さ７ミルのST505 MELINEX（登録商標）があるが、これに限定されるものではない。
【００１９】
さらに図示はしていないが、センサー支持基板12の表面24には接着剤がコーティングされている。好ましくはセンサー支持基板12は、熱硬化性接着剤で電極支持基板14と貼り合わせられる。そのような接着剤の例としては、いずれもICIグループの企業であるナショナル・スターチ＆ケミカル社（National Starch & Chemical, Bridgewater, NJ）から市販されている製品番号38-8569（５重量％イソシアネート）および製品番号38-8668（95重量％ポリウレタン）の混合物があるが、これに限定されるものではない。本発明においては、センサー支持基板12の電極支持基板14との貼り合わせは、非常に多様な市販の接着を用いて行ったり、あるいは溶接（加熱または超音波）を用いて行うことができることは明らかである。さらに、本発明では、センサー支持基板12の第１の表面22に、例えば製品ラベル表示または使用説明を印刷することができることも明らかである。再度図１について説明すると、第１および第２の導電路60および62は、センサー支持基板12の第１の表面22上に配置されるように形成されている。導電路60および62はそれぞれ、端部28から延び、切欠部36および38の一方を横切っている。以下、導電路60、切欠部38および電極54について説明するが、別段の断りがない限り、その説明は導電路62、切欠部36および電極52についても当てはまることが明らかである。導電路60には、第１の層64および第２の層66がある。好ましくは第１の層64には、対向端部90および92ならびに端部90および92の間に延びる縁部94および96がある。図１および２に示したように、バイオセンサー組立時には、第１の層64の一部分98が、センサー支持基板12の第１の表面22から下方に延びて切欠部38に入り、電極54と係合する。このようにして第１の層64は、電極支持基板14の電極52および54と電気的に導通している。導電路60の第２の層66には、対向端部100および102ならびに端部100および102の間に延びる縁部104および106がある。さらに、第２の層66の一部分108を、第１の層64の前記一部分98と一致させる。そうして第２の層66は、バイオセンサー10の組立時に、第１の層64を介して電極52および54と電気的に導通する。
【００２０】
導電路60および62は好ましくは、センサー支持基板12上にスクリーン印刷される。しかしながら、導電路60および62の形成方法については制限がない。導電路60と電極54の直接接触について図示および説明しているが、これらの間の電気的接続がある限りにおいて、すなわち当業者には公知のバイアその他の方法によりこれらが接続される限りにおいて、導電路60と電極54は互いに直接接触していなくともよいことは明らかである。
【００２１】
第１および第２の層64および66に好適な導電体の例としては、アルミニウム、炭素（グラファイトなど）、コバルト、銅、ガリウム、金、インジウム、イリジウム、鉄、鉛、マグネシウム、水銀（アマルガムとして）、ニッケル、ニオブ、パラジウム、白金、レニウム、ロジウム、セレン、ケイ素（高度にドーピングされた多結晶シリコン）、銀、タンタル、スズ、チタン、タングステン、ウラン、バナジウム、亜鉛、ジルコニウム、それらの混合物、ならびにそれら元素の合金、酸化物または金属化合物などがあるが、これらに限定されるものではない。好ましくは第１の層64は銀インクであり、その例としては、アチソンコロイド社（Acheson Colloids Company, Port Huron, MI）から市販されているELECTRODAG（登録商標）427ssがあるが、これに限定されるものではない。第２の層66は好ましくは炭素インクであり、その例としては、いずれもアチソンコロイド社（Acheson Colloids Company, Port Huron, MI）から市販されているELECTRODAG（登録商標）423ssまたはELECTRODAG（登録商標）PM-003Aなど、熱可塑性樹脂に分散させたグラファイト微粒子の導電性スクリーン印刷用インクがあるが、それらに限定されるものではない。
【００２２】
カバー基板21が、センサー支持基板12の第１の表面22に貼り合わせて結合されている。カバー基板21には、第１の表面23とセンサー支持基板12に対向する第２の表面25とがある。さらにカバー基板21には、対向端部27および29ならびに端部27および29の間に延びる縁部31および33がある。縁部31には切欠部35がある。切欠部35は、境界37, 39, 41によって定められる。バイオセンサー10を組み立てる際、カバー基板21は、開口34の境界78, 80, 82およびセンサー支持基板12とともに、キャピラリー流路を定める。
【００２３】
カバー基板21の形状は通常は長方形であるが、本発明においては、カバー基板が多様な形状および大きさで形成可能であることは明らかである。カバー基板21は可撓性ポリマーから形成され、好ましくはポリエステルまたはポリイミドなどのポリマーから形成される。好適なポリマーの例としては、熱硬化性接着剤である3M速乾接着剤#30NFでコーティングされた厚さ３ミルの透明なMELINEX ST-505があるが、これに限定されるものではない。この接着剤は、７重量％（Triton X-100洗浄剤）で処理する。
【００２４】
電気化学試薬20が電極アレイ56上に配置されている。試薬20は、特定のアナライトに対する電気化学プローブを提供するものである。特定の試薬20の選択は、測定しようとする個々のアナライトによって決まり、当業者には公知である。本発明のバイオセンサー10で使用可能な試薬の例としては、全血サンプルのグルコースを測定するための試薬がある。ヒト全血サンプル中のグルコースを測定するための試薬の１例は、試薬１g当たりポリエチレンオキサイド（平均分子量100-900キロダルトン）62.2 mg、NATROSOL 244M 3.3 mg、AVICEL RC-591 F 41.5 mg、リン酸二水素カリウム89.4 mg、リン酸水素二カリウム157.9 mg、フェリシアン化カリウム437.3 mg、コハク酸ナトリウム46.0 mg、トレハロース148.0 mg、TRITON X-100界面活性剤2.6 mgおよび2000-9000単位の酵素活性を含むが、これに限定されるものではない。この酵素は、補酵素PQQ 12.5 mgおよびキノン蛋白グルコースデヒドロゲナーゼのアポ酵素1210000単位から酵素溶液として得られる。この試薬はさらに、米国特許第5997817号に記載されており、それの開示内容は参照によって明瞭に本明細書に組み込まれる。
【００２５】
バイオセンサー10で特定のアナライトを測定する際に使用可能な酵素および媒介物質の例を以下の表１に示すが、これらに限定されるものではない。
【００２６】
【表１】

表１に示した例のいくつかでは、反応触媒として少なくとも１種類の追加の酵素を用いる。さらに、表１に示した例の一部では、酸化型の媒介物質への電子移動を促進する追加の媒介物質を用いてもよい。その追加の媒介物質は、酸化型媒介物質より少ない量で前記試薬に加えることができる。上記のアッセイを例として記載したが、電流、電荷、インピーダンス、導電率、電位その他の電気化学的に示されるサンプル特性も、本発明によるバイオセンサー10を用いてサンプル中のアナライト濃度に正確に関連づけることができるものと考えられる。
【００２７】
代表的には、複数のバイオセンサー10をバイアルに入れ、通常はバイアルを封止するように形成された栓を施す。しかしながら、バイオセンサー10を個別に包装することができ、あるいはバイオセンサーを互いに重ねたり、巻き取ってコイル状としたり、カセット箱に入れて積み重ねたり、あるいはブリスター包装で包装することが可能であることは明らかである。
【００２８】
バイオセンサー10は下記のものとともに使用される。
【００２９】
１．導電路60および62と電気的に接続され、作用電極表面において還元型の媒介物質の拡散制限電気酸化(diffusion limited electro-oxidation)を引き起こすのに充分な電位差を電極52および54間に加えることができる電源、ならびに
２．導電路60および62と電気的に接続され、前述の電位差を加えたときに、還元型媒介物質の酸化によって生じる拡散制限電流を測定することができる計測器。
【００３０】
前記計測器は通常、電流測定値にアルゴリズムを適用することで、アナライト濃度を得て、それを肉眼でわかるように表示するように適合している。そのような電源、計測器およびバイオセンサーシステムにおける改良は、1990年10月16日発行の本願出願人に譲渡された米国特許第4963814号、1991年３月12日発行の米国特許第4999632号、1991年３月12日発行の米国特許第4999582号、1993年９月７日発行の米国特許第5243516号、1994年10月４日発行の米国特許第5352351号、1994年11月22日発行の米国特許第5366609号、1995年４月11日発行のホワイトら（White et al.）の米国特許第5405511号、ならびに1995年８月１日発行のホワイトらの米国特許第5438271号のテーマとなっており、これら各開示内容は参照によって明瞭に本明細書に組み込まれる。多くの液体サンプルを分析することができる。例えば、全血、血漿、血清、リンパ液、胆汁、尿、精液、脳脊髄液、脊髄液、涙液および糞試料、ならびに当業者には容易に理解できる他の生体液などのヒト体液を測定することができる。組織の液体調製物を、環境汚染物を含む可能性のある食品、発酵製品および環境物質とともに分析することもできる。好ましくは本発明では、全血の分析を行う。
【００３１】
バイオセンサー10の製造方法について以下に説明するが、本発明はそれに限定されるものではない。熱硬化性接着剤をコーティングしたセンサー支持基板材料のロールを打抜きユニットに送り込み、そこで開口34および切欠部36, 38を打ち抜く。センサー支持基板材料を打抜きユニットに送り込む前に、別個のコーティング段階を設けることができることは明らかである。ヒートシール可能な接着剤を予めコーティングしたセンサー支持基板も市販されている。
【００３２】
別途、金属被覆電極支持基板材料のロールを、ガイドローラーを通してアブレーション／洗浄および乾燥ステーションに送る。電極支持基板14をアブレーション可能なレーザーシステムは当業者には公知である。その例としてはエキシマレーザーがあるが、これに限定されるものではない。なお、アブレーションのパターンは鏡、レンズおよびマスクによって制御する。そのような特製システムの例としては、いずれもLPKFレーザー・エレクトロニック社（LPKF Laser Electronic GmbH, Garbsen, Germany）から市販されているLPX-300またはLPX-200があるが、これらに限定されるものではない。
【００３３】
レーザーアブレーションステーションでは、金属被覆フィルムの金属層を所定のパターンでアブレーションして、電極支持基板材料上に分離されたリボン状の電極群を形成する。厚さ50 nmの金導電体に電極をアブレーションするには、90 mJ/cm²のエネルギーを加える。しかしながら、必要なエネルギー量は、材料ごと、金属ごと、あるいは厚さごとに変動し得ることは明らかである。次に得られた電極リボンを、テンションループを用いてさらに多くのガイドローラーを通過させ、検査システムを通過させて、そこで光学的検査および電気的検査の両方を行うことができる。このシステムを品質管理に用いて、欠陥をチェックする。このステーションでは、電極支持基板材料に通気孔も打ち抜く。
【００３４】
次に、センサー支持基板材料を、電極支持基板材料とともに切断／積層ステーションに送る。電極支持基板材料は切断してストリップとし、センサー支持基板の開口および切欠部と位置を合せて配置する。電極支持基板を、圧力および熱融着積層法によって、センサー支持基板に貼り合わせる。具体的には、位置を合せて配置した材料をホットプレートまたは熱ローラーのいずれかにかけて、センサー支持基板を電極支持基板材料のストリップに貼り合わせ、センサー支持体／電極支持体半組立品を形成する。
【００３５】
次にこのセンサー支持体／電極支持体半組立品を、IR乾燥ステーションを搭載したスクリーンまたはステンシル印刷装置に送る。センサー支持基板12の第１の表面22上に、第１の導電路として銀インクを塗布する。銀インクを第１のIR乾燥機で約２分間乾燥してインクを硬化させる。次に、第１の導電路上に、第２の導電路として炭素インクを塗布する。炭素インクも、約２分間にわたって第２のIR乾燥機で硬化させる。
【００３６】
次に、センサー支持体／電極支持体半組立品を、試薬分配ステーションに送る。調合しておいた試薬20を分配ステーションに供給し、そこで液体の形で電極アレイ56の中央に適用・塗布する。試薬塗布法は、米国特許第5762770号（この開示内容は、参照によって明瞭に本明細書に組み込まれる）に記載されているように、当業者には公知である。本発明においては、試薬は、液体その他の形態で電極アレイ56に塗布し、電極アレイ56上で乾燥または半乾燥させることができることは明らかである。
【００３７】
カバー基板材料のロールを、センサー支持体／電極支持体半組立品とともに、切断／積層ステーションに送る。カバー基板材料を切断してストリップとし、センサー支持基板の開口と位置を合せて配置する。カバー基板を、圧力および熱融着積層法によって、センサー支持基板に貼り合わせる。具体的には、位置を合せて配置した材料をホットプレートまたは熱ローラーのいずれかにかけて、センサー支持基板をカバー基板材料のストリップに貼り合わせる。
【００３８】
次にこの組立品を、センサー打抜き・包装ステーションに送る。このステーションでは、カバー基板21および電極支持基板14にそれぞれ切欠部35および49を形成し、それと同時にセンサー支持基板12の開口34に至るテーパ83も形成する。この組立品を打ち抜いて個々のバイオセンサー10を形成し、それを区分けし、バイアルに詰め、各バイアルに栓を施して、包装されたバイオセンサーストリップを得る。
【００３９】
使用に際しては、バイオセンサー10の使用者が、切欠部35および49の境界39および53に採血切開創のある指109を押し当てる。毛管力によって、液体血液サンプル101が切開創から開口34に吸い込まれ、キャピラリー流路を通過して、試薬20および電極アレイ56を横切って通る。液体血液サンプル101は試薬20を濡らし、電極アレイ56に至り、そこで電気化学反応が起こる。
【００４０】
使用の際には、反応が完結した後、電源（例：電池）から、導電路60および62間に電位差が加えられる。電圧は層66および64を通り、従って電極52および54間を通る。電位差を加える際、補助電極における酸化型媒介物質の量および電位差は、作用電極表面での還元型媒介物質の拡散制限電気酸化を引き起こすことができるだけのものでなければならない。電流測定器（不図示）により、作用電極表面で還元型媒介物質の酸化によって生じる拡散制限電流を測定する。
【００４１】
測定される電流は、下記の要件が満足される場合、サンプル中のアナライト濃度と正確に関連づけることができる。
【００４２】
１．還元型媒介物質の酸化速度が、作用電極表面への還元型媒介物質の拡散速度によって支配される。
【００４３】
２．生じる電流が、作用電極表面での還元型媒介物質の酸化によって制限される。
【００４４】
図３および４には、センサー支持基板112、電極支持基板114、電極支持基板114上の第１の導電体16、第１の導電体16上に配置された試薬（不図示）、それぞれ支持基板112を横切って延びている第１の導電路160および第２の導電路162、ならびにカバー121を有するバイオセンサー110の形の本発明の１態様を示してある。バイオセンサー110は好ましくは長方形である。しかしながら、本発明では、バイオセンサー110が多様な形状を有し得ることは明らかである。バイオセンサー110は好ましくは、材料ロールから製造される。従って、バイオセンサー110の構築のための材料の選択では、ロール加工ができるだけの柔軟性を有するが、最終品のバイオセンサー110に有用な頑丈さを与えるだけの剛性を有する材料を使用する必要がある。
【００４５】
電極支持基板114は、センサー支持基板112と対向する上面140と、底面142とを有する。さらに支持体114は、対向端部144および146ならびに対向端部144および146間に延びる対向縁部148および150を有する。縁部148および150ならびに端部146はそれぞれ、ほぼ凹形状の境界151によって形成された切欠部149がある。
【００４６】
３個の凹形状切欠部を示してあるが、本発明においては、支持体は３個より多いかまたはそれより少ない切欠部を有することができ、その切欠部は多様な形状および大きさを有することができることは明らかである。支持体114は一般的には長方形であるが、本発明では、その支持体が多様な形状および大きさで形成することができることは明らかである。支持体114は、電極支持基板14と同様の材料から形成される。
【００４７】
電極52および54は互いに共働して、表面140上の電極アレイ56および電極アレイ56から縁部148, 150のそれぞれのコンタクトパッド61, 63まで延びるリード線58および59を定めている。コンタクトパッド61および63を電極支持基板114上に配置することができるように、リード線58, 59を多様な長さを有するように形成し、またさまざまな位置まで延びるようにすることができることは明らかである。
【００４８】
バイオセンサー110のセンサー支持基板112は、主要部分116および２個のセンサー支持基板要素118, 120を有する。主要部分116とセンサー支持基板要素118, 120は、それぞれ、第１の表面122および電極支持体114と向かい合っている第２の表面124ならびに対向縁部130, 132を有する。さらに、センサー支持基板112の主要部分116は、対向端部126および128を有する。切欠部136および138はそれぞれ縁部130, 132に形成されており、それぞれ境界134, 135および137によって定められている。
【００４９】
図４に示したように、センサー支持基板112を電極支持基板114と貼り合わせる際、切欠部136, 138（図３参照）を電極52および54のコンタクトパッド61および63とその位置をほぼ合せて配置する。本発明においては、切欠部136および138は、バイオセンサー110を組み立てる際に、切欠部136および138が少なくとも部分的にコンタクトパッド61および63と位置を合せて配置される限りにおいて、センサー支持基板112の多くの位置に配置可能であり、多様な形状および大きさを有することが可能であることは明らかである。センサー支持基板112はセンサー支持基板12と同様の材料で形成され、主要部分116の表面124ならびにセンサー支持基板要素118および120は、センサー支持基板12の表面24と同様の接着剤でコーティングされる。さらに、本発明では、センサー支持基板112には、例えば製品ラベル表示または使用説明を印刷することができることも明らかである。
【００５０】
再度図３について説明すると、第１および第２の導電路160および162は、主要部分116の第１の表面122上に配置されるように形成されている。導電路160および162は、端部126からそれぞれ切欠部138および136を横切って延びている。以下、導電路160、切欠部138および電極52について説明するが、別段の断りがない限り、その説明は導電路162、切欠部136および電極54についても当てはまることが明らかである。導電路160には、第１の層164および第２の層166がある。好ましくは第１の層164には、対向端部152および154ならびに端部152および154の間に延びる縁部156および158がある。さらに、第１の層164には、ほぼ三角形のコンタクト領域168がある。
【００５１】
バイオセンサー110の組立時には、コンタクト領域168の一部が、センサー支持基板112の第１の表面122より下方に延びて切欠部138に入り、電極52のコンタクトパッド63と係合する。このようにして第１の層164は、支持体114の電極52および54と電気的に導通している。
【００５２】
導電路160の第２の層166には、対向端部172および174ならびに端部172および174の間に延びる縁部176および178がある。さらに、第２の層166には、ほぼ三角形のコンタクト領域180がある。コンタクト領域180の一部分182は、電極52と係合したコンタクト領域168の前記部分と位置を合せて配置する。第２の層166は、バイオセンサー110の組立の際に、第１の層164を介して電極52と電気的に導通する。第１および第２の層164および166を構築するのに好適な材料は、層64および66を構築するのに用いられるものと同様である。さらに、導電路160と電極52の間の直接接触について図示および説明しているが、これらの間の電気的接続がある限りにおいて、導電路160と電極52は互いに直接接触していなくともよいことは明らかである。
【００５３】
カバー121は、主要部分116の第１の表面122ならびにセンサー支持基板要素118および120と結合している。カバー121には、第１の表面123とセンサー支持基板112に対向する第２の表面125とがある。さらにカバー121には、対向端部127および129ならびに端部127および129の間に延びる縁部131および133がある。縁部131および133ならびに端部129にはそれぞれ、ほぼ凹形状境界186によって形成された切欠部184がある。バイオセンサー110を組み立てる際、カバーの端部127を、センサー支持基板112の主要部分116の上に配置する。さらに、カバー121の端部129をセンサー支持基板112のセンサー支持基板要素118および120の上に乗せる。こうして、３つのキャピラリー流路がカバー121および電極支持体114の間に定められ、これらは電極アレイ56で互いに交差している。第１の流路は端部129および146に開口を有し、カバー121、電極支持基板114およびセンサー支持基板要素118, 120によって定められる。第２の流路は縁部125および148に開口を有し、カバー121、電極支持基板114、センサー支持基板要素120および主要部分116の端部128によって定められる。第３の流路は縁部133および150に開口を有し、カバー121、電極支持基板114、センサー支持基板要素118および主要部分116の端部128によって定められる。
【００５４】
カバー121の形状は通常は長方形であるが、本発明では、カバー121が多様な形状および大きさで形成可能であることは明らかである。カバー121はカバー基板21と同様の材料で形成され、カバー基板21を電極支持基板14に貼り合わせるのに用いられる接着剤と同様の接着剤で、電極支持基板114に貼り合わされる。さらに、本発明においては、カバー121は３個より多いまたはそれより少ない切欠部を有して形成されてもよく、その切欠部は多様な形状および大きさを有することができることは明らかである。
【００５５】
バイオセンサー110の製造方法について以下に説明するが、本発明はそれに限定されるものではない。熱硬化性接着剤をコーティングしたセンサー支持基板材料のロールを打抜きユニットに送り込み、そこで切欠部136, 138を打ち抜き、かつ主要部分116とセンサー支持基板要素118, 120を予備的に定める。センサー支持基板材料を打抜きユニットに送り込む前に、別個のコーティング段階を設けることができる。ヒートシール可能な接着剤を予めコーティングしたセンサー支持基板も市販されている。
【００５６】
バイオセンサー10に関して前述した方法に従って、電極支持基板上に電極52および54を形成する。次に、センサー支持基板材料を、電極支持基板材料とともに切断／積層ステーションに送る。電極支持基板材料を切断してストリップとし、センサー支持基板の切欠部と位置を合せて配置する。電極支持基板を、圧力および熱融着積層法によって、センサー支持基板に貼り合わせる。具体的には、位置を合せて配置した材料をホットプレートまたは熱ローラーのいずれかにかけて、センサー支持基板を電極支持基板材料のストリップに貼り合わせ、センサー支持体／電極支持体半組立品を形成する。
【００５７】
次にこのセンサー支持体／電極支持体半組立品を、IR乾燥ステーションを搭載したスクリーンまたはステンシル印刷装置に送り、そこでセンサー基板材料の表面122上に導電路160および162を設ける。導電路160および162は、導電路60および62の場合と同様に印刷および硬化させる。次にセンサー支持体／電極支持体半組立品を、試薬分配ステーションに送る。バイオセンサー10に関して前述した方法に従って、試薬を電極アレイに塗布する。
【００５８】
カバー基板材料のロールを、センサー支持体／電極支持体半組立品とともに、切断／積層ステーションに送る。カバー基板材料を切断してストリップとし、主要部分116および予め定められたセンサー支持基板要素118, 120と位置を合せて配置して、キャピラリー流路を形成する。カバー基板を、圧力および熱融着積層法によって、センサー支持基板に貼り合わせる。具体的には、位置を合せて配置した材料をホットプレートまたは熱ローラーのいずれかにかけて、センサー支持基板をカバー基板材料のストリップに貼り合わせる。
【００５９】
次にこの組立品を、センサー打抜き・包装ステーションに送る。このステーションでは、カバー基板121および電極支持基板114にそれぞれ切欠部184および149を形成する。この組立品を打ち抜いて個々のバイオセンサー110を形成し、それを区分けし、バイアルに詰め、各バイアルに栓を施して、包装されたバイオセンサーストリップを得る。
【００６０】
図４について説明すると、バイオセンサー110の使用者が、端部129で切欠部149および184のそれぞれの境界151および186に採血切開創のある指109を押し当てる。点線の矢印188および190によって示したように、使用者が縁部148および131あるいは150および133のそれぞれの切欠部149および184の境界151および186に指を押し当てることを選択できることも明らかである。毛管力によって、液体血液サンプルが切開創から吸い込まれ、カバー121、支持体114およびセンサー支持基板要素118, 120の間に形成されたキャピラリー流路を通過して、電極アレイ56の方へ向かう。前述したように、液体血液は試薬（不図示）を濡らし、電極アレイ56に至り、そこで電気化学反応が起こる。
【００６１】
図５から７にバイオセンサー210を示した。バイオセンサー210には、センサー支持基板212、電極支持体214、支持体214上に配置された第１の導電体16、材料16上に配置された試薬20、ならびにセンサー支持基板212上にあり材料16と係合している第１および第２の導電路60および62がある。バイオセンサー210は好ましくは、長方形の形状の上面採取型（top-dose）装置である。しかしながら本発明では、バイオセンサー210が多様な形状を有し得ることは明らかである。
【００６２】
支持体214は、（直線状で）中断されてない縁部248および250ならびに端部244および246を有する以外、電極支持基板14と同様である。支持体214は、上記の電極支持基板14と同様の材料で構築される。支持体214は、上面240が材料16で金属被覆されている。図５について説明すると、支持体214上の材料16はレーザーアブレーションによって分断されていて、電極252および254を形成している。電極252および254は互いに共働して、電極アレイ256、電極アレイ256から延びているリード線258および260、ならびにコンタクトパッド261および263を定めている。リード線260および258は、電極アレイ256から、支持体214の縁部248および250にあるコンタクトパッド261および263まで延びている。試薬（不図示）は、電極アレイ256の少なくとも一部を横切って延びている。さらに、本発明においては、コンタクトパッド261および263を支持体214上のさまざまな位置に配置することができるように、電極アレイ256ならびにコンタクトパッド261および263は多様な形状および大きさを有することができ、またリード線258および260は多様な長さを有しいろいろな位置まで延びるように形成することができることは明らかである。
【００６３】
バイオセンサー210のセンサー支持基板212は、第１および第２の表面222および224の間に延びる開口234を有する以外、基板12および112と同様である（図５および７参照）。輪郭286が開口234を定めている。本発明では、開口234の大きさ、形状および位置が変動し得ることは明らかである。センサー支持基板212はまた、切欠部236および238を有するように形成される。センサー支持基板212を支持体214に貼り合わせる際、開口234は電極アレイ256から空間的に離れており、切欠部236および238はそれぞれ電極254および252に位置を合せて配置される（図６および７参照）。しかしながら本発明では、開口234ならびに切欠部236および238は、切欠部236および238がコンタクトパッド261および263と位置を合せて配置される限りにおいて、センサー支持基板212上のいろいろな位置に配置可能であることは明らかである。好ましくは、センサー支持基板212は上記のセンサー支持基板12と同様の材料から形成され、センサー支持基板12を電極支持基板14に貼り合わせるのに用いられる接着剤と同様の接着剤で支持体214に貼り合わせる。
【００６４】
図７について説明すると、輪郭286および端部244の間に広がる（接合されてない）未封止部分223を残す特定のパターンで、センサー支持基板212を支持体214に貼り合わせる。接着剤をコーティングしたセンサー支持基板212および電極支持体214は、本来、互いに対して完全にはぴったりと重ならないことから、センサー支持基板212と支持体214の未封止部分223間にキャピラリー流路272が形成される（図６参照）。本発明のバイオセンサー214は、センサー支持基板212および支持体214の表面凹凸ならびに試薬の厚さによってキャピラリー流路272を形成して、液体サンプルを支持体214を横切り、電極アレイ256の方へ移動させる。
【００６５】
バイオセンサー210の製造方法について以下に説明するが、本発明はそれに限定されるものではない。熱硬化性接着剤をコーティングしたセンサー支持基板材料のロールを打抜きユニットに送り込み、そこで切欠部236, 238および開口234を打抜く。センサー支持基板材料を打抜きユニットに送り込む前に、別個のコーティング段階を設けることができることは明らかである。ヒートシール可能な接着剤を予めコーティングしたセンサー支持基板も市販されていることは明らかである。
【００６６】
バイオセンサー10に関して前述した方法に従って、電極支持基板上に電極252および254を形成する。次に、センサー支持基板材料を、電極支持基板材料とともに切断／積層ステーションに送る。電極支持基板材料を切断してストリップとし、センサー支持基板の切欠部および開口と位置を合せて配置する。電極支持基板を、圧力および熱融着積層法によって、センサー支持基板に貼り合わせる。具体的には、位置を合せて配置した材料をホットプレートまたは熱ローラーのいずれかにかけて、センサー支持基板を電極支持基板材料のストリップに貼り合わせ、センサー支持体／電極支持体半組立品を形成する。
【００６７】
次にこのセンサー支持体／電極支持体半組立品を、IR乾燥ステーションを搭載したスクリーンまたはステンシル印刷装置に送り、そこでバイオセンサー10に関して前述した方法に従って、基板材料の表面222上に導電路60および62を設ける。次に、センサー支持体／電極支持体半組立品を、試薬分配ステーションに送る。バイオセンサー10に関して前述した方法に従って、試薬を電極アレイに塗布する。
【００６８】
次にこの組立品を、センサー打抜き・包装ステーションに送る。このステーションでは、この組立品を打抜いて個々のバイオセンサー210を形成し、それを区分けし、バイアルに詰め、各バイアルに栓を施して、包装されたバイオセンサーストリップを得る。
【００６９】
使用に際しては、バイオセンサー210の使用者が、開口234に指を入れ、液体血液サンプルを堆積させる。毛管力によって、液体血液サンプルが未封止部分223によって形成された流路272を通って電極アレイ256の方へ吸い込まれる。液体血液サンプルは試薬（不図示）を濡らし、電極アレイ256に至り、そこで前述のように電気化学反応が起こる。
【００７０】
図８および９にバイオセンサー310を示してある。バイオセンサー310には、センサー支持基板212、電極支持体214、支持体214上に配置された第１の導電体16、材料16上に配置された試薬（不図示）、ならびにセンサー支持基板212上にあり材料16と係合している第１および第２の導電路60および62がある。バイオセンサー310は好ましくは、長方形の形状の上面採取型装置である。しかしながら本発明では、バイオセンサー310が多様な形状を有し得ることは明らかである。
【００７１】
バイオセンサー310は、支持体214上の導電体16がレーザーアブレーションによって分断されて、電極352および354が形成されている以外、バイオセンサー210と同様である。電極352および354は互いに共働して、空間的に分離されている電極アレイ356および358、電極アレイ356および358から延びているリード線360および362、ならびにコンタクトパッド361および363を定めている。リード線360および362は、電極アレイ356および358から、支持体214の縁部248および250にあるそれぞれのコンタクトパッド361および363まで延びている。試薬（不図示）は、電極アレイ356を横切って延びるように配置されている。さらに、本発明によれば、電極アレイ356および358は多様な形状および大きさを有することができ、リード線360および362を多様な長さを有するように形成し、支持体214上のいろいろな位置まで延びるようにできることは明らかである。
【００７２】
バイオセンサー310は、電極支持体214から導電体材料16をアブレーションする段階以外、バイオセンサー210の場合と同様の方法で製造される。電極352および354を形成するため、金属被覆フィルムの金属層を、所定の電極パターンでアブレーションして、電極アレイ356および358、電極アレイ356および358から延びるリード線360および362、ならびにコンタクトパッド361および363を形成する。バイオセンサー10、110、210の場合同様、組立品を、センサー打抜き・包装ステーションに送る。このステーションでは、この組立品を打抜いて個々のバイオセンサー310を形成し、それを区分けし、バイアルに詰め、各バイアルに栓を施して、包装されたバイオセンサーストリップを得る。
【００７３】
使用に際しては、バイオセンサー310の使用者が、開口234に指を入れ、液体血液サンプルを電極アレイ358上に堆積させる。毛管力によって、液体サンプルが流路272を通り、干渉補正(interference correction)を行うことができる電極アレイ358を横切り、電極アレイ356の方へ吸い込まれる。液体血液サンプルは試薬（不図示）を濡らし、電極アレイ356に至り、そこで前述のように電気化学反応が起こる。
【００７４】
上記の方法および製造品には、特に診断機器で使用される使い捨てバイオセンサー10、110、210、310などがある。しかしながら、生体サンプル、環境サンプルその他のサンプル中のアナライト測定など、非診断用途用の電気化学センサーも含まれる。以上説明したように、バイオセンサー10、110、210、310は各種形状および大きさで製造することができ、各種アッセイを行うのに使用することができ、その例としてはバイオセンサーに負荷したサンプルの電流、電荷、インピーダンス、導電率、電位その他の電気化学的指示特性などがあるが、これらに限定されるものではない。
【００７５】
以上、好ましい実施形態を参照しながら本発明について詳細に説明したが、添付の特許請求の範囲で定義される本発明の範囲内であれば、変更および修正が可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるバイオセンサーの分解組立図であって、電極支持基板、レーザーアブレーションにより電極支持基板上に設けられた電極、センサー支持基板、レーザーアブレーションで設けた電極と係合して前記センサー支持基板上に配置された導電路、およびカバー基板を有するバイオセンサーを示す図である。
【図２】バイオセンサーに入る液体血液サンプルを示す図１の２−２線での断面図である。
【図３】本発明の別の態様によるバイオセンサーの分解組立図である。
【図４】図３のバイオセンサーの平面図である。
【図５】本発明のさらに別の態様によるバイオセンサーの分解組立図である。
【図６】図５の６−６線での断面図である。
【図７】図５の７−７線での断面図である。
【図８】本発明のさらに別の態様によるバイオセンサーの分解組立図である。
【図９】図８の断面図である。
【符号の説明】
10、110、210、310 バイオセンサー
12、112、212 センサー支持基板
14、114、214 電極支持基板
20 電気化学試薬
21、121 カバー基板
34、234 開口
36、38、136、138、236、238 切欠部
52、54、252、254、352、354 電極
56、256、356、358 電極アレイ
58、59、258、260、360、362 リード線
60、62、160、162 導電路
64、66、164、166 層
272 キャピラリー流路

Claims

電極支持基板（１４，１１４，２１４）、
該電極支持基板上に配置された複数の電極（５２，５４，２５２，２５４，３５２，３５４）、
該電極支持基板と結合したセンサー支持基板（１２，１１２，２１２）であって、第１の表面（２２，１２２，２２２）と、該電極支持基板に面する第２の表面（２４，１２４，２２４）と、該第１の表面と該第２の表面との間に延びている、各々が１つの電極の一部と位置を合せて配置されている切欠部（３６，３８，１３６，１３８）とを有するセンサー支持基板、
該複数の電極の少なくとも一部が流路内に配置されているキャピラリー流路、および
該センサー支持基板の第１の表面上に配置され、各々の一部が該第１の表面から少なくとも１つの該切欠部に延伸しており且つ該電極の１つと電気的に導通している導電路（６０，６２，１６０，１６２）を有する電気化学バイオセンサー（１０）。
前記複数の電極が共働して電極アレイ（５６，２５６，３５６）および該アレイから伸延するリード線（５８，５９，２５８，２６０，３６０，３６２）を規定しており、各切欠部が１本のリード線の少なくとも一部と位置を合せて配置されている、請求項１に記載のバイオセンサー。
前記複数の電極が共働して、空間的に分離された複数の電極アレイ（３５６）を規定している、請求項１に記載のバイオセンサー。
前記センサー支持基板が、前記電極アレイの１つと位置を合せて配置された開口（３４，２３４）を有するように形成されている、請求項１に記載のバイオセンサー。
前記導電路が複数の層（６４，６６，１６４，１６６）を有するように形成されている、請求項１に記載のバイオセンサー。
１つの層が銀インクである、請求項５に記載のバイオセンサー。
１つの層が炭素インクである、請求項５に記載のバイオセンサー。
前記複数の電極が金である、請求項５に記載のバイオセンサー。
前記センサー支持基板が、前記複数の電極の少なくとも一部と位置を合せて配置された開口を有するように形成されている、請求項１に記載のバイオセンサー。
前記センサー支持基板に結合したカバー基板（２１，１２１）をさらに有する、請求項９に記載のバイオセンサー。
前記カバー基板、センサー支持基板および電極支持基板が互いに共働して流路を規定している、請求項１０に記載のバイオセンサー。
前記電極支持基板および前記センサー支持基板が共働して流路を規定している、請求項１に記載のバイオセンサー。
前記センサー支持基板が、前記流路と位置を合せて配置された開口を有するように形成されている、請求項１２に記載のバイオセンサー。
電極アレイおよび該電極アレイから伸延するリード線を規定するように形成された金属被覆電極支持基板、
切欠部および開口を有するように形成されており該電極支持基板と結合しているセンサー支持基板であって、各切欠部の少なくとも一部が１本のリード線と位置を合せて配置され、前記開口がリード線から空間的に分離して配置されている、前記センサー支持基板、ならびに
前記センサー支持基板上に配置されており、各々が前記切欠部の１つを横切り該センサー支持基板を通って１本のリード線と係合して伸延している複数の導電路
を有するバイオセンサー。
前記導電路が複数の層を有するように形成されている、請求項１４に記載のバイオセンサー。
１つの層が銀インクである、請求項１５に記載のバイオセンサー。
１つの層が炭素インクである、請求項１５に記載のバイオセンサー。
前記電極アレイおよびリード線が金である、請求項１５に記載のバイオセンサー。
前記センサー支持基板と結合しており、前記電極アレイを横切って伸延しているカバー基板をさらに有する、請求項１５に記載のバイオセンサー。
前記カバー基板、センサー支持基板および電極支持基板が共に流路を規定しており、前記複数の電極の少なくとも１部が該流路内に配置されている、請求項１９に記載のバイオセンサー。
３つのキャピラリー流路が前記カバー基板および電極支持基板の間に規定され、前記電極アレイにおいて互いに交差している、請求項２０に記載のバイオセンサー。
バイオセンサーの製造方法において、
金属被覆電極支持基板およびセンサー支持基板を準備する段階、
前記電極支持基板をアブレーションして複数の電極を形成する段階、
前記センサー支持基板を前記電極支持基板と結合する段階であって、前記センサー支持基板が切欠部を有するように形成されており、前記切欠部の各々が１つの電極の一部と位置合せして配置される前記段階、ならびに
空間的に分離された複数の導電路の各々が１個の電極と導通するように、導電路を前記センサー支持基板を横切って配置する段階
を有する方法。
前記電極の一部に試薬を適用する段階をさらに有する、請求項２２に記載の方法。
前記センサー支持基板に前記切欠部から空間的に分離した開口を打抜く段階をさらに有する、請求項２２に記載の方法。