(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
支持体、
該支持体の少なくとも一部を横切って延在し、該支持体に面する第１の表面と、第２の表面とを有するカバーであって、該第１の表面の少なくとも一部に毛管チャネルが画定されており、該毛管チャネルの表面エネルギーが約60 mN/m〜約72 mN/mである、該カバー、ならびに
該支持体または該カバーのどちらかに結合されている固定端部と、該毛管チャネル中に露出される自由端部とを有し、該自由端部が露出された金属コーティングを有する、少なくとも１つの微細構造体、
を含むバイオセンサー。
【請求項２】
バイオセンサーの製作方法であって、
支持体、少なくとも１つの検体を測定するための試薬、および第１の表面を有するカバーを供給する工程、
該カバーを、少なくとも１パルスの光に十分露光することにより、予め決められたパターンに該第１の表面をアブレーションしてチャネルを形成する工程、
該カバーの第１の表面を洗浄することにより該チャネルの表面エネルギーを約60 mN/m〜約72 mN/mにする工程、
該支持体を少なくとも追加パルスの光に十分露光することにより該支持体の一部をアブレーションして、該支持体から延びる少なくとも１つの微細構造体を形成する工程、および
該カバーの第１の表面を該支持体上に配置して毛管チャネルを画定し、且つ該試薬を該毛管チャネル中に配置する工程、
を含む前記方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、バイオセンサーの中を通過する小容量の液体の流れをコントロールするための物理的構造物および方法に関する。さらに詳しくは、本発明は、毛管チャネルおよび微細構造体を画定する上記物理的構造物に関する。
【０００２】
【従来の技術】
電気化学的なバイオセンサーは公知であり、生物学的サンプル、特に血液サンプル中の各種検体濃度の測定に用いられてきた。電気化学バイオセンサーは、米国特許第5,413,690号；同第5,762,770号；同第5,798,031号；および同第5,997,817号に記載されている（各々の開示内容は参照により本明細書中に組み入れるものとする）。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、バイオセンサーの中を通過する小容量の液体の流れをコントロールするための物理的構造物を有する新規なバイオセンサーを提供することである。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
本発明のバイオセンサーは、支持体と、該支持体の少なくとも一部を横切って延在するカバーとを含んでなる。該カバーは、該支持体に面する第１の表面、およびもう一方の第２の表面を有する。該第１の表面の少なくとも一部を除去して毛管チャネルが画定される。該毛管チャネルの表面エネルギーは約60 mN/m〜約72 mN/mである。
【０００５】
本発明のもう１つの態様に従うバイオセンサーは、支持体とカバーの間に形成された毛管チャネルおよび該毛管チャネル中に位置する少なくとも１つの微細構造体を含む。該少なくとも１つの微細構造体は、該支持体か該カバーのどちらかに結合された固定端部、および反対側の自由端部を有し、該自由端部は金属性であることを特徴とする。
【０００６】
本発明の別の態様に従うバイオセンサーは、支持体、該支持体上に配置された電極、該支持体の少なくとも一部を横切って延在して毛管チャネルを画定するカバー、および該毛管チャネル中に位置する少なくとも１つの微細構造体を含む。
少なくとも１つの微細構造体は該カバーに結合された固定端部、および反対側の自由端部を有し、該自由端部が金属性であることを特徴とする。
【０００７】
本発明の別の態様によれば、バイオセンサーの製作方法を提供する。その方法は、支持体、少なくとも１つの検体を測定するための試薬、および第１の表面を有するカバーを供給する工程、該カバーを少なくとも１パルスの光に十分露光することにより該第１の表面を予め決められたパターンにアブレーションしてチャネルを形成させる工程、該カバーの第１の表面を洗浄して該チャネルの表面エネルギーを約60 mN/m〜約72 mN/mにする工程、および該カバーの第１の表面を該支持体上に置いて毛管チャネルを画定し且つ該試薬を該毛管チャネル中に配置する工程を含んでなる。
【０００８】
本発明のこのほかの特徴は、現時点で考えられる本発明の実施の最善の様式を例示する以下の好ましい実施形態の詳細な説明を熟考すれば、当業者には自ずと明らかになるであろう。
【０００９】
【発明の実施の形態】
本発明はバイオセンサーそのものおよびその製作方法に関し、本発明のバイオセンサーは、適切にコントロールされた流体の流れを与えると同時に、測定に必要な液体サンプルの容量を減らせるように形成されている。バイオセンサーは、例えば電気化学バイオセンサーやフォトメトリックバイオセンサーのような、いくつかの診断用バイオセンサーのいずれの形態をとってもよい。本発明の態様を図１〜１１に示すが、これらは縮尺通りには描かれておらす、またいくつかの図では同じ部品には類似の番号が付けられている。
【００１０】
生物学的液体中に含まれる生物学的に重要な検体を測定するためのバイオセンサー10を図１〜５に示す。本明細書中で用いる用語の「検体」とは、定量測定される分子または化合物を意味する。限定するものではないが、検体の例として炭水化物；タンパク質、例えば、ホルモンや他の分泌タンパク質、酵素、および細胞表面タンパク質；糖タンパク質；ペプチド；小分子；多糖類；抗体（モノクローナルおよびポリクローナル抗体を含む）；核酸；薬物；毒素；ウイルス粒子；細胞壁部分；および、エピトープをプロセッシングする他の化合物、を挙げることができる。測定対象の検体は、好ましくはグルコースである。
【００１１】
バイオセンサー10は、電極を担持する支持体12、該支持体12上に配置された導電体14（この導電体は分断されて電極16、18を規定する）、および支持体12上に配置されたカバー20を含む。バイオセンサー10は使い捨てテストストリップの形をしている。しかしながら、バイオセンサー10は、本発明の開示に従い、どのような形式および形状をもとることができることは理解されよう。バイオセンサー10は、好ましくはロール巻きされている材料から製作されるが、本発明の開示に従い、個々のシートからバイオセンサー10を製作できることは理解されるところである。それ故、バイオセンサー10をロールから製作する場合は、材料の選択に当たっては、ロール加工に対して十分に柔軟であるが、完成したバイオセンサー10に有効な剛性を付与するのに十分な硬さを有する材料を用いることが必要となる。
【００１２】
図１を参照するに、電極担持支持体12が第１の表面22と第２の表面24を有する。さらに、支持体12は相対する第１および第２の端部26、28ならびに該第１および第２の端部26、28の間に延びる相対する縁部30、32を有す。支持体12は通常長方形の形状をしているが、支持体12は本発明の開示に従い種々の形状および寸法に形成しうることが理解されよう。支持体12は各種の絶縁材料から製作することができる。限定するものではないが、所望の電気的ならびに構造的特性を与える絶縁材料の例としてはガラス、セラミックス、ビニルポリマー、ポリイミド、ポリエステル、スチレン系ポリマーなどがある。好ましくは、支持体12は軟質ポリマーであって、例えばポリエステルやポリイミドである。限定するものではないが、好適な材料の一例として、5 mil（125μm）厚のKALADEX（登録商標）がある。これはポリエチレンナフタレートフィルムであって、E.I.DuPont de Nemours社（Wilmington、Delaware）から市販されていて、ROWO Coatings社（Herbolzheim、Germany）により金のコーティングが施されたものである。
【００１３】
電極16、18は、電極担持支持体12の第１の表面22上の導電体14から孤立分離されて作製される。電極16、18はギャップ66により導電体14から孤立分離されている。図４を参照されたい。電極16、18は、同一のあるいは異種の導電性材料の複数の層から製作できることも当然のことである。限定するものではないが、好適な導電体14の例としては、アルミニウム、カーボン（例えばグラファイト）、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、ニオビウム、オスミウム、パラジウム、白金、レニウム、ロジウム、セレン、シリコン（高度にドープされた多結晶シリコンなど）、銀、タンタル、スズ、チタン、タングステン、ウラニウム、バナジウム、亜鉛、ジルコニウム、これらの混合物、およびこれら元素の合金、酸化物、または金属化合物が挙げられる。好ましくは、導電体14は次の材料から選択される：金、白金、パラジウム、イリジウム、またはこれらの金属の合金。その理由は、そのような貴金属およびそれらの合金は、生体系では不活性であるからである。最も好ましいのは、導電体14が金であることである。
【００１４】
電極16、18はレーザーアブレーションにより導電体14の残りの部分から孤立分離される。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技術は公知である。例えば、「パターン化されたラミネートおよび電極のためのレーザー造形(Laser Defined Features For Patterned Laminates and Electrode)」と題する米国特許出願番号第09/411,940号（WO 01/25775として公開されている）を参照されたい（この開示内容は参照により本明細書中に組み入れることとする）。好ましくは、電極16、18は、該電極の周りに延在する部分から導電体14を取り除き、露出された支持体12のギャップを形成することによって製作される。それゆえ、電極16、18は、約25μm〜約500μmの幅を持つギャップにより、支持体12上で、残りの導電性材料から孤立分離されており、好ましくは、このギャップは約100μm〜約200μmの幅を有する。また、電極16、18は、支持体12上で、レーザーアブレーションのみにより製作してもよいことは当然のことである。精密性と感度を考えればレーザーアブレーションが電極16、18を形成するのに好ましい方法ではあるが、ラミネーション、スクリーン印刷、フォトリソグラフィー、あるいは密着焼付法のような他の手法を本発明の開示に従い用いてもよい。
【００１５】
図２Ａに示されているように、電極16、18は、互いに協同して電極アレイ34を形成する。また、電極16、18のそれぞれは、電気接点36および、該電気接点36と電極アレイ34の間に延びるリード38を有する。当然のことながら、前記アレイ34から延びるリード38は色々な長さを持つように、また、電極担持支持体12上の様々な位置へ延びるように形成することができる。電極アレイの形状、電極の数、さらには電極間の間隔は、本発明の開示するところに従い変化しうること、また当業者には十分理解されるように２個以上のアレイを形成してもよいことは当然のことである。
【００１６】
次に図２Ａおよび２Ｂを参照するに、上述した手法を用いて、レーザーアブレーションにより導電体14および支持体12の第１の表面22の一部分の中に凹所40を形成する。凹所40は支持体12の端部26から電極アレイ34まで延びる。凹所40はさらに壁44によって画定される。図２Ｂを参照されたい。取り除かれる支持体12の量が本発明の開示に従い変化し得ることは当然のことである。またこれも当然のことながら、バイオセンサー10の支持体12は、本発明の開示に従い、凹所を設けることなく製作することもできる。
【００１７】
図２Ｂに最も適切に図示されているように、凹所40は、支持体12の第１の表面22から延びる複数の微細構造体42を含む。微細構造体42は、最も近くに隣接するもの同士を基準にして、微細構造体間に液体の毛細管流を生じさせるのに必要な間隔よりも小さい第１の間隔で、互いに離して配置される。微細構造体42は、凹所40の中で支持体から延びる柱として形成される。図３を参照されたい。個々の微細構造体42は、支持体12に結合された固定端部78および反対側の自由端部80を有する。凹所40の中に露出される自由端部80は金属コーティングが施される。また、支持体12を洗浄することにより、ポリマーの破片や他の有機物質が除去され、凹所40および微細構造体42の両者の表面の表面エネルギーが増大される。
【００１８】
当然のことながら、微細構造体42は本発明の開示するところに従い色々な形状や大きさをとれる。図では、凹所40は、１列16個の微細構造体42を６列含む。微細構造体42の数および位置はバイオセンサー10の大きさによって決まる。実際凹所40は、本発明の開示に従い、微細構造体を設けることなく形成することができる。さらに、当然のことながら、微細構造体42は、凹所40中の色々な位置に配置することができる。図示されていないが、少なくともいくつかの微細構造体は、凹所40の壁44（図１）に接合させることもできる。
【００１９】
カバー20は支持体12にその第１の端部26に隣接して接合される。図１を参照されたい。バイオセンサー10のカバー20は支持体12に面する第１の表面46および反対側の第２の表面48を有する。図３を参照されたい。さらに、カバー20は相対する第１および第２の端部50、52および端部50、52の間に延びる縁部54、56を有する。開口部58が、第１および第２の表面46、48の間に、且ついずれか一方の表面46、48をコーティングしている材料を貫通して延びる。カバー20を支持体12に接合する場合、開口部58はアレイ34からは位置をずらして配置される。図１を参照されたい。しかしながら、本発明の開示に従い、開口部は色々な位置に何個でも設けることができること、また色々な形状や寸法をとることができることは当然である。
【００２０】
カバー20は軟質ポリマー、好ましくはポリエステルのようなポリマーから形成される。ここで図３を参照するに、好ましい実施形態では、カバー20の第１の表面46は金属材料88で、好ましくは、金、白金、パラジウム、イリジウムのような金属でコーティングが施される。カバー20は、ROWO Coatings社（Herbolzheim、Germany）により金コーティングが施された、DuPont社製のKALADEXという銘柄名の3 mil（75μm）厚のClear PENフィルムとするのが好ましい。
【００２１】
カバー20は、毛管チャネル60および、チャネル60から間隔を置いて配置される第２の毛管凹所86を有する。図５を参照されたい。毛管チャネル60は、適切にコントロールされた流体の流れを与えるように、また同時にバイオセンサー10で必要とされる液体の容量を減ずるように形成される。図５に示されるように、毛管チャネル60は第１と第２の端部50、52間に延び、内側境界64により画定される。第２の毛管凹所86もまた第１および第２の端部50、52間に延び、内側および外側境界90、92により画定される。毛管チャネル60および第２毛管凹所86は、上述の手法を用いてレーザーアブレーションにより、少なくとも材料88の中に、また好ましくはカバー20の第１の表面46（図３）の一部の中に形成される。取り除かれるカバー20の量は、本発明の開示するところに従い変化し得ることは当然のことである。
【００２２】
図５に示されるように、毛管チャネル60は、複数の微細構造体62を含む。微細構造体62は、最も近接する隣同士を基準として、微細構造体間に液体の毛細管流を生じさせるのに必要な間隔より小さい第１の間隔で、互いに離して配置される。図５に示されている毛管チャネル60は、１列16個の微細構造体62を16列含む。
微細構造体62の数と位置はバイオセンサーの大きさによって決まる。図５に示される微細構造体62は、ほぼ四角形の形状をした柱に形成される。しかしながら、微細構造体は様々な形状や寸法をとれることは当然のことであり、限定するものではないが、そのような例を、本発明の開示に従って、図６〜８および１１に示す。
【００２３】
微細構造体62はカバー20から毛管チャネル60の中に延びている。図５を参照されたい。個々の微細構造体62は、カバー20に結合された固定端部96および反対側の自由端部98を有する。カバー20もまた洗浄を行うことにより、ポリマーの破片や存在する他の有機物質が除去され、チャネル60の表面および微細構造体62の両者の表面の表面エネルギーが増大される。当然のことながら、微細構造体42に関連して上記で考察したように、微細構造体62はチャネル60中で色々な位置に配置することができる。
【００２４】
ひとたびカバー20が支持体12に接合されると、チャネル60が凹所40に整列して配置される。チャネル60の高さは約1μm〜約60μm、好ましくは2μm〜約30μm、そして最も好ましくは約5μm〜約15μmである。さらに、内側境界64間のチャネル60の幅は、約1 mm〜約4 mm、好ましくは1.5 mm〜約3.0 mm、そして最も好ましくは約2.0〜約2.5 mmである。チャネル60と凹所40は協同して毛管流路を画定する。支持体12が凹所40を含まない場合は、当然、チャネル60自体が毛管流路を画定する。さらに、毛管流路は真っ直ぐに図示されているが、当然、カーブしていてもよいし、また／あるいは曲部を含んでいてもよい。
【００２５】
カバー20を接着剤で電極担持支持体12に接合することによって、アレイ34からは間隔を置いて位置するシール部分82、および、端部50、52間にアレイ34の少なくとも一部を横切って延在する非シール部分84を形成する。図１および５を参照されたい。ここで図５を参照するに、各シール部分82は、第２の毛管凹所86および外側境界と大体平行に並んだ内側境界をもつ。各シール部分82の外側境界は、支持体12のそれぞれの縁部54、56と大体平行に並んで存在する。シール部分82はユーザーには見分けがつかないが、カバー20は少なくとも部分的に透明であって、例えば血液のような有色の液体がそこを流れる時、凹所40をユーザーの目に曝すことができることは理解されよう。また、カバー20の形状や寸法は本発明の開示に従い色々変わり得ることは当然のことである。
【００２６】
カバー20は液状接着剤によって支持体12に接合される。限定するものではないが、そのような接着剤の一例が、Epoxy Technology社（Billerica、MA）から市販されているEPO-TEK OH100-4である。好ましくは、接着を行おうとする部分に熱治具を当てることにより、接着剤の急速硬化を促進させる。本発明の開示に従い、市販されている様々な接着剤ならびにヒートシール、あるいはカバー20と支持体12とを一緒に溶着させる超音波法を用いて、カバー20を支持体12に接合することができる。
【００２７】
次に図２Ｃを参照するに、試薬68がアレイ34上に配置される。バイオセンサーが電気化学バイオセンサーである場合は、試薬68は、特定の検体に対する電気化学プローブとなる。しかしながら、試薬68を、フォトメトリックバイオセンサーで使えるようにも形成できる。しかし、バイオセンサーがフォトメトリックバイオセンサーである場合は、分光光度測定を行うので、このために、バイオセンサーの構造形式の他の側面が変わってくる。そのような構造形式は当技術分野では周知のことである。具体的な試薬68の選択は、測定すべき１種以上の特定の検体によって決まり、当業者には周知である。本発明のバイオセンサー10に用いることができる試薬の一例は、全血サンプルからグルコースを測定するための試薬である。限定するものではないが、ヒト血液サンプル中のグルコース測定用試薬の一例として、試薬1グラムあたり、62.2mgのポリエチレンオキサイド（平均分子量100〜900キロダルトン）、3.3mgのNATROSOL 244M、41.5mgのAVICEL RC-591 F、89.4mgの一塩基性燐酸カリウム、157.9mgの二塩基性燐酸カリウム、437.3mgのフェリシアン化カリウム、46.0mgのコハク酸ナトリウム、148.0mgのトレハロース、2.6mgのTRITON X-100界面活性剤、および2,000〜9,000単位の酵素活性を含むものを挙げることができる。この酵素は、12.5mgの補酵素PQQと121万単位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とから酵素溶液として調製される。この試薬は、米国特許第5,997,817号にさらに詳細に記載されている（この文献は参照により本明細書中に組み入れるものとする）。
【００２８】
限定するものではないが、バイオセンサー10で特定の検体を測定するのに用いることができる酵素およびメディエーターの例を以下の表１に掲載する。
【００２９】
【表１】
0003694285.tif 000002
【００３０】
表１に示されているいくつかの例では、少なくとも１つの追加の酵素が反応触媒として使用される。また、表１に示されているいくつかの例では付加的なメディエーターを用いてもよく、これは酸化型のメディエーターへの電子移動を促進する。付加的メディエーターは、酸化型メディエーターよりも少ない量で試薬に加える。上記のアッセイについて説明したが、本発明の開示に従い、バイオセンサー10を用いて、サンプルの電流、電荷、インピーダンス、コンダクタンス、電位、その他の電気化学的に示される特性と、サンプル中の検体濃度と、を正確に相関させることができることは理解されよう。
【００３１】
典型的には、複数のバイオセンサー10をバイアルの中に入れ、通常はバイアルを密封するように形成されている栓をする。しかしながら、バイオセンサー10は個別に包装してもよいし、あるいはバイオセンサーを、互いに折り重ねたり、コイルに巻いたり、カセットマガジンに積み重ねたり、あるいはブリスターパッケージングの中に入れて包装してもよい。
【００３２】
バイオセンサー10は、下記のものと組み合せて使用する：
１．  電気接点36と電気的に繋がっていて、電極16、18の間に電位差をかけ、動作電極表面で還元型メディエーターの拡散律速の電気酸化を起こすことができる電源；および
２．  電気接点36と電気的に繋がっていて、上記の電位差がかけられたとき還元型メディエーターの酸化により発生する拡散律速の電流を測定することができるメーター。
【００３３】
メーターは、通常その電流測定値に対しアルゴリズム（論理計算プログラム）が適用されるようになっており、これにより検体の濃度が算出され、そして目に見える形で表示される。このような電源、メーター、およびバイオセンサーシステムの改良は、以下の本出願人に譲渡されている特許の主題となっている：1990年10月16日発行の米国特許第4,963,814号；1991年3月12日発行の米国特許第4,999,632号；1991年3月12日発行の米国特許第4,999,582号；1993年9月7日発行の米国特許第5,243,516号；1994年10月4日発行の米国特許第5,352,351号；1994年11月22日発行の米国特許第5,366,609号；Whiteら、1995年4月11日発行の米国特許第5,405,511号；およびWhiteら、1995年8月1日発行の米国特許第5,438,271号（各開示内容は参照により本明細書中に組み入れることとする）。
【００３４】
本発明のバイオセンサーにより、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、大便検体などのようなヒトの体液、ならびに当業者には容易に明らかな他の生物学的液体を測定することができる。組織の液体試料も分析することができ、また、食品、発酵産物、環境汚染物質を含んでいる可能性のある環境物質なども分析できる。好ましくは、本発明を用いて全血を分析する。
【００３５】
図９に示されているように、バイオセンサー10を製作するには、金属化されている電極担持支持体材料のロールを、矢印74で示されているように、ガイドロール70を通して第１アブレーションステーション72に送り込む。支持体12をアブレーションすることができるレーザーシステムは、当業者には周知である。限定するものではないが、そのようなものの例としてはエキシマーレーザーが挙げられ、アブレーションのパターンは鏡、レンズ、およびマスクで制御される。限定するものではないが、そのような注文生産されるシステムの一例がLPX-300またはLPX-200であり、両者ともドイツのGarbsenに在るLPKF Laser Electronic GmbHから市販されており、波長248 nmのエキシマーレーザーが装着されている。しかしながら、本発明の開示に従い、もっと長波長のUVレーザーを使うことができるのは当然のことである。
【００３６】
第１レーザーアブレーションステーション72では、金属化フィルムの金属層が、前もって定められているパターンにアブレーションされ、電極担持支持体材料上に孤立絶縁された電極セットのリボンが形成される。50nm厚の金の導電体14にギャップ66により孤立絶縁される電極16、18をアブレーションで作るには、90mJ/cm2のエネルギーをあてる。しかしながら、必要なエネルギーの量は、材料によって、金属によって、あるいは厚みによって変わるのは当然のことである。このあと、上記リボンは、テンションループを有する多数のガイドロールを通り、そして光学的および電気的検査を行うことができる検査システム（これは、必要ならつける）を通る。該検査システムは、欠陥の有無をチェックするための品質管理用に使われる。
【００３７】
次に、リボンを、矢印76で示されるように、第２レーザーアブレーションステーション100に送り込む。ステーション100はステーション72に似ている。第２ステーション100では、支持体12の第１の表面22を予め決められているパターンにアブレーションし、微細構造体42の周りに延在する凹所40を形成する。50nm厚の金の導電体14の中を通り表面22の下4マイクロメーターまでアブレーションするには、マルチ（複数）パルスのレーザー光を照射する。好ましい実施形態においては、3〜5パルスのレーザー光（各パルス90 mJ/cm2）を照射する。表面22からのアブレーション深さが変わり得るのは当然である。さらに、照射するパルスの数は、そのポリマーおよびアブレーションする深さによって当然変わってくる。例えば、ポリマーの硬度が高くなるとパルスの数は増え（限定するものではないが、一例として25パルス）、そしてポリマーの硬度が低くなると、表面22をアブレーションするのに必要なパルスの数は減る。シード層または他の金属層（例えばクロムまたはチタンあるいは他の金属）を何らかの目的があって使う場合は、金をシード層または他の金属層の上につけ、複合金属の合計厚みをなお50 nmにするのが好ましい。当然のことながら、合計厚みが大きいと、より高エネルギーのレーザーが必要となってくる。
【００３８】
第２アブレーションステーション100を出ると、ロール巻きされたあるいはカード状に裁断されたアブレーションの済んだ材料を、矢印101で示されるようにマイクロ波プラズマ装置111に送り込む。この装置は注文生産のもので、TePla AG（Kircheim、Germany）から市販されている。アブレーションの済んだ材料をこのマイクロ波プラズマ装置で洗浄することにより、ポリマー砕片や他の有機物質が除去され、チャネル40および微細構造体42の親水性が向上される。限定するものではないが、プラズマ装置の運転条件のパラメーターの一例を示すと、圧力＝0.44 mbar；ガス＝酸素；マイクロ波出力＝300 watt；時間＝約30〜約60秒である。マイクロ波プラズマ装置での洗浄は、結果として表面エネルギーを増加すると同時に遊離している粒子を除去し、表面を非常に親水性にする（これは、血液の流れる速度と流体の広がりをよくするのに役立つ）。具体例でいうと、プラズマ装置で処理する前の凹所40ならびに表面14の表面エネルギーは約41 mN/mである。処理後の表面エネルギーは約72 mN/mである。
【００３９】
マイクロ波プラズマ装置111を出て、前記金属化フィルムは、矢印103で示されるように、試薬分配ステーション104に送り込まれる。矢印106で示されるように、配合された試薬が分配ステーション104に送り込まれ、そこで液体の形態で、複数回のショットで電極アレイ34につけられる。これには、例えばFluilogic Systems Oy社（Espoo、Finland）から市販されている注文製作の精密分配装置が使われるが、試薬を複数回量あるいは１回量で添加することができるのは当然のことである。試薬の添加方法は、当業者には十分周知のことで、例えば米国特許第5,762,770号に記載されている（本文献の開示内容は参照により本明細書に組み入れるものとする）。本発明の開示に従い、試薬を液体あるいは他の形態でアレイ34につけ、アレイ34上で乾燥または半乾燥させる。
【００４０】
別の工程では、金属化フィルムのロールが、ガイドロール108を通って矢印112で示されるように第３アブレーションステーション110に送り込まれる。ステーション110はステーション72と同様である。３つのレーザーアブレーションステーションが図示され説明されたが、本発明の開示に従い、３つよりも多いあるいは少ないステーションを使ってもよいことは当然のことである。第３ステーション110では、金属フィルムおよびカバー材料の第１の表面46を、予め決められたパターンにアブレーションすることにより、微細構造体62のまわりに延在する毛管チャネル60および第２毛管凹所86を形成する。50 nm厚の金導電体14を貫通して表面46の下4マイクロメーターまでチャネル60および凹所86をアブレーションするのには、複数パルスのレーザー光を照射する。好ましい実施形態では、３〜５パルスのレーザー光（各パルスは90 mJ/cm2）を照射する。表面46下のアブレーション深さは変わり得るのは当然のことである。さらに照射するパルス数は、用いるポリマーおよびアブレーションの深さに応じて変わるのは当然である。例えば、ポリマーの硬度が高くなると、パルス数は多くなり（限定するものではないが、一例として25パルス）、ポリマーの硬度が低くなると、表面46をアブレーションするのに必要なパルス数は減る。シード層または他の金属層（例えばクロムまたはチタンあるいは他の金属）を何らかの目的があって使う場合は、金は、シード層または他の金属層の上につけ、複合金属の合計厚みをなお50 nmにするのが好ましい。しかしながら、合計厚みが大きくなると、より高エネルギーのレーザーが必要となってくるのは当然のことである。
【００４１】
第３アブレーションステーション110を出ると、ロールの形状にあるまたはカード状に裁断されたアブレーションの済んだ材料を、矢印105で示されるようにマイクロ波プラズマ装置111に送り込む。しかしながら、２つ目のプラズマ装置を、本発明に従い、用いることも考えられる。プラズマ装置111で洗浄することにより、ポリマー砕片や他の有機物質が除去され、親水性が向上される。結果として、表面が非常に親水性となり、これが、血液の流れる速さと流体の広がりをよくする助けとなる。具体例でいうと、プラズマ装置で処理する前のチャネル60ならびに表面46の表面エネルギーは約41 mN/mである。処理後の表面エネルギーは約72 mN/mである。
【００４２】
マイクロ波プラズマ装置111を出ると、金属化フィルムは矢印114で示されるように、センサーラミネーション＆裁断／包装ステーション116に送り込まれる。
同時に、試薬がコーティングされたフィルムが、矢印118で示されるようにステーション116に送り込まれる。カバー材料をパンチで打ち抜き、開口部58を形成する。次いでカバー材料の第１の表面46を、電極担持支持材料に、電極アレイ34の上で張りつける。次に、液体接着剤を、矢印120で示されるように、ステーション116の中で、カバー材料の開口部58から分配する。熱治具を接着が行われる部分に当てることにより、孤立絶縁されている金の表面46と14との間で接着剤の急速硬化を促進させる。
【００４３】
このようにして得られる組立ての終わった材料は、裁断して個々のバイオセンサー10とし、これらを区分けして、バイアルの中に入れ、それぞれのバイアルを栓で閉じて、矢印122で示されるように、包装されたバイオセンサーのストリップを得る。
【００４４】
使用にあたっては、例えば、バイオセンサー10のユーザーは、採血するための切開を入れた指を、凹所40およびチャネル60の開口部に隣接する端部26、50に対して軽く当てる。図３を参照されたい。毛細管力が液体サンプルを引き込み、液体サンプルが、採血用切開から、毛管チャネル60を通って、試薬68とアレイ36を横切って流れる。液体サンプルは試薬68を溶解し、アレイ36を係合させ、そこで電気化学反応が起こる。
【００４５】
次に、ユーザーはバイオセンサー10をメーター（図示されていない）に挿入するが、ここでは電極接点36とメーター中にあるメーター接点（図示されていない）の間で電気接続がなされる。バイオセンサー10は、サンプルが開口部チャネル60の中に流入する前も含めて何回でもメーターに挿入してもよいことは当然のことである。反応が完了すると、電源（例えば、電池）により、電極16、18間に電位差がかけられる。電位差をかける場合、基準電極における酸化型メディエーターの量およびその電位差は、動作電極の表面で還元型メディエーターの拡散律速電気酸化が起こるように、十分大きくなければならない。電流測定メーター（図示されていない）により、上述したように、動作電極の表面で還元型メディエーターの酸化により発生する拡散律速電流が測定される。
【００４６】
電流測定値は、以下の要求項目が満たされれば、サンプル中の検体の濃度に正確に相関させることができる：
１．還元型メディエーターの酸化速度が、還元型メディエーターの動作電極表面への拡散速度に支配されている。
２．発生する電流が、動作電極表面における還元型メディエーターの酸化反応により律速されている。
【００４７】
本発明のもう１つの態様では、本発明の開示に従い、カバー220を提供する。
カバー220を図６に示すが、これは電極担持支持体12と一緒に使うのに適している。カバー220を、第１の端部26に隣接して電極担持支持体12に接合する。カバー220は、カバー20と同じく、金属材料でコーティングされた軟質ポリマーから形成される。
【００４８】
カバー220は、毛管チャネル260および、チャネル260から間隔を置いて位置する第２の毛管凹所86を含んで形成されている。カバー20中のチャネル60と同様、毛管チャネル260は、適切にコントロールされた流体の流れを生むように、また同時に、バイオセンサー中で支持体12と協働する時に必要とされる液体の容量を減ずるように形成される。毛管チャネル260および第２毛管凹所86は、上記した方法を用いてレーザーアブレーションにより、少なくとも材料88の中、また好ましくはカバー220の第１の表面46の一部の中に形成される。除去されるカバー220の量は、本発明の開示に従い変わり得るのは当然のことである。
【００４９】
図６に示されるように、毛管チャネル260は複数個の微細構造体262を含む。微細構造体262は、最も隣接するものを基準として、微細構造体間に毛細管現象による液体の流れを生むのに必要な間隔より小さい第１の間隔で、互いに離して配置される。毛管チャネル260は、本発明の開示に従い、図示されている微細構造体よりも多いあるいは少ない微細構造体を含むことができるのは当然のことである。微細構造体262は、ほぼ円形状の柱に形成される。しかしながら、微細構造体は、本発明の開示に従い、様々な形状や寸法をとれることは当然のことである。さらに、カバー220は、カバー20に関連して上記したように、これもまた洗浄して、チャネル260の表面および微細構造体262の両表面の表面エネルギーを増大させる。
【００５０】
もう１つの態様では、本発明の開示に従い、カバー320が提供される。カバー320を図７に示すが、電極担持支持体12と共に使用するのに適している。カバー320は電極担持支持体12にその第１の端部26に隣接して接合される。カバー320は、カバー20と同様に、金属材料でコーティングされた軟質ポリマーから形成される。
【００５１】
カバー320は、毛管チャネル360およびチャネル360から間隔を置いて位置する第２の毛管凹所86を含んで形成される。カバー20におけるチャネル60と同じく、毛管チャネル360は、適切にコントロールされた流体の流れを生じるように、また同時にバイオセンサー中で支持体12と協働する時に必要とされる液体の容量を減ずるように、これもまた形成される。毛管チャネル360および第２毛管凹所86は、上述の方法を用いてレーザーアブレーションにより、少なくとも材料88の中に、また好ましくはカバー320の第１の表面46の一部の中に形成される。除去されるカバー320の量は、本発明の開示に従い、変化し得るのは当然のことである。さらに、カバー320は、カバー20に関連して説明したように、これもまた洗浄して、チャネル360の表面の表面エネルギーを増大させる。
【００５２】
本発明のもう１つの態様では、本発明の開示に従いカバー420が提供される。
カバー420を図８に示すが、これは電極担持支持体12と一緒に使うのに適している。カバー420は、第１の端部26に隣接して電極支持体12に接合される。カバー420は、カバー20と同様に、金属材料でコーティングされた軟質ポリマーから形成される。
【００５３】
カバー420は、毛管チャネル460および、チャネル460から間隔を置いて位置する第２の毛管凹所86を含んで形成される。カバー20中のチャネル60と同じく、毛管チャネル460は、適切にコントロールされた流体流れを生じるように、また同時にバイオセンサー中で支持体12と一緒になって協働する時に必要とされる液体の容量を減ずるように、これもまた形成される。毛管チャネル460および第２毛管凹所86は、上述した方法を用いてレーザーアブレーションにより、少なくとも材料88の中に、また好ましくはカバー420の第１の表面の一部の中に形成される。除去されるカバー420の量は、本発明の開示に従い変わり得ることは当然のことである。
【００５４】
図８に示されるように、毛管チャネル460は、複数個の微細構造体462を含む。
微細構造体462は、最も隣接するものを基準にして、微細構造体間で毛細管現象による流れを生じさせるのに必要とされる間隔よりも小さい第１の間隔で、互いに離して配置される。図では、毛管チャネル460は、５列の微細構造体462を含んでいる。毛管チャネル460は、本発明の開示に従い、図示されている微細構造体の数よりも多いあるいは少ない数を含むことができるのは当然のことである。微細構造体462は、ほぼ棒状の柱のように形成される。しかしながら、微細構造体は、本発明の開示に従い、様々な形状と寸法をとることができる。さらに、カバー420は、カバー20に関連して上記で説明したように、これもまた洗浄して、チャネル460の表面および微細構造体462の両表面の表面エネルギーを増大させる。
【００５５】
図10に示されるように、バイオセンサー510は、電極担持支持体512を含んで形成される。支持体512は、電極アレイ34が第１の端部26からは距離を置いて位置し且つ微細構造体42を含む凹所540が端部26とアレイ34の間に延在する以外は、支持体12と同様にして製作される。該凹所は、上述した方法を用いてレーザーアブレーションにより、導電体14および支持体512の第１の表面22の一部の中に形成される。除去される支持体512の量は本発明の開示に従い変わり得るのは当然のことである。バイオセンサー510の支持体512は、本発明の開示に従い、凹所を設けることなく形成することもできる。また、当然のことながら、微細構造体42は、本発明の開示に従い様々な形状と寸法をとることができる。
【００５６】
カバー520は、第１の端部26に隣接して電極担持支持体12に接合される。図10を参照されたい。カバー520は、上記したカバー20と同様の材料から形成される。ここで図１１を参照するに、カバー520は、毛管チャネル560およびチャネル560からは間隔を置いて位置する第２の毛管凹所86を含んで形成される。毛管チャネル560は、適切にコントロールされた流体の流れを与えるように、また同時にバイオセンサー510で必要とされる液体の容量を減らすように形成される。毛管チャネル560は、第１および第２の端部50、52の間に延び、内側境界64により画定される。毛管チャネル560および第２毛管凹所86は、上述の方法を用いてレーザーアブレーションにより、少なくとも材料88の中に、また好ましくはカバー20の第１の表面の一部の中に形成される。除去されるカバー520の量は、本発明に従い変わり得ることは当然のことである。
【００５７】
図１１に示されるように、毛管チャネル560は、バイオセンサー10に関連して上記で説明したようにして形成される微細構造体62を含む。微細構造体62は、様々な形状およびサイズをとることができるのは当然のことで、微細構造体62の数および位置は、本発明の開示に従い、バイオセンサーの寸法によって決まる。
【００５８】
さらに、カバー520は、毛管チャネル560中で第１および第２の表面46、48の間に延びる取入口522を含んで形成される。カバー520を支持体512に接合する場合、取入口522はアレイ34からは位置をずらして配置される。図１０を参照されたい。しかしながら、取入口522は本発明の開示に従い、チャネル560中で、色々な位置に設けることができるのは当然のことで、限定するものではないが、一例として、取入口522がカバー520の端部50と相交わっているものを挙げることができる。
【００５９】
バイオセンサー510は、上記したバイオセンサー10と同様の方法で製作される。バイオセンサー510の凹所540は、第２レーザーアブレーションステーション100で、端部26とアレイ36の間に延在する凹所540を形成できるように予め決められたパターンに第１の表面22をアブレーションすることにより形成される。凹所540および微細構造体42の親水性は、バイオセンサー10に関連して上記で説明したプラズマ装置111により洗浄することで増大される。
【００６０】
毛管チャネル560は、バイオセンサー10に関連して上記で説明したように、第３アブレーションステーション110でカバー材料中に形成される。アブレーションされた材料をプラズマ装置111により洗浄してポリマー砕片および他の有機物質を除去し、チャネル560および微細構造体62の親水性を増大させる。この後、フィルムをセンサーラミネーション＆裁断／包装ステーション116に送り込み、ここで開口部58および取入口522が打ち抜かれる。
【００６１】
バイオセンサー10に関連して上記で説明したように、カバー材料の開口部58から液状接着剤を分配し、接着を起こすべき部分に熱治具を当てることにより接着剤の急速硬化を促進させる。こうして得られる組立ての終わった材料は裁断して個々のバイオセンサー510となし、これらを区分けして、バイアルに入れ、それぞれ栓で閉じて、包装されたバイオセンサーのストリップとする。バイオセンサー510は、上記で説明したようにバイオセンサー10と同様の方法で使用される。
【００６２】
本発明を好ましい実施形態に関連して詳細に説明してきたが、特許請求の範囲に記載し規定した本発明の範囲および精神の範囲内で変更および修飾が可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるバイオセンサーの透視図である。
【図２】Ａ：  図１のバイオセンサーの分解透視図である。Ｂ：  Ａのバイオセンサーの拡大図で、電極担持支持体の第１の表面から延びる複数の微細構造体を有する凹所を含むバイオセンサーを示した図である。Ｃ：  電極アレイ上に配置された試薬を示す、図１のバイオセンサーの部分分解拡大図である。
【図３】図１の線３−３に沿って見たときの図である。
【図４】図１の線４−４に沿って見たときの図である。
【図５】チャネルおよび該チャネル中に形成された複数の四角形状の柱を含むカバーを示す、本発明の１つの態様に従うカバーの底面透視図である。
【図６】チャネルおよび該チャネル中に形成された複数の円形状の柱を含むカバーを示す、本発明の別の態様に従うカバーの底面透視図である。
【図７】チャネルおよび該チャネル中に形成された２つの間隔を置いて配置されている棒形状の柱を含むカバーを示す、本発明の別の態様に従うカバーの底面透視図である。
【図８】チャネルおよび該チャネル中に形成された複数の棒形状の柱を含むカバーを示す、本発明の別の態様に従うカバーの底面透視図である。
【図９】本発明の製作方法の流れ図である。
【図１０】本発明に従うバイオセンサーの透視図である。
【図１１】図１０のバイオセンサーのカバーの底面透視図である。
【符号の説明】
10、510  バイオセンサー
12、512  電極担持支持体
14  導電体
16、18  電極
20、220、320、420、520  カバー
34  電極アレイ
40、540  凹所
42、62、262、462  微細構造体
58  開口部
60、260、360、460、560  毛管チャネル
68  試薬
【図１】
0003694285.tif 000003
【図２】
0003694285.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
0003694285.tif 000008
【図７】
0003694285.tif 000009
【図８】
0003694285.tif 000010
【図９】
0003694285.tif 000011
【図１０】
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【図１１】
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