(57)【要約】      （修正有）【課題】正確な読み取りを可能にする試験システムを提供する。【解決手段】毛管流路に沿って均一に流れる液体試料が基準電極を実質的に完全に覆った後に対電極の部分と接触するように配置された毛管注入バイオセンサー（２０）と、基準電極と作用電極との間での電気回路の検出時に第１の信号を生成する第１の信号回路（３１）と；対電極と、基準電極および作用電極の少なくとも一方との間での電気回路の検出時に第２の信号を生成する第２の信号回路（３３）と；第１の信号と第２の信号との生成の間の時間間隔を決定するタイマー（３５）と；時間間隔が設定値を超えた場合、または前記第１の信号の生成後に第２の信号が設定時間内に生成しなかった場合にエラー状態を引き起こすプロセッサ（３２）と；を有する試験メーターと備えている。【選択図】図１
2006337375.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
（ｉ）酵素に作用する検体を含む液体試料の存在下で前記酵素の触媒活性を電気化学的に示す毛管注入バイオセンサー（２０）であって、
液体注入口（１７）および液体排出口（１９）の間の毛管流路内に位置する作用電極（２４）、基準電極（２２）、および対電極（２３）を有し、
作用電極（２４）が酵素の触媒活性量を含み、
基準電極（２２）が対電極（２３）から切り離されており、基準電極および対電極は、前記液体注入口（１７）から毛管流路に沿って均一に流れる液体試料が基準電極を実質的に完全に覆った後、液体試料が対電極（２３）の何らかの部分と接触するように配置される毛管注入バイオセンサー（２０）と、
（ｉｉ）前記バイオセンサー（２０）を収容する試験メーター（４２）であって、
前記バイオセンサー（２０）上の各電極（２２、２３、２４）と電気的に接触する手段（２６、２７、２８）と、
前記バイオセンサー（２０）上で電気化学的測定を実施して測定された電気化学的値を生成する回路体（３０、３２）と、
前記測定された電気化学的値から特定の生体液の検体濃度値を決定する手段（３２）と、
決定された検体濃度値を示す手段（３４）と
を有し、さらに、
基準電極（２２）と作用電極（２４）との間に電気回路が検出された時に第１の信号を生成する第１の信号手段（３１）と、
対電極（２３）と、基準電極（２２）および作用電極（２４）の少なくとも１つとの間に電気回路が検出された時に、第２の信号を生成する第２の信号手段（３３）と、
前記第１の信号の生成と前記第２の信号の生成との間の時間間隔を決定するタイミング手段（３５）と、
前記時間間隔が設定値を超えた場合、または前記第１の信号が生成された後に前記第２の信号が設定時間内に生成しなかった場合にエラー状態を引き起こす処理手段（３２）とを有する試験メーター（４２）と
を備えることを特徴とする試験システム。
【請求項２】
基準電極（２２）および対電極（２３）を解除可能に接続するスイッチ（４５）であって、基準電極（２２）と作用電極（２４）との間で電気回路が検出される前に閉じられるスイッチ（４５）と、
基準電極（２２）と作用電極（２４）との間で電気回路が検出された時にスイッチ（４５）を開くための回路体（４３、４４）と
をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の試験システム。
【請求項３】
前記回路体（４３、４４）が、作用電極（２４）と対電極（２３）との間に電気回路が構築された時にフィードバックループを行うポテンシオスタット回路であることを特徴とする請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
基準電極（２２）が、スイッチ（４５）が開かれた時に開回路となることを特徴とする請求項２または３に記載のシステム。
【請求項５】
前記バイオセンサー（２０）が、
第１の基板（２）と、
第１の基板（２）の少なくとも一部に重なる第２の基板（１８）と
を有し、
前記基板の何れか一方に作用電極（２４）、対電極（２３）、および基準電極（２２）がそれぞれ設けられ、さらに前記バイオセンサーが、
試験メーター装置と電気的に接続するために前記作用電極、対電極、および基準電極に接続される導電性トラック（４ａ、４ｂ、４ｃ）と、
内部にチャネル（１６）を有し第１の基板（２）と第２の基板（１８）との間に配置されるスペーサ層（１４）であって、スペーサ層のチャネル（１６）が、隣接する表面と協働して前記基板（２、１８）の少なくとも一方の端縁から前記電極へ延びる毛管流路を規定するスペーサ層（１４）と
を備えることを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項６】
前記電極（２２、２３、２４）のそれぞれは、非媒介性であり、樹脂によって互いに結合された白金族金属または白金族酸化金属の粒子からなる基層（８ａ、８ｂ、８ｃ）を備えることを特徴とする請求項１〜５のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７】
前記電極（２２、２３、２４）のそれぞれが最上層をさらに備え、前記最上層が、基層上の緩衝液と、前記最上層および基層（８ａ、８ｂ、８ｃ）の少なくとも一方に触媒活性量の酸化還元酵素とを含有していることを特徴とする請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
対電極（２３）が毛管流路において作用電極（２４）の下流側であることを特徴とする請求項１〜７のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項９】
作用電極（２４）は、前記液体注入口（１７）から毛管流路に沿って均一に流れる液体試料が基準電極（２２）と接触するよりも遅れることなく作用電極（２４）と接触するように配置されていることを特徴とする請求項１〜８のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１０】
バイオセンサーとともに用いる試験メーター（４２）であって、
バイオセンサー（２０）上で作用電極（２４）と電気的に接続する第１の電極接点（２６）と、
バイオセンサー（２０）上で基準電極（２２）と電気的に接続する第２の電極接点（２８）と、
バイオセンサー（２０）上で対電極（２３）と電気的に接続する第３の電極接点（２７）と、
前記電極接点（２６、２７、２８）から入力信号を受け取るプロセッサ（３２）と、
特定の生体液に関するデータを有し、前記プロセッサ（３２）によってアクセス可能である記憶手段（３６）と、
バイオセンサー（２０）がメーター（４２）に挿入された時にバイオセンサー（２０）に塗布される液体試料の電気的特性を測定する手段（３０、３２）と
を備え、
プロセッサ（３２）が、記憶手段（３６）にアクセスするとともに、前記入力信号から引き出された検体濃度とアクセスされた記憶手段に含まれたデータとを表す出力信号を出力するように動作時に配置され、さらに前記試験メーターが、
前記出力信号に依存する情報を視覚的または聴覚的に出力する手段（３４）と、
前記第１の電極接点（２６）と前記第２の電極接点（２８）との間に電気回路が検出された時に第１の信号を生成する第１の信号手段（３１）と、
前記第３の電極接点（２７）と、前記第１の電極接点（２６）および前記第２の電極接点（２８）の少なくとも一方との間に電気回路が検出された時に第２の信号を生成する第２の信号手段（３３）と、
前記第１の信号の生成と前記第２の信号の生成との間の時間間隔を決定するタイミング手段（３５）と、
前記時間間隔が設定値を超えた場合、または前記第１の信号が生成された後に前記第２の信号が設定値内で生成されなかった場合にエラー状態を引き起こす手段（３２）と
を備えることを特徴とする試験メーター。
【請求項１１】
前記第２の電極接点（２８）と前記第３の電極接点（２７）とを解除可能に接続するスイッチ（４５）であって、電気回路が検出される前に閉じられるスイッチ（４５）と、
電気回路が検出された時にスイッチ（４５）を開く回路体（４３、４４）と
をさらに備えることを特徴とする請求項１０に記載の試験メーター。
【請求項１２】
前記回路体（４３、４４）は、第１の電極接点（２６）と第３の電極接点（２７）との間に電気回路が構築された時にフィードバックループを行うポテンシオスタット回路であることを特徴とする請求項１１に記載の試験メーター。
【請求項１３】
第２の電極接点（２８）は、スイッチ（４５）が開かれた時に開回路となることを特徴とする請求項１１または１２に記載の試験メーター。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、液体試料の検体濃度を測定するための試験システムに関する。また、本発明はこのシステムで用いるバイオセンサー、特に生体液中の検体濃度、例えば全血中のグルコースを測定するバイオセンサーを提供する。
【背景技術】
【０００２】
バイオセンサーは、電気的に導電性の基板に、例えば国際公開第２００４／００８１３０号に記載のような非媒介酵素電極に積層または混合される酵素からなる酵素電極を備えている。この電極は、適切な検体の存在下でその酵素の触媒活性化に電気化学的に反応する。
【０００３】
電気化学的なバイオセンサーは当該技術では公知である。それらのセンサーは、電流滴定法（アンペロメトリー）、電量分析法（クーロメトリー）、および電位差測定法（ポンテンシオメトリー）を含んだ測定技術に使用される。バイオセンサーは、作用電極と対電極を備えて、電気回路を形成する。また、作用電極と対電極との間で定常的な電位差を維持するのを助けるために、基準電極（参照電極）を用いてもよい。基準電極と対電極は１つの基準／対電極として結合させてもよい。
【０００４】
通常、酵素は、酸化還元酵素、例えば、グルコースオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、または乳酸オキシダーゼであり、以下の反応によって過酸化水素を生成する。
【０００５】
検体＋Ｏ２−[オキシダーゼ]  →  酸化物＋Ｈ２Ｏ２
電流滴定測定では、電位差が固定された作用電極で過酸化物が以下のように酸化される。
【０００６】
Ｈ２Ｏ２  →  Ｏ２＋２Ｈ＋＋２ｅ−
作用電極の白金の芯で過酸化水素が電気化学的に酸化されることにより、電子が、過酸化物から検体濃度に比例して電流を生成する電極へ移動される。グルコースが検体である場合、酸化物はグルコノラクトンである。
【０００７】
電量分析測定では、検体の電気分解の完了時またはほぼ完了時に通過する電流を測定し、それを統合して通過した電荷値を求める。通過した電荷は、試料中に存在する検体量に関係され、試料量が既知の場合には検体濃度が測定され得るようにしている。電位差測定では、この反応によって生成された電位を時間内に１点または複数の点で測定し、その初期の検体濃度と関連づける。様々な電気化学的測定技術は当業者にとって公知である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
通常、電気化学的測定は、液体試料が作用電極と対電極との間で電気回路を完成した時に自動的に始まる。血液試料が作用電極を完全に覆わないと、正確な読み取りを行うことが問題になることがある。なぜならば、電流量または測定電荷は、作用電極が完全に覆われる場合よりも少ないからである。ユーザーが二滴目の血液を塗布（二回注入）することにより試料をつぎ足そうとすれば、電極面積のより多くの部分が二度目の試料で覆われる時に余分の血液の添加によって非ファラデー電流のピークが発生するので、試料のつぎ足しにより測定の精度を低下させるとともに反応を増大させる影響がある。
【０００９】
作用電極と対電極を中間物にした状態で流路内に一対の注入検出用電極を利用することによって、不完全な注入の問題を低減することが提案されている。その注入検出用電極の間に回路が完成された時に測定値だけが取られる。しかしながら、この構成によって、システムに複雑性が加えられるとともに、ユーザーによる二回注入の問題が処理されない。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の一態様によれば、請求項１に記載された試験システムが提供される。本発明の他の態様は、請求項１０に記載されたように、前記システムで用いるのに好適な試験メーターを提供する。好ましい特徴は従属項において記載されている。
【００１１】
基準電極は、作用電極の電圧を測定することのできる安定した基準点を提供し、作用電極と対電極との間に望ましい電位を維持できるようにする。前記システムは、組み合わされた対電極および基準電極を備えた２電極式システムよりも安定である。好ましい実施形態では、この３電極すべてが同じ材料から形成され、好ましくは非媒介性の電極である。特に好ましい実施形態では、各電極は、樹脂によって一緒に接着された白金族金属または白金族酸化金属の粒子からなる電気的な導電性の基層と、基層上の緩衝材からなる最上層と、最上層および基層の少なくとも一方に触媒活性量の酸化還元酵素と備えている。電極は、国際公開第２００４／００８１３０号において作用電極に関して記載されているように製造されてもよく、その内容は参照により本明細書に含まれる。層の同じ材料および構造から３つのすべての電極を製造することにより、製造工程が簡素化される。好ましいシステムが、白金炭素と銀／塩化銀との組み合わせである電極を用いたものよりも感受性が高く、より直線的な反応をもたらすことを見出した。
【００１２】
好ましい実施形態では、端縁から毛管流路に沿って均一に流れる液体試料が、作用電極に接触するよりも遅れることなく基準電極に接触するように、作用電極は位置決めされている。基準電極と作用電極との間に液体試料による回路が完成されると、液体試料が作用電極と接触したという信号が送られる。さらに、この信号が現れなければ、液体試料が作用電極と接触していないことが示される。この条件下では、作用電極と基準電極との間に回路が構築されていない状態で二回注入が実行されてもよい。
【００１３】
対電極が作用電極と回路を完成した時に、少なくとも作用電極の実質的な部分が液体試料と接触することを確保するために、対電極は基準電極の十分に下流に配置されてもよい。好ましい実施形態では、端縁から毛管流路に沿って均一に流れる液体試料が実質的に完全に作用電極を覆った後に、液体試料が対電極のいずれかの部分と接触するように、対電極は設置されている。基準電極と作用電極との間に第１の電気回路が完成された時に、タイマーが始動されてもよい。第１の回路が完成されてから一定期間の間に、作用電極と対電極との間で電気的接触がなされない場合、メーターはバイオセンサーが十分な試料を受け取っていないという信号を送る。このように、本システムは短い注入検出と不十分な注入検出との両方を提供できる。
【００１４】
各電極はいずれかの基板に設けられてもよいが、製造を容易にするためすべての電極が単一の基板に設けられることが好ましい。
【００１５】
エラー状態は、視覚的および／または聴覚的警告を備えていてもよいし、例えば、バイオセンサーへの血液の塗布が不足していることを警告するとともに、状況に応じてそのバイオセンサーをメーターから取り除き新しいバイオセンサーでもう一度開始する指示を伴う表示メッセージを備えていてもよい。
【００１６】
プロセッサ、記憶手段、信号手段、タイミング手段、および電気的特性を測定する手段がそれぞれ別個の構成要素として提供されてもよいし、または、それらのいくつかまたはすべてを組み合わせて、例えば単一の処理ユニットで提供されてもよいことが理解されるだろう。
【００１７】
好ましい実施形態では、メーターは、基準電極と対電極との間で電気的接続を解除可能に構築する回路構成を有する。従って、基準電極は、最初に、組み合わされた基準電極／対電極として機能してもよい。基準電極と作用電極との間で電流が検出され液体試料が入ってきたことを示した場合、第１の信号によりプロセッサが電気的接続を切断される。それから、基準電極は開回路に入り、電流は流れない。液体試料が作用電極に到達すると、回路が形成され第２の信号が引き起こされる。
【００１８】
本発明の他の態様および利点は、以下の明細書、図面および請求項で明らかになるだろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
一例として、添付図面を参照して本発明がさらに記述されるだろう。
【００２０】
本明細書で使用される場合、以下の定義が、規定用語を定義する。
【００２１】
「電流滴定（アンペロメトリー）」には定常アンペロメトリー、クロノアンペロメトリー、およびコットレル式測定が含まれる。
【００２２】
「生体液」は、検体を測定できるあらゆる体液である。例としては、血液、汗、尿、間質液、皮膚液、および涙液が含まれる。
【００２３】
「バイオセンサー」は、検体の存在または濃度と相関する電気的信号に変換される電気化学的酸化および還元反応の手段を用いて、生体液中の検体の存在または濃度を検出する装置である。
【００２４】
「血液」には、全血と、全血の液体成分、例えば血漿および血清とが含まれる。
【００２５】
「電量分析（クーロメトリー）」は、検体の完全なまたはほぼ完全な電気分解中に通過した電荷または通過するように企てられた電荷を決定することである。この決定は、試料の電気分解中に崩壊した現在および経過時間の一回または複数回の測定を使ってなされる。
【００２６】
「対電極」は、作用電極と対をなす１つまたは複数の電極であり、作用電極を通過した電流と同じ大きさで反対符号を持つ電流が対電極を通過する。
【００２７】
「電気分解」は、１つの電極で直接になされるまたは１つまたは複数の媒介物を介してなされる化合物の電気的酸化または電気的還元である。
【００２８】
「ファラデー電流」は、化学物質の還元または酸化に相当する電流である。正味のファラデー電流は、作用電極を通って流れるファラデー電流すべての代数和である。
【００２９】
「媒介バイオセンサー」は、かなりの量の媒介物を含んだバイオセンサーである。
【００３０】
「媒介物」は、酸化形式で酵素から電子を受け取り、その後に、還元状態で再度酸化された電極へ電子を運ぶ電子担体である。媒介物の例としては、フェロセン、フェロセン誘導体、フェリシアン化物、オスミウム複合体、２，６−ジクロロフェノールインドフェノール、ナイルブルー、およびメドラブルー（Medola Blue）が含まれる。例えば、米国特許第５７０８２４７号、米国特許第６２４１８６２号、米国特許第６４３６２５６号、国際公開第９８／５５８５６号、および国際公開第９９／１３１００号を参照。
【００３１】
「非媒介バイオセンサー」は、かなりの量の媒介物を含まないバイオセンサーである。
【００３２】
「電位差測定法（ポテンシオメトリー）」は、低電流または無電流の条件下での電位の測定であり、液体中の検体の存在または量を決定するのに用いられてもよい。
【００３３】
「基準電極」は、ほぼ安定した平衡電極電位を有する電極である。これは、他の電極、特に作用電極が測定可能である基準点として用いることができる。
【００３４】
「作用電極」は、検体が電気分解を受ける電極である。
【００３５】
ＢＳＡ−白金／炭素の調製
２５０ｍｌのガラス瓶において、Miles Inc. 製のＢＳＡ６．４ｇを溶解してリン酸緩衝食塩水（ＰＢＳ）８０ｍｌにし、MCA Ltd.製の１０％Ｐｔ／ＸＣ７２Ｒ炭素２０ｇを一定の撹拌割合で徐々に添加した。それから、その瓶を回転ミキサの上に置き、室温で２時間培養させた。
【００３６】
Whatman No. 1（登録商標）のろ紙２枚を使用してブフナー漏斗を準備した。ＰＢＳ約１００ｍｌで３回洗浄された漏斗および炭素に混合物を注いだ。真空により炭素のケークが約５分間引っ張られて、できるだけ多くの液体を抽出するようにした。プラスチック製の容器の中で炭素のケークを注意深く擦り落とし、へらで粉々に砕いた。それから、この炭素をオーブンの中に３０℃で一晩置いて乾燥させた。この手順の目的は、炭素上の活性部位を遮断して炭素特性の貯蔵安定性および再現性を助けることである。
【００３７】
白金族金属／カーボンインクの調製
ポリマー結合剤としてのMetech製の８１０１ポリエステル樹脂と、インク用の溶媒としてのブチルセルソルブアセテート（ＢＣＡ）との中で、ＢＳＡ−白金／炭素を調製した。
【００３８】
インクの組成
Metech製の８１０１樹脂              ４４．６８％
ＢＳＡ−白金／炭素          １８．４２％
グラファイト                  ９．６４％
ＢＣＡ／シクロヘキサノン    ２２．９４％
Tween 20 （商標登録）                ２．９４％
グルコースオキシダーゼ               １．３８％
Tween 20はSigm-Aldrich社によって提供される界面活性剤である。Tweenは、Ici Americas社の登録商標である。溶媒はＢＣＡとシクロヘキサノンの５０％ｖ／ｖ混合物である。グラファイトは、英国のGS Inorganics, Evesham, Worcs社からのTimrex KS 15（粒径１６μｍ未満）である。
【００３９】
樹脂すなわちTween 20と溶媒の約半分とを最初に混合した後、炭素分留およびグラファイトを添加した。最初に、この組成を手で混合した後、三重ロールミルに数回通した。それから、残った溶媒をインクに加え、インクが印刷に適した粘度になるまで混合した。
【００４０】
滴下コーティング溶液の調製
コーティング溶液は水を主成分とし、高濃度の緩衝液、好ましくはｐH８のリン酸塩からなる。緩衝能力がイオン強度よりも重要であることが見出された。本実施例では、溶液はグルコースオキシダーゼおよびシステム安定剤をこの実施例のトレハローズ内に含有している。
【００４１】
滴下コーティング溶液
緩衝液 ＫＨ２ＰＯ４／Ｋ２ＨＰＯ４      ３８５ｍＭ、ｐＨ８        Sigma社
酵素   グルコースオキシダーゼ          ４０８０U／ｍｌ    Biozyme社
安定剤 トレハローズ              １％               Sigma社
好ましい範囲
緩衝液 ３００〜１０００ｍM、ｐＨ７〜１０
酵素   ５００〜１２０００U／ｍｌ（１．８５〜４４．４ｍｇ／ｍｌ）
安定剤 ０．５〜３０％
グルコースオキシダーゼの活性は、材料１ミリグラムにつき約２７０単位である（酵素は他の凍結乾燥剤および安定剤とともに調製されているためタンパク質１ミリグラムにつき約３６０単位）。
【００４２】
酵素を基層内に配置した場合、滴下コーティング溶液は緩衝液のみを含有してもよいが、状況に応じて安定剤を含有してもよい。
【００４３】
製造方法
グルコース試験ストリップ（バイオセンサー）を、スクリーン印刷および滴下コーティング技術の組み合わせを用いて製造した。印刷およびコーティング技術の当業者にとって公知である他の印刷および／またはコーティング技術を用いてもよい。この例示された方法は図のみとする。各ケースにおいて、種々の工程の実施順序は最終製品に影響を及ぼさずに変更されてもよい。図１および図２のそれぞれに対し、上の列が処理工程を示し、下の列がバイオセンサーの逐次的積み重ねを示す。
【００４４】
図１に示すバイオセンサーを製造するには、ベース基板２をポリエステル材料（Valox(登録商標)）から形成する。英国のGwent Electronic Materials社の製品番号Ｃ８０１３０Ｄ１の導電性カーボンペーストとして、導電性トラック４を基板２の上に印刷した。この実施形態では、トラック４ａ、４ｂ、４ｃはそれぞれ、作用電極２４、対電極２３、および基準電極２２をメーター（図示なし）に接続するための電気接点を提供する。導電性トラック４a′は、作用電極２４が形成される導電性表面を提供するために印刷されている。印刷後、導電性トラック４のインクを１分間、１３０℃の強制空気乾燥機内で乾燥させた。導電性炭素４の頭部に印刷された第２のインクは、英国のGwent Electronic Materials社の製品番号Ｃ６１００３Ｄ７の銀／塩化銀のポリマーペーストである。本実施例では、トラック６ａは導電性カーボントラック４ａ、４ａ′を接続し、トラック６ｂ、６ｃはそれぞれの導電性カーボントラック４ｂ、４ｃを接続し、対電極２３および基準電極２２をそれぞれ提供する。インク６を１分間、１３０℃の強制空気乾燥機内で乾燥させる。
【００４５】
次の層は、白金族金属炭素インクであり、作用電極２４が形成されるべき場所で導電性炭素４ｄの上に印刷される。このインクを１分間、９０℃の強制空気乾燥機で乾燥させ、厚さ約１２μｍの導電性基層８aを形成する。その後、誘電層１０を、作用電極２４および基準電極２２が位置する作用領域１２を除いた場所に印刷する。この誘電層１０は、英国のApollo社からのＭＶ２７である。この層の目的は、システムを絶縁することである。これを１分間、９０℃の強制空気乾燥機で乾燥させる。望ましくは、あるいはまた、基層８ａは、誘電層１０の後に印刷することができる。ただし、誘電層１０を後に塗布することで印刷の耐容要件のいくらかを取り除くことができるため、基層８ａを最初に印刷するのが好ましい。
【００４６】
滴下コーティング層が、BioDot社の滴下コーティング装置を用いて基層に対して塗布される。滴下コーティング溶液の使用量は１２５ｎｌであり、その量は１滴として塗布される。この滴下コーティング層を１分間、５０℃の強制空気乾燥機で乾燥させ、作用電極２４を形成する。滴下コーティングの後、部分的に構築された試験ストリップを室温および低湿度で４日間調整された。
【００４７】
スペーサ層１４は、UV-硬化樹脂（Nor-Cote 02-060 Halftone Base）を誘電層１０にスクリーン印刷しUV光（１２０ｗ／ｃｍ中圧水銀蒸気放電ランプ）を使って３０ｍ／分まで樹脂を硬化させることにより形成する。この樹脂は、アクリレートオリゴマー（２９〜５５％）、Ｎ−ビニル−２−ピロリドン（５〜２７％）、およびアクリレートモノマー（６〜２８％）からなる。スペーサ１４は、バイオセンサーの毛管流路を決定するチャネル１６を有する。第２の基板すなわち蓋１８をスペーサ１４に接着してバイオセンサー２０を作る。蓋１８は親水性熱密封接着剤「ＨＹ９」約１２．５μｍでコーティングされた５０μｍのＰＥＴテープ（Adhesive Research 90119）からなる。蓋１８をスペーサ１４に、１〜２秒間の熱および圧力（１００℃、４００ｋＰａ）の作用で接着する。蓋１８には狭い抜け口１９が設けられ、毛管流路からの空気の逃げを可能にしている。抜け口１９は、完全に蓋１８を横切って延びる必要はないが、毛管流路と液体連通する孔または短いスロットを備えている。必要であれば、第２の基板１８は、上記の工程を実施する多数の基板に渡って置かれ、その後に蓋１８を切断してバイオセンサー２０を作ってもよい。あるいは、スペーサ１４を最初に第２の基板１８に接着させ、次に第１の基板に接着させることもできる。この順序の利点は、スペーサ１４によって正しい位置に第２の基板１８の両部分を保持している間に、第２の基板１８を切断して抜け口１９を設けてもよいことである。
【００４８】
バイオセンサー２０は、基準電極２２、対電極２３、および作用電極２４を有し、それらの電極は誘電層１０の作用領域１２によって規定される。作用電極２４は、第１の基板２の上の導電性炭素層４ａ′の上の基層８ａと、緩衝液を含んだ最上層とを備えている。
【００４９】
大規模な製造の場合、最初に単一のブランクまたは網の上で互いに接続され、好ましくは２倍の基板長の深さで接続される複数の基板が設けられてもよく、種々の処理工程をブランクまたは網全体の上で実施し、最終の分離工程を経て、複数のバイオセンサー２０を作る。
【００５０】
バイオセンサー２０は、スペーサ１４の中のチャネル１６と、蓋１８の内表面と、第１の基板２（誘電層１０によって大部分覆われている）とによって規定された毛管流路を有する。この流路は、基板２、１８のそれぞれの平行な短い端縁での液体注入口１７から基準電極２２、対電極２３、および作用電極２４へ延び、液体排出口１９で終わる。蓋１８の内表面は親水性になるように処理されて血液で濡れやすくなるようにしている。酵素としてのグルコースオキシダーゼとともにバイオセンサーを使って血糖を測定する。ユーザーは、自分の上腕などの代替部位を針で刺して皮膚上に小さな血液の滴を作り、血液の位置する皮膚にバイオセンサー２０の適切な短い端縁を接触させることによって読み取りを行うことができる。血液は、作用領域１２に急速に引き寄せられ、既知の手段で導電性トラック４ａ、４ｂ、４ｃに接続されたメーターよって読み取り可能な電流を作る。試料の量は約０．８ｎｌで十分である。しかしながら、不十分な試料の量が塗布された場合、読み取りが不正確になることがある。第２の試料を塗布することにより、後述されるように、非ファラデー電流のピークがもたらされる。
【００５１】
ここで、図２を参照すると、バイオセンサーの代替の実施形態が示される。この実施形態では、導電性炭素トラック４ａ、４ｂ、４ｃが作用領域１２に延び、銀／塩化銀トラックは使用されない。図１の基層８ａに関して同じ組成および印刷方法を用いて、トラック４ａ、４ｂ、４ｃは基層８ａ、８ｂ、８ｃと一緒にそれぞれ印刷される。作用電極２４を形成する基層８ａに対してのみ滴下コーティングを塗布した状態では、さらなる処理工程は図１と同じである。しかしながら、製造上の利便性のため、従来のコーティング技術または印刷技術を用いて最上層コーティングを基層８ａ、８ｂ、８ｃすべてに適用することも可能であり、それによって、正確な領域８ａの上への滴の精確な位置決めの必要性が排除される。
【００５２】
バイオセンサー２０とともに用いるのに好適なメーター４２は図５に概略的に示される。メーター４２は、バイオセンサー２０上の電極トラック４ａ、４ｂ、４ｃとそれぞれ接触するための電極接点２６、２７、２８を有する。電気値は、Ａ／Ｄコンバーター３０を介してプロセッサ３２に伝えられる。プロセッサ３２は、全血に関する校正データを記憶する第１の記憶手段３７と、必要に応じて対照溶液に関する校正データを記憶する第２の記憶手段３８とに選択的にアクセスすることができる。この実施例では、校正データ３７、３８は、バイオセンサー２０のポットを設けられたコードチップ３６上に含まれている。プロセッサ３２は、温度センサー４０を有し、測定された温度および校正データ３７または３８を用いて検体の出力値を校正する。算出された検体値はＬＣＤ３４上で表示される。
【００５３】
検体の測定がなされる時に、バイオセンサー２０はメーター４２に挿入され、電極トラック４ａ、４ｂ、４ｃが電極接点２６、２７、２８とそれぞれ電気的に接触するようにしている。バイオセンサー２０の挿入は、回路を完成させるとともに、特定の時間内、本実施例では２分以内に計測を期待するようにメーター４２を作動させる。血糖測定を行うために、ユーザーは指をまたは上腕などの代替部位を針で刺して血液一滴を提供し、その滴に押し付けてバイオセンサーの自由端を接触させる。毛管力により血液試料は、毛管流路のチャネル１６を介してバイオセンサー内に引き寄せられる。電極の配置は、血液試料が基準電極２２と接触するよりも遅れることなく作用電極２４と接触するようになされている。試料が基準電極２２および作用電極２４の両方と接触した時に、回路が完成され、試料が作用電極２４と接触したことをプロセッサ３２が知らされる。プロセッサ３２は、その回路が完成した時に第１の信号を生成する第１の信号手段３１を備えている。また、プロセッサ３２は、第１の信号が生成された時からの時間を測定するタイマー３５も備えている。
【００５４】
毛管流路のチャネル１６の下での液体試料のさらなる流れが、試料を個別の対電極２３と接触させる。これにより、対電極２３および／または基準電極２２と作用電極２４との間に電気回路が完成され、読み取りを行う作用電極２４を試料がすべてまたは十分に覆ったことをプロセッサ３２が伝えられる。プロセッサ３２は、第２の回路が完成された時に第２の信号を生成する第２の信号手段３３を備えている。予め設定された時間内、例えば５秒間以内に第２の信号が生成されない場合、第１の信号の後にプロセッサは、ＬＣＤ３４に表示されるエラー状況を発動させる。ユーザーは、使用したバイオセンサー２を取り除いて新しいバイオセンサーで再び始めるように促される。第２の信号を生成するために試料が不足している場合、ユーザーは、血液の二滴目を塗布することにより試料を増やすことができる。このような二回注入は、作用電極と対電極との間にまだ回路が完成していないので、非ファラデー充電のピークを発生させない。第２の信号が予め設定された時間内に発生した時に、作用電極は例えば３５０ｍｖまたは３７５ｍｖまで分極され、電気化学的測定、本実施例では電流測定が行われる。
【００５５】
第１の信号手段３１および第２の信号手段３３は１つの同じ回路により提供されてもよいこと、および、プロセッサ３２、信号手段３１、３３、タイマー３５、および記憶手段３７、３８が個別の部品としてそれぞれ提供され、または、そのいずれかまたはすべてが例えば単一の処理ユニットにおいて組み合わせて提供されてもよいことは理解されるであろう。
【００５６】
さて、図６を参照すると、好ましい実施形態に係るメーター用のポテンシオスタット回路が図示されている。この回路は第１のオペアンプ４３および第２のオペアンプ４４を有する。第１のオペアンプ４３は、基準電極２２に対して作用電極２４での分極電位を設定する。試験の開始時に、スイッチ４５は接点２７、２８の間にあり、通常に組み合された基準／対電極の構成を構築する。血液が塗布され基準電極と作用電極との間に電気的接続を構築すると、電流が流れる。この電流は検出され、スイッチ４５が解除される。スイッチが解除された後、基準電極２２が開回路となり第２のオペアンプ４４が作用電極２４と同じ電圧になるため、電流は流れない。血液試料が基準電極２２に到達した時に、フィードバックループが構築され、ポテンシオスタット回路の通常動作が再開される。このようなことが起こった場合、ストリップは十分な血液で満たされる。
【００５７】
図１のバイオセンサーの試験結果は図３に示され、図２のバイオセンサーの試験結果は図４に示される。いずれの場合でも、滴下コーティング溶液は、滴下コーティングにより基層８ａに塗布されて作用電極２４を形成するが、基準電極２２または対電極２３には塗布されない。しかしながら、他の電極のいずれかまたは両方に対して、または簡便であれば作用領域１２全体に渡って滴下コーティング溶液を塗布することは可能である。両方のバイオセンサーは、電流−グルコース濃度の許容反応曲線を示しているが、３つの電極すべてが白金炭素の基層８を備えた図２のバイオセンサーは、高い背景電流を与え、より感度良く、より直線的な反応を持っている。
【００５８】
明確にするために個々の実施形態の場面で記述された本発明の特定の特徴は、単一の実施形態と組み合わせて提供されてもよいことが理解される。それとは逆に、簡潔に述べるために単一の実施形態の場面で記載された発明の種々の特徴は、個別に提供されてもよいし、またはあらゆる好適な小さな組み合わせで提供されてもよい。
【００５９】
本発明は具体的な実施形態を参照して記述されたが、本発明の変形および変更は、添付の請求項で定義された本発明の範囲から逸脱せずになされてもよいことが理解されるべきである。
【００６０】
本出願が優先権を主張する英国特許出願第０５１１２７０．１号においての開示は、本出願に添付する要約において、本書を参照することにより組み込まれる。
【図面の簡単な説明】
【００６１】
【図１】本発明の実施の形態に係るバイオセンサーの形成段階を示す図である。
【図２】本発明の実施の形態に係るバイオセンサーの形成段階を示す図である。
【図３】異なるグルコース濃度を持った静脈血の試料を用いた場合の図１のバイオセンサーの電流応答を示すグラフである。
【図４】異なるグルコース濃度を持った静脈血の試料を用いた場合の図２のバイオセンサーの電流応答を示すグラフである。
【図５】図１および図２のバイオセンサーとともに使用するメーターの概略図である。
【図６】図５のメーターのポテンシオスタット回路の回路図である。
【符号の説明】
【００６２】
２      第１の基板
４ａ、４ｂ、４ｃ    導電性トラック
８ａ、８ｂ、８ｃ    基層
１４    スペーサ層
１６    チャンネル
１７    液体注入口
１８    第２の基板
１９    液体排出口
２０    毛管注入バイオセンサー
２２    基準電極
２３    対電極
２４    作用電極
２６    第１の電極接点
２７    第３の電極接点
２８    第２の電極接点
３１    第１の信号手段
３３    第２の信号手段
３５    タイミング手段
４２    試験メーター
４３    回路体
４４    回路体
４５    スイッチ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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