(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
血液アナライザ用のセンサーカートリッジであって、
ａ．ハウジングと、
ｂ．第１端部と、第２端部と、ポンプチューブを備えており、そのポンプチューブの中央部が前記ハウジングの外側に存在するポンプチューブアセンブリと、
ｃ．液体カップリングと、
ｄ．前記ハウジング内に保持されたセンサーアセンブリであって、
第１液体ポートと、第２液体ポートと、第１液体ポートと第２液体ポートを連通するフローセルと、フローセルから分岐する基準セルを備えており、
前記第１液体ポートは、前記ポンプチューブアセンブリの第１端部にカップリングされており、前記第２液体ポートは、前記液体カップリングにカップリングされており、
基準セルの中に基準媒質が充填されている、センサーアセンブリと、
e.該センサーアセンブリを前記ハウジング内に収容させるカバーと、
を含んでいることを特徴とするセンサーカートリッジ。
【請求項２】
前記ハウジングは開口部を有しており、前記センサーアセンブリは該開口部から延び出る電気コネクタを含んでいることを特徴とする請求項１記載のカートリッジ。
【請求項３】
前記センサーアセンブリは液体通路を含んでおり、
前記ポンプチューブアセンブリは、
（１）内部を貫通する貫通液体通路を備えたポンプチューブと、
（２）第１端部に設けられて、前記貫通液体通路を前記センサーアセンブリの前記液体通路とを連通させる第１端部カップリングと、を含んでおり、
ポンプチューブは、ポンプと物理的にインターフェースしており、ポンプの圧力によって蠕動運動をおこなうことを特徴とする請求項１記載のカートリッジ。
【請求項４】
ポンプチューブアセンブリの第２端部に第２端部カップリングが設けられており、該第２端部カップリングは、直角端カップリングであることを特徴とする請求項３記載のカートリッジ。
【請求項５】
前記液体カップリングは、直角液体カップリングであることを特徴とする請求項３記載のカートリッジ。
【請求項６】
前記ポンプチューブアセンブリは第２端部カップリングを含んでおり、前記ハウジングは、第２端部カップリングを延び出させて血液アナライザとカップリングさせ、該血液アナライザからの液体を該ポンプチューブアセンブリの液体通路内で流通させるための第２開口部を有していることを特徴とする請求項３記載のカートリッジ。
【請求項７】
前記液体カップリングは貫通液体通路を有しており、前記ハウジングは、該液体通路を延び出させて血液アナライザとカップリングさせ、該血液アナライザからの液体を該液体カップリングの液体通路内で流通させるための第３開口部を含んでいることを特徴とする請求項６記載のカートリッジ。
【請求項８】
請求項７記載のカートリッジであって、
a.前記電気コネクタは電気コンタクトを有しており、
b.前記液体カップリングと前記ポンプチューブアセンブリの第２端部カップリングは、該電気コネクタの電気コンタクトにまで前記ハウジングを越えて延び出しており、本カートリッジが血液アナライザに設置されるときに該電気コンタクトを血液アナライザの係合コンタクトと適正に整合させる、
ことを特徴とするカートリッジ。
【請求項９】
前記カバーは、分析物の分析過程で分析物を前記センサーアセンブリ内で視覚的に観察させるオープニングを有していることを特徴とする請求項１記載のカートリッジ。
【請求項１０】
前記カバーは半透明または透明であることを特徴とする請求項１記載のカートリッジ。
【請求項１１】
前記液体ポートと電気コネクタとは、一度に係合できるように整合されていることを特徴とする請求項１記載のカートリッジ。
【請求項１２】
血液アナライザへのカートリッジの物理的係合と、前記液体ポートと電気コネクタの物理的係合は、カートリッジを血液アナライザの方向に直線的に移動させることで提供されることを特徴とする請求項１に記載のカートリッジ。
【請求項１３】
血液アナライザからのカートリッジの事故的な脱落を防止するロッキング手段をさらに含んでいることを特徴とする請求項１記載のカートリッジ。
【請求項１４】
前記ロッキング手段は血液アナライザとの適切な係合を知らせる明瞭な可聴音を提供することを特徴とする請求項１記載のカートリッジ。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本願発明は流体（以下一般的に“液体”）の分析システムに関する。さらに特定すれば、血液分析装置（アナライザ）に対するセンサーの機械的、電気的並びに液体的接続に関する。
背景技術
種々の場合において、全血液サンプル(whole blood sample)内の血液ガス(blood gas)の部分的圧力、血液サンプル内の電解質、及び血液サンプルのヘマトクリット値を測定することが望まれる。例えば、p ＣＯ2、p Ｏ2、p Ｈ、Ｎａ+、Ｋ+、Ｃａ2+及びヘマトクリット値の測定は患者の状態を診断する際に基本的な臨床評価を提供する。そのような測定のためにいくつかの異なる装置が現存する。意味のある診断情報を提供するには、そのような装置は非常に精度が高くなければならない。さらに、患者に隣接してこのような分析を実施するには、血液サンプルの分析に採用される装置は小型であることが望ましい。またさらに、分析物の必要量を減少させるには、分析物が通過するキャビティや通路のサイズを減少させることが重要である。例えば、少量の血液サンプルを使用して血液分析を実行することは、比較的に短い時間に比較的に多数のサンプル採取を必要とする場合に重要となる。さらに、集中治療が必要な患者は血液ガスの採取や臨床化学測定のために１日あたり１５回から２０回のサンプリングを必要とし、患者の診断時に多量の血液が抜かれる恐れがある。また、利用可能な血液量が制限される場合がある。特に対象が新生児である場合には限定される。さらに、そのユニットをポータブルにするためにアナライザのサイズを減少させることで分析は治療現場で実行が可能となる。またさらに、サイズの減少は全体的な測定時間の短縮にもつながる。さらに、テストの回数を減らすため、各テスト後に可能な限り多くの情報を収集することが望ましい。
現行の血液アナライザにおいては、センサー/キャリブラントパッケージ(sensor/calibrant package)はハウジング(housing)内に収容されたセンサーアセンブリ(sensor assembly)を含んでいる。センサー/キャリブラントパッケージはさらに複数の液体パウチ(fluid pouch)もハウジング内に収納している。これらパウチは血液アナライザの操作に必要なキャリブラントとフラッシュ液(flush fluid)を保持する。ハウジング内の一連のチューブとバルブはセンサーアセンブリ内のセンサーを各液体パウチと連結している。サンプルをセンサーアセンブリに伝送するチューブはハウジング内に存在するため、血液アナライザのオペレータはセンサーアセンブリを出入りするサンプルを視覚的に観察することができない。従って、オペレータはサンプルが実際にセンサーアセンブリに入ったか否かを視覚的には決定できない。これは重大な問題である。なぜなら、オペレータは流体通路に目詰まり等の障害が発生しても視覚的に確認できないからである。
液体、センサーアセンブリ及び測定用サンプルの温度を上昇させるためにヒータアセンブリ(heater assembly)がハウジング内に提供されている。温度を上昇させることでサンプルの分析を所定の温度で実施することができる。加熱が必要な部材と液体の熱マス(thermal mass)のため、血液アナライザは新しいセンサー/キャリブラントパッケージが設置された後に１時間以上は使用できないであろう。さらに、このようなヒータの必要性はセンサー/キャリブラントパッケージのコストを押し上げる要因となる。
センサー/キャリブラントパッケージの加熱が必要なことに加えて、それらセンサーをセンサーアセンブリ内で水和させることが必要である。そのようなセンサーの水和は１時間以上を要する。従って、血液アナライザは新しいセンサーアセンブリの設置後１時間以上は使用することができない。多くの場合に、血液分析は規則的で接近した時間間隔で実行されなければならない。よって、加熱や温度安定及び水和に必要な時間が長引くと、所定の時間内での分析回数が希望するよりも減少することになる。
液体パウチとセンサーアセンブリとの間の液体インターフェースは、センサー/キャリブラントパッケージが血液アナライザに設置される前にパウチからの液体がセンサーアセンブリから流れ出ないようにコントロールしなければならない。このため、センサー/キャリブラントパッケージのデザインに複雑性が増し、センサー/キャリブラントパッケージの製造コストが上昇する。さらに、センサー/キャリブラントパッケージと血液アナライザとの間の複雑なインターフェースはセンサー/キャリブラントパッケージの設置を一層困難にし、センサーからの液体の漏出の可能性を高め、液体通路の長さを増加させる（通路の詰まりが発生しやすくなり、必要なサンプル量も増加する）。センサーアセンブリを液体パウチと廃棄パウチ（廃棄サンプルと他の液体が送り込まれる）とにインターフェースするエラストマー製チューブは凹面上を延びて配管されている。センサー/キャリブラントパッケージが血液アナライザ内に設置されると、蠕動ポンプ機能を提供するためにポンプアームはチューブを反復的に刺激するが、センサー/キャリブラントパッケージと血液アナラーザとの間の機械的インターフェースの複雑性を増加させている。さらに、この機械的インターフェースの複雑化は、血液アナラーザにセンサー/キャリブラントパッケージ内のバルブコントロール機構の設置を必要とさせる。第１バルブは血液アナラーザ内のコントローラに液体通路を提供するために回転されなければならない。各液体パウチからの液体通路を開くために一連の追加的スライドバルブを血液アナライザ内へのアセンブリの設置時に起動する必要もある。
センサーアセンブリは、インレットポート(inlet port)とアウトレットポート(outlet port)との間の液体通路に沿ってポリマー製サブストレート(polymer substrate)の表側に提供された複数のセンサーを有している。この液体通路はポリマー製サブストレートのグルーブ（溝）として形成される。サブストレート上には電極が提供される。これら電極はサブストレート内に形成された測定フローチャンネル(measurement flow channel)と連結している。これら電極はサブストレートとカバープレートとの組み合わせによって形成された測定フローチャンネルとも連結している。
センサーアセンブリとセンサーアセンブリの外部の電子機器との電気的インターフェースはサブストレートの裏側に提供された複数のコンタクト（接続体）を介して提供される。これらコンタクトは血液アナライザ内のスプリングが提供された対応コンタクト(mating contact)上をスライドする。センサーアセンブリのコンタクトが血液アナライザ内で対応コンタクトに対してスライドするので、センサーアセンブリとアナライザのコンタクトは磨耗する。従って、血液アナライザへのカートリッジの設置と取り出しを繰り返すと、血液アナライザ内の外部回路とセンサーアセンブリ内のセンサーとの間の電気コネクションは劣化するであろう。
電気スライドコンタクトの使用や、エラストマー製チューブとポンプとの間のインターフェースの構造や、バルブコントロールの形状によって、センサー/キャリブラントパッケージはまず血液アナライザに挿入され、次に挿入方向に対して直角にスライドさせなければならない。この一連のプロセスはセンサー/キャリブラントパッケージの設置を面倒にしており、センサー/キャリブラントパッケージと血液アナライザとの間の電気、機械あるいは液体インターフェースを不充分な状態とするであろう。
さらに、センサーはセンサー/キャリブラントパッケージのインテグラル（一体的）部分であるため、センサーが作動しないと（すなわち、特定のパラメータで作動しないと）、センサー/キャリブラントパッケージ全体の交換が必要になる。
従って、血液アナライザ内のセンサーの設置と準備が面倒で液体漏出の可能性が高く、設置後にも使用可能になるまでに長時間を要することになる。よって、血液アナライザのオペレータにセンサーアセンブリのみを迅速に設置させることを可能とし、特別な訓練を不要とし、さらに非常に信頼性が高い電気、機械及び液体インターフェースを提供するアセンブリを提供することが望ましい。さらに、そのようなアセンブリに対して、ユーザによるサンプルの視覚的観察を可能とする機能を提供することも望まれる。
発明の開示
本願発明はセンサーを内蔵するセンサーカートリッジに関する。このセンサーカートリッジはセンサーを血液アナライザ内に容易で信頼性高く設置させる。このカートリッジは６つの基本的コンポーネントを含んでいる。すなわち、（１）ハウジング、（２）ハウジングカバー、（３）センサーアセンブリ、（４）“ポンプチューブ”アセンブリ、（５）直角液体カップリング、及び（６）キャプチャ（捕捉）/リリース（解放）アーム(capture/release arm)である。
本願発明の好適実施例によれば、このセンサーアセンブリはアセンブリの裏側に搭載された電気コネクタを有している。このコネクタの本体（ボディ）はハウジング内の第１オープニング（開口部）を通過して延び出ている。この第１オープニングの壁部形状はコネクターの延出部分の形状とほぼ一致している。よって、コネクタ本体とハウジングの第１オープニングの壁部との機械的インターフェースによってハウジング内の所定のポジションでセンサーアセンブリが保持される。
ハウジング内の複数の内壁部はポンプチューブアセンブリと直角液体カップリングをハウジング内の所定の場所に配置させる。ポンプチューブアセンブリの１端は平端液体カップリングとして形成されており、センサーアセンブリにカップリングされている。ポンプチューブアセンブリの他端は直角端液体カップリングとして形成されている。この直角端液体カップリングの一部はハウジングの第２オープニングを通過して延び出ている。第２オープニングを定義する壁部はハウジングを通過して延び出る直角端液体カップリングのその部分と形状が一致している。直角液体カップリングはポンプチューブアセンブリの直角端液体カップリングと本質的には同じである。この直角液体カップリングの一部は、ポンプチューブアセンブリの直角端液体カップリングの突起部と同様にハウジング内の第３オープニングを通過して延び出ている。直角液体カップリングの別部分はセンサーアセンブリと直接的にカップリングされている。
本願発明の１実施例によれば、ハウジングの第４オープニングは血液アナライザから延び出る第１ボス(boss)を受領する。この第１ボスは一般的に円筒状であり、ボスの遠方端近辺で加工された“環形”溝を有した剛体である。あるいは、このボスは方形、楕円形、あるいは他の断面形状を有した長形構造体として提供が可能である。この実施例によれば、第１ボスの外径よりも少々大きな内径を有した中空円筒体として第２ボスがハウジング内に提供されている。この第２ボスの外径は本質的にはハウジング壁部の厚みの分だけその内径よりも大きい。
キャプチャ/リリースアームは第１ボスが延び出させるオープニングを有している。このアームは弾性的に保持されており、カートリッジが血液アナライザ内に設置されるときに血液アナライザから延び出るボスの環状溝内にそのオープニングの内側エッジがキャプチャ（捕獲）されるようになっている。アームの一部はハウジングを越えて延びており、オペレータにアームをプレスさせてアームのエッジをボスの溝から解放させる。
血液アナライザから延び出るボスを、ハウジングから延び出るボスと係合(mate)させる整合と、２体の雄型液体コネクタ(make fluid connector)（一方は直角液体カップリングと係合し、他方はポンプチューブアセンブリの直角端液体カップリングと係合する）の整合とによってセンサーアセンブリが設置されるとき、センサーアセンブリの裏側のコネクタの電気コンタクトは血液アナライザの対応する電気コンタクトと整合する。これらは、センサーアセンブリの電気コンタクトが血液アナライザの電気コンタクトと係合する前に対応する部材と係合するであろう。従って、センサーアセンブリの電気コンタクトは、コンタクトが相互に接近するときに血液アナライザの電気コンタクトと正確に整合するであろう。
ポンプチューブアセンブリの弾性（柔軟）部分はハウジングを１端から出て、同一端からハウジングに再進入して“Ｕ”形状のループを形成する。ポンプチューブで形成されたこのＵループは十分にフレキシブルであり、ループを延ばして血液アナライザ上に配置されたローラポンプと係合することができる。このローラポンプは回転して係合状態のポンプチューブのループを擦動し、蠕動ポンプを提供する。
本願発明の好適実施例によれば、サブストレート内にはヒータが提供される。このヒータは血液サンプルとセンサーアレイとを所定の安定温度にまで加熱することができ、その温度をサンプルの分析中に維持する。センサーアセンブリに入る液体は少量であって熱マスが小さいために急速に加熱することができる。
本願発明のセンサーは、血液アナライザ内のセンサーと外部検出、分析電子機器との間の短い電気通路によって良好な信号−ノイズ比を提供する。よって、増幅させることなく低レベルのセンサー出力が直接的に利用可能である。
【図面の簡単な説明】
本願発明の目的、利点及び特徴は添付の図面と共に以下の説明を読めば容易に理解されよう。
図1aと図1bは本願発明の１実施例による分解状態のセンサーカートリッジの斜視図である。
図1cは本願発明のハウジングの１実施例を図示しており、ハウジング内にはポンプチューブアセンブリと直角液体カップリングが設置されている。
図1dは本願発明の１実施例によるカートリッジを図示しており、血液アナライザから延び出ているボスはカートリッジ内の中空ボスと係合状態にある。
図1eは本願発明の１実施例によるオープニングを有したカートリッジカバーを図示しており、そのオープニングを通ってセンサーアセンブリは観察可能である。
図2aは本願発明の１実施例による血液アナライザを図示している。
図2bは本願発明の血液アナライザの別実施例を図示している。
図3aは本願発明の１実施例による血液アナライザへのカートリッジの物理的な固定に使用されるラッチを図示している。
図3bは本願発明の１実施例による保護カバーを図示している。
図3cは本願発明の１実施例を図示しており、血液アナライザから延び出ているバーブはセンサーカートリッジを所定の場所にラッチ掛けしている。
図4は本願発明のセンサーアセンブリの正面図である。
図5は図４に示す本願発明のセンサーアセンブリの背面図である。
図6aは本願発明に従ってサブストレート上にヒータが配置されたときのヒータの形状を示す１形状例を図示している。
図6bは本願発明の１実施例に従って各誘電層が提供された後のサブストレートの裏側を図示している。
図7はスクリーンを発生させるために使用されるデザインワークを図示しており、コンダクタとコネクタパッドの第２層を提供するために本願発明の好適実施例で使用されるものである。
図8は本願発明の好適実施例による酸素センサーを図示している。
図9はサブストレートの一部の断面図であり、そこを貫通する本願発明のセンサースルーホールと、電解質センサー電極の金属層とが図示されている。
図10は本願発明の１実施例によるヘマトクリットセンサー電極の１例の断面図である。
図11はセンサーの断面図であり、本願発明の１実施例によるエンカプスラント(encapsulant)の第１層を示している。
図12はヘマトクリットセンサーの１例の断面図であり、本願発明の１実施例によるエンカプスラントの第１層を示している。
図13はプラスチックケース内に設置されたセンサーアセンブリの平面図である。
図14はプラスチックケース内に設置されたセンサーアセンブリの断面図である。
図15aから図15cは本願発明の別実施例を図示しており、センサーの相対ポジションは図４のものと異なっている様子を示している。
これら図面を通じて同一の数字と符号は同様な部材を表している。
発明の最良モード
本明細書を通じて提示されている好適実施例や他の実施例は本願発明を例示するためだけのものであり、本願発明を限定するものではない。
センサーカートリッジ
図１aと図１bは本願発明の１実施例による分解状態のセンサーカートリッジ100の斜視図である。図１aと図１bに示すセンサーカートリッジ100は５つのコンポーネントを有している。すなわち、（１）ハウジング102、（２）ハウジングカバー104、（３）ポンプチューブアセンブリ106、（４）液体カップリング108、及び（５）センサーアセンブリ400、である。
図１aと図１bに示すハウジング102は、フロア101、４面の壁部103、105、107、109、及びオープニング110を有している。センサーアセンブリ400の電気コネクタ1205の雄型電気コンタクトピン1207はオープニング110を通過して延びている。１実施例によれば、コネクタ1205はオープニング110を通過して延びるボデイ116を有している。オープニング110の壁部118は一般的にコネクタ1205のボディ116の形状とサイズに合致している。従って、センサーアセンブリ400はハウジング102のフロア101の平面内で動きが規制されている。好適には、コネクタボディ116はオープニング110内に緩くフィットしている。しかし、本願発明の別実施例においては、ボディ116はオープニング110内で摩擦力によってフィットしており、カートリッジ100の設置中にセンサーアセンブリをさらに安定して所定の場所に保持する。または、センサーアセンブリはセンサーアセンブリ400の液体カップリングによって発生される力のみによってポンプチューブアセンブリ106と液体カップリング108とに対して保持される。さらに別な実施例においては、ハウジング102のフロア101から延び上がる壁部はセンサーアセンブリ400の動きを規制するように形状化されている。図１aはそのような壁部120を図示している。
ポンプチューブアセンブリ106は、好適には直角端液体カップリング126、平端液体カップリング124、及びポンプチューブ136を含んでいる。本願発明の１実施例によれば、端部液体カップリング124、126はエラストマー材料で成型される（例えば通常の成型プロセス）。液体カップリング108もエラストマー材料で成型することが可能である。好適には、この液体カップリング108は直角カップリングとして成型されている。すなわち、このカップリングは、第１対応液体カップリング(first mating fluid coupling)を通過する液体通路が第２対応液体カップリングを通過する流体通路と連通させる手段を提供する（第１カップリングと第２カップリングの流体通路が直交するとき）。好適にはポンプチューブ136は非常に弾性的であり、ポンプチューブ136にローラと適切にインターフェースさせ、以下において詳細に説明するように蠕動ローラポンプを提供する。液体通路はポンプチューブアセンブリ106を通過して提供され、液体がポンプチューブアセンブリの１端から入って他端から出るようにしている。
壁部122はポンプチューブアセンブリ106と液体カップリング108をハウジング102内の所定の場所に保持するように提供される。図１cは本願発明のハウジング102の１実施例であり、ポンプチューブアセンブリ106'と液体カップリング108'とがハウジング102内に収納されている状態を図示している。図１cは図１aと図１bの実施例の変形であり、図１cの端部液体カップリング124'、直角端液体カップリング126'及び液体カップリング108'は一般的に方形である（図１aと図１bに示す端部液体カップリング124、直角端液体カップリング126、及び液体カップリング108の一般的に円筒状のものとは相違する）。カップリング108、108'、126、126'のボディから延び出る中空円筒状突起体は液体チャンネルを内蔵している。各カップリング108、108'、126、126'の液体チャンネルは各カップリングの縦軸に沿って液体チャンネルに対して直角に提供されている。それらカップリングの形状とは無関係に、突起体130、128はハウジング102のフロア101内の２つのオープニング132、134内に着座している（図１aと図１b）。好適には、これらオープニングは、円筒状突起体128、130がオープニング132、134内にぴったりとフィットし、フロア101の外面を少々越えて延びるような形状とサイズを有している。どちらの場合も、ポンプチューブアセンブリ106、106'のポンプチューブ136はハウジング壁部109のオープニング138を通過する。
本願発明の１実施例によれば、センサーアセンブリのポート1201、1204はポンプチューブアセンブリ106と液体カップリング108とに直接的にカップリングされている。しかし、別実施例によれば、液体チャンネルを内蔵した延長チューブ（図示せず）は、インレットポート1202と液体カップリング124との間、あるいは、アウトレットポート1204と液体カップリング108との間に提供される。この延長チューブを通過する液体チャンネルは好適には比較的に細く、分析対称のサンプル量を減少させ、キャリブラントや他の分析に使用される液体量を減少させる。
好適にはカバー104は半透明あるいは透明であり、カバー104の表面から上方に延びている５体の突起体140、142、144、146、148を有している。さらに、以下で詳細に説明するように、好適にはプラスチックケース1200（図１４）も半透明か透明である。これらカバーとプラスチックケースは半透明か透明であるため、ユーザはカートリッジ内のセンサーアセンブリを通過する分析対象のガスバブルや試薬の移動を観察することができる。本願発明の１実施例によれば、図１eに図示されたカバー104'はオープニング170を有しており、カートリッジを設置する血液アナライザのユーザにセンサーアセンブリを直接的に観察させる。従って、ユーザはセンサーアセンブリを通過する分析対象のガスバブルや試薬を直接的に観察できるであろう。
本願発明の１実施例において、突起体140、142、144、146はカバー104をハウジング102に整合させる。突起体146はさらに突起体148と共にセンサーアセンブリ400のトップ部に圧力を適用し、カバー104が適用された後にセンサーアセンブリを所定の位置に保持させる。当業者であれば容易に理解しようが、これら突起体は多様な別形状であってもカバーを整合させてセンサーアセンブリ400を所定の場所で保持できる。さらに、本願発明の１実施例においては、そのような突起体は全く使用されない。
２つの補強ホール150、152がカバー104を貫通して提供されている。ホール150、152はハウジング102のフロア101から延び上がる中空であって一般的に円筒状であるボス154と整合し、カバー104をハウジング102に固定するネジのごとき保持具を受領する。本願発明の別実施例では、ボス154と整合状態で鋲がカバーから延びている。各鋲はボス154の１つでオープニング内にぴったりとフィットし、カバー104をハウジング102のフロア101に固定する。
本願発明の１実施例によれば、本願発明のカートリッジは液体カップリング108をセンサーアセンブリ400の第１ポート1204にカップリングさせることで組み立てられる。液体カップリング124はセンサーアセンブリ400の他方のポート1202にカップリングされる。液体カップリング108、センサーアセンブリ400、及びポンプチューブアセンブリ106の組み合わせ物はハウジング102内に降下され、突起体128、130はオープニング132、134内に差し込まれる。ポンプチューブ136はハウジング102の壁部109のオープニング138内に挿入される。その後にカバー104はハウジング102の上に置かれてハウジング102に固定される。
カートリッジ100の準備が完了すると、図２aの血液アナライザ200のごとき血液アナライザ内に設置される。本願発明の血液アナライザは第１と第２の雄型液体コネクタ202、204を有している。これら第１及び第２雄型液体コネクタは円筒突起体128、130と係合し、第１雄型液体コネクタ202からポンプチューブアセンブリ106の直角端液体カップリング126を介してセンサーアセンブリ400へ入り、インレットポート1202を介してアウトレットポート1204から出て、液体カップリング108を介して第２雄型液体コネクタ204に入る液体通路を完成させる。
液体は、ポンプチューブ136を擦動するローラ206を含んだ蠕動ローラポンプによって液体通路に沿ってポンプ搬送される。すなわち、ポンプチューブ136は好適には十分に柔軟性があり、ローラ206で延ばされることができる。ローラ206はポンプチューブ136に変動する圧力を提供し、大きな圧力領域に存在するポンプチューブ136の部分を内部的に規制し、小さな圧力領域に存在するポンプチューブ136の部分を緩衝させてポンプチューブ136の内側を通過するチャンネルの太さを本質的には無圧力状態のサイズとする。ローラ206が回転すると、変動圧力領域はポンプチューブ136を縦走し、ポンプチューブ136に蠕動運動を発生させる。
第１及び第２の雄型液体コネクタ202、204に加えて、複数の雌型電気コンタクトコンセントを有した雌型電気コネクタが血液アナライザに提供される。この雌型コンセントはセンサーアセンブリ400の雄型電気コンタクトピン1207と係合する。好適には、第１及び第２雄型液体コネクタ202、204は雄型電気コンタクトピンがセンサーアセンブリから延び出る以上に血液アナライザから延び出している。従って、液体コネクタの係合によって電気コネクタの係合のための整合が提供される。図２bに図示されている本願発明の１実施例においては、一般的に円筒状であるボス208が血液アナライザ200'から外側に延び出ている。好適にはボス208はボス208の遠方端部に提供された一般的には環状の溝210を有している。
本願発明の１実施例によれば、血液分析機200'はボス208を有している。図１dに示すようなカートリッジ100'が提供される。このカートリッジ100'はボス208と整合した中空ボス156を有している。カートリッジの中空ボス156はボス208の外径よりも多少大きな内径を有している。４つのサポート突起体がボス156の周辺に提供されている。これらのうちで２つのサポート突起体が一般的には“Ｌ形状”のラッチサポート158を提供している。他の２体のサポート160はボス156を支持するために単に追加的な補助力を提供しているだけである。図３aは各ラッチ158の水平エッジ162に着座しており、各ラッチサポート158の垂直部分164の間に提供されているラッチ300を図示している。
第１の小型オープニング301はラッチ300の近接端近辺に形成されている。ラッチ300の第２の大型オープニング302はボス208を通過させるようなサイズで提供されている。第２オープニングの１端にはステップ304が形成されている。第１オープニングは“歯”166を受け入れるサイズである。この歯は図１dに示すように壁部105'の凹部168から上方に延び出ている。壁部105'はハウジング102のフロア101から切り出されており、歯166の下方のその切り出し部分を上方に突起させている。よって、ラッチ300が、歯166をオープニング301に係合させた状態でラッチ158の直立部分164の間に存在するとき、そのラッチはラッチ300のエッジ306に対して内側の圧力をかけることで内側に押され、壁部105'から延び出るであろう。カートリッジ100'が完成すると、カバー104はラッチ300を所定の場所に保持する。
カートリッジ100'が血液アナライザ200'内に設置されると、ボス208の溝210はラッチ300のステップ304と係合する。すなわち、ラッチの第１オープニング301のエッジと、ステップ304のエッジとの問の距離は、歯166の内側エッジとボス156の内側壁部の最遠ポイントとの間の距離からボス208の溝210の深度を差し引いたものと等しくなる。ステップ304の幅“ｗ”は好適には少なくとも溝210の深さと等しい。さらに、ステップの厚み“ｔ”は溝210の幅よりも多少小さい。よって、カートリッジ100'はステップ304の溝210内への係合によって血液アナライザ内に捕捉される。内側方向圧力をラッチ300のエッジ306に適用すると、壁部105'が変形してラッチは多少内側に移動し、ステップ304を溝から解放してカートリッジ100'を血液アナライザ200'から抜き取らせる。血液アナライザとカートリッジとの間の全てのコネクションは、カートリッジを血液アナライザ側に直線的１方向に移動させることで提供されることが望ましいことは理解されよう。血液アナライザとカートリッジとを適切に係合させるとラッチ300は所定のポジションにスナップ式に収まり、スナップ係合を知らせる可聴音を発生させて係合が完了したことを知らせる。
本願発明の１実施例によれば、カートリッジ100の形状と一般的に合致した形状を有した保護カバーが提供される。図３bはそのようなカバーの実施例である。プラグ350はカバー352から延び出ている。プラグ350はカップリング108、126内の突起体128、130と係合するサイズであり、カートリッジが血液アナライザに設置されていないときにそれらカップリングをシール状態に保つ。好適には、各プラグ350は突起体128、130の１つを介してチャンネル内にぴったりとフィットする。カバーの一部354はカバー354から外側に延び出ており、ポンプチューブ136をサポートする。１対の壁体356はカートリッジがカバー352内に深く着座し過ぎないようにするものであり、電気コネクタ1205のコンタクトがカバー352の底部と接触することを防止している。カバー352はセンサーカートリッジを通る液体通路をシール状態に保ち、センサーアセンブリ400の電気コンタクトをカバーして保護する。
カートリッジに関する前述の説明から、本願発明は、（１）設置が非常に簡単であり、設置訓練が不要であり、（２）カートリッジと血液アナライザの電気的及び液体的接続が不適当となるような危険をほとんど提起せず、１回の設置プロセスによって電気的及び液体的接続を完壁に確立させ、（３）一体的で安価であり、信頼性が高いポンプチューブアセンブリを含んでおり、（４）血液アナライザのユーザに分析対象物、ガスバブル、あるいは試薬を分析過程で観察させ、（５）安価であり、コストの心配なく利用後に廃棄させ、（６）血液アナライザのセンサーの迅速で信頼性が高い交換を可能にし、（７）血液要素とアナライザとの接触機会を減少させ、（８）サイズがコンパクトで、（９）異なる分析物パネル(analyte panel)を有したセンサーに使用でき、（１０）１タイプのアナライザに多種タイプのセンサーを利用させる、カートリッジを提供する。
本願発明のカートリッジは無数の異なる形態で提供が可能であることは理解されよう。例えば、複数のセンサーアセンブリを直列にカップリングさせ、リダンダンシ(redundancy)を提供させ、あるいはカートリッジ内に提供されるセンサーの数またはタイプを増加させるこどができる。さらに、直線状液体カップリングで直角液体カップリングに置き換えることもでき、柔軟なチューブを液体通路の方向変換に利用することもできる。またさらに、ポンプチューブとセンサーアセンブリとの間の液体カップリングを利用せずにポンプチューブをセンサーアセンブリと直接的にカップリングさせることもできる。さらに、多様なラッチ機構を使用して、カートリッジを血液アナライザに安定してラッチ掛けさせることもできる。例えば、アナライザは弾性的なバーブ(barb)を有することができる。図３cは、カートリッジ100の各エッジがバーブ212の１つに係合するときにバーブ212が広がるような１実施例を図示している。カートリッジを完全に設置すると、バーブ212は元のポジションに戻り、バーブ端部はカートリッジの外面をラッチ掛けしてカートリッジをアナライザ200と係合状態に保持する。柔軟なストラップ体をカートリッジの周りに掛けてカートリッジをアナライザ200と係合状態に保つこともできる。さらに、カートリッジを貫通するホールを提供し、ネジ部材にアナライザに設けられたホールと係合させ、カートリッジをアナライザに固定することもできる。多数の他の方法でも可能であることは明らかである。
センサーアセンブリ
図４は本願発明のセンサーアセンブリ400の１実施例の正面図である。図５は図４に示す本願発明のセンサーアセンブリの背面図である。本願発明は複数のセンサー403を有したセンサーアセンブリであり、無機質サブストレート405に提供された高度に純粋で平坦な円形銀製電位差計と電流計電極センサー(potentiometric and amperometric electrode sensor)を含んでいる。好適には、このセンサーアセンブリ400は、分析物をセンサー403によって分析するために送り込まれるフローセル(flow cell)を定義するハウジング内に収容されている。各センサー403はサブストレート405を貫通する極小スルーホール上に提供されている。本願発明の好適実施例によれば、各極小スルーホールは好適にはサブストレートにレーザ加工されたものである。これら極小スルーホールは各センサー403によってサブストレートの表側で占められる面積を減少させることができる。すなわち、コンダクタの層はセンサー電極の配置を妨害しないため、このデザインは、少ない限定要素で多数のセンサーを平面内にアレイ状態で配置させる。サブストレートの表側の占領面積を減少させることで、センサーアセンブリ400の比較的に小さな領域に比較的に多数のセンサー403が配置できる。よって、フローセルの容積を減少させることができる。フローセルの容積を減少させるとサンプルサイズも減少する。このことは非常に重要である。なぜなら、状況によっては同一の患者から多くのサンプルを採取する必要があるからである。さらに、小型サンプルサイズ、センサーアセンブリ400の熱マスの低減、及びサブストレートの裏側へのヒータの配置によって、本願発明は急速に安定温度に到達させ、分析を実行させることができる。従って、本願発明は血液アナライザ（図示せず）に設置されてから直ちにテスト結果を提供することができる（１実施例では約６０秒）。
各センサー403の占領面積の減少に加えて、各センサー403の下側でサブストレートを貫通した極小スルーホールの使用によって、サンプルと基準溶液(reference solution)をサブストレート405によって電気コンダクタ410から物理的に隔離することができる。これら電気コンダクタ410は各センサー電極から関連コネクタパッド411（図５）に電荷あるいは電流を伝えるものである。センサー電極とサーミスタ(thermister)409のみがサブストレートの表側に配置される。コンダクタを配置させるためにサブストレートの裏側をほぼ専用的に利用させることで、サブストレートの表側（スペースがさらに貴重）は表側に提供されなければならない要素（例えば、センサー電極）のために使用させることができる。コンダクタ410とパッド411は図５においては破線で示されている。これは、エンカプスラント415がコンダクタ410とパッド411の一部の上側に適用されていることを示している。詳細は後述するが、パッド411にはハンダが適用されており、表面マウントコネクタ(surface mount connector)（図５では図示せず）に適当な電気的及び物理的インターフェースを提供している。これも詳細は後述するが、サーミスタ409（図４）もサブストレート405の表側に提供された後にカプセル化(encapsulate)される。
本願発明の１実施例によれば、センサー403を外部装置にカップリングする全コネクタはサブストレートの裏側に提供されている。これらコネクションは離れて提供され、可能な限り大きな絶縁性を提供している。本願発明の１実施例においては、電気コンダクタはサブストレート405の裏側に提供された複数の異なる層に提供されている。以下で解説するようにサンプルも基準溶液もサブストレートの裏側には接触しない。従来式表面マウント電気コネクタは好適にはコネクタパッドに搭載され、物理的インターフェースを介して、センサー403から、センサー403によって発生される電気信号を検出して処理する外部装置へと延びる導電通路を提供する。
本願発明の好適実施例のサブストレート405は本質的には水性電解質や血液に対して比較的に長期にわたって不浸透性である（本願発明の１実施例においては６ヶ月以上）。本願発明の好適実施例によれば、この無機質サブストレート405は約0.025インチ厚である商業グレードの96％アルミナ(Ａｌ2Ｏ3)のシート体である。サブストレート405は好適には購入前に熱処理によって安定化されたものである。そのようなサブストレートの１例はコロラド州グランドジャンクションのクアーズセラミックカンパニ社の製品番号4S200である。あるいは、サブストレートは、詳細は後述するように、センサーが提供できる本質的に平坦である非導電性のプレートでもよい。例えば、サブストレートはシリコン、ガラス、セラミック、木製品、非導電性ポリマー、またはスムーズな平面体として使用できる商業的に入手可能なフリットでもよい。しかし、好適にはサブストレートはｐＨ値が６から９以上の電解質に対して耐久性を有し、長時間（数週間）耐えることができるものである。
アルミナ製サブストレートの使用は次の利点を提供する。（１）低熱マス、（２）長時間水性電解質や血液に曝しても寸法的に安定、（３）厚フィルム堆層技術(thick film deposition technique)に対して物理的、化学的に安定、（４）超小形ホールの精密レーザ加工が可能、（５）センサー材料に無反応、及び（６）高電気抵抗性である。
無機質サブストレート405とその上に積層された層とを含んだアセンブリは非常に安定しており、水性電解質や血液と接触しても破壊しないため、センサーアセンブリ400は（１）各センサー403間、（２）各センサー403と各電気コンダクタ間、及び（３）各電気コンダクタ間に非常に良好な絶縁状態を維持する。
サブストレート405と、その上に提供された各層は安定しており、水性電解質と血液で分解しないので、サブストレートには非常に高い電気抵抗が維持される。従って、本願発明は、相当に長い期間腐食環境に曝されていても各センサー403間に非常に高い電気抵抗性を保持させる。このことは以下の理由で非常に有利である。本願発明の１実施例によれば、等浸透性基準媒質(isotonic reference medium)（例えば、知られたイオン濃度を有したゲルあるいは他の粘性溶液）が基準電極上に提供され、サブストレート405に提供される電位差計センサーのための基準を提供する。このセンサーアセンブリ400はその等浸透性基準媒質の揮発を減少させるように湿気を有したシール環境パウチ（図示せず）内に保存が可能である。コントロールされた湿度を有したシール状パウチ内での保存によってセンサー403は保存中に一部が水和される。センサー403はセンサーアセンブリ400の保存中に部分的に水和されるので、本願発明のセンサー403は設置後にはほとんどコンディショニングが不要である。よって、部分的に水和状態でセンサー403を保存することで、ユーザは本願発明のセンサー403から結果を得るまで長く待つ必要がない。これは乾燥状態で保存される従来のセンサーとは異なる。従来のセンサーは使用前に長時間の適当な処理を必要とした。よって、設置後直ちに使用できるセンサーアセンブリ400の提供は有利である。例えば、従来の血液アナライザを使用する血液研究施設は少なくとも２体の従来式血液アナライザを保有していることが必要であった。さもないと、センサーアセンブリの交換後に何時間も利用できないというリスクがあった（センサーの組み立て、コンディショニング、キャリブレーション、再水和処理等）。本願発明のセンサーアセンブリはセンサーアセンブリが設置されてからたったの１０分程度で結果を提供する。従って、バックアップとしての必要性は残ろうが、余分の血液アナライザを保有する必要性は排除される。
図４と図５に示すセンサーアセンブリ400によれば、次のようなセンサーが提供される。（１）ナトリウムセンサー403h、（２）カリウムセンサー403g、（３）カルシウムセンサー403f、（４）ｐＨセンサー403e、（５）二酸化炭素センサー403a、（６）酸素センサー403b、（７）ヘマトクリット値センサー403c、403d。基準電極407も提供される。この基準電極は各電位差計センサー（ナトリウムセンサー403h、カリウムセンサー403g、カルシウムセンサー403f、二酸化炭素センサー403a）に共通であり、それら各センサーに対して電圧基準を提供する。当業者であれば理解しようが、これらセンサーあるいはそれらのサブセットは他のタイプのセンサーとの組み合わせでも提供が可能である。
本願発明のセンサーアセンブリの製造
次は本願発明の１実施例の製造法である。当業者であれば理解しようが、本願発明のものの多くの別製造方法が存在する。従って、以下の好適実施例の説明は本願発明の例示としてのみ提供されている。
まず、一連のスルーホールがサブストレート405にドリル加工される。好適には、各スルーホールはＣＯ2レーザを使用して直径約0.002から0.006インチ（サブストレート405の表側で測定）で提供される。各スルーホールを小径に維持することで、スルーホール上に提供される電極の平面特性はスルーホールの存在によって劣化されることはない。本願発明の好適実施例においては１３個のホールが必要である。１つのホールが１個のセンサー用となる。ヘマトクリットセンサー403c、403dと酸素センサー403bは例外であり、それらは各々２つのホールを必要とする。ヘマトクリットセンサーは２個の電極403c、403d用の２つのホールを必要とする。酸素センサー403bは好適にはセンサーの陰極への接続用の１つのスルーホールと、陽極への接続用の１つのスルーホールを有している。好適にはさらに２つのスルーホールがサーミスタ109への接続に使用される。好適にはまた２つのスルーホールが基準電極407に対して使用され、オープンサーキットとなり得る欠陥スルーホールのリスクを減少させている。本願発明の好適実施例においては、センサー電極と接続する各スルーホールは関連センサー電極が提供される個所の下側に配置される。好適には、そのような各スルーホールはセンサー電極の中央下に配置されるが、酸素センサー403bの場合は例外である。しかし、本願発明の別実施例では各スルーホールは電極の下側のどこに配置しても構わない。
サブストレート405がアルミナ等のセラミック材料であるとき、好適にはサブストレートは約1000℃から1400℃で、さらに好適には1100℃から1200℃で全部のスルーホールの提供後にアニール処理される。ドリル後のサブストレートのアニール処理はレーザドリル加工後にスルーホールに付着する非化学量的残留物(nonstoichiometric residue)の酸化を確実なものとする。アニール処理しなければ、残留物（高反応性）はセンサー電極を汚染させ、センサー性能を劣化させる。本願発明の好適実施例ではサブストレートはアニール処理後にスクライブ処理(scribe)される。しかし、本願発明の別実施例ではサブストレートはアニール処理前にスライブ処理されても、全く実施されなくともよい。サブストレートのスクライブ処理によって１体のサブストレート上において同一積層処理により形成された複数のセンサーアセンブリをアセンブリの完成後に分離させることができる。
スルーホールがドリル加工されてアニール処理された後、サーミスタペーストがサブストレート405の表側に所定のパターンで提供され、図４に示すようなサーミスタ409が提供される。本願発明の別実施例ではサーミスタの特殊な形状は図４のものとは異なる。別実施例では、サーミスタ409は別個のコンポーネントであり、サブストレート上には直接的に提供されない。本願発明の好適実施例では、サーミスタペーストはエレクトロ−サイエンスラボラトリインク社の製品番号ESL2414である。サーミスタペースト501は好適には乾燥状態で約１５から２９μＭ（燒結したとき10-22μＭ）の厚みで提供される。サーミスタペーストは８００から１０００℃にて約１から２０分間オーブンで乾燥及び燒結される。当業者であれば理解しようが、サーミスタ409は、センサーアセンブリ400の温度をコントロールする外部コントロール装置に情報を提供するいかなる材料で製造してもよい。好適にはサーミスタは特に温度に敏感であるセンサーに隣接して配置されるか、あるいは温度に敏感な分析物を測定する際に最適に配置される。本願発明の別実施例においては、複数のセンサーと独立制御式のヒータが使用され、各センサーの温度とフローパス（液体通路）に沿った異なる場所の分析物の温度をコントロールする。
サーミスタペーストが塗布され、乾燥されて燒結されると、好適にはサブストレート405は真空装置内に配置される。真空装置（図示せず）は複数の真空ポートを有しており、それぞれの真空ポートはサブストレートの表面のスルーホールの開口部と接触状態で配置される。好適には、各真空ポートはスルーホールの１つとそれぞれ同時的に整合しており、サブストレートのスルーホール内にスルーホール外部の外気よりも低い圧力を提供する。以下で詳細に説明するように、好適には電解質センサー403h、403g、403fの電極の金属層を形成する金属と両立する金属ペーストがサブストレート405の裏側のスルーホール上に提供される。提供された金属はスルーホール上に導電パッドを形成する。しかし、サブストレート405の表側に適用された真空のために金属の一部はスルーホール内に引き入れられる。本願発明によれば、金属ペーストは好適には銀ペーストであり、例えば、エレクトロ−サイエンスラボラトリインク社の製品番号ESL9912Fでよい。本願発明の好適実施例によれば、金属ペーストはインチあたり２５０本のワイヤを有したメッシュスクリーン（約0.0016インチの太さのワイヤ、間隔0.0025インチ）を介して適用され、エマルジョンの厚みは約0.0007インチである。このエマルジョンはマスク状に広げられ、メタルペーストをサブストレート405の裏側のスルーホールの位置においてのみスクリーンを通過させる。金属ペーストはスクリーンで各スルーホール上にて柱状に提供される。これら金属ペーストの柱体は真空装置による減圧によってスルーホール内に引き入れられる。この方法は好適には２度実施され、各スルーホールが確実に銀ペーストで埋まるようにしている。
次にサブストレートは回転され、サブストレート405の裏側を真空ポートと接触させる。これらポートはスルーホールと整合され、それらの上にヘマクリット電極403c、403dが提供される。スルーホールの表側を埋める金属は好適にはスルーホールの上に形成される電極を形成する特定の金属と両立するように選択される。本願発明の好適実施例においては、ヘマクリット電極はプラチナを使用して形成される。従って、これらスルーホールの表側を埋め、サブストレートの表側で導電パッドを形成する金属材料は好適には銀/プラチナペーストであり、例えば、デュポンエレクトロニクス社の製品番号QS175の銀ペーストとエレクトロ−サイエンスラボラトリインク社の製品番号ESL5545であるプラチナペーストとの混合物である。銀/プラチナペーストの使用は、プラチナヘマトクリットセンサー電極と、ヘマトクリットセンサー電極の下側のスルーホールの裏側を埋める銀導電材料との間で両立性インターフェースを提供する。好適にはこの混合物は５０：５０の銀材料とプラチナ材料を含んでいる。しかし、別実施例では銀とプラチナの別の割合の合金でも利用が可能である。さらに、プラチナと両立できるどのような合金（プラチナとソリッドな溶液を形成するもの）でも使用できる。次のスクリーン処理で、他の１１のスルーホールのそれぞれ（その上にヘマトクリット電極403b、403cを提供する２つを除いた他のスルーホールの各々）は、好適にはサブストレートの裏側からスルーホールを埋めるのに使用したものと同一の金属ペーストを使用してサブストレート405の表側から埋められる。サブストレート405の裏側で形成された導電パッドに類似した導電パッドがサブストレート405の表側に形成される。サブストレートの両側からスルーホールを埋めるとスルーホールを埋加工が確実なものとなり、各スルーホールを通じたサブストレートの両側間に低い抵抗の電気コンタクトを提供することができる。
図６aは本願発明に従ってサブストレート405にヒータが提供されたときに同形となる１つのパターンを示している。この実施例においては、ヒータ601は複雑な蛇行パターンとなる。図６aはさらに、いくつかの導電性トレース603を示している。これらは、以下で詳細に説明するように、センサー403の電極からサブストレートに固定されるコネクタのピンにまで連結する電流及び/又は電圧用の導電通路を提供する。好適にはヒータ601はサブストレートの裏側に提供される。本願発明の１実施例によれば、ヘラウスサーマロイ社の製品番号9635-Bを１０重量部、デュポンエレクトロニクス社の製品番号7484を９０重量部含んだヒータペーストブレンドが厚み１５から３３μＭで提供されて乾燥される（燒結時7-12μＭ）。１実施例によれば、スルーホール真空はオープン状態の全てのスルーホールをシール状態にするのに利用が可能である。当業者であれば理解しようが、このヒータはサーミスタ409から温度に関する情報を受け取るコントロール装置によって容易にコントロールされる熱源を提供するいかなるヒータ装置であってもよい。コンダクタ603が辿る特定ルートは本願発明の別実施例では異なることもあることは理解されよう。
ヒータ601とコンダクタ603が提供されると、一連の誘電層419がサブストレート405の裏側に提供される。これらはヒータ601とコンダクタ603を、後でそれらの上に提供される追加層から電気的に絶縁する。それら誘電層は開口部を含んでおり、それを通して“バイアス”が形成可能であり、誘電層を介してコンダクタ603に電気コンタクト通路を提供する。好適には従来式の厚フィルムスクリーン技術を使用して誘電ペースト（E.I.デュポン社の製品番号5704等）がサブストレート405の裏側に提供される。誘電ペーストを提供するのに使用されるスクリーンはバイアスを形成する個所以外は全ての個所をマスクする。図６bは各誘電層419が提供された後のサブストレート405の裏側を示している。ヒータ601とコンダクタ603は破線で示されており、ヒータ601とコンダクタ603上に誘電層419が存在していることを示している。２層の誘電層が提供され、乾燥されて８００℃から９５０℃で燒結された後、パラジウム/銀のコンポジット等の金属ペースト（好適実施例ではE.I.デュポン社の製品番号7484）がバイアスが形成される個所750に提供される。本願発明の別実施例では、他の貴金属混合物が利用可能であり、利用可能な表面領域に望ましい抵抗値を達成させる。金属ペーストは８００℃から９５０℃で約１分から２０分間燒結される。さらに２層の誘電ペーストと金属ペーストが積層される。それぞれの層は積層後に８００℃から９５０℃で約１分から２０分間燒結される。誘電層やバイアスの他の提供方法では複数の誘電層や金属を必要としないこともあることは当業者であれば理解しよう。しかし、スクリーンを介して提供される層の厚みには限界があるため、好適には誘電ペーストと金属ペーストの複数の層が提供される。ヒータ601の導電ライン聞の誘電層はヒータ601の上の誘電層の高さとほぼ等しく提供され、センサーアセンブリ400の裏側に比較的にスムーズな表面が提供される。
最後の誘電層419が積層された後、第２層のコンダクタが積層される。図７は第２コンダクタ層を示しており、第２層のコンダクタ410、複数のコネクタパッド411、及びレジスタ412（図５）へのコネクション803が含まれている。本願発明の１実施例においては、第２コンダクタ層は金属ペースト（本願発明の好適実施例ではE,I,デュポン社の製品番号7484であるパラジウム/銀）で形成される。その第２コンダクタ層はオーブンで約８００℃から９５０℃で約１分から２０分間乾燥及び燒結される。コンダクタ410と導電コネクタパッド411はセンサー電極と、コネクタパッド411に固定されたコネクタにカップリングされた外部装置（図示せず）との間の連結を完成させる。コンダクタの第２層はオーブンで約８００℃から９５０℃で約１分から２０分間乾燥及び燒結される。
本願発明によれば、コンダクタ603、410は２層（ヒータ層とコネクタパッド層）上に提供される。しかし、センサーアセンブリ400の形状がコンダクタを各センサーから、コネクタが電気的にカップリングされる適当な電気コンタクトパッドにまでルート化させることが困難である本願発明の別実施例では、コンダクタを備えた３層以上が利用可能である。このような実施例では、各コンダクタ層は好適には少なくとも１層の絶縁誘電材料で分離される。
第２のコンダクタ層がサブストレート405の裏側に積層された後、センサー403の電極を形成する各層はサブストレート405の表側に提供される。各電極の第１金属層の積層と同時に、サーミスタ409へのコンタクト414がサーミスタをサーミスタ409に隣接したスルーホールとカップリングさせるために提供される（図４）。図８は本願発明の別実施例による酸素センサー403b'を図示している。酸素センサー403bと403b'の両方とも本質的には従来式の電流計セルである。図４の酸素センサー403bと図８の酸素センサー403b'の唯一の相違は陽極701、701'の形状である。本願発明の好適実施例によれば、陽極701、701'は本質的に直線状コンダクタであり、遠方端703、703'で直線状から外れている。好適には、陽極の面積は陰極の面積の５０倍以上であり、最も安定した操作を提供する。さらに、陽極と陰極の距離は好適には0.020から0.030インチであり、陽極から陰極への電位差はさほど大きくはない。酸素センサーの陽極をどんな数の別形状にも適応するように形状化させることは可能である。これら２形状は本願発明の２種の特定例に従った陽極形状の例としてのみ提供されている。本願発明の１実施例では、デュポンエレクトロニクス社の製品番号QS175である銀ペーストのごとき金属が提供され、酸素センサー403b'の陽極701、701'を形成する。あるいは、電流計セルの陽極を形成するのに使用されるどのような金属、例えば、プラチナ、ルテニウム、パラジウム、ロジウム、イリジウム、金、銀等が使用可能である。陽極701、701'の遠方端703、703'はサブストレート403を通過する前述のスルーホールの１つの上に提供されている。
陰極コンダクタ707が次に形成される。陰極コンダクタ707の遠方端709はサブストレート403を通過した別のスルーホール711上に提供される。陰極コンダクタ707と陽極701、701'はオーブンにて約８００℃から９５０℃で約１分から２０分間乾燥及び燒結される。
図９はセンサースルーホール702が提供され、イオンに感応するセンサー電極が提供されたサブストレート405の一部の断面図である。酸素センサー403bの提供と同時に、並びに、酸素センサー403bの陽極701、701'の金属層を形成するように使用されたものと同一タイプの材料（好適には銀材料）の提供によって、他のセンサー403a、403eから403hのそれぞれと関連する電極と基準電極407のそれぞれの第１金属層704サブストレートのスルーホール702上に提供される。金属層上に提供されるポリマー膜を有することになるセンサー403a、403eから403hの場合には、第２金属層706（好適には第１金属層704と同一材料）が第１金属層704上に提供され、第１金属層704の下側に提供されたスルーホール702の存在による表面の凹凸を減少させる。すなわち、１層のみの金属材料層を有したスルーホール702上に形成された電極はスルーホール702の上に凹みを形成する傾向がある。このような凹みは、電極がポリマー膜でコーティングされなければ一般的に問題はない。
しかし、ポリマー膜を有したセンサーではそのような凹みは膜を電極704に埋め込むことになり得る。この変形の結果、最良の性能は発揮されない。すなわち、非常に均等な膜形状は最良のセンサー性能を発揮させるのに重要である。このことは、本願発明の好適実施例において、金属層704、706に提供されたポリマー膜の厚みが膜溶液の制御された分量を精密な寸法のセンサーキャビティ内に投入することで決定されることから理解されよう（以下で詳細に説明する）。金属層706上に形成された膜は非常に薄い（約５から２５０μＭ）。膜のいかなる個所の厚みの変動も膜の厚みに影響を及ぼす。膜の厚みのこのような変動はセンサー403の性能に悪影響を及ぼす。従って、ポリマー膜の下側に存在する金属層に凹みが存在すると、膜は凹みの上で厚くなり、電極の他の場所で薄くなる。第２金属層706の提供は処理しなければ存在することになるこのような凹みを解消する。好適には、第２金属層706は第１金属層704とは異なる直径を有しており、金属層がポリマー膜を突き破る確率を減少させている。すなわち、金属層は第１と第２の金属層704、706が同一の直径を有するとするならば周辺部に嵩高のエッジが形成されるからである。凹みの存在は薄い膜を必要としないセンサーの電極にとっては重要ではないので、これらセンサーは好適には１層のみの金属層704を有して形成される。
本願発明の１実施例によるセンサーの金属層704、706の好適な寸法は以下に提供されている。当業者であれば理解しようが、他の寸法であってもセンサーの製造には差し支えない。しかし、提示された寸法は減少するインピーダンスと減少するサイズとの間の二律背反性を反映したものである。背反性は必須である。なぜなら、可能な限り小さなセンサーを形成しようとする望みと、比較的に低いインピーダンスのセンサーを製造しようとする反した望みが存在するからである。これらの２つの目的は両立しない。なぜなら、サイズとインピーダンスは逆の関係にあるからである。すなわち、一般的に、サイズはインピーダンスに反比例する。従って、センサー電極のサイズを大きくすると電極のインピーダンスは小さくなる。
ＣＯ2センサー403a、ｐＨセンサー403e及び電解質センサー403f、403g、403hの第１金属層704の直径は0.054インチである。これら各センサーの第２電極層の直径は0.046インチである。第２金属層706は第１金属層704上に提供される。基準電極の金属層704は一般的に方形であり、半径が電極幅の半分に等しい丸い角部を有している。電極の幅は好適には0.01インチであり、長さは好適には0.08インチである。当業者であれば理解しようが、基準電極407は多数の他の形状で形成が可能である。第１金属層704が提供された後、サブストレート405はオーブンで約８００℃から９５０℃で約１分から２０分間乾燥及び燒結される。積層後、第２金属層706も同様に乾燥され、燒結される。両金属層704、706のそれぞれは乾燥後は好適には１６から３６μＭの厚みであり、燒結後は７から２５μＭである。
図１０はヘマトクリットセンサー電極403cの１つの断面図である。２つの電極403c、403dのうちの１つのみが図示されている。なぜなら、それらは本質的に同一形状だからである。本願発明の好適実施例によれば、ヘマトクリットセンサー403c、403dの電極を形成するのに使用される金属は、電極センサー403f、403g、403h、ｐＨセンサー403e、酸素センサー403bの電極や、基準電極407を形成するのに使用される金属704、706とは異なる。従って、好適実施例ではヘマトクリットセンサー403c、403dは第３金属層1001で形成される。ヘマトクリット電極403c、403dの金属層1001にはポリマー膜が提供されないので、ヘマトクリット電極403c、403dは好適には１層の金属層みを有する。本願発明の好適実施例では、ヘマトクリットセンサー403c、403dの電極を形成する金属はセルメットプラチナコンダクタ、例えば、エレクトロ−サイエンスラボラトリ社の製品番号ESL5545である。各ヘマトクリットセンサー電極の金属層1001の直径は0.054インチである。ヘマトクリットセンサー電極403c、403dは好適には約0.15インチ離れて配置される。
ヘマトクリットセンサー電極403c、403dの金属層1001を形成後、陰極コンダクター707（図８）が提供される。本願発明の好適実施例によれば、陰極コンダクター707はエレクトロ−サイエンスラボラトリインク社の製品番号ESL8880Hのごとき金ペーストで形成される。当業者であれば理解しようが、陰極コンダクタ707は従来の電流計セルの陰極を形成するのに普通に使用されるどのような金属でも製造が可能である。しかし、ペースト内の汚染物質レベルはセンサーの性能に影響を及ぼす。さらに、本願発明の別実施例によれば、陰極コンダクタ707の特殊な形態は図８に示すものとは異なる。陰極コンダクタ707を形成すると同時に、好適にはレーザターゲットのペア417、418が形成される。レーザターゲット417、418は、詳細は後述するが、陰極717の形成に使用される基準を提供する。形成が完了すると、陰極コンダクタ707はオーブン内で８００℃から９５０℃で約１分から２０分間乾燥及び燒結される。
陰極コンダクタ707が乾燥され燒結されると、好適にはレジスタ412が図５に示すようにサブストレート405の裏側に提供される。このレジスタ412はヒータ601と直列にカップリングされ、通電の際にヒータを通過する電流のレベルを調整する。次に、エンカプスラントの第１層がサブストレート405の表側に提供される。図１１はセンサー403の断面図であり、エンカプスラント901の第１層を示している。図１２はヘマトクリットセンサ403cの１つの断面図であり、エンカプスラント901の第１層を示している。図１０と図１１はスケールを無視した図であり、エンカプスラント901の第１層は好適には非常に薄いものである（好適には数ミクロン）。エンカプスラント901は本質的にはサブストレート405の表側全体に提供され、サブストレートの表面に、詳細は後述するように、ポリマーを受領させる準備をする。本願発明の好適実施例によれば、エンカプスラント901は通常の厚フィルム技術を利用してスクリーンを通して提供される。好適にはこのスクリーンはインチあたり２５０本のワイヤ密度であり（ワイヤの太さは約0.0016インチ）、エマルジョンの厚みは0.0007インチである。スクリーンはエンカプスラント901をマスクして、サーミスタ409と各センサーの金属層704、706上に形成されないように保護している。しかし、好適実施例では、陽極701、701'の遠方端703、703'と、陰極コンダクタ707全体は、例えば図８の例に示すように封じ込められている。好適には腐食性溶液（血液あるいは他の水性溶剤等）の存在下で化学変化を起こさないような高品質のエンカプスラントが使用される。例えば、好適実施例では、エンカプスラントはエレクトロ−サイエンスラボラトリインク社の製品番号ESL4904である。しかし、サーミスタ409は好適には高品質エンカプスラントでは封じ込められない。なぜなら、そのような高品質エンカプスラントは高温での燒結を必要とするからである（例えば、好適実施例のエンカプスラントの場合には８５０℃）。このような高温はサーミスタ409の変形を引き起こす。従って、高品質エンカプスラントの燒結後にのみサーミスタは封じ込めが可能である。従って、本願発明の好適実施例では、サーミスタ409は低温で燒結できるエンカプスラントで封じ込められる。
本願発明の好適実施例においては、エンカプスラント905の第２層は陰極コンダクタ707上にのみ提供され、陰極コンダクタを確実に隔離する。本願発明の１実施例においては、エンカプスラント905の第２層は２回のスクリーニング工程で提供され、エンカプスラントの第１層及び第２層の厚みを好適な約２７から４７μＭとしている。本願発明の別実施例では、厚みが異なるエンカプスラント層を採用するが、約２７から４７μＭの厚みで陰極コンダクタ707の十分な隔離が提供される。さらに、１層のエンカプスラントでサブストレート405の表面の十分な処理が提供され、さらに後述するようにポリマーをサブストレート405上に提供し、接着させる。
エンカプスラント901、905が陰極コンダクタ707上に提供された後、ホールは好適にはエンカプスラント901、905を貫通させてレーザでドリル加工され、陰極コンダクタ707の一部を露出させ、陰極717を形成する。陰極はエンカプスラントの燒結前後のいずれでもレーザドリル加工が可能である。レーザターゲット417、418は適正な個所でホールをドリル加工するためにレーザ装置を視覚的に整合させる目的で使用される。すなわち、ターゲット417の下側水平エッジは水平方向のラインを特定する。同様に、レーザターゲット418の最左側のエッジは垂直方向のラインを特定する。陰極はこれら２本のラインの交点で形成される。あるいは、陰極717は、エンカプスラント901が陰極コンダクタ707の部分に形成されないように陰極コンダクタ707のその部分をマスク処理することで形成される。本願発明の別実施例では、陰極717は化学エッチングで露出させることも可能である。当業者であれば理解しようが、他の方法でも陰極コンダクタ707の一部を露出させて陰極717を提供させることができる。
第１及び第２エンカプスラント層をサブストレート405の表側に提供した後、サーミスタエンカプスラント413はサーミスタ409上に提供される。サーミスタエンカプスラント413は比較的に低い温度（約５９５℃等）で燒結されるため、サーミスタエンカプスラント913の燒結はサーミスタ409の形状に影響を及ぼさない。本願発明の１実施例においては、サーミスタエンカプスラント413は２回のスクリーン処理で提供され、望む厚みとし、エンカプスラント413に孔部が形成されないようにする。当業者であれば理解しようが、サーミスタ409上のエンカプスラントは比較的に薄くして、センサーアセンブリ400の温度検出の遅れを防止している。さらに、レジスタエンカプスラント415がサブストレート405の裏側のレジスタ412上に提供される。レジスタエンカプスラント415は好適にはサーミスタエンカプスラント413と同一の材料である。
レジスタエンカプスラント413がサブストレート405の裏側に提供された後、第１ポリマー層1101がサブストレート405の表側に提供される。この第１ポリマー層は（第１エンカプスレート層901と共に）複数のセンサーキャビティ903の下側壁部902を形成する（図１０と図１１参照）。本願発明の好適実施例のポリマーはスクリーンプリントが可能であり、ほとんど吸水性を持たず、隣接キャビティの膜の化学物質を化学的に絶縁し、ポリマー膜との強力な溶液結合を提供し、詳細は後述するが、膜形成時に適当な溶剤（例えば、テトラヒドロフラン、キシレン、ジブチルエステル及びカルビトールアセテート、あるいはシクロヘキサノン溶剤）によりキャビティの内面に露出されたとき誘電層との強力な結合をも提供する。
好適には層1101に使用するポリマーは重量％で28.1％のアクリル樹脂、36.4％のカルビトルアセテート、34.3％の焙焼カオリン、0.2％の燻蒸シリカ及び1.0％のシランの組成物である。このアクリル樹脂は好適には低分子量ポリエチルメタクリレート（例えば、デュポンエルバサイト社の製品番号2401）である。焙焼カオリンは好適にはシラン化カオリン（例えば、エンゲルハード社の製品番号HF900）である。シランは好適にはエポキシシラン（例えば、トリメトキシシラン）である。シランはサブストレート上のガラスエンカプスレート上のヒドロキシ基に結合するが、遊離官能基を有しており、樹脂の官能基とクロスリンクする。本願発明の１実施例によれば、第１ポリマー層1101は３回のスクリーンプロセスで提供され、望む厚みを達成する（好適には約0.0020インチ）。第１ポリマー層は各スクリーン処理後に乾燥される。第２ポリマー層1103はセンサーキャビティ903の上側壁部904を形成するように提供される。第１と第２ポリマー層1101、1103は下側キャビティ壁部902と上側キャビティ壁部904での直径が異なり、望む厚みを達成するためのスクリーン処理の回数が異なるだけである。第２ポリマー層の場合には、１０回のスクリーン処理が実施される。第２ポリマー層は各スクリーン処理後に乾燥される。さらに、最後の２回のプロセス後にポリマーにはスクリーニングと硬化処理が施される。本願発明の好適実施例においては、第２ポリマー層が望む厚み（好適には硬化後に0.0075-0.0105インチ）を提供すれば最後のスクリーニングは省略することが可能である。
好適にはキャビティの直径は注意深く制御され、センサーの電極上に提供される膜のコントロールを援助する（膜の形状と厚み）。すなわち、センサーキャビティはポリマー膜溶液の液滴が確実に捕捉されて、キャビティの壁部と十分な面積の表面コンタクトを有した状態で電極上に完壁な形状を提供し、膜が物理的に安定して接着した状態を保つようにさせている。
好適には、ｐＨセンサー403e、電解質センサー403f、403g、403f、及びヘマトクリットセンサ403c、403dのセンサーキャビティ903はそれぞれ全体的な厚み、約Ｙ＝0.0075インチ、上壁部904での直径約Ｘ1＝0.070インチ、及び下壁部での直径約Ｘ2＝0.06インチを有している（図１１）。二酸化炭素センサーキャビティ903の直径Ｘ3は電解質センサー403eから403fとヘマトクリットセンサー電極403b、403cの直径Ｘ1よりも多少大きい。好適実施例においては、直径Ｘ3は0.078インチである（図１２）。同一の厚みの膜はセンサーキャビティ903の直径を増加させ、キャビティの容積の増加に応じてセンサーに提供される膜溶液の量を増加させることで提供される。同様に、同一の厚みはセンサーキャビティ903の直径を減少させ、膜溶液の量を減少させることでも提供される。当業者であれば理解しようが、本願発明の別実施例ではセンサーキャビティは前述の円筒状以外の形状でも提供が可能である。例えば、本願発明の１実施例によれば、電極は楕円状に形成され、サンプルの必要量を減少させている。しかし、好適実施例ではセンサーキャビティは円筒状か円錐状である。
センサーキャビティ903が形成され、ポリマー層が乾燥されると、各銀電位計電極は化学的にクロロダイズ処理(chlorodize)され、塩化銀層を提供する。各イオン感応センサーのキャビティ903はこのセンサー403に適した電解質で満たされる。本願発明の好適実施例では、ナトリウム電解質センサー、カリウム電解質センサー、及びカルシウム電解質センサーに使用される電解質は、例えばＮａＣｌ、ＫＣｌ、あるいはＣａＣｌ2である溶液内で分離する無機塩のイオンである。本願発明の１実施例によれば、電解質溶液は固体状にまで蒸発処理される。あるいは、電解質は電解質をイモービライズ(immobilize)するサポートとして作用する液体またはヒグロスコピックな非水溶性ゲルのままである。本願発明の１実施例によれば、このようなゲルはキャビティ903のトランスファ(transfer)後にクロスリンクされる。さらに、１実施例によれば、このゲルは溶液に含まれる触媒によってポリマー化される。また、１実施例によれば、このゲルは触媒を熱または放射線で活性化させることでポリマー化される。
ゲル化されたポリマーは好適には次のものの１つであるか、それらの混合物である。（１）スターチ、（２）ポリビニル、（３）アルコール、（４）ポリアクリルアミド、（５）ポリ（ヒドロキシエチルメタクリレート）、（６）ポリエチレングリコールまたはポリエチレンオキシドエーテル、あるいは別の長鎖吸湿性(hygroscopic：ハイグロスコピック)ポリマー。好適には、吸湿性ポリサッカリドまたは天然ゼラチンが電解質溶液に加えられる。
ｐＨセンサーに使用される電解質は好適には３から７の酸性ｐＨ値を有している。１実施例によれば、この電解質はポタシウムヒドロホスフェート（ＫＨ2ＰＯ4）の溶液であり、好適には１３．６グラムのポタシウムヒドロホスフェートを１リットルの脱イオン水中に有している。この電解質は二酸化炭素と水の反応を押さえ、二酸化炭素が電解質のｐＨに影響を及ぼす程度を最小に押さえている。これでｐＨ測定のためのｐＨ反応が促進され、ＣＯ2の反応が押さえられる。ｐＣＯ2センサー用の電解質は当初は約７から１４のｐＨ値のアルカリ性である。しかし、本願発明の好適実施例では電解質は重炭酸塩イオンの存在によってｐＨ値が約８である。本願発明によれば、ｐＣＯ2センサー用の電解質は好適には１リットルの脱イオン水中の０．０２モルの重炭酸ナトリウムである。液体相またはゲル相の溶液が利用可能である。そのような電解質を含んだセンサーもＰＰＧインダストリーズインク社の米国特許5336388に記載されている。その内容を本願に援用する。
酸素センサー403aの電解質は陽極と陰極との間に低インピーダンスコンタクトを提供し、前述の電位差計センサーの場合のように標準的な化学電位(chemical potential)を創出しない。適当な電解質はＮａＣｌとＫＣｌである。電解質は液体でもゲルであってもよい。電解質は好適には０．１モルのポタシウムハイポホスファイト（ＫＨ2ＰＯ3）を有したもののごときバッファ溶液内で使用される。
好適には、前記全ての電解質は電解質を電極に対して閉じ込めることができる選択的な浸透性を有した親水性膜によって封じ込められている。このような膜には、ポリマー、可塑剤、イオン電気導入剤(ionophore：イオノホール)、電荷スクリーニング化合物(charge screening compound)、及び溶剤が含まれる。このような膜は選択的に浸透性を有した障害物であり、望むイオン以外のものの自由な通過を制限する。好適には、膜は有機可塑剤中に分散された不活性イイポフィリック(iypophilic)ポリマーである。
水分子はこれらの膜に急速に拡散する。本願発明の１実施例によれば、この不活性ポリマーはポリビニルクロリド（ＰＶＣ）である。しかし、別実施例では、他のイオン浸透性ポリマーが使用可能である。例えば、（１）ビニルエーテルのコポリマー、（２）多孔性ポリテトラフロウレテレン（ＰＴＦＥ）、（３）シリコン、（４）セルロースアセテート、（５）ポリ（メチルメタクリレート）、（６）ポリスチレンアクリレート、（７）メタクリレートコポリマー、（８）ポリイミド、（９）ポリアミド、（１０）ポリウレタン、（１１）ポリビスフェノル-Aカルボネート（ポリシロキサン/ポリ（ビスフェノル-Aカルボネート）ブロックコポリマー、（１２）ポリ（ビニリデンクロリド）、及び（１３）低級アルキルアクリレートとメタクリレートコポリマー並びにポリマーである。当業者であれば理解しようが、このリストは全てを網羅しているわけではなく、他のそのようなイオン透過性ポリマーも使用が可能である。
さらに、適当な可塑剤には、（１）ジオクチルアジペート、（２）ビス（2-エチルヘキシル）アジペート、（３）ジ-2-エチルヘキシルアジペート、（４）ジオクチルフタレート、（５）2-ニトロフェニルオクチルエーテル(ＮＰＯＥ)、（６）ジオクチルセバケート、（７）ニトロベンゼン、（８）トリ（2-エチルヘキシル）ホスフェート、（９）ジブチルセバケート、（１０）ジフェニルエーテル、（１１）ジノニルフタレート、（１２）ジペニルフタレート、（１３）ジ-2-ニトロフェニルエーテル、（１４）グリセロルトリアセテート、（１５）トリブチルホスフェート、（１６）ジオクチルフェニルホスフェート、及び同様な長鎖エーテルや炭化水素及びそれらの組み合わせが含まれる。好適実施例においては、ビス（2-エチルヘキシル）アジペート、2-ニトロフェニルオクチルエーテルまたは0-ニトロフェニルオクチルエーテル(ＮＰＯＥ)とニトロベンゼンの組み合わせがｐＨ及びＣＯ 2センサー用の可塑剤として使用される。ジオクチルフタレートは好適にはカルシウム、カリウム及びナトリウムセンサー用に可塑剤として使用される。
好適には膜ポリマーと可塑剤は、シクロヘキサン、テトラヒドロフラン、キシレン、ジブテルエスチル及びカルビタールアセテートのごとき有機溶剤に対して溶解性である。本願発明の１好適実施例によれば、そのような溶剤は電極に適用された後に室温または１００℃以下の温度で真空乾燥されて膜から除去される。溶剤は、複合剤(complexing agent)またはイオノホール(ionophore)を介してイオンに膜を浸透させながら、膜を支持し、電極上で内部電解質(internal electrolyte)を封じこめるサブストレート上の有機層を軟化させる。本願発明の１実施例によれば、この封じ込め処理後に、内部電解質は使用前に所定の時間で水和され、水蒸気に膜を透過させて内部電解質溶液を形成させ、電極の電荷を化学的及び物理的に均等に分布させる。
当業者であれば理解しようが、イオンと環境との相互作用を仲介し、イオンの移動を促すどのようなイオノホールまたはイオンエクスチェンジャ(ion exchanger)でも本願発明の膜に対して使用するのに適しているであろう。例えば、本願発明ではイオノホールあるいはイオンエクスチェンジャは次のようなものである。（１）トリドデシルアミン（ＴＤＤＡ）、（２）トリ−ｎ−ドデシルアミン、（３）バリノミシン（Ｋ+）、（４）メチルモネシン（Ｎａ+）、または（５）トリドデシルメチル−アンモニウムクロリド(Ｃｌ+)。リポフィリック有機アニオン(lipophilic organic anion)はバランススペシ(balancing specie)として作用し、好適にはテトラフェニルボレートが存在して電気的中性(electroneutrality)を提供する。本願発明の膜は長期わたって正確な検出と迅速な反応とを提供する。
酸素センサー膜は、電極表面に対する酸素の自由な拡散を許し、酸素ではなく電気活性材料(electroactive material)の電極面へのアクセスを制限する。
全ての膜溶液は自動液体排出システムを使用してセンサーキャビティ内に低居言う提供される。このシステムは次の３つの主要機器を有している。（１）水平ｘ−ｙ−ｚ軸可動プログラム式テーブル（カルフォルニア州カールズバッドのアシムテック社のもの等）、（２）精密液体測定ポンプ（ニューヨーク州オイスターベイのフルイドメータリングインク社のもの等）、及び（３）パーソナルコンピュータコントロールユニット。これら３機器はデジタルコミュニケーションプロトコルでリンクされる。セットアップと、微量液体(liquid microvolume)の連続的提供用のソフトウェアはテーブルのｘ、ｙ、ｚ軸ポジションと排出ポンプコントローラのタイミングとを伝達する。各キャビティで、計測ポンプ(metering pump)は所定量の電解質または膜溶液を細管を介して供給源からテーブルの可動軸に搭載された針またはノズルに送り、最終的にキャビティへと送る。この液体は異なるタイプのポンプ、ピンチチューブ(pinch tube)、ロータリポジティブディスプレースメントバルブ(rotary positive displacement valve)あるいはダイアフラグムバルブ(diaphragm valve)によっても好適に提供できる。液滴サイズは一般的にセンサーキャビティの直径を越えない。
水性または有機溶液を提供した後、膜は液体を乾燥させて硬化させることで得られる。乾燥によって溶剤成分は蒸発する。乾燥プロセスは過熱または真空によって提供される。有機溶液によっては熱的に、または紫外線に照射させることで硬化する。
形状、膜組成、及び水性あるいは有機内部電解質のこの組み合わせは膜を最小限の厚みにすると共に制御された拡散通路を提供し、電位差計センサーを多様なガス濃度に対応させることが発見されている。極小スルーホールの利用によって電極に対する平面内の電気接続を排除することで電気化学プロセスの制御が向上する。さらに、極小スルーホールの利用によってサブストレート上に積層されたポリマーコーティングの接着面の平坦性が向上し、接着性能が改善され、フローセルのシール状態も改善する。
図１３はプラスチックケース1200に収容されたセンサーアセンブリ400の平面図である。図１４はプラスチックケース1200に収容されたセンサーアセンブリ400の断面図である。これらセンサーが完成した後、パッド411がハンダでメッキされる。このハンダはパッド411と通常の電気サーフェスマウントコネクタ1205のコンタクト1209との間で電気的、機械的インターフェースを提供する。サーフェスマウントコネクタ1205のコンタクト1209は従来方式でパッド411にハンダ付けされる。さらに、好適にはコネクタ1205はエポキシ接着剤のごとき接着剤でサブストレート405に固定される。通常のコネクタ1205の導電ピン1207はセンサーアセンブリ400を血液アナライザ（図示せず）内に容易に設置させ、容易に取り出させる。通常のサーフェスマウントコネクタ1205の使用は、血液アナライザへの信頼性の高いインターフェースを提供し、デザインを単純化し、製造費を安くし、単純なテスト用インターフェースを提供し、重要な接続部分を離れた状態にして各接続部分間に高い抵抗を提供する。さらに、従来型のサーフェスマウントコネクタ1205は本願発明を安価に大量生産させ、本願発明を一般的な半導体ジュアルインラインパッケージ(dual-in-line package)と同様なものとする。
センサーアセンブリ400の表側はプラスチックケース1200内に収容され、フローセル1201と基準セル1203とが提供される。好適にはラップジョイント(lap joint)1211がセンサーアセンブリ400とケース1200との間に形成される。本願発明の好適実施例によれば、エポキシ接着剤のごとき接着剤が使用されてセンサーアセンブリ400をケース1200内に固定する。このケース1200はインレットポート1202とアウトレットポート1204を備えて形成される。これらインレットポート1202とアウトレットポート1204はサンプルをフローセル1201内に注入させ、そこから排除させる。接着剤は基準セル1203とフローセル1201をラップジョイントに沿ってシール処理し、液体がインレットポート1202とアウトレットポート1204だけを通過するようにしている。
このケースは好適には低酸素透過性、低湿気透過性で、紫外線を通過させ、紫外線に曝しても色の変化を起こしにくい材料で提供され、例えば、アクリル、スチレン、及びブタデンの組成物等で成型される。好適な組成物であっても酸素を吸収するので、ケース1200は好適には第３セル1213で形成される。第３セル1213はフローセル1201に隣接するケース材料の量を減少させる。しかし、当業者であれば理解しようが、第３セル1213は本願発明の適正な操作には不要である。さらに、本願発明の１実施例では、ケース材料の量は最低限度に押さえられ、フローセル1201に存在するサンプルからの酸素の吸収を減少させている。
フローセル1201はフローセルに入るサンプルが各々のセンサー403と接触するように形成される。さらに、フローセル1201は非常に浅く、フローセル1201の体積は非常に小さい（好適実施例では0.05ミリ）。基準セル1203とフローセル1201との間の非常に細い基準チャンネル1206（好適には直径0.005-0.010インチ）は基準セル1203内に存在する基準媒質との電気接触を提供する。基準媒質は溶液またはゲル状のどのような知られた電解質でもよい。しかし、好適実施例では、基準媒質は好適には天然ポリサッカリド、例えば、アガロース、ゼラチン、あるいはポリアクリルアミドである。好適実施例において使用される基準媒質の大きな粘性は基準媒質の蒸発を遅らせ、基準媒質とフローセル1201内の流体との混合を防止する。好適には基準媒質は基準セル1203内に、センサーアセンブリ400がケース1200に設置されてから導入される。本願発明によれば、フローセル1201と基準セル1203内には、低圧源をインレットポート1204かアウトレットポート1206に適用することで真空が創出される。その後に基準媒質は他方のポート1206、1204に提供される。好適には、基準媒質は約３７℃から５０℃にまでヒータ601で、あるいは外部熱源を介して加熱され、基準媒質の粘性を低下させて基準セル1203を完全に満たす。ゲルが基準セル1203を満たすと、余剰の基準媒質は基準媒質が冷却する前に穏やかにフローチャンンエルから排出される。本願発明の別実施例では基準媒質の粘性は、媒質と、基準媒質の前後のいずれかに基準チャンネル内に提供される触媒の化学反応に応じて増加される。
サンプル量を減少させるためにセンサーアレイ上の流体柱の高さが最低化されていれば（例えば、0.10インチ）、好適には測定はサンプルがフローセル1201に入ってから１０秒から１５秒間で実施される。
本願発明の前述の内容で理解されようが、センサーは分解できず、所定の使用寿命を有した１体式の信号モジュール形態を提供するが、１度設置されれて使用されれば廃棄処分される。このユニットの廃棄処分は経済的に問題がない。なぜなら、このようなセンサーアセンブリは安価に製造されるからである。本願発明は低コストで大量生産が可能であり、非常に精密で信頼性が高い標準化された電子アセンブリを利用することで低コストシステムを提供する。
当業者であれば理解しようが、センサーの電極からサブストレートの反対側に電気信号を伝送するための極小スルーホールの使用によって、いくつかのセンサーをサブストレートの比較的に小さな面積内にパッキング可能にすると同時に、平面電極上に提供された化学的選択膜は望むセンサー反応メカニズムで機能することができる。このような極小スルーホールの使用はまた、サンプルを、電気信号をセンサー電極と信号処理用の機器との間で運搬するコンダクタから物理的に完全に隔離させる。この物理的隔離はセンサーのそれぞれで発生された信号間の非常に信頼性の高い電気絶縁を提供する。
図１５aから図１５cは本願発明の３つの別例を示しており、センサーアセンブリの相対的ポジションは図４のものとは異なっている。
要約
以上、本願発明のいくつかの実施例を解説してきた。本願発明の精神とスコープとから逸脱せずに多様な改良が可能であろう。例えば、本願発明は一般的に厚フィルム技術を利用して製造するように解説されているが、薄フィルム技術、プレーティング圧力積層技術(plating pressurized laminating)、及び、フォトリトグラフエッチング(photolithographic etching)等の他の周知な積層回路技術が利用できるであろう。さらに、いくつかのセンサーアセンブリを搭載したサブストレートは，センサーアセンブリの全部品が提供された後でケース化前に個々のサブストレートに容易に分離できるように切り込み処理される１体のセラミック材料で製造が可能である。従って、本願発明はこれら特定の実施例で限定されるものではなく、以下の「請求の範囲」によってのみ限定されるものである。
【図１ａ】
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【図１ｂ】
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【図１ｃ】
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【図１ｄ】
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【図１ｅ】
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【図２ａ】
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【図２ｂ】
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【図３ａ１】
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【図３ａ２】
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【図３ｂ１】
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【図３ｂ２】
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【図３ｃ】
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【図４】
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【図５】
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【図６ａ】
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【図６ｂ】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５ａ】
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【図１５ｂ】
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【図１５ｃ】
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