生物傳感器及其制造方法

專利名稱：生物傳感器及其制造方法
技術領域：
本發明涉及一種制造生物傳感器的方法，更具體地說，涉及一種具有通過激光燒蝕而形成的電極組的生物傳感器。
背景電化學生物傳感器是眾所周知的，并已用于確定來自生物樣品、特別是來自血液中的各種分析物的濃度。在美國專利Nos.5,413,690；5,762,770和5,798,031以及6,129,823中描述了這類電化學生物傳感器的示例；這些專利通過引用而結合在本文中。
電化學生物傳感器能夠使用盡可能少的樣品來分析分析物是比較理想的，因此需要盡可能地最大程度地減小其零部件、包括電極的尺寸。如下所述，絲網印刷、激光劃線和光刻技術可用于形成微型化的電極。
由絲網印刷技術形成的電極是由導電且可進行絲網印刷的成分組成的。此外，絲網印刷是一種濕式化學技術，其通常允許可靠地形成具有大約75μm或更大的間隙寬度或特征尺寸的結構和圖形。這種技術對于本領域中的普通技術人員是眾所周知的。
激光劃線是一種通常使用大功率準分子激光器、例如照射波長為248nm的氟化氪準分子激光器在導電導電表面材料上蝕刻或刻劃出單獨的線路，并在形成電極的余下導電材料和其它所需元件之間提供絕緣間隙的技術。通過在表面上移動激光束進行燒蝕，來實現這種劃線。劃線射束通常具有比產品所需特征尺寸要小的聚焦尺寸和形狀，因此產品的成形要求光柵技術。如果需要在表面上形成復雜的電極圖形，那么這種技術可能相當費時。另外，最終邊緣的精度是相當有限的。這種劃線技術已用于燒蝕金屬、聚合物和生物材料。這種系統對于本領域的普通技術人員是普遍已知的，并在美國專利No.5,287,451、6,004,441、6,258,229、6,309,526、WO00/73785、WO00/73788、WO01/36953、WO01/75438和EP1152239中進行了描述，上述各專利通過引用而結合在本文中。需要一種形成電極的新方法，它可實現精確的電極邊緣和多種特征尺寸，并且可在不使用光柵的條件下，以高速度/高產量的方式來形成電極。
發明概要本發明提供了一種帶電極元件的電化學生物傳感器，這種電極元件具有平滑的高質量邊緣。這些平滑邊緣限定了在電極、電極跡線和接觸墊片之間的間隙。由于利用本發明可實現相當好的邊緣平滑度，因此間隙可以相當小，以下將介紹其優點。另外，本發明提供了一種新穎的生物傳感器的生產方法，其中用于本發明的生物傳感器的完整電極圖形可在納秒級的時間內一次性形成，而不管電極圖形的復雜程度或必需被燒蝕掉以形成電極圖形的導電材料的量如何。
在其一種形式中，本發明提供了一種生物傳感器，其包括具有形成于其上的第一和第二電極元件的基體襯底。第一和第二電極元件各自具有第一和第二邊緣，在這兩邊緣之間限定了間隙。該間隙具有一定的寬度和長度。第一邊緣與對應于第一邊緣的預期或理想形狀和位置的第一″理論線″間隔開第一距離。該第一距離沿間隙的長度而變化，因為實際形成的邊緣并不是如同理想的理論線一樣平滑或完美。第一距離的標準偏差在間隙的整個長度上小于大約6μm。生物傳感器還包括至少部分地覆蓋基體襯底的試劑以及一個或多個層疊并粘合在基體襯底上的層。該一個或多個層相互配合，以形成用于生物傳感器的樣品接受腔和蓋子，并且試劑和電極這兩者的至少一部分都定位在該腔內。
在上述新穎生物傳感器的一種相關形式中，邊緣與理論線的實際或真實偏差沿間隙的整個長度小于大約6μm。換句話說，不論沿間隙何處來測量該距離，在實際形成的邊緣和理論線(如果邊緣是完美的)之間的距離都小于6μm。更優選的是，真實偏差小于大約4μm，最好小于大約2μm。在這種最優選的形式中，在不會使電動元件接觸并因而短路的同時，可將電極間隔開大約5μm那樣地緊密。同樣，電氣特征、例如電極的寬度可小到大約10μm。如下詳述，本發明所允許的電極元件的緊密間距又可允許在更小的區域內集成更多數量的電極元件，并因而集成更多的功能。
邊緣的平滑程度或質量在其中相鄰邊緣相互靠近的生物傳感器區域中，例如在兩個電極之間的間隙中是最重要的。在本發明的一個優選方面，如同上面所討論的第一邊緣一樣，第二邊緣與第二理論線間隔開第二距離，第二距離沿間隙的長度而變化。第一和第二理論線因而在它們兩者之間限定了″理論間隙″。如果生產過程是完美的，并且如果邊緣是平直且彼此平行的，那么理論間隙的寬度將沿其長度是恒定的。然而在實踐中，實際間隙寬度離理論間隙寬度的偏差將沿間隙的長度有所變化。第一和第二邊緣離理論邊緣的偏差可能組合在一起，從而在實際間隙寬度上的變化將比任何單個邊緣上所產生的變化更大。在本發明的一種優選形式中，第二距離在間隙的整個長度上的標準偏差小于大約6μm。更優選的是，第一和第二距離的標準偏差都小于大約2μm，甚至更優選小于大約1μm。
在本發明的另一優選形式中，本方法包括去除至少10％的導電材料，更優選去除至少50％的導電材料，最好去除至少90％的導電材料。導電材料最好通過寬域激光燒蝕技術來去除，其允許從基體襯底中非常迅速地去除相對較大百分比的導電層，以形成電極圖形。例如，在優選的形式中，可在不到大約0.25秒、優選不到大約50納秒、最好不到大約25納秒的時間內，通過寬域激光燒蝕技術來形成用于生物傳感器的完整電極圖形。
如上所述，這種新穎的方法還允許在同一生物傳感器中設置具有不同特征尺寸的兩個或多個電極組。此外，如上所述，特征尺寸可以相當小，并緊密地間隔開。
在另一形式中，本發明提供了一種用于大量生產生物傳感器的高效且快速的方法，這種生物傳感器具有帶非常理想的上述平滑邊緣的電極圖形。在這種方法中，提供了基體襯底材料卷，其上形成了金屬導電層。電極圖形的圖像利用激光裝置而投射到金屬導電層上，使得可通過激光燒蝕在基體襯底材料卷上形成對應于這種圖像的電極圖形。激光裝置或基體襯底材料卷(或這兩者)移動，并且重覆這個過程，以便沿基體襯底材料卷間隔地生產出多個電極圖形。試劑沉積在基體襯底材料卷上，并至少部分地覆蓋了多個電極圖形的各個電極圖形。覆蓋層或間隔層的至少一個材料卷層壓在基體襯底材料卷上，從而形成了用于各生物傳感器的蓋子和樣品接受腔。然后，將這些層的所得層疊卷切成單個的生物傳感器。
在一種優選形式中，由激光裝置投射的圖像具有用于其中一個生物傳感器的完整電極圖形，使得利用單一的激光圖像就可一步形成用于各生物傳感器的該完整電極圖形。在另一優選形式中，可同時形成一個以上的電極圖形；即，圖像包括用于兩個或多個生物傳感器的圖形。
在另一優選形式中，電極圖形包括至少兩個具有不同特征尺寸的電極組。這種示例可包括一組用于測量分析物濃度的電極，以及用于檢測生物傳感器是否及何時接受了足夠劑量樣品流體的另一組電極。本發明的生物傳感器還包括提供了其它特征的電極元件，例如提供生物傳感器識別、校準或與生物傳感器相關的其它信息。
本發明的大批量生產工藝的一個優勢在于，它比要求通過絲網印刷、光刻、光柵等形成電極圖形的現有技術工藝更加快速。利用本發明所使用的激光燒蝕工藝，可在僅僅納秒級的時間內單步地同時形成用于生物傳感器的完整電極圖形。這就允許可以每分鐘60米或更快的速度來處理連續的材料卷，最終將從這種連續的材料卷中切出單個的生物傳感器。
這種新穎的工藝不僅比現有技術工藝更加快速，而且它所提供的生物傳感器帶有其邊緣比現有技術生物傳感器的邊緣質量更好的電極圖形。隨著電極間距變得越緊密，邊緣質量就變得愈來愈重要。緊密的電極間距是必需的，因為它通常會提高測試結果的精度，減小樣本尺寸，并產生更快的測試。另外，它允許更大數量的電極元件及相關功能集成到單個生物傳感器中。
這種新穎的生產方法的另一優點在于，它允許從基體襯底一次性去除較大百分比的導電層。相比而言，現有技術的光柵工藝使用準直的激光束，它慢慢地劃線并只去除導電材料的細線，同本發明相比，這是一種時間長得多并且不是多功能的工藝。
與剛才所述相關的另一優勢在于，本發明的制造工藝在新穎生物傳感器上所生產的電極圖形的形狀和變化方面提供了較大的自由度。不對稱或各向異性的電極圖形不會給本發明的制造工藝帶來問題。另外，由于電極圖形優選通過掩模成形的激光圖像而投射在基體襯底上，因此就減少了現有技術工藝中所遇到的關于電極圖形的尺寸、形狀、數量以及間隙寬度等方面的限制。比較而言，光柵過程通常限于聚焦的激光束沿著彼此定位成90度的軸線而運動。所得的圖形通常限于相互平行或垂直地定向的相同寬度的細線。另外，用于攜帶器件中單獨信號的分開但相鄰的導電金屬平面在這些平面之間的間隔距離變得非常小時會發生電容耦合，從而造成信號衰減以及這些平面之間的干涉。因此，可允許去除絕緣跡線之間的更多導電材料的方法可以有利地用于減小這種干涉。
以下定義在整個說明書和權利要求中使用此處所用用語″導電材料″指電導體材料制成的層，其非限制性的示例包括純金屬或合金。
此處所用用語″電絕緣材料″指非電導體材料。
此處所用用語″電極″意指收集或發射電荷并控制電子運動的導體。電極可包括連接在公共電氣跡線和/或接觸墊片上的一個或多個元件。
此處所用術語″電氣元件″意指具有電功能性的生物傳感器的構成部分。
此處所用用語″電極系統″指包括至少一個電極、電氣跡線和觸點的電氣元件，觸點將元件與測量儀器相連。
此處所用術語″電極元件″指電極系統的構成部分。電極元件的非限制性的具體示例包括電極、接觸墊片和電極跡線。
此處所用用語″電極組″是至少兩個電極的組合，它們相互配合以測量生物傳感器的響應。
此處所用術語″圖形″意指一個或多個故意形成的間隙的設計，該間隙的非限制性示例是具有恒定寬度的單個線性間隙。無意的自然缺陷不包括在術語″圖形″中。
此處所用用語″絕緣圖形″意指定位在電絕緣材料之中或之間的一個或多個故意形成的間隙的設計。可以理解，導電材料可形成所述的一個或多個間隙。
此處所用用語″導電圖形″意指定位在導電材料之中或之間的一個或多個故意形成的間隙的設計。可以理解，裸露的電絕緣材料可形成這種一個或多個間隙。
此處所用用語″微電極陣列″意指具有主要為球狀擴散特征的微電極組。
此處所用用語″大電極陣列″意指具有主要為徑向擴散特征的大電極組。
此處所用用語″電極圖形″意指具體為電極組或一般為生物傳感器中的電極元件之間的故意形成的間隙的相對結構。″電極圖形″的非限制性示例包括用于測量生物傳感器響應的微電極陣列、大電極陣列或其組合的任何構造。″電極圖形″也可指形成于生物傳感器上的所有電氣元件的形狀和構造。
此處所用用語″特征尺寸″是指圖形中存在的間隙或空間的最小尺寸。例如，在絕緣圖形中，特征尺寸是在電絕緣材料之中或之間存在的導電間隙的最小尺寸。然而，當圖形是導電圖形時，特征尺寸是指在導電材料之中或之間存在的電絕緣間隙的最小尺寸。所以，在導電圖形中，特征尺寸表示相鄰元件的對應邊緣之間的最短距離。
此處所用用語″交錯的″意指其中電極元件彼此交織在一起的電極圖形。在一個特殊的實施例中，交錯的電極圖形包括具有互相交叉元件的電極。在最簡單的形式中，交錯的元件包括具有一對元件的第一電極和具有單個元件的第二電極，所述單個元件容納在第一電極的一對元件之中。
此處所用術語″燒蝕″意指去除材料。術語″燒蝕″并不包含使材料松散、弱化或部分去除，而是與之區別開。
此處所用用語″寬域激光燒蝕技術″意指利用激光從襯底中去除材料，這種激光具有比所形成圖形的特征尺寸更大尺寸的激光束。寬域燒蝕技術包括使用掩模、圖形或介于激光源和襯底中間的其它器件。激光經由掩模進行投射，掩膜形成了投射和撞擊在襯底上的電極圖形的圖像，以便在襯底上形成全部或部分的電極圖形。寬域激光燒蝕技術在襯底的極大區域上同時地產生圖形。寬域激光燒蝕技術的使用可避免需要光柵或其它類似技術，這些技術通過相對聚焦的激光束相對于襯底的連續運動來刻劃出或以其它方式形成圖形。以下將參照生物傳感器210來描述用于寬域激光燒蝕技術的工藝的非限制性示例。
此處所用術語″線″意指由點沿著預定的直線或彎曲路徑在第一方向上以及沿相同路徑在相反方向上移動而形成的幾何圖形。在本文中，電極圖形包括各種元件，其具有由形成導電材料周邊的線所限定的邊緣。這類校準邊緣的線具有所需的形狀，并且本發明的特征在于，這些邊緣的平滑度同所需的形狀相比而言是非常高的。
此處所用的″理論線″意指如果制造工藝過程完美的話，可獲得的電極元件邊緣的預期或理想的形狀和位置。在大多數情況下，如果邊緣是平直的，那么理論線將與該邊緣的平均位置相符。
此處所用術語″點″意味著除了位置以外沒有屬性的無尺寸的幾何物體。
電極元件邊緣的平滑度或質量可通過邊緣與代表完美或理想邊緣的理論線相差的位置距離來定義。也就是說，邊緣將與理論線間隔開一段沿邊緣長度變化的距離。該距離的范圍從零到最大值。一種用于限定邊緣質量或平滑度的有用方式是簡單地指定邊緣在邊緣的所規定長度上與理論線間隔開的最大距離。
邊緣的平滑度或質量也可在規定長度的邊緣上根據邊緣和理論線之間的″標準偏差″來指定。如本文詳細所述，為了計算標準偏差，必須沿著長度以不連續的間隔來測量距離。如果變化距離表示為″d″并且數據點的數量表示為n，那么距離的標準偏差就計算為{∑(di)2/(n-1)}1/2。因此，上述方程精確地接近其可從中推導出的積分方程，數據點的采樣間隔應該緊密間隔在一起。這里所表述的所有標準偏差都是通過采集間隔開小于大約20μm、優選更緊密地間隔開的數據點來測量的。
此處所用術語″平滑度的標準偏差″在指電極元件的邊緣時，意指在規定長度的邊緣上，該邊緣與理論線間隔開的距離的標準偏差。電極元件之間的間隙的質量可根據形成間隙的兩邊緣與對應于兩邊緣的理論線的單獨偏差或標準偏差來表達。
此處所用用語″生物流體″包括其中可測量分析物的任何體液，例如，間質液、皮腺流體、汗水、淚水，尿液、羊膜液、脊髓液和血液。
此處所用術語″血液″包括全血及其無細胞的成分，即血漿和血清。
此處所用術語″工作電極″意指其中分析物或產品在具有或沒有氧化還原介質的條件下進行電氧化或電還原的電極。
此處所用術語″反電極″指與工作電極配對的電極，可通過該電極來傳遞與流過工作電極的電流大小相等但信號相反的電化學電流。術語″反電極″包括還可用作參考電極的反電極(即，反電極/參考電極或輔助電極)。
此處所用術語″電化學生物傳感器″意指配置成可通過在生物傳感器中進行的電化學氧化和還原反應來檢測分析物的存在和/或測量分析物濃度的器件。這些反應被轉換成與分析物的量或濃度相關聯的電信號。
通過以下優選實施例的詳細描述，本領域中的技術人員可以清楚本發明的另外的特征，這些實施例顯示了用于進行本發明的已知的最佳方式。然而應當理解，這些詳細描述和具體示例雖然顯示了本發明的實施例，但是它們僅僅是用于說明性目的，這是因為本領域的技術人員從本文的詳細描述中可以清楚屬于本發明精神和范圍內的各種變化和修改。
附圖簡介以下附圖構成本說明書的一部分，并包括在本說明書中，以進一步顯示本發明的某些方面。通過參照這些附圖的其中一個或多個附圖并結合本文所提出的具體實施例的詳細描述，可以更好地理解本發明


圖1是本發明的生物傳感器的透視圖；圖2是圖1所示生物傳感器的分解裝配圖；圖3是圖1所示生物傳感器的放大平面圖，顯示了大電極陣列和微電極陣列；圖4是電極元件的邊緣偏離代表邊緣預期形狀和位置的理論線或理想線的偏差的圖；圖5是由于形成間隙的兩條單獨邊緣之偏差所導致的間隙寬度和位置偏差的圖；圖6是圖3所示微電極的放大圖；圖7是電極元件邊緣偏離代表邊緣預期形狀和位置的理論線或理想線的偏差的圖；圖8顯示了沿著圖1的剖面線8-8的剖面；圖9顯示了沿著圖1的剖面線9-9的剖面；圖10是顯示了偏離圖3所示微電極陣列的電極邊緣的平均或理論偏差的偏差的圖表；圖11是根據本發明另一實施例的生物傳感器的分解裝配圖；圖12是根據本發明另一實施例的生物傳感器的分解裝配圖；圖13是根據本發明另一實施例的生物傳感器的分解裝配圖；圖14是根據本發明另一實施例的生物傳感器的分解裝配圖；圖15是根據本發明另一實施例的生物傳感器的分解裝配圖；圖16是根據本發明另一實施例的生物傳感器的放大透視圖；圖17是適合用于本發明的燒蝕裝置的圖；圖18是圖17所示激光燒蝕裝置的視圖，顯示了第二掩模；圖19是適合于本發明使用的燒蝕裝置的圖；圖20是本發明的電極組帶材的示意圖；圖21是顯示了最初覆蓋有金導電層的生物傳感器襯底的照片，其中去除了大約10％的導電材料；圖22是顯示了具有一種電氣圖形的生物傳感器襯底的照片，這種電氣圖形帶有大約20μm的間隙寬度，其中去除了大約20％的最初覆蓋襯底的導電材料，以形成電氣圖形；圖23是顯示了具有一種電氣圖形的生物傳感器襯底的照片，這種電氣圖形帶有大約20μm的間隙寬度，其中去除了大約50％的最初覆蓋襯底的導電材料，以形成電氣圖形；和圖24是顯示了具有一種電氣圖形的生物傳感器襯底的照片，這種電氣圖形帶有大約250μm的間隙寬度，其中去除了大約90％的最初覆蓋襯底的導電材料，以形成電氣圖形。
本發明詳細描述為了更好地理解本發明原理，現在將參照圖紙中所示的實施例，并利用專用語言來描述實施例。然而可以理解，這并非意味著限制本發明的范圍。所示器件的改型和變型，以及此處所示的本領域中的技術人員通常可想出的本發明原理的其它應用都應該受到保護。
根據本發明的生物傳感器提供了其上形成了電極圖形的表面，電極圖形優選具有平滑的邊緣質量。本發明的一個特殊方面在于，位于生物傳感器上的電氣元件的邊緣可獲得精確的質量。這些元件具有平滑的或高的邊緣質量，從而可有助于測試結果具有更大的精確度、準確性和可重復性。另外，平滑的或高的邊緣質量還允許在生物傳感器的所限定表面上形成大量的電極陣列。通過提高元件的邊緣質量，可以增加電極元件的數量，并因而可在所限定表面上增加可實現的功能。這些功能例如包括用于對相同或不同的分析物同時進行測量的多對測量電極，包括備選的裝置；用于為基本測量電極提供校正系數的電極；用于檢測劑量應用或樣品充足率的電極；用以監測電極功能或者檢測或校正缺陷跡線的多條電極跡線；以及多個接觸墊片，其用于連上前述的功能，或用于提供另外的特征，例如識別、校準或其它與生物傳感器相關的信息。另外，當高的邊緣質量允許電氣元件的更緊密設置時，可在較小的空間內為給定生物傳感器提供所選擇的功能。本發明的特征在于，可以相對快速、可靠且成本高效的方式來實現所有的這些功能和更多的功能。
具體地說，本發明的生物傳感器具有其邊緣平滑且精確定位的電氣元件。平滑邊緣的精確定位是很重要的，尤其是相對于另一電氣元件的相應邊緣的精確定位，特別是對于成對的元件而言。元件邊緣的質量和位置的重要性和質量程度隨元件的性質而變化。
對于大電極而言，邊緣平滑度和位置對于利用大電極所獲得的電化學結果的質量而言是很重要的。這種測試精度方面的一個因素是各大電極區域的可重復性。獲得精確的邊緣平滑度和位置將產生高度準確的區域。大電極使用中的另一因素是其中一個電極相對于另一電極的位置，例如，反元件的位置相對于工作元件的位置。而且，因為生物傳感器通常是根據取決于測量電極尺寸和位置的可重復性的校準方法來操作的，因此一致地生產多種這種測試帶的能力就可改善利用測試所能達到的結果。
類似地，邊緣平滑度和位置有助于由微電極獲得的結果。對于微電極而言，由于許多微型元件的數量和相對緊密的位置，這些問題可能會被放大。低劣的邊緣質量可能會極大地影響微電極的工作特性，本發明有助于克服這些潛在的問題。而且，緊密接近地放置微型元件的優點在于能迅速地建立穩態操作。高的邊緣質量和精確的邊緣位置可使元件更緊密地放置，并且更快速地達到穩態操作。另外，這種更緊密的放置允許將更大數量的微型元件放置在給定的空間內。
在第一方面，本發明為生物傳感器上的各種電氣元件提供了高質量的邊緣。邊緣的質量與該邊緣相對于該邊緣理論外形的平滑度或一致性有關。圖21-24中顯示了根據本發明形成的這種″平滑″邊緣的非限制性示例。
在一方面，平滑度只與邊緣表面相對于限定了邊緣理想形狀的理論線的偏差相關。可以理解，生物傳感器上的任何電氣元件具有不能通過實際實施例精確地復制的預期位置和形狀。元件的實際邊緣偏離理論邊緣的程度是邊緣平滑度的測量標準。如同上面所討論的那樣，邊緣的這種平滑度或質量可通過在規定長度上邊緣與理論線間隔開的變化距離來表達。如下詳細所述，可以緊密的間隔來測量這種距離，并可計算出該距離的標準偏差。另外，該距離在指定長度上所達到的最大值也是有意義的參數。例如，在電極將形成具有所需寬度如10μm的間隙的設計中，制造過程必須能夠生產在間隙長度上變化并且將小于5μm(最好更小)的邊緣。否則，電極可能相互接觸，并因而而造成短路。
對于各種電氣元件而言，元件給定部分的″平滑″程度是可變的。特別是涉及測量電極時，可以理解，元件的某些邊緣比其它邊緣更重要。例如，反電極和工作電極的某些邊緣是相鄰的，并緊密地間隔在一起，但其它邊緣則不是。并且，某些邊緣定位在樣品接受腔內，而其它邊緣不是。在第一方面中，本發明涉及為測量電極的所有邊緣提供平滑的邊緣。在另一方面，本發明特別為設在樣品接受腔內的測量電極的邊緣、尤其為測量元件的彼此相鄰邊緣提供了平滑邊緣。在該上下文中的″相鄰邊緣″意指最靠近、即相鄰于與反電極配對的工作電極元件的邊緣的反元件邊緣。
如前所述，本發明一方面涉及提供大電極，其具有緊密限定的區域。所提供區域的所需精度可基于大電極的絕對尺寸而變化，該尺寸由限定電極的邊緣的質量來確定。這樣，隨著邊緣平滑度的改善，在實際上由電極占據的區域與所需的區域之間的差異將減小。
大電極的間隔還可能受益于本發明。例如，對于間隔開250μm的大電極而言，形成間隙的邊緣最好在邊緣的整個長度上具有小于大約4μm的平滑度標準偏差；對于間隔開100μm的元件而言，標準偏差最好小于大約2μm。
對于微電極而言，所需的平滑度可能不同。例如，對于間隔開50μm的微型元件，相鄰邊緣具有小于大約6μm的平滑度標準偏差，更優選小于大約2μm，最好小于大約1μm。如果微型元件間隔開大約10μm，那么平滑度標準偏差最好小于大約1μm，更優選小于大約0.5μm。總之，用于微電極的平滑度標準偏差最好小于相鄰微型元件(即特征尺寸)之間的間隙寬度的大約5％，更優選小于特征尺寸的大約2％。
本發明的又一方面還在于，其它電氣元件可設有平滑邊緣，以便于更緊密地放置這些元件。這些其它元件最好具有小于大約6μm的平滑度標準偏差，并且最好小于大約2μm。
本發明還提供了電氣元件相互之間以及相對于整個生物傳感器的準確定位。元件的相對定位至少部分地通過使用寬域激光燒蝕技術來實現，這種技術通過掩模或具有電氣元件精確圖形的其它器件來執行。因此元件的相對定位并不依賴于光柵激光的受控運動或襯底相對于光柵激光的運動。另外，相鄰邊緣的這種準確定位還可通過邊緣平滑度的緊公差而得以進一步提高。
因此，在又一方面，本發明提供了具有精確受控間隙或特征的電氣元件。更具體地說，電氣元件將具有用于相鄰邊緣之間的間隙的所設計出的理論結構，但是實際實施例將有所變化和不規則性。本發明提供了高度一致的相鄰邊緣之間的間隙。具體地說，本發明提供了″統一間隙″，其被定義為這樣的間隙，其中限定該間隙的各邊緣的平滑度標準偏差小于大約6μm。限該定間隙的兩邊緣的平滑度標準偏差優選小于大約2μm，更優選小于大約1μm。
可以理解，本發明的生物傳感器適合于在評估樣品流體內分析物的系統中使用。除了生物傳感器之外，系統還包括計量器(未示出)，并提供用于對樣品流體的目標分析物進行評估的方法。評估范圍包括從檢測分析物的存在至確定分析物的濃度。分析物和樣品流體可以是對測試系統所適用的任何分析物和樣品。僅僅出于解釋的目的，本文描述了分析物是葡萄糖，并且樣品流體是血液或間質液的優選實施例。然而，本發明顯然并不限于此范圍。
在美國專利No.4,963,814；4,999,632；4,999,582；5,243,516；5,352,351；5,366,609；5,405,511和5,438,271中，公開了適用于本發明的生物傳感器中以用于確定樣品流體中分析物的計量器的非限制性示例，以上各專利的公開內容通過引用而結合在本文中。合適的計量器(未示出)將包括與生物傳感器的電極的連接，以及用于評價對應于分析物濃度的電化學信號的電路。計量器還包括用于確定生物傳感器是否已接受樣品流體以及樣品流體量對于測試是否足夠的電氣元件。計量器一般將儲存并顯示分析的結果，或可作為備選為單獨的裝置提供數據。
構成該系統一部分的本發明生物傳感器可為分析物提供定性或定量的示數。在一個實施例中，生物傳感器與計量器相配合，以簡單地指示分析物在樣品流體中的存在。生物傳感器和計量器還提供分析物在樣品流體中的數量或濃度的讀數。在一個優選實施例中，本發明的特征在于可獲得分析物濃度的高度準確且精確的讀數。
生物傳感器可用于確定許多種分析物。例如，生物傳感器易于適用于可用于評估分析物存在的任何合適的化學處理。更優選的是，生物傳感器可配置成并可用于測試生物流體中的分析物。對系統的相當修改對于本領域中的技術人員來說是顯而易見的。出于解釋的目的，在一個特別優選的實施例中，結合生物流體中葡萄糖的檢測來描述本系統。
生物傳感器還可用于許多種樣品流體，優選用于檢測生物流體中的分析物。另外，生物傳感器可與參考流體一起使用，這些參考流體以傳統方式用于確證用于測試的系統的完整性。
在一個優選實施例中，生物傳感器用于測試葡萄糖。在這種情況下，樣品流體例如可具體包括從手指尖端或認可的備選部位(例如，前臂、手掌、上臂、小腿和大腿)獲得的新鮮毛細管血液、新鮮的靜脈血液，以及由系統供應或用于系統的對準溶液。流體可以任何方式來獲取，并輸送給生物傳感器。例如，例如可通過利用柳葉刀切開皮膚然后使生物傳感器與存在于皮膚表面的流體接觸，從而以傳統的方式來獲得血液樣品。本發明的一方面是生物傳感器可適用于非常少的流體樣品。因而，這是一個很合適的特征，即只需要輕微切開皮膚即可產生用于測試所需的流體體積，并且可最大程度地減小或消除與這種方法相關的痛苦和其它問題。
根據本發明一個實施例的生物傳感器210具有兩個電極圖形，其具有位于共同表面上的不同特征尺寸，并因而允許對流體中的分析物進行精確測量。如圖1中所示，生物傳感器210包括基體或基體襯底212，定位在基體212上的導電材料216，隔離片214和蓋子218。蓋子218及隔離片214與基體212相配合，以限定樣品接受腔220(圖9)，其具有用于樣品流體的樣品入口孔221，以及用于在存在測試分析物時產生電化學信號的試劑264。生物傳感器210成形為試驗條，特別是一種具有層壓結構的試驗條，其為樣品接受腔220提供了邊緣或表面開孔。如圖2和9中所示，試劑264通過樣品接受腔220而暴露，從而為同樣位于腔220內的工作電極提供電化學信號。在適當的情形下，例如在用于葡萄糖檢測的情況下，這種試劑可包含酶和可選的介質。
基體212的生物傳感器210包括邊緣222，其限定了相對的末端224，226以及在末端224，226之間延伸的側邊228，230。基體212還具有支撐導電材料216的頂面232以及相對的底面234(圖8和圖9)。出于說明性目的，基體212具有40mm的長度和10mm的寬度。然而可以理解，這些數據僅僅是示意性的，基體212的尺寸可根據本公開而變化。
基體212是由絕緣材料形成的襯底，所以其不會在導電材料216所形成的電極之間提供電連接。合適絕緣材料的非限制性示例包括玻璃、陶瓷和聚合物。優選的是，基體是柔性的聚合物，并且具有很強的紫外線吸收能力。合適材料的非限制性示例包括聚對苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚萘二酸乙二醇酯(PEN)和聚酰亞胺薄膜。合適的薄膜是可通過商業途徑得到的，例如分別來自美國特拉華州Wilmington的E.I.duPont de Nemours公司(″duPont″)的MELINEX、KALADEX和KAPTON，以及來自日本UBE工業有限公司的聚酰亞胺薄膜UPTTFX。優選的材料選自10密耳厚的MELINEX329或KAPTON，其涂覆上由美國康涅狄格州Windsor的Techni-MetAdvanced Depositions，Inc.公司生產的50±4nm的C.V.量＜5％的金。可以理解，基體212可在購買前就預先噴涂了導電材料216，或者根據本公開通過射鍍或蒸氣沉積而涂覆上導電材料。還可以理解，導電材料的厚度可根據本公開而變化。
作為例證，隔離片214定位在基體212的頂面232上，并且靠近末端224。隔離片214具有上表面236和面向基體212的下表面238(圖9)。現在參照圖2，隔離片214具有邊緣240，242，244，246。作為示例，隔離片214具有大約6mm的長度，大約10mm的寬度和大約4密耳的高度。然而可以理解，這些數據僅僅是示意性的，生物傳感器可形成為沒有隔離片，并且隔離片214的尺寸可根據本公開而變化。
隔離片214由絕緣的材料形成，所以它不會在導電材料216所形成的電極之間提供電連接。合適絕緣材料的非限制性示例包括玻璃、陶瓷、聚合物、可光學成像的蓋層材料和光刻膠，在2002年10月4日提交的美國專利申請(序列號為)No.10/264,891中公開了其非限制性的示例，該專利申請的公開內容通過引用而結合在本文中。作為示例，隔離片214由4密耳的MELINEX聚酯薄膜形成，其優選用于全血樣品。然而可以理解，當樣品是血漿或血清時，根據本公開，可優選使用1-2密耳的薄膜。然而可以理解，這些數據僅僅是示意性的，并且隔離片214的成分和尺寸可根據樣品接受腔的所需高度而變化。
在隔離片214中形成了狹縫或間隙248，其從邊緣240向邊緣242延伸。狹縫248至少限定了樣品接受腔220的長度和寬度，并由邊緣249限定。作為示例，狹縫248具有5mm的長度，1mm的寬度和0.1mm的高度，但也可根據本公開具有多種長度和寬度。還可以理解，根據本公開，狹縫的邊緣249還可以是彎曲或有角度的。
如圖1中所示，蓋子218定位在隔離片214的上表面236上。蓋子218具有第一表面250和面向基體212的第二表面252(圖9)。另外，蓋子218具有邊緣254，256，258，260。如圖1中所示，蓋子218具有比狹縫248的長度更小的長度。作為示例，蓋子218具有大約4mm的長度，大約10mm的寬度和大約0.1mm的高度。然而可以理解，這些數據僅僅是示例性的，生物傳感器可成形為不帶蓋子，并且蓋子218的尺寸可根據本公開而變化。
作為示例，蓋子218由純凈材料形成，其在鄰近隔離片處具有親水性粘合層。適用于蓋子218的材料的非限制性示例包括聚乙烯、聚丙烯、聚氯乙烯、聚酰亞胺、玻璃或聚酯。用于蓋子218的優選材料是100μm的聚酯。優選的粘合劑是可從Adhesives Research Inc.公司，Glen Rock，PA買到的具有MA-55親水涂層的ARCare 8586。另外，可以理解，根據本公開，蓋子可具有標識。
隔離片214中的狹縫248與蓋子218和基體212一起形成樣品接受腔220(圖9)，其用于將試劑264暴露在來自于生物傳感器210使用者的待測試流體中。這種樣品接受腔220可用作毛細通道，用于將來自于孔221的待測試流體抽吸到導電材料216的檢測區上并通往排放口262。可以理解，根據本公開，生物傳感器可形成為不帶隔離片，并且根據本公開作為隔離片和蓋子的附加或替代，各種介電材料可覆蓋基體212，而只露出導電材料的所選部分。另外可以理解，通道220(如果存在的話)的尺寸也可根據本公開而變化。
圖2顯示了限定電極系統的導電材料216，該系統包括第一電極組266和第二電極組268，以及相應的跡線279，277和相應的接觸墊片278，282。導電材料216可包含純金屬或合金，或其它金屬導體材料。優選的是，導電材料在用于形成電極的激光的波長下是透明的，并且具有可經受快速精確處理檢驗的厚度。非限制性的示例包括鋁、碳、銅、鉻、金、銦錫氧化物(ITO)、鈀、鉑、銀、氧化錫/金、鈦、它們的混合物，以及這些元素的合金或金屬化合物。導電材料最好包括貴金屬或合金，或者它們的氧化物。更優選的是，導電材料包括金、鈀、鋁、鈦、鉑、ITO和鉻。導電材料的厚度范圍為大約10nm到80nm，最好為30nm到70nm。圖1-3、圖6和圖8-9顯示了帶50nm厚的金薄膜的生物傳感器210。可以理解，導電材料的厚度取決于材料的可透射屬性以及與生物傳感器用途相關的其它因素。
作為示例，導電材料216燒蝕成包括電極組266，268的兩電極系統。在形成這些系統時，從基體212的至少大約5％的表面板域，更優選從基體212的至少大約50％的表面板域，最優選從基體212的至少大約90％的表面板域，來去除導電材料216。如圖2中所示，在基體212上僅剩下的導電材料216就形成了電極系統的至少一部分。
雖然未顯示出，但是可以理解，所得的帶圖形的導電材料可被涂覆或鍍上另外的金屬層。例如，導電材料可以是銅，它然后被利用激光燒蝕成電極圖形；隨后將該銅件鍍上鈦/鎢層，然后鍍上金層，以形成所需的電極。優選采用位于基體212上的單層導電層。雖然通常并非必要，但是如同本領域中眾所周知的那樣，可通過使用晶種層或輔助層如鉻鎳或鈦，來提高導電材料在基體上的粘附力。在優選的實施例中，生物傳感器210具有單層的金、鈀、鉑或ITO層。
如圖2和9中所示，生物傳感器210包括電極系統，其包括至少一個工作電極以及反電極，其位于樣品接受腔220中。樣品接受腔220配置成可使進入該腔的樣品流體與工作電極和反電極兩者都形成電解接觸。這允許電流在電極之間流動，以便進行分析物或其產物的電解氧化或電解還原。
現在參照圖3，電極系統的第一電極組266包括兩個電極270，272。作為示例，電極270是工作電極，而電極272是反電極。電極270，272各具有單個元件或指狀體280，其通過連接跡線279而與接觸墊片278連通(圖2中所示)。電極270，272的電極指狀體280相配合，以限定形成為大電極陣列的電極圖形。可以理解，如將在后文中所述的那樣，各電極270，272根據本公開可包括一個以上的指狀體。還可以理解，電極或電極指狀體的形狀、尺寸和相對構造可根據本公開而變化。
如圖2中所示，第二電極組268包括兩個電極274，276。作為示例，電極274是工作電極，而電極276是反電極。另外，電極274，276各具有五個電極元件或指狀體284，其通過連接跡線277而與接觸墊片282連通。現在參照圖3，電極指狀體284相配合，以限定形成為交錯微電極陣列的電極圖形。雖然圖中顯示了五個電極指狀體284，然而可以理解，根據本公開，電極274，276的元件也可各自形成為帶有多于或少于五個的電極指狀體。還可以理解，電極的形狀、尺寸和相對構造可根據本公開而變化。
可以理解，用于圖2所示電極組266，268的尺寸數值是用于單個特定實施例的，并且這些數值可根據具體用途的需要來選擇。例如，電極組的長度可以是長達基體長度的任一長度，這取決于基體上電極組的定向。另外可以理解，與電極組連通的導電跡線的寬度是可變的，該寬度的非限制性示例為大約0.4mm到大約5mm。還可以理解，各個接觸墊片的寬度是可變的，該寬度的非限制性示例為大約1mm到大約5mm。圖2所示電極圖形是對稱的，然而這并不是必需的，根據本公開的不規則或不對稱的圖形(或電極形狀)也是可以的。另外，基體212上的電極組的數量是可變的，因此各基體212例如可包含1到1000個電極組，優選為2到20個電極組，最好為2到3個電極組。
再次參看圖3的第一電極組266，各個電極指狀體280由內邊緣281、外邊緣283以及相對的第三和第四邊緣285，287來限定。各個邊緣218，283，285，287具有平滑的邊緣質量。如之前所述，電極270，272的邊緣質量通過邊緣偏離在第一點和第二點之間延伸的理論線的偏差來限定。以下對偏差的描述可適用于生物傳感器210的電極270，272的各個邊緣。然而，出于清楚起見，后文中將只討論電極270的邊緣281。
如圖3中所示，電極270的邊緣281在位于基體212上的點289，291之間延伸。點289，291位于內邊緣281的相對端上，內邊緣281代表了電極280之間的間隙286的整個長度。可以理解，點289，291可根據本公開而定位在多個位置，并根據所需的邊緣長度而彼此定位成具有多種相對距離。然而，所關注的長度通常是間隙在其上延伸的整個長度，這是因為相鄰邊緣的平滑度在這整個長度上通常是最重要的。
圖4顯示了在點293，291之間精確地延伸的理論線289。也就是說，線293代表了在如果形成電極的工藝過程完美時所獲得的理想的或所需的邊緣。然而，在沿著線293長度上的任一給定點處，邊緣281將在任一方向上與理論線293間隔開一段距離″di″。距離di根據其測量位置而從零變化到最大值，如圖所示，例如圖4中的距離d1，d2，d3和d4。根據本公開，這種距離在線293長度上的標準偏差小于大約6μm，從而產生了具有平滑邊緣質量的邊緣。在優選實施例中，邊緣281偏離理論線293的標準偏差小于2μm，并且最好小于1.0μm。在圖10中顯示了這種偏離平均值或理論值的偏差示例。
圖10中所示的邊緣質量是利用可從德國加爾布森的LPKF LaserElectronic GmbH公司買到的微測量系統和Metric 6.21軟件測得的。Metric軟件允許在個人電腦上進行視頻圖像的顯示和測量。通過捕獲圖像，然后允許軟件將10μm的柵格置于圖像上，來進行測量。通過在測量物鏡下移動電極結構來使柵格與邊緣對準(通過物理式操縱圖像，邊緣就可垂直地對準而平行于柵格)。然后利用該軟件，采用點到點的處理，沿250μm的線長度以10μm的間隔從柵格線到電極邊緣進行測量。對顯示屏的有效視頻放大倍率是575倍(使用物鏡Q750)。視頻放大倍率＝在視頻屏幕上實際測得的″標度長度″(μm)/標度值(μm)。例如，115000μm/200μm＝575倍。
在使用本發明原理而形成的電氣圖形的一種分析中，可利用可從依利諾斯州奧羅拉市的Mitutoyo America Corporation公司買到的、有效對顯示屏放大倍率為470倍的QVH-606專業目視測量系統(電腦控制的無接觸的測量系統)，來測量邊緣偏離平均值的偏差。從在至少250μm長度上以平均間隔0.69μm進行的測量中，可計算出標準偏差。其它設置包括環照明(強度89，位置60)，邊緣檢測(邊緣斜度＝下降，邊緣檢測TH＝169，THS＝18.5，THR＝0.5，掃描間隔＝1)。偏離平均值的標準偏差小于大約2μm。
再次參照圖4，作為示例，線293是一直線。然而，可以理解，線293的形狀可以是彎曲的或有角度的，只要邊緣281在邊緣長度上偏離線293的距離的標準偏差小于大約6μm即可。
如圖3中所示，電極指狀體280通過電極間隙286而相互間隔開，電極間隙286對應于電極組266的電極圖形的特征尺寸。圖3所示電極間隙286顯示為由兩條平直邊緣281形成。然而，如剛才所述，邊緣281的位置偏離理論數據293(圖4)一段沿邊緣長度變化的距離。作為示例，在生物傳感器210中，頂面232的電絕緣材料沿長度290而暴露于電極指狀體280之間。然而，可以理解，如同在2000年11月1日提交的美國專利申請(序列號)No.09/704,145、即現在的美國專利No.6,540,890中所公開的那樣，其頂面232不暴露，而是將基體涂上材料，或在電極之間形成凹口，該美國專利的公開通過引用而結合在本文中。
如圖3和圖5中所示，電極指狀體280的內邊緣281具有相等的長度(由標號290所示)，并通過電極間隙286而相互間隔開，電極間隙286的長度由長度290表示。由于限定了間隙286的兩條邊緣281不是完美的，因此實際上間隙286的寬度和位置在其長度上將會發生變化，參見圖5中所示的間隙292a-292d。當限定間隙286的兩條邊緣的偏差處于相同方向上時，那么對于寬度偏差而言，這些偏差將至少部分地相互抵消，并導致間隙位置的總移距，如參照圖5中的標號292c和292d所示。理論間隙可由與邊緣281相關聯的兩條理論線293來限定。間隙的質量或其偏離理論間隙的偏差可根據兩條限定該間隙的單獨邊緣的質量來規定。限定了間隙286的兩條邊緣的平滑度標準偏差最好小于6μm，更優選小于2.0μm，最優選小于1μm。
在圖3和6中顯示了限定電極元件274，276的電極指狀體284。然而，出于清楚起見，后文中將只討論這些電極指狀體284的其中三個，如圖6中所示。各個電極指狀體284由第一邊緣296和第二邊緣297來限定。另外，相鄰的指狀體284分別具有間隔開的第三和第四邊緣298，299。指狀體284的這些邊緣296，297，298，299也可具有平滑的邊緣質量。如同以上參見電極270，272所述，電極274，276的邊緣質量由相應邊緣偏離在第一點和第二點之間延伸的線的偏差來限定。以下對偏差的描述將適用于生物傳感器210的電極指狀體284的各邊緣。然而，為了清楚起見，后文中將只討論電極指狀體284的一條邊緣296。
電極指狀體284的邊緣296在基體212上的第一和第二點301，302之間延伸。如圖7所示，理論線300在點301，302之間精確地延伸，其通常是由邊緣296和297形成的間隙長度。根據本公開，邊緣296偏離線300的可變距離的標準偏差小于大約6μm，從而形成了帶平滑邊緣質量的邊緣。在優選的實施例中，邊緣296偏離理論線300的標準偏差小于2μm，并且最好小于1.0μm。作為示例，線300是一直線。然而，可以理解，線300的形狀可以是彎曲的或有角度的。還可以理解，第一和第二位置300，301在表面232上的具體位置可根據本公開而變化，然而，最重要的長度通常是在這些緊密間隔開的電極指狀體之間的間隙的整個長度。
再次參照圖3，電極指狀體284由電極間隙288相互間隔開，電極間隙288對應于電極組268的電極圖形的特征尺寸。電極間隙288與指狀體284的相鄰邊緣296，297之間的寬度相關。由于限定間隙288的兩條邊緣并不是完美的，因此間隙288的位置和定向實際上將在其長度上發生變化。作為示例，在生物傳感器210中，基體212的電絕緣材料沿長度303暴露于電極指狀體284之間。然而，可以理解，如同于2000年11月1日提交的美國專利申請(序列號)No.09/704,145、即現在的題名為“生物傳感器”的美國專利No.6,540,890中所公開的那樣，其頂面232不暴露，而是將基體涂上材料，或在電極之間形成凹口，該美國專利的公開內容通過引用而結合在本文中。
電極間隙288對應于電極組268的電極圖形的特征尺寸，并且不同于電極組266的電極圖形的特征尺寸。作為示例，位于電極指狀體284之間的特征尺寸或間隙288具有大約100μm或更小的寬度，包括大約1μm到大約100μm的范圍，更優選為75μm或更小，包括大約17μm到大約50μm的范圍。可以理解，用于微電極陣列的電極間隙是可變的。例如，可以理解，根據本公開，電極間隙可以小于1μm。可實現的間隙的尺寸取決于光學器件的質量、激光波長和掩模場的窗口尺寸。
如圖3中所示，間隙288沿著電極指狀體284的相對邊緣296，297的長度303而具有一定的寬度。如同間隙286一樣，間隙286的質量或其偏離理論間隙的偏差可根據限定了間隙的兩條單獨邊緣的質量來規定。限定了間隙286的這兩條邊緣的平滑度標準偏差優選小于6μm，更優選小于2.0μm，最好小于1μm。
現在參照圖9，電極指狀體284覆蓋上試劑264，并用于為專門的分析物提供電化學探頭。開始的試劑是這種試劑的反應劑或成分，并且在施加在帶材或帶卷上之前，或在電極板上的毛細通道中，通常以液體形式而配制在一起。然后液體可蒸發，而留下固體形式的這種試劑。對具體試劑的選擇取決于待測量的具體分析物，這對于本發明并不是關鍵的。各種試劑成分對于本領域的普通技術人員而言是眾所周知的。還可以理解，試劑在基體上的位置選擇是可變的，并取決于生物傳感器的預期用途。另外，可以理解，用于將試劑施加在基體上的技術是可變的。例如，將這種試劑絲網印刷在指狀體上也屬于本公開的范圍之內。
用于測量人體血液樣品中葡萄糖的可配制試劑的一種非限制性示例包含62.2mg的聚聚氧化乙烯(100-900千道爾頓的平均分子量)，3.3mg的NATROSOL 250M，41.5mg的AVICEL RC-591F，89.4mg的磷酸二氫鉀，157.9mg的磷酸氫二鉀，437.3mg的鐵氰化鉀，46.0mg的丁二酸鈉，148.0mg的海藻糖，2.6mg的TRITONX-100表面活化劑，以及每克試劑所含有的2000到9000單位的活性酶。這種酶可制備成由12.5mg的輔酶PQQ和1.21百萬單位的醌蛋白葡萄糖脫氫酶的脫輔基酶組成的酶溶液，從而形成醌蛋白葡萄糖脫氫酶的溶液。在美國專利No.5,997,817中進一步描述了這種試劑，該專利的公開通過引用而明確地結合在本文中。
用于測量樣品中血細胞比容的可分配試劑的一種非限制性示例包括一種氧化形式以及還原形式的可逆的電活性化合物(分別為亞鐵氰化鉀(III)(″鐵氰化物″)和亞鐵氰化鉀(II)(″亞鐵氰化物″))，電解質(磷酸鉀緩沖劑)，和微晶材料(可從FMC公司獲取的Acivel RC-591F，即88％的微晶纖維素和12％的羧甲基纖維素鈉的混合物)。試劑內成分的濃度在干燥之前如下400毫摩爾(mM)的鐵氰化物，55mM的亞鐵氰化物，400mM的磷酸鉀，以及2.0％(重量∶體積)的Acivel。在美國專利No.5,385,846中進一步描述了用于血細胞比容化驗的試劑，該專利的公開通過引用而明確地結合在本文中。
以下表1中列出了用于在本發明的生物傳感器中測量特定分析物的酶和介質的非限制性示例。
表1
在表1中所示的一些示例中，至少一種另外的酶用作反應催化劑。并且，表1中所示的一些示例可采用另外的介質，其有助于電子傳遞至氧化形式的介質。這種另外的介質以比氧化形式的介質量更少的量而提供至試劑中。雖然描述了上述化驗，但是可以理解，利用根據本公開的生物傳感器，可將電流、電荷、阻抗、電導率、電勢或樣品的其它電化學顯示性能與樣品中分析物的濃度精確地相關聯起來。
另一種用于本發明生物傳感器的合適的可分配試劑的非限制性示例是亞硝基苯胺試劑，其包括PQQ-GDH和對-亞硝基苯胺介質。用于制備亞硝基苯胺試劑的規程在所有方面都與2003年10月17日提交的題名為″利用交流相位角度測量進行分析物測量的系統和方法″的美國專利申請(序列號為)No.10/688,312中所公開的規程相同，該申請的公開通過引用而結合在本文中。試劑在分配和干燥之前的物質成分如表2所述。
表2
％固體0.1352687目標pH值 6.8
所使用的特定的酶活性(U/mg)689DCIP每一生物傳感器的分配容量 4.6mg適合于本公開使用的可施涂試劑如下表3。
表3
固體％11.5755目標pH值 7.0所使用的特定酶活性(U/mg) 2.23DCIP涂層重量 55g/m2作為示例，利用分別如圖17-18和19中所示的兩個裝置10，10′，可制作出生物傳感器210。可以理解，除非特別說明，否則裝置10，10′以相似的方式操作。首先參照圖17，生物傳感器210通過將成卷的帶材或材料卷20進給到定制寬域激光燒蝕裝置10中進行制造，帶材具有80nm厚的金層壓層，其寬度大約為40mm。裝置10包括產生激光射束12的激光源11，鍍鉻的石英掩模14，以及光學器件16。可以理解，雖然所示的光學器件16是單個透鏡，但是光學器件16最好是多種透鏡，它們相互配合而使光12形成預定的形狀或圖像，該圖像然后投射在基體襯底20的材料卷上。
合適燒蝕裝置10(圖17-18)的非限制性示例是一種商業上可從德國加爾布森市的LPKF Laser Electronic GmbH公司獲取的定制的MicrolineLaser 200-4激光系統，其包括可從德國Gttingen的LambdaPhysik AG公司買到的LPX-400、LPX-300或LPX-200激光系統，以及可從科羅拉多泉城的International Phototool Company公司買到的鍍鉻石英掩模。
對于MicrolineLaser 200-4激光系統(圖17-18)而言，激光源11是LPX-200KrF-紫外激光。然而可以理解，根據本公開，可使用更高波長的紫外激光。激光源11在248nm下和600mJ的脈沖能量下以及在50Hz的脈沖重覆頻率下工作。激光束12的強度可通過介電射束衰減器(未示出)而在3％和92％之間無限地調整。射束的外形是27×15mm2(0.62平方英寸)，并且脈沖持續時間為25ns。掩模14上的設計圖像通過光學元件射束擴展器、均化器和物鏡(未示出)進行均勻投射。均化器的性能通過測量能線圖來確定。成像光學器件16將掩模14的結構傳遞至帶材20上。成像比率是2∶1，從而允許一方面去除較大的區域，另一方面將能量密度保持在鍍鉻掩模的消融點之下。雖然顯示了2∶1的成像比率，但是可以理解，根據本公開，許多備選的比率都是可以的，這取決于所需的設計要求。帶材20如箭頭25所示移動，從而允許連續地燒蝕出許多布局段。
掩模14的位置，帶材20的運動和激光能量是計算機控制的。如圖17中所示，激光束12投射到要進行燒蝕的帶材20上。穿過掩模14的空白區域或窗口18的光12燒蝕帶材20上的金屬。掩模14的涂鉻區域24阻擋了激光12，并防止那些區域中的燒蝕，從而在帶材20的表面上形成金屬化結構。現在參照圖18，電氣元件的完整結構可要求通過第二掩模14′的額外燒蝕步驟。可以理解，根據本公開，根據要進行燒蝕的光學元件和電氣元件的尺寸，可能僅僅需要單個燒蝕步驟或需要多于兩個的燒蝕步驟。另外，可以理解，除了多個掩模以外，根據本公開，可在同一掩模上形成多個區域。
具體地說，合適燒蝕裝置10′的第二非限制性示例(圖19)是一種商業上可從德國加爾布森市的LPKF Laser Electronic GmbH公司獲取的定制的激光系統，其包括可從德國Gttingen的Lambda Physik AG公司買到的Lambda STEEL(穩定的能量準分子激光器)激光系統，以及可從科羅拉多泉城的International Phototool Company公司買到的鍍鉻的石英掩模。激光系統的性能特征在于，在308nm波長下可實現高達1000mJ的脈沖能量。另外，激光系統具有100Hz的頻率。裝置10′可成形為通過雙程來生產生物傳感器，如圖17和18所示，但是其光學器件最好可在25ns時間內單程地形成10×40mm的圖形。
雖然并不希望受到具體理論的約束，但是可以認為，經過掩模14，14′，14″的激光脈沖或射束12被吸收到帶材20的表面232中達小于1μm的深度。射束12的光子具有足夠的能量來導致光致離解，并快速斷開位于金屬/聚合體界面處的化學鍵。可以認為，這種快速的化學鍵斷開將導致在吸收區域內的突然壓力增加，并迫使材料(金屬薄膜216)從聚合物基體表面排出。因為典型的脈沖持續時間大約為20-25納秒，所以與材料的相互作用發生非常迅速，并且最大程度地減小了對導電材料216的邊緣和周圍結構所造成的熱損傷。根據本發明的構想，電氣元件的所得邊緣具有較高的邊緣質量和精確的位置。
用于從帶材20上去除或燒蝕掉金屬的能量流量取決于形成帶材20的材料，金屬薄膜與基體材料的粘附力，金屬薄膜的厚度，以及可能用于將薄膜放在基體材料上的工藝，即支撐和蒸氣沉積工藝。在KALADEX上用于金的能量流量水平為大約50到大約90mJ/cm2，在聚酰亞胺上為大約100到大約120mJ/cm2，而在MELINEX上為大約60到大約120mJ/cm2。可以理解，根據本公開，比以上所述更少或更大的能量流量水平可適用于其它基體材料。
通過使用掩模14，14′可實現帶材20區域的成像。作為示例，各個掩模14，14′包括掩蔽域22，其包含待形成的電極元件圖形的預定部分的精確二維圖像。圖17顯示了包括接觸墊片和一部分跡線的掩蔽域22。如圖18中所示，第二掩模14′包括跡線的第二對應部分，以及包含指狀體的電極圖形。如之前所述，可以理解，根據本公開，根據待燒蝕區域的尺寸，掩模14可包含用于各生物傳感器的完整電極圖形的完整圖像(圖19)，或與圖17和18所示不同的部分圖形。本發明的一方面最好構思成，試驗條上的電氣元件的整個圖形是用激光一次性燒蝕而成的，即，該寬域包含試驗條的整個尺寸(圖19)，或者甚至包含兩個或多個試驗條(未示出)的整個尺寸。作為備選，如圖17和18中所示，整個生物傳感器的部分是連續地完成的。
雖然后文中將討論掩模14，但是可以理解，除非另行指出，否則這種討論也將適用于掩模14′，14″。參見圖17，用鉻保護的掩蔽域22的區域24將阻止激光束12投射到帶材20上。掩蔽域22中的空白區域或窗口18允許激光束12通過掩模14，并入射在帶材20的預定區域上。如圖17中所示，掩蔽域22的空白區域18對應于帶材20的將要從中去除導電材料216的區域。
另外，掩蔽域22具有由線30所示的長度和由線32所示的寬度。假定LPX-200的成像比率為2∶1，那么可以理解，掩模的長度30是所得圖形長度34的兩倍，并且掩模的寬度32是帶材20上所得圖形寬度36的兩倍。光學器件16減小了射在帶材20上的激光束12的尺寸。可以理解，掩蔽域22和所得圖形的相對尺寸可根據本公開而變化。掩模14′(圖18)用于完成電氣元件的二維圖示。
繼續參照圖17，在激光燒蝕裝置10中，準分子激光器源11發射射束12，其穿過鍍鉻的石英掩模14。掩蔽域22導致一部分激光束12反射，同時允許該射束的其它部分以部分或所有電極圖形的圖像的形式而通過。激光束12的通過掩模14的圖像或部分又在金薄膜上在經受激光束12脈沖的位置處形成圖形。可以理解，帶材或材料卷20相對于裝置10可以是固定的，或在滾筒上連續移動通過裝置10。相應地，帶材20的非限制性的運動速率可從大約0m/min到大約100m/min，最好為大約30m/min到大約60m/min。可以理解，根據本公開，帶材20的運動速率只受到所選裝置10的限制，并且可根據激光源11的脈沖持續時間而遠遠超過100m/min。
一旦在帶材20產生了掩模14的圖形，就將帶材反繞，并再次供給而通過裝置10，其帶有掩模14′(圖18)。可以理解，作為備選，根據本公開可將激光裝置10串聯地設置。在2003年6月20日提交的題名為″與分析物傳感器相關的器件和方法″的美國專利申請(序列號為)No.60/480,397中對此步驟和重覆工藝進行了詳細描述，該專利申請的公開通過引用而結合在本文中。因而，通過使用掩模14，14′，在相同掩模區域中采用涉及多個掩蔽域22的步驟和重覆工藝，就可使材料卷或帶材20的大區域形成圖形，以便可實現在基體襯底上的復雜電極圖形和其它電氣元件的經濟的成形，形成電極元件的精確邊緣，并可從基體材料中去除更大量的金屬薄膜。
圖20是根據本公開而形成的電極組帶材124的非限制性示意圖，但是它具有與圖17和18所示不同的電極圖形。帶材124包括多個面板(panel)120，各面板120包括多個電極系統116。各個系統包括具有檢測區110的兩個電極104。圖中還顯示了經激光燒蝕而形成電極組帶材124的原始金屬層壓帶材122。帶材122的寬度選擇成可容納激光燒蝕系統10，10′，并且例如可以為40英寸到0.4英寸(1.2m到10.25mm)。帶材可以是任意長度，并基于電極組的所需數量和/或帶材處理和運輸的容易性來進行選擇。各個單獨面板的尺寸選擇成便于配在帶材上，因此各個面板可包含1到1000個電極組，最好包含2到20個電極組。
一旦形成了完整的電極圖形，可以理解，可利用許多已知的商業上可獲取的方法將帶材20與隔離片和蓋子結合起來。在2003年6月20日提交的題名為″與分析物傳感器相關的器件和方法″的美國專利申請(序列號為)No.60/480,397中詳細描述了合適制造方法的非限制性示例，該申請的公開通過引用而結合在本文中。然而，總而言之，可以理解，試劑薄膜可定位在帶材上，并以傳統方式利用在線式干燥系統進行干燥。名義處理速率為每分鐘30-38米，并取決于這種試劑的流變性能。以上給出了適用于生物傳感器210的試劑，但在表2中闡述了優選的試劑。
材料以連續的卷筒形式進行處理，這樣在基體的情況下，電極圖形與卷筒的長度正交。一旦基體涂上涂層，就將隔離片層壓到帶材20上。然而在層壓隔離片材料之前，要去除隔離片材料的一部分，從而形成狹縫。沖壓過程用于去除隔離片的不需要的部分。模組確定狹縫的形狀。所得的帶狹縫式隔離片在卷到卷的工藝中定位在基體上。然后利用卷到卷的工藝將蓋子層壓到隔離片上。之后，可通過切開和切割從所得的成卷材料中生產出生物傳感器。
隔離片中的狹縫最好形成處在基體和蓋子之間的毛細填充空間。隔離片上的疏水粘合劑可防止測試樣品流入隔離片下方的試劑中，因此填充空間限定了測試腔的容積。可以理解，根據本公開，腔的容積可根據生物傳感器的應用而變化。在上述美國專利申請(序列號為)No.60/480,397中，可找到對合適填充容積的非限制性的詳細描述。
如上所述，生物傳感器210具有兩個電極圖形，其具有位于共同平面上的不同特征尺寸，并因而在該表面上實現多種功能。電極組266最好具有成形成帶有第一預定特征尺寸的大電極陣列的電極圖形。大電極陣列的合適功能的一個非限制性示例是對血細胞比容水平進行校正，這在2003年10月17日提交的題名為″利用交流相位角度測量進行分析物測量的系統和方法″的美國專利申請(序列號為)No.10/688,312號中對其有所描述，該申請的公開通過引用而結合在本文中。
另外，可以理解，在使用時，如同上述美國專利申請(序列號為)No.10/688,312中所述，測試儀表(未示出)在一個電極上施加電壓，并于另一電極測量電流響應，以獲得信號。
電極組268具有成形成交錯微電極陣列的電極圖形，該微電極陣列帶有第二預定特征尺寸。微電極陣列的合適功能的一個非限制性示例是葡萄糖評價，在美國專利申請(序列號為)No.10/688,312號中對其也有所描述。另外可以理解，在使用時，如同美國專利申請(序列號為)No.10/688,312號中所述，測試儀表(未示出)向一個電極施加電壓，并于另一電極測量電流響應，以獲得信號。
在操作中，用戶將他或她的切破手指放在生物傳感器210的孔221上。液體樣品(全血)從手指流入孔221中。液體樣品通過毛細作用而傳輸通過樣品接受腔220，并且經過電極組266元件的指狀體280。隨后，液體樣品流過樣品接受腔220，流向排放口262，并且與位于電極組268元件的指狀體284上的試劑264相結合。如上所述，血細胞比容校正數據由液體樣品與指狀體280的相互作用來測定，而葡萄糖由液體樣品/試劑混合物與指狀體284的相互作用來測定。雖然血細胞比容和葡萄糖測定功能是參考生物傳感器210進行描述的，但是可以理解，根據本公開，電極圖形也可用于多種功能。
所描述的工藝過程和產品包括一次性的生物傳感器，特別是用于診斷設備中的生物傳感器。然而，它還包括用于非診斷用途的電化學生物傳感器，例如測量任何生物、環境或其它樣品中的分析物。另外，可以理解，生物傳感器的各種用途和可用功能根據本公開而可以是獨立的或相互結合的。
如下參照圖11-16所述，從用戶的觀點來看，所公開的生物傳感器各自都以與以上針對210所述相似的方式運轉。另外，生物傳感器的相似元件使用類似的標號。
現在參照圖11，除了定位在基體212上的導電材料216的圖形以外，生物傳感器310是以與生物傳感器210相似的方式而形成和制造。生物傳感器310的導電材料216限定了第一電極系統366和第二電極系統368。電極系統366，368與生物傳感器210的系統是相似的，除了連接跡線377，379的所得圖形和基體212上的接觸墊片378，383以外。可以理解，根據本公開，跡線377，379和墊片378，383可采用各種形狀和尺寸。
如圖12中所示，除了定位在基體212上的導電材料216的圖形之外，生物傳感器510是以與生物傳感器210相似的方式形成的。除了電極組268之外，生物傳感器510的導電材料216還限定了第一電極組566。除了由電極元件形成的交錯電極圖形的構造之外，電極組566與組366是相似的。
具體地說，第一電極組566包括具有帶一個電極指狀體581的元件的工作電極，以及具有帶兩個電極指狀體580的元件的反電極。指狀體580，581互相配合，從而形成構造成大電極陣列的交錯電極圖形，其具有大約250μm的特征尺寸或間隙寬度。電極580，581各具有大約250μm的電極寬度。如上針對組266所述，電極和間隙的寬度可根據本公開而變化。
如同上面關于生物傳感器210所述，第一和第二電極組566，268具有不同的特征尺寸，并用于在生物傳感器510上形成不同的功能。第一電極組566的合適功能的非限制性示例是用于確定血細胞比容水平的校正系數。測量方法如同上面關于生物傳感器210所述。
現在參照圖13，除了導電材料216的圖形定位在基體212上以外，生物傳感器610以與生物傳感器210相似的方式而形成。除了上述第一電極組566之外，生物傳感器610的導電材料216還限定了與組566間隔開的第二電極組668。
除了電極元件中的交錯電極圖形之外，電極組668與組268是相似的。具體地說，第二電極組668包括工作電極和反電極，各電極具有帶三個電極指狀體661的元件。指狀體661互相配合，從而限定了構造成微電極陣列的交錯電極圖形，其具有大約50μm的特征尺寸或間隙寬度，其小于組566的電極圖形的特征尺寸。電極661各具有大約50μm的電極寬度。如上針對組268所述，該電極和間隙寬度可根據本公開而變化。
另外，生物傳感器610包括試劑664。試劑664與試劑264是相似的，只是在其施加在基體212上的寬度方面有所不同。具體地說，這種試劑664在電極指狀體661上延伸。第二電極組668的合適功能的非限制性示例是葡萄糖測定功能。測量方法如同上面關于生物傳感器210所述。
如圖14中所示，除了定位在基體212上的導電材料216的圖形之外，生物傳感器710以與生物傳感器210相似的方式而形成。生物傳感器710的導電材料216限定了上述第一電極組366和第二電極組768。除了由電極元件形成的交錯電極圖形之外，電極組768與組268是相似的。具體地說，第二電極組768包括工作電極和反電極，其各自具有帶五個電極指狀體770的元件。指狀體770互相配合，以限定構造成微電極陣列的交錯電極圖形，其具有大約30μm的特征尺寸或間隙寬度，這就小于組366的電極圖形的特征尺寸。電極指狀體770各自具有大約50μm的電極寬度。如同上面針對組266所述，該電極和間隙的寬度可根據本公開而變化。第二電極組668的合適功能的非限制性示例是葡萄糖測定功能。測量方法如同上面關于生物傳感器210所述。
另外，生物傳感器710包括利用本領域中技術人員已知的各種方法而分配在指狀體770上的試劑364。試劑364最好是表3中所列出的試劑。而且，可以理解，根據本公開可使用在上文中已討論過其非限制性示例的各種試劑。
圖15顯示了根據本公開的生物傳感器1310。除了定位在基體212上的導電材料216、蓋子1118和隔離片1114的構造之外，生物傳感器1310以與生物傳感器210相似的方式而形成。蓋子1118和隔離片1114與蓋子218和隔離片214是相似的，除了相對于圖15所示基體212的它們的尺寸之外。生物傳感器1310的導電材料216限定了第一電極組1366和第二電極組1368。第一電極組1366包括工作電極和反電極，其各自具有五個電極指狀體1370。指狀體1370互相配合，從而限定了形成微電極陣列的交錯電極圖形，其具有大約17μm的特征尺寸或間隙寬度。電極指狀體1370各具有大約20μm的電極寬度。
第二電極組1368包括工作電極和反電極，其各自具有三個電極指狀體1371。電極指狀體1371互相配合，以限定形成為微電極陣列的交錯電極圖形，其具有大約10μm的特征尺寸或間隙寬度。電極指狀體1371各具有大約20μm的電極寬度。如同上文中結合組266所述，指狀體1370和1371的電極和間隙寬度可根據本公開而變化。
試劑264延伸過電極組1368的電極指狀體1371。如同上面關于生物傳感器210所述，第一電極組1366的合適功能的非限制性示例包括血細胞比容校正。同樣，如同上面關于生物傳感器210所述，第二電極組1368的合適功能的非限制性示例是用于估測葡萄糖。用于電極組1366和1368的測量方法也如同上面關于生物傳感器210所述。
圖16顯示了生物傳感器1510。除了試劑1564以外，生物傳感器1510與生物傳感器210是相同的。如同上面關于圖14的生物傳感器710所述，試劑364被分配在電極指狀體284上。
圖21-24是利用本發明原理形成的電氣圖形的照片。圖21是基體襯底的照片，其具有通過去除10％的最初覆蓋基體襯底的導電材料而形成的電氣圖形。在這個實施例中，導電材料是金。該圖形利用激光的單次脈沖而形成。
圖22是基體襯底的照片，其具有通過去除20％的最初覆蓋基體襯底的導電材料而形成的電氣圖形。在這個實施例中，導電材料是金，并且間隙寬度如所示為大約20μm。該圖形利用激光的單次脈沖而形成。
圖23是基體襯底的照片，其具有通過去除50％的最初覆蓋基體襯底的導電材料而形成的電氣圖形。在這個實施例中，導電材料是金，并且間隙寬度如所示為大約20μm。該圖形利用激光的單次脈沖而形成。
圖24是基體襯底的照片，其具有通過去除90％的最初覆蓋基體襯底的導電材料而形成的電氣圖形。在這個實施例中，導電材料是金，并且間隙寬度如所示為大約250μm。該圖形利用激光的單次脈沖而形成。
本發明提供了幾種生產運行過程，其中可非常快速地生產出根據本發明的生物傳感器的電氣圖形。許多這些生產運行過程包括帶兩個不同特征尺寸的電極圖形，如表4中所示。圖21-24是對所選出的其中若干電極結構拍攝而成的照片，其也如表4所示。用于形成圖形的掩模包括表4中列出的″結構1″和″結構2″。大約25納秒的單次激光脈沖用于形成該圖形。如所示，隨著電氣圖形成形，長的材料卷(大約450m或更長)以受控的速度通過激光燒蝕裝置下方。
表4
如同上表4中所見，由本發明實現的方法很適合于快速的大量生產。
雖然已經結合優選實施例詳細描述了本發明，但是在如同所附權利要求所述并限定的本發明的精神和范圍內，存在各種變型和修改。
權利要求
1.一種生物傳感器，包括具有形成于其上的第一和第二電極元件的基體襯底；所述第一和第二電極元件具有相應的第一和第二邊緣，在所述第一和第二邊緣之間限定了間隙，所述間隙具有寬度和長度；所述第一邊緣與第一理論線間隔開沿所述間隙的長度而變化的第一距離，所述第一理論線限定了所述第一邊緣的預期形狀和位置，所述第一距離的標準偏差在所述間隙的整個長度上小于大約6μm；至少部分地覆蓋所述基體襯底的試劑；和層疊在并粘合在所述基體襯底上的一個或多個層，所述一個或多個層相互配合以形成用于生物傳感器的樣品接受腔和蓋子，所述試劑的至少一部分和電極定位在所述腔內。
2.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一距離的標準偏差小于大約2μm。
3.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一距離的標準偏差小于大約1μm。
4.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述第二邊緣與第二理論線間隔開沿所述間隙的長度而變化的第二距離，所述第二理論線限定了所述第二邊緣的預期形狀和位置，所述第二距離的標準偏差在所述間隙的整個長度上小于大約6μm。
5.根據權利要求4所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一距離和所述第二距離的標準偏差都小于大約2μm。
6.根據權利要求4所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一距離和所述第二距離的標準偏差都小于大約1μm。
7.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙寬度為大約250μm或更小。
8.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙的寬度小于大約50μm。
9.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙寬度小于大約20μm。
10.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述電極元件通過寬域激光燒蝕技術而形成。
11.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一和第二電極元件包括第一電極組，所述電極組中的一個電極是定位在所述樣品接受腔內的電極。
12.根據權利要求11所述的生物傳感器，其特征在于，所述生物傳感器還包括形成于所述基體襯底上的第二電極組，所述第二電極組具有與所述第一電極組不同的特征尺寸。
13.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一和第二電極元件包括第一和第二電極跡線。
14.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一和第二電極元件包括第一和第二接觸墊片。
15.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙的長度為至少0.1mm。
16.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙的長度為至少1mm。
17.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙的長度為至少1cm。
18.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙的長度為所述生物傳感器長度的至少三分之一。
19.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙的長度為所述生物傳感器長度的至少一半。
20.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙定位在所述樣品接受腔內。
21.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述電極元件包括接觸墊片，所述間隙在所述接觸墊片之間延伸。
22.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述電極元件包括電極跡線，所述間隙在所述電極跡線之間延伸。
23.根據權利要求1所述的生物傳感器，其特征在于，所述電極元件包括工作電極和反電極，并且所述間隙在所述工作電極和反電極之間延伸。
24.根據權利要求23所述的生物傳感器，其特征在于，所述間隙延伸過所述樣品接受腔。
25.一種生物傳感器，包括具有形成于其上的第一和第二電極元件的基體襯底；所述第一和第二電極元件具有相應的第一和第二邊緣，在所述第一和第二邊緣之間限定了間隙，所述間隙具有寬度和長度；所述第一邊緣與第一理論線間隔開沿所述間隙的長度而變化的第一距離，所述第一理論線限定了所述第一邊緣的預期形狀和位置，所述第一距離在所述間隙的整個長度上小于大約6μm；至少部分地覆蓋所述基體襯底的試劑；和層疊在并粘合在所述基體襯底上的一個或多個層，所述一個或多個層相配合以形成用于生物傳感器的樣品接受腔和蓋子，所述試劑層的至少一部分和電極定位在所述腔內。
26.根據權利要求25所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一距離小于大約2μm.
27.根據權利要求25所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一距離小于大約1μm.
28.根據權利要求25所述的生物傳感器，其特征在于，所述第二邊緣與第二理論線間隔開沿所述間隙的長度而變化的第二距離，所述第二理論線限定了所述第二邊緣的預期形狀和位置，所述第二距離在所述間隙的整個長度上小于大約6μm。
29.根據權利要求28所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一距離和第二距離都小于大約4μm。
30.根據權利要求28所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一距離和第二距離都小于大約2μm。
31.根據權利要求25所述的生物傳感器，其特征在于，所述電極元件通過寬域激光燒蝕技術而形成。
32.根據權利要求25所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一和第二電極元件包括第一電極組，所述電極組中的一個電極是定位在所述樣品接受腔的電極。
33.根據權利要求32所述的生物傳感器，其特征在于，所述生物傳感器還包括在所述基體襯底上形成的第二電極組，所述第二電極組具有與所述第一電極組不同的特征尺寸。
34.根據權利要求25所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一和第二電極元件包括第一和第二電極跡線。
35.根據權利要求25所述的生物傳感器，其特征在于，所述第一和第二電極元件包括第一和第二接觸墊片。
36.一種制造生物傳感器的方法，包括以下步驟提供其上具有導電材料層的基體襯底；去除一部分所述導電材料，以便在所述基體襯底上形成具有相應第一和第二邊緣的第一和第二電極元件，在所述第一和第二邊緣之間限定了間隙，所述間隙具有寬度和長度；所述第一邊緣與第一理論線間隔開第一距離，所述第一距離沿所述間隙的長度而變化，所述第一理論線限定了所述第一邊緣的預期形狀和位置，所述第一距離的標準偏差在所述間隙的整個長度上小于大約6μm；提供至少部分地覆蓋所述基體襯底的試劑；和將一個或多個層粘合在所述基體上，所述一個或多個層相配合以形成用于生物傳感器的樣品接受腔和蓋子，所述試劑的至少一部分和電極定位在所述腔內。
37.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述方法還包括去除至少10％的所述導電材料。
38.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述方法還包括去除至少50％的所述導電材料。
39.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述方法還包括去除至少90％的所述導電材料。
40.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述導電材料通過寬域激光燒蝕技術來去除。
41.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述第一和第二電極元件包括第一電極組。
42.根據權利要求41所述的方法，其特征在于，所述方法還包括在所述基體襯底上形成第二電極組，其具有與所述第一電極組不同的特征尺寸，所述第一電極組中的一個電極是定位在所述樣品接受腔內的電極，所述第二電極組中的一個電極定位在所述樣品接受腔內。
43.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述標準偏差小于大約2μm。
44.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述標準偏差小于大約1μm。
45.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述方法還包括在小于大約0.25秒的時間內形成電極元件。
46.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述方法還包括在小于大約50納秒的時間內形成所述電極元件。
47.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，所述方法還包括在小于大約25納秒的時間內形成所述電極元件。
48.根據權利要求36所述的方法，其特征在于，將一個或多個層粘合在所述基體上的所述步驟包括，將具有空隙的間隔層層壓在所述基體襯底上，并將覆蓋層層壓在所述間隔層上，所述空隙限定了所述樣品接受腔的周邊。
49.根據權利要求48所述的方法，其特征在于，所述方法還包括在所述覆蓋層上形成排放孔，其與所述樣品接受腔相通。
50.一種形成生物傳感器的方法，所述生物傳感器用于測量流體樣品中分析物的存在或濃度，所述方法包括(a)在基體上提供導電材料；(b)通過寬域激光燒蝕技術來去除一部分所述導電材料，從而在所述基體上形成電極組；(c)提供至少部分地覆蓋所述基體的試劑；和(d)將一個或多個層粘合在所述基體上，所述一個或多個層相配合以形成用于生物傳感器的樣品接受腔和蓋子，所述試劑層和電極組兩者的至少一部分都定位在所述腔內。
51.根據權利要求50所述的方法，其特征在于，所述電極組包括具有相應第一和第二邊緣的第一和第二電極，在所述第一和第二邊緣之間限定了間隙，所述間隙具有寬度和長度，所述第一邊緣與第一理論線間隔開第一距離，所述第一距離沿所述間隙的長度而變化，所述第一理論線限定了所述第一邊緣的預期形狀和位置，所述第一距離的標準偏差在所述間隙的整個長度上小于大約6μm。
52.根據權利要求51所述的方法，其特征在于，所述第一距離的標準偏差小于大約2μm。
53.根據權利要求51所述的方法，其特征在于，所述第一距離的標準偏差小于大約1μm。
54.根據權利要求51所述的方法，其特征在于，所述電極組包括至少兩個具有不同特征尺寸的電極組。
55.根據權利要求50所述的方法，其特征在于，所述電極組包括至少兩個具有不同特征尺寸的電極組。
56.根據權利要求50所述的方法，其特征在于，所述步驟(c)包括，利用所述試劑至少部分地覆蓋所述電極組。
57.根據權利要求50所述的方法，其特征在于，所述方法還包括去除至少10％的所述導電材料。
58.根據權利要求50所述的方法，其特征在于，所述方法還包括去除至少50％的所述導電材料。
59.根據權利要求50所述的方法，其特征在于，所述方法還包括去除至少90％的所述導電材料。
60.一種形成生物傳感器的方法，所述生物傳感器用于測量流體樣品中分析物的濃度，所述方法包括(a)在基體上提供導電材料；(b)去除至少10％的所述導電材料以便在所述基體上形成至少兩個電極組，所述電極組具有不同的特征尺寸；(c)提供至少部分地覆蓋所述基體的試劑；和(d)將一個或多個層粘合在所述基體上，所述一個或多個層相配合，以形成樣品接受腔，其中一個電極組的至少一部分定位在所述腔內。
61.根據權利要求60所述的方法，其特征在于，所述方法還包括去除至少50％的所述導電材料。
62.根據權利要求60所述的方法，其特征在于，所述方法還包括去除至少90％的所述導電材料。
63.根據權利要求60所述的方法，其特征在于，所述導電材料通過寬域激光燒蝕技術來去除。
64.根據權利要求60所述的方法，其特征在于，其中一個所述電極組包括具有相應第一和第二邊緣的第一和第二電極，在所述第一和第二邊緣之間限定了間隙，所述間隙具有寬度和長度，所述第一邊緣與第一理論線間隔開第一距離，所述第一距離沿所述間隙的長度而變化，所述第一理論線限定了所述第一邊緣的預期形狀和位置，所述第一距離的標準偏差在所述間隙的整個長度上小于大約6μm。
65.根據權利要求64所述的方法，其特征在于，所述第一距離的標準偏差小于大約2μm。
66.根據權利要求64所述的方法，其特征在于，所述第一距離的標準偏差小于大約1μm。
67.根據權利要求60所述的方法，其特征在于，所述步驟(c)包括，利用所述試劑至少部分地覆蓋所述電極組。
68.一種制造多個生物傳感器的方法，包括(a)提供具有形成于其上的金屬導電層的基體襯底材料卷；(b)利用激光裝置將電極圖形的圖像投射到所述金屬導電層上，其中對應于所述圖像的電極圖形通過激光燒蝕而在所述基體襯底材料卷上成形；(c)使所述激光裝置和所述基體襯底材料卷的其中之一移動，并多次重覆步驟(b)，以便沿著所述基體襯底材料卷以分開的間隔而生產出多個電極圖形；(d)在所述基體襯底材料卷上沉積試劑，并利用所述試劑來至少部分地覆蓋所述多個電極圖形的各個電極圖形；(e)將覆蓋層或間隔層的至少一個材料卷層壓在所述基體襯底材料卷上，從而形成用于各生物傳感器的蓋子和樣品接受腔；以及(f)切開所述覆蓋層或間隔層的至少一個材料卷和所述基體襯底材料卷，以形成所述多個生物傳感器。
69.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的電極圖形包括用于其中一個所述生物傳感器的完整電極圖形，因此用于各生物傳感器的完整電極圖形在單個步驟內形成。
70.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的電極圖形包括部分電極圖形，所述圖像包括多個相同或不同的圖像，重復步驟(b)和(c)，直到所述多個電極圖形包括多個完整電極圖形，因此各個完整電極圖形在多個步驟內形成。
71.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述步驟(c)包括使所述基體襯底材料卷連續地移動。
72.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述步驟(c)包括使所述基體襯底材料卷以不連續的遞增方式而移動。
73.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述步驟(c)包括使所述基體襯底材料卷以每分鐘至少60米的速率移動。
74.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述電極圖形包括至少兩個具有不同特征尺寸的電極組。
75.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述電極圖形包括具有相應第一和第二邊緣的第一和第二電極，在所述第一和第二邊緣之間限定了間隙，所述間隙具有寬度和長度，所述第一邊緣與第一理論線間隔開第一距離，所述第一距離沿所述間隙的長度而變化，所述第一理論線限定了所述第一邊緣的預期形狀和位置，所述第一距離的標準偏差在所述間隙的整個長度上小于大約6μm。
76.根據權利要求75所述的方法，其特征在于，所述標準偏差小于大約2μm。
77.根據權利要求75所述的方法，其特征在于，所述標準偏差小于大約1μm。
78.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述金屬導電層包括選自金、鉑、鈀和銥的至少一種成分。
79.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述步驟(e)包括將所述間隔層層壓在所述基體襯底材料上，所述間隔層具有限定了所述腔周邊的空隙；以及將所述覆蓋層層壓在所述間隔層上。
80.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的各個電極圖形在小于1秒的時間內形成。
81.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的各個電極圖形在小于0.25秒的時間內形成。
82.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的各個電極圖形是一齊形成的
83.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的各個電極圖形包括用于其中一個生物傳感器的完整電極圖形，并且各個完整電極圖形是一齊形成的。
84.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述試劑以基本連續的條帶形式來施加。
85.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述電極圖形是各向異性的。
86.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，所述電極圖形是不對稱的。
87.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的電極圖形包括用于其中一個生物傳感器的完整電極圖形，因而用于各生物傳感器的完整電極圖形在單個步驟中形成，所述方法還包括以每分鐘至少500個的速率來形成所述完整電氣圖形。
88.根據權利要求87所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少20％的所述金屬導電層。
89.根據權利要求87所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少50％的所述金屬導電層。
90.根據權利要求87所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少90％的所述金屬導電層。
91.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的電極圖形包括用于其中一個生物傳感器的完整電極圖形，因而用于各生物傳感器的完整電極圖形在單個步驟中形成，所述方法還包括以每分鐘至少1000個的速率來形成所述完整電氣圖形。
92.根據權利要求91所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少20％的所述金屬導電層。
93.根據權利要求91所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少50％的所述金屬導電層。
94.根據權利要求91所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少90％的所述金屬導電層。
95.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的電極圖形包括用于其中一個生物傳感器的完整電極圖形，因而用于各生物傳感器的完整電極圖形在單個步驟中形成，所述方法還包括以每分鐘至少2000個的速率來形成所述完整電氣圖形。
96.根據權利要求95所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少20％的所述金屬導電層。
97.根據權利要求95所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少50％的所述金屬導電層。
98.根據權利要求95所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少90％的所述金屬導電層。
99.根據權利要求68所述的方法，其特征在于，在所述步驟(b)中形成的電極圖形包括用于其中一個生物傳感器的完整電極圖形，因而用于各生物傳感器的完整電極圖形在單個步驟中形成，所述方法還包括以每分鐘至少3000個的速率來形成所述完整電氣圖形。
100.根據權利要求99所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少20％的所述金屬導電層。
101.根據權利要求99所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少50％的所述金屬導電層。
102.根據權利要求99所述的方法，其特征在于，形成所述電極圖形的步驟包括去除至少90％的所述金屬導電層。
全文摘要
一種電化學生物傳感器，具有電極元件，電極元件具有平滑且高質量的邊緣。這些平滑的邊緣限定了電極、電極跡線和接觸墊片之間的間隙。由于利用本發明可實現極好的邊緣平滑度，因此間隙可以非常小，這就在測試精度、速度和可集成到單個生物傳感器中的功能數量等方面提供了顯著的優點。另外，本發明還提供了新穎的生物傳感器的生產方法，在該方法中，用于本發明的生物傳感器的完整電極圖形可在納秒級的時間內同時形成，而不管電極圖形的復雜程度或者在形成電極圖形時必需燒蝕掉的導電材料量如何。
文檔編號H05K1/00GK1836159SQ200480023288
公開日2006年9月20日 申請日期2004年6月18日 優先權日2003年6月20日
發明者R·S·布胡拉爾, E·R·迪伊博德, B·S·希爾, N·蘇里德格, P·D·瓦林格 申請人:霍夫曼-拉羅奇有限公司