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1. Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein elektrochemische Sensoren,
die zur Quantifizierung einer bestimmten Komponente oder eines Analyten in
einer Flüssigkeitsprobe
verwendet werden können.
Diese Erfindung betrifft insbesondere einen neuartigen und verbesserten
elektrochemischen Sensor sowie ein neuartiges und verbessertes Verfahren
zur Herstellung elektrochemischer Sensoren. Vor allem betrifft diese
Erfindung einen elektrochemischen Einmal-Sensor, der kostengünstig hergestellt
werden kann. Diese Erfindung betrifft ganz besonders einen elektrochemischen
Einmal-Sensor, der genaue Werte bei Vorhandensein von interferenten
und variierenden roten Blutzellen (Hämatokrit) liefert. Noch genauer,
betrifft diese Erfindung elektrochemische Einmal-Sensoren, die zur
Durchführung
elektrochemischer Analysen zur genauen Bestimmung von Analyten in
physiologischen Fluiden verwendet werden.
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2. Beschreibung des Standes der Technik
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Biosensoren
sind seit über
drei Jahrzehnten bekannt. Sie dienen zur Bestimmung der Konzentration
verschiedener Analyten in Fluiden. Von besonderem Interesse ist
die Messung des Blutzuckers. Es ist hinreichend bekannt, dass die
Blutzuckerkonzentration zur Aufrechterhaltung der Homöostase extrem wichtig
ist. Produkte, mit denen die Schwankungen des Blutzuckers oder Glucosespiegels
einer Person gemessen werden, sind zur täglichen Notwendigkeit zahlreicher
der Millionen Diabetiker im Lande (USA) geworden. Da diese Störung gefährliche
Anomalien der Blutchemie verursachen kann und vermutet wird, dass
sie zu einem Verlust des Sehvermögens
und zu Nierenversagen beiträgt,
müssen
sich die meisten Diabetiker regelmäßig selbst testen und ihren
Glucosespiegel normalerweise durch Insulininjektionen entsprechend
einstellen. Wenn die Konzentration des Blutzuckers unter den Normalbereich
abfällt, können bei
Patienten Bewusstlosigkeit und niedrigerer Blutdruck auftreten,
was sogar zum Tode führen kann.
Wenn die Blutzuckerkonzentration beim Fasten über dem Normalbereich liegt,
kann dies zu einem Verlust des Sehvermögens, zu Nierenversagen und
Gefäßerkrankungen
führen.
Die Messung des Blutzuckerspiegels ist deshalb für Diabetespatienten zu einer
täglichen
Notwendigkeit geworden, die ihren Blutzuckerspiegel durch eine Insulinbehandlung
regeln.
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Auf
Insulin angewiesene Patienten werden von den Ärzten angewiesen, ihren Blutzuckerspiegel bis
zu vier Mal täglich
zu kontrollieren. Um ein normales Leben mit der Notwendigkeit, den
Blutzuckerspiegel häufig
zu überwachen,
vereinbaren zu können, wurde
mit der Entwicklung von Reagenzstreifen für den Vollbluttest der Glucosetest
in der häuslichen Umgebung
verfügbar.
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Ein
Typ von Blutzucker-Biosensoren ist eine Enzymelektrode, die mit
einer Mediatorsubstanz kombiniert ist, die Elektronen zwischen dem
Enzym und der Elektrode hin- und her transportiert, was bei Vorhandensein
von Glucose in einem messbaren Stromsignal resultiert. Die am häufigsten
verwendeten Mediatoren sind Kaliumferricyanid, Ferrocen und seine
Derivate sowie andere Metallkomplexe. Zahlreiche auf diesem zweiten
Elektrodentyp basierende Sensoren sind offenbart worden.
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Das
Dokument
US 6287451 beschreibt
einen solchen Einmal-Elektrodenstreifen zum Testen einer Fluidprobe.
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Die
dem Stand der Technik entsprechenden Geräte sind jedoch mit verschiedenen
Nachteilen behaftet. Einer dieser Nachteile sind Störungen der
Biosensorwerte, die durch andere Substanzen in der Fluidprobe verursacht
werden, die beim gleichen Potential oxidieren können. Von diesen sind vor allem Ascorbinsäure, Harnsäure und
Acetaminophen zu nennen. Wenn diese und andere Störsubstanzen
oxidieren, addiert sich der aus dieser Oxidation resultierende Strom
zu dem von der Oxidation des gemessenen Blutanalyten resultierenden
Strom und kann nicht mehr von diesem unterschieden werden. Bei der
Quantifizierung des Blutanalyten entsteht deshalb ein Fehler.
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Ein
anderer Nachteil ist die durch rote Blutzellen verursachte Störung (Hämatokriteffekt).
Durch diese Störung
können
künstlich
hohe Ansprechgeschwindigkeiten bei niedrigen Hämatokritwerten und umgekehrt
künstlich
niedrige Ansprechgeschwindigkeiten bei hohen Hämatokritwerten verursacht werden.
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Weitere
Nachteile dieser dem Stand der Technik entsprechenden Geräte sind,
dass sie einen begrenzteren linearen Bereich haben und ein relativ großes Probenvolumen
erfordern. Außerdem
machen sie eine relativ längere
Wartezeit bis zur Entwicklung eines stabilen Ansprechens erforderlich, bevor
eine Ablesung erfolgen kann. Ein anderer Nachteil eines Biosensors
mit einem End- oder Seiteneinlass für die direkte Einleitung der
Blutprobe in die Probenkammer von der Bluttropfenquelle ist die unbeabsichtigte
Blockierung oder teilweise Blockierung des Einlasses durch die Blutquelle.
Die Benutzer neigen dazu, den Biosensor fest gegen den Blutentnahmepunkt,
z. B. am Finger oder Arm, zu drücken.
Da der Einlass in den Kapillarkanal des Biosensors klein ist, wird
der Einlass durch dieses Verhalten blockiert oder teilweise blockiert.
Das Ergebnis ist, dass (1) das Blut überhaupt nicht in den Kapillarkanal
eintritt oder (2) das Blut zum Teil in den Kanal eintritt, diesen
aber nicht ausreichend füllt,
oder (3) das Blut den Kapillarkanal sehr langsam füllt. Bei der
Bedingung (1) wird das Messgerät
möglicherweise
nicht angesteuert, so dass keine Anzeige erfolgt. Bei den Bedingungen
(2) und (3) wird das Messgerät möglicherweise
nicht angesteuert oder wird angesteuert, zeigt aber ungenaue Testergebnisse
aufgrund einer zu kleinen Probe oder der langsamen Füllung der
Kapillare an.
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Jeder
dieser Nachteile kann entweder für sich
oder in Kombination mit einem oder mehreren der anderen Nachteile
zu falschen Messwerten während
der Analyse führen.
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Aufgrund
der Bedeutung, die genauen Glucose-Messwerten zukommt, wäre es äußerst wünschenswert,
einen zuverlässigen
und benutzerfreundlichen elektrochemischen Sensor zu entwickeln,
der nicht einen oder mehrere der oben erwähnten Nachteile hat.
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Deshalb
ist ein elektrochemischer Sensor erforderlich, der eine Störungskorrekturelektrode
enthält,
um die durch in der Fluidprobe vorhandene oxidierbare Substanzen
verursachte Störung
auf ein Minimum zu senken. Weiter besteht Bedarf an einem elektrochemischen
Sensor, dessen Ansprechverhalten im Wesentlichen unabhängig ist
vom Hämatokrit der
Fluidprobe. Ferner wird ein elektrochemischer Sensor benötigt, für den ein
kleineres Probenvolumen erforderlich ist, als dies bisher im Stand
der Technik der Fall war.
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Ein
noch größerer Bedarf
besteht jedoch an einem elektrochemischen Sensor, der einen breiten linearen
Messbereich hat, d. h. einem Sensor mit verringerter oder vernachlässigbarer
Störwirkung,
der außerdem über eine
breitere Glucosekonzentration einsetzbar ist. Außerdem ist ein elektrochemischer Sensor
mit einer modifizierten Einlassöffnung
erforderlich, um das Einbringen der Probe in die Probenkammer des
elektrochemischen Sensors zu erleichtern.
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Die
US-A-5,997,817 offenbart
einen Elektrodenstreifen zum Testen einer Fluidprobe, der eine Kerbe
in der Abdeckung aufweist. Die Kerbe hat eine Dreieckform.
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Es
ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Einmal-Elektrodenstreifen
zum Testen einer Fluidprobe mit verbesserter Probennahme bereitzustellen.
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Der
Einmal-Elektrodenstreifen gemäß der vorliegenden
Erfindung ist in Anspruch 1 definiert.
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Bevorzugte
Ausführungsformen
dieses Einmal-Elektrodenstreifens sind in den Unteransprüchen 2 bis
17 beschrieben. Anspruch 18 beschreibt ein Verfahren zur Herstellung
eines solchen Einmal-Elektrodenstreifens.
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Der
laminierte Körper
hat eine isolierende Basisschicht aus einem Kunststoffmaterial.
Mehrere leitfähige
Kanäle
sind auf der isolierenden Basisschicht ausgebildet.
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Die
leitfähigen
Kanäle
können
auf der Isolierschicht durch Siebdruck, Abscheidung aus der Dampfphase
oder durch ein anderes Verfahren aufgebracht werden, das eine leitfähige Schicht
bereitstellt, die auf der isolierenden Basisschicht haftet. Die leitfähigen Kanäle können einzeln
auf der Isolierschicht aufgebracht werden oder es kann eine leitfähige Schicht
auf der Isolierschicht gefolgt von Ätzen/Anreißen der erforderlichen Anzahl
leitfähiger Kanäle aufgebracht
werden. Der Ätzprozess
kann chemisch, durch mechanisches Anreißen von Linien in der leitfähigen Schicht,
mittels eines Lasers zum Anreißen
der leitfähigen
Schicht in getrennte leitfähige
Kanäle
oder durch jedes andere Mittel erfolgen, das eine Unterbrechung
zwischen und unter den getrennten leitfähigen Kanälen erzeugt, die bei der vorliegenden
Erfindung erforderlich sind. Die bevorzugten leitfähigen Beschichtungen
sind ein Goldfilm oder ein Zinnoxid-/Goldfilmgemisch. Es sei darauf
hingewiesen, dass zwar dieselbe elektrisch leitfähige Substanz (Goldfilm oder
Zinnoxid/Goldfilm) nach dem Anreißen als leitfähiges Material
sowohl für
die Arbeitselektroden als auch die Referenzelektrode dient, dieses
Material selbst jedoch nicht als Referenzelektrode fungieren kann.
Damit die Referenzelektrode funktioniert, muss eine Redox-Reaktion
(z. B. Fe(CN)63– +
e''ΠFe(CN)6 4–)
am elektrisch leitenden Material stattfinden, wenn ein Potential
angelegt ist. Deshalb muss ein Redox-Paar oder Mediator an dem als
Referenzelektrode dienenden leitenden Material vorhanden sein.
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Auf
der isolierenden Basisschicht und den leitfähigen Kanälen hat der laminierte Körper eine erste
mittlere isolierende Schicht oder eine Reagenzhalteschicht, die
Ausschnitte für
mindestens eine Arbeitselektrode und eine Referenzelektrode enthält. Wenn
eine zweite Arbeitselektrode enthalten ist, können diese und die Referenzelektrode
denselben Ausschnitt verwenden. Wenn drei Ausschnitte verwendet werden,
entspricht jeder Ausschnitt einem kleinen Abschnitt einem einzelnen
leitfähigen
Kanal und legt diesen frei. Die Ausschnitte für die Arbeitselektroden können die
gleiche oder eine unterschiedliche Größe haben. Der Ausschnitt für die Referenzelektrode kann
die gleiche oder eine andere Größe wie die Ausschnitte
für die
Arbeitselektroden haben. Die Anordnung aller Ausschnitte ist so
getroffen, dass sie gemeinsam innerhalb des oben beschriebenen Fluidkanals
liegen. Diese Reagenzhalteschicht besteht ebenfalls aus einem isolierenden
dielektrischen Material, vorzugsweise Kunststoff, und kann durch
Stanzen des Materials auf mechanischem Wege oder mit einem Laser
hergestellt und dann an der Basisschicht befestigt werden. Ein Kleber
wie ein selbstklebender Kleber kann zur Sicherung der Reagenzhalteschicht
an der Basisschicht verwendet werden. Die Haftung kann auch durch
Ultraschallverbinden der Reagenzhalteschicht mit der Basisschicht
erzielt werden. Die Reagenzhalteschicht kann auch durch Siebdruck
der ersten mittleren isolierenden Schicht über der Basisschicht hergestellt
werden.
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Die
Dicke der Reagenzhalteschicht muss hinreichend dick sein, um eine
ausreichende Menge des Elektrodenmaterials zur Verwendung als elektrochemischer
Sensor laden zu können.
Jeder Ausschnitt enthält
Elektrodenmaterial. Das Elektrodenmaterial hat einen Redox-Mediator mit mindestens einem
Stabilisator, einem Bindemittel, einem Tensid und einem Puffer.
Mindestens einer der Ausschnitte enthält auch ein Enzym, das eine
Reaktion, an der ein Substrat für
das Enzym beteiligt ist, katalysieren kann. Der Redox-Mediator ist
in der Lage, Elektronen zwischen der enzym-katalysierten Reaktion
und der Arbeitselektrode zu transportieren.
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Der
laminierte Körper
hat außerdem
eine zweite mittlere isolierende Schicht oder eine Kanalbildungsschicht
auf der Reagenzhalteschicht. Die zweite mittlere Schicht besteht
ebenfalls aus einem Kunststoff-Isoliermaterial und bildet den Fluidprobenkanal
des laminierten Körpers.
Sie enthält
einen U-förmigen
Ausschnitt an einem Ende, der die Ausschnitte der Reagenzhalteschicht
mit dem offenen Ende entsprechend dem offenen Ende des zuvor beschriebenen
laminierten Körpers überlagert.
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Der
laminierte Körper
der vorliegenden Erfindung hat eine obere Schicht mit einer Entlüftungsöffnung und
einer Einlasskerbe. Die Entlüftungsöffnung ist
so angeordnet, dass zumindest ein Abschnitt der Entlüftungsöffnung den
Boden des U-förmigen
Ausschnitts der Kanalbildungsschicht überlagert. Die Entlüftungsöffnung gestattet
der Luft im Fluidprobenkanal zu entweichen, wenn die Fluidprobe
in das offene Ende des laminierten Körpers eintritt. Die Einlasskerbe
erleichtert die Einleitung der Probe durch den Einlass, indem eine
obere Einlassöffnung
geschaffen wird, die mit dem Endeinlass des Sensors in Verbindung
steht. Falls die Probeneinlassöffnung versehentlich
durch die Quelle der Blutprobe, z. B. einen Finger, blockiert wird,
bleibt die Einlasskerbe offen, um die Fluidprobe aufzunehmen.
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Die
Fluidprobe füllt
den Fluidprobenkanal im Allgemeinen durch die Kapillarwirkung. Im
Falle kleiner Volumina hängt
das Ausmaß der
Kapillarwirkung von der hydrophoben/hydrophilen Beschaffenheit der Oberflächen ab,
die mit dem der Kapillarwirkung unterliegenden Fluid in Berührung stehen.
Dies ist auch als Benetzbarkeit des Materials bekannt. Die Kapillarkräfte werden
verstärkt,
indem entweder die obere Schicht aus einem hydrophilen Material
gebildet wird, oder indem zumindest ein Abschnitt einer Seite eines hydrophoben
isolierenden Materials mit einer hydrophilen Substanz im Bereich
der oberen Schicht beschichtet wird, die zum Fluidprobenkanal zwischen dem
offenen Ende des laminierten Körpers
und der Entlüftungsöffnung in
der oberen Schicht weist. Es versteht sich, dass eine gesamte Seite
der oberen Schicht mit der hydrophilen Substanz beschichtet und
dann mit der zweiten mittleren Schicht verbunden werden kann.
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Die
Anzahl der Ausschnitte in der Reagenzhalteschicht kann eins, zwei,
drei oder mehr betragen. Bei Verwendung nur eines Ausschnittes muss dieser
Abschnitte von mindestens zwei leitfähigen Kanälen freilegen. Eine solche
Anordnung gestattet die Prüfung
eines kleineren Probenvolumens gegenüber einer Ausführungsform
mit zwei oder drei Ausschnitten. Dieser Ausführungsform fehlen jedoch die Störungskorrekturmerkmale
der anderen Ausführungsformen.
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Eine
Ausführungsform
mit zwei Ausschnitten ist eine Alternative zur Version mit dem einzelnen Ausschnitt.
Ein Ausschnitt dient als Arbeitselektrode und der andere als Referenzelektrode.
Eine andere Ausführungsform
der Version mit zwei Ausschnitten kombiniert die Merkmale der Version
mit einem einzelnen Ausschnitt und der mit zwei Ausschnitten. Einer
der Elektrodenmaterial enthaltenden Ausschnitte ist in zwei Teile
geteilt, wobei ein Teil als eine erste Arbeitselektrode und der
zweite Teil als die Referenzelektrode dient. Der zweite Ausschnitt
dient als zweite Arbeitselektrode. Ein derartiges Konzept ist eine
alternative Ausführungsform
der bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Diese Version der Ausführungsform
mit zwei Ausschnitten hat die Stör-
und Hämatokrit-Korrekturmerkmale,
gestattet aber auch die Messung eines sogar noch kleineren Probevolumens
als die Ausführungsform
mit drei Ausschnitten.
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Bei
der Ausführungsform
mit drei Ausschnitten enthalten zwei Ausschnitte Material für die Arbeitselektroden
(W1 und W2) und einer Material für
die Referenzelektrode (R). W2 enthält ferner das Enzym, das ein
Substrat des Enzyms katalysieren kann. Die drei Elektroden sind
so positioniert und dimensioniert, dass der Widerstand der Fluidprobe
genau gemessen werden und das mögliche
Mitschleppen von W2 auf einem Minimum gehalten werden kann. Die möglichen
Anordnungen der Elektroden innerhalb des Fluidprobenkanals können W1-W2-R, W1-R-W2, R-W1-W2,
W2-W1-R, W2-R-W1 oder R-W2-W1 sein, wobei die angegebene Anordnung
die vom offenen Ende des laminierten Körpers zur Entlüftungsöffnung gesehene
Anordnung darstellt. Als bevorzugte Positionierung wurde W1-W2-R
ermittelt, d. h. wenn die Fluidprobe in das offene Ende des laminierten Körpers eintritt,
würde das
Fluid zuerst W1, dann W2 und dann R bedecken. Die bevorzugte Positionierung
gestattet die präzise
Messung des Widerstands der Blutprobe. Dies ist für eine gute
Korrelation zwischen dem Widerstand und dem Hämatokritwert in der Blutprobe
erforderlich. Die bevorzugte Positionierung beseitigt außerdem Zuverlässigkeits-
und Genauigkeitsprobleme aufgrund einer zu geringen Fluidprobe.
Das Messgerät
wird erst dann angesteuert, wenn die Probe R erreicht. Eine derartige
Anordnung beseitigt auch eventuelle Probleme aufgrund von Mitschleppen
von der enzymgeladenen Arbeitselektrode (W2) zur nicht enzymgeladenen
Arbeitselektrode (W1).
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Wie
bereits erwähnt
verursachen oxidierbare Störsubstanzen
wie Ascorbinsäure,
Harnsäure
und Acetaminophen, um nur einige wenige zu nennen, ungenaue Messwerte
im Ausgang eines elektrochemischen Biosensors. Die vorliegende Erfindung
beseitigt diesen Effekt, indem die Stromanzeige an W1 (erste Arbeitselektrode)
von der Stromanzeige an W2 (zweite Arbeitselektrode) subtrahiert
wird, um die Analytkonzentration in der Fluidprobe zu berechnen. Dies
wird dadurch erreicht, indem der Oberflächenbereich von W1 im Wesentlichen
gleich dem Oberflächenbereich
von W2 gehalten wird. Von Bedeutung ist auch die Zusammensetzung
der Reagenzien, die auf W1 und W2 aufgebracht sind. Die Reagenzien sind
so aufgebaut, dass sie eine minimale Auswirkung auf die Reaktion
der Störungen
haben, was ebenfalls zur Genauigkeit der Messung des Analyten beiträgt.
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Die
Hämatokrit-Störung wird
durch einen zweistufigen Prozess reduziert. Zuerst wird der Widerstandswert
(r-Wert) zwischen zwei beliebigen Elektroden gemessen. Der r-Wert
wird dann zur Schätzung
des Hämatokritwertes
in der Fluidprobe herangezogen. Die folgende Gleichung ist eine
Darstellung dieser Beziehung: r =
k1/(1 – H) Gl.(1)dabei
- r
- Widerstandswert; gemessen
in Ω oder
kΩ
- H
- Hämatokritwert
- k1
- Konstante
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Zweitens
wird dann der Hämatokritwert
zur mathematischen Korrektur des oben erhaltenen Wertes der Enzymkonzentration
verwendet. Die folgende Gleichung ist eine Darstellung der Berechnung,
die unter Verwendung des berechneten Hämatokritwerts aus Gl.(1) durchgeführt wird: Ccorr = Cmea/(k2 + k3Cmea +
(k4 + k5Cmea)(1 – H)) Gl.(2)dabei
- Ccorr
- korrigierte Konzentration
des Analyten
- Cmea
- gemessene Konzentration
des Analyten
- k2 – k5
- Konstanten
- H
- aus Gl.(1) berechneter
Hämatokritwert
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Die
Konstanten k2 – k5 sind
aus empirischen Daten abgeleitet.
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Sämtliche
Vorteile der vorliegenden Erfindung werden durch die detaillierte
Beschreibung, die Zeichnungen und die angefügten Ansprüche weiter verdeutlicht.
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KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 ist
eine perspektivische Ansicht der vorliegenden Erfindung, die das
offene Ende, die Entlüftungsöffnung und
die elektrischen Kontaktpunkte des laminierten Körpers zeigt.
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2 ist
eine perspektivische Explosionsansicht der vorliegenden Erfindung,
die die verschiedenen Schichten des laminierten Körpers darstellt.
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3A, 3B, 3C und 3D sind Draufsichten
eines Streifens jeder Schicht der vorliegenden Erfindung, die die
Muster zur Herstellung mehrerer Sensoren der vorliegenden Erfindung
zeigen.
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3E ist
eines Draufsicht eines Segments des laminierten Streifens der vorliegenden
Erfindung, die die Muster zur Herstellung mehrerer Sensoren der
vorliegenden Erfindung zeigen.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN
AUSFÜHRUNGSFORM
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Die
bevorzugte Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist in den 1 bis 3 dargestellt. 1 zeigt
einen Sensor 10 der vorliegenden Erfindung. Der Sensor 10 hat
einen laminierten Körper 100,
ein Fluidprobenahmeende 110, ein elektrisches Kontaktende 120 und
eine Entlüftungsöffnung 52. Das
Fluidprobenahmeende 110 enthält einen Fluidprobenkanal 112 zwischen
einer Probenahmeendöffnung 114 und
der Entlüftungsöffnung 52.
Das Probenahmeende 110 enthält außerdem eine Einlasskerbe 54.
Das elektrische Kontaktende 120 hat mindestens drei diskrete
leitfähige
Kontakte 122, 124 und 126.
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Nunmehr
sei auf 2 verwiesen, wonach der laminierte
Körper 100 aus
einer isolierenden Basisschicht 20, einer ersten mittleren
Schicht oder Reagenzhalteschicht 30, einer zweiten mittleren
Schicht oder Kanalbildungsschicht 40 und einer oberen Schicht 50 besteht.
Alle Schichten bestehen aus einem dielektrischen Material, vorzugsweise
Kunststoff. Beispiele für
ein bevorzugtes dielektrisches Material sind Polyvinylchlorid, Polycarbonat,
Polysulfon, Nylon, Polyurethan, Cellulosenitrat, Cellulosepropionat,
Celluloseacetat, Celluloseacetatbutyrat, Polyester, Acryl und Polystyrol.
Die isolierende Basisschicht 20 trägt eine leitfähige Schicht 21,
auf der eine erste leitfähige
Leitung 22, eine zweite leitfähige Leitung 24 und
eine dritte leitfähige
Leitung 26 markiert sind. Die leitfähigen Leitungen 22, 24 und 26 können durch
Anreißen
oder Einkerben der leitfähigen
Schicht 21 wie in 2 dargestellt
oder mittels Siebdruck auf der Basisschicht 20 gebildet
werden. Das Anreißen
oder Einkerben der leitfähigen
Schicht 21 kann durch mechanisches Anreißen der
leitfähigen
Schicht 21 in ausreichendem Maße erfolgen, um die drei unabhängigen leitfähigen Leitungen 22, 24 und 26 zu
bilden. Das bevorzugte Anreiß-
oder Einkerbverfahren der vorliegenden Erfindung erfolgt mit einem
Kohlendioxid-(CO2)-Laser, einem YAG-Laser
oder einem Eximer-Laser. Eine zusätzliche Anreißlinie 28 (hervorgehoben
und nicht maßstäblich; nur
zur Verdeutlichung) kann, ist aber für die Funktionalität des Sensors 10 nicht
erforderlich, entlang der äußeren Kante der
Basisschicht 20 angebracht werden, um potentielle statische
Probleme zu vermeiden, die ein rauschbehaftetes Signal hervorrufen
könnten.
Die leitfähige Schicht 21 kann
aus jedem elektrisch leitfähigen
Material bestehen, vorzugsweise aus Gold oder Zinnoxid/Gold. Ein
verwendbares Material für
die Basisschicht 20 ist ein Zinnoxid-/Gold-Polyesterfilm (Cat. No.
FM-1) oder ein Gold-Polyesterfilm (Cat. No. FM-2), die von Courtaulds
Performance Films, Canoga Park, Kalifornien, vertrieben werden.
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Die
erste mittlere Schicht 30 hat einen ersten Elektrodenausschnitt 32,
der einen Abschnitt des ersten leitfähigen Leiters 22 freilegt,
einen zweiten Elektrodenausschnitt 34, der einen Abschnitt
des zweiten leitfähigen
Leiters 24 freilegt, und einen dritten Elektrodenausschnitt 36,
der einen Abschnitt des dritten leitfähigen Leiters 26 freilegt.
Die erste Schicht 30 besteht aus einem Kunststoffmaterial,
vorzugsweise aus einem einseitig klebenden Band für medizinische
Zwecke, das von Adhesive Research, Inc., Glen Rock, Pennsylvania,
bezogen werden kann. Zulässige
Dicken des Klebebandes zur Verwendung für die vorliegende Erfindung
liegen im Bereich von ca. 0,002 Zoll (0,051 mm) bis ca. 0,005 Zoll
(0,127 mm). Ein derartiges Klebeband, Arcare® 7815,
wird wegen seiner guten Handhabbarkeit und seines guten Verhaltens
hinsichtlich seiner Fähigkeit,
eine ausreichende Menge chemischer Reagenzien zu halten und eine
günstige
Blutfließgeschwindigkeit
(Kapillarwirkung) durch den Fluidprobenkanal 112 des Sensors 10 zu
fördern,
bevorzugt. Es versteht sich, dass die Verwendung eines Klebebandes
nicht erforderlich ist. Eine isolierende Kunststoffschicht kann
mit einem selbstklebenden Kleber beschichtet oder mittels Ultraschall
mit der Basisschicht 20 verbunden oder mittels Siebdruck
auf die Basisschicht 20 aufgebracht werden, um die gleichen
Ergebnisse wie mit dem oben genannten Polyesterband zu erzielen.
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Die
drei Ausschnitte 32, 34 und 36 begrenzen
die Elektrodenbereiche W1, W2 bzw. R und enthalten chemische Reagenzien,
die zwei Arbeitselektroden und eine Referenzelektrode bilden. Typischerweise
muss der Elektrodenbereich R mit einem Redox-Reagenz oder -Mediator
geladen werden, damit die Referenzelektrode arbeiten kann. Wenn
R nicht mit einem Redox-Reagenz oder -Mediator geladen wird, können die
Arbeitselektroden W1 und W2 nicht ordnungsgemäß funktionieren. Die Reagenzien
enthalten vorzugsweise eine oxidierte Form eines Redox-Mediators,
einen Stabilisator, ein Bindemittel, ein Tensid und einen Puffer.
Bei dem Redox-Mediator kann es sich typischerweise mindestens um
entweder Ferrocen, Kaliumferricyanid oder andere Ferrocenderivate
handeln. Der bevorzugte Stabilisator ist Polyethylenglycol, das
bevorzugte Bindemittel ist Methylcellulose, das bevorzugte Tensid
ist t-Octylphenoxypolyethoxyethanol und der bevorzugte Puffer ist
ein Citratpuffer. Der Elektrodenbereich W2 wird vorzugsweise mit
den gleichen chemischen Reagenzien geladen wie die Elektrodenbereiche
W1 und R, aber zusätzlich
mit einem Enzym, das eine Reaktion katalysieren kann, an der ein
Substrat für
das Enzym beteiligt ist, oder ein Substrat, das katalytisch mit
einem Enzym und einem Mediator reagiert, der Elektronen, die zwischen
der enzym-katalysierten Reaktion und der Arbeitselektrode transportiert
werden, transportieren kann, um einen Strom zu erzeugen, der für die Aktivität des Enzyms
oder des Substrats und für
die Verbindung repräsentativ
ist. Es ist zu beachten, dass R auch mit den gleichen Chemikalien wie
W2 geladen werden kann. Das Enzym könnte Glucoseoxidase, Laktatoxidase,
Cholesteroloxidase und Kreatininamidohydrolase sein.
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Die
Ausschnitte und Elektrodenbereiche der ersten Schicht 30 sind
relativ zueinander und zur Strömung
der Fluidprobe im Fluidprobenkanal 112 so positioniert,
dass der Widerstand der Fluidprobe präzise gemessen und das mögliche Mitschleppen
vom Elektrodenbereich W2 zum Elektrodenbereich W1 auf ein Minimum
gesenkt werden kann. Unter Verwendung des Fluidprobenahmeendes 110 des
Sensors 10 als Referenzpunkt könnten die Anordnungen der Elektrodenbereiche
W1-W2-R, W1-R-W2 oder R-W1-W2 sein. Als bevorzugte Positionierung
wurde W1-W2-R ermittelt.
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Die
zweite mittlere Schicht 40 hat einen U-förmigen Kanalausschnitt 42,
der sich am Sensorende 41 der zweiten Schicht befindet.
Die Länge
des Kanalausschnitts 42 ist so gewählt, dass dann, wenn die zweite
mittlere Schicht 40 auf der ersten mittleren Schicht 30 aufgebracht
ist, die Elektrodenbereiche W1, W2 und R innerhalb des durch den
Kanalausschnitt 42 begrenzten Raums liegen. Es wurde festgestellt,
dass die Dicke der zweiten mittleren Schicht 40 für das Volumen
des Kapillarkanals und für
die Geschwindigkeit der Fluidprobenströmung in den Fluidprobenkanal 112 kritisch
ist, der durch die Kapillarwirkung der Fluidprobe gefüllt wird.
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Die
obere Schicht 50, die über
der zweiten mittleren Schicht 40 liegt, hat eine Entlüftungsöffnung 52,
die vom Fluidprobenahmeende 110 des Sensors 10 beabstandet
ist, um sicherzustellen, dass die Fluidprobe im Fluidkanal 112 die
Elektrodenbereiche W1, W2 und R vollständig bedeckt. Die Entlüftungsöffnung 52 ist
so in der oberen Schicht 50 angeordnet, dass mindestens
ein Abschnitt der Entlüftungsöffnung 52 einen
Abschnitt des Bodens des Kanalausschnitts 42 der zweiten
mittleren Schicht 40 freilegt. Die Entlüftungsöffnung 52 legt vorzugsweise
einen Abschnitt des U-förmigen
Ausschnitts 42 der zweiten mittleren Schicht 40 frei
und überlappt
diesen teilweise, der am weitesten vom Fluidprobenahmeende 110 des
Sensors 10 entfernt ist.
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Die
obere Schicht 50 enthält
auch eine Einlasskerbe 54 am Fluidprobenahmeende 110 des Sensors 10.
Die Einlasskerbe 54 ist vorgesehen, um das Laden der Probe
in den Fluidkanal 112 zu unterstützen, wenn die Probenahmeendöffnung 114 versehentlich
blockiert werden könnte,
wenn die Einlasskerbe 54 für die Probe nicht vorhanden
wäre. Die Kerbe 54 für die Probe
kann beliebig geformt sein und ist nicht auf die dargestellte Halbkreisform
beschränkt.
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Ansetzen der Reagenzien 1 und 2
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Die
Reagenzien 1 und 2 weisen die oxidierte Form eines Redox-Mediators,
einen Stabilisator, ein Bindemittel, ein Tensid und einen Puffer
auf. Das Reagenz 2 enthält
außerdem
ein Enzym. Es wurde festgestellt, dass sich die oxidierte Form des
Redox-Mediators, Kaliumferricyanid, in den Matrizen stabil verhielt.
Die in der Formulierung verwendete Menge muss ausreichen, um einen
brauchbaren linearen Bereich zu erzielen. Das Enzym muss überdies
ausreichende Aktivität,
Reinheit und Stabilität
aufweisen. Handelsübliche
Glucoseoxidase ist erhältlich
von Biozyme, San Diego, Kalifornien, als Cat. No. G03A, ca. 270
U/mg. Der Stabilisator muss hinreichend wasserlöslich sein und sowohl den Mediator
als auch das Enzym stabilisieren können. Das Bindemittel sollte
außerdem
alle anderen Chemikalien in den Reagenzien in den Elektrodenbereichen
W1, W2 und R mit der leitfähigen
Oberfläche/Schicht 21 der
Basisschicht 20 binden können. Der bevorzugte Stabilisator
ist Polyethylenglycol (Cat. No. P4338, Sigma Chemicals, St. Louis,
MO). Das bevorzugte Bindemittel ist Methocel 60 HG (Cat. No. 64655,
Fluka Chemical, Milwaukee, WI). Die Pufferlösung muss eine hinreichende
Pufferkapazität
und einen die Enzymreaktion optimierenden pH-Wert haben. Ein 0,05
M-Citratpuffer ist bevorzugt. Das Tensid ist erforderlich, um die Abgabe
der Reagenzien 1 und 2 in die Ausschnitte 32, 34 und 36 der
mittleren Schicht 30 zu erleichtern und um die trockenen
chemischen Reagenzien rasch zu lösen.
Menge und Typ des Tensids werden so gewählt, dass die zuvor genannten
Funktionen sichergestellt sind und um eine Denaturierungswirkung
auf das Enzym zu vermeiden. Das bevorzugte Tensid ist Triton X-100. Die Reagenzien
werden wie folgt angesetzt:
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Reagenz 1
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- Schritt 1: 50 mM Citratpuffer (pH 5,7) ansetzen, indem 0,1512
g Zitronensäure
und 1,2580 g Natriumcitrat in 100 ml deionisiertem Wasser gelöst werden.
- Schritt 2: Eine 1%-ige Methocel 60 HG-Lösung ansetzen, indem 1 g Methocel
12 Stunden lang in 100 ml des Citratpuffers von Schritt 1 verrührt wird.
- Schritt 3: 0,3 ml 10%-iges Triton X-100 zur Methocellösung hinzugeben.
- Schritt 4: 2,5 g Polyethylenglycol zur Lösung von Schritt 3 hinzugeben.
- Schritt 5: Während
des Rührens
1 g Kaliumferricyanid zur Lösung
von Schritt 4 hinzugeben.
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Reagenz 2
-
- Schritt 1–Schritt
4: Die gleichen Schritte wie für
Reagenz 1.
- Schritt 5: Während
des Rührens
6,5 g Kaliumferricyanid zur Lösung
von Schritt 4 hinzugeben.
- Schritt 6: 1,0 g Glucoseoxidase zur Lösung von Schritt 5 hinzugeben
und 10 Minuten lang rühren oder
bis sich alle Feststoffe vollständig
gelöst
haben.
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Aufbau der Elektrode
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Ein
Stück Gold-
oder Zinnoxid-/Goldpolyesterfilm von Courtaulds Performance Films
wird wie in 2 dargestellt zugeschnitten
und bildet die Basisschicht 20 des Sensors 10.
Zum Einkerben des Gold- oder Zinnoxid-/Goldpolyesterfilms wird ein
CO2-Laser verwendet. Wie aus 2 ersichtlich
wird der Film mit dem Laser so eingekerbt, dass drei Elektroden
am Fluidprobenahmeende 110 und drei Kontaktpunkte 122, 124 und 126 am
Ende 120 mit den elektrischen Kontakten ausgeformt werden.
Die Einkerblinie ist sehr dünn,
reicht aber aus, drei getrennte elektrische Leiter zu bilden. Eine
Anreißlinie 28 kann entlang
der Außenkante
der Basisschicht 20 vorgesehen werden, um potentielle statische
Probleme zu vermeiden, die im fertigen Sensor 10 ein rauschbehaftetes
Signal hervorrufen könnten,
ist aber nicht erforderlich.
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Ein
Stück eines
einseitig klebenden Bandes wird dann auf die die erste mittlere
Schicht 30 bildende Größe und Form
zugeschnitten, so dass sie den Großteil der leitfähigen Schicht 21 der
Basisschicht 20 bedeckt, mit Ausnahme eines kleinen freiliegenden
elektrischen Kontaktbereichs, der in 1 dargestellt
ist. Drei rechteckige, quadratische oder kreisförmige Ausschnitte 32, 34 und 36 mit
im Wesentlichen gleicher Größe werden
mittels eines CO2-Lasers (25 W-Laser, erhältlich von
Synrad, Inc., San Diego, CA) ausgestanzt. Die Ausschnitte 32, 34 und 36 begrenzen
die Elektrodenbereiche W1, W2 und R, die chemische Reagenzien enthalten.
Die Größe der Ausschnitte
ist vorzugsweise so klein wie möglich
zu halten, damit der Fluidprobenkanal 112 des Sensors 10 so
kurz wie möglich
wird, aber dennoch eine ausreichend Menge des chemischen Reagenz
enthalten kann, um einwandfrei zu funktionieren. Die bevorzugte
Lochgröße bei der
vorliegenden Erfindung hat eine typische Abmessung von ca. 0,033
Zoll (0,84 mm) mal ca. 0,043 Zoll (1,09 mm). Wie in 2 dargestellt sind
die Ausschnitte 32, 34 und 36 aufeinander
ausgerichtet und haben voneinander einen Abstand von jeweils ca.
0,028 Zoll (0,71 mm). Die rechteckigen Ausschnitte dienen nur zur
Veranschaulichung. Es versteht sich, dass die Form der Ausschnitte
nicht kritisch ist, vorausgesetzt, sie sind groß genug, um eine ausreichende
Menge chemischer Reagenzien aufzunehmen, damit die Elektroden ordnungsgemäß funktionieren,
aber klein genug für
einen sinnvoll kleinen Probenkanal. Wie bereits erwähnt kann
eine Änderung
der Ausschnittform oder des Oberflächenbereichs der Ausschnitte
die Änderung
der Konstantenwerte k1 bis k5 für Gl.1 und
2 erforderlich machen. Wie bereits angegeben ist die bevorzugte
Anordnung der in den Ausschnitten 32, 34 und 36 gebildeten Elektroden
W1 (Arbeitselektrode 1), W2 (Arbeitselektrode 2) und R (Referenzelektrode).
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Jeweils
0,4 Mikroliter des Reagenz 1 werden in die Elektrodenbereiche W1
und R eingebracht. Das Reagenz 1 ist ein Gemisch aus einem Redox-Mediator,
einem Stabilisator, einem Bindemittel, einem Tensid und einem Puffer.
Das bevorzugte Gemisch für
das Reagenz 1 wird durch Mischen der folgenden Bestandteile mit
den angegebenen Prozentsätzen
hergestellt: ca. 1 Gew.-% Kaliumferricyanid, ca. 2,5 Gew.-% Polyethylenglycol,
ca. 1 Gew.-% Methocel 60 HG, ca. 0,03 Gew.-% Triton X-100 und ca. 0,05
M Citratpuffer (pH 5,7). 0,4 Mikroliter von Reagenz 2 werden in
den Elektrodenbereich W2 eingebracht.
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Das
Reagenz 2 ist ein ähnliches
Gemisch wie Reagenz 1, enthält
aber zusätzlich
ein Enzym, das eine Reaktion, an der das Substrat des Enzyms beteiligt
ist, katalysieren kann. Das bevorzugte Enzym ist Glucoseoxidase.
Das bevorzugte Gemisch für
das Reagenz 2 wird durch Mischen der folgenden Bestandteile mit
den angegebenen Prozentsätzen hergestellt:
ca. 6,5 Gew.-% Kaliumferricyanid, ca. 2,5 Gew.-% Polyethylenglycol,
ca. 1 Gew.-% Methocel 60 HG, ca. 0,03 Gew.-% Triton X-100, ca. 0,05
M Citratpuffer (pH 5,7) und ca. 1 Gew.-% Glucoseoxidase. Nach der
Zugabe der Reagenzien wurde das Gerät bei 55°C etwa 2 Minuten lang in einem
Ofen getrocknet. Nach dem Trocknen wurde ein Stück des von Adhesive Research
erhältlichen
beidseitigen Klebebandes zur zweiten mittleren Schicht 40 mit
dem U-förmigen
Kanal 42 zugeschnitten. Die zweite mittlere Schicht 40 wird
dann auf die erste mittlere Schicht 30 aufgelegt. Wie zuvor
erwähnt
dient diese zweite mittlere Schicht 40 als ein Abstandselement und
definiert die Größe des Fluidprobenkanals 112. Dessen
Breite und Länge
werden optimiert, um eine sich relativ schnell bewegende Fluidprobe
bereitzustellen. Die bevorzugte Größe des U-förmigen Kanals 42 beträgt ca. 0,063
Zoll (1,60 mm) in der Breite und ca. 0,248 Zoll (6,30 mm) in der
Länge.
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Ein
Stück eines
transparenten Films (Cat. No. PP2200 oder PP2500, erhältlich von
3M) wird zur oberen Schicht 50 zugeschnitten. Eine rechteckige Entlüftungsöffnung 52 und
eine halbkreisförmige Kerbe 54 werden
mit dem zuvor genannten CO2-Laser ausgeformt.
Die bevorzugte Größe der Entlüftungsöffnung 52 beträgt ca. 0,075
Zoll (1,91 mm) mal ca. 0,059 Zoll (1,50 mm). Die Entlüftungsöffnung 52 befindet
sich etwa 0,130 Zoll (3,3 mm) vom Fluidende 110 des Sensors 10 entfernt.
Die halbkreisförmige Kerbe 54 hat
einen Radius von ca. 0,030 Zoll (0,75 mm) und ist eine Vertiefung
im Fluidende 110 des Sensors 10. Die obere Schicht 50 wird
auf die zweite mittlere Schicht 40 ausgerichtet und auf
diese aufgelegt, um die Anordnung des Sensors 10 wie in 1 dargestellt
zu vervollständigen.
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Obwohl
die obige Beschreibung des Elektrodenaufbaus den Aufbau für einen
einzelnen Sensor beschreibt, sind die Auslegung und die verwendeten Materialien
ideal zur Herstellung mehrerer Sensoren aus einem Stück oder
einem Endlosstreifen jedes Schichtmaterials, wie in den 3A bis 3E dargestellt
ist. Dies ließe
sich erreichen, indem zunächst ein
relativ großes
Stück der
Basisschicht 20 mit der darauf angebrachten leitenden Schicht 21 bereitgestellt
wird. Eine Mehrzahl Anreißlinien
werden in der leitfähigen
Schicht 21 mittels des bevorzugten zuvor beschriebenen
Anreißverfahrens
so ausgeführt,
dass ein sich wiederholendes Muster (3A) entsteht, wobei
jedes Muster schließlich
die drei leitfähigen Wege 22, 24 und 26 für jeden
Sensor definiert. In ähnlicher
Weise wird ein großes
Stück der
ersten mittleren Schicht 30, die in 3B dargestellt
ist, und auch eine Mehrzahl Ausschnitte 32, 34 und 36 in
einem sich wiederholenden Muster aufweist, so dimensioniert, dass
es passend über
der Basisschicht 20 liegt, so dass eine Mehrzahl Sensoren 10 bei
Fertigstellung erhalten wird. Die Größe jedes Ausschnitts und das
in der Mehrzahl der Elektrodenbereiche W1, R und W2 enthaltene Elektrodenmaterial
sind ähnlich wie
oben offenbart. Nach dem Aufbringen der Reagenzien 1 und 2 in ihren
entsprechenden Ausschnitten und dem Trocknen wird ein großes Stück der zweiten
mittleren Schicht 40 mit einer Mehrzahl lang gestreckter
Ausschnitte 42 wie in 3C dargestellt so
auf die erste mittlere Schicht 30 aufgelegt, dass jeder
lang gestreckte Ausschnitt 42 der zweiten mittleren Schicht 40 entsprechende
Ausschnitte 32, 34 und 36 der ersten
mittleren Schicht 30 enthält. Eine vergleichbar dimensionierte
obere Schicht 50 mit einer Mehrzahl Entlüftungsöffnungen 52 und Öffnungen 54', die Kerben
bilden, in einem sich wiederholenden Muster wie in 3D gezeigt
wird auf die zweite mittlere Schicht 40 aufgelegt. 3E ist
eine Draufsicht der kombinierten Schichten. Der aus den vier Schichten 20, 30, 40 und 50 gebildete
laminierte Streifen hat eine Mehrzahl Sensoren 10, die
vom laminierten Streifen abgeschnitten werden können. Der laminierte Streifen
wird in Längsrichtung
entlang der Linie A-A' am
Fluidprobenahmeende 210 geschnitten, um eine Mehrzahl Probenahmeöffnungen 114 mit
Probenahmekerben 54 zu bilden, und in Längsrichtung entlang der Linie
B-B' am elektrischen
Kontaktende 220, um eine Mehrzahl leitfähiger Kontakte 122, 124 und 126 zu
bilden. Der laminierte Streifen wird außerdem in vorgegebenen Abständen entlang
der Linie C-C' geschnitten,
so dass eine Mehrzahl einzelne Sensoren 10 gebildet wird.
Das Fluidprobenahmeende 110 jedes Sensors 10 wie
in 1 dargestellt kann geformt werden, falls gewünscht. Für den Fachmann dürfte es
auf der Hand liegen, dass die Reihenfolge, in der der laminierte
Streifen geschnitten wird, keine Bedeutung hat. So kann beispielsweise
der laminierte Streifen an den vorgegebenen Abständen (C-C') geschnitten und danach können die
Schnitte entlang A-A' und
B-B' zur Beendigung
des Prozesses ausgeführt
werden.
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Eine
ausführlichere
Beschreibung der Kompensationseigenschaften der vorliegenden Erfindung zusammen
mit weiteren Testparametern und Beispielen findet sich im
U. S.-Patent Nr. 6,287, 451 .
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Obwohl
hierin die bevorzugten Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung beschrieben worden sind, ist die obige
Beschreibung rein beispielhaft. Für den Fachmann auf den einschlägigen Gebieten wird
sich eine weiter gehende Modifikation der hier offenbarten Erfindung
erschließen,
und sämtliche solcher
Modifikationen gelten als vom Gültigkeitsbereich
der Erfindung abgedeckt, wie er in den beiliegenden Ansprüchen definiert
ist.