专利名称：一种生理试样采集装置的制造方法图1A、1B、1C和图3所示，或者可以是比色分析或光度测定的(在这里可互换使用)，如图2A和2B以及图4A和4B所示。同样，本发明的皮肤穿刺件也可以具有各种结构形式，其中在图1A、1B、1C和3中示出了第一个示例性实施例，而在图2A、2B、4A和4B中示出了第二个示例性在任一实施例中，本发明的试验片装置和生物传感器都可用来测定各种不同分析物的浓度，其中典型的分析物包括，但并不限于，葡萄糖、胆固醇、乳酸盐、酒精等物质。在许多实施例中，本发明的试验片可用来测定生理试样如组织间隙液、血液、血液组分、血液成分等类似试样中的葡萄糖浓度。电化学试验片现在参见图1A、1B、1C和3，其中相同的标号表示相同的部件，图中分别示出了本发明的两个电化学试验片装置2和100。试验片2和100具有相同的电化学生物传感器结构形式，因此在这里一起介绍，但是，各自的皮肤穿刺件或微型针6和102具有不同的构造。在每个试验片装置2和100中，生物传感器由通常带有两个隔开的相对电极3和5的电化学电池构成，这两个电极在这里分别被称作底电极3和顶电极5。至少相互面对的电极3和5的表面分别是由导电层8和16构成的，如金属。在本发明电化学生物传感器的某些实施例中，电极一般来说设计成细长矩形条的形状，但也可以是其它任何适当的形状或构造。一般来说，电极的长度在从大约0.5至4.5厘米的范围内，且通常为大约1.0至2.8厘米。电极的宽度在从大约0.07至0.8厘米的范围内，通常为大约0.20至0.60厘米，更为常见的是大约0.1至0.3厘米。导电层及其相连基片的组合厚度一般为大约100至500微米，且通常为大约125至250微米。整个电极可以由金属构成，或者可以由基片或底板4和18构成，在其表面上分别设有金属层8和16。在一特定实施例中，基片4和18由玛拉(Mylar)塑料薄膜构成。惰性基材的厚度一般从大约25至500微米，且通常为大约50至400微米，而金属层的厚度一般从大约10至100纳米，且通常为大约10至50纳米。如上所述，电极3和5一般是相互面对的并且只隔开很短的距离，因此两个电极之间的空隙非常狭窄。这种极小的空隙是由于有间隔层12布置或夹在电极3和5之间而形成的。间隔层12的厚度可以在从10至750微米的范围内，通常小于或等于500微米，更为常见的是从大约25至175微米的范围内。间隔层12最好带有双面粘合剂以便将电极3和5固定在一起。在某些实施例中，将间隔层12形成或切成一个反应带或反应区9，在许多实施例中，反应带或反应区9的体积在大约0.01至10微升的范围内，通常为大约0.1至1.0微升，更为常见的是大约0.05至1.0微升。不过，反应区可以包括试验片2和100的区域或者一起位于其它位置，如位于液体通道中或类似位置，这将在下面更加详细地介绍。间隔层12可以构成任何适当形状的反应区9，如圆形、正方形、三角形、矩形或不规则形状，而且还可以包括侧边进气和出气口。不论反应区9位于何处，在许多实施例中，氧化还原试剂系统或合成物14都处于反应区9中，其中应选择试剂系统14可与试样化验时液体试样中的目标成分相互作用。氧化还原试剂系统14沉积在顶电极5的导电层16上，其中，当处于完全装配状态时(在图1C中示出)，氧化还原试剂系统14位于反应区9中。在这种构造方式中，底电极3作为平衡/参考电极，而顶电极5作为电化学电池的工作电极。不过，在其它实施例中，取决于施加到电池上的电压序列，电极的作用可以颠倒过来，因此底电极3作为工作电极，而顶电极5作为平衡/参考电极。在双脉冲电压波形的情况下，分析物浓度测定过程中每个电极都充当一次平衡/参考电极和工作电极。所研究的试剂系统一般包括酶和氧化还原活性成分(媒剂)。试剂合成物中的氧化还原成分，当存在时，由一种或多种氧化还原试剂构成。在本技术领域中已知许多种不同的氧化还原试剂即媒剂，包括铁氰化物、吩嗪硫酸乙脂、吩嗪硫酸甲酯、苯二胺、1-甲氧基-吩嗪硫酸甲脂、2，6-二甲基-1，4-苯醌、2，5-二氯-1，4-苯醌、二茂铁衍生物、锇二吡啶合成物、钌合成物等物质。在许多实施例中，所使用的氧化还原活性成分是铁氰化物及类似物质。所选择的酶可以根据待测分析物的浓度而变化。比如，用于全血中葡萄糖测定的适当的酶包括葡糖氧化酶或脱氢酶(NAD或PQQ基)。用于全血中胆固醇测定的适当酶包括胆固醇氧化酶和酯酶。反应区中可能存在的其它试剂包括缓冲剂(如柠康酸盐、柠檬酸盐、苹果酸、马来酸、磷酸盐、“Good”缓冲剂及类似物质)；二价阳离子(如氯化钙和氯化镁)；表面活性剂(如Triton、Macol、Tetronic、Silwet、Zonyl和Pluronic)；以及稳定剂(如清蛋白、蔗糖、海藻糖、甘露醇和乳糖)。
适用于本发明的电化学生物传感器的实例包括共同未决的美国专利申请序列号No.09/333,793；09/497,304；09/497,269；09/736,788和09/746,116中介绍的电化学生物传感器，其内容在此引用参考。比色分析/光度测定试验片现在参见图2A、2B、4A和4B，其中相同的标号表示相同的部件，图中分别示出了两个本发明的两个光度测定/比色分析试验片装置80和120。试验片装置80和120具有不同的光度测定/比色分析生物传感器构造方式，且各自的皮肤穿刺件或微型针86和122也分别有不同的构造。更具体地说，试验片装置80的一部分是用惰性材料制成，而试验片装置120的对应部分则是用金属材料制成。
在图2A和2B的试验片装置80中，比色分析或光度测定(在这里可互换使用)生物传感器一般由至少以下部件构成惰性材料制成的支承件或基片82、容纳试样的基体84、在基体84中的试剂合成物(未作为结构部件示出)，基体一般包括分析物氧化信号发生系统的一个或多个部件；通气孔(未示出)、和至少覆盖基体84的顶部透明层85。在其它实施例中，顶层85可以是充满试剂合成物的薄膜，而基体84可以含有或者不含有试剂合成物。
构成支承基片82的惰性材料提供了这样的物理构造，使得试验片80能够插入测量仪中而不会产生不当的弯曲或弯折。基片82以及试验片80一般都基本是矩形或正方形片条形状。一般来说，基片82的长度是从大约1至1000毫米，通常从大约10至100毫米，更为常见的是大约20至60毫米。一般来说，基片82的宽度是从大约1至100毫米，通常大约1至10毫米，更为常见的是大约5至7毫米。一般来说，基片82的高度或厚度为大约0.01至1毫米，通常为大约0.1至1毫米，更为常见的是大约0.1至0.2毫米。
基体84构成惰性区域，该区域最好是在基片82表面中形成的凹进区域，其中基体84的四个边都与基片82相连。基体84提供了所采集的生理试样和信号发生系统各种成分的沉积区域，这将在下面介绍，基体84还构成由信号发生系统产生的吸光或发色产物即指示剂的沉积区域，此外基体84还提供了用来检测由信号发生系统的指示剂所产生的吸光产物的位置。在这种实施例中，顶层85是透明的，使得能够测量由于目标分析物和信号发生系统之间的反应而产生的发色产物的色彩强度。比如，透明层85可以用无色的薄聚酯纤维制成。在这种方法中，试剂装入基体84，且生物传感器被透明薄膜85覆盖，因此可用于使用独立于氧的酶如NAD或PQQ基葡糖脱氢酶的色彩生成系统中。
在还有一个实施例中，顶层85容许水流体流过并带有足够多的孔隙，即提供了足够的孔空间，使得信号发生系统能够进行化学反应。原则上讲，多孔薄膜85的特性对于本发明的试验片十分关键，因为多孔薄膜85应能支持水流体横向流动和流经薄膜的厚度。更理想的是，薄膜孔隙结构不会支持红血球流向薄膜的表面，即薄膜表面的色彩强度是与分析物浓度有关的一个测定对象。因此，试验片80的尺寸和孔隙度可以变化很大，其中基体84可以具有或者不具有孔梯度和/或孔隙度梯度，比如，在取样区及其附近的孔隙较大，而在检测区的孔隙较小。用于制造基体薄膜85的材料可以不同，包括聚合物如聚砜、聚酰胺、纤维素或吸水纸等类似的材料，其中这些材料可以具有也可以不具有共价连接或非共价连接信号发生系统中各种成分的功能。
虽然图4A和4B中的试验片装置120具有大小和形状与图2A和2B中试验片装置的基片82类似的基片140，以及构造方式与透明层85类似的薄膜142，并且采用与图2A和2B中试验片装置相同的信号发生系统，但是这两种试验片装置还是有一些显著区别的。首先，基片140用金属材料而不是惰性材料制成。而且，基体148不是凹进在基片140内而是延伸至基片140的整个宽度。还有，试验片120带有位于基片140和薄膜142之间的双面粘合层144。双面粘合层144带有切去部分150，对应于由基体148覆盖的区域并构成上面参照基体84所介绍的沉积区域。双面粘合层144将薄膜142固定在基片140上。
已经研制出许多不同的可用于各种分析物测定系统的基体，这些基体在材料、尺寸等方面可能不同，其中可用于本发明光度测定/比色分析试验片装置的典型的基体包括但并不限于，在美国专利No.4,734,360；4,900,666；4,935,346；5,059,394；5,304,468；5,306,623；5,418,142；5,426,032；5,515,170；5,526,120；5,563,042；5,620,863；5,753,429；5,573,452；5,780,304；5,789,255；5,843,691；5,846,486；5,968,836和5,972,294中介绍的基体，这些专利的内容在本说明书中引用参考。
信号发生系统的一个或多个成分根据所存在的分析物产生一种可检测出的产物，通过这种可检测产物能得出分析试样中存在的分析物数量。在本发明的试验片中，信号发生系统的一种或多种成分与基体的至少一部分(即检测区域)相连，如通过共价或非共价连接，而在许多实施例中与几乎全部基体相连。所述信号发生系统是一种分析物氧化信号发生系统。所谓分析物氧化信号发生系统是指在产生可检测信号时，从这种检测信号可得出试样中分析物浓度，分析物被一种适当的酶氧化而产生氧化形态的分析物和对应或相应数量的过氧化氢。接着又用过氧化氢从一种或多种指示剂化合物中产生可检测产物，然后把由信号测量系统产生的可检测产物的数量即信号与初始试样中的分析物数量联系起来。因此，本发明试验片中所存在的分析物氧化信号发生系统也可以恰当地称作以过氧化氢为基础的信号发生系统。
如上面所指出的，以过氧化氢为基础的信号发生系统中包括一种可氧化分析物并产生对应数量过氧化氢的酶，其中对应数量是指所产生的过氧化氢的数量与试样中所存在的分析物数量成正比。第一种酶的特性必须取决于所测定分析物的性质，但一般来说是一种氧化酶或脱氢酶。因此，第一种酶可以是葡糖氧化酶(当分析物是葡萄糖时)或使用NAD或PQQ作为辅酶的葡糖脱氢酶；胆固醇氧化酶(当分析物是胆固醇时)；醇氧化酶(当分析物是酒精时)；乳酸盐氧化酶(当分析物是乳酸盐时)等。本领域的技术人员所知道的其它一些可用于所涉及分析物的氧化酶也可以使用。在试剂试验片用来检测葡萄糖浓度的优选实施例中，所述第一种酶是葡糖氧化酶。葡糖氧化酶可以通过任何适当的来源得到，比如从天然产生源如黑曲霉或青霉素得到，或者从复合产生源得到。
信号发生系统中的第二种酶是一种在有过氧化氢的情况下促使一种或多种指示剂化合物转化为可检测产物的酶，其中通过这种反应所产生的可检测产物的数量与所存在的过氧化氢的数量成正比。第二种酶一般来说是一种过氧化酶，适当的过氧化酶包括辣根过氧化酶(HRP)、大豆过氧化酶、复合产生的过氧化酶以及人造的具有过氧化活性的类似物等。可参见Y.Ci，F.Wang的分析化学学报233(1990)，299-302页。
指示化合物如酶作用物是在有过氧化酶的情况下由过氧化氢形成或分解的物质，可产生能吸收预定波长范围内光线的指示剂色素。指示剂色素能强烈吸收的光线的波长最好不同于试样或测试试剂能强烈吸收的光线的波长。指示剂的氧化形态可以一种是有色、弱色或无色的最终产物，它表明薄膜测试侧的颜色发生了变化。就是说，通过有色区域变白或者通过无色区域产生颜色，测试试剂可以指出试样中有葡萄糖存在。
可用于本发明的指示剂化合物包括单组分和双组分的发色酶作用物。单组分体系包括芳香胺、芳香酒精、吖嗪、联苯胺如四甲基联苯胺-氯化氢。适当的双组分体系包括那些其中一个组分是MBTH、MBTH衍生物(参见美国专利申请序列号No.08/302,575中公开的实例，其内容本文引用参考)、或4-氨基安替比林，而另一个组分是芳香胺、芳香酒精、共轭胺、共轭酒精、芳香醛或脂基醛的发色酶作用物。双组分体系的实例是与3-二甲氨基苯甲酸(DMAB)结合的3-甲基-2-苯并噻唑酮腙氢氯化物(MBTH)；与3，5-二氯-2-酚-磺酸(DCHBS)结合的MBTH；以及与8-苯胺基-1萘磺酸铵(ANS)结合的3-甲基-2-苯并噻唑酮腙氮-磺酰苯磺酸盐磷酸(MBTHSB)。在某些实施例中，优先选用色素对MBTHSB-ANS。
在比色试验片的一些实施例中，可以采用能产生可检测荧光产物(或可检测非荧光物质，比如在荧光背景下)的信号发生系统，比如在Kiyoshi Zaitsu，Yosuke Ohkura的“用于辣根过氧化酶的新荧光酶作用物过氧化氢和过氧化酶的快速灵敏测定”，刊登在分析生物化学(1980)109期，109-113页所介绍的那些信号发生系统。适用于本发明的这种比色分析试剂试验片的实例包括美国专利No.5,563,042；5,753,452；5,789,255中介绍的那些比色分析试剂试验片，在此引用参考其内容。皮肤穿刺件/微型针分别参见图1和2中的试验片2和80以及图3和4中的试验片100和120，现在将更加详细地介绍本发明的皮肤穿刺件/微型针的各种构造方式。如上所述，试验片装置100具有与图1中试验片2类似的电化学生物传感器结构，而且试验片装置120也具有与图2中试验片80类似的比色分析/光度测定生物传感器结构；然而，图3和4中的试验片装置100和120分别不同于图1和2中的试验片装置，因为具有不同的微型针结构。在两个实施例中，微型针都从各自的试验片上延伸。具体地说，在图1和3的电化学试验片装置实施例中，微型针可以从两个基片即生物传感器电极中的任何一个上伸出，其中微型针与相连的电极相互结合成一个整体。
任何适当形状的皮肤穿刺件都可以用于本发明的试验片装置中，只要这种形状能够使病人在皮肤被刺穿时感到的疼痛最小。比如，皮肤穿刺件可以大体上是平板或平面形状，或者可以大体上是圆柱形、楔形、或三角形，比如大体上是一个扁平的三角形刀片形状，或者可以是其它任何适当的形状。皮肤穿刺件的截面形状或至少刺入皮肤部分的截面形状可以是任何适当的形状，包括但不限于，基本为矩形、椭圆形、正方形、卵形、圆形、菱形、三角形、星形等。另外，皮肤穿刺件可以是锥形的，或者其顶端可以是尖的。尖端形状可以是斜角形的、棱锥形的或三角形的等。
皮肤穿刺件的大小可以根据各种因素而变化，比如根据所要获取生理试样的种类、所要求的刺入深度、以及要进行化验的具体病人的皮肤层厚度。一般来说，皮肤穿刺件应具有皮肤穿透和液体抽取功能，因此要设计的足够坚固经得起插入皮肤中以及从皮肤中拔出。为了实现这些目的，穿入长度(由皮肤穿刺件的底部与其尖端之间的距离确定)与直径(直径是在皮肤穿刺件的底部测量)的比率一般为大约1比1，通常为大约2比1，更为常见的是大约5比1或10比1以及50比1。
皮肤穿刺件的总长度一般在大约1至30,000微米的范围内，通常大约100至10,000微米，更为常见的是大约1,000至3,000微米。皮肤穿刺件的穿入长度一般在大约1至5000微米的范围内，通常大约100至3000微米，更为常见的是大约1000至2000微米。皮肤穿刺件6和86的高度或厚度，至少皮肤穿刺件末端部分的厚度，一般在大约1至1000微米的范围内，通常大约10至500微米，更为常见的是大约50至250微米。皮肤穿刺件底部的外径一般大约1至2000微米的范围内，通常为大约300至1000微米，更为常见的是大约500至1000微米。在许多实施例中，皮肤穿刺件尖端的外径一般不超过大约100微米，通常小于大约20微米，更为常见的是小于大约1微米。然而，本领域的技术人员应当认识到皮肤穿刺件的外径可沿其长度方向变化或者基本上是不变的。
图1-4中的每个皮肤穿刺件都带有形成空间的形状或结构，当插入皮肤时，这一结构在刺入的组织内形成空间或容积。这空间可作为储液器，使得体液在输送给本发明试验片装置的生物传感器部分之前聚集在那里。一般来说，本发明的空间形成结构在所刺入组织内产生或形成的空间体积至少与生物传感器反应区中所能得到的液体体积一样大。这一聚集区域的体积在大约10至1,000纳升的范围内，通常是大约50至250纳升。这一体积占据了皮肤穿刺件全部体积的相当大的部分，一般来说占据了皮肤穿刺件全部体积的大约50％至99％，通常为大约50％至75％。
附图中示出了本发明微型针结构的两个实例；然而，这些实例并不是用来限定本发明的。如图1和2所示，微型针的空间形成结构是在皮肤穿刺件6和86的表面如上表面中的凹槽20或94。在许多实施例中，凹槽20和94具有凹进的形状，其中凹槽的深度在大约1至1000微米的范围内，通常为大约50至250微米。微型针6和86的特征还在于可分别带有开口22和90，使得由凹槽20和94所构成的聚集区域进一步暴露到外部环境中，从而增大体液进入聚集区域的体积和流量。
在其它实施例中，如图3和4所示，空间形成结构分别是开口104和124，分别横向于皮肤穿刺件102和122的某一尺寸方向延伸，如宽度或厚度方向。在皮肤穿刺件具有更为圆形的横断面的实施例中，开口横向于皮肤穿刺件的直径。在所示实施例中，开口104和124各自占据其相应皮肤穿刺件102和122宽度及长度尺寸的相当大的部分。开口104和124分别构成微型针100的侧壁112a和112b以及微型针120的侧壁132a和132b，这些侧壁的厚度应在微型针受到正常外力时足以维持微型针的结构。
凹槽20和94以及开口104和124各自在相应的皮肤穿刺件所占据的整个空间或体积内形成开放的空间或体积。当刺入皮肤时，这个空间或体积在皮肤组织内形成相应的空间或体积，成为试样液体的储液器，刺入时释放的流体收集在这个空间中。这种构造方式比传统的皮肤刺穿针(即空心针或具有构成内部流体输送管的封闭外表面的皮肤刺穿针)更为优越，因为传统的皮肤刺穿针在刺入时常常会堵塞或封闭大多数被刺破的毛细血管，使得体液不能抽取而针仍然插入在皮肤内。另一方面，本发明的开放空间的微型针形状和结构在皮肤里面形成自由或开放的体积，使得微型针尖端刺破的毛细血管的相当大的部分暴露出来，其中微型针尖端在图1-4中分别用参考数字24、92、106和126表示。因此，用比传统微型针更小和/或更尖的尖端就可以得到大量的体液，从而减少疼痛。而且，较大的体液采集率也导致取样具有更快的采集速度。试样液体抽取通道和分路本发明的试验片装置还包括试样液体传输或抽取的路径或通道，在图1、2、3和4中分别用参考数字10、88、108和128表示，这些通道从相应微型针的开放空间延伸到生物传感器。路径近端的至少一部分位于试验片装置的生物传感器部分。路径远端可以刚好终止在微型针结构附近(见图2A和2B)，或者也可以有一部分处于皮肤刺穿结构中(见图1A、1C、3和4)。在后一种结构形式中，这样的远端部分可以暴露于外部环境中。
在图1的试验片装置中，底电极3和微型针6中包含了试样液体传输路径或通道10，其中路径10的近端10a位于底电极3中，具体地说位于反应区9中，而路径10的远端10b的一部分位于皮肤穿刺件或皮肤刺穿结构6中。类似地，在图2的比色分析试验片装置80中，基片82和皮肤穿刺件86中包含液体传输路径或通道88，其中路径88的近端88a位于基片82中，具体地说位于基体84中。然而，与路径10不同，路径88的远端终止在皮肤穿刺件86附近。图3和4的试验片装置100和120中分别包含液体路径108和128，在这些附图中只可见到路径远端108b和128b。远端108b和128b分别延伸到微型针102和122的一部分，而其远端的开口110和130分别终止在相连的开口104和124处。
本发明的路径或通道的大小最好设计成能将毛细管作用力施加到由微型针的开放空间部分所形成的聚集区域内的液体上，从而将生理试样吸取或传送到生物传感器的反应区或基体区域中。因此，单个液体通道或路径的直径或宽度不超过1000微米，直径通常为大约100至200微米。该直径沿路径长度方向可保持不变或可发生变化。在某些实施例中，液体路径中还可以包含一种或多种试剂使采样更加容易。比如，液体路径中可以存在一种或多种亲水性的试剂，这类试剂包括但并不限于某些表面改性剂或表面活性剂如MESA、Triton、Macol、Tetronic、Silwet、Zonyl和Pluronic。
如图1和2的装置所示，通道10和88还分别可以包含一个或若干个支路或分通道15和96，这些支路从相应通道的近端部分延伸到反应区9或基体区域84的一部分或整个区域中。这样的支路15和96是通过在相应的基片4和82中和/或在构成电化学试验片2的底电极3的金属层中形成隆起或肋部而形成。这些隆起可以在微型针的微组装过程中形成。在试验片2中，电极5充当隆起部分的覆盖层以形成支路15。类似地，在试验片80中，基体薄膜或无色薄膜(未示出)充当隆起部分的覆盖层以形成支路96。支路15和96的直径大小足以对位于通道10和88中的液体产生毛细管作用力。因此，支路使反应区9和基体区域84能更加容易地充满样本液体。支路15和96的横断面直径在大约1至200微米的范围内，通常大约20至50微米。在所示实施例中，毛细管支路15和96分别垂直于通道10和88延伸；但是，也可以倾斜于相应的通道延伸。系统如上所述，本发明的装置可以用于本发明的系统中，一般来说该系统能够获取生理试样并测定试样的特性，其中测定特性可以通过自动化装置如测量仪来自动实现。将结合分析物浓度测定来更加详细地介绍本发明的系统。因此，如图5所示，本发明的分析物浓度测定系统包括至少一个试验片装置60(具有如上所述的电化学或比色分析构造形式)和一个测量仪40，其中试验片装置60带有至少一个如上所述的与其相连的本发明皮肤穿刺件64。本发明的试验片装置，不管是电化学的还是比色分析的，都设计成可插入测量仪40中。更具体地，如图5所示，试验片装置60带有第一端62和第二端66，其中皮肤穿刺件64与第一端62相连，且至少第二端66设计成能插入测量仪40中。
测量仪40的外壳42最好根据人机工程学设计的，其尺寸使得用一只手就能够舒适地握住和操作。外壳42可以用金属、塑料或其它适当的材料制成，最好是重量轻的材料，但也应十分耐用。外壳42的远端部分56设有圆孔68，试验片装置60通过圆孔68可以从测量仪40中的缩进位置移动到伸出位置，在伸出位置，试验片微型针的至少一部分从圆孔68向外面伸出一段距离。远端部分56还构成腔室，试验片装置60容纳在其中的测量仪40的试验片容纳机构70中。通过将外壳远端部分56从外壳42上取下并将试验片装置60插入试验片容纳机构70中，可以把试验片装置60插入测量仪40中。或者，可以通过圆孔68将试验片装置60插入测量仪40并容纳在机构70中。外壳远端部分56最好是透明或半透明的，使得用户在进行分析物浓度测定之前能够用肉眼确认试验片装置60和容纳区域70之间已适当接合，而且还使用户在测定过程中能够看到测试部位以及用肉眼确认片条60中已充满体液。当试验片装置60适当地固定在容纳机构70中时，试验片装置60的生物传感器与测量仪的测试部件有效地接合。换言之，对于电化学试验片的实施例来说，生物传感器的电极与测量仪的电子装置有效地接合；而对于比色分析试验片的实施例来说，带有信号发生系统的基体区域与测量仪的光学部件有效地对准。测量仪的电子装置或光学元件在进行传感时，如果试验片装置60中的反应区或基体区域充满样本液体，就将输入信号输送给生物传感器并从那里接收输出信号，该输出信号表示所测量的试样液体的特性。
压力环58沿圆周布置在圆孔68周围，其远端面在测试过程中施加到皮肤上并将皮肤的刺穿部位包围起来。通过压力环58施加在皮肤上的压力使得从周围组织抽取体液以及将这一液体输送到试验片装置60更加容易。
外壳远端部分56本身与测量仪40可移动地接合，其中外壳远端部分56可沿测量仪40的纵向轴轻微移动移或压下。在外壳42的远端部分56和近端部分之间的是压力传感器54，在压力环58压到皮肤上时，压力传感器54可感应并测量施加在外壳远端部分56上的压力。压力传感器54是电子技术领域中共知的一种电动型传感器。与压力传感器54电联接的压力传感器指示器72用来指示施加到远外壳端部分56的压力水平，因此如果必要的话，用户可以调整所施加的压力，使压力达到最佳水平。
在许多实施例中，测量仪40带有显示屏44，比如液晶显示屏，用于显示数据如输入的参数和测验结果。而且，测量仪40还带有各种控制器和按钮，用来将数据输入到测量仪的处理部件中以及控制试验片装置60的刺穿动作。举例来说，控制杆46用来将试验片装置60缩回到测量仪40中的加载位置，从而对弹簧机构(未示出)预加负荷，然后可以在需要时通过按下按钮48将试验片装置60从圆孔68中伸出或弹出。在外壳远端部分56适当地放置在皮肤上时，试验片装置60的弹射使得微型针64能够立即刺穿皮肤，接触里面的体液。在按下按钮50和52时，可分别把指示进行的测量是用于测试/获取信息的目的(以及用来从测量仪电子装置的存储器中取得测试结果)还是用于校正目的的信号输入到测量仪的处理部件中。
作为一种选择，测量仪40还可以设计成能接收和保持可更换的盒子，盒子中装有若干个本发明的试验片装置。在使用试验片装置之后，测量仪40可以将用过的试验片从测量仪中排出或是贮存起来待以后再作处理。这种构造使得用户不必操作试验片，从而将损坏试验片和不经意伤害病人的可能性减到最小。而且，由于避免了手工操作试验片，所以可以将试验片做得更小，从而减少所需要的材料数量，节省了成本。
在与本申请同日提交的代理人文件号为LIFE-054的题为“步骤最少的分析物测试系统”的美国专利申请书序列号No.＿＿＿＿所公开的测量仪与本发明紧密相关并且适用于本发明。另外，在美国专利No.6,193,873以及在共同未决的美国专利申请序列号No.09/497,304、09/497,269、09/736,788、09/746,116和09/923中公开了适用于本发明系统的测量仪的某些功能特征，其内容纳入本说明中作为参考。当然，在那些使用比色测定系统的实施例中，可以采用分光光度计或光学测量仪，这类适用的测量仪器的某些功能特征在美国专利No.4,734,360、4,900,666、4,935,346、5,059,394、5,304,468、5,306,623、5,418,142、5,426,032、5,515,170、5,526,120、5,563,042、5,620,863、5,753,429、5,773,452、5,780,304、5,789,255、5,843,691、5,846,486、5,968,836和5,972,294中作了介绍，其内容纳入本说明中作为参考。方法如上所述，本发明提供了用来测定试样特性如试样中分析物浓度的方法。本发明的方法可用来测定许多种不同的分析物浓度，其中典型的分析物包括葡萄糖、胆固醇、乳酸盐、酒精及类似的物质。在许多实施例中，本发明的方法用来测定生理试样中的葡萄糖浓度。
虽然原则上讲本发明的方法可用来测定许多种不同生理试样如尿液、眼泪、唾液及类似试样中的分析物浓度，但是本发明的方法尤其适合于用来测定血液或血液组分中的分析物浓度，特别是全血或组织间隙液中的分析物浓度。
现在将参考附图来详细介绍本发明的方法。在实施本发明的方法时，准备至少一个如上所述的本发明试验片装置，然后将试验片装置上的本发明微型针6插入目标皮肤区域中。一般来说，将皮肤穿刺件刺入手指或前臂的皮肤中大约1至60秒，通常为大约1至15秒，更为常见的是大约1至5秒。取决于所要获取生理试样的种类，本发明的皮肤穿刺件6可以穿透到各皮肤层中，包括真皮层、表皮层和角质层，但是在许多实施例中的刺穿深度不超过皮下层。
虽然可以手工操作将本发明的试验片刺入皮肤中，但是本发明的试验片最好与图5中的手持式测量仪40一起使用。因此，首先通过圆孔68将试验片装置60插入试验片容纳机构70中，或者将外壳42的远端部分56临时拆去然后将试验片放入测量仪40的容纳机构70中。另一种方法是，可以将试验片装置60预装在容纳机构70中。还有，如上面所提到的，可以将试验片装置60与若干个相同的试验片一起预装在试验片盒(未示出)中。在这种实施例中，盒子可拆卸地与测量仪40接合。用过的片条可以自动处理，比如从测量仪中排出或是存放在盒子的单独间格中，同时可自动将未使用的试验片从盒子中取出并插入测量仪40的容纳区域70。
当试验片装置60适当地容纳在机构70中之后，就可以利用测量仪40的控制杆46对机构70进行弹簧加载或使其处于待发状态。因此，机构70和试验片装置60处于缩进位置。接着将测量仪40基本上垂直放置到目标皮肤表面上，使得外壳远端部分56，更准确地说压力环58，接触目标皮肤区域。可以用手将压力施加到目标皮肤区域上，即，把测量仪40的远端压紧到目标皮肤区域上以确保皮肤穿刺件64适当地刺入皮肤中。由于施加了这样的压力，所以有反作用力使外壳远端部分56压到测量仪40的压力传感器54上。接着反相压力的相对值(即，高、正常和低)被测量并显示在压力传感器指示器72上。一般来说，所施加的压力值最好在“正常”范围内。指示器72使用户知道何时施加了太大或太小的压力。当指示器72指示所施加的压力“正常”时，用户就可以按下弹簧释放按钮48。由于释放的弹簧力，使容纳/承载机构70和试验片装置60向前冲，从而使皮肤穿刺件65从圆孔68伸出并刺穿目标皮肤区域。
不管是通过手动方法还是利用测量仪40，皮肤穿刺件64刺入皮肤后会在邻近上述液体路径处形成液体试样聚集区域(由皮肤穿刺件中的凹槽或开口形成)。试样液体从皮肤穿刺件64的两侧通过皮肤穿刺件64中的开放空间结构如凹槽或开口进入聚集区域。接着，聚集的试样液体至少由于毛细管作用力而通过液体路径传输到试验片装置60的生物传感器的反应区或基体上。如上面所提到的，还可以通过用压力环58在刺入部位周围施加物理正压力来促进液体的传输，或者可以在液体通道中使用负压源以抽取暴露在通道远端的体液。进入流体路径的液体首先送入路径的远端部分，接着依靠毛细管作用力(或通过施加真空力)继续前进到路径的近端部分，其中，路径的近端部分位于反应区或基体区域中。然后使液体分别经过支路15或96在反应区或基体区域上横向迁移，于是反应区或基体区域中的整个有效体积都可以充满试样液体。
一旦测量仪40感应到反应区或基体区域中已完全充满试样体液，就可以起动测量仪的电子装置或光学装置对抽取的试样进行分析。此时，病人可以将测量仪从刺入部位移开或是保持在皮肤表面上直至显示屏上显示出测试结果。或者，测量仪40可以带有在反应电池充满体液试样后使微型针片条从皮肤上自动缩回的机构。
当生物传感器反应区或基体区域完全充满试样液体时，可以测定采样液体中所关心分析物的浓度。对于以电化学为基础的分析物浓度测定法，可利用平衡/参考电极和工作电极来进行电化学测量。所进行的电化学测量可以根据具体的测定特性以及电化学试验片所用的测量仪而变化，比如根据该测定是电荷测量、电流测量的还是电位测量而变化。一般来说，电化学测量将测量电荷(电荷测量)、电流(电流测量)或电位(电位测量的)，这通常是在试样加入试验片后在一段给定的时间进行。进行上述电化学测量的方法在美国专利No.4,224,125；4,545,382；5,266,179以及国际专利申请WO97/18465和WO 99/49307中作了进一步介绍，其内容被纳入本说明中作为参考。在对上述反应区中产生的电化学测量值或信号进行检测之后，通过将电化学信号与试样中分析物的数量联系起来，测定进入反应区的试样中分析物的存在和/或浓度。
对于比色分析或光度测定的分析物浓度测定法来说，施加到本发明试验片上的，更确切地说，施加到试验片反应区上的试样可与反应区中信号发生系统的成分起反应以产生一种代表所关心分析物的可检测产物，这种产物的数量与试样中所存在分析物的初始数量成正比。接着测定可检测产物，即由信号发生系统产生的信号，的数量，并将其与初始试样中的分析物数量联系起来。对于这种比色测定法，用光学型测量仪进行上述检测和联系步骤。在美国专利No.4,734,360；4,900,666；4,935,346；5,059,394；5,304,468；5,306,623；5,418,142；5,426,032；5,515,170；5,526,120；5,563,042；5,620,863；5,753,429；5,773,452；5,780,304；5,789,255；5,843,691；5,846,486；5,968,836和5,972,294中进一步介绍了上述反应、检测和联系步骤，以及进行这些步骤的仪器，其内容纳入本说明中作为参考。适用于本发明的这种比色分析或光度测定的试剂试验片的实例包括美国专利No.5,563,042；5,753,452；5,789,255中介绍的那些试验片，在此引用参考其内容。制造试验片装置的方法如上面所提到的，本发明的皮肤穿刺件最好与相应的基片(对于比色分析实施例)或基片/电极组合体(对于电化学实施例)作为一个整体部件或结构来制造，而且是用相同的材料制成。或者，皮肤穿刺件可以作为单独的组件或部件来制造，然后用任何适当的方法，比如本技术领域中常用的粘合剂，将其粘贴或固定在相应的基片或基片/导电层组合体上。
根据本发明，可以用任何适当的技术来制造试验片装置，这些技术包括但不限于，包括注射模制、光化学蚀刻(PCE)、微冲压、模压和铸造工艺等微复制技术。
由于本发明的试验片装置是平面的，所以可以用适当的薄片、薄膜或薄板材料来制造和加工。这种制造本发明试验片装置的薄片制造工艺比许多传统的方法节约了大量成本，在传统方法中每次只产生一个试验片等类似的装置。图6A-C和7A-C分别示出了制造具有电化学和光度测定/比色分析结构的试验片装置所用的薄片。
虽然以下介绍的本发明制造方法是关于薄片制造工艺的，但是所介绍的技术也可以用来制造单个试验片装置。另外，虽然只强调了某些制造技术，但是本领域的专业人员应当知道在形成具有复杂细节的细微结构，如上述微型针和本发明试验片装置反应区中的试样液体通道和支路时，也可以使用能够降低制造成本的其它已知制造技术。制造电化学试验片装置图6A-C中的电化学试验片装置的薄片200包含若干个独立的试验片装置201(在图6C中示出了完全装配好的情况)，这些独立的试验片装置是沿薄片长度方向以侧面接侧面的布置方式来制造的。每个试验片装置201中包含两个隔开的电极，底电极202和顶电极204，以及之间的一个绝缘间隔层206。间隔层206带有一切去部分208，构成包含氧化还原试剂系统的电化学生物传感器的反应区。所示具有与图4A和4B中微型针122类似结构的微型针212从底电极202上延伸出并与底电极202在同一平面。底电极202的一部分和微型针212的近端部分中形成通道214，用来输送聚集在微型针212开口中的液体。若干个支路216从通道214的两侧横向伸出，以促进所采样的液体传输和分布到电化学生物传感器的反应区中。
电极202和204以及相连的微型针可以全部用金属制成，或者可以由用金属层覆盖的惰性基片或支承结构构成。当电极主要是用金属制成时，光化学蚀刻(PCE)(亦称光化学研磨、化学研磨和光蚀刻)或微冲压技术是适合的制造技术。
对于光化学蚀刻来说，适当的金属包括但并不限于，铝、铜、金、铂、钯、铱、银、钛、钨、石墨和不锈钢。制造可以在金属片材或连续的金属卷材上进行。这种片材形成了用于蚀刻加工的薄金属基体，其厚度一般在从大约10至1,000微米的范围内，更加典型的是大约50至150微米。接着，需要时可将光阻层加到金属基体的一侧或两侧上。然后，用平版印刷技术来精确地形成几何形状，几何形状蚀刻到部分金属基体中形成比如液体通道214和支路216，或者完全蚀刻金属基体而形成微型针的开口。具体地，基体金属被有选择地掩蔽以保护不蚀刻的金属区域及暴露要蚀刻的金属区域。
蚀刻是通过电化学溶解法来实现的，其中酸性物质施加到基体金属的表面上并使电流通过该金属。于是没有掩蔽起来的金属表面区域被酸溶解掉。在蚀刻步骤之后，将光阻层从金属部分的表面上剥去，如图8所示，薄片300上仍然带有一排完全制造好的微型针302以及相连的空间形成结构312、液体传输通道304和支路306。要从底部基片切出的部分308仍然保持连续金属区域，而薄片300中的区域310已被完全蚀刻掉。
微冲压是另一种适合于制造全金属电极或非常坚固的塑料部件制成电极的技术，它涉及使用精密加工如放电加工(EDM)而成的冲模。长的基片金属薄片或薄条，比如通常用于光化学蚀刻工艺的金属连续或半连续地送入冲压机的模具之间，选择性地进行冲切(即，冲孔)、压花(即，金属的一侧变形)和/或从两侧使金属基片变形。这种冲压工艺可以1,200冲程/分钟的速率进行，而且每一冲程可以制造多个电极。
当电极202和204包含惰性基片材料时，热模压和注塑模制技术适合于制造本发明的装置，尤其当基片材料是塑料时。基片材料应有足够刚性以形成电极和整个电化学试验片的支承结构。适当的材料包括聚合物(塑料)和无机材料如硅、陶瓷、玻璃等类似物质。适当的聚合物包括，举例来说，聚酯纤维，如聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、改性聚对苯二甲酸乙二醇酯(PETG)；聚酰亚胺，如聚醚酰亚胺；聚碳酸酯；赛珞玢(再生纤维素)；氟化高聚物，如聚氟乙烯、烷氧基全氟和氟化乙丙烯共聚物；离聚物；聚酰胺，如尼龙6、尼龙6，6、耐纶11、尼龙12、聚乙烯及其共聚物；聚苯乙烯及其共聚物；聚丙烯及其共聚物；聚甲基戊烯；聚氯乙烯及其共聚物；聚砜；聚偏二氯乙烯及其共聚物；以及用矿物质或纳米微粒增强的聚合物复合材料。基片的优选材料是玛拉(Mylar)塑料薄膜。
在热模压的情况下，将一种母体材料如适当的热塑性母体材料放入模压设备中，其中母体材料的厚度在大约25至650微米的范围内，通常从大约50至625微米，更为常见的大约75至600微米，这种设备包括带有细节的模具，所述细节通常为皮肤穿刺件细节的负像。接着在加热和适当压力的情况下用模具挤压母体材料。一般来说，所使用的温度在大约20℃至1500℃的范围内，通常大约100℃至1000℃，更为常见的大约200℃至500℃。加热时间为大约0.1至1000秒，通常为大约0.1至100秒，更为常见的是大约0.1至10秒。所施加的压力从大约1至50大巴的范围内，通常大约10至40大巴，更为常见的从大约20至30大巴。加压时间为大约0.1至100秒，通常为大约0.1至10秒，更为常见的是大约0.1至1秒。加热和加压可以同时或不同时进行。在材料冷却之后，将其从设备中取出，接着可以进行后加工处理。
然后，在底部基片的上侧和顶部基片的下侧用真空溅射或丝网印刷敷上一层金属导电层。导电层可以延伸覆盖微型针212，于是微型针构成相连电极的一部分。更具体地说，在某些电化学生物传感器实施例中，沉积在惰性基片上以形成一个电极的导电材料还可以沉积在试样液体路径或通道上，包括液体路径延伸到相连的皮肤穿刺件中的部分。用于导电层的适当金属包括钯、金、铂、银、铱、不锈钢及类似的材料，或者可以是金属氧化物如掺铟氧化锡，或石墨如导电碳墨。在一优选实施例中，电极202的金属层是金，而电极204的金属层是钯。可以将一个附加的绝缘层印刷在导电层上面，使精确形成的电极图案暴露出来。
通过上述任何一种制造技术，底电极202构成电化学电池中的平衡/参考电极，而顶电极204构成电化学电池中的工作电极。在制造电极之后，选择一种氧化还原试剂系统并将其沉积在底电极202的反应区210中。这种沉积可以用本技术领域中众所周知的狭槽涂敷、针孔涂敷或喷墨印刷技术来实现。氧化还原试剂系统也可以沉积在试样抽取通道中。作为一种选择，可以用亲水性的试剂处理电极202的导电表面，以促进液体试样通过试样抽取通道输送到反应区210中。适当的亲水性试剂组分包括，举例来说，商标为PluorinicTMF68的环氧乙烷-共-氧化丙烯(apoly)嵌段共聚物、商标为AerosolTMOT 100％的二辛基琥珀酸钠、商标为TRITONTMX-100的聚乙氧基苯氧基(9-10)乙醇、商标为TWEENTM20的聚氧乙烯(20)单月桂酸山梨醇酐酯、商标为TWEENTM80的聚氧乙烯(20)单油酸山梨醇酐酯、以及2-巯基乙醇磺酸钠盐(MESA)。在另一个实施例中，可以用相同的沉积技术将氧化还原试剂系统沉积在顶电极上，即沉积在层204中对应于底层202中区域210的区域上。在还有一个实施例中，氧化还原系统可以沉积在两个电极即相对的层202和204上，使得所涂敷的化学试剂相互面对。
如上面所提到的，电极202和204(及其相应的薄片)由布置在或夹在电极202和204之间或其薄片结构之间的间隔层206或这种间隔层的薄片隔开。间隔层206可以用任何适当的材料制造，其中典型的适当材料包括聚对苯二甲酸乙二醇酯、改性聚对苯二甲酸乙二醇酯(PETG)、聚酰亚胺、聚碳酸酯等类似的物质。间隔层206的两个表面上都带有粘合剂，使其能够粘贴到相应的电极上。通过称作薄片制造法的工艺，使所有三个层以层叠的关系对齐并层压在一起，形成装配好的薄片200，接着将其切成分开的试验片装置201。制造光度测定/比色分析试验片装置上述用于制造本发明电化学试验片装置的许多技术和工艺也可以用来制造本发明的光度测定/比色分析试验片装置。
现在参见图7A-C，图中介绍了本发明光度测定/比色分析装置的制造方法。薄片220(在图7C中示出了装配好的情况)中包含若干个独立的试验片装置221，这些独立的试验片装置是沿薄片220的长度方向以侧面接侧面的布置方式来制造的。这种试验片装置221具有在图4A和4B中介绍的金属基片结构。然而，本发明的制造技术也可应用于图2A和2B中所述的具有惰性材料基片的光度测定试验片装置中。
薄片220由至少三个薄层形成，即金属基片层222、薄膜层224、以及在其间的双面粘合层226。双面粘合层226带有与光度测定生物传感器的基体区域230对准的切去部分228，在基体区域230包含信号发生系统。所示具有与图4A和4B中微型针122类似结构的若干个微型针232从基片层222延伸出并与基片层222在同一平面。在每个基片222的一部分和微型针232的近端部分中形成通道238，用来输送聚集在微型针232开口234中的液体。若干个支路230从每个通道238的两侧横向伸出，以促进所采样的液体传输和分布到光度测定生物传感器的基体236中。
如上面所提到的，基片层222和相连的微型针232是用金属制成的，但也可以用惰性材料制成。当基片由金属制成时，光化学蚀刻(PCE)和微冲压是适合的制造技术。与电化学试验片装置一样，用于基片的适当金属包括但并不限于，铝、铜、金、铂、钯、铱、银、钛、钨、石墨和不锈钢。这种金属层形成了用于蚀刻加工的薄金属基体，其厚度一般在大约10至1,000微米的范围内，更加典型的是大约50至150微米。接着，需要时可将光阻层加到金属基体的一侧或两侧上。然后，用平版印刷技术来精确地形成几何形状，这些几何形状蚀刻到部分金属基体中，形成比如液体通道238和支路230，或者完全蚀刻金属基体而形成微型针232的开口234。具体地说，基体金属被有选择地掩蔽以保护不蚀刻的金属区域以及暴露要蚀刻的金属区域。用参考图6A-6C中电化学试验片装置进行介绍的电化学溶解法加工薄片222，制造出图8中的薄片结构300。
当基片层222是用惰性基片材料制成时，上面根据电化学试验片装置制造方法所介绍的热模压和注塑技术可以用来制造本发明的光度测定试验片装置。基片材料应足够刚性以形成电极和整个电化学试验片的支承结构。用于制造支承基片层222的适合惰性材料包括但并不限于聚烯烃类，如聚乙烯或聚丙烯、聚苯乙烯或聚酯纤维。
如上所述，在制造基片222之后，选择一种信号发生系统并将其沉积在基体230中。这种沉积可以用本技术领域中众所周知的狭槽涂敷、针孔涂敷或喷墨印刷技术来实现。信号发生系统也可以沉积在试样抽取通道238中。作为一种选择，可以用含有表面活性剂的亲水性试剂处理基体230和通道238的表面，以促进液体试样通过试样抽取通道238输送到基体230中。
如上面所提到的，基片层222和薄膜层224由双面粘合层226隔开。双面粘合层226可以用任何适当的材料制成，其中典型的适合材料包括聚对苯二甲酸乙二醇酯、改性聚对苯二甲酸乙二醇酯(PETG)、聚酰亚胺、聚碳酸酯等类似的物质。间隔层226的两个表面上都带有粘合剂，使其能够粘贴到基片层222和薄膜层224上。在基片层222是用惰性材料制成的实施例中，不使用间隔层。但是，要接触基片层222的薄膜层224上涂有粘合剂，使其能够粘贴到基片层222上。通过称作薄片制造方法的工艺，使所有层，即视情况而定有两层、三层或更多层以层叠的关系对齐并层压在一起而形成装配好的薄片230，接着将其切成分开的光度测定试验片装置221。用具箱本发明还提供了用来实施上述方法的用具箱。本发明的用具箱中包括至少一个本发明的试验片装置，一般来说包括若干个试验片装置，其中所述至少一个试验片装置包含至少一个皮肤穿刺件。用具箱中也可以包括一个可重复使用或一次性使用的测量仪，该测量仪可用于一次性使用的试验片装置。当有若干个试验片装置时，可以将它们一起封装在可重复使用或一次性使用的盒子中。某些用具箱中可以包括各种类型的试验片装置，如电化学和/或比色分析试验片装置。这些不同类型的试验片装置中可以包含相同或不同的试剂。最后，用具箱中还可以包含用来指导如何使用本发明的试验片装置和测量仪来测定生理样本中分析物浓度的说明书。这些说明书可以装在一个或多个包装袋中，标签插入袋，或者可以放在用具箱的分格中或类似的物体中。
从上面的介绍和说明可以看出，本发明提供了一种简单、快速、安全和方便的方法来获取生理试样以及测定其中的分析物浓度。上述发明具有许多优点，包括容易使用、测试时间短、效率高以及很少疼痛。因此，本发明对所属技术领域作出了重大贡献。
在本说明书中引述的所有文献和专利都被本说明参考引用，如同各文献或专利分别显示出被参考引用。所引用的所有文献都是在本申请提交日期之前公开的，而且不应该认为由于有了早先的发明，本发明的日期就没有资格先于这些公报。
虽然为了便于清楚理解已通过图示和实例较详细地介绍了上述发明，但是所属领域中的普通技术人员根据本发明内容很容易明白在不违背所附权利要求精神或范围的情况下可以对其作出某些修改和变化。


一种采集生理试样及测定所采集生理试样的特性，如分析物浓度的装置的制造方法。所述装置具有试验片形式，包括一个生物传感器和至少一个皮肤穿刺件，其中皮肤穿刺件与生物传感器的一部分共面延伸。本发明的制造方法可提供了多种试验片和皮肤穿刺件。


V·V·于扎科夫, D·V·麦克阿利斯特, L·奥尔森, K·-W