DE69824664T2 - Elektrochemischer Biosensor - Google Patents

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Yingping Granger Deng
Karl-Heinz Hildenbrand
Larry D. Elkhart Johnson
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Description

  • Hintergrund der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung betrifft einen elektrochemischen Biosensor, der zur quantitativen Bestimmung einer spezifischen Komponente (eines Analyts) in einer flüssigen Probe verwendet werden kann, und insbesondere betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Herstellung eines derartigen Biosensors. Elektrochemische Biosensoren des einschlägigen Typs sind in US 5,120,420 und 5,264,103 offenbart. Die in diesen Patenten offenbarten Vorrichtungen weisen eine Basis bzw. Unterlage aus Kunststoff auf, auf die Kohlenstoff-Elektroden gedruckt werden, wobei die Elektroden mit einer Reagensschicht überzogen sind, die ein hydrophiles Polymer in Kombination mit einer für den Analyt spezifischen Oxidoreduktase umfasst. In typischer Weise ist ein Abstandshalter (spacer element) auf der Basis angeordnet, wobei dieses Element ausgeschnitten ist, um ein im Allgemeinen U-förmiges Stück und ein Deckstück zu ergeben, so dass, wenn die Basis, der Abstandshalter und das Deckstück miteinander laminiert werden, ein Kapillarraum geschaffen wird, der die Elektroden und die Reagensschicht enthält. Zusätzlich zur Oxidoreduktase, ist ein Elektronenakzeptor auf der Reagensschicht oder in einer anderen Schicht innerhalb des Kapillarraums eingeschlossen. Ein hydrophiles Polymer, z. B. Carboxymethylcellulose, wird angewandt, um das Einziehen der wässrigen Testflüssigkeit in den Kapillarraum zu erleichtern.
  • Kürzlich ist ein elektrochemischer Sensor entwickelt worden, der zwei Teilstücke umfasst: ein unteres Teilstück (die Basis), welche die Elektrodenstruktur mit einer Oxidoreduktase und einem Elektronenakzeptor tragen, die gleichmäßig in einer hydratisierbaren Polymermatrix auf den Elektrodenoberflächen verteilt sind, und ein oberes Teilstück (den Deckel), die geprägt sind, um drei Seiten eines Kapillarraums zu bilden, wobei die Basis die vierte Seite bildet, wenn der Deckel auf die Basis gelegt wird. Die Basis und der Deckel werden mit einem in der Wärme aktivierten Klebstoff, mit dem der Deckel überzogen ist, zusammenlaminiert. Der Sensor wird angewandt, indem das offene Ende der Kapillare in einen kleinen Tropfen von Testflüssigkeit, wie Blut, getaucht wird, die in das Kapillarrohr gezogen werden, so dass sie das Enzym und den Elektronenakzeptor auf der Elektrodenoberfläche bedecken. Aufgrund der hydratisierbaren Natur der Polymermatrix wird diese in der wässrigen Testflüssigkeit dispergiert, um es dadurch zu ermög lichen, dass die Oxidoreduktase, die Glucoseoxidase ist, wenn der Sensor zur Bestimmung der Konzentration von Glucose im Blut entworfen ist, den Analyt und den Elektronenakzeptor oxidiert, um die überschüssigen Elektronen auf die Arbeitselektrode zu übertragen, wodurch ein messbarer Strom erzeugt wird, der zur Konzentration des Analyt in der Testflüssigkeit proportional ist.
  • Die Herstellung der oben beschriebenen Sensoren des Standes der Technik beinhaltet die Anwendung eines Extrateilstücks, nämlich einer Abstandsschicht, sowie einer Anzahl von Verarbeitungsstufen, die bei einem Sensor mit zwei Teilstücken (der Basis und dem Deckel) nicht erforderlich sind, wie sie bei der vorliegenden Erfindung zur Anwendung gelangen. Jener Typ eines Sensors wird mit einem geradlinigen Verfahren hergestellt, das die Stufen beinhaltet:
    • a) Drucken der Elektroden auf das Basismaterial,
    • b) Überziehen der Elektroden mit der Polymermatrix, die die Oxidoreduktase und den Elektronenakzeptor enthält,
    • c) Aufbringen der auch in der vorliegenden Erfindung angewandten bifunktionalen Klebstoffschicht auf den Deckel,
    • d) Einprägen des Kapillarkanals in den Deckel und
    • e) Heißsiegeln des Deckels auf die Basis.
  • Dabei ergibt sich zur Herstellung eines Sensors dieses Typs ein zweifaches Problem. Das erste bezieht sich darauf, dass ein Sensor erstellt wird, dessen Kapillarraum rasch mit der Testflüssigkeit gefüllt wird, und das zweite beruht darauf, den Zusammenbau des Sensors durch Verkleben des Deckels mit der Basis zu erleichtern. Um dies in einer Weise zu bewerkstelligen, die den raschen Zusammenbau einer großen Menge von Sensoren ermöglicht, war es notwendig, einen Überzug zur Aufbringung auf den Deckel herzustellen, welcher:
    • i. stark und fest auf dem Deckelrohstoffmaterial haftet,
    • ii. genügend falt- und dehnbar ist, um die Einprägung in drei Seiten des Deckels zu überstehen,
    • iii. ein rasches Befüllen des Kapillarraums ermöglicht,
    • iv. die Befüllung über eine Basis mit relativ hydrophober Oberfläche (Kontaktwinkel bis zu 90°) ermöglicht,
    • v. die Befüllung mit Blut ermöglicht, das Hämatokrit-Werte von 0 bis 60% aufweist, wenn Blut die Testflüssigkeit ist,
    • vi. nicht-klebrig unter Umgebungsbedingungen ist,
    • vii. befähigt ist, aktiviert und durch Hitze gesiegelt zu werden, die durch den Deckel hindurch aus einer Heißplatte, mit ca. 165°C, angewandt wird,
    • viii. befähigt ist, eine gute Bindung mit der Oberfläche des Basismaterials zu bilden,
    • ix. nicht stört, wenn einzelne Sensoren aus einer festen Anordnung eingesetzt werden, und
    • x. die obigen Eigenschaften über einen hinreichend langen Zeitraum beibehält, um einen Sensor mit angemessener Lagerungsdauer zu ergeben.
  • Zusammenfassung der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung betrifft einen elektrochemischen Sensor zum Nachweis eines Analyt in einer fluiden Testprobe, welcher umfasst:
    • a) eine isolierende Basisplatte;
    • b) eine Elektrodenschicht auf der Basisplatte in operativer Verbindung mit einem Enzym, das mit dem Analyt reagiert, um bewegliche Elektronen zu erzeugen; und
    • c) einen Deckel aus verformbarem Material, das geprägt worden ist, um eine konkave Fläche in einem Teilbereich davon zu ergeben, wobei eine flache Oberfläche zurückbleibt, die den konkaven Teilbereich in einer solchen Weise umgibt, dass, beim Zusammenbringen mit der Basis, der Deckel und die Basis einen Kapillarraum bilden, worin das Enzym zum direkten Kontakt mit der fluiden Testprobe verfügbar ist, die in den Kapillarraum durch Kapillarwirkung gezogen wird, worin der genannte Sensor eine polymere Schicht auf der Unterseite des Deckels aufweist, um die Bindung des Deckels zur Basis zu erleichtern, wenn diese zusammengebracht werden, und um die hydrophile Natur des Kapillarraums zu erhöhen, um dadurch die Geschwindigkeit zu steigern, mit welcher das Blut in diesen fließt.
  • Beschreibung der Erfindung
  • Die Konstruktion des Sensors, wovon die vorliegende Erfindung handelt, ist in 1 dargestellt. Der Sensor 34 umfasst eine isolierende Basis 36, auf welche in Abfolge (durch Siebdruck-Techniken) ein elektrisches Leitmuster 38, ein Elektrodenmuster (39 und 40), ein isolierendes (dielektrisches) Muster 42 und schließlich eine Reagensschicht 44 gedruckt sind. Das elektrische leitende Muster 38 liegt nur gegebenenfalls vor, aber dessen Vorliegen im Sensor ist bevorzugt, um den Gesamtwiderstand des Sensors zu verringern. Die Funktion der Reagensschicht ist es, Glucose, oder einen anderen Analyt, stöchiometrisch in eine chemische Spezies zu überfüh ren, die, bezogen auf den erzeugten Strom durch die Komponenten im Elektrodenmuster elektrochemisch messbar ist. Die zwei Teilstücke 39 und 40 des Elektroden-Druckstückes ergeben die zwei Elektroden, die zur elektrochemischen Bestimmung notwendig sind. Die Elektroden-Tinte, die ca. 14 μm (0,00055'') dick ist, enthält elektrochemisch aktiven Kohlenstoff. Die Komponenten der Leiter-Tinte sind in typischer Weise eine Mischung aus Kohlenstoff und Silber und ergeben einen niedrigen elektrischen Widerstandsweg zwischen den Elektroden und der Abmessung, über welche diese in operativer Verbindung stehen, über den Kontakt mit dem Leitermuster am Fischschwanz-Ende 45 des Sensors. Die typische Dicke der gesamten Struktur beträgt 6 μm (0,00025''). Die Funktion des dielektrischen Musters ist es, die Reproduzierbarkeit der Sensor-Ablesung zu erhöhen, indem die Elektroden von der Testprobe außer in einer definierten Fläche 41 des Elektrodenmusters isoliert gehalten werden. Die definierte Fläche ist wichtig in diesem Typ der elektrochemischen Bestimmung, weil die gemessene Stromstärke sowohl von der Konzentration des Analyt als auch der Fläche der Elektrode abhängt, die der den Analyt enthaltenden Testprobe ausgesetzt wird. Eine typische dielektrische Schicht umfasst ein UV-gehärtetes Acrylat-modifiziertes Polyurethan, das ca. 10 μm (0,0004'') dick ist. Die typische Dicke der Elektrodenstruktur beträgt 6 μm (0,00025''). Der Deckel 46, der geprägt ist, um einen konkaven Raum 48 zu ergeben, und ein Punktloch aufweist, um einen Luftzug 50 zu ergeben, wird mit der Basis 36 durch Heißsiegeln verbunden. Die Basis und der Deckel werden zunächst angeordnet und dann mittels einer erhitzten Metallplatte miteinander verpresst, welche so geformt ist, dass ein Kontakt nur mit den flachen, nicht-geprägten Bereichen des Deckels 52 hergestellt wird. Die Schicht aus in Wasser dispergierbarem Polyurethan auf der Bodenoberfläche des Deckels wird dadurch geschmolzen und dient dazu, den Deckel 46 und die Basis 36 miteinander bei Kühlung zu verschmelzen. Die typische Temperatur für die erhitzte Platte beträgt 165°C, wobei der Druck 2200 p.s.i. beträgt. Indem der Deckel und die Basis unter diesen Bedingungen der Hitze und des Drucks 1 1/4 s lang gehalten werden, ergibt sich der gewünschte einheitliche Sensor mit dem Kapillarraum zur Aufnahme der fluiden Testprobe. Die Polyurethan-Schicht wird an die oberste dargelegte Schicht (das Dielektrikum 42 mit gepunkteten Kanten) der Basis unter den flachen Bereichen des Deckels gebunden. Alternativ dazu, sind die Kanten des Dielektrikums geringfügig verengt (dargestellt durch eine dielektrische Schicht 42 mit festen Kanten), wodurch es ermöglicht wird, dass das Polyurethan an das Material des Elektroden-Druckmusters 40 gebunden wird. Dies stellt eine be vorzugte Konfiguration dar, weil die Bindungsfestigkeit zwischen dem Polyurethan-Klebstoff und der Elektroden-Tinte größer als diejenige zwischen dem Klebstoff und dem dielektrischen Material ist, um einen leckdichteren Kapillarraum zu ergeben.
  • Geeignete Materialien für die isolierende Basis schließen Polycarbonat, Polyethylen und dimensionsstabile Vinyl- und Acrylpolymere sowie Polymergemische wie Polycarbonat/Polyethylenterephthalat ein. Der Deckel ist in typischer Weise aus einem verformbaren polymeren Plattenmaterial wie aus Polycarbonat oder aus Polyethylenterephthalat oder Glykol-modifiziertem Polyethylenterephthalat mit prägbarer Beschaffenheit gefertigt, wogegen die dielektrische Schicht aus einem Acrylat-modifizierten Polyurethan, das durch ultra-violettes (UV)-Licht härtbar ist, einem Polyurethan, das durch UV-Licht oder Feuchtigkeit härtbar ist, oder aus einem Vinylpolymer hergestellt sein kann, das in der Wärme härtbar ist.
  • Die Schicht aus in Wasser dispergierbarem Polyurethan auf der Unterseite des Deckels dient dazu, die hydrophile Natur des Kapillarraums zu erhöhen und dessen enges Haften an die Basis entweder durch Bindung an die dielektrische Schicht oder an das Elektrodenmaterial zu erleichtern.
  • Durch die vorliegende Erfindung lässt sich der geprägte Deckel (46, 1) leicht zur Anwendung bringen, im Gegensatz zur Anwendung eines Abstandshalters wie in den Sensorelementen des Standes der Technik, in denen, anstatt der Prägung, die zwei Seiten des Kapillarraums aus einem Ausschnitt in einem Abstandshaltermaterial gebildet sind, welcher ebenfalls einen druckempfindlichen Klebstoff aufweist, um die Basis mit dem Abstandshalter und den Abstandshalter mit dem Deckel zu verkleben. Durch die Anwendung des geprägten Deckels wird es ermöglicht, die Verwendung eines Extrateilstücks, d. h. des Abstandshalters, und einer Anzahl von Verarbeitungsstufen zu vermeiden. Die Stufen, die beim Zusammenbau des einen Abstandshalter aufweisenden Sensors enthalten sind, sind:
    • i. Herstellung der vollständigen Elektrodenstrukturen, einschließlich der Reagensschicht, wobei ein Mittel zur Herbeiführung einer Dochtwirkung auf das Blut in den Kapillarraum in die oberste Schicht eingeschlossen werden muss;
    • ii. Zufügung einer zusätzlichen Schicht, die ein Mittel zur Herbeiführung einer Dochtwirkung auf das Blut in den Kapillarraum enthält, wobei diese Schicht vermieden werden kann, falls das Mittel in die Chemie-Schicht eingeschlossen ist;
    • iii. Matrizenschnitt eines Kapillarkanals in das Abstandshaltermaterial, welches in typischer Weise ein Laminat aus Freisetzerschicht/Linierschicht/Klebstoff/Abstandshaltermaterial/Klebstoff/Freisetzerlinierschicht ist;
    • iv. Abstreifen der Freisetzerlinierschicht von einer Seite des Abstandshaltermaterials und Befestigen des Abstandshalters auf der Basis; und
    • v. Abstreifen der Freisetzerlinierschicht und Zusammenbau des Deckels mit der anderen Seite des Abstandshalters.
  • Die vorliegende Erfindung ermöglicht die Herstellung eines Sensors durch:
    • i. Drucken der Elektroden auf das Basismaterial;
    • ii. Überziehen der unteren Oberfläche des Deckels mit der bifunktionalen Schicht;
    • iii. Prägen der Oberseite und der Seiten des Kapillarraums in den Deckel;
    • iv. Zusammenfügen des Deckels mit der Basis und Versiegeln durch Anwendung von Hitze und Druck.
  • Der bifunktionale Überzug ergibt gemäß der vorliegenden Erfindung einen nicht-klebrigen Klebstoff im Gegensatz zur Klebrigkeit eines druckempfindlichen Klebstoffes. Demzufolge braucht eine Freisetzungslinierschicht vor dem endgültigen Zusammenbau nicht aufgebracht und dann wieder entfernt zu werden, und es ergibt sich somit eine drastische Verringerung der Probleme im Zusammenhang mit einer Sensormontageausrüstung, die durch das Klebstoffmaterial beeinträchtigt wird. Demgemäss können die Sensoren der vorliegenden Erfindung durch Zusammenfügen einer Anordnung aus mehreren Deckeln mit einer entsprechenden Anordnung aus mehreren Basisstücken gefertigt werden, worauf die einzelnen Sensoren aus der Anordnung mit einem Prägeverfahren herausgeschnitten werden. Ein klebriger, druckempfindlicher Klebstoff wäre mit dieser Prägestufe wegen des Aufbaus von Klebstoff in den Matrizen unvereinbar und würde häufiges Reinigen und verlorene Produktionszeit bedingen.
  • Die in Wasser dispergierbaren Polyurethane schaffen gemäß der vorliegenden Erfindung die Befähigung, auf dem Deckelrohstoffmaterial in einem Muster aufgebracht und angeordnet zu werden, um eine nicht-klebrige Schicht unter Umgebungsbedingungen zu bilden. Sie können zum Verschmelzen der Basis bei einer Temperatur aktiviert werden, die hinreichend niedrig ist, um eine Beschädigung der Reagenzien in der Reagensschicht zu vermeiden, wobei eine gute Bindung mit geeigneten langlebigen Deckelmaterialien gebildet wird, um dadurch eine gute Lagerungsdauer zu ergeben. Der Überzug steigert auch die hydrophile Natur des Inneren des Kapillarraums wegen seiner ionomeren Eigenschaft, die vermutlich verursacht, dass die Oberfläche gemäß ihrer Eigenschaft deutlich ionisch ist. Auf der Grundlage dieser zweifachen Eigenschaften können die in Wasser dispergierbaren Polyurethane als ein bifunktionales Überzugsmaterial bezeichnet werden.
  • Die Reaktion eines Diisocyanats mit äquivalenten Mengen eines bifunktionellen Alkohols wie Glykol ergibt ein einfaches lineares Polyurethan. Diese Produkte eignen sich nicht zur Verwendung bei der Herstellung von Überzügen, Anstrichen und Elastomeren. Werden einfache Glykole zuerst mit Dicarbonsäuren in einer Polykondensationsreaktion zur Bildung langkettiger Polyesterdiole und diese Produkte, die im Allgemeinen ein Durchschnittsmolekulargewicht von 300 bis 2000 aufweisen, anschließend mit Diisocyanaten umgesetzt, ist das Ergebnis die Bildung von Polyesterurethanen mit hohem Molekulargewicht. Polyurethan-Dispersionen sind im Handel seit 1972 wichtig. Polyurethan-Ionomere eignen sich strukturell zur Herstellung wässriger Zwei-Phasen-Systeme. Jene Polymeren, die hydrophile ionische Stellen zwischen hauptsächlich hydrophoben Ketten-Segmenten aufweisen, sind selbstdispergierend und bilden, unter günstigen Bedingungen, stabile Dispersionen in Wasser ohne die Einwirkung von Scherkräften und in der Abwesenheit von Dispergiermitteln. Ein Verfahren zur Herstellung kationischer Urethane erfolgt durch Reaktion eines Dibromids mit einem Diamin. Enthält eine dieser Komponenten ein langkettiges Polyether-Segment, wird ein Ionomer erhalten. Alternativ dazu, können Polyammoniumpolyurethane hergestellt werden, indem zuerst ein Polyurethan, das tertiären Stickstoff enthält, hergestellt und dann die Stickstoffatome in einer zweiten Stufe quaterniert werden. Ausgehend von Polyether-basierten NCO-Präpolymeren werden segmentierte quaternäre Polyurethane erhalten. In ähnlicher Weise können kationische Polyurethane mit tertiären Sulfoniumgruppen hergestellt werden, wenn t-Aminoglykol durch Thiodiglykol ersetzt wird. Der ionische Rest oder seine Vorstufe können auch das Diisocyanat oder Teil eines langkettigen Polyetherdiols sein.
  • Zum Erhalt anionischer Polyurethane werden gewöhnlich Diole, die eine Carbonsäure oder eine Sulfonatgruppe aufweisen, eingeführt und die sauren Gruppen anschließend, z. B. mit tertiären Aminen, neutralisiert. Sulfonatgruppen werden gewöhnlich über ein Diaminoalkansulfonat aufgebaut, da diese Verbindungen in Wasser löslich sind und die Reaktion mit NCO-Präpolymeren durch Wasser nicht gegenläufig beeinflusst wird. Die sich ergebenden Polyurethan-Harze weisen eingebaute ionische Gruppen auf, die me chanische und chemische Stabilität sowie gute Filmbildungs- und Klebeeigenschaften ergeben.
  • Die wichtigste Eigenschaft von Polyurethan-Ionomeren ist deren Fähigkeit, stabile Dispersionen in Wasser spontan unter bestimmten Bedingungen zu bilden, um ein binäres Kolloidal-System zu ergeben, worin eine diskontinuierliche Polyurethan-Phase in einer kontinuierlichen wässrigen Phase dispergiert ist. Der Durchmesser der dispergierten Polyurethan-Partikel kann von ca. 10 bis 5.000 nm schwanken.
  • Lösungen von Polyurethan-Ionomeren in polaren Lösungsmitteln wie Aceton, Methylethylketon und Tetrahydrofuran bilden spontan Dispersionen, wenn Wasser eingerührt wird. Das organische Lösungsmittel kann dann abdestilliert werden, um Lösungsmittel-freie Sole und Latices der Ionomeren zu ergeben. Abhängig von der Gehaltsmenge ionischer Gruppen und der Konzentration der Lösung, wird die Ionomer-Dispersion durch Ausfällung der hydrophoben Segmente oder durch Phasenumkehrungen der anfänglich gebildeten inversen Emulsion gebildet.
  • Zur Überführung einer organischen Lösung in eine wässrige Dispersion wird ein Polyester mit einem Molekulargewicht von 2.000 auf Basis von Adipinsäure mit überschüssigem Hexamethylendiisocyanat umgesetzt, um ein NCO-terminiertes Präpolymer zu ergeben. Nach der Zugabe einer äquimolaren Menge von N-Methyldiethanolamin, gelöst in Aceton, steigt die Viskosität an, während die Polyaddition voranschreitet. Mit dem Viskositätsanstieg werden zusätzliche Mengen an Aceton zugegeben, um die Mischung rührbar zu halten. Das tertiären Stickstoff enthaltende segmentierte Polyurethan wird nun mit Dimethylsulfat quaterniert. Die Bildung des Polyurethan-Ionomers führt zu einem weiteren Anstieg der Viskosität. Die ionischen Zentren lagern sich in ähnlicher Weise zusammen wie diejenigen von Seifen in Paraffinöl bei einem erkennbaren Anstieg des Molekulargewichts. Wird Wasser langsam zu solch einer Ionomer-Lösung gegeben, sinkt die Viskosität während der Zugabe der ersten wenigen mL Wasser ab. Offenbar ist die ionische Zusammenlagerung reversibel, und jegliches vorhandene Wasser setzt die ionische Zusammenlagerung herab, um eine klare Lösung zu ergeben, worin das Ionomer molekular dispergiert vorliegt. Je mehr Wasser zugegeben wird, steigt die Viskosität erneut an, obwohl die Konzentration des Polymers absinkt. Dies stellt die erste Phase der Bildung der Dispersion dar. Weitere Zugabe von Wasser erzeugt eine Trübung, was den Beginn der Bildung einer dispergierten Phase anzeigt. Weitere Wasserzugabe erhöht die Trübung, und schließlich fällt die Viskosität ab, da, wegen des weiteren Absinkens der Aceton-Konzentration, die Agglomerate umgelagert worden sind, um Mikrokugeln zu bilden. In diesem Zustand gibt es eine kontinuierliche Wasser-Phase und eine diskontinuierliche Phase aus Polyurethan-Partikeln, die durch Aceton gequollen sind.
  • Die Endstufe zur Herstellung der wässrigen Dispersion stellt die Beseitigung von Aceton durch Destillation dar. Die Trübung steigt an, und die Viskosität sinkt ab, weil sich die Polymerkette wieder aufwickelt oder schrumpft.
  • Die physikalischen Eigenschaften der Dispersion hängen von einer Vielzahl von Parametern wie der chemischen Zusammensetzung, dem Typ und der Menge der ionischen Gruppen, dem Molekulargewicht und dem Herstellverfahren ab. Der Durchmesser der Partikel schwankt von ca. 10 nm bis 5 μm, und das Aussehen der Dispersion kann zwischen einem opaken durchscheinenden Sol und einer milchigen weißen Dispersion schwanken. Die Viskosität und die rheologischen Eigenschaften können auch in weiten Grenzen schwanken, einschließlich einer Viskosität vom Bingham-Typ und Rheopexie.
  • Ionomere sind ausgezeichnete Dispergiermittel. Das Aceton-Verfahren funktioniert gut, sogar wenn nur ein Bruchteil des Polyurethans ionisch ist, da dieser Teil des Materials die Außenschale der relativ groben Latexpartikel bildet.
  • Das obige Verfahren zur Herstellung von Polyurethan-Dispersionen ist universell; alle linearen Polyurethane, die in organischen Lösungsmitteln synthetisiert werden können, können mit ionischen Gruppen modifiziert werden. Wegen seines niedrigen Siedepunkts und seiner niedrigen Toxizität ist Aceton besonders geeignet zur Herstellung von Polyurethan-Dispersionen.
  • Konstruktion und Zusammenbau eines Sensors gemäß der vorliegenden Erfindung werden nun gemäß dem folgenden allgemeinen Beispiel durchgeführt und angegeben:
  • Allgemeines Beispiel
  • In diesem Beispiel wird eine große Zahl von Sensor-Deckeln aus einem aufgerollten Blatt aus Polycarbonat gefertigt, das abgerollt worden ist, um eine flache Oberfläche zu ergeben. Dieses Blatt wird als das Deckelrohstoffmaterial bezeichnet, da es die Quelle einer Vielzahl von Deckeln darstellt.
  • Eine bifunktionale Überzugslösung, umfassend eine wässrige Polyurethan-Dispersion, wird auf der einen Seite eines Polycarbonat-Blattes (0,0075''/175 μm dick) mit einem mit Draht umwickelten Stab oder einem Überziehgerät mit Schlitz-Matrize ausgebreitet und an der Luft getrocknet. Die getrocknete Überzugsdicke liegt im Bereich von 0,0007'' bis 0,002'' (17 μm bis 50 μm), wobei die nasse Überzugsdicke im Bereich von 0,0014'' bis 0,005'' (35 μm bis 125 μm) für einen typischen Feststoffgehalt von 40 bis 50% liegt. Die Trocknung kann bei Umgebungstemperatur oder verschärft unter einem Luftstrom bei 70°C erfolgen. Die bifunktionale Schicht weist etwas Klebrigkeit für eine kurze Zeitdauer nach der Trocknung auf, und bei erneuter Aufwicklung des Blattes werden ein temporäres Liniermittel oder ein Zwischenblatt in Kontakt mit dem Überzug eingebracht, wobei der Überzug in Kontakt mit dem Liniermittel des Polycarbonats vorliegt. Nach einer Dauer von einigen Stunden geht die anfängliche Klebrigkeit verloren, und es wird ermöglicht, dass das Deckelrohstoffmaterial aus Polycarbonat ohne Beschädigung des Überzugs abgerollt werden kann. Geeignete Materialien für das Liniermittel sind Polyolefine oder Polyethylenterephthalat in einer Dicke von 0,001 bis 0,003'' (25 bis 75 μm).
  • Die nächste Stufe des Verfahrens beinhaltet die Prägung konkaver Flächen in den Deckeln und das Stanzen verschiedener Löcher im Polycarbonat- Blatt zur Registrierung und Spurenbildung. Das Blatt wird dann in Längsrichtung gespalten, um ein Band von Sensor-Deckeln in einer Linie zu ergeben, die dann aufgerollt wird. Es ist wesentlich, dass der Klebstoff nicht-klebrig ist, so dass er weder an den Präge- und Stanzwerkzeugen noch an der verkehrten Seite der Polycarbonat-Unterlage klebt, während er in Bandform aufgerollt vorliegt. Es ist ebenfalls wesentlich, dass der Klebstoff keine Ablagerungen aus Gummi auf den Stanz- oder Prägewerkzeugen bildet, was häufiges Reinigen erforderlich machen würde.
  • Das Rohstoffmaterial der Basis, das in typischer Weise aus Polycarbonat besteht, wird mit verschiedenen Tinten zur Bildung der Elektroden bedruckt und dann mit einer dielektrischen Schicht in einem vorbestimmten Muster überzogen, und zwar so, dass eine gewünschte Oberfläche der Elektrode freigelegt bleibt. Das bifunktionale Material muss am dielektrischen Material kleben, wenn der Deckel direkt mit der dielektrischen Schicht zusammengebracht wird. Zum Zusammenbau des Deckel-Rohstoffmaterials mit der Basis wird das kontinuierliche Band aus dem Deckel-Rohstoffmaterial abgewickelt und durch einen speziellen Laminator geleitet, wo es registriert und dann mit einem Streifen aus dem Basis-Rohstoffmaterial unter der Einwirkung von Hitze und Druck vereinigt wird. Das Heißsiegelverfahren sollte ca. 1 s lang dauern, was einen Klebstoff mit der Befähigung zur sehr raschen Bildung einer starken und festen Bindung erforderlich macht. Nach dem Heißsiegeln wird das kontinuierliche Laminatband auf eine Spule aufgewickelt.
  • Um die jeweiligen Sensoren aus dem Laminatband einzeln herzustellen, wird das Laminat durch ein Stanzgerät geleitet, worin die einzelnen Sensoren aus dem Band gestanzt und dann in eine Puffer-Zubereitung gegeben werden, um in eine Folien-Blisterpackung (Durchdrückpackung) zur Lagerung eingebracht zu werden. Hierbei ist es wiederum wesentlich, dass der Klebstoff nicht gummiartig wird oder im Kalten auffließt und Ablagerungen im Stanzmechanismus bildet. Ebenfalls ist es wesentlich, dass der Klebstoff frei von Klebrigkeit bleibt, so dass der Sensor nicht mit dem Stanzwerkzeug verklebt und zuverlässig in den und aus dem Puffer in die Blisterpackung übertragen wird, aus welcher er später wieder freigesetzt werden muss. Demzufolge muss der Schmelzpunkt des Überzugs hoch genug liegen, um ein zufälliges Schmelzen und eine sich ergebende Klebrigkeit durch Reibungserwärmung beim Schmelzverfahren zu verhindern. Ferner muss die Verbindungsstärke des Klebstoffes zwischen dem Rohstoffmaterial aus dem Deckel und der Basis fest und stark genug sein, um Delaminierungsschälkräften zu widerstehen, die beim Stanzvorgang auftreten.
  • Im bevorzugten Verfahren zur Anwendung der Sensoren werden diese in einer kreisförmigen Scheibe verpackt, die zehn individuelle Abteilungen (Blister) in radial sich erstreckender Anordnung aufweist. Die Scheibe ist aus einem Laminat aus Aluminiumfolie/Kunststoff hergestellt und versiegelt, um den Sensor von Umgebungsfeuchte und weiteren Sensoren bei einem Bersten der Folienabdeckung isoliert zu halten, wobei die Scheibe innerhalb eines speziell konstruierten Geräts montiert wird. Der Sensor wird durch ein Trocknungsmittel trocken gehalten, das im Inneren der einzelnen Abteilungen angeordnet wird. Zur Freisetzung eines Sensors wird ein Messer durch die geborstene Folie hindurch in eine individuelle verlängerte Abteilung hinein an dem Ende, das zur Scheibennabe am nächsten liegt, betätigt und dann in radialer Richtung hin zum Umkreis des Blisters bewegt. Dadurch betätigt das Messer das hintere Ende (den Fischschwanz) des Sensors in diesem Abteil. Die radiale Führung des Messers drückt den Sensorstreifen durch die geborstene Folie und durch Teile des Geräts so heraus, dass die Nase des Sensors aus dem Gerät vollkommen herausragt und zur Aufnahme einer fluiden Testprobe, z. B. von Blut, bereit ist. Für diese Stufe ist es wesentlich, dass die Bindung zwischen der Basis und dem Deckel des Sensors den Scherkräften widersteht, die erzeugt werden, wenn der Sensor durch die Folie herausbricht. Dieses Verfahren zur Bereitstellung eines zum Einsatz bereiten Sensors ist vollständiger in US 5,575,403 beschrieben.
  • Schließlich gelangt die Sensorspitze, die die Öffnung hin zum Kapillarraum aufweist, in Berührung mit einem kleinen Tropfen der fluiden Testprobe, die in typischer Weise Blut ist, das durch einen Stich in den Finger erzeugt wird. Das Blut wird rasch in den Kapillarraum gezogen, wo die Wechselwirkung mit dem Enzym in Gang gesetzt wird, und es wird dem Gerät signalisiert, seinen zeitlichen Ablauf in Gang zu setzen. Es ist wesentlich, dass das Blut sehr rasch in den Kapillarraum gezogen wird, und zwar unabhängig von dessen räumlicher Orientierung, damit der zeitliche Ablauf in Gang gesetzt wird.
  • Der bifunktionale Überzug beruht gemäß der vorliegenden Erfindung auf einem in Wasser dispergierbaren Polyurethan, das wie vorher beschrieben hergestellt wird. Eine besonders geeignete Formulierung ist Dispercoll U 53 BC, von Bayer AG, das ein lineares aliphatisches Polyesterurethan auf Basis von Hexamethylendiisocyanat (HDI) und Isophorondiisocyanat (IPDI) in wässriger Dispersion mit einem mittleren Partikelgröße von 100 nm ist. Dieses Produkt, dessen Prozent-Gesamtgewicht der Feststoffe in wässriger Dispersion 40 ± 1 beträgt, weist eine Viskosität bei 73°F/23°C (cps/mPa) (Brookfield LVF, Spindel 2, 30 U/min) von <600 auf. Die weiße flüssige Dispersion weist ein spezifisches Gewicht von 1,2 g/cm3 auf, und das Polymer ergibt einen hohen Kristallisationsgrad. Das spezifische Gewicht der Dispersion beträgt 1,1, ihr pH-Wert beträgt 7, und sie trägt eine anionische Partikelladung. Die Hersteller empfehlen, die Dispersion bei einem pH-Wert von 6 bis 8 zu halten, da saure oder hochalkalische Bedingungen einen Verlust der Eigenschaften wegen eines hydrolytischen Abbaus des Polymers verursachen können.
  • Dispercoll U, der Handelsname für einen Bereich wässriger, kolloidaler Dispersionen von Hydroxylpolyurethanpolymeren mit hohem Molekulargewicht, ist zur Anwendung in der vorliegenden Erfindung bevorzugt. Weil sie durch das vorher beschriebene Ionomer-Verfahren hergestellt werden, enthalten diese Dispersionen nur geringe Mengen Emulgatoren, wobei sie immer noch eine ausgezeichnete mechanische und chemische Stabilität ergeben.
  • Verschiedene weitere Materialien können mit der Urethan-Dispersion kombiniert werden, um die Klebeeigenschaften und die Hydrophilie zu erhöhen, was zur Herstellung der Sensoren nützlich ist. Die Zugabe von oberflächenaktiven Mitteln steigert die Benetzbarkeit der Oberfläche des getrockneten Polyurethan-Films, um die Befähigung der Testflüssigkeiten wie von Blut zum Eintritt in den Kapillarraum zu begünstigen. So eignet sich die Zugabe von oberflächenaktiven Mitteln wie des Natriumsalzes eines Octylphe noxypolyethoxyethylsulfats (Triton® W30), einer Fluorkohlenstoffverbindung wie eines Aminperfluoralkylsulfonats (FluoradTM FC 99), eines Kaliumsalzes eines Fluoralkylcarboxylats (FluoradTM FC 129) oder eines anionischen oder neutralen Fluoroberflächenmittels wie von Zonyl® FSA oder Zonyl® FSN zur Begünstigung der Befähigung des Kapillarraums, Testfluid einzuziehen, und zur Vermeidung von Mängeln beim Überziehverfahren durch Verbesserung der Benetzung des Substrats. Es gibt einen optimalen Konzentrationsbereich für jedes oberflächenaktive Mittel, d. h., mit welchem eine gute hydrophile Natur im Kapillarraum des Sensors bereitgestellt, die Bindungsfestigkeit zwischen dem Deckel und der Basis aber nicht verringert wird. Die Konzentrationen betragen in typischer Weise 0,05 bis 0,2 Gew.-% der Polyurethan-Dispersion.
  • Es können ein Sekundärpolymer oder Copolymer wie Airflex® 400, ein Vinylacetat-Ethylen-Copoylmer, Elvace® 40705 oder 40722 in Mengen bis zu ca. 33 Gew.-% der Dispersion zugefügt werden, um die Bindung zwischen dem Deckel und der Schicht aus dem dielektrischen Material zu verstärken. Vinylacetat-Copolymere, wie Flexbond® 150 von Air Products, können ebenfalls in Mengen bis zu ca. 10 Gew.-% der Dispersion angewandt werden, um die Bindungsfestigkeit zwischen dem Deckel und der dielektrischen Schicht zu erhöhen. Dies trifft ganz besonders zu, wenn die dielektrische Schicht Silicon-Additive als Entschäumer enthält.
  • Verdicker, wie Acrysol RM-8, das ein Polyurethan-Assoziativ-Verdicker ist, können ebenfalls zur Dispersion gegeben werden, um ihre Viskosität zum leichteren Überziehen zu erhöhen und einen Bruch der Polyurethan-Schicht beim Trocknen zu verhindern. Ein Färbemittel, wie Erioglaucine von Sigma Chemical Company, ein wasserlöslicher blauer Chromophor, kann dem Überzugsmaterial als Mittel zur Sichtbarmachung zugefügt werden. In der folgenden Tabelle A sind acht Formulierungen für den bifunktionalen Überzug angegeben, der sich zur Herstellung des Sensor eignet, mit welchem die vorliegende Erfindung befasst ist.
  • Tabelle A
    Figure 00140001
  • Die vorliegende Erfindung wird nun durch die folgenden Beispiele noch weiter erläutert:
  • Beispiel I – In Wasser dispergierbares Polyurethan U53 als die bifunktionale Schicht
  • Die Komponenten wurden in der in Tabelle 1 angegebenen Reihenfolge unter gründlichem Vermischen zusammengebracht:
  • Tabelle 1
    Figure 00140002
  • Die Lösung wurde einige h lang stehen gelassen, um eingeschlossene Blasen entweichen zu lassen, worauf sie auf ein Blatt aus Polycarbonat (0,0075''/190 μm dick) mit einem #38 Draht-umwickelten Stab aufgebracht wurde, um eine nasse Dicke von 0,0013 inch zu ergeben. Nach Trocknung bei 50°C über 3 min unter einem auf 60°C erhitzten Luftstrom war der Film aus der trockenen Zusammensetzung 0,0013 inch/35 μm dick. Dieser Film war klebrig, konnte aber mit einem Zwischenblatt aus Polyethylen aufgerollt werden. Nach einer Zeitspanne von einigen h wurde dieses Zwischenblatt ohne Beschädigung des Films beseitigt, und es blieb eine glatte, nicht-klebrige Oberfläche zurück. Dieses Material wurde dann in mechanischen Werkzeugen gestanzt und geformt, um die geprägte konkave Gestalt des Deckels zu erzeugen, wie dar gestellt in 1. Eine isolierende Basis aus Polycarbonat wurde nacheinander mit den folgenden Tinten bedruckt: einem Leitermuster unter Verwendung einer polymeren Dickfilmzusammensetzung 5085 von duPont, einem dielektrischen Muster unter Verwendung einer polymeren Dickfilmzusammensetzung 7102T, ebenfalls von duPont, und mit einem dielektrischen Muster unter Verwendung von RDMSK 4954 von Norcote. Dieses Dielektrikum enthält im Normalfall eine kleine Menge des oberflächenaktiven Mittels Silwet® 77. Für Versuchszwecke wurden einige Drucke ohne dieses oberflächenaktive Mittel hergestellt. Das geprägte Deckel-Rohstoffmaterial wurde mit dem entsprechenden Bereich des Basismaterials angeordnet und mit einer heißen Platte bei einer Temperatur von 165°C unter Anwendung von ca. 2000 p.s.i. 1 s lang in der Hitze gesiegelt. Das Deckel-Rohstoffmaterial wurde direkt mit dem dielektrischen Überzug auf der Basis verschmolzen.
  • Der endgültig hergestellte Sensor wurde in senkrechter Richtung mit nach unten gerichteter Kapillaröffnung montiert, und es wurde ein kleiner Bluttropfen (7 μL) nach oben gezogen, um die Öffnung gerade zu berühren. Die Zeit, die das Blut brauchte, um in senkrechter Richtung nach oben von vorne nach hinten in der Kapillare (über einen Abstand von 4 mm) zu fließen, wurde mit einer Video-Kamera gemessen. Die Befüllungszeiten sind in Tabelle 2 angegeben.
  • Zur Messung der Schälfestigkeit der Bindung zwischen dem Deckel und der dielektrischen Schicht auf der Basis wurde eine gesiegelte Fläche von 0,2 inch × 0,4 inch zwischen dem Deckelrohstoff und der Basis herangezogen, wobei die Basis festgehalten und der Deckelrohstoff bei einem Winkel von 90° abgeschält wurden. Die mittlere Kraft in p.l.i. (pounds per linear inch), die notwendig ist, um dies durchzuführen, wurde gemessen und ist ebenfalls in Tabelle 2 angegeben.
  • Tabelle 2
    Figure 00150001
  • In diesem Versuch wies die Basis keine Reaktionsschicht auf. Trotzdem zeigte sich eine starke Bindungsfestigkeit und eine sehr rasche Füllzeit über den Lagerungsbedingungsbereich von 4° bis 40°. Der Einschluss des o berflächenaktiven Mittels Silwet® L-77 in der dielektrischen Schicht hatte eine vernachlässigbare Wirkung.
  • Beispiel 2 – In Wasser dispergierbares Polyurethan, kombiniert mit dem Sekundärpolymer Flexbond® 845
  • Der Film wurde hergestellt und wie im vorherigen Beispiel mit den in Tabellen 3 und 4 angegebenen Ergebnissen getestet. Die Testergebnisse zeigen eine gute Bindungsfestigkeit und ein raschen Befüllen mit Blut sogar bei einem hohen Hämatokrit-Wert, wenn dieses bei Kühlschranktemperaturen gelagert wird. Das Vinyl-Acrylat-Copolymer liegt lediglich gegebenenfalls zusammen mit dem in der vorliegenden Erfindung verwendeten bifunktionalen Überzugsmaterial vor. Es kann in vorteilhafter Weise in Situationen wie denjenigen angewandt werden, in denen die dielektrische Schicht eine lange beständige Bindung mit dem Polyurethan bildet.
  • Tabelle 3
    Figure 00160001
  • Tabelle 4
    Figure 00160002
  • Beispiel 3 – In Wasser dispergierbares Polyurethan U53 mit dem oberflächenaktiven Mittel Triton® W30
  • Dieser Film wurde wie in den vorherigen Beispielen mit den Komponenten hergestellt, die in der angegebenen Reihenfolge zugegeben wurden. Die Befüllungszeiten mit dem hochgestellten Index 1 entsprechen Sensoren ohne die Reagensschicht, die nach 10 Wochen getestet wurden. Diejenigen Sensoren mit dem hochgestellten Index 2 wiesen Reagensschichten aus Glucoseoxidase/Kaliumferricyanid in Poly(ethylenoxid) unterhalb der dielektrischen Schicht auf und waren teilweise durch die Öffnung in dieser Schicht hin durch freigelegt. Die Ergebnisse dieses Versuchs sind in Tabellen 5 und 6 angegeben:
  • Tabelle 5
    Figure 00170001
  • Tabelle 6
    Figure 00170002
  • Diese Daten belegen die hohe Bindungsfestigkeit und die raschen Füllzeiten unter allen getesteten Lagerungsbedingungen, sogar mit Blut mit einem extrem hohen Hämatokrit-Wert. Das Vorliegen eines oberflächenaktiven Mittels im Dielektrikum verursacht eine geringfügige Verbesserung bei den Befüllungszeiten. Dieses Beispiel belegt die guten Befüllungszeiten für Blut mit sowohl normalem als auch hohem Hämatokrit-Wert, sogar nachdem der Sensor Belastungen ausgesetzt war. Vier Vergleichssensoren mit einer Reagensschicht wurden unter Verwendung eines Deckel-Rohstoffmaterials zusammengebaut, das wie beschrieben gestanzt und geformt worden war, das aber den bifunktionalen Überzug nicht aufwies. Diese Sensoren wurden durch doppelseitiges Klebeband zusammengehalten. Die Befüllungszeit für diese frisch hergestellten Sensoren betrug mehr als 11 s, wodurch angezeigt ist, dass der bifunktionale Überzug bei der vorliegenden Erfindung zur raschen Befüllung des Kapillarraums entscheidend ist.
  • Beispiel 4 – In Wasser dispergierbares Polyurethan U53, kombiniert mit dem Sekundär-Copolymer Airflex® 400, einer Vinyl-Ethylen-Emulsion, und Fluorad® FC99
  • Der Film wurde wie im ersten Beispiel hergestellt und getestet, mit der Ausnahme, dass die Basis eine Reaktionsschicht über den gedruckten Elektroden aufwies. Die Ergebnisse sind in Tabellen 7 und 8 angegeben:
  • Tabelle 7
    Figure 00180001
  • Tabelle 8
    Figure 00180002
  • Die Daten aus den Tabellen 7 und 8 belegen, dass die Kombination mit einem weiteren oberflächenaktiven Mittel und mit einem weiteren Sekundärpolymer ausgezeichnete Befüllungszeiten mit Blut mit normalem und hohem Hämatokrit-Wert ergibt, ohne dass eine Aufbewahrung im Kühlschrank erforderlich ist.
  • Beispiel 5 – In Wasser dispergierbares Polyurethan U54, kombiniert mit Elvace® 40722, einer Vinylacetat-Ethylen-Emulsion, mit Flexbond® 150, einer druckempfindlichen Allzweck-Emulsion auf Basis von Polyvinylacetat, und mit dem oberflächenaktiven Mittel FluoradTM FC129
  • Die unter Verwendung dieser Formulierung ermittelten Daten sind in den Tabellen 9 und 10 angegeben:
  • Tabelle 9
    Figure 00190001
  • Tabelle 10
    Figure 00190002
  • Dieses Beispiel belegt das ausgezeichnete Leistungsvermögen mit einem weiteren unterschiedlichen wasserlöslichen Polyurethan.

Claims (20)

  1. Elektrochemischer Sensor zum Nachweis eines Analyts in einer fluiden Testprobe, welcher umfasst: a) eine isolierende Basisplatte; b) eine Elektrodenschicht auf der genannten Basisplatte in operativer Verbindung mit einem Enzym, das mit dem Analyt reagiert, um bewegliche Elektronen zu erzeugen; und c) einen Deckel aus verformbarem Material, das geprägt worden ist, um eine konkave Fläche in einem Teilbereich davon zu ergeben, die den konkaven Teilbereich in solch einer Konfiguration umgibt, dass, beim Zusammenfügen mit der Basis, der Deckel und die Basis einen Kapillarraum bilden, in welchem das Enzym zum direkten Kontakt mit der fluiden Testprobe verfügbar ist, die in den Kapillarraum durch Kapillarwirkung gezogen wird, worin der genannte Sensor eine polymere Schicht auf der Unterseite des Deckels aufweist, um die Bindung des Deckels an die Basis zu erleichtern, wenn diese zusammengefügt werden, und um die hydrophile Natur des Kapillarraums zu erhöhen.
  2. Sensor gemäß Anspruch 1, worin die polymere Schicht ein mit einem oberflächenaktiven Mittel stabilisiertes Polyurethan umfasst.
  3. Sensor gemäß Anspruch 1, worin die polymere Schicht ein in Wasser dispergierbares Polyurethan-Ionomer umfasst.
  4. Sensor gemäß Anspruch 3, worin das Polyurethan-Ionomer anionisch ist.
  5. Sensor gemäß Anspruch 4, worin das Polyurethan-Ionomer ein lineares aliphatisches Polyesterurethan auf Basis von Hexamethylendiisocyanat und Isophorondiisocyanat ist.
  6. Sensor gemäß Anspruch 1, worin das Polymer ein Vinylacetat-Ethylen-Copolymer ist.
  7. Sensor gemäß Anspruch 1, worin eine elektrisch leitende Schicht auf der Oberfläche der isolierenden Basisplatte und die Elektrodenschicht auf der Oberfläche der leitenden Schicht und in elektrisch leitfähigem Kontakt damit vorliegen.
  8. Sensor gemäß Anspruch 1, worin der Deckel mit der Basis unter direktem Kontakt zwischen dem Deckel und der Basis zusammengefügt sind, die an der Elektrodenoberfläche und der Unterseite des Deckels vorliegt.
  9. Sensor gemäß Anspruch 1, worin eine Schicht aus dielektrischem Material, das gemustert ist, über der Elektrodenschicht so vorliegt, dass nur ein Teilbereich der Elektrode, wie dies durch das Muster der dielektrischen Schicht vorbestimmt ist, zum direkten Kontakt mit der fluiden Testprobe verfügbar ist.
  10. Sensor gemäß Anspruch 9, worin der Deckel so konfiguriert ist, dass seine Kanten mit der dielektrischen Schicht zusammenkommen.
  11. Sensor gemäß Anspruch 9, worin die dielektrische Schicht so konfiguriert ist, dass ein Teilbereich der Elektrodenschicht zurückbleibt, welcher zum direkten Kontakt mit der flachen Oberfläche des Deckels zur Verfügung steht.
  12. Sensor gemäß Anspruch 1, worin das Enzym eine Oxidoreduktase ist.
  13. Verfahren zur Herstellung eines elektrochemischen Sensors zum Nachweis eines Analyts in einer fluiden Testprobe, wobei: a) eine isolierende Basisplatte bereitgestellt wird, die auf ihrer Oberfläche eine Elektrodenschicht in operativer Verbindung mit einem Enzym aufweist, das mit dem Analyt zur Erzeugung beweglicher Elektronen reagiert, und b) die Basisplatte mit einem Deckel aus einem verformbaren Material zusammengefügt wird, wovon ein Teil eine konkave Fläche mit einer flachen Oberfläche umfasst, welche den konkaven Teilbereich in solch einer Konfiguration umgibt, dass, beim Zusammenfügen mit der Basis, der Deckel und die Basis einen Kapillarraum bilden, in welchem das Enzym zum direkten Kontakt mit der fluiden Testprobe verfügbar ist, und worin der Deckel eine polymere Schicht auf der Unterseite davon aufweist, um die Bindung des Deckels an die Basis zu erleichtern und die hydrophile Natur des Kapillarraums zu erhöhen, und c) die Basisplatte und der Deckel erhitzt werden, während Druck dazwischen angewandt wird, um die Basisplatte mit dem Deckel zu verschmelzen.
  14. Verfahren gemäß Anspruch 13, wobei eine Schicht aus dielektrischem Material, das gemustert ist, über der Elektrodenschicht so vorgelegt wird, dass nur ein Teilbereich der Elektrode, wie dieser durch das Muster der dielektrischen Schicht vorbestimmt wird, zum direkten Kontakt mit der fluiden Testprobe verfügbar ist.
  15. Verfahren gemäß Anspruch 13, wobei die dielektrische Schicht so konfiguriert wird, dass die flachen Oberflächen des Deckels lediglich mit der dielektrischen Schicht zusammenkommen.
  16. Verfahren gemäß Anspruch 13, wobei die dielektrische Schicht so konfiguriert wird, dass sie mindestens einen Teilbereich der Elektrodenschicht zurücklässt, welcher zum direkten Kontakt mit den flachen Oberflächen des Deckels freigelegt wird.
  17. Verfahren gemäß Anspruch 13, wobei die polymere Schicht auf der Unterseite des Deckels ein mit einem oberflächenaktiven Mittel stabilisiertes Polyurethan umfasst.
  18. Verfahren gemäß Anspruch 13, wobei die Polymerschicht ein in Wasser dispergierbares Polyurethan-Ionomer umfasst.
  19. Verfahren gemäß Anspruch 18, wobei das Polyurethan-Ionomer anionisch ist.
  20. Verfahren gemäß Anspruch 19, wobei das anionische Polyurethan-Ionomer ein lineares aliphatisches Polyesterurethan auf Basis von Hexamethylendiisocyanat und Isophorondiisocyanat ist.
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