CN109689881A - 由物理气相沉积制备的生物传感器电极 - Google Patents

由物理气相沉积制备的生物传感器电极 Download PDF

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Abstract

提供了生物传感器组件，其提供用于生物传感器，如血糖传感器的增强特性。该生物传感器组件包含基底、沉积在基底上的导电层和沉积在导电层上的电阻材料层。该导电层包括镍和铬，以使该导电层中的镍与铬的组合重量百分比为50至100重量%，其中该导电层中的镍的重量%为大于20重量%或其中电阻层的厚度小于20 nm。

Description

由物理气相沉积制备的生物传感器电极
发明背景。
技术领域
本发明大体上涉及电极，例如用于电极，如存在于生物传感器中的那些电极的物理气相沉积组件。更特别地，本发明涉及用非贵金属合金形成的电极，例如存在于生物传感器组件中的那些电极。
相关技术描述
用于分析生物样品的生物传感器正在变得越来越普遍。例如，随着世界人口中糖尿病病例的增加，对用于测量血糖的生物传感器的需要急剧增加。此类生物传感器通常被称为血糖仪，并通过让使用者将一滴血放在与血糖仪相关的试纸上来操作。该试纸配置成对血滴中的葡萄糖量具有反应性，使得血糖仪可以检测和显示使用者血液的葡萄糖水平。
用于血糖仪类型的生物传感器的试纸通常由在基底上形成的两个或更多个电极（例如工作电极和对电极）构成。此外，与生物样品反应的生物反应物，例如酶（例如葡糖氧化酶、葡糖脱氢酶等等），和介体（例如铁氰化物、钌络合物、锇络合物、醌类、吩噻嗪类、吩噁嗪类等等）将在一个或两个电极（例如工作电极）上形成。在血糖仪类型的生物传感器的操作中，将一滴血施加到试纸上。随后，将在工作电极上发生与血液中葡萄糖量成比例的电化学反应。更详细而言，葡萄糖首先与生物反应物，例如酶（葡糖氧化酶、葡糖脱氢酶等等），有时为酶辅因子（PQQ、FAD等等）反应，并被氧化成葡糖酸。该生物反应物——例如酶、辅因子或酶-辅因子复合物——临时被两个从葡萄糖转移至酶、辅因子或酶-辅因子复合物的电子还原。接着，被还原的生物反应物（例如酶、辅因子或酶-辅因子复合物）与该介体反应，在该介体以单电子过程被还原的情况下将单个电子转移至两种介体物类（分子或复合物）的每一种。当该介体物类被还原时，该酶、辅因子或酶-辅因子复合物由此返回其原始氧化态。随后，被还原的介体扩散至电极表面，在那里将预先确定的和足够氧化性的电位施加到生物传感器上，使得还原介体被氧化回其原始氧化态。测量由生物传感器氧化该介体物类所生成的电流，并且其与血液中葡萄糖的量成比例地相关。
工作电极的品质在精确测量血液的葡萄糖水平方面起到重要的作用。具体而言，电极的电活性表面积的重现性、特定葡萄糖测量布置中电极的电子转移动力学的批次可重复性、以及电极材料在储存中的长期稳定性，使得在进行测定时由该电极产生的电化学信号是导致血糖试纸准确度提高的所有因素。特别地，重要的是最小化电极电活动所产生的电子信号以防止生物样品的测量和分析中的偏差或噪声。通常，这通过使用本质上为热力学惰性的电极材料（如金、钯、铂、铱等等）来实现。因此，大多数现行血糖仪使用由涂有钯、金或其它贵金属（通常为商业上可行的最纯形式）的基底形成的电极来充当工作电极，并且为了便于制造，通常用于对电极或组合的对电极与参比电极。此类贵金属具有与干扰物质最小程度的反应性，由此提供了提高的耐化学性以便进行一致和精确的测量。但是，在电极中使用此类贵金属的成本可能过高。
已经尝试使用由非贵金属形成的电极以降低生物传感器的制造成本。但是，此类非贵金属电极的电化学响应（例如剂量响应）通常明显偏离由贵金属形成的电极的电化学响应。因为在生物传感器的典型电压下运行时产生的高背景电流，非贵重材料通常不具有足以用于电化学试纸的阳极稳定性。此外，非贵重材料通常不具有与所需分析物的容易的异质电子转移。因此，用非贵金属形成的电极通常不足以用作许多类型的生物传感器的试纸中的贵金属的直接替代物。除了具有低电响应之外，对生物传感器电极而言同样合意的是与介体具有足够的电子转移动力学。虽然一些建议的非贵金属具有相对低的电化学响应（或合理的阳极稳定性），它们仍不具有可接受的与介体的电子转移动力学。
因此，需要一种能够提供一致和精确的测量，同时能够提供对使用贵金属（例如在生物传感器中）的成本有效的替代方案的电极。特别地，需要由非贵金属合金形成的电极，其可用于生物传感器组件以便一致和精确地测量生物样品。
发明概述
已经发现，当暴露于大气条件下时，非贵金属会发生老化现象，导致其用于生物传感器应用的性能改变。还已经发现，通过在基底膜上沉积非贵金属以形成导电层而形成的电极可以通过在用于生物传感器应用的导电层上沉积电阻材料的薄层来显著改善。还已经发现，通过在基底膜上沉积非贵金属形成的电极需要足够程度的机械鲁棒性以实现用于生物传感器应用的充足性能。由此，需要由非贵金属合金形成的电极，其可用于生物传感器组件以便一致和精确地测量生物样品，并且其具有良好的机械鲁棒性以允许加工并实现或保持电性能。
本公开的一个或多个实施方案可以涉及一种电极，其可以包含基底、至少一个沉积在基底上的非贵金属合金导电层、和至少一个沉积在非贵金属层上的电阻材料层。该导电层可以包含镍和铬，其中该导电层中镍与铬的组合重量百分比为该导电层总重量的至少大约50重量%。
在某些实施方案中，该导电层可以包含镍与铬，其中该导电层中镍与铬的组合重量百分比可以为该导电层总重量的至少60、或至少70、或至少80、或至少90、或至少95重量%。在一个实施方案中，该电阻材料层的厚度为小于20 nm。在某些实施方案中，该导电层可以以小于该导电层总重量的80重量%的量包含镍，并以大于该导电层总重量的20重量%的量包含铬。虽然本公开的大部分内容涉及用作生物传感器组件的电极，但是预期该电极也可用于其它最终用途应用。结果，本文中涉及用于生物传感器的电极的任何公开内容在本文中意在适用于可以合理地由本领域技术人员应用该技术的所有电极。
在第一方面，该导电层可以包含镍与铬，其中该导电层中镍与铬的组合重量百分比可以是等于100重量%的该导电层总重量的至少50、或至少60、或至少70、或至少80、或至少90、或至少95重量%，并且该电阻材料层的厚度为小于20 nm，其中该导电层中镍与铬的组合重量百分比为90至100重量%，且其中该电阻层的厚度为5至15 nm。
在第一方面的实施方案中，该电阻材料层包含无定形碳。在某些实施方案中，该电阻材料层是通过溅射沉积的无定形碳。在某些实施方案中，该电阻材料层是使用固体碳源通过溅射沉积的无定形碳。
在第一方面的实施方案中，该电阻材料层包含无定形碳，该导电层中铬的重量百分比为大约25至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。
在第一方面的实施方案中，该电阻材料层包含无定形碳，该导电层中铬的重量百分比为大于50至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。
在第一方面的实施方案中，该电阻材料层包含无定形碳，并且该电阻材料层具有5至15 nm的厚度。
在第二方面，该导电层可以包含镍与铬，其中该导电层中镍与铬的组合重量百分比可以是等于100重量%的该导电层总重量的至少50、或至少60、或至少70、或至少80、或至少90、或至少95重量%，并且其中该导电层包含等于100重量%的该导电层总重量的大于20重量%的铬。在第二方面的实施方案中，该基底具有25至500 µm的厚度，该导电层具有15至200nm的厚度，并且该电阻材料层具有5至200 nm、或5至100 nm的厚度。
在第二方面的实施方案中，基于等于100重量%的该导电层总重量，该导电层可以包含小于80重量%、或小于75重量%的镍，和大于20、或大于25重量%的铬，并且其中该导电层中镍与铬的总组合重量百分比为90至100、或95至100重量%。
在第二方面的实施方案中，该导电层中铬的重量百分比为大约25至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。在第二方面的其它实施方案中，该导电层中铬的重量百分比为大约30至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。在第二方面的进一步实施方案中，该导电层中铬的重量百分比为大约40至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。在第二方面的又一实施方案中，该导电层中铬的重量百分比为大约50至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。在第二方面的另一实施方案中，该导电层中铬的重量百分比为大于50至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。
在第二方面的实施方案中，该电阻层是无定形碳。在第二方面的一个实施方案中，该电阻层是无定形碳，该导电层中铬的重量百分比为大约25至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。在第二方面的另一实施方案中，该电阻层是无定形碳，该导电层中铬的重量百分比为大于50至大约95重量%，并且该导电层的余量基本为镍。在第二方面的实施方案中，该电阻层是无定形碳，并且该电阻材料层具有5至30 nm、或5至20 nm的厚度。
在本公开的某些实施方案中，该导电层可以通过物理气相沉积涂覆在该基底上，所述基底可以由本领域中所述和/或本文中所述任何聚合物的至少一种组成，所述聚合物包括但不限于聚碳酸酯、硅酮聚合物、丙烯酸类、PET、改性PET如PETG或PCTG、PCT、改性PCT、包含TMCD和CHDM的聚酯、PCCD或PEN。
在本公开的特定实施方案中，该电阻材料层可以包含沉积在导电层表面上的电阻材料的薄膜。术语“电阻材料”是指比导电层更具电阻性的材料，允许电流在施加恒定电位时流动，并且在成型为具有导电层和在该导电层上的电阻材料层的薄膜电极时，如通过1型线性扫描伏安试验所测定的那样，与仅具有导电层的类似电极相比提高该电极的阳极稳定性和/或提高电子转移动力学。
在某些实施方案中，该电阻材料层可以包含一种或多种选自碳、硅、硼、氧及其组合的元素。在某些实施方案中，该电阻材料层包含碳。在某些实施方案中，该电阻材料层包含无定形碳。在某些实施方案中，该电阻材料层是通过溅射沉积的无定形碳。在某些实施方案中，该电阻材料层是使用碳源通过溅射沉积的无定形碳。在某些实施方案中，该电阻材料层是在不同于用于沉积导电层的溅射步骤的单独溅射步骤中使用碳源通过溅射沉积的无定形碳（即并未进行导电层与碳层的共溅射）。
在某些实施方案中，该电阻层包含主要由sp2杂化碳、sp3杂化碳或其组合组成的无定形碳。在某些实施方案中，主要由sp2杂化碳、sp3杂化碳或其组合组成的无定形碳层可以使用以下技术/工艺来形成：Onoprienko, A. A., Shaginyan, L. R., Role ofmicrostructure in forming thin carbon film properties. Diamond Relat. Mater.1994, 3, 1132-1136；Onoprienko, A., In Carbon, The Future Material forAdvanced Technology Applications；Messina, G., Santangelo, S., Eds.; SpringerBerlin Heidelberg, 2006；或Cho, N. H.; Krishnan, K. M.; Veirs, D. K.; Rubin,M. D.; Hopper, C. B.; Bhushan, B.; Bogy, D. B. Chemical structure andphysical properties of diamond-like amorphous carbon films prepared bymagnetron sputtering. J. Mater. Res. 1990, 5, 2543-2554。
在本公开的某些实施方案中，该电阻材料层可以具有5至200 nm的厚度，该导电层可以具有15至200 nm的厚度，并且该基底可以具有25至500 µm的厚度。在某些实施方案中，该电阻材料层可以具有5至小于20 nm的厚度，该导电层可以具有15至200 nm的厚度，并且该基底可以具有25至500 µm的厚度。在某些实施方案中，该生物传感器组件还可以具有不超过20%、或不超过15%、或不超过10%、或不超过5、或0.01至20%、或0.01至15%、或0.01至10%、或0.01至5%的通过ASTM D1003测得的可见光透射率。
在本公开的某些实施方案中，该电阻材料层可以具有5至200 nm、或5至小于20 nm的厚度，该导电层可以具有15至200 nm的厚度，并且该基底可以具有25至500 µm的厚度，其中该生物传感器组件具有不超过20%的可见光透射率。
在本公开的某些实施方案中，该电阻材料层可以具有5至200 nm、或5至小于20 nm的厚度，该导电层可以具有15至200 nm的厚度，并且该基底可以具有25至500 µm的厚度，其中该生物传感器组件具有不超过15%的可见光透射率。
在本公开的某些实施方案中，该电阻材料层可以具有5至200 nm、或5至小于20 nm的厚度，该导电层可以具有15至200 nm的厚度，并且该基底可以具有25至500 µm的厚度，其中该生物传感器组件具有不超过10%的可见光透射率。
在本公开的某些实施方案中，该电阻材料层可以具有5至200 nm、或5至小于20 nm的厚度，该导电层可以具有15至200 nm的厚度，并且该基底可以具有25至500 µm的厚度，其中该生物传感器组件具有不超过5%的可见光透射率。
在某些实施方案中，该电阻材料层具有5至100 nm、或5至50 nm、或5至30 nm、或5至25 nm、或5至20 nm、或5至小于20 nm、或5至15 nm的厚度。在实施方案中，该电阻材料层是无定形碳，并具有5至100 nm、或5至50 nm、或5至30 nm、或5至25 nm、或5至20 nm、或5至小于20 nm、或5至15 nm的厚度。在实施方案中，该电阻材料层是无定形碳，并具有5至20nm、或5至小于20 nm、或5至15 nm的厚度。
在一方面，本公开的某些实施方案涉及一种生物传感器组件，其包括基底、沉积在基底上的导电层、和沉积在导电层上的电阻材料层，其中该电阻材料层可以包含碳，基于等于100重量%的导电层总重量，该导电层可以以50至100重量%的组合重量包含镍与铬，铬的量大于20重量%，镍的量小于80重量%，并且该基底可以由本领域中所述和/或本文中所述任何聚合物的至少一种组成，所述聚合物包括但不限于聚碳酸酯、硅酮聚合物、丙烯酸类、PET、改性PET如PETG或PCTG、PCT、PCTA、包含TMCD和CHDM的聚酯、PCCD或PEN，其通过本领域中已知的任何方法得到，包括但不限于物理气相沉积。该电阻层可以具有5至100 nm、或5至小于20 nm的厚度，该导电层可以具有15至200 nm的厚度，并且该基底可以具有25至500 µm的厚度，以使该生物传感器组件具有不超过20%、或不超过15%、或不超过10%、或不超过5%的可见光透射率。
在一方面，本公开的某些实施方案涉及一种生物传感器组件，其包括基底、沉积在基底上的导电层、和沉积在导电层上的电阻材料层，其中该电阻材料层可以包含碳，基于等于100重量%的导电层总重量，该导电层可以以至少50、或至少60、或至少70、或至少80、或至少90、或至少95重量%的组合重量包含镍与铬，该电阻材料层的厚度为小于20 nm，并且该基底可以由本领域中所述和/或本文中所述任何聚合物的至少一种组成，所述聚合物包括但不限于聚碳酸酯、硅酮聚合物、丙烯酸类、PET、改性PET如PETG或PCTG、PCT、PCTA、包含TMCD和CHDM的聚酯、PCCD或PEN，其通过本领域中已知的任何方法得到，包括但不限于物理气相沉积。该电阻层可以具有5至小于20 nm、或5至15 nm的厚度，该导电层可以具有15至200 nm的厚度，并且该基底可以具有25至500 µm的厚度，以使该生物传感器组件具有不超过20%、或不超过15%、或不超过10%、或不超过5%的可见光透射率。
本公开的一个或多个实施方案可以涉及用于生物传感器的电极，其中该电极包括基底、沉积在基底上的导电层、和沉积在导电层上的电阻材料层。在某些实施方案中，该导电层可以包含镍与铬，并且该导电层可以具有通过1型线性扫描伏安试验（如实施例部分中所述）测定的小于450、或小于400、或小于375、或小于350、或小于325、或小于300、或小于275毫伏（mV）的对Fe(II)[CN]6介体的氧化波电压（下文中标识为E峰值,阳极）。
该基底可以由本领域中已知的任何聚合物组合物组成，所述聚合物组合物包括但不限于选自以下的至少一种聚合物：尼龙、聚酯、共聚酯、聚乙烯、聚丙烯、聚酰胺；聚苯乙烯、聚苯乙烯共聚物、苯乙烯-丙烯腈共聚物、丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物、聚(甲基丙烯酸甲酯)、丙烯酸类共聚物、聚(醚-酰亚胺)；聚苯醚或聚(苯醚)/聚苯乙烯共混物、聚苯乙烯树脂；聚苯硫醚；聚苯硫醚/砜；聚(酯-碳酸酯)；聚碳酸酯；聚砜；聚砜醚；和聚(醚-酮)；或任何其它前述聚合物的混合物。
在一个实施方案中，该基底可以由至少一种聚酯组成，所述聚酯包含至少一种选自乙二醇、1,4-环己烷二甲醇和2,2,4,4-四甲基-1,3-环丁二醇的二醇的残基。
在一个实施方案中，该基底可以由至少一种聚酯组成，所述聚酯包含对苯二甲酸和/或对苯二甲酸二甲酯的残基和至少一种选自乙二醇、1,4-环己烷二甲醇和2,2,4,4-四甲基-1,3-环丁二醇的二醇的残基。
在一个实施方案中，该基底可以由至少一种聚酯组成，所述聚酯包含含有对苯二甲酸和间苯二甲酸和/或其酯如对苯二甲酸二甲酯的残基的酸组分，以及含有选自乙二醇残基、1,4-环己烷二甲醇残基和2,2,4,4-四甲基-1,3-环丁二醇的至少一种二醇的残基的二醇组分。
在一个实施方案中，该基底可以由至少一种聚酯组成，所述聚酯包含对苯二甲酸残基或其酯、或其混合物，以及1,4-环己烷二甲醇残基。
在一个实施方案中，该基底可以由至少一种聚酯组成，所述聚酯由对苯二甲酸残基或其酯、或其混合物，以及1,4-环己烷二甲醇残基和/或2,2,4,4-四甲基-1, 3-环丁二醇残基制成。
在一个实施方案中，该基底可以由至少一种聚酯组成，所述聚酯由对苯二甲酸残基或其酯，或其混合物、2,2,4,4-四甲基-1,3-环丁二醇残基和1,4-环己烷二甲醇残基制成。
在一个实施方案中，该基底可以由至少一种聚酯组成，所述聚酯由对苯二甲酸残基或其酯、或其混合物、2,2,4,4-四甲基-1,3-环丁二醇残基和乙二醇残基制成。
在一个实施方案中，该基底可以由至少一种聚酯组成，所述聚酯由对苯二甲酸残基或其酯、或其混合物、乙二醇残基和1,4-环己烷二甲醇残基制成。
本公开中的导电层可以由包含任何本申请中公开的合金组合物的单一层构成。在某些实施方案中，该合金组合物含有可以是元素的固溶体（单一相）、金属相（两种或多种溶体）的混合物或在相之间没有明显边界的金属间化合物的合金。
本公开的一个或多个实施方案涉及形成用于生物传感器的电极的方法。该方法包括（a）提供基底；（b）提供导电层靶；（c）用来自所述导电层靶的材料物理气相沉积所述基底的至少一部分以便由此在所述基底上形成导电层，所述导电层具有面向基底的相反面的导电层表面；（d）提供在用作物理气相沉积的源材料时产生电阻材料的靶，所述靶在下文中被称为“电阻材料靶”；和（e）用来自所述电阻材料靶的材料物理气相沉积所述导电层的至少一部分以便由此在所述导电层表面上形成电阻材料层。该导电材料可以包含镍与铬，其中该导电层中镍与铬的组合重量百分比可以为至少50、或至少60、或至少70、或至少80、或至少90、或至少95重量%。在某些实施方案中，该电阻材料层可以包含无定形碳，并具有5至100nm、或5至50 nm、或5至25 nm、或5至小于20 nm的厚度。在一个实施方案中，该电阻材料层可以包含无定形碳，并具有5至小于20 nm的厚度。在一个实施方案中，该导电材料可以包含镍与铬，其中铬以大于20重量%、或至少25重量%的量存在，并且该电阻材料层可以包含无定形碳，并具有5至100 nm的厚度。此外，合并的导电层和电阻材料层可以具有小于2000欧姆/平方的薄层电阻。
本公开的一个或多个实施方案涉及形成用于生物传感器的电极的方法。合并的导电层和电阻材料层可以具有不超过5000、2000、100、80、60、50、40、20、10、或5欧姆/平方的通过ASTM F1711-96测得的薄层电阻。在一些实施方案中，该层具有1至5000欧姆/平方、1至4000欧姆/平方、1至3000欧姆/平方、1至2000欧姆/平方、1至1000欧姆/平方、1至500欧姆/平方、5至100欧姆/平方、5至20欧姆/平方、5至15欧姆/平方、5至10欧姆/平方、10至80欧姆/平方、20至60欧姆/平方、或40至50欧姆/平方的通过ASTM F1711-96测得的薄层电阻。该层可以具有小于2000欧姆/平方的薄层电阻。
附图概述
在本文中参照以下附图描述本公开的实施方案，其中：
图1是本公开的实施方案的薄膜电极生物传感器组件的截面示意图；
图2是本公开的实施方案的试纸生物传感器组件的示意图；
图3是描绘在含介体溶液中的薄膜电极的线性扫描伏安图的图；
图4是描绘在含有Fe(II)[CN]6介体的缓冲溶液中比较被碳覆盖的各种NiCr金属合金导电层的薄膜电极的线性扫描伏安图的图；
图5是描绘在含有Fe(II)[CN]6介体的缓冲溶液中被碳覆盖的各种NiCr金属合金导电层的平均E峰值,阳极值的图；
图6是描绘在含有Fe(II)[CN]6介体的缓冲溶液中比较各自被碳覆盖的分别含有40和80重量%的Ni的NiCr金属合金导电层的薄膜电极的线性扫描伏安图的图；
图7是描绘对于被碳覆盖的各种NiCr导电层合金在各种直径的心轴（涂布面接触）上弯曲薄膜电极对薄层电阻的影响的图。
发明详述
本发明大体上涉及用于电极，如用于生物传感器的那些电极的组件。本文中所用的术语“生物传感器”应当是指用于分析生物样品的装置。在一些实施方案中，如图1中所示，该生物传感器组件可以是分层薄膜电极100，并可以概括地包括基底102、沉积在基底102的至少一部分上的导电层104和沉积在导电层104的至少一部分上的电阻材料层106。在一些实施方案中，生物传感器可以是医用传感器，如葡萄糖测量***，且生物传感器组件可以是与生物传感器一起使用的试纸。本文所用的术语“医用传感器”应当是指用于医学监测和/或诊断的生物传感器。例如，如图2中所示，一些实施方案认为，生物传感器组件包括试纸110，其包括通过反应空间112与第二电极100a分开的第一电极100。第一电极100可以包括工作电极且第二电极100a可以包括参比电极或对电极或组合的参比电极和对电极。因此，可以将生物样品，如一滴血放置在反应空间112中并与第一和第二电极100和100a电接触以便进行分析。应该理解的是，图2并非意在是限制性的，并且显示试纸的一个可能的实施方案。试纸的其它实施方案可以包括电极的不同配置，如共面电极配置。本文所用的术语“血糖传感器”应当是指用于测定血液中的葡萄糖浓度的医用传感器。此外，可以在一个或两个电极，例如工作电极上形成与生物样品反应的生物反应物，例如蛋白质、酶（例如葡糖氧化酶、葡糖脱氢酶等等），和介体（例如铁氰化物、钌络合物、锇络合物、醌类、吩噻嗪类、吩噁嗪类等等）。
不同于通常包括和/或使用贵金属如钯和/或金的传统物理气相沉积的生物传感器组件，本文中描述的生物传感器组件可以由非贵金属合金，如包括镍和铬的那些形成。但是，如本文所述的具有沉积在其上的电阻材料层的由非贵金属合金形成的生物传感器组件，如薄膜电极在测量生物样品时可以表现出优异的一致性和精确性。由此，通过使用如本文所述的由非贵金属合金和电阻材料层组成的生物传感器组件，可以显著降低通常与生物传感器组件的制造和使用相关的材料和制造成本。
本公开的实施方案提供由通常不导电并对本文所述的预期化学反应化学惰性的任何类型的材料（柔性或刚性的）形成的基底102。在某些实施方案中，生物传感器组件的基底102可以包含包括聚合物的柔性非导电膜，如聚合物膜、聚酯膜、聚碳酸酯膜等。在某些具体实施方案中，基底102可以包含聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET）膜。本公开的实施方案认为基底102可以具有至少25 µm、125 µm或250 µm和/或不大于800 µm、500 µm或400 µm的厚度。在某些实施方案中，基底102可以具有25至800 µm、25至500 µm、或25至400 µm、125至800 µm、125至500 µm、或125至400 µm、或250至800 µm、250至500 µm、或250至400 µm的厚度。
涂布在基底102上的导电层104可以包含一种或多种非贵金属。此类导电层104可以经由一种或多种物理气相沉积技术，如溅射涂布（例如磁控管溅射、非平衡磁控管溅射、对向靶溅射等）、热蒸发、电子束蒸发、激光烧蚀、电弧汽化、共蒸发、离子电镀等等涂布在基底102上。导电层104可以在基底102上涂布到至少1、10、15或30 nm和/或不大于1000、200、100或50 nm的厚度。在某些实施方案中，导电层104可以具有1至1000 nm、1至200 nm、1至100 nm、或1至50 nm、10至1000 nm、10至200 nm、10至100 nm、或10至50 nm、15至1000 nm、15至200 nm、15至100 nm、或15至50 nm、或30至1000 nm、30至200 nm、30至100 nm、或30至50 nm的厚度。
电阻材料层106可以经由一种或多种物理气相沉积技术，如溅射涂布（例如磁控管溅射、非平衡磁控管溅射、对向靶溅射等）、热蒸发、电子束蒸发、电弧汽化、共蒸发、离子电镀、等离子体增强的气相沉积、原子层沉积等沉积在导电层104上。在某些实施方案中，电阻材料层106可以在基底104上涂布到至少1、5、10或15 nm和/或不大于200、100、50、25、20、小于20的量或15 nm的厚度。在某些实施方案中，电阻层106可以具有1至200 nm、1至100 nm、1至50 nm、1至20 nm、1至小于20 nm、或1至15 nm；或5至200 nm、5至100 nm、5至50 nm、5至25nm、5至20 nm、5至小于20 nm、或5至15 nm；或10至200 nm、10至100 nm、10至50 nm、或10至25 nm、10至20 nm、10至小于20 nm、或10至15 nm的厚度。在实施方案中，电阻层106可以具有1至小于20 nm、或1至19 nm、或1至18 nm、或1至17 nm、或1至16 nm、或5至19 nm、或5至18nm、或5至17 nm、或5至16 nm、或7至19 nm、或7至18 nm、或7至17 nm、或7至16 nm、或10至19nm、或10至18 nm、或10至17 nm、或10至16 nm的厚度。
导电层104和电阻材料层106可以沉积在基底102上，以使所得薄膜电极100通常对可见光不透明。例如，所得薄膜电极100可以具有不超过50%、不超过40%、不超过30%或不超过20%的通过ASTM D1003测得的可见光透射率。在某些实施方案中，所得薄膜电极100可以具有1至50%、10至40%、15至30%、或大约20%的可见光透射率。此外，所得薄膜电极100可以具有不超过5000、2000、100、80、60、50、40、20、10或5欧姆/平方的通过ASTM F1711-96测得的薄层电阻。在一些实施方案中，所得薄膜电极100可以具有1至5000欧姆/平方、2至2000欧姆/平方、5至100欧姆/平方、10至80欧姆/平方、20至60欧姆/平方、或40至50欧姆/平方的薄层电阻。
形成导电层104的本文中描述的非贵金属可以由镍与铬的合金组成。例如，使用由至少5重量%的镍和至少5重量%的铬组成的非贵金属合金来制备生物传感器组件的导电层104，其中通过在导电层104上沉积无定形碳电阻材料层106来进一步涂布导电层。使用以100:0至0:100的Ni:Cr（重量）比含有镍与铬的各种合金来制备包含导电层和无定形碳电阻材料层的电极。
在某些实施方案中，构成电极的导电层（例如生物传感器组件的导电层104）的非贵金属合金中包含的镍与铬的量可以随该电极，例如该生物传感器组件的具体要求而改变。在各种实施方案中，该非贵金属合金可以包含至少大约5至大约95重量%的镍。此外，在各种实施方案中，该非贵金属合金可以包含至少大约5、10、20、大于20、25、30、40、50、或大于50、60和/或最多大约95、90、80、70、60、大于50、50、或40重量%的铬。更特别地，在实施方案中，该非贵金属合金可以包含大约5至95、10至90、10至80、10至70、10至60、10至50、10至40、20至90、20至80、20至70、20至60、20至50、20至40、大于20至90、大于20至80、大于20至70、大于20至60、大于20至50、大于20至40、25至90、25至80、25至70、25至60、25至50、25至40、30至90、30至80、30至70、30至60、30至50、30至40、40至90、40至80、40至70、40至60、40至50、50至90、50至80、50至70、50至60、大于50至95、大于50至90、大于50至80、大于50至70、大于50至60、60至95、60至90、60至80、60至70、70至95、70至90、70至80、80至95、或80至90重量%的铬。在一个实施方案中，除了如上所述的铬量之外，该合金的余量为镍。应当理解，以该合金的100重量%的合并量含有镍与铬的合金，该合金仍可含有少量的其它元素作为杂质。
在某些实施方案中，构成电极，例如生物传感器组件的导电层的非贵金属合金中包含的镍与铬的量可以如下随该生物传感器组件的具体要求而改变：10至95重量%的铬和5至90重量%的镍；10至90重量%的铬和10至90重量%的镍；或10至80重量%的铬和20至90重量%的镍；或10至70重量%的铬和30至90重量%的镍；或10至60重量%的铬和40至90重量%的镍；或10至50重量%的铬和50至90重量%的镍、或10至40重量%的铬和60至90重量%的镍；或20至90重量%的铬和10至80重量%的镍；或20至80重量%的铬和20至80重量%的镍；或20至70重量%的铬和30至80重量%的镍；或20至60重量%的铬和40至80重量%的镍；或20至50重量%的铬和50至80重量%的镍；或20至40重量%的铬和60至80重量%的镍；或大于20至90重量%的铬和10至小于80重量%的镍；或大于20至80重量%的铬和20至小于80重量%的镍；或大于20至70重量%的铬和30至小于80重量%的镍；或大于20至60重量%的铬和40至小于80重量%的镍；或大于20至50重量%的铬和50至小于80重量%的镍；或大于20至40重量%的铬和60至小于80重量%的镍；或25至90重量%的铬和10至75重量%的镍；或25至80重量%的铬和20至75重量%的镍；或25至70重量%的铬和30至75重量%的镍；或25至60重量%的铬和40至75重量%的镍；或25至50重量%的铬和50至75重量%的镍；或25至40重量%的铬和60至75重量%的镍；或30至90重量%的铬和10至70重量%的镍；或30至80重量%的铬和20至70重量%的镍；或30至70重量%的铬和30至70重量%的镍；或30至60重量%的铬和40至70重量%的镍；或30至50重量%的铬和50至70重量%的镍；或30至40重量%的铬和60至70重量%的镍；或40至90重量%的铬和10至60重量%的镍；或40至80重量%的铬和20至60重量%的镍；或40至70重量%的铬和30至60重量%的镍；或40至60重量%的铬和40至60重量%的镍；或40至50重量%的铬和50至60重量%的镍；或50至95重量%的铬和5至50重量%的镍；50至90重量%的铬和10至50重量%的镍；或50至80重量%的铬和20至50重量%的镍；或50至70重量%的铬和30至50重量%的镍；或50至60重量%的铬和40至50重量%的镍；或大于50至95重量%的铬和5至小于50重量%的镍；或大于50至90重量%的铬和10至小于50重量%的镍；或大于50至80重量%的铬和20至小于50重量%的镍；或大于50至70重量%的铬和30至小于50重量%的镍；或大于50至60重量%的铬和40至小于50重量%的镍；或60至95重量%的铬和5至40重量%的镍；或60至90重量%的铬和10至40重量%的镍；或60至80重量%的铬和20至40重量%的镍；或60至70重量%的铬和30至40重量%的镍；或70至95重量%的铬和5至30重量%的镍；或70至90重量%的铬和10至30重量%的镍；或70至80重量%的铬和20至30重量%的镍；或80至95重量%的铬和5至20重量%的镍；或80至90重量%的铬和10至20重量%的镍；所有这些重量百分比均基于等于100重量%的该导电层的总重量百分比。
在某些实施方案中，该导电层含有钼，如果存在的话，其量为导电层总重量的0至2、或0至1重量%。在某些实施方案中，该导电层含有钼，如果存在的话，其量为导电层总重量的小于1、或小于0.8、或小于0.6、或小于0.4、或小于0.2、或小于0.1重量%。在实施方案中，该导电层基本不含钼。在实施方案中，该导电层不含钼。
在某些实施方案中，该导电层含有小于1.0、或小于0.5、或小于0.2重量%的各下列元素物类：铁、碳、硫、磷、钼、铌、钴、铝、钛或硼。在一个实施方案中，该导电层不含或基本不含下列元素物类：碳、硫、磷、钼、铌、钴、铝、钛或硼。在某些实施方案中，该导电层包含镍与铬，并含有小于1.0、或小于0.5、或小于0.2、或小于0.1、或小于0.05重量%的任何其它元素物类。在某些实施方案中，该导电层包含镍与铬，并含有小于2.0、或小于1.0、或小于0.5、或小于0.2、或小于0.1、或小于0.05重量%的所有其它元素物类的总量。
在某些实施方案中，构成电极，例如生物传感器组件的导电层的非贵金属合金中包含的镍与铬的量可以如下随该生物传感器组件的具体要求而改变：10至95重量%的铬和5至90重量%的镍；10至90重量%的铬和10至90重量%的镍；或10至80重量%的铬和20至90重量%的镍；或10至70重量%的铬和30至90重量%的镍；或10至60重量%的铬和40至90重量%的镍；或10至50重量%的铬和50至90重量%的镍、或10至40重量%的铬和60至90重量%的镍；或20至90重量%的铬和10至80重量%的镍；或20至80重量%的铬和20至80重量%的镍；或20至70重量%的铬和30至80重量%的镍；或20至60重量%的铬和40至80重量%的镍；或20至50重量%的铬和50至80重量%的镍；或20至40重量%的铬和60至80重量%的镍；或大于20至90重量%的铬和10至小于80重量%的镍；或大于20至80重量%的铬和20至小于80重量%的镍；或大于20至70重量%的铬和30至小于80重量%的镍；或大于20至60重量%的铬和40至小于80重量%的镍；或大于20至50重量%的铬和50至小于80重量%的镍；或大于20至40重量%的铬和60至小于80重量%的镍；或25至90重量%的铬和10至75重量%的镍；或25至80重量%的铬和20至75重量%的镍；或25至70重量%的铬和30至75重量%的镍；或25至60重量%的铬和40至75重量%的镍；或25至50重量%的铬和50至75重量%的镍；或25至40重量%的铬和60至75重量%的镍；或30至90重量%的铬和10至70重量%的镍；或30至80重量%的铬和20至70重量%的镍；或30至70重量%的铬和30至70重量%的镍；或30至60重量%的铬和40至70重量%的镍；或30至50重量%的铬和50至70重量%的镍；或30至40重量%的铬和60至70重量%的镍；或40至90重量%的铬和10至60重量%的镍；或40至80重量%的铬和20至60重量%的镍；或40至70重量%的铬和30至60重量%的镍；或40至60重量%的铬和40至60重量%的镍；或40至50重量%的铬和50至60重量%的镍；或50至95重量%的铬和5至50重量%的镍；50至90重量%的铬和10至50重量%的镍；或50至80重量%的铬和20至50重量%的镍；或50至70重量%的铬和30至50重量%的镍；或50至60重量%的铬和40至50重量%的镍；或大于50至95重量%的铬和5至小于50重量%的镍；或大于50至90重量%的铬和10至小于50重量%的镍；或大于50至80重量%的铬和20至小于50重量%的镍；或大于50至70重量%的铬和30至小于50重量%的镍；或大于50至60重量%的铬和40至小于50重量%的镍；或60至95重量%的铬和5至40重量%的镍；或60至90重量%的铬和10至40重量%的镍；或60至80重量%的铬和20至40重量%的镍；或60至70重量%的铬和30至40重量%的镍；或70至95重量%的铬和5至30重量%的镍；或70至90重量%的铬和10至30重量%的镍；或70至80重量%的铬和20至30重量%的镍；或80至95重量%的铬和5至20重量%的镍；或80至90重量%的铬和10至20重量%的镍；所有这些重量百分比均基于等于100重量%的该导电层的总重量百分比；且其中该导电层包含镍与铬，并含有小于1.0、或小于0.5、或小于0.2重量%的任何其它元素物类，或基本不含任何其它元素物类，或不含其它元素物类。
本公开中的导电层可以由包含本申请中公开的任何合金组合物的单一层构成。在某些实施方案中，该合金组合物含有可以为元素的固溶体（单一相）、金属相（两种或更多种溶体）的混合物或在相之间没有明显边界的金属间化合物的合金。
本领域技术人员容易认识到，该非贵金属合金的元素可能包含附带杂质。本文中所用的“附带杂质”是指在用于生产非贵金属合金的矿石中天然存在的或在生产过程中无意加入的任何杂质。该非贵金属合金可包含少于大约0.1、0.05或0.001重量%的附带杂质。
本文中描述的非贵金属合金还可以含有除上述元素外的一种或多种附加合金元素。但是，在各种实施方案中，该非贵金属合金可以基本不含此类附加合金元素。本文中所用的术语“几乎不含”和“基本不含”是指该非贵金属合金包含少于0.001重量%的此类附加合金组分。此外，术语“几乎不含”和“基本不含”可互换使用。
在本公开的某些实施方案中，本文中描述的生物传感器组件可以通过实施下列步骤来制备：
（a）提供基底；
（b）提供导电层靶；
（c）用来自该靶的材料物理气相沉积该基底的至少一部分以便由此在该基底上形成导电层；
（d）提供电阻材料靶；
（e）用来自电阻材料靶的材料物理气相沉积该导电层的至少一部分以便由此在该基底上形成电阻材料层。
步骤（a）的提供基底可以包括提供如前所述的任何类型的基底材料，如PET。在某些实施方案中，该基底包含可在高真空室内传动(actuated)的基底材料片材。该基底材料片材可以包含单块材料，如正方形片材。在另一些实施方案中，基底材料片材可以包含材料卷，其如下文更详细描述的那样经由卷对卷机制经过高真空室。在另一些实施方案中，也如下文所述，该基底在沉积过程中可以保持固定或可以旋转。
步骤（b）的提供靶可以包括提供由如前所述的任何非贵金属合金组成的物理气相沉积靶。例如，在一些实施方案中，使用如本文中所述的包含镍与铬的合金的物理气相沉积靶制造薄膜导电层。此类合金靶可以包含小于大约0.1、0.05或0.001重量%的附带杂质。在一些实施方案中，该物理气相沉积靶在物理气相沉积过程中安置在电极内和/或包含电极，如溅射阴极。在某些实施方案中，该物理气相沉积靶可以是圆形的，具有至少2、4、8、12、16或20 cm的直径。在其它实施方案中，该物理气相沉积靶可以是具有至少2、4、8或16 cm的内径和20、24、28或32 cm的外径的管状靶。在另一些实施方案中，该物理气相沉积靶可以是具有以下尺寸的矩形：5至25 cm的宽度、25至75 cm的长度和0.3至5 cm的厚度。但是，应当理解的是，本公开的实施方案考虑使用其它形状和尺寸的靶。
步骤（c）的物理气相沉积通常包括用来自非贵金属合金靶的材料涂布基底以形成导电层。本文中所用的术语“物理气相沉积”应当是指通过使汽化材料冷凝到基底上而沉积薄膜。物理气相沉积的涂层可以用前述任何类型的物理气相沉积法实现，即溅射涂布、热蒸发、电子束蒸发、激光烧蚀、电弧汽化、共蒸发、离子电镀等等。例如，在一些实施方案中，物理气相沉积步骤经由溅射法进行，其中通过经由溅射装置溅射非贵金属合金靶而用导电层涂布该基底。下面将更详细地描述此类溅射型物理气相沉积的具体实例。具有涂布在其上的导电层的所得基底可以用作生物传感器组件，如电极。此类电极可以包括工作电极、参比电极和/或对电极。在某些实施方案中，如当经由卷对卷物理气相沉积法在基底材料卷上真空涂布导电层时，可以将所得薄膜片切开到适当尺寸以形成尺寸专门适合生物传感器组件的薄膜电极。在其它实施方案中，该生物传感器组件可以由薄膜片材通过蚀刻，如化学或激光蚀刻形成。在另一些实施方案中，该生物传感器组件可以使用置于基底上的图案化掩模形成，并在其上物理气相沉积导电层以形成生物传感器组件的导电层。
步骤（d）的提供靶可以包括提供由前述任何电阻材料组成的物理气相沉积靶。例如，在一些实施方案中，使用包含碳的物理气相沉积靶制造薄膜无定形碳层。此类电阻材料靶可以包含小于大约0.1、0.05或0.001重量%的附带杂质。在实施方案中，靶可以包括不同于沉积的电阻层材料但在用作物理气相沉积的源材料时产生电阻材料的材料。应当理解的是，电阻材料靶可以具有与沉积的电阻材料不同的组成和/或结构。在一些实施方案中，该物理气相沉积靶在物理气相沉积过程中安置在电极内和/或包含电极，如溅射阴极。在某些实施方案中，该物理气相沉积靶可以是圆形的，具有至少2、4、8、12、16或20 cm的直径。在另一些实施方案中，该物理气相沉积靶可以是具有至少2、4、8或16 cm的内径和20、24、28或32cm的外径的管状靶。在另一些实施方案中，该物理气相沉积靶可以是尺寸如下的矩形：5至25 cm的宽度、25至75 cm的长度和0.3至5 cm的厚度。但是，应该理解的是，本公开的实施方案考虑使用其它形状和尺寸的靶。
步骤（e）的物理气相沉积通常包括用来自电阻材料靶的材料涂布基底以形成电阻材料层。本文中所用的术语“物理气相沉积”应当是指通过使汽化材料冷凝到基底上而沉积薄膜。物理气相沉积的涂层可用上述任何类型的物理气相沉积法实现，例如溅射涂布、热蒸发、电子束蒸发、电弧汽化、共蒸发、离子电镀等。例如，在一些实施方案中，物理气相沉积步骤经由溅射法进行，其中通过经由溅射装置溅射电阻材料靶而用电阻材料层涂布（先前沉积在基底上的）导电层。下面更详细描述这样的溅射型物理气相沉积的具体实例。具有涂布在其上的导电层和电阻材料层的所得基底可以用作生物传感器组件，如电极。在实施方案中，“电阻材料”层通常是与导电层分立的层，以形成层压结构，其中在各层之间存在明显界面以使电阻材料层和导电层各自是具有不同组成的单独和分立层。
在某些实施方案中，如当通过卷对卷物理气相沉积法在基底材料卷上真空涂布导电层时，可以将所得薄膜片切开到适当尺寸以形成尺寸专门适合生物传感器组件的薄膜电极。此类电极可以包括工作电极、参比电极和/或对电极。电极还可包括用于检测样品（无论是否为已经施加到生物传感器组件上的样品）的电导率、或可用于生物传感器的样品或样品环境的其它电特性的那些。在其它实施方案中，该生物传感器组件可以由薄膜片通过蚀刻，如化学或激光蚀刻形成。在另一些实施方案中，该生物传感器组件可以使用置于基底和导电层上的图案化掩模形成，并在其上物理气相沉积电阻材料层以形成生物传感器组件。
在某些具体实施方案中，该生物传感器组件可以经由包括卷对卷磁控管溅射的卷对卷物理气相沉积法制造。例如，可以使用77.50 cm宽卷材的卷对卷磁控管溅射涂布机，如Applied Materials, Inc.提供的Smartweb涂布机或CHA Industries, Inc.提供的Mark80来溅射包含具有25 µm至250 µm的厚度和33.02 cm的宽度的由PET（聚对苯二甲酸乙二醇酯）制成的聚合物膜的基底片材。可以使用单靶或双靶配置沉积非贵金属合金，如某些镍与铬的合金的导电层。可以使用由非贵金属合金板组成的靶（如可获自Tricor IndustriesInc.）。可以使用扩散和机械泵组合将溅射涂布机的真空室抽空到至少10-5 Torr的基准压力。在其它实施方案中，可以使用机械泵、涡轮泵、低温泵和/或油扩散泵的组合。可以使用2KW电源（如由Advanced Energy Inc.提供）向容纳具有大致矩形的非贵金属合金靶的磁控管溅射阴极供给能量。可以控制（如借助MKS型号1179A流量控制器）流入真空室的氩气流以设定在溅射过程中使用的3至10 mTorr的溅射压力。
可通过控制具体工艺参数而有效地原位控制溅射的导电层的厚度和薄层电阻。工艺参数的实例包括卷对卷卷材速度（web speeds）（即控制基底片材在溅射过程中经过真空室时的速度）、向溅射靶供应的功率（即向在靶表面附近形成的等离子体施加的电压和电流的乘积）、溅射室中的气体压力和室中存在的靶数。例如，为了溅射给定合金的导电层，可以将卷材速度设定为0.1至3.5米/分钟且溅射功率密度为1至8瓦/平方厘米。在实施方案中，可以形成具有大约25纳米的实测厚度值和大约45欧姆/平方的薄层电阻的合金的溅射导电层。
可以经由上述沉积技术之一在该导电层上方沉积电阻材料层。例如，在一个实施方案中，可以使用DC磁控管溅射由碳靶沉积电阻层。可通过控制具体工艺参数来控制电阻材料层的厚度。工艺参数的实例包括卷对卷卷材速度（即控制基底片材在溅射过程中经过真空室时的速度）、向溅射靶供应的功率（即向在靶表面附近形成的等离子体施加的电压和电流的乘积）、溅射室中的气体压力和室中存在的靶数。例如，在某些实施方案中，为了在给定合金上溅射导电层，可以将卷材速度设定为0.1至3.5米/分钟且溅射功率密度为1至8瓦/平方厘米。在实施方案中，可以形成具有大约1-200纳米的实测厚度值的溅射电阻层。
除了上述卷对卷工艺外，还可使用大规模卷对卷工艺、使用相同几何构型的放大版本制造生物传感器组件。在此类大规模卷对卷工艺中，最大卷材速度可为0.1至10米/分钟、3至7米/分钟或高于10米/分钟。大规模卷对卷工艺可提供0.1至13、2至10、或5至8瓦/平方厘米的溅射功率密度。另外，靶数可包括2、4、6或更多，且基底片材的卷材宽度可为75厘米或更大。
实施方案另外认为可以使用其中基底片材在真空室内保持固定的物理气相沉积法。下面在实施例部分中详细描述了某些这样的实施方案。在其中基底片材保持固定的一些实施方案中，用于在基底片材上沉积导电层的沉积时间可为5、10、15、30分钟或更久。
如上所述，如本文所述的包括由非贵金属合金形成的导电层和电阻材料层的生物传感器组件可以表现出使它们特别适合作为包含贵金属（如钯和/或金）的生物传感器组件的替代品的合意电化学性质。例如，本公开的实施方案的生物传感器组件可以包含在经受计时电流法试验时表现出合意的剂量响应特征的由非贵金属合金导电层和电阻材料层形成的薄膜电极。
在各种实施方案中，该导电层可以包含镍、铬和铁（以如上文论述的量）且该导电层和电阻材料层组合可以具有如在1型线性扫描伏安试验（如在实施例部分中论述）中测定的小于400、或小于390、或小于380、或小于375、或小于360、或小于350、或小于340、或小于330、或小于325、或小于320、或小于310、或小于300、或小于290、或小于280、或小于275、或小于270、或小于260毫伏（mV）的对Fe(II)[CN]6介体的氧化波电压（下文中标识为E峰值,阳极）。
可以通过其实施方案的下列实施例进一步例示本发明，尽管要理解的是，除非明确地另行指明，这些实施例仅用于举例说明并且无意限制本发明的范围。
实施例
薄膜电极的制备
对于各下述实施例（和对比例），通过下述物理气相沉积法形成薄膜电极形式的生物传感器组件。要理解的是，薄膜电极可以使用下述方法形成以包括许多不同类型的元素和元素合金，如表1中所列的非贵金属组合物的导电层。在大多数实施例中，除非另行指明，这些薄膜电极还包括沉积在导电层上的碳电阻材料层。该方法包括如下形成薄膜电极膜：
（a）在高真空室中使用直流（“DC”）磁控管溅射在10.16 cm × 10.16 cm正方形PET基底片材上沉积金属或金属合金，用Denton Vacuum Desktop Pro溅射装置进行该溅射；
（b）将真空室抽空至~10-5 Torr的初始基准压力；
（c）将10 sccm的氩气引入高真空室以建立4 mTorr的沉积压力；
（d）基底片材在真空室内以大约2转/分钟旋转；
（e）将该金属或金属合金的5.08厘米直径靶在40 Watts的恒定功率下保持在DC磁控管溅射装置下方15分钟的沉积时间以便用该导电层涂布该基底片才的至少一部分（为了将靶初始化，在将基底引入真空室之前，将靶在40 Watts的恒定功率下保持在DC磁控管溅射装置下方5分钟预溅射时间）；
（f）在沉积导电层后，随后沉积碳层。将石墨材料的5.08厘米直径靶在40 Watts的恒定功率下保持在DC磁控管溅射装置下方15分钟的沉积时间以便用碳层涂布（步骤e)中沉积的）导电层的至少一部分（为了将靶初始化，在将导电层涂布的基底引入真空室之前，将靶在40 Watts的恒定功率下保持在DC磁控管溅射装置下方5分钟预溅射时间）；和
（g）所有沉积在室温下进行。
从如上文提供的通过物理气相沉积形成的薄膜电极膜上切割尺寸为5.08 cm ×7.62 cm的独立薄膜电极。使用三电极配置的Gamry Instruments Reference 600恒电位器进行电化学实验，该电化学电池含有置于Gamry Instruments VistaShield Faraday Cage内的薄膜电极膜。通过用具有在其中冲切出的单个3 mm直径孔的电镀胶带部分掩蔽薄膜电极而将各薄膜电极成型为工作电极。因此，薄膜电极的由冲切孔形成的未掩蔽部分提供0.0707平方厘米的几何工作电极表面积。薄膜电极的未掩蔽部分的另一不同区域充当与恒电位器的工作电极引线的电连接点。将薄膜电极的掩蔽部分置于非导电材料，如塑料的平支承块上。此后将薄膜电极置于玻璃电化学电池的工作电极端口中。将薄膜电极的暴露的3mm直径部分置于电化学电池的工作电极端口的底部开口的中心附近。用夹具和O形环密封电化学电池的工作电极端口。该电化学电池还含有包含饱和甘汞参比电极的参比电极和碳辅助电极。参比电极和辅助电极分别置于参比电极端口和辅助电极端口。另外，参比电极和辅助电极分别连向恒电位器的参比引线和辅助引线。电化学电池还包括气流端口，经其脱气和用惰性气体，如氮气覆盖试验溶液。
根据上文论述的程序由镍与铬的合金制备薄膜电极，所述合金具有100:0、90:10、85:15、80:20、72:28、60:40、50:50、40:60和0:100的Ni对Cr的比（按重量计）。具有这些导电层的薄膜电极还包括根据上文论述的程序制备的碳电阻层。通过横切电极的TEM成像测定的碳电阻层厚度为大约15 nm。
1型线性扫描伏安试验描述
可以使用1型线性扫描伏安试验测试薄膜电极的电化学响应。1型线性扫描伏安试验包括下列步骤：将在pH 7.1下的含有145 mM氯化钠的50毫升10 mM磷酸钾缓冲液置于电化学电池中并用塞子密封电化学电池。与气流端口相连的气体入口和出口配件允许使用中孔过滤棒经由氮气流进行缓冲液的惰性气体鼓泡（即脱气）。气流端口另外允许气流从过滤棒切换到顶空覆盖布置。将气体出口连向油起泡器以防止外部气体（例如空气）反向扩散到电化学电池中。在将气流切换到覆盖配置之前在用氮气鼓泡的同时用磁搅拌棒搅拌缓冲液至少5分钟。除此以外在通过1型线性扫描伏安试验进行的电化学实验的过程中不存在来自鼓泡或其它的缓冲液搅动（即该溶液在电化学测试过程中静止）。
对电化学电池内的包括工作电极的薄膜电极进行线性扫描伏安试验。在工作电极和参比电极（即饱和甘汞参比电极）之间测得的用于线性扫描伏安法的初始电压电位为相对于开路电位（也称作静止电位）0 V，并在伏安实验前至少10秒的静止期后，以25 mV/秒阳极扫描电压电位直至观察到至少50 µA的电流。对于含有Fe(II)[CN]6介体的溶液，该介体以1 mM浓度存在，线性扫描伏安法条件在其它方面与无介体溶液相同。
测定氧化波的峰值电压（“E峰值,阳极”），所述E峰值,阳极被定义为如在工作电极和对电极vs 参比电极之间测得，由于溶液中的电活性物类的氧化而观察到电流的局部最大值时的电压。如使用1型线性扫描伏安试验由薄膜电极获得的氧化波和相关E峰值,阳极的图示显示在图3中。从图3中可以看出，如对照参比电极所测量的那样，测得的E峰值,阳极（或E-峰）值为大约-76 mV。
向薄膜电极施加1型线性扫描伏安试验
使用1型线性扫描伏安试验测试多个不同的薄膜电极。更详细地，测试由NiCr 100:0（或纯Ni）、NiCr 90:10、NiCr 85:15、NiCr 80:20、NiCr 72:28、NiCr 60:40、NiCr 50:50、NiCr 40:60和NiCr 0:100（或纯Cr）形成且各自（镍/铬合金）覆盖有无定形碳电阻材料层的薄膜电极。
对72至90重量% Ni的合金的此类试验的结果图示在图4中。通常合意的是，生物传感器中所用的薄膜电极表现出在尽可能低的电压下出现的Fe(II)[CN]6的峰值阳极电流。通常还合意的是，生物传感器中所用的薄膜电极表现出在某些电极电位的影响下最小化和/或降低的电流。图4是使用磷酸盐缓冲液和Fe(II)[CN]6介体对各种C在镍/铬合金上的薄膜电极进行的1型线性扫描伏安试验的曲线图，并且如发生Fe(II)[CN]6介体的氧化时的电压所示，图4图示了这些合金与Fe(II)[CN]6的非均质电子转移动力学。通常合意的是，传感器如血糖传感器中的电极材料具有尽可能快的非均质电子转移动力学以使运行传感器所需的外加氧化电压尽可能小。在一些实施方案中，生物传感器可在足够阳极的电压下运行以通过电活性物类（例如介体）的扩散控制工作电极电流。如果施加的电压太过氧化，可能将血液中可能存在的干扰物类，如尿酸、对乙酰氨基酚等氧化。这可能造成测定的血糖浓度的不合意的正偏差和较不精确的传感器。图4的审查揭示，对于各所示电极，与亚铁氰化物的非均质电子转移动力学通常可接受，NiCr 90:10和NiCr 72:28具有比NiCr 85:15和NiCr 80:20更快的非均质电子转移。
使用1型线性扫描伏安试验在3个重复膜上对各NiCr合金测试制备的所有薄膜电极，并对各不同的NiCr合金测定平均E峰值,阳极值。对0至100重量%的Ni的合金的此类试验的结果图示在图5中。图5是平均E峰值,阳极值随该NiCr合金导电层中镍的重量百分比而变的曲线图。通常合意的是，用于生物传感器的薄膜电极表现出在尽可能低的电压下出现的对Fe(II)[CN]6的E峰值,阳极电流。图5的审查揭示，与亚铁氰化物的非均质电子转移动力学通常随着铬量提高而改善。
图6是使用磷酸盐缓冲液和Fe(II)[CN]6介体，比较分别具有40重量%的镍和80重量%的镍的镍/铬合金上的C的薄膜电极的1型线性扫描伏安试验的曲线图。图6的审查揭示，与亚铁氰化物的非均质电子转移动力学对含有40重量%的镍的NiCr合金比80重量%的镍更快。
使用薄膜电极的心轴弯曲测试的机械挠性分析
使用心轴弯曲测试分析不同膜的机械挠性。根据上述程序制造测试膜，并且该膜包括40至100重量%的镍的NiCr合金导电层，并各自具有碳电阻层。
使用下列装置进行心轴弯曲测试：
a. 万用表 - 能够测量电阻到0.01 ohms精确度的万用表/欧姆计
b. 探针 - 沿长轴测量薄膜的电阻探针，其在两个位置垂直于膜的长度方向接触该膜，用分开2英寸的触头接触该膜的全宽。
c. 心轴 - 具有1/8"、1/4"、1/2"、5/8"的直径并具有光滑和干净的表面并在各端安装在滚珠轴承上以使心轴可平滑和容易地旋转的心轴。
通过首先目测检查涂层和确保涂层表面没有划痕、折痕、皱纹和撕边，进行心轴测试。将要测试的薄膜电极切割成2英寸宽的条和至少9英寸的长度。在切割膜的同时小心避免任何裂纹。
然后如下测试切割的膜：
a. 沿试样长度使用2英寸电阻探针测量和记录以ohms/sq计的初始薄层电阻（Ro），以3英寸为间隔进行测量。
b. 然后围绕5/8"心轴弯曲该膜以使涂布面接触心轴。
c. 同时固定膜的末端并对该膜施加足够的张力以确保膜与心轴接触。
d. 在膜上贴着心轴小心施加温和压力以使心轴辊贴着涂层的同时，来回拉动该膜。小心确保该膜贴着心轴滚动而不滑落，以避免划痕。标记测试的涂层区。
e. 步骤d进行3个循环或6次敲击(strokes)。
f. 沿在试验过程中接触心轴的试样长度使用2英寸电阻探针测量和记录以ohms/sq计的薄层电阻(R)，在试验区域上以3英寸为间隔进行测量。
将最终薄层电阻（R）与初始薄层电阻（R0）比较的心轴测试的结果显示在图7中。图7的审查揭示，具有镍为85至100重量%的NiCr合金导电层的膜与具有镍为40至80重量%的NiCr合金导电层的膜相比具有较低的机械稳定性，尤其是采用更小直径的心轴。如通过这一试验证实具有更好的相对机械完整性的薄膜电极据信对于基于卷材和片材的方法的改进的制造鲁棒性而更为理想。当使用上述心轴试验比较两个膜时，相信表现更好的膜代表在生物传感器用途中加工和使用该薄膜电极膜的更鲁棒的机械性能和改进的可重复性和一致性。
本公开的实施方案的上述详述意在足够详细地描述本发明的各种方面以使本领域技术人员能够实施本发明。可以采用其它实施方案并可作出改变而不背离本发明的范围。上述详述因此不应在限制意义上解释。本发明的范围仅由后续正式发明申请中提出的权利要求以及这些权利要求有权享有的等同物完整范围限定。
在本说明书中，提到“一个实施方案”、“一实施方案”或“实施方案”是指提到的特征包括在该技术的至少一个实施方案中。在本说明书中单独提到“一个实施方案”、“一实施方案”或“实施方案”不一定是指同一实施方案并且也不互相排斥，除非这样规定和/或除非本领域技术人员从说明书中显而易见。例如，一个实施方案中描述的特征、步骤等也可能包括在另一些实施方案中，但不一定包括。由此，本技术可包括本文所述的实施方案的各种组合和/或整合。
本发明人由此声明他们意图依靠等同原则确定和评定本发明的合理公平范围，因为其涉及没有实质背离但在如下列权利要求书中阐述的本发明的字面范围外的任何事项（apparatus）。
定义
应该理解的是，下文无意构成所定义的术语的排他名单。在上文的描述中可能提供其它定义，例如在伴随着所定义的术语在上下文中的使用时。
本文所用的术语“一”和“该”是指一个或多个。
本文所用的术语“和/或”当用于两个或更多个项目的名单中时，是指任一所列项目可以独自使用或可以使用两个或更多个所列项目的任何组合。例如，如果一组合物被描述成含有组分A、B和/或C，该组合物可以仅含A；仅含B；仅含C；含A和B；含A和C；含B和C；或含A、B和C。
本文所用的术语“包含”是用于从该术语前列举的主语过渡到该术语后列举的一个或多个要素的开放性过渡术语，其中该过渡术语后列举的要素不一定是构成该主语的仅有要素。
本文所用的术语“具有”具有与上文提供的“包含”相同的开放含义。
本文所用的术语“包括”具有与上文提供的“包含”相同的开放含义。
数值范围
本说明书使用数值范围量化与本发明相关的某些参数。应该理解的是，当提供数值范围时，这些范围应被解释为在字面上支持仅列举该范围的下限值的权利要求限制以及仅列举该范围的上限值的权利要求限制。例如，10至100的公开数值范围为列举“大于10”（无上限）的权利要求和列举“小于100”（无下限）的权利要求提供字面支持。

Claims (21)

1.一种用于分析生物样品的生物传感器组件，所述生物传感器组件包括：
基底；
沉积在所述基底上的导电层；
沉积在所述导电层上的电阻材料层；和
用于与所述生物样品电化学反应的生物反应物，
其中所述导电层包含镍与铬，
其中所述导电层中镍与铬的组合重量百分比为50至100重量%，和
其中所述导电层中铬的重量百分比为大于20重量%，或其中所述电阻层的厚度为小于20 nm。
2.如权利要求1所述的生物传感器组件，其中所述生物传感器组件包括电极，其中所述电极是工作电极或参比电极或对电极。
3.如权利要求1或2所述的生物传感器组件，其中所述生物传感器是血糖传感器。
4.如权利要求1-3任一项所述的生物传感器组件，其中所述生物传感器组件包括试纸。
5.如权利要求1-4任一项所述的生物传感器组件，其中所述基底具有25至500 µm的厚度，并且所述导电层具有15至200 nm的厚度。
6.如权利要求1-5任一项所述的生物传感器组件，其中所述导电层溅射在所述基底上，并且所述电阻材料层溅射在所述导电层上。
7.如权利要求1-6任一项所述的生物传感器组件，其中所述导电层中铬的重量百分比为大约25至大约95重量%；并且其中所述导电层的余量基本为镍；并且其中所述电阻材料层具有5至200 nm的厚度。
8.如权利要求1-7任一项所述的生物传感器组件，其中所述导电层中铬的重量百分比为大约30至大约95重量%、或大约40至大约95重量%、或大约50至大约95重量%；并且其中所述导电层的余量基本为镍；并且其中所述电阻材料层具有5至200 nm的厚度。
9.如权利要求1-8任一项所述的生物传感器组件，其中所述导电层中铬的重量百分比为大于50至大约95重量%；并且其中所述导电层的余量基本为镍；并且其中所述电阻材料层具有5至200 nm的厚度。
10.如权利要求1-9任一项所述的生物传感器组件，其中所述电阻层是无定形碳。
11.如权利要求1-10任一项所述的生物传感器组件，其中所述电阻材料层具有5至30nm的厚度。
12.如权利要求1-11任一项所述的生物传感器组件，其中所述导电层中镍与铬的组合重量百分比为90至100重量%，并且其中所述电阻层的厚度为小于20 nm。
13.如权利要求1-12任一项所述的生物传感器组件，电阻材料层具有5至小于20 nm的厚度。
14.如权利要求1-13任一项所述的生物传感器组件，其中所述电阻材料层具有5至15nm的厚度。
15.如权利要求1-14任一项所述的生物传感器组件，其中所述基底包括柔性非导电膜。
16.如权利要求1-15任一项所述的生物传感器组件，其中所述生物传感器组件具有不超过20%的可见光透射率。
17.一种形成用于生物传感器的电极的方法，其包括：
（a）提供基底；
（b）提供导电材料靶；
（c）用来自所述导电材料靶的材料物理气相沉积所述基底的至少一部分，由此在所述基底上形成导电层；
（d）提供电阻材料靶；和
（e）用来自所述电阻材料靶的材料物理气相沉积所述导电层的至少一部分，由此在所述导电层上形成电阻材料层；
其中所述导电层包含镍与铬，
其中所述导电层中镍与铬的组合重量百分比为50至100重量%，和
其中所述导电层中铬的重量百分比为大于20重量%，或其中所述电阻层的厚度为小于20 nm。
18.权利要求17的方法，其中所述基底包含聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET），其中所述基底具有25至500 µm的厚度，所述导电层具有15至200 nm的厚度，且所述电阻材料层具有5至100 nm的厚度，其中所述电极具有不超过20%的可见光透射率，其中所述生物传感器包括血糖传感器。
19.权利要求17或18的方法，其中所述导电层中铬的重量百分比为大约25至大约95重量%；并且其中所述导电层的余量基本为镍。
20.权利要求17-19任一项的方法，其中所述电阻层是无定形碳。
21.权利要求17-20任一项的方法，其中所述基底包含聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET），其中所述电阻材料层包含无定形碳并具有5至20 nm的厚度。
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Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109312384B (zh) 2016-06-15 2022-12-30 伊士曼化工公司 物理气相沉积的生物传感器组件
US11630075B2 (en) 2016-09-16 2023-04-18 Eastman Chemical Company Biosensor electrodes prepared by physical vapor deposition
JP7096816B2 (ja) 2016-09-16 2022-07-06 イーストマン ケミカル カンパニー 物理蒸着によって製造されるバイオセンサー電極
KR102646492B1 (ko) 2017-06-22 2024-03-12 이스트만 케미칼 컴파니 물리적으로 증착된 전기화학 센서용 전극
KR20210011989A (ko) * 2018-05-22 2021-02-02 이스트만 케미칼 컴파니 물리적 증착된 바이오센서 부품
CN113176316B (zh) * 2021-03-15 2022-11-04 杭州电子科技大学 一种片状Pt/NiCo合金纳米柔性电极材料及其在无酶葡萄糖传感器上的应用

Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003315302A (ja) * 2002-04-24 2003-11-06 Tama Electric Co Ltd バイオセンサ及びその製造方法
CN1729310A (zh) * 2002-11-01 2006-02-01 艾利丹尼森公司 用于平板显示器的透明导电膜
US20060269826A1 (en) * 2003-03-03 2006-11-30 Eugenii Katz Novel electrode with switchable and tunable power output and fuel cell using such electrode
CN1930670A (zh) * 2004-03-12 2007-03-14 应用材料公司 沉积用于金属刻蚀硬掩模应用的无定型碳膜的方法
CN101360849A (zh) * 2005-11-18 2009-02-04 莱里斯奥鲁斯技术公司 一种形成多层结构的方法
CN101393160A (zh) * 2008-10-29 2009-03-25 北京化工大学 一种生物功能多层膜修饰电极及其制备方法
CN101530327A (zh) * 2009-04-20 2009-09-16 湖州艾木奇生物科技咨询服务有限公司 皮下组织实时监测用针状电流测定式葡萄糖传感器及其制作方法
CN101839884A (zh) * 2010-04-16 2010-09-22 北京化工大学 一种水滑石纳米片和双蛋白复合超薄膜修饰电极及其制备方法
CN102187213A (zh) * 2008-10-16 2011-09-14 安东大学校产学协力团 电化学生物传感器结构和使用该生物传感器的测量方法
CN102459690A (zh) * 2009-04-24 2012-05-16 3M创新有限公司 电化学生物传感器电极带及其制造方法
US20130052475A1 (en) * 2011-08-23 2013-02-28 Korea Institute Of Science And Technology Method of fabricating porous film structure using dry processes and porous film structures fabricated by the same
CN103502804A (zh) * 2011-03-04 2014-01-08 加利福尼亚大学董事会 用于可逆的离子和分子感测或迁移的纳米孔装置
WO2016100266A1 (en) * 2014-12-16 2016-06-23 Eastman Chemical Company Physical vapor deposited biosensor components

Family Cites Families (119)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3264074A (en) 1962-04-04 1966-08-02 Lear Siegler Inc Thin film electron emissive electrode
US4752360A (en) 1985-06-03 1988-06-21 Cities Service Oil And Gas Corporation Corrosion probe and method for measuring corrosion rates
US4588493A (en) 1984-09-17 1986-05-13 Blumenthal Robert N Hot gas measuring probe
US5227211A (en) 1989-04-21 1993-07-13 Hmt Technology Corporation Magnetic recording disk medium comprising a magnetic thin film and a carbon overcoat having surface nitrogen atoms, a specified carbon structure, and oxygen atoms
US5484517A (en) 1994-03-08 1996-01-16 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Method of forming multi-element thin hot film sensors on polyimide film
US5429895A (en) 1994-10-13 1995-07-04 Motorola, Inc. Nickel alloy electrodes for electrochemical devices
US6388366B1 (en) 1995-05-08 2002-05-14 Wayne State University Carbon nitride cold cathode
DE69602309T2 (de) 1995-06-30 2000-01-13 Toyoda Gosei Kk Flexible metallisierte Formkörper und Verfahren zu deren Herstellung
US6171714B1 (en) 1996-04-18 2001-01-09 Gould Electronics Inc. Adhesiveless flexible laminate and process for making adhesiveless flexible laminate
EP0828015A3 (en) 1996-09-06 1998-07-15 SANYO ELECTRIC Co., Ltd. Hard carbon film-coated substrate and method for fabricating the same
US6013459A (en) 1997-06-12 2000-01-11 Clinical Micro Sensors, Inc. Detection of analytes using reorganization energy
WO1998058100A1 (de) 1997-06-16 1998-12-23 Robert Bosch Gmbh Verfahren und einrichtung zum vakuumbeschichten eines substrates
US6096426A (en) 1997-08-01 2000-08-01 Mascotech, Inc. Coating having the appearance of black chrome
US5997817A (en) 1997-12-05 1999-12-07 Roche Diagnostics Corporation Electrochemical biosensor test strip
US6103033A (en) 1998-03-04 2000-08-15 Therasense, Inc. Process for producing an electrochemical biosensor
US6187479B1 (en) 1998-03-06 2001-02-13 Changle Liu Ambient temperature, rechargeable cells with metal salt-based electrodes and a system of cell component materials for use therein
US6468657B1 (en) 1998-12-04 2002-10-22 The Regents Of The University Of California Controllable ion-exchange membranes
US6332900B1 (en) 1999-02-08 2001-12-25 Wilson Greatbatch Ltd. Physical vapor deposited electrode component and method of manufacture
EP1029661B1 (de) 1999-02-17 2004-11-03 Alcan Technology & Management AG Verbundfolie und Verfahren zu ihrer Herstellung
US6484045B1 (en) 2000-02-10 2002-11-19 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensor and method of making the same
JP2004500196A (ja) 2000-02-10 2004-01-08 メドトロニック　ミニメド　インコーポレイテッド 改良された検体センサ及びその製造方法
JP4560964B2 (ja) 2000-02-25 2010-10-13 住友電気工業株式会社 非晶質炭素被覆部材
JP3455716B2 (ja) 2000-06-05 2003-10-14 岐阜県 カーボン被覆部材及びその製造方法
CA2416207C (en) 2000-07-14 2011-08-30 Alastair Hodges Electrochemical method for measuring chemical reaction rates
ES2186494B1 (es) 2000-10-31 2004-09-16 Fundacion Inasmet Materiales medicos recubiertos con un recubrimiento de carbono con estructura de diamante.
DE10061998A1 (de) 2000-12-13 2002-07-18 Infineon Technologies Ag Kryptographieprozessor
US6758957B1 (en) 2001-04-17 2004-07-06 University Of Central Florida Electrochemical deposition of carbon nanoparticles from organic solutions
US6855243B2 (en) 2001-04-27 2005-02-15 Lifescan, Inc. Electrochemical test strip having a plurality of reaction chambers and methods for using the same
CA2386462A1 (en) 2001-05-18 2002-11-18 Institut National De La Recherche Scientifique Multi-layers coating for protecting metallic substrates
US6824974B2 (en) 2001-06-11 2004-11-30 Genorx, Inc. Electronic detection of biological molecules using thin layers
TWI244550B (en) 2001-06-21 2005-12-01 Hmd Biomedical Inc Electrochemistry test unit, biological sensor, the manufacturing method, and the detector
JP4777558B2 (ja) 2001-09-21 2011-09-21 シチズンホールディングス株式会社 表面硬化材料とその製造方法
US7057805B2 (en) 2001-10-22 2006-06-06 Commonwealth Laminating & Coating, Inc. Solar control film containing carbon black and process for preparing the solar control film
WO2003069327A1 (de) 2002-02-11 2003-08-21 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e. V. Ionensensitiver feldeffekttransistor und verfahren zum herstellen eines ionensensitiven feldeffekttransistors
US20030180814A1 (en) 2002-03-21 2003-09-25 Alastair Hodges Direct immunosensor assay
US6921469B2 (en) 2002-03-26 2005-07-26 Lattice Energy Llc Electrode constructs, and related cells and methods
DE10219908A1 (de) 2002-05-03 2003-11-27 Epcos Ag Elektrode und ein Verfahren zu deren Herstellung
TWI326245B (en) 2002-05-28 2010-06-21 Astic Signals Defenses L L C A system and method for filtering electromagnetic and visual transmissions and for minimizing acoustic transmissions
US7470533B2 (en) 2002-12-20 2008-12-30 Acea Biosciences Impedance based devices and methods for use in assays
AU2003284679A1 (en) 2002-11-25 2004-06-18 Nisshinbo Industries, Inc. Method of fixing biomolecule on metal support
US6904935B2 (en) 2002-12-18 2005-06-14 Masco Corporation Of Indiana Valve component with multiple surface layers
JP4150789B2 (ja) 2003-01-14 2008-09-17 独立行政法人産業技術総合研究所 非晶質窒化炭素膜及びその製造方法
WO2004076710A1 (ja) 2003-02-26 2004-09-10 Sumitomo Electric Industries, Ltd. 非晶質炭素膜、その製造方法および非晶質炭素膜被覆部材
US7052585B2 (en) 2003-03-11 2006-05-30 Guardian Industries Corp. Coated article including titanium oxycarbide and method of making same
KR100870176B1 (ko) 2003-06-27 2008-11-25 삼성전자주식회사 니켈 합금 샐리사이드 공정, 이를 사용하여 반도체소자를제조하는 방법, 그에 의해 형성된 니켈 합금 실리사이드막및 이를 사용하여 제조된 반도체소자
WO2005005974A1 (en) 2003-06-17 2005-01-20 Huang, Alice, Y. Structure and manufacturing method of disposable electrochemical sensor strip
US7888842B2 (en) 2004-02-13 2011-02-15 University Of Maine System Board Of Trustees Ultra-thin film electrodes and protective layer for high temperature device applications
JP4460000B2 (ja) 2004-03-31 2010-04-28 エージェンシー フォー サイエンス，テクノロジー アンド リサーチ 試験材料のガス透過率を測定するためのセンサ
US7556723B2 (en) 2004-06-18 2009-07-07 Roche Diagnostics Operations, Inc. Electrode design for biosensor
US7662880B2 (en) 2004-09-03 2010-02-16 Eastman Chemical Company Polyester polymer and copolymer compositions containing metallic nickel particles
US7824620B2 (en) 2004-09-21 2010-11-02 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Nano- and micro-scale structures: methods, devices and applications thereof
CN1779455A (zh) 2004-11-25 2006-05-31 中国科学院电子学研究所 一次性使用电化学生物传感器的制作方法
US7556724B2 (en) 2005-02-10 2009-07-07 Bionime Corporation Electrochemical sensor strip and manufacturing method thereof
TWM286367U (en) 2005-07-15 2006-01-21 Taidoc Technology Corp Multi-functional two-in-one blood pressure and bio-sensor measurement device
TWI386494B (zh) 2005-11-18 2013-02-21 Hon Hai Prec Ind Co Ltd 一種具有多層鍍膜之模具
CN1970827B (zh) 2005-11-25 2010-05-05 鸿富锦精密工业（深圳）有限公司 一种具有多层类金刚石碳膜的模具的制作方法
TWM297470U (en) 2006-02-21 2006-09-11 Visgeneer Inc Structures of biosensor strips
US7939172B2 (en) 2006-05-17 2011-05-10 G & H Technologies, Llc Wear resistant vapor deposited coating, method of coating deposition and applications therefor
US7823556B2 (en) 2006-06-19 2010-11-02 Federal-Mogul World Wide, Inc. Electrode for an ignition device
US7465597B2 (en) 2006-06-29 2008-12-16 Home Diagnostics, Inc. Method of manufacturing a diagnostic test strip
EP1884978B1 (en) 2006-08-03 2011-10-19 Creepservice S.à.r.l. Process for the coating of substrates with diamond-like carbon layers
US20080083618A1 (en) 2006-09-05 2008-04-10 Neel Gary T System and Methods for Determining an Analyte Concentration Incorporating a Hematocrit Correction
US7688167B2 (en) 2006-10-12 2010-03-30 Innovative Micro Technology Contact electrode for microdevices and etch method of manufacture
US7611751B2 (en) 2006-11-01 2009-11-03 Asm America, Inc. Vapor deposition of metal carbide films
ITFI20060322A1 (it) 2006-12-13 2008-06-14 Menarini Farma Ind Processo per la preparazione di elettrodi modificati, elettrodi preparati con tale processo, e biosensori enzimatici che li comprendono.
US7919151B2 (en) 2006-12-14 2011-04-05 General Electric Company Methods of preparing wetting-resistant surfaces and articles incorporating the same
JP5194514B2 (ja) 2007-03-29 2013-05-08 富士通セミコンダクター株式会社 基板構造及びその製造方法
JPWO2009041239A1 (ja) 2007-09-26 2011-01-20 国立大学法人北海道大学 ニッケル薄膜およびその形成方法ならびに強磁性ナノ接合素子およびその製造方法ならびに金属細線およびその形成方法
US8503162B2 (en) 2008-01-17 2013-08-06 Fraser W. SEYMOUR Electrode, related material, process for production, and use thereof
US8493711B2 (en) 2008-01-17 2013-07-23 Fraser W. SEYMOUR Monolithic electrode, related material, process for production, and use thereof
TWI364816B (en) 2008-01-31 2012-05-21 Nat Univ Tsing Hua Interconnection structure and manufacturing method thereof
EP2133921B8 (en) 2008-06-10 2011-10-05 Institut de Ciències Fotòniques, Fundació Privada method to prepare a stable transparent electrode
JP5417754B2 (ja) 2008-07-11 2014-02-19 東京エレクトロン株式会社 成膜方法及び処理システム
ES2337328B1 (es) 2008-07-24 2011-02-14 Inbea Biosensores, S.L. Biosensor amperometrico desechable, metodo de fabricacion del mismo ymetodo de determinacion de la presencia de analitos en alimentos.
CN102171759B (zh) 2008-09-12 2017-01-18 布莱阿姆青年大学 包含碳及金属层的数据存储媒介
US8424763B2 (en) 2008-10-07 2013-04-23 Bayer Healthcare Llc Method of forming an auto-calibration circuit or label
CN102224550B (zh) 2008-11-25 2013-01-16 日产自动车株式会社 导电构件及使用其的固体高分子型燃料电池
WO2010099122A1 (en) 2009-02-24 2010-09-02 Ultradian Diagnostics, Llc Microsecond response electrochemical sensors and methods thereof
FR2944873B1 (fr) 2009-04-22 2011-05-13 Centre Nat Rech Scient Systeme pour la detection de complexes d'hybridation de sondes avec des ligands specifiques, et utilisations
US8906579B2 (en) 2009-05-14 2014-12-09 GM Global Technology Operations LLC Low contact resistance coated stainless steel bipolar plates for fuel cells
CN102458852B (zh) 2009-06-02 2015-10-14 新加坡科技研究局 多层阻障膜
KR101603766B1 (ko) 2009-11-13 2016-03-15 삼성전자주식회사 그라펜 적층체 및 그의 제조방법
US8287719B2 (en) 2010-02-09 2012-10-16 Empire Technology Development Llc Methods for the detection and diagnosis of malaria using an electrochemical sensor
AU2011223927B2 (en) 2010-03-01 2015-06-25 Eastman Performance Films LLC Low emissivity and EMI shielding window films
KR101251020B1 (ko) 2010-03-09 2013-04-03 국립대학법인 울산과학기술대학교 산학협력단 그라펜의 제조 방법, 이를 포함하는 투명 전극, 활성층, 이를 구비한 표시소자, 전자소자, 광전소자, 태양전지 및 염료감응 태양전지
CN201697658U (zh) 2010-06-25 2011-01-05 唐山华洋自动化有限公司 哈氏合金电极传感器
KR101271827B1 (ko) 2010-07-22 2013-06-07 포항공과대학교 산학협력단 탄소 박막 제조 방법
JP5186633B2 (ja) 2010-09-13 2013-04-17 大日本印刷株式会社 バイオセンサ及びその製造方法
JP5150690B2 (ja) 2010-09-16 2013-02-20 株式会社東芝 半導体装置及び半導体装置の製造方法
CN102560393B (zh) 2010-12-27 2016-04-06 青岛韬谱光学科技有限公司 镀膜件
US8685802B2 (en) 2010-12-29 2014-04-01 Universityof North Texas Graphene formation on dielectrics and electronic devices formed therefrom
CN102021365A (zh) 2010-12-30 2011-04-20 许正诚 一种钴铬合金
CN103380469B (zh) 2011-02-21 2017-08-11 日本蓄电器工业株式会社 电极箔、集电体、电极及使用这些对象的蓄电组件
US9643842B2 (en) 2011-03-14 2017-05-09 Imra America, Inc. Nanoarchitectured multi-component electrode materials and methods of making the same
KR101271951B1 (ko) 2011-05-27 2013-06-07 포항공과대학교 산학협력단 탄소 박막 제조 방법
US8809843B2 (en) 2011-06-07 2014-08-19 California Institute Of Technology Nickel-based electrocatalytic photoelectrodes
EP2765942B1 (en) 2011-10-10 2016-02-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices including ablation electrodes
US8884310B2 (en) 2011-10-19 2014-11-11 Sunedison Semiconductor Limited (Uen201334164H) Direct formation of graphene on semiconductor substrates
KR101388695B1 (ko) 2011-10-24 2014-04-28 삼성전기주식회사 그래핀 투명전극 및 이의 제조방법
JP5965338B2 (ja) 2012-07-17 2016-08-03 出光興産株式会社 スパッタリングターゲット、酸化物半導体薄膜及びそれらの製造方法
KR101303590B1 (ko) 2012-07-24 2013-09-11 전자부품연구원 복합 전도성 기판 및 그의 제조 방법
KR102014990B1 (ko) 2013-01-29 2019-08-27 삼성전자주식회사 광전극 구조체용 복합 보호층, 이를 포함하는 광전극 구조체 및 이를 포함하는 광전기화학 전지
JP2014153280A (ja) 2013-02-12 2014-08-25 Dainippon Printing Co Ltd バイオセンサ用電極およびバイオセンサ
US20160054343A1 (en) 2013-02-18 2016-02-25 Theranos, Inc. Systems and methods for multi-analysis
EP2992001B1 (en) 2013-05-02 2018-11-07 Ramot at Tel-Aviv University Ltd. Self-assembled peptide nucleic acids
JP6439444B2 (ja) 2013-05-29 2018-12-19 東洋紡株式会社 血糖値センサー用電極フィルム
US20150144507A1 (en) 2013-11-22 2015-05-28 Cilag Gmbh International Folded biosensor
TWI583947B (zh) 2013-12-16 2017-05-21 聖高拜塑膠製品公司 電極及製造電極的方法
CN103743805B (zh) 2014-01-17 2016-07-27 湖南大学 基于氮杂化介孔碳的生物传感器、制备方法及其应用
US10569330B2 (en) 2014-04-01 2020-02-25 Forge Nano, Inc. Energy storage devices having coated passive components
US10605760B2 (en) 2014-07-22 2020-03-31 Toyobo Co., Ltd. Thin film-laminated film
US9122336B1 (en) 2014-08-05 2015-09-01 T-Kingdom Co., Ltd. Conductive electrode structure
CN106206684B (zh) 2015-05-04 2020-06-09 清华大学 氧化物半导体膜及其制备方法
KR101619109B1 (ko) 2015-12-04 2016-05-10 문경수 바이오센서 전극 스트립 및 이의 제조방법
KR20180095685A (ko) 2015-12-23 2018-08-27 마테리온 코포레이션 바이오센서용 니켈 합금
JP7096816B2 (ja) 2016-09-16 2022-07-06 イーストマン ケミカル カンパニー 物理蒸着によって製造されるバイオセンサー電極
US11630075B2 (en) 2016-09-16 2023-04-18 Eastman Chemical Company Biosensor electrodes prepared by physical vapor deposition
KR102646492B1 (ko) 2017-06-22 2024-03-12 이스트만 케미칼 컴파니 물리적으로 증착된 전기화학 센서용 전극
KR102013836B1 (ko) 2017-07-03 2019-08-23 한국생산기술연구원 탄소계 물질 코팅층을 포함하는 탈염용 전극 및 이의 제조방법

Patent Citations (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003315302A (ja) * 2002-04-24 2003-11-06 Tama Electric Co Ltd バイオセンサ及びその製造方法
CN1729310A (zh) * 2002-11-01 2006-02-01 艾利丹尼森公司 用于平板显示器的透明导电膜
US20060269826A1 (en) * 2003-03-03 2006-11-30 Eugenii Katz Novel electrode with switchable and tunable power output and fuel cell using such electrode
CN1930670A (zh) * 2004-03-12 2007-03-14 应用材料公司 沉积用于金属刻蚀硬掩模应用的无定型碳膜的方法
CN101360849A (zh) * 2005-11-18 2009-02-04 莱里斯奥鲁斯技术公司 一种形成多层结构的方法
CN102187213A (zh) * 2008-10-16 2011-09-14 安东大学校产学协力团 电化学生物传感器结构和使用该生物传感器的测量方法
CN101393160A (zh) * 2008-10-29 2009-03-25 北京化工大学 一种生物功能多层膜修饰电极及其制备方法
CN101530327A (zh) * 2009-04-20 2009-09-16 湖州艾木奇生物科技咨询服务有限公司 皮下组织实时监测用针状电流测定式葡萄糖传感器及其制作方法
CN102459690A (zh) * 2009-04-24 2012-05-16 3M创新有限公司 电化学生物传感器电极带及其制造方法
CN101839884A (zh) * 2010-04-16 2010-09-22 北京化工大学 一种水滑石纳米片和双蛋白复合超薄膜修饰电极及其制备方法
CN103502804A (zh) * 2011-03-04 2014-01-08 加利福尼亚大学董事会 用于可逆的离子和分子感测或迁移的纳米孔装置
CN105044170A (zh) * 2011-03-04 2015-11-11 加利福尼亚大学董事会 用于可逆的离子和分子感测或迁移的纳米孔装置
US20130052475A1 (en) * 2011-08-23 2013-02-28 Korea Institute Of Science And Technology Method of fabricating porous film structure using dry processes and porous film structures fabricated by the same
WO2016100266A1 (en) * 2014-12-16 2016-06-23 Eastman Chemical Company Physical vapor deposited biosensor components

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
ROGER J. NARAYAN: "Nanostructured diamondlike carbon thin films for medical applications", 《MATERIALS SCIENCE AND ENGINEERING C》 *

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