ES2317407T3

ES2317407T3 - Bisensor de glucosa y procedimiento.

Info

Publication number: ES2317407T3
Application number: ES06024459T
Authority: ES
Inventors: Xiaohua Cai; Chung Chang Young; Jianhong Pei; Andy Vo
Original assignee: Nova Biomedical Corp
Current assignee: Nova Biomedical Corp
Priority date: 2005-12-14
Filing date: 2006-11-24
Publication date: 2009-04-16
Anticipated expiration: 2026-11-24
Also published as: CA2568824A1; JP4463266B2; CA2568824C; US20070131549A1; CN1991368A; EP1798289B1; CN1991368B; JP2007163499A; DE602006003615D1; US7955484B2; KR100790141B1; ATE414166T1; EP1798289A1; KR20070063430A

Abstract

Un biosensor de glucosa que comprende: un cuerpo laminado que tiene un extremo de entrada de muestra de fluido y un extremo para el contacto eléctrico; una entrada de muestra de fluido; una cámara de muestra sustancialmente plana en comunicación entre dicha entrada de muestra de fluido y una abertura de descarga, estando dicha cámara de ensayo adaptada para recoger una muestra de fluido por dicha entrada de muestra de fluido; un electrodo de glucosa basado en GOD; un electrodo de glucosa basado en GDH; y un electrodo de referencia en el que dicho electrodo de glucosa basado en GOD, dicho electrodo de glucosa basado en GDH y dicho electrodo de referencia están dentro de dicha cámara de muestra.

Description

Biosensor de glucosa y procedimiento.

Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención

La presente invención se refiere a un biosensor para detectar la glucosa presente en fluidos biológicos tales como la sangre. En particular, la presente invención se refiere a un biosensor para la detección amperométrica de glucosa en fluidos biológicos. Más en particular, la presente invención se refiere a un biosensor que tiene una alta precisión para la detección amperométrica de glucosa en fluidos biológicos.

2. Descripción de la técnica anterior

Es conocido que la diabetes es un problema de salud importante. Como regla general, la Asociación de Diabetes Americana (ADA) recomienda que la mayoría de los pacientes con diabetes de tipo I (dependientes de insulina) comprueben la glucosa tres o más veces al día. La insulina controla utilización de la glucosa o el azúcar en la sangre y previene la hiperglucemia, la cual, si no se corrige, puede conducir a la cetosis. La administración inadecuada de terapia de insulina, puede dar como resultado episodios hipoglucémicos. La hipoglucemia puede producir coma y puede ser mortal.

La hiperglucemia en diabéticos se ha correlacionado con varios efectos a largo plazo de la diabetes tales como enfermedad cardiaca, aterosclerosis, ceguera, accidente cerebrovascular, hipertensión e insuficiencia renal. La cantidad de la inyección de insulina está relacionada con el nivel de glucosa en la sangre. Por lo tanto, la detección precisa de la glucosa en la sangre es vital para el tratamiento adecuado de la diabetes. Los pacientes con diabetes de tipo II (no dependientes de insulina) también pueden beneficiarse del seguimiento preciso de la glucosa en la sangre en el control de su afección mediante la dieta y el ejercicio.

Desde la introducción de las tiras de glucosa para usar en casa y los dispositivos de detección o medidores portátiles a finales de los años 70, el tratamiento de la diabetes ha mejorado mucho. Sin embargo, los resultados de los ensayos inexactos inherentes en los sistemas de medición de glucosa anteriores pueden conducir a veces al tratamiento inadecuado de la diabetes. Una de las principales razones de los resultados de ensayo inexactos está relacionada con los reactivos químicos aplicados a las tiras de glucosa. La mayoría de las tiras de glucosa del mercado son biosensores basados en el uso de un mediador y glucosa oxidasa (GOD) o glucosa deshidrogenasa dependiente de pirroloquinolina-quinona (PQQ-GDH).

Los biosensores basados en mediador/GOD extienden el intervalo de respuesta lineal para la glucosa, comparado con los biosensores no basados en mediador (está implicada la medición de peróxido de hidrógeno). Sin embargo, todavía existen los inconvenientes relacionados con el oxígeno. Los mediadores no son tan eficaces en el transporte de electrones con la enzima como lo es la molécula de oxígeno. De hecho, cualquier oxígeno en la solución de la muestra puede competir de forma más eficaz que los mediadores por el sitio de la enzima. Las mediciones con biosensores basados en mediador/GOD muestran resultados significativamente menores con el aumento de la presión parcial de oxígeno (pO2) en las muestras de fluidos. Los resultados de los ensayos inexactos causados por la concentración de oxígeno que varía, han sido investigados extensamente por varios grupos (T.Y. Chun, M. Hirose, T. Sawa, M. Harada, T. Hosokawa, Y. Tanaka y M. Miyazaki, Anesth. Analg., 75, 993-7, 1994; J.H. Lee, H. Vu, G.J. Kost, Clinical Chemistry, 42, S163, 1996; K. Kurahashi, H. Maryta, Y. Usuda y M. Ohtsuka, Crit. Care Med., 25, 231-235, 1997; Z. Tang, R.F. Louie, M. Payes, K. Chang y G.J. Kost, Diabetes Technology & Therapeutics, 2, 349-362, 2000). Como advierten Tang y col. (Z. Tang, R.F. Louie, J.H. Lee, D.M. Lee, E.E. Miller, y GJ. Kost, Crit. Care Med., 29, 1062-1070, 2001), debe ponerse cuidado especial cuando se usan las tiras de glucosa para el ensayo de glucosa en el sitio de atención en pacientes enfermos críticos y otros pacientes con nivel de pO2 en la sangre impredecible.

Además, las muestras biológicas contienen niveles de oxígeno ampliamente variables. La presión parcial de oxígeno típica de una muestra de sangre venosa es aproximadamente 32\pm7 mm Hg. En algunos casos, puede ser tan baja como 20 mm Hg. Para una muestra arterial, se pueden esperar niveles de oxígeno mucho mayores. Para los pacientes sometidos a terapia con oxígeno, el nivel de pO2 arterial puede ser tan alto como 700 mm Hg. Por lo tanto, los biosensores basados en mediador/GOD podrían dar resultados del ensayo inexactos debido a las diferentes concentraciones de oxígeno. Esto es más grave cuando la concentración de glucosa está en un nivel bajo (p. ej., concentración de glucosa menor que 70 mg/dl).

Para obviar la interferencia que resulta de la concentración de oxígeno variable o el llamado "efecto del oxígeno" asociada con el uso de la glucosa oxidasa, recientemente se ha usado la glucosa deshidrogenasa (GDH) para sustituir a la glucosa oxidasa sensible al oxígeno. La glucosa deshidrogenasa, cuya coenzima es la pirroloquinolina-quinona (PQQ) no interacciona con el oxígeno. Por lo tanto, al sensor de glucosa resultante no le afecta la concentración de oxígeno variable en la muestra. Se han desarrollado y comercializado algunos productos que usan esta enzima, tales como por ejemplo, Accu-Chek^{TM} Comfort Curve®, Roche Diagnostics, IN, EE.UU., Freestyle®, TheraSense, Alameda, CA, EE.UU. y Ascensia®, Bayer Health Care, Mishawaka, IN, EE.UU.

El uso de la glucosa deshidrogenasa supera los problemas causados por el efecto del oxígeno. Sin embargo, la glucosa deshidrogenasa no es tan específica como la glucosa oxidasa. No reacciona sólo con la glucosa, si no que reacciona también con otros azúcares, tales como la galactosa y la maltosa. Tanto la galactosa como la maltosa tienen una estructura similar a la glucosa. La maltosa está compuesta de dos unidades de glucosa y la galactosa difiere en la estructura de la glucosa sólo en la posición del grupo hidroxilo en el carbono no. 4. Se pueden esperar graves interferencias. De hecho, los biosensores basados en GDH son más sensibles a la maltosa y no discriminan entre glucosa y galactosa (J.D. Newman, CA. Ramsden, N.D.H. Balazs, Clinical Chemistry, 48, 2071, 2002).

Los pacientes pueden obtener una lectura de glucosa alta falsa si las tiras de ensayo usan una pirroloquinolina-quinona glucosa deshidrogenasa como procedimiento enzimático. Por esta razón, los centros médicos Medicare & Medicaid Services y las redes ESRD han sido alertados por la Food and Drug Administration (FDA) el 18 de abril de 2003, en lo que afecta a las lecturas de glucosa de pacientes con diálisis peritoneal con solución de diálisis de Icodextrina Extraneal y a los efectos de las lecturas de glucosa elevadas falsas debido a la interacción con la maltosa. Una lectura de glucosa en la sangre alta falsa puede hacer que al paciente se le de más insulina de la que necesita. Esto, a su vez, puede reducir innecesariamente el azúcar en la sangre del paciente y puede producir una reacción grave, incluyendo la pérdida de conciencia.

Por lo tanto, lo que se necesita es un sistema de medición de la glucosa que pueda proporcionar una lectura de la glucosa en la sangre más precisa. Lo que se necesita también es un sistema de medición de la glucosa que pueda proporcionar una lectura de la glucosa en la sangre más precisa reduciendo los resultados de ensayo inexactos producidos por la presión parcial de oxígeno variable en la muestra de fluido. Lo que se necesita además es un sistema de medición de glucosa que pueda proporciona una lectura de la glucosa en la sangre más precisa reduciendo los resultados de ensayo inexactos producidos por otros azúcares en la muestra de fluido. Lo que se necesita también es un sensor de glucosa desechable que pueda proporcionar lecturas de la glucosa en la sangre más precisas.

Resumen de la invención

Un objetivo de la presente invención es proporcionar un sistema sensor de glucosa que proporcione lecturas de glucosa, que minimice la interferencia por el oxígeno disuelto y por la maltosa y galactosa presentes en las muestras de fluidos. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar un sensor de glucosa desechable, que se pueda usar para el ensayo capilar de la sangre en el dedo o sitios alternativos como la parte superior del brazo, antebrazo, base del pulgar y muslo. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar un sensor de glucosa para el ensayo en sangre venosa y para el ensayo en sangre arterial y venosa. Otro objetivo más de la presente invención es proporcionar un sensor de glucosa desechable que requiere una pequeña cantidad de muestra de sangre y que todavía de resultados precisos.

La presente invención logra este y otros objetivos incorporando dos electrodos de glucosa, cada uno de los cuales incorpora una enzima diferente para medir la glucosa, y seleccionando la respuesta del electrodo adecuado para determinar la concentración de glucosa en una muestra de fluido. Las dos enzimas son la glucosa oxidasa (GOD) y una quinoproteína glucosa deshidrogenasa (GDH), conocida más específicamente como glucosa deshidrogenasa dependiente de pirroloquinolina-quinona (PQQ-GDH). Ambos electrodos de glucosa (es decir, de trabajo) responden a la concentración de glucosa a lo largo de todo el intervalo lineal. Si la muestra tiene un nivel bajo de pO_{2}, el electrodo de trabajo basado en GOD dará respuestas más altas mientras que el electrodo de trabajo basado en GDH da un resultado preciso. Por lo tanto, la respuesta preferida será del electrodo de trabajo basado en GDH. En el caso en el que la muestra contenga maltosa o galactosa, el electrodo de trabajo basado en GDH mostrará respuestas más altas mientras que el electrodo de trabajo cargado de GOD da un resultado preciso. La respuesta preferida será del electrodo de trabajo cargado con GOD. El procedimiento de selección se hace preferiblemente de forma automática cuando las lecturas de los electrodos de glucosa se alimentan automáticamente en un medidor preprogramado.

El sensor de glucosa de la presente invención incorpora varias realizaciones que incluyen, pero no limitado a, una construcción de 4 capas y una construcción de 3 capas, como se describe en la patente U.S. No. 6.767.441, patente U.S. No. 6.287.451, patente U.S. No. 6.258.229, patente U.S. No. 6.837.976, y patente U.S. No. 6.942.770.

En la primera realización de la presente invención, el sensor de glucosa usa una construcción laminada de 4 capas.

En un aspecto de la primera realización, el sensor de glucosa tiene un cuerpo alargado laminado que tiene un canal para el fluido de muestra, que forma una cámara para la muestra sustancialmente plana, conectada entre una abertura en un extremo del cuerpo laminado y un agujero de descarga espaciado de la abertura. Dentro del canal para fluido se sitúan al menos dos electrodos de trabajo y un electrodo de referencia/contraelectrodo. La disposición de los dos o más electrodos de trabajo y el electrodo de referencia no es importante para el propósito de los resultados obtenidos del sensor. Los electrodos de trabajo y el electrodo de referencia están cada uno en contacto eléctrico con pistas conductoras separadas. Las pistas conductoras separadas terminan y están expuestas para hacer una conexión eléctrica con un dispositivo de lectura en el extremo opuesto del extremo de entrada de la muestra del cuerpo laminado.

En otro aspecto de la primera realización, el cuerpo laminado tiene una capa base hecha de un material plástico. Se trazan varias pistas conductoras sobre la capa base. Las pistas conductoras pueden ser depositadas sobre la capa aislante por serigrafía, por deposición de vapor, o por cualquier procedimiento que proporcione una capa conductora que se adhiera a la capa base. Las pistas conductoras se pueden disponer individualmente sobre la capa aislante, o una capa conductora se puede disponer sobre la capa aislante seguido de grabado/rayado del número requerido de pistas conductoras. El procedimiento de grabado se puede llevar a cabo químicamente, por rayado mecánico de las líneas en la capa conductora, usando un láser para rayar la capa conductora en pistas conductoras separadas, o por cualquier medio que produzca una rotura entre las pistas conductoras separadas requerida por la presente invención. Los recubrimientos o capas conductoras que se pueden usar son recubrimientos de cobre, oro, óxido de estaño/oro, paladio, otros metales nobles y sus óxidos, o composiciones de película de carbono. Los revestimientos conductores preferidos son película de oro o una composición de óxido de estaño/película de oro.

En otro aspecto de la primera realización de la presente invención, el cuerpo laminado tiene una primera capa media aislante, llamada también capa de soporte de reactivos o que define el área de electrodos, en la parte superior de la capa base y las pistas conductoras. La capa de soporte de reactivos, o capa de soporte de reactivos, contiene al menos dos aberturas para dos o más electrodos de trabajo y un electrodo de referencia. Cada abertura corresponde a y expone una pequeña parte de una sola pista conductora. Las aberturas para los electrodos de trabajo son sustancialmente del mismo tamaño. La abertura para el electrodo de referencia puede ser del mismo tamaño o diferente que las aberturas para los electrodos de trabajo. La colocación de todas las aberturas es tal que estarán todas situadas dentro del canal de fluido de muestra descrito antes. La capa de soporte de reactivos también está hecha de un material dieléctrico aislante, preferiblemente plástico, y puede estar hecha por troquelado mecánico del material o con un láser y después fijación del material a la capa base. Se puede usar un adhesivo, tal como un adhesivo sensible a la presión, para asegurar la primera capa media aislante a la capa base. La adhesión se puede llevar a cabo por unión por ultrasonidos de la capa de soporte de reactivos a la capa base. La capa de soporte de reactivos también puede hacerse por serigrafía de un material aislante o por unión de un fotopolímero sobre la capa base.

En otro aspecto más de la primera realización, el cuerpo laminado también tiene una segunda capa media aislante, también llamada capa formadora de canal, en la parte superior de la capa de soporte de reactivos. La capa formadora de canal también está hecha de un material plástico aislante y crea la cámara de la muestra del cuerpo laminado. Contiene una abertura en forma de U en un extremo que se superpone con las aberturas de la capa de soporte de reactivos con el extremo abierto que corresponde al extremo de entrada de muestra del cuerpo laminado descrito antes. Se puede usar una cinta adhesiva sensible a la presión con recubrimiento doble, como la capa formadora de canal.

En otro aspecto más de la primera realización, el cuerpo laminado de la presente invención tiene una cubierta con una abertura de descarga y una muesca de entrada. La abertura de descarga está situada de modo que al menos una parte de la abertura de descarga se superpone con la base del corte en forma de U de la capa formadora de canal. La descarga permite que escape el aire de dentro del fluido de muestra cuando el fluido de muestra entra en la entrada de muestra del cuerpo laminado. La muesca está situada en el extremo para la entrada de muestra. El fluido de muestra en general llena la cámara de muestra por acción capilar. En situaciones de volumen pequeño, la extensión de la acción capilar depende de la naturaleza hidrófoba/hidrófila de las superficies en contacto con el fluido que sufre la acción capilar. Las fuerzas capilares son potenciadas usando un material aislante hidrófilo para formar la cubierta o recubriendo al menos una parte de un lado de un material aislante hidrófobo con una sustancia hidrófila en la zona de la cubierta que se enfrenta a la cámara de muestra entre el extremo abierto del cuerpo laminado y la abertura de descarga de la cubierta. Debe entenderse que un lado entero de la cubierta puede estar recubierto con la sustancia hidrófila y después unido a la capa formadora de canal.

Todavía en otro aspecto de la primera realización, una abertura contiene material de electrodo para el primer electrodo de trabajo (W1) cargado con GOD, un mediador y otros ingredientes, una para el segundo electrodo de trabajo (W2) cargado con glucosa deshidrogenasa dependiente de pirroloquinolina-quinona (PQQ-GDH), un mediador y otros ingredientes, y una para el electrodo de referencia (R). La disposición de las posiciones de los electrodos de trabajo y el electrodo de referencia en el canal no es crítica para obtener resultados utilizables del sensor electroquímico. Las posibles disposiciones de los electrodos en el canal de fluido de muestra pueden ser W1-W2-R, W1-R-W2, R-W1-W2, W2-W1-R, W2-R-W1 o R-W2-W1, con la disposición listada como aparecerían los electrodos desde la entrada de muestra del cuerpo laminado a la abertura de descarga. Se encontró que la posición preferida era W1-W2-R; es decir, cuando el fluido de muestra entra por el extremo abierto del cuerpo laminado, el fluido cubriría primero W1, después W2 y después R. La posición preferida obvia los problemas de fiabilidad y precisión debido a un tamaño de fluido de la muestra insuficiente. Los electrodos de trabajo y el electrodo de referencia están cada uno en contacto eléctrico con pistas conductoras separadas, respectivamente. Las pistas conductoras separadas terminan y están expuestas para hacer una conexión eléctrica a un dispositivo de lectura en el extremo opuesto del extremo de la entrada de muestra del cuerpo laminado.

En otro aspecto de la primera realización, los electrodos de trabajo se cargan con una mezcla de al menos un mediador redox y una enzima (GOD o PQQ-GDH), y opcionalmente con uno o más tensioactivos, un aglutinante polímero y un tampón. El electrodo de referencia se podría cargar con la misma mezcla que el electrodo de trabajo. Hay que señalar que la abertura del electrodo de referencia se podría cargar con un mediador redox (forma reducida u oxidada o la mezcla) con o sin al menos un tensioactivo, un aglutinante polímero y un tampón. Alternativamente, la abertura del electrodo de referencia también podría cargarse con una capa de Ag/AgCl (p. ej. aplicando tinta de Ag/AgCl o mediante recubrimiento por pulverización iónica de una capa de plata o plata/cloruro de plata) u otros materiales de electrodos de referencia.

En la segunda realización de la presente invención, el sensor de glucosa tiene una estructura similar a la primera realización, pero tiene un electrodo de blanco adicional, que se carga con un mediador y otros ingredientes sin añadir enzima sensible a la glucosa. Dicho sistema de cuatro electrodos no solo tiene las características de la primera realización, si no también la capacidad de eliminar la interferencia de especies oxidables en la muestra tales como ácido ascórbico, acetaminofeno y ácido úrico, etc.

En un aspecto de la segunda realización, se trazan al menos cuatro pistas conductoras sobre la capa base. La capa de soporte de reactivos contiene al menos cuatro aberturas para tres electrodos de trabajo y un electrodo de referencia.

En otro aspecto de la segunda realización, una abertura contiene material de electrodo para el primer electrodo de trabajo (W1) cargado con GOD, un mediador y otros ingredientes, una para el segundo electrodo de trabajo (W2) cargado con PQQ-GDH, un mediador y otros ingredientes, una para el electrodo del blanco (B) cargado con un mediador y otros ingredientes, y una para el electrodo de referencia (R). La disposición de las posiciones de los electrodos de trabajo, electrodo del blanco y el electrodo de referencia en el canal no es crítica para obtener resultados que se puedan usar en el sensor electroquímico. Se encontró que la posición preferida era W1-W2-R-B; es decir, cuando el fluido de muestra entra por el extremo abierto del cuerpo laminado, el fluido cubrirá primero W1, después W2, después R y después B.

En otra realización más de la presente invención, el sensor de glucosa tiene una estructura similar a la de la primera realización, pero sin usar la capa de soporte de reactivos. Las otras tres capas son las mismas que en la primera realización. Los detalles de esta construcción se han descrito en la patente U.S. No. 6.258.229. El corte del canal en forma de U está situado en el extremo del sensor (extremo de entrada de la muestra). La longitud, grosor y anchura del corte del canal en forma de U definen el tamaño o volumen del canal capilar. La longitud y anchura del corte del canal en forma de U junto con la capa conductora base definen las zonas de los electrodos de trabajo y de referencia y la cámara de la muestra, pero como se ha descrito antes, puede haber una construcción química alternativa.

En un aspecto de la realización previa, los electrodos de trabajo (W1 y W2) se cargan con al menos una enzima (GOD o PQQ-GDH), un mediador redox, un aglutinante polímero, un tensioactivo y un tampón. El electrodo de referencia (R) se cubre preferiblemente con la misma mezcla de reactivos que uno de los electrodos de trabajo.

En una cuarta realización de la presente invención, el sensor de glucosa se basa en tecnología de serigrafía. La tinta conductora (p. ej., tinta de carbón para los electrodos de trabajo; tinta de plata/cloruro de plata para el electrodo de referencia) se imprime sobre una capa base que sirve como electrodo después de secado. El canal capilar se puede formar aplicando un espaciador en forma de U y una cubierta como se describe en las realizaciones previas. El corte del canal en forma de U se sitúa en el extremo del sensor (extremo de entrada de la muestra). La longitud, grosor y anchura del corte del canal en forma de U definen el tamaño o volumen del canal capilar.

En un aspecto de la cuarta realización, los electrodos de trabajo (W1 y W2) están cargados con al menos una enzima (GOD o GDH-PQQ), un mediador redox, un aglutinante polímero, un tensioactivo y un tampón. El electrodo de referencia (R) puede cubrirse o no con la misma mezcla de reactivos que uno de los electrodos de trabajo.

En otro aspecto de la cuarta realización, las enzimas y el mediador redox y otros ingredientes se pueden mezclar con la tinta y serigrafiar sobre la capa base aislada.

En una quinta realización de la presente invención, el sensor de glucosa tiene dos canales (canal 1 y canal 2) en la misma tira; cada canal puede tener una estructura similar a las mencionadas antes en las realizaciones anteriores. El canal 1 y el canal 2 están dispuestos uno al lado del otro o uno tras otro. Las entradas de muestra de los dos canales están una cerca de la otra; o simplemente los dos canales comparten la misma entrada de muestra.

En un aspecto de la quinta realización, el canal 1 tiene al menos un electrodo de trabajo y un electrodo de referencia. Al menos uno de los electrodos de trabajo está cargado con GOD, un mediador y otros ingredientes. El canal 1 puede funcionar independientemente como un sensor de glucosa.

En otro aspecto de la quinta realización, el canal 2 tiene al menos un electrodo de trabajo y un electrodo de referencia. Al menos uno de los electrodos de trabajo está cargado con PQQ-GDH, un mediador y otros ingredientes. El canal 2 puede funcionar independientemente como otro sensor de glucosa independiente.

En otra realización más de la presente invención, la tira desechable tiene un cuerpo del sensor con un pocillo abierto que forma una cámara de ensayo, al menos dos electrodos de trabajo y un electrodo de referencia dentro de la cámara de ensayo, y contactos eléctricos para conectar eléctricamente los al menos dos electrodos de trabajo y el electrodo de referencia a un dispositivo medidor. La cámara de ensayo contiene al menos dos reactivos, uno en cada uno de los al menos dos electrodos de trabajo, en los que uno de los reactivos contiene GOD y el otro contiene GDH. El dispositivo medidor debe ser capaz de proporcionar un potencial de polarización a través de los electrodos de trabajo y el electrodo de referencia y detectar una corriente generada por la presencia de glucosa en una muestra de fluido dispuesta en el pocillo abierto de la tira desechable.

Todas las ventajas de la presente invención se harán más claras tras la revisión de la descripción detallada, los dibujos y las reivindicaciones adjuntas.

Breve descripción de los dibujos

la fig. 1 es una vista en perspectiva de una realización de la presente invención que muestra la tira de ensayo;

la fig. 2 es una vista despiezada de la realización en la figura 1 que muestra las cuatro capas componentes de la tira de ensayo;

la fig. 3 es una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención que muestra la tira de ensayo;

la fig. 4 es una vista despiezada de la realización en la figura 3 que muestra las tres capas componentes de la tira de ensayo;

la fig. 5 es una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención que muestra la combinación de una tira de sensor basado en GOD de cuatro capas y una tira de sensor basada en GDH de cuatro capas;

la fig. 6 es una vista despiezada de la realización en la figura 5, que muestra la disposición de las capas componentes de la tira de sensor basada en GOD y la tira de sensor basada en GDH;

la fig. 7 es una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención que muestra la combinación de una tira de sensor basada en GOD de tres capas y una tira de sensor basada en GDH de tres capas;

la fig. 8 es una vista despiezada de la realización en la figura 7 que muestra la disposición de las capas componentes de la tira de sensor basada en GOD y la tira de sensor basada en GDH;

la fig. 9 es una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención que muestra la combinación de una tira de sensor basada en GOD de cuatro capas y una tira de sensor basada en GDH de cuatro capas en la que la capa base es común a ambos sensores.

la fig. 10 es una vista despiezada de la realización en la figura 9 que muestra la disposición de las capas componentes del sensor basado en GOD y el sensor basado en GDH;

la fig. 11 es una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención que muestra la combinación de una tira de sensor basada en GOD de tres capas y una tira de sensor basada en GDH de tres capas en la que la capa basa es común a ambos sensores;

la fig. 12 es una vista despiezada de la realización en la figura 11 que muestra la disposición de las capas componentes del sensor basado en GOD y el sensor basado en GDH;

la fig. 13 es una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención que muestra una tira de sensor combinada que tiene la construcción de cuatro capas con dos electrodos de trabajo y un electrodo de blanco, en concreto, un electrodo basado en GOD, un electrodo basado en GDH y un electrodo compensador de interferencias;

la fig. 14 es una vista despiezada de la realización en la figura 13 que muestra la disposición de las capas componentes que incluye un electrodo basado en GOD, un electrodo basado en GDH, un electrodo compensador de interferencias y un electrodo de referencia;

la fig. 15 es una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención que muestra una tira de sensor combinada que tiene la construcción de cuatro capas con un sistema de sensor basado en GOD en paralelo con un electrodo basado en GDH;

la fig. 16 es una vista despiezada de la realización en la figura 15 que muestra la disposición de las capas componentes que incluye el sistema de electrodo basado en GOD y el sistema de electrodo basado en GDH;

la fig. 17 es una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención que muestra una tira de sensor combinada que tiene la construcción de tres capas con un sistema de sensor basado en GOD en paralelo con un electrodo basado en GDH;

la fig. 18 es una vista despiezada de la realización en la figura 17 que muestra la disposición de las capas componentes que incluye el sistema de electrodo basado en GOD y el sistema de electrodo basado en GDH;

la fig. 19 ilustra una vista en perspectiva de otra realización de la presente invención;

las fig. 20 y 21 ilustran la correlación entre la respuesta de corriente de electrodo basado en GOD con diferentes niveles de oxígeno;

las figs. 22 y 23 ilustran la correlación entre la respuesta de corriente del electrodo basado en GDH con diferentes niveles de oxígeno;

la fig. 24 ilustra la correlación de la concentración de glucosa determinada por el electrodo basado en GOD con la de un analizador de referencia en una muestra que contiene un nivel de oxígeno de 90 mm Hg.

la fig. 25 ilustra la correlación de la concentración de glucosa determinada por el electrodo basado en GDH con la de un analizador de referencia en una muestra que contiene un nivel de oxígeno de 90 mm Hg.

Descripción detallada de la realización preferida

Las realizaciones preferidas de la presente invención se ilustran en las figuras 1-25. El sensor de glucosa de la presente invención se puede hacer usando una construcción de 4 capas (fig. 1) o una construcción de 3 capas (fig. 3). La construcción de 4 capas tiene las mismas tres capas que la construcción de 3 capas y una capa soporte de reactivo adicional entre una capa base/inferior y una capa formadora de canal.

Volviendo ahora a la figura 1, la tira de glucosa 10 tiene un cuerpo laminado 12, un extremo para la toma de muestra de fluido 14, un extremo para el contacto eléctrico 16 y una abertura de descarga 52. El extremo de toma de muestra de fluido 14 incluye una cámara de muestra 17 entre una entrada de muestra 18 y la abertura de descarga 52. El extremo para el contacto eléctrico 16 tiene tres contactos conductores discretos 16a, 16b y 16c.

Volviendo ahora a la figura 2, el cuerpo laminado 12 está compuesto de una capa base 20, una capa de soporte de reactivos 30, una capa formadora de canal 40 y una cubierta 50. Todas las capas del cuerpo laminado 12 están hechas de un material dieléctrico, preferiblemente plástico. Los ejemplos de un material dieléctrico preferido son poli(cloruro de vinilo), policarbonato, polisulfona, nailon, poliuretano, nitrato de celulosa, propionato de celulosa, acetato de celulosa, acetato-butirato de celulosa, poliéster, poliimida, polipropileno, polietileno y poliestireno.

La capa base 20 tiene una capa conductora 21 sobre la que se trazan tres pistas conductoras 22, 24 y 26. Las pistas conductoras 22, 24, 26 se pueden formar por rayado o perforación de la capa conductora 21, o por serigrafía de las pistas 22, 24, 26 sobre la capa base 20. El rayado o perforación de la capa conductora 21 se puede hacer por rayado mecánico de la capa conductora 21 suficiente para crear tres pistas conductoras independientes 22, 24, 26. El método de rayado o perforación preferido de la presente invención se hace usando un láser de dióxido de carbono, un láser de YAG o un láser excímer. La capa conductora 21 puede estar hecha de cualquier material conductor eléctrico tal como, por ejemplo, oro, óxido de estaño/oro, paladio, otros metales nobles o sus óxidos, o composiciones de película de carbón. El material conductor eléctrico preferido es el oro o el óxido de estaño/oro. Un material que se puede usar para la capa base 20 es una película de óxido de estaño/poliéster dorado (No. Cat. FM-1) o una película de poliéster dorado (No. Cat. FM-2) vendida por Courtaulds Performance Films, Canoga Park, Calif.

En las realizaciones que usan una capa de soporte de reactivos 30 (construcción de 4 capas), la capa de soporte de reactivos 30 tiene tres aberturas de soporte de reactivos 32, 34, 36. La abertura de soporte de reactivos 32 expone una parte de la pista conductora 22, la abertura de soporte de reactivos 34 expone una parte de la pista conductora 24, y la abertura de soporte de reactivos 36 expone una parte de la pista conductora 26, creando pocillos de soporte de reactivos. La capa de soporte de reactivos 30 está hecha de un material plástico, preferiblemente una cinta adhesiva de una cara de calidad médica disponible en Adhesive Research, Inc., de Glen Rock, PA. Los grosores aceptables de la cinta para usar en la presente invención están en el intervalo de 0,025 mm (0,001 in.) a aproximadamente 0,13 mm (0,005 in.). Se prefiere una de dichas cintas, Arcare® 7815 (aproximadamente 0,063 mm (0,0025 in.)) debido a su facilidad de manejo y buen rendimiento en términos de su capacidad para soportar una cantidad suficiente de reactivos químicos y promover la acción capilar a través de la cámara de muestra del sensor. Debe entenderse que no es necesario el uso de una cinta. La capa de soporte de reactivos 30 puede estar hecha de una lámina de plástico y puede recubrirse con un adhesivo sensible a la presión, un fotopolímero, unida por ultrasonidos a la capa base 20, o se serigrafía sobre la capa base 20 para lograr los mismos resultados que usando la cinta de poliéster mencionada.

Las tres aberturas de soporte de reactivos 32, 34, 36 definen las áreas de electrodos W1, W2 y R, respectivamente, y soportan reactivos químicos que forman dos electrodos de trabajo (un electrodo de glucosa basado en GOD y un electrodo de glucosa basado en GDH) y un electrodo de referencia. En general, las áreas de los electrodos se cargan con las mezclas de reactivos. Las mezclas de reactivos para las áreas de electrodos de trabajo 32, 34, 36 son una mezcla de enzimas y mediadores redox con polímeros, tensioactivos y tampones opcionales. Se puede cargar una matriz de reactivos de referencia en el área del electrodo R que es similar a la mezcla de reactivos de los electrodos de trabajo.

Normalmente, el área del electrodo R debe estar cargada con un reactivo redox o un mediador para hacer la función de electrodo de referencia cuando se usa el material de recubrimiento conductor preferido. La mezcla de reactivos de referencia preferiblemente contiene una forma oxidada o una mezcla de una forma oxidada y reducida de mediadores redox, al menos un aglutinante, un tensioactivo y un antioxidante (si se usa una forma reducida de un mediador redox) y un agente de carga. En la alternativa, el electrodo de referencia (área de electrodo R) también podría cargarse con una capa de Ag/AgCl (p. ej. aplicando tinta de Ag/AgCl o por recubrimiento por pulverización iónica de una capa de Ag o Ag/AgCl) u otros materiales de electrodos de referencia que no requieran un mediador redox para funcionar adecuadamente.

Se prefiere hacer el tamaño de las aberturas de soporte de reactivos tan pequeño como sea posible con el fin de hacer la cámara de muestra del sensor de glucosa tan corta como sea posible, pero que todavía pueda soportar suficiente reactivo químico para funcionar adecuadamente. La forma preferida de las aberturas de soporte de reactivos es redonda y tiene un diámetro preferido de aproximadamente 0,76 mm (0,03 in.). Las tres aberturas de soporte de reactivos 32, 34, 36 están alineadas entre sí y separadas aproximadamente 0,625 mm (0,025 in.) entre sí. Las aberturas de soporte de reactivos circulares son sólo para propósitos ilustrativos y debe entenderse que la forma de las aberturas de soportes de reactivos no es crítica.

La disposición de las posiciones del electrodo de trabajo y el electrodo de referencia en el canal no es crítica para obtener resultados utilizables del sensor de glucosa. Las posibles disposiciones de los electrodos en el canal del fluido de muestra pueden ser W1-W2-R, W1-R-W2, R-W1-W2, W2-W1-R, W2-R-W1 o R-W2-W1, con la disposición listada como aparecerían los electrodos desde la entrada de muestra 18 del cuerpo laminado 12 a la abertura de descarga 52. Se encontró que la posición preferida era W1-W2-R; es decir, cuando la muestra de fluido entra por el extremo de toma de muestra 14 del cuerpo laminado 12, la muestra de fluido cubrirá primero W1, después W2 y después R. Dicha disposición puede ser beneficiosa para obtener resultados que se puedan usar cuando la muestra es insuficiente o parcialmente insuficiente.

Los electrodos de trabajo y el electrodo de referencia están cada uno en contacto eléctrico con pistas conductoras separadas. Las pistas conductoras separadas terminan y están expuestas para hacer una conexión eléctrica a un dispositivo de lectura en el extremo opuesto a la entrada de muestra 18 del cuerpo laminado 12.

En las realizaciones que usan la capa de soporte de reactivos 30 (construcción de 4 capas), la capa formadora de canal 40 tiene un corte 42 en forma de U situado en el extremo de la toma de muestra de fluido 14. La longitud del corte 42 es tal que cuando se lamina la capa formadora de canal 40 con la capa de soporte de reactivos 30, las áreas de los electrodos W y R están dentro del espacio definido por el corte 42. La longitud, anchura y grosor del corte 42 en forma de U definen el volumen capilar del canal. El grosor de la capa formadora de canal 40 puede afectar a la velocidad a la que el fluido de muestra fluye al canal de muestra de fluido, que se llena por acción capilar del fluido de muestra. La capa formadora de canal 40 está hecha de material plástico, preferiblemente una cinta de adhesivo sensible a la presión de doble cara de calidad médica disponible en Adhesive Research, Inc., de Glen Rock, PA. Los grosores aceptables de la cinta para usar en la presente invención están en el intervalo de aproximadamente 0,025 mm (0,001 in.) a aproximadamente 0,25 mm (0,010 in.). Una de dichas cintas es Arcare® 7840 (aproximadamente
0,089 mm (0,0035 in.)). El corte 42 en forma de U se puede hacer con un láser o por troquelado. El procedimiento preferido es el troquelado del corte. El tamaño preferido del corte en forma de U es aproximadamente 1,27 mm de anchura (0,05 in.) y aproximadamente 0,089 mm de grosor (0,0035 in.). La longitud depende del número de aberturas de las 2 capas.

La cubierta 50, que se lamina con la capa formadora de canal 40, tiene una abertura de descarga 52 separada del extremo de toma de muestra de fluido 14 del sensor de glucosa 10, para asegurar que la muestra de fluido en la cámara de muestra 17 cubra completamente las áreas de los electrodos W1, W2 y R. La abertura de descarga 52 está situada en la cubierta 50 de modo que estará algo alineada con el corte 42 en forma de U. Preferiblemente, la abertura de descarga 52 expondrá una parte y estará parcialmente superpuesta a la base del corte 42 en forma de U. La forma preferida del agujero de descarga 52 es un rectángulo con dimensiones de aproximadamente 2 mm (0,08 in.) por aproximadamente 0,9 mm (0,035 in.). Preferiblemente, la capa superior también tiene una muesca 54 en el extremo de toma de muestra de fluido 14 para facilitar la carga de la muestra de fluido en la cámara de muestra 17. La forma preferida es un semicírculo, que está situado aproximadamente en el medio de la entrada del canal. El tamaño preferido es 0,71 mm (0,028 in.) de diámetro. El material preferido para la cubierta 50 es una película de poliéster. Con el fin de facilitar la acción capilar, es conveniente que la película de poliéster tenga una superficie muy hidrófila que se enfrente al canal capilar. Las películas transparentes de 3M (No. Cat. PP2200 o PP2500) son el material preferido usado como cubierta en la presente invención.

La figura 3 ilustra un sensor de glucosa de 3 capas 10'. Como la realización de 4 capas, el sensor de glucosa 10' tiene un cuerpo laminado 12, un extremo de toma de muestra de fluido 14, un extremo para el contacto eléctrico 16 y una abertura de descarga 52. El extremo de toma de muestra de fluido 14 incluye una cámara de muestra 17 entre la entrada de muestra 18 y la abertura de descarga 52. El extremo para el contacto eléctrico 16 tiene tres contactos conductores discretos 16a, 16b y 16c.

Como puede verse en la figura 4, el cuerpo laminado 12 está compuesto de una capa base 20, una capa formadora de canal 40, y una cubierta 50. Como se ha indicado antes, todas las capas del cuerpo laminado 12 están hechas de un material dieléctrico, preferiblemente plástico. A diferencia de la realización de 4 capas, no hay capa de soporte de reactivos separada en la realización de 3 capas. La capa formadora de canal 40 también delimita el área en la que se dispone una cantidad predeterminada de mezclas de reactivos sobre las pistas conductoras en forma de tres gotas o gotitas distintas en los dos electrodos de trabajo y el electrodo de referencia, respectivamente.

La figura 5 muestra una combinación de un sensor de glucosa 10 basado en GOD y un sensor de glucosa 300 basado en GDH. Tanto el sensor de glucosa 10 basado en GOD como el sensor de glucosa 300 basado en GDH están hechos de la construcción de 4 capas, en los que las capas base de cada sensor están laminadas entre sí formando una combinación de sensores de glucosa integrada. Cada sensor tiene un cuerpo laminado 12, 312, un extremo de toma de muestra de fluido 14, 314, un extremo para el contacto eléctrico 16, 316, y una abertura de descarga 52, 352 (no se muestra). Los extremos de toma de muestra de fluido 14, 314 incluyen cámaras de muestra (no se muestran) entre las entradas de muestra 18, 318 y las aberturas de descarga 52, 352, respectivamente.

Volviendo ahora a la figura 6, cada sensor 10, 300, tiene una capa base 20, 320, una capa de soporte de reactivos 30, 330, una capa formadora de canal 40, 340, y una cubierta 50, 350. Las capas de soporte de reactivos 30, 330, tienen aberturas de soporte de reactivos 32, 34 y 332, 334, respectivamente. Las capas formadoras de canal 40, 340, tienen cortes 42, 342 en forma de U, respectivamente. Normalmente, se usa un adhesivo para mantener unidos los sensores 10 y 330. Preferiblemente, se usa una capa adicional (no se muestra) con adhesivo en ambas caras para facilitar la unión del sensor 10 al sensor 300.

La figura 7 muestra otra realización de combinación de un sensor de glucosa 10' basado en GOD y un sensor de glucosa 300' basado en GDH. Tanto el sensor de glucosa 10' basado en GOD como el sensor de glucosa 300' basado en GDH están hechos de la construcción de 3 capas, en los que las bases de cada sensor están laminadas entre sí formando una combinación integrada. Cada sensor tiene un cuerpo laminado 12, 312, un extremo de toma de muestra de fluido 14, 314, un extremo para el contacto eléctrico 16, 316, y una abertura de descarga 52, 352 (no se muestra). Los extremos de toma de muestra de fluido 14, 314, incluyen cámaras de muestra (no se muestran) entre las entradas de muestra 18, 318 y las aberturas de descarga 52, 352, respectivamente.

Volviendo ahora a la figura 8, cada sensor 10', 300', tiene una capa base 20, 320, una capa formadora de canal 40, 340, y una cubierta 50, 350. Las capas formadoras de canal 40, 340, tienen cortes 42, 342 en forma de U, respectivamente.

La figura 9 ilustra una combinación 200 de un sensor de glucosa basado en GOD y un sensor de glucosa basado en GDH con un cuerpo laminado 212 de 7 capas. La combinación incluye un sensor de glucosa 210 basado en GOD y un sensor de glucosa 210' basado en GDH. El cuerpo laminado 212 incluye un extremo de toma de muestra de fluido 214, un extremo para el contacto eléctrico 216 y aberturas de descarga 252, 252' (no se muestran). El extremo de toma de muestra de fluido 14 incluye dos canales de fluido de muestra (no se muestran); uno entre la entrada de muestra 218 y la abertura de descarga 252 y la otra entre la entrada de muestra 218' y la abertura de descarga 252' (no se muestra).

La figura 10 muestra una vista despiezada del cuerpo laminado 212 de la realización en la figura 9. El cuerpo laminado 212 tiene una capa base central 220 con un recubrimiento conductor 221, 221' en cada lado que delimitan las pistas conductoras para los electrodos de trabajo y de referencia de cada sensor. Cada lado de la capa base central 220 incluye una capa de soporte de reactivos 230, 230', una capa formadora de canal 240, 240', y una cubierta 250, 250'. Las capas de soporte de reactivos 230, 230' tienen aberturas de soporte de reactivo 232, 234 y 232', 234', respectivamente. Las capas formadoras de canal 240, 240' tienen cortes 242, 242' en forma de U, respectivamente.

La figura 11 ilustra una combinación 400 de un sensor de glucosa basado en GOD y un sensor de glucosa basado en GDH con un cuerpo laminado de 5 capas 412. La combinación 400 incluye un sensor de glucosa 410 basado en GOD y un sensor de glucosa 410' basado en GDH. El cuerpo laminado 412 incluye un extremo de toma de muestra de fluido 414, un extremo para el contacto eléctrico 416 y aberturas de descarga 452, 452' (no se muestran). El extremo de toma de muestra de fluido 414 incluye dos cámaras de muestra (no se muestran); una entre la entrada de muestra 418 y la abertura de descarga 452 y la otra entre la entrada de muestra 418' y la abertura de descarga 452' (no se muestra).

La figura 12 muestra una vista despiezada del cuerpo laminado 412 de la realización en la figura 11. El cuerpo laminado 412 tiene una capa base central 420 con un recubrimiento conductor 421, 421' en cada lado que delimitan las pistas conductoras para los electrodos de trabajo y de referencia de cada sensor. Cada lado de la capa base central 420 incluye una capa formadora de canal 440, 440', y una cubierta 450, 450'. Las capas formadoras de canal 440, 440' tienen cortes 442, 442' en forma de U, respectivamente.

Hay que indicar que, en cualquiera de los sistemas de combinación de sensores, se puede incorporar la muesca de entrada en las capas base y las capas de soporte de reactivos para facilitar la carga de una parte de la muestra de fluido en cada una de las cámaras de muestra de los sensores basado en GOD y basado en GDH.

La figura 13 ilustra otra realización más de la presente invención que muestra una combinación de un sensor de glucosa basado en GOD y basado en GDH con corrección de interferencias. La figura 13 muestra una combinación 600 de un sensor de glucosa basado en GOD y basado en GDH con un cuerpo laminado 612, un extremo de toma de muestra de fluido 614, un extremo para el contacto eléctrico 616 y una abertura de descarga 652. El sensor 600 también puede incluir una muesca de entrada 654 opcional. El extremo de toma de muestra de fluido 614 incluye una cámara de muestra de fluido 617 entre la entrada de muestra 618 y la abertura de descarga 652.

La figura 14 muestra una vista despiezada del cuerpo laminado 612 de la realización en la figura 13. El cuerpo laminado 612 tiene una capa base 620, una capa de soporte de reactivos 630, una capa formadora de canal 640 con un corte 642 en forma de U y una cubierta 650 con una muesca de entrada 654 opcional. La capa base 620 tiene una capa conductora 621 en la que se delimitan al menos cuatro pistas conductoras 622, 624, 626 y 628. La capa de soporte de reactivos 630 tiene al menos cuatro aberturas de soporte de reactivos 632, 634, 636 y 638. La abertura de soporte de reactivos 632 expone una parte de la pista conductora 622, la abertura de soporte de reactivos 634 expone una parte de la pista conductora 624, la abertura de soporte de reactivos 636 expone una parte de la pista conductora 626, y la abertura de soporte de reactivos 638 expone una parte de la pista conductora 628; formando todos los respectivos pocillos de electrodos.

Las cuatro aberturas de soporte de reactivos 632, 634, 636 y 638 definen las áreas de electrodos W1, W2, R y B, respectivamente, y soportan reactivos químicos que forman un primer electrodo de trabajo, un segundo electrodo de trabajo, un electrodo de referencia y un electrodo de blanco. En general, el área del electrodo W1 se carga con un reactivo basado en GOD que incluye una glucosa oxidasa y un mediador redox (preferiblemente una forma oxidada del mediador redox). El área del electrodo W2 se carga con un reactivo basado en GDH que incluye PQQ-GDH y un mediador redox (preferiblemente una forma oxidada del mediador redox). Se puede cargar una matriz de reactivos de referencia tanto en el área del electrodo B como en el área del electrodo R, que es similar a la mezcla de reactivos basada en GOD o a la mezcla de reactivos basada en GDH sin las enzimas basadas en glucosa.

Normalmente, el área del electrodo R debe cargarse con un reactivo de referencia tal como, por ejemplo, una pareja redox/un reactivo redox. El área del electrodo R, alternativamente, puede cargarse con una capa de Ag/AgCl (p. ej., aplicando tinta de Ag/AgCl o por recubrimiento por pulverización iónica de una capa de Ag o Ag/AgCl) u otros materiales de electrodos de referencia. El área del electrodo B debe cargarse con una mezcla de reactivos sin adición de enzima basada en glucosa.

Además de medir la resistencia de la muestra de fluido entre el área del electrodo B y el electrodo de referencia para compensar las lecturas del sensor por los hematocritos de la sangre, también se pueden medir sustancias oxidables que interfieren tales como ácido ascórbico, ácido úrico y acetaminofeno, por nombrar algunos (que también producen lecturas inexactas en la salida del biosensor electroquímico) para compensar las lecturas del sensor para estas sustancias que interfieren. El efecto de interferencia se puede negar restando le respuesta de corriente en B (electrodo de blanco) de la respuesta de corriente de W2 (segundo electrodo de trabajo) así como de W1 (primer electrodo de trabajo) para calcular la concentración en el fluido de muestra. Esto se logra manteniendo constante la relación del área superficial de B a W2 y de B a W1.

Volviendo ahora a la figura 15, se ilustra una configuración de 4 capas de otra realización de la presente invención que muestra una combinación de un sistema de sensor basado en GOD y un sistema de sensor basado en GDH en una configuración en paralelo. La figura 15 muestra una combinación de un sensor de glucosa 700 basado en GOD y basado en GDH con un cuerpo laminado 712, un extremo de toma de muestra de fluido 714, un extremo para el contacto eléctrico 716, y una abertura de descarga 752. El sensor 700 también puede incluir una muesca de entrada 754 opcional. El extremo de toma de muestra de fluido 714 incluye una primera cámara de muestra 717a y una segunda cámara de muestra 717b entre la entrada de muestra 718 y la abertura de descarga 752. Debe entenderse que la entrada de muestra 718 puede ser opcionalmente dos entradas (una para cada uno de los canales de muestra de fluido) adyacentes entre sí, y que la abertura de descarga 752 también puede incorporar opcionalmente aberturas de descarga separadas para cada uno de los canales de muestra de fluido. En la realización ilustrada, una de las cámaras de muestra incorpora el sistema de sensor basado en GOD y la otra cámara de muestra incorpora el sistema de sensor basado en GDH.

La figura 16 muestra una vista despiezada del cuerpo laminado 712 de la realización en la figura 15. El cuerpo laminado 712 tiene una capa base 720, una capa de soporte de reactivos 730, una capa formadora de canal 740 con un corte en forma de horquilla 742 que tiene un primer brazo 742a y un segundo brazo 742b que forman las cámaras de muestra 717a, 717b, respectivamente, y una cubierta 750 con una muesca de entrada 754 opcional. La capa base 720 tiene una capa conductora 721 en la que se delimitan al menos cuatro pistas conductoras 722, 724, 728 y 729. La capa conductora 721 también puede incluir pistas conductoras adicionales 726, 727 para proporcionar electrodos que compensan las sustancias que interfieren y/o los hematocritos.

La capa de soporte de reactivos 730 tiene al menos cuatro aberturas de soporte de reactivos 732, 734, 738 y 739. La abertura de soporte de reactivos 732 expone una parte de la pista conductora 722, la abertura de soporte de reactivos 734 expone una parte de la pista conductora 724, la abertura de soporte de reactivos 738 expone una parte de la pista conductora 728, y la abertura de soporte de reactivos 739 expone una pista conductora 729; formando todos los respectivos pocillos de electrodos.

Para incluir la compensación de las sustancias que interfieren y/o hematocritos, la capa de soporte de reactivos 730 debe incluir aberturas de soporte de reactivos adicionales que expondrán partes de otras pistas conductoras tales como, por ejemplo, las pistas conductoras 726 y 727.

La figura 17 ilustra una configuración de 3 capas de otra realización de la presente invención que muestra una combinación de un sistema de sensor basado en GOD y un sistema de sensor basado en GDH en una configuración en paralelo. La figura 17 muestra una combinación de un sensor de glucosa 800 basado en GOD y basado en GDH con un cuerpo laminado 812, un extremo de toma de muestra de fluido 814, un extremo para el contacto eléctrico 816, y una abertura de descarga 852. El sensor 800 también puede incluir una muesca de entrada 854 opcional. El extremo de toma de muestra de fluido 814 incluye una primera cámara de muestra 817a y una segunda cámara de muestra 817b entre la entrada de muestra 818 y la abertura de descarga 852. Como en la realización de 4 capas previamente descrita, debe entenderse que la entrada de muestra 818 puede ser opcionalmente dos entrada (una para cada una de las cámaras de muestra) adyacentes entre sí, y que la abertura de descarga 852 también puede incorporar opcionalmente aberturas de descarga separadas para cada una de las cámaras de muestra. En la realización ilustrada, una de las cámaras de muestra incorpora el sistema de sensor basado en GOD y la otra cámara de muestra incorpora el sistema de sensor basado en GDH.

La figura 18 muestra una vista despiezada del cuerpo laminado 812 de la realización en la figura 17. El cuerpo laminado 812 tiene una capa base 820, una capa formadora de canal 840 con un corte en forma de horquilla 842 que tiene un primer brazo 842a y un segundo brazo 842b que forman los canales de muestra de fluido 817a, 817b, respectivamente, y una cubierta 850 con una muesca de entrada 854 opcional. La capa base 820 tiene una capa conductora 821 en la que se delimitan al menos cuatro pistas conductoras 822, 824, 828 y 829. La capa conductora 821 también puede incluir pistas conductoras adicionales 826, 827 para proporcionar sistemas de electrodos adicionales.

Volviendo ahora a la figura 19, se ilustra otra realización de la presente invención que muestra un sensor de glucosa 900 desechable básico. El sensor 900 desechable tiene un cuerpo laminado 912, un pocillo receptor de muestra 914 y un extremo para el contacto eléctrico 916. El cuerpo laminado 912 tiene una capa base 920 y una cubierta 950. La cubierta 950 tiene una abertura de muestra 952 que cuando se combina con la capa base 920 forma el pocillo receptor de muestra 914.

La capa base 920 tiene al menos tres pistas eléctricas 922, 924 y 926, que tienen una primera parte expuesta en el extremo para el contacto eléctrico 916 para conectar con un dispositivo medidor (no se muestra) y una segunda parte expuesta por el pocillo receptor de muestra 914.

La segunda parte de las pistas eléctricas 922, 924 y 926 expuestas por el pocillo receptor de muestra 914 crean al menos un primer electrodo de trabajo W1, un segundo electrodo de trabajo W2 y al menos un electrodo de referencia/contraelectrodo R1. Se prefiere una división con el fin de separar W1 y W2. Una primera mezcla de reacción 960 contiene al menos glucosa oxidasa y se dispone en el primer electrodo de trabajo W1. Una segunda mezcla de reacción 962 contiene al menos glucosa deshidrogenasa y se dispone en el segundo electrodo de trabajo W2. El electrodo de referencia/contraelectrodo R1 puede contener cualquier material de referencia descrito previamente. En esta realización de la presente invención, el pocillo receptor de muestra 914 sirve tanto como entrada de muestra como de cámara de muestra, para recibir una muestra de fluido tal como sangre para determinar la glucosa.

Debe entenderse que las pistas conductoras en cualquiera de las realizaciones descritas en el presente documento, pueden hacerse de cualquier metal no corrosivo. También se pueden usar depósitos de carbón tales como por ejemplo pasta de carbón o tinta de carbón como pistas conductoras, todo como es bien conocido para los expertos en la materia.

Enzimas

La tira de glucosa de la presente invención incluye al menos dos enzimas sensibles a la glucosa capaces de oxidar la glucosa. Una es la glucosa oxidasa que no reacciona con otros azúcares tales como la maltosa y la galactosa. La segunda es una glucosa deshidrogenasa insensible al oxígeno. En la presente invención, la glucosa oxidasa se añade a la mezcla de reactivos 1 (descrita a continuación) usada para el primer electrodo de trabajo. En la presente invención, la glucosa deshidrogenasa dependiente de PQQ (PQQ-GDH) se añade a la mezcla de reactivos 2 (descrita a continuación) usada para el segundo electrodo de trabajo.

Mediadores redox

Se incluyen mediadores redox en el sensor de glucosa de la presente invención. Los mediadores redox preferidos incluyen los que son capaces de oxidar la forma reducida de las enzimas que son capaces de oxidar selectivamente la glucosa. Es conveniente, que la forma reducida del mediador sea capaz de ser oxidada electroquímicamente en los electrodos de trabajo al potencial aplicado. Además es conveniente que el mediador sea estable en la matriz. Es también conveniente que el mediador pueda hacer la función de referencia de forma adecuada. El mediador se puede seleccionar de, pero no se limita a, varios complejos metálicos y compuestos redox orgánicos. Los ejemplos de mediadores redox aceptables son ferricianuro potásico, ferroceno y sus derivados, promazina, tetratiafulvaleno, azul de metilo, 1,4-benzoquinona, 1,4-bis(N,N-dimetilamino)benceno, 4,4'-dihidrobifenilo. El mediador preferido en la presente invención es el ferricianuro potásico (K_{3}Fe(CN)_{6}). La concentración de ferricianuro potásico en la mezcla de reactivos es preferiblemente 1% (p/p) a 15%.

Polímeros

Los polímeros usados como aglutinantes opcionales deben ser suficientemente solubles en agua y también deben ser capaces de estabilizar y unir todos los demás productos químicos en los reactivos en las áreas de electrodos (electrodos de trabajo, electrodo de blanco y electrodo de referencia) (cuando el electrodo de referencia es un electrodo de referencia basado en un mediador redox) a la capa de superficie conductora. Preferiblemente, se añaden dos polímeros en la mezcla de reactivos de la presente invención. Uno de los polímeros preferidos es poli(óxido de etileno) (PEO). Su peso molecular está en el intervalo de miles a millones. Preferiblemente, el peso molecular es aproximadamente 1 millón. Más preferiblemente, el peso molecular es aproximadamente 4 millones. Dicho producto está disponible en Scientific Polymer Products, NY, EE.UU. (PM 4.000.000, No. Cat. 344). La concentración de PEO en la mezcla de reactivos es preferiblemente 0,04% (p/p) a 2%. El segundo polímero preferiblemente es metilcelulosa, que está disponible con el nombre comercial Methocel 60 HG (No. Cat. 64655, Fluka Chemicals, Milwaukee, WI, EE.UU.). La concentración de Methocel 60 HG en la mezcla de reactivos preferiblemente es 0,05% (p/p) a 5%.

Tensioactivos

Es necesario un tensioactivo solamente para facilitar la dispensación de la mezcla de reactivos en las aberturas para los electrodos de trabajo, el electrodo de blanco y el electrodo de referencia, así como para disolver rápidamente los reactivos químicos secos cuando se aplica una muestra en la cámara de muestra. La cantidad y tipo de tensioactivo se seleccionan para asegurar la función previamente mencionada y evitar un efecto de desnaturalización en las enzimas. Los tensioactivos se pueden seleccionar de, pero no se limitan a, diferentes detergentes aniónicos, catiónicos, no iónicos y de ion híbrido, tales como polioxietilen-éter, Tween 20, hidrato de colato sódico, monohidrato de cloruro de hexadecilpiridinio, CHAPS. El tensioactivo preferido es un polioxietilen-éter. Más preferiblemente, es el t-octilfenoxipolietoxietanol y está disponible con el nombre comercial Triton X-100. La concentración de Triton X-100 en la mezcla de reactivos preferiblemente es 0,01% (p/p) a 2%.

El tampón

Opcionalmente, puede haber presente un tampón junto con un mediador redox en forma seca en la tira de sensor de la presente invención. El tampón está presente en una cantidad suficiente para mantener sustancialmente el pH de las mezclas de reactivos. Los ejemplos de tampones adecuados incluyen ácido cítrico, fosfatos, carbonatos y similares. En la presente invención, se usa tampón de citrato 20 mM con un pH de aproximadamente 6 para preparar las mezclas de reactivos.

Por consiguiente, la mezcla de reactivos 1 contiene Methocel 60 HG al 0,75% (p/p), poli(óxido de etileno) al 0,4% (p/p), Triton X-100 al 0,4% (p/p), ferricianuro potásico al 8% (p/p), glucosa oxidasa al 1,5% (p/p) y tampón de citrato 20 mM (pH 6). La mezcla de reactivos 2 contiene Methocel 60 HG al 0,75% (p/p), poli(óxido de etileno) al 0,4% (p/p), Triton X-100 al 0,4% (p/p), ferricianuro potásico al 8% (p/p), glucosa deshidrogenasa-PQQ al 0,2% (p/p) y tampón de citrato 20 mM (pH 6).

La mezcla de reactivos 1 se usa para el primer electrodo de trabajo (W1) y la mezcla de reactivos 2 se usa para el segundo electrodo de trabajo. Por simplicidad, la mezcla de reactivos 2 también se usa para el electrodo de referencia (por ejemplo, el sistema de 3 electrodos discutido en la primera realización de la presente invención). Para el sistema de 4 electrodos que incluye un electrodo de blanco, se necesita una mezcla de reactivos adicional. La mezcla de reactivos adicional tiene una composición similar a las mezclas de reactivos 1 y 2, pero sin añadir ninguna enzima sensible a la glucosa.

Para ilustrar los procedimientos de como hacer y ensayar las tiras de glucosa de la presente invención, si no se dice lo contrario, se toma el sistema de 3 electrodos (la primera realización) como ejemplo.

Preparación de las mezclas de reactivos

La mezcla de reactivos 1 se preparó en dos etapas:

Etapa 1: En 100 ml de tampón de citrato 20 mM (pH 6), se añaden 0,75 g de Methocel 60 HG, 0,4 g de poli(óxido de etileno), 0,4 g de Triton X-100. Se agita la solución hasta disolverse.

Etapa 2: A la solución anterior, se añaden 8 g de ferricianuro potásico, 1,5 g de glucosa oxidasa. Se agita la solución hasta disolverse. La solución resultante está lista para dispensar.

\vskip1.000000\baselineskip

La mezcla de reactivos 2 se preparó también en dos etapas:

Etapa 2: A la solución anterior, se añaden 8 g de ferricianuro potásico, 0,2 g de glucosa deshidrogenasa-PQQ. Se agita la solución hasta disolverse. La solución resultante está lista para dispensar.

Preparación del sensor de glucosa

El montaje de las diferentes realizaciones de la presente invención es relativamente directo. En general, para la configuración de 4 capas, se laminan entre sí la capa base y la capa de soporte de reactivos seguido de la dispensación de la mezcla de reactivos adecuada en cada una de las aberturas de soporte de reactivos. Después de secar la mezcla de reactivos, se lamina la capa formadora de canal sobre la capa de soporte de reactivos y después se lamina la cubierta sobre la capa formadora de canal. Para la construcción de 3 capas, se laminan entre sí la capa base y la capa formadora de canal seguido de la dispensación de la mezcla de reactivos adecuada como distintas gotas/gotitas en el canal en forma de U (o en cada uno de los brazos del corte en forma de horquilla de la realización en paralelo) sobre sus respectivas superficies conductoras. Después de secar la mezcla de reactivos, se lamina la cubierta sobre la capa formadora de canal.

\newpage

Más particularmente, se corta un trozo de una película de poliéster dorado en la forma ilustrada en la figura 2, que forma la capa base 20 del sensor 10. Se usa un láser (previamente descrito) para rayar la película de poliéster dorada. Como se ilustra en la figura 2, la película se raya con el láser de modo que se forman tres electrodos en el extremo de la muestra de fluido 14 y tres puntos de contacto 22, 24 y 26 en el extremo para el contacto eléctrico 16. La línea de rayado es muy fina pero suficiente para crear tres pistas eléctricas separadas. La línea de rayado 28 puede hacerse opcionalmente, pero no es necesaria, a lo largo del borde exterior de la capa base 20 para evitar problemas de potencial estático que podrían crear una señal de ruido en el sensor acabado 10.

Después se corta un trozo de cinta adhesiva por una cara del tamaño y forma, que forma la capa de soporte de reactivos 30, de modo que cubrirá una parte importante de la capa conductora 21 de la capa base 20 excepto por la exposición de una pequeña área de contacto eléctrico ilustrada en la figura 1.

Antes de unir la capa de soporte de reactivos 30 a la capa base 20, se perforan tres aberturas circulares 32, 34 y 36 de tamaño sustancialmente igual, mediante láser o por medios mecánicos tal como un montaje de troqueladora, creando las aberturas de electrodos 32, 34 y 36 en la capa de soporte de reactivos 30. El tamaño de agujero preferido para las aberturas 32, 34 y 36 tiene un diámetro típico de aproximadamente 0,76 mm (0,030 in.). Como se ilustra en la figura 2, las aberturas de electrodos 32, 34 y 36 están alineadas entre sí y están espaciadas aproximadamente 0,63 mm (0,025 in.) entre ellas. Las aberturas circulares tienen sólo el propósito de ilustrar. Debe entenderse que la forma de las aberturas no es crítica, con la condición de que el tamaño de las aberturas sea suficientemente grande para soportar suficientes reactivos químicos para que los electrodos funcionen adecuadamente, pero suficientemente pequeños para permitir una cámara de muestra razonablemente pequeña. Como se ha expuesto previamente, la disposición preferida de los electrodos formados en las aberturas 32, 34 y 36 es W1 (electrodo de trabajo 1), W2 (electrodo de trabajo 2) y R (electrodo de referencia). Después, la capa de soporte de reactivos se une a la capa base 20 de forma que se definan los pocillos de electrodos W1, W2 y R. Se dispensan aproximadamente 0,05 a 0,09 \mul de mezcla de reactivos 1 en el área del electrodo W1. Como se ha descrito antes, la mezcla de reactivos 1 preferiblemente es una mezcla de una enzima, un estabilizante, un aglutinante, un tensioactivo y un tampón. Igualmente, se dispensan aproximadamente 0,05 a
0,09 \mul de mezcla de reactivos 2 en las áreas de electrodos de W2 y R.

Después de añadir los reactivos, los reactivos se secan. El secado de los reactivos puede producirse en un intervalo de temperatura de aproximadamente temperatura ambiente a aproximadamente 80ºC. El periodo de tiempo necesario para secar los reactivos depende de la temperatura a la que se lleve a cabo el procedimiento de secado.

Después de secar, se amolda un trozo de cinta de doble cara de Adhesive Research en la capa formadora de canal 40 que contiene el canal 42 en forma de U. La capa formadora de canal 40 se lamina después sobre la capa de soporte de reactivos 30. Como se ha mencionado antes, la capa formadora de canal 40 sirve como un espaciador y define el tamaño de la cámara de muestra 17. Su anchura y longitud se optimizan para proporcionar un movimiento relativamente rápido de la muestra de fluido.

Se amolda un trozo de una película transparente (No. de Cat. PP2200 o PP2500 disponible en 3M) en la capa superior/cubierta 50. Se hace una abertura de descarga rectangular 52 usando el láser previamente mencionado o mediante una troqueladora. La abertura de descarga 52 se sitúa aproximadamente a 4,57 mm (0,180 in.) de la entrada de muestra 18. La cubierta 50 se alinea y se lamina sobre la capa formadora de canal 40 para completar el montaje del sensor 10, como se ilustra en la figura 1.

\vskip1.000000\baselineskip

Ensayo del sensor de glucosa

Cuando se aplica una muestra de fluido a una sola tira de la presente invención, la muestra de fluido entra al canal por la abertura del extremo de toma de muestra y fluye a lo largo de W1, W2 y R y se detiene en el umbral de la abertura de descarga.

Se usó la cronoamperometría (curva i-t) para medir la respuesta de corriente de las tiras de glucosa usando un analizador electroquímico (Modelo 812, CH Instruments, Austin, TX, EE.UU.). La concentración de oxígeno (pO2) se controló usando un tonómetro (Precision Gas Mixer, PGM-3, Medicor, Inc., Salt Lake City, UT, EE.UU.). Una vez que una muestra de sangre entra en la tira, se aplica un potencial de 0,3-0,5 voltios a través de los electrodos de trabajo y el electrodo de referencia. La concentración de glucosa de la misma muestra de sangre se mide con un analizador de glucosa YSI (Model 2300 Stat Plus, YSI Inc., Yellow Spring, OH, EE.UU.).

Las realizaciones descritas anteriormente se basan en análisis amperométricos. Sin embargo, los expertos en la materia reconocerán que un sensor de la invención también puede usar técnicas coulométricas, potenciométricas, voltamétricas y otras técnicas electroquímicas, para determinar la concentración de un analito en una muestra.

Los siguientes ejemplos ilustran las características únicas de la presente invención.

Ejemplo 1 Demostración de la respuesta de corriente a diferentes niveles de pO_{2}

Se ensayaron muestras de sangre con diferentes niveles de pO_{2} y diferentes concentraciones de glucosa con las tiras de glucosa de la presente invención en relación con un analizador electroquímico (CH Instruments, Modelo 812, Austin, TX, EE.UU.). Se ha encontrado que las respuestas de corriente en el primer electrodo de trabajo (es decir, el electrodo basado en GOD) aumentan con la disminución de la concentración de oxígeno en las muestras de sangre o disminuye con el aumento de la concentración de oxígeno en las muestras de sangre. Con el fin de ilustrar dicho efecto del oxígeno, se ensayaron muestras de sangre con tres niveles de oxígeno, es decir 30, 90, 220 mm
Hg.

La figura 20 muestra la respuesta de corriente medida del primer electrodo de trabajo (es decir, el electrodo basado en GOD) para diferentes concentraciones de glucosa a niveles de pO_{2} de 30 y 90 mm Hg. Las respuestas de corriente son lineales respecto a la concentración de glucosa para todo el intervalo de concentraciones de glucosa ensayados para los dos niveles de oxígeno. Sin embargo, como se esperaba, la respuesta de corriente al nivel de pO_{2} de 30 mm Hg es significativamente mayor que la del nivel de pO_{2} de 90 mm Hg. Después de convertir el cambio de la respuesta de corriente en concentración de glucosa, la diferencia media en la concentración de glucosa en el electrodo de trabajo basado en GOD es aproximadamente 24 mg/dl, específicamente 24,3 mg/dl, para el cambio de nivel de pO_{2} de 30 a 90 mm Hg.

La figura 21 muestra la respuesta de corriente medida del electrodo basado en GOD para diferentes concentraciones a niveles de pO_{2} de 90 y 220 mm Hg. Las respuestas de corriente son lineales respecto a la concentración de glucosa en todo el intervalo de concentraciones de glucosa ensayado para el nivel de oxígeno de 220 mm Hg. Sin embargo, como se esperaba, la respuesta de corriente al nivel de pO_{2} de 220 mm Hg es significativamente menor que la del nivel de pO_{2} de 90 mm Hg. Después de convertir el cambio de respuesta de corriente en concentración de glucosa, el cambio medio en la concentración de glucosa en el electrodo de trabajo basado en GOD es aproximadamente
15,0 mg/dl para el cambio del nivel de pO_{2} de 90 a 220 mm Hg.

La figura 22 muestra la respuesta de corriente medida del segundo electrodo de trabajo (es decir, el electrodo basado en GDH) para diferentes concentraciones de glucosa a niveles de pO_{2} de 30 y 90 mm Hg. Las respuestas de corriente también son lineales respecto a la concentración de glucosa para todo el intervalo de concentraciones de glucosa ensayado para los dos niveles de oxígeno. Como se esperaba, sustancialmente no hay diferencia entre las respuestas de corriente al nivel de pO_{2} de 30 mm Hg y al nivel de pO_{2} de 90 mm Hg a lo largo del intervalo de concentraciones de glucosa ensayado debido al carácter inherente del electrodo basado en GDH.

La figura 23 muestra la respuesta de corriente medida del electrodo basado en GDH para diferentes concentraciones de glucosa a niveles de pO_{2} de 90 y 220 mm Hg. Las respuestas de corriente en el electrodo basado en GDH también son lineales respecto a la concentración de glucosa para todo el intervalo de concentraciones de glucosa ensayado para el nivel de oxígeno de 220 mm Hg. Como se esperaba, sustancialmente no hay diferencia entre las respuestas de corriente al nivel de pO_{2} de 90 mm Hg y al nivel de pO_{2} de 220 mm Hg a lo largo del intervalo de concentraciones de glucosa ensayado debido al carácter inherente del electrodo basado en GDH.

\vskip1.000000\baselineskip

Ejemplo 2 Correlación entre la concentración de glucosa usando las tiras de glucosa y las lecturas de glucosa en el analizador de referencia

Los dos electrodos de trabajo (W1 y W2) de las tiras de glucosa se calibraron al nivel de pO_{2} de 90 mm Hg usando un analizador de referencia (Analizador de glucosa YSI). Las concentraciones de glucosa (C1 y C2) que resultan de los dos electrodos de trabajo se representaron gráficamente frente a las correspondientes lecturas del analizador de glucosa YSI. Las gráficas de la correlación se muestran en las figuras 24 y 25, respectivamente. Las ecuaciones de correlación y las constantes de regresión se dan a continuación:

(1)Electrodo basado en GOD: C1 = 0,9426 CYSI + 8,6829, R^{2} = 0,9981

(2)Electrodo basado en GDH: C2 = 1,0351 CYSI + 1,1208, R^{2} = 0,9977

Es evidente que las concentraciones resultantes de ambos electrodos de trabajo se correlacionan bien con el analizador de referencia. Como resultado, cualquiera de ellos se puede usar como un sensor de glucosa a un nivel medio de pO_{2} de 90 mm Hg.

Ejemplo 3 Demostración de la selección de las respuestas de los electrodos - Efecto del oxígeno

Puesto que el nivel de oxígeno de una muestra de sangre real es desconocido, se puede aprovechar la GDH que es prácticamente independiente de la concentración de oxígeno, y usarla preferiblemente para la determinación de glucosa. Sin embargo, como se ha discutido antes, el electrodo de trabajo basado en GDH sufre interferencias de otros azúcares, tales como galactosa y maltosa, que aumentan significativamente la respuesta y por lo tanto hacen que las lecturas de glucosa sean inexactas (véase a continuación). En este caso, la respuesta del electrodo de trabajo basado en GOD tiene ventaja. Por lo tanto, es necesario un valor de corte predeterminado para decidir que electrodo de trabajo debería seleccionarse.

Como se ha mencionado antes, el cambio medio de la concentración de glucosa para la pO_{2} que varía de 30 a 90 mm de Hg es aproximadamente 24,3 mg/dl en el electrodo basado en GOD. Se eligió este valor como el valor predeterminado o valor de corte para determinar la selección de que respuesta de electrodo usar para determinar la concentración de glucosa en la muestra. Por ejemplo, si la diferencia absoluta entre C1 y C2 o |C1-C2| \leq 24,3 mg/dl, la concentración de glucosa preferida es igual a C2, es decir, la concentración determinada a partir del electrodo de trabajo basado en GDH. De lo contrario, la concentración de glucosa preferida es igual a C1, es decir, la concentración determinada a partir del electrodo de trabajo basado en GOD. Esto significa que las lecturas de glucosa preferidas para el sensor de la presente invención son siempre del electrodo de trabajo basado en GDH siempre que no haya una interferencia significativa de otros azúcares tales como galactosa y maltosa. Hay que señalar que el valor predeterminado o valor de corte de "24,3" no es un número fijo. Se usa sólo con propósitos de ilustración. El valor depende de la configuración de los electrodos y la composición de la mezcla de reactivos. También depende del error de ensayo requerido para la medición.

La selección entre las dos respuestas de los dos electrodos de trabajo se puede hacer automáticamente cuando las tiras de glucosa se usan en conexión con un dispositivo de ensayo previamente programado.

Con el fin de demostrar la característica de discriminación de la tira de glucosa de la presente invención frente a la influencia del oxígeno disuelto, se ensayaron muestras de sangre con nivel de pO_{2} de 30 mm Hg con siete niveles de concentración de glucosa en el intervalo de 69 a 565 mg/dl con las tiras de glucosa de la presente invención. Las concentraciones de glucosa (C1 y C2) que resultan de los dos electrodos de trabajo (W1 y W2) se listan en la Tabla 1. También se lista el porcentaje de error medio (PEM) frente al analizador de referencia (analizador de glucosa YSI). Las concentraciones de glucosa preferidas (C) se basan en el valor predeterminado o valor de corte (24,3), que también se lista junto con los PEM resultantes preferidos. Obsérvese que las concentraciones (C1 y C2) se calculan usando ecuaciones de calibración obtenidas con el nivel de oxígeno de 90 mm Hg.

\vskip1.000000\baselineskip

\vskip1.000000\baselineskip

\vskip1.000000\baselineskip

(Tabla pasa a página siguiente)

TABLA 1 Resultados de ensayo con pO_{2} de 30 mm Hg

1

\vskip1.000000\baselineskip

Como se ilustra en la tabla 1, el PEM medio preferido (3,9%) se mejora comparado con el PEM medio (13,3%) que resulta de los electrodos de trabajo basados en GOD y también es comparable al PEM medio (2,9%) que resulta de los electrodos de trabajo basados en GDH. Los PEM para los electrodos de trabajo basados en GDH están dentro del intervalo aceptable para todo el intervalo de concentraciones de glucosa, lo que indica que no hay efecto del oxígeno. Sin embargo, los PEM para los electrodos de trabajo basados en GOD son mucho mayores debido al efecto del oxígeno, en especial a concentraciones bajas de glucosa. La característica única del sensor de la presente invención reduce sustancialmente la interferencia del oxígeno por la selección entre los dos electrodos de trabajo.

Ejemplo 4 Demostración de la selección de las respuestas de los electrodos - Interferencia de la maltosa y galactosa

Con el fin de demostrar la característica discriminante de la medición de glucosa de la presente invención frente a la interferencia de la galactosa y la maltosa, a las muestras de sangre con nivel de pO_{2} de 90 mm Hg con dos niveles de concentración de glucosa se les añadieron diferentes concentraciones de galactosa y maltosa, respectivamente. Las muestras de sangre resultantes se ensayaron con las tiras de glucosa de la presente invención. Los resultados se resumen en las tablas 2 y 3.

\vskip1.000000\baselineskip

TABLA 2 Resultados de ensayo para las muestras a las que se ha añadido galactosa

2

\vskip1.000000\baselineskip

La Tabla 2 describe la diferencia absoluta de concentraciones |C1-C2|, así como las concentraciones de glucosa preferidas (C) y los PEM resultantes. La concentración de glucosa preferida se basa en el valor predeterminado o valor de corte (24,3). El PEM medio preferido (1,8%) es mucho menor que el PEM medio (43,5%) que resulta de los electrodos de trabajo basados en GDH y también es comparable al PEM medio (2,1%) que resulta de los electrodos de trabajo basados en GOD.

\vskip1.000000\baselineskip

TABLA 3 Resultados de ensayo para las muestras a las que se ha añadido maltosa

3

\vskip1.000000\baselineskip

La Tabla 3 representa la diferencia absoluta de concentraciones |C1-C2|, así como las concentraciones de glucosa preferidas (C) y los PEM resultantes. La concentración de glucosa preferida se basa en el valor predeterminado o valor de corte (24,3). El PEM medio preferido (2,4%) es mucho menor que el PEM medio (59,2%) que resulta de los electrodos de trabajo basados en GDH y también es comparable al PEM medio (2,7%) que resulta de los electrodos de trabajo basados en GOD.

Como se esperaba, los electrodos de trabajo basados en GDH están sometidos a interferencias graves de la galactosa y maltosa, mientras que estos compuestos no tienen efecto en los electrodos de trabajo basados en GOD. Se prefiere usar la respuesta del electrodo de trabajo basado en GOD cuando una muestra contiene galactosa y/o maltosa. La característica única del sensor de la presente invención reduce sustancialmente el efecto de los azúcares que interfieren por selección entre los dos electrodos de trabajo.

Los ejemplos anteriores ilustran los efectos de las interferencias del oxígeno y de los azúcares que interfieren en relación con el uso de las tiras de glucosa de la presente invención. Una muestra real puede tener tanto problemas de oxígeno como de galactosa/maltosa. Los problemas también se pueden resolver usando la característica de selección y los dos electrodos de trabajo del sensor de glucosa de la presente invención.

Aunque en el presente documento se han descrito las realizaciones preferidas de la presente invención, la descripción anterior es simplemente ilustrativa. A los expertos en las respectivas materias se les ocurrirán modificaciones adicionales de la invención descrita en el presente documento y todas dichas modificaciones se considera que están dentro del alcance de la invención como se define por las reivindicaciones adjuntas.

Claims

1. Un biosensor de glucosa que comprende:

un cuerpo laminado que tiene un extremo de entrada de muestra de fluido y un extremo para el contacto eléctrico;

una entrada de muestra de fluido;

una cámara de muestra sustancialmente plana en comunicación entre dicha entrada de muestra de fluido y una abertura de descarga, estando dicha cámara de ensayo adaptada para recoger una muestra de fluido por dicha entrada de muestra de fluido;

un electrodo de glucosa basado en GOD;

un electrodo de glucosa basado en GDH; y

un electrodo de referencia en el que dicho electrodo de glucosa basado en GOD, dicho electrodo de glucosa basado en GDH y dicho electrodo de referencia están dentro de dicha cámara de muestra.

2. El biosensor de glucosa de la reivindicación 1, en el que dicho electrodo de glucosa basado en GOD incluye además un mediador redox.

3. El biosensor de glucosa de la reivindicación 2, en el que dicho electrodo de glucosa basado en GOD incluye además uno o más de un material seleccionado del grupo que consiste en un aglutinante, un tampón y un tensioactivo.

4. El biosensor de glucosa de la reivindicación 1, en el que dicho electrodo de glucosa basado en GDH incluye además un mediador redox.

5. El biosensor de glucosa de la reivindicación 4, en el que dicho electrodo de glucosa basado en GDH incluye además uno o más de un material seleccionado del grupo que consiste en un aglutinante, un tampón y un tensioactivo.

6. Un sistema para la medición más precisa de glucosa en una muestra, que comprende:

un primer electrodo sensible a la glucosa que incorpora una cantidad de glucosa oxidasa;

un segundo electrodo sensible a la glucosa que incorpora una cantidad de PQQ-glucosa deshidrogenasa;

un electrodo de referencia; y

medios para seleccionar entre una primera medición de glucosa hecha con dicho primer electrodo sensible a la glucosa y una segunda medición de glucosa hecha con dicho segundo electrodo sensible a la glucosa.

7. El sistema de la reivindicación 6, en el que dicho primer electrodo sensible a la glucosa además incluye un mediador redox.

8. El sistema de la reivindicación 7, en el que dicho primer electrodo sensible a la glucosa además incluye uno o más de un material seleccionado del grupo que consiste en un aglutinante, un tampón y un tensioactivo.

9. El sistema de la reivindicación 6, en el que dicho segundo electrodo sensible a la glucosa además incluye un mediador redox.

10. El sistema de la reivindicación 9, en el que dicho primer electrodo sensible a la glucosa además incluye uno o más de un material seleccionado del grupo que consiste en un aglutinante, un tampón y un tensioactivo.

11. El sistema de la reivindicación 6, en el que dicho medio de selección incluye un sistema capaz de determinar la diferencia entre dicha primera medición de glucosa y dicha segunda medición de glucosa y seleccionar una de dicha primera medición de glucosa y dicha segunda medición de glucosa basado en dicha diferencia cuando dicha diferencia se compara con un valor predefinido.

12. Un procedimiento para determinar la concentración de glucosa en una muestra de sangre con mayor precisión, comprendiendo dicho procedimiento:

hacer una primera medición de dicha concentración de glucosa de dicha muestra de sangre usando un electrodo de glucosa que incorpora glucosa oxidada;

hacer una segunda medición de dicha concentración de glucosa de dicha muestra de sangre usando un electrodo de glucosa que incorpora PQQ-glucosa deshidrogenasa;

calcular la diferencia de dicha primera medición y dicha segunda medición; y

seleccionar una de dicha primera medición y dicha segunda medición basado en dicha diferencia calculada.

13. El procedimiento de la reivindicación 12, en el que dicha etapa de selección incluye además seleccionar una de dicha primera medición y dicha segunda medición, basado en dicha diferencia cuando dicha diferencia se compara con un valor predefinido.

14. El procedimiento de la reivindicación 13, en el que dicha etapa de selección además incluye seleccionar dicha primera medición si dicha diferencia calculada es mayor que aproximadamente 24 mg/dl.

15. El procedimiento de la reivindicación 13, en el que dicha etapa de selección además incluye seleccionar dicha segunda medición si dicha diferencia calculada es menor o igual que aproximadamente 24 mg/dl.

16. Un sensor de glucosa desechable que comprende:

un cuerpo del sensor que tiene un pocillo abierto que forma una cámara de ensayo;

un electrodo de glucosa basado en GOD, un electrodo de glucosa basado en GDH y electrodo de referencia/contra-
electrodo dispuestos en dicho pocillo abierto; y

contactos eléctricos en un extremo de dicho cuerpo del sensor.