[go: up one dir, main page]

PL169972B1 - Czujnik do pomiaru ilosci skladnika w roztworze PL PL - Google Patents

Czujnik do pomiaru ilosci skladnika w roztworze PL PL

Info

Publication number
PL169972B1
PL169972B1 PL92296491A PL29649192A PL169972B1 PL 169972 B1 PL169972 B1 PL 169972B1 PL 92296491 A PL92296491 A PL 92296491A PL 29649192 A PL29649192 A PL 29649192A PL 169972 B1 PL169972 B1 PL 169972B1
Authority
PL
Poland
Prior art keywords
sensor according
sensor
enzyme
glucose
measuring electrode
Prior art date
Application number
PL92296491A
Other languages
English (en)
Inventor
Michael Graetzel
David Fraser
Shaik M Zakeeruddin
Jean-Paul Randin
Erik J Frenkel
Original Assignee
Asulab Sa
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Asulab Sa filed Critical Asulab Sa
Publication of PL169972B1 publication Critical patent/PL169972B1/pl

Links

Classifications

    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
    • C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/004—Enzyme electrodes mediator-assisted
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S435/00—Chemistry: molecular biology and microbiology
    • Y10S435/817—Enzyme or microbe electrode

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Non-Biological Materials By The Use Of Chemical Means (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By The Use Of Chemical Reactions (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
  • Transmission And Conversion Of Sensor Element Output (AREA)
  • Steering Control In Accordance With Driving Conditions (AREA)

Abstract

1. Czujnik do pomiaru ilosci skladnika w roz- tworze, zawierajacy przynajmniej jedna elektrode po- m iaro w a i je d n a e le k tro d e p o ró w n a w c z a, odizolowane od siebie i kontaktujace sie ze wspo- mnianym roztworem, przy czym wspomniane elektro- dy zawieraja odpowiednio styki elektryczne przy- stosowane do podlaczenia do urzadzenia do obróbki sygnalu dostarczanego przez wspomniany czujnik, przy czym elektroda pomiarowa zawiera przynajmniej jeden odbierak pradu elektrycznie podlaczony do jed- nego ze styków elektrycznych, pokryty mieszanina zawierajaca przynajmniej jeden enzym utleniajaco- -redukujacy specyficzny dla wspomnianego skladnika i przynajmniej jeden czynnik, posredniczacy przeno- szacy elektrony pomiedzy wspomnianym enzymem i wspomnianym odbierakiem pradu, znam ienny tym, ze czynnik posredniczacy w mieszaninie (38) jest wybrany sposród kompleksów metalu przejsciowego z przynajmniej jednym ligandem bipirydyny, trójpiry- dyny lub fenantroliny podstawionym przez przynaj- mniej jedna grupe dostarczajaca elektrony. P L 169972 B 1 Fig. 4 PL PL

Description

Przedmiotem wynalazku jest czujnik do pomiaru ilości składnika w roztworze, przeznaczony do stosowania w urządzeniach amperometrycznych dla pomiaru stężenia wspomnianego składnika w roztworze. Czujnik ten jest w szczególności użyteczny do analizowania glukozy.
Wielu pacjentów z cukrzycą często musi mierzyć swój poziom glukozy we krwi, albo glikemię. Jeżeli wykazują stan hiperglikemii, muszą natychmiast zażyć lekarstwo dla wyregulowania swojego poziomu glukozy. Dla ułatwienia codziennego życia tych pacjentów pojawiło się na rynku wiele zminiaturyzowanych urządzeń pomiarowych glukozy, które mogą być użyte przez laików.
Proponuje się również wszczepienie pompek insulinowych diabetykom. Te pompki insulinowe mogą być dostarczane z urządzeniami do pomiaru glukozy, które mogą być również wszczepione i które jako funkcję zmierzonej glikemii dostarczają informację do pompki i ewentualnie uruchamiają ją.
Większość tych urządzeń do pomiaru glikemii używa enzymu specyficznego dla glukozy - oksydazy glukozowej (GOD).
Enzym GOD jest flawoproteiną (otrzymaną na przykład z uformowania), która katalizuje utlenianie glukozy, na przykład glukozy krwi, do glukonolaktonu z utworzeniem nadtlenku wodoru H2O2, zaczynając od cząstek O2 obecnych w testowanym roztworze, w tym przypadku we krwi.
Ten enzym (GOD) i tlen są często stosowane w urządzeniach do pomiaru glukozy, w których utlenianie glukozy było wykrywane przez przetwornik elektryczny lub optyczny.
Podobnie enzym (GOD) i tlen są często stosowane w urządzeniach amperometrycznych i ich użycie jest opisane w literaturze.
Te urządzenia amperometryczne składają się z urządzenia pomiarowego wyposażonego w przynajmniej dwa elektryczne styki połączone z amperomierzem i wyświetlaczem oraz z czujnika, który może być wymienny i który może być połączony do owych dwóch elektrycznych styków. Czujnik ten zawiera przynajmniej jedną elektrodę pomiarową i jedną elektrodę porównawczą, odizolowane od siebie i kontaktujące się ze wspomnianym roztworem, przy czym wspomniane elektrody zawierają odpowiednio styki elektryczne przystosowane do podłączenia do urządzenia do obróbki sygnału dostarczanego przez wspomniany czujnik, przy czym elektroda pomiarowa zawiera przynajmniej jeden odbierak prądu elektrycznie podłączony do jednego ze styków elektrycznych, pokryty mieszaniną zawierającą przynajmniej jeden enzym utleniająco-redukujący specyficzny dla wspomnianego składnika i przynajmniej jeden czynnik pośredniczący, przenoszący elektrony pomiędzy wspomnianym enzymem i wspomnianym odbierakiem prądu.
Kiedy testowany roztwór jest osadzany na elektrodzie pomiarowej, wówczas testowany produkt (glukoza) reaguje z ezymem (utleniony GOD) umieszczonym na elektrodzie tworząc glukonolakton, podczas gdy GOD przechodzi do stanu zredukowanego [GOD(H2)(Zred)l· Ten zredukowany GOD reaguje następnie z tlenem O2, który przechodzi do stanu zredukowanego H2O i który potem przenosi elektrony e’ w kierunku przewodnika elektrycznego C, którego potencjał jest ustalony na poziomie 650 mV. Fakt, że konieczna jest praca przy podwyższonych potencjałach powoduje dodatkowe problemy. Tlen odgrywa zatem rolę czynnika pośredniczącego, ponieważ pozwala na przenoszenie elektronów. To przenoszenie elektronów, które jest proporcjonalne do ilości glukozy obecnej w testowanym roztworze jest następnie mierzone przez amperomierz i ilość glukozy obecnej w roztworze jest pokazywana na wyświetlaczu urządzenia pomiarowego.
Dodatkowe badania wykazały, że urządzenia amperometryczne stosujące niefizjologiczne, organiczne, nieorganiczne lub metaloorganiczne czynniki pośredniczące mogą zastąpić urządzenia używające tlen jako czynnik pośredniczący. Urządzenia stosujące tlen jako czynnik pośredniczący nie mogą być stosowane do roztworów w których zawartość stechiometryczną tlenu jest mniejsza niż stężenie mierzonego składnika. Z utlenionym enzymem jest zdolna przereagować całkowita ilość składnika mierzonego, tworząc enzym zredukowany, jednakże tylko część całkowitej ilości zredukowanego enzymu może reagować z obecnym tlenem, proporcjonalnie do tej ilości tlenu. Reszta zredukowanego enzymu nie może przereagować i ilość elektronów przenoszonych do przewodnika jest mniejsza niż powinna.
169 972
W konsekwencji, w tego typu urządzeniu ma miejsce ograniczenie nakładane przez odpowiednie stężenie tlenu i składnika mierzonego albo występuje konieczność użycia membrany ograniczającej dyfuzję wspomnianego składnika. Z tego właśnie względu czyniono wysiłki aby opracować urządzenie amperometryczne wykorzystujące specyficzny czynnik pośredniczący dla zastąpienia tlenu.
W literaturze proponuje się bardzo wiele czynników pośredniczących, takich jak monomeryczne ferroceny (Cass, A.E.G. i in. (1984), Anal.Chem. 56, 667-671; Degani, Y. i Heller, A. (1987), J.Phys.Chem. 91,1285-1289), ferroceny szczepione na polimerze (Foulds, N.C. i Lowe, C.R. (1988) Anal.Chem. 60, 2473-2478), sole przewodzące przenoszące ładunek (Albery, WJ. Bartlett, P.N. i Craston, D.H. (1985) J.Electroanal.Chem.Interfacial. Electrochem. 194, 223235), cykliczne związki niklowe (Taniguchi, I., Matsushita, K., Okamoto, M.,Collin, J-P (1990) J.Electroanal. Chem.Interfacial. Electrochem. 280, 221-226) i składniki organiczne takie jak chinony i benzochinony (Kulys, JJ. i Cenas, N.K. (1983) Biochim. Biophys. Acta 744, 57).
Dzięki głównej pracy Hill i in., na przykład Frew, J.E., i Hill.H.A.O. (1987) Phil.Trans. R.Soc. Lond. B316, 95-106), szerokie zastosowanie jako czynnik pośredniczący dla GOD i innych flawoprotein znalazła rodzina składników ferrocenowych. W rezultacie, znany czujnik wykorzystuje jako czynnik pośredniczący składnik z rodziny ferrocenów.
Niestety, dostępne czynniki pośredniczące rzadko mają wymagane idealne własności, a mianowicie potencjał elektrochemiczny dostosowany do wybranego enzymu, odpowiednią rozpuszczalność i dobrą chemiczną odporność na światło, temperaturę i pH oraz szybkie oddziaływanie z wybranym enzymem.
Co więcej, tlen, który może być obecny w testowanych roztworach, konkuruje z niektórymi czynnikami pośredniczącymi. Czynnik pośredniczący obecny na przewodniku reaguje ciągle z niektórymi cząsteczkami zredukowanego GOD, przez co możliwe jest, że pewna ilość tlenu O2, który może być obecny, także reaguje z innymi cząsteczkami zredukowanego GOD tworząc H2O2, jak opisano poprzednio.
Gdy pomiary są dokonywane przy niskim potencjale między elektrodą pomiarową i elektrodą porównawczą, wówczas H2O2 wyłapuje elektrony pochodzące z reakcji między GOD i tlenem, które to elektrony nie przechodzą już w kierunku elektrody.
Ponieważ ilość tlenu w roztworze może być zmienna, zatem zmienia się także ilość wyłapanych elektronów. W rezultacie, nie ma proporcjonalnej zależności pomiędzy ilością elektronów przechodzących w kierunku elektrody, a ilością glukozy w roztworze testowanym. W tych warunkach także takie czujniki nie dają niezawodnych wyników.
Celem wynalazku jest opracowanie czujnika, w którym będą wyeliminowane powyższe niedogodności.
Czujnik do pomiaru ilości składnika w roztworze, zawierający przynajmniej jedną elektrodę pomiarową i jedną elektrodę porównawczą, odizolowane od siebie i kontaktujące się ze wspomnianym roztworem, przy czym wspomniane elektrody zawierają odpowiednio styki elektryczne przystosowane do podłączenia do urządzenia do obróbki sygnału dostarczanego przez wspomniany czujnik, przy czym elektroda pomiarowa zawiera przynajmniej jeden odbierak prądu elektrycznie podłączony do jednego ze styków elektrycznych, pokryty mieszaniną zawierajacą przynajmniej jeden enzym utleniająco-redukujący specyficzny dla wspomnianego składnika i przynajmniej jeden czynnik pośredniczący, przenoszący elektrony pomiędzy wspomnianym enzymem i wspomnianym odbierakiem prądu według wynalazku charakteryzuje się tym, że czynnik pośredniczący w mieszaninie jest wybrany spośród kompleksów metalu przejściowego z przynajmniej jednym ligandem bipirydyny, trójpirydyny lub fenantroliny podstawionym przez przynajmniej jedną grupę dostarczającą elektrony.
Mieszanina elektrody pomiarowej korzystnie zawiera również materiał aktywnie przewodzący, zaś czynnik pośredniczący przenosi elektrony pomiędzy enzymem i tym materiałem aktywnie przewodzącym.
Metalem przejściowym jest korzystnie żelazo, ruten, osm lub wanad.
Grupą dostarczającą elektrony jest korzystnie grupa hydroksylowa, alkoksylową, aryloksylowa lub pierwszorzędową, drugorzędowa lub trzeciorzędowa grupa aminowa.
169 972
Enzymem utleniająco-redukującymjest oksydaza lub flawoproteina, a zwłaszcza oksydaza glukozowa w przypadku pomiaru ilości glukozy obecnej w roztworze. Szczególnie korzystnie, w tym przypadku czynnikiem pośredniczącym jest tri(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)osm lub bi(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)mono(4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydyno)osm.
Materiałem aktywnie przewodzącym jest pył węglowy, złoto, platyna, pallad lub tlenek metalu przewodzącego.
Materiałem aktywnie przewodzącym może też być cienka warstewka polimeru przewodzącego.
Mieszanina elektrody pomiarowej korzystnie zawiera dodatek tworzący unieruchamiającą sieć enzymu czynnika pośredniczącego i/lub aktywnego materiału przewodzącego na powierzchni odbieraka prądu elektrody pomiarowej.
Dodatkiem tym korzystnie jest albumina osocza krwi bydlęcej, glutaraldehyd, diamid węglowy lub polimer rozpuszczalny w wodzie.
Mieszanina osadzona na odbieraku prądu elektrody pomiarowej zawiera pomiędzy 1 do 2000 IU oksydazy glukozowej na mg pyłu węglowego i pomiędzy 1 a 10 000 gmola czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego, korzystnie pomiędzy 10 i 300 IU oksydazy glukozowej na mg pyłu węglowego i pomiędzy 10 a 300 μmola czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego, a nakorzystniej około 100 IU oksydazy glukozowej' na mg pyłu węglowego i około 50 μmola czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego.
Dzięki zastosowaniu nowego czynnika pośredniczącego, otrzymano rodzinę czujników posiadających szeroki zakres niskich potencjałów utleniająco-redukujących, które pozostają trwałe w powietrzu i umożliwiają znacznie szybszy odczyt niż inne czujniki znane ze stanu techniki.
Przedmiot wynalazku jest uwidoczniony w przykładzie wykonania na rysunku, na którym fig. 1 przedstawia rozkład glukozy w obecności oksydazy glukozowej GOD, fig. 2 i 3 - wykresy różnych reakcji chemicznych zachodzących na powierzchni czujników, fig. 4 - widok z góry urządzenia pomiarowego wyposażonego w czujnik pomiarowy według wynalazku, fig. 5 cykliczne krzywe woltametryczne kompleksu tri(4,4’-dwumetoksy-2,2’-dwupirydyny) osmu w nieobecności GOD i glukozy przy różnych prędkościach odczytu, fig. 6 - takie same krzywe jak na fig. 5, ale w obecności GOd i glukozy, fig. 7 - trzy krzywe ilustrujące zmienność gęstości prądu osiągniętej po 30 sekundach (D30) w funkcji stężenia glukozy w roztworze fizjologicznym dla pomiarów dokonanych przy użyciu trzech typów czujników według wynalazku, w których zmienia się ilość pyłu węglowego, fig. 8 - gradient i rzędną w punkcie wyjściowym krzywej z fig. 7 w funkcji ilości pyłu węglowego, fig. 9 - trzy krzywe ilustrujące zmienność gęstości prądu osiągniętej po 30 sekundach (D30) w funkcji stężenia glukozy w roztworze fizjologicznym dla pomiarów prowadzonych za pomocą typów czujnika według wynalazku, w których zmienia się ilość oksydazy glukozowej, fig. 10 - gradient i rzędną w punkcie wyjściowym krzywej z fig. 9 w funkcji ilości oksydazy glukozowej, fig. 11 - trzy wykresy ilustrujące zmienność gęstości prądu osiągniętej po 30 sekundach (D30) w funkcji stężenia glukozy w roztworze fizjologicznym dla pomiarów prowadzonych za pomocą trzech typów czujników według wynalazku, w których zmienia się ilość czynnika pośredniczącego, fig. 12 - gradient i rzędną w punkcie wyjściowym z fig. 11 w funkcji ilości czynnika pośredniczącego, fig. 13 - pomiary gęstości prądu w funkcji stężenia glukozy, przy czym pomiary te były przeprowadzone we krwi i w buforze fosforanowym za pomocą czujników glukozowych wyposażonych odpowiednio w jeden z dwóch zalecanych czynników pośredniczących według wynalazku, fig. 14 - pomiary gęstości prądu uzyskane w funkcji stężenia glukozy, przy czym pomiary te prowadzone są za pomocą czujników według wynalazku w próbkach krwi mających różne hematokryty, fig. 15 i 16 - pomiary gęstości prądu uzyskane w funkcji stężenia glukozy, przy czym pomiary te są przeprowadzone przy użyciu czujników według wynalazku w próbkach roztworu fizjologicznego mających różne stężenia odpowiednio acetaminofenolu i kwasu askorbinowego.
Na fig. 1 przedstawiono rozkład glukozy krwi w obecności oksydazy glukozowej GOD. GOD jest flawoproteiną (otrzymaną na przykład z uformowania), która katalizuje utlenianie glukozy, w tym przypadku glukozy krwi, do glukonolaktonu z utworzeniem nadtlenku wodoru H2O2, zaczynając od cząstek O2 obecnych w testowanym roztworze, w tym przypadku we krwi.
169 972
Na fig. 2 przedstawiono wykres ilustrujący przebieg reakcji chemicznych zachodzących na powierzchni elektrody pomiarowej, gdy czynnikiem pośredniczącym jest tlen. Kiedy testowany roztwór jest osadzany na elektrodzie pomiarowej, wówczas testowana substancja (w tym przypadku glukoza) reaguje z enzymem (w tym przypadku w utlenionym GOD) umieszczonym na elektrodzie tworząc glukonolakton, przez co GOD przechodzi do stanu zredukowanego [GOD(H2)(zred)]· Ten zredukowany GOD reaguje następnie z tlenem O2, który przechodzi do stanu zredukowanego H2O2 i który potem przenosi elektrony e' w kierunku przewodnika elektrycznego C, którego potencjał jest ustalony na poziomie 650 mV. Fakt, że konieczna jest praca przy podwyższonych potencjałach powoduje dodatkowe problemy. Tlen odgrywa rolę czynnika pośredniczącego, ponieważ umożliwia przenoszenie elektronów. To przenoszenie elektronów, które jest proporcjonalne do ilości glukozy obecnej w testowanym roztworze, jest następnie mierzone przez amperomierz, a ilość obecnej w roztworze glukozy jest pokazywana na wyświetlaczu urządzenia pomiarowego.
Jak przedstawiono na fig. 2 urządzenia stosujące tlen jako czynnik pośredniczący nie mogą być używane w roztworach gdzie zawartość stechiometryczną tlenu jest mniejsza niż stężenie składnika mierzonego.
Na fig. 3 przedstawiono wykres ilustrujący przebieg reakcji chemicznych zachodzących na powierzchni elektrody pomiarowej w przypadku zastosowania czynnika pośredniczącego Med na przewodniku C.
Czynnik pośredniczący Med, obecny na przewodniku C, reaguje z niektórymi cząsteczkami zredukowanego GOD, jednakże pewna ilość tlenu O2, który może być obecny, także reaguje z innymi cząsteczkami zredukowanego GOD tworząc H2O2, jak poprzednio przedstawiono na fig. 2. Gdy pomiary są dokonywane przy niskim potencjale między elektrodą pomiarową i elektrodą porównawczą, wówczas H2O2 wyłapuje elektrony pochodzące z reakcji między GOD i tlenem i elektrony te nie przechodząjuż w kierunku elektrody. Ponieważ ilość tlenu w roztworze może być zmienna, zatem zmienia się także ilość wyłapanych elektronów. W rezultacie nie ma proporcjonalnej zależności pomiędzy ilością elektronów przechodzących w kierunku elektrody a ilością glukozy w testowany roztworze.
Na fig. 4 przedstawiono urządzenie pomiarowe 2 do pomiaru ilości danego składnika w roztworze, które zawiera czujnik 6 według wynalazku i urządzenie 4 do obróbki sygnału dostarczanego przez wspomniany czujnik. Urządzenie 4 ma ogólny wygląd pióra. Wynalazek oczywiście nie wprowadza ograniczenia tego kształtu.
Urządzenie posiada na jednym końcu 8 wydrążenie 10, w którym są umieszczone dwa. styki elektryczne 12, 14 połączone elektrycznie z amperomierzem ( nie pokazanym). Amperomierz jest połączony z wyświetlaczem 16 pokazującym stężenie badanego składnika w danym roztworze. Stężenie to jest wyświetlane na przykład w mg/dl lub w mmol1. Urządzenie 4 zawiera także zatyczkę 18, która przykrywa jego koniec 8 i chroni styki 12, 14 gdy urządzenie 4 nie jest w użyciu.
Czujnik 6 według wynalazku jest ukształtowany na przykład jako izolacyjna prostokątna płytka, która może być wprowadzonajednym ze swoich końców 19 do wydrążenia 10 urządzenia 4. Czujnik 6 jest wymienny.
Czujnik 6 ma elektrodę pomiarową 20 i elektrodę porównawczą 22 rozmieszczone na przykład wzdłużnie równolegle na czujniku 6. Elektroda porównawcza 22 zawiera taśmę 24 wykonaną z materiału przewodzącego elektryczność. Ta taśma 24 ma trzy strefy, mianowicie pierwszą strefę 26 określoną jako styk elektryczny, położoną przy końcu 19 wspomnianego czujnika 6, środkową strefę 28 określaną jako ścieżkę przewodzącą i strefę 30 położoną przy drugim końcu czujnika 6 i określoną jako odbierak prądu. Podobnie elektroda pomiarowa 20 ma taśmę 32 wykonaną z materiału przewodzącego elektryczność. Ta taśma 32 ma również trzy strefy, styk elektryczny 34, ścieżkę przewodzącą 36 i odbierak prądu 37, pokryty w przeciwieństwie do odbieraka 30, mieszaniną 38.
Pokazany na fig. 4 odbierak 37 nie jest wyraźnie widoczny, ponieważ zakryty jest przez mieszaninę 38. Należy zauważyć, że w każdej z tych elektrod odbierak prądu i przewodnik prądu mogą być w postaci dwóch części połączonych elektrycznie ze sobą, zamiast w postaci pojedynczej taśmy 24 lub 32. Mieszanina 38 zawiera przynajmniej jeden enzym utleniająco-redukujący,
169 972 specyficzny dla mierzonego składnika i przynajmniej jeden czynnik pośredniczący przenoszący elektrony pomiędzy wspomnianym enzymem a odbierakiem prądu utworzonym w taśmie 32.
Wspomniana wyżej mieszanina 38 może zawierać również przynajmniej jeden aktywny materiał przewodzący i/lub przynajmniej jeden dodatek, który będzie opisany poniżej. W przypadku mieszaniny 38 zawierającej aktywny materiał przewodzący, czynnik pośredniczący przenosi elektrony pomiędzy enzymem a aktywnym materiałem przewodzącym, który z kolei przenosi elektrony w kierunku odbieraka prądu.
Kropla 40 próbki testowanego roztworu jest umieszczona na obu elektrodach 20 i 22 jak przedstawiono na fig. 4. W ten sposób obwód elektryczny złożony z amperomierza, styków 14 i 26, ścieżki przewodzącej 28, odbieraka 30, kropli roztworu 40, mieszaniny 38, odbieraka 37, ścieżki przewodzącej 36 oraz styków 34 i 12 stanowi obwód zamknięty.
Urządzenie pomiarowe 2 opisane powyżej jest przystosowane do wykonywania pomiarów in vitro, jakkolwiek oczywiste jest, że czujnik 6 może być użyty in vivo we wszczepialnych urządzeniach pomiarowych. W tym przypadku kształt i wymiary takiego czujnika 6 są przystosowane do tego nowego zastosowania.
Co więcej, aby zapewnić długotrwałą dokładność, możliwe jest dodanie drugiej elektrody pomiarowej identycznej z elektrodą pomiarową 20 ale bez enzymu lub z enzymem zdenaturowanym.
Kropla 40 testowanego roztworu może mieć naturę biologiczną, na przykład może to być ludzka lub zwierzęca krew, mocz lub środowisko fermentacyjne mikroorganizmów. Może być również pochodzenia sztucznego, na przykład może stanowić syntetyczny roztwór buforowy zawierający elementy analizowane.
Zastosowanym enzymem utleniająco-redukującym jest enzym specyficzny dla składnika mierzonego. Według wynalazku zaleca się, by zastosowany enzym był wybrany spośród oksydaz i flawoprotein. Jeśli pożądane będzie wykonanie czujnika glukozowego, wówczas stosuje się oksydazę GOD, na przykład GOD mającą aktywność około 250 IU, otrzymaną przy użyciu kultury Aspergillus niger.
Zaleca się, by zastosowany aktywny materiał przewodzący miał postać pyłu węglowego, grafitowego, złotego, platynowego, palladowego lub przewodzącego tlenku metalu, na przykład tlenku rutenu względnie aby miał postać cienkiej warstewki przewodzącego polimeru, na przykład polipirolu.
Jak wspomniano, możliwe jest również zastosowanie dodatku tworzącego unieruchamiającą sieć enzymu z czynnika pośredniczącego i/lub aktywnego materiału przewodzącego na powierzchni odbieraka 37 elektrody pomiarowej 20. Dodatkiem tym jest na przykład albumina osocza krwi bydlęcej (BSA), glutaraldehyd, diamid węglowy i rozpuszczalne w wodzie polimery.
Taśmy materiału 24, 32 przewodzącego elektryczność są na przykład z materiału wybranego spośród złota, srebra, platyny, palladu, węgla, grafitu lub tlenku metalu przewodzącego na przykład takiego jak tlenek rutenu. Zaleca się, by taśma 24 stanowiąca elektrodę porównawczą była srebrna, a taśma 32 stanowiąca elektrodę pomiarową 20 była platynowa. Dokładniej, część taśmy 24 odpowiadająca odbierakowi prądu 30 jest częściowo chlorowana.
Odkryto, że jako czynnik pośredniczący dobre właściwości ma nowa rodzina kompleksów metalu przejściowego z przynajmniej jednym ligandem bipiridynowym, terpiridynowym lub fenantrolinowym podstawionym przez przynajmniej jedną grupę dostarczającą elektrony.
Zaleca się by grupą dostarczającą elektrony była grupa OH, grupa alkoksy, grupa aryloksy lub pierwszorzędową, drugorzędowa lub trzeciorzędowa grupa aminowa.
W przypadku czujnika glukozowego, kiedy stosowanym enzymem jest oksydaza glukozowa (GOD), zaleca się by z wyżej wspomnianych czynników wybrać kompleks tri(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydynowy)osmu lub bis(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydynowy)-mono (4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydynowy)osmu.
W przypadku czujnika glukozowego, mieszanina 38 umieszczona na odbieraku elektrody pomiarowej 20 zawiera na 1 ml buforu fosforanowego 10 mM dostosowanego do pH 6,8 i 1 do 1000 mg pyłu węglowego, korzystnie 1 do 100 mg lub najkorzystniej około 10 mg, 1 do 2000 IU oksydazy glukozowej na mg pyłu węglowego, korzystnie 10 do 300 IU lub najkorzy8
169 972 stniej 100 IU i 1 do 10000 gmol czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego, korzystnie 10 do 300 gmol lub najkorzystniej 50 μmol. Ta mieszanina jest rozmieszczona na poziomie od 10 do 300 μΕ^2 powierzchni czynnej, korzystnie 30 do 150 gl/cm2, a najkorzystniej 70 gl/cm2.
W gotowym, wysuszonym czujniku 6 mieszanina 38 powinna zatem zawierać 1 do 2000 IU oksydazy glukozowej na mg pyłu węglowego, korzystnie 10 do 300 IU a najkorzystniej 100 IU i 1 do 10000 gmol korzystnie 10 do 300 gmol i najkorzystniej 50 gmol czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego.
Czujnik według wynalazku w którym zastosowane są wyżej wymienione czynniki pośredniczące wykazuje własności, które zmieniają się jako funkcja zastosowanych ligandów i podstawień dokonanych na tych ligandach.
Poniżej przedstawiono kilka przykładów zastosowania czujnika według wynalazku, które udowadniają korzystne działanie i wydajność nowych czynników pośredniczących, i w których uzyskano polepszenie warunków pracy różnych elementów stanowiących elektrodę pomiarową.
Przykład I. W przykładzie tym przetestowano czujnik według wynalazku, w którym zastosowano rozmaite czynniki pośredniczące, przy użyciu metody chronowoltamperometrii cyklicznej.
a) Testowanie kompleksu tri(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydynowego)osmu.
Wyżej wspomniany kompleks testowano przy użyciu chronowoltamperometrii cyklicznej w prądzie stałym, ażeby z jednej strony określić jego normalny potencjał oksydoredukcyjny E° a z drugiej strony określić stały współczynnik k, odpowiadający reakcji przeniesienia elektronu począwszy od GOD w kierunku czynnika pośredniczącego. Chronowoltamperometria cykliczna polega na zestawieniu elektrody roboczej, przeciw-elektrody oraz elektrody porównawczej w roztworze analizowanym, odczycie potencjału elektrody roboczej przy stałej prędkości między dwoma zaciskami oraz pomiarze natężenia otrzymanego prądu. Krzywe z fig. 5 i 6 przedstawiają uzyskane rezultaty. Przy pomiarze zastosowano szklistą węglową elektrodę roboczą, elektrodę porównawczą z chlorku rtęci, przeciwelektrodę platynową oraz ogniwo elektrochemiczne o pojemności 5 do 20 ml. Pomiarów dokonano w buforze fosforanowym PBS (NaCl, 100 mM, NaH2PO4 10 mM, ustawionym na pH 7,4; EDTA (kwas etylenodiaminotetraoctowy) 0,1 mM; PMSF (fluorek fenylometylosulfonianu) 0,01 mM i z wyżej wspomnianym substratem w stężeniu 5.10'4M. Zastosowano różne prędkości odczytu potencjałów; 5, 10,25,50 i 100 mV.s*‘. Uzyskano krzywe pokazane na fig. 5 oraz wartość dla E° wynoszącą 225 mV. Dodanie nasyconego roztworu glukozy nie miało wpływu na krzywe z fig. 5, które mają normalny przebieg, ponieważ nie ma obecnej oksydazy glukozowej (GOD).
Dodanie oksydazy GOD (w ilości większej niż 5.10'8M, korzystnie 4.10‘6) spowodowało podniesienie przebiegu krzywych z fig. 6, przedstawiających charakterystyczny kształt tak zwanej fali katalitycznej. W pomiarze, które rezultaty przedstawiono na fig. 6, zastosowano prędkości pomiaru potencjału odpowiednio 10, 25, 50 i 100 mV. s’1
Pierwsza reakcja przebiegała w następujący sposób:
Czynnik pośredniczący(utlemony) + GODrzredukowany)
Czynnik pośredniczący^redukowany) + GOD(utleniony)
Reakcja ta jest nieodwracalna (ze stałą k).
Druga reakcja:
Czynnik pośredn. (zredukowany) + e' — Czynnik pośredn.(utleniony) jest elektrochemicznie odwracalna i niezwykle szybka.
Czynnik pośredniczący wywołuje elektrochemicznie odwracalne przeniesienie elektronu w kierunku wcześniej opisanych odbieraków prądu.
Podczas pierwszej reakcji zmierzono drugorzędową stałą k. Dla kompleksu tutaj badanego otrzymano k=2,5.106 ± 0,5 M^.s-.
Testowanie innych kompleksów.
Testowanie to przeprowadzono podobnie jak opisano powyżej.
Tabela 1 podaje otrzymane wartości stałego współczynnika k oraz normalne potencjały oksydoredukcyjne E° (w mV) względem elektrody porównawczej z chlorku rtęci (SCE).
169 972
Tabela 1
Kompleks E°(mV/Sce) k(M-1 s-1)
1. Kompleks tri(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydynowy) osmu 225 2,5.106
2. Kompleks bi(4,4’-dimetoksy-2,2-bipirydyno)mono(4,4’-
-dimetylo 2,2’-bipirydynowy) osmu 340 2.106
3. Kompleks bi(4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydyno)mono(4,4’-dimetoksy
2,2’-bipirydynowy) osmu 390 N.O.
4. Kompleks mono(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)mono- (4,4-dihydroksy- pH <4,5 340 N.O.
-2,2’-bipirydyno)mono(4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydynowy) osmu pH > 4,5 190 2.105
5. Kompleks tri(4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydynowy) osmu 425 1,5.106
6. Kompleks tri(4,4’-dihydroksy-2,2’-bipirydynowy) osmu -1000 0
7. Kompleks tri(4,4-diamino-2,2’-bipirydynowy) rutenu 170 1,6.106
8. Kompleks tn(4,4’-diamino-2,2’-bipirydynowy) żelaza 70 1,4.105
N.O = nie określono
Na podstawie rezultatów zestawionych w Tabeli 1 można zauważyć, że ta rodzina czynników pośredniczących zastosowanych w czujniku według wynalazku ma bardzo szeroki zakres potencjałów redoks, wahający się pomiędzy -1000 mV i +425 mV (w stosunku do elektrody porównawczej z chlorku rtęci SCE). Dolna granica tego zakresu jest o wiele niższa niż wszystkie potencjały redoks znanych dotychczas czynników pośredniczących. Co więcej, ten zakres potencjałów jest również o wiele szerszy niż otrzymywany w przypadku rodziny ferrocenów. Jest to wynikiem ogromnej ilości podstawników, które mogą być zastosowane, i jeszcze większej liczby kombinacji możliwych podstawników.
Drugorzędowa stała kf, odpowiadająca stałej szybkości reakcji utleniania-redukcji pomiędzy enzymem a czynnikiem pośredniczącym czujnika według wynalazku jest o wiele większa niż w przypadku innych znanych czynników pośredniczących i większa niż w przypadku tlenu. Tlen ma stałą k wynoszącą zaledwie 1,5.10 M’ .s’ . W ten sposób eliminuje się wspomniane wyżej problemy konkurencji pomiędzy tlenem a czynnikiem pośredniczącym podczas reakcji przeniesienia elektronu z GOD. Co więcej, ponieważ inne konkurencyjne reakcje zachodzą o wiele wolnej, zatem nie wpływają na wskazanie urządzenia pomiarowego.
Czynniki pośredniczące wybrane dla czujników glukozowych były kompleksami 1 i 2 z Tabeli 1, które mają wysoką stałą k i niski normalny potencjał oksydoredukcyjny E°, chociaż większy niż -300 mV, który odpowiada normalnemu potencjałowi grup FAD/FADH2 w enzymie GOD.
Przykład II. W przykładzie tym przeprowadzono badania odnośnie optymalizacji różnych składników mieszaniny elektrody pomiarowej. Po wyznaczeniu dwóch czynników pośredniczących, najodpowiedniejszych dla czujnika glukozowego, poczyniono próbę określenia optymalnych ilość różnych składników umieszczonych na odbieraku elektrody pomiarowej.
Dokonano tego przez przygotowanie mieszaniny 38 zawierającej jeden lub dwa wyżej wspomniane zalecane kompleksy 1 i 2 z Tabeli 1, pył węglowy, unieruchomioną oksydazę glukozową oraz jako dodatek albuminę z osocza krwi bydlęcej i glutaraldehyd, a następnie na części odbieraka prądu 37 taśmy 36 przewodzącej elektryczność umieszczono 70 (ll tej mieszaniny na cm2 tak, aby utworzyć elektrodę pomiarową 20. Następnie wykonano różne typy elektrod pomiarowych przez stopniowe zmienianie jednego ze składników mieszaniny i utrzymywanie pozostałych chłodników na stałym poziomie.
Otrzymane w ten sposób różne czujniki wykorzystano do pomiarów potencjostatycznych przy potencjale 300 mV wielu próbek krwi zawierających różne ilości glukozy. Wyniki pomiarów przedstawionych poniżej.
a) Optymalizacja ilości pyłu węglowego.
Wykonano trzy różne czujniki przez zmieszanie z 3 ml buforu fosforanowego PBS stałej ilości GOD (36,9 mg), stałej ilości kompleksu bi(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)-mono(4,4-dimetylo-2,2’-bipirydynowego) osmu (3,0 mg) użytego jako czynnik pośredniczący, stałej ilości
169 972 gutaraldehydu przy 25% (25 gl), stałej ilości albuminy z osocza krwi bydlęcej przy 15% (290 gl) i odpowiednio 25, 50 i 250 mg pyłu węglowego. Zastosowany bufor fosforanowy PBS jest buforem o 10 mM ustawionym na pH 6,8.
Te trzy typy czujnika były następnie testowane w roztworze fizjologicznym zawierającym różne ilości glukozy (pomiędzy 0 a 20 mM glukozy) i zmierzono gęstość prądu uzyskaną po 30 sekundach (D30). Roztwór fizjologiczny stanowił 115 mM NaCl, 25 mM KCL, 5 mM HPO4.3H2O i 0,5 mM KH2PO4.
Otrzymane wyniki są przedstawione na fig. 7. Proste linie a, b, c odpowiadają wynikom zarejestrowanym dla czujników zawierających odpowiednio 25,50 i 250 mg węgla w 3 ml buforu fosforanowego PBS albo przybliżone stężenie 8,17 i 83 mg nami. Następnie wyliczono gradient (m) dla wszystkich linii prostych a, b, c reprezentujących całość przeprowadzonych pomiarów i wartości te przedstawiono na fig. 8 (krzywa Ci), gdzie oś odciętych reprezentuje ilość węgla w mg na ml buforu fosforanowego PBS. Podobnie wyliczono rzędną w punkcie wyjściowym tych linii prostych i te wartości przedstawiono na fig. 8 (krzywa C2). Rzędna w punkcie wyjściowym odpowiada wartości punktu przecięcia linii prostej z fig. 7 oraz osi rzędnych, to znaczy wartości prądu szczątkowego.
Należy zauważyć, że krzywa Cjest zasadniczo pozioma dla wartości pomiędzy 17 a 83 mg węgla, co oznacza, że między tymi dwiema wartościami ilość węgla ma niewielki wpływ na wskazania czujnika, tym niemniej, ponieważ cienka warstwa węgla wykazuje lepsze własności mechaniczne i dyfuzyjne, zatem korzystne okazało się użycie możliwie najmniejszej ilości węgla. Co więcej należy zauważyć, że wartość rzędnej w punkcie wyjściowym linii prostej a (8 mg węgla na ml) jest mniejsza, co wskazuje, że w tym przypadku osiągnięto najmniejszy prąd szczątkowy.
- Zaleca się zatem użycie około 10 mg węgla na ml buforu fosforanowego PBS.
b) Optymalizacja ilości enzymu (GOD).
Wykonano trzy różne czujniki przez zmieszanie z 3 ml buforu fosforanowego PBS na stałej ilości węgla (25 mg), stałej ilości (3 mg) tego samego czynnika pośredniczącego co w punkcie a), stałej ilości glutaraldehydu przy 25% (25 gm) i albuminy z osocza krwi bydlęcej przy 15% (290 gl) i odpowiednio 2175,4375 i 8750 IU oksydazy glukozowej GOD co dało stężenie GOD odpowiednio 87, 175 i 350 IU oksydazy glukozowej (GOD) na mg węgla.
Przeprowadzono taką samą serię pomiarów i obliczeń co w punkcie a). Linie proste a, b, c z fig. 9 odpowiadają rezultatom uzyskanym za pomocą czujników zawierających odpowiednio 87, 175 i 350 IU oksydazy glukozowej na mg pyłu węglowego. Krzywe Ci C2 z fig. 10 przedstawiają odpowiednio gradient (m) i rzędną w punkcie wyjściowym. Oś odciętych na fig. 10 wyraża ilość GOD w IU na mg pyłu węglowego.
Dla wartości pomiędzy 75 a 350 IU GOD na mg pyłu węglowego krzywa C1 jest zasadniczo pozioma co oznacza, że pomiędzy tymi dwiema wartościami ilość GOD ma mały wpływ na wyniki. Co więcej, rzędna w punkcie wyjściowym linii jest najmniejsza, co oznacza najmniejszy prąd szczątkowy.
Tak więc zaleca się użycie około 100 IU GOD na mg pyłu węglowego.
c) Optymalizacja ilości czynnika pośredniczącego
Wykonano trzy różne czujniki przez zmieszanie z 3 ml buforu fosforanowego PBS stałej ilości węgla (25 mg), stałej ilości GOD (36,9 mg), stałych ilości glutaraldehydu przy 25% (25 gl) i albuminy z osocza krwi bydlęcej przy 15% (290 gl) i odpowiednio 825,1675 i 3325 gl mol kompleksu bi(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)-mono(4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydynowego) osmu, odpowiadających stężeniu czynnika pośredniczącego odpowiednio 33,67 i 133 gmol na mg pyłu węglowego.
Następnie przeprowadzono takie same serie pomiarów i obliczeń jak w punkcie a). Linie proste a, b, c z fig. 11 odpowiadają wynikom obserwowanym przy odpowiednio 33,67 i 133 gmol tego kompleksu na mg węgla. Krzywe C1 C2 z fig. 12 reprezentują odpowiednio gradient (m) i rzędną w punkcie wyjściowym. Oś odciętych fig. 12 przedstawia ilość czynnika pośredniczącego w gmol na mg pyłu węglowego.
Należy zauważyć, że krzywe C1 i C2 są zasadniczo poziome. Dla wartości czynnika pośredniczącego niższych niż 50 gmol konieczne jest dokonanie pomiarów przy potencjale
169 972 wyższym niż 300 mV. Ponieważ zaleca się pracować przy najniższym możliwym potencjale, zatem zaleca się użycie około 50 pmol czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego.
Optymalizacje uzyskane dlakompleksu bi(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)mono(4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydynowego) osmu odnoszą się również do kompleksu tri(4,4’-dimetoksy-2,2’bipirydynowego)osmu.
Przykład III. W przykładzie tym przeprowadzono wzorcowanie czujnika według wynalazku we krwi i w buforze. Przeprowadzono pomiary potencjostatyczne za pomocą czujników mających jako czynnik pośredniczący dwa zalecane kompleksy według wynalazku. Wzorcowania dokonywano poprzez zmianę stężenia glukozy w próbkach krwi lub buforu fosforanowego PBS. Pomiary dokonywano przy 300 mV a odczyty gęstości prądu D20 dokonano po 20 sekundach. Wyniki są przedstawione na fig. 13.
Pokazane na fig. 13 krzywe C1 i C3 odpowiadają pomiarom przeprowadzonym odpowiednio w buforze fosforanowym i we krwi za pomocą czujnika wykorzystującego kompleks tri(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydynowy)osmu, zaś krzywe C2 i C4 odpowiadają pomiarom przeprowadzonym odpowiednio w buforze fosforanowym i we krwi za pomocą czujnika wykorzystującego kompleks bi(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)-mono (4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydynowy)osmu.
Jak przedstawiono na fig. 13 krzywe te mają wystarczająco stromy gradient aż do wartości 200 mM glukozy. Tak więc, u pacjenta u którego wartości fizjologiczne glukozy mogą zmieniać się zwykle pomiędzy 3 do 20 mM, czujnik według wynalazku daje wystarczająco dokładne wskazanie, ponieważ mała zmiana stężenia glukozy odpowiada wystarczająco dużej zmianie gęstości zmierzonego prądu.
Różnice obserwowane pomiędzy pomiarami wykonanymi w buforze PBS i w pełnej krwi wynikają z tego samego powodu co różne opisane w Fogh-Andersen N. i in. (1990), Clin.Chim.Acta 189, str,33-38, dla plazmy i pełnej krwi, a więc głownie z objętości protein w pełnej krwi.
Przykład IV. W przykładzie tym badano wpływ hematokrytu na wyniki podawane przez czujnik według wynalazku.
Próbki krwi przygotowano w następujący sposób. Plazmę oraz komórki krwi rozdzielano przez odwirowanie przy 3000 obrotach na minutę przez 15 minut w 4°C. Następnie krew rekonstruowano tak aby otrzymać różne wartości hematokrytu (0,35; 0,50 i 0,60) i do tych próbek dodawano znane ilości glukozy. Stężenie glukozy mierzono przy użyciu wzorcowego urządzenia laboratoryjnego, na przykład urządzenia porównawczego 23A z firmy Yellow Springs Instrument, Yellow Springs, Ohio. Pomiary potencjostatyczne przeprowadzono przy 300 mV za pomocą czujnika mającego jako czynnik pośredniczący kompleks-bi(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)mono(4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydynowy)osmu. Pomiary gęstości prądu przeprowadzono po 30 sekundach.
Krzywe z fig. 14 przedstawiają zmiany w gęstości prądu (D30) otrzymane po 30 sekundach jako funkcja stężenia glukozy w sztucznie zrekonstruowanej krwi ludzkiej.
Krzywe C1, C2 i C3 odpowiadają próbkom zawierającym odpowiednio 35% komórek i 65% plazmy, 50% komórek i 50% plazmy oraz 60% komórek i 40% plazmy.
Krzywa C2 odpowiada normalnemu hematokrytowi. Stwierdzono, że krzywa C3 (hematokryt 0,60) odpowiadająca podniesionemu hematokrytowi bardzo nieznacznie różni się od krzywej C2.
W przeciwieństwie, do tego, krzywa C1 (hematokryt 0,35) odpowiadająca hematokrytowi pacjenta anemicznego różni się od krzywej C2.
Tak więc czujnik według wynalazku daje niezawodne wyniki u pacjenta mającego podwyższony hematokryt, jednakże mniej niezawodne u pacjenta anemicznego.
Przykład V. W przykładzie tym badano wpływ pH na aktywność czynnika pośredniczącego, którym jest kompleks tri(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydynowy)osmu i kompleks bi(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)mono(4,4’-dimetylo-2,2’-bipirydynowy) osmu, w czujniku według wynalazku.
Te dwa kompleksy zmieszano w buforze PBS roztworu fosforanu o zmiennym pH, w którym mierzono normalny potencjał oksydoredukcyjny E°. Stabilny potencjał E° obserwowano
169 972 dla pH pomiędzy 1 a 12. Ten potencjał E° wynosił + 225 mV dla pierwszego kompleksu i + 340 mV dla drugiego. Ponieważ pH krwi ludzkiej wynosi około 7,4, zatem można stwierdzić, że drobne zmiany w pH krwi nie wpływają na odczyt glikemii podawany przez czujnik według wynalazku.
Przykład VI. W przykładzie tym badano wpływ obecności pewnych leków na wyniki podawane przez czujnik. Badania przeprowadzono w celu sprawdzenia czym na wyniki podawane przez czujnik według wynalazku mogą mieć wpływ leki obecne we krwi w chwili pomiaru, bowiem przed pomiarem glikemii pacjenta może przyjąć leki takie jak aspiryna czy witamina C.
Zmierzono zatem wpływ kwasu acetylosalicylowego, acetaminofenolu i kwasu askorbinowego na wyniki podawane przez czujnik według wynalazku.
Badania przeprowadzono za pomocą czujnika wykorzystującego jako czynnik pośredniczący kompleks tri(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydynowy) osmu.
Pomiary potencjostatyczne przeprowadzono przy 300 mV. Gęstość prądu (D30 odczytywano po 30 sekundach. Na fig. 15 i 16 przedstawiono krzywe reprezentujące zmiany gęstości prądu w funkcji stężenia glukozy, kiedy w próbce roztworu fizjologicznego są obecne różne ilości każdego z testowanych leków.
Na fig. 16 przedstawiono otrzymane krzywe C1, C2 i C3 odpowiadające stężeniom odpowiednio 0, 100 i 100 μΜ kwasu askorbinowego na ml krwi. Wartość 100 μΜ (krzywa C2) odpowiada wartościom stwierdzonym u pacjentów przyjmujących normalną dawkę witaminy C, podczas gdy wartość 100 μΜ (krzywa C3) odpowiada nadmiarowi kwasu askorbinowego.
Stwierdzono, że w przypadku nadmiaru kwasu askorbinowego (krzywa C3), wszystkie wartości i stężenia glukozy są wyższe niż normalne, natomiast krzywa C2 jest w zasadzie identyczna z krzywą C1. Tak więc można stwierdzić, że w zakresie wartości fizjologicznych obecność kwasu askorbinowego nie wpływa na wyniki podawane przez czujnik według wynalazku.
W przypadku kwasu acetylosalicylowego stwierdzono, że aż do 25 mM otrzymywano zależność według linii prostych, które były w zasadzie identyczne do odpowiadających ilości 0 mM kwasu acetylosalicylowego. Dlatego też wywnioskowano, że obecność kwasu acetylosalicylowego nie wpływa na wyniki podawane przez czujnik według wynalazku.
169 972
Fig.16
169 972
Fig.15
169 972 °30
Ο 5 10 15 20 25 glukoza (mM)
Fig.14
169 972
Fig. 13
169 972
węglowego
Fig.12
169 972
Fig.9
R,s.«
169 972
Fig.7
Fig.8 rzędna przy początku (pAcm'^1
169 972
169 9 72
GOD
GODlHj) (red)
Glukoza toxy]
Glukonolakton
Fig. 3
169 972
Glukoza
Glukonolakton
Fig.1
H2O2 °2
GOD
GOD (H2) (red)
Glukoza
Glukonolakton
Fig.2
Departament Wydawnictw UP RP. Nakład 90 egz. Cena 4,00 zł

Claims (14)

  1. Zastrzeżenia patentowe
    1. Czujnik do pomiaru ilości składnika w roztworze, zawierający przynajmniej jedną elektrodę pomiarową i jedną elektrodę porównawczą, odizolowane od siebie i kontaktujące się ze wspomnianym roztworem, przy czym wspomniane elektrody zawierają odpowiednio styki elektryczne przystosowane do podłączenia do urządzenia do obróbki sygnału dostarczanego przez wspomniany czujnik, przy czym elektroda pomiarowa zawiera przynajmniej jeden odbierak prądu elektrycznie podłączony do jednego ze styków elektrycznych, pokryty mieszaniną zawierającą przynajmniej jeden enzym utleniająco-redukujący specyficzny dla wspomnianego składnika i przynajmniej jeden czynnik, pośredniczący przenoszący elektrony pomiędzy wspomnianym enzymem i wspomnianym odbierakiem prądu, znamienny tym, że czynnik pośredniczący w mieszaninie (38) jest wybrany spośród kompleksów metalu przejściowego z przynajmniej jednym ligandem bipirydyny, trójpirydyny lub fenantroliny podstawionym przez przynajmniej jedną grupę dostarczającą elektrony.
  2. 2. Czujnik według zastrz. 1, znamienny tym, że mieszanina (38) elektrody pomiarowej (20) zawiera również materiał aktywnie przewodzący, zaś czynnik pośredniczący przenosi elektrony pomiędzy enzymem i tym materiałem aktywnie przewodzącym.
  3. 3. Czujnik według zastrz. 1, znamienny tym, że metalem przejściowym jest żelazo, ruten, osm lub wanad.
  4. 4. Czujnik według zastrz. 1, znamienny tym, że grupą dostarczającą elektrony jest grupa hydroksylowa, alkoksylową, aryloksylowa lub pierwszorzędową, drugorzędowa lub trzeciorzędowa grupa aminowa.
  5. 5. Czujnik według zastrz. 1, znamienny tym, że enzymem utleniająco-redukującym jest oksydaza lub flawoproteina.
  6. 6. Czujnik według zastrz. 5, znamienny tym, że enzymem jest oksydaza glukozowa w przypadku pomiaru ilości glukozy obecnej w roztworze.
  7. 7. Czujnik według zastrz. 6, znamienny tym, że czynnikiem pośredniczącym jest tri(4,4’dimetoksy-2,2’-bipirydyno)osm lub bi(4,4’-dimetoksy-2,2’-bipirydyno)mono(4,4’-dimetylo2,2’-bipirydyno)osm.
  8. 8. Czujnik według zastrz. 2, znamienny tym, że materiałem aktywnie przewodzącym jest pył węglowy, złoto, platyna, pallad lub tlenek metalu przewodzącego.
  9. 9. Czujnik według zastrz. 2, znamienny tym, że materiałem aktywnie przewodzącym jest cienka warstewka polimeru przewodzącego.
  10. 10. Czujnik według zastrz. 1 albo 2, znamienny tym, że mieszanina (38) elektrody pomiarowej (20) zawiera dodatek tworzący unieruchamiającą sieć enzymu czynnika pośredniczącego i/lub aktywnego materiału przewodzącego na powierzchni odbieraka prądu (37) elektrody pomiarowej (20).
  11. 11. Czujnik według zastrz. 10, znamienny tym, że dodatkiem jest albumina osocza krwi bydlęcej, glutaraldehyd, diamid węglowy lub polimer rozpuszczalny w wodzie.
  12. 12. Czujnik według zastrz. 6 albo 7, albo 8, znamienny tym, że mieszanina (38) osadzona na odbieraku prądu (37) elektrody pomiarowej (20) zawiera pomiędzy 1 do 2000 IU oksydazy glukozowej na mg pyłu węglowego i pomiędzy 1 a 10 000 gmola czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego.
  13. 13. Czujnik według zastrz. 12, znamienny tym, że mieszanina (38) osadzona na odbieraku prądu (37) elektrody pomiarowej (20) zawiera pomiędzy 10 i 300 IU oksydazy glukozowej na mg pyłu węglowego i pomiędzy 10 a 300 gmola czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego.
  14. 14. Czujnik według zastrz. 13, znamienny tym, że mieszanina (38) osadzona na odbieraku prądu (37) elektrody pomiarowej (20) zawiera około 100 IU oksydazy glukozowej na mg pyłu węglowego i około 50 gmola czynnika pośredniczącego na mg pyłu węglowego.
    * * *
    169 972
PL92296491A 1991-02-21 1992-02-19 Czujnik do pomiaru ilosci skladnika w roztworze PL PL PL169972B1 (pl)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR919102200A FR2673289B1 (fr) 1991-02-21 1991-02-21 Capteur de mesure de la quantite d'un composant en solution.
PCT/CH1992/000034 WO1992014836A1 (fr) 1991-02-21 1992-02-19 Capteur de mesure de la quantite d'un composant en solution

Publications (1)

Publication Number Publication Date
PL169972B1 true PL169972B1 (pl) 1996-09-30

Family

ID=9410039

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PL92296491A PL169972B1 (pl) 1991-02-21 1992-02-19 Czujnik do pomiaru ilosci skladnika w roztworze PL PL

Country Status (14)

Country Link
US (1) US5378628A (pl)
EP (1) EP0526602B1 (pl)
JP (1) JP2770250B2 (pl)
AT (1) ATE147107T1 (pl)
AU (1) AU656360B2 (pl)
BG (1) BG96988A (pl)
CA (1) CA2080840C (pl)
DE (1) DE69216319T2 (pl)
FI (1) FI924726A0 (pl)
FR (1) FR2673289B1 (pl)
HU (1) HU212451B (pl)
PL (1) PL169972B1 (pl)
SK (1) SK316592A3 (pl)
WO (1) WO1992014836A1 (pl)

Families Citing this family (223)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5593852A (en) 1993-12-02 1997-01-14 Heller; Adam Subcutaneous glucose electrode
JPH04278450A (ja) 1991-03-04 1992-10-05 Adam Heller バイオセンサー及び分析物を分析する方法
US5710011A (en) * 1992-06-05 1998-01-20 Medisense, Inc. Mediators to oxidoreductase enzymes
AT397513B (de) * 1992-12-15 1994-04-25 Avl Verbrennungskraft Messtech Amperometrische enzymelektrode
FR2699170B1 (fr) * 1992-12-15 1995-07-28 Asulab Sa Complexes d'un métal de transition à ligands 2,2'-bipyridine substitués par au moins un radical ammonium alkyle, leur procédé de fabrication et leur application comme médiateur redox.
FR2701117B1 (fr) * 1993-02-04 1995-03-10 Asulab Sa Système de mesures électrochimiques à capteur multizones, et son application au dosage du glucose.
CH685458A5 (de) * 1993-03-01 1995-07-14 Disetronic Ag Sensorarray zur selektiven Feststellung oder Messung mindestens einer Stoffkomponente in einer wässerigen Lösung.
FR2705150B1 (fr) * 1993-05-10 1995-07-21 Asulab Sa Capteur électrochimique à zones multiples sur disque et son application au dosage du glucose.
FR2710411B1 (fr) * 1993-09-21 1995-11-17 Asulab Sa Dispositif de mesure pour capteurs multizones amovibles.
US5589326A (en) * 1993-12-30 1996-12-31 Boehringer Mannheim Corporation Osmium-containing redox mediator
US5968745A (en) * 1995-06-27 1999-10-19 The University Of North Carolina At Chapel Hill Polymer-electrodes for detecting nucleic acid hybridization and method of use thereof
US6346387B1 (en) * 1995-06-27 2002-02-12 Xanthon, Inc. Detection of binding reactions using labels detected by mediated catalytic electrochemistry
US6127127A (en) * 1995-06-27 2000-10-03 The University Of North Carolina At Chapel Hill Monolayer and electrode for detecting a label-bearing target and method of use thereof
US6180346B1 (en) 1995-06-27 2001-01-30 The Universtiy Of North Carolina At Chapel Hill Electropolymerizable film, and method of making and use thereof
US6387625B1 (en) 1995-06-27 2002-05-14 The University Of North Carolina At Chapel Hill Monolayer and electrode for detecting a label-bearing target and method of use thereof
US6361951B1 (en) * 1995-06-27 2002-03-26 The University Of North Carolina At Chapel Hill Electrochemical detection of nucleic acid hybridization
US6132971A (en) * 1995-06-27 2000-10-17 The University Of North Carolina At Chapel Hill Microelectronic device
US5795453A (en) * 1996-01-23 1998-08-18 Gilmartin; Markas A. T. Electrodes and metallo isoindole ringed compounds
US5830341A (en) * 1996-01-23 1998-11-03 Gilmartin; Markas A. T. Electrodes and metallo isoindole ringed compounds
FR2744219B1 (fr) * 1996-01-31 1998-03-20 Asulab Sa Capteur electrochimique sans calibration
US5708247A (en) * 1996-02-14 1998-01-13 Selfcare, Inc. Disposable glucose test strips, and methods and compositions for making same
US6241862B1 (en) 1996-02-14 2001-06-05 Inverness Medical Technology, Inc. Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
US7112265B1 (en) 1996-02-14 2006-09-26 Lifescan Scotland Limited Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
JPH09274010A (ja) * 1996-04-04 1997-10-21 Matsushita Electric Ind Co Ltd 基質の定量法
ATE230115T1 (de) 1996-10-30 2003-01-15 Amira Medical Sycronisiertes analyttestsystem
EP0958495B1 (en) 1997-02-06 2002-11-13 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor
GB9711395D0 (en) * 1997-06-04 1997-07-30 Environmental Sensors Ltd Improvements to electrodes for the measurement of analytes in small samples
US6036924A (en) 1997-12-04 2000-03-14 Hewlett-Packard Company Cassette of lancet cartridges for sampling blood
US6893552B1 (en) 1997-12-29 2005-05-17 Arrowhead Center, Inc. Microsensors for glucose and insulin monitoring
US6103033A (en) 1998-03-04 2000-08-15 Therasense, Inc. Process for producing an electrochemical biosensor
US6134461A (en) 1998-03-04 2000-10-17 E. Heller & Company Electrochemical analyte
US6391005B1 (en) 1998-03-30 2002-05-21 Agilent Technologies, Inc. Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth
US8480580B2 (en) * 1998-04-30 2013-07-09 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6949816B2 (en) 2003-04-21 2005-09-27 Motorola, Inc. Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same
US8688188B2 (en) 1998-04-30 2014-04-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US9066695B2 (en) * 1998-04-30 2015-06-30 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8465425B2 (en) 1998-04-30 2013-06-18 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8974386B2 (en) 1998-04-30 2015-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6175752B1 (en) * 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8346337B2 (en) 1998-04-30 2013-01-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US7001733B1 (en) 1998-05-12 2006-02-21 Rigel Pharmaceuticals, Inc. Methods and compositions for screening for modulations of IgE synthesis, secretion and switch rearrangement
DE69917258T2 (de) 1998-06-01 2005-07-14 Roche Diagnostics Corp., Indianapolis Methode und vorrichtung zum elektrochemischen immunoassay mehrerer analyten
US6251260B1 (en) 1998-08-24 2001-06-26 Therasense, Inc. Potentiometric sensors for analytic determination
US6599408B1 (en) 1998-09-17 2003-07-29 E. I. Du Pont De Nemours And Company Thick film conductor composition for use in biosensors
US6042751A (en) * 1998-09-17 2000-03-28 E. I. Du Pont De Nemours And Company Thick film conductor composition for use in biosensors
JP3694424B2 (ja) 1998-09-29 2005-09-14 松下電器産業株式会社 グルコースセンサ
US6591125B1 (en) 2000-06-27 2003-07-08 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator
US6338790B1 (en) 1998-10-08 2002-01-15 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator
DE69941563D1 (de) 1999-02-23 2009-12-03 Asulab Sa Elektrochemisches System zur Bestimmung der Blutgerinnungszeit
JP4801301B2 (ja) 1999-06-18 2011-10-26 アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッド 物質移動が制限された生体内分析物センサー
SE9902608D0 (sv) * 1999-07-06 1999-07-06 Forskarpatent I Syd Ab Histamine detection and detector
ATE313790T1 (de) 1999-10-05 2006-01-15 Matsushita Electric Ind Co Ltd Glukosesensor
US6616819B1 (en) * 1999-11-04 2003-09-09 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor and methods
US20060091006A1 (en) * 1999-11-04 2006-05-04 Yi Wang Analyte sensor with insertion monitor, and methods
US8268143B2 (en) * 1999-11-15 2012-09-18 Abbott Diabetes Care Inc. Oxygen-effect free analyte sensor
ES2222252T3 (es) 1999-11-15 2005-02-01 Therasense, Inc. Complejos de un metal de transicion con ligandos bidentados que tienen un anillo imidazol.
US8444834B2 (en) 1999-11-15 2013-05-21 Abbott Diabetes Care Inc. Redox polymers for use in analyte monitoring
EP1162453A1 (fr) * 2000-06-07 2001-12-12 Asulab S.A. Capteur électrochimique à reproductibilité accrue
DE10057832C1 (de) * 2000-11-21 2002-02-21 Hartmann Paul Ag Blutanalysegerät
US8641644B2 (en) * 2000-11-21 2014-02-04 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means
US6560471B1 (en) 2001-01-02 2003-05-06 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6627058B1 (en) 2001-01-17 2003-09-30 E. I. Du Pont De Nemours And Company Thick film conductor composition for use in biosensors
AU2002309528A1 (en) * 2001-04-02 2002-10-15 Therasense, Inc. Blood glucose tracking apparatus and methods
US8070934B2 (en) 2001-05-11 2011-12-06 Abbott Diabetes Care Inc. Transition metal complexes with (pyridyl)imidazole ligands
US8226814B2 (en) * 2001-05-11 2012-07-24 Abbott Diabetes Care Inc. Transition metal complexes with pyridyl-imidazole ligands
US6676816B2 (en) 2001-05-11 2004-01-13 Therasense, Inc. Transition metal complexes with (pyridyl)imidazole ligands and sensors using said complexes
US9226699B2 (en) * 2002-04-19 2016-01-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface
US20070100255A1 (en) * 2002-04-19 2007-05-03 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
JP4209767B2 (ja) 2001-06-12 2009-01-14 ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド 皮膚の性状の一時的変化に対する適応手段を備えた自動最適化形切開器具
ATE450209T1 (de) 2001-06-12 2009-12-15 Pelikan Technologies Inc Gerät und verfahren zur entnahme von blutproben
US7699791B2 (en) 2001-06-12 2010-04-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for improving success rate of blood yield from a fingerstick
US7537571B2 (en) 2001-06-12 2009-05-26 Pelikan Technologies, Inc. Integrated blood sampling analysis system with multi-use sampling module
JP4149911B2 (ja) * 2001-06-12 2008-09-17 ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド 電気式ランセットアクチュエータ
AU2002348683A1 (en) * 2001-06-12 2002-12-23 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge
US7981056B2 (en) 2002-04-19 2011-07-19 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US8337419B2 (en) 2002-04-19 2012-12-25 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US9795747B2 (en) 2010-06-02 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Methods and apparatus for lancet actuation
US7025774B2 (en) 2001-06-12 2006-04-11 Pelikan Technologies, Inc. Tissue penetration device
US7344894B2 (en) 2001-10-16 2008-03-18 Agilent Technologies, Inc. Thermal regulation of fluidic samples within a diagnostic cartridge
US6997343B2 (en) 2001-11-14 2006-02-14 Hypoguard Limited Sensor dispensing device
US8221334B2 (en) * 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US8784335B2 (en) * 2002-04-19 2014-07-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling device with a capacitive sensor
AU2003231749A1 (en) 2002-04-19 2003-11-03 Pelikan Technologies, Inc. Device and method for variable speed lancet
US7141058B2 (en) 2002-04-19 2006-11-28 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a body fluid sampling device using illumination
US7371247B2 (en) 2002-04-19 2008-05-13 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US7374544B2 (en) 2002-04-19 2008-05-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7909778B2 (en) 2002-04-19 2011-03-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8360992B2 (en) * 2002-04-19 2013-01-29 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US8579831B2 (en) 2002-04-19 2013-11-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7563232B2 (en) 2002-04-19 2009-07-21 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7892183B2 (en) * 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7582099B2 (en) 2002-04-19 2009-09-01 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US7648468B2 (en) * 2002-04-19 2010-01-19 Pelikon Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7674232B2 (en) * 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7491178B2 (en) * 2002-04-19 2009-02-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9795334B2 (en) * 2002-04-19 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7892185B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7244265B2 (en) * 2002-04-19 2007-07-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7229458B2 (en) 2002-04-19 2007-06-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7547287B2 (en) 2002-04-19 2009-06-16 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7410468B2 (en) * 2002-04-19 2008-08-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7331931B2 (en) * 2002-04-19 2008-02-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7485128B2 (en) 2002-04-19 2009-02-03 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7175642B2 (en) 2002-04-19 2007-02-13 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US7524293B2 (en) * 2002-04-19 2009-04-28 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8702624B2 (en) * 2006-09-29 2014-04-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Analyte measurement device with a single shot actuator
US7232451B2 (en) 2002-04-19 2007-06-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7717863B2 (en) * 2002-04-19 2010-05-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US20070142748A1 (en) * 2002-04-19 2007-06-21 Ajay Deshmukh Tissue penetration device
US7226461B2 (en) 2002-04-19 2007-06-05 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device with sterility barrier release
US8267870B2 (en) * 2002-04-19 2012-09-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation
US7291117B2 (en) 2002-04-19 2007-11-06 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7976476B2 (en) 2002-04-19 2011-07-12 Pelikan Technologies, Inc. Device and method for variable speed lancet
US20040067481A1 (en) * 2002-06-12 2004-04-08 Leslie Leonard Thermal sensor for fluid detection
US7250095B2 (en) 2002-07-11 2007-07-31 Hypoguard Limited Enzyme electrodes and method of manufacture
US7381184B2 (en) 2002-11-05 2008-06-03 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter assembly
AU2003297205A1 (en) * 2002-12-13 2004-07-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for measuring analytes
US7265881B2 (en) * 2002-12-20 2007-09-04 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Method and apparatus for measuring assembly and alignment errors in sensor assemblies
US8574895B2 (en) 2002-12-30 2013-11-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels
EP1578262A4 (en) 2002-12-31 2007-12-05 Therasense Inc CONTINUOUS BLOOD SUGAR MONITORING SYSTEM AND USE METHOD
US7264139B2 (en) 2003-01-14 2007-09-04 Hypoguard Limited Sensor dispensing device
US7205153B2 (en) 2003-04-11 2007-04-17 Applied Materials, Inc. Analytical reagent for acid copper sulfate solutions
DE602004028463D1 (de) 2003-05-30 2010-09-16 Pelikan Technologies Inc Verfahren und vorrichtung zur injektion von flüssigkeit
EP1633235B1 (en) * 2003-06-06 2014-05-21 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US8066639B2 (en) 2003-06-10 2011-11-29 Abbott Diabetes Care Inc. Glucose measuring device for use in personal area network
WO2006001797A1 (en) 2004-06-14 2006-01-05 Pelikan Technologies, Inc. Low pain penetrating
WO2004112602A1 (en) 2003-06-13 2004-12-29 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a point of care device
US7306641B2 (en) * 2003-09-12 2007-12-11 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Integral fuel cartridge and filter
WO2005033659A2 (en) 2003-09-29 2005-04-14 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for an improved sample capture device
EP1680014A4 (en) 2003-10-14 2009-01-21 Pelikan Technologies Inc METHOD AND APPARATUS PROVIDING A VARIABLE USER INTERFACE
USD914881S1 (en) 2003-11-05 2021-03-30 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor electronic mount
US7160245B2 (en) * 2003-11-17 2007-01-09 Virginijus Burneikis Method and device for umbilicus protection during abdominal surgery
US7822454B1 (en) * 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
US8668656B2 (en) 2003-12-31 2014-03-11 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture
CA2556331A1 (en) 2004-02-17 2005-09-29 Therasense, Inc. Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system
EP1751533A2 (en) * 2004-05-14 2007-02-14 Bayer Healthcare, LLC Voltammetric systems for assaying biological analytes
WO2006011062A2 (en) * 2004-05-20 2006-02-02 Albatros Technologies Gmbh & Co. Kg Printable hydrogel for biosensors
EP3059580A1 (en) 2004-05-21 2016-08-24 Agamatrix, Inc. Electrochemical cell device for electrochemical measurement
US9775553B2 (en) * 2004-06-03 2017-10-03 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a fluid sampling device
WO2005120365A1 (en) 2004-06-03 2005-12-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a fluid sampling device
US7308164B1 (en) 2004-09-16 2007-12-11 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Method for texturing surfaces of optical fiber sensors used for blood glucose monitoring
US10226207B2 (en) 2004-12-29 2019-03-12 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter having introducer
US8333714B2 (en) 2006-09-10 2012-12-18 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing an integrated analyte sensor insertion device and data processing unit
US20110190603A1 (en) * 2009-09-29 2011-08-04 Stafford Gary A Sensor Inserter Having Introducer
US20070027381A1 (en) * 2005-07-29 2007-02-01 Therasense, Inc. Inserter and methods of use
US20090105569A1 (en) 2006-04-28 2009-04-23 Abbott Diabetes Care, Inc. Introducer Assembly and Methods of Use
US7697967B2 (en) 2005-12-28 2010-04-13 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor insertion
US9398882B2 (en) * 2005-09-30 2016-07-26 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor and data processing device
US7731657B2 (en) 2005-08-30 2010-06-08 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor introducer and methods of use
US7883464B2 (en) 2005-09-30 2011-02-08 Abbott Diabetes Care Inc. Integrated transmitter unit and sensor introducer mechanism and methods of use
US8613703B2 (en) 2007-05-31 2013-12-24 Abbott Diabetes Care Inc. Insertion devices and methods
US9572534B2 (en) 2010-06-29 2017-02-21 Abbott Diabetes Care Inc. Devices, systems and methods for on-skin or on-body mounting of medical devices
US20110054275A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Mounting Unit Having a Sensor and Associated Circuitry
US9259175B2 (en) * 2006-10-23 2016-02-16 Abbott Diabetes Care, Inc. Flexible patch for fluid delivery and monitoring body analytes
US9788771B2 (en) 2006-10-23 2017-10-17 Abbott Diabetes Care Inc. Variable speed sensor insertion devices and methods of use
US8512243B2 (en) 2005-09-30 2013-08-20 Abbott Diabetes Care Inc. Integrated introducer and transmitter assembly and methods of use
US8571624B2 (en) * 2004-12-29 2013-10-29 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for mounting a data transmission device in a communication system
US9351669B2 (en) 2009-09-30 2016-05-31 Abbott Diabetes Care Inc. Interconnect for on-body analyte monitoring device
US9743862B2 (en) 2011-03-31 2017-08-29 Abbott Diabetes Care Inc. Systems and methods for transcutaneously implanting medical devices
US20110060196A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Flexible Mounting Unit and Cover for a Medical Device
US20080214917A1 (en) * 2004-12-30 2008-09-04 Dirk Boecker Method and apparatus for analyte measurement test time
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
US20060184065A1 (en) * 2005-02-10 2006-08-17 Ajay Deshmukh Method and apparatus for storing an analyte sampling and measurement device
US8112240B2 (en) * 2005-04-29 2012-02-07 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing leak detection in data monitoring and management systems
DE602005023433D1 (de) 2005-07-07 2010-10-21 Asulab Sa System zur differenziellen Bestimmung der Menge eines proteolytischen Enzyms in einer Körperflüssigkeit
US7851222B2 (en) * 2005-07-26 2010-12-14 Applied Materials, Inc. System and methods for measuring chemical concentrations of a plating solution
US9521968B2 (en) * 2005-09-30 2016-12-20 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor retention mechanism and methods of use
US20070191736A1 (en) * 2005-10-04 2007-08-16 Don Alden Method for loading penetrating members in a collection device
US20070276290A1 (en) * 2005-10-04 2007-11-29 Dirk Boecker Tissue Penetrating Apparatus
US20090054747A1 (en) * 2005-10-31 2009-02-26 Abbott Diabetes Care, Inc. Method and system for providing analyte sensor tester isolation
US7766829B2 (en) 2005-11-04 2010-08-03 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems
CA2636034A1 (en) 2005-12-28 2007-10-25 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device insertion
US11298058B2 (en) 2005-12-28 2022-04-12 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor insertion
US7885698B2 (en) 2006-02-28 2011-02-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing continuous calibration of implantable analyte sensors
US8226891B2 (en) 2006-03-31 2012-07-24 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring devices and methods therefor
US7620438B2 (en) 2006-03-31 2009-11-17 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for powering an electronic device
US20090054749A1 (en) * 2006-05-31 2009-02-26 Abbott Diabetes Care, Inc. Method and System for Providing Data Transmission in a Data Management System
US20080071158A1 (en) * 2006-06-07 2008-03-20 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and method
US7382944B1 (en) 2006-07-14 2008-06-03 The United States Of America As Represented By The Administration Of The National Aeronautics And Space Administration Protective coating and hyperthermal atomic oxygen texturing of optical fibers used for blood glucose monitoring
GB0616566D0 (en) * 2006-08-19 2006-09-27 Rolls Royce Plc An alloy and method of treating titanium aluminide
US9112447B2 (en) * 2006-11-03 2015-08-18 Solera Laboratories, Inc. Nano power cell and method of use
US8319092B1 (en) 2006-11-03 2012-11-27 Solera Laboratories, Inc. Nano power cell and method of use
US8930203B2 (en) 2007-02-18 2015-01-06 Abbott Diabetes Care Inc. Multi-function analyte test device and methods therefor
US8732188B2 (en) 2007-02-18 2014-05-20 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing contextual based medication dosage determination
US8123686B2 (en) 2007-03-01 2012-02-28 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing rolling data in communication systems
US8456301B2 (en) 2007-05-08 2013-06-04 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US20080281179A1 (en) * 2007-05-08 2008-11-13 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and methods
US7928850B2 (en) 2007-05-08 2011-04-19 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8461985B2 (en) * 2007-05-08 2013-06-11 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8665091B2 (en) 2007-05-08 2014-03-04 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for determining elapsed sensor life
US8182917B2 (en) * 2008-03-20 2012-05-22 The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Navy Reduced graphene oxide film
WO2009126900A1 (en) 2008-04-11 2009-10-15 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for analyte detecting device
US8637194B2 (en) 2008-09-02 2014-01-28 Bio-Nano Power, Llc Bio-nano power cells and their uses
US20100187132A1 (en) * 2008-12-29 2010-07-29 Don Alden Determination of the real electrochemical surface areas of screen printed electrodes
US8103456B2 (en) 2009-01-29 2012-01-24 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for early signal attenuation detection using blood glucose measurements
US9375169B2 (en) * 2009-01-30 2016-06-28 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system
US9402544B2 (en) 2009-02-03 2016-08-02 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor and apparatus for insertion of the sensor
US20100213057A1 (en) * 2009-02-26 2010-08-26 Benjamin Feldman Self-Powered Analyte Sensor
US9226701B2 (en) * 2009-04-28 2016-01-05 Abbott Diabetes Care Inc. Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system
US9184490B2 (en) 2009-05-29 2015-11-10 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device antenna systems having external antenna configurations
WO2011025999A1 (en) * 2009-08-29 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor
WO2011026130A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Inserter device including rotor subassembly
EP2473099A4 (en) 2009-08-31 2015-01-14 Abbott Diabetes Care Inc ANALYTICAL SUBSTANCE MONITORING SYSTEM AND METHODS OF MANAGING ENERGY AND NOISE
WO2011026147A1 (en) 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte signal processing device and methods
WO2011041469A1 (en) 2009-09-29 2011-04-07 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing notification function in analyte monitoring systems
WO2011044386A1 (en) * 2009-10-07 2011-04-14 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter assembly having rotatable trigger
USD924406S1 (en) 2010-02-01 2021-07-06 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor inserter
CA3134869C (en) 2010-03-24 2024-03-05 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device inserters and processes of inserting and using medical devices
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US11064921B2 (en) 2010-06-29 2021-07-20 Abbott Diabetes Care Inc. Devices, systems and methods for on-skin or on-body mounting of medical devices
CA2838797C (en) 2011-07-27 2020-03-10 Agamatrix, Inc. Dry reagent comprising tetramethylammonium ferricyanide for electrochemical test strips
EP3677182B1 (en) 2011-11-07 2022-05-04 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods
EP4344633A3 (en) 2011-12-11 2024-10-02 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte sensor methods
US9968306B2 (en) 2012-09-17 2018-05-15 Abbott Diabetes Care Inc. Methods and apparatuses for providing adverse condition notification with enhanced wireless communication range in analyte monitoring systems
US20140251836A1 (en) * 2013-03-08 2014-09-11 Magellan Diagnostics, Inc. Apparatus and method for analyzing multiple samples
US10213139B2 (en) 2015-05-14 2019-02-26 Abbott Diabetes Care Inc. Systems, devices, and methods for assembling an applicator and sensor control device
AU2016260547B2 (en) 2015-05-14 2020-09-03 Abbott Diabetes Care Inc. Compact medical device inserters and related systems and methods
US20170108458A1 (en) * 2015-10-15 2017-04-20 Arkray, Inc. Biosensor
US11071478B2 (en) 2017-01-23 2021-07-27 Abbott Diabetes Care Inc. Systems, devices and methods for analyte sensor insertion
CN115942909A (zh) 2020-08-31 2023-04-07 雅培糖尿病护理公司 用于分析物传感器插入的系统、装置和方法

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3278334D1 (en) * 1981-10-23 1988-05-19 Genetics Int Inc Sensor for components of a liquid mixture
JPS58153154A (ja) * 1982-03-09 1983-09-12 Ajinomoto Co Inc 修飾電極
DE3221339A1 (de) * 1982-06-05 1983-12-08 Basf Ag, 6700 Ludwigshafen Verfahren zur elektrochemischen hydrierung von nicotinamidadenin-dinucleotid
DE3571456D1 (en) * 1984-04-30 1989-08-17 Stiftung R E Process for the sensitization of an oxidoreduction photocalatyst, and photocatalyst thus obtained
GB8612861D0 (en) * 1986-05-27 1986-07-02 Cambridge Life Sciences Immobilised enzyme biosensors
US4974929A (en) * 1987-09-22 1990-12-04 Baxter International, Inc. Fiber optical probe connector for physiologic measurement devices
US5205920A (en) * 1989-03-03 1993-04-27 Noboru Oyama Enzyme sensor and method of manufacturing the same
US5198367A (en) * 1989-06-09 1993-03-30 Masuo Aizawa Homogeneous amperometric immunoassay

Also Published As

Publication number Publication date
CA2080840A1 (en) 1992-08-22
US5378628A (en) 1995-01-03
BG96988A (en) 1994-03-31
CA2080840C (en) 1999-04-06
ATE147107T1 (de) 1997-01-15
FR2673289B1 (fr) 1994-06-17
EP0526602B1 (fr) 1997-01-02
AU1221992A (en) 1992-09-15
FI924726L (fi) 1992-10-19
JPH05506102A (ja) 1993-09-02
FI924726A0 (fi) 1992-10-19
FR2673289A1 (fr) 1992-08-28
DE69216319D1 (de) 1997-02-13
SK316592A3 (en) 1995-04-12
EP0526602A1 (fr) 1993-02-10
HU212451B (en) 1996-06-28
AU656360B2 (en) 1995-02-02
HUT66200A (en) 1994-10-28
DE69216319T2 (de) 1997-07-03
WO1992014836A1 (fr) 1992-09-03
JP2770250B2 (ja) 1998-06-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
PL169972B1 (pl) Czujnik do pomiaru ilosci skladnika w roztworze PL PL
US10982251B2 (en) Method of making an electrochemical sensor strip
CA2887517C (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer
Gajovic et al. Operation of a miniature redox hydrogel-based pyruvate sensor in undiluted deoxygenated calf serum
Wang et al. Comparison of oxygen-rich and mediator-based glucose-oxidase carbon-paste electrodes
Kuhn Biosensors: blockbuster or bomb? Electrochemical biosensors for diabetes monitoring
US10329684B2 (en) Method for forming an optical test sensor
CZ316592A3 (en) sensor for measuring a component amount in a solution
AU2014274588B2 (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer
AU2016202064B2 (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer
AU2012203435B2 (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer