CN1219676A - 电流型双介体基多酶生物传感器及其应用方法 - Google Patents

电流型双介体基多酶生物传感器及其应用方法 Download PDF

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Abstract

一种高灵敏度的双介体基双(或多)酶生物传感器。传感器是由敏感电极、试剂条、(或加红血球过滤膜)和参比电极构成,它是在一定外加电压下进行测量的。其中,敏感电极的导电层中含有第一介体,试剂载体条为多孔性纤维层,它浸有所需各种酶、第二介体以及分散剂、稳定剂、pH缓冲剂。由这种组成并构成夹心式结构的传感器是一类新型的,高灵敏度、高准确性又能长期稳定的实用型生物传感器。

Description

电流型双介体基多酶生物传感器及其应用方法
本发明涉及生物传感器；从反应原理来说，它涉及使用两种介体；从传感器结构来说，它涉及组成夹心式电极的结构；用该生物传感器可直接测量全血等生物体液中的葡萄糖、胆固醇等生理重要成分。本发明还涉及利用上述传感器进行测量的方法和提高上述传感器灵敏度的方法。
测量生物体液如人或动物血液，食品及饮料等物质中的葡萄糖等含量非常重要。据此，一方面可以考察与这些指标相关的人或动物的健康情况，另一方面可考察出这些饮食供消费时可能带给人们的影响。所以，这类测量在医学上或工业中都是很重要的。
电流型葡萄糖生物传感器是一种达到快速分析人血，动物血和其它生物体液中葡萄糖水平的工具，它已取得不同程度的成功。过去，这种分析方法利用单个氧化还原介体(以下简称氧还介体或介体，redoxmediators)以及氧化酶与水解酶。例如：Zhao等人(Biosenors &Bioelectronics,Vol.8,PP483-490,1993)利用四硫富瓦烯(TTF,Tetrathiafulvalene)溶于硅油中作为一种介体，并浸入石墨盘状电极，将葡萄糖氧化酶(GOX)固定其上。Matthews等人(The Lancet,PP778-779,1987)叙述了利用二茂铁(ferrocene)作介体在附积葡萄糖氧化酶的测试条上完成对葡萄糖的单次即用即弃式的测定。Cass等人的早期工作(Analytical Chemistry,Vol.56,PP 661-667,1984)亦介绍以二茂铁作介体的电流型葡萄糖酶电极。Persson等人(Biosensors &Bioelectronics,Vol.8,PP81-88,1993)描述在碳糊电极上利用NADH作电子转移介体的电流型生物传感器；Atanasov等人(Biosensors&Bioelectronics,Vol.7,PP361-365,1992)推荐用碳黑作载体，用二甲基二茂铁或二茂镍，或四氰二甲苯醌作介体的葡萄糖氧化酶电极。还可见Marcin Keviciene等人(Biosensors & Bioeiectronics,Vol.8PP209-212,1993)利用亚铁氰化物作的条型葡萄糖生物传感器。
总的说来，目前包括市售的葡萄糖生物传感器在内，已有数种测定葡萄糖的方法，但仍缺乏一种既简单、直接、又快速而准确；响应浓度范围又宽、灵敏度又高、重现性又好、而且易于微型化又便宜生产的分析工具。市售的葡萄糖传感器不能综合上述所有特点。大型光度分析仪亦有其不足之处，比如价格昂贵，分析费时。
再有，生物体液中测定胆固醇常常是很困难的，且有的样品分析前要作很费时的予处理；其分析仪器十分昂贵，且使用流程复杂，需用标准液作逐次校正等。这在临床测试时往往造成病患疗程的后延。一般，从医院抽血到得到分析结果至少需要24小时，有时甚至数日至一周。电流型胆固醇生物传感器的研究曾有报导，例如：Crumbliss等(Biosensors & Bioelectronics,Vol.8,PP331-337,1993)利用玻碳电极上附积辣根过氧化物酶、胆固醇酯酶与胆固醇氧化酶(固定于海藻类植物的水胶上)作为敏感电极，氧化还原介体用的是二茂铁或羧酸二茂铁，参比电极是银丝，全血或血清样需予先作1∶25至1∶100的稀释才能检出。Tatsuma等人(Analytica Chimica Acta Vol.242,PP85-89,1991)将辣根过氧化物酶与胆固醇氧化酶固定于氧化锡(Ⅳ)板表面之双层内作为分析胆固醇的敏感电极，参比电极为Ag/AgCl，在PH5.9的0.1M的柠檬酸缓冲液中，羧酸二茂铁作为氧化还原介体，其最大响应电流强度仅为20nA/cm2。Kajiya等人(Journal of ElectroanalyticalChemistry,Vol.301,PP155-164,1991)将胆固醇氧化酶及酯酶富集于聚吡咯膜内，此膜内还含有羧酸二茂铁作为介体，参比电极为甘汞电极，其线性检出范围为0-0.5毫摩尔/升。
上述单介体系统仅能给出相当窄的低浓度胆固醇线性检出范围。一方面灵敏度极差，另一方面它又低于或大大低于人的血胆固醇生理浓度(正常人血胆固醇的浓度为5毫摩尔/升或以下，即≤200mg/dl)。一般人们罹患冠心病中度风险的全血胆固醇浓度为5-6毫摩尔/升，即200-240mg/dl，而罹患冠心病高风险的全血胆固醇浓度为高于6毫摩尔/升，即＞240mg/dl。商品胆固醇生物传感器应包括可直接检测上述全血胆固醇的浓度范围。
本发明的目的在于提供一种新型的生物传感器，它使用了两种介体，其反应原理参见图1。它可直接、快速、准确而灵敏、又廉价地测量血液等体液中的葡萄糖、胆固醇等物质，而不需对测量液作特殊予处理。
本发明的电流型传感器，它包括一片敏感电极和一片参比电极及一试剂条。其特征在于敏感电极导电层内含有第一氧化还原介体；参比电极上有一个加样区域；在试剂条中含有底物的氧化酶、过氧化物酶、第二氧化还原介体；另外还可含有至少一种表面活性物质、至少一种稳定剂及一pH种缓冲液。
将敏感电极的电导层和参比电极的电导层彼此面对面，中间夹一层已浸渍过酶混合物的干试剂条，由此敏感电极-试剂条和参比电极形成夹心结构；将敏感电极的电导层和参比电极的电导层平行放置，其上放置试剂条，外加非导体保护盖，由此形成电流型传感器的肩并肩结构。
本传感器如遇需要，应在加样区域处另加红细胞分离膜，将它置于试剂条上方，处于试剂条与参比电极之间。
本传感器之第一氧化还原介体含在敏感电极导电层内，它选自以下试剂：二茂铁离子或羧酸二茂铁、四氰二甲苯醌、四硫富瓦烯、二茂铁、二甲基二茂铁、正甲吖啶、四硫并四苯、正甲吩嗪、氢醌或者它们彼此间的混合物。
本传感器之第二氧化还原介体固定于试剂条中，它选自以下物质：四甲基联苯胺(TMB)，盐酸甲苯噻唑啉酮腙与二甲氨苯甲酸、邻联茴香胺、邻甲苯胺、二氯苯酚磺酸脂与氨基非那腙、甲苯并噻唑啉酮腙和甲氧烯丙基苯酚、氨基安替比啉和甲氧萘酚、氨基安替比林与二甲苯胺、氨基安替比林与甲氧萘酚或它们之间的混合物；或无机与无机络离子：如CN-、Fe(CN)6 -4、I-、Co(NH3)6 2+、Sn2+、S2-、T1+，或它们之间的混合物。
本传感器的表面活性物固定于试剂条中，它选自以下物质：TritonX-100、聚乙烯乙二醇、月桂硫酸钠、月桂肌氨酸钠、羟基丙烯甲基纤维素、四丙烯氧化二苯二硫酸钠盐、葵酰两性羧丙酸酯、聚氧乙烯-2-十六烷醚、四甲葵炔二醇乙氧基化合物、辛酰正甲右旋葡萄糖胺盐、癸酰正甲右旋葡萄糖胺盐及其彼此的混合物。
本传感器之稳定剂固定于试剂条中，它自下列物质中选出：动物胶、琼脂、牛血清白蛋白、谷氨酸盐、左旋精氨酸聚甲基乙烯马来酐、甘露糖醇、阿拉伯树胶、低粘度多肽甲基纤维素以及它们之间的混合物。
本传感器之酸度缓冲剂可由下述物质选出：柠檬酸盐、琥珀酸盐、三羟甲基氨基甲烷、磷酸盐、正吗啉代乙磺酸和它们彼此间的混合物。
本传感器的敏感电极与参比电极均具有非导电体支撑体部件，该支撑体部件以及肩并肩式传感器上保护膜盖都是一种高分子聚合物，例如聚酯化物。
本传感器中还可包括一全血分离膜，它位于试剂条与参比电极条间，并与两者有良好的物理接触，使之在加入全血样品后有良好的导电性，该膜应全部掩盖住参比电极的加样区域。
本传感器之全血分离膜，它可以是聚砜膜或其上涂有MEGA8的膜、涂有诸如聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、动物胶、乙基纤维或聚乙烯乙二醇硬脂酸盐的聚碳酸酯膜；涂有诸如聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、藻酸、动物胶、乙基纤维素或聚乙烯乙二醇单硬脂酸盐的玻璃纤维膜等。
用本传感器分析全血中底物浓度的全血样测试法包括以下步骤：
1)，制备好该种传感器。制备好下列部件：敏感电极、参比电极、试剂条及全血分离膜，然后将其组装成测试片；
2)，将全血加到参比电极的加样区域；
3)，在敏感电极和参比电极之间加一恒定的静电压；
4)，测量敏感电极与参比电极之间通过的电流；
5)，建立全血底物浓度对上述3)步骤所用电压下产生电流间的校正关系曲线，并测得全血样中底物(葡萄糖或胆固醇，或其他底物)的浓度。
上述测试方法，其步骤1)中的敏感电极电导层中的第一氧化还原介体，它选自二甲基二茂铁、二茂铁离子、羧酸二茂铁、二茂镍、四硫富瓦稀、四氰二甲苯醌、正甲吩嗪、正甲吖啶、四硫并四苯、氢醌、及其彼此间的混合物等。
上述测试方法1)中的第二氧化还原介体含于试剂条内，它选自下列物质或它们间的混合物如：盐酸甲苯并噻唑啉酮腙与二甲氨苯甲酸、甲苯并噻唑啉酮腙与甲氧烯丙基苯酚、氨基安替比林与二甲苯胺、氨基安替比林和甲氧萘酚、四甲联苯胺双乙苯并噻唑磺酸酯、邻联茴香邻甲苯胺、联苯胺、二氯苯酚磺酸酯与氨基非那腙类有机染料或Fe(CN)6 4-,CN-,I-,Co(NH3)6 2+,Sn2+类络离子或无机离子。
上述测试方法1)中的全血分离膜，它选自：聚砜膜、涂MEGA8的聚砜膜、涂有如聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、动物胶、乙基纤维素或聚乙烯乙二醇单硬酯酸盐的聚砜膜、聚碳酸盐膜以及涂有聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、藻酸、动物胶、乙基纤维素或聚乙烯乙二醇单硬酯酸盐的玻璃纤维膜。
上述测试方法1)中之试剂条内至少还浸有一种表面活性剂，它选自如下一组物质：胆酸钠、Triton X-100、聚乙烯乙二醇、月桂硫酸钠、月桂肌酸钠、羟丙烯甲基纤维素、四丙烯氧化二硫酸钠盐，葵酰两性羧丙酸酯，聚氧乙烯-2-十六烷醚、四甲葵炔二醇乙氧基化合物、葵酰正甲右旋葡萄糖胺盐或其混合物。
上述测试方法1)中的试剂条内的稳定剂选自：动物胶、牛血清白蛋白、谷氨酸盐、右旋精氨酸、甘露糖醇、阿拉伯树胶、低黏度多酞或甲基纤维素或者它们的混合物。
上述测试方法1)中的试剂条内的缓冲剂选自：柠檬酸盐、琥珀酸盐(或称丁二酸盐)、三羟甲基氨甲烷、磷酸盐、正吗啉代乙磺酸或者它们的混合物。
提高电流型传感器灵敏度的方法包括以下步骤：
1)，制作一敏感电极，该敏感电极包括：一非导体支撑膜，该支撑膜包括：一非导体聚合物膜，该膜涂以一电导层而电导层包含第一氧化还原介体；
2)，制作一参比电极，它包括一非导体聚合物膜；该膜涂一电导层；该电导层可以是由分散在树脂内的Ag/AgCl细粉构成；
3)，为了方便加入样品，参比电极膜上应开一小孔即传感器的加样区域；
4)，制作一试剂条，该试剂条包括：一载体条，它是一多孔性纤维条，是一能较好吸收水分的载体；将此载体条浸入一混合液中，此混合液包括第二氧化还原介体，及能与被分析物(即底物)反应，从而产生电子流动的几种酶(一般为一种氧化酶，一种过氧化物酶和水解酯酶)；以及至少一种表而活性物质和至少一种稳定剂，一种维持pH不变的pH缓冲剂；
5)，将敏感电极与参比电极的电导层面对面放置，中间夹一层试剂条，如有必要再加一层红血球过滤滤膜；加压适当压紧，以保证彼此的真正接触，从而构成一种新型夹心式电极结构的生物传感器。
6)，在测量敏感电极与参比电极间的电流时，在两电极间施加一负电压(参见图2)。附图的简要说明：
图1是本发明生物传感器反应原理示意图；
图2是本发明生物传感器的测量原理示意图；
图3A是本发明三明治结构生物传感器的顶视图；
图3B是图3A该传感器沿A-A轴看的横截面图；
图3C是图3A该传感器沿B-B轴看的横截面图；
图3D是图3A该传感器的部件分解图；
图3E是本发明肩并肩式生物传感器之顶视图；
图3F是本发明肩并肩式生物传感器沿C-C轴之横截面图；
图4是使用亚铁氰化物作其第二氧化还原介体，DMF作第一氧化还原介体的葡萄糖传感器的动力学响应曲线(时间-响应电流关系曲线)；
图5是使用亚铁氰化物作其第二氧化还原介体，DMF作第一氧化还原介体的葡萄糖传感器的校正曲线；
图6各种条件下的葡萄糖传感器的性能比较；
图7是使用亚铁氰化物作其第二氧化还原介体，DMF作第一氧化还原介体的总胆固醇传感器的校正曲线；
图8是胆固醇生物传感器与光度法对全血所测结果之相关性分析。本发明中使用的部份缩略语DMF：二甲(基)二茂铁TCNQ：四氰二甲苯醌TTF：四硫富瓦烯TMB：四甲基联苯胺MBTH-DMAB：盐酸甲苯并噻唑啉酮腙与二甲氨苯甲酸DBE：二元酯类(作为稀释剂)HQ：氢醌Nc：二茂镍FCOOH：羧酸二茂铁NMP+：正甲吩嗪NMA+：正甲吖啶TTT：四硫并四苯MEGA8：辛酰正甲右旋葡萄糖胺盐AAP：氨基安替比林PVC：聚氯乙烯GOX：葡萄糖氧化酶HRP：辣根过氧化物酶COX：胆固醇氧化酶CEH：胆固醇酯酶
本发明是基于双介体，双或多酶氧化还原系统的电流型生物传感器。这种生物传感器具有高灵敏度，宽检测范围且能直接快速测量生物体液，例如全血、血清、血浆、汗、尿中的葡萄糖、胆固醇等；该传感器测量准确、所需样品少(30ul或更少)、用时短、(30秒或60秒)，所施外加电压为负值(例如-125mV)。第一氧还介体包含在敏感电极的电导层内，而两电极间所夹试剂层中含第二氧还介体。
这种生物传感器的结构特点是敏感电极与参比电极系面对面的夹心式结构。由于该结构缩短了电极间矩离，从而提高了灵敏度。反应及测量原理示意如图1、2。[术语“介体或氧还介体”的定义为：它是能促进氧化还原反应中电子流动的物质，存在这类物质时反应可发生在更低电位下]。
敏感电极的电导层内含第一氧还介体，这例如：二甲二茂铁(DMF)、二茂铁离子、羧酸二茂铁(FCOOH)、四氰二甲苯醌(TCNQ)、正甲吩嗪(NMP+)、二茂镍(Nc)、四硫富瓦烯(TTP)、正甲吖啶(NMA+)、四硫并四苯(TTT)、氢醌(HQ)等；
第二氧化还原介体含于试剂条内，它可包含下列物质：
A)各种可氧化化合物或混合物：如各类有机染料诸如盐酸甲苯并噻唑啉酮腙和二甲氨苯甲酸(MBTH-DMAB)、甲苯并噻唑啉酮腙和甲氧烯丙基苯酚(MOAP)、氨基安替比林(AAP)和二甲苯胺(DMA)，氨基安替比林和甲氧萘酚，四甲基联苯胺、联氮双乙苯并噻唑磺酸酯、邻二茴香胺(0DAD)、邻甲苯胺(OTD)、联苯胺、二氯苯酚磺酯与氨基非那腙等。
B)各种氧化还原化合物、离子与复合物：如CN-、Fe(CN)6 -4、I-、Co(NH3)6 2+、Sn2+、S2-、T1+等。
此生物传感器还可包含一种分离滤膜。它置于试剂条上方，能留住血红细胞和其它较大颗粒体，仅让血浆或血清通过而到达下面的试剂条，以消除它们可能对测量造成的干扰。
传感器的工作电极与参比电极均是由聚酯膜非导电层上涂以能导电的涂层构成。敏感电极的导电层如石墨层，而参比电极的导电层如Ag/AgCl，参比电极上开一小孔，将此二电极面对面放置，中间夹一试剂条和分离膜，此分离膜应接触参比电极导电层如图3D所示。而试剂条实际上是同时接触此二电极。一是通过滤膜间接接触，一是直接接触，从而构成三明治结构。构成三明治结构以后，当滤膜上方加入样品，测试样品应可经滤膜过滤红细胞之类物质而到达试剂条。测量经30秒(测葡萄糖)或60秒(测胆固醇)反应后两电极间的电流值，从而达到测量其浓度的目的。
图3A是本发明电流型生物传感器10的顶视图。它具有面对面的夹心式结构；图3B是图3A在A-A轴上的横截面图；图3C是图3A在B-B轴上的横截面图；图3D是图3A夹心式传感器的部件分解图；图3E是本发明电流型生物传感器的顶视图；它具有肩并肩的平行性结构。图3F是图3E沿C-C轴向的横截面图(不包括全血分离膜)。全血分离膜38在传感器中所处的位置示意如图3D之38。全血分离膜可以从全血中滤除血红细胞。如测葡萄糖，由于红细胞不干扰测定，或样品中无这类细胞，则此膜可以省去。在本生物传感器10中一般包括敏感电极20，参比电极30和试剂条16。图3A至图3D的图示中，敏感电极20有一间隙15分开它们；突出部分18、19可作为电路接点，试剂条16夹于敏感电极20和参比电极30之间，它同时与敏感电极20之电导层22及参比电极30之电导层32接触(如有分离膜38，则为间接接触)。图3D中，全血分离膜38插入参比电极30及试剂条16之间，以过滤血样中的红血球，血样是通过开孔13进入的。测量时，敏感电极30和参比电极20通过全血分离膜38保持电接触，夹心式结构可通过粘胶纸维持。垫片40可用来保持敏感电极20与参比电极30的物理分离，垫片40可以是任何非导电性胶纸，单面或双面绝缘粘胶纸等。
本发明的生物传感器的另一种型式是敏感电极条20与参比电级条30肩并肩排列，其间有一个间隙缝，试剂条置于其上，由于它同时与两电极接触，由此构成连接盐桥，使两电极导通。
在图3F中，敏感电极20包括电导层22，实际是石墨粉均匀分散在一商品树脂状石墨胶汁内，它涂饰一均匀薄层在非导体支撑膜12之上，胶汁内还含第一氧化还原物质；参比电极30包含电导层32。它与敏感电极间的间隙25，一般是0.5-2.5mm(毫米)宽，较佳宽度为0.8-1.5mm，以分开电导性条22、23，这能产生较好的电极响应。试剂条16置于其上，同时与两电极的活性表面接触而构成盐桥电子通路，非导电保护盖11带有一个开孔42，露出试剂条16以加样品。如作全血胆固醇，还需在试剂条与保护盖间加入血红细胞分离膜。保护盖应是非导体作成，材料可与支撑基膜12相似。
生物传感器也可组装成别的形式。当然电极20与电极30肩并肩，并处于同一基膜之上时(如图3E、3F所示)，是较易组装制备的。而三明治夹心结构(参见图3D)由于缩短了两电极间的距离，极大地增加其灵敏度，故是本发明所推荐的。
敏感电极20包括非导电支持部分12以及其上的导电层22，非导电支持体可以是典型的任何有粘着性的非导电体，如任何非导电性膜片，它由聚合物、陶瓷、玻璃、纸卡片等作成。非导电支持物推荐的厚度是0.13-0.33mm；非导电聚合物材料是特别推荐的，因为它们可方便地切割成合适大小的条状膜或片。实际应用中，非导电支持体12常是一种聚合物膜片，可以选用任何的聚合物膜片诸如聚氯乙烯、聚酯、聚碳酸酯、乙酸乙酯共聚物、尼龙、聚丁烯对苯二酸酯、纤维素丙酸酯、乙烯/丙烯酸共聚物、聚丁二烯、聚乙烯、聚丙烯、聚酰亚胺、丙烯酸纤维膜、聚氨基甲酸乙酯、聚苯乙烯、聚氟乙烯等。
敏感膜的导电层包含一氧化还原介体之导电层22，导电层可以是导电的碳或石墨、铜、银、金、铂、不锈钢、铁等或它们的混合物。我们推荐一种含有聚合物材料的石墨汁，例如它由ERCON公司或ACHESONColloids公司生产的，它可以均匀的涂饰在非导电的基膜上形成薄层，厚度约50-100um。这种导电层很容易掺入另外的石墨粉和氧化还原介体。
可掺入导电层之氧化还原介体包括：DMF、FCOOH、TCNQ、TTF、Nc、NMA+、NMP+、TTT、HQ等或者它们的混合物。我们推荐TTF或DMF作为第一氧化还原介体，因为它可以给出相当容易检测到的电流变化。与第二介体结合使用时，当被测物浓度发生变化时，电导层中第一氧化还原介体的适宜浓度，按导电层总重量计算，它们应是0.2％至15％，而较佳浓度应为1-9％之间，例一叙述了一种敏感电极20制造过程的实例。
参比电极30包括一非导电支撑基膜部件12，其上涂一电导层32，非电导支撑部件可以是一种典型的有附着力的非导体。诸如任何聚合物，陶瓷，玻璃，纸及卡片等，适宜的厚度也是0.13至0.33毫米。参比电极的非导电支撑体的材料选择与敏感电极完全相同。
参比电极30的电导层32，由Ag/AgCl参比层均匀涂于非导电支撑聚酯膜上构成，这种浆汁中含有某些粘着性树脂，涂饰后在70℃的烘箱中烘干。也可以是石墨、铜、银、金、铂等电导层。
参比电极的另一型式也可用美国专利No.:5401377(1995)所叙述的电极或特殊工艺标准的甘汞电极作参比。然而基于导电层涂于非导电基膜上的方便方法所作成的参比电极是我们所推荐的。例一说明用此法制作这样的参比电极30的过程。
试剂条16包括了一种多孔载体(纸或者薄膜)，它承载了一个酶系统和第二氧化还原介体。对载体条来说其多孔性或纤维性，能容易地吸收水分是最适宜的。制作时，它们可浸入含酶系统和氧化还原物质的水溶液，测量时亦易于吸收含葡萄糖等的溶液样品。任何能吸收水分的多孔性载体都可作为载体膜。无论是纤维素或纤维与非纤维素的混合物。只要它们能浸渍酶混合物、第二氧化还原化合物、表面活性剂等。
然而能吸收水分的多孔材料如典型的膜和纸类等组成的载体条，对底物浓度有线性的电流响应相关关系，以及较高的灵敏感与重现性，这类吸水物质如：聚酯类吸水膜或吸水纸等，它包括一个能吸收水分的载体小条16，能浸上酶系统和氧化还原化合物。试剂条的制备法为浸渍法：即将载体膜浸入酶、缓冲剂与相伴试剂的混合溶液中一段时间，然后取出烘干即可。
某些化合物或几种化合物的混合物均可作为第二氧化还原介体。它们是一些在HRP或相类似过氧化物酶的存在下被过氧化氢氧化的化合物。这些化合物可以是下列物质如：四甲基联苯胺(TMB)，盐酸甲苯并噻唑啉酮腙-二甲氨苯甲酸(MBTH-DMAB)，邻联茴香胺，联苯胺及二氨苯酚磺酸酯-氨基非那腙等；各种氧化还原物质，如亚铁氰化钾或者它们相互间的混合物。亚铁氰化物及四甲基联苯胺是我们推荐的第二氧还介体。随着底物浓度在宽范围内变化时，它们可以产生相对大的电流变化。此酶系统与氧化还原物质一般含量为水溶液混合物的0.1％至5％重量百分数，而以0.2-2.5％较佳。试剂条16的浸液亦包括0.05％至8％的表面活性剂，较佳浓度为0.1-2.5％诸如胆酸钠、聚乙二醇、聚氧乙烯、硫酸月桂钠、月桂肌氨酸钠、羟丙甲基纤维素(商品名称：40-101级)、四丙烯二苯醚二磺酸钠、葵酸两性羧基丙酸酯、聚氧乙烯十六烷基、四甲癸炔二醇乙氧基化合物或者其混合物等。推荐同时使用两种表面活性物或可增加生物传感器响应的稳定性。
试剂条16浸渍的组分还含有一种水溶性或水不溶性的物质，称为胶凝剂或稠化剂，它们是作为稳定剂加入的，含量是所用试剂重量百分比的0.00005％至0.5％，推荐的浓度是0.0005-0.05％。这种稠化剂或胶凝剂可以是如下物质，如：动物胶、牛血清白蛋白、谷氨酸、左旋精氨酸、聚甲乙烯基醚、顺式聚丁烯二酐(平均分子约为41000)、甘露糖醇、阿拉伯树胶、聚多酞、甲基纤维素和它们相互间的混合物。动物胶、甘露糖醇和甲基纤维素以及它们之间的混合物是我们推荐的。然而，任何水溶液或能分散于水的稠化剂或胶凝剂均可以用到该载体条上。较佳含量和组分将使分析结果快速而且重现性好。试剂条16的另一组分是能保持pH4-8之间的缓冲剂。任何可在这一范围保持其pH值而又不会干扰其生物传感器中电子转移反应的缓冲剂均可应用。例如，一般知道的如下缓冲剂：柠檬酸盐、丁二酸酯、三-羟基甲基氨基甲烷、磷酸盐、2-正吗啉代乙磺酸或者它们的混合物。
对葡萄糖传感器而言，推荐柠檬酸缓冲液作为pH缓冲液，它可保持的pH缓冲范围为4.5至5.5，这正是所需要的。每个测试条上含此缓冲液试剂浓度为0.001至0.05毫摩尔，但最好是处于0.002至0.02毫摩尔之间。对胆固醇生物传感器而言，推荐磷酸盐缓冲液，它可保持pH的缓冲范围6.0-8.0，这正是所需要的；其较佳pH范围为6.3-7.2，每一胆固醇传感器上含磷酸盐缓冲剂0.01-0.0008毫摩尔，最佳含量为0.005-0.0003毫摩尔之间。
本发明的传感器还包括全血分离器件，它能用来分离血浆与红血球，它们可以是商品膜，如PrimeCare膜(简写成PC)、Gelman Cytosep 1660膜、核微孔膜或由纤维素制造的其它膜。这些可以生成膜的纤维素有：聚酰胺、聚砜类、纤维素衍生物、聚酯、聚乙烯醇以及其共聚物等。其制作工艺是将它们以溶液或熔铸方式制作。任何能透过全血中的液体组分而保留血红细胞者都可用作此目的。
除葡萄糖、胆固醇传感器外，用同一原理可制备乳酸、葡萄糖蛋白、三酸甘油酯以及尿酸、氨基酸、乙醇、维生素C等的生物传感器。制备时，需对酶试剂系统作相应的适当调整。例一，生物传感器的制作
A，敏感电极的制作：
惰性基体支撑体上用聚合物基石墨汁，石墨粉及一种氧化还原介体来制作敏感电极。将足量石墨汁(如来自Ercon有限公司或AchesonColloids公司)和石墨粉(如来自Fisher科学公司)混合，溶于适量有机溶剂中(如甲苯/乙醇1∶1混合物，甲苯和/或DBE的混合物)，后者与前者彼此互混得到一种具有恒定粘度以及可分散的稠度好，混合也好的石墨/DMF混合物，将其铺在基膜上(例如PVC膜)，用钢模刮刀刮平，其缝隙宽为52.4微米，在40℃的烘箱中烘干90分钟，使其烘干得到净厚为约17微米的石墨涂层
B，制作参比电极聚合物：
石墨汁铺在基膜支撑体(如美国Mylar膜)上，使用不锈钢质刮刀，以25微米的缝宽制薄层，此参比涂层在70℃烘箱中烘1小时烘干，其干层厚约为15微米。
C，试剂条的制作：
对葡萄糖生物传感器而言：用能吸收水的纤维纸或纤维膜，浸渍一水溶液酶系统与含一氧还介体化合物等的混合物。浸渍液的组成是：每毫升含800单位(IU/ml)GOX,80单位HRP,1％亚铁氰化钾，0.5％MEGA8，动物胶0.0005％,0.4毫摩尔柠檬酸盐缓冲剂，将40×80mm2的Whatman医用纸浸入此液20分钟，然后转入尼龙网上在40度烘箱烘烤40分钟，然后再重复一次上述操作，经40度烘箱干燥至恒重。
对胆固醇生物传感器而言：2ml 0.01mM PH6.8的磷酸盐缓冲液，内含0.05毫克动物胶，15毫克无水胆酸钠，20毫克亚铁氰化钾，96单位胆固醇酯酶，240单位胆固醇氧化酶和48单位过氧化氢酶，将42×52mm2美国Whatman医用纸浸入此液20分钟后取出，置于尼龙网上于40℃时烘干40分钟，然后再重复一次上述操作至恒重。同时，切成适当大小(例如7×10mm2)备用。
D，全血分离膜的制作：
全血分离膜可通过一张聚砜膜(如荷兰商品：PrimeCare膜，PolySulfone Membrane)在0.2％MEGA8溶液中浸渍10小时，取出后烘干而制得。
E，制备全血分离膜的替代方法：
将核微孔聚碳酸酯膜或美国Whatman玻璃纤维膜通过涂饰一层聚合物而达到改型。这些聚合物是聚乙烯吡啶烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、藻酸、动物胶、乙基纤维素、聚乙烯甘醇硬酯酸等，其中聚乙烯吡啶烷酮与聚乙烯醇是较好的涂饰物。将膜浸渍在聚合物水溶液中过夜，然后烘干。其较佳浓度为0.1％至10％，最佳浓度范围为0.2％-1.0％.由此法所得膜的有效孔径大小范围是1微米至10微米。
配件ABCD或E组装成夹心式面对面的传感器，示图为3A至图3D，它是另一种型式的传感器。由于样品非全血而无须分离红血球，或由于红细胞不干扰测定，则其全血分离膜38可省掉，因此可以仅将ABC组装即可。如配件ABCD或E组装成肩并肩式的传感器，应按示图3E与图3F组装。例二，测量血清试样中的血糖
葡萄糖可用例一中所述的本发明生物传感器进行电流值测定，测定时施以-125mV的电压，在规定的时间用手工或电子仪器去抓取数据(如用IEEE-488电子仪器)，此时间过程以加样到生物传感器开始计算。样品体积约为15至45微升，由酶氧化还原反应产生的电流由电导仪表或微微安培计(皮安计)来检测，使用适合的仪器，此系统可在计测表上直接读出葡萄糖浓度，检出的线性范围用四个不同浓度的商品葡萄糖血清标液(如美国Verichem公司产品)来标定，范围从25-375毫克/分升(mg/dl)，从15秒到55秒都得到浓度响应电流的线性关系，如图4和图5所示。例三，生物传感器中存在单介体与双介体时响应性能上的差异：
使用如例一中所述的夹心结构葡萄糖传感器，敏感电极中第一介体为DMF，而试剂条中存在第二介体是亚铁氰化钾。使用血清葡萄糖样品，观察到25mg/dl至375mg/dl之间有一线性响应曲线。另一方面，如果系统里仅存在DMF(敏感电极中)则对葡萄糖样品的响应值几乎为零，系统中如无HRP或也无COX，则其响应灵敏度也极低，各响应曲线均请参见图6。例四，双介体三酶总胆固醇传感器的一个特例：
在其外加电压为-125毫伏，在试剂条内第二介体为亚铁氰化钾，第一介体在石墨电极即敏感电极内为二甲基二茂铁(DMF)时，从其校正曲线可知本传感器在0到400mg/dl浓度范围内有很好的线性关系，其响应灵敏度为1.07uA/10mg。测定可在一分钟内用一滴指血(≥25ul)完成(参见图7)。例五，用本法与光度法同时测全血结果的相关性分析：
对两种方法测定全血胆固醇的分析结果作了统计分析，证明用本发明用后即弃式的传感器及一手握型仪器所获数据与大型仪器光度法(如Hitachi 7170A)的测试结果相当一致(参见下列图8及表1)，其相关系数(R)为0.995，彼此关系曲线的斜率为1.008。说明此小型手握式仪器-传感器测试法已与大型仪器测试法结果相当。
表1，本法与光度法同时测量全血胆固醇含量结果对比
测量样品编号No： 光度法  (Hitachi7170A)mg/dl 本传感器法 (Q.STEPSBiomet C)mg/dl
1 93.1 93
2 118.9 122
3 128.6 126
4 139.4 134
5 148.7 148
6 159.9 165
7 160.0 152
8 165.4 162
9 174.5 176
10 185.3 186
11 196.3 187
12 207.8 205
13 213.9 212
14 216.6 224
15 218.9 219
l6 226.3 233
17 227.4 228
18 269.9 250
19 283.0 288
20 283.8 270
21 350.2 357
22 348.6 355
相关系数      0.995
截距          -2.72
例六，两种传感器结构两种灵敏度：
此例说明比之于肩并肩结构的传感器(即敏感电极与参比电极彼比平行排列)，电流型传感器以面对面夹心式结构(即敏感电极的电导表面与参比电极的电导表面面对面，且中间夹一层试剂条)(如图3A-D所示)可以提高其灵敏度。表2列出了此两种电极的灵敏度。表2，面对面夹心式结构电流型传感器对灵敏度的提高
生物传感器名称 灵敏度(uA/10mg/dl) 提高百分率(％)
葡萄糖面对面夹心结构传感器 3.06 765
葡萄糖肩并肩结构传感器 0.40
葡萄糖蛋白面对面夹心结构传感器 6.00 286
葡萄糖蛋白肩并肩结构传感器 2.10
胆固醇面对面夹心结构传感器 1.04 800
胆固醇肩并肩结构传感器 0.13
由上表可见，面对面夹心结构的电流型传感器对其相应肩并肩结构电流型传感器来说，其灵敏度都有明显提高(大约3至8倍)。
本发明之葡萄糖传感器，它消除了样品的稀释与浓缩等予处理过程，可直接用来测量血糖40-400mg/dl(2.2-22.2毫摩尔/升)浓度、甚至尿糖含量，既可用作医生临床检测的辅助工具，又能用作患者自测监控。一次测量仅需一滴血并在30秒内完成。
本发明之胆固醇生物传感器，它可直接检测90-350mg/dl(即2.4-10.4毫摩尔/升)全血胆固醇，检测仅需一滴血，经60秒钟即可读数，完成一次测定。由此可直接评估人们罹患冠心病的风险程度。
本发明的优点是能直接测量全血，血清或者血浆中的葡萄糖或胆固醇的含量，无需样品处理或稀释，从而可评价糖尿病患者现时的血糖状况或人们罹患冠心病的风险程度。另一优点是能够随处检测与分析，如在家里、医疗诊所和医院。再一优点是该生物传感器成本低廉，用后即丢。
进一步的优点是：由于外加电压低而且是负值，故由此可大大减少干扰的可能性，实际上该传感器消除了抗坏血酸干扰能引致的错误读数；而且能在一分钟或更少的时间里快速评价病患现时的状态。这种测试简单、方便而且便宜。大夫、护士、病患本人以及病患者家人均能完成这类测定。
本发明可配一套测试器件包括电子器具等，以完成自动计算或图示出病患者现有的血糖状态。

Claims (19)

1，测定不同底物之电流型生物传感器，它包括：
敏感电极：敏感电极包括：一非导电支撑体部件，该部件包括：一导电聚合物薄膜，该薄膜包括：一导电层涂于该非导电聚合物膜上，该导电层包含第一氧化还原介体；
参比电极，它包括：一非导电聚合物膜，该膜被电导层涂饰，该涂饰层含有树脂内分散的粉末，该参比电极具有一加样区域；
一试剂条，该试剂条含有：一载体条，它包含底物氧化酶；辣根过氧化物酶；第二氧化还原介体。另在该试剂条中至少含有一种表面活性剂；至少一种稳定剂和一种维持pH不变的缓冲剂；
或可包括一全血分离膜，该全血分离膜在于分离血液中的红血球。
2，根据权利要求1的传感器，将敏感电极的电导层和参比电极的电导层彼此面对面，中间夹一层已浸渍酶混合物的试剂条，由此形成电流型传感器的夹心结构。
3，根据权利要求1的传感器，将敏感电极的电导层和参比电极的电导层平行放置，其上放置试剂条，外加非导体保护盖，由此形成电流型传感器的肩并肩结构。
4，权利要求1-3中的任一种传感器，可包括一全血分离膜，将其置于试剂条与参比电极条间，并与它们有良好的物理接触，使之在加入全血样品后有良好的导电性，该膜应全部掩盖住参比电极之加样区域。
5，权利要求1-3中的任一种传感器，它的第一氧化还原介体含在敏感电极导电层内，第一氧还介体选自：二茂铁离子或羧酸二茂铁、四氰二甲苯醌、四硫富瓦烯、二茂铁、二甲基二茂铁、正甲吖啶、四硫并四苯、正甲吩嗪、氢醌或者它们彼此间的混合物。
6，权利要求1-3中的任一种传感器，其第二氧化还原介体固定于试剂条中，它选自以下物质：四甲基联苯胺(TMB)，盐酸甲苯噻唑啉酮腙与二甲氨苯甲酸、邻联茴香胺、邻甲苯胺、二氯苯酚磺酸脂与氨基非那腙、甲苯并噻唑啉酮腙和甲氧烯丙基苯酚、氨基安替比啉和甲氧萘酚、氨基安替比林与二甲苯胺、氨基安替比林与甲氧萘酚及它们之间的混合物；或无机或无机络离子：如CN-、Fe(CN)6 -4、I-、Co(NH3)6 2+、Sn2+、S2-、T1+及它们之间的混合物。
7，权利要求1-3中的任一种传感器，其表面活性物固定于试剂条中，它选自以下物质：Triton X-100、聚乙烯乙二醇、月桂硫酸钠、月桂肌氨酸钠、羟基丙烯甲基纤维素、四丙烯氧化二苯二硫酸钠盐、葵酰两性羧丙酸酯、聚氧乙烯-2-十六烷醚、四甲葵炔二醇乙氧基化合物、辛酰正甲右旋葡萄糖胺盐、癸酰正甲右旋葡萄糖胺盐及其彼此的混合物。
8，权利要求1-3中的任一种传感器，其中之稳定剂固定于试剂条中，它可以从下列物质中选择：动物胶、琼脂、牛血清白蛋白、谷氨酸盐、左旋精氨酸聚甲基乙烯马来酐、甘露糖醇、阿拉伯树胶、低粘度多肽甲基纤维素、以及它们之间的混合物。
9，权利要求1-3中的任一种传感器，其中之酸度缓冲剂可由下述物质选出：柠檬酸盐、琥珀酸盐、三羟甲基氨基甲烷、磷酸盐、正吗啉代乙磺酸和它们彼此间的混合物。
10，权利要求1-3中的任一种传感器，其中敏感电极和参比电极均具有非导电体支撑体部件，该支撑体部件和肩并肩式传感器上的保护膜盖，都是一种高分子聚合物。
11，权利要求4中的传感器，其中之全血分离膜是：聚砜膜或其上涂有MEGA8、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、动物胶、乙基纤维或聚乙烯乙二醇硬脂酸盐的聚砜膜或聚碳酸酯膜；涂有诸如聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、藻酸、动物胶、乙基纤维素或聚乙烯乙二醇单硬脂酸盐的玻璃纤维膜。
12，分析全血中底物浓度的全血样分析法包括以下步骤：
1)，制备好该种电流型生物传感器，它包括一片敏感电极和一片参比电极及一试剂条以及全血分离膜，其特征在于：敏感电极电导层内含有第一氧化还原介体；而参比电极上有一个加样区域；试剂条中含有底物的氧化酶、过氧化物酶、第二氧化还原介体，它能在过氧化物酶催化下被过氧化氢氧化；另外还含有至少一种表面活性物质、至少一种稳定剂及一种pH缓冲液；
2)，将全血加到参比电极的开孔加样处；
3)，在敏感电极和参比电极之间加一恒定的静电压；
4)，测量敏感电极与参比电极之间通过的电流；
5)，建立全血底物浓度对3)步骤所用电压下产生电流间的校正关系曲线，并测得全血样中的底物浓度。
13，权利要求12中要求的测试方法，其中步骤1)中的敏感电极电导层中的第一氧化还原介体选自：二甲基二茂铁、二茂铁离子、羧酸二茂铁、二茂镍、四硫富瓦烯、四氰二甲苯醌、正甲吩嗪、正甲吖啶、四硫并四苯、氢醌、及其彼此间的混合物。
14，权利要求12中要求的测试方法，其中步骤1)的第二氧还介体含于试剂条内，它选自下列物质或它们间的混合物，如：盐酸甲苯并噻唑啉酮腙与二甲氨苯甲酸、甲苯并噻唑啉酮腙与甲氧烯丙基苯酚、氨基安替比林与二甲苯胺、氨基安替比林和甲氧萘酚、四甲联苯胺双乙苯并噻唑磺酸酯、邻联茴香邻甲苯胺、联苯胺、二氨苯酚磺酸酯与氨基非那腙类有机染料或Fe(CN)6 4-CN-,I-,Co(NH3)6 2+,Sn2+络离子或无机离子。
15，权利要求12中要求的测试方法，其中的多孔载体是要求12的步骤1)中的全血分离膜。它选自：聚砜膜或涂有MEGA8、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、动物胶、乙基纤维素或聚乙烯乙二醇单硬酯酸盐的聚砜膜、聚碳酸盐膜以及涂有聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚丙烯酸、藻酸、动物胶、乙基纤维素或聚乙烯乙二醇单硬酯酸盐的玻璃纤维膜。
16，权利要求12中要求的测试方法，其中在步骤1)中之试剂条内至少浸有一种表面活性剂，它选自如下一组物质：胆酸钠、TritonX-100、聚乙烯乙二醇、月桂硫酸钠、月桂肌酸钠、羟丙烯甲基纤维素、四丙烯氧化二硫酸钠盐，葵酰两性羧丙酸酯，聚氧乙烯-2-十六烷醚、四甲葵炔二醇乙氧基化合物、葵酰正甲右旋葡萄糖胺盐或其混合物。
17，权利要求12中要求的测试方法，其中在步骤1)中的试剂条内之稳定剂选自：动物胶、牛血清白蛋白、谷氨酸盐、右旋精氨酸、甘露糖醇、阿拉伯树胶、低黏度多酞或甲基纤维素或者它们的混合物。
18，权利要求12中要求的测试方法，其中在步骤1)中试剂条内的缓冲剂选自：柠檬酸盐、琥珀酸盐、三羟甲基氨甲烷、磷酸盐、正吗啉代乙磺酸或者它们的混合物。
19，提高权利要求1-3中的任一种电流型传感器灵敏度的方法包括以下步骤：
1)，制作一敏感电极，该敏感电极包括：一非导体支撑膜，该支撑膜包括：一非导体聚合物膜，该膜涂以一电导层而电导层包含第一氧化还原介体；
2)，制作一参比电极，它包括一非导体聚合物膜；该膜涂一电导层；该电导层可以是由分散在树脂内的Ag/AgCl细粉构成；
3)，在参比电极膜上应开一小孔作为加样区域；
4)，制作一试剂条，该试剂条包括：
一载体条，它是一多孔性纤维条，是一能较好吸收水分的载体；将此载体条浸入一混合液中，此混合液包括能与被分析物即底物反应，从而产生电子流动的几种酶即包括一种氧化酶，一种过氧化物酶或许还有一种水解酯酶；以及至少一种表而活性物质和至少一种稳定剂，一种维持pH不变的缓冲剂；
5)，将敏感电极与参比电极的电导层面对面放置，中间夹一层试剂条，如有必要再加一层红血球过滤滤膜；加压适当压紧，以保证彼此的真正接触，从而构成一种新型夹心式电极结构的生物传感器。
6)，在测量敏感电极与参比电极间的电流时，在两电极间施加一恒定负电压。
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Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7267750B2 (en) 2001-01-17 2007-09-11 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
CN102282468A (zh) * 2008-11-13 2011-12-14 模式诊断有限公司 电极、电化学传感器和设备以及其操作方法
CN101563022B (zh) * 2006-12-22 2012-05-30 梅丁格有限公司 带体内电化学分析物感测的流体传输
CN101561411B (zh) * 2009-05-05 2013-01-16 尹良红 生物传感器
CN104880503A (zh) * 2011-02-28 2015-09-02 卢奥克西斯诊断股份有限公司 用于测量氧化还原电位的装置、测试条、方法和系统
CN107810409A (zh) * 2015-07-06 2018-03-16 雷迪奥米特医学公司 校正针对钙抑制的crea传感器的方法
CN107941865A (zh) * 2012-12-21 2018-04-20 美艾利尔瑞士公司 用于电化学分析的检测装置
TWI654420B (zh) 2018-04-02 2019-03-21 英群邦生技股份有限公司 吸濕型濕度感應模組以及具有該模組的濕度感應貼紙
US10281425B2 (en) 2012-04-19 2019-05-07 Aytu Bioscience, Inc. Multiple layer gel
CN110073211A (zh) * 2016-10-05 2019-07-30 电化生研株式会社 红细胞的凝集方法和分离方法以及红细胞凝集用试剂
CN114248950A (zh) * 2021-12-10 2022-03-29 苏州明益信智能设备有限公司 试剂条自动化生产设备

Families Citing this family (156)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020091433A1 (en) * 1995-04-19 2002-07-11 Ni Ding Drug release coated stent
AU6157898A (en) * 1997-02-06 1998-08-26 E. Heller & Company Small volume (in vitro) analyte sensor
US6036924A (en) 1997-12-04 2000-03-14 Hewlett-Packard Company Cassette of lancet cartridges for sampling blood
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
US8974386B2 (en) 1998-04-30 2015-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8480580B2 (en) 1998-04-30 2013-07-09 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
US8688188B2 (en) 1998-04-30 2014-04-01 Abbott Diabetes Care 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
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
US9066695B2 (en) 1998-04-30 2015-06-30 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
US6830934B1 (en) * 1999-06-15 2004-12-14 Lifescan, Inc. Microdroplet dispensing for a medical diagnostic device
US6521182B1 (en) * 1998-07-20 2003-02-18 Lifescan, Inc. Fluidic device for medical diagnostics
US6251260B1 (en) 1998-08-24 2001-06-26 Therasense, Inc. Potentiometric sensors for analytic determination
US6704864B1 (en) * 1999-08-19 2004-03-09 L.V. Partners, L.P. Automatic configuration of equipment software
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
EP1192269A2 (en) 1999-06-18 2002-04-03 Therasense, Inc. MASS TRANSPORT LIMITED i IN VIVO /i ANALYTE SENSOR
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
US6911131B2 (en) * 2000-03-29 2005-06-28 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
US6806228B2 (en) 2000-06-29 2004-10-19 University Of Louisville Low temperature synthesis of semiconductor fibers
US7252811B2 (en) * 2000-06-29 2007-08-07 University Of Louisville Low temperature synthesis of silicon fibers
US7182812B2 (en) * 2002-09-16 2007-02-27 University Of Louisville Direct synthesis of oxide nanostructures of low-melting metals
EP1167538A1 (de) * 2000-06-30 2002-01-02 Schibli Engineering GmbH Biosensor und Herstellverfahren dafür
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
CN100458427C (zh) * 2001-02-28 2009-02-04 清华大学 生物芯片及检测生物样品的方法
US7041468B2 (en) 2001-04-02 2006-05-09 Therasense, Inc. Blood glucose tracking apparatus and methods
DE60236429D1 (en) * 2001-05-30 2010-07-01 I Sens Inc Biosensor
US6674635B1 (en) 2001-06-11 2004-01-06 Avx Corporation Protective coating for electrolytic capacitors
AU2002348683A1 (en) 2001-06-12 2002-12-23 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge
US8337419B2 (en) 2002-04-19 2012-12-25 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
EP1395185B1 (en) 2001-06-12 2010-10-27 Pelikan Technologies Inc. Electric lancet actuator
US7981056B2 (en) 2002-04-19 2011-07-19 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
EP1404232B1 (en) 2001-06-12 2009-12-02 Pelikan Technologies Inc. Blood sampling apparatus and method
DE60239132D1 (de) 2001-06-12 2011-03-24 Pelikan Technologies Inc Gerät zur erhöhung der erfolgsrate im hinblick auf die durch einen fingerstich erhaltene blutausbeute
US7041068B2 (en) 2001-06-12 2006-05-09 Pelikan Technologies, Inc. Sampling module device and method
ES2336081T3 (es) 2001-06-12 2010-04-08 Pelikan Technologies Inc. Dispositivo de puncion de auto-optimizacion con medios de adaptacion a variaciones temporales en las propiedades cutaneas.
US9427532B2 (en) 2001-06-12 2016-08-30 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US9226699B2 (en) 2002-04-19 2016-01-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface
US9795747B2 (en) 2010-06-02 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Methods and apparatus for lancet actuation
JP3672099B2 (ja) * 2001-06-14 2005-07-13 松下電器産業株式会社 バイオセンサ
GB0115793D0 (en) * 2001-06-28 2001-08-22 Univ Cranfield A novel mediator for electrochemical detection
US7713352B2 (en) * 2001-06-29 2010-05-11 University Of Louisville Research Foundation, Inc. Synthesis of fibers of inorganic materials using low-melting metals
DE10212570B4 (de) * 2002-03-12 2004-02-19 Bst Bio Sensor Technologie Gmbh Amperometrischer Dickschicht-Biosensor zur Bestimmung der Wasserstoffperoxid-Konzentration in einer Lösung und Verfahren zur Herstellung des Sensors
US9248267B2 (en) 2002-04-19 2016-02-02 Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh Tissue penetration device
US7717863B2 (en) 2002-04-19 2010-05-18 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
US8702624B2 (en) 2006-09-29 2014-04-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Analyte measurement device with a single shot actuator
US7648468B2 (en) * 2002-04-19 2010-01-19 Pelikon Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7371247B2 (en) 2002-04-19 2008-05-13 Pelikan Technologies, Inc 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
US8267870B2 (en) 2002-04-19 2012-09-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation
US8360992B2 (en) 2002-04-19 2013-01-29 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7909778B2 (en) * 2002-04-19 2011-03-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7331931B2 (en) 2002-04-19 2008-02-19 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
US8579831B2 (en) 2002-04-19 2013-11-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US8221334B2 (en) 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7291117B2 (en) 2002-04-19 2007-11-06 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
US7491178B2 (en) 2002-04-19 2009-02-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
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
US7892183B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7232451B2 (en) 2002-04-19 2007-06-19 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
US7175642B2 (en) 2002-04-19 2007-02-13 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US7674232B2 (en) 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. 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
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US20030202906A1 (en) * 2002-04-24 2003-10-30 Ching-Hsin Cho Adding the amperage of the conductive film of the biosensor
US6864147B1 (en) 2002-06-11 2005-03-08 Avx Corporation Protective coating for electrolytic capacitors
US20040063167A1 (en) * 2002-07-12 2004-04-01 Peter Kaastrup Minimising calibration problems of in vivo glucose sensors
CA2442240A1 (en) * 2002-09-24 2004-03-24 Bj Services Company Canada Compositions containing a buffer and a peroxide or peracid useful for treating wells
US7771689B2 (en) * 2002-11-08 2010-08-10 University Of Louisville Research Foundation, Inc Bulk synthesis of metal and metal based dielectric nanowires
CN1692278A (zh) * 2002-12-20 2005-11-02 松下电器产业株式会社 生物传感器
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
AU2003303597A1 (en) 2002-12-31 2004-07-29 Therasense, Inc. Continuous glucose monitoring system and methods of use
US8771183B2 (en) 2004-02-17 2014-07-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system
US7587287B2 (en) 2003-04-04 2009-09-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for transferring analyte test data
US20040231983A1 (en) * 2003-05-20 2004-11-25 Shen Joseph C.L. Electrochemical sensor with sample pre-treatment function
EP1628567B1 (en) 2003-05-30 2010-08-04 Pelikan Technologies Inc. Method and apparatus for fluid injection
US7850621B2 (en) 2003-06-06 2010-12-14 Pelikan Technologies, Inc. Method and 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
CA2529647C (en) * 2003-06-16 2013-08-13 Medimmune Vaccines, Inc. Influenza hemagglutinin and neuraminidase variants
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
US9351680B2 (en) 2003-10-14 2016-05-31 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a variable user interface
US7822454B1 (en) 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
EP1706026B1 (en) 2003-12-31 2017-03-01 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture
WO2005078118A1 (en) 2004-02-06 2005-08-25 Bayer Healthcare Llc Oxidizable species as an internal reference for biosensors and method of use
EP1751546A2 (en) 2004-05-20 2007-02-14 Albatros Technologies GmbH & Co. KG Printable hydrogel for biosensors
WO2005120365A1 (en) 2004-06-03 2005-12-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a fluid sampling device
US9775553B2 (en) * 2004-06-03 2017-10-03 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a fluid sampling device
US20060000709A1 (en) * 2004-06-30 2006-01-05 Sebastian Bohm Methods for modulation of flow in a flow pathway
US20060002817A1 (en) * 2004-06-30 2006-01-05 Sebastian Bohm Flow modulation devices
US8343074B2 (en) * 2004-06-30 2013-01-01 Lifescan Scotland Limited Fluid handling devices
US20060001551A1 (en) * 2004-06-30 2006-01-05 Ulrich Kraft Analyte monitoring system with wireless alarm
WO2006009328A1 (en) * 2004-07-23 2006-01-26 Canon Kabushiki Kaisha Enzyme electrode, sensor, fuel cell, and electrochemical reactor
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
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
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
CN100436336C (zh) * 2005-12-12 2008-11-26 中国科学院过程工程研究所 一种处理含酚、芳香胺和偶氮染料废水的酶电耦合催化方法
US20090143658A1 (en) * 2006-02-27 2009-06-04 Edwards Lifesciences Corporation Analyte sensor
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
US20070235346A1 (en) * 2006-04-11 2007-10-11 Popovich Natasha D System and methods for providing corrected analyte concentration measurements
ES2392628T3 (es) * 2006-04-19 2012-12-12 Panasonic Corporation Biosensor
US7909983B2 (en) * 2006-05-04 2011-03-22 Nipro Diagnostics, Inc. System and methods for automatically recognizing a control solution
US20080071157A1 (en) 2006-06-07 2008-03-20 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and method
WO2008007277A2 (en) * 2006-06-27 2008-01-17 Agamatrix, Inc. Detection of analytes in a dual-mediator electrochemical test strip
US7699973B2 (en) * 2006-06-30 2010-04-20 Abbott Diabetes Care Inc. Rapid analyte measurement assay
EP3753481B1 (en) 2006-10-24 2024-07-17 Ascensia Diabetes Care Holdings AG Transient decay amperometry device
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
PL1965201T3 (pl) 2007-02-28 2009-09-30 General Life Biotechnology Co Ltd Czujnik do wykrywania całkowitego cholesterolu w próbce krwi
US8123686B2 (en) 2007-03-01 2012-02-28 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing rolling data in communication systems
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
US8456301B2 (en) 2007-05-08 2013-06-04 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
IL197532A0 (en) * 2008-03-21 2009-12-24 Lifescan Scotland Ltd Analyte testing method and system
WO2009126900A1 (en) 2008-04-11 2009-10-15 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for analyte detecting device
US20100072062A1 (en) * 2008-05-05 2010-03-25 Edwards Lifesciences Corporation Membrane For Use With Amperometric Sensors
US20090294302A1 (en) * 2008-05-28 2009-12-03 John Pasqua Use of Alginate to Reduce Hematocrit Bias in Biosensors
EP2329255A4 (en) * 2008-08-27 2014-04-09 Edwards Lifesciences Corp analyte
US20100108509A1 (en) * 2008-10-31 2010-05-06 Edwards Lifesciences Corporation Analyte Sensor with Non-Working Electrode Layer
WO2010085271A1 (en) * 2009-01-23 2010-07-29 Polymer Technology Systems, Inc. Diagnostic multi-layer dry phase test strip with integrated biosensors
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
US20100213057A1 (en) 2009-02-26 2010-08-26 Benjamin Feldman Self-Powered Analyte Sensor
WO2010127050A1 (en) 2009-04-28 2010-11-04 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
US20110054284A1 (en) * 2009-08-28 2011-03-03 Edwards Lifesciences Corporation Anti-Coagulant Calibrant Infusion Fluid Source
WO2011026148A1 (en) 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods for managing power and noise
US9314195B2 (en) 2009-08-31 2016-04-19 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte signal processing device and methods
US20110048972A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-03 Lifescan Scotland Limited Multi-analyte test strip with shared counter/reference electrode and inline electrode configuration
WO2011041469A1 (en) 2009-09-29 2011-04-07 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing notification function in analyte monitoring systems
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
KR20190026948A (ko) 2011-07-27 2019-03-13 아가매트릭스, 인코포레이티드 전기화학 시험 스트립용 시약
EP2764352A4 (en) * 2011-10-03 2015-03-11 Cpfilms Inc METHOD FOR ACTIVATION OF NOBLE METAL TO MEASURE GLUCOSE, AND BIOCAPTOR ELECTRODE THEREOF
CA2840640C (en) 2011-11-07 2020-03-24 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods
CN102565153B (zh) * 2011-12-27 2013-11-13 桂林乐尔医疗器械有限公司 具有对检测样品进行前处理功能的电极式尿糖测试条
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
JP6445131B2 (ja) * 2014-07-17 2018-12-26 シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレーテッドＳｉｅｍｅｎｓ Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ Ｉｎｃ． センサアレイ
US10781469B2 (en) * 2015-06-04 2020-09-22 Omni Biomedical, Inc. Multi-mediator reagent formulations for use in electrochemical detection
WO2017120464A1 (en) * 2016-01-08 2017-07-13 Siemens Healthcare Diagnostics Inc. Heating element for sensor array
US20190025298A1 (en) * 2016-01-15 2019-01-24 Dsm Ip Assets B.V. Method for detecting an analyte
CN111343919B (zh) * 2017-11-21 2023-10-10 Bbb有限公司 生物传感器

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5015348A (en) * 1972-06-14 1991-05-14 Eerkens Jozef W High mass isotope separation arrangement
EP0078636B2 (en) * 1981-10-23 1997-04-02 MediSense, Inc. Sensor for components of a liquid mixture
US4830959A (en) * 1985-11-11 1989-05-16 Medisense, Inc. Electrochemical enzymic assay procedures
US5264106A (en) * 1988-10-07 1993-11-23 Medisense, Inc. Enhanced amperometric sensor
US5312590A (en) * 1989-04-24 1994-05-17 National University Of Singapore Amperometric sensor for single and multicomponent analysis
US5225064A (en) * 1992-01-15 1993-07-06 Enzyme Technology Research Group, Inc. Peroxidase colloidal gold oxidase biosensors for mediatorless glucose determination
US5522977A (en) * 1994-10-07 1996-06-04 Biomedix, Inc. Glucose sensor
US5779867A (en) * 1994-10-07 1998-07-14 Biomedix, Inc. Dry chemistry glucose sensor
US5695947A (en) * 1995-06-06 1997-12-09 Biomedix, Inc. Amperometric cholesterol biosensor

Cited By (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7267750B2 (en) 2001-01-17 2007-09-11 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
CN101563022B (zh) * 2006-12-22 2012-05-30 梅丁格有限公司 带体内电化学分析物感测的流体传输
CN102282468A (zh) * 2008-11-13 2011-12-14 模式诊断有限公司 电极、电化学传感器和设备以及其操作方法
CN101561411B (zh) * 2009-05-05 2013-01-16 尹良红 生物传感器
CN104880503B (zh) * 2011-02-28 2019-04-19 艾图生物科学股份有限公司 用于测量氧化还原电位的装置、测试条、方法和系统
CN104880503A (zh) * 2011-02-28 2015-09-02 卢奥克西斯诊断股份有限公司 用于测量氧化还原电位的装置、测试条、方法和系统
US10281425B2 (en) 2012-04-19 2019-05-07 Aytu Bioscience, Inc. Multiple layer gel
CN107941865A (zh) * 2012-12-21 2018-04-20 美艾利尔瑞士公司 用于电化学分析的检测装置
CN107810409A (zh) * 2015-07-06 2018-03-16 雷迪奥米特医学公司 校正针对钙抑制的crea传感器的方法
CN107810409B (zh) * 2015-07-06 2020-08-04 雷迪奥米特医学公司 校正针对钙抑制的crea传感器的方法
US10969358B2 (en) 2015-07-06 2021-04-06 Radiometer Medical Aps Method for correcting Crea sensor for calcium inhibition
CN110073211A (zh) * 2016-10-05 2019-07-30 电化生研株式会社 红细胞的凝集方法和分离方法以及红细胞凝集用试剂
CN110073211B (zh) * 2016-10-05 2021-06-08 电化株式会社 红细胞的凝集方法和分离方法以及红细胞凝集用试剂
TWI654420B (zh) 2018-04-02 2019-03-21 英群邦生技股份有限公司 吸濕型濕度感應模組以及具有該模組的濕度感應貼紙
CN114248950A (zh) * 2021-12-10 2022-03-29 苏州明益信智能设备有限公司 试剂条自动化生产设备
CN114248950B (zh) * 2021-12-10 2023-04-21 苏州明益信智能设备有限公司 试剂条自动化生产设备

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