DE60012946T2

DE60012946T2 - Interferenzreduzierter wegwerfbarer sensor und herstellungsverfahren

Info

Publication number: DE60012946T2
Application number: DE60012946T
Authority: DE
Inventors: Handani Winarta; Xiaohua Cai; Fung Seto; Chang Chung YOUNG
Original assignee: Nova Biomedical Corp
Current assignee: Nova Biomedical Corp
Priority date: 1999-06-02
Filing date: 2000-05-31
Publication date: 2005-01-05
Anticipated expiration: 2020-06-01
Also published as: WO2000073785A3; DE60012946D1; WO2000073785A2; JP4060078B2; CA2375092C; US6287451B1; ATE273511T1; ES2177474T3; EP1212609A2; DE1212609T1; ES2177474T1; AU5321200A; CA2375092A1; JP2003501627A; EP1212609B1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein elektrochemische Sensoren, die zur Quantifizierung einer bestimmten Komponente oder eines bestimmten Analyten in einer Fluidprobe verwendet werden können. Insbesondere betrifft diese Erfindung einen neuen und verbesserten elektrochemischen Sensor und ein neues und verbessertes Verfahren zur Herstellung elektrochemischer Sensoren. Noch genauer gesagt betrifft diese Erfindung einen elektrochemischen Wegwerf-Sensor, dessen Herstellung kostengünstig ist. Weiter eingrenzend betrifft diese Erfindung einen elektrochemischen Wegwerf-Sensor, der genaue Werte bei Vorhandensein von Störsubstanzen und variierenden roten Blutzellen (Hämatokrit) liefert. Ganz speziell schließlich betrifft diese Erfindung elektrochemische Wegwerf-Sensoren, die zur Durchführung elektrochemischer Analysen für die genaue Bestimmung von Analyten in physiologischen Fluiden verwendet werden.
2. Beschreibung des Standes der Technik
Biosensoren sind seit mehr als drei Jahrzehnten bekannt. Sie dienen zur Bestimmung der Konzentrationen verschiedener Analyten in Fluiden. Von besonderem Interesse ist die Messung des Blutzuckers. Es ist hinreichend bekannt, dass die Konzentration des Blutzuckers extrem wichtig für die Aufrechterhaltung der Homeostase ist. Produkte zur Messung der Schwankungen des Blutzuckers einer Person oder der Zuckerspiegel sind für viele der Millionen Diabetiker der Nation zu unverzichtbaren Hilfsmitteln in täglichen Leben geworden. Da diese Störung gefährliche Anomalien der Blutchemie verursachen kann und als Mitverursacher des Verlustes der Sehkraft und von Nierenversagen gilt, müssen die meisten Diabetriker sich selbst regelmäßig testen und ihren Zuckerspiegel entsprechend einstellen, normalerweise mittels Insulininjektionen. Wenn die Konzentration des Blutzuckers unter den normalen Bereich abfällt, können die Patienten Bewusstlosigkeit und einen abgesenkten Blutdruck erleiden, was sogar zum Tode führen kann. Liegt die Konzentration des Blutzuckers über dem normalen Bereich, kann der überschüssige Blutzucker zu einer Synthese von Fettsäuren und Cholesterin führen und bei Diabetikern zum Koma. Die Messung des Blutzuckerspiegels ist deshalb für Diabetiker, die ihren Blutzuckerspiegel durch Insulinbehandlung regeln, zur täglichen Notwendigkeit geworden.
Auf Insulin angewiesene Patienten werden von den Ärzten angewiesen, ihren Blutruckerspiegel bis zu vier mal täglich zu kontrollieren. Um eine normale Lebensführung mit der Notwendigkeit der häufigen Kontrolle des Blutzuckerspiegels in Einklang zu bringen, wurde die häusliche Blutzuckermessung mit der Entwicklung von Reagenzstreifen für eine umfassende Blutprüfung möglich gemacht.
Ein Typ Blutzucker-Biosensoren ist eine Enzym-Elektrode, die mit einer Mediatorsubstanz kombiniert ist, die Elektronen zwischen dem Enzym und der Elektrode hin- und herschickt, was in einem messbaren Stromsignal resultiert, wenn Glucose vorhanden ist. Die am häufigsten verwendeten Mediatoren sind Kaliumferricyanid, Ferrocen und seine Derivative sowie andere Metallkomplexe. Es sind zahlreiche Sensoren, die auf diesem zweiten Elektrodentyp basieren, offenbart worden. Beispiele dieses Gerätetyps werden in den nachstehenden Patenten offenbart.
Das U.S.-Patent Nr. 5,628,890 (1997, Carter et al.) offenbart einen Elektrodenstreifen mit einer Elektrodenaufnahme, einer Referenz- oder Gegenelektrode, die an der Aufnahme angeordnet ist, eine von der Referenz- oder Gegenelektrode auf der Aufnahme beabstandet angeordnete Arbeitselektrode, einer Abdeckschicht, die einen geschlossenen Raum über der Referenz- und der Arbeitselektrode begrenzt und eine Öffnung für den Eintritt einer Probe in den geschlossenen Raum hat, und einer Mehrzahl Gitterschichten, die im geschlossenen Raum zwischen der Abdeckschicht und der Aufnahme angeordnet sind. Die Abdeckschicht hat eine von den Elektroden beabstandet angebrachte Öffnung zum Aufbringen einer Probe. Die Arbeitselektrode enthält ein Enzym, das als Katalysator für eine Reaktion wirkt, an der ein Substrat für das Enzym und ein Mediator beteiligt sind, der Elektronen zwischen der enzym-katalysierten Reaktion und der Arbeitselektrode transportieren kann.
Dieses Gerät beansprucht, die Auswirkungen von Hämatokrit auf die Sensorwerte zu verringern. Gemäß der Offenbarung ist dies das Ergebnis des stromabwärtigen Abstands der Referenzelektrode relativ zur Arbeitselektrode zusammen mit der dünnen Schicht der von den Gitterschichten erzeugten Probenlösung.
Das U.S.-Patent Nr. 5,708,247 (1998, McAleer et al.) offenbart einen Wegwerf-Zuckerteststreifen mit einem Substrat, einer Referenzelektrode, einer Arbeitselektrode und einem Mittel zur Herstellung einer elektrischen Verbindung. Die Arbeitselektrode hat eine leitfähige Basisschicht und eine über der leitfähigen Basisschicht angeordnete Abdeckschicht. Die Abdeckschicht ist ein Füllelement mit sowohl hydrophoben als auch hydrophilen Oberflächenzonen, die ein Netz, ein Enzym und einen Mediator bilden.
Das U.S.-Patent Nr. 5,682,884 (1997, Hill et al.) offenbart eine Streifenelektrode mit Siebdruck. Die Streifenelektrode hat eine längliche Aufnahme, die einen ersten und zweiten Leiter enthält, die sich jeweils entlang der Aufnahme erstrecken. Auf einer aktiven Elektrode, die so positioniert ist, dass sie mit dem Flüssigkeitsgemisch und dem ersten Leiter in Kontakt steht, ist ein Enzym abgelagert, das eine Reaktion und einen Elektronenmediator katalysieren kann. Eine Referenzelektrode ist so positioniert, dass sie mit dem Gemisch und dem zweiten Leiter in Kontakt steht.
Das U.S.-Patent Nr. 5,759,364 (1998, Charlton et al.) offenbart einen elektrochemischen Biosensor mit einer isolierenden Basisplatte, die auf ihrer Oberfläche eine Elektrode trägt, und die mit einem Analyten reagiert, um mobile Elektronen zu erzeugen. Die Basisplatte ist mit einem passenden Deckel aus einem verformbaren Material versehen, der einen von einer ebenen Oberfläche umgebenen konkaven Bereich hat, so dass dann, wenn er auf die Basisplatte passgenau gesetzt wird, ein Kapillarraum entsteht, in den eine Fluidprobe gesaugt werden kann. Die zur Basis weisende Seite des Deckels ist mit einem Polymermaterial beschichtet, das zum Verbinden des Deckels mit der Basisplatte und zur Verstärkung der hydrophilen Beschaffenheit des Kapillarraums dient.
Das U.S.-Patent Nr. 5,762,770 (1998, Pritchard et al.) offenbart einen elektrochemischen Biosensor-Teststreifen, für den ein minimales Volumen einer Blutprobe von ca. 9 Mikroliter erforderlich ist. Der Teststreifen hat eine Arbeits- und eine Gegenelektrode, die im Wesentlichen gleich groß sind und aus dem gleichen elektrisch leitendem Material bestehen, das auf einem ersten isolierenden Substrat angeordnet ist. Ein zweites isolierendes Substrat, das einen ausgeschnittenen Abschnitt enthält, der einen Reagenzschacht bildet, überlagert die Elektroden. Der ausgeschnittene Abschnitt legt eine kleinere Fläche der Gegenelektrode als der Arbeitselektrode frei. Ein Reagenz zur Analyse eines Analyten bedeckt im Wesentlichen die freigelegten Flächen der Arbeits- und der Gegenelektrode im Schacht. Ein mit einem Tensid imprägniertes Spreizgitter liegt über dem Reagenzschacht und ist am zweiten isoliegenden Substrat befestigt.
Das U.S.-Patent Nr. 5,755,953 (1998, Henning et al.) offenbart einen Biosensor mit verringerter Störanfälligkeit. Das Gerät weist allgemein eine Elektrode auf, die zur elektrochemischen Messung eine interessierenden Analyten in einer Lösung dient. Das Gerät enthält ein Peroxidase-Enzym, das gleichwertig mit Mikropartikel-Kohlenstoff gebunden ist, und in einer Matrix in innigem Kontakt mit der Elektrode gehalten wird. Gemäß dieser Offenbarung stellt dieser Enzym/Mikropartikel-Kohlenstoff des Geräts eine Zusammensetzung mit geringer Empfindlichkeit gegenüber bekannten Störsubstanzen dar.
Das U.S.-Patent Nr. 5,120,420 (1992, Nankai et al.) offenbart einen Biosensor mit einer Grundplatine, deren Elektrodensystem hauptsächlich aus Kohlenstoff besteht, einer Isolierschicht, einer Reaktionsschicht, auf der eine Enzymschicht aufgebracht ist, einem Abstandselement und einer Abdeckung. Das Abstandselement bildet einen Kanal mit einem Einlass und einem Auslass zur Aufnahme einer Probe.
Die EP 0 735 363 A1 offenbart einen Wegwerf-Biosensorstreifen zur Messung der Konzentration einer Substanz z.B. Glucose, in einer Blutprobe. Der Biosensor ist als laminierter Streifen aufgebaut, der ein isolierendes Substrat, ein Abstandselement und eine Abdeckung mit einer Entlüftungsöffnung aufweist. Auf dem Substrat sind Haupt- und Nebenelektrodensysteme aufgedruckt, wobei jedes Elektrodensystem aus einer Arbeitselektrode und einer Gegenelektrode besteht. Jedes Elektrodensystem wird von einer Reaktionsschicht bedeckt, die ein hydrophiles Polymer enthält, in dem die für eine elektroenzymatische Reaktion erforderlichen Reagenzien eingebettet sind. Das zwischen dem Substrat und der Abdeckung Abstandselemente ist mit einem Ausschnitt ausgeführt, der einen die Elektrodensysteme freilegenden Kanal begrenzt. Der Kanal erstreckt sich über eine Strecke von einem Versorgungseinlass des Biosensors aus. Die in der Abdeckung ausgebildete Entlüftungsöffnung legt einen entfernten Endabschnitt des Kanals frei.
Die US 5,437,999 offenbart ein Verfahren zur Herstellung hoch auflösender biokompatibler Elektroden. Ein elektrisch leitendes Material wird auf einem ersten isolierenden Substrat aufgebracht. Ein zweites isolierende Substrat wird dann auf dem elektrisch leitenden Material aufgebracht und mittels Fotolithografie mit einem Muster versehen, um einen freiliegenden Elektrodenbereich zu definieren. Ein elektrochemischer Sensor wird durch Anordnen zweier gegenüberliegender oder benachbarter Elektroden und durch Auftragen eines Reagenz auf einer oder beiden Elektrodenbereiche der Elektroden hergestellt.
Aus der WO 99/13099 A1 ist ein elektrochemischer Sensorstreifen bekannt, der einen laminierten Körper aus einer Mehrzahl aufeinander gestapelter Schichten aufweist. Eine Basisschicht wird aus isolierendem Material gebildet und mit einer Mehrzahl darauf gedruckter leitfähiger Spuren versehen. Mehrere dielektrische Schichten mit jeweils einem ausgeschnit tenen Abschnitt werden auf der Basisschicht übereinander gestapelt, wobei die ausgeschnittenen Abschnitte so angeordnet werden, dass eine Elektrodenanordnung aus Arbeitsbereichen der leitfähigen Spuren freigelegt wird. Gitterschichten werden zwischen jedem Paar benachbarter dielektrischer Schichten angeordnet, wobei diese Gitterschichten die Elektrodenanordnung überlagern. Eine Öffnung in der oberen Schicht gestattet das Aufbringen einer Fluidprobe.
Die dem Stand der Technik entsprechenden Geräte sind jedoch mit verschiedenen Nachteilen behaftet. Einer dieser Nachteile sind Störungen der Biosensorwerte, die durch andere Substanzen verursacht werden, die beim gleichen Potential oxidieren können. Von diesen sind vor allem Ascorbinsäure, Harnsäure und Acetaminophen zu nennen. Wenn diese und andere Störsubstanzen oxidieren, addiert sich der aus dieser Oxidation resultierende Strom zu dem von der Oxidation des gemessenen Blutanalyten resultierenden Strom und kann nicht mehr von diesem unterschieden werden. Bei der Quantifizierung des Blutanalyten entsteht deshalb ein Fehler.
Ein anderer Nachteil ist die durch rote Blutzellen verursachte Störung (Hämatokriteffekt). Durch diese Störung können künstlich hohe Ansprechgeschwindigkeiten bei niedrigen Hämatokritwerten und umgekehrt künstlich niedrige Ansprechgeschwindigkeiten bei hohen Hämatokritwerten verursacht werden.
Weitere Nachteile dieser dem Stand der Technik entsprechenden Geräte sind, dass sie einen begrenzteren linearen Bereich haben und ein relativ großes Probenvolumen erfordern. Außerdem machen sie eine relativ längere Wartezeit bis zur Entwicklung eines stabilen Ansprechens erforderlich, bevor eine Ablesung vorgenommen werden kann. Jeder dieser Nachteile kann entweder individuell in Kombination mit einem oder mehreren der anderen Nachteile zu fehlerhaften Messwerten bei der Analyse beitragen. Von den Erfindern der vorliegenden Erfindung durchgeführte vorläufige Tests habe gezeigt, dass der Stand der Technik, mit dem geltend gemacht wurde, den Effekt des Hämatokrits auf die Glucose-Messwerte zu verringern, nur auf niedrigere Glucosekonzentrationen beschränkt ist und bei diesen zufriedenstellend funktioniert.
Aufgrund der Bedeutung, die genauen Glucose-Messwerten zukommt, wäre es äußerst wünschenswert, einen zuverlässigen und benutzerfreundlichen elektrochemischen Biosensor zu entwickeln, der nicht alle der oben erwähnten Nachteile hat.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein alternatives Wegwerf-Streifengerät zum Testen eine Fluidprobe bereitzustellen, das genaue und zuverlässige Messwerte ermöglicht.
Zur Lösung dieser Aufgabe stellt die vorliegende Erfindung einen Wegwerf-Elektrodenstreifen nach Anspruch 1 oder 2 bereit. Die vorliegende Erfindung stellt weiter ein Verfahren zur Verwendung eines Elektrodenstreifens zur Bestimmung der Konzentration gemäß Anspruch 31 bereit. Außerdem stellt die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur Herstellung mehrerer Wegwerf-Sensoren gemäß Anspruch 36 bereit.
Die Erfindung ermöglicht die Bereitstellung eines elektrochemischen Sensors, der eine Elektrode zur Störungskorrektur enthält, um die durch in der Fluidprobe vorhandene oxidierbare Substanzen verursachte Störung auf einem Minimum zu halten. Das Ansprechen des elektrochemischen Sensors kann im Wesentlichen unabhängig von den Hämokritwerten in der Fluidprobe sein. Ein nach den Grundlagen der vorliegenden Erfindung aufgebauter elektrochemischer Sensor erfordert ein geringeres Probenvolumen als dies zuvor im Stand der Technik notwendig war. Ferner kann er einen weiteren linearen Messbereich haben, d.h. er hat einen verringerten oder vernachlässigbaren Störeffekt und ist über einen weiten Bereich von Glucosekonzentrationen einsetzbar.
Die vorliegende Erfindung hat einen laminierten länglichen Körper mit einem Kanal für die Fluidprobe, der zwischen einer Öffnung an einem Ende des laminierten Körpers und einer im Abstand zur Öffnung angeordneten Entlüftungsöffnung verläuft. Im Fluidkanal befinden sich mindestens zwei Arbeitselektroden und eine Referenzelektrode. Die Anordnung der beiden Arbeitselektroden und der Referenzelektrode ist hinsichtlich der mit dem elektrochemischen Sensor erhaltenen Ergebnisse nicht von Bedeutung. Die Arbeitselektroden und die Referenzelektrode stehen jeweils in elektrischem Kontakt mit getrennten leitfähigen Leitungen. Die getrennten leitfähigen Leitungen enden freiliegend zur Herstellung einer elektrischen Verbindung mit einem Ablesegerät an dem Ende, das dem offenen Kanalende des laminierten Körpers gegenüberliegt.
Der laminierte Körper hat eine isolierende Basisschicht, die aus einem Kunststoffmaterial besteht. Mehrere leitfähige Leitungen sind auf der isolierenden Basisschicht markiert. Die leitfähigen Leitungen können auf der isolierenden Schicht durch Siebdruck, Aufdampfen oder jedes andere Verfahren aufgebracht werden, mit dem eine leitfähige Schicht, die auf der isolierenden Basisschicht haftet, hergestellt werden kann. Die leitfähigen Leitungen können einzeln auf der isolierenden Schicht aufgebracht werden, oder es kann eine leitfähige Schicht auf der isolierenden Schicht aufgebracht werden, gefolgt von Ätzen/Anreißen der erforderlichen Anzahl leitfähiger Leitungen. Der Ätrprozess kann auf chemischem Wege erfolgen, die Leitungen können mechanisch in die leitfähige Schicht geritzt werden, durch Verwendung eines Lasers, um in der leitfähigen Schicht getrennte leitfähige Leitungen einzuritzen, oder auf eine andere Weise, die einen Durchbruch zwischen und unter den getrennten leitfähigen Leitungen bewirken, die bei der vorliegenden Erfindung erforderlich sind. Die bevorzugten leitfähigen Beschichtungen sind Goldfilm oder ein Film aus einem Zinnoxid-/Goldgemisch. Es ist zu beachten, dass zwar die gleiche elektrisch leitfähige Substanz (Goldfilm oder Zinnoxid-/Goldfilm) nach dem Einritzen als leitendes Material sowohl für die Arbeitselektroden als auch die Referenzelektrode verwendet wird, dieses Material selbst jedoch nicht als Referenzelektrode fungieren kann. Damit eine Referenzelektrode funktionsfähig wird, muss eine Redox-Reaktion (z.B. Fe(Cn)₆ ^3– + e → Fe(Cn)₆ ^4–) im elektrisch leitenden Material stattfinden, wenn ein Potential angelegt wird. Deshalb muss in dem als Referenzelektrode verwendeten leitenden Material ein Redox-Mediator vorhanden sein.
Auf der isolierenden Basisschicht und den leitfähigen Leitungen hat der laminierte Körper eine erste mittlere isolierende Schicht mit Ausschnitten für mindestens zwei Arbeitselektroden und eine Referenzelektrode. Die erste mittlere isolierende Schicht kann auch als die das Reagenz tragende Schicht beschrieben werden. Eine der Arbeitselektroden und die Referenzelektrode können denselben Ausschnitt verwenden, vorausgesetzt, das im Ausschnitt aufgebrachte Elektrodenmaterial (wird später beschrieben) ist so eingeritzt, dass die Arbeitselektrode von der Referenzelektrode getrennt ist. Wenn drei Ausschnitte verwendet werden, entspricht jeder Ausschnitt einem kleinen Abschnitt einer einzelnen leitfähigen Leitung und legt diese frei. Die Ausschnitte für die Arbeitselektroden haben im Wesentlichen die gleiche Größe. Der Ausschnitt für die Referenzelektrode kann die gleiche oder eine andere Größe wie die Ausschnitte für die Arbeitselektroden haben. Die Anordnung aller Ausschnitte ist so getroffen, dass sie sämtlich innerhalb des oben beschriebenen Fluidkanals liegen. Diese erste mittlere isolierende Schicht besteht ebenfalls aus einem isolierenden dielektrischen Material, vorzugsweise Kunststoff, und kann durch Stanzen des Materials auf mechanischem Wege oder mittels Laserschneiden hergestellt und dann an der Basisschicht befestigt werden. Ein Kleber wie ein selbstklebender Kleber kann zur Sicherung der ersten mittleren isolierenden Schicht an der Basisschicht verwendet werden. Die Haftung kann auch durch Ultraschallverbinden der ersten mittleren Schicht mit der Basisschicht erzielt werden. Die erste mittlere isolierende Schicht kann auch durch Siebdruck der ersten mittleren isolierenden Schicht über der Basisschicht hergestellt werden.
Die Dicke der ersten mittleren Schicht muss hinreichend dick sein, um eine ausreichende Menge des Elektrodenmaterials zur Verwendung als elektrochemischer Sensor laden zu können. Jeder Ausschnitt enthält Elektrodenmaterial. Das Elektrodenmaterial hat einen Redox-Mediator mit mindestens einem Stabilisator, einem Bindemittel, einem Tensid und einem Puffer. Mindestens einer der Ausschnitte enthält auch ein Enzym, das eine Reaktion, an der ein Substrat für das Enzym beteiligt ist, katalysieren kann. Der Redox-Mediator ist in der Lage, Elektronen zwischen der enzym-katalysierten Reaktion und der Arbeitselektrode zu transportieren.
Der laminierte Körper hat außerdem eine zweite mittlere isolierende Schicht auf der ersten mittleren Schicht. Die zweite mittlere Schicht besteht ebenfalls aus einem isolierenden Kunststoffmaterial und bildet den Fluidprobenkanal des laminierten Körpers. Die zweite mittlere Schicht kann auch als Kanalbildungsschicht beschrieben werden. Sie enthält einen U-förmigen Ausschnitt an einem Ende, der die Ausschnitte der ersten mittleren Schicht mit dem offenen Ende und entsprechend dem offenen Ende des zuvor beschriebenen laminierten Körpers überlagert.
Der laminierte Körper der vorliegenden Erfindung hat eine obere Schicht mit einer Entlüftungsöffnung. Die Entlüftungsöffnung ist so angeordnet, dass zumindest ein Abschnitt der Entlüftungsöffnung den Boden des U-förmigen Ausschnitts der zweiten mittleren isolierenden Schicht überlagert. Die Entlüftungsöffnung gestattet der Luft im Fluidprobenkanal zu entweichen, wenn die Fluidprobe in das offene Ende des laminierten Körpers eintritt. Die Fluidprobe füllt den Fluidprobenkanal im allgemeinen durch die Kapillarwirkung. Im Falle kleiner Volumina hängt das Ausmaß der Kapillarwirkung von der hydrophoben/hydrophilen Beschaffenheit der Oberflächen ab, die mit dem der Kapillarwirkung unterliegenden Fluid in Berührung stehen. Dies ist auch als Benetzbarkeit des Materials bekannt. Die Kapillarkräfte werden verstärkt, indem entweder die obere Schicht aus einem hydrophilen Material gebildet wird, oder indem zumindest ein Abschnitt einer Seite eines hydrophoben isolierenden Materials mit einer hydrophilen Substanz im Bereich der oberen Schicht beschichtet wird, die zum Fluidprobenkanal zwischen dem offenen Ende des laminierten Körpers und der Entlüftungsöffnung in der oberen Schicht weist. Es versteht sich, dass eine gesamte Seite der oberen Schicht mit der hydrophilen Substanz beschichtet und dann mit der zweiten mittleren Schicht verbunden werden kann.
Die isolierenden Schichten des laminierten Körpers können aus jedem dielektrischen Material hergestellt werden. Das bevorzugte Material ist ein Kunststoff. Beispiele für brauchbare Zusammensetzungen zur Verwendung als dielektrisches Material sind Polyvinylchlorid, Polycarbonat, Polysulfon, Nylon, Polyurethan, Cellulosenitrat, Cellulosepropionat, Celluloseacetat, Celluloseacetatbutyrat, Polyester, Acryl und Polystyrol.
Die Anzahl der Ausschnitte in der ersten mittleren Schicht kann zwei, drei oder mehr betragen.
Bei einer Ausführungsform mit zwei Ausschnitten ist einer der Elektrodenmaterial enthaltenden Ausschnitte so gekerbt, dass er zwei Teile bildet, wobei ein Teil als eine erste Arbeitselektrode und der zweite Teil als die Referenzelektrode dient. Die Ausführungsform der Version mit zwei Ausschnitten hat die Stör- und Hämatokrit-Korrekturmerkmale, gestattet aber auch die Messung eines noch kleineren Probevolumens als die Ausführungsform mit drei Ausschnitten.
Bei der Ausführungsform mit drei Ausschnitten enthalten zwei Ausschnitte Material für die Arbeitselektroden (W1 und W2) und einer für die Referenzelektrode (R). W2 enthält ferner das Enzym, das ein Substrat des Enzyms katalysieren kann. Die drei Elektroden sind so positioniert und dimensioniert, dass der Widerstand der Fluidprobe genau gemessen werden und das mögliche Mitschleppen von W2 auf einem Minimum gehalten werden könnte. Die möglichen Anordnungen innerhalb des Fluidprobenkanals können W1-W2-R, W1-R-W2, R-W1-W2, W2-W1-R, W2-R-W1 oder R-W2-W1 sein, wobei die angegebene Anordnung die vom offenen Ende des laminierten Körpers zur Entlüftungsöffnung gesehene Anordnung darstellt. Als bevorzugte Reihenfolge wurde W1-R-W2 ermittelt, d.h. wenn die Fluidprobe in das offene Ende des laminierten Körpers eintritt, würde das Fluid zuerst W1, dann R und dann W2 bedecken. Die bevorzugte Positionierung gestattet die präzise Messung des Widerstands der Blutprobe. Dies ist für eine gute Korrelation zwischen dem Widerstand und dem Hämatokritwert in der Blutprobe erforderlich.
Wie bereits erwähnt verursachen oxidierbare Störsubstanzen wie Ascorbinsäure, Harnsäure und Acetaminophen, um nur einige wenige zu nennen, ungenaue Messwerte im Ausgang eines elektrochemischen Biosensors. Die vorliegende Erfindung beseitigt diesen Effekt, indem die Stromanzeige an W1 (erste Arbeitselektrode) von der Stromanzeige an W2 (zweite Arbeitselektrode) subtrahiert wird, um die Enzymkonzentration in der Fluidprobe zu berechnen. Dies wird dadurch erreicht, indem der Oberflächenbereich von W1 im Wesentlichen gleich dem Oberflächenbereich von W1 gehalten wird. Von Bedeutung ist auch die Zusammensetzung der Reagenzien, die auf W1 und W2 aufgebracht sind. Die Reagenzien sind so aufgebaut, dass sie eine minimale Auswirkung auf die Reaktion der Störsubstanzen haben, was ebenfalls zur Genauigkeit der Messung des Analyten beiträgt.
Die Hämatokrit-Störung wird durch einen zweistufigen Prozess verringert. Zuerst wird der Widerstandswert (r-Wert) zwischen W1 (erste Arbeitselektrode) und R (Referenzelektrode) gemessen. Der r-Wert wird dann zur Schätzung des Hämatokritwertes in der Fluidprobe herangezogen. Die folgende Gleichung ist eine Darstellung dieser Beziehung: r = k1/(1– H) Gl. (1)dabei
r Widerstandswert; gemessen in Ω oder kΩ
H Hämatokritwert
k₁ Konstante = 4,6 (r gemessen in Ω oder kΩ)
Als zweite Stufe wird dann der Hämatokritwert zur mathematischen Korrektur des oben erhaltenen Wertes der Enzymkonzentration verwendet. Die folgende Gleichung ist eine Darstellung der Berechnung, die unter Verwendung des berechneten Hämatokritwerts aus Gl. (1) durchgeführt wird: Ccorr = Cmea/(k2 + k3Cmea + (k4 + k5Cmea)(1 – N)) Gl. (2)dabei
C_corr korrigierte Konzentration des Analyten
C_mea gemessene Konzentration des Analyten
k₂ Konstante = 1,03
k₃ Konstante = –0,003
k₄ Konstante = –0,1
k₅ Konstante = 0,0054
H aus Gl. (1) berechneter Hämatokritwert
Die obigen Konstantenwerte sind für die bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ermittelt worden. Änderungen des Oberflächenbereichs der Elektrodenbereiche und der Zusammensetzungen der Reagenzien können es für den Fachmann erforderlich machen, neue Werte für die Konstanten k₁ bis k₅ zu berechnen, damit die korrigierte Glucosekonzentration genauer bestimmt werden kann.
Sämtliche Vorteile der vorliegenden Erfindung werden durch die detaillierte Beschreibung, die Zeichnungen und die angefügten Ansprüche weiter verdeutlicht.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine perspektivische Ansicht der vorliegenden Erfinden, die das offene Ende, die Entlüftungsöffnung und die elektrischen Kontaktpunkte des laminierten Körpers zeigt.
2 ist eine perspektivische Explosionsansicht der vorliegenden Erfindung, die die verschiedenen Schichten des laminierten Körpers zeigt.
3A, 3B, 3C und 3D sind Draufsichten eines Streifens jeder Schicht der vorliegenden Erfindung, die die Muster zur Herstellung mehrerer erfindungsgemäßer Sensoren zeigen.
3E ist eines Draufsicht eines Segments des laminierten Streifens der vorliegenden Erfindung, die die Muster zur Herstellung mehrerer erfindungsgemäßer Sensoren zeigt.
4A und 4B sind Graphen, die den Effekt des Hämatokrits auf die Konzentrationsmessung gemäß der vorliegenden Erfindung bei normalen und hohen Blutzuckerkonzentrationen zeigen.
5 ist eine Korrelation des Probenvolumens mit der Konzentrationsmessung gemäß der vorliegenden Erfindung.
6 ist eine Korrelationskurve der Konzentrationsmessungen unter Verwendung erfindungsgemäßer Sensoren im Vergleich zu Konzentrationsmessungen, die mit denselben Proben unter Verwendung eines YSI-Glucoseanalysators erhalten werden.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Die bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in den 1 bis 6 dargestellt. 1 zeigt einen Sensor 10 gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Sensor 10 hat einen laminierten Körper 100, ein Ende 110 zur Probenahme, ein elektrisches Kontaktende 120 und eine Entlüftungsöffnung 52. Das Probenahmeende 110 enthält einen Fluidprobenkanal 112 zwischen einer Probenahmeöffnung 114 und der Entlüftungsöffnung 52. Das elektrische Kontaktende 120 hat mindestens drei diskrete leitfähige Kontakte 122, 124 und 126.
Wie aus 2 ersichtlich besteht der laminierte Körper 100 aus einer isolierenden Basisschicht 20, einer ersten mittleren Schicht 30, einer zweiten mittleren Schicht 40 und einer oberen Schicht 50. Alle Schichten bestehen aus einem dielektrischen Material, vorzugsweise Kunststoff. Beispiele für ein bevorzugtes dielektrisches Material sind Polyvinylchlorid, Polycarbonat, Polysulfon, Nylon, Polyurethan, Cellulosenitrat, Cellulosepropionat, Celluloseacetat, Celluloseacetatbutyrat, Polyester, Acryl und Polystyrol. Die isolierende Basisschicht 20 ist mit einer leitfähigen Schicht 21 versehen, auf der eine erste leitfähige Leitung 22, eine zweite leitfähige Leitung 24 und eine dritte leitfähige Leitung 26 markiert sind. Die leitfähigen Leitungen 22, 24 und 26 können durch Anreißen oder Einkerben der leitfähigen Schicht 21 wie in 2 dargestellt oder indem die leitfähigen Leitungen 22, 24 und 26 mittels Siebdruck auf der Basisschicht 20 ausgeformt werden gebildet werden. Das Anreißen oder Einkerben der leitfähigen Schicht 21 kann durch mechanisches Anreißen der leitfähigen Schicht 21 in ausreichendem Maße erfolgen, um die drei unabhängigen leitfähigen Leitungen 22, 24 und 26 zu schaffen. Das bevorzugte Anreiß- oder Einkerbverfahren der vorliegenden Erfindung erfolgt mit einem Kohlendioxid-(CO₂)-Laser, einem YAG-Laser oder einem Eximer-Laser. Eine zusätzliche Anreißlinie 28 (hervorgehoben und nicht maßstäblich; nur zur Verdeutlichung) kann entlang der äußeren Kante der Basisschicht 20 angebracht werden, um potentielle statische Probleme zu vermeiden, die ein rauschbehaftetes Signal hervorrufen könnten. Die leitfähige Schicht 21 kann aus jedem elektrisch leitfähigen Material bestehen, vorzugsweise aus Gold oder Zinnoxid/Gold. Ein brauchbares Material für die Basisschicht 20 ist ein Zinnoxid-/Gold-Polyesterfilm (Cat. No. FM-1) oder ein Gold-Polyesterfilm (Cat. No. FM-2), die von Courtaulds Performance Films, Canoga Park, Kalifornien, vertrieben werden.
Die erste mittlere Schicht 30 hat einen ersten Elektrodenausschnitt 32, der einen Abschnitt des ersten leitfähigen Leiters 22 freilegt, einen zweiten Elektrodenausschnitt 34, der einen Abschnitt des zweiten leitfähigen Leiters 24 freilegt, und eine dritten Elektrodenausschnitt 36, der einen Abschnitt des dritten leitfähigen Leiters 26 freilegt. Die erste mittlere Schicht 30 besteht aus einem Kunststoffmaterial, vorzugsweise aus einem einseitig klebenden Band für medizinische Zwecke, das von Adhesive Research, Inc., Glen Rock, Pennsylvania, bezogen werden kann. Zulässige Dicken des Klebebandes zur Verwendung für die vorliegende Erfindung liegen im Bereich von ca. 0,003 Zoll (0,76 mm) bis ca. 0,005 Zoll (0,127 mm). Ein derartiges Klebeband, Arcare^® 7815, wurde wegen seiner guten Handhabbarkeit und seines guten Verhaltens hinsichtlich seiner Fähigkeit, eine ausreichende Menge chemischer Reagenzien zu halten und eine günstige Blutfließgeschwindigkeit (Kapillarwirkung) durch den Fluidprobenkanal 112 des Sensors 10 zu fördern, bevorzugt. Es sei darauf hingewiesen, dass die Verwendung eines Klebebandes nicht erforderlich ist. Eine isolierende Kunststoffschicht kann mit einem selbstklebenden Kleber beschichtet oder mittels Ultraschall mit der Basisschicht 20 verbunden oder mittels Siebdruck auf die Basisschicht 20 aufgebracht werden, um die gleichen Ergebnisse wie mit dem oben genannten Polyesterband zu erzielen.
Die drei Ausschnitte 32, 34 und 36 begrenzen Elektrodenbereiche W1, R bzw. W2 und enthalten chemische Reagenzien, die zwei Arbeitselektroden und eine Referenzelektrode bilden. Typischerweise muss der Elektrodenbereich R mit einem Redox-Reagenz oder -Mediator geladen werden, damit die Referenzelektrode als solche funktioniert. Wenn R nicht mit einem Redox-Reagenz oder -Mediator geladen wird, können die Arbeitselektroden W1 und W2 nicht funktionieren. Die Elektrodenbereiche W1 und R werden vorzugsweise mit dem gleichen chemischen Reagenz geladen, das hierin als das erste Reagenz bezeichnet und vorzugsweise nach dem im Folgenden unter "Reagenz 1" beschriebenen Prozess hergestellt wird, um die vorstehend beschriebenen Widerstandsmessungen zu erleichtern. Die Reagenzien enthalten vorzugsweise eine oxidierte Form eines Redox-Mediators, einen Stabilisator, ein Bindemittel, ein Tensid und einen Puffer. Bei dem Redox-Mediator kann es sich typischerweise mindestens um entweder Ferrocen, Kaliumferricyanid oder andere Ferrocenderivate handeln. Der bevorzugte Stabilisator ist Polyethylenglycol, das bevorzugte Bindemittel ist Methylglucose, das bevorzugte Tensid ist t-Octylphenoxypolyethoxyethanol und der bevorzugte Puffer ist ein Citratpuffer. Der Elektrodenbereich W2 wird vorzugsweise mit den gleichen chemischen Reagenzien geladen wie die Elektrodenbereiche W1 und R, aber zusätzlich mit einem Enzym, das in der Lage ist, eine Reaktion zu katalysieren, an der ein Substrat für das Enzym beteiligt ist, oder ein Substrat, das katalytisch mit einen Enzym und einem Mediator reagiert, der in der Lage ist, Elektronen, die zwischen der enzym-katalysierten Reaktion und der Arbeitselektrode transportiert werden, zu transportieren, um einen Strom zu erzeugen, der für die Aktivität des Enzyms oder des Substrats und für die Verbindung repräsentativ ist. Das Reagenz im Elektrodenbereich W2, das hierin als das zweite Reagenz bezeichnet wird vorzugsweise nach dem im Folgenden unter "Reagenz 2" beschriebenen Prozess hergestellt.
Die Ausschnitte und Elektrodenbereiche der ersten Schicht 30 sind relativ zueinander und zur Strömung der Fluidprobe im Fluidprobenkanal 112 so positioniert, dass der Widerstand der Fluidprobe präzise gemessen und das mögliche Mitschleppen vom Elektrodenbereich W2 zum Elektrodenbereich W1 auf ein Minimum gesenkt werden kann. Unter Verwendung des Fluidprobenendes 110 des Sensors 10 als Referenzpunkt könnten die Anordnungen der Elektrodenbereich W1-W2-R, W1-R-W2, R-W1-W2, W2-W1-R, W2-R-W1 oder R-W2-W1 sein. Als bevorzugte Reihenfolge wurde W1-R-W2 ermittelt.
Die zweite mittlere Schicht 40 hat einen U-förmigen Kanalausschnitt 42, der sich am sich am Sensorende 41 der zweiten Schicht befindet. Die Länge des Kanalausschnitts 42 ist so gewählt, dass dann wenn die zweite mittlere Schicht 40 auf der ersten mittleren Schicht 30 liegt, die Elektrodenbereiche W1, W2 und R innerhalb des durch den Kanalausschnitt 42 begrenzten Raums liegen. Es wurde festgestellt, dass die Dicke der zweiten mittleren Schicht 40 für die Geschwindigkeit der Fluidprobenströmung in den Fluidprobenkanal 112 kritisch ist, der durch die Kapillarwirkung der Fluidprobe gefüllt wird.
Die obere Schicht 50, die über die zweite mittlere Schicht 40 gelegt wird, hat eine Entlüftungsöffnung 52, die vom Fluidprobenende 110 des Sensors 10 beabstandet ist, um sicherzustellen, dass die Fluidprobe im Fluidkanal 112 die Elektrodenbereiche W1, W2 und R vollständig bedeckt. Die Entlüftungsöffnung 52 ist so in der oberen Schicht 50 platziert, dass sie in etwa auf den Grund des Kanalausschnitts 42 der zweiten mittleren Schicht 40 ausgerichtet ist. Vorzugsweise legt die Entlüftungsöffnung 52 einen Abschnitt des Grunds des U-förmigen Ausschnitts 42 der zweiten mittleren Schicht 40 frei und überlagert diesen teilweise.
Herstellung der Reagenzien 1 und 2
Die Reagenzien 1 und 2 weisen die oxidierte Form eines Redox-Mediators, einen Stabilisator, ein Bindemittel, ein Tensid und einen Puffer auf. Reagenz 2 enthält außerdem ein Enzym. Für die oxidierte Form des Redox-Mediators, Kaliumferricyanid, wurde festgestellt, dass sie sich in den Matrizen stabil verhielt. Die in der Verbindung verwendete Menge muss ausreichen, um einen brauchbaren linearen Bereich zu erzielen. Das Enzym muss überdies ausreichende Aktivität, Reinheit und Stabilität aufweisen. Handelsübliche Glucoseoxidase ist erhältlich von Biozyme, San Diego, Kalifornien, als Cat. No. G03A, ca. 270 U/mg. Der Stabilisator muss hinreichend wasserlöslich sein und sowohl den Mediator als auch das Enzym stabilisieren können. Das Bindemittel sollte außerdem fähig sein, alle anderen Chemikalien in den Reagenzien in den Elektrodenbereichen W1, W2 und R mit der leitfähigen Oberfläche/Schicht 21 der Basisschicht 20 zu binden. Der bevorzugte Stabilisator ist Polyethylenglycol (Cat. No. P4338, Sigma Chemicals, St. Louis, MO). Das bevorzugte Bindemittel ist Methocel 60 HG (Cat. No. 64655, Fluka Chemical, Milwaukee, WI). Die Pufferlösung muss eine hinreichende Pufferkapazität und einen die Enzymreaktion optimierenden pH-Wert haben. Ein 0,05 M-Citratpuffer wird bevorzugt. Das Tensid ist erforderlich, um die Abgabe der Reagenzien 1 und 2 in die Ausschnitte 23, 34 und 36 der mittleren Schicht 30 zu erleichtern und um die trockenen chemischen Reagenzien rasch zu lösen. Menge und Typ des Tensids werden so gewählt, dass die zuvor genannten Funktionen sichergestellt werden und um einen Denaturierungseffekt des Enzyms zu vermeiden. Das bevorzugte Tensid ist Triton X-100. Die Reagenzien werden wie folgt hergestellt:
Reagenz 1

Schritt 1: 50 mM Citratpuffer (pH 5,7) herstellen, indem 0,1512 g Zitronensäure und 1,2580 g Natriumcitrat in 100 ml deionisiertem Wasser gelöst werden.
Schritt 2: Eine 1%-ige Methocel 60 HG-Lösung herstellen, indem 1 g Methocel 12 Stunden lang mit 100 ml des Citratpuffers von Schritt 1 verrührt wird.
Schritt 3: 0,3 ml Triton X-100 zur Methocellösung hinzugeben.
Schritt 4: 2,5 g Polyethylenglycol zur Lösung von Schritt 3 hinzugeben.
Schritt 5: Während des Rührens 1 g Kaliumferricyanid zur Lösung von Schritt 4 hinzugeben.

Reagenz 2

Schritt 1 – Schritt 4: Die gleichen Schritte wie für Reagenz 1.
Schritt 5: Während des Rührens 6,5 g Kaliumferricyanid zur Lösung von Schritt 4 hinzugeben.
Schritt 6: 1,0 g Glucoseoxidase zur Lösung von Schritt 4 hinzugeben und 10 Minuten lang rühren oder bis sich alle Feststoffe vollständig gelöst haben.

Aufbau der Elektrode
Ein Stück Gold- oder Zinnoxid-/Polyesterfilm von Courtaulds Performance Films wird wie in 2 dargestellt zugeschnitten und bildet die Basisschicht 20 des Sensors 10. Zum Einkerben des Gold- oder Zinnoxid-/Polyesterfilms wurde ein CO₂-Laser verwendet. Wie aus 2 ersichtlich wurde der Film mit dem Laser so eingekerbt, dass drei Elektroden am Fluidprobenende 110 und drei Kontaktpunkte 122, 124 und 126 am Ende 120 mit den elektrischen Kontakten ausgeformt wurden. Die Einkerblinie ist sehr dünn, reicht aber aus, drei getrennte elektrische Leiter zu schaffen. Eine Anreißlinie 28 kann entlang der Außenkante der Basisschicht 20 vorgesehen werden, um potentielle statische Probleme zu vermeiden, die im fertigen Sensor 10 ein rauschbehaftetes Signal hervorrufen könnten, ist aber nicht erforderlich.
Ein Stück eines einseitig klebenden Bandes wird dann auf die die erste mittlere Schicht 30 bildende Größe und Form zugeschnitten, so dass sie den Großteil der leitfähigen Schicht 21 der Basisschicht 20 bedeckt, mit Ausnahme eines kleinen freiliegenden elektrischen Kontaktbereichs, der in 1 dargestellt ist. Drei rechteckige, quadratische oder kreisförmige Ausschnitte 32, 34 und 36 mit im Wesentlicher gleicher Größe werden mittels eines CO₂-Lasers (25 W-Laser, erhältlich von Synrad, Inc., San Diego, CA) ausgestanzt. Die Ausschnitte 32, 34 und 36 begrenzen die Elektrodenbereiche W1, W2 und R, die chemische Reagenzien enthalten. Die Größe der Ausschnitte ist vorzugsweise zu klein wie möglich zu halten, damit der Fluidprobenkanal 112 des Sensors 10 so kurz wie möglich wird, aber dennoch eine ausreichend Menge des chemischen Reagenz enthalten kann, um einwandfrei zu funktionieren. Die bevorzugte Lochgröße bei der vorliegenden Erfindung hat eine typische Abmessung von ca. 0,033 Zoll (0,84 mm) mal ca. 0,043 Zoll (1,09 mm). Wie in 2 dargestellt sind die Ausschnitte 32, 34 und 36 aufeinander ausgerichtet und haben voneinander einen Abstand von jeweils ca. 0,028 Zoll (0,71 mm). Die rechteckigen Ausschnitte dienen nur zur Veranschaulichung. Es dürfte klar sein, dass die Form der Ausschnitte nicht kritisch ist, vorausgesetzt, sie sind groß genug, um eine ausreichende Menge chemischer Reagenzien aufzunehmen, damit die Elektroden ordnungsgemäß funktionieren, aber klein genug für einen sinnvoll kleinen Probenkanal. Wie bereits erwähnt kann eine Änderungen der Ausschnittform oder des Oberflächenbereichs der Ausschnitte die Änderung der Konstantenwerte k₁ bis k₅ für Gl. 1 und 2 erforderlich machen. Wie bereits angegeben ist die bevorzugte Anordnung der in den Ausschnitten 32, 34 und 36 gebildeten Elektroden W1 (Arbeitselektrode 1), R (Referenzelektrode) und W2 (Arbeitselektrode 2).
0,4 Mikroliter des Reagenz 1 werden in die Elektrodenbereiche W1 und R eingebracht. Das Reagenz 1 ist ein Gemisch aus einem Redoc-Mediator, einem Stabilisator, einem Bindemittel, einem Tensid und einem Puffer. Das bevorzugte Gemisch für das Reagenz 1 wird durch Mischen der folgenden Bestandteile mit den angegebenen Gewichtsprozentsätzen hergestellt: ca. 1% Kaliumferricyanid, ca. 2,5% Polyethylenglycol, ca. 1% Methocel 60 HG, ca. 0,03% Triton X-100 und ca. 0,05 M Citratpuffer (pH 5,7). 0,4 Mikroliter von Reagenz 2 werden in den Elektrodenbereich W2 eingebracht. Das Reagenz 2 ist ein ähnlich Gemisch wie Reagenz 1, enthält aber zusätzlich ein Enzym, das in der Lage ist, eine Reaktion, an der das Substrat des Enzyms beteiligt ist, zu katalysieren. Das bevorzugte Enzym ist Glucoseoxidase. Das bevorzugte Gemisch für das Reagenz 2 wird durch Mischen der folgenden Bestandteile mit den angegebenen Gewichtsprozentsätzen hergestellt: ca. 6,5% Kalium ferricyanid, ca. 2,5% Polyethylenglycol, ca. 1% Methocel 60 HG, ca. 0,03% Triton X-100, ca. 0,05 M Citratpuffer (pH 5,7) und ca. 1% Glucoseoxidase. Nach der Zugabe der Reagenzien wurde des Geräte bei 55°C etwa 2 Minuten lang in einem Ofen getrocknet. Nach dem Trocknen wurde ein Stück des von Adhesive Research erhältlichen beidseitigen Klebebandes in die zweite mittlere Schicht 40 mit dem U-förmigen Kanal 42 eingepasst. Die zweite mittlere Schicht 40 wird dann auf die erste mittlere Schicht 30 aufgelegt. Wie zuvor erwähnt dient diese zweite mittlere Schicht 40 als ein Abstandselement und definiert die Größe des Fluidprobenkanals 112. Dessen Breite und Länge werden optimiert, um eine sich relativ schnell bewegende Fluidprobe bereitzustellen. Die bevorzugte Größe des U-förmigen Kanals 42 beträgt ca. 0,063 Zoll (1,60 mm) in der Breite und ca. 0,248 Zoll (6,30 mm) in der Länge.
Ein Stück eines transparenten Films (Cat. No. PP2200 oder PP2500, erhältlich von 3M) wird in die obere Schicht 50 eingepasst. Eine rechteckige Entlüftungsöffnung 52 wird mit dem zuvor genannten CO₂ Laser ausgeformt. Die bevorzugte Größe der Entlüftungsöffnung 52 beträgt ca. 0,075 Zoll (1,91 mm) mal ca. 0,059 Zoll (1,50 mm). Die Entlüftungsöffnung 52 befindet sich etwa 0,130 Zoll (3,3 mm) vom Fluidende 110 des Sensors 10 entfernt. Die obere Schicht 50 wird auf die zweite mittlere Schicht 490 ausgerichtet und auf diese aufgelegt, um die Anordnung des Sensors 10 wie in 1 dargestellt zu vervollständigen.
Obwohl die obige Beschreibung des Elektrodenaufbaus den Aufbau eines einzelnen Sensors beschreibt, sind die Auslegung und die verwendeten Materialien ideal zur Herstellung mehrerer Sensoren aus einem Stück jedes Schichtmaterials, wie in den 3A bis 3E dargestellt ist. Der Ausgang hierzu wäre ein relativ großes Stück der Basisschicht 20 mit der darauf aufgebrachten leitenden Schicht 21. Eine Mehrzahl Anreißlinien werden in der leitfähigen Schicht 21 mittels des bevorzugten zuvor beschriebenen Verfahrens ausgeführt, wobei jedes Muster schließlich die drei leitfähigen Wege 22, 24 und 26 für jeden Sensor definiert. In ähnlicher Weise wird ein großes Stück der mittleren Schicht 30, das in 3B dargestellt ist und auch eine Mehrzahl Ausschnitte 32, 34 und 36 in einem sich wiederholenden Muster aufweist, so dimensioniert, dass es passend über der Basisschicht 20 liegt, so dass eine Mehrzahl Sensoren 10 bei Fertigstellung erhalten wird. Die Größe jedes Ausschnitts und das in der Mehrzahl der Elektrodenbereiche W1, R und W2 aufgebrachte Elektrodenmaterial sind ähnlich wie oben offenbart. Nach dem Aufbringen der Reagenzien 1 und 2 in ihren entsprechenden Ausschnitten und dem Trocknen wird ein großes Stück der zweiten mittleren Schicht 40 mit einer Mehrzahl länglicher Ausschnitte 42 wie in 3C dargestellt so auf die erste mittlere Schicht 30 aufgelegt, dass jeder längliche Ausschnitt 42 der zweiten mittleren Schicht 40 entsprechende Ausschnitte 32, 34 und 36 der ersten mittleren Schicht 30 enthält. Eine vergleichbar dimensionierte obere Schicht 50 mit einer Mehrzahl Entlüftungsöffnungen 52 in einem sich wiederholenden Muster wie in Fig. 4D gezeigt wird auf die zweite mittlere Schicht 40 aufgelegt. 3E ist eine Draufsicht der kombinierten Schichten. Der aus den vier Schichten 20, 30, 40 und 50 gebildete laminierte Streifen hat eine Mehrzahl Sensoren 10, in die der laminierte Streifen zerschnitten werden kann. Der laminierte Streifen wird in Längsrichtung entlang der Linie A-A' am Fluidprobenende 110 geschnitten, um eine Mehrzahl Probenahmeöffnungen 114 zu bilden, und in Längsrichtung entlang der Linie B-B' am elektrischen Kontaktende 220, um eine Mehrzahl leitfähiger Kontakte 122, 124 und 126 zu bilden. Der laminierte Streifen wird außerdem in vorgegebenen Abständen entlang der Linie C-C' geschnitten, so dass einer Mehrzahl Sensoren 10 gebildet wird. Das Fluidprobenende 110 jedes Sensors 10 wie in 1 dargestellt kann geformt werden, falls gewünscht. Für den Fachmann dürfte es auf der Hand liegen, dass die Reihenfolge, in der der laminierte Streifen geschnitten wird, keine Bedeutung hat. So kann beispielsweise der laminierte Streifen an den vorgegebenen Abständen (C-C') geschnitten und danach können die Schnitte entlang A-A' und B-B' zur Beendigung des Prozesses ausgeführt werden.
Die folgenden Beispiele veranschaulichen die einzigartigen Merkmale der vorliegenden Erfindung, die die Kompensation variierender Hämatokritwerte durch die Messung des Fluidprobenwiderstands und die Beseitigung der Störeffekte oxidierbarer Substanzen in der Fluidprobe enthält. Alle Sensoren der vorliegenden Erfindung wurden in einem Versuchsaufbau zur Glucosemessung getestet, der von der Nova Biomedical Coporation, Waltham, MA, hergestellt wurde. Ein Potential von 0,35 V wurde über die Arbeitselektroden und die Referenzelektrode angelegt und die resultierenden Stromsignale wurden gemäß der Offenbarung der vorliegenden Erfindung in Glucosekonzentrationen gewandelt. Die Messwerte wurden mit Messwerten (Kontrollwerten) verglichen, die mit den gleichen Proben unter Verwendung des YSI Glucose Analyzer (Model 2300) von Yellow Springs Instruments, Inc., Yellow Springs, OH, erhalten wurden
Beispiel 1
Nachweis der Hämatokritkompensation
Das einzigartige Konzept der vorliegenden Erfindung ermöglicht die Messung des Widerstands der Fluidprobe. Dies wird dadurch erzielt, dass das gleiche Reagenz, Reagenz 1, auf die Referenzelektrode R und die erste Arbeitselektrode W1 aufgebracht wird. Die für das Reagenz 1 verwendeten chemischen Reagenzien sind für die genaue Messung des Widerstands kritisch. Das Reagenz 1 darf keinen großen Anteil Salze und keinerlei Glucoseoxidase enthalten. Der resultierende Widerstand wäre nicht genau und würde von der Glucose abhängen. Für die einwandfreie Funktion der vorliegenden Erfindung ist zu beachten, dass eine Mindestmenge Mediator wie Kaliumferricyanid für die Referenzelektrode von entscheidender Bedeutung ist.
Der Widerstand einer Fluidprobe, in diesem Fall Blutproben, zwischen W1 und R wird zu einem beliebigen Zeitpunkt gemessen, vorzugsweise 20 Sekunden nachdem ein Messgerät (Nova Glucose-Messgerät) durch die Blutproben aktiviert worden ist. Blutproben mit unterschiedlichen Hämatokritwerten wurden vorbereitet, indem eine Vollblutprobe zentrifugiert wird und Plasma und rote Blutzellen in verschiedenen Verhältnissen wieder vereinigt werden. Die Nämatokritwerte wurden mittels einer Mikro-Hämatokritzentrifuge gemessen. Die Glucosekonzentrationen der verschiedenen Proben wurden mittels der Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung (C_mea) und mittels eines YSI Blutglucose-Analysators (Kontrollwert), Model 2300, von Yellow Springs Instruments, Inc., Yellow Springs, OH, gemessen. Die oben aufgeführten Gleichungen (1) und (2) dienten zur Berechnung der korrigierten Glucosekonzentration (C_corr), die mit den Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung gemessen wurde, um das Merkmal der Hämatokritkompensation der vorliegenden Erfindung nachzuweisen. Die erhaltenen Daten wurden aufgetragen und die 4A und 4B zeigen Graphen, die die prozentuale Korrelation der mit den Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung mit dem Nova Glucose-Messgerät erhaltenen Messwerte zu den mit dem für die Proben verwendeten YSI Blutglucose-Analysator bei hohen und niedrigen Glucosespiegeln mit variierenden Nämatokritwerten repräsentieren.
Beispiel 2
Nachweis des Merkmals der Störungsfreiheit
Das einzigartige Konzept der vorliegenden Erfindung ermöglicht die Beseitigung von Störungen durch oxidierbare Substanzen wie Ascorbinsäure, Acetaminophen, Harnsäure und andere mögliche Störsubstanzen in den Probe. des Widerstands der Fluidprobe. Dies wird durch Subtraktion der von W1 erhaltenen Anzeige von der von W2 erhaltenen Anzeige erzielt und wird durch die folgende Gleichung dargestellt: I = Iw1 – Iw2 Gl. (3)dabei:
Iw₂ Stromstärke durch W2 (zweite Arbeitselektrode)
Iw₁ Stromstärke durch W1 (erste Arbeitselektrode)
I Differenz zwischen W2 und W2, die den Strom aufgrund der Oxidation des Mediators in seiner reduzierten Form darstellt, der proportional zur Glucosekonzentration in der Probe ist.
Da W1 und W2 den gleichen Oberflächenbereich haben, dürfte die in der Fluidprobe vorhandene potentielle Störung relativ identische Signale von jeder Arbeitselektrode liefern. Obwohl W1 und W2 verschiedene Reagenzien enthalten, wurde festgestellt, dass kein nennenswerter Unterschied in der Reaktion auf die Störung vorlag. Die Differenz der für die Blutproben erhaltenen Stromwerte war also auf die in den Proben vorhandene Glucose zurückzuführen. Dies wurde getestet, indem Blutproben mit normalem und hohem Glucosegehalt mit 1 mM und 5 mM Ascorbinsäure, Acetaminophen und Harnsäure versetzt wurden. Tabelle 1 zeigt die prozentuale Anzeigenänderung der Messwerte, die mit Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung und verschiedenen handelsüblichen Sensoren (als Streifen 1, Streifen 2, Streifen 3 und Streifen 4 bezeichnet) bei Blutproben mit einer Glucosekonzentration von 100 mg/dl und 300 m/dl nach der Zugabe der Störsubstanzen erhalten wurden.
Tabelle 1 – Anzeigenänderung (%) nach Zugabe der Störsubstanz
Aus den Testdaten ist zu ersehen, dass die mit den Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung erhaltenen Messwerte im Wesentlichen keine Änderung bei Vorhandensein von 1 mM und 5 mM Ascorbinsäure und Acetaminophen sowie 1 mM Harnsäure aufweisen. Alle handelsüblichen Sensoren mit Ausnahme des Sensors Streifen 4 unterliegen schwerwiegenden Störungen. Streifen 4 zeigt bei 5 mM Ascorbinsäure einen "Fehler". Bei Konzentrationen von 300 ml/dl zeigten die Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung ebenfalls keine Störung (Anzeigenänderung unter 5%), wenn die Proben mit 1 mM und 5 mM Ascorbinsäure versetzt worden sind. Die handelsüblichen Sensoren zeigten einen Anzeigenanstieg von ca. 7% bis ca. 15% für mit 1 mM Ascorbinsäure versetzte Proben und eine Anzeige "Hi" für mit 5 mM Ascorbinsäure versetzte Proben. Streifen 4 zeigte erneut "Fehler" für mit 5 mM Ascorbinsäure versetzte Proben. Bei Proben, die Acetaminophen und Harnsäure enthielten, zeigten alle handelsüblichen Streifen Fehler mit variierendem Ausmaß, außer Streifen 4 bei Harnsäure enthaltenden Proben.
Beispiel 3
Nachweis des Merkmals des minimalen Probenvolumens
Das einzigartige Konzept der vorliegenden Erfindung ermöglicht die Messung von Probengrößen, die kleiner sind als bisher möglich war. Die Blutproben werden auf die Sensoren aufgebracht und wandern entlang dem Fluidprobenkanal zur Entlüftungsöffnung. Das zur Messung des Blutzuckers erforderliche Blutvolumen wird durch das Kanalvolumen bestimmt. Das bei der vorliegenden Erfindung berechnete Volumen beträgt 1,44 Mikroliter. Zur Prüfung des Volumeneffektes auf die Sensoranzeige wurden unterschiedliche Blutprobenvolumina auf die Sensoren aufgebracht und die resultierenden Konzentrationsmesswerte über dem Volumen aufgetragen. Die Testdaten sind in 5 dargestellt.
Die Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung zeigten keine Abhängigkeit der Anzeige vom Probenvolumen, wenn das Volumen größer als 1,5 Mikroliter war. Es wurde festgestellt, dass die Sensoren der vorliegenden Erfindung selbst bei Probengrößen von nur 1,0 Mikroliter immer noch aussagekräftige Werte lieferten. Dies ist möglich, weil die hydrophile Beschaffenheit von Reagenz 1, das auf W1 aufgebracht wird, und Reagenz 2, das auf W2 aufgebracht wird, die Benetzung der Elektrodenbereiche zuließen, obwohl das Blutvolumen nicht den gesamten Probenkanal ausfüllte.
Beispiel 4
Nachweis des Merkmals des weiten linearen Bereichs und der Genauigkeit
Ein Probe venösen Blutes wurde entnommen und in mehrere Aliquote geteilt. Jedes Aliquot wurde mit verschiedenen Glucosekonzentrationen von 35 bis 1000 mg/dl versetzt. Die Allquoten wurden jeweils mit einem YSI Glucose-Analysator und dann mit den Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung unter Verwendung des Nova Glucosemessgeräts gemessen. Die Sensoren der vorliegenden Erfindung wiesen eine gute lineare Beziehung der Stromanzeigen über der Konzentration von 35 bis 1000 mg/dl auf. Die Konzentrationsmesswerte wurden über den mit dem YSI Messgerät (Kontrollwert) erhaltenen Konzentrationswerte aufgetragen und sind in 6 wiedergegeben.
Ein Regressionskoeffizient von 0,9988 war ein Indiz für eine nahezu perfekte Übereinstimmung mit den mit dem YSI Blutglucose-Analysator erhaltenen Werten. Dieselben Allquoten wurden unter Verwendung von vier verschiedenen handelsüblichen Sensoren und deren zugehörigen Messgeräten getestet. Die handelsüblichen Sensoren zeigten ein lineares Ansprechverhalten nur bis zu etwa 600 mg/dl. Oberhalb des Bereichs von 500 bis 600 mg/dl zeigten alle handelsüblichen Sensoren "Hi" als Testergebnis an.
Die Präzision der Sensoren der vorliegenden Erfindung wurde beim gleichen Bereich des Glucosespiegels von ca. 35 bis 1000 mg/dl untersucht. Bei den Präzisionstests wurden vier verschiedene Lose Sensoren gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet. Typischerweise betrug des relative Standardabweichung ca. 9,5%, 5,0%, 3,5%, 2,9% und 2,6% für Proben, die Glucosespiegel von 35, 100, 200, 500 bzw. 1000 mg/dl aufwiesen.

Claims

Wegwerf-Elektrodenstreifen zum Testen einer Fluidprobe, aufweisend: einen laminierten Streifenkörper (100) mit einem ersten Streifenende (11), einem zweiten Streifenende (120), eine vom ersten Streifenende (110) beabstandete Entlüftungsöffnung (52) und einen sich zwischen dem ersten Streifenende (110) und der Entlüftungsöffnung (52) erstreckenden gekapselten Kanal (112), wobei der laminierte Streifenkörper (100) eine Basisschicht (20) mit mindestens drei darauf markierten elektrisch verschiedenen Elektrodenwegen (22, 24, 26), eine Abdeckung (50) mit der Entlüftungsöffnung (52), eine isolierende zweite mittlere Schicht (40), die zwischen der Basisschicht (20) und der Abdeckung (50) angeordnet ist, und einen den Kanal (112) bildenden Ausschnitt (42) sowie leitfähige Kontakte (122, 124, 126) am zweiten Streifenende (120) aufweist, wobei diese Kontakte (122, 124, 126) elektrisch mit den Elektrodenwegen (22, 24, 26) verbunden und gegenüber diesem Kanal (112) isoliert sind, gekennzeichnet durch eine zwischen der Basisschicht (20) und der zweiten mittleren Schicht (40) angeordnete isolierende erste mittlere Schicht (30), wobei die erste mittlere Schicht (30) mindestens drei Ausschnitte (32, 34, 36) hat, die zum ersten Streifenende (110) beabstandet sind und mit dem Kanal (112) in Verbindung stehen, wobei jeder Ausschnitt (32, 34, 36) eine begrenzte Fläche mindestens eines der Elektrodenwege (22, 24, 26) freilegt, ein erstes Reagenz im ersten (32) der Ausschnitte (32, 34, 36) angebracht wird, um eine erste Arbeitselektrode (W1) zu bilden, ein zweites Reagenz im zweiten (36) der Ausschnitte (32, 34, 36) angebracht wird, um eine zweite Arbeitselektrode (W2) zu bilden und ein drittes Reagenz im dritten (34) der Ausschnitte (32, 34, 36) angebracht wird, um eine Referenzelektrode (R) zu bilden, wobei das zweite Reagenz ein Enzym enthält, während das dritte Reagenz die gleiche Zusammensetzung hat wie das erste Reagenz.
Wegwerf-Elektrodenstreifen zum Testen einer Fluidprobe, aufweisend: einen laminierten Streifenkörper (100) mit einem ersten Streifenende (11), einem zweiten Streifenende (120), eine vom ersten Streifenende (110) beabstandete Entlüftungsöffnung (52) und einen sich zwischen dem ersten Streifenende (110) und der Entlüftungsöffnung (52) erstreckenden gekapselten Kanal (112), wobei der laminierte Streifenkörper (100) eine Basisschicht (20) mit mindestens drei darauf markierten elektrisch verschiedenen Elektrodenwegen (22, 24, 26), eine Abdeckung (50) mit der Entlüftungsöffnung (52), eine isolierende zweite mittlere Schicht (40), die zwischen der Basisschicht (20) und der Abdeckung (50) angeordnet ist, und einen den Kanal (112) bildenden Ausschnitt (42) sowie leitfähige Kontakte (122, 124, 126) am zweiten Streifenende (120) aufweist, wobei diese Kontakte (122, 124, 126) elektrisch mit den Elektrodenwegen (22, 24, 26) verbunden und gegenüber diesem Kanal (112) isoliert sind, gekennzeichnet durch eine zwischen der Basisschicht (20) und der zweiten mittleren Schicht (40) angeordnete isolierende erste mittlere Schicht (30), wobei die erste mittlere Schicht (30) mindestens zwei zum ersten Streifenende (110) beabstandete Ausschnitte hat, die mit dem Kanal (112) in Verbindung stehen, wobei der erste dieser Ausschnitte eine begrenzte Fläche des ersten und zweiten Elektrodenweges freilegt, und der zweite der Ausschnitte eine begrenzte Fläche des dritten Elektrodenweges freilegt, ein erstes Reagenz im ersten Ausschnitt angebracht wird, um eine erste Arbeitselektrode (W1) und eine Referenzelektrode (R) zu bilden, ein zweites Reagenz im zweiten Ausschnitt angebracht wird, um eine zweite Arbeitselektrode (W2) zu bilden, wobei das erste Reagenz eingekerbt wird, um einen ersten Abschnitt des ersten Reagenz auf dem ersten Elektrodenweg von einem zweiten Abschnitt des ersten Reagenz auf dem zweiten Elektrodenweg zu trennen, wobei der erste Abschnitt der ersten Reagenz die erste Arbeitselektrode (W1) und der zweite Abschnitt des ersten Reagenz die Referenzelektrode (R) bildet und das zweite Reagenz ein Enzym enthält.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 1 oder 2, bei dem die Ausschnitte (32, 34, 36) in der ersten mittleren Schicht (30) hintereinander in Richtung vom ersten Streifenende (110) zum zweiten Streifenende (120) angeordnet sind.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem jedes der Reagenzien einen Redox-Mediator enthält.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 4, bei dem der Redox-Mediator mindestens ein Metallkomplex ist.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 4, bei dem der Redox-Mediator aus der Gruppe bestehend aus Ferrocen, Ferrocenderivaten, Kaliumferricyanid und anderen anorganischen und organischen Redox-Mediatoren gewählt wird.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die Basisschicht (20) eine darauf angebrachte leitfähige Beschichtung (21) zur Bildung der Elektrodenwege (22, 24, 26) hat.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 7, bei dem die leitfähige Beschichtung (21) Gold ist.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 7, bei dem die leitfähige Beschichtung (21) Gold und Zinnoxid aufweist.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 7 bis 9, bei dem die Basisschicht (20), die erste mittlere Schicht (30), die zweite mittlere Schicht (40) und die Abdeckung (50) aus einem dielektrischen Kunststoffmaterial bestehen.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 10, bei dem das Kunststoffmaterial aus der Gruppe bestehend aus Polyvinylchlorid, Polycarbonat, Polysulfon, Nylon, Polyurethan, Cellulosenitrat, Cellulosepropionat, Celluloseacetat, Celluloseacetatbutyrat, Polyester, Acryl und Polystyrol gewählt wird.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 11, bei dem der Kanal (112) hydrophil ist.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem der Kanal (112) ein Volumen von ca. 1,44 ml hat.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 13, bei dem die Abdeckung (50) auf mindestens einer Seite eine hydrophile Beschichtung hat.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 4 bis 14, bei dem jedes der Reagenzien mindestens entweder einen Stabilisator, ein Bindemittel, ein Tensid und einen Puffer enthält.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 15, bei dem der Stabilisator ein Polyalkylenglykol, das Bindemittel ein Cellulosematerial und das Tensid ein Polyoxyethylenether ist.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 15 oder 16, bei dem der Puffer einen pH-Wert von ca. 5 bis ca. 6 hat.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 16, bei dem der Stabilisator Polyalkylenglykol, das Bindemittel Methylcellulose, das Tensid t-Octylphenoxypolyethoxyethanol und der Puffer ein Zitronensäureesterpuffer ist.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 15 bis 18, bei dem jedes der Reagenzien aus einem Gemisch mit Ausgangsbestandteilen, die ca. 1 Gew.-% bis ca. 6,5 Gew.-% des Redox-Mediators, ca. 2,5 Gew.-% des Stabilisators, ca. 1 Gew.-% des Bindemittels und ca. 0,03 Gew.-% des Tensides im Puffer betragen, hergestellt wird.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 19, bei dem der Puffer ca. 0,05 M beträgt.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 20, bei dem die zweite mittlere Schicht (40) eine ausreichende Dicke hat, um den Fluss der Fluidprobe entlang dem Kanal (112) zu optimieren.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 21, bei dem die Dicke der zweiten mittleren Schicht (40) ca. 0,1778 mm beträgt.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 18 bis 22, bei dem das erste Reagenz aus einem Gemisch mit Ausgangsbestandteilen, die ca. 1 Gew.-% Kaliumferricyanid, ca. 2,5 Gew.-% Polyethylenglycol, ca. 1 Gew.-% Methylcellulose, ca. 0,03 Gew.-% t-Octylphenoxypolyethoxyethanol und ca. 0,05 M Zitronensäureesterbuffer betragen, hergestellt wird.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 18 bis 23, bei dem das zweite Reagenz aus einem Gemisch mit Ausgangsbestandteilen, die ca. 6,5 Gew.-% Kaliumferricyanid, ca. 2,5 Gew.-% Polyethylenglycol, ca. 1 Gew.-% Methylcellulose, ca. 0,03 Gew.-% t-Octylphenoxypolyethoxyethanol, ca. 0,05 M Zitronensäureesterbuffer und ca. 1 Gew.-% des Enzyms betragen, hergestellt wird.
Elektrodenstreifen nach Anspruch 24, bei dem das Enzym Glucoseoxidase ist.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 25, bei dem der Oberflächenbereich der ersten Arbeitselektrode (W1) im Wesentlichen gleich ist dem Oberflächenbereich der zweiten Arbeitselektrode (W2).
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 26, bei dem die erste mittlere Schicht (30) kleiner dimensioniert ist als die Basisschicht (20), so dass ein Abschnitt der Basisschicht (20) am zweiten Streifenende (120) freigelegt ist.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 27, bei dem die zweite mittlere Schicht (40) so dimensioniert ist, dass sie auf die erste mittlere Schicht (30) passt und sich zusammen mit dieser erstreckt, und die Abdeckung (50) so dimensioniert ist, sie auf die zweite mittlere Schicht (40) passt und sich zusammen mit dieser erstreckt.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 7 bis 28, bei dem die leitfähige Beschichtung (21) angerissen wird, um die Elektrodenwege zu markieren.
Elektrodenstreifen nach einem der Ansprüche 1 bis 29, bei dem das erste Reagenz ein zur Messung des Widerstandes der Fluidprobe geeignetes Material ist, und das zweite Reagenz aus einem Material besteht, das sich zur Messung der Konzentration mindestens eines Analyten in der Fluidprobe eignet.
Verfahren zur Verwendung eines Elektrodenstreifens (100) zur Bestimmung der Konzentration eines Analyten, wobei der Elektrodenstreifen (100) eine erste Arbeitselektrode (W1), eine zweite Arbeitselektrode (W2) und eine Referenzelektrode (R) hat, die zweite Arbeitselektrode (W2) ein Enzym enthält, das in der Lage ist, eine Reaktion, an der das Substrat des Enzyms beteiligt ist, katalytisch zu beeinflussen, und wobei die erste Arbeitselektrode (W1), die zweite Arbeitselektrode (W2) und die Referenzelektrode (R) in einem Kanal (112) für die Fluidprobe angeordnet sind, wobei das Verfahren folgende Schritte aufweist: – Einbringen der Fluidprobe in den Kanal (112) des Elektrodenstreifens (100); – Anlegen eines Potentials zwischen die Referenzelektrode (R) und die zweite Arbeitselektrode (W2), die das Enzym enthält; – Messen eines ersten Stroms, der zwischen der zweiten Arbeitselektrode (W2) und der Referenzelektrode (R) erzeugt wird, und Korrelieren des ersten Stroms mit der Konzentration des Analyten in der Fluidprobe; – Messen eines Widerstandswertes (r) der Fluidprobe zwischen der ersten Arbeitselektrode (W1) und der Referenzelektrode (R); – Einsetzen des Widerstandswertes (r) in eine erste Gleichung und Bestimmen des Hämatokritpegels (H) der Fluidprobe; und – Berechnen einer korrigierten Konzentration des Analyten (C_corr) mittels einer zweiten Gleichung, um die Anwesenheit des Hämatokrits in der Fluidprobe korrigiert.
Verfahren nach Anspruch 31, ferner die Schritte aufweisend: – Anlegen eines Potentials zwischen die Referenzelektrode (R) und die erste Arbeitselektrode (W1); – Messen eines zweiten Stroms, der zwischen der ersten Arbeitselektrode (W1) und der Referenzelektrode (R) erzeugt wird; – Subtrahieren des zweiten Stroms vom ersten Strom und Erhalten einer Stromdifferenz; – Korrelieren der Stromdifferenz mit der Konzentration des Analyten in der Fluidprobe.
Verfahren nach Anspruch 32, ferner das Auslösen der Messung der Ströme aufweisend, wenn die Fluidprobe mit der ersten Arbeitselektrode (W1), der zweiten Arbeitselektrode (W2) und der Referenzelektrode (R) in Berührung kommt, wodurch der erste und zweite Strom erzeugt werden.
Verfahren nach Anspruch 33, ferner das Ablesen eines Stromwertes jeweils des ersten und zweiten Stroms zu etwa einer Zeit aufweisend, zu der die Stromwerte jeweils des ersten und zweiten Stroms einen stationären Zustand erreichen.
Verfahren nach Anspruch 34, bei dem die Ablesung ca. 20 Sekunden nach der Auslösung der Strommessung erfolgt.
Verfahren zur Herstellung mehrerer Wegwerf-Sensoren (10), bei dem jeder Sensor eine erste Arbeitselektrode (W1), eine zweite Arbeitselektrode (W2) und eine Referenzelektrode (R) hat, wobei die zweite Arbeitselektrode (W2) ein Enzym enthält, das in der Lage ist, eine Reaktion, an der das Substrat des Enzyms beteiligt ist, katalytisch zu beeinflussen, und wobei die erste Arbeitselektrode (W1), die zweite Arbeitselektrode (W2) und die Referenzelektrode (R) in einem Kanal zur Messung einer Fluidprobe angeordnet sind, wobei das Verfahren folgende Schritte aufweist: – Herstellen eines Basisstreifens (20) aus einem Isoliermaterial mit einer darauf angebrachten Schicht eines leitfähigen Materials (21), wobei der Basisstreifen (20) eine erste Kante (210) und eine zweite Kante (220) hat; – Anreißen einer Mehrzahl Linien in einem sich wiederholenden Muster im leitfähigen Material (21), wobei die Mehrzahl der Linien ein sich wiederholendes Muster enthält, das drei leitfähige Wege (22, 24, 26) in jedem der sich wiederholenden Muster bildet; – Anbringen einer ersten mittleren Schicht (30) aus Isoliermaterial über dem Basisstreifen (20), wobei die erste mittlere Schicht (30) ein sich wiederholendes Muster aus drei Ausschnitten (32, 34, 36) hat, von denen jeder Ausschnitt jedes der sich wiederholenden Muster einen Elektrodenabschnitt jedes der drei leitfähigen Wege (22, 24, 26) jedes der sich wiederholenden Muster freilegt, wobei die sich wiederholenden Muster aus den drei Ausschnitten (32, 34, 36) zur ersten Kante (210) des Basisstreifens (20) beabstandet sind, und wobei die erste mittlere Schicht (30) so dimensioniert ist, dass sie einen Kontaktabschnitt (122, 124, 126) jedes der drei leitfähigen Wege (22, 24, 26) jedes sich wiederholenden Musters in einem Abstand zur zweiten Kante (220) des Basisstreifens (20) freilegt; – Anbringen eines ersten Reagenzmaterials auf zwei der drei Ausschnitte (32, 34, 36) jedes der sich wiederholenden Muster und eines zweiten Reagenzmaterials auf dem anderen der drei Ausschnitte (32, 34, 36) jedes der sich wiederholenden Muster; – Trocknen des ersten und des zweiten Reagenzmaterials; – Überlagern der zweiten mittleren Schicht (40) aus Isoliermaterial über die erste mittlere Schicht (30) und sich mit dieser zusammen erstreckend, wobei die zweite mittlere Schicht (40) eine Mehrzahl länglicher Ausschnittsabschnitte (42) in einem sich wiederholenden Muster hat, wobei jeder der länglichen Ausschnittsabschnitte (42) ein entsprechendes sich wiederholendes Muster aus den drei Ausschnitten (32, 34, 36) freilegt; – Anbringen einer Deckschicht (50) aus Isoliermaterial über der zweiten mittleren Schicht (40) und sich mit dieser zusammen erstreckend, wobei die Deckschicht (50) eine Mehrzahl Entlüftungsöffnungen (52) in einem sich wiederholenden Muster hat, wobei jede der Entlüftungsöffnungen (52) einen Abschnitt eines entsprechenden sich wiederholenden Musters aus dem länglichen Ausschnittsabschnitt freilegt, der von der ersten Kante (210) des Basisstreifen (20) am weitesten entfernt ist; und – Trennen jedes der sich wiederholenden Muster, von denen ein jedes einen der Wegwerf-Sensoren bildet.
Verfahren nach Anspruch 36, ferner das Trocknen des ersten und des zweiten Reagenzmaterials bei einer Temperatur und über eine Zeitdauer aufweisend, die ausreichend ist, um dem ersten und zweiten Reagenzmaterial zu gestatten, sich zu verfestigen und an jedem der Elektrodenabschnitte jedes der sich wiederholenden Muster der drei leitfähigen Wege (22, 24, 26) zu haften.
Verfahren nach Anspruch 37 oder 37, ferner das Schneiden entlang der ersten Kante (210) jedes der Sensoren (10) und in einem vorgegebenen Abstand quer zu den Sensoren (10) aufweisend, wodurch eine Einlassöffnung für die Probe geschaffen wird.