ES2235795T3 - Biosensor. - Google Patents
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Abstract
Biosensor que comprende: un sistema de electrodos que incluye un electrodo de trabajo (4) y un contraelectrodo (5), para formar un sistema de medición electroquímico mediante la puesta en contacto con una solución de muestra suministrada; un elemento de soporte eléctricamente aislante (1, 21, 22, 31, 32) para soportar dicho sistema de electrodos; una primera capa reactiva (7) formada en dicho electrodo de trabajo (4); y una segunda capa reactiva (8) formada en dicho contraelectrodo (5), en el que dicha primera capa reactiva (7) no contiene ninguna enzima, pero contiene por lo menos un mediador electrónico, y dicha segunda capa reactiva (8) no contiene ningún mediador electrónico, pero contiene por lo menos una enzima.
Description
Biosensor.
La presente invención se refiere a un biosensor
para la cuantificación rápida de un sustrato contenido en una
muestra, con una exactitud muy elevada.
Habitualmente, se han desarrollado procedimientos
que utilizan la polarimetría, la colorimetría, la reductimetría y
una variedad de cromatografía como método de medición para el
análisis cuantitativo de los azúcares como la sacarosa y la
glucosa. No obstante, estos procedimientos convencionales son poco
específicos para azúcares y por lo tanto presentan una precisión
reducida. De entre ellos, la polarimetría es de manejo sencillo,
pero resulta muy afectada por la temperatura durante la
manipulación. Por ello, este procedimiento no es adecuado para la
cuantificación sencilla de azúcares en casa por parte de las
personas corrientes.
En años recientes, se han desarrollado una
variedad de biosensores, que son los que mejor utilizan la acción
catalítica específica de las enzimas.
A continuación se describirá un procedimiento de
análisis cuantitativo de la glucosa como ejemplo del procedimiento
de cuantificación de un sustrato contenido en una muestra.
Normalmente la cuantificación electroquímica de la glucosa conocida
incluye un procedimiento que utiliza una combinación de glucosa
oxidasa [EC 1.1.3.4: en adelante abreviada como "GOD"] como
enzima con un electrodo de oxígeno o un electrodo de peróxido de
hidrógeno (véase, por ejemplo, "Biosensor" ed. por Shuichi
Suzuki, Kodanska).
La GOD oxida selectivamente la
\beta-D-glucosa como sustrato a
D-glucono-\delta-lactona
utilizando oxígeno como mediador electrónico. Durante la reacción de
oxidación la GOD se reduce el oxígeno a peróxido de hidrógeno, en
presencia de oxígeno. El electrodo de oxígeno mide el volumen de
oxígeno disminuido, o el electrodo de peróxido de hidrógeno mide el
volumen de peróxido de hidrógeno incrementado. El volumen de oxígeno
disminuido o, dicho de otro modo, el volumen de peróxido de
hidrógeno incrementado, son proporcionales al contenido de glucosa
de la muestra. Por lo tanto, es posible cuantificar la glucosa
basándose en el volumen disminuido de oxígeno o en el volumen
incrementado de peróxido de hidrógeno.
En el procedimiento antes descrito, es posible
cuantificar con exactitud la glucosa de la muestra utilizando la
especificidad de la reacción enzimática. No obstante, como puede
suponerse por la reacción, este procedimiento de la técnica
precedente presenta la desventaja de que la concentración de
oxígeno de la muestra afecta significativamente el resultado de la
medición. Por lo tanto, sin presencia de oxígeno en la muestra la
medición es inviable.
En tales circunstancias, se ha desarrollado un
sensor de glucosa que utiliza como mediador electrónico un
compuesto orgánico o un complejo metálico, como por ejemplo el
ferricianuro potásico, un derivado ferrocénico y un derivado de la
quinona, en lugar de oxígeno en la muestra. El sensor de esta clase
oxida el mediador electrónico reducido resultante de la reacción
enzimática en un electrodo de trabajo para determinar la
concentración de glucosa en la muestra basándose en la corriente de
oxidación producida por la reacción de oxidación. En este momento,
en un contraelectrodo se reduce el mediador electrónico oxidado, y
se produce una reacción para generar la producción de mediador
electrónico reducido. Con la utilización de un compuesto orgánico o
un complejo metálico de esta clase como mediador electrónico en
lugar de oxígeno, es posible formar una capa reactiva colocando
exactamente una cantidad conocida de GOD junto con el mediador
electrónico en su estado estable sobre el electrodo, lo cual
permite la cuantificación exacta de la glucosa sin que dicha
cuantificación se vea afectada por la concentración de oxígeno de la
muestra. En este caso, también es posible integrar la capa reactiva
que contiene la enzima y el mediador electrónico con un sistema de
electrodos manteniendo la capa reactiva en un estado casi seco, y
por lo tanto, el sensor de glucosa desechable basado en esta
tecnología ha adquirido recientemente una importancia considerable.
Un ejemplo típico de un sensor de glucosa de esta clase es el
biosensor dado a conocer en la publicación de patente japonesa
abierta a inspección pública Hei 3-202764. Con un
sensor de glucosa desechable de esta clase, es posible medir
fácilmente la concentración de glucosa con un dispositivo de
medición introduciendo sencillamente la muestra en el sensor
conectado de forma desmontable al dispositivo de medición. La
aplicación de una técnica de esta clase no está limitada a la
cuantificación de la glucosa, y puede extenderse a la cuantificación
de cualquier otro sustrato contenido en la muestra.
En los últimos años, se ha producido una demanda
de un biosensor que presente una mayor sensibilidad de respuesta de
corriente y un biosensor que muestre una respuesta baja cuando la
concentración de sustrato sea cero y una estabilidad de almacenaje
excelente. La respuesta cuando la concentración del sustrato es
cero se designa en adelante "respuesta en blanco".
La presente invención proporciona un biosensor
que comprende: un sistema de electrodos que incluye un electrodo de
trabajo y un contraelectrodo, para formar un sistema de medición
electroquímico mediante la puesta en contacto con una solución de
muestra suministrada; un elemento de soporte eléctricamente
aislante para soportar el sistema de electrodos; una primera capa
reactiva formada en el electrodo de trabajo (4); y una segunda capa
reactiva formada en el contraelectrodo, en el que la primera capa
reactiva no contiene ninguna enzima, pero contiene por lo menos un
mediador electrónico, y la segunda capa reactiva no contiene ningún
mediador electrónico, pero contiene por lo menos una enzima.
En una realización preferida de la presente
invención, el elemento de soporte comprende una placa base aislante
eléctrica en la cual se forman el electrodo de trabajo y el
contraelectrodo.
En otra realización preferida de la presente
invención, el elemento de soporte comprende una placa base
eléctricamente aislante y un elemento de cobertura eléctricamente
aislante para formar una vía de suministro de la solución de muestra
o una sección de almacenaje de la solución de muestra entre el
elemento de cobertura y la placa base, el electrodo de trabajo se
forma en la placa base, y el contraelectrodo se forma en una
superficie interior del elemento de cobertura de modo que queda
frente al electrodo de trabajo.
Es preferible que el elemento de cobertura
comprenda un elemento en forma de lámina que presente una sección
curva expandida hacia el exterior, para formar una vía de
suministro de solución de muestra o una sección de almacenaje de
solución de muestra entre el elemento de cobertura y la placa
base.
Un elemento de cobertura más preferido comprende
un espaciador que presenta una hendidura para formar la vía de
suministro de la solución de muestra y una cubierta para cubrir el
espaciador.
Es preferible que la primera capa reactiva
contenga un polímero hidrófilo.
Aunque las características novedosas de la
presente invención se establecen particularmente en las
reivindicaciones adjuntas, tanto en lo que se refiere a organización
como a contenido, la invención se entenderá y apreciará mejor,
junto con otros objetos y características de la misma, a partir de
la siguiente descripción detallada efectuada en relación con los
dibujos.
La figura 1 es una vista de una sección
transversal vertical de un sensor de glucosa según un ejemplo de la
presente invención.
La figura 2 es una vista en perspectiva de
despiece del sensor de glucosa, en la que se omiten del mismo las
capas reactivas y la capa de agente tensoactivo.
La figura 3 es una vista de una sección
transversal vertical de un sensor de glucosa según otro ejemplo de
la presente invención.
La figura 4 es una vista en perspectiva del
sensor de glucosa, en la que se omiten del mismo las capas
reactivas y la capa de agente tensoactivo.
La figura 5 es una vista de una sección
transversal vertical de un sensor de glucosa según otro ejemplo más
de la presente invención.
La figura 6 es una vista en perspectiva de
despiece del sensor de glucosa, en la que se omiten del mismo las
capas reactivas y la capa de agente tensoactivo.
La figura 7 es una vista de una sección
transversal vertical de un sensor de glucosa de un ejemplo
comparativo.
Un biosensor según una realización preferida de
la presente invención comprende una placa base eléctricamente
aislante; un electrodo de trabajo y un contraelectrodo formado en la
placa base; una primera capa reactiva formada en el electrodo de
trabajo; y una segunda capa reactiva formada en el contraelectrodo,
en el que la primera capa reactiva no contiene una enzima, pero
contiene por lo menos un medidor electrónico, y la segunda capa
reactiva no contiene ningún mediador electrónico, pero contiene por
lo menos una enzima.
En este biosensor, al no estar presente ninguna
enzima en el electrodo de trabajo, la reacción de electrodo en el
electrodo de trabajo nunca puede ser obstaculizada por la adsorción
de la enzima en el electrodo de trabajo y la reacción de oxidación
del mediador electrónico reducido en el electrodo de trabajo avanza
sin problemas, mejorando la sensibilidad de respuesta de corriente.
Además, al estar la enzima y el mediador electrónico separados uno
de otro, es posible evitar el contacto y la interacción entre la
enzima y el mediador electrónico, suprimiendo así el incremento de
la respuesta en blanco y la degradación de la actividad enzimática
durante un almacenaje de larga
duración.
duración.
Un biosensor según otra realización preferida de
la presente invención comprende una placa base eléctricamente
aislante; un elemento de cobertura eléctricamente aislante para
formar una vía de suministro de la solución de muestra o una
sección de almacenamiento de la solución de muestra entre el
elemento de cobertura y la placa base; un electrodo de trabajo
formado en la placa base; un contraelectrodo formado en una
superficie interior del elemento de cobertura, de modo que mira
hacia el electrodo de trabajo; una primera capa reactiva formada en
el electrodo de trabajo; y una segunda capa reactiva formada en el
contraelectrodo, en el que la primera capa reactiva no contiene
ninguna enzima, pero contiene por lo menos un mediador electrónico,
y la segunda capa reactiva no contiene ningún mediador electrónico
pero contiene por lo menos una enzima.
El elemento de cobertura comprende un elemento en
forma de lámina que presenta una sección curva expandida hacia el
exterior, para formar una vía de suministro de solución de muestra
o una zona de almacenaje de solución de muestra entre el elemento de
cobertura y la placa base.
Un elemento de cobertura más preferido comprende
un espaciador con una ranura para formar la vía de suministro de la
solución de muestra y una cubierta para cubrir el espaciador.
En un biosensor de esta clase, al estar formadas
respectivamente la primera capa reactiva y la segunda capa reactiva
en elementos separados, la primera capa reactiva y la segunda capa
reactiva que presentan composiciones diferentes, pueden separarse
fácilmente una de otra. Además, al estar formados el electrodo de
trabajo y el contraelectrodo en posiciones opuestas se facilita la
transferencia de iones entre los electrodos, incrementándose la
respuesta de corriente.
En un biosensor cuyo elemento de cobertura
comprende el espaciador y la cobertura, al aumentar la resistencia
física de la cubierta, la presión física externa no pone en contacto
la primera capa reactiva y la segunda capa reactiva una con otra,
evitando así la degradación de la actividad enzimática debida al
contacto entre la enzima y el mediador electrónico.
En los biosensores de las dos realizaciones
descritas anteriormente se prefiere que por lo menos la primera
capa reactiva contenga un polímero hidrófilo. Al evitar el polímero
hidrófilo la adsorción de proteínas, etc., en el electrodo de
trabajo, se mejora adicionalmente la sensibilidad de la respuesta
de corriente. Además, durante la medición, al incrementarse la
viscosidad de la solución de muestra por el polímero hidrófilo
disuelto en la misma, se reducen los efectos del impacto físico,
etc. en la respuesta de corriente, mejorando la estabilidad de dicha
respuesta.
En la presente invención, para la placa base, el
espaciador y la cubierta, puede utilizarse cualquier material que
presente propiedades aislantes y suficiente rigidez durante el
almacenaje y la medición. Los ejemplos de tales materiales incluyen
resinas termoplásticas como por ejemplo polietileno, poliestireno,
cloruro de polivinilo, poliamida y resina de poliéster saturado o
resinas termoestables. Entre estas resinas se prefiere el
tereftalato de polietileno por su adhesividad con el electrodo.
Para el electrodo de trabajo puede utilizarse un
material conductor, siempre que no se oxide por si mismo en la
oxidación del mediador electrónico. Para el contraelectrodo puede
utilizarse un material conductor de utilización general, como por
ejemplo paladio, plata, platino y carbono.
Como enzima puede utilizarse una enzima adecuada
para el tipo de sustrato de la muestra objeto de la medición. Los
ejemplos de enzimas incluyen fructosa dehidrogenasa, glucosa
oxidasa, alcohol oxidasa, lactato oxidasa, colesterol oxidasa,
xantina oxidasa y aminoácido oxidasa.
Los ejemplos de mediadores electrónicos incluyen
ferricianuro potásico, p-benzoquinona, metosulfato
de fenacina, azul de metileno y derivados ferrocénicos. Además,
aunque se utilice oxígeno como mediador electrónico, se obtiene una
respuesta de corriente. Estos mediadores electrónicos se utilizan
en solitario o como combinación de dos o más.
Son aplicables una variedad de polímeros
hidrófilos. Los ejemplos de polímeros hidrófilos incluyen
hidroxietilcelulosa, hidroxipropilcelulosa, metilcelulosa,
etilcelulosa, etilhidroxietilcelulosa, carboximetilcelulosa,
polivinilpirrolidona. alcohol polivinílico, poliaminoácidos como
por ejemplo polilisina, sulfonato de poliestireno, gelatina y sus
derivados, ácido poliacrílico y sus sales, ácido polimetacrílico y
sus sales, almidón y sus derivados, y un polímero de anhídrido
maleico o un maleato. De entre ellos se prefieren particularmente
la carboximetilcelulosa, la hidroxietilcelulosa y la
hidroxipropilcelulosa.
La siguiente descripción explicará la presente
invención con mayor detalle mediante ejemplos ilustrativos de la
misma.
Como ejemplo de biosensor se describirá un
biosensor de glucosa.
La figura 1 es una vista de una sección
transversal vertical del sensor de glucosa de este ejemplo, y la
figura 2 es una vista explosionada en perspectiva del sensor de
glucosa, del que se omiten las capas reactivas y la capa de agente
tensoactivo.
En primer lugar se imprimió, mediante serigrafía,
una pasta de plata sobre una placa base 1 eléctricamente aislante
fabricada de tereftalato de polietileno, para formar los conductores
2 y 3 y la base de los electrodos que se describen más adelante. A
continuación, se imprimió en la placa base 1 una pasta de carbono
conductora que contenía un aglomerante resínico, para formar el
electrodo de trabajo 4. Este electrodo de trabajo 4 estaba en
contacto con el conductor 2. Además, se imprimió en la placa base 1
una pasta aislante para formar una capa aislante 6. La capa aislante
6 cubrió la parte periférica del electrodo de trabajo 4, de modo
que quedó expuesta una zona fija del electrodo de trabajo 4. A
continuación, se formó un contraelectrodo 5 imprimiendo una pasta de
carbono conductora, que contenía un aglomerante resínico de modo
que estuviera en contacto con el conductor 3.
Sobre el electrodo de trabajo 4 de la placa base
1, se vertió gota a gota una primera solución acuosa que contenía
ferricianuro potásico como mediador electrónico y ninguna enzima, y
a continuación se secó para formar una primera capa reactiva 7.
Además, se vertió gota a gota sobre el contraelectrodo 5 de la
placa base 1 una segunda solución acuosa que contenía GOD como
enzima y ningún mediador electrónico y a continuación se secó para
formar una segunda capa reactiva 8. Seguidamente, para conseguir un
suministro fácil de la muestra, se formó una capa 9 que contenía
lecitina como agente tensoactivo, para cubrir la primera capa
reactiva 7 y la segunda capa reactiva 8.
Finalmente, la placa base 1, la cubierta 12 y el
espaciador 10 se adhirieron entre sí en la relación de posición que
muestran las líneas de trazos de la figura 2 para fabricar el sensor
de glucosa.
El espaciador 10 que debe insertarse entre la
placa base 1 y la cubierta 12 presenta una hendidura 11 para formar
una vía de suministro de la solución de muestra entra la placa base
1 y la cubierta 12.
Al comunicar el agujero de ventilación 14 de la
cubierta 12 con esta vía de suministro de la solución de muestra,
cuando la muestra entra en contacto con la abertura de suministro de
la muestra 13 formada en el extremo abierto de la hendidura 11,
gracias al fenómeno capilar, la muestra llega fácilmente a la
primera capa reactiva 7 y a la segunda capa reactiva 8 en la vía de
suministro de la solución de muestra.
Como ejemplo comparativo, se fabricó un sensor de
glucosa del mismo modo que en el ejemplo 1, con la excepción del
proceso de formación de las capas reactivas. La figura 7 es una
vista de una sección transversal vertical del sensor de glucosa del
ejemplo comparativo. Se formó una capa reactiva 30 vertiendo gota a
gota en el electrodo de trabajo 4 y en el contraelectrodo 5 una
solución acuosa que contenía GOD y ferricianuro potásico, y secando
a continuación la solución acuosa. Además, se formó sobre la capa
reactiva 30 una capa 9 que contenía lecitina como agente
tensoactivo.
A continuación, con los sensores de glucosa del
ejemplo 1 y el ejemplo comparativo, se midió la concentración de
glucosa utilizando una solución que contenía una cierta cantidad de
glucosa como muestra. La muestra se suministró a la vía de
suministro de la solución de muestra desde la abertura de
suministro de muestra 13 y, una vez transcurrido cierto tiempo, se
aplicó al electrodo de trabajo 4 una tensión de 500 mV utilizando
el contraelectrodo 5 como referencia. Al interponerse el espaciador
10 entre la cubierta 12 y la placa base 1, aumenta la resistencia
del sensor contra la presión física externa. Por consiguiente, el
volumen de la vía de suministro de solución de muestra se mantiene
fácilmente constante, y se reduce el efecto de la presión física,
etc. sobre la respuesta de corriente.
Se midió el valor de la corriente que circulaba a
través del electrodo de trabajo 4 y el contraelectrodo 5 durante la
aplicación de esta tensión. Como resultado se apreció, tanto en el
ejemplo 1 como en el ejemplo comparativo, una respuesta de corriente
proporcional a la concentración de glucosa de la muestra. Cuando la
muestra entra en contacto con la primera capa reactiva 7, el
ferricianuro potásico, como forma oxidada del mediador electrónico,
se disocia en iones ferricianuro y iones potasio. La glucosa de la
muestra, los iones ferricianuro disueltos en la muestra procedente
de la primera capa reactiva 7 y la GOD disuelta en la muestra
procedente de la segunda capa reactiva 8 reaccionan. Como
resultado, la glucosa se oxida a gluconolactona, y la forma oxidada
ión ferricianuro se reduce a la forma reducida ión ferrocianuro. En
el electrodo de trabajo 4 se produce una reacción de oxidación de
los iones ferrocianuro a iones ferricianuro, mientras que en el
contraelectrodo 5 tiene lugar una reacción de reducción de los iones
ferricianuro a iones ferrocianuro. Al ser la concentración de
ferrocianuro proporcional a la concentración de glucosa, es posible
medir la concentración de glucosa basándose en la corriente de
oxidación del ión ferrocianuro.
En comparación con el sensor de glucosa del
ejemplo comparativo que contiene GOD como enzima en la capa reactiva
30 del electrodo de trabajo 4, la respuesta de corriente se
incrementó en el sensor de glucosa del ejemplo 1 por la razón
siguiente: como que la primera capa reactiva 7 no contenía GOD, fue
posible evitar el descenso de la respuesta de corriente debido a la
adsorción de la GOD en el electrodo de trabajo 4.
Además, en comparación con el ejemplo
comparativo, la respuesta en blanco fue inferior y la respuesta de
corriente no cambió tanto ni siquiera después de un período largo de
almacenaje, por la siguiente razón: al estar la GOD y el
ferricianuro potásico separados uno de otro, fue posible evitar el
contacto y la interacción entre la GOD y el ferricianuro. Por lo
tanto, pudo suprimirse el incremento de la respuesta en blanco y la
degradación de la actividad enzimática durante el almacenaje a
largo plazo.
La figura 3 muestra una vista de una sección
transversal vertical del sensor de glucosa de este ejemplo, y la
figura 4 representa una vista en perspectiva del sensor de glucosa,
del que se omiten las capas reactivas y la capa de agente
tensoactivo.
Se formaron un electrodo de trabajo 4 y un
conductor 2 mediante deposición catódica de paladio sobre una placa
base eléctricamente aislante 21. A continuación, pegando una lámina
aislante 23 sobre la placa base 21, se definieron el electrodo de
trabajo 4 y una sección terminal que debe insertarse en el
dispositivo de medición.
Mientras tanto, se formó un contraelectrodo 5 por
deposición catódica de paladio en la superficie de la pared
interior de una sección curva 24 expandida hacia el exterior de un
elemento de cobertura 22 eléctricamente aislante. La parte final de
la sección curva 24 se dotó de un agujero de ventilación 14.
Se vertió gota a gota sobre el electrodo de
trabajo 4 de la placa base 21 una primera solución acuosa que
contenía ferricianuro potásico como mediador electrónico y ninguna
enzima, y a continuación se secó para formar una primera capa
reactiva 7. Además, se vertió gota a gota sobre el contraelectrodo
5 del elemento de cobertura 22 una segunda solución acuosa que
contenía GOD como enzima y ningún mediador electrónico y a
continuación se secó para formar una segunda capa reactiva 8.
Seguidamente se formó una capa 9 que contenía lecitina como agente
tensoactivo sobre la primera capa reactiva 7.
Finalmente, la placa base 21 y la cubierta 22 se
adhirieron una a otra para fabricar el sensor de glucosa. Por
consiguiente, el electrodo de trabajo 4 y el contraelectrodo 5 están
situados uno frente a otro con un espacio formado entre la placa
base 21 y la sección curva 24 del elemento de cobertura 22 entre
ellos. Este espacio sirve como sección de almacenaje de muestra y,
cuando se pone en contacto una muestra con el extremo abierto del
espacio, gracias al fenómeno capilar, la muestra se desplaza
fácilmente hacia el agujero de ventilación 14 y entra en contacto
con la primera capa reactiva 7 y la segunda capa reactiva 8.
Acto seguido se midió la concentración de glucosa
según el mismo procedimiento del ejemplo 1. Como resultado se
apreció una respuesta de corriente proporcional a la concentración
de glucosa de la muestra. El contraelectrodo 5 se conectó
eléctricamente sujetando la parte final de la sección curva 24 con
una pinza conectada con un cable conductor.
En comparación con el sensor de glucosa del
ejemplo 1, se apreció un incremento adicional del valor de respuesta
en el sensor de glucosa del ejemplo 2 por la siguiente razón: al no
contener GOD la primera capa reactiva 7, como en el ejemplo 1, y
estar formados el electrodo de trabajo 4 y el contraelectrodo 5 en
posiciones opuestas, se facilitó la transferencia de iones entre el
electrodo de trabajo 4 y el contraelectrodo 5.
Además, al estar separados uno de otro la GOD y
el ferricianuro potásico, como en el ejemplo 1, la respuesta en
blanco fue menor y la respuesta de corriente no cambió tanto, ni
siquiera después de un período largo de almacenaje, en comparación
con el ejemplo comparativo.
La figura 5 es una vista de una sección
transversal vertical del sensor de este ejemplo, y la figura 6 es
una vista de despiece en perspectiva del sensor de glucosa, en la
que se omiten las capas reactivas y la capa de agente
tensoactivo.
En primer lugar se imprimió mediante serigrafía
una pasta de plata sobre una placa base 31 eléctricamente aislante
fabricada con tereftalato de polietileno para formar el conductor 2.
A continuación, se imprimió en la placa base 31 una pasta de
carbono conductora que contenía un aglomerante resínico, para
formar el electrodo de trabajo 4. Este electrodo de trabajo 4 estaba
en contacto con el conductor 2. Además, se imprimió una pasta
aislante en la placa base 31 para formar una capa aislante 6. La
capa aislante 6 cubrió la parte periférica del electrodo de trabajo
4, de modo que quedó expuesta una zona fija del electrodo de
trabajo 4.
A continuación, se imprimió una pasta de plata
sobre la superficie interior de la cubierta 32 eléctricamente
aislante para formar un conductor 3, y seguidamente se imprimió una
pasta de carbono conductora para formar el contraelectrodo 5.
Además se imprimió una pasta aislante para formar una capa aislante
6. La cubierta 32 se dotó de un agujero de ventilación 14.
Se vertió gota a gota sobre el electrodo de
trabajo 4 de la placa base 31 una primera solución acuosa que
contenía ferricianuro potásico como mediador electrónico y ninguna
enzima, y a continuación se secó para formar una primera capa
reactiva 7, mientras que una segunda solución acuosa que contenía
GOD como enzima y ningún mediador electrónico, se vertió gota a gota
sobre el contraelectrodo 5 de la cubierta 32 y a continuación se
secó para formar una segunda capa reactiva 8. Seguidamente, se
formó una capa 9 que contenía lecitina como agente tensoactivo sobre
la primera capa reactiva 7.
Finalmente, la placa base 31, la cubierta 32 y el
espaciador 10 se adhirieron entre sí en una la relación de posición
como la que muestran las líneas de trazos de la figura 6, para
fabricar el sensor de glucosa.
El espaciador 10 interpuesto entre la placa base
31 y la cubierta 32 presenta una hendidura 11 para formar una vía
de suministro de la solución de muestra entra la placa base 31 y la
cubierta 32. El electrodo de trabajo 4 y el contraelectrodo 5 están
situados uno frente a otro en la vía de suministro de la solución
de muestra formada en la hendidura 11 del espaciador 10.
Al comunicar el agujero de ventilación 14 de la
cubierta 32 con esta vía de suministro de la solución de muestra,
cuando la muestra entra en contacto con la abertura 13 de suministro
de muestra formada en el extremo abierto de la hendidura 11,
gracias al fenómeno capilar, la muestra llega fácilmente a la
primera capa reactiva 7 y a la segunda capa reactiva 8 en la vía de
suministro de la solución de muestra.
A continuación, se midió la concentración de
glucosa según el mismo procedimiento del ejemplo 1. Como resultado
de la medición se apreció una respuesta de corriente proporcional a
la concentración de glucosa de la muestra.
En el sensor de glucosa del ejemplo 3, la primera
capa reactiva 7 no contenía GOD, y el electrodo de trabajo 4 y el
contraelectrodo 5 estaban formados en posiciones opuestas. Por lo
tanto, como en el ejemplo 2, el valor de respuesta se incrementó en
comparación con el del sensor de glucosa del ejemplo 1.
Además, al estar la GOD y el ferricianuro
potásico separados uno de otro, como en el ejemplo 1, la respuesta
en blanco fue menor y la respuesta de corriente no cambió tanto, ni
siquiera después de un período largo de almacenaje, en comparación
con el ejemplo comparativo.
Por otra parte, al estar interpuesto el
espaciador 10 entre la placa base 31 y la cubierta 32, aumentó la
resistencia del sensor contra la presión física externa. Como
resultado, la primera capa reactiva 7 y la segunda capa reactiva 8
nunca entraron en contacto una con otra por presión física,
evitando que la respuesta de corriente variara por causa de la
degradación de la actividad enzimática producida por el contacto
entre la GOD y el ferricianuro potásico. Además, al mantenerse
fácilmente constante el volumen de la vía de suministro de la
solución de muestra, la estabilidad de la respuesta de corriente
mejoró en comparación con el ejemplo 2.
En esta realización, se fabricó un sensor de
glucosa del mismo modo que en el ejemplo 3, con la excepción del
proceso de formación de la primera capa reactiva 7 y la segunda
capa reactiva 8.
Una primera solución acuosa que contenía
ferricianuro potásico como mediador electrónico,
carboximetilcelulosa como polímero hidrófilo y ninguna enzima se
vertió gota a gota sobre el electrodo de trabajo 4 de la placa base
31 y a continuación se secó para formar la primera capa reactiva 7,
mientras que una segunda solución acuosa que contenía GOD como
enzima, carboximetilcelulosa y ningún mediador electrónico se
vertió gota a gota sobre el contraelectrodo 5 de la cubierta 32 y a
continuación se secó para formar la segunda capa reactiva 8. Además,
se formó la capa 9, que contenía lecitina como agente tensoactivo,
sobre la primera capa reactiva 7.
A continuación, se midió la concentración de
glucosa según el mismo procedimiento del ejemplo 1. Como resultado
de la medición se apreció una respuesta de corriente proporcional a
la concentración de glucosa de la muestra.
En el sensor de glucosa del ejemplo 4, la primera
capa reactiva 7 no contenía GOD, y el electrodo de trabajo 4 y el
contraelectrodo 5 estaban formados en posiciones opuestas. Por lo
tanto, como en el ejemplo 2, la respuesta de corriente se
incrementó en comparación con la del sensor de glucosa del ejemplo
1.
Además, al estar separados uno de otro la GOD y
el ferricianuro potásico, como en el ejemplo 1, la respuesta en
blanco fue menor y la respuesta de corriente no cambió tanto, ni
siquiera después de un período largo de almacenaje, en comparación
con el ejemplo comparativo.
Por otra parte, al estar interpuesto el
espaciador 10 entre la placa base 31 y la cubierta 32, como en el
ejemplo 3, fue posible evitar que la corriente de respuesta variara
por causa de la degradación de la actividad enzimática producida
por el contacto entre la GOD y el ferricianuro potásico. Y al
mantenerse fácilmente constante el volumen de la vía de suministro
de solución de muestra, al igual que en el ejemplo 3, la estabilidad
de la respuesta de corriente mejoró en comparación con el ejemplo
2.
Además, en comparación con los ejemplos 2 y 3, la
respuesta de corriente también aumentó por la siguiente razón: la
presencia de carboximetilcelulosa en la primera capa 7 evitó la
adsorción de proteínas en la superficie del electrodo de trabajo 4,
y por lo tanto la reacción de electrodo en el electrodo de trabajo
4 se produjo sin problemas. Por otra parte, al aumentar la
viscosidad de la muestra durante la medición, se redujeron los
efectos del impacto físico, etc. sobre el sensor y disminuyeron las
variaciones de la respuesta del sensor.
En los ejemplos descritos anteriormente, aunque
se aplico al electrodo de trabajo 4 una tensión de 500 mV
utilizando el contraelectrodo 5 como referencia, la tensión no está
necesariamente limitada a 500 mV. Puede aplicarse cualquier tensión
que permita la oxidación del mediador electrónico reducido con la
reacción enzimática.
En los ejemplos descritos anteriormente, aunque
la primera capa reactiva 7 contenía una clase de mediador
electrónico, dicha capa puede contener dos o más clases de
mediadores electrónicos.
La primera capa reactiva 7 y la segunda capa
reactiva 8 pueden inmovilizarse en el electrodo de trabajo 4 o en
el contraelectrodo 5 para insolubilizar la enzima o el mediador
electrónico. En el caso de que la primera capa reactiva 7 y la
segunda capa reactiva 8 se inmovilicen, es preferible utilizar un
procedimiento de inmovilización por reticulación o un procedimiento
de adsorción. Alternativamente, el mediador electrónico y la enzima
pueden mezclarse en el electrodo de trabajo y en el contraelectrodo
respectivamente.
Es posible utilizar un material distinto de la
lecitina como agente tensoactivo. Además, en los ejemplos descritos
anteriormente, aunque la capa de agente tensoactivo 9 se formó sólo
en la primera capa reactiva 7, o en la primera capa reactiva 7 y en
la segunda capa reactiva 8, la formación de la capa de agente
tensoactivo 9 no está limitada necesariamente a estos ejemplos, y la
capa de agente tensoactivo 9 puede formarse en una posición frontal
a la vía de suministro de la solución de muestra, como por ejemplo
en una cara lateral de la hendidura 11 del espaciador 10.
En los ejemplos descritos anteriormente, se
describe un sistema de dos electrodos formado solamente por el
electrodo de trabajo y el contraelectrodo. No obstante, si se adopta
un sistema de tres electrodos que incluya un electrodo de
referencia adicional, es posible efectuar una medición más
exacta.
Se prefiere que la primera capa reactiva y la
segunda capa reactiva no estén en contacto una con otra y que estén
separadas una de otra por un espacio entre las mismas. Por
consiguiente, es posible aumentar aún más el efecto de supresión de
un incremento de la respuesta en blanco y el efecto de mejora de la
estabilidad de almacenaje.
Como se ha descrito anteriormente, según la
presente invención, es posible obtener un biosensor que presente
una respuesta de corriente alta, una respuesta en blanco baja, y una
estabilidad de almacenaje elevada.
Aunque la presente invención se ha descrito en
términos de las realizaciones actualmente preferidas, debe
entenderse que esta revelación no debe interpretarse de forma
limitativa. Sin duda, una vez leída la descripción anterior,
diversas variaciones y modificaciones se harán evidentes para los
expertos en la materia a la cual pertenece la presente
invención.
Claims (6)
1. Biosensor que comprende:
un sistema de electrodos que incluye un electrodo
de trabajo (4) y un contraelectrodo (5), para formar un sistema de
medición electroquímico mediante la puesta en contacto con una
solución de muestra suministrada;
un elemento de soporte eléctricamente aislante
(1, 21, 22, 31, 32) para soportar dicho sistema de electrodos;
una primera capa reactiva (7) formada en dicho
electrodo de trabajo (4); y
una segunda capa reactiva (8) formada en dicho
contraelectrodo (5),
en el que dicha primera capa reactiva (7) no
contiene ninguna enzima, pero contiene por lo menos un mediador
electrónico, y
dicha segunda capa reactiva (8) no contiene
ningún mediador electrónico, pero contiene por lo menos una
enzima.
2. Biosensor según la reivindicación 1, en el que
dicho elemento de soporte comprende una placa base (1)
eléctricamente aislante en la cual se forman dicho electrodo de
trabajo (4) y dicho contra electrodo (5).
3. Biosensor según la reivindicación 1, en el que
dicho elemento de soporte comprende una placa base eléctricamente
aislante (21, 31) y un elemento de cobertura (22, 32)
eléctricamente aislante para formar una vía de suministro de la
solución de muestra o una sección de almacenaje de la solución de
muestra entre dicho elemento de cobertura (22, 32) y dicha placa
base (21, 31),
estando formado dicho electrodo de trabajo (4) en
dicha placa base (21, 31), y
estando formado dicho contraelectrodo (5) en una
superficie interior de dicho elemento de cobertura (22, 32) de modo
que queda frente a dicho electrodo de trabajo (4).
4. Biosensor según la reivindicación 3, en el que
dicho elemento de cobertura (22) comprende un elemento en forma de
lámina que presenta una sección curva expandida hacia el exterior
(24), para formar dicha vía de suministro de solución de muestra o
dicha sección de almacenaje de solución de muestra entre dicho
elemento de cobertura (22) y dicha placa base (21).
5. Biosensor según la reivindicación 3, en el que
dicho elemento de cobertura comprende un espaciador (10) que
presenta una hendidura (11) para formar dicha vía de suministro de
la solución de muestra y una cubierta (32) para cubrir dicho
espaciador (10).
6. Biosensor según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que dicha primera capa reactiva
comprende un polímero hidrófilo.
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Families Citing this family (102)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6036924A (en) | 1997-12-04 | 2000-03-14 | Hewlett-Packard Company | Cassette of lancet cartridges for sampling blood |
| US7494816B2 (en) * | 1997-12-22 | 2009-02-24 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining a temperature during analyte measurement |
| US8071384B2 (en) | 1997-12-22 | 2011-12-06 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Control and calibration solutions and methods for their use |
| 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 |
| US20050103624A1 (en) | 1999-10-04 | 2005-05-19 | Bhullar Raghbir S. | Biosensor and method of making |
| 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 |
| EP1353169B1 (en) | 2001-01-17 | 2012-06-13 | Panasonic Corporation | Biosensor |
| DE10112298B4 (de) * | 2001-03-08 | 2004-04-29 | Senslab-Gesellschaft Zur Entwicklung Und Herstellung Bioelektrochemischer Sensoren Mbh | Verwendung eines Messkammeraufsatzes für mehrfach verwendbare Chemo- und Biosensoren |
| US9226699B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-01-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface |
| US8337419B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-12-25 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| US9795747B2 (en) | 2010-06-02 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Methods and apparatus for lancet actuation |
| CA2448902C (en) | 2001-06-12 | 2010-09-07 | Pelikan Technologies, Inc. | Self optimizing lancing device with adaptation means to temporal variations in cutaneous properties |
| US7025774B2 (en) | 2001-06-12 | 2006-04-11 | Pelikan Technologies, Inc. | Tissue penetration device |
| US7981056B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
| JP4272051B2 (ja) | 2001-06-12 | 2009-06-03 | ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド | 血液試料採取装置及び方法 |
| US9427532B2 (en) | 2001-06-12 | 2016-08-30 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| ATE485766T1 (de) | 2001-06-12 | 2010-11-15 | Pelikan Technologies Inc | Elektrisches betätigungselement für eine lanzette |
| ES2357887T3 (es) | 2001-06-12 | 2011-05-03 | Pelikan Technologies Inc. | Aparato para mejorar la tasa de éxito de obtención de sangre a partir de una punción capilar. |
| EP1404235A4 (en) | 2001-06-12 | 2008-08-20 | Pelikan Technologies Inc | METHOD AND DEVICE FOR A LANZETTING DEVICE INTEGRATED ON A BLOOD CARTRIDGE CARTRIDGE |
| KR100426638B1 (ko) * | 2001-07-07 | 2004-04-08 | 주식회사 인포피아 | 혈당 측정용 센서 및 그 센서를 이용한 혈당 측정방법 |
| US7229458B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-12 | 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 |
| US7371247B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-13 | 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 |
| US8221334B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-07-17 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7648468B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-01-19 | Pelikon 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 |
| US8702624B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-04-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Analyte measurement device with a single shot actuator |
| US7674232B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-03-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7291117B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-06 | 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 |
| US7491178B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-02-17 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7901362B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-08 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8267870B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-09-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation |
| US8579831B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-11-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7232451B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-19 | 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 |
| US8360992B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-01-29 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7892183B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-02-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| US7909778B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-22 | 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 |
| US7547287B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-06-16 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7717863B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9248267B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-02-02 | Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh | Tissue penetration device |
| US9314194B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-04-19 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| US7976476B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Device and method for variable speed lancet |
| US7297122B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| KR100441152B1 (ko) * | 2002-05-20 | 2004-07-21 | 주식회사 인포피아 | 바이오 센서 |
| DE10234564B4 (de) * | 2002-07-25 | 2005-06-02 | Senslab-Gesellschaft Zur Entwicklung Und Herstellung Bioelektrochemischer Sensoren Mbh | Biosensor |
| US7244264B2 (en) * | 2002-12-03 | 2007-07-17 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Dual blade lancing test strip |
| EP1574848A1 (en) * | 2002-12-20 | 2005-09-14 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| US8574895B2 (en) | 2002-12-30 | 2013-11-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels |
| CN100451637C (zh) * | 2003-01-24 | 2009-01-14 | 黄椿木 | 电化学式传感器及其制造方法 |
| US20040149578A1 (en) * | 2003-01-30 | 2004-08-05 | Chun-Mu Huang | Method for manufacturing electrochemical sensor and structure thereof |
| US20070023283A1 (en) * | 2003-01-30 | 2007-02-01 | Chun-Mu Huang | Method for manufacturing electrochemical sensor and structure thereof |
| ATE476137T1 (de) | 2003-05-30 | 2010-08-15 | Pelikan Technologies Inc | Verfahren und vorrichtung zur injektion von flüssigkeit |
| DK1633235T3 (da) | 2003-06-06 | 2014-08-18 | Sanofi Aventis Deutschland | Apparat til udtagelse af legemsvæskeprøver og detektering af analyt |
| WO2006001797A1 (en) | 2004-06-14 | 2006-01-05 | Pelikan Technologies, Inc. | Low pain penetrating |
| US8071030B2 (en) | 2003-06-20 | 2011-12-06 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Test strip with flared sample receiving chamber |
| US7645373B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US7452457B2 (en) | 2003-06-20 | 2008-11-18 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes |
| US8206565B2 (en) | 2003-06-20 | 2012-06-26 | Roche Diagnostics Operation, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US7645421B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US8679853B2 (en) | 2003-06-20 | 2014-03-25 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Biosensor with laser-sealed capillary space and method of making |
| US8058077B2 (en) | 2003-06-20 | 2011-11-15 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Method for coding information on a biosensor test strip |
| US7718439B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-05-18 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US8148164B2 (en) | 2003-06-20 | 2012-04-03 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for determining the concentration of an analyte in a sample fluid |
| ES2683013T3 (es) | 2003-06-20 | 2018-09-24 | F. Hoffmann-La Roche Ag | Banda de reactivo para tira de ensayo |
| US8282576B2 (en) | 2003-09-29 | 2012-10-09 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for an improved sample capture device |
| WO2005037095A1 (en) | 2003-10-14 | 2005-04-28 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a variable user interface |
| CA2543010A1 (en) | 2003-10-24 | 2005-05-06 | Bayer Healthcare Llc | Enzymatic electrochemical biosensor |
| WO2005065414A2 (en) | 2003-12-31 | 2005-07-21 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture |
| US7822454B1 (en) | 2005-01-03 | 2010-10-26 | Pelikan Technologies, Inc. | Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration |
| US7807043B2 (en) | 2004-02-23 | 2010-10-05 | Oakville Hong Kong Company Limited | Microfluidic test device |
| US20050226768A1 (en) * | 2004-04-12 | 2005-10-13 | Chang-Hai Chen | Test plates to rapidly siphon and transfer the blood |
| CN1947004B (zh) | 2004-04-23 | 2011-12-14 | 爱科来株式会社 | 分析用具及其制造方法 |
| AU2005246314B2 (en) | 2004-05-14 | 2009-04-23 | Bayer Healthcare Llc | Voltammetric systems for assaying biological analytes |
| WO2006011062A2 (en) | 2004-05-20 | 2006-02-02 | Albatros Technologies Gmbh & Co. Kg | Printable hydrogel for biosensors |
| EP1765194A4 (en) | 2004-06-03 | 2010-09-29 | Pelikan Technologies Inc | METHOD AND APPARATUS FOR MANUFACTURING A DEVICE FOR SAMPLING LIQUIDS |
| US9775553B2 (en) | 2004-06-03 | 2017-10-03 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a fluid sampling device |
| US7569126B2 (en) | 2004-06-18 | 2009-08-04 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for quality assurance of a biosensor test strip |
| US8652831B2 (en) | 2004-12-30 | 2014-02-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for analyte measurement test time |
| JP4913355B2 (ja) * | 2005-03-29 | 2012-04-11 | シーシーアイ株式会社 | バイオセンサ |
| US7695600B2 (en) * | 2005-06-03 | 2010-04-13 | Hypoguard Limited | Test system |
| KR100656104B1 (ko) | 2005-09-02 | 2006-12-11 | 주식회사 인포피아 | 바이오센서 |
| US8298389B2 (en) * | 2005-09-12 | 2012-10-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | In vitro analyte sensor, and methods |
| CN101495856B (zh) * | 2006-07-26 | 2013-06-05 | 松下电器产业株式会社 | 生物传感器测定系统、以及测定方法 |
| WO2008044179A1 (en) * | 2006-10-12 | 2008-04-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Biosensors and preparation thereof |
| KR100874159B1 (ko) * | 2007-03-28 | 2008-12-15 | 주식회사 아이센스 | 전기화학적 바이오센서 및 이의 측정기 |
| WO2009126900A1 (en) | 2008-04-11 | 2009-10-15 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for analyte detecting device |
| 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 |
| US8965476B2 (en) | 2010-04-16 | 2015-02-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| WO2012008370A1 (ja) * | 2010-07-12 | 2012-01-19 | グンゼ株式会社 | バイオセンサ |
| US8640960B2 (en) | 2011-06-27 | 2014-02-04 | Honeywell International Inc. | Optical filter for image and barcode scanning |
| US8636215B2 (en) | 2011-06-27 | 2014-01-28 | Hand Held Products, Inc. | Decodable indicia reading terminal with optical filter |
| US8985459B2 (en) | 2011-06-30 | 2015-03-24 | Metrologic Instruments, Inc. | Decodable indicia reading terminal with combined illumination |
| CN102507670B (zh) * | 2011-09-30 | 2014-03-26 | 三诺生物传感股份有限公司 | 电化学尿酸测试条以及该测试条的制作方法 |
| CN104169716A (zh) * | 2012-03-15 | 2014-11-26 | 株式会社村田制作所 | 生物传感器 |
| US8978981B2 (en) | 2012-06-27 | 2015-03-17 | Honeywell International Inc. | Imaging apparatus having imaging lens |
| JP2018036091A (ja) * | 2016-08-30 | 2018-03-08 | アークレイ株式会社 | バイオセンサ、及びその製造方法 |
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| JP3375040B2 (ja) * | 1997-07-29 | 2003-02-10 | 松下電器産業株式会社 | 基質の定量法 |
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