ES2255980T3 - Tiras de ensayo desechables con una capa de separacion reactivo/sangre integrada. - Google Patents
Tiras de ensayo desechables con una capa de separacion reactivo/sangre integrada.Info
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Abstract
Una tira de ensayo desechable para su uso en un medidor de ensayo del tipo que recibe una tira de ensayo desechable y una muestra de sangre y realiza un análisis electroquímico de la cantidad de un analito de sangre en la muestra que comprende: (a) un sustrato (10) (b) un primer elemento conductor (16) dispuesto sobre el sustrato; (c) un segundo elemento conductor (14¿) dispuesto sobre el sustrato (10) en suficiente proximidad con el primer elemento conductor como para permitir que se complete un circuito eléctrico entre los elementos conductores primero y segundo (16, 14¿) cuando se coloca la muestra de sangre sobre la tira de ensayo; (d) una capa de separación de reactivo/sangre integrada no conductora dispuesta sobre el primer elemento conductor (16), comprendiendo dicha capa de separación reactivo/sangre integrada (17) reactivos para la detección electroquímica del analito dispersado en una matriz no conductora efectiva para excluir células de sangre de la superficie del primer elementoconductor (16) al tiempo que se permite acceso al primer elemento conductor (16) de especies electroactivas solubles; (e) contactos (11, 12, 13, 14, 15) para hacer una conexión eléctrica entre los elementos conductores primero y segundo (16, 14¿) y el medidor de ensayo; y (f) una capa aislante (18) dispuesta sobre al menos el primer elemento conductor caracterizado porque dicha capa aislante (18) tiene una primera apertura (96) en ella alineada con el primer elemento conductor (16), estando en contacto la capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17) con el primer elemento conductor (16) a través de la apertura (96) de la capa aislante (18) y formándose la capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17) cubriendo toda la primera abertura (96) no dejando así ninguna porción del primer elemento conductor (96) directamente expuesto a la muestra aplicada en la tira de ensayo.
Description
Tiras de ensayo desechables con una capa de
separación reactivo/sangre integrada.
La presente solicitud se refiere a tiras de
ensayo desechables para su uso en determinaciones electroquímicas de
analitos de sangre, como por ejemplo glucosa, y a métodos y
composiciones para su uso en la obtención de dichas tiras.
El seguimiento de glucosa es un hecho en la vida
cotidiana de los individuos diabéticos y la precisión de dicha
vigilancia puede significar literalmente la diferencia entre la vida
y la muerte. Para acomodar un estilo de vida normal a la necesidad
de vigilar con frecuencia los niveles de glucosa, se dispone
actualmente de una serie de medidores de glucosa que permiten al
individuo determinar el nivel de glucosa en una pequeña cantidad de
sangre.
Muchos de estos medidores detectan la glucosa en
una muestra de sangre electroquímicamente detectando la oxidación de
la glucosa de la sangre mediante el uso de una enzima, como por
ejemplo glucosa oxidasa, provista como parte de un sistema de
electrodos de un solo uso desechable. Entre los ejemplos de los
dispositivos de este tipo se incluyen los descritos en la patente
europea Nº 0.127.958 y las patentes EE.UU. Nº 5.141.868, 5.286.362;
5.288.636 y 5.437.999.
En general, las tiras de ensayo de glucosa
existentes para su uso en medidores electroquímicos comprenden un
sustrato, electrodos activo y de referencia formados sobre la
superficie del sustrato, y un mecanismo para hacer conexión entre
los electrodos y el medidor. El electrodo activo está recubierto con
una enzima capaz de oxidar la glucosa, y un compuesto mediador que
transfiere electrones desde la enzima al electrodo con el resultado
de una corriente calibrable cuando está presente la glucosa. Entre
los compuestos mediadores representativos se incluyen ferricianuro,
compuestos de metaloceno como ferroceno, quinonas, sales de
fenazinio, indicador redox DCPIP, y compuestos de osmio sustituidos
con imidazol.
Se han formulado electrodos activos de este tipo
en una serie de formas. Por ejemplo, se han formulado mezclas de
carbono conductor, glucosa oxidasa y un mediador en una pasta o
tinta y aplicadas a un sustrato. En EP 0.127.958; US. 5.286.362 y
US-5.628.890 se describe un sensor electroquímico en
el que se forman electrodos impresos de una mezcla de una enzima, un
mediador y un material conductor. En US-5.762.770 se
describe el uso de un reactivo biosensor para cubrir los electrodos
de una tira de ensayo electroquímica. En el caso de tiras de glucosa
desechables, esta aplicación se lleva a cabo por impresión de
pantalla con el fin de obtener las capas finas adecuadas para una
tira de ensayo plana pequeña. El uso de impresión de pantalla, sin
embargo, introduce problemas en cuanto al funcionamiento del
electrodo.
En contraste con el electrodo de pasta de carbono
más grueso, que permanece bastante intacto durante la medida, los
electrodos de pantalla impresa formados a partir de pastas o tintas
de carbono tienden a romperse al contacto con la muestra. Las
consecuencias de esta rotura tienen un doble aspecto. En primer
lugar, se liberan a la solución los componentes de la formulación de
electrodo. Una vez que estos componentes se desplazan más allá de la
longitud de difusión alejándose de la capa conductora que hay
debajo, dejan de contribuir a la medida, de hecho disminuyendo en
cambio la respuesta al agotar el analito que se difunde hacia
dentro. En segundo lugar, la rotura del electrodo de pantalla
impresa significa que la zona de electrodo efectiva cae con el
tiempo.
La combinación de estos dos efectos tiene como
resultado corrientes transitorias que caen rápidamente desde un pico
inicial durante el período de la medida, y una alta sensibilidad al
oxígeno que compite enseguida con el mediador por la enzima. Este
hecho queda claramente demostrado por las corrientes mucho más bajas
que se miden en muestras de sangre en comparación con muestras de
plasma y otros medios acuosos, y puede tener como resultado
lecturas erróneas. Una consecuencia más es que las corrientes
transitorias son frecuentemente "grumosas" ya que el electrodo
se rompe de una manera caótica. Las corrientes transitorias grumosas
también dan lugar o bien a lecturas erróneas, o bien a tiras
rechazadas, siendo cualquiera de los dos casos inaceptable.
Además de la posibilidad potencial de la rotura
del electrodo de los electrodos a base de carbono con pantalla
impresa, se han controlado cinéticamente los electrodos conocidos
utilizados en tiras de ensayo de glucosa desechables, es decir, la
corriente depende de la velocidad de conversión de glucosa mediante
la enzima. Dado que la respuesta medida por el instrumento
representa un equilibrio entre las reacciones de enzima y mediador,
enzima y glucosa y enzima y oxígeno, y dado que cada una de estas
reacciones depende en particular de una temperatura, la respuesta de
una tira de ensayo controlada cinéticamente es muy sensible a la
temperatura de la muestra. Por consiguiente, se puede dar una
sustancial variación del valor de la glucosa medido como resultado
de las variaciones en el manejo de la muestra.
Un desafío más al que se enfrentan los sensores
para la detección electroquímica de glucosa surge como resultado de
la interferencia de las células de sangre presentes en la muestra.
El nivel de glóbulos rojos se refleja en la lectura de hematocrito.
Típicamente, las muestras con hematocrito alto tienen como resultado
lecturas con un valor por debajo del valor real, en cambio, las
muestras con un hematocrito bajo tienen como resultado lecturas con
un valor superior, ya que las células de la sangre tienden a
ensuciar la superficie del electrodo y limitar la transferencia de
electrodo. Asimismo, el oxígeno unido a hemoglobina de los glóbulos
rojos compite con el mediador por la enzima reducida, disminuyendo
así aún más la respuesta de glucosa. Se han realizado tentativas
para limitar el efecto de hematocrito añadiendo una membrana para
eliminar por filtración los componentes de la sangre (véase patente
EE.UU. 5.658.444 y EP 0.289.269), pero ello conlleva una etapa
adicional en el proceso de fabricación, que va asociada a un aumento
de los costes y a menudo a un comportamiento degradado en otros
aspectos, como es la precisión.
Dada la importancia de obtener lecturas de
glucosa precisas para el bienestar del paciente utilizando el
medidor y tiras de ensayo desechables, sería altamente deseable
contar con una tira de ensayo de glucosa que no adoleciera de estos
inconvenientes y que, por tanto, proporcionara una indicación más
sólida y fiable de los valores de glucosa en la sangre reales,
independientemente de las condiciones reales. Por lo tanto, un
objeto de la presente invención consiste, al menos en uno de los
modos de realización preferibles, en proporcionar tiras de ensayo de
glucosa desechables que proporcionan una lectura de glucosa que es
esencialmente independiente del hematocrito de la muestra y que
incluyen una capa de separación reactivo/sangre integrada.
Otro objeto de la presente invención consiste en
proporcionar un método mejorado para obtener tiras de ensayo de
glucosa desechables.
La presente invención proporciona una tira de
ensayo desechable mejorada para su uso en un medidor de ensayo del
tipo que recibe una tira de ensayo desechable y una muestra de
sangre de un paciente y realiza un análisis electroquímico de la
cantidad de un analito de sangre como, por ejemplo, glucosa en la
sangre, tal como se reivindica en la reivindicación 1. En US
5.708.247 se describe una tira de ensayo con arreglo al preámbulo
de la reivindicación 1.
La presente invención se caracteriza con respecto
a US 5.708.247 por la porción característica de la reivindicación
1.
En un modo de realización de la invención, se
forma una tira de ensayo de glucosa con una capa de separación
reactivo/sangre integrada que comprende una carga que tiene regiones
superficiales tanto hidrófobas como hidrófilas, una enzima efectiva
para oxidar glucosa, v.g., glucosa oxidasa, y un mediador efectivo
para transferir electrones desde la enzima al elemento conductor.
La carga se selecciona para que tenga un equilibrio de
hidrofobicidad e hidrofilidad de manera que al secarse la capa de
separación reactivo/sangre integrada forme una red en dos
dimensiones sobre la superficie del elemento conductor. Las capas de
separación reactivo/sangre integradas preferibles comprenden cargas
de sílice no conductoras en combinación con materiales como
hidroxietil celulosa (HEC). La sílice y la HEC forman una red en dos
dimensiones que excluye los glóbulos rojos de la sangre haciendo así
que la tira de ensayo sea sustancialmente insensible al hematocrito
del paciente.
Las tiras de ensayo se preparan con una capa
aislante dispuesta sobre al menos el primer elemento conductor. Esta
capa aislante tiene una abertura formada en ella que está alineada
con una porción del primer elemento conductor, y la capa de
separación reactivo/sangre integrada está dispuesta para hacer
contacto con el primer elemento conductor a través de dicha
abertura.
De acuerdo con la presente invención, también se
proporciona un método para formar una tira de ensayo desechable
según la reivindicación 8.
Las figuras 1A y 1B presentan una estructura de
electrodo útil en una tira de ensayo desechable de acuerdo con la
invención;
La figura 2 presenta una tira de ensayo de
acuerdo con la invención;
Las figuras 3A-3C presentan la
corriente medida en función de la concentración de glucosa para tres
niveles de hematocrito diferentes;
La figura 4 presenta la relación entre la
dependencia de concentración de glucosa de la corriente medida en
función del hematocrito;
Las figuras 5A-5C presentan la
corriente medida en función de la glucosa en sangre y una solución
de control para tres elementos conductores diferentes;
Las figuras 6A y 6B presentan la corriente medida
en función de la glucosa a dos temperaturas diferentes;
La figura 7 presenta otro modo de realización más
de la tira de ensayo de glucosa según la invención;
Las figuras 8A y 8B presentan corrientes
transitorias utilizando una tira de ensayo según la invención y una
tira de ensayo a base de carbono comercial;
Las figuras 9A-C presentan un
proceso en tres etapas para la fabricación de tiras de ensayo de
acuerdo con la invención; y
Las figuras 10A-10G presentan la
fabricación de una tira de ensayo de acuerdo con la invención.
Las figuras 1A y 1B presentan electrodos útiles
en una tira de ensayo desechable de acuerdo con la invención. Tal
como se muestra, se forman los electrodos sobre un sustrato 10.
Sobre el sustrato 10 se colocan dos elementos conductores 14' y 16,
conectados por los conductos 14 y 15 con los contactos conductores
11, 12 y 13. A continuación, se forma una máscara aislante 18,
dejando al menos una porción de los elementos conductores 14' y 16 y
los contactos 11, 12 y 13 expuestos. A continuación, se aplica una
capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora 17 sobre
la máscara aislante 18 para hacer contacto con el elemento conductor
16.
El ensamblado presentado en la figura 1
proporciona un ensamblado totalmente funcional para medir un analito
de sangre cuando se conecta a un medidor. Ventajosamente, sin
embargo, las tiras de electrodo de la invención están acabadas con
la aplicación de una malla de nilón o de poliéster 21 sobre la
región de aplicación de la muestra definida por la localización de
la capa de separación reactivo/sangre integrada 17 del ensamblado
de electrodo 22, y a continuación una capa superior 23 para prevenir
el salpicado de la muestra de sangre (figura 2). La malla de
poliéster actúa guiando la muestra al electrodo de referencia, el
elemento conductor 14', poniendo así en marcha el dispositivo e
iniciando el ensayo.
La utilización de una capa de separación
reactivo/sangre integrada no conductora proporciona una importante
diferencia y una ventaja con respecto a las tiras de ensayo
conocidas en las que se utiliza una suspensión espesa que contiene
reactivo conductor para imprimir los reactivos. En estos sistemas,
la suspensión impresa se convierte en parte funcional del electrodo
y puede tener lugar la transferencia de carga en la superficie
exterior de la capa de reactivo. Si la capa está en contacto directo
con la sangre, es decir, cuando no se ha depositado ninguna capa de
separación que intervenga, los glóbulos rojos y blancos de la
sangre, las grasas y proteínas presentes en la muestra pueden
interactuar con la capa de reactivo e interferir con la medida de la
cantidad de analito en la muestra.
En contraposición, en la presente invención, la
capa de separación reactivo/sangre integrada es no conductora y, por
tanto, no forma parte del electrodo ni estructural ni
funcionalmente. No se produce la transferencia de carga a no ser que
pase una especie electroactiva a través de las aberturas/poros de la
capa de separación reactivo/sangre integrada para alcanzar el
elemento conductor que hay debajo. Por lo tanto, la capa de
separación reactivo/sangre integrada proporciona una barrera al paso
de agentes de interferencia, como puedan ser células o
macromoléculas, hasta el elemento conductor, con el resultado de un
dispositivo con propiedades superiores que es más sencillo de
fabricar.
Para conseguir este resultado, es particularmente
deseable que la capa de separación reactivo/sangre integrada esté
depositada de tal forma que ninguna porción del elemento conductor
16 quede expuesto directamente a la muestra cuando se coloca en la
región de aplicación de la muestra. La metodología aquí descrita, en
la que se utiliza una capa aislante con aberturas que proporcionan
acceso a los elementos conductores 14' y 16 es particularmente
adecuada para conseguir este resultado. Así pues, tal como se
muestra en las figuras 9A-C, esta metodología
permite la formación de una tira de ensayo en tan sólo tres etapas.
En la primera etapa (figura 9A), se depositan sobre un sustrato dos
elementos conductores 14' y 16, y los conductos y contactos
asociados. En una segunda etapa (figura 9B), se deposita una capa de
material aislante sobre los elementos conductores. El material
aislante tiene dos aberturas 94 y 96, cada una alineada con cada uno
de los elementos conductores 14' y 16. En la tercera etapa (figura
9C), se deposita la capa de separación reactivo/sangre integrada 17
sobre la abertura 96. Al hacer la capa depositada 17 de mayor
dimensión que la abertura 96, la capa de reactivo cubre
completamente el elemento conductor que hay debajo, de manera que no
queda expuesto directamente a la muestra, proporcionando así una
separación de sangre efectiva.
La completa cobertura del elemento conductor 16
también aborda otra fuente de errores que se puede dar como
resultado de la oxidación electroquímica o de las moléculas
pequeñas, como por ejemplo, ácido ascórbico, ácido úrico y
acetaminofeno, que pueden estar presentes en la muestra. Cuando
están presentes, la oxidación de estas moléculas en la superficie
del electrodo lleva a niveles de corriente falsamente elevados, y
por tanto a una medida imprecisa del analito deseado, v.g.,
glucosa. La capa de separación de reactivo/sangre integrada de la
invención no excluye de manera general estas moléculas, ya que son
pequeñas en comparación con los tamaños de poro observados. Sin
embargo, al incluir un tampón de pH en la capa de separación de
reactivo/sangre integrada se puede desplazar el pH local en la
superficie del electrodo hasta un nivel en el que el potencial
electroquímico de estas especies es más alto. Según esto, por
ejemplo, el uso de una capa de separación de reactivo/sangre
integrada en la que se tampona el pH hasta un nivel de
aproximadamente pH 5 reducirá sustancialmente el impacto de estos
agentes de interferencia. Para aumentar al máximo la efectividad de
este tamponado, sin embargo, se debe cubrir todo el elemento
conductor, ya que incluso una región relativamente reducida de
superficie de electrodo expuesta (no tamponada) puede tener como
resultado una corriente de interferencia grande.
Las tiras de ensayo de la invención no solo
proporcionan ventajas en su comportamiento gracias a la separación
del elemento conductor de la muestra de sangre, sino que las tiras
de ensayo de la invención también son resistentes a otras fuentes de
error. Por ejemplo, durante el período de un ensayo, se pueden
difundir los reactivos lateralmente alejándose del depósito
original. Si se deposita la capa de reactivo directamente sobre el
elemento conductor, estos reactivos seguirán contribuyendo a la
señal medida. Cualquier variación en la difusión convectiva de un
ensayo a otro (por ejemplo como resultado de diferencias en la
temperatura o diferencias en el manejo del instrumento) se
manifestarán por tanto como una irreproducibilidad en la señal. Si
la capa de reactivo se superpone sobre la impresión aislante, sin
embargo, la difusión lateral alejándose de la abertura no
contribuirá a la señal y por consiguiente no dará lugar a
variaciones en la señal.
Además de proporcionar una tira de ensayo con
propiedades ventajosas, la metodología expuesta en las figuras
9A-C ofrece varias ventajas desde el punto de vista
de la fabricación. En primer lugar, si se imprime directamente la
capa de reactivo sobre el elemento conductor, el "área activa"
se define por el área de la capa de reactivo. La precisión del
ensayo se determina por tanto por la precisión con la que se puede
imprimir la capa de reactivo. En contraste, depositando primero una
capa aislante con abertura que define la región de contacto entre la
capa de reactivo y el elemento conductor que hay debajo, el área
activa se define por el tamaño de la abertura en la capa aislante.
Dado que las capas aislantes se imprimen típicamente utilizando una
pantalla más fina, se puede conseguir una definición mucho más
nítida y, por tanto, una mayor precisión del dispositivo. Así pues,
ni el área del elemento conductor 16 ni el de la capa de separación
reactivo/sangre integrado son críticas para las características de
comportamiento de la tira de ensayo acabada. Los elementos
conductores y la capa de separación reactivo/sangre integrada pueden
aplicarse por tanto utilizando técnicas que proporcionan menos
precisión que las que se pueden emplear en otros procesos.
Las personas especializadas en este campo podrán
apreciar que, si bien ambos elementos conductores deben ser
accesibles a la especie electroactiva de una muestra dispuesta en la
región de aplicación de muestra, la importante función de la máscara
aislante consiste en proporcionar una apertura que define la región
de contacto entre el elemento conductor 16 y la capa de separación
reactivo/sangre integrada 17. Por tanto, en el caso límite,
únicamente es necesario formar una abertura en la capa aislante. El
segundo elemento conductor puede quedar expuesto a lo largo del
borde de la capa aislante o puede estar localizado en una superficie
enfrentada en una estructura de electrodo doblada.
El sustrato 10 utilizado en la fabricación de las
tiras de ensayo de la invención puede consistir en cualquier
material dimensionalmente estable y no conductor adecuado para su
inserción en un medidor para determinar la glucosa. Entre los
materiales adecuados se incluyen películas de poliéster, como por
ejemplo una película de poliéster 330 micrómetros, y otros
materiales de sustrato aislantes como policloruro de vinilo (PVC) y
policarbonato.
Los elementos conductores y los conductos y
contactos asociados pueden formarse esencialmente a partir de
cualquier material conductor incluyendo plata, Ag/AgCl, oro o
platino/carbono, y no tienen por qué estar formados del mismo
material. El elemento conductor 16 se forma preferiblemente a partir
de un carbono conductor. Entre los carbonos conductores preferibles
se incluyen ERCON ERC1, ERCON ERC2 Y Acheson Carbon Electrodag 423.
El carbono con estas especificaciones se distribuye en el comercio
por Ercon Inc. (Waltham, Massachusetts, EE.UU.), o Acheson Colloids,
(Princess Rock, Plymouth, England). El elemento conductor 16 hace
contacto con la pista del electrodo activo 15, y queda cerca, pero
no en contacto con el elemento conductor 14' dispuesto como el
extremo de la pista del electrodo de referencia 14.
La capa aislante 18 puede formarse a partir de
materiales dieléctricos imprimibles a base de poliéster como ERCON
R488-B(HV)-B2 Blue. La capa
superior 23 se forma adecuadamente a partir de una tira de poliéster
o un plástico recubierto por "fundido en caliente".
Las tiras de ensayo de la presente invención no
requieren la formación de un puerto de salida por separado para
permitir que se escape el aire desde el dispositivo cuando entra la
muestra a la cámara de electrodo, sino que se emplea en cambio una
salida distribuida a lo largo de todos los rebordes de la malla.
Cuando el fluido de la muestra alcanza por capilaridad la malla, el
aire rezuma saliendo de los bordes de la malla alrededor del
dispositivo por debajo de la capa superior. El fluido de la muestra
no rezuma saliéndose porque la capa aislante imparte una
significativa hidrofobicidad a esa parte de la malla. Por tanto, la
muestra líquida permanece en la región hidrófila central.
La clave del comportamiento alcanzado con el uso
de la presente invención es la naturaleza de la capa de separación
reactivo/sangre integrada 17. Esta capa puede formarse a partir de
una mezcla que contiene una carga que tiene regiones superficiales
tanto hidrófobas como hidrófilas, y en el caso de una tira de ensayo
de glucosa, una enzima que pueda oxidar la glucosa, y un mediador
que pueda transferir electrones desde la enzima a la capa del
elemento conductor que hay debajo 16. Esta capa se forma
adecuadamente formulando una tinta que contiene la carga, la enzima
y el mediador en un vehículo adecuado utilizando esta tinta para
imprimir la capa 17 sobre el dispositivo.
Una carga preferible para su uso en la capa 17 es
sílice. La sílice está disponible en una serie de calidades y con
una serie de modificaciones superficiales. Si bien todos los
compuestos de sílice ensayados han tenido como resultado un producto
que podría medir la glucosa en ciertas condiciones, las
características de comportamiento superiores de la tira de ensayo
de glucosa de la invención se obtienen cuando se utiliza una sílice
que tiene una modificación superficial para hacerla parcialmente
hidrófoba. Los materiales de este tipo incluyen
Cab-O-Sil TS610, una sílice que está
modificada por tratamiento superficial parcial con metil
diclorosilano; Cab-O-Sil 530, una
sílice que está modificada con un tratamiento superficial completo
con hexametil disilazano; sílice Spharisorb C4, que está modificada
superficialmente con 4 cadenas de carbono; y otras sílices
modificadas de forma similar, o combinaciones de ellas. Deberán
evitarse las sílices con una modificación superficial que sea
demasiado hidrófoba. Por ejemplo, se ha observado que la sílice
modificada con C18 es demasiado hidrófoba como parar formar una
tinta imprimible.
Durante el proceso de fabricación de la tinta de
la invención, se han descompuesto las partículas por homogeneización
para exponer las porciones internas hidrófilas de las partículas de
sílice. Las partículas reales presentes en la tinta tienen por lo
tanto regiones tanto hidrófilas como hidrófobas. Las regiones
hidrófilas forman uniones hidrógeno entre sí y con agua.
Cuando se formula este material en una tinta tal
como se describe más adelante en el ejemplo 1, y se aplica por
impresión de pantalla sobre el elemento conductor 16, la naturaleza
dual del material hace que forme capas de redes en dos dimensiones
que adoptan la forma de una especie de colmena que es visible bajo
el examen microscópico. Al rehidratarse, esta capa no se rompe, sino
que se hincha para formar una zona de reacción gelificada en la
proximidad del elemento conductor que hay debajo 16. Los reactivos,
como son la enzima, el mediador y la glucosa, se mueven libremente
dentro de esta zona, en cambio las especies de interferencia, como
los glóbulos rojos que contienen hemoglobina oxigenada, son
excluidas. Esto tiene como resultado un dispositivo en el que la
cantidad de corriente generada como respuesta a una cantidad dada de
glucosa varía en menos de un 10 por ciento con respecto al intervalo
de hematocrito de 40 a 60%, y que es, por consiguiente,
sustancialmente insensible al hematocrito de la muestra y, de hecho,
se comporta sustancialmente igual en la sangre que en una solución
de control sin células (figuras 3A-C, Figura 4 y
figuras 5A-5C).
Por otra parte, la zona de reacción gelificada
presenta una mayor barrera a la entrada de analitos de la sangre,
como la glucosa, lo que hace que el dispositivo tenga una limitación
en cuanto a la difusión más que en cuanto a la cinética. Esto
conduce a un dispositivo en el que la corriente medida varía en
menos de un 10 por ciento en un intervalo de temperatura comprendida
entre 20ºC y 37ºC y que es por tanto esencialmente independiente de
la temperatura (figuras 6A y 6B).
Cuando se fabrica una tira de ensayo de glucosa,
la capa de separación reactivo/sangre integrada se forma
ventajosamente a partir de una composición acuosa que contiene de 2
a 10% en peso, preferiblemente de 4 a 10%, y más preferiblemente
aproximadamente 4,5% de un aglutinante como por ejemplo
hidroxietilcelulosa o mezclas de hidroxietil celulosa con alginato u
otros espesantes; de 3 a 10% en peso, preferiblemente de 3 a 5%,
siendo más preferible aproximadamente 4% de sílice; de 8 a 20% en
peso, preferiblemente de 14 a 18% y más preferiblemente
aproximadamente 16% de un mediador como ferricianuro; y de 0,4 a 2%
en peso, preferiblemente de 1 a 2%, siendo más preferible
aproximadamente 1,6% de una enzima, como por ejemplo glucosa
oxidasa, presuponiendo una actividad específica de aproximadamente
250 unidades/mg, o aproximadamente 1000 a 5000 unidades por gramo de
formulación de tinta.
La capa de separación de reactivo/sangre
integrada también incluye ingredientes adicionales sin apartarse del
marco de la invención. Por ejemplo, la capa no conductora puede
incluir una antiespuma. Además, la capa no conductora puede
formularse con un agente de tamponado para controlar el pH de la
zona de reacción. El pH se puede mantener a un nivel dentro del
intervalo de aproximadamente pH 3 a pH 10. En un modo de realización
de la invención, es de particular utilidad mantener el pH del
dispositivo a un nivel por encima de 8, ya que a este pH, el oxígeno
unido a hemoglobina no se libera. Asimismo, a este pH, la velocidad
de reacción de glucosa oxidasa con oxígeno es muy baja. Por lo
tanto, la selección de un pH apropiado puede estabilizar aún más el
comportamiento de la tira de ensayo frente a los efectos de la
variación del hematocrito. En un modo de realización alternativo de
la invención, mantener un pH bajo (por debajo de un pH 5,5, el pH
óptimo para la reacción de glucosa oxidasa con oxígeno) puede ser
preferible. Por ejemplo, mantener un pH en torno a un pH 5 es mejor
si el interés principal es la eliminación de las interferencias
electroquímicas que surgen de la oxidación de sustancias de
interferencia, tales como ácido ascórbico, ácido úrico, o
acetaminofeno, ya que estos compuestos son más difíciles de oxidar a
un pH más bajo.
Si bien un modo de realización preferible de la
invención es una tira de ensayo de glucosa tal como se ha descrito,
las tiras de ensayo de la invención no quedan limitadas a la
detección de glucosa. Por ejemplo, una tira de ensayo de
fructosamina podría incluir dos capas dispuestas sobre el elemento
conductor. La primera capa inferior está formada de una tinta que
comprende un tampón de carbonato (pH>10) en una mezcla de sílice,
sustancialmente tal como se describe en el ejemplo 7, pero sin
enzima, mediador o tampón citrato. La segunda capa superior está
formada de una tinta que comprende además un oxidante como por
ejemplo ferricianuro.
La figura 7 presenta un modo de realización
alternativo de la invención. En dicho modo de realización, se
deposita una segunda capa no conductora 71 sobre la capa de
separación reactivo/sangre integrada 17. Esta capa está formada de
una composición que es idéntica a la primera capa de separación
reactivo/sangre integrada a excepción de que se omiten la enzima o
tanto la enzima como el mediador. Esta capa aísla además el elemento
conductor 16 del contacto con los glóbulos rojos de la sangre que
llevan oxígeno, reduciendo así los efectos del oxígeno. Por otra
parte, en el grado en el que la enzima puede tender a difundirse
alejándose de la superficie del electrodo durante el transcurso de
la medida, dicha capa que contiene mediador puede proporcionar una
región mayor en la que tendrá mediador disponible para la
transferencia de electrones.
Se obtuvo una formulación no conductora para la
preparación de la capa de separación reactivo/sangre 17 del
siguiente modo. Se ajustaron 100 ml de citrato trisódico acuoso 20
mM a un pH 6 por adición de ácido cítrico 0,1 M. Se añadieron 6 g de
hidroxietil celulosa (HEC) y se mezcló con homogeneización. Se dejó
en reposo la mezcla durante toda la noche para dejar que se
dispersaran las burbujas y después se utilizó como solución de
reserva para la formulación de la composición de recubrimiento.
Se añadieron gradualmente 2 gramos de
Cab-o-Sil TS610 sílice y 0,1 gramo
de compuesto anti-espuma de Dow Corning,
manualmente, a 50 gramos de la solución de HEC hasta que se hubieron
añadido aproximadamente 4/5 de la cantidad total. Se añadió el resto
con mezclado con homogeneización. A continuación, se enfrió la
mezcla durante diez minutos en un refrigerador. A continuación, se
añadieron 8 g de hexacianoferrato (III) potásico y se mezcló hasta
disolverse completamente. Finalmente, se añadieron 0,8 g de
preparación de enzima de glucosa oxidasa (250 Unidades/mg) y luego
se mezcló a fondo en la solución. La formulación resultante estuvo
lista para impresión y se podía almacenar con refrigeración.
Para preparar tiras de ensayo de glucosa
utilizando la formulación de tinta del ejemplo 1, se utilizó una
serie de patrones para aplicar por impresión de pantalla las capas
sobre un sustrato de poliéster de 330 micrómetros (Melinex 329). La
primera etapa consiste en imprimir almohadillas de carbono. Se
forman filas de 10 x 50 almohadillas de carbono sobre la superficie
del sustrato de poliéster imprimiendo con EC2 carbono (Ercon). A
continuación, se pasa el sustrato impreso a través de una secadora
calentada y, opcionalmente, se cura a temperatura elevada (v.g.,
70ºC) durante un período de 1 a 3 semanas.
A continuación, se imprime una disposición de
pistas de conexión de plata/cloruro de plata y contactos sobre el
sustrato utilizando material de recubrimiento de sensor de
bioelectrodo ERCON R414 (DMP-68)1.25 y se
seca. Se imprimen una de las pistas activas que hace contacto con la
almohadilla de carbono y una pista de referencia para cada
almohadilla de carbono de la colocación.
A continuación, se imprime una capa dieléctrica
utilizando ERCON
R488-B(HV)-B2 Blue y se seca.
Se imprime la capa dieléctrica siguiendo un patrón que cubre
sustancialmente todos los dispositivos en su totalidad, dejando
solamente los contactos, la punta del electrodo de referencia y las
almohadillas sin cubrir.
En la parte superior de la capa dieléctrica se
utiliza la tinta del ejemplo 1 para formar una capa de separación
reactivo/sangre integrada superpuesta sobre la parte superior de
cada almohadilla de carbono conductora.
A continuación, se colocan tiras de malla de
poliéster (Scrynel PET230 HC) a lo largo del sustrato en líneas,
cubriendo las áreas de reacciones expuestas por las ventanas en el
dieléctrico. A continuación, se aplica una tira de poliéster de 5 mm
de ancho (50 micrómetros de grosor) sobre la parte superior de las
tiras de malla y se sellan por calor los rebordes de los electrodos.
Finalmente, se corta el sustrato para proporcionar 50 electrodos
individuales, por ejemplo con, un tamaño de 5,5 mm de ancho y 30 mm
de largo.
Se colocaron las tiras de ensayo fabricadas
utilizando la formulación de tinta del ejemplo 1 según el modo
descrito en el ejemplo 2 en un medidor de ensayo con un voltaje
aplicado de 500 mV y se usaron para ensayar muestras de sangre que
tenían diferentes concentraciones de glucosa y hematocritos
comprendidos entre 40% y 60%. Las figuras 3A-3C
presentan la corriente medida 25 segundos después de aplicar el
voltaje en función de la concentración de glucosa, y la figura 4
expone en gráfico la pendiente de la respuesta de glucosa en función
del hematocrito. Tal como se puede apreciar, los indicadores
producen niveles de corriente altamente reproducibles que son
esencialmente independientes del hematocrito.
Se obtuvieron tiras de ensayo de glucosa de
acuerdo con la invención con arreglo al ejemplo 2, con la excepción
de que se formó la capa no conductora con 7g de Spherisorb C4 y 1 g
de Cab-o-Sil TS610. Se colocó esta
formulación sobre tres tipos diferentes de elementos conductores con
contenido en carbono del siguiente modo:
A: Ercon EC1
B: Ercon EC2
C: Ercon EC2 sobre la parte superior de Acheson
Carbon, Electrodag 423 SS.
Se utilizaron las tiras de ensayo para medir los
distintos niveles de glucosa tanto en una solución de control
(Solución de control One Touch, Lifescan Inc.) que contenía glucosa
en una solución inerte como en la sangre a un voltaje aplicado de
425 mV. Se midió la corriente observada 25 segundos después de
aplicar el voltaje. En las figuras 5A-5C se muestran
los resultados obtenidos para las tres formulaciones, A, B y C,
respectivamente. En todos los casos, la pendiente de la línea que
muestra la respuesta del medidor a diferentes concentraciones de
glucosa fue esencialmente la misma tanto cuando se realizaron las
medidas en sangre como en la solución de control. Así pues, esto
demuestra la independencia de las tiras de ensayo de la invención
del contenido de oxígeno y el hematocrito de la muestra, así como la
capacidad para utilizar diversos materiales como elemento
conductor.
Se sometieron a ensayo las tiras de ensayo
preparadas de acuerdo con el ejemplo 2 a dos temperaturas de muestra
diferentes, en concreto 37ºC y 20ºC utilizando un voltaje aplicado
de 425 mV. En las figuras 6A y 6B se muestra la corriente medida 25
segundos después de aplicar el voltaje en función de la
concentración de glucosa. Tal como se puede observar, las pendientes
de las dos líneas son esencialmente idénticas (0,1068 a 20ºC frente
a 0,1009 a 37ºC), lo que demuestra que las tiras de ensayo presentan
esencialmente un comportamiento independiente de la temperatura a lo
largo de un intervalo de temperatura desde la temperatura ambiente
hasta la temperatura ambiente.
Se midió la corriente transitoria para una tira
de ensayo preparada con arreglo al ejemplo 2 y para una tira de
ensayo comercial hecha de una tinta con contenido en carbono. En las
figuras 8A y 8B se muestran los resultados. Tal como se puede
observar, la tira de ensayo de la invención (figura 8A) proporciona
una corriente transitoria muy plana que mantiene más de un 50% de la
corriente pico durante un período de más de 25 segundos tras la
respuesta inicial desde la tira de ensayo. En contraste, el
electrodo a base de carbono presentó una disminución casi inmediata
de la corriente, con una pérdida del 50% de la corriente pico en un
período de los primeros 1 a 2 segundos tras la respuesta inicial de
la tira de ensayo. Esto dificulta el cronometraje de la medida
cuando se han de capturar los valores de corriente pico, o reduce el
intervalo dinámico del medidor cuando hay que medir la corriente una
vez que se ha producido una disminución sustancial. Por
consiguiente, las tiras de ensayo de la invención son ventajosas en
cuanto a que la corriente generada como respuesta a una cantidad
dada de glucosa disminuye en menos de un 50% en el transcurso de 5
segundos tras la generación de la corriente pico.
Se formuló una tinta para tiras de ensayo de
glucosa de impresión con arreglo a la siguiente invención del
siguiente modo:
67,8 g tampón citrato 20 mM, pH 6
0,68 g polialcohol vinílico (PM
85.00-146.000, 88% hidrolizado)
0,68 g de polivinil pirrolidona -acetato de
vinilo
0,42 g de antiespuma DC1500 de Dow Corning
3,4 g de hidroxietil celulosa (Natrosol 250G,
Hercules)
5,5 g de sílice superficialmente modificada
(Cabo-Sil TS 610, Cabot)
1,5 g de glucosa oxidasa
20,0 g de Ferricianuro potásico.
Las figuras 10A-I muestran la
preparación en etapas de una tira de ensayo con arreglo a la
invención. Tal como se puede deducir de una comparación entre esta
tira de ensayo y la tira de ensayo de la figura 1, la disposición
precisa de los electrodos sobre la tira no es crítica. Por otra
parte, se pueden utilizar diferentes materiales para fabricar la
tira.
La primera etapa de la fabricación de la tira de
ensayo consiste en depositar pistas de plata 101, 102 de sustrato
100. Un sustrato preferible es una película de poliéster de 500
micrómetros de grosor que se vende con la marca comercial
Valox^{TM}. Los electrodos de plata se pueden formar por impresión
de pantalla utilizando una composición de tinta formulada tal como
se ha indicado en el ejemplo 2.
Tras el depósito de los electrodos de plata, se
lleva a cabo una segunda impresión de electrodo para formar los
elementos conductores de carbono 103, 104 y 105 tal como se muestra
en la figura 10B. Se forma el elemento conductor 103 en contacto con
la pista de plata 101 y formará el electrodo activo en la tira de
ensayo acabada. Las almohadillas de carbono 104 y 105 se conectan
eléctricamente con los extremos de pistas de plata 101 y 102 y
proporcionan conexión entre la tira y el medidor de ensayo. Se
pueden formar elementos conductores de carbono por impresión de
pantalla con una formulación de tinta de carbono conductora como la
descrita en los ejemplos anteriores.
La siguiente etapa en el proceso de fabricación
consiste en el depósito de una capa de aislamiento 106, por ejemplo,
por impresión de pantalla de una tinta de aislamiento, como por
ejemplo la tinta dieléctrica del ejemplo 2 (Fig. 10C). Tal como se
muestra, la capa de aislamiento consiste en tres ventanas 107, 108,
109. La ventana 108 está alineada con el extremo del elemento
conductor de carbono 103. La ventana 107 está alineada con el
extremo de la pista de plata 102 para proporcionar acceso al
electrodo de referencia. La tercera ventana, 109, se proporciona
para permitir el paso de material aislante desde el segundo
recubrimiento aislante a través de la capa de malla, pero no es
necesario.
La figura 10D muestra la siguiente etapa del
proceso, que consiste en la formación de una capa de separación
reactivo/sangre integrada 110. Esta capa va depositada sobre la
ventana 108 y se extiende sobre la capa de aislamiento 106 a lo
largo de todas los lados de la ventana 108. La formulación adecuada
para la capa de impresión 110 presenta la composición que se indica
a continuación para proporcionar una capa de separación
reactivo/sangre integrada con un pH tamponado de aproximadamente
6:
| Componente | Cantidad |
| Agua analar | 3L |
| Citrato trisódico | 15,75 g |
| Nat 250 G | 150 g |
| Ácido cítrico | 6,3 g |
| Polialcohol vinílico | 30 g |
| Desespumante DC 1500 | 15 ml |
| Cabosil | 225 g |
| Glucosa oxidasa | 48 g |
| Hex/60299 potásico | 660 g |
| PVPVA | 30 g |
Después de formar la capa de separación
reactivo/sangre integrada 110, se deposita una capa de malla 111
sobre la región de recogida de muestra de la tira de ensayo. (Figura
10E). La malla 111 consiste preferiblemente en una malla de nilón
que ha sido tratada previamente con acetona y agente tensioactivo
Fluorad FC 170C para hacer que la malla sea hidrófila. El propósito
de la malla 111 es el transporte de la muestra líquida uniformemente
a través del área entre los electrodos activo y de referencia.
A continuación, se lleva a cabo una segunda
impresión de aislamiento 112 utilizando una tinta de aislamiento
ligeramente más flexible (ERCON Insulayer 820202) para definir la
región de recogida de muestra. (Figura 10F). A continuación, se
aplica una cubierta de cinta 113 sobre la parte superior de la tira
de ensayo tal como se ha descrito anteriormente en el ejemplo 2 para
formar una tira de ensayo acabada. (Figura 10G).
Claims (17)
1. Una tira de ensayo desechable para su uso en
un medidor de ensayo del tipo que recibe una tira de ensayo
desechable y una muestra de sangre y realiza un análisis
electroquímico de la cantidad de un analito de sangre en la muestra
que comprende:
(a) un sustrato (10)
(b) un primer elemento conductor (16) dispuesto
sobre el sustrato;
(c) un segundo elemento conductor (14') dispuesto
sobre el sustrato (10) en suficiente proximidad con el primer
elemento conductor como para permitir que se complete un circuito
eléctrico entre los elementos conductores primero y segundo (16,
14') cuando se coloca la muestra de sangre sobre la tira de
ensayo;
(d) una capa de separación de reactivo/sangre
integrada no conductora dispuesta sobre el primer elemento conductor
(16), comprendiendo dicha capa de separación reactivo/sangre
integrada (17) reactivos para la detección electroquímica del
analito dispersado en una matriz no conductora efectiva para excluir
células de sangre de la superficie del primer elemento conductor
(16) al tiempo que se permite acceso al primer elemento conductor
(16) de especies electroactivas solubles;
(e) contactos (11, 12, 13, 14, 15) para hacer una
conexión eléctrica entre los elementos conductores primero y segundo
(16, 14') y el medidor de ensayo; y
(f) una capa aislante (18) dispuesta sobre al
menos el primer elemento conductor caracterizado porque dicha
capa aislante (18) tiene una primera apertura (96) en ella alineada
con el primer elemento conductor (16), estando en contacto la capa
de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17) con el
primer elemento conductor (16) a través de la apertura (96) de la
capa aislante (18) y formándose la capa de separación
reactivo/sangre integrada no conductora (17) cubriendo toda la
primera abertura (96) no dejando así ninguna porción del primer
elemento conductor (96) directamente expuesto a la muestra aplicada
en la tira de ensayo.
2. La tira de ensayo de la reivindicación 1, en
la que la capa de separación reactivo/sangre integrada (17)
comprende una enzima para la oxidación de glucosa y un mediador
redox efectivo para transferir electrones desde la enzima hasta el
primer elemento conductor.
3. La tira de ensayo de la reivindicación 2, en
la que la matriz comprende sílice que tiene superficies tanto
hidrófobas como hidrófilas.
4. La tira de ensayo según la reivindicación 3,
en la que la capa de separación reactivo/sangre integrada (17) está
formada por una composición acuosa que comprende de 2 a 10% en peso
de un aglutinante, de 3 a 10% en peso de sílice;
de 8 a 20% en peso de mediador redox; y de 1000 a 5000 unidades de la enzima por gramo de la composición acuosa.
de 8 a 20% en peso de mediador redox; y de 1000 a 5000 unidades de la enzima por gramo de la composición acuosa.
5. La tira de ensayo de la reivindicación 3 ó 4,
en la que los elementos conductores primero y segundo (16, 14')
comprenden carbono conductor.
6. La tira de ensayo según la reivindicación 3, 4
ó 5, en la que la enzima es glucosa oxidasa.
7. La tira de ensayo según cualquiera de las
reivindicaciones 3 a 6, en la que el mediador redox es
ferricianuro.
8. Un método para formar una tira de ensayo
desechable para su uso en un medidor de ensayo del tipo que recibe
una tira de ensayo desechable y una muestra de sangre y realiza un
análisis electroquímico de la cantidad de analito de sangre en la
muestra que comprende:
(a) formación de los elementos conductores
primero y segundo (16, 14') sobre un sustrato (10);
(b) formación de una capa aislante (18) que cubre
el primer elemento conductor (16), teniendo dicha capa de
aislamiento (18) una primera abertura (96) en ella alineada con una
porción del primer elemento conductor (16) en una región de
aplicación de muestra; y
(c) formación de una capa reactiva (17) dispuesta
sobre la capa aislante (18) y contacto con el primer elemento
conductor (16) a través de la primera abertura (96) de la capa
aislante (18), comprendiendo dicha capa reactiva (17) reactivos para
la detección electroquímica de glucosa dispersada en una matriz no
conductora efectiva para excluir células de la sangre de la
superficie del primer elemento conductor (16) al tiempo que permite
el acceso a la primera especie conductora mediante la especie
electroactiva soluble, en virtud de lo cual se aísla el primer
elemento conductor (16) del contacto directo con una muestra
colocada sobre la tira de ensayo.
9. El método de la reivindicación 8, en el que la
capa reactiva (17) es una capa de separación reactivo/sangre
integrada no conductora.
10. El método de la reivindicación 9, en el que
la capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17)
se forma cubriendo la primera abertura (96) en su totalidad no
dejando así ninguna porción del primer elemento conductor (16)
directamente expuesto a la muestra aplicada en la tira de
ensayo.
11. El método de la reivindicación 9 ó 10, en el
que la capa de separación reactivo/sangre integrada (17) comprende
una enzima para la oxidación de glucosa y un mediador redox efectivo
para transferir electrones desde la enzima al primer elemento
conductor (16).
12. El método de la reivindicación 11, en el que
la matriz se forma a partir de sílice que tiene superficies tanto
hidrófobas como hidrófilas.
13. El método de la reivindicación 10, 11 ó 12,
en el que la capa de separación reactivo/sangre integrada (17) se
forma a partir de una composición acuosa que comprende de 2 a 10% en
peso de un aglutinante; de 3 a 10% en peso de sílice; de 8 a 20% en
peso del mediador redox; y de 1000 a 5000 unidades de la enzima por
gramo de la composición acuosa.
14. El método de la reivindicación 12 ó 13, en el
que los elementos conductores primero y segundo (16, 14') comprenden
carbono conductor.
15. El método de la reivindicación 12, 13 ó 14,
en el que la enzima es glucosa oxidasa.
16. El método de cualquiera de las
reivindicaciones 12 a 15, en el que el mediador redox es
ferricianuro.
17. El método de cualquiera de las
reivindicaciones 10 a 16, en el que la capa aislante (18) se forma
sobre ambos elementos conductores primero y segundo (16, 14') e
incluye una segunda abertura (94) alineada con el segundo elemento
conductor (14').
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| US7112265B1 (en) * | 1996-02-14 | 2006-09-26 | Lifescan Scotland Limited | Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer |
| US6036924A (en) | 1997-12-04 | 2000-03-14 | Hewlett-Packard Company | Cassette of lancet cartridges for sampling blood |
| 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 |
| US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8974386B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8688188B2 (en) | 1998-04-30 | 2014-04-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8346337B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8465425B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6949816B2 (en) | 2003-04-21 | 2005-09-27 | Motorola, Inc. | Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same |
| US6554798B1 (en) | 1998-08-18 | 2003-04-29 | Medtronic Minimed, Inc. | External infusion device with remote programming, bolus estimator and/or vibration alarm capabilities |
| US6413394B1 (en) * | 1999-07-08 | 2002-07-02 | Thomas Y. Shen | Disposable plate electrode with biological active film |
| US7276146B2 (en) * | 2001-11-16 | 2007-10-02 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays |
| 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 |
| JP4601809B2 (ja) * | 2000-12-11 | 2010-12-22 | パナソニック株式会社 | バイオセンサおよび基質の測定方法 |
| US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6576102B1 (en) | 2001-03-23 | 2003-06-10 | Virotek, L.L.C. | Electrochemical sensor and method thereof |
| US6572745B2 (en) | 2001-03-23 | 2003-06-03 | Virotek, L.L.C. | Electrochemical sensor and method thereof |
| US7041468B2 (en) | 2001-04-02 | 2006-05-09 | Therasense, Inc. | Blood glucose tracking apparatus and methods |
| ATE497731T1 (de) | 2001-06-12 | 2011-02-15 | Pelikan Technologies Inc | Gerät zur erhöhung der erfolgsrate im hinblick auf die durch einen fingerstich erhaltene blutausbeute |
| US7025774B2 (en) | 2001-06-12 | 2006-04-11 | Pelikan Technologies, Inc. | Tissue penetration device |
| EP1404235A4 (en) | 2001-06-12 | 2008-08-20 | Pelikan Technologies Inc | METHOD AND DEVICE FOR A LANZETTING DEVICE INTEGRATED ON A BLOOD CARTRIDGE CARTRIDGE |
| US7981056B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
| US9427532B2 (en) | 2001-06-12 | 2016-08-30 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| EP1404233B1 (en) | 2001-06-12 | 2009-12-02 | Pelikan Technologies Inc. | Self optimizing lancing device with adaptation means to temporal variations in cutaneous properties |
| US7682318B2 (en) | 2001-06-12 | 2010-03-23 | Pelikan Technologies, Inc. | Blood sampling apparatus and method |
| JP4149911B2 (ja) | 2001-06-12 | 2008-09-17 | ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド | 電気式ランセットアクチュエータ |
| 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 |
| US9226699B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-01-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface |
| AT410223B (de) * | 2001-08-09 | 2003-03-25 | Adlassnig Alexander Mag Dr | Biosensoren in dickschicht-technologie |
| ATE328629T1 (de) * | 2001-09-24 | 2006-06-15 | Atsuo F Fukunaga | Atemkreisläufe mit unkonventionellen atemleitungen und systeme und verfahren zur optimierung der verwendung von frischgasen |
| US7794994B2 (en) | 2001-11-09 | 2010-09-14 | Kemeta, Llc | Enzyme-based system and sensor for measuring acetone |
| US6997343B2 (en) * | 2001-11-14 | 2006-02-14 | Hypoguard Limited | Sensor dispensing device |
| US20030116447A1 (en) | 2001-11-16 | 2003-06-26 | Surridge Nigel A. | Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays |
| US6723500B2 (en) | 2001-12-05 | 2004-04-20 | Lifescan, Inc. | Test strips having reaction zones and channels defined by a thermally transferred hydrophobic barrier |
| US20030111357A1 (en) * | 2001-12-13 | 2003-06-19 | Black Murdo M. | Test meter calibration |
| EP1470551A2 (en) * | 2002-01-28 | 2004-10-27 | Burstein Technologies, Inc. | Methods and apparatus for logical triggering |
| CA2471017A1 (en) * | 2002-01-31 | 2003-08-07 | Burstein Technologies, Inc. | Method for triggering through disc grooves and related optical analysis discs and system |
| US7004928B2 (en) | 2002-02-08 | 2006-02-28 | Rosedale Medical, Inc. | Autonomous, ambulatory analyte monitor or drug delivery device |
| US8260393B2 (en) | 2003-07-25 | 2012-09-04 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal data artifacts in a glucose sensor data stream |
| US8010174B2 (en) | 2003-08-22 | 2011-08-30 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream |
| US20030212379A1 (en) * | 2002-02-26 | 2003-11-13 | Bylund Adam David | Systems and methods for remotely controlling medication infusion and analyte monitoring |
| DE60222809T2 (de) * | 2002-03-01 | 2008-06-26 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma | Biosensor |
| US20030169426A1 (en) * | 2002-03-08 | 2003-09-11 | Peterson Timothy A. | Test member orientation |
| US20030186446A1 (en) | 2002-04-02 | 2003-10-02 | Jerry Pugh | Test strip containers and methods of using the same |
| US8267870B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-09-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation |
| 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 |
| 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 |
| US7232451B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7674232B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-03-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7547287B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-06-16 | 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 |
| US7331931B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-02-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8372016B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-02-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| US8702624B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-04-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Analyte measurement device with a single shot actuator |
| US7297122B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7229458B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7648468B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-01-19 | Pelikon Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7909778B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7892183B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-02-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| US7717863B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-18 | 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 |
| US8579831B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-11-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8360992B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-01-29 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9314194B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-04-19 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| US7371247B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-13 | Pelikan Technologies, Inc | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9248267B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-02-02 | Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh | Tissue penetration device |
| US8221334B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-07-17 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9795334B2 (en) | 2002-04-19 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7976476B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Device and method for variable speed lancet |
| US8784335B2 (en) | 2002-04-19 | 2014-07-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling device with a capacitive sensor |
| US6946299B2 (en) * | 2002-04-25 | 2005-09-20 | Home Diagnostics, Inc. | Systems and methods for blood glucose sensing |
| US6743635B2 (en) * | 2002-04-25 | 2004-06-01 | Home Diagnostics, Inc. | System and methods for blood glucose sensing |
| US20080112852A1 (en) * | 2002-04-25 | 2008-05-15 | Neel Gary T | Test Strips and System for Measuring Analyte Levels in a Fluid Sample |
| US6964871B2 (en) * | 2002-04-25 | 2005-11-15 | Home Diagnostics, Inc. | Systems and methods for blood glucose sensing |
| US7303726B2 (en) * | 2002-05-09 | 2007-12-04 | Lifescan, Inc. | Minimal procedure analyte test system |
| US7250095B2 (en) * | 2002-07-11 | 2007-07-31 | Hypoguard Limited | Enzyme electrodes and method of manufacture |
| US20060099666A1 (en) * | 2002-09-20 | 2006-05-11 | Medinov, Inc. | Analyzer for the simultaneous enzymatic detection of closely related analytes |
| US9017544B2 (en) | 2002-10-04 | 2015-04-28 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Determining blood glucose in a small volume sample receiving cavity and in a short time period |
| US20050049522A1 (en) * | 2002-10-30 | 2005-03-03 | Allen John J | Method of lancing skin for the extraction of blood |
| CN100510733C (zh) * | 2002-11-01 | 2009-07-08 | 爱科来株式会社 | 具有固体成分浓缩机构的测量用具 |
| US7842234B2 (en) | 2002-12-02 | 2010-11-30 | Epocal Inc. | Diagnostic devices incorporating fluidics and methods of manufacture |
| US7767068B2 (en) * | 2002-12-02 | 2010-08-03 | Epocal Inc. | Heterogeneous membrane electrodes |
| US7175897B2 (en) * | 2002-12-17 | 2007-02-13 | Avery Dennison Corporation | Adhesive articles which contain at least one hydrophilic or hydrophobic layer, method for making and uses for same |
| US8574895B2 (en) | 2002-12-30 | 2013-11-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels |
| EP1578262A4 (en) | 2002-12-31 | 2007-12-05 | Therasense Inc | CONTINUOUS BLOOD SUGAR MONITORING SYSTEM AND USE METHOD |
| US7144485B2 (en) * | 2003-01-13 | 2006-12-05 | Hmd Biomedical Inc. | Strips for analyzing samples |
| US7264139B2 (en) * | 2003-01-14 | 2007-09-04 | Hypoguard Limited | Sensor dispensing device |
| GB0300820D0 (en) * | 2003-01-14 | 2003-02-12 | Diagnoswiss Sa | Membrane-microchannel strip |
| US20040163987A1 (en) | 2003-02-25 | 2004-08-26 | John Allen | Automatically opening medical device package and method of manufacture |
| RU2004132832A (ru) * | 2003-03-06 | 2005-08-27 | Лайфскен, Инк. (Us) | Система и способ для прокалывания дермальной ткани |
| US7052652B2 (en) * | 2003-03-24 | 2006-05-30 | Rosedale Medical, Inc. | Analyte concentration detection devices and methods |
| US7473264B2 (en) * | 2003-03-28 | 2009-01-06 | Lifescan, Inc. | Integrated lance and strip for analyte measurement |
| US20040193072A1 (en) * | 2003-03-28 | 2004-09-30 | Allen John J. | Method of analyte measurement using integrated lance and strip |
| US20040193202A1 (en) * | 2003-03-28 | 2004-09-30 | Allen John J. | Integrated lance and strip for analyte measurement |
| US7587287B2 (en) | 2003-04-04 | 2009-09-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for transferring analyte test data |
| ES2347248T3 (es) | 2003-05-30 | 2010-10-27 | Pelikan Technologies Inc. | Procedimiento y aparato para la inyeccion de fluido. |
| US7850621B2 (en) | 2003-06-06 | 2010-12-14 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| KR100554649B1 (ko) * | 2003-06-09 | 2006-02-24 | 주식회사 아이센스 | 전기화학적 바이오센서 |
| US8066639B2 (en) | 2003-06-10 | 2011-11-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Glucose measuring device for use in personal area network |
| WO2006001797A1 (en) | 2004-06-14 | 2006-01-05 | Pelikan Technologies, Inc. | Low pain penetrating |
| US8679853B2 (en) | 2003-06-20 | 2014-03-25 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Biosensor with laser-sealed capillary space and method of making |
| US7645421B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US7645373B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US7488601B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-02-10 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining an abused sensor during analyte measurement |
| ES2657627T3 (es) | 2003-06-20 | 2018-03-06 | F. Hoffmann-La Roche Ag | Biosensores electroquímicos |
| US7452457B2 (en) | 2003-06-20 | 2008-11-18 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes |
| 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 |
| US8058077B2 (en) | 2003-06-20 | 2011-11-15 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Method for coding information on a biosensor test strip |
| US8206565B2 (en) | 2003-06-20 | 2012-06-26 | Roche Diagnostics Operation, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| CA2529378C (en) | 2003-06-20 | 2014-04-15 | F.Hoffmann-La Roche Ag | Method and reagent for producing narrow, homogenous reagent strips |
| US7718439B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-05-18 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US8071030B2 (en) | 2003-06-20 | 2011-12-06 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Test strip with flared sample receiving chamber |
| US20050019211A1 (en) * | 2003-07-24 | 2005-01-27 | Ching-Ho Lien | Test strip for examination liquid test sample |
| US20140121989A1 (en) | 2003-08-22 | 2014-05-01 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing analyte sensor data |
| EP1671096A4 (en) | 2003-09-29 | 2009-09-16 | Pelikan Technologies Inc | METHOD AND APPARATUS FOR PROVIDING IMPROVED SAMPLE CAPTURING DEVICE |
| WO2005037095A1 (en) | 2003-10-14 | 2005-04-28 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a variable user interface |
| JP2007510155A (ja) * | 2003-10-29 | 2007-04-19 | エージェンシー フォー サイエンス，テクノロジー アンド リサーチ | バイオセンサー |
| JP4704351B2 (ja) * | 2003-11-06 | 2011-06-15 | ライフスキャン・インコーポレイテッド | イベント通知手段を備えた薬剤導入ペン |
| US7822454B1 (en) | 2005-01-03 | 2010-10-26 | Pelikan Technologies, Inc. | Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration |
| US8668656B2 (en) | 2003-12-31 | 2014-03-11 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture |
| US20050150763A1 (en) * | 2004-01-09 | 2005-07-14 | Butters Colin W. | Biosensor and method of manufacture |
| US7384791B2 (en) * | 2004-01-21 | 2008-06-10 | Hewlett-Packard Development Company, L.P. | Method of analyzing blood |
| WO2005078118A1 (en) | 2004-02-06 | 2005-08-25 | Bayer Healthcare Llc | Oxidizable species as an internal reference for biosensors and method of use |
| CA2556331A1 (en) | 2004-02-17 | 2005-09-29 | Therasense, Inc. | Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system |
| US20050187525A1 (en) * | 2004-02-19 | 2005-08-25 | Hilgers Michael E. | Devices and methods for extracting bodily fluid |
| US7807043B2 (en) * | 2004-02-23 | 2010-10-05 | Oakville Hong Kong Company Limited | Microfluidic test device |
| EP1751546A2 (en) | 2004-05-20 | 2007-02-14 | Albatros Technologies GmbH & Co. KG | Printable hydrogel for biosensors |
| US7118667B2 (en) * | 2004-06-02 | 2006-10-10 | Jin Po Lee | Biosensors having improved sample application and uses thereof |
| WO2005120365A1 (en) | 2004-06-03 | 2005-12-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a fluid sampling device |
| US9775553B2 (en) | 2004-06-03 | 2017-10-03 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a fluid sampling device |
| US7569126B2 (en) | 2004-06-18 | 2009-08-04 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for quality assurance of a biosensor test strip |
| US20050284773A1 (en) * | 2004-06-29 | 2005-12-29 | Allen John J | Method of preventing reuse in an analyte measuring system |
| US20050284757A1 (en) * | 2004-06-29 | 2005-12-29 | Allen John J | Analyte measuring system which prevents the reuse of a test strip |
| CA2887517C (en) | 2004-10-12 | 2017-09-12 | Bayer Healthcare Llc | Concentration determination in a diffusion barrier layer |
| RU2413002C2 (ru) * | 2004-12-13 | 2011-02-27 | Байер Хелткэр Ллк | Самостоятельно ограничивающие размер композиции и тестирующие устройства для измерения содержания анализируемых веществ в биологических жидкостях |
| US8652831B2 (en) | 2004-12-30 | 2014-02-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for analyte measurement test time |
| KR20070114802A (ko) * | 2005-03-04 | 2007-12-04 | 바이엘 헬쓰케어, 엘엘씨 | 전기화학적 바이오센서에서 효소 활성의 안정화 |
| US7964089B2 (en) | 2005-04-15 | 2011-06-21 | Agamatrix, Inc. | Analyte determination method and analyte meter |
| US7713392B2 (en) | 2005-04-15 | 2010-05-11 | Agamatrix, Inc. | Test strip coding and quality measurement |
| US20060243591A1 (en) * | 2005-04-28 | 2006-11-02 | Plotkin Elliot V | Electrochemical-based analytical test strip with hydrophilicity enhanced metal electrodes |
| US20060246214A1 (en) * | 2005-04-28 | 2006-11-02 | Plotkin Elliot V | Method for manufacturing an electrochemical-based analytical test strip with hydrophilicity enhanced metal electrodes |
| US8112240B2 (en) | 2005-04-29 | 2012-02-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing leak detection in data monitoring and management systems |
| US7695600B2 (en) * | 2005-06-03 | 2010-04-13 | Hypoguard Limited | Test system |
| GB0511270D0 (en) | 2005-06-03 | 2005-07-13 | Hypoguard Ltd | Test system |
| US7922883B2 (en) * | 2005-06-08 | 2011-04-12 | Abbott Laboratories | Biosensors and methods of using the same |
| US7905999B2 (en) * | 2005-06-08 | 2011-03-15 | Abbott Laboratories | Biosensor strips and methods of preparing same |
| US20060281187A1 (en) * | 2005-06-13 | 2006-12-14 | Rosedale Medical, Inc. | Analyte detection devices and methods with hematocrit/volume correction and feedback control |
| AU2006272909B2 (en) | 2005-07-20 | 2013-02-07 | Bayer Healthcare Llc | Gated amperometry |
| US8801631B2 (en) | 2005-09-30 | 2014-08-12 | Intuity Medical, Inc. | Devices and methods for facilitating fluid transport |
| AU2006297572B2 (en) | 2005-09-30 | 2012-11-15 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Gated Voltammetry |
| WO2007041244A2 (en) | 2005-09-30 | 2007-04-12 | Intuity Medical, Inc. | Multi-site body fluid sampling and analysis cartridge |
| US8066866B2 (en) * | 2005-10-17 | 2011-11-29 | Lifescan, Inc. | Methods for measuring physiological fluids |
| US7468125B2 (en) * | 2005-10-17 | 2008-12-23 | Lifescan, Inc. | System and method of processing a current sample for calculating a glucose concentration |
| DE502005005709D1 (de) * | 2005-10-25 | 2008-11-27 | Roche Diagnostics Gmbh | Analysegerät zur Analyse einer Probe auf einem Testelement |
| US7766829B2 (en) | 2005-11-04 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems |
| JP5111388B2 (ja) * | 2005-11-14 | 2013-01-09 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | セルロースポリマーを有する試験センサ試薬 |
| US7811430B2 (en) * | 2006-02-28 | 2010-10-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Biosensors and methods of making |
| GB2436616A (en) * | 2006-03-29 | 2007-10-03 | Inverness Medical Switzerland | Assay device and method |
| US8226891B2 (en) | 2006-03-31 | 2012-07-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring devices and methods therefor |
| US7620438B2 (en) | 2006-03-31 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for powering an electronic device |
| US20070235346A1 (en) * | 2006-04-11 | 2007-10-11 | Popovich Natasha D | System and methods for providing corrected analyte concentration measurements |
| WO2007143225A2 (en) | 2006-06-07 | 2007-12-13 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Analyte monitoring system and method |
| EP2074415A1 (en) * | 2006-10-05 | 2009-07-01 | Lifescan Scotland Limited | A test strip comprising patterned electrodes |
| WO2008040990A2 (en) * | 2006-10-05 | 2008-04-10 | Lifescan Scotland Limited | Methods for determining an analyte concentration using signal processing algorithms |
| ATE534901T1 (de) * | 2006-10-05 | 2011-12-15 | Lifescan Scotland Ltd | Elektrochemische verfahren und vorrichtungen zur verwendung bei der messung von analytkonzentrationen mit korrigiertem hämatokritwert |
| US9046480B2 (en) | 2006-10-05 | 2015-06-02 | Lifescan Scotland Limited | Method for determining hematocrit corrected analyte concentrations |
| ES2397663T3 (es) | 2006-10-05 | 2013-03-08 | Lifescan Scotland Limited | Sistemas y procedimientos para determinar una concentración de un analito sustancialmente independiente del hematocrito |
| EP2679150B1 (en) | 2006-10-24 | 2020-07-22 | Ascensia Diabetes Care Holdings AG | Transient decay amperometry |
| US20080124693A1 (en) * | 2006-10-26 | 2008-05-29 | Mcevoy Mary | System for determining an analyte in a bodily fluid sample that includes a graphics-based step-by-step tutorial module |
| US20080164142A1 (en) | 2006-10-27 | 2008-07-10 | Manuel Alvarez-Icaza | Surface treatment of carbon composite material to improve electrochemical properties |
| US20090007947A1 (en) * | 2006-12-22 | 2009-01-08 | Angela Spangenberg | Portable weather shielding canopy |
| US8732188B2 (en) | 2007-02-18 | 2014-05-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing contextual based medication dosage determination |
| US8930203B2 (en) | 2007-02-18 | 2015-01-06 | Abbott Diabetes Care Inc. | Multi-function analyte test device and methods therefor |
| US8123686B2 (en) | 2007-03-01 | 2012-02-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing rolling data in communication systems |
| US8461985B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-11 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
| US8456301B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
| US8665091B2 (en) | 2007-05-08 | 2014-03-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for determining elapsed sensor life |
| US7928850B2 (en) | 2007-05-08 | 2011-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
| US20090050477A1 (en) * | 2007-08-10 | 2009-02-26 | Conopco, Inc. D/B/A Unilever | Disposable sensor for liquid samples |
| EP2053241A1 (en) * | 2007-10-24 | 2009-04-29 | Ecotecnia Energias Renovables S.L. | Method for determining fatigue damage in a power train of a wind turbine |
| JP5290985B2 (ja) | 2007-10-31 | 2013-09-18 | アークレイ株式会社 | 分析用具およびその製造方法 |
| WO2009076302A1 (en) | 2007-12-10 | 2009-06-18 | Bayer Healthcare Llc | Control markers for auto-detection of control solution and methods of use |
| EP2284527A1 (en) * | 2008-01-18 | 2011-02-16 | Lifescan Scotland Limited | Method of manufacturing a test strip |
| WO2009093840A2 (ko) | 2008-01-22 | 2009-07-30 | Industry Foundation Of Chonnam National University | 카이네틱 변화 정보를 이용한 측정목표물질의 특징값 추정방법 및 장치 |
| IL197532A0 (en) | 2008-03-21 | 2009-12-24 | Lifescan Scotland Ltd | Analyte testing method and system |
| WO2009126900A1 (en) | 2008-04-11 | 2009-10-15 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for analyte detecting device |
| JP5816080B2 (ja) | 2008-05-30 | 2015-11-17 | インテュイティ メディカル インコーポレイテッド | 体液採取装置及び採取部位インターフェイス |
| CA2726067C (en) | 2008-06-06 | 2020-10-20 | Intuity Medical, Inc. | Detection meter and mode of operation |
| JP2011522594A (ja) | 2008-06-06 | 2011-08-04 | インテュイティ メディカル インコーポレイテッド | 医用診断装置及び方法 |
| US8178313B2 (en) | 2008-06-24 | 2012-05-15 | Lifescan, Inc. | Method for determining an analyte in a bodily fluid |
| US8187658B2 (en) | 2008-06-24 | 2012-05-29 | Lifescan, Inc. | Method of manufacturing analyte test strip for accepting diverse sample volumes |
| US7922985B2 (en) | 2008-06-24 | 2011-04-12 | Lifescan, Inc. | Analyte test strip for accepting diverse sample volumes |
| CN101315345B (zh) * | 2008-07-15 | 2011-09-28 | 四川大学 | 一种无酶情况下检测葡萄糖浓度的修饰电极的制备方法及应用 |
| TWM346412U (en) * | 2008-08-01 | 2008-12-11 | Biomedix Taiwan Co Ltd | Biochemical sensor |
| BRPI0913784A2 (pt) * | 2008-09-30 | 2015-10-20 | Menai Medical Technologies Ltd | "sistema de medição de amostra, placa de amostragem, dispositivo de medição, adaptador, carregador de dados, método de produção da placa de amostragem, método de produção de uma folha contínua, folha contínua, aparelho, método para testar uma condição médica, e, kit de diagnóstico para testar uma condição médica" |
| JP5421382B2 (ja) * | 2008-10-27 | 2014-02-19 | ライフスキャン・スコットランド・リミテッド | Ｅｓｄイベントを低減するための方法及び検査計器 |
| US8012428B2 (en) | 2008-10-30 | 2011-09-06 | Lifescan Scotland, Ltd. | Analytical test strip with minimal fill-error sample viewing window |
| US20100112612A1 (en) * | 2008-10-30 | 2010-05-06 | John William Dilleen | Method for determining an analyte using an analytical test strip with a minimal fill-error viewing window |
| US8103456B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-01-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for early signal attenuation detection using blood glucose measurements |
| US9375169B2 (en) | 2009-01-30 | 2016-06-28 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system |
| KR101032691B1 (ko) * | 2009-04-17 | 2011-05-06 | (주)디지탈옵틱 | 신속한 혈구분리가 가능한 질병진단용 바이오센서 |
| US8025788B2 (en) * | 2009-04-24 | 2011-09-27 | Lifescan Scotland Limited | Method for manufacturing an enzymatic reagent ink |
| US20100273249A1 (en) * | 2009-04-24 | 2010-10-28 | Lifescan Scotland Limited | Analytical test strips |
| US9226701B2 (en) | 2009-04-28 | 2016-01-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system |
| WO2010138856A1 (en) | 2009-05-29 | 2010-12-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical device antenna systems having external antenna configurations |
| US20100326824A1 (en) | 2009-06-24 | 2010-12-30 | Lifescan, Inc. | Analyte test strip with combination electrode contact and meter identification feature |
| US8173008B2 (en) | 2009-06-24 | 2012-05-08 | Lifescan, Inc. | Method for determining an analyte in a bodily fluid sample using an analyte test strip with combination electrode contact and meter identification feature |
| WO2011012848A1 (en) | 2009-07-27 | 2011-02-03 | Suresensors Ltd | Improvements relating to sensor devices |
| US20110048972A1 (en) * | 2009-08-31 | 2011-03-03 | Lifescan Scotland Limited | Multi-analyte test strip with shared counter/reference electrode and inline electrode configuration |
| US9314195B2 (en) | 2009-08-31 | 2016-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte signal processing device and methods |
| EP2473099A4 (en) | 2009-08-31 | 2015-01-14 | Abbott Diabetes Care Inc | ANALYTICAL SUBSTANCE MONITORING SYSTEM AND METHODS OF MANAGING ENERGY AND NOISE |
| US20110057671A1 (en) * | 2009-09-04 | 2011-03-10 | Lifescan Scotland, Ltd. | Methods, system and device to identify a type of test strip |
| WO2011030093A1 (en) | 2009-09-04 | 2011-03-17 | Lifescan Scotland Limited | Glucose measurement method and system |
| WO2011041469A1 (en) | 2009-09-29 | 2011-04-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing notification function in analyte monitoring systems |
| US8545693B2 (en) * | 2009-09-29 | 2013-10-01 | Lifescan Scotland Limited | Analyte measurment method and system |
| US20110079522A1 (en) | 2009-10-02 | 2011-04-07 | Lifescan Scotland Limited | Multi-analyte test strip with inline working electrodes and shared opposing counter/reference electrode |
| US8632664B2 (en) * | 2009-10-27 | 2014-01-21 | Lifescan Scotland Limited | Test meter for use with a dual chamber, multi-analyte test strip with opposing electrodes |
| US8323467B2 (en) | 2009-10-27 | 2012-12-04 | Lifescan Scotland Limited | Dual chamber, multi-analyte test strip with opposing electrodes |
| US8919605B2 (en) | 2009-11-30 | 2014-12-30 | Intuity Medical, Inc. | Calibration material delivery devices and methods |
| US8877034B2 (en) * | 2009-12-30 | 2014-11-04 | Lifescan, Inc. | Systems, devices, and methods for measuring whole blood hematocrit based on initial fill velocity |
| US8101065B2 (en) * | 2009-12-30 | 2012-01-24 | Lifescan, Inc. | Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time |
| GB201005359D0 (en) | 2010-03-30 | 2010-05-12 | Menai Medical Technologies Ltd | Sampling plate |
| GB201005357D0 (en) | 2010-03-30 | 2010-05-12 | Menai Medical Technologies Ltd | Sampling plate |
| US8962270B2 (en) | 2010-03-31 | 2015-02-24 | Lifescan Scotland Limited | Electrochemical analyte measurement method and system |
| US8965476B2 (en) | 2010-04-16 | 2015-02-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| AT14334U1 (de) * | 2010-05-09 | 2015-08-15 | Labstyle Innovation Ltd | Flüssigkeitsvorrichtung und Anwendungsverfahren dafür |
| US8940141B2 (en) | 2010-05-19 | 2015-01-27 | Lifescan Scotland Limited | Analytical test strip with an electrode having electrochemically active and inert areas of a predetermined size and distribution |
| US8239582B2 (en) | 2010-05-27 | 2012-08-07 | Cilag Gmbh International | Hand-held test meter with disruption avoidance circuitry |
| US20110290668A1 (en) | 2010-05-27 | 2011-12-01 | Lifescan Scotland Limited | Analytical test strip with crossroads exposed electrode configuration |
| EP2584964B1 (en) | 2010-06-25 | 2021-08-04 | Intuity Medical, Inc. | Analyte monitoring devices |
| US20110315564A1 (en) | 2010-06-28 | 2011-12-29 | Cilag Gmbh International | Hand-held test meter with deep power conservation mode |
| US8409412B2 (en) | 2010-08-23 | 2013-04-02 | Lifescan Scotland, Ltd. | Enzymatic reagent inks for use in test strips having a predetermined calibration code |
| US20120048746A1 (en) | 2010-08-30 | 2012-03-01 | Cilag Gmbh International | Analyte test strip with electrically distinguishable divided electrode |
| RU2602170C2 (ru) | 2010-09-13 | 2016-11-10 | Лайфскэн Скотлэнд Лимитед | Способ измерения аналита и система с компенсацией гематокрита |
| CA2811565C (en) | 2010-09-28 | 2019-12-17 | Lifescan Scotland Limited | Analyte measurement method and system with error trapping |
| US8932445B2 (en) | 2010-09-30 | 2015-01-13 | Cilag Gmbh International | Systems and methods for improved stability of electrochemical sensors |
| US8617370B2 (en) | 2010-09-30 | 2013-12-31 | Cilag Gmbh International | Systems and methods of discriminating between a control sample and a test fluid using capacitance |
| WO2012066278A1 (en) | 2010-11-15 | 2012-05-24 | Lifescan Scotland Limited | Server-side initiated communication with analyte meter-side completed data transfer |
| TWI438425B (zh) * | 2011-01-18 | 2014-05-21 | Eps Bio Technology Corp | 電化學式感測試片的製造方法 |
| US8486717B2 (en) | 2011-01-18 | 2013-07-16 | Symbolics, Llc | Lateral flow assays using two dimensional features |
| US20120199498A1 (en) | 2011-02-07 | 2012-08-09 | Manuel Alvarez-Icaza | Electrochemical-based analytical test strip with graded enzymatic reagent layer and related methods |
| MX2013004852A (es) * | 2011-02-28 | 2013-10-01 | Luoxis Diagnostics Inc | Metodo y aparato para medir el potencial de oxidacion-reduccion. |
| WO2012177114A1 (en) * | 2011-06-20 | 2012-12-27 | Mimos Berhad | Analyte sensor system |
| US20130002266A1 (en) | 2011-06-28 | 2013-01-03 | Lifescan, Inc. | Hand-held test meter with electromagnetic interference detection circuit |
| US20130006536A1 (en) | 2011-06-28 | 2013-01-03 | Lifescan, Inc. | Hand-held test meter with unpowered usb connection detection circuit |
| WO2013020103A1 (en) | 2011-08-03 | 2013-02-07 | Intuity Medical, Inc. | Devices and methods for body fluid sampling and analysis |
| US8475733B2 (en) | 2011-08-04 | 2013-07-02 | Cilag Gmbh International | Hand-held test meter and analytical test strip cartridge assembly with desiccant vial |
| US8580576B2 (en) | 2011-08-04 | 2013-11-12 | Cilag Gmbh International | Method for bodily fluid sample transfer during analyte determination |
| US8603309B2 (en) | 2011-09-12 | 2013-12-10 | Nova Biomedical Corporation | Disposable sensor for electrochemical detection of hemoglobin |
| US20130084591A1 (en) | 2011-09-30 | 2013-04-04 | Lifescan Scotland Ltd. | Analytical test strip with isolated bodily fluid phase-shift and analyte determination sample chambers |
| US20130084590A1 (en) | 2011-09-30 | 2013-04-04 | Lifescan Scotland Ltd. | Analytical test strip with bodily fluid phase-shift measurement electrodes |
| US20130098775A1 (en) * | 2011-10-20 | 2013-04-25 | Nova Biomedical Corporation | Glucose biosensor with improved shelf life |
| JP6443802B2 (ja) | 2011-11-07 | 2018-12-26 | アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッドＡｂｂｏｔｔ Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｃａｒｅ Ｉｎｃ． | 分析物モニタリング装置および方法 |
| KR101367262B1 (ko) | 2011-11-11 | 2014-02-26 | 주식회사 아이센스 | 자가혈당측정기 및 이를 이용한 측정 이상 감지 방법 |
| US9572922B2 (en) | 2012-12-21 | 2017-02-21 | Larry Leonard | Inventive diabetic systems, tools, kits, and supplies for better diabetic living and mobility |
| CN103175872A (zh) * | 2011-12-23 | 2013-06-26 | 长沙中生众捷生物技术有限公司 | 便携式电化学检测试纸条及其制备方法 |
| US9903830B2 (en) | 2011-12-29 | 2018-02-27 | Lifescan Scotland Limited | Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on sensed physical characteristic(s) of the sample containing the analyte |
| US20130189769A1 (en) * | 2012-01-21 | 2013-07-25 | Rapha Bio Ltd. | Biochemical sensor |
| EP2806972A1 (en) | 2012-01-24 | 2014-12-03 | Koninklijke Philips N.V. | Filter unit for a cartridge |
| US20130199942A1 (en) | 2012-02-07 | 2013-08-08 | Lifescan Scotland Limited | Electrochemical-based analytical test strip with fill-speed configured reagent layer |
| US20130220835A1 (en) | 2012-02-29 | 2013-08-29 | Lifescan Scotland Limited | Polymeric vdat nanoparticles for use in biosensors |
| KR20150013146A (ko) | 2012-04-19 | 2015-02-04 | 로익스 다이어그노스틱스, 아이엔씨. | 다층겔 |
| US20130284609A1 (en) | 2012-04-30 | 2013-10-31 | Lifescan Scotland Limited | Enzymatic electrochemical-based sensors with nad polymeric coenzyme |
| US9465910B2 (en) | 2012-05-15 | 2016-10-11 | James Minor | Diagnostic methods and devices for monitoring chronic glycemia |
| US11798685B2 (en) | 2012-05-15 | 2023-10-24 | James M. Minor | Diagnostic methods and devices for controlling acute glycemia |
| KR101466222B1 (ko) | 2012-06-01 | 2014-12-01 | 주식회사 아이센스 | 정확도가 향상된 전기화학적 바이오센서 |
| US20130341207A1 (en) | 2012-06-21 | 2013-12-26 | Lifescan Scotland Limited | Analytical test strip with capillary sample-receiving chambers separated by stop junctions |
| US9128038B2 (en) | 2012-06-21 | 2015-09-08 | Lifescan Scotland Limited | Analytical test strip with capillary sample-receiving chambers separated by a physical barrier island |
| US8877023B2 (en) | 2012-06-21 | 2014-11-04 | Lifescan Scotland Limited | Electrochemical-based analytical test strip with intersecting sample-receiving chambers |
| TWM442505U (en) * | 2012-07-06 | 2012-12-01 | Ok Biotech Co Ltd | Biological inspection testpiece |
| US9874556B2 (en) | 2012-07-18 | 2018-01-23 | Symbolics, Llc | Lateral flow assays using two dimensional features |
| US9968306B2 (en) | 2012-09-17 | 2018-05-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Methods and apparatuses for providing adverse condition notification with enhanced wireless communication range in analyte monitoring systems |
| US9211087B2 (en) | 2012-10-18 | 2015-12-15 | Animas Corporation | Self-contained hand-held test device for single-use |
| IN2015DN01707A (es) | 2012-10-23 | 2015-05-22 | Luoxis Diagnostics Inc | |
| GB2510371B (en) * | 2013-01-31 | 2016-01-06 | Lifescan Scotland Ltd | Electrochemical-based analytical test strip with soluble acidic material coating |
| US9157883B2 (en) | 2013-03-07 | 2015-10-13 | Lifescan Scotland Limited | Methods and systems to determine fill direction and fill error in analyte measurements |
| US10371660B2 (en) | 2013-05-17 | 2019-08-06 | Lifescan Ip Holdings, Llc | Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on multiple calibration parameters |
| GB2514846B (en) | 2013-06-07 | 2015-09-30 | Lifescan Scotland Ltd | Electrochemical-based analytical test strip with a soluble electrochemically-active coating opposite a bare electrode |
| CA2912283A1 (en) | 2013-06-21 | 2014-12-21 | Intuity Medical, Inc. | Analyte monitoring system with audible feedback |
| US10545132B2 (en) * | 2013-06-25 | 2020-01-28 | Lifescan Ip Holdings, Llc | Physiological monitoring system communicating with at least a social network |
| US9243276B2 (en) | 2013-08-29 | 2016-01-26 | Lifescan Scotland Limited | Method and system to determine hematocrit-insensitive glucose values in a fluid sample |
| US9459231B2 (en) | 2013-08-29 | 2016-10-04 | Lifescan Scotland Limited | Method and system to determine erroneous measurement signals during a test measurement sequence |
| WO2015038978A1 (en) | 2013-09-13 | 2015-03-19 | Symbolics, Llc | Lateral flow assays using two dimensional test and control signal readout patterns |
| CN104931549A (zh) * | 2014-03-19 | 2015-09-23 | 深圳市艾瑞生物科技有限公司 | 一种定量测定同型半胱氨酸的电化学试纸及其制备方法 |
| US9453812B2 (en) | 2014-06-24 | 2016-09-27 | Lifescan Scotland Limited | End-fill electrochemical-based analytical test strip with perpendicular intersecting sample-receiving chambers |
| US20150369813A1 (en) * | 2014-06-24 | 2015-12-24 | Lifescan Scotland Limited | Analytical test strip with tiered capillary chamber |
| US20160091451A1 (en) | 2014-09-25 | 2016-03-31 | Lifescan Scotland Limited | Accurate analyte measurements for electrochemical test strip to determine analyte measurement time based on measured temperature, physical characteristic and estimated analyte value |
| US20160091450A1 (en) | 2014-09-25 | 2016-03-31 | Lifescan Scotland Limited | Accurate analyte measurements for electrochemical test strip to determine analyte measurement time based on measured temperature, physical characteristic and estimated analyte value and their temperature compensated values |
| EP3156790A1 (en) * | 2015-10-15 | 2017-04-19 | ARKRAY, Inc. | Biosensor and manufacturing method of biosensor |
| GB2549281A (en) * | 2016-04-11 | 2017-10-18 | Palintest Ltd | Electrochemical sensor |
| US20200064351A1 (en) * | 2017-05-05 | 2020-02-27 | Analytical Diagnostic Solutions, Inc. | Point-of-care device for the quantitative determination of branched-chain amino acids in biological samples |
| FR3069323B1 (fr) | 2017-07-20 | 2023-10-20 | Lsee | Bandelettes electrochimiques permettant le suivi de la degradation des graisses de l'organisme et leur procede de preparation |
| US20190094170A1 (en) | 2017-09-22 | 2019-03-28 | Cilag Gmbh International | Analytical test strip with integrated electrical resistor |
| US10293340B2 (en) | 2017-10-11 | 2019-05-21 | Fitbit, Inc. | Microfluidic metering and delivery system |
| CN112251069A (zh) * | 2020-10-29 | 2021-01-22 | 郑州百瑞动物药业有限公司 | 一种基于水性丝网印刷技术的酶电极用酶油墨及其制备方法 |
| CN114923965B (zh) * | 2022-03-18 | 2023-05-23 | 杭州微策生物技术股份有限公司 | 一种一体式多指标传感器及其制作方法 |
Family Cites Families (30)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4195129A (en) | 1975-11-26 | 1980-03-25 | Kansai Paint Co., Ltd. | Method for immobilizing enzymes and microbial cells |
| US4418148A (en) | 1981-11-05 | 1983-11-29 | Miles Laboratories, Inc. | Multilayer enzyme electrode membrane |
| CA1226036A (en) | 1983-05-05 | 1987-08-25 | Irving J. Higgins | Analytical equipment and sensor electrodes therefor |
| US4655880A (en) | 1983-08-01 | 1987-04-07 | Case Western Reserve University | Apparatus and method for sensing species, substances and substrates using oxidase |
| US5141868A (en) | 1984-06-13 | 1992-08-25 | Internationale Octrooi Maatschappij "Octropa" Bv | Device for use in chemical test procedures |
| CA1231136A (en) * | 1984-06-13 | 1988-01-05 | Ian A. Shanks | Capillary action chemical test device |
| US5185256A (en) * | 1985-06-21 | 1993-02-09 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Method for making a biosensor |
| CA1249333A (en) * | 1985-06-28 | 1989-01-24 | James E. Jones | Electrochemical sensor and membrane therefor |
| GB8526902D0 (en) | 1985-10-31 | 1985-12-04 | Unilever Plc | Electrochemical analysis |
| GB8619627D0 (en) | 1986-08-12 | 1986-09-24 | Genetics Int Inc | Electrochemical assay |
| US4759828A (en) * | 1987-04-09 | 1988-07-26 | Nova Biomedical Corporation | Glucose electrode and method of determining glucose |
| GB8709882D0 (en) * | 1987-04-27 | 1987-06-03 | Genetics Int Inc | Membrane configurations |
| US5128015A (en) | 1988-03-15 | 1992-07-07 | Tall Oak Ventures | Method and apparatus for amperometric diagnostic analysis |
| DE68924026T3 (de) | 1988-03-31 | 2008-01-10 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma | Biosensor und dessen herstellung. |
| GB8817421D0 (en) | 1988-07-21 | 1988-08-24 | Medisense Inc | Bioelectrochemical electrodes |
| GB8822738D0 (en) | 1988-09-28 | 1988-11-02 | Medisense Inc | Theophylline assay |
| US5264106A (en) | 1988-10-07 | 1993-11-23 | Medisense, Inc. | Enhanced amperometric sensor |
| US5262035A (en) | 1989-08-02 | 1993-11-16 | E. Heller And Company | Enzyme electrodes |
| KR0171222B1 (ko) | 1989-12-15 | 1999-02-18 | 스티브 올드함 | 산화 환원 조정시약 및 바이오센서 |
| US5286362A (en) | 1990-02-03 | 1994-02-15 | Boehringer Mannheim Gmbh | Method and sensor electrode system for the electrochemical determination of an analyte or an oxidoreductase as well as the use of suitable compounds therefor |
| FR2673289B1 (fr) | 1991-02-21 | 1994-06-17 | Asulab Sa | Capteur de mesure de la quantite d'un composant en solution. |
| GB9309797D0 (en) | 1993-05-12 | 1993-06-23 | Medisense Inc | Electrochemical sensors |
| US5762770A (en) * | 1994-02-21 | 1998-06-09 | Boehringer Mannheim Corporation | Electrochemical biosensor test strip |
| US5437999A (en) | 1994-02-22 | 1995-08-01 | Boehringer Mannheim Corporation | Electrochemical sensor |
| US5494562A (en) * | 1994-06-27 | 1996-02-27 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Electrochemical sensors |
| AUPN363995A0 (en) * | 1995-06-19 | 1995-07-13 | Memtec Limited | Electrochemical cell |
| US5628890A (en) * | 1995-09-27 | 1997-05-13 | Medisense, Inc. | Electrochemical sensor |
| US5708247A (en) * | 1996-02-14 | 1998-01-13 | Selfcare, Inc. | Disposable glucose test strips, and methods and compositions for making same |
| WO1998035225A1 (en) * | 1997-02-06 | 1998-08-13 | E. Heller & Company | Small volume in vitro analyte sensor |
| CO5040209A1 (es) * | 1997-10-16 | 2001-05-29 | Abbott Lab | Electrodos biosensores mediadores de la regeneracion de cofactores |
-
1999
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-
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