ES2317407T3 - Bisensor de glucosa y procedimiento. - Google Patents
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Abstract
Un biosensor de glucosa que comprende: un cuerpo laminado que tiene un extremo de entrada de muestra de fluido y un extremo para el contacto eléctrico; una entrada de muestra de fluido; una cámara de muestra sustancialmente plana en comunicación entre dicha entrada de muestra de fluido y una abertura de descarga, estando dicha cámara de ensayo adaptada para recoger una muestra de fluido por dicha entrada de muestra de fluido; un electrodo de glucosa basado en GOD; un electrodo de glucosa basado en GDH; y un electrodo de referencia en el que dicho electrodo de glucosa basado en GOD, dicho electrodo de glucosa basado en GDH y dicho electrodo de referencia están dentro de dicha cámara de muestra.
Description
Biosensor de glucosa y procedimiento.
La presente invención se refiere a un biosensor
para detectar la glucosa presente en fluidos biológicos tales como
la sangre. En particular, la presente invención se refiere a un
biosensor para la detección amperométrica de glucosa en fluidos
biológicos. Más en particular, la presente invención se refiere a un
biosensor que tiene una alta precisión para la detección
amperométrica de glucosa en fluidos biológicos.
Es conocido que la diabetes es un problema de
salud importante. Como regla general, la Asociación de Diabetes
Americana (ADA) recomienda que la mayoría de los pacientes con
diabetes de tipo I (dependientes de insulina) comprueben la glucosa
tres o más veces al día. La insulina controla utilización de la
glucosa o el azúcar en la sangre y previene la hiperglucemia, la
cual, si no se corrige, puede conducir a la cetosis. La
administración inadecuada de terapia de insulina, puede dar como
resultado episodios hipoglucémicos. La hipoglucemia puede producir
coma y puede ser mortal.
La hiperglucemia en diabéticos se ha
correlacionado con varios efectos a largo plazo de la diabetes tales
como enfermedad cardiaca, aterosclerosis, ceguera, accidente
cerebrovascular, hipertensión e insuficiencia renal. La cantidad de
la inyección de insulina está relacionada con el nivel de glucosa en
la sangre. Por lo tanto, la detección precisa de la glucosa en la
sangre es vital para el tratamiento adecuado de la diabetes. Los
pacientes con diabetes de tipo II (no dependientes de insulina)
también pueden beneficiarse del seguimiento preciso de la glucosa
en la sangre en el control de su afección mediante la dieta y el
ejercicio.
Desde la introducción de las tiras de glucosa
para usar en casa y los dispositivos de detección o medidores
portátiles a finales de los años 70, el tratamiento de la diabetes
ha mejorado mucho. Sin embargo, los resultados de los ensayos
inexactos inherentes en los sistemas de medición de glucosa
anteriores pueden conducir a veces al tratamiento inadecuado de la
diabetes. Una de las principales razones de los resultados de ensayo
inexactos está relacionada con los reactivos químicos aplicados a
las tiras de glucosa. La mayoría de las tiras de glucosa del
mercado son biosensores basados en el uso de un mediador y glucosa
oxidasa (GOD) o glucosa deshidrogenasa dependiente de
pirroloquinolina-quinona
(PQQ-GDH).
Los biosensores basados en mediador/GOD
extienden el intervalo de respuesta lineal para la glucosa,
comparado con los biosensores no basados en mediador (está
implicada la medición de peróxido de hidrógeno). Sin embargo,
todavía existen los inconvenientes relacionados con el oxígeno. Los
mediadores no son tan eficaces en el transporte de electrones con
la enzima como lo es la molécula de oxígeno. De hecho, cualquier
oxígeno en la solución de la muestra puede competir de forma más
eficaz que los mediadores por el sitio de la enzima. Las mediciones
con biosensores basados en mediador/GOD muestran resultados
significativamente menores con el aumento de la presión parcial de
oxígeno (pO2) en las muestras de fluidos. Los resultados de los
ensayos inexactos causados por la concentración de oxígeno que
varía, han sido investigados extensamente por varios grupos (T.Y.
Chun, M. Hirose, T. Sawa, M. Harada, T. Hosokawa, Y. Tanaka y M.
Miyazaki, Anesth. Analg., 75, 993-7, 1994;
J.H. Lee, H. Vu, G.J. Kost, Clinical Chemistry, 42, S163,
1996; K. Kurahashi, H. Maryta, Y. Usuda y M. Ohtsuka, Crit. Care
Med., 25, 231-235, 1997; Z. Tang, R.F. Louie, M.
Payes, K. Chang y G.J. Kost, Diabetes Technology &
Therapeutics, 2, 349-362, 2000). Como advierten
Tang y col. (Z. Tang, R.F. Louie, J.H. Lee, D.M. Lee, E.E. Miller,
y GJ. Kost, Crit. Care Med., 29, 1062-1070,
2001), debe ponerse cuidado especial cuando se usan las tiras de
glucosa para el ensayo de glucosa en el sitio de atención en
pacientes enfermos críticos y otros pacientes con nivel de pO2 en
la sangre impredecible.
Además, las muestras biológicas contienen
niveles de oxígeno ampliamente variables. La presión parcial de
oxígeno típica de una muestra de sangre venosa es aproximadamente
32\pm7 mm Hg. En algunos casos, puede ser tan baja como 20 mm Hg.
Para una muestra arterial, se pueden esperar niveles de oxígeno
mucho mayores. Para los pacientes sometidos a terapia con oxígeno,
el nivel de pO2 arterial puede ser tan alto como 700 mm Hg. Por lo
tanto, los biosensores basados en mediador/GOD podrían dar
resultados del ensayo inexactos debido a las diferentes
concentraciones de oxígeno. Esto es más grave cuando la
concentración de glucosa está en un nivel bajo (p. ej.,
concentración de glucosa menor que 70 mg/dl).
Para obviar la interferencia que resulta de la
concentración de oxígeno variable o el llamado "efecto del
oxígeno" asociada con el uso de la glucosa oxidasa, recientemente
se ha usado la glucosa deshidrogenasa (GDH) para sustituir a la
glucosa oxidasa sensible al oxígeno. La glucosa deshidrogenasa, cuya
coenzima es la pirroloquinolina-quinona (PQQ) no
interacciona con el oxígeno. Por lo tanto, al sensor de glucosa
resultante no le afecta la concentración de oxígeno variable en la
muestra. Se han desarrollado y comercializado algunos productos que
usan esta enzima, tales como por ejemplo,
Accu-Chek^{TM} Comfort Curve®, Roche Diagnostics,
IN, EE.UU., Freestyle®, TheraSense, Alameda, CA, EE.UU. y Ascensia®,
Bayer Health Care, Mishawaka, IN, EE.UU.
El uso de la glucosa deshidrogenasa supera los
problemas causados por el efecto del oxígeno. Sin embargo, la
glucosa deshidrogenasa no es tan específica como la glucosa oxidasa.
No reacciona sólo con la glucosa, si no que reacciona también con
otros azúcares, tales como la galactosa y la maltosa. Tanto la
galactosa como la maltosa tienen una estructura similar a la
glucosa. La maltosa está compuesta de dos unidades de glucosa y la
galactosa difiere en la estructura de la glucosa sólo en la posición
del grupo hidroxilo en el carbono no. 4. Se pueden esperar graves
interferencias. De hecho, los biosensores basados en GDH son más
sensibles a la maltosa y no discriminan entre glucosa y galactosa
(J.D. Newman, CA. Ramsden, N.D.H. Balazs, Clinical Chemistry,
48, 2071, 2002).
Los pacientes pueden obtener una lectura de
glucosa alta falsa si las tiras de ensayo usan una
pirroloquinolina-quinona glucosa deshidrogenasa
como procedimiento enzimático. Por esta razón, los centros médicos
Medicare & Medicaid Services y las redes ESRD han sido
alertados por la Food and Drug Administration (FDA) el 18 de abril
de 2003, en lo que afecta a las lecturas de glucosa de pacientes
con diálisis peritoneal con solución de diálisis de Icodextrina
Extraneal y a los efectos de las lecturas de glucosa elevadas falsas
debido a la interacción con la maltosa. Una lectura de glucosa en
la sangre alta falsa puede hacer que al paciente se le de más
insulina de la que necesita. Esto, a su vez, puede reducir
innecesariamente el azúcar en la sangre del paciente y puede
producir una reacción grave, incluyendo la pérdida de
conciencia.
Por lo tanto, lo que se necesita es un sistema
de medición de la glucosa que pueda proporcionar una lectura de la
glucosa en la sangre más precisa. Lo que se necesita también es un
sistema de medición de la glucosa que pueda proporcionar una
lectura de la glucosa en la sangre más precisa reduciendo los
resultados de ensayo inexactos producidos por la presión parcial de
oxígeno variable en la muestra de fluido. Lo que se necesita además
es un sistema de medición de glucosa que pueda proporciona una
lectura de la glucosa en la sangre más precisa reduciendo los
resultados de ensayo inexactos producidos por otros azúcares en la
muestra de fluido. Lo que se necesita también es un sensor de
glucosa desechable que pueda proporcionar lecturas de la glucosa en
la sangre más precisas.
Un objetivo de la presente invención es
proporcionar un sistema sensor de glucosa que proporcione lecturas
de glucosa, que minimice la interferencia por el oxígeno disuelto y
por la maltosa y galactosa presentes en las muestras de fluidos.
Otro objetivo de la presente invención es proporcionar un sensor de
glucosa desechable, que se pueda usar para el ensayo capilar de la
sangre en el dedo o sitios alternativos como la parte superior del
brazo, antebrazo, base del pulgar y muslo. Otro objetivo de la
presente invención es proporcionar un sensor de glucosa para el
ensayo en sangre venosa y para el ensayo en sangre arterial y
venosa. Otro objetivo más de la presente invención es proporcionar
un sensor de glucosa desechable que requiere una pequeña cantidad
de muestra de sangre y que todavía de resultados precisos.
La presente invención logra este y otros
objetivos incorporando dos electrodos de glucosa, cada uno de los
cuales incorpora una enzima diferente para medir la glucosa, y
seleccionando la respuesta del electrodo adecuado para determinar
la concentración de glucosa en una muestra de fluido. Las dos
enzimas son la glucosa oxidasa (GOD) y una quinoproteína glucosa
deshidrogenasa (GDH), conocida más específicamente como glucosa
deshidrogenasa dependiente de
pirroloquinolina-quinona (PQQ-GDH).
Ambos electrodos de glucosa (es decir, de trabajo) responden a la
concentración de glucosa a lo largo de todo el intervalo lineal. Si
la muestra tiene un nivel bajo de pO_{2}, el electrodo de trabajo
basado en GOD dará respuestas más altas mientras que el electrodo de
trabajo basado en GDH da un resultado preciso. Por lo tanto, la
respuesta preferida será del electrodo de trabajo basado en GDH. En
el caso en el que la muestra contenga maltosa o galactosa, el
electrodo de trabajo basado en GDH mostrará respuestas más altas
mientras que el electrodo de trabajo cargado de GOD da un resultado
preciso. La respuesta preferida será del electrodo de trabajo
cargado con GOD. El procedimiento de selección se hace
preferiblemente de forma automática cuando las lecturas de los
electrodos de glucosa se alimentan automáticamente en un medidor
preprogramado.
El sensor de glucosa de la presente invención
incorpora varias realizaciones que incluyen, pero no limitado a,
una construcción de 4 capas y una construcción de 3 capas, como se
describe en la patente U.S. No. 6.767.441, patente U.S. No.
6.287.451, patente U.S. No. 6.258.229, patente U.S. No. 6.837.976, y
patente U.S. No. 6.942.770.
En la primera realización de la presente
invención, el sensor de glucosa usa una construcción laminada de 4
capas.
En un aspecto de la primera realización, el
sensor de glucosa tiene un cuerpo alargado laminado que tiene un
canal para el fluido de muestra, que forma una cámara para la
muestra sustancialmente plana, conectada entre una abertura en un
extremo del cuerpo laminado y un agujero de descarga espaciado de la
abertura. Dentro del canal para fluido se sitúan al menos dos
electrodos de trabajo y un electrodo de referencia/contraelectrodo.
La disposición de los dos o más electrodos de trabajo y el electrodo
de referencia no es importante para el propósito de los resultados
obtenidos del sensor. Los electrodos de trabajo y el electrodo de
referencia están cada uno en contacto eléctrico con pistas
conductoras separadas. Las pistas conductoras separadas terminan y
están expuestas para hacer una conexión eléctrica con un dispositivo
de lectura en el extremo opuesto del extremo de entrada de la
muestra del cuerpo laminado.
En otro aspecto de la primera realización, el
cuerpo laminado tiene una capa base hecha de un material plástico.
Se trazan varias pistas conductoras sobre la capa base. Las pistas
conductoras pueden ser depositadas sobre la capa aislante por
serigrafía, por deposición de vapor, o por cualquier procedimiento
que proporcione una capa conductora que se adhiera a la capa base.
Las pistas conductoras se pueden disponer individualmente sobre la
capa aislante, o una capa conductora se puede disponer sobre la capa
aislante seguido de grabado/rayado del número requerido de pistas
conductoras. El procedimiento de grabado se puede llevar a cabo
químicamente, por rayado mecánico de las líneas en la capa
conductora, usando un láser para rayar la capa conductora en pistas
conductoras separadas, o por cualquier medio que produzca una rotura
entre las pistas conductoras separadas requerida por la presente
invención. Los recubrimientos o capas conductoras que se pueden usar
son recubrimientos de cobre, oro, óxido de estaño/oro, paladio,
otros metales nobles y sus óxidos, o composiciones de película de
carbono. Los revestimientos conductores preferidos son película de
oro o una composición de óxido de estaño/película de oro.
En otro aspecto de la primera realización de la
presente invención, el cuerpo laminado tiene una primera capa media
aislante, llamada también capa de soporte de reactivos o que define
el área de electrodos, en la parte superior de la capa base y las
pistas conductoras. La capa de soporte de reactivos, o capa de
soporte de reactivos, contiene al menos dos aberturas para dos o
más electrodos de trabajo y un electrodo de referencia. Cada
abertura corresponde a y expone una pequeña parte de una sola pista
conductora. Las aberturas para los electrodos de trabajo son
sustancialmente del mismo tamaño. La abertura para el electrodo de
referencia puede ser del mismo tamaño o diferente que las aberturas
para los electrodos de trabajo. La colocación de todas las aberturas
es tal que estarán todas situadas dentro del canal de fluido de
muestra descrito antes. La capa de soporte de reactivos también
está hecha de un material dieléctrico aislante, preferiblemente
plástico, y puede estar hecha por troquelado mecánico del material
o con un láser y después fijación del material a la capa base. Se
puede usar un adhesivo, tal como un adhesivo sensible a la presión,
para asegurar la primera capa media aislante a la capa base. La
adhesión se puede llevar a cabo por unión por ultrasonidos de la
capa de soporte de reactivos a la capa base. La capa de soporte de
reactivos también puede hacerse por serigrafía de un material
aislante o por unión de un fotopolímero sobre la capa base.
En otro aspecto más de la primera realización,
el cuerpo laminado también tiene una segunda capa media aislante,
también llamada capa formadora de canal, en la parte superior de la
capa de soporte de reactivos. La capa formadora de canal también
está hecha de un material plástico aislante y crea la cámara de la
muestra del cuerpo laminado. Contiene una abertura en forma de U en
un extremo que se superpone con las aberturas de la capa de soporte
de reactivos con el extremo abierto que corresponde al extremo de
entrada de muestra del cuerpo laminado descrito antes. Se puede
usar una cinta adhesiva sensible a la presión con recubrimiento
doble, como la capa formadora de canal.
En otro aspecto más de la primera realización,
el cuerpo laminado de la presente invención tiene una cubierta con
una abertura de descarga y una muesca de entrada. La abertura de
descarga está situada de modo que al menos una parte de la abertura
de descarga se superpone con la base del corte en forma de U de la
capa formadora de canal. La descarga permite que escape el aire de
dentro del fluido de muestra cuando el fluido de muestra entra en
la entrada de muestra del cuerpo laminado. La muesca está situada en
el extremo para la entrada de muestra. El fluido de muestra en
general llena la cámara de muestra por acción capilar. En
situaciones de volumen pequeño, la extensión de la acción capilar
depende de la naturaleza hidrófoba/hidrófila de las superficies en
contacto con el fluido que sufre la acción capilar. Las fuerzas
capilares son potenciadas usando un material aislante hidrófilo
para formar la cubierta o recubriendo al menos una parte de un lado
de un material aislante hidrófobo con una sustancia hidrófila en la
zona de la cubierta que se enfrenta a la cámara de muestra entre el
extremo abierto del cuerpo laminado y la abertura de descarga de la
cubierta. Debe entenderse que un lado entero de la cubierta puede
estar recubierto con la sustancia hidrófila y después unido a la
capa formadora de canal.
Todavía en otro aspecto de la primera
realización, una abertura contiene material de electrodo para el
primer electrodo de trabajo (W1) cargado con GOD, un mediador y
otros ingredientes, una para el segundo electrodo de trabajo (W2)
cargado con glucosa deshidrogenasa dependiente de
pirroloquinolina-quinona (PQQ-GDH),
un mediador y otros ingredientes, y una para el electrodo de
referencia (R). La disposición de las posiciones de los electrodos
de trabajo y el electrodo de referencia en el canal no es crítica
para obtener resultados utilizables del sensor electroquímico. Las
posibles disposiciones de los electrodos en el canal de fluido de
muestra pueden ser W1-W2-R,
W1-R-W2,
R-W1-W2,
W2-W1-R,
W2-R-W1 o
R-W2-W1, con la disposición listada
como aparecerían los electrodos desde la entrada de muestra del
cuerpo laminado a la abertura de descarga. Se encontró que la
posición preferida era W1-W2-R; es
decir, cuando el fluido de muestra entra por el extremo abierto del
cuerpo laminado, el fluido cubriría primero W1, después W2 y
después R. La posición preferida obvia los problemas de fiabilidad
y precisión debido a un tamaño de fluido de la muestra insuficiente.
Los electrodos de trabajo y el electrodo de referencia están cada
uno en contacto eléctrico con pistas conductoras separadas,
respectivamente. Las pistas conductoras separadas terminan y están
expuestas para hacer una conexión eléctrica a un dispositivo de
lectura en el extremo opuesto del extremo de la entrada de muestra
del cuerpo laminado.
En otro aspecto de la primera realización, los
electrodos de trabajo se cargan con una mezcla de al menos un
mediador redox y una enzima (GOD o PQQ-GDH), y
opcionalmente con uno o más tensioactivos, un aglutinante polímero
y un tampón. El electrodo de referencia se podría cargar con la
misma mezcla que el electrodo de trabajo. Hay que señalar que la
abertura del electrodo de referencia se podría cargar con un
mediador redox (forma reducida u oxidada o la mezcla) con o sin al
menos un tensioactivo, un aglutinante polímero y un tampón.
Alternativamente, la abertura del electrodo de referencia también
podría cargarse con una capa de Ag/AgCl (p. ej. aplicando tinta de
Ag/AgCl o mediante recubrimiento por pulverización iónica de una
capa de plata o plata/cloruro de plata) u otros materiales de
electrodos de referencia.
En la segunda realización de la presente
invención, el sensor de glucosa tiene una estructura similar a la
primera realización, pero tiene un electrodo de blanco adicional,
que se carga con un mediador y otros ingredientes sin añadir enzima
sensible a la glucosa. Dicho sistema de cuatro electrodos no solo
tiene las características de la primera realización, si no también
la capacidad de eliminar la interferencia de especies oxidables en
la muestra tales como ácido ascórbico, acetaminofeno y ácido úrico,
etc.
En un aspecto de la segunda realización, se
trazan al menos cuatro pistas conductoras sobre la capa base. La
capa de soporte de reactivos contiene al menos cuatro aberturas para
tres electrodos de trabajo y un electrodo de referencia.
En otro aspecto de la segunda realización, una
abertura contiene material de electrodo para el primer electrodo de
trabajo (W1) cargado con GOD, un mediador y otros ingredientes, una
para el segundo electrodo de trabajo (W2) cargado con
PQQ-GDH, un mediador y otros ingredientes, una para
el electrodo del blanco (B) cargado con un mediador y otros
ingredientes, y una para el electrodo de referencia (R). La
disposición de las posiciones de los electrodos de trabajo,
electrodo del blanco y el electrodo de referencia en el canal no es
crítica para obtener resultados que se puedan usar en el sensor
electroquímico. Se encontró que la posición preferida era
W1-W2-R-B; es decir,
cuando el fluido de muestra entra por el extremo abierto del cuerpo
laminado, el fluido cubrirá primero W1, después W2, después R y
después B.
En otra realización más de la presente
invención, el sensor de glucosa tiene una estructura similar a la de
la primera realización, pero sin usar la capa de soporte de
reactivos. Las otras tres capas son las mismas que en la primera
realización. Los detalles de esta construcción se han descrito en la
patente U.S. No. 6.258.229. El corte del canal en forma de U está
situado en el extremo del sensor (extremo de entrada de la muestra).
La longitud, grosor y anchura del corte del canal en forma de U
definen el tamaño o volumen del canal capilar. La longitud y
anchura del corte del canal en forma de U junto con la capa
conductora base definen las zonas de los electrodos de trabajo y de
referencia y la cámara de la muestra, pero como se ha descrito
antes, puede haber una construcción química alternativa.
En un aspecto de la realización previa, los
electrodos de trabajo (W1 y W2) se cargan con al menos una enzima
(GOD o PQQ-GDH), un mediador redox, un aglutinante
polímero, un tensioactivo y un tampón. El electrodo de referencia
(R) se cubre preferiblemente con la misma mezcla de reactivos que
uno de los electrodos de trabajo.
En una cuarta realización de la presente
invención, el sensor de glucosa se basa en tecnología de serigrafía.
La tinta conductora (p. ej., tinta de carbón para los electrodos de
trabajo; tinta de plata/cloruro de plata para el electrodo de
referencia) se imprime sobre una capa base que sirve como electrodo
después de secado. El canal capilar se puede formar aplicando un
espaciador en forma de U y una cubierta como se describe en las
realizaciones previas. El corte del canal en forma de U se sitúa en
el extremo del sensor (extremo de entrada de la muestra). La
longitud, grosor y anchura del corte del canal en forma de U definen
el tamaño o volumen del canal capilar.
En un aspecto de la cuarta realización, los
electrodos de trabajo (W1 y W2) están cargados con al menos una
enzima (GOD o GDH-PQQ), un mediador redox, un
aglutinante polímero, un tensioactivo y un tampón. El electrodo de
referencia (R) puede cubrirse o no con la misma mezcla de reactivos
que uno de los electrodos de trabajo.
En otro aspecto de la cuarta realización, las
enzimas y el mediador redox y otros ingredientes se pueden mezclar
con la tinta y serigrafiar sobre la capa base aislada.
En una quinta realización de la presente
invención, el sensor de glucosa tiene dos canales (canal 1 y canal
2) en la misma tira; cada canal puede tener una estructura similar a
las mencionadas antes en las realizaciones anteriores. El canal 1 y
el canal 2 están dispuestos uno al lado del otro o uno tras otro.
Las entradas de muestra de los dos canales están una cerca de la
otra; o simplemente los dos canales comparten la misma entrada de
muestra.
En un aspecto de la quinta realización, el canal
1 tiene al menos un electrodo de trabajo y un electrodo de
referencia. Al menos uno de los electrodos de trabajo está cargado
con GOD, un mediador y otros ingredientes. El canal 1 puede
funcionar independientemente como un sensor de glucosa.
En otro aspecto de la quinta realización, el
canal 2 tiene al menos un electrodo de trabajo y un electrodo de
referencia. Al menos uno de los electrodos de trabajo está cargado
con PQQ-GDH, un mediador y otros ingredientes. El
canal 2 puede funcionar independientemente como otro sensor de
glucosa independiente.
En otra realización más de la presente
invención, la tira desechable tiene un cuerpo del sensor con un
pocillo abierto que forma una cámara de ensayo, al menos dos
electrodos de trabajo y un electrodo de referencia dentro de la
cámara de ensayo, y contactos eléctricos para conectar
eléctricamente los al menos dos electrodos de trabajo y el
electrodo de referencia a un dispositivo medidor. La cámara de
ensayo contiene al menos dos reactivos, uno en cada uno de los al
menos dos electrodos de trabajo, en los que uno de los reactivos
contiene GOD y el otro contiene GDH. El dispositivo medidor debe
ser capaz de proporcionar un potencial de polarización a través de
los electrodos de trabajo y el electrodo de referencia y detectar
una corriente generada por la presencia de glucosa en una muestra
de fluido dispuesta en el pocillo abierto de la tira desechable.
Todas las ventajas de la presente invención se
harán más claras tras la revisión de la descripción detallada, los
dibujos y las reivindicaciones adjuntas.
la fig. 1 es una vista en perspectiva de una
realización de la presente invención que muestra la tira de
ensayo;
la fig. 2 es una vista despiezada de la
realización en la figura 1 que muestra las cuatro capas componentes
de la tira de ensayo;
la fig. 3 es una vista en perspectiva de otra
realización de la presente invención que muestra la tira de
ensayo;
la fig. 4 es una vista despiezada de la
realización en la figura 3 que muestra las tres capas componentes
de la tira de ensayo;
la fig. 5 es una vista en perspectiva de otra
realización de la presente invención que muestra la combinación de
una tira de sensor basado en GOD de cuatro capas y una tira de
sensor basada en GDH de cuatro capas;
la fig. 6 es una vista despiezada de la
realización en la figura 5, que muestra la disposición de las capas
componentes de la tira de sensor basada en GOD y la tira de sensor
basada en GDH;
la fig. 7 es una vista en perspectiva de otra
realización de la presente invención que muestra la combinación de
una tira de sensor basada en GOD de tres capas y una tira de sensor
basada en GDH de tres capas;
la fig. 8 es una vista despiezada de la
realización en la figura 7 que muestra la disposición de las capas
componentes de la tira de sensor basada en GOD y la tira de sensor
basada en GDH;
la fig. 9 es una vista en perspectiva de otra
realización de la presente invención que muestra la combinación de
una tira de sensor basada en GOD de cuatro capas y una tira de
sensor basada en GDH de cuatro capas en la que la capa base es común
a ambos sensores.
la fig. 10 es una vista despiezada de la
realización en la figura 9 que muestra la disposición de las capas
componentes del sensor basado en GOD y el sensor basado en GDH;
la fig. 11 es una vista en perspectiva de otra
realización de la presente invención que muestra la combinación de
una tira de sensor basada en GOD de tres capas y una tira de sensor
basada en GDH de tres capas en la que la capa basa es común a ambos
sensores;
la fig. 12 es una vista despiezada de la
realización en la figura 11 que muestra la disposición de las capas
componentes del sensor basado en GOD y el sensor basado en GDH;
la fig. 13 es una vista en perspectiva de otra
realización de la presente invención que muestra una tira de sensor
combinada que tiene la construcción de cuatro capas con dos
electrodos de trabajo y un electrodo de blanco, en concreto, un
electrodo basado en GOD, un electrodo basado en GDH y un electrodo
compensador de interferencias;
la fig. 14 es una vista despiezada de la
realización en la figura 13 que muestra la disposición de las capas
componentes que incluye un electrodo basado en GOD, un electrodo
basado en GDH, un electrodo compensador de interferencias y un
electrodo de referencia;
la fig. 15 es una vista en perspectiva de otra
realización de la presente invención que muestra una tira de sensor
combinada que tiene la construcción de cuatro capas con un sistema
de sensor basado en GOD en paralelo con un electrodo basado en
GDH;
la fig. 16 es una vista despiezada de la
realización en la figura 15 que muestra la disposición de las capas
componentes que incluye el sistema de electrodo basado en GOD y el
sistema de electrodo basado en GDH;
la fig. 17 es una vista en perspectiva de otra
realización de la presente invención que muestra una tira de sensor
combinada que tiene la construcción de tres capas con un sistema de
sensor basado en GOD en paralelo con un electrodo basado en
GDH;
la fig. 18 es una vista despiezada de la
realización en la figura 17 que muestra la disposición de las capas
componentes que incluye el sistema de electrodo basado en GOD y el
sistema de electrodo basado en GDH;
la fig. 19 ilustra una vista en perspectiva de
otra realización de la presente invención;
las fig. 20 y 21 ilustran la correlación entre
la respuesta de corriente de electrodo basado en GOD con diferentes
niveles de oxígeno;
las figs. 22 y 23 ilustran la correlación entre
la respuesta de corriente del electrodo basado en GDH con
diferentes niveles de oxígeno;
la fig. 24 ilustra la correlación de la
concentración de glucosa determinada por el electrodo basado en GOD
con la de un analizador de referencia en una muestra que contiene un
nivel de oxígeno de 90 mm Hg.
la fig. 25 ilustra la correlación de la
concentración de glucosa determinada por el electrodo basado en GDH
con la de un analizador de referencia en una muestra que contiene un
nivel de oxígeno de 90 mm Hg.
Las realizaciones preferidas de la presente
invención se ilustran en las figuras 1-25. El sensor
de glucosa de la presente invención se puede hacer usando una
construcción de 4 capas (fig. 1) o una construcción de 3 capas
(fig. 3). La construcción de 4 capas tiene las mismas tres capas que
la construcción de 3 capas y una capa soporte de reactivo adicional
entre una capa base/inferior y una capa formadora de canal.
Volviendo ahora a la figura 1, la tira de
glucosa 10 tiene un cuerpo laminado 12, un extremo para la toma de
muestra de fluido 14, un extremo para el contacto eléctrico 16 y una
abertura de descarga 52. El extremo de toma de muestra de fluido 14
incluye una cámara de muestra 17 entre una entrada de muestra 18 y
la abertura de descarga 52. El extremo para el contacto eléctrico
16 tiene tres contactos conductores discretos 16a, 16b y 16c.
Volviendo ahora a la figura 2, el cuerpo
laminado 12 está compuesto de una capa base 20, una capa de soporte
de reactivos 30, una capa formadora de canal 40 y una cubierta 50.
Todas las capas del cuerpo laminado 12 están hechas de un material
dieléctrico, preferiblemente plástico. Los ejemplos de un material
dieléctrico preferido son poli(cloruro de vinilo),
policarbonato, polisulfona, nailon, poliuretano, nitrato de
celulosa, propionato de celulosa, acetato de celulosa,
acetato-butirato de celulosa, poliéster, poliimida,
polipropileno, polietileno y poliestireno.
La capa base 20 tiene una capa conductora 21
sobre la que se trazan tres pistas conductoras 22, 24 y 26. Las
pistas conductoras 22, 24, 26 se pueden formar por rayado o
perforación de la capa conductora 21, o por serigrafía de las
pistas 22, 24, 26 sobre la capa base 20. El rayado o perforación de
la capa conductora 21 se puede hacer por rayado mecánico de la capa
conductora 21 suficiente para crear tres pistas conductoras
independientes 22, 24, 26. El método de rayado o perforación
preferido de la presente invención se hace usando un láser de
dióxido de carbono, un láser de YAG o un láser excímer. La capa
conductora 21 puede estar hecha de cualquier material conductor
eléctrico tal como, por ejemplo, oro, óxido de estaño/oro, paladio,
otros metales nobles o sus óxidos, o composiciones de película de
carbón. El material conductor eléctrico preferido es el oro o el
óxido de estaño/oro. Un material que se puede usar para la capa base
20 es una película de óxido de estaño/poliéster dorado (No. Cat.
FM-1) o una película de poliéster dorado (No. Cat.
FM-2) vendida por Courtaulds Performance Films,
Canoga Park, Calif.
En las realizaciones que usan una capa de
soporte de reactivos 30 (construcción de 4 capas), la capa de
soporte de reactivos 30 tiene tres aberturas de soporte de
reactivos 32, 34, 36. La abertura de soporte de reactivos 32 expone
una parte de la pista conductora 22, la abertura de soporte de
reactivos 34 expone una parte de la pista conductora 24, y la
abertura de soporte de reactivos 36 expone una parte de la pista
conductora 26, creando pocillos de soporte de reactivos. La capa de
soporte de reactivos 30 está hecha de un material plástico,
preferiblemente una cinta adhesiva de una cara de calidad médica
disponible en Adhesive Research, Inc., de Glen Rock, PA. Los
grosores aceptables de la cinta para usar en la presente invención
están en el intervalo de 0,025 mm (0,001 in.) a aproximadamente
0,13 mm (0,005 in.). Se prefiere una de dichas cintas, Arcare® 7815
(aproximadamente 0,063 mm (0,0025 in.)) debido a su facilidad de
manejo y buen rendimiento en términos de su capacidad para soportar
una cantidad suficiente de reactivos químicos y promover la acción
capilar a través de la cámara de muestra del sensor. Debe
entenderse que no es necesario el uso de una cinta. La capa de
soporte de reactivos 30 puede estar hecha de una lámina de plástico
y puede recubrirse con un adhesivo sensible a la presión, un
fotopolímero, unida por ultrasonidos a la capa base 20, o se
serigrafía sobre la capa base 20 para lograr los mismos resultados
que usando la cinta de poliéster mencionada.
Las tres aberturas de soporte de reactivos 32,
34, 36 definen las áreas de electrodos W1, W2 y R, respectivamente,
y soportan reactivos químicos que forman dos electrodos de trabajo
(un electrodo de glucosa basado en GOD y un electrodo de glucosa
basado en GDH) y un electrodo de referencia. En general, las áreas
de los electrodos se cargan con las mezclas de reactivos. Las
mezclas de reactivos para las áreas de electrodos de trabajo 32,
34, 36 son una mezcla de enzimas y mediadores redox con polímeros,
tensioactivos y tampones opcionales. Se puede cargar una matriz de
reactivos de referencia en el área del electrodo R que es similar a
la mezcla de reactivos de los electrodos de trabajo.
Normalmente, el área del electrodo R debe estar
cargada con un reactivo redox o un mediador para hacer la función
de electrodo de referencia cuando se usa el material de
recubrimiento conductor preferido. La mezcla de reactivos de
referencia preferiblemente contiene una forma oxidada o una mezcla
de una forma oxidada y reducida de mediadores redox, al menos un
aglutinante, un tensioactivo y un antioxidante (si se usa una forma
reducida de un mediador redox) y un agente de carga. En la
alternativa, el electrodo de referencia (área de electrodo R)
también podría cargarse con una capa de Ag/AgCl (p. ej. aplicando
tinta de Ag/AgCl o por recubrimiento por pulverización iónica de
una capa de Ag o Ag/AgCl) u otros materiales de electrodos de
referencia que no requieran un mediador redox para funcionar
adecuadamente.
Se prefiere hacer el tamaño de las aberturas de
soporte de reactivos tan pequeño como sea posible con el fin de
hacer la cámara de muestra del sensor de glucosa tan corta como sea
posible, pero que todavía pueda soportar suficiente reactivo
químico para funcionar adecuadamente. La forma preferida de las
aberturas de soporte de reactivos es redonda y tiene un diámetro
preferido de aproximadamente 0,76 mm (0,03 in.). Las tres aberturas
de soporte de reactivos 32, 34, 36 están alineadas entre sí y
separadas aproximadamente 0,625 mm (0,025 in.) entre sí. Las
aberturas de soporte de reactivos circulares son sólo para
propósitos ilustrativos y debe entenderse que la forma de las
aberturas de soportes de reactivos no es crítica.
La disposición de las posiciones del electrodo
de trabajo y el electrodo de referencia en el canal no es crítica
para obtener resultados utilizables del sensor de glucosa. Las
posibles disposiciones de los electrodos en el canal del fluido de
muestra pueden ser W1-W2-R,
W1-R-W2,
R-W1-W2,
W2-W1-R,
W2-R-W1 o
R-W2-W1, con la disposición listada
como aparecerían los electrodos desde la entrada de muestra 18 del
cuerpo laminado 12 a la abertura de descarga 52. Se encontró que la
posición preferida era W1-W2-R; es
decir, cuando la muestra de fluido entra por el extremo de toma de
muestra 14 del cuerpo laminado 12, la muestra de fluido cubrirá
primero W1, después W2 y después R. Dicha disposición puede ser
beneficiosa para obtener resultados que se puedan usar cuando la
muestra es insuficiente o parcialmente insuficiente.
Los electrodos de trabajo y el electrodo de
referencia están cada uno en contacto eléctrico con pistas
conductoras separadas. Las pistas conductoras separadas terminan y
están expuestas para hacer una conexión eléctrica a un dispositivo
de lectura en el extremo opuesto a la entrada de muestra 18 del
cuerpo laminado 12.
En las realizaciones que usan la capa de soporte
de reactivos 30 (construcción de 4 capas), la capa formadora de
canal 40 tiene un corte 42 en forma de U situado en el extremo de la
toma de muestra de fluido 14. La longitud del corte 42 es tal que
cuando se lamina la capa formadora de canal 40 con la capa de
soporte de reactivos 30, las áreas de los electrodos W y R están
dentro del espacio definido por el corte 42. La longitud, anchura y
grosor del corte 42 en forma de U definen el volumen capilar del
canal. El grosor de la capa formadora de canal 40 puede afectar a
la velocidad a la que el fluido de muestra fluye al canal de muestra
de fluido, que se llena por acción capilar del fluido de muestra.
La capa formadora de canal 40 está hecha de material plástico,
preferiblemente una cinta de adhesivo sensible a la presión de doble
cara de calidad médica disponible en Adhesive Research, Inc., de
Glen Rock, PA. Los grosores aceptables de la cinta para usar en la
presente invención están en el intervalo de aproximadamente 0,025
mm (0,001 in.) a aproximadamente 0,25 mm (0,010 in.). Una de dichas
cintas es Arcare® 7840 (aproximadamente
0,089 mm (0,0035 in.)). El corte 42 en forma de U se puede hacer con un láser o por troquelado. El procedimiento preferido es el troquelado del corte. El tamaño preferido del corte en forma de U es aproximadamente 1,27 mm de anchura (0,05 in.) y aproximadamente 0,089 mm de grosor (0,0035 in.). La longitud depende del número de aberturas de las 2 capas.
0,089 mm (0,0035 in.)). El corte 42 en forma de U se puede hacer con un láser o por troquelado. El procedimiento preferido es el troquelado del corte. El tamaño preferido del corte en forma de U es aproximadamente 1,27 mm de anchura (0,05 in.) y aproximadamente 0,089 mm de grosor (0,0035 in.). La longitud depende del número de aberturas de las 2 capas.
La cubierta 50, que se lamina con la capa
formadora de canal 40, tiene una abertura de descarga 52 separada
del extremo de toma de muestra de fluido 14 del sensor de glucosa
10, para asegurar que la muestra de fluido en la cámara de muestra
17 cubra completamente las áreas de los electrodos W1, W2 y R. La
abertura de descarga 52 está situada en la cubierta 50 de modo que
estará algo alineada con el corte 42 en forma de U. Preferiblemente,
la abertura de descarga 52 expondrá una parte y estará parcialmente
superpuesta a la base del corte 42 en forma de U. La forma
preferida del agujero de descarga 52 es un rectángulo con
dimensiones de aproximadamente 2 mm (0,08 in.) por aproximadamente
0,9 mm (0,035 in.). Preferiblemente, la capa superior también tiene
una muesca 54 en el extremo de toma de muestra de fluido 14 para
facilitar la carga de la muestra de fluido en la cámara de muestra
17. La forma preferida es un semicírculo, que está situado
aproximadamente en el medio de la entrada del canal. El tamaño
preferido es 0,71 mm (0,028 in.) de diámetro. El material preferido
para la cubierta 50 es una película de poliéster. Con el fin de
facilitar la acción capilar, es conveniente que la película de
poliéster tenga una superficie muy hidrófila que se enfrente al
canal capilar. Las películas transparentes de 3M (No. Cat. PP2200 o
PP2500) son el material preferido usado como cubierta en la presente
invención.
La figura 3 ilustra un sensor de glucosa de 3
capas 10'. Como la realización de 4 capas, el sensor de glucosa 10'
tiene un cuerpo laminado 12, un extremo de toma de muestra de fluido
14, un extremo para el contacto eléctrico 16 y una abertura de
descarga 52. El extremo de toma de muestra de fluido 14 incluye una
cámara de muestra 17 entre la entrada de muestra 18 y la abertura
de descarga 52. El extremo para el contacto eléctrico 16 tiene tres
contactos conductores discretos 16a, 16b y 16c.
Como puede verse en la figura 4, el cuerpo
laminado 12 está compuesto de una capa base 20, una capa formadora
de canal 40, y una cubierta 50. Como se ha indicado antes, todas las
capas del cuerpo laminado 12 están hechas de un material
dieléctrico, preferiblemente plástico. A diferencia de la
realización de 4 capas, no hay capa de soporte de reactivos
separada en la realización de 3 capas. La capa formadora de canal 40
también delimita el área en la que se dispone una cantidad
predeterminada de mezclas de reactivos sobre las pistas conductoras
en forma de tres gotas o gotitas distintas en los dos electrodos de
trabajo y el electrodo de referencia, respectivamente.
La figura 5 muestra una combinación de un sensor
de glucosa 10 basado en GOD y un sensor de glucosa 300 basado en
GDH. Tanto el sensor de glucosa 10 basado en GOD como el sensor de
glucosa 300 basado en GDH están hechos de la construcción de 4
capas, en los que las capas base de cada sensor están laminadas
entre sí formando una combinación de sensores de glucosa integrada.
Cada sensor tiene un cuerpo laminado 12, 312, un extremo de toma de
muestra de fluido 14, 314, un extremo para el contacto eléctrico 16,
316, y una abertura de descarga 52, 352 (no se muestra). Los
extremos de toma de muestra de fluido 14, 314 incluyen cámaras de
muestra (no se muestran) entre las entradas de muestra 18, 318 y
las aberturas de descarga 52, 352, respectivamente.
Volviendo ahora a la figura 6, cada sensor 10,
300, tiene una capa base 20, 320, una capa de soporte de reactivos
30, 330, una capa formadora de canal 40, 340, y una cubierta 50,
350. Las capas de soporte de reactivos 30, 330, tienen aberturas de
soporte de reactivos 32, 34 y 332, 334, respectivamente. Las capas
formadoras de canal 40, 340, tienen cortes 42, 342 en forma de U,
respectivamente. Normalmente, se usa un adhesivo para mantener
unidos los sensores 10 y 330. Preferiblemente, se usa una capa
adicional (no se muestra) con adhesivo en ambas caras para facilitar
la unión del sensor 10 al sensor 300.
La figura 7 muestra otra realización de
combinación de un sensor de glucosa 10' basado en GOD y un sensor
de glucosa 300' basado en GDH. Tanto el sensor de glucosa 10' basado
en GOD como el sensor de glucosa 300' basado en GDH están hechos de
la construcción de 3 capas, en los que las bases de cada sensor
están laminadas entre sí formando una combinación integrada. Cada
sensor tiene un cuerpo laminado 12, 312, un extremo de toma de
muestra de fluido 14, 314, un extremo para el contacto eléctrico 16,
316, y una abertura de descarga 52, 352 (no se muestra). Los
extremos de toma de muestra de fluido 14, 314, incluyen cámaras de
muestra (no se muestran) entre las entradas de muestra 18, 318 y
las aberturas de descarga 52, 352, respectivamente.
Volviendo ahora a la figura 8, cada sensor 10',
300', tiene una capa base 20, 320, una capa formadora de canal 40,
340, y una cubierta 50, 350. Las capas formadoras de canal 40, 340,
tienen cortes 42, 342 en forma de U, respectivamente.
La figura 9 ilustra una combinación 200 de un
sensor de glucosa basado en GOD y un sensor de glucosa basado en
GDH con un cuerpo laminado 212 de 7 capas. La combinación incluye un
sensor de glucosa 210 basado en GOD y un sensor de glucosa 210'
basado en GDH. El cuerpo laminado 212 incluye un extremo de toma de
muestra de fluido 214, un extremo para el contacto eléctrico 216 y
aberturas de descarga 252, 252' (no se muestran). El extremo de
toma de muestra de fluido 14 incluye dos canales de fluido de
muestra (no se muestran); uno entre la entrada de muestra 218 y la
abertura de descarga 252 y la otra entre la entrada de muestra 218'
y la abertura de descarga 252' (no se muestra).
La figura 10 muestra una vista despiezada del
cuerpo laminado 212 de la realización en la figura 9. El cuerpo
laminado 212 tiene una capa base central 220 con un recubrimiento
conductor 221, 221' en cada lado que delimitan las pistas
conductoras para los electrodos de trabajo y de referencia de cada
sensor. Cada lado de la capa base central 220 incluye una capa de
soporte de reactivos 230, 230', una capa formadora de canal 240,
240', y una cubierta 250, 250'. Las capas de soporte de reactivos
230, 230' tienen aberturas de soporte de reactivo 232, 234 y 232',
234', respectivamente. Las capas formadoras de canal 240, 240'
tienen cortes 242, 242' en forma de U, respectivamente.
La figura 11 ilustra una combinación 400 de un
sensor de glucosa basado en GOD y un sensor de glucosa basado en
GDH con un cuerpo laminado de 5 capas 412. La combinación 400
incluye un sensor de glucosa 410 basado en GOD y un sensor de
glucosa 410' basado en GDH. El cuerpo laminado 412 incluye un
extremo de toma de muestra de fluido 414, un extremo para el
contacto eléctrico 416 y aberturas de descarga 452, 452' (no se
muestran). El extremo de toma de muestra de fluido 414 incluye dos
cámaras de muestra (no se muestran); una entre la entrada de
muestra 418 y la abertura de descarga 452 y la otra entre la entrada
de muestra 418' y la abertura de descarga 452' (no se muestra).
La figura 12 muestra una vista despiezada del
cuerpo laminado 412 de la realización en la figura 11. El cuerpo
laminado 412 tiene una capa base central 420 con un recubrimiento
conductor 421, 421' en cada lado que delimitan las pistas
conductoras para los electrodos de trabajo y de referencia de cada
sensor. Cada lado de la capa base central 420 incluye una capa
formadora de canal 440, 440', y una cubierta 450, 450'. Las capas
formadoras de canal 440, 440' tienen cortes 442, 442' en forma de
U, respectivamente.
Hay que indicar que, en cualquiera de los
sistemas de combinación de sensores, se puede incorporar la muesca
de entrada en las capas base y las capas de soporte de reactivos
para facilitar la carga de una parte de la muestra de fluido en
cada una de las cámaras de muestra de los sensores basado en GOD y
basado en GDH.
La figura 13 ilustra otra realización más de la
presente invención que muestra una combinación de un sensor de
glucosa basado en GOD y basado en GDH con corrección de
interferencias. La figura 13 muestra una combinación 600 de un
sensor de glucosa basado en GOD y basado en GDH con un cuerpo
laminado 612, un extremo de toma de muestra de fluido 614, un
extremo para el contacto eléctrico 616 y una abertura de descarga
652. El sensor 600 también puede incluir una muesca de entrada 654
opcional. El extremo de toma de muestra de fluido 614 incluye una
cámara de muestra de fluido 617 entre la entrada de muestra 618 y la
abertura de descarga 652.
La figura 14 muestra una vista despiezada del
cuerpo laminado 612 de la realización en la figura 13. El cuerpo
laminado 612 tiene una capa base 620, una capa de soporte de
reactivos 630, una capa formadora de canal 640 con un corte 642 en
forma de U y una cubierta 650 con una muesca de entrada 654
opcional. La capa base 620 tiene una capa conductora 621 en la que
se delimitan al menos cuatro pistas conductoras 622, 624, 626 y 628.
La capa de soporte de reactivos 630 tiene al menos cuatro aberturas
de soporte de reactivos 632, 634, 636 y 638. La abertura de soporte
de reactivos 632 expone una parte de la pista conductora 622, la
abertura de soporte de reactivos 634 expone una parte de la pista
conductora 624, la abertura de soporte de reactivos 636 expone una
parte de la pista conductora 626, y la abertura de soporte de
reactivos 638 expone una parte de la pista conductora 628; formando
todos los respectivos pocillos de electrodos.
Las cuatro aberturas de soporte de reactivos
632, 634, 636 y 638 definen las áreas de electrodos W1, W2, R y B,
respectivamente, y soportan reactivos químicos que forman un primer
electrodo de trabajo, un segundo electrodo de trabajo, un electrodo
de referencia y un electrodo de blanco. En general, el área del
electrodo W1 se carga con un reactivo basado en GOD que incluye una
glucosa oxidasa y un mediador redox (preferiblemente una forma
oxidada del mediador redox). El área del electrodo W2 se carga con
un reactivo basado en GDH que incluye PQQ-GDH y un
mediador redox (preferiblemente una forma oxidada del mediador
redox). Se puede cargar una matriz de reactivos de referencia tanto
en el área del electrodo B como en el área del electrodo R, que es
similar a la mezcla de reactivos basada en GOD o a la mezcla de
reactivos basada en GDH sin las enzimas basadas en glucosa.
Normalmente, el área del electrodo R debe
cargarse con un reactivo de referencia tal como, por ejemplo, una
pareja redox/un reactivo redox. El área del electrodo R,
alternativamente, puede cargarse con una capa de Ag/AgCl (p. ej.,
aplicando tinta de Ag/AgCl o por recubrimiento por pulverización
iónica de una capa de Ag o Ag/AgCl) u otros materiales de
electrodos de referencia. El área del electrodo B debe cargarse con
una mezcla de reactivos sin adición de enzima basada en glucosa.
Además de medir la resistencia de la muestra de
fluido entre el área del electrodo B y el electrodo de referencia
para compensar las lecturas del sensor por los hematocritos de la
sangre, también se pueden medir sustancias oxidables que
interfieren tales como ácido ascórbico, ácido úrico y acetaminofeno,
por nombrar algunos (que también producen lecturas inexactas en la
salida del biosensor electroquímico) para compensar las lecturas
del sensor para estas sustancias que interfieren. El efecto de
interferencia se puede negar restando le respuesta de corriente en
B (electrodo de blanco) de la respuesta de corriente de W2 (segundo
electrodo de trabajo) así como de W1 (primer electrodo de trabajo)
para calcular la concentración en el fluido de muestra. Esto se
logra manteniendo constante la relación del área superficial de B a
W2 y de B a W1.
Volviendo ahora a la figura 15, se ilustra una
configuración de 4 capas de otra realización de la presente
invención que muestra una combinación de un sistema de sensor basado
en GOD y un sistema de sensor basado en GDH en una configuración en
paralelo. La figura 15 muestra una combinación de un sensor de
glucosa 700 basado en GOD y basado en GDH con un cuerpo laminado
712, un extremo de toma de muestra de fluido 714, un extremo para
el contacto eléctrico 716, y una abertura de descarga 752. El sensor
700 también puede incluir una muesca de entrada 754 opcional. El
extremo de toma de muestra de fluido 714 incluye una primera cámara
de muestra 717a y una segunda cámara de muestra 717b entre la
entrada de muestra 718 y la abertura de descarga 752. Debe
entenderse que la entrada de muestra 718 puede ser opcionalmente dos
entradas (una para cada uno de los canales de muestra de fluido)
adyacentes entre sí, y que la abertura de descarga 752 también puede
incorporar opcionalmente aberturas de descarga separadas para cada
uno de los canales de muestra de fluido. En la realización
ilustrada, una de las cámaras de muestra incorpora el sistema de
sensor basado en GOD y la otra cámara de muestra incorpora el
sistema de sensor basado en GDH.
La figura 16 muestra una vista despiezada del
cuerpo laminado 712 de la realización en la figura 15. El cuerpo
laminado 712 tiene una capa base 720, una capa de soporte de
reactivos 730, una capa formadora de canal 740 con un corte en
forma de horquilla 742 que tiene un primer brazo 742a y un segundo
brazo 742b que forman las cámaras de muestra 717a, 717b,
respectivamente, y una cubierta 750 con una muesca de entrada 754
opcional. La capa base 720 tiene una capa conductora 721 en la que
se delimitan al menos cuatro pistas conductoras 722, 724, 728 y
729. La capa conductora 721 también puede incluir pistas conductoras
adicionales 726, 727 para proporcionar electrodos que compensan las
sustancias que interfieren y/o los hematocritos.
La capa de soporte de reactivos 730 tiene al
menos cuatro aberturas de soporte de reactivos 732, 734, 738 y 739.
La abertura de soporte de reactivos 732 expone una parte de la pista
conductora 722, la abertura de soporte de reactivos 734 expone una
parte de la pista conductora 724, la abertura de soporte de
reactivos 738 expone una parte de la pista conductora 728, y la
abertura de soporte de reactivos 739 expone una pista conductora
729; formando todos los respectivos pocillos de electrodos.
Para incluir la compensación de las sustancias
que interfieren y/o hematocritos, la capa de soporte de reactivos
730 debe incluir aberturas de soporte de reactivos adicionales que
expondrán partes de otras pistas conductoras tales como, por
ejemplo, las pistas conductoras 726 y 727.
La figura 17 ilustra una configuración de 3
capas de otra realización de la presente invención que muestra una
combinación de un sistema de sensor basado en GOD y un sistema de
sensor basado en GDH en una configuración en paralelo. La figura 17
muestra una combinación de un sensor de glucosa 800 basado en GOD y
basado en GDH con un cuerpo laminado 812, un extremo de toma de
muestra de fluido 814, un extremo para el contacto eléctrico 816, y
una abertura de descarga 852. El sensor 800 también puede incluir
una muesca de entrada 854 opcional. El extremo de toma de muestra
de fluido 814 incluye una primera cámara de muestra 817a y una
segunda cámara de muestra 817b entre la entrada de muestra 818 y la
abertura de descarga 852. Como en la realización de 4 capas
previamente descrita, debe entenderse que la entrada de muestra 818
puede ser opcionalmente dos entrada (una para cada una de las
cámaras de muestra) adyacentes entre sí, y que la abertura de
descarga 852 también puede incorporar opcionalmente aberturas de
descarga separadas para cada una de las cámaras de muestra. En la
realización ilustrada, una de las cámaras de muestra incorpora el
sistema de sensor basado en GOD y la otra cámara de muestra
incorpora el sistema de sensor basado en GDH.
La figura 18 muestra una vista despiezada del
cuerpo laminado 812 de la realización en la figura 17. El cuerpo
laminado 812 tiene una capa base 820, una capa formadora de canal
840 con un corte en forma de horquilla 842 que tiene un primer
brazo 842a y un segundo brazo 842b que forman los canales de muestra
de fluido 817a, 817b, respectivamente, y una cubierta 850 con una
muesca de entrada 854 opcional. La capa base 820 tiene una capa
conductora 821 en la que se delimitan al menos cuatro pistas
conductoras 822, 824, 828 y 829. La capa conductora 821 también
puede incluir pistas conductoras adicionales 826, 827 para
proporcionar sistemas de electrodos adicionales.
Volviendo ahora a la figura 19, se ilustra otra
realización de la presente invención que muestra un sensor de
glucosa 900 desechable básico. El sensor 900 desechable tiene un
cuerpo laminado 912, un pocillo receptor de muestra 914 y un
extremo para el contacto eléctrico 916. El cuerpo laminado 912 tiene
una capa base 920 y una cubierta 950. La cubierta 950 tiene una
abertura de muestra 952 que cuando se combina con la capa base 920
forma el pocillo receptor de muestra 914.
La capa base 920 tiene al menos tres pistas
eléctricas 922, 924 y 926, que tienen una primera parte expuesta en
el extremo para el contacto eléctrico 916 para conectar con un
dispositivo medidor (no se muestra) y una segunda parte expuesta
por el pocillo receptor de muestra 914.
La segunda parte de las pistas eléctricas 922,
924 y 926 expuestas por el pocillo receptor de muestra 914 crean al
menos un primer electrodo de trabajo W1, un segundo electrodo de
trabajo W2 y al menos un electrodo de referencia/contraelectrodo
R1. Se prefiere una división con el fin de separar W1 y W2. Una
primera mezcla de reacción 960 contiene al menos glucosa oxidasa y
se dispone en el primer electrodo de trabajo W1. Una segunda mezcla
de reacción 962 contiene al menos glucosa deshidrogenasa y se
dispone en el segundo electrodo de trabajo W2. El electrodo de
referencia/contraelectrodo R1 puede contener cualquier material de
referencia descrito previamente. En esta realización de la presente
invención, el pocillo receptor de muestra 914 sirve tanto como
entrada de muestra como de cámara de muestra, para recibir una
muestra de fluido tal como sangre para determinar la glucosa.
Debe entenderse que las pistas conductoras en
cualquiera de las realizaciones descritas en el presente documento,
pueden hacerse de cualquier metal no corrosivo. También se pueden
usar depósitos de carbón tales como por ejemplo pasta de carbón o
tinta de carbón como pistas conductoras, todo como es bien conocido
para los expertos en la materia.
La tira de glucosa de la presente invención
incluye al menos dos enzimas sensibles a la glucosa capaces de
oxidar la glucosa. Una es la glucosa oxidasa que no reacciona con
otros azúcares tales como la maltosa y la galactosa. La segunda es
una glucosa deshidrogenasa insensible al oxígeno. En la presente
invención, la glucosa oxidasa se añade a la mezcla de reactivos 1
(descrita a continuación) usada para el primer electrodo de trabajo.
En la presente invención, la glucosa deshidrogenasa dependiente de
PQQ (PQQ-GDH) se añade a la mezcla de reactivos 2
(descrita a continuación) usada para el segundo electrodo de
trabajo.
Se incluyen mediadores redox en el sensor de
glucosa de la presente invención. Los mediadores redox preferidos
incluyen los que son capaces de oxidar la forma reducida de las
enzimas que son capaces de oxidar selectivamente la glucosa. Es
conveniente, que la forma reducida del mediador sea capaz de ser
oxidada electroquímicamente en los electrodos de trabajo al
potencial aplicado. Además es conveniente que el mediador sea
estable en la matriz. Es también conveniente que el mediador pueda
hacer la función de referencia de forma adecuada. El mediador se
puede seleccionar de, pero no se limita a, varios complejos
metálicos y compuestos redox orgánicos. Los ejemplos de mediadores
redox aceptables son ferricianuro potásico, ferroceno y sus
derivados, promazina, tetratiafulvaleno, azul de metilo,
1,4-benzoquinona,
1,4-bis(N,N-dimetilamino)benceno,
4,4'-dihidrobifenilo. El mediador preferido en la
presente invención es el ferricianuro potásico
(K_{3}Fe(CN)_{6}). La concentración de
ferricianuro potásico en la mezcla de reactivos es preferiblemente
1% (p/p) a 15%.
Los polímeros usados como aglutinantes
opcionales deben ser suficientemente solubles en agua y también
deben ser capaces de estabilizar y unir todos los demás productos
químicos en los reactivos en las áreas de electrodos (electrodos de
trabajo, electrodo de blanco y electrodo de referencia) (cuando el
electrodo de referencia es un electrodo de referencia basado en un
mediador redox) a la capa de superficie conductora. Preferiblemente,
se añaden dos polímeros en la mezcla de reactivos de la presente
invención. Uno de los polímeros preferidos es poli(óxido de
etileno) (PEO). Su peso molecular está en el intervalo de miles a
millones. Preferiblemente, el peso molecular es aproximadamente 1
millón. Más preferiblemente, el peso molecular es aproximadamente 4
millones. Dicho producto está disponible en Scientific Polymer
Products, NY, EE.UU. (PM 4.000.000, No. Cat. 344). La concentración
de PEO en la mezcla de reactivos es preferiblemente 0,04% (p/p) a
2%. El segundo polímero preferiblemente es metilcelulosa, que está
disponible con el nombre comercial Methocel 60 HG (No. Cat. 64655,
Fluka Chemicals, Milwaukee, WI, EE.UU.). La concentración de
Methocel 60 HG en la mezcla de reactivos preferiblemente es 0,05%
(p/p) a 5%.
Es necesario un tensioactivo solamente para
facilitar la dispensación de la mezcla de reactivos en las aberturas
para los electrodos de trabajo, el electrodo de blanco y el
electrodo de referencia, así como para disolver rápidamente los
reactivos químicos secos cuando se aplica una muestra en la cámara
de muestra. La cantidad y tipo de tensioactivo se seleccionan para
asegurar la función previamente mencionada y evitar un efecto de
desnaturalización en las enzimas. Los tensioactivos se pueden
seleccionar de, pero no se limitan a, diferentes detergentes
aniónicos, catiónicos, no iónicos y de ion híbrido, tales como
polioxietilen-éter, Tween 20, hidrato de colato sódico, monohidrato
de cloruro de hexadecilpiridinio, CHAPS. El tensioactivo preferido
es un polioxietilen-éter. Más preferiblemente, es el
t-octilfenoxipolietoxietanol y está disponible con
el nombre comercial Triton X-100. La concentración
de Triton X-100 en la mezcla de reactivos
preferiblemente es 0,01% (p/p) a 2%.
Opcionalmente, puede haber presente un tampón
junto con un mediador redox en forma seca en la tira de sensor de
la presente invención. El tampón está presente en una cantidad
suficiente para mantener sustancialmente el pH de las mezclas de
reactivos. Los ejemplos de tampones adecuados incluyen ácido
cítrico, fosfatos, carbonatos y similares. En la presente
invención, se usa tampón de citrato 20 mM con un pH de
aproximadamente 6 para preparar las mezclas de reactivos.
Por consiguiente, la mezcla de reactivos 1
contiene Methocel 60 HG al 0,75% (p/p), poli(óxido de etileno) al
0,4% (p/p), Triton X-100 al 0,4% (p/p), ferricianuro
potásico al 8% (p/p), glucosa oxidasa al 1,5% (p/p) y tampón de
citrato 20 mM (pH 6). La mezcla de reactivos 2 contiene Methocel 60
HG al 0,75% (p/p), poli(óxido de etileno) al 0,4% (p/p), Triton
X-100 al 0,4% (p/p), ferricianuro potásico al 8%
(p/p), glucosa deshidrogenasa-PQQ al 0,2% (p/p) y
tampón de citrato 20 mM (pH 6).
La mezcla de reactivos 1 se usa para el primer
electrodo de trabajo (W1) y la mezcla de reactivos 2 se usa para el
segundo electrodo de trabajo. Por simplicidad, la mezcla de
reactivos 2 también se usa para el electrodo de referencia (por
ejemplo, el sistema de 3 electrodos discutido en la primera
realización de la presente invención). Para el sistema de 4
electrodos que incluye un electrodo de blanco, se necesita una
mezcla de reactivos adicional. La mezcla de reactivos adicional
tiene una composición similar a las mezclas de reactivos 1 y 2, pero
sin añadir ninguna enzima sensible a la glucosa.
Para ilustrar los procedimientos de como hacer y
ensayar las tiras de glucosa de la presente invención, si no se
dice lo contrario, se toma el sistema de 3 electrodos (la primera
realización) como ejemplo.
La mezcla de reactivos 1 se preparó en dos
etapas:
Etapa 1: En 100 ml de tampón de citrato 20 mM
(pH 6), se añaden 0,75 g de Methocel 60 HG, 0,4 g de poli(óxido de
etileno), 0,4 g de Triton X-100. Se agita la
solución hasta disolverse.
Etapa 2: A la solución anterior, se añaden 8 g
de ferricianuro potásico, 1,5 g de glucosa oxidasa. Se agita la
solución hasta disolverse. La solución resultante está lista para
dispensar.
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La mezcla de reactivos 2 se preparó también en
dos etapas:
Etapa 1: En 100 ml de tampón de citrato 20 mM
(pH 6), se añaden 0,75 g de Methocel 60 HG, 0,4 g de poli(óxido de
etileno), 0,4 g de Triton X-100. Se agita la
solución hasta disolverse.
Etapa 2: A la solución anterior, se añaden 8 g
de ferricianuro potásico, 0,2 g de glucosa
deshidrogenasa-PQQ. Se agita la solución hasta
disolverse. La solución resultante está lista para dispensar.
El montaje de las diferentes realizaciones de la
presente invención es relativamente directo. En general, para la
configuración de 4 capas, se laminan entre sí la capa base y la capa
de soporte de reactivos seguido de la dispensación de la mezcla de
reactivos adecuada en cada una de las aberturas de soporte de
reactivos. Después de secar la mezcla de reactivos, se lamina la
capa formadora de canal sobre la capa de soporte de reactivos y
después se lamina la cubierta sobre la capa formadora de canal. Para
la construcción de 3 capas, se laminan entre sí la capa base y la
capa formadora de canal seguido de la dispensación de la mezcla de
reactivos adecuada como distintas gotas/gotitas en el canal en
forma de U (o en cada uno de los brazos del corte en forma de
horquilla de la realización en paralelo) sobre sus respectivas
superficies conductoras. Después de secar la mezcla de reactivos,
se lamina la cubierta sobre la capa formadora de canal.
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Más particularmente, se corta un trozo de una
película de poliéster dorado en la forma ilustrada en la figura 2,
que forma la capa base 20 del sensor 10. Se usa un láser
(previamente descrito) para rayar la película de poliéster dorada.
Como se ilustra en la figura 2, la película se raya con el láser de
modo que se forman tres electrodos en el extremo de la muestra de
fluido 14 y tres puntos de contacto 22, 24 y 26 en el extremo para
el contacto eléctrico 16. La línea de rayado es muy fina pero
suficiente para crear tres pistas eléctricas separadas. La línea de
rayado 28 puede hacerse opcionalmente, pero no es necesaria, a lo
largo del borde exterior de la capa base 20 para evitar problemas
de potencial estático que podrían crear una señal de ruido en el
sensor acabado 10.
Después se corta un trozo de cinta adhesiva por
una cara del tamaño y forma, que forma la capa de soporte de
reactivos 30, de modo que cubrirá una parte importante de la capa
conductora 21 de la capa base 20 excepto por la exposición de una
pequeña área de contacto eléctrico ilustrada en la figura 1.
Antes de unir la capa de soporte de reactivos 30
a la capa base 20, se perforan tres aberturas circulares 32, 34 y
36 de tamaño sustancialmente igual, mediante láser o por medios
mecánicos tal como un montaje de troqueladora, creando las
aberturas de electrodos 32, 34 y 36 en la capa de soporte de
reactivos 30. El tamaño de agujero preferido para las aberturas 32,
34 y 36 tiene un diámetro típico de aproximadamente 0,76 mm (0,030
in.). Como se ilustra en la figura 2, las aberturas de electrodos
32, 34 y 36 están alineadas entre sí y están espaciadas
aproximadamente 0,63 mm (0,025 in.) entre ellas. Las aberturas
circulares tienen sólo el propósito de ilustrar. Debe entenderse
que la forma de las aberturas no es crítica, con la condición de que
el tamaño de las aberturas sea suficientemente grande para soportar
suficientes reactivos químicos para que los electrodos funcionen
adecuadamente, pero suficientemente pequeños para permitir una
cámara de muestra razonablemente pequeña. Como se ha expuesto
previamente, la disposición preferida de los electrodos formados en
las aberturas 32, 34 y 36 es W1 (electrodo de trabajo 1), W2
(electrodo de trabajo 2) y R (electrodo de referencia). Después, la
capa de soporte de reactivos se une a la capa base 20 de forma que
se definan los pocillos de electrodos W1, W2 y R. Se dispensan
aproximadamente 0,05 a 0,09 \mul de mezcla de reactivos 1 en el
área del electrodo W1. Como se ha descrito antes, la mezcla de
reactivos 1 preferiblemente es una mezcla de una enzima, un
estabilizante, un aglutinante, un tensioactivo y un tampón.
Igualmente, se dispensan aproximadamente 0,05 a
0,09 \mul de mezcla de reactivos 2 en las áreas de electrodos de W2 y R.
0,09 \mul de mezcla de reactivos 2 en las áreas de electrodos de W2 y R.
Después de añadir los reactivos, los reactivos
se secan. El secado de los reactivos puede producirse en un
intervalo de temperatura de aproximadamente temperatura ambiente a
aproximadamente 80ºC. El periodo de tiempo necesario para secar los
reactivos depende de la temperatura a la que se lleve a cabo el
procedimiento de secado.
Después de secar, se amolda un trozo de cinta de
doble cara de Adhesive Research en la capa formadora de canal 40
que contiene el canal 42 en forma de U. La capa formadora de canal
40 se lamina después sobre la capa de soporte de reactivos 30. Como
se ha mencionado antes, la capa formadora de canal 40 sirve como un
espaciador y define el tamaño de la cámara de muestra 17. Su
anchura y longitud se optimizan para proporcionar un movimiento
relativamente rápido de la muestra de fluido.
Se amolda un trozo de una película transparente
(No. de Cat. PP2200 o PP2500 disponible en 3M) en la capa
superior/cubierta 50. Se hace una abertura de descarga rectangular
52 usando el láser previamente mencionado o mediante una
troqueladora. La abertura de descarga 52 se sitúa aproximadamente a
4,57 mm (0,180 in.) de la entrada de muestra 18. La cubierta 50 se
alinea y se lamina sobre la capa formadora de canal 40 para
completar el montaje del sensor 10, como se ilustra en la figura
1.
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Cuando se aplica una muestra de fluido a una
sola tira de la presente invención, la muestra de fluido entra al
canal por la abertura del extremo de toma de muestra y fluye a lo
largo de W1, W2 y R y se detiene en el umbral de la abertura de
descarga.
Se usó la cronoamperometría (curva
i-t) para medir la respuesta de corriente de las
tiras de glucosa usando un analizador electroquímico (Modelo 812,
CH Instruments, Austin, TX, EE.UU.). La concentración de oxígeno
(pO2) se controló usando un tonómetro (Precision Gas Mixer,
PGM-3, Medicor, Inc., Salt Lake City, UT, EE.UU.).
Una vez que una muestra de sangre entra en la tira, se aplica un
potencial de 0,3-0,5 voltios a través de los
electrodos de trabajo y el electrodo de referencia. La concentración
de glucosa de la misma muestra de sangre se mide con un analizador
de glucosa YSI (Model 2300 Stat Plus, YSI Inc., Yellow Spring, OH,
EE.UU.).
Las realizaciones descritas anteriormente se
basan en análisis amperométricos. Sin embargo, los expertos en la
materia reconocerán que un sensor de la invención también puede usar
técnicas coulométricas, potenciométricas, voltamétricas y otras
técnicas electroquímicas, para determinar la concentración de un
analito en una muestra.
Los siguientes ejemplos ilustran las
características únicas de la presente invención.
Se ensayaron muestras de sangre con diferentes
niveles de pO_{2} y diferentes concentraciones de glucosa con las
tiras de glucosa de la presente invención en relación con un
analizador electroquímico (CH Instruments, Modelo 812, Austin, TX,
EE.UU.). Se ha encontrado que las respuestas de corriente en el
primer electrodo de trabajo (es decir, el electrodo basado en GOD)
aumentan con la disminución de la concentración de oxígeno en las
muestras de sangre o disminuye con el aumento de la concentración de
oxígeno en las muestras de sangre. Con el fin de ilustrar dicho
efecto del oxígeno, se ensayaron muestras de sangre con tres niveles
de oxígeno, es decir 30, 90, 220 mm
Hg.
Hg.
La figura 20 muestra la respuesta de corriente
medida del primer electrodo de trabajo (es decir, el electrodo
basado en GOD) para diferentes concentraciones de glucosa a niveles
de pO_{2} de 30 y 90 mm Hg. Las respuestas de corriente son
lineales respecto a la concentración de glucosa para todo el
intervalo de concentraciones de glucosa ensayados para los dos
niveles de oxígeno. Sin embargo, como se esperaba, la respuesta de
corriente al nivel de pO_{2} de 30 mm Hg es significativamente
mayor que la del nivel de pO_{2} de 90 mm Hg. Después de
convertir el cambio de la respuesta de corriente en concentración de
glucosa, la diferencia media en la concentración de glucosa en el
electrodo de trabajo basado en GOD es aproximadamente 24 mg/dl,
específicamente 24,3 mg/dl, para el cambio de nivel de pO_{2} de
30 a 90 mm Hg.
La figura 21 muestra la respuesta de corriente
medida del electrodo basado en GOD para diferentes concentraciones
a niveles de pO_{2} de 90 y 220 mm Hg. Las respuestas de corriente
son lineales respecto a la concentración de glucosa en todo el
intervalo de concentraciones de glucosa ensayado para el nivel de
oxígeno de 220 mm Hg. Sin embargo, como se esperaba, la respuesta
de corriente al nivel de pO_{2} de 220 mm Hg es significativamente
menor que la del nivel de pO_{2} de 90 mm Hg. Después de
convertir el cambio de respuesta de corriente en concentración de
glucosa, el cambio medio en la concentración de glucosa en el
electrodo de trabajo basado en GOD es aproximadamente
15,0 mg/dl para el cambio del nivel de pO_{2} de 90 a 220 mm Hg.
15,0 mg/dl para el cambio del nivel de pO_{2} de 90 a 220 mm Hg.
La figura 22 muestra la respuesta de corriente
medida del segundo electrodo de trabajo (es decir, el electrodo
basado en GDH) para diferentes concentraciones de glucosa a niveles
de pO_{2} de 30 y 90 mm Hg. Las respuestas de corriente también
son lineales respecto a la concentración de glucosa para todo el
intervalo de concentraciones de glucosa ensayado para los dos
niveles de oxígeno. Como se esperaba, sustancialmente no hay
diferencia entre las respuestas de corriente al nivel de pO_{2}
de 30 mm Hg y al nivel de pO_{2} de 90 mm Hg a lo largo del
intervalo de concentraciones de glucosa ensayado debido al carácter
inherente del electrodo basado en GDH.
La figura 23 muestra la respuesta de corriente
medida del electrodo basado en GDH para diferentes concentraciones
de glucosa a niveles de pO_{2} de 90 y 220 mm Hg. Las respuestas
de corriente en el electrodo basado en GDH también son lineales
respecto a la concentración de glucosa para todo el intervalo de
concentraciones de glucosa ensayado para el nivel de oxígeno de 220
mm Hg. Como se esperaba, sustancialmente no hay diferencia entre
las respuestas de corriente al nivel de pO_{2} de 90 mm Hg y al
nivel de pO_{2} de 220 mm Hg a lo largo del intervalo de
concentraciones de glucosa ensayado debido al carácter inherente del
electrodo basado en GDH.
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Los dos electrodos de trabajo (W1 y W2) de las
tiras de glucosa se calibraron al nivel de pO_{2} de 90 mm Hg
usando un analizador de referencia (Analizador de glucosa YSI). Las
concentraciones de glucosa (C1 y C2) que resultan de los dos
electrodos de trabajo se representaron gráficamente frente a las
correspondientes lecturas del analizador de glucosa YSI. Las
gráficas de la correlación se muestran en las figuras 24 y 25,
respectivamente. Las ecuaciones de correlación y las constantes de
regresión se dan a continuación:
(1)Electrodo
basado en GOD: C1 = 0,9426 CYSI + 8,6829, R^{2} =
0,9981
(2)Electrodo
basado en GDH: C2 = 1,0351 CYSI + 1,1208, R^{2} =
0,9977
Es evidente que las concentraciones resultantes
de ambos electrodos de trabajo se correlacionan bien con el
analizador de referencia. Como resultado, cualquiera de ellos se
puede usar como un sensor de glucosa a un nivel medio de pO_{2} de
90 mm Hg.
Puesto que el nivel de oxígeno de una muestra de
sangre real es desconocido, se puede aprovechar la GDH que es
prácticamente independiente de la concentración de oxígeno, y usarla
preferiblemente para la determinación de glucosa. Sin embargo, como
se ha discutido antes, el electrodo de trabajo basado en GDH sufre
interferencias de otros azúcares, tales como galactosa y maltosa,
que aumentan significativamente la respuesta y por lo tanto hacen
que las lecturas de glucosa sean inexactas (véase a continuación).
En este caso, la respuesta del electrodo de trabajo basado en GOD
tiene ventaja. Por lo tanto, es necesario un valor de corte
predeterminado para decidir que electrodo de trabajo debería
seleccionarse.
Como se ha mencionado antes, el cambio medio de
la concentración de glucosa para la pO_{2} que varía de 30 a 90
mm de Hg es aproximadamente 24,3 mg/dl en el electrodo basado en
GOD. Se eligió este valor como el valor predeterminado o valor de
corte para determinar la selección de que respuesta de electrodo
usar para determinar la concentración de glucosa en la muestra. Por
ejemplo, si la diferencia absoluta entre C1 y C2 o
|C1-C2| \leq 24,3 mg/dl, la concentración de
glucosa preferida es igual a C2, es decir, la concentración
determinada a partir del electrodo de trabajo basado en GDH. De lo
contrario, la concentración de glucosa preferida es igual a C1, es
decir, la concentración determinada a partir del electrodo de
trabajo basado en GOD. Esto significa que las lecturas de glucosa
preferidas para el sensor de la presente invención son siempre del
electrodo de trabajo basado en GDH siempre que no haya una
interferencia significativa de otros azúcares tales como galactosa
y maltosa. Hay que señalar que el valor predeterminado o valor de
corte de "24,3" no es un número fijo. Se usa sólo con
propósitos de ilustración. El valor depende de la configuración de
los electrodos y la composición de la mezcla de reactivos. También
depende del error de ensayo requerido para la medición.
La selección entre las dos respuestas de los dos
electrodos de trabajo se puede hacer automáticamente cuando las
tiras de glucosa se usan en conexión con un dispositivo de ensayo
previamente programado.
Con el fin de demostrar la característica de
discriminación de la tira de glucosa de la presente invención
frente a la influencia del oxígeno disuelto, se ensayaron muestras
de sangre con nivel de pO_{2} de 30 mm Hg con siete niveles de
concentración de glucosa en el intervalo de 69 a 565 mg/dl con las
tiras de glucosa de la presente invención. Las concentraciones de
glucosa (C1 y C2) que resultan de los dos electrodos de trabajo (W1
y W2) se listan en la Tabla 1. También se lista el porcentaje de
error medio (PEM) frente al analizador de referencia (analizador de
glucosa YSI). Las concentraciones de glucosa preferidas (C) se basan
en el valor predeterminado o valor de corte (24,3), que también se
lista junto con los PEM resultantes preferidos. Obsérvese que las
concentraciones (C1 y C2) se calculan usando ecuaciones de
calibración obtenidas con el nivel de oxígeno de 90 mm Hg.
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(Tabla pasa a página
siguiente)
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Como se ilustra en la tabla 1, el PEM medio
preferido (3,9%) se mejora comparado con el PEM medio (13,3%) que
resulta de los electrodos de trabajo basados en GOD y también es
comparable al PEM medio (2,9%) que resulta de los electrodos de
trabajo basados en GDH. Los PEM para los electrodos de trabajo
basados en GDH están dentro del intervalo aceptable para todo el
intervalo de concentraciones de glucosa, lo que indica que no hay
efecto del oxígeno. Sin embargo, los PEM para los electrodos de
trabajo basados en GOD son mucho mayores debido al efecto del
oxígeno, en especial a concentraciones bajas de glucosa. La
característica única del sensor de la presente invención reduce
sustancialmente la interferencia del oxígeno por la selección entre
los dos electrodos de trabajo.
Con el fin de demostrar la característica
discriminante de la medición de glucosa de la presente invención
frente a la interferencia de la galactosa y la maltosa, a las
muestras de sangre con nivel de pO_{2} de 90 mm Hg con dos
niveles de concentración de glucosa se les añadieron diferentes
concentraciones de galactosa y maltosa, respectivamente. Las
muestras de sangre resultantes se ensayaron con las tiras de glucosa
de la presente invención. Los resultados se resumen en las tablas 2
y 3.
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La Tabla 2 describe la diferencia absoluta de
concentraciones |C1-C2|, así como las
concentraciones de glucosa preferidas (C) y los PEM resultantes. La
concentración de glucosa preferida se basa en el valor
predeterminado o valor de corte (24,3). El PEM medio preferido
(1,8%) es mucho menor que el PEM medio (43,5%) que resulta de los
electrodos de trabajo basados en GDH y también es comparable al PEM
medio (2,1%) que resulta de los electrodos de trabajo basados en
GOD.
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La Tabla 3 representa la diferencia absoluta de
concentraciones |C1-C2|, así como las
concentraciones de glucosa preferidas (C) y los PEM resultantes. La
concentración de glucosa preferida se basa en el valor
predeterminado o valor de corte (24,3). El PEM medio preferido
(2,4%) es mucho menor que el PEM medio (59,2%) que resulta de los
electrodos de trabajo basados en GDH y también es comparable al PEM
medio (2,7%) que resulta de los electrodos de trabajo basados en
GOD.
Como se esperaba, los electrodos de trabajo
basados en GDH están sometidos a interferencias graves de la
galactosa y maltosa, mientras que estos compuestos no tienen efecto
en los electrodos de trabajo basados en GOD. Se prefiere usar la
respuesta del electrodo de trabajo basado en GOD cuando una muestra
contiene galactosa y/o maltosa. La característica única del sensor
de la presente invención reduce sustancialmente el efecto de los
azúcares que interfieren por selección entre los dos electrodos de
trabajo.
Los ejemplos anteriores ilustran los efectos de
las interferencias del oxígeno y de los azúcares que interfieren en
relación con el uso de las tiras de glucosa de la presente
invención. Una muestra real puede tener tanto problemas de oxígeno
como de galactosa/maltosa. Los problemas también se pueden resolver
usando la característica de selección y los dos electrodos de
trabajo del sensor de glucosa de la presente invención.
Aunque en el presente documento se han descrito
las realizaciones preferidas de la presente invención, la
descripción anterior es simplemente ilustrativa. A los expertos en
las respectivas materias se les ocurrirán modificaciones
adicionales de la invención descrita en el presente documento y
todas dichas modificaciones se considera que están dentro del
alcance de la invención como se define por las reivindicaciones
adjuntas.
Claims (16)
1. Un biosensor de glucosa que comprende:
un cuerpo laminado que tiene un extremo de
entrada de muestra de fluido y un extremo para el contacto
eléctrico;
una entrada de muestra de fluido;
una cámara de muestra sustancialmente plana en
comunicación entre dicha entrada de muestra de fluido y una
abertura de descarga, estando dicha cámara de ensayo adaptada para
recoger una muestra de fluido por dicha entrada de muestra de
fluido;
un electrodo de glucosa basado en GOD;
un electrodo de glucosa basado en GDH; y
un electrodo de referencia en el que dicho
electrodo de glucosa basado en GOD, dicho electrodo de glucosa
basado en GDH y dicho electrodo de referencia están dentro de dicha
cámara de muestra.
2. El biosensor de glucosa de la reivindicación
1, en el que dicho electrodo de glucosa basado en GOD incluye además
un mediador redox.
3. El biosensor de glucosa de la reivindicación
2, en el que dicho electrodo de glucosa basado en GOD incluye
además uno o más de un material seleccionado del grupo que consiste
en un aglutinante, un tampón y un tensioactivo.
4. El biosensor de glucosa de la reivindicación
1, en el que dicho electrodo de glucosa basado en GDH incluye además
un mediador redox.
5. El biosensor de glucosa de la reivindicación
4, en el que dicho electrodo de glucosa basado en GDH incluye
además uno o más de un material seleccionado del grupo que consiste
en un aglutinante, un tampón y un tensioactivo.
6. Un sistema para la medición más precisa de
glucosa en una muestra, que comprende:
un primer electrodo sensible a la glucosa que
incorpora una cantidad de glucosa oxidasa;
un segundo electrodo sensible a la glucosa que
incorpora una cantidad de PQQ-glucosa
deshidrogenasa;
un electrodo de referencia; y
medios para seleccionar entre una primera
medición de glucosa hecha con dicho primer electrodo sensible a la
glucosa y una segunda medición de glucosa hecha con dicho segundo
electrodo sensible a la glucosa.
7. El sistema de la reivindicación 6, en el que
dicho primer electrodo sensible a la glucosa además incluye un
mediador redox.
8. El sistema de la reivindicación 7, en el que
dicho primer electrodo sensible a la glucosa además incluye uno o
más de un material seleccionado del grupo que consiste en un
aglutinante, un tampón y un tensioactivo.
9. El sistema de la reivindicación 6, en el que
dicho segundo electrodo sensible a la glucosa además incluye un
mediador redox.
10. El sistema de la reivindicación 9, en el que
dicho primer electrodo sensible a la glucosa además incluye uno o
más de un material seleccionado del grupo que consiste en un
aglutinante, un tampón y un tensioactivo.
11. El sistema de la reivindicación 6, en el que
dicho medio de selección incluye un sistema capaz de determinar la
diferencia entre dicha primera medición de glucosa y dicha segunda
medición de glucosa y seleccionar una de dicha primera medición de
glucosa y dicha segunda medición de glucosa basado en dicha
diferencia cuando dicha diferencia se compara con un valor
predefinido.
12. Un procedimiento para determinar la
concentración de glucosa en una muestra de sangre con mayor
precisión, comprendiendo dicho procedimiento:
hacer una primera medición de dicha
concentración de glucosa de dicha muestra de sangre usando un
electrodo de glucosa que incorpora glucosa oxidada;
hacer una segunda medición de dicha
concentración de glucosa de dicha muestra de sangre usando un
electrodo de glucosa que incorpora PQQ-glucosa
deshidrogenasa;
calcular la diferencia de dicha primera medición
y dicha segunda medición; y
seleccionar una de dicha primera medición y
dicha segunda medición basado en dicha diferencia calculada.
13. El procedimiento de la reivindicación 12, en
el que dicha etapa de selección incluye además seleccionar una de
dicha primera medición y dicha segunda medición, basado en dicha
diferencia cuando dicha diferencia se compara con un valor
predefinido.
14. El procedimiento de la reivindicación 13, en
el que dicha etapa de selección además incluye seleccionar dicha
primera medición si dicha diferencia calculada es mayor que
aproximadamente 24 mg/dl.
15. El procedimiento de la reivindicación 13, en
el que dicha etapa de selección además incluye seleccionar dicha
segunda medición si dicha diferencia calculada es menor o igual que
aproximadamente 24 mg/dl.
16. Un sensor de glucosa desechable que
comprende:
un cuerpo del sensor que tiene un pocillo
abierto que forma una cámara de ensayo;
un electrodo de glucosa basado en GOD, un
electrodo de glucosa basado en GDH y electrodo de
referencia/contra-
electrodo dispuestos en dicho pocillo abierto; y
electrodo dispuestos en dicho pocillo abierto; y
contactos eléctricos en un extremo de dicho
cuerpo del sensor.
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