HU212451B - Sensor for measuring the quantity of glucose component dissolved in blood - Google Patents

Sensor for measuring the quantity of glucose component dissolved in blood Download PDF

Info

Publication number
HU212451B
HU212451B HU9203285A HU9203285A HU212451B HU 212451 B HU212451 B HU 212451B HU 9203285 A HU9203285 A HU 9203285A HU 9203285 A HU9203285 A HU 9203285A HU 212451 B HU212451 B HU 212451B
Authority
HU
Hungary
Prior art keywords
sensor
glucose
bipyridine
enzyme
measuring electrode
Prior art date
Application number
HU9203285A
Other languages
English (en)
Other versions
HUT66200A (en
Inventor
David Fraser
Erik Jan Frenkel
Michael Graetzel
Jean-Paul Randin
Shaik Mohammed Zakeeruddin
Original Assignee
Asulab Sa
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Asulab Sa filed Critical Asulab Sa
Publication of HUT66200A publication Critical patent/HUT66200A/hu
Publication of HU212451B publication Critical patent/HU212451B/hu

Links

Classifications

    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
    • C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/004—Enzyme electrodes mediator-assisted
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S435/00—Chemistry: molecular biology and microbiology
    • Y10S435/817—Enzyme or microbe electrode

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
  • Transmission And Conversion Of Sensor Element Output (AREA)
  • Steering Control In Accordance With Driving Conditions (AREA)
  • Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By The Use Of Chemical Reactions (AREA)

Description

A találmány tárgya vérben oldott glükózkomponens mennyiségét mérő érzékelő. Az érzékelő amperometriás berendezésben használva alkalmas glükóz elemzésére.
Számos cukorbetegnek gyakran mérnie kell vércukorszintjét. Ha ennek során túlságosan magas vércukorszintet állapítanak meg, azonnal gyógyszerezniük kell magukat a glükózszint szabályzása céljából. Az ilyen betegek mindennapi életének egyszerűsítését szolgáló számos miniatürizált, szakképzetlen személyek által használható glükózmérő berendezés jelent meg kereskedelmi forgalomban.
Inzulinszivattyúk beültetését is javasolták cukorbetegekbe. Ezeket az inzulinszivattyúkat a glükóz mérésére szolgáló berendezésekkel kell ellátni, amelyeket szintén be lehet ültetni, és amelyek a mért vércukorszint függvényében vezérlőjellel látják el a szivattyút, és megindíthatják annak működését.
A vércukorszint mérésére szolgáló ezen berendezések többsége glükózra nézve sajátos enzimet, glükózoxidázt (GOD) használ. Amint a csatolt 1. ábra mutatja, a GOD (például penészgombákból kinyert) flavoprotein, ami katalizálja a glükóz, ebben az esetben a vércukor oxidációját glükon-laktonná. Ennek során a vizsgált oldatban, ez esetben a vérben jelen lévő molekuláris oxigénből (O2) kiindulva hidrogén-peroxid (H2O2) keletkezik.
Ennélfogva ezt az enzimet (GOD) és az oxigént gyakran alkalmazzák glükóz mérésére szolgáló olyan berendezésekben, amelyekben a glükóz oxidációját elektromos vagy optikai jelátalakítóval detektálják.
Amperometriás berendezésekben hasonlóképpen gyakran alkalmazzák ezt az enzimet (GOD) és az oxigént, alkalmazásukat az irodalom ismerteti.
Ezek az amperometriás berendezések tartalmaznak egyrészt olyan mérőberendezést, amely ampermérőhöz és kijelző egységhez csatlakozó legalább két elektromos érintkezővel van ellátva, másrészt egyszer használatos érzékelőt, amely csatlakoztatható ezen két elektromos érintkezőhöz. Ez az érzékelő legalább két elektródot, egy referenciaelektródot és egy mérőelektródot tartalmaz. A mérőelektród a kimutatandó termékre nézve sajátos enzimmel bevont fémes vezetőt tartalmaz. A csatolt 2. ábra szemlélteti az ilyen mérőelektród felületén lejátszódó kémiai reakciókat. Ha a vizsgálandó oldat borítja be a mérőelektródot, a vizsgálandó termék (ebben az esetben glükóz) reagál az elektródán lévő (ez esetben az oxidált GOD) enzimmel glükon-lakton keletkezés közben, míg a GOD a redukált állapotba [GOD(H2)(red)] kerül. Ez a redukált GOD reagált az oxigénnel (O2), ami redukált állapotba (H2O2) jut, és ennek során két elektron (e~) adódik át a C elektromos vezetőnek, amelynek potenciálja a 650 mV-os tartományban rögzített érték. Az a körülmény, hogy megnövelt potenciálokon kell dolgozni, további zavarokat okoz. Az oxigén így a közvetítő szerepét tölti be, minthogy lehetővé teszi az elektronok átadását. Ezt a vizsgálandó oldatban lévő glükóz mennyiségével arányos elektronátadást mérik az árammérővel, és a mérőberendezés kijelzője útján az oldatban jelen lévő glükóz mennyiségét jelzik ki.
A további kutatások azt mutatták, hogy nem-fiziológiás szerves, szervetlen vagy fémorganikus közvetítőket alkalmazó amperometriás berendezések helyettesíthetik a közvetítőként oxigént alkalmazó berendezéseket. Amint a 2. ábra mutatja, közvetítőként oxigént alkalmazó berendezések valójában nem használhatók olyan oldatokban, amelyekben a sztöchiometrikus oxigéntartalom kisebb, mint a mérendő komponens koncentrációja. Ellenkező esetben ugyanis amíg a mérendő komponens teljes mennyisége reagálhat az oxidált enzimmel redukált enzim képződése közben, a redukált enzim teljes mennyiségének csupán egy része reagálhat a jelen lévő oxigénnel, mégpedig oxigénhez viszonyított arányának megfelelően. A redukált enzim maradéka nem képes reagálni, és a C vezetőnek átadott elektronok mennyisége kisebb, mint aminek kellene lennie.
Ilyen típusú berendezés használata esetén következésképpen az oxigén és a mérendő komponens egymáshoz viszonyított koncentrációi korlátokat állítanak, vagy pedig membránt kell használni az illető komponens diffúziójának korlátozására. Ez magyarázza az amperometriás berendezések előállítására tett azon kísérleteket, amelyek során az oxigén helyettesítésére sajátos közvetítőt használtak.
Az irodalomban számos közvetítőt javasoltak, ezek a monomer ferrocének [Cass, A. E. G. és munkatársai: Anal. Chem. 56, (1984), 667-671; Degani, Y. és Heller, A.: J. Phys. Chem. 91 (1987), 1285-1289], polimerhez ojtott ferrocének [Foulds, N. C. és Lowe, C. R.: Anal. Chem 60, (1988), 2473-2478], töltést átadó vezetősók [Albery, W. J., Bartlett, P. N. és Craston, D. H.: Electronal. Chem. Interfacial. Electrochem 194 (1985), 223235], nikkel-ciklamátok [Taniguchi, I., Matsushita, K., Okamoto, M. Coliin, J-P. és Sauvage, J-P.: J. Electroanal. Chem. Interfacial. Electrochem. 280 (1990), 221— 226] és szerves komponensek, így kinonok és benzokinonok [Kulya, J. J. és Cénas, N. K.: Biochim. Biophys. Acta 744 (1983), 57], Hill és munkatársai munkássága révén a ferrocénszáramzékok családját széles körben tanulmányozták és alkalmazták GOD és egyéb fiavoproteinek közvetítőjeként [Frew, J. E. és Hill, H. A. O.: Phil. Tans. R. Soc. Lond. B316 (1987), 95-106], Ennek eredményeként a jelenleg kereskedelmi forgalomban kapható érzékelők közvetítőként a ferrocénszáramzékok családjának valamely tagját alkalmazzák.
Ozmiumnak bipiridin-ligandumot tartalmazó komplexét alkalmazták polimer típusú közvetítőben a vegyületben lévő klóratom azonban nem a ligandum helyettesítője, hanem az ozmiumatomhoz kapcsolódó egyfogú ligandum [Angew. Chem. 702, 109-111 (1990)].
Ismertek polimer mátrixban használt, terpiridin- és bipiridin-ligandumot tartalmazó komplexek, ezek a ligandumok azonban nem tartalmaznak elektrondonor helyettesítőt [J. Electroanal. Chem 286,75-87 (1990)].
A jelenleg hozzáférhető közvetítők kedvezőtlen módon ritkán mutatnak ideális tulajdonságokat, nevezetesen a kiválasztott enzimhez adaptált elektrokémiai potenciált, megfelelő oldhatóságot, a fény, hőmérséklet
HU 212 451 Β és pH hatásával szembeni jó kémiai stabilitást, valamint gyors kölcsönhatást a kiválasztott enzimmel.
A vizsgált oldatban előforduló oxigén ezenkívül bizonyos közvetítőkkel konkurálhat. Míg a C vezető felületén jelen lévő Med közvetítő a redukált GOD egyes molekuláival reagál, lehetséges, hogy a rendszerben szintén előforduló oxigén bizonyos mennyisége ugyancsak reagál a redukált GOD további molekuláival H2O2 képződése közben, amint azt a 2. ábrán már bemutattuk. Ha a méréseket a mérőelektród és a referenciaelektród között csekély potenciálkülönbséggel végezzük, a GOD és az oxigén között végbement reakcióból száramzó elektronokat a H2O2 elfogja, és ezek az elektronok nem jutnak el az elektródhoz. Minthogy az oldatban lévő oxigén mennyisége változhat, az elfogott elektronok mennyisége is változik. Ennek eredményeképpen az elektródon áthaladó elektronok mennyisége és a vizsgált oldatban lévő glükóz mennyisége nem arányosak egymással. Ilyen körülmények között ezek az érzékelők következésképpen nem adnak megbízható eredményeket.
A találmány feladata a fent említett hátrányok kiküszöbölése.
A találmány vérben oldott glükózkomponens mennyiségét mérő érzékelő, amelynek
- legalább egy mérőelektródja és egy referenciaelektródja van, amelyek egymástól szigeteltek és az oldott glükózkomponenst tartalmazó oldattal érintkezésbe kerülnek, ahol az elektródoknak az érzékelőjelét feldolgozó berendezéshez kapcsolt elektromos érintkezői vannak,
- a mérőelektródnak az elektromos érintkezők egyikével elektromosan érintkező és legalább egy, a komponensre nézve sajátos redoxi-enzimet, valamint legalább egy, az enzim és az áramgyűjtő közötti elektronátmenetet biztosító közvetítőt, valamint az enzim és az aktív vezetőképes anyag közötti elektronátementet biztosító, aktív vezetőképes anyagot is tartalmazó keverékkel bevont legalább egy áramgyűjtője van. A közvetítő vas, ruténium, ozmium és vanádium közül választott átmenetifémnek legalább egy bipiridin-, terpiridin- vagy fenantrolin-ligandummal alkotott komplexe, ahol a ligandum legalább egy, hidroxi-, 1-5 szénatomos alkoxi- vagy primer, szekunder vagy tercier amincsoport közül választott elektrondonor-csoporttal helyettesített.
A találmány szerinti érzékelő tulajdonságainak és különösen a használt új közvetítőknek az eredményeképpen olyan érzékelőcsaládot kaptunk, amelyet széles tartományban elhelyezkedő redoxpotenciál jellemez, ahol az érzékelők levegőn stabilak, és a technika állása szerint ismert egyéb érzékelőknél gyorsabban működnek.
A találmányt a következőkben nem korlátozó jellegű példákkal szemléltetjük, amelyek a találmány előnyös kiviteli alakjait írják le összhangban a csatolt ábrákkal. Az
Lábra glükóz bomlását szemlélteti glükóz-oxidáz (GOD) jelenlétében. A
2. és 3. ábra az érzékelők felületén lejátszódó különböző kémiai reakciókat szemlélteti. A
4. ábra a találmány szerinti érzékelővel felszerelt mérőberendezés sematikus rajza. Az
5. ábra a trisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplex ciklikus voltametriás görbéit mutatja GOD és glükóz nélkül különböző polarizálási sebességek esetén. A
6. ábra lényegében az 5. ábrával megegyző görbéket mutatja, azonban GOD és glükóz jelenlétében. A
7. ábra három görbét mutat, amelyek 30 másodperc múltán kapott áramsűrűség (D30) változását mutatják fiziológiás oldat glükózkoncentrációjának függvényében a találmány szerinti három érzékelőtípussal mérve, amelyekben a porított szén mennyisége változik. A
8. ábra a 7. ábra görbéinek kezdeténél mutatja a meredekséget és az ordinátát a porított szén mennyiségének függvényében. A
9. ábra három görbét mutat, amelyek a 30 másodperc múlva kapott áramsűrűség (D30) változását szemléltetik fiziológiás oldatban lévő glükózkoncentráció függvényében, ahol a méréseket a találmány szerinti érzékelők három típusával végeztük, amelyekben a glükóz-oxidáz mennyisége változott. A
10. ábra a 9. ábra görbéinek kezdetén vett meredekséget és ordinátáját mutatja be a glükóz-oxidáz mennyiségének függvényében. A
11. ábra három görbét mutat be, amelyek a 30 másodperc múlva kapott áramsűrűség (D30) változását szemléltetik fiziológiás oldatban lévő glükózkoncentráció függvényében, ahol a méréseket a találmány szerinti érzékelők három típusával végeztük, amelyekben a közvetítő mennyisége változott. A
12. ábra all. ábra görbéinek kezdetén vett meredekséget és ordinátát tünteti fel a közvetítő mennyiségének függvényében. A
13. ábra a glükózkoncentráció függvényében végzett áramsűrűség-mérések eredményeit mutatja, ezeket a méréseket vérben és foszfát pufferben végeztük olyan glükóz-érzékelőkkel, amelyek a találmány két előnyös közvetítőjének egyikét tartalmazzák. A
14. ábra a glükózkoncentráció függvényében kapott áramsűrűség-mérések eredményeit mutatja be, ezeket a méréseket a találmány szerinti érzékelőkkel a véralkotókat különböző arányban tartalmazó vérmintákban végeztük. A
15. és 16. ábra a glükózkoncentráció függvényében végzett áramsűrűség-mérések eredményeit mutatja, ezeket a méréseket találmány szerinti érzékelők alkalmazásával végeztük különböző koncentrációjú acetamino-fenolt és aszkorbinsavat tartalmazó fiziológiai oldat mintáiban.
Amint a 4. ábrán bemutattuk, az oldott komponens mennyiségét mérő 2 berendezésnek a találmány szerinti 6 érzékelője és a 6 érzékelőjelét feldolgozó 4 beren3
HU 212 451 Β dezése van. Ez a 4 berendezés önmagában ismert, és lényegében töltőtollhoz hasonló alakú.
Ennek a 4 tolinak a 8 végén 10 ürege van, amelyben két (az ábrán fel nem tüntetett), ampermérőhöz elektromosan csatlakoztatott 12 és 14 első elektromos érintkező van. Az ampermérő maga a 16 kijelzőegységhez csatlakozik, amely az adott oldatban a vizsgált komponens koncentrációját mutatja. Ez a koncentráció például mg/dl vagy mmol/1 egységben van kijelezve. A 4 tolinak a 8 végét burkoló 18 záróeleme is van, amely a 4 toll használaton kívüli állapotában védi a 12 és 14 érintkezőket.
A találmány szerinti 6 érzékelő lehet derékszögű szigetelő elem, amelynek 19 végét bevezethetjük a 4 toll 10 üregébe. Megjegyezzük, hogy ez a 6 érzékelő egyszer használatos.
A 6 érzékelőnek 20 mérőelektródja és 22 referenciaelektródja van, amelyek a 6 érzékelőn elhelyezkedhetnek annak hossztengelyével párhuzamosan. A 22 referenciaelektródának elektromosan vezető anyagból készült 24 szalagja van. A 24 szalagnak három szakasza van; a 26 elektromos érintkező szakasz a 6 érzékelő 19 végénél van, a 28 „vezetőpálya” a központi szakasz, és a 30 „áramgyűjtő” a 6 érintkező másik végén helyezkedik el. Bizonyos hasonlóságot mutatva a 20 mérőelektródának elektromosan vezető anyagból készült 32 szalagja van. A 32 szalagnak szintén három szakasza: 34 elektromos érintkezője, 36 vezetőpályája és 37 áramgyűjtője van, utóbbi a 30 áramgyűjtővel ellentétben 38 keverékkel van bevonva.
A 4. ábrán a 37 áramgyűjtő nem látható tisztán, mert a 38 keverék elfedi. Megjegyezzük, hogy ezen elektródok mindegyikében az áramgyűjtő és az áramvezető állhatna egymással elektromosan összekapcsolt két részből, és nem kellene szükségszerűen egyetlen 24 vagy 32 szalag alakját ölteniük. A 38 keverék legalább egy, a mérendő komponensre nézve sajátos redoxi-enzimet és legalább egy közvetítőt tartalmaz, amely az enzim és a 32 szalagban kialakított áramgyűjtő között elektronátmenetet biztosítja.
Az előzőekben említett 38 keverék adott esetben legalább egy aktív vezetőképes anyagot és/vagy legalább egy alábbiakban leírt adalékot is tartalmazhat. Ha a 38 keverék aktív vezetőképes anyagot tartalmaz, a közvetítő az elektronokat az enzim és ezen aktív vezetőképes anyag között adja át, utóbbi viszont az elektronokat az áramgyűjtő felé továbbítja.
A vizsgálandó oldat mintájának 40 cseppjét a 4. ábrán bemutatott módon a 20 és 22 elektródokon helyezzük el. Ezáltal az ampermérő, a 14 és 26 érintkezők, a 28 vezetőpálya, a 30 áramgyűjtő, a 40 oldatcsepp, a 38 keverék, a 37 áramgyűjtő, a 36 vezetőpálya, valamint a 34 és 12 érintkezők által alkotott elektromos kört zárjuk.
Az előzőekben ismertetett 2 mérőberendezést in vitro mérésekhez adaptáltuk, azonban nyilvánvaló, hogy a 6 érzékelőt in vivő is alkalmazhatnánk a szervezetbe beültetett mérőberendezésekben. Ebben az esetben alakja és méretei ezen új alkalmazáshoz illeszkednének.
Tartós pontosság biztosítására ezenkívül lehetséges lenne egy második mérőelektród alkalmazása, amely azonos a 20 mérőelektróddal, azonban enzimet nem vagy roncsolt enzimet tartalmaz.
A vizsgálandó 40 oldatcsepp lehet biológiai természetű, például emberi vagy állati vér vagy vizelet, vagy mikroorganizmusok fermentációs közege. Az oldat ugyanakkor lehet mesterséges eredetű, például a meghatározandó elemeket tartalmazó szintetikus puffer.
A használt redoxi-enzim a meghatározandó komponensre nézve sajátos enzim. A találmány értelmében a használt enzimet előnyösen oxidázok és flavoproteinek közül választjuk meg. Ha glükózszenzor készítése kívánatos, glükóz-oxidázt (GOD), így 250 IU aktivitású GOD-t használhatunk, amleyet Aspergillus niger tenyészetből kapunk.
Az adott esetben használt aktív vezetőképes anyag előnyösen porított szén, grafit, arany, platina, palládium vagy vezetőképes fém-oxid, így ruténium-oxid, vagy pedig film alakjában lévő vezetőképes polimer, így polipirrol. Még előnyösebben porított szenet használni.
Az előzőekben bemutatott módon olyan adalék hozzáadása is lehetséges, amely az enzim, a közvetítő és/vagy az aktív vezetőképes anyag immobilizáló hálózatát képezi a 20 mérőelektród 37 áramgyűjtő felületén. Ez az adalék lehet borjúszérum-albumin (BSA), glutáraldehid vagy karbodiimid, alkalmazhatunk azonban vízoldható polimereket is.
Az elektromosan vezető anyag 24 és 32 szalagjai arany, ezüst, platina, palládium, szén, grafit vagy vezetőképes fém-oxid, így ruténium-oxid rétegeként készül. A 22 referenciaelektródnak megfelelő 24 szalag előnyösen ezüst, a 20 mérőelektródnak megfelelő 32 szalag pedig platina. A 30 áram gyűjtőnek megfelelő 24 szalag közelebbről lehet részben klórozott.
Azt állapítottuk meg, hogy az átmenetifémek komplexeinek új családja, amely legalább egy elektrondonor-csoporttal helyettesített legalább egy bipiridin-, terpiridin- vagy fenantrolin-ligandumot tartalmaz, jó közvetítő tulajdonságokat mutat.
Az elektrondonor-csoport hidroxilcsoport, 1-5 szénatomos vagy primer, szekunder vagy tercier amincsoport.
Glükóz-szenzor esetében, amennyiben enzimként glükóz-oxidázt (GOD) használunk, a fent említett közvetítők közül előnyös a trisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-ozmium vagy bisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)mono(4,4’-dimetil-2,2’-bipiridin)-ozmium.
Glükóz-szenzor esetén a 20 mérőelektród 37 áramgyűjtőjén leválasztott 38 keverék 1 ml 6,8 pH-ra beállított 10 mmol/1 foszfátpufferre vonatkoztatva 1-1000 mg, előnyösen 1-100 mg, még előnyösebben 10 mg porított szenet, 1 mg porított szénre vonatkoztatva 12000 IU, előnyösen 10-300 IU, még előnyösebben 100 IU glükóz-oxidázt és 1-10 000 pmol, előnyösen 10300 pmol, még előnyösebben 50 μπιοί közvetítőt tartalmaz. Ezt a keveréket az aktív felület 1 cm2-ére vonatkoztatva 10-30 μΐ, előnyösen 30-150 μΐ, még előnyösebben 70 μΐ mennyiségű bevonatként használjuk.
HU 212 451 Β
Feltételezzük, hogy a végső kikészítésű, megszárított érzékelőben a 38 keverék 1 mg porított szénre vonatkoztatva 1-2000 IU, előnyösen 10-3000 IU, még előnyösebben 100 IU glükóz-oxidázt és 1-10 000 pmol, előnyösen 10-300 μπιοί, még előnyösebben 50 gmol közvetítőt tartalmaz.
A fent ismertetett közvetítőkkel ellátott, találmány szerinti érzékelők számos olyan tulajdonságot mutatnak, amelyek a használt ligandumok és ezen ligandumok szubsztituensei függvényében változnak.
Számos kísérletet folytattunk le, amelyek igazolják ezen új közvetítők alkalmasságát és hatásosságát, továbbá megadják az optimális körülményeket a mérőelektródot alkotó számos elem számára. Az alábbiakban ezeket a kísérleteket ismertetjük.
1. kísérlet
Különböző közvetítőkkel végzett mérések ciklikus voltametria alkalmazásával
a) A trisz-(4,4 '-dimetoxi-2,2'-bipiridinj-ozmium komplex alkalmazásával végzett mérések Az előzőekben említett komplexet egyenáramú ciklikus voltametria alkalmazásával vizsgáltuk egyrészt normál redoxpotenciálja (E”), másrészt a k sebességi állandó meghatározása céljából. Ez a k állandó az elektronátmenettel járó reakciónak felel meg, amely GOD-tól a közvetítő irányába játszódik le. A ciklus voltametriában munkaelektródból, ellenelektródból és referenciaelektródból álló együttest alkalmazunk az elemzendő oldatban, a munkaelektród potenciálját állandó sebességgel változtatjuk két poteciálérték között, és mérjük a kapott áram nagyságát. Az
5. és 6. ábra görbéi ezzel a módszerrel kapott eredményeket mutatnak be. Ezeket a kísérleteket üvegszerű textúrájú szén munkaelektród, higany(I)-klorid referenciaelektród, platina ellenelektród és 5-20 ml térfogatú elektrokémiai cella használatával folytattuk le. A méréseket a következő közegben végeztük: foszfátpuffer PBS (NaCl 100 mmol/1, NaH2PO4 · 10 mmol/1,
7,4 pH-re beállítva); EDTA (etilén-diamin-tetraecetsav) 0,1 mmol/1; PMSF (fenil-metil-szulfonát-fluorid) 0,01 mmol/1, valamint a fent említett komplex 5 10”4 mol/1 koncentrációban. Különböző polarizálási sebességeket alkalmaztunk, ezek értéke 5, 10, 25, 50 és 100 mV s_1. Az 5. ábrán bemutatott görbéket, továbbá E’ értékére 225 mV-ot kaptunk. Telített glükózoldat adagolása nem befolyásolta az 5. ábra görbéit, ez megfelel a várakozásnak, minthogy glükózoxidáz (GOD) nincs jelen.
Ezzel ellentétben GOD adagolása (5 · 10”9 mol/l-t meghaladó, előnyösen 4 · 106 mol/1 mennyiségben) a
6. ábra görbéinek nagyobb értékek felé való eltolódását okozza, ez az úgynevezett „katalitikus hullám” jellegzetes görbealakját mutatja be. A 6. ábrán bemutatott kísérletek esetén a polarizációs sebesség 10, 20, 50 és 100 mV · s1 volt.
Első reakcióként a k
közvetítőben) + G0D(redukáJt) —> közvetítő(redukál,) + GOD(oxidá]t) reakciót kapjuk, amely irreverzíbilis (reakcióállandója k), második reakcióként pedig a közvetítő(redukált) + e”—> közvetítő(ox, reakció megy végbe, amely elektrokémiai szempontból reverzibilis és rendkívül gyors.
A közvetítő elektrokémiai szempontból reverzibilis elektronátmenetet biztosít az előzőekben leírt áramgyűjtők irányában.
Az első reakció közben megmérhetjük a k másodrendű reakcióállandót. A tanulmányozott komplex esetében k = 5,6 · 106 ± 0,5 mól'1 s_1
b) Egyéb komplexek alkalmazásával végzett mérések
Az előzőekben ismertetett vizsgálatokhoz hasonló kísérleteket folytattunk le egyéb komplexekkel. A k reakcióállandóra és a telített higany(I)-klorid (SCE) referenciaelektródra vonatkozóan mV egységben megadott normál redoxpotenciálra (E) kapott értékeket az
1. táblázat tünteti fel.
7. táblázat
Komplex E (mV/SCE) k (mól-1 s-1)
1. Trisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’bipiridin)-ozmiumkomplex 225 2,5 · 106
2. Bisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’bipiridin)-mono-(4,4’-dimetil-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplex 340 2 · 106
3. Bisz-(4,4’-dimetil-2,2’-bipiridin)-mono-(4,4’-dimetoxi-2,2' -bipiridin)-ozmiumkomplex 390 -
4. Mono-(4,4’-dimetoxi-2,2’bipiridin)-mono-(4,4’-dihidroxi-2,2’-bipiridin)-mono(4,4’ -dimetil-2,2’ -bipiridin)ozmiumkomplex pH < 4,5 ph > 4,5 340 190 2· 105
5. Trisz-(4,4’-dimetil-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplex 425 1,5· 106
6. Trisz-(4,4’-dihidroxi-2,2’bipiridin)-ozmiumkomplex -1000 ®0
7. Trisz-(4,4’-diamino-2,2’bipiridin)-ruténiumkomplex 170 16,· 106
8. Trisz-(4,4'-diamino-2,2’bipiridin)-vaskomplex 70 1,4· 105
- = nem vizsgált
Az 1. táblázatból látható, hogy a közvetítők családjának redoxpotenciálja nagyon széles, [a telített higany(I)-klorid (SCE) referenciaelektródra vonatkoztatva] -1000 mV-tól ± +425 mV-ig terjedő tartományban van. Ezen tartomány alsó határa sokkal alacsonyabb, mint a közvetítők redoxpotenciáljára az irodalomban eddig leírt összes érték. Ez a potenciáltartomány ezen5
HU 212 451 Β kívül sokkal szélesebb, mint a ferrocén-család esetében kapott tartomány. Ez annak a következménye, hogy a használható szubsztituensek száma nagyobb, valamint a lehetséges szubsztituensek kombinációinak száma is nagyobb.
Az enzim és a találmány értelmében alkalmazott közvetítők között lejátszódó redoxireakció sebességi állandójának megfelelő kf másodrendű állandó sokkal nagyobb, mint az eddig ismert közvetítők esetén, és a reakció gyorsabb, mint az oxigénnel lejátszódó reakció. Az oxigén reakcióállandójának értéke csupán k =
1,5 · 106 mól-1 · s-1. Ez korlátozza azt az előzőekben említett nehézséget, amit az oxigén és a közvetítő párhuzamosan lejátszódó reakciója jelent a GOD által biztosított elektronátmenet során. Minthogy egyéb párhuzamos reakciók még lassabban játszódnak le, a mérőberendezés eredményeit nem befolyásolják.
A glükóz-érzékelők számára kiválasztott közvetítők következetesen az 1. és 2. sorszámú komplexek voltak, amelyeknek egyidejűleg nagy k állandója és alacsony E’ normál redoxpotenciálja van. Utóbbi azonban meghaladja a -300 mV-ot, amely érték a GOD FAD/FADH2 csoport normálpotenciáljának felel meg.
2. kísérlet
A mérőelektród keverékében lévő különböző komponensek optimalizálása
Miután a glükóz-érzékelő számára legkedvezőbbnek tűnő két közvetítőt meghatároztuk, kísérletet tettünk a mérőelektród áramgyűjtőjén leválasztott keverék különböző alkotórészei egymáshoz viszonyított optimális mennyiségének meghatározására.
Ezt a feladatot úgy oldottuk meg, hogy az előzőekben említett két előnyös komplex egyikét, porított szenet, immobilizált glükóz-oxidázt és adalékként borjúszérum-albumint és glutáraldehidet tartalmazó 38 keveréket készítettünk, majd 1 cm2 felületre számítva ezen keverék 70 μΐ-ét felvittük az elektromosan vezető 36 szalag 37 áramgyűjtőjére, és ezáltal kialakítottuk a 20 mérőelektródot. A mérőelektródok különböző típusait készítettük el a keverék komponensei közül egyet fokozatosan változtatva, míg a többi komponens mennyiségét állandó értéken tartottuk.
Az ilyen módon előállított különböző érzékelőket 300 mV potenciálértéken végzett potenciosztatikus mérésekhez használtuk különböző glükózmennyiségeket tartalmazó számos vérmintában. Az eredményeket az alábbiakban ismertetjük.
a) A porított szén mennyiségének optimalizálása
Számos, különböző típusú érzékelőt készítettünk (döntésünk értelmében azonban csupán háramt használtunk). Ennek során 3 ml PBS foszfátpufferbe a következő komponenseket kevertük: állandó (36,9 mg) mennyiségű GOD, állandó (3,0 mg) mennyiségű bisz(4,4'-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-mono-(4,4’-dimetil-2,2>bipiridin)-ozmiumkomplex közvetítőként, állandó (25 μΐ) mennyiségű 25%-os glutáraldehid, állandó (290 μΐ) mennyiségű 15%-os borjúszérum-albumin és 25, 50 vagy 250 mg porított szén.
A jelen kísérletben és a további kísérletekben használt PBS foszfátpuffer 6,8-re beállított pH-jú mmol/1es puffer.
Az érzékelők ezen három típusát különböző (0-20 mmol) mennyiségű glükózt tartalmazó fiziológiás oldatban vizsgáltuk, és a 30 másodperc után kapott áramsűrűséget (D3o) mértük. A fiziológiás oldat a következő komponenseket tartalmazta: 115 mmol/1 NaCl, 25 mmol/1 KC1,0,5 mmoVl KH2PO4 és 5 mmol/1 K2HOP4 · 3 H2O).
A kapott eredményeket a 7. ábra mutatja be, amelyen az a, b és c jelű egyenesek felelnek meg a 3 ml PBS foszfátpufferben 25, 50 illetve 250 mg szenet tartalmazó, vagy a közelítőleg 8, 17 és 83 mg/ml koncentrációjú érzékelőkkel kapott eredményeknek. Megjegyezzük, hogy sokkal több mérést végeztünk, azonban csupán az a, b és c egyenesek által képviselt eredményeket mutatjuk be.
A mérések összességét jellemző valamennyi egyenes meredekségét (m) meghatároztuk, és ezeket az értékeket a 8. ábrára vittük át (Cj) görbe, ahol a vízszintes tengelyen a PBS foszfátpuffer 1 ml-jében lévő szén mennyisége van feltüntetve. Hasonlóképpen kiszámítottuk ezen egyenesek kezdetének ordinátáit, és ezeket az értékeket is átvittük a 8. ábrára (C2 görbe). A görbe kezdetének megfelelő ordináta a 7. ábra egyeneseinek a függőleges tengellyel adott metszéspontja, azaz a maradékáram értéke.
Látható, hogy a C| görbe a 17 és 83 mg szén között lényegében vízszintes, ami arra utal, hogy ezen két érték között a szén mennyisége csekély befolyást gyakorol az érzékelő eredményeire. Minthogy vékony szénréteg jobb mechanikai és diffúziós tulajdonságokat eredményez, a lehető legkevesebb szenet használtuk. Megjegyezzük ezenkívül, hogy az ordináta értéke az a egyenes kezdeténél (8 mg szén/ml) kisebb, ami a legkisebb maradékáram elérésére utal.
Következésképpen előnyösen 1 ml PBS foszfátpufferre vonatkoztatva 10 mg szenet használunk.
b) Az enzim (GOD) mennyiségének optimalizálása
Számos különböző típusú érzékelőt készítettünk (a következőkben azonban csak három típust mutatunk be). Ennek során 3 ml PBS foszfátpufferbe állandó (25 mg) mennyiségű szenet, állandó (3 mg) mennyiségű, az a) kísérletben használt közvetítőt, állandó (25 μΐ) mennyiségű 25%-os glutáraldehidet és állandó (290 μΐ) mennyiségű 15%-os borjúszérum-albumint, valamint 2175, 4375, illetve 8750 IU glükóz-oxidázt (GOD) kevertünk, aminek eredményeképpen 87, 175, illetve 350 IU GOD/mg szénkoncentrációkat kaptunk.
Az a) kísérletben ismertetettekhez hasonló méréseket és számításokat végeztünk. A 9. ábra a, b és c egyenesei az 1 mg porított szénre vonatkoztatva 87, 175, illetve 350 IU glükóz-oxidázt tartalmazó érzékelőkkel kapott eredményeknek felelnek meg. A 10. ábra Cj és C2 görbéi a meredekség (m), illeve az egyenes kezdetének megfelelő ordináta értékeit mutatják. A 10. ábra vízszintes tengelyén a GOD IU egységekben kifejezett mennyisége van feltüntetve 1 mg porított szénre vonatkoztatva.
HU 212 451 Β
Láthatjuk, hogy 75-350 IU GOD/mg porított szén tartományban a C] görbe lényegében vízszintes, ami azt jelenti, hogy e két érték között a GOD mennyisége csekély mértékben befolyásolja az eredményeket. Ezenkívül az a egyenes kezdeténél a legkisebb az ordináta értéke, ami a legkisebb maradékáramot jelenti.
Következésképpen 100 IU GOD/mg porított szén alkalmazása előnyös.
c) A közvetítő mennyiségének optimalizálása
Három különböző típusú érzékelőt készítettünk, ehhez 3 ml PBS foszfátpufferhez állandó (25 mg) menynyiségű szenet, állandó (36,9 mg) mennyiségű GOD-t, állandó (25 ml) mennyiségű 25%-os glutáraldehidet és állandó (290 μΐ) mennyiségű 15%-os borjúszérum-albumint, valamint 825, 1675, illetve 3325 μηιοί bisz(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-mono-(4,4’-dimetil-2,2’bipiridin)-ozmiumkomplexet kevertünk, ennek során 33, 67 és 133 μηιοί/mg porított szén közvetítőkoncentrációt kaptunk.
Az a) kísérletben leírt méréseket és számításokat végeztük el. A 11. ábra a, b és c egyenesei a fenti, 33, 67, illetve 133 pmol/mg szén koncentrációjú komplexszel kapott eredményeknek felelnek meg. A 12. ábra C, és C2 görbéi a meredekséget (m), illetve az egyenesek kezdetének ordinátáit ábrázolják. A 12. ábra vízszintes tengelye a közvetítő mennyiségét tünteti fel μιηοΐ/mg porított szén mértékegységben.
Látható, hogy a C] és C2 görbék lényegében vízszintesek. 50 pmol-nál kevesebb közvetítő esetén a méréseket 300 mV-ot meghaladó potenciálnál kell végezni. Minthogy előnyösen a lehető legkisebb potenciálon dolgozunk, ezért 1 mg porított szénre vonatkoztatva előnyösen 50 μπιοί közvetítőt használunk.
A bisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-mono-(4,4’dimetil-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplexre elvégzett optimalizálás a trisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplexre is érvényes.
3. kísérlet
Az érzékelő kalibrálása vérben és pufferben
A 13. ábra görbéi közvetítőként a találmány szerinti két előnyös komplexet tartalmazó érzékelővel végzett potenciosztatikus méréseket szemléltetik, ahol a mérések során a vérmintákban és a PBS foszfátpufferben lévő glükózkoncentrációt változtattuk. A méréseket 300 mV potenciálon végeztük, és a D^ áramsűrűség értékét 20 másodperc után olvastuk le.
A C, és C3 görbék foszfátpufferben és vérben végzett méréseknek felelnek meg, ahol trisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplexet tartalmazó érzékelőt használtunk, míg a C2 és C4 görbék foszfátpufferben és vérben végzett olyan méréseknek felelnek meg, amelyekhez bisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-mono(4,4’-dimetil-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplexet tartalmazó érzékelőt használtunk.
Amint a 13. ábrán látható, a különböző görbék egyenesek, és 20 mmol glükóztartalomig kellően nagy meredekséget mutatnak. Következésképpen olyan betegben, akikben a glükóz fiziológiás értékei jellegzetesen 3 és 20 mmol között változhatnak, a találmány szerinti érzékelő megbízható, minthogy a glükózkoncentráció csekély változása a mért áramsűrűség elegendően nagy változásának felel meg.
A PBS pufferben és a teljes vérben végzett mérések között megfigyelt különbségek ugyanazon jelenségnek tulajdoníthatók, mint az irodalomban plazma és teljes vér vonatkozásában leírt különbségek [Fogh-Andersen
N. és munkatársai: Clin. Chim. Acta 189 (1990), 3338], Ezt a különbséget főképpen a teljes vérben lévő proteinek által elfoglalt térfogat idézi elő.
4. kísérlet
A vérplazma és a vérsejtek viszonylagos mennyiségének befolyása az érzékelő eredményeire A 14. ábra görbéi szemléltetik a 30 másodperc után kapott áramsűrűség (D30) változásait mesterségesen helyreállított emberi vérben lévő glükózkoncentráció függvényében. A vérmintákat a következő módon készítettük. Percenként 3000 fordulattal 4 °C hőmérsékleten 15 perc időtartamig végzett centrifugálással elválasztottuk a plazmát és a vérsejteket. Ezt követően a vért úgy állítottuk helyre, hogy a vérplazma és a vérsejtek viszonylagos mennyiségének különböző (0,35;
O, 50 és 0,60) értékeit kapjuk, és glükóz ismert mennyiségeit adtuk ezekhez a mintákhoz. A glükózkoncentrációt kalibrált laboratóriumi berendezéssel, például 23A típusú berendezéssel (gyártó cég: Yellow Springs Instrument, Yellow Springs, Ohio, USA) határoztuk meg. Potenciosztatikus méréseket 300 mV potenciálon végeztünk bisz-(4,4’ -dimetoxi-2,2 ’ -bipiridin)-mono(4,4’-dimetil-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplex közvetítőt tartalmazó érzékelőkkel. Az áramsűrűség értékét 30 másodperc múlva olvastuk le.
A Cb C2 és C3 görbék a 35% sejtet és 65% plazmát, az 50% sejtet és 50% plazmát, illetve a 60% sejtet és 40% plazmát tartalmazó mintáknak felelnek meg.
A vérplazma és a vérsejtek szokásos viszonylagos mennyiségének a C2 görbe felel meg. Azt tapasztaltuk, hogy a vérsejtek és a vérplazma megnövekedett viszonylagos mennyiségének megfelelő C3 görbe (vérsejt-hányad: 0,60) alig különbözik a C2 görbétől.
Ezzel ellentétben egy vérszegény beteg vérében a vérplazma és a vérsejtek viszonylagos mennyiségének megfelelő C] görbe (vérsejt-hányad: 0,35) különbözik a C2 görbétől.
Következésképpen a találmány szerinti érzékelő megbízható eredményeket ad vérében megnövekedett arányban vérsejteket tartalmazó beteg esetében, azonban eredményei kevésbé megbízhatóak vérszegény beteg esetén.
5. kísérlet
Λ pH befolyása a trisz-(4,4'-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplex és a bisz-(4,4'-dimetoxi-2,2’bipiridin)-mono-(4,4 ’-dimetil-2,2 ’-biptridin)-ozmiumkomplex közvetítő aktivitására
Ezen két komplexet PBS foszfátpuffer oldatban kevertük el, amelynek pH-ját változtattuk, és meghatároztuk a normál redoxipotenciál (E“) értékét.
HU 212 451 B
1-12 pH-tartományban E° értéke állandó. E° értéke az első komplex esetén +225 mV, míg +340 mV a második komplex esetén. Minthogy a gyakorlatban az emberi vér pH-ja 7,4 körül van, a vér pH-jának csekély változásai nem befolyásolják a találmány szerinti érzékelőkkel meghatározott vércukorszintet.
6. kísérlet
Bizonyos gyógyszerek jelenlétének hatása az érzékelő által adott eredményekre Végül egy utolsó kísérletsorozatot végeztünk annak igazolására, hogy az érzékelők által nyújtott eredményeket befolyásolhatják-e a vérben a mérés időpontjában jelen lévő gyógyszerek. A beteg a gyakorlatban a vércukorszint mérése előtt bevehetett gyógyszereket, így aszpirint vagy C-vitamint.
Ezért megvizsgáltuk a találmány szerinti érzékelők által nyújtott eredményekre az acetil-szalicilsav, az acetamino-fenol és az aszkorbinsav által gyakorolt esetleges hatást.
Ezeket a kísérleteket olyan érzékelővel végeztük, amely közvetítőként trisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-ozmiumkomplexet tartalmazott.
Potenciosztatikus méréseket végeztünk 300 mV potenciálértéknél. Az áramsűrűség (DM) értékét 30 másodperc után olvastuk le. A különböző görbék az áramsűrűség változásait mutatják be a glükózkoncentráció függvényében, ahol a fiziológiás oldat mintájában a vizsgált gyógyszerek különböző mennyiségei vannak jelen.
A következő eredményeket kaptuk:
- Acetamino-fenol
A kapott görbéket a 15. ábra mutatja be. A C,, C2 (szaggatott vonal) és a C3 görbék 0, 50 illetve 500 pmol acetamino-fenol-koncentrációnak felelnek meg.
Az 50 gmol érték szokásos dózisú acetamino-fenol felszívódását követően lép fel a betegben, míg az 500 pmol érték túladagolásának felel meg. Látható, hogy (a fiziológiás értékeknek megfelelő) 4-10 mmol glükóz esetében ezen gyógyszer jelenléte aligha befolyásolja az érzékelők által nyújtott eredményeket, minthogy lényegében valamennyi görbe lefutása közel azonos.
- Aszkorbinsav
A kapott görbéket a 16. ábra szemlélteti. A Clt C2 és C3 görbék 1 ml vérre vonatkoztatva 0,100, illetve 1000 pmol aszkorbinsav-koncentrációnak felelnek meg.
A 100 pmol érték (C2 görbe) szokásos dózisú C-vitamin felszívódása után a betegben tapasztalt értéknek felel meg, míg az 1000 pmol érték (C3 görbe) aszkorbinsav-túladagolásnak felel meg.
Megállapítottuk, ha az aszkorbinsav feleslegben van jelen (C3 görbe), valamennyi glükózkoncentráció meghaladja a szokásos értéket. Ezzel szemben a C2 görbe lényegében azonos aC| görbével és a fiziológiás értékekkel, és látható, hogy az aszkorbinsav jelenléte nem befolyásolta az érzékelő által adott eredményeket.
- Acetil-szalicilsav
Nem tartottuk szükségesnek a kapott eredmények szemléltetését ábra útján, minthogy azt állapítottuk meg, hogy 25 mmol-ig terjedő mennyiségű acetil-szalicilsav 0 mmol mennyiségű acetil-szalicilsavnak megfelelő egyenest eredményezett. Ezért az a következtetés vonható le, hogy acetil-szalicilsav jelenléte nem befolyásolja az érzékelő által adott eredményeket.

Claims (11)

  1. SZABADALMI IGÉNYPONTOK
    1. Vérben oldott glükóz komponens mennyiségét mérő érzékelő, amelynek
    - legalább egy mérőelektródja és egy referenciaelektródja van, amelyek egymástól szigeteltek és az oldott glükóz komponenst tartalmazó oldattal érintkezésbe kerülnek, ahol az elektródoknak az érzékelőjelét feldolgozó berendezéshez kapcsolt elektromos érintkezői vannak,
    - a mérőelektródnak az elektromos érintkezők egyikével elektromosan érintkező és legalább egy, a komponensre nézve sajátos redoxi-enzimet, valamint legalább egy, az enzim és az áramgyűjtő közötti elektronátmenetet biztosító közvetítőt, valamint az enzim és az aktív vezetőképes anyag közötti elektronátementet biztosító, aktív vezetőképes anyagot is tartalmazó keverékkel bevont legalább egy áramgyűjtője van, azzal jellemevze, hogy a közvetítő vas, ruténium, ozmium és vanádium közül választott átmenetifémnek legalább egy bipiridin-, terpiridin- vagy fenantrolin-ligandummal alkotott komplexe, ahol a ligandum legalább egy, hidroxi-, 1-5 szénatomos alkoxi- vagy primer, szekunder vagy tercier amincsoport közül választott elektrondonor-csoporttal helyettesített.
  2. 2. Az 1. igénypont szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy a redoxi-enzimként oxidázt vagy flavoproteint tartalmaz.
  3. 3. A 2. igénypont szerinti érzékelő vérben oldott glükóz mennyiségének mérésére, azzal jellemezve, hogy az enzimként glükóz-oxidázt tartalmaz.
  4. 4. A 3. igénypont szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy a közvetítő trisz-(4,4’-dimetoxi-2,2’-bipiridin)-ozmium vagy bisz-(4,4,-dimetoxi-2,2’-bipiridin)mono-(4,4’-dimetil-2,2’-bipiridin)-ozmium.
  5. 5. Az 1. igénypont szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy az aktív vezetőképes anyagként porított szenet, aranyat, platinát, palládiumot vagy vezetőképes fém-oxidot tartalmaz.
  6. 6. Az 1. igénypont szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy az aktív vezetőképes anyagként vezetőképes polimerből készült filmet tartalmaz.
  7. 7. Az 1. igénypont szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy a mérőelektród olyan keverékkel van bevonva, amely a mérőelektród áramgyűjtőjének felületén az enzim, a közvetítő és/vagy az aktív vezetőképes anyag immobilizáló hálózatát képező adalékot tartalmaz.
  8. 8. Az 7. igénypont szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy borjúszérum-albumin, glutáraldehid, karbodiimid és vízoldható polimer közül választott adalékot tartalmaz.
  9. 9. A 3-5. igénypontok bármelyike szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy a mérőelektród áramgyűjtőjére
    HU 212 451 Β leválasztott keverék 1-2000 IU glükóz-oxidázt és 110 000 pmol közvetítőt tartalmaz 1 mg porított szénre vonatkoztatva.
  10. 10. Az 9. igénypont szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy a mérőelektród áramgyűjtőjére leválasztott keverék 10-300 IU glükóz-oxidázt és 10-300 gmol közvetítőt tartalmaz 1 mg porított szénre vonatkoztatva.
  11. 11. Az 10. igénypont szerinti érzékelő, azzal jellemezve, hogy a mérőelektród áramgyűjtőjére leválasz5 tott keverék 100 IU glükóz-oxidázt és 50 pmol közvetítőt tartalmaz 1 mg porított szénre vonatkoztatva.
HU9203285A 1991-02-21 1992-02-19 Sensor for measuring the quantity of glucose component dissolved in blood HU212451B (en)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR919102200A FR2673289B1 (fr) 1991-02-21 1991-02-21 Capteur de mesure de la quantite d'un composant en solution.

Publications (2)

Publication Number Publication Date
HUT66200A HUT66200A (en) 1994-10-28
HU212451B true HU212451B (en) 1996-06-28

Family

ID=9410039

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
HU9203285A HU212451B (en) 1991-02-21 1992-02-19 Sensor for measuring the quantity of glucose component dissolved in blood

Country Status (14)

Country Link
US (1) US5378628A (hu)
EP (1) EP0526602B1 (hu)
JP (1) JP2770250B2 (hu)
AT (1) ATE147107T1 (hu)
AU (1) AU656360B2 (hu)
BG (1) BG96988A (hu)
CA (1) CA2080840C (hu)
DE (1) DE69216319T2 (hu)
FI (1) FI924726A (hu)
FR (1) FR2673289B1 (hu)
HU (1) HU212451B (hu)
PL (1) PL169972B1 (hu)
SK (1) SK316592A3 (hu)
WO (1) WO1992014836A1 (hu)

Families Citing this family (210)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH04278450A (ja) 1991-03-04 1992-10-05 Adam Heller バイオセンサー及び分析物を分析する方法
US5593852A (en) * 1993-12-02 1997-01-14 Heller; Adam Subcutaneous glucose electrode
US5710011A (en) * 1992-06-05 1998-01-20 Medisense, Inc. Mediators to oxidoreductase enzymes
FR2699170B1 (fr) * 1992-12-15 1995-07-28 Asulab Sa Complexes d'un métal de transition à ligands 2,2'-bipyridine substitués par au moins un radical ammonium alkyle, leur procédé de fabrication et leur application comme médiateur redox.
AT397513B (de) * 1992-12-15 1994-04-25 Avl Verbrennungskraft Messtech Amperometrische enzymelektrode
FR2701117B1 (fr) * 1993-02-04 1995-03-10 Asulab Sa Système de mesures électrochimiques à capteur multizones, et son application au dosage du glucose.
CH685458A5 (de) * 1993-03-01 1995-07-14 Disetronic Ag Sensorarray zur selektiven Feststellung oder Messung mindestens einer Stoffkomponente in einer wässerigen Lösung.
FR2705150B1 (fr) * 1993-05-10 1995-07-21 Asulab Sa Capteur électrochimique à zones multiples sur disque et son application au dosage du glucose.
FR2710411B1 (fr) * 1993-09-21 1995-11-17 Asulab Sa Dispositif de mesure pour capteurs multizones amovibles.
US5589326A (en) * 1993-12-30 1996-12-31 Boehringer Mannheim Corporation Osmium-containing redox mediator
US6127127A (en) * 1995-06-27 2000-10-03 The University Of North Carolina At Chapel Hill Monolayer and electrode for detecting a label-bearing target and method of use thereof
US6346387B1 (en) * 1995-06-27 2002-02-12 Xanthon, Inc. Detection of binding reactions using labels detected by mediated catalytic electrochemistry
US5968745A (en) * 1995-06-27 1999-10-19 The University Of North Carolina At Chapel Hill Polymer-electrodes for detecting nucleic acid hybridization and method of use thereof
US6180346B1 (en) 1995-06-27 2001-01-30 The Universtiy Of North Carolina At Chapel Hill Electropolymerizable film, and method of making and use thereof
US6132971A (en) * 1995-06-27 2000-10-17 The University Of North Carolina At Chapel Hill Microelectronic device
US6387625B1 (en) 1995-06-27 2002-05-14 The University Of North Carolina At Chapel Hill Monolayer and electrode for detecting a label-bearing target and method of use thereof
US6361951B1 (en) * 1995-06-27 2002-03-26 The University Of North Carolina At Chapel Hill Electrochemical detection of nucleic acid hybridization
US5830341A (en) * 1996-01-23 1998-11-03 Gilmartin; Markas A. T. Electrodes and metallo isoindole ringed compounds
US5795453A (en) * 1996-01-23 1998-08-18 Gilmartin; Markas A. T. Electrodes and metallo isoindole ringed compounds
FR2744219B1 (fr) * 1996-01-31 1998-03-20 Asulab Sa Capteur electrochimique sans calibration
US7112265B1 (en) 1996-02-14 2006-09-26 Lifescan Scotland Limited Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
US6241862B1 (en) 1996-02-14 2001-06-05 Inverness Medical Technology, Inc. Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
US5708247A (en) * 1996-02-14 1998-01-13 Selfcare, Inc. Disposable glucose test strips, and methods and compositions for making same
JPH09274010A (ja) * 1996-04-04 1997-10-21 Matsushita Electric Ind Co Ltd 基質の定量法
WO1998019159A1 (en) * 1996-10-30 1998-05-07 Mercury Diagnostics, Inc. Synchronized analyte testing system
JP3394262B2 (ja) 1997-02-06 2003-04-07 セラセンス、インク． 小体積インビトロ被検体センサー
GB9711395D0 (en) * 1997-06-04 1997-07-30 Environmental Sensors Ltd Improvements to electrodes for the measurement of analytes in small samples
US6036924A (en) 1997-12-04 2000-03-14 Hewlett-Packard Company Cassette of lancet cartridges for sampling blood
US6893552B1 (en) 1997-12-29 2005-05-17 Arrowhead Center, Inc. Microsensors for glucose and insulin monitoring
US6103033A (en) * 1998-03-04 2000-08-15 Therasense, Inc. Process for producing an electrochemical biosensor
US6134461A (en) * 1998-03-04 2000-10-17 E. Heller & Company Electrochemical analyte
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
US8688188B2 (en) 1998-04-30 2014-04-01 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
US8974386B2 (en) 1998-04-30 2015-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8480580B2 (en) * 1998-04-30 2013-07-09 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
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
US8346337B2 (en) 1998-04-30 2013-01-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US7001733B1 (en) 1998-05-12 2006-02-21 Rigel Pharmaceuticals, Inc. Methods and compositions for screening for modulations of IgE synthesis, secretion and switch rearrangement
AU4215799A (en) 1998-06-01 1999-12-20 Roche Diagnostics Corporation Method and device for electrochemical immunoassay of multiple analytes
US6251260B1 (en) 1998-08-24 2001-06-26 Therasense, Inc. Potentiometric sensors for analytic determination
US6599408B1 (en) 1998-09-17 2003-07-29 E. I. Du Pont De Nemours And Company Thick film conductor composition for use in biosensors
US6042751A (en) * 1998-09-17 2000-03-28 E. I. Du Pont De Nemours And Company Thick film conductor composition for use in biosensors
JP3694424B2 (ja) * 1998-09-29 2005-09-14 松下電器産業株式会社 グルコースセンサ
US6338790B1 (en) 1998-10-08 2002-01-15 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator
US6591125B1 (en) 2000-06-27 2003-07-08 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator
EP1031830B8 (fr) * 1999-02-23 2009-12-09 Asulab S.A. Système électrochimique pour la détermination d'un temps de coagulation du sang
EP1192269A2 (en) 1999-06-18 2002-04-03 Therasense, Inc. MASS TRANSPORT LIMITED i IN VIVO /i ANALYTE SENSOR
SE9902608D0 (sv) 1999-07-06 1999-07-06 Forskarpatent I Syd Ab Histamine detection and detector
ATE313790T1 (de) 1999-10-05 2006-01-15 Matsushita Electric Ind Co Ltd Glukosesensor
US20060091006A1 (en) * 1999-11-04 2006-05-04 Yi Wang Analyte sensor with insertion monitor, and methods
US6616819B1 (en) * 1999-11-04 2003-09-09 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor and methods
US8268143B2 (en) * 1999-11-15 2012-09-18 Abbott Diabetes Care Inc. Oxygen-effect free analyte sensor
AU1602601A (en) * 1999-11-15 2001-05-30 Therasense, Inc. Polymeric transition metal complexes and uses thereof
US8444834B2 (en) 1999-11-15 2013-05-21 Abbott Diabetes Care Inc. Redox polymers for use in analyte monitoring
EP1162453A1 (fr) * 2000-06-07 2001-12-12 Asulab S.A. Capteur électrochimique à reproductibilité accrue
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
DE10057832C1 (de) * 2000-11-21 2002-02-21 Hartmann Paul Ag Blutanalysegerät
US6560471B1 (en) * 2001-01-02 2003-05-06 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6627058B1 (en) 2001-01-17 2003-09-30 E. I. Du Pont De Nemours And Company Thick film conductor composition for use in biosensors
WO2002078512A2 (en) 2001-04-02 2002-10-10 Therasense, Inc. Blood glucose tracking apparatus and methods
US6676816B2 (en) * 2001-05-11 2004-01-13 Therasense, Inc. Transition metal complexes with (pyridyl)imidazole ligands and sensors using said complexes
US8070934B2 (en) 2001-05-11 2011-12-06 Abbott Diabetes Care Inc. Transition metal complexes with (pyridyl)imidazole ligands
US8226814B2 (en) * 2001-05-11 2012-07-24 Abbott Diabetes Care Inc. Transition metal complexes with pyridyl-imidazole ligands
US7025774B2 (en) * 2001-06-12 2006-04-11 Pelikan Technologies, Inc. Tissue penetration device
JP4272051B2 (ja) 2001-06-12 2009-06-03 ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド 血液試料採取装置及び方法
US8337419B2 (en) 2002-04-19 2012-12-25 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US9226699B2 (en) * 2002-04-19 2016-01-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface
US9795747B2 (en) 2010-06-02 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Methods and apparatus for lancet actuation
DE60238119D1 (de) * 2001-06-12 2010-12-09 Pelikan Technologies Inc Elektrisches betätigungselement für eine lanzette
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
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
US7316700B2 (en) * 2001-06-12 2008-01-08 Pelikan Technologies, Inc. Self optimizing lancing device with adaptation means to temporal variations in cutaneous properties
US20070100255A1 (en) * 2002-04-19 2007-05-03 Pelikan Technologies, Inc. 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
US7371247B2 (en) 2002-04-19 2008-05-13 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US20070142748A1 (en) * 2002-04-19 2007-06-21 Ajay Deshmukh Tissue penetration device
US9795334B2 (en) * 2002-04-19 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7291117B2 (en) 2002-04-19 2007-11-06 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7547287B2 (en) 2002-04-19 2009-06-16 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7175642B2 (en) 2002-04-19 2007-02-13 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8267870B2 (en) * 2002-04-19 2012-09-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation
US7331931B2 (en) * 2002-04-19 2008-02-19 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
US7229458B2 (en) 2002-04-19 2007-06-12 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
US8784335B2 (en) * 2002-04-19 2014-07-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling device with a capacitive sensor
US7491178B2 (en) 2002-04-19 2009-02-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7410468B2 (en) * 2002-04-19 2008-08-12 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
US8372016B2 (en) 2002-04-19 2013-02-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7524293B2 (en) * 2002-04-19 2009-04-28 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
WO2004054455A1 (en) * 2002-12-13 2004-07-01 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for measuring analytes
US7909778B2 (en) 2002-04-19 2011-03-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7244265B2 (en) * 2002-04-19 2007-07-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7648468B2 (en) * 2002-04-19 2010-01-19 Pelikon Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7717863B2 (en) * 2002-04-19 2010-05-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8360992B2 (en) * 2002-04-19 2013-01-29 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7674232B2 (en) * 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8221334B2 (en) * 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7232451B2 (en) 2002-04-19 2007-06-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7976476B2 (en) 2002-04-19 2011-07-12 Pelikan Technologies, Inc. Device and method for variable speed lancet
US20040067481A1 (en) * 2002-06-12 2004-04-08 Leslie Leonard Thermal sensor for fluid detection
US7381184B2 (en) * 2002-11-05 2008-06-03 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter assembly
US7265881B2 (en) * 2002-12-20 2007-09-04 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Method and apparatus for measuring assembly and alignment errors in sensor assemblies
US8574895B2 (en) 2002-12-30 2013-11-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels
AU2003303597A1 (en) 2002-12-31 2004-07-29 Therasense, Inc. Continuous glucose monitoring system and methods of use
US7205153B2 (en) 2003-04-11 2007-04-17 Applied Materials, Inc. Analytical reagent for acid copper sulfate solutions
DE602004028463D1 (de) 2003-05-30 2010-09-16 Pelikan Technologies Inc Verfahren und vorrichtung zur injektion von flüssigkeit
US7850621B2 (en) 2003-06-06 2010-12-14 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US8066639B2 (en) 2003-06-10 2011-11-29 Abbott Diabetes Care Inc. Glucose measuring device for use in personal area network
WO2006001797A1 (en) 2004-06-14 2006-01-05 Pelikan Technologies, Inc. Low pain penetrating
US7306641B2 (en) * 2003-09-12 2007-12-11 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Integral fuel cartridge and filter
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
USD902408S1 (en) 2003-11-05 2020-11-17 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor control unit
US7160245B2 (en) * 2003-11-17 2007-01-09 Virginijus Burneikis Method and device for umbilicus protection during abdominal surgery
US7822454B1 (en) 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
EP1706026B1 (en) 2003-12-31 2017-03-01 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture
CA2556331A1 (en) 2004-02-17 2005-09-29 Therasense, Inc. Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system
RU2386960C2 (ru) * 2004-05-14 2010-04-20 БАЙЕР ХЕЛТКЭР ЭлЭлСи Вольтамперометрическая система для анализа биологических анализируемых веществ
US8828203B2 (en) * 2004-05-20 2014-09-09 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Printable hydrogels for biosensors
KR101328608B1 (ko) 2004-05-21 2013-11-12 아가매트릭스, 인코포레이티드 전기화학 셀 및 전기화학 셀 제조 방법
US9775553B2 (en) * 2004-06-03 2017-10-03 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a fluid sampling device
WO2005120365A1 (en) 2004-06-03 2005-12-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a fluid sampling device
US20060211126A1 (en) 2004-09-16 2006-09-21 Banks Bruce A Method for using texturing surfaces of optical fiber sensors for blood glucose monitoring
US20110060196A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Flexible Mounting Unit and Cover for a Medical Device
US7731657B2 (en) 2005-08-30 2010-06-08 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor introducer and methods of use
US8512243B2 (en) 2005-09-30 2013-08-20 Abbott Diabetes Care Inc. Integrated introducer and transmitter assembly and methods of use
US9259175B2 (en) 2006-10-23 2016-02-16 Abbott Diabetes Care, Inc. Flexible patch for fluid delivery and monitoring body analytes
US9788771B2 (en) 2006-10-23 2017-10-17 Abbott Diabetes Care Inc. Variable speed sensor insertion devices and methods of use
US9743862B2 (en) 2011-03-31 2017-08-29 Abbott Diabetes Care Inc. Systems and methods for transcutaneously implanting medical devices
US7697967B2 (en) 2005-12-28 2010-04-13 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor insertion
US9572534B2 (en) 2010-06-29 2017-02-21 Abbott Diabetes Care Inc. Devices, systems and methods for on-skin or on-body mounting of medical devices
US10226207B2 (en) 2004-12-29 2019-03-12 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter having introducer
US8333714B2 (en) 2006-09-10 2012-12-18 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing an integrated analyte sensor insertion device and data processing unit
US8613703B2 (en) 2007-05-31 2013-12-24 Abbott Diabetes Care Inc. Insertion devices and methods
US7883464B2 (en) 2005-09-30 2011-02-08 Abbott Diabetes Care Inc. Integrated transmitter unit and sensor introducer mechanism and methods of use
US9398882B2 (en) * 2005-09-30 2016-07-26 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor and data processing device
US8571624B2 (en) * 2004-12-29 2013-10-29 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for mounting a data transmission device in a communication system
US20110054275A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Mounting Unit Having a Sensor and Associated Circuitry
US20090105569A1 (en) 2006-04-28 2009-04-23 Abbott Diabetes Care, Inc. Introducer Assembly and Methods of Use
US20070027381A1 (en) * 2005-07-29 2007-02-01 Therasense, Inc. Inserter and methods of use
US20110073475A1 (en) * 2009-08-29 2011-03-31 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte Sensor
US20080214917A1 (en) * 2004-12-30 2008-09-04 Dirk Boecker Method and apparatus for analyte measurement test time
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
US20060184065A1 (en) * 2005-02-10 2006-08-17 Ajay Deshmukh Method and apparatus for storing an analyte sampling and measurement device
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
DE602005023433D1 (de) * 2005-07-07 2010-10-21 Asulab Sa System zur differenziellen Bestimmung der Menge eines proteolytischen Enzyms in einer Körperflüssigkeit
US7851222B2 (en) * 2005-07-26 2010-12-14 Applied Materials, Inc. System and methods for measuring chemical concentrations of a plating solution
US9521968B2 (en) * 2005-09-30 2016-12-20 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor retention mechanism and methods of use
US20070276290A1 (en) * 2005-10-04 2007-11-29 Dirk Boecker Tissue Penetrating Apparatus
US20070191736A1 (en) * 2005-10-04 2007-08-16 Don Alden Method for loading penetrating members in a collection device
US20090054747A1 (en) * 2005-10-31 2009-02-26 Abbott Diabetes Care, Inc. Method and system for providing analyte sensor tester isolation
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
CA2636034A1 (en) 2005-12-28 2007-10-25 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device insertion
US11298058B2 (en) 2005-12-28 2022-04-12 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor insertion
US7885698B2 (en) 2006-02-28 2011-02-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing continuous calibration of implantable analyte sensors
US8226891B2 (en) 2006-03-31 2012-07-24 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring devices and methods therefor
US7620438B2 (en) * 2006-03-31 2009-11-17 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for powering an electronic device
US20090054749A1 (en) * 2006-05-31 2009-02-26 Abbott Diabetes Care, Inc. Method and System for Providing Data Transmission in a Data Management System
US20080071157A1 (en) * 2006-06-07 2008-03-20 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and method
US7382944B1 (en) 2006-07-14 2008-06-03 The United States Of America As Represented By The Administration Of The National Aeronautics And Space Administration Protective coating and hyperthermal atomic oxygen texturing of optical fibers used for blood glucose monitoring
GB0616566D0 (en) * 2006-08-19 2006-09-27 Rolls Royce Plc An alloy and method of treating titanium aluminide
US8319092B1 (en) 2006-11-03 2012-11-27 Solera Laboratories, Inc. Nano power cell and method of use
US9112447B2 (en) * 2006-11-03 2015-08-18 Solera Laboratories, Inc. Nano power cell and method of use
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
US8665091B2 (en) 2007-05-08 2014-03-04 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for determining elapsed sensor life
US20080281179A1 (en) * 2007-05-08 2008-11-13 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and methods
US7928850B2 (en) 2007-05-08 2011-04-19 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8456301B2 (en) * 2007-05-08 2013-06-04 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8182917B2 (en) * 2008-03-20 2012-05-22 The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Navy Reduced graphene oxide film
EP2265324B1 (en) 2008-04-11 2015-01-28 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Integrated analyte measurement system
US8637194B2 (en) 2008-09-02 2014-01-28 Bio-Nano Power, Llc Bio-nano power cells and their uses
US20100187132A1 (en) * 2008-12-29 2010-07-29 Don Alden Determination of the real electrochemical surface areas of screen printed electrodes
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
US20100198034A1 (en) 2009-02-03 2010-08-05 Abbott Diabetes Care Inc. Compact On-Body Physiological Monitoring Devices and Methods Thereof
US20100213057A1 (en) 2009-02-26 2010-08-26 Benjamin Feldman Self-Powered Analyte Sensor
US9226701B2 (en) * 2009-04-28 2016-01-05 Abbott Diabetes Care Inc. Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system
US9184490B2 (en) 2009-05-29 2015-11-10 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device antenna systems having external antenna configurations
WO2011026148A1 (en) 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods for managing power and noise
WO2011026130A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Inserter device including rotor subassembly
EP2473098A4 (en) 2009-08-31 2014-04-09 Abbott Diabetes Care Inc ANALYTICAL SIGNAL PROCESSING APPARATUS AND METHOD
WO2011041449A1 (en) * 2009-09-29 2011-04-07 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter having introducer
EP2482720A4 (en) 2009-09-29 2014-04-23 Abbott Diabetes Care Inc METHOD AND APPARATUS FOR PROVIDING NOTIFICATION FUNCTION IN SUBSTANCE MONITORING SYSTEMS
WO2011041531A1 (en) 2009-09-30 2011-04-07 Abbott Diabetes Care Inc. Interconnect for on-body analyte monitoring device
WO2011044386A1 (en) * 2009-10-07 2011-04-14 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter assembly having rotatable trigger
USD924406S1 (en) 2010-02-01 2021-07-06 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor inserter
US9265453B2 (en) 2010-03-24 2016-02-23 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device inserters and processes of inserting and using medical devices
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US11064921B2 (en) 2010-06-29 2021-07-20 Abbott Diabetes Care Inc. Devices, systems and methods for on-skin or on-body mounting of medical devices
CN103781917B (zh) 2011-07-27 2016-05-18 埃葛梅崔克斯股份有限公司 用于电化学测试条的试剂
EP2775918B1 (en) 2011-11-07 2020-02-12 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods
JP6211529B2 (ja) 2011-12-11 2017-10-11 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． 検体センサ装置
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
US20140251836A1 (en) * 2013-03-08 2014-09-11 Magellan Diagnostics, Inc. Apparatus and method for analyzing multiple samples
US10213139B2 (en) 2015-05-14 2019-02-26 Abbott Diabetes Care Inc. Systems, devices, and methods for assembling an applicator and sensor control device
US10674944B2 (en) 2015-05-14 2020-06-09 Abbott Diabetes Care Inc. Compact medical device inserters and related systems and methods
US20170108458A1 (en) * 2015-10-15 2017-04-20 Arkray, Inc. Biosensor
US11071478B2 (en) 2017-01-23 2021-07-27 Abbott Diabetes Care Inc. Systems, devices and methods for analyte sensor insertion

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0078636B2 (en) * 1981-10-23 1997-04-02 MediSense, Inc. Sensor for components of a liquid mixture
JPS58153154A (ja) * 1982-03-09 1983-09-12 Ajinomoto Co Inc 修飾電極
DE3221339A1 (de) * 1982-06-05 1983-12-08 Basf Ag, 6700 Ludwigshafen Verfahren zur elektrochemischen hydrierung von nicotinamidadenin-dinucleotid
EP0179823B1 (fr) * 1984-04-30 1989-07-12 Stiftung, R. E. Procede de sensibilisation d'un photo-catalyseur d'oxydo-reduction et photo-catalyseur ainsi obtenu
GB8612861D0 (en) * 1986-05-27 1986-07-02 Cambridge Life Sciences Immobilised enzyme biosensors
US4974929A (en) * 1987-09-22 1990-12-04 Baxter International, Inc. Fiber optical probe connector for physiologic measurement devices
US5205920A (en) * 1989-03-03 1993-04-27 Noboru Oyama Enzyme sensor and method of manufacturing the same
US5198367A (en) * 1989-06-09 1993-03-30 Masuo Aizawa Homogeneous amperometric immunoassay

Also Published As

Publication number Publication date
FR2673289A1 (fr) 1992-08-28
US5378628A (en) 1995-01-03
BG96988A (en) 1994-03-31
ATE147107T1 (de) 1997-01-15
FR2673289B1 (fr) 1994-06-17
CA2080840C (en) 1999-04-06
DE69216319T2 (de) 1997-07-03
EP0526602A1 (fr) 1993-02-10
FI924726A0 (fi) 1992-10-19
SK316592A3 (en) 1995-04-12
DE69216319D1 (de) 1997-02-13
PL169972B1 (pl) 1996-09-30
FI924726A (fi) 1992-10-19
JP2770250B2 (ja) 1998-06-25
JPH05506102A (ja) 1993-09-02
HUT66200A (en) 1994-10-28
WO1992014836A1 (fr) 1992-09-03
CA2080840A1 (en) 1992-08-22
EP0526602B1 (fr) 1997-01-02
AU1221992A (en) 1992-09-15
AU656360B2 (en) 1995-02-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
HU212451B (en) Sensor for measuring the quantity of glucose component dissolved in blood
US10982251B2 (en) Method of making an electrochemical sensor strip
Heller et al. Electrochemical glucose sensors and their applications in diabetes management
US6893552B1 (en) Microsensors for glucose and insulin monitoring
US9546974B2 (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer
Nöll et al. Strategies for “wiring” redox-active proteins to electrodes and applications in biosensors, biofuel cells, and nanotechnology
JPH0259424B2 (hu)
Gajovic et al. Operation of a miniature redox hydrogel-based pyruvate sensor in undiluted deoxygenated calf serum
FR2677766A1 (fr) Capteur de mesure de la quantite d&#39;un composant en solution.
Wang Glucose biosensors: 40 years of advances and challenges
JP2023538715A (ja) 自己較正バイオセンサのアレイを使用して基質の実際の濃度を決定する方法及びその方法を実施するための装置
Gao et al. A disposable glucose biosensor based on diffusional mediator dispersed in nanoparticulate membrane on screen-printed carbon electrode
CZ316592A3 (en) sensor for measuring a component amount in a solution
AU2014274588B2 (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer
AU2016202064A1 (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer
AU2012203435A1 (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer

Legal Events

Date Code Title Description
HMM4 Cancellation of final prot. due to non-payment of fee