DE69822949T2 - Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats - Google Patents

Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats Download PDF

Info

Publication number
DE69822949T2
DE69822949T2 DE69822949T DE69822949T DE69822949T2 DE 69822949 T2 DE69822949 T2 DE 69822949T2 DE 69822949 T DE69822949 T DE 69822949T DE 69822949 T DE69822949 T DE 69822949T DE 69822949 T2 DE69822949 T2 DE 69822949T2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
quantitative measurement
substrate
electrode
electron
glucose
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
DE69822949T
Other languages
English (en)
Other versions
DE69822949D1 (de
Inventor
Shin Ikeda
Toshihiko Yoshioka
Shiro Nankai
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Panasonic Corp
Original Assignee
Matsushita Electric Industrial Co Ltd
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 Matsushita Electric Industrial Co Ltd filed Critical Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Application granted granted Critical
Publication of DE69822949D1 publication Critical patent/DE69822949D1/de
Publication of DE69822949T2 publication Critical patent/DE69822949T2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

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
    • C12Q1/004—Enzyme electrodes mediator-assisted
    • 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

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)

Description

  • STAND DER TECHNIK
  • Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zu schnellen und einfachen Messung mit hoher Genauigkeit eines Substrats, das in einer Probe wie Blut, Urin oder Fruchtsaft enthalten ist.
  • Ein konventionelles einfaches Verfahren zur quantitativen Bestimmung einer bestimmten Komponente in einer Probenlösung ohne Verdünnen oder Rühren besteht darin, die bestimmte Komponente mit einer Oxidoreductase zur Reaktion zu bringen, wobei das Substrat der Oxidoreductase der bestimmten Komponente in der Gegenwart eines Elektronenüberträgers oder Elektronenakzeptors entspricht, und dann den Elektronenüberträger, der durch diese enzymatische Reaktion reduziert worden ist, elektrochemisch zu oxidieren und dabei den Oxidationsstrom zu messen, der während dieser elektrochemischen Oxidation fließt.
  • Bei diesem Verfahren ist es üblich, einen Biosensor zu verwenden, wie er in der japanischen offen gelegten Patentveröffentlichung Hei 3-202764 offenbart ist.
  • Der Biosensor wird hergestellt, indem zunächst mittels eines Siebdruckverfahrens oder dergleichen ein Elektrodensystem gebildet wird, das eine Arbeitselektrode und eine Gegenelektrode auf einer elektrisch isolierenden Grundplatte aufweist, danach über dem Elektrodensystem eine Reaktionsschicht gebildet wird, die eine Oxidoreductase und einen Elektronenüberträger umfasst, und schließlich eine Abdeckung und ein Abstandshalter auf die elektrisch isolierende Grundplatte geklebt wird.
  • Mit diesem Biosensor lassen sich durch Austauschen der Oxidoreductase verschiedene definierte Komponenten quantitativ bestimmen.
  • In diesem Dokument wird ein Glucosesensor als Beispiel für einen Biosensor beschrieben.
  • Ein bekanntes konventionelles Verfahren zur quantitativen Messung von Glucose wird mittels eines Systems durchgeführt, das eine Kombination von Glucoseoxidase mit einer Sauerstoffelektrode oder einer Wasserstoffperoxidelektrode umfasst (z. B. „Biosensor", hrsg. von Shuichi Suzuki, Kodansha, Japan).
  • Glucoseoxidase oxidiert selektiv das Substrat β-D-Glucose zu D-Glucono-δ-Lacton, wobei in einer Probenlösung gelöster Sauerstoff als Elektronenüberträger dient.
  • Wenn das Substrat durch die Glucoseoxidase oxidiert wird, wird der als Elektronenüberträger verwendete Sauerstoff zu Wasserstoffperoxid reduziert. Die Glucosekonzentration lässt sich entweder unter Verwendung einer Sauerstoffelektrode durch Messung des Volumens des während dieser Reaktion verbrauchten Sauerstoffs oder unter Verwendung einer Wasserstoffperoxidelektrode aus Platin oder dergleichen durch Messung des Volumens des entstandenen Wasserstoffperoxids quantitativ bestimmen.
  • Dieses Verfahren hat jedoch den Nachteil, dass die Messung je nachdem, an was für einem Objekt die sie durchgeführt wird, stark von der in einer Probenlösung enthaltenen Sauerstoffkonzentration beeinflusst wird. Ein weiterer Nachteil dieses Systems besteht darin, dass es in der Abwesenheit von Sauerstoff nicht funktionieren kann.
  • Zur Behebung dieser Probleme ist ein Typ von Glucosesensor entwickelt worden, der als Elektronenüberträger statt Sauerstoff eine organische Verbindung oder einen Metallkomplex wie Kaliumhexacyanoferrat(III), Ferrocenderivate, Chinonderivate, usw. umfasst.
  • Dieser Biosensor kann eine bekannte Menge Glucoseoxidase zusammen mit einem Elektronenüberträger in ihrem stabilisierten Zustand auf einem Elektrodensystem tragen. Infolgedessen kann das Elektrodensystem beinahe im trockenen Zustand mit der Reaktionsschicht vereinigt werden.
  • Solch ein Biosensor ist im Normalfall für den einmaligen Gebrauch bestimmt und erleichtert die Messung der Glucosekonzentration dadurch, dass von einer zu messenden Probe einfach etwas auf einen Sensorchip geträufelt wird, der in ein Messinstrument montiert ist. Daher hat dieser Biosensor in jüngster Zeit viel Aufmerksamkeit auf sich gezogen.
  • Wie vorstehend beschrieben, kann das Substrat in einer Probe auf der Basis des Stroms, der während der Oxidation des durch eine Reihe von enzymatischen Reaktionen reduzierten Elektronenüberträgers durch die Elektroden fließt, quantitativ bestimmt werden.
  • Wenn der Wert des Oxidationsstroms mit einem System aus zwei Elektroden gemessen wird, das eine Arbeitselektrode und eine Gegenelektrode umfasst, so wird das Vorhandensein eines Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand, der an der Gegenelektrode reduziert werden muss, unerlässlich.
  • Wenn erwartet wird, dass die zu messende Probe eine niedrige Substratkonzentration enthält, wird es unnötig, die Gegenwart eines solchen Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand sicherzustellen, da die Menge des oxidierten Elektronenüberträgers, die durch enzymatische Reaktion zu reduzieren ist, klein ist.
  • Wird hingegen erwartet, dass die Probe eine hohe Substratkonzentration enthält, wird der größte Teil der Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand durch enzymatische Reaktion reduziert, was zu einem Mangel an oxidiertem Elektronenüberträger führt, da dieser an der Gegenelektrode reduziert werden kann. Das hat zur Folge, dass die Reduktion an der Gegenelektrode ein geschwindigkeitsbestimmender Schritt wird und den resultierenden Stromwert beeinflusst.
  • Darüber hinaus kann je nach Probe eine leicht oxidierbare Substanz vorhanden sein, die oxidiert wird, dadurch zur gleichen Zeit, zu der der Elektronenüberträger im reduzierten Zustand an der Elektrode oxidiert wird, einen Oxidationsstrom herbeiführt und einen positiven Fehler des gemessenen Stromwerts verursacht. Weiter kann der Stromwert bei einer hohen Substratkonzentration schwanken.
  • KURZE DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
  • Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht daher darin, ein Verfahren verfügbar zu machen zur hochpräzisen quantitativen Messung eines Substrats ein innerhalb eines großen Bereichs der Substratkonzentration, insbesondere bei hohen Substratkonzentrationen, indem die Auswirkung, die ein Mangel an Elektronenüberträger im oxidierten Zustand, der an der Gegenelektrode reduziert werden soll, auf den Stromwert hat, unterdrückt wird und beeinträchtigende Auswirkungen einer leicht oxidierbaren Substanz auf den Stromwert minimiert werden. Die vorliegende Erfindung macht ein Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats verfügbar umfassend:
    einen ersten Schritt, um zu bewirken, dass ein in einer Probe enthaltenes Substrat mit einer für das Substrat spezifischen Oxidoreductase in der Gegenwart eines Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand reagiert, und
    einen zweiten Schritt zur elektrochemischen Reduktion des Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand, der in der enzymatischen Reaktion im ersten Schritt nicht reduziert wurde, wodurch ein Strom erhalten wird, der während der elektrochemischen Reduktion fließt.
  • Während die innovativen Merkmale der Erfindung insbesondere in den beiliegenden Ansprüchen dargelegt werden, wird die Erfindung bezüglich Organisation und Inhalt sowie ihrer anderen Aufgaben und Merkmale aufgrund der folgenden detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen besser zu verstehen und zu beurteilen sein.
  • KURZE BESCHREIBUNG DER VERSCHIEDENEN ANSICHTEN IN DEN ZEICHNUNGEN
  • 1 ist eine perspektivische Explosionsdarstellung eines Glucosesensors mit einem Zweielektrodensystem, wobei die Reaktionsschicht in einem Beispiel, auf das die vorliegende Erfindung angewendet worden ist, weggelassen wurde.
  • 2 ist eine perspektivische Explosionsdarstellung eines Glucosesensors mit einem Dreielektrodensystem, wobei die Reaktionsschicht in einem Beispiel, auf das die vorliegende Erfindung angewendet worden ist, weggelassen wurde.
  • 3. ist eine Querschnittsansicht in Längsrichtung, die den entscheidenden Teil desselben Glucosesensors zeigt, wobei der Abstandshalter und die Abdeckung weggelassen wurden.
  • 4 ist eine Darstellung der Charakteristik, die wiedergibt, wie ein Glucosesensor mit Zweielektrodensystem auf verschiedene Glucose-Standardlösungen anspricht in einem Beispiel, auf das die vorliegende Erfindung angewendet worden ist.
  • 5 ist eine Darstellung der Charakteristik, die wiedergibt, wie ein Glucosesensor mit Zweielektrodensystem auf verschiedene Glucose-Standardlösungen anspricht in einem anderen Beispiel, auf das die vorliegende Erfindung angewendet worden ist.
  • 6 ist eine Darstellung der Charakteristik, die wiedergibt, wie ein Glucosesensor mit Dreielektrodensystem auf verschiedene Glucose-Standardlösungen anspricht in einem anderen Beispiel, auf das die vorliegende Erfindung angewendet worden ist.
  • DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
  • Die leicht oxidierbaren Substanzen schließen im Blut enthaltene Ascorbinsäure und Harnsäure ein. Solche Substanzen widerstehen elektrochemischer Reduktion und würden keinen Reduktionsstrom erzeugen.
  • Daher ermöglicht es das Verfahren, bei dem die Substratkonzentration quantitativ bestimmt wird, indem ein Elektronenüberträger im oxidierten Zustand reduziert wird, der nach einer Reihe von enzymatischen Reaktionen nicht reduziert zurückbleibt, und indem weiter der Reduktionsstrom während des Reduktionsvorgangs abgelesen wird, die beeinträchtigende Auswirkung der leicht oxidierbaren Substanz zu minimieren, wodurch eine höhere Genauigkeit bei der quantitativen Bestimmung eines Substrats erreicht wird.
  • Wenn das Zweielektrodensystem zur Messung des Werts des Reduktionsstroms angewendet wird, so ergibt sich unter dem Aspekt der Oxidoreduktion, die an den Elektroden stattfindet, dass die Oxidation des Elektronenüberträgers im reduzierten Zustand den geschwindigkeitsbestimmenden Schritt darstellt wegen eines geringen Volumens des Elektronenüberträgers, das durch die enzymatische Reaktion reduziert worden ist, wenn die Substratkonzentration niedrig ist. Der Wert des Reduktionsstroms wächst daher mit wachsender Substratkonzentration.
  • Da der Elektronenüberträger im oxidierten Zustand mit einem Anstieg der Substratkonzentration abnimmt, entsteht bei einer bestimmten Substratkonzentration ein Mangel des Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand. Daher ist in der an den Elektroden stattfindenden Oxidoreduktion die Reduktion des Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand der geschwindigkeitsbestimmende Schritt, was sich in einem verringerten Wert des Reduktionsstroms manifestiert.
  • Der Wert des Reduktionsstroms während dieses Vorgangs spiegelt exakt die Menge an Elektronenüberträger im oxidierten Zustand wieder, die nicht durch die enzymatische Reaktion reduziert werden konnte, wodurch es zu der ungewöhnlichen Charakteristik kommt, mit der der Sensor auf die Substratkonzentration anspricht.
  • Selbst bei niedrigen Substratkonzentrationen ist es vorzuziehen, dass ein Elektronenüberträger im reduzierten Zustand an der enzymatischen Reaktionssystem beteiligt ist, wobei das Substrat mit einem Enzym (Oxidoreductase) in Gegenwart eines Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand zur Reaktion gebracht wird, damit die Reduktion des Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand der geschwindigkeitsbestimmende Schritt ist. Die Beteiligung des Elektronenüberträgers im reduzierten Zustand an der enzymatischen Reaktion erleichtert die hochpräzise quantitative Bestimmung eines Substrats in einem größeren Bereich von Substratkonzentrationen.
  • Das Verfahren zur Messung des Werts des Reduktionsstroms schließt das Zweielektrodensystem ein, das eine Arbeitselektrode und eine Gegenelektrode aufweist, sowie das Dreielektrodensystem, das weiter eine Bezugselektrode aufweist. Die letztere ermöglicht eine genauere quantitative Bestimmung eines Substrats bei höheren Konzentrationen.
  • Die Anwendung des Verfahrens zur quantitativen Messung eines Substrats gemäß der vorliegenden Erfindung auf einen Biosensor umfassend ein Elektrodensystem, das wenigstens eine Arbeitselektrode und eine Gegenelektrode aufweist, die sich auf einer elektrisch isolierenden Grundplatte befinden, sowie eine auf dem Elektrodensystem angeordnete Reaktionsschicht, die wenigstens eine Oxidoreductase einschließt, ermöglicht die quantitative Bestimmung einer bestimmten in einer Substanzprobe enthaltenen Komponente mit hoher Genauigkeit und ist somit zu bevorzugen.
  • Die weitere Einbeziehung eines hydrophilen Polymers in der Reaktionsschicht ist zu bevorzugen, da es nützlich ist, um die Adsorption von in der Probe enthaltenem Protein oder dergleichen auf der Oberfläche des Elektrodensystems zu verhindern.
  • Die Beschichtung der Oberfläche der Reaktionsschicht mit einer lipidhaltigen Schicht erleichtert das problemlose Aufbringen der Probe auf die Reaktionsschicht. Diese Lipidbeschichtung kann aufgebracht werden, wenn es die Umstände erforderlich machen.
  • Weiter kann in der Reaktionsschicht ein pH-Puffer einbezogen sein, um die Enzymaktivität in der Reaktionsschicht zu steigern.
  • Beispiele für anwendbare Oxidoreductasen sind Glucoseoxidase, Glucosedehydogenase, Lactatoxidase, Lactatdehydrogenase, Uricase, Fructosedehydrogenase, Alkoholoxidase, Cholesterinoxidase, Xanthinoxidase, Aminosäureoxidase und dergleichen.
  • Eine Kombination mehrerer Oxidoreductasen kann ebenfalls verwendet werden, beispielsweise Glucoseoxidase und Invertase, Glucoseoxidase und Invertase und Mutarotase, Fructosedehydrogenase und Invertase oder dergleichen.
  • Als Elektronenüberträger können Kaliumhexacyanoferrat(III), p-Benzochinon, Phenazinmethosulfat, Methylenblau, Ferrocenderivate oder dergleichen verwendet werden. Die Verwendung von Sauerstoff als Elektronenüberträger kann ein ähnliches Ansprechen des Sensors ergeben. Die genannten Elektronenüberträger werden jeweils einzeln oder in Kombination verwendet (eine Kombination von zwei oder mehr dieser Substanzen).
  • Beispiele für verwendbare hydrophile Polymere sind Carboxymethylcellulose, Polyvinylpyrrolidon, Polyvinylalkohol, Gelatine oder ein Gelatinederivat, ein Acrylsäure- oder Acrylatpolymer, ein Methacrylsäure- oder Methacrylatpolymer, Stärke oder ein Stärkederivat, ein Polymer aus Maleinsäureanhydrid oder Maleat, Cellulosederivate wie Hydroxypropylcellulose, Methylcellulose, Ethylcellulose, Hydroxyethylcellulose, Ethylhydroxyethylcellulose, Carboxymethylethylcellulose oder dergleichen, Polyaminosäuren wie Polylysin und Polystyrolsulfonat.
  • Von diesen sind Carboxymethylcellulose, Hydroxyethylcellulose, Hydroxypropylcellulose, Methylcellulose, Ethylcellulose, Ethylhydroxyethylcellulose und Carboxymethylethylcellulose zu bevorzugen. Polyaminosäuren wie Polylysin, Polyvinylalkohol und Polystyrolsulfonat können ebenfalls bevorzugt verwendet werden.
  • Als Lipid kann vorzugsweise ein beliebiges amphipathische Pospholipid wie Lecithin, Phosphatidylcholin, Phosphatidylethanolamin oder dergleichen verwendet werden. Beispiele für verwendbare pH-Puffer sind Kaliumdihydrogenphosphat-Dikaliumphosphat, Kaliumdihydrogenphosphat-Dinatriumphosphat, Natriumdihydrogenphosphat-Dikaliumphosphat, Natriumdihydrogenphosphat-Dinatriumphosphat, Citronensäure-Dinatriumphosphat, Citronensäure-Dikaliumphosphat, Citronensäure-Trinatriumcitrat, Citronensäure-Trikaliumcitrat, Kaliumdihydrogencitrat-Natriumhydroxid, Natriumhydrogenmaleat-Natriumhydroxid, Kaliumhydrogenphthalat-Natriumhydroxid, Bernsteinsäure-Natriumtetraborat, Maleinsäure-[Tris(hydroxymethyl)-aminomethan], [Tris(hydroxymethyl)-aminomethan]-[Tris(hydroxymethyl)-aminomethan-hydrochlorid], (N-(2-Hydroxyethyl)-piperazin-N'-(2-Ethansulfonsäure)]-Natriumhydroxid, [N-[Tris(hydroxymethyl)-methyl]-2-aminoethansulfonsäure]-Natriumhydroxid, [Piperazin-NN'-bis-(2-ethansulfonsäure)]-Natriumhydroxid und dergleichen.
  • Die genannte Enzyme und Elektronenüberträger können in einer Probenlösung aufgelöst sein oder aber von der Probenlösung getrennt sein, indem die Enzymschicht, die diese Bestandteile einhält, auf die Grundplatte aufgebracht wird, um zu verhindern, dass sie sich direkt in der Probenlösung auflösen. Wird der letztere Aufbau gewählt, enthält die Reaktionsschicht vorzugsweise ein hydrophiles Polymer.
  • Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung unter Bezugnahme auf konkrete Ausführungsformen eingehender beschrieben.
  • 1 zeigt eine perspektivische Explosionsdarstellung eines Glucosesensors mit einem Zweielektrodensystem, wobei die Reaktionsschicht weggelassen wurde. Eine Silberpaste wird mittels des Siebdruckverfahrens auf eine elektrisch isolierende Grundplatte 1 aus Polyethylenterephthalat gedruckt, um die Leitungen 2 und 3 auf der Grundplatte 1 zu bilden. Danach wird eine leitende Kohlepaste, die einen Harzträger enthält, auf die Grundplatte 1 gedruckt, um eine Arbeitselektrode 4 zu bilden. Die Arbeitselektrode 4 hat Kontakt zur Leitung 2. Danach wird weiter eine elektrisch isolierende Schicht 6 auf die Grundplatte 1 aufgebracht, indem eine isolierende Paste darauf gedruckt wird. Die elektrisch isolierende Schicht 6 bedeckt die Umgebung rings um die Arbeitselektrode 4, damit der exponierte Bereich der Arbeitselektrode 4 konstant gehalten wird. Danach wird eine leitende Kohlepaste, die einen Harzträger enthält, auf die Grundplatte 1 gedruckt, so dass die Kohlepaste Kontakt zu der zuvor gebildeten Leitung 3 bekommt, wodurch eine ringförmige Gegenelektrode 5 geformt wird.
  • Danach werden die elektrisch isolierende Grundplatte 1, eine Abdeckung 9 mit einer Lüftungsöffnung 11 und ein Abstandshalter 10 aneinander geklebt, so dass ihre Positionen zueinander der strichpunktierten Linie in 1 entsprechen, wodurch ein Biosensor erhalten wird, der als Glucosesensor dient. Der Abstandshalter 10 weist einen Schlitz 13 auf, um zwischen der Grundplatte und der Abdeckung einen Weg freizugeben, durch den eine Probe zugeführt werden kann. Die Zahl 12 entspricht einer Öffnung des Wegs, durch den eine Probe zugeführt werden kann.
  • 2 zeigt eine perspektivische Explosionsdarstellung eines Glucosesensors mit einem Dreielektrodensystem, wobei die Reaktionsschicht weggelassen wurde. Dieser Glucosesensor weist denselben Aufbau wie der in 1 gezeigte auf mit dem Unterschied, dass der Glucosesensor weiter eine aus Kohlepaste bestehende Bezugselektrode 15 außerhalb des Umfangs der Gegenelektrode 5 umfasst, derart dass sie von der elektrisch isolierenden Schicht 6 aus exponiert ist, sowie eine Leitung 14 für die Bezugselektrode.
  • 3. ist eine Querschnittsansicht in Längsrichtung, die unter Weglassung des Abstandshalters und der Abdeckung den entscheidenden Teil eines Glucosesensors zeigt, wie er in einem Beispiel zur Anwendung der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
  • Auf der elektrisch isolierenden Grundplatte 1, über der das Elektrodensystem wie in 1 gezeigt gebildet wurde, ist eine Reaktionsschicht 7 aufgebracht, die ein Enzym und einen Elektronenüberträger enthält, und weiter ist eine Lecithinschicht 8 auf der Reaktionsschicht 7 aufgebracht.
  • Beispiel 1
  • In diesem Beispiel wurde die Reaktionsschicht gebildet, indem eine gemischte wässrige Lösung von Glucoseoxidase (EC1.1.3.4; im Folgenden „GOD") mit Kaliumhexacyanoferrat(III) auf das auf der Grundplatte 1 in 1 gebildete Elektrodensystem aufgetropft und getrocknet wurde. Sodann wurde die Lecithinschicht gebildet, indem eine Lösung von Lecithin in Toluol auf die Reaktionsschicht aufgetropft und getrocknet wurde.
  • Die Abdeckung 9 und der Abstandshalter 10 wurden dann in der durch die strichpunktierte Linie in 1 angedeuteten Position zueinander auf die Grundplatte 1 geklebt, wodurch der in diesem Beispiel verwendete Glucosesensor erhalten wurde. Glucose-Standardlösungen mit unterschiedlichen Konzentrationen wurden dann als Probenlösungen zubereitet. Jede dieser wässrigen Glucose-Standardlösungen (3 μl) wurde dem Glucosesensor durch die Öffnung 12 des Wegs für die Zufuhr von Probenlösung zugeführt. Die Probenlösung drang bis zu der Lüftungsöffnung 11 vor und löste die Reaktionsschicht 7 und die Lecithinschicht über dem Elektrodensystem. Wenn die Reaktionsschicht 7 aufgelöst wird, erfolgt eine enzymatische Reaktion, bei der die in der Probenlösung enthaltene Glucose durch die GOD zu Gluconolacton oxidiert wird. Diese enzymatische Reaktion wird gleichzeitig von der Reduktion von Kaliumhexacyanoferrat(III) zu Kaliumhexacyanoferrat(II) begleitet, wodurch Hexacyanoferrat(II)-Ionen entstehen.
  • Als eine gewisse Zeit nach der Zufuhr der Probenlösung verstrichen war, wurde an die Arbeitselektrode bezogen auf die Gegenelektrode 5 eine Spannung von –1,0 V angelegt, wodurch eine Reduktion von Kaliumhexacyanoferrat(III) an der Arbeitselektrode und eine Oxidation von Kaliumhexacyanoferrat(II) an der Gegenelektrode herbeigeführt wurde, was einen Stromfluss durch die Elektroden bewirkte. Der während dieser Oxidoreduktion fließende Strom wurde 5 Sekunden nach Anlegen der Spannung abgelesen.
  • 4 zeigt die die Sensorsignale, die den unterschiedlichen wässrigen Glucose-Standardlösungen entsprechen, wobei der Stromwert bei einer Glucosekonzentration von ungefähr 700 mg/dl als 100% definiert wurde.
  • Das Sensorsignal stieg im Bereich von 0 bis 700 mg/dl linear mit der Glucosekonzentration an. Dies legt nahe, dass der geschwindigkeitsbestimmende Schritt die Oxidation von Kaliumhexacyanoferrat(II) an der Gegenelektrode ist wegen der geringen Mengen der durch die enzymatische Reaktion erzeugten Hexacyanoferrat(II)-Ionen.
  • Wenn die Glucosekonzentrationen 700 mg/dl überschritt, fiel das Sensorsignal ab. Dies weist darauf hin, dass die Reduktion der Hexacyanoferrat(III)-Ionen an der Arbeitselektrode der geschwindigkeitsbestimmende Schritt ist wegen hinreichend großer Mengen der durch die enzymatische Reaktion erzeugten Hexacyanoferrat(II)-Ionen.
  • Wie aus 4 ersichtlich ist, zeigte der Sensor unabhängig von den Glucose-(Substrat-)Konzentrationen eine ausgezeichnete Ansprechcharakteristik.
  • Beispiel 2
  • In diesem Beispiel wurde eine wässrige Lösung von Carboxymethylcellulose (im Folgenden kurz „CMC") auf das Elektrodensystem über der Grundplatte 1 in 1 aufgetropft und getrocknet, so dass sich eine CMC-Schicht bildete. Danach wurden die Reaktionsschicht und die Lecithinschicht auf die gleiche Wiese wie in Beispiel 1 gebildet. Die Gegenwart von CMC minimiert die beeinträchtigende Wirkung, die die Adsorption von Protein an den Elektrodenoberflächen auf die Messung hat.
  • Auf dieselbe Weise wie in Beispiel 1 wurde ein Glucosesensor hergestellt und seine Signale bei verschiedenen wässrigen Glucose-Standardlösungen, die wie in Beispiel 1 zubereitet wurden, wurden ausgewertet. Die Ansprechcharakteristik war der aus Beispiel 1 ähnlich, doch waren die Schwankungen schwächer.
  • Beispiel 3
  • In diesem Beispiel wurde die CMC-Schicht auf ähnliche Weise durch Auftropfen einer wässrigen CMC-Lösung auf das Elektrodensystem über der Grundplatte 1 in 1 und anschließendes Trocknen gebildet. Danach wurde eine gemischte wässrige Lösung von GOD, Kaliumhexacyanoferrat(III) und Kaliumhexacyanoferrat(II) auf die CMC-Schicht aufgetropft und getrocknet, um die Reaktionsschicht zu bilden. Auf dieselbe Weise wie in Beispiel 1 wurde ein Glucosesensor hergestellt und seine Signale bei verschiedenen wässrigen Glucose-Standardlösungen, die wie in Beispiel 1 zubereitet wurden, wurden ausgewertet.
  • 5 fasst die Sensorsignale bei den verschiedenen wässrigen Glucose-Standardlösungen zusammen, wobei der Ansprechstromwert bei einer Lösung mit einer Glucosekonzentration von 0 mg/dl als 100% definiert wurde.
  • Wie aus 5 ersichtlich ist, fiel das Sensorsignal mit wachsenden Glucosekonzentrationen ab. Der Grund dafür liegt darin, dass Kaliumhexacyanoferrat(II) ebenfalls in der Reaktionsschicht vorhanden war, so dass stets genügend von den an der Gegenelektrode zu oxidierenden Hexacyanoferrat(II)-Ionen zu Verfügung standen, wodurch sichergestellt wurde, dass die Reduktion der Hexacyanoferrat(III)-Ionen an der Arbeitelektrode selbst bei niedrigen Substratkonzentrationen der geschwindigkeitsbestimmende Schritt waren.
  • Der Sensor zeigte unabhängig von den Glucose-(Substrat-)Konzentrationen eine ausgezeichnete Ansprechcharakteristik.
  • Beispiel 4
  • In diesem Beispiel wurde die CMC-Schicht durch Auftropfen einer wässrigen CMC-Lösung auf das Elektrodensystem über der elektrisch isolierenden Grundplatte 1 in 2 und anschließendes Trocknen gebildet, wobei es vermieden wurde, dass die CMC-Lösung auf die Bezugselektrode 15 gelangte. Danach wurde eine gemischte wässrige Lösung von GOD und Kaliumhexacyanoferrat(III) auf die CMC-Schicht aufgetropft und getrocknet, um die Reaktionsschicht zu bilden, über die eine Lösung von Lecithin in Toluol aufgetropft und getrocknet wurde, um auf ihr eine Lecithinschicht zu bilden.
  • Die Abdeckung 9 und der Abstandshalter 10 wurden dann in der durch die strichpunktierte Linie in 2 angedeuteten Position zueinander auf die Grundplatte 1 geklebt, wodurch der in diesem Beispiel verwendete Glucosesensor erhalten wurde. Jede der verschiedenen in Beispiel 1 zubereiteten wässrigen Glucose-Standardlösungen (3 μl) wurde dem Glucosesensor durch die Öffnung 12 des Wegs für die Zufuhr von Probenlösung zugeführt. Als eine gewisse Zeit nach der Zufuhr der Probenlösung verstrichen war, wurde an die Arbeitselektrode mit der Bezugselektrode 15 als Standard eine Spannung von –0,8 V angelegt. Der durch die Arbeitselektrode 4 und die Gegenelektrode 5 fließende Strom wurde 5 Sekunden nach Anlegen der Spannung abgelesen.
  • 6 fasst die die Sensorsignale, die den unterschiedlichen wässrigen Glucose-Standardlösungen entsprechen, zusammen, wobei der Signalstromwert bei einer Glucosekonzentration von 0 mg/dl als 100% definiert wurde.
  • Wie aus 6 ersichtlich ist, zeigte der Sensor über einen großen Bereich von Glucose-(Substrat-)Konzentrationen eine ausgezeichnete Ansprechcharakteristik und ermöglichte eine quantitative Bestimmung bis zu ungefähr 6.000 mg/dl.
  • Beispiel 5
  • Es wurde auf die gleiche Weise wie in Beispiel 4 eine Glucosesensor hergestellt.
  • Dann wurden die Signale des Sensors auf die gleiche Weise wie in Beispiel 4 ausgewertet, abgesehen davon, dass verschiedene der in Beispiel 1 zubereiteten wässrigen Glucose-Standardlösungen zusätzlich bekannte Mengen an Ascorbinsäure enthielten und so als Probenlösungen verwendet wurden.
  • Der Sensor zeigte Signale, die trotz der Gegenwart von Ascorbinsäure im Wesentlichen identisch mit denjenigen aus Beispiel 4 waren, was eine ausgezeichnete Ansprechcharakteristik demonstriert.
  • Obwohl in den vorstehend beschriebenen Beispielen leitende Kohlepaste und isolierende Paste verwendet wurden, um die gedruckten Strukturen herzustellen, ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Materialien eingeschränkt.
  • Wie vorstehend diskutiert, lässt sich die Konzentration eines Substrats gemäß der vorliegenden Erfindung in einem großen Bereich von Substratkonzentrationen mit hoher Genauigkeit quantitativ bestimmen, insbesondere bei hohen Substratkonzentrationen.
  • Obwohl die vorliegende Erfindung anhand der derzeit bevorzugten Ausführungsformen beschrieben wurde, versteht es sich, dass eine solche Offenbarung nicht als Einschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens zu interpretieren ist. Verschiedene Änderungen und Abwandlungen sind für den Fachmann im technischen Bereich der vorliegenden Erfindung zweifellos offensichtlich, nachdem er die vorstehende Offenbarung gelesen hat. Dementsprechend decken die beiliegenden Ansprüche sämtliche Änderungen und Abwandlungen ab, die sich im Rahmen des allgemeinen Gedankens und des Anwendungsbereichs der Erfindung bewegen.

Claims (8)

  1. Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats umfassend: einen ersten Schritt, um in Gegenwart eines Elektronenüberträgers im oxidierten Zustand die Reaktion eines in einer Probe enthaltenen Substrats mit einer für das genannte Substrat spezifischen Oxidoreductase herbeizuführen, und einen zweiten Schritt, um den genannten Elektronenüberträger im oxidierten Zustand, der unter der Enzymreaktion im ersten Schritt nicht reduziert wird, elektrochemisch zu reduzieren und dadurch einen Strom zu erhalten, der während der elektrochemischen Reduktion fließt.
  2. Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats gemäß Anspruch 1, wobei ein Elektronenüberträger im reduzierten Zustand an der Enzymreaktion im genannten ersten Schritt beteiligt ist.
  3. Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats gemäß Anspruch 1, wobei die genannte quantitative Messung unter Verwendung eines Biosensors durchgeführt wird, der eine elektrisch isolierende Grundplatte, ein Elektrodensystem mit wenigstens einer Arbeitselektrode und einer Gegenelektrode, die sich auf der genannten Grundplatte befinden, sowie eine Reaktionsschicht umfasst, die eine Oxidoreductase und einen Elektronenüberträger enthält und auf dem genannten Elektrodensystem angeordnet ist.
  4. Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats gemäß Anspruch 1, wobei die genannte quantitative Messung unter Verwendung eines Biosensors durchgeführt wird, der eine elek trisch isolierende Grundplatte, ein Elektrodensystem mit wenigstens einer Arbeitselektrode, einer Gegenelektrode und einer Bezugselektrode, die sich auf der genannten Grundplatte befinden, sowie eine Reaktionsschicht umfasst, die eine Oxidoreductase und einen Elektronenüberträger enthält und auf dem genannten Elektrodensystem angeordnet ist.
  5. Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats gemäß Anspruch 3, wobei die genannte Reaktionsschicht weiter ein hydrophiles Polymer enthält.
  6. Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats gemäß Anspruch 4, wobei die genannte Reaktionsschicht weiter ein hydrophiles Polymer enthält.
  7. Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats gemäß Anspruch 3, wobei ein Elektronenüberträger im reduzierten Zustand an der Enzymreaktion im genannten ersten Schritt beteiligt ist.
  8. Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats gemäß Anspruch 4, wobei ein Elektronenüberträger im reduzierten Zustand an der Enzymreaktion im genannten ersten Schritt beteiligt ist.
DE69822949T 1997-07-29 1998-07-24 Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats Expired - Lifetime DE69822949T2 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP20337197A JP3375040B2 (ja) 1997-07-29 1997-07-29 基質の定量法
JP20337197 1997-07-29

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE69822949D1 DE69822949D1 (de) 2004-05-13
DE69822949T2 true DE69822949T2 (de) 2005-03-24

Family

ID=16472934

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE69822949T Expired - Lifetime DE69822949T2 (de) 1997-07-29 1998-07-24 Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats

Country Status (5)

Country Link
US (1) US6225078B1 (de)
EP (1) EP0901018B1 (de)
JP (1) JP3375040B2 (de)
CN (1) CN1095991C (de)
DE (1) DE69822949T2 (de)

Families Citing this family (90)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6036924A (en) 1997-12-04 2000-03-14 Hewlett-Packard Company Cassette of lancet cartridges for sampling blood
US8071384B2 (en) 1997-12-22 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Control and calibration solutions and methods for their use
US6391005B1 (en) 1998-03-30 2002-05-21 Agilent Technologies, Inc. Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth
AT409798B (de) * 1998-11-19 2002-11-25 Hoffmann La Roche Elektrodensystem
US20050103624A1 (en) 1999-10-04 2005-05-19 Bhullar Raghbir S. Biosensor and method of making
JP2001183330A (ja) * 1999-12-27 2001-07-06 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
ES2238254T3 (es) * 1999-12-27 2005-09-01 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor.
AU6114501A (en) * 2000-05-03 2001-11-12 Jen Gau Jr Biological identification system with integrated sensor chip
JP4797300B2 (ja) * 2000-09-04 2011-10-19 東レ株式会社 液体展開用シート
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
US9795747B2 (en) 2010-06-02 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Methods and apparatus for lancet actuation
EP1404234B1 (de) 2001-06-12 2011-02-09 Pelikan Technologies Inc. Gerät zur erhöhung der erfolgsrate im hinblick auf die durch einen fingerstich erhaltene blutausbeute
US7025774B2 (en) 2001-06-12 2006-04-11 Pelikan Technologies, Inc. Tissue penetration device
US8337419B2 (en) 2002-04-19 2012-12-25 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7981056B2 (en) 2002-04-19 2011-07-19 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US9226699B2 (en) 2002-04-19 2016-01-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface
DE60238119D1 (de) 2001-06-12 2010-12-09 Pelikan Technologies Inc Elektrisches betätigungselement für eine lanzette
JP4272051B2 (ja) 2001-06-12 2009-06-03 ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド 血液試料採取装置及び方法
US9427532B2 (en) 2001-06-12 2016-08-30 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
ES2336081T3 (es) 2001-06-12 2010-04-08 Pelikan Technologies Inc. Dispositivo de puncion de auto-optimizacion con medios de adaptacion a variaciones temporales en las propiedades cutaneas.
WO2002100254A2 (en) 2001-06-12 2002-12-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge
EP1413879B1 (de) * 2001-08-01 2012-01-25 ARKRAY, Inc. Analysegerät, analysevorrichtung
US20030232369A1 (en) * 2002-04-17 2003-12-18 Bushnell David A. Molecular structure of RNA polymerase II
US8372016B2 (en) 2002-04-19 2013-02-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7491178B2 (en) 2002-04-19 2009-02-17 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
US7175642B2 (en) 2002-04-19 2007-02-13 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US7892183B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 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
US7371247B2 (en) 2002-04-19 2008-05-13 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US7708701B2 (en) 2002-04-19 2010-05-04 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device
US8579831B2 (en) 2002-04-19 2013-11-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7291117B2 (en) 2002-04-19 2007-11-06 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7648468B2 (en) 2002-04-19 2010-01-19 Pelikon Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8702624B2 (en) 2006-09-29 2014-04-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Analyte measurement device with a single shot actuator
US9795334B2 (en) 2002-04-19 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US9248267B2 (en) 2002-04-19 2016-02-02 Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh Tissue penetration device
US7909778B2 (en) 2002-04-19 2011-03-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7674232B2 (en) 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8221334B2 (en) 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7229458B2 (en) 2002-04-19 2007-06-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7717863B2 (en) 2002-04-19 2010-05-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7331931B2 (en) 2002-04-19 2008-02-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7232451B2 (en) 2002-04-19 2007-06-19 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
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8784335B2 (en) 2002-04-19 2014-07-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling device with a capacitive sensor
US7547287B2 (en) 2002-04-19 2009-06-16 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
GB0211449D0 (en) * 2002-05-17 2002-06-26 Oxford Biosensors Ltd Analyte measurement
US20040118704A1 (en) 2002-12-19 2004-06-24 Yi Wang Analyte test intrument having improved versatility
US8574895B2 (en) 2002-12-30 2013-11-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels
ATE476137T1 (de) 2003-05-30 2010-08-15 Pelikan Technologies Inc Verfahren und vorrichtung zur injektion von flüssigkeit
DK1633235T3 (da) 2003-06-06 2014-08-18 Sanofi Aventis Deutschland Apparat til udtagelse af legemsvæskeprøver og detektering af analyt
WO2006001797A1 (en) 2004-06-14 2006-01-05 Pelikan Technologies, Inc. Low pain penetrating
EP1635170B1 (de) 2003-06-19 2012-09-26 ARKRAY, Inc. Analysegerät mit Öffnung im Isolierungsfilm
US8071030B2 (en) 2003-06-20 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Test strip with flared sample receiving chamber
US8679853B2 (en) 2003-06-20 2014-03-25 Roche Diagnostics Operations, Inc. Biosensor with laser-sealed capillary space and method of making
US7718439B2 (en) 2003-06-20 2010-05-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7645421B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7488601B2 (en) 2003-06-20 2009-02-10 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining an abused sensor during analyte measurement
CA2529657C (en) 2003-06-20 2011-04-12 F. Hoffmann-La Roche Ag Test strip with slot vent opening
US8206565B2 (en) 2003-06-20 2012-06-26 Roche Diagnostics Operation, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7452457B2 (en) 2003-06-20 2008-11-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes
US8148164B2 (en) 2003-06-20 2012-04-03 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for determining the concentration of an analyte in a sample fluid
US7645373B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US8058077B2 (en) 2003-06-20 2011-11-15 Roche Diagnostics Operations, Inc. Method for coding information on a biosensor test strip
WO2005005394A2 (en) 2003-07-09 2005-01-20 F.Hoffmann-La Roche Ag Thiophenylaminoimidazolines as prostaglandin i2 antagonists
EP1671096A4 (de) 2003-09-29 2009-09-16 Pelikan Technologies Inc Verfahren und apparatur für eine verbesserte probeneinfangvorrichtung
EP1680014A4 (de) 2003-10-14 2009-01-21 Pelikan Technologies Inc Verfahren und gerät für eine variable anwenderschnittstelle
EP1706026B1 (de) 2003-12-31 2017-03-01 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Verfahren und vorrichtung zur verbesserung der fluidströmung und der probennahme
US7822454B1 (en) 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
RU2006132051A (ru) 2004-02-06 2008-03-20 БАЙЕР ХЕЛТКЭР ЭлЭлСи (US) Окисляемые соединения в качестве внутреннего стандарта для биосенсоров и способ их применения
US7807043B2 (en) * 2004-02-23 2010-10-05 Oakville Hong Kong Company Limited Microfluidic test device
US8828203B2 (en) 2004-05-20 2014-09-09 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Printable hydrogels for biosensors
WO2005120365A1 (en) 2004-06-03 2005-12-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a fluid sampling device
US9775553B2 (en) 2004-06-03 2017-10-03 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a fluid sampling device
US7569126B2 (en) 2004-06-18 2009-08-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for quality assurance of a biosensor test strip
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
AR054851A1 (es) 2005-07-20 2007-07-18 Bayer Healthcare Llc Amperometria regulada
US8404100B2 (en) 2005-09-30 2013-03-26 Bayer Healthcare Llc Gated voltammetry
KR100812573B1 (ko) 2006-10-26 2008-03-13 부산대학교 산학협력단 피드백을 이용한 바이오센서
KR100809377B1 (ko) 2006-10-26 2008-03-05 부산대학교 산학협력단 나노촉매를 이용한 바이오센서
WO2009076302A1 (en) 2007-12-10 2009-06-18 Bayer Healthcare Llc Control markers for auto-detection of control solution and methods of use
WO2009126900A1 (en) 2008-04-11 2009-10-15 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for analyte detecting device
US9375169B2 (en) 2009-01-30 2016-06-28 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
TWI513978B (zh) * 2012-06-08 2015-12-21 Hmd Biomedical Inc 檢測試片、檢測裝置及檢測方法
CN113166794A (zh) * 2018-12-13 2021-07-23 龟甲万株式会社 磷酸乙醇胺的定量方法、定量用的氧化还原酶、定量用组合物、定量用试剂盒和定量用传感器

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
IT986838B (it) * 1972-05-12 1975-01-30 Sclavo Inst Sieroterapeut Complesso di reagenti per la deter minazione enzimatica del glucosio sistema glucosio ossidasi perossi dasi con metodo manuale e automati co con lettura a termine o in cinetica
EP0136362B1 (de) * 1983-03-11 1990-12-19 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
JP2517153B2 (ja) * 1989-09-21 1996-07-24 松下電器産業株式会社 バイオセンサおよびその製造法
CA2069946C (en) * 1989-12-15 1999-01-26 Klaus H. Pollmann Redox mediator reagent and biosensor
US5378332A (en) * 1993-04-14 1995-01-03 The United States Of America As Represented By The Secretary Of Commerce Amperometric flow injection analysis biosensor for glucose based on graphite paste modified with tetracyanoquinodimethane
JP3839470B2 (ja) * 1993-06-21 2006-11-01 ロシュ ダイアグノスティックス コーポレーション 診断用試薬安定剤
US5658443A (en) * 1993-07-23 1997-08-19 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and method for producing the same
AUPM506894A0 (en) * 1994-04-14 1994-05-05 Memtec Limited Novel electrochemical cells
US5582697A (en) * 1995-03-17 1996-12-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same
US5650062A (en) * 1995-03-17 1997-07-22 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same

Also Published As

Publication number Publication date
CN1224159A (zh) 1999-07-28
EP0901018B1 (de) 2004-04-07
CN1095991C (zh) 2002-12-11
US6225078B1 (en) 2001-05-01
DE69822949D1 (de) 2004-05-13
EP0901018A2 (de) 1999-03-10
JPH1142098A (ja) 1999-02-16
JP3375040B2 (ja) 2003-02-10
EP0901018A3 (de) 2000-09-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE69822949T2 (de) Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats
DE69832572T2 (de) Biosensor und Verfahren zur quantitativen Messung eines Substrats
DE69929573T2 (de) Biosensor, enthaltend ein Enzym und einen Zucker
DE69533666T2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Quantifizierung eines Substrats in einer flüssigen Probe mit einem Biosensor
DE60029127T2 (de) Biosensor
DE60019547T2 (de) Biosensor
DE69233537T2 (de) Biosensor und Verfahren zur Messung einer Konzentration eines Substrats in einer Probe
DE69933739T2 (de) Biosensor mit drei Elektroden zur Kontrolle der Messverfälschungen durch interferierende Substanzen
DE60024965T2 (de) Glukosesensor
DE60018541T2 (de) Biosensor
DE60205702T2 (de) Biosensor
DE69633307T2 (de) Sensor, Verfahren zu seiner Herstellung und Messverfahren zur Verwendung davon
DE69937326T2 (de) Verfahren zur bestimmung eines substrates
US5922188A (en) Biosensor and method for quantitating biochemical substrate using the same
EP0636879B1 (de) Verfahren zur Herstellung eines Biosensors
US6258254B1 (en) Biosensor
DE602004003288T2 (de) Elektrochemischer Biosensor
DE69917403T2 (de) Glukose-sensor
DE69720391T2 (de) Cholesterinsensor und Verfahren zu seiner Herstellung
DE60123142T2 (de) Biosensor
DE69729672T2 (de) Biosensor
EP1307583B1 (de) Elektrochemischer einwegbiosensor für die quantitative bestimmung von analytkonzentrationen in flüssigkeiten
DE60033243T2 (de) Teststreife für einen amperometrischen biosensor
DE69919224T2 (de) Verfahren zur bestimmung eines substrates, und biosensor
DE4003194A1 (de) Verfahren und sensorelektrodensystem zur elektrochemischen bestimmung eines analyts oder einer oxidoreduktase sowie verwendung hierfuer geeigneter verbindungen

Legal Events

Date Code Title Description
8332 No legal effect for de
8370 Indication related to discontinuation of the patent is to be deleted
8364 No opposition during term of opposition
8328 Change in the person/name/address of the agent

Representative=s name: JUNG, SCHIRDEWAHN, GRUENBERG, SCHNEIDER PATENTANWAELTE

8328 Change in the person/name/address of the agent

Representative=s name: ADVOTEC. PATENT- UND RECHTSANWAELTE, 80538 MUENCHE

8327 Change in the person/name/address of the patent owner

Owner name: PANASONIC CORP., KADOMA, OSAKA, JP