ES2255980T3 - Tiras de ensayo desechables con una capa de separacion reactivo/sangre integrada. - Google Patents

Tiras de ensayo desechables con una capa de separacion reactivo/sangre integrada.

Info

Publication number
ES2255980T3
ES2255980T3 ES00906895T ES00906895T ES2255980T3 ES 2255980 T3 ES2255980 T3 ES 2255980T3 ES 00906895 T ES00906895 T ES 00906895T ES 00906895 T ES00906895 T ES 00906895T ES 2255980 T3 ES2255980 T3 ES 2255980T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
conductive
layer
blood
test strip
conductive element
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
ES00906895T
Other languages
English (en)
Inventor
Jerome F. Mcaleer
David Scott
Geoff Hall
Manuel Alvarez-Icaza
Elliott V. Plotkin
Oliver W. H. Davies
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.)
Diabetes Diagnostics Inc
Original Assignee
Diabetes Diagnostics Inc
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
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=22858812&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=ES2255980(T3) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Diabetes Diagnostics Inc filed Critical Diabetes Diagnostics Inc
Application granted granted Critical
Publication of ES2255980T3 publication Critical patent/ES2255980T3/es
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
    • C12Q1/002—Electrode membranes
    • 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
    • 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
    • C12Q1/54—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving glucose or galactose
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/5002—Partitioning blood components

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Cell Biology (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)

Abstract

Una tira de ensayo desechable para su uso en un medidor de ensayo del tipo que recibe una tira de ensayo desechable y una muestra de sangre y realiza un análisis electroquímico de la cantidad de un analito de sangre en la muestra que comprende: (a) un sustrato (10) (b) un primer elemento conductor (16) dispuesto sobre el sustrato; (c) un segundo elemento conductor (14¿) dispuesto sobre el sustrato (10) en suficiente proximidad con el primer elemento conductor como para permitir que se complete un circuito eléctrico entre los elementos conductores primero y segundo (16, 14¿) cuando se coloca la muestra de sangre sobre la tira de ensayo; (d) una capa de separación de reactivo/sangre integrada no conductora dispuesta sobre el primer elemento conductor (16), comprendiendo dicha capa de separación reactivo/sangre integrada (17) reactivos para la detección electroquímica del analito dispersado en una matriz no conductora efectiva para excluir células de sangre de la superficie del primer elementoconductor (16) al tiempo que se permite acceso al primer elemento conductor (16) de especies electroactivas solubles; (e) contactos (11, 12, 13, 14, 15) para hacer una conexión eléctrica entre los elementos conductores primero y segundo (16, 14¿) y el medidor de ensayo; y (f) una capa aislante (18) dispuesta sobre al menos el primer elemento conductor caracterizado porque dicha capa aislante (18) tiene una primera apertura (96) en ella alineada con el primer elemento conductor (16), estando en contacto la capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17) con el primer elemento conductor (16) a través de la apertura (96) de la capa aislante (18) y formándose la capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17) cubriendo toda la primera abertura (96) no dejando así ninguna porción del primer elemento conductor (96) directamente expuesto a la muestra aplicada en la tira de ensayo.

Description

Tiras de ensayo desechables con una capa de separación reactivo/sangre integrada.
Antecedente de la invención
La presente solicitud se refiere a tiras de ensayo desechables para su uso en determinaciones electroquímicas de analitos de sangre, como por ejemplo glucosa, y a métodos y composiciones para su uso en la obtención de dichas tiras.
El seguimiento de glucosa es un hecho en la vida cotidiana de los individuos diabéticos y la precisión de dicha vigilancia puede significar literalmente la diferencia entre la vida y la muerte. Para acomodar un estilo de vida normal a la necesidad de vigilar con frecuencia los niveles de glucosa, se dispone actualmente de una serie de medidores de glucosa que permiten al individuo determinar el nivel de glucosa en una pequeña cantidad de sangre.
Muchos de estos medidores detectan la glucosa en una muestra de sangre electroquímicamente detectando la oxidación de la glucosa de la sangre mediante el uso de una enzima, como por ejemplo glucosa oxidasa, provista como parte de un sistema de electrodos de un solo uso desechable. Entre los ejemplos de los dispositivos de este tipo se incluyen los descritos en la patente europea Nº 0.127.958 y las patentes EE.UU. Nº 5.141.868, 5.286.362; 5.288.636 y 5.437.999.
En general, las tiras de ensayo de glucosa existentes para su uso en medidores electroquímicos comprenden un sustrato, electrodos activo y de referencia formados sobre la superficie del sustrato, y un mecanismo para hacer conexión entre los electrodos y el medidor. El electrodo activo está recubierto con una enzima capaz de oxidar la glucosa, y un compuesto mediador que transfiere electrones desde la enzima al electrodo con el resultado de una corriente calibrable cuando está presente la glucosa. Entre los compuestos mediadores representativos se incluyen ferricianuro, compuestos de metaloceno como ferroceno, quinonas, sales de fenazinio, indicador redox DCPIP, y compuestos de osmio sustituidos con imidazol.
Se han formulado electrodos activos de este tipo en una serie de formas. Por ejemplo, se han formulado mezclas de carbono conductor, glucosa oxidasa y un mediador en una pasta o tinta y aplicadas a un sustrato. En EP 0.127.958; US. 5.286.362 y US-5.628.890 se describe un sensor electroquímico en el que se forman electrodos impresos de una mezcla de una enzima, un mediador y un material conductor. En US-5.762.770 se describe el uso de un reactivo biosensor para cubrir los electrodos de una tira de ensayo electroquímica. En el caso de tiras de glucosa desechables, esta aplicación se lleva a cabo por impresión de pantalla con el fin de obtener las capas finas adecuadas para una tira de ensayo plana pequeña. El uso de impresión de pantalla, sin embargo, introduce problemas en cuanto al funcionamiento del electrodo.
En contraste con el electrodo de pasta de carbono más grueso, que permanece bastante intacto durante la medida, los electrodos de pantalla impresa formados a partir de pastas o tintas de carbono tienden a romperse al contacto con la muestra. Las consecuencias de esta rotura tienen un doble aspecto. En primer lugar, se liberan a la solución los componentes de la formulación de electrodo. Una vez que estos componentes se desplazan más allá de la longitud de difusión alejándose de la capa conductora que hay debajo, dejan de contribuir a la medida, de hecho disminuyendo en cambio la respuesta al agotar el analito que se difunde hacia dentro. En segundo lugar, la rotura del electrodo de pantalla impresa significa que la zona de electrodo efectiva cae con el tiempo.
La combinación de estos dos efectos tiene como resultado corrientes transitorias que caen rápidamente desde un pico inicial durante el período de la medida, y una alta sensibilidad al oxígeno que compite enseguida con el mediador por la enzima. Este hecho queda claramente demostrado por las corrientes mucho más bajas que se miden en muestras de sangre en comparación con muestras de plasma y otros medios acuosos, y puede tener como resultado lecturas erróneas. Una consecuencia más es que las corrientes transitorias son frecuentemente "grumosas" ya que el electrodo se rompe de una manera caótica. Las corrientes transitorias grumosas también dan lugar o bien a lecturas erróneas, o bien a tiras rechazadas, siendo cualquiera de los dos casos inaceptable.
Además de la posibilidad potencial de la rotura del electrodo de los electrodos a base de carbono con pantalla impresa, se han controlado cinéticamente los electrodos conocidos utilizados en tiras de ensayo de glucosa desechables, es decir, la corriente depende de la velocidad de conversión de glucosa mediante la enzima. Dado que la respuesta medida por el instrumento representa un equilibrio entre las reacciones de enzima y mediador, enzima y glucosa y enzima y oxígeno, y dado que cada una de estas reacciones depende en particular de una temperatura, la respuesta de una tira de ensayo controlada cinéticamente es muy sensible a la temperatura de la muestra. Por consiguiente, se puede dar una sustancial variación del valor de la glucosa medido como resultado de las variaciones en el manejo de la muestra.
Un desafío más al que se enfrentan los sensores para la detección electroquímica de glucosa surge como resultado de la interferencia de las células de sangre presentes en la muestra. El nivel de glóbulos rojos se refleja en la lectura de hematocrito. Típicamente, las muestras con hematocrito alto tienen como resultado lecturas con un valor por debajo del valor real, en cambio, las muestras con un hematocrito bajo tienen como resultado lecturas con un valor superior, ya que las células de la sangre tienden a ensuciar la superficie del electrodo y limitar la transferencia de electrodo. Asimismo, el oxígeno unido a hemoglobina de los glóbulos rojos compite con el mediador por la enzima reducida, disminuyendo así aún más la respuesta de glucosa. Se han realizado tentativas para limitar el efecto de hematocrito añadiendo una membrana para eliminar por filtración los componentes de la sangre (véase patente EE.UU. 5.658.444 y EP 0.289.269), pero ello conlleva una etapa adicional en el proceso de fabricación, que va asociada a un aumento de los costes y a menudo a un comportamiento degradado en otros aspectos, como es la precisión.
Dada la importancia de obtener lecturas de glucosa precisas para el bienestar del paciente utilizando el medidor y tiras de ensayo desechables, sería altamente deseable contar con una tira de ensayo de glucosa que no adoleciera de estos inconvenientes y que, por tanto, proporcionara una indicación más sólida y fiable de los valores de glucosa en la sangre reales, independientemente de las condiciones reales. Por lo tanto, un objeto de la presente invención consiste, al menos en uno de los modos de realización preferibles, en proporcionar tiras de ensayo de glucosa desechables que proporcionan una lectura de glucosa que es esencialmente independiente del hematocrito de la muestra y que incluyen una capa de separación reactivo/sangre integrada.
Otro objeto de la presente invención consiste en proporcionar un método mejorado para obtener tiras de ensayo de glucosa desechables.
Compendio de la invención
La presente invención proporciona una tira de ensayo desechable mejorada para su uso en un medidor de ensayo del tipo que recibe una tira de ensayo desechable y una muestra de sangre de un paciente y realiza un análisis electroquímico de la cantidad de un analito de sangre como, por ejemplo, glucosa en la sangre, tal como se reivindica en la reivindicación 1. En US 5.708.247 se describe una tira de ensayo con arreglo al preámbulo de la reivindicación 1.
La presente invención se caracteriza con respecto a US 5.708.247 por la porción característica de la reivindicación 1.
En un modo de realización de la invención, se forma una tira de ensayo de glucosa con una capa de separación reactivo/sangre integrada que comprende una carga que tiene regiones superficiales tanto hidrófobas como hidrófilas, una enzima efectiva para oxidar glucosa, v.g., glucosa oxidasa, y un mediador efectivo para transferir electrones desde la enzima al elemento conductor. La carga se selecciona para que tenga un equilibrio de hidrofobicidad e hidrofilidad de manera que al secarse la capa de separación reactivo/sangre integrada forme una red en dos dimensiones sobre la superficie del elemento conductor. Las capas de separación reactivo/sangre integradas preferibles comprenden cargas de sílice no conductoras en combinación con materiales como hidroxietil celulosa (HEC). La sílice y la HEC forman una red en dos dimensiones que excluye los glóbulos rojos de la sangre haciendo así que la tira de ensayo sea sustancialmente insensible al hematocrito del paciente.
Las tiras de ensayo se preparan con una capa aislante dispuesta sobre al menos el primer elemento conductor. Esta capa aislante tiene una abertura formada en ella que está alineada con una porción del primer elemento conductor, y la capa de separación reactivo/sangre integrada está dispuesta para hacer contacto con el primer elemento conductor a través de dicha abertura.
De acuerdo con la presente invención, también se proporciona un método para formar una tira de ensayo desechable según la reivindicación 8.
Breve descripción de los gráficos
Las figuras 1A y 1B presentan una estructura de electrodo útil en una tira de ensayo desechable de acuerdo con la invención;
La figura 2 presenta una tira de ensayo de acuerdo con la invención;
Las figuras 3A-3C presentan la corriente medida en función de la concentración de glucosa para tres niveles de hematocrito diferentes;
La figura 4 presenta la relación entre la dependencia de concentración de glucosa de la corriente medida en función del hematocrito;
Las figuras 5A-5C presentan la corriente medida en función de la glucosa en sangre y una solución de control para tres elementos conductores diferentes;
Las figuras 6A y 6B presentan la corriente medida en función de la glucosa a dos temperaturas diferentes;
La figura 7 presenta otro modo de realización más de la tira de ensayo de glucosa según la invención;
Las figuras 8A y 8B presentan corrientes transitorias utilizando una tira de ensayo según la invención y una tira de ensayo a base de carbono comercial;
Las figuras 9A-C presentan un proceso en tres etapas para la fabricación de tiras de ensayo de acuerdo con la invención; y
Las figuras 10A-10G presentan la fabricación de una tira de ensayo de acuerdo con la invención.
Descripción detallada de la invención
Las figuras 1A y 1B presentan electrodos útiles en una tira de ensayo desechable de acuerdo con la invención. Tal como se muestra, se forman los electrodos sobre un sustrato 10. Sobre el sustrato 10 se colocan dos elementos conductores 14' y 16, conectados por los conductos 14 y 15 con los contactos conductores 11, 12 y 13. A continuación, se forma una máscara aislante 18, dejando al menos una porción de los elementos conductores 14' y 16 y los contactos 11, 12 y 13 expuestos. A continuación, se aplica una capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora 17 sobre la máscara aislante 18 para hacer contacto con el elemento conductor 16.
El ensamblado presentado en la figura 1 proporciona un ensamblado totalmente funcional para medir un analito de sangre cuando se conecta a un medidor. Ventajosamente, sin embargo, las tiras de electrodo de la invención están acabadas con la aplicación de una malla de nilón o de poliéster 21 sobre la región de aplicación de la muestra definida por la localización de la capa de separación reactivo/sangre integrada 17 del ensamblado de electrodo 22, y a continuación una capa superior 23 para prevenir el salpicado de la muestra de sangre (figura 2). La malla de poliéster actúa guiando la muestra al electrodo de referencia, el elemento conductor 14', poniendo así en marcha el dispositivo e iniciando el ensayo.
La utilización de una capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora proporciona una importante diferencia y una ventaja con respecto a las tiras de ensayo conocidas en las que se utiliza una suspensión espesa que contiene reactivo conductor para imprimir los reactivos. En estos sistemas, la suspensión impresa se convierte en parte funcional del electrodo y puede tener lugar la transferencia de carga en la superficie exterior de la capa de reactivo. Si la capa está en contacto directo con la sangre, es decir, cuando no se ha depositado ninguna capa de separación que intervenga, los glóbulos rojos y blancos de la sangre, las grasas y proteínas presentes en la muestra pueden interactuar con la capa de reactivo e interferir con la medida de la cantidad de analito en la muestra.
En contraposición, en la presente invención, la capa de separación reactivo/sangre integrada es no conductora y, por tanto, no forma parte del electrodo ni estructural ni funcionalmente. No se produce la transferencia de carga a no ser que pase una especie electroactiva a través de las aberturas/poros de la capa de separación reactivo/sangre integrada para alcanzar el elemento conductor que hay debajo. Por lo tanto, la capa de separación reactivo/sangre integrada proporciona una barrera al paso de agentes de interferencia, como puedan ser células o macromoléculas, hasta el elemento conductor, con el resultado de un dispositivo con propiedades superiores que es más sencillo de fabricar.
Para conseguir este resultado, es particularmente deseable que la capa de separación reactivo/sangre integrada esté depositada de tal forma que ninguna porción del elemento conductor 16 quede expuesto directamente a la muestra cuando se coloca en la región de aplicación de la muestra. La metodología aquí descrita, en la que se utiliza una capa aislante con aberturas que proporcionan acceso a los elementos conductores 14' y 16 es particularmente adecuada para conseguir este resultado. Así pues, tal como se muestra en las figuras 9A-C, esta metodología permite la formación de una tira de ensayo en tan sólo tres etapas. En la primera etapa (figura 9A), se depositan sobre un sustrato dos elementos conductores 14' y 16, y los conductos y contactos asociados. En una segunda etapa (figura 9B), se deposita una capa de material aislante sobre los elementos conductores. El material aislante tiene dos aberturas 94 y 96, cada una alineada con cada uno de los elementos conductores 14' y 16. En la tercera etapa (figura 9C), se deposita la capa de separación reactivo/sangre integrada 17 sobre la abertura 96. Al hacer la capa depositada 17 de mayor dimensión que la abertura 96, la capa de reactivo cubre completamente el elemento conductor que hay debajo, de manera que no queda expuesto directamente a la muestra, proporcionando así una separación de sangre efectiva.
La completa cobertura del elemento conductor 16 también aborda otra fuente de errores que se puede dar como resultado de la oxidación electroquímica o de las moléculas pequeñas, como por ejemplo, ácido ascórbico, ácido úrico y acetaminofeno, que pueden estar presentes en la muestra. Cuando están presentes, la oxidación de estas moléculas en la superficie del electrodo lleva a niveles de corriente falsamente elevados, y por tanto a una medida imprecisa del analito deseado, v.g., glucosa. La capa de separación de reactivo/sangre integrada de la invención no excluye de manera general estas moléculas, ya que son pequeñas en comparación con los tamaños de poro observados. Sin embargo, al incluir un tampón de pH en la capa de separación de reactivo/sangre integrada se puede desplazar el pH local en la superficie del electrodo hasta un nivel en el que el potencial electroquímico de estas especies es más alto. Según esto, por ejemplo, el uso de una capa de separación de reactivo/sangre integrada en la que se tampona el pH hasta un nivel de aproximadamente pH 5 reducirá sustancialmente el impacto de estos agentes de interferencia. Para aumentar al máximo la efectividad de este tamponado, sin embargo, se debe cubrir todo el elemento conductor, ya que incluso una región relativamente reducida de superficie de electrodo expuesta (no tamponada) puede tener como resultado una corriente de interferencia grande.
Las tiras de ensayo de la invención no solo proporcionan ventajas en su comportamiento gracias a la separación del elemento conductor de la muestra de sangre, sino que las tiras de ensayo de la invención también son resistentes a otras fuentes de error. Por ejemplo, durante el período de un ensayo, se pueden difundir los reactivos lateralmente alejándose del depósito original. Si se deposita la capa de reactivo directamente sobre el elemento conductor, estos reactivos seguirán contribuyendo a la señal medida. Cualquier variación en la difusión convectiva de un ensayo a otro (por ejemplo como resultado de diferencias en la temperatura o diferencias en el manejo del instrumento) se manifestarán por tanto como una irreproducibilidad en la señal. Si la capa de reactivo se superpone sobre la impresión aislante, sin embargo, la difusión lateral alejándose de la abertura no contribuirá a la señal y por consiguiente no dará lugar a variaciones en la señal.
Además de proporcionar una tira de ensayo con propiedades ventajosas, la metodología expuesta en las figuras 9A-C ofrece varias ventajas desde el punto de vista de la fabricación. En primer lugar, si se imprime directamente la capa de reactivo sobre el elemento conductor, el "área activa" se define por el área de la capa de reactivo. La precisión del ensayo se determina por tanto por la precisión con la que se puede imprimir la capa de reactivo. En contraste, depositando primero una capa aislante con abertura que define la región de contacto entre la capa de reactivo y el elemento conductor que hay debajo, el área activa se define por el tamaño de la abertura en la capa aislante. Dado que las capas aislantes se imprimen típicamente utilizando una pantalla más fina, se puede conseguir una definición mucho más nítida y, por tanto, una mayor precisión del dispositivo. Así pues, ni el área del elemento conductor 16 ni el de la capa de separación reactivo/sangre integrado son críticas para las características de comportamiento de la tira de ensayo acabada. Los elementos conductores y la capa de separación reactivo/sangre integrada pueden aplicarse por tanto utilizando técnicas que proporcionan menos precisión que las que se pueden emplear en otros procesos.
Las personas especializadas en este campo podrán apreciar que, si bien ambos elementos conductores deben ser accesibles a la especie electroactiva de una muestra dispuesta en la región de aplicación de muestra, la importante función de la máscara aislante consiste en proporcionar una apertura que define la región de contacto entre el elemento conductor 16 y la capa de separación reactivo/sangre integrada 17. Por tanto, en el caso límite, únicamente es necesario formar una abertura en la capa aislante. El segundo elemento conductor puede quedar expuesto a lo largo del borde de la capa aislante o puede estar localizado en una superficie enfrentada en una estructura de electrodo doblada.
El sustrato 10 utilizado en la fabricación de las tiras de ensayo de la invención puede consistir en cualquier material dimensionalmente estable y no conductor adecuado para su inserción en un medidor para determinar la glucosa. Entre los materiales adecuados se incluyen películas de poliéster, como por ejemplo una película de poliéster 330 micrómetros, y otros materiales de sustrato aislantes como policloruro de vinilo (PVC) y policarbonato.
Los elementos conductores y los conductos y contactos asociados pueden formarse esencialmente a partir de cualquier material conductor incluyendo plata, Ag/AgCl, oro o platino/carbono, y no tienen por qué estar formados del mismo material. El elemento conductor 16 se forma preferiblemente a partir de un carbono conductor. Entre los carbonos conductores preferibles se incluyen ERCON ERC1, ERCON ERC2 Y Acheson Carbon Electrodag 423. El carbono con estas especificaciones se distribuye en el comercio por Ercon Inc. (Waltham, Massachusetts, EE.UU.), o Acheson Colloids, (Princess Rock, Plymouth, England). El elemento conductor 16 hace contacto con la pista del electrodo activo 15, y queda cerca, pero no en contacto con el elemento conductor 14' dispuesto como el extremo de la pista del electrodo de referencia 14.
La capa aislante 18 puede formarse a partir de materiales dieléctricos imprimibles a base de poliéster como ERCON R488-B(HV)-B2 Blue. La capa superior 23 se forma adecuadamente a partir de una tira de poliéster o un plástico recubierto por "fundido en caliente".
Las tiras de ensayo de la presente invención no requieren la formación de un puerto de salida por separado para permitir que se escape el aire desde el dispositivo cuando entra la muestra a la cámara de electrodo, sino que se emplea en cambio una salida distribuida a lo largo de todos los rebordes de la malla. Cuando el fluido de la muestra alcanza por capilaridad la malla, el aire rezuma saliendo de los bordes de la malla alrededor del dispositivo por debajo de la capa superior. El fluido de la muestra no rezuma saliéndose porque la capa aislante imparte una significativa hidrofobicidad a esa parte de la malla. Por tanto, la muestra líquida permanece en la región hidrófila central.
La clave del comportamiento alcanzado con el uso de la presente invención es la naturaleza de la capa de separación reactivo/sangre integrada 17. Esta capa puede formarse a partir de una mezcla que contiene una carga que tiene regiones superficiales tanto hidrófobas como hidrófilas, y en el caso de una tira de ensayo de glucosa, una enzima que pueda oxidar la glucosa, y un mediador que pueda transferir electrones desde la enzima a la capa del elemento conductor que hay debajo 16. Esta capa se forma adecuadamente formulando una tinta que contiene la carga, la enzima y el mediador en un vehículo adecuado utilizando esta tinta para imprimir la capa 17 sobre el dispositivo.
Una carga preferible para su uso en la capa 17 es sílice. La sílice está disponible en una serie de calidades y con una serie de modificaciones superficiales. Si bien todos los compuestos de sílice ensayados han tenido como resultado un producto que podría medir la glucosa en ciertas condiciones, las características de comportamiento superiores de la tira de ensayo de glucosa de la invención se obtienen cuando se utiliza una sílice que tiene una modificación superficial para hacerla parcialmente hidrófoba. Los materiales de este tipo incluyen Cab-O-Sil TS610, una sílice que está modificada por tratamiento superficial parcial con metil diclorosilano; Cab-O-Sil 530, una sílice que está modificada con un tratamiento superficial completo con hexametil disilazano; sílice Spharisorb C4, que está modificada superficialmente con 4 cadenas de carbono; y otras sílices modificadas de forma similar, o combinaciones de ellas. Deberán evitarse las sílices con una modificación superficial que sea demasiado hidrófoba. Por ejemplo, se ha observado que la sílice modificada con C18 es demasiado hidrófoba como parar formar una tinta imprimible.
Durante el proceso de fabricación de la tinta de la invención, se han descompuesto las partículas por homogeneización para exponer las porciones internas hidrófilas de las partículas de sílice. Las partículas reales presentes en la tinta tienen por lo tanto regiones tanto hidrófilas como hidrófobas. Las regiones hidrófilas forman uniones hidrógeno entre sí y con agua.
Cuando se formula este material en una tinta tal como se describe más adelante en el ejemplo 1, y se aplica por impresión de pantalla sobre el elemento conductor 16, la naturaleza dual del material hace que forme capas de redes en dos dimensiones que adoptan la forma de una especie de colmena que es visible bajo el examen microscópico. Al rehidratarse, esta capa no se rompe, sino que se hincha para formar una zona de reacción gelificada en la proximidad del elemento conductor que hay debajo 16. Los reactivos, como son la enzima, el mediador y la glucosa, se mueven libremente dentro de esta zona, en cambio las especies de interferencia, como los glóbulos rojos que contienen hemoglobina oxigenada, son excluidas. Esto tiene como resultado un dispositivo en el que la cantidad de corriente generada como respuesta a una cantidad dada de glucosa varía en menos de un 10 por ciento con respecto al intervalo de hematocrito de 40 a 60%, y que es, por consiguiente, sustancialmente insensible al hematocrito de la muestra y, de hecho, se comporta sustancialmente igual en la sangre que en una solución de control sin células (figuras 3A-C, Figura 4 y figuras 5A-5C).
Por otra parte, la zona de reacción gelificada presenta una mayor barrera a la entrada de analitos de la sangre, como la glucosa, lo que hace que el dispositivo tenga una limitación en cuanto a la difusión más que en cuanto a la cinética. Esto conduce a un dispositivo en el que la corriente medida varía en menos de un 10 por ciento en un intervalo de temperatura comprendida entre 20ºC y 37ºC y que es por tanto esencialmente independiente de la temperatura (figuras 6A y 6B).
Cuando se fabrica una tira de ensayo de glucosa, la capa de separación reactivo/sangre integrada se forma ventajosamente a partir de una composición acuosa que contiene de 2 a 10% en peso, preferiblemente de 4 a 10%, y más preferiblemente aproximadamente 4,5% de un aglutinante como por ejemplo hidroxietilcelulosa o mezclas de hidroxietil celulosa con alginato u otros espesantes; de 3 a 10% en peso, preferiblemente de 3 a 5%, siendo más preferible aproximadamente 4% de sílice; de 8 a 20% en peso, preferiblemente de 14 a 18% y más preferiblemente aproximadamente 16% de un mediador como ferricianuro; y de 0,4 a 2% en peso, preferiblemente de 1 a 2%, siendo más preferible aproximadamente 1,6% de una enzima, como por ejemplo glucosa oxidasa, presuponiendo una actividad específica de aproximadamente 250 unidades/mg, o aproximadamente 1000 a 5000 unidades por gramo de formulación de tinta.
La capa de separación de reactivo/sangre integrada también incluye ingredientes adicionales sin apartarse del marco de la invención. Por ejemplo, la capa no conductora puede incluir una antiespuma. Además, la capa no conductora puede formularse con un agente de tamponado para controlar el pH de la zona de reacción. El pH se puede mantener a un nivel dentro del intervalo de aproximadamente pH 3 a pH 10. En un modo de realización de la invención, es de particular utilidad mantener el pH del dispositivo a un nivel por encima de 8, ya que a este pH, el oxígeno unido a hemoglobina no se libera. Asimismo, a este pH, la velocidad de reacción de glucosa oxidasa con oxígeno es muy baja. Por lo tanto, la selección de un pH apropiado puede estabilizar aún más el comportamiento de la tira de ensayo frente a los efectos de la variación del hematocrito. En un modo de realización alternativo de la invención, mantener un pH bajo (por debajo de un pH 5,5, el pH óptimo para la reacción de glucosa oxidasa con oxígeno) puede ser preferible. Por ejemplo, mantener un pH en torno a un pH 5 es mejor si el interés principal es la eliminación de las interferencias electroquímicas que surgen de la oxidación de sustancias de interferencia, tales como ácido ascórbico, ácido úrico, o acetaminofeno, ya que estos compuestos son más difíciles de oxidar a un pH más bajo.
Si bien un modo de realización preferible de la invención es una tira de ensayo de glucosa tal como se ha descrito, las tiras de ensayo de la invención no quedan limitadas a la detección de glucosa. Por ejemplo, una tira de ensayo de fructosamina podría incluir dos capas dispuestas sobre el elemento conductor. La primera capa inferior está formada de una tinta que comprende un tampón de carbonato (pH>10) en una mezcla de sílice, sustancialmente tal como se describe en el ejemplo 7, pero sin enzima, mediador o tampón citrato. La segunda capa superior está formada de una tinta que comprende además un oxidante como por ejemplo ferricianuro.
La figura 7 presenta un modo de realización alternativo de la invención. En dicho modo de realización, se deposita una segunda capa no conductora 71 sobre la capa de separación reactivo/sangre integrada 17. Esta capa está formada de una composición que es idéntica a la primera capa de separación reactivo/sangre integrada a excepción de que se omiten la enzima o tanto la enzima como el mediador. Esta capa aísla además el elemento conductor 16 del contacto con los glóbulos rojos de la sangre que llevan oxígeno, reduciendo así los efectos del oxígeno. Por otra parte, en el grado en el que la enzima puede tender a difundirse alejándose de la superficie del electrodo durante el transcurso de la medida, dicha capa que contiene mediador puede proporcionar una región mayor en la que tendrá mediador disponible para la transferencia de electrones.
Ejemplo 1
Se obtuvo una formulación no conductora para la preparación de la capa de separación reactivo/sangre 17 del siguiente modo. Se ajustaron 100 ml de citrato trisódico acuoso 20 mM a un pH 6 por adición de ácido cítrico 0,1 M. Se añadieron 6 g de hidroxietil celulosa (HEC) y se mezcló con homogeneización. Se dejó en reposo la mezcla durante toda la noche para dejar que se dispersaran las burbujas y después se utilizó como solución de reserva para la formulación de la composición de recubrimiento.
Se añadieron gradualmente 2 gramos de Cab-o-Sil TS610 sílice y 0,1 gramo de compuesto anti-espuma de Dow Corning, manualmente, a 50 gramos de la solución de HEC hasta que se hubieron añadido aproximadamente 4/5 de la cantidad total. Se añadió el resto con mezclado con homogeneización. A continuación, se enfrió la mezcla durante diez minutos en un refrigerador. A continuación, se añadieron 8 g de hexacianoferrato (III) potásico y se mezcló hasta disolverse completamente. Finalmente, se añadieron 0,8 g de preparación de enzima de glucosa oxidasa (250 Unidades/mg) y luego se mezcló a fondo en la solución. La formulación resultante estuvo lista para impresión y se podía almacenar con refrigeración.
Ejemplo 2
Para preparar tiras de ensayo de glucosa utilizando la formulación de tinta del ejemplo 1, se utilizó una serie de patrones para aplicar por impresión de pantalla las capas sobre un sustrato de poliéster de 330 micrómetros (Melinex 329). La primera etapa consiste en imprimir almohadillas de carbono. Se forman filas de 10 x 50 almohadillas de carbono sobre la superficie del sustrato de poliéster imprimiendo con EC2 carbono (Ercon). A continuación, se pasa el sustrato impreso a través de una secadora calentada y, opcionalmente, se cura a temperatura elevada (v.g., 70ºC) durante un período de 1 a 3 semanas.
A continuación, se imprime una disposición de pistas de conexión de plata/cloruro de plata y contactos sobre el sustrato utilizando material de recubrimiento de sensor de bioelectrodo ERCON R414 (DMP-68)1.25 y se seca. Se imprimen una de las pistas activas que hace contacto con la almohadilla de carbono y una pista de referencia para cada almohadilla de carbono de la colocación.
A continuación, se imprime una capa dieléctrica utilizando ERCON R488-B(HV)-B2 Blue y se seca. Se imprime la capa dieléctrica siguiendo un patrón que cubre sustancialmente todos los dispositivos en su totalidad, dejando solamente los contactos, la punta del electrodo de referencia y las almohadillas sin cubrir.
En la parte superior de la capa dieléctrica se utiliza la tinta del ejemplo 1 para formar una capa de separación reactivo/sangre integrada superpuesta sobre la parte superior de cada almohadilla de carbono conductora.
A continuación, se colocan tiras de malla de poliéster (Scrynel PET230 HC) a lo largo del sustrato en líneas, cubriendo las áreas de reacciones expuestas por las ventanas en el dieléctrico. A continuación, se aplica una tira de poliéster de 5 mm de ancho (50 micrómetros de grosor) sobre la parte superior de las tiras de malla y se sellan por calor los rebordes de los electrodos. Finalmente, se corta el sustrato para proporcionar 50 electrodos individuales, por ejemplo con, un tamaño de 5,5 mm de ancho y 30 mm de largo.
Ejemplo 3
Se colocaron las tiras de ensayo fabricadas utilizando la formulación de tinta del ejemplo 1 según el modo descrito en el ejemplo 2 en un medidor de ensayo con un voltaje aplicado de 500 mV y se usaron para ensayar muestras de sangre que tenían diferentes concentraciones de glucosa y hematocritos comprendidos entre 40% y 60%. Las figuras 3A-3C presentan la corriente medida 25 segundos después de aplicar el voltaje en función de la concentración de glucosa, y la figura 4 expone en gráfico la pendiente de la respuesta de glucosa en función del hematocrito. Tal como se puede apreciar, los indicadores producen niveles de corriente altamente reproducibles que son esencialmente independientes del hematocrito.
Ejemplo 4
Se obtuvieron tiras de ensayo de glucosa de acuerdo con la invención con arreglo al ejemplo 2, con la excepción de que se formó la capa no conductora con 7g de Spherisorb C4 y 1 g de Cab-o-Sil TS610. Se colocó esta formulación sobre tres tipos diferentes de elementos conductores con contenido en carbono del siguiente modo:
A: Ercon EC1
B: Ercon EC2
C: Ercon EC2 sobre la parte superior de Acheson Carbon, Electrodag 423 SS.
Se utilizaron las tiras de ensayo para medir los distintos niveles de glucosa tanto en una solución de control (Solución de control One Touch, Lifescan Inc.) que contenía glucosa en una solución inerte como en la sangre a un voltaje aplicado de 425 mV. Se midió la corriente observada 25 segundos después de aplicar el voltaje. En las figuras 5A-5C se muestran los resultados obtenidos para las tres formulaciones, A, B y C, respectivamente. En todos los casos, la pendiente de la línea que muestra la respuesta del medidor a diferentes concentraciones de glucosa fue esencialmente la misma tanto cuando se realizaron las medidas en sangre como en la solución de control. Así pues, esto demuestra la independencia de las tiras de ensayo de la invención del contenido de oxígeno y el hematocrito de la muestra, así como la capacidad para utilizar diversos materiales como elemento conductor.
Ejemplo 5
Se sometieron a ensayo las tiras de ensayo preparadas de acuerdo con el ejemplo 2 a dos temperaturas de muestra diferentes, en concreto 37ºC y 20ºC utilizando un voltaje aplicado de 425 mV. En las figuras 6A y 6B se muestra la corriente medida 25 segundos después de aplicar el voltaje en función de la concentración de glucosa. Tal como se puede observar, las pendientes de las dos líneas son esencialmente idénticas (0,1068 a 20ºC frente a 0,1009 a 37ºC), lo que demuestra que las tiras de ensayo presentan esencialmente un comportamiento independiente de la temperatura a lo largo de un intervalo de temperatura desde la temperatura ambiente hasta la temperatura ambiente.
Ejemplo 6
Se midió la corriente transitoria para una tira de ensayo preparada con arreglo al ejemplo 2 y para una tira de ensayo comercial hecha de una tinta con contenido en carbono. En las figuras 8A y 8B se muestran los resultados. Tal como se puede observar, la tira de ensayo de la invención (figura 8A) proporciona una corriente transitoria muy plana que mantiene más de un 50% de la corriente pico durante un período de más de 25 segundos tras la respuesta inicial desde la tira de ensayo. En contraste, el electrodo a base de carbono presentó una disminución casi inmediata de la corriente, con una pérdida del 50% de la corriente pico en un período de los primeros 1 a 2 segundos tras la respuesta inicial de la tira de ensayo. Esto dificulta el cronometraje de la medida cuando se han de capturar los valores de corriente pico, o reduce el intervalo dinámico del medidor cuando hay que medir la corriente una vez que se ha producido una disminución sustancial. Por consiguiente, las tiras de ensayo de la invención son ventajosas en cuanto a que la corriente generada como respuesta a una cantidad dada de glucosa disminuye en menos de un 50% en el transcurso de 5 segundos tras la generación de la corriente pico.
Ejemplo 7
Se formuló una tinta para tiras de ensayo de glucosa de impresión con arreglo a la siguiente invención del siguiente modo:
67,8 g tampón citrato 20 mM, pH 6
0,68 g polialcohol vinílico (PM 85.00-146.000, 88% hidrolizado)
0,68 g de polivinil pirrolidona -acetato de vinilo
0,42 g de antiespuma DC1500 de Dow Corning
3,4 g de hidroxietil celulosa (Natrosol 250G, Hercules)
5,5 g de sílice superficialmente modificada (Cabo-Sil TS 610, Cabot)
1,5 g de glucosa oxidasa
20,0 g de Ferricianuro potásico.
Ejemplo 8
Las figuras 10A-I muestran la preparación en etapas de una tira de ensayo con arreglo a la invención. Tal como se puede deducir de una comparación entre esta tira de ensayo y la tira de ensayo de la figura 1, la disposición precisa de los electrodos sobre la tira no es crítica. Por otra parte, se pueden utilizar diferentes materiales para fabricar la tira.
La primera etapa de la fabricación de la tira de ensayo consiste en depositar pistas de plata 101, 102 de sustrato 100. Un sustrato preferible es una película de poliéster de 500 micrómetros de grosor que se vende con la marca comercial Valox^{TM}. Los electrodos de plata se pueden formar por impresión de pantalla utilizando una composición de tinta formulada tal como se ha indicado en el ejemplo 2.
Tras el depósito de los electrodos de plata, se lleva a cabo una segunda impresión de electrodo para formar los elementos conductores de carbono 103, 104 y 105 tal como se muestra en la figura 10B. Se forma el elemento conductor 103 en contacto con la pista de plata 101 y formará el electrodo activo en la tira de ensayo acabada. Las almohadillas de carbono 104 y 105 se conectan eléctricamente con los extremos de pistas de plata 101 y 102 y proporcionan conexión entre la tira y el medidor de ensayo. Se pueden formar elementos conductores de carbono por impresión de pantalla con una formulación de tinta de carbono conductora como la descrita en los ejemplos anteriores.
La siguiente etapa en el proceso de fabricación consiste en el depósito de una capa de aislamiento 106, por ejemplo, por impresión de pantalla de una tinta de aislamiento, como por ejemplo la tinta dieléctrica del ejemplo 2 (Fig. 10C). Tal como se muestra, la capa de aislamiento consiste en tres ventanas 107, 108, 109. La ventana 108 está alineada con el extremo del elemento conductor de carbono 103. La ventana 107 está alineada con el extremo de la pista de plata 102 para proporcionar acceso al electrodo de referencia. La tercera ventana, 109, se proporciona para permitir el paso de material aislante desde el segundo recubrimiento aislante a través de la capa de malla, pero no es necesario.
La figura 10D muestra la siguiente etapa del proceso, que consiste en la formación de una capa de separación reactivo/sangre integrada 110. Esta capa va depositada sobre la ventana 108 y se extiende sobre la capa de aislamiento 106 a lo largo de todas los lados de la ventana 108. La formulación adecuada para la capa de impresión 110 presenta la composición que se indica a continuación para proporcionar una capa de separación reactivo/sangre integrada con un pH tamponado de aproximadamente 6:
Componente Cantidad
Agua analar 3L
Citrato trisódico 15,75 g
Nat 250 G 150 g
Ácido cítrico 6,3 g
Polialcohol vinílico 30 g
Desespumante DC 1500 15 ml
Cabosil 225 g
Glucosa oxidasa 48 g
Hex/60299 potásico 660 g
PVPVA 30 g
Después de formar la capa de separación reactivo/sangre integrada 110, se deposita una capa de malla 111 sobre la región de recogida de muestra de la tira de ensayo. (Figura 10E). La malla 111 consiste preferiblemente en una malla de nilón que ha sido tratada previamente con acetona y agente tensioactivo Fluorad FC 170C para hacer que la malla sea hidrófila. El propósito de la malla 111 es el transporte de la muestra líquida uniformemente a través del área entre los electrodos activo y de referencia.
A continuación, se lleva a cabo una segunda impresión de aislamiento 112 utilizando una tinta de aislamiento ligeramente más flexible (ERCON Insulayer 820202) para definir la región de recogida de muestra. (Figura 10F). A continuación, se aplica una cubierta de cinta 113 sobre la parte superior de la tira de ensayo tal como se ha descrito anteriormente en el ejemplo 2 para formar una tira de ensayo acabada. (Figura 10G).

Claims (17)

1. Una tira de ensayo desechable para su uso en un medidor de ensayo del tipo que recibe una tira de ensayo desechable y una muestra de sangre y realiza un análisis electroquímico de la cantidad de un analito de sangre en la muestra que comprende:
(a) un sustrato (10)
(b) un primer elemento conductor (16) dispuesto sobre el sustrato;
(c) un segundo elemento conductor (14') dispuesto sobre el sustrato (10) en suficiente proximidad con el primer elemento conductor como para permitir que se complete un circuito eléctrico entre los elementos conductores primero y segundo (16, 14') cuando se coloca la muestra de sangre sobre la tira de ensayo;
(d) una capa de separación de reactivo/sangre integrada no conductora dispuesta sobre el primer elemento conductor (16), comprendiendo dicha capa de separación reactivo/sangre integrada (17) reactivos para la detección electroquímica del analito dispersado en una matriz no conductora efectiva para excluir células de sangre de la superficie del primer elemento conductor (16) al tiempo que se permite acceso al primer elemento conductor (16) de especies electroactivas solubles;
(e) contactos (11, 12, 13, 14, 15) para hacer una conexión eléctrica entre los elementos conductores primero y segundo (16, 14') y el medidor de ensayo; y
(f) una capa aislante (18) dispuesta sobre al menos el primer elemento conductor caracterizado porque dicha capa aislante (18) tiene una primera apertura (96) en ella alineada con el primer elemento conductor (16), estando en contacto la capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17) con el primer elemento conductor (16) a través de la apertura (96) de la capa aislante (18) y formándose la capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17) cubriendo toda la primera abertura (96) no dejando así ninguna porción del primer elemento conductor (96) directamente expuesto a la muestra aplicada en la tira de ensayo.
2. La tira de ensayo de la reivindicación 1, en la que la capa de separación reactivo/sangre integrada (17) comprende una enzima para la oxidación de glucosa y un mediador redox efectivo para transferir electrones desde la enzima hasta el primer elemento conductor.
3. La tira de ensayo de la reivindicación 2, en la que la matriz comprende sílice que tiene superficies tanto hidrófobas como hidrófilas.
4. La tira de ensayo según la reivindicación 3, en la que la capa de separación reactivo/sangre integrada (17) está formada por una composición acuosa que comprende de 2 a 10% en peso de un aglutinante, de 3 a 10% en peso de sílice;
de 8 a 20% en peso de mediador redox; y de 1000 a 5000 unidades de la enzima por gramo de la composición acuosa.
5. La tira de ensayo de la reivindicación 3 ó 4, en la que los elementos conductores primero y segundo (16, 14') comprenden carbono conductor.
6. La tira de ensayo según la reivindicación 3, 4 ó 5, en la que la enzima es glucosa oxidasa.
7. La tira de ensayo según cualquiera de las reivindicaciones 3 a 6, en la que el mediador redox es ferricianuro.
8. Un método para formar una tira de ensayo desechable para su uso en un medidor de ensayo del tipo que recibe una tira de ensayo desechable y una muestra de sangre y realiza un análisis electroquímico de la cantidad de analito de sangre en la muestra que comprende:
(a) formación de los elementos conductores primero y segundo (16, 14') sobre un sustrato (10);
(b) formación de una capa aislante (18) que cubre el primer elemento conductor (16), teniendo dicha capa de aislamiento (18) una primera abertura (96) en ella alineada con una porción del primer elemento conductor (16) en una región de aplicación de muestra; y
(c) formación de una capa reactiva (17) dispuesta sobre la capa aislante (18) y contacto con el primer elemento conductor (16) a través de la primera abertura (96) de la capa aislante (18), comprendiendo dicha capa reactiva (17) reactivos para la detección electroquímica de glucosa dispersada en una matriz no conductora efectiva para excluir células de la sangre de la superficie del primer elemento conductor (16) al tiempo que permite el acceso a la primera especie conductora mediante la especie electroactiva soluble, en virtud de lo cual se aísla el primer elemento conductor (16) del contacto directo con una muestra colocada sobre la tira de ensayo.
9. El método de la reivindicación 8, en el que la capa reactiva (17) es una capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora.
10. El método de la reivindicación 9, en el que la capa de separación reactivo/sangre integrada no conductora (17) se forma cubriendo la primera abertura (96) en su totalidad no dejando así ninguna porción del primer elemento conductor (16) directamente expuesto a la muestra aplicada en la tira de ensayo.
11. El método de la reivindicación 9 ó 10, en el que la capa de separación reactivo/sangre integrada (17) comprende una enzima para la oxidación de glucosa y un mediador redox efectivo para transferir electrones desde la enzima al primer elemento conductor (16).
12. El método de la reivindicación 11, en el que la matriz se forma a partir de sílice que tiene superficies tanto hidrófobas como hidrófilas.
13. El método de la reivindicación 10, 11 ó 12, en el que la capa de separación reactivo/sangre integrada (17) se forma a partir de una composición acuosa que comprende de 2 a 10% en peso de un aglutinante; de 3 a 10% en peso de sílice; de 8 a 20% en peso del mediador redox; y de 1000 a 5000 unidades de la enzima por gramo de la composición acuosa.
14. El método de la reivindicación 12 ó 13, en el que los elementos conductores primero y segundo (16, 14') comprenden carbono conductor.
15. El método de la reivindicación 12, 13 ó 14, en el que la enzima es glucosa oxidasa.
16. El método de cualquiera de las reivindicaciones 12 a 15, en el que el mediador redox es ferricianuro.
17. El método de cualquiera de las reivindicaciones 10 a 16, en el que la capa aislante (18) se forma sobre ambos elementos conductores primero y segundo (16, 14') e incluye una segunda abertura (94) alineada con el segundo elemento conductor (14').
ES00906895T 1999-01-12 2000-01-11 Tiras de ensayo desechables con una capa de separacion reactivo/sangre integrada. Expired - Lifetime ES2255980T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US228855 1999-01-12
US09/228,855 US6241862B1 (en) 1996-02-14 1999-01-12 Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2255980T3 true ES2255980T3 (es) 2006-07-16

Family

ID=22858812

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES05015727T Expired - Lifetime ES2339122T3 (es) 1999-01-12 2000-01-11 Tiras de ensayo desechables con capa de separacion reactivo/sangre integrada.
ES00906895T Expired - Lifetime ES2255980T3 (es) 1999-01-12 2000-01-11 Tiras de ensayo desechables con una capa de separacion reactivo/sangre integrada.

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES05015727T Expired - Lifetime ES2339122T3 (es) 1999-01-12 2000-01-11 Tiras de ensayo desechables con capa de separacion reactivo/sangre integrada.

Country Status (13)

Country Link
US (1) US6241862B1 (es)
EP (4) EP1155310B1 (es)
JP (1) JP3699898B2 (es)
CN (1) CN1241012C (es)
AT (2) ATE315223T1 (es)
AU (1) AU763723B2 (es)
BR (1) BR0008615B1 (es)
CA (1) CA2358464C (es)
DE (2) DE60043905D1 (es)
DK (1) DK1155310T3 (es)
ES (2) ES2339122T3 (es)
HK (1) HK1043832B (es)
WO (1) WO2000042422A1 (es)

Families Citing this family (323)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7112265B1 (en) * 1996-02-14 2006-09-26 Lifescan Scotland Limited Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
US6036924A (en) 1997-12-04 2000-03-14 Hewlett-Packard Company Cassette of lancet cartridges for sampling blood
US7390667B2 (en) 1997-12-22 2008-06-24 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using AC phase angle measurements
US8071384B2 (en) 1997-12-22 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Control and calibration solutions and methods for their use
US7407811B2 (en) 1997-12-22 2008-08-05 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using AC excitation
US7494816B2 (en) 1997-12-22 2009-02-24 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining a temperature during analyte measurement
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
US8974386B2 (en) 1998-04-30 2015-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8688188B2 (en) 1998-04-30 2014-04-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8465425B2 (en) 1998-04-30 2013-06-18 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
US9066695B2 (en) 1998-04-30 2015-06-30 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
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
US6175752B1 (en) 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6554798B1 (en) 1998-08-18 2003-04-29 Medtronic Minimed, Inc. External infusion device with remote programming, bolus estimator and/or vibration alarm capabilities
US6413394B1 (en) * 1999-07-08 2002-07-02 Thomas Y. Shen Disposable plate electrode with biological active film
US20050103624A1 (en) 1999-10-04 2005-05-19 Bhullar Raghbir S. Biosensor and method of making
US7276146B2 (en) * 2001-11-16 2007-10-02 Roche Diagnostics Operations, Inc. Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays
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
JP4601809B2 (ja) * 2000-12-11 2010-12-22 パナソニック株式会社 バイオセンサおよび基質の測定方法
US6560471B1 (en) 2001-01-02 2003-05-06 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6576102B1 (en) 2001-03-23 2003-06-10 Virotek, L.L.C. Electrochemical sensor and method thereof
US6572745B2 (en) * 2001-03-23 2003-06-03 Virotek, L.L.C. Electrochemical sensor and method thereof
AU2002309528A1 (en) 2001-04-02 2002-10-15 Therasense, Inc. Blood glucose tracking apparatus and methods
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
WO2002100461A2 (en) 2001-06-12 2002-12-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for improving success rate of blood yield from a fingerstick
US7682318B2 (en) 2001-06-12 2010-03-23 Pelikan Technologies, Inc. Blood sampling apparatus and method
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
AU2002348683A1 (en) 2001-06-12 2002-12-23 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge
US9427532B2 (en) 2001-06-12 2016-08-30 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7537571B2 (en) 2001-06-12 2009-05-26 Pelikan Technologies, Inc. Integrated blood sampling analysis system with multi-use sampling module
US7041068B2 (en) 2001-06-12 2006-05-09 Pelikan Technologies, Inc. Sampling module device and method
US7344507B2 (en) 2002-04-19 2008-03-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet actuation
CA2448902C (en) 2001-06-12 2010-09-07 Pelikan Technologies, Inc. Self optimizing lancing device with adaptation means to temporal variations in cutaneous properties
WO2002100460A2 (en) 2001-06-12 2002-12-19 Pelikan Technologies, Inc. Electric lancet actuator
AT410223B (de) * 2001-08-09 2003-03-25 Adlassnig Alexander Mag Dr Biosensoren in dickschicht-technologie
NZ532166A (en) * 2001-09-24 2007-01-26 Atsuo F Fukunaga Breathing circuits having unconventional respiratory conduits and systems and methods for optimising utilisation of fresh gases
US7344894B2 (en) 2001-10-16 2008-03-18 Agilent Technologies, Inc. Thermal regulation of fluidic samples within a diagnostic cartridge
US7794994B2 (en) 2001-11-09 2010-09-14 Kemeta, Llc Enzyme-based system and sensor for measuring acetone
US6997343B2 (en) * 2001-11-14 2006-02-14 Hypoguard Limited Sensor dispensing device
US20030116447A1 (en) 2001-11-16 2003-06-26 Surridge Nigel A. Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays
US6723500B2 (en) 2001-12-05 2004-04-20 Lifescan, Inc. Test strips having reaction zones and channels defined by a thermally transferred hydrophobic barrier
US20030111357A1 (en) * 2001-12-13 2003-06-19 Black Murdo M. Test meter calibration
WO2003065358A2 (en) * 2002-01-28 2003-08-07 Burstein Technologies, Inc. Methods and apparatus for logical triggering of an optical bio-disc
WO2003064998A2 (en) 2002-01-31 2003-08-07 Burstein Technologies, Inc. Method for triggering through disc grooves and related optical analysis discs and system
US7004928B2 (en) 2002-02-08 2006-02-28 Rosedale Medical, Inc. Autonomous, ambulatory analyte monitor or drug delivery device
US8010174B2 (en) 2003-08-22 2011-08-30 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US8260393B2 (en) 2003-07-25 2012-09-04 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal data artifacts in a glucose sensor data stream
US20030212379A1 (en) * 2002-02-26 2003-11-13 Bylund Adam David Systems and methods for remotely controlling medication infusion and analyte monitoring
EP1482307B1 (en) * 2002-03-01 2007-10-03 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
US20030169426A1 (en) * 2002-03-08 2003-09-11 Peterson Timothy A. Test member orientation
US20030186446A1 (en) 2002-04-02 2003-10-02 Jerry Pugh Test strip containers and methods of using the same
US7244265B2 (en) 2002-04-19 2007-07-17 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
US7648468B2 (en) 2002-04-19 2010-01-19 Pelikon Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9248267B2 (en) 2002-04-19 2016-02-02 Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh Tissue penetration device
US7717863B2 (en) 2002-04-19 2010-05-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7485128B2 (en) 2002-04-19 2009-02-03 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7141058B2 (en) 2002-04-19 2006-11-28 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a body fluid sampling device using illumination
US8221334B2 (en) 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7524293B2 (en) 2002-04-19 2009-04-28 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7563232B2 (en) 2002-04-19 2009-07-21 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
US7481776B2 (en) 2002-04-19 2009-01-27 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9795334B2 (en) 2002-04-19 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7909778B2 (en) 2002-04-19 2011-03-22 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
US8579831B2 (en) 2002-04-19 2013-11-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh 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
US7491178B2 (en) 2002-04-19 2009-02-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7892183B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7371247B2 (en) 2002-04-19 2008-05-13 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US7291117B2 (en) 2002-04-19 2007-11-06 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7229458B2 (en) 2002-04-19 2007-06-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7410468B2 (en) 2002-04-19 2008-08-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8784335B2 (en) 2002-04-19 2014-07-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling device with a capacitive sensor
US7674232B2 (en) 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7582099B2 (en) 2002-04-19 2009-09-01 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US7374544B2 (en) 2002-04-19 2008-05-20 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
US7331931B2 (en) 2002-04-19 2008-02-19 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
AU2003231749A1 (en) 2002-04-19 2003-11-03 Pelikan Technologies, Inc. Device and method for variable speed lancet
US7892185B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US6946299B2 (en) * 2002-04-25 2005-09-20 Home Diagnostics, Inc. Systems and methods for blood glucose sensing
US6964871B2 (en) * 2002-04-25 2005-11-15 Home Diagnostics, Inc. Systems and methods for blood glucose sensing
US20080112852A1 (en) * 2002-04-25 2008-05-15 Neel Gary T Test Strips and System for Measuring Analyte Levels in a Fluid Sample
US6743635B2 (en) 2002-04-25 2004-06-01 Home Diagnostics, Inc. System and methods for blood glucose sensing
US7303726B2 (en) * 2002-05-09 2007-12-04 Lifescan, Inc. Minimal procedure analyte test system
US7250095B2 (en) * 2002-07-11 2007-07-31 Hypoguard Limited Enzyme electrodes and method of manufacture
WO2004027083A2 (en) * 2002-09-20 2004-04-01 Medinnov, Inc. An analyzer for the simultaneous enzymatic detection of closely related analytes
US9017544B2 (en) 2002-10-04 2015-04-28 Roche Diagnostics Operations, Inc. Determining blood glucose in a small volume sample receiving cavity and in a short time period
US20050049522A1 (en) * 2002-10-30 2005-03-03 Allen John J Method of lancing skin for the extraction of blood
ATE368748T1 (de) * 2002-11-01 2007-08-15 Arkray Inc Mit sold-komponenten konzentrationsmitteln ausgestattetes messinstrument
US7767068B2 (en) * 2002-12-02 2010-08-03 Epocal Inc. Heterogeneous membrane electrodes
US7842234B2 (en) 2002-12-02 2010-11-30 Epocal Inc. Diagnostic devices incorporating fluidics and methods of manufacture
US7175897B2 (en) * 2002-12-17 2007-02-13 Avery Dennison Corporation Adhesive articles which contain at least one hydrophilic or hydrophobic layer, method for making and uses for same
US8574895B2 (en) 2002-12-30 2013-11-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels
AU2003303597A1 (en) 2002-12-31 2004-07-29 Therasense, Inc. Continuous glucose monitoring system and methods of use
US8771183B2 (en) 2004-02-17 2014-07-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system
US7144485B2 (en) * 2003-01-13 2006-12-05 Hmd Biomedical Inc. Strips for analyzing samples
GB0300820D0 (en) * 2003-01-14 2003-02-12 Diagnoswiss Sa Membrane-microchannel strip
US7264139B2 (en) * 2003-01-14 2007-09-04 Hypoguard Limited Sensor dispensing device
US20040163987A1 (en) 2003-02-25 2004-08-26 John Allen Automatically opening medical device package and method of manufacture
CN100346746C (zh) * 2003-03-06 2007-11-07 生命扫描有限公司 用于穿刺皮组织的系统和方法
US7052652B2 (en) 2003-03-24 2006-05-30 Rosedale Medical, Inc. Analyte concentration detection devices and methods
US7473264B2 (en) * 2003-03-28 2009-01-06 Lifescan, Inc. Integrated lance and strip for analyte measurement
US20040193072A1 (en) * 2003-03-28 2004-09-30 Allen John J. Method of analyte measurement using integrated lance and strip
US20040193202A1 (en) * 2003-03-28 2004-09-30 Allen John J. Integrated lance and strip for analyte measurement
US7587287B2 (en) 2003-04-04 2009-09-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for transferring analyte test data
EP2238892A3 (en) 2003-05-30 2011-02-09 Pelikan Technologies Inc. Apparatus for body fluid sampling
ES2490740T3 (es) 2003-06-06 2014-09-04 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Aparato para toma de muestras de fluido sanguíneo y detección de analitos
KR100554649B1 (ko) * 2003-06-09 2006-02-24 주식회사 아이센스 전기화학적 바이오센서
US8066639B2 (en) 2003-06-10 2011-11-29 Abbott Diabetes Care Inc. Glucose measuring device for use in personal area network
WO2006001797A1 (en) 2004-06-14 2006-01-05 Pelikan Technologies, Inc. Low pain penetrating
US7604592B2 (en) 2003-06-13 2009-10-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a point of care device
US8206565B2 (en) 2003-06-20 2012-06-26 Roche Diagnostics Operation, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US8148164B2 (en) 2003-06-20 2012-04-03 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for determining the concentration of an analyte in a sample fluid
US7597793B2 (en) 2003-06-20 2009-10-06 Roche Operations Ltd. System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay
US7604721B2 (en) 2003-06-20 2009-10-20 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7718439B2 (en) 2003-06-20 2010-05-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7645373B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7488601B2 (en) 2003-06-20 2009-02-10 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining an abused sensor during analyte measurement
US7452457B2 (en) 2003-06-20 2008-11-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes
US8058077B2 (en) 2003-06-20 2011-11-15 Roche Diagnostics Operations, Inc. Method for coding information on a biosensor test strip
US8679853B2 (en) 2003-06-20 2014-03-25 Roche Diagnostics Operations, Inc. Biosensor with laser-sealed capillary space and method of making
HUE039852T2 (hu) 2003-06-20 2019-02-28 Hoffmann La Roche Eljárás és reagens keskeny, homogén reagenscsíkok elõállítására
US8071030B2 (en) 2003-06-20 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Test strip with flared sample receiving chamber
EP1642125B1 (en) 2003-06-20 2017-09-27 Roche Diabetes Care GmbH Biosensor with multiple electrical functionalities
US7645421B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US20050019211A1 (en) * 2003-07-24 2005-01-27 Ching-Ho Lien Test strip for examination liquid test sample
US20140121989A1 (en) 2003-08-22 2014-05-01 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing analyte sensor data
EP1671096A4 (en) 2003-09-29 2009-09-16 Pelikan Technologies Inc METHOD AND APPARATUS FOR PROVIDING IMPROVED SAMPLE CAPTURING DEVICE
EP1680014A4 (en) 2003-10-14 2009-01-21 Pelikan Technologies Inc METHOD AND DEVICE FOR A VARIABLE USER INTERFACE
SG135191A1 (en) * 2003-10-29 2007-09-28 Agency Science Tech & Res Biosensor
SG179411A1 (en) * 2003-11-06 2012-04-27 Lifescan Inc Drug delivery pen with event notification means
US7822454B1 (en) 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
WO2005065414A2 (en) 2003-12-31 2005-07-21 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture
US20050150762A1 (en) * 2004-01-09 2005-07-14 Butters Colin W. Biosensor and method of manufacture
US7384791B2 (en) * 2004-01-21 2008-06-10 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Method of analyzing blood
CA2553632A1 (en) 2004-02-06 2005-08-25 Bayer Healthcare Llc Oxidizable species as an internal reference for biosensors and method of use
US20050187525A1 (en) * 2004-02-19 2005-08-25 Hilgers Michael E. Devices and methods for extracting bodily fluid
US7807043B2 (en) * 2004-02-23 2010-10-05 Oakville Hong Kong Company Limited Microfluidic test device
US8828203B2 (en) 2004-05-20 2014-09-09 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Printable hydrogels for biosensors
US7118667B2 (en) * 2004-06-02 2006-10-10 Jin Po Lee Biosensors having improved sample application and uses thereof
US9775553B2 (en) 2004-06-03 2017-10-03 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a fluid sampling device
EP1765194A4 (en) 2004-06-03 2010-09-29 Pelikan Technologies Inc METHOD AND DEVICE FOR A LIQUID DETECTION DEVICE
US7569126B2 (en) 2004-06-18 2009-08-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for quality assurance of a biosensor test strip
US7556723B2 (en) 2004-06-18 2009-07-07 Roche Diagnostics Operations, Inc. Electrode design for biosensor
US20050284757A1 (en) * 2004-06-29 2005-12-29 Allen John J Analyte measuring system which prevents the reuse of a test strip
US20050284773A1 (en) 2004-06-29 2005-12-29 Allen John J Method of preventing reuse in an analyte measuring system
CA2887517C (en) * 2004-10-12 2017-09-12 Bayer Healthcare Llc Concentration determination in a diffusion barrier layer
US7964372B2 (en) 2004-12-13 2011-06-21 Bayer Healthcare Llc Size self-limiting compositions and test devices for measuring analytes in biological fluids
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
MX2007010778A (es) * 2005-03-04 2007-11-07 Bayer Healthcare Llc Estabilizacion de actividad de enzima en biosensores electroquimicos.
US7713392B2 (en) 2005-04-15 2010-05-11 Agamatrix, Inc. Test strip coding and quality measurement
US7964089B2 (en) * 2005-04-15 2011-06-21 Agamatrix, Inc. Analyte determination method and analyte meter
US20060243591A1 (en) * 2005-04-28 2006-11-02 Plotkin Elliot V Electrochemical-based analytical test strip with hydrophilicity enhanced metal electrodes
US20060246214A1 (en) * 2005-04-28 2006-11-02 Plotkin Elliot V Method for manufacturing an electrochemical-based analytical test strip with hydrophilicity enhanced metal electrodes
US8112240B2 (en) 2005-04-29 2012-02-07 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing leak detection in data monitoring and management systems
GB0511270D0 (en) 2005-06-03 2005-07-13 Hypoguard Ltd Test system
US7695600B2 (en) * 2005-06-03 2010-04-13 Hypoguard Limited Test system
US7905999B2 (en) * 2005-06-08 2011-03-15 Abbott Laboratories Biosensor strips and methods of preparing same
US7922883B2 (en) 2005-06-08 2011-04-12 Abbott Laboratories Biosensors and methods of using the same
US20060281187A1 (en) 2005-06-13 2006-12-14 Rosedale Medical, Inc. Analyte detection devices and methods with hematocrit/volume correction and feedback control
KR101321296B1 (ko) 2005-07-20 2013-10-28 바이엘 헬스케어 엘엘씨 게이트형 전류 측정법 온도 결정 방법
US8801631B2 (en) 2005-09-30 2014-08-12 Intuity Medical, Inc. Devices and methods for facilitating fluid transport
KR101477947B1 (ko) 2005-09-30 2014-12-30 바이엘 헬스케어 엘엘씨 게이트형 전압 전류 측정 이온화제 및 헤마토크리트 결정 방법
EP2559381B1 (en) 2005-09-30 2014-12-31 Intuity Medical, Inc. Arrangement for body fluid sample extraction and analysis
US8066866B2 (en) * 2005-10-17 2011-11-29 Lifescan, Inc. Methods for measuring physiological fluids
US7468125B2 (en) * 2005-10-17 2008-12-23 Lifescan, Inc. System and method of processing a current sample for calculating a glucose concentration
DE502005005709D1 (de) * 2005-10-25 2008-11-27 Roche Diagnostics Gmbh Analysegerät zur Analyse einer Probe auf einem Testelement
US7766829B2 (en) 2005-11-04 2010-08-03 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems
JP5111388B2 (ja) * 2005-11-14 2013-01-09 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー セルロースポリマーを有する試験センサ試薬
US7811430B2 (en) 2006-02-28 2010-10-12 Abbott Diabetes Care Inc. Biosensors and methods of making
GB2436616A (en) * 2006-03-29 2007-10-03 Inverness Medical Switzerland Assay device and method
US8226891B2 (en) 2006-03-31 2012-07-24 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring devices and methods therefor
US7620438B2 (en) 2006-03-31 2009-11-17 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for powering an electronic device
US20070235346A1 (en) * 2006-04-11 2007-10-11 Popovich Natasha D System and methods for providing corrected analyte concentration measurements
US20080071158A1 (en) 2006-06-07 2008-03-20 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and method
EP2074415A1 (en) * 2006-10-05 2009-07-01 Lifescan Scotland Limited A test strip comprising patterned electrodes
ES2375288T3 (es) * 2006-10-05 2012-02-28 Lifescan Scotland Limited Procedimiento para determinar concentraciones de analito corregidas con hematocrito.
ES2397663T3 (es) 2006-10-05 2013-03-08 Lifescan Scotland Limited Sistemas y procedimientos para determinar una concentración de un analito sustancialmente independiente del hematocrito
EP2080022B1 (en) * 2006-10-05 2015-05-13 Lifescan Scotland Ltd Methods for determining an analyte concentration using signal processing algorithms
US9046480B2 (en) 2006-10-05 2015-06-02 Lifescan Scotland Limited Method for determining hematocrit corrected analyte concentrations
BRPI0717620A2 (pt) 2006-10-24 2013-10-22 Bayer Healthcare Llc Amperometria de decaimento transitório
RU2439564C2 (ru) * 2006-10-24 2012-01-10 БАЙЕР ХЕЛТКЭА ЭлЭлСи Кратковременная затухающая амперометрия
US20080124693A1 (en) * 2006-10-26 2008-05-29 Mcevoy Mary System for determining an analyte in a bodily fluid sample that includes a graphics-based step-by-step tutorial module
US20080164142A1 (en) 2006-10-27 2008-07-10 Manuel Alvarez-Icaza Surface treatment of carbon composite material to improve electrochemical properties
WO2008079731A1 (en) * 2006-12-22 2008-07-03 Home Diagnostics, Inc. Gel formation to reduce hematocrit sensitivity in electrochemical test
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
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
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
WO2009021907A1 (en) * 2007-08-10 2009-02-19 Unilever Plc Disposable sensor for liquid samples
EP2053241A1 (en) * 2007-10-24 2009-04-29 Ecotecnia Energias Renovables S.L. Method for determining fatigue damage in a power train of a wind turbine
JP5290985B2 (ja) 2007-10-31 2013-09-18 アークレイ株式会社 分析用具およびその製造方法
WO2009076302A1 (en) 2007-12-10 2009-06-18 Bayer Healthcare Llc Control markers for auto-detection of control solution and methods of use
EP2278315A1 (en) * 2008-01-18 2011-01-26 Lifescan Scotland Limited Analyte test strip having predetermined calibration characteristics
EP2241883A4 (en) 2008-01-22 2014-10-29 Univ Nat Chonnam Ind Found METHOD AND DEVICE FOR ASSESSING THE CHARACTERISTICS OF TARGET MATERIALS USING INFORMATION ABOUT KINETIC CHANGES
IL197532A0 (en) 2008-03-21 2009-12-24 Lifescan Scotland Ltd Analyte testing method and system
EP2265324B1 (en) 2008-04-11 2015-01-28 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Integrated analyte measurement system
EP2293719B1 (en) 2008-05-30 2015-09-09 Intuity Medical, Inc. Body fluid sampling device -- sampling site interface
JP2011522594A (ja) 2008-06-06 2011-08-04 インテュイティ メディカル インコーポレイテッド 医用診断装置及び方法
US9636051B2 (en) 2008-06-06 2017-05-02 Intuity Medical, Inc. Detection meter and mode of operation
US7922985B2 (en) 2008-06-24 2011-04-12 Lifescan, Inc. Analyte test strip for accepting diverse sample volumes
US8187658B2 (en) 2008-06-24 2012-05-29 Lifescan, Inc. Method of manufacturing analyte test strip for accepting diverse sample volumes
US8178313B2 (en) 2008-06-24 2012-05-15 Lifescan, Inc. Method for determining an analyte in a bodily fluid
CN101315345B (zh) * 2008-07-15 2011-09-28 四川大学 一种无酶情况下检测葡萄糖浓度的修饰电极的制备方法及应用
TWM346412U (en) * 2008-08-01 2008-12-11 Biomedix Taiwan Co Ltd Biochemical sensor
KR20110079701A (ko) * 2008-09-30 2011-07-07 멘나이 메디컬 테크놀로지즈 리미티드 샘플 계측 시스템
EP2361427A1 (en) * 2008-10-27 2011-08-31 Lifescan Scotland Limited Methods and devices for mitigating esd events
US8012428B2 (en) 2008-10-30 2011-09-06 Lifescan Scotland, Ltd. Analytical test strip with minimal fill-error sample viewing window
US20100112612A1 (en) * 2008-10-30 2010-05-06 John William Dilleen Method for determining an analyte using an analytical test strip with a minimal fill-error viewing window
US8103456B2 (en) 2009-01-29 2012-01-24 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for early signal attenuation detection using blood glucose measurements
US9375169B2 (en) 2009-01-30 2016-06-28 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system
KR101032691B1 (ko) * 2009-04-17 2011-05-06 (주)디지탈옵틱 신속한 혈구분리가 가능한 질병진단용 바이오센서
US8025788B2 (en) * 2009-04-24 2011-09-27 Lifescan Scotland Limited Method for manufacturing an enzymatic reagent ink
US20100273249A1 (en) * 2009-04-24 2010-10-28 Lifescan Scotland Limited Analytical test strips
US9226701B2 (en) 2009-04-28 2016-01-05 Abbott Diabetes Care Inc. Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system
WO2010138856A1 (en) 2009-05-29 2010-12-02 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device antenna systems having external antenna configurations
US20100326824A1 (en) 2009-06-24 2010-12-30 Lifescan, Inc. Analyte test strip with combination electrode contact and meter identification feature
US8173008B2 (en) 2009-06-24 2012-05-08 Lifescan, Inc. Method for determining an analyte in a bodily fluid sample using an analyte test strip with combination electrode contact and meter identification feature
CN102471796A (zh) 2009-07-27 2012-05-23 舒尔传感器有限公司 传感器设备的改进
WO2011026147A1 (en) 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte signal processing device and methods
EP2473099A4 (en) 2009-08-31 2015-01-14 Abbott Diabetes Care Inc ANALYTICAL MONITORING SYSTEM AND METHOD FOR POWERFUL AND NOISE MANAGEMENT
US20110048972A1 (en) * 2009-08-31 2011-03-03 Lifescan Scotland Limited Multi-analyte test strip with shared counter/reference electrode and inline electrode configuration
US20110057671A1 (en) * 2009-09-04 2011-03-10 Lifescan Scotland, Ltd. Methods, system and device to identify a type of test strip
BR112012004976A2 (pt) 2009-09-04 2021-09-21 Lifescan Scotland Limited Método e sistema para medição de glicose
EP2482720A4 (en) 2009-09-29 2014-04-23 Abbott Diabetes Care Inc METHOD AND APPARATUS FOR PROVIDING NOTIFICATION FUNCTION IN SUBSTANCE MONITORING SYSTEMS
US8545693B2 (en) * 2009-09-29 2013-10-01 Lifescan Scotland Limited Analyte measurment method and system
US20110079522A1 (en) * 2009-10-02 2011-04-07 Lifescan Scotland Limited Multi-analyte test strip with inline working electrodes and shared opposing counter/reference electrode
US8323467B2 (en) 2009-10-27 2012-12-04 Lifescan Scotland Limited Dual chamber, multi-analyte test strip with opposing electrodes
US8632664B2 (en) * 2009-10-27 2014-01-21 Lifescan Scotland Limited Test meter for use with a dual chamber, multi-analyte test strip with opposing electrodes
CA2782047C (en) 2009-11-30 2019-10-29 Intuity Medical, Inc. Calibration material delivery devices and methods
US8877034B2 (en) 2009-12-30 2014-11-04 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for measuring whole blood hematocrit based on initial fill velocity
US8101065B2 (en) 2009-12-30 2012-01-24 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time
GB201005357D0 (en) 2010-03-30 2010-05-12 Menai Medical Technologies Ltd Sampling plate
GB201005359D0 (en) 2010-03-30 2010-05-12 Menai Medical Technologies Ltd Sampling plate
EP2565636A3 (en) 2010-03-31 2013-04-03 Lifescan Scotland Limited Electrochemical analyte measurement method and system
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
AT14334U1 (de) * 2010-05-09 2015-08-15 Labstyle Innovation Ltd Flüssigkeitsvorrichtung und Anwendungsverfahren dafür
US8940141B2 (en) * 2010-05-19 2015-01-27 Lifescan Scotland Limited Analytical test strip with an electrode having electrochemically active and inert areas of a predetermined size and distribution
US8239582B2 (en) 2010-05-27 2012-08-07 Cilag Gmbh International Hand-held test meter with disruption avoidance circuitry
US20110290668A1 (en) 2010-05-27 2011-12-01 Lifescan Scotland Limited Analytical test strip with crossroads exposed electrode configuration
WO2011162823A1 (en) 2010-06-25 2011-12-29 Intuity Medical, Inc. Analyte monitoring methods and systems
US20110315564A1 (en) 2010-06-28 2011-12-29 Cilag Gmbh International Hand-held test meter with deep power conservation mode
US8409412B2 (en) * 2010-08-23 2013-04-02 Lifescan Scotland, Ltd. Enzymatic reagent inks for use in test strips having a predetermined calibration code
US20120048746A1 (en) 2010-08-30 2012-03-01 Cilag Gmbh International Analyte test strip with electrically distinguishable divided electrode
CA2810601C (en) 2010-09-13 2020-02-18 Adam Craggs Analyte measurement method and system with hematocrit compensation
CN103237897B (zh) 2010-09-28 2015-11-25 生命扫描苏格兰有限公司 具有误差捕获的分析物测量方法和系统
US8932445B2 (en) 2010-09-30 2015-01-13 Cilag Gmbh International Systems and methods for improved stability of electrochemical sensors
US8617370B2 (en) 2010-09-30 2013-12-31 Cilag Gmbh International Systems and methods of discriminating between a control sample and a test fluid using capacitance
US20130229288A1 (en) 2010-11-15 2013-09-05 Lifescan Scotland Limited Server-side initiated communication with analyte meter-side completed data transfer
TWI438425B (zh) * 2011-01-18 2014-05-21 Eps Bio Technology Corp 電化學式感測試片的製造方法
US8486717B2 (en) 2011-01-18 2013-07-16 Symbolics, Llc Lateral flow assays using two dimensional features
US20120199498A1 (en) 2011-02-07 2012-08-09 Manuel Alvarez-Icaza Electrochemical-based analytical test strip with graded enzymatic reagent layer and related methods
EA201390485A1 (ru) * 2011-02-28 2013-09-30 Луоксис Дайэгностикс, Инк. Способ и устройство для измерения окислительно-восстановительного потенциала
WO2012177114A1 (en) * 2011-06-20 2012-12-27 Mimos Berhad Analyte sensor system
US20130006536A1 (en) 2011-06-28 2013-01-03 Lifescan, Inc. Hand-held test meter with unpowered usb connection detection circuit
US20130002266A1 (en) 2011-06-28 2013-01-03 Lifescan, Inc. Hand-held test meter with electromagnetic interference detection circuit
US9782114B2 (en) 2011-08-03 2017-10-10 Intuity Medical, Inc. Devices and methods for body fluid sampling and analysis
US8475733B2 (en) 2011-08-04 2013-07-02 Cilag Gmbh International Hand-held test meter and analytical test strip cartridge assembly with desiccant vial
US8580576B2 (en) 2011-08-04 2013-11-12 Cilag Gmbh International Method for bodily fluid sample transfer during analyte determination
US8603309B2 (en) 2011-09-12 2013-12-10 Nova Biomedical Corporation Disposable sensor for electrochemical detection of hemoglobin
US20130084590A1 (en) 2011-09-30 2013-04-04 Lifescan Scotland Ltd. Analytical test strip with bodily fluid phase-shift measurement electrodes
US20130084591A1 (en) 2011-09-30 2013-04-04 Lifescan Scotland Ltd. Analytical test strip with isolated bodily fluid phase-shift and analyte determination sample chambers
US20130098775A1 (en) * 2011-10-20 2013-04-25 Nova Biomedical Corporation Glucose biosensor with improved shelf life
EP2775918B1 (en) 2011-11-07 2020-02-12 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods
KR101367262B1 (ko) 2011-11-11 2014-02-26 주식회사 아이센스 자가혈당측정기 및 이를 이용한 측정 이상 감지 방법
US9572922B2 (en) 2012-12-21 2017-02-21 Larry Leonard Inventive diabetic systems, tools, kits, and supplies for better diabetic living and mobility
CN103175872A (zh) * 2011-12-23 2013-06-26 长沙中生众捷生物技术有限公司 便携式电化学检测试纸条及其制备方法
US9903830B2 (en) 2011-12-29 2018-02-27 Lifescan Scotland Limited Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on sensed physical characteristic(s) of the sample containing the analyte
US20130189769A1 (en) * 2012-01-21 2013-07-25 Rapha Bio Ltd. Biochemical sensor
US10384153B2 (en) 2012-01-24 2019-08-20 Minicare B.V. Filter unit for a cartridge
US20130199942A1 (en) 2012-02-07 2013-08-08 Lifescan Scotland Limited Electrochemical-based analytical test strip with fill-speed configured reagent layer
US20130220835A1 (en) 2012-02-29 2013-08-29 Lifescan Scotland Limited Polymeric vdat nanoparticles for use in biosensors
AU2013249126B2 (en) * 2012-04-19 2015-10-01 Aytu Bioscience, Inc. Multiple layer gel
US20130284609A1 (en) 2012-04-30 2013-10-31 Lifescan Scotland Limited Enzymatic electrochemical-based sensors with nad polymeric coenzyme
WO2013173499A2 (en) 2012-05-15 2013-11-21 Minor James M Diagnostic methods and devices for monitoring chronic glycemia
US11798685B2 (en) 2012-05-15 2023-10-24 James M. Minor Diagnostic methods and devices for controlling acute glycemia
KR101466222B1 (ko) 2012-06-01 2014-12-01 주식회사 아이센스 정확도가 향상된 전기화학적 바이오센서
US8877023B2 (en) 2012-06-21 2014-11-04 Lifescan Scotland Limited Electrochemical-based analytical test strip with intersecting sample-receiving chambers
US20130341207A1 (en) 2012-06-21 2013-12-26 Lifescan Scotland Limited Analytical test strip with capillary sample-receiving chambers separated by stop junctions
US9128038B2 (en) 2012-06-21 2015-09-08 Lifescan Scotland Limited Analytical test strip with capillary sample-receiving chambers separated by a physical barrier island
TWM442505U (en) * 2012-07-06 2012-12-01 Ok Biotech Co Ltd Biological inspection testpiece
US9874556B2 (en) 2012-07-18 2018-01-23 Symbolics, Llc Lateral flow assays using two dimensional features
US9968306B2 (en) 2012-09-17 2018-05-15 Abbott Diabetes Care Inc. Methods and apparatuses for providing adverse condition notification with enhanced wireless communication range in analyte monitoring systems
US9211087B2 (en) 2012-10-18 2015-12-15 Animas Corporation Self-contained hand-held test device for single-use
US9360446B2 (en) 2012-10-23 2016-06-07 Aytu Bioscience, Inc. Methods and systems for measuring and using the oxidation-reduction potential of a biological sample
GB2510371B (en) * 2013-01-31 2016-01-06 Lifescan Scotland Ltd Electrochemical-based analytical test strip with soluble acidic material coating
US9157883B2 (en) 2013-03-07 2015-10-13 Lifescan Scotland Limited Methods and systems to determine fill direction and fill error in analyte measurements
US10371660B2 (en) 2013-05-17 2019-08-06 Lifescan Ip Holdings, Llc Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on multiple calibration parameters
GB2514846B (en) 2013-06-07 2015-09-30 Lifescan Scotland Ltd Electrochemical-based analytical test strip with a soluble electrochemically-active coating opposite a bare electrode
US10729386B2 (en) 2013-06-21 2020-08-04 Intuity Medical, Inc. Analyte monitoring system with audible feedback
US10545132B2 (en) * 2013-06-25 2020-01-28 Lifescan Ip Holdings, Llc Physiological monitoring system communicating with at least a social network
US9243276B2 (en) 2013-08-29 2016-01-26 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine hematocrit-insensitive glucose values in a fluid sample
US9459231B2 (en) 2013-08-29 2016-10-04 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine erroneous measurement signals during a test measurement sequence
WO2015038978A1 (en) 2013-09-13 2015-03-19 Symbolics, Llc Lateral flow assays using two dimensional test and control signal readout patterns
CN104931549A (zh) * 2014-03-19 2015-09-23 深圳市艾瑞生物科技有限公司 一种定量测定同型半胱氨酸的电化学试纸及其制备方法
US20150369813A1 (en) * 2014-06-24 2015-12-24 Lifescan Scotland Limited Analytical test strip with tiered capillary chamber
US9453812B2 (en) 2014-06-24 2016-09-27 Lifescan Scotland Limited End-fill electrochemical-based analytical test strip with perpendicular intersecting sample-receiving chambers
US20160091451A1 (en) 2014-09-25 2016-03-31 Lifescan Scotland Limited Accurate analyte measurements for electrochemical test strip to determine analyte measurement time based on measured temperature, physical characteristic and estimated analyte value
US20160091450A1 (en) 2014-09-25 2016-03-31 Lifescan Scotland Limited Accurate analyte measurements for electrochemical test strip to determine analyte measurement time based on measured temperature, physical characteristic and estimated analyte value and their temperature compensated values
US11073495B2 (en) 2015-10-15 2021-07-27 Arkray, Inc. Biosensor and manufacturing method of biosensor
GB2549281A (en) * 2016-04-11 2017-10-18 Palintest Ltd Electrochemical sensor
US20200064351A1 (en) * 2017-05-05 2020-02-27 Analytical Diagnostic Solutions, Inc. Point-of-care device for the quantitative determination of branched-chain amino acids in biological samples
FR3069323B1 (fr) 2017-07-20 2023-10-20 Lsee Bandelettes electrochimiques permettant le suivi de la degradation des graisses de l'organisme et leur procede de preparation
US20190094170A1 (en) 2017-09-22 2019-03-28 Cilag Gmbh International Analytical test strip with integrated electrical resistor
US10293340B2 (en) 2017-10-11 2019-05-21 Fitbit, Inc. Microfluidic metering and delivery system
CN112251069A (zh) * 2020-10-29 2021-01-22 郑州百瑞动物药业有限公司 一种基于水性丝网印刷技术的酶电极用酶油墨及其制备方法
CN114923965B (zh) * 2022-03-18 2023-05-23 杭州微策生物技术股份有限公司 一种一体式多指标传感器及其制作方法

Family Cites Families (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4195129A (en) 1975-11-26 1980-03-25 Kansai Paint Co., Ltd. Method for immobilizing enzymes and microbial cells
US4418148A (en) 1981-11-05 1983-11-29 Miles Laboratories, Inc. Multilayer enzyme electrode membrane
CA1226036A (en) 1983-05-05 1987-08-25 Irving J. Higgins Analytical equipment and sensor electrodes therefor
US4655880A (en) 1983-08-01 1987-04-07 Case Western Reserve University Apparatus and method for sensing species, substances and substrates using oxidase
DE3588124T2 (de) * 1984-06-13 1997-02-20 Applied Research Systems Vorrichtung, mit Verwendung in chemischen Prüfverfahren
US5141868A (en) 1984-06-13 1992-08-25 Internationale Octrooi Maatschappij "Octropa" Bv Device for use in chemical test procedures
US5185256A (en) * 1985-06-21 1993-02-09 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Method for making a biosensor
IL78560A0 (en) * 1985-06-28 1986-08-31 Miles Lab Electrochemical sensor and membrane therefor
GB8526902D0 (en) 1985-10-31 1985-12-04 Unilever Plc Electrochemical analysis
GB8619627D0 (en) 1986-08-12 1986-09-24 Genetics Int Inc Electrochemical assay
US4759828A (en) * 1987-04-09 1988-07-26 Nova Biomedical Corporation Glucose electrode and method of determining glucose
GB8709882D0 (en) * 1987-04-27 1987-06-03 Genetics Int Inc Membrane configurations
US5128015A (en) 1988-03-15 1992-07-07 Tall Oak Ventures Method and apparatus for amperometric diagnostic analysis
WO1989009397A1 (en) 1988-03-31 1989-10-05 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and process for its production
GB8817421D0 (en) 1988-07-21 1988-08-24 Medisense Inc Bioelectrochemical electrodes
GB8822738D0 (en) 1988-09-28 1988-11-02 Medisense Inc Theophylline assay
US5264106A (en) 1988-10-07 1993-11-23 Medisense, Inc. Enhanced amperometric sensor
US5262035A (en) 1989-08-02 1993-11-16 E. Heller And Company Enzyme electrodes
DE69020908T2 (de) 1989-12-15 1996-02-15 Boehringer Mannheim Corp., Indianapolis, Ind. Redox-vermittlungs-reagenz und biosensor.
US5286362A (en) 1990-02-03 1994-02-15 Boehringer Mannheim Gmbh Method and sensor electrode system for the electrochemical determination of an analyte or an oxidoreductase as well as the use of suitable compounds therefor
FR2673289B1 (fr) 1991-02-21 1994-06-17 Asulab Sa Capteur de mesure de la quantite d'un composant en solution.
GB9309797D0 (en) * 1993-05-12 1993-06-23 Medisense Inc Electrochemical sensors
US5762770A (en) * 1994-02-21 1998-06-09 Boehringer Mannheim Corporation Electrochemical biosensor test strip
US5437999A (en) 1994-02-22 1995-08-01 Boehringer Mannheim Corporation Electrochemical sensor
US5494562A (en) * 1994-06-27 1996-02-27 Ciba Corning Diagnostics Corp. Electrochemical sensors
AUPN363995A0 (en) * 1995-06-19 1995-07-13 Memtec Limited Electrochemical cell
US5628890A (en) * 1995-09-27 1997-05-13 Medisense, Inc. Electrochemical sensor
US5708247A (en) * 1996-02-14 1998-01-13 Selfcare, Inc. Disposable glucose test strips, and methods and compositions for making same
AU6157898A (en) * 1997-02-06 1998-08-26 E. Heller & Company Small volume (in vitro) analyte sensor
CO5040209A1 (es) * 1997-10-16 2001-05-29 Abbott Lab Electrodos biosensores mediadores de la regeneracion de cofactores

Also Published As

Publication number Publication date
HK1043832B (zh) 2006-09-29
DE60025334T2 (de) 2006-08-10
EP1593958B1 (en) 2010-02-24
DK1155310T3 (da) 2006-03-06
DE60043905D1 (de) 2010-04-08
US6241862B1 (en) 2001-06-05
CA2358464C (en) 2008-08-26
CN1341210A (zh) 2002-03-20
AU763723B2 (en) 2003-07-31
BR0008615A (pt) 2001-10-16
EP1612548A3 (en) 2006-07-12
ES2339122T3 (es) 2010-05-17
EP1612548A2 (en) 2006-01-04
JP2002535615A (ja) 2002-10-22
CN1241012C (zh) 2006-02-08
CA2358464A1 (en) 2000-07-20
ATE458996T1 (de) 2010-03-15
DE60025334D1 (de) 2006-03-30
EP1155310B1 (en) 2006-01-04
EP1593958A3 (en) 2006-07-12
EP1155310A4 (en) 2002-11-04
JP3699898B2 (ja) 2005-09-28
AU2847900A (en) 2000-08-01
HK1043832A1 (en) 2002-09-27
ATE315223T1 (de) 2006-02-15
EP1593959A3 (en) 2006-07-05
EP1593958A2 (en) 2005-11-09
WO2000042422A1 (en) 2000-07-20
EP1593959A2 (en) 2005-11-09
EP1155310A1 (en) 2001-11-21
BR0008615B1 (pt) 2012-09-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2339122T3 (es) Tiras de ensayo desechables con capa de separacion reactivo/sangre integrada.
US7807031B2 (en) Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
ES2212077T3 (es) Tiras de analisis desechables para la determinacion de analitos sanguineos y procedimientos de fabricacion.
CN101622358B (zh) 用于电化学测试条的使用钌六胺作为介质的试剂制剂
ES2375288T3 (es) Procedimiento para determinar concentraciones de analito corregidas con hematocrito.
ES2317407T3 (es) Bisensor de glucosa y procedimiento.
ES2343184T3 (es) Medidor para usar en un metodo de reduccion de interferencias en un sensor electroquimico usando dos potenciales diferentes aplicados.
ES2247094T3 (es) Sensor de glucosa con respuesta rapida.
US7749766B2 (en) Bilirubin sensor
JP5236824B2 (ja) 電気化学的バイオセンサでの酵素活性の安定化
BRPI9816332B1 (pt) tira de teste de biossensor eletroquímico aperfeiçoada
JP2001208716A (ja) 微小球含有センサー
US20040251132A1 (en) Reduced volume strip
CN115884713A (zh) 分析物传感器及用于生产分析物传感器的方法
KR20070022195A (ko) 직접적인 간섭 전류의 영향을 감소시키기 위한 전기화학테스트 스트립
JPS60174944A (ja) イオン活量測定装置用プロ−ブアセンブリ−