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Hintergrund der Erfindung
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Technisches Gebiet
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Die
vorliegende Erfindung betrifft einen Biosensor, insbesondere einen
Streifen-Biosensor
(current strip biosensor) zum Detektieren von Gehalten biochemischer
Substanzen.
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Beschreibung des Standes der
Technik
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Biochemische
Analysatoren werden im allgemeinen in drei Kategorien unterteilt:
nasse Typen, trockene Typen und Biosensoren. Die biochemischen Analysatoren
vom nassen Typ mischen Proben und Reagenzien (die üblicherweise
ein Farbreagenz enthalten) zur Reaktion und detektieren anschließend einen
Farbunterschied durch optische Instrumente, wie Colorimeter oder
Spektralphotometer. Die Analysatoren vom nassen Typ können kein
Vollblut als Proben verwenden, da Vollblut eine Vorbehandlung erfordert.
Ferner erfordern die Analysatoren vom nassen Typ teure Ausrüstungen
und Fachpersonal zur Bedienung. Daher werden sie üblicherweise
in Kliniken und Untersuchungszentren angewendet. Im Fall der biochemischen
Analysatoren vom trockenen Typ werden die Teststreifen, nachdem
die Oberflächen
der Teststreifen mit chemischen Reagenzien, Enzymen oder Antikörpern beschichtet
worden sind, anschließend
mit den Proben zur Analyse direkt in Kontakt gebracht. Obwohl die Verfahren
zur Herstellung der Reagenzien und die Bedienung vereinfacht sind, basiert
die Detektion noch auf Colorimetrie. Die Teststreifen der Analysatoren
vom trockenen Typ sind Oxidation und Entfärbung ausgesetzt. Die Teststreifen
können
wegen des störenden
Einflusses der Farbe nicht mit Vollblut verwendet werden.
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Der
Biosensor ist aus einer biologischen Vorrichtung, einer Membranvorrichtung
und einem Transducer zusammengesetzt. Die biologische Vorrichtung
ist ein biologisches Material, das eine spezifische Unterscheidungsfähigkeit
aufweist, wie Mikroorganismen, Zellen, Gewebe, Enzyme, Antigene
und Antikörper.
Die Membranvorrichtung ist im allgemeinen ein Polymermaterial zum
Fixieren der biologischen Vorrichtung und zum Screenen von störenden Substanzen.
Der Transducer enthält
Elektroden, einen Ionenselektions-Feldeffekttransistor, einen wärmeempfindlichen
Widerstand, einen Thermistor, eine piezoelektrische Vorrichtung,
optische Fasern, eine Photozelle und einen Schallwellenzähler. Die
Peroxidase-Elektrode ist einer der gängigsten Transducer für Biosensoren.
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Beispielsweise
wird bei der Blutzuckermessung mit Biosensoren Glucoseoxidase auf
einer Membran fixiert, die auf der Oberfläche einer säulenförmigen Peroxidase-Elektrode
befestigt wird. Anschließend
werden an eine Platinanode und eine Silber/Silberchlorid-Kathode
Polarisationspotentiale angelegt. Die Glucoseoxidase katalysiert
die Glucose zur Produktion von Wasserstoffperoxid. Wasserstoffperoxid
wird in der Nähe
der Anodenoberfläche
zu Wasser weiter oxidiert und setzt dann Elektronen frei. Die freigesetzten
Elektronen werden verwendet, um die Glucosekonzentration in den
Proben zu berechnen.
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Die
vorerwähnte
säulenförmige Elektrode
weist die folgenden Nachteile auf: sie muß häufig poliert werden, die Membran
ist schwer auf ihr zu befestigen und sie ist schwer zu reinigen.
Sie weist ferner den Nachteil auf, daß sie der Kreuzkontamination
ausgesetzt ist und schwer zu kalibrieren ist. Ferner ist sie schwer
in einer Form für
den einmaligen Gebrauch herzustellen und erfordert hohe Herstellungskosten.
Sie ist unpraktisch in der Anwendung. Zur Überwindung der Nachteile der
säulenförmigen Elektrode
werden Teststreifenelektroden entwickelt, die günstig für die industrielle Herstellung
sind.
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US-Patent No. 5,120,420
A offenbart einen biochemischen Detektionselektrodenstreifen,
enthaltend einen Elektrodenteil, eine Isolierschicht, eine Reaktionsschicht
und einen Probeaufnahmeraum, der durch Auftragen einer Kunstharzplatte
und einer hydrophilen Abdeckung auf die Reaktionsschicht gebildet
wird. Der Raum enthält
einen Probeneinlaß und
einen Luftauslaß.
Die Reaktionsschicht wird durch aufeinander folgendes Beschichten
einer Elektrodengrundplatte mit einer Carboxymethylzellulose (CMC)-Lösung, Trocknen
der CMC-Schicht, Aufsprühen
einer Glucoseoxidase-Lösung
(GOD) und Trocknen derselben und Bestreichen mit einer organischen
Suspension, die ein leitfähiges
Medium enthält,
und Trocknen derselben zur Bildung einer biochemischen Reaktionsfläche gebildet.
Der biochemische Detektionselektrodenstreifen wird durch Auftragen
der Kunstharzplatte und der hydrophilen Abdeckung zur Bildung des
Probenaufnahmeraums auf der Grundplatte vollendet.
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Der
biochemische Dektetionselektrodenstreifen hat die folgenden Nachteile.
Erstens sind drei Schritte erforderlich, um die Reaktionsschicht
zu bilden, nämlich
Bildung der CMC-Schicht, um die hydrophile Eigenschaft der Kohlenstoff-Elektrodenoberfläche zu verbessern,
Bildung der GOD-Schicht und Bildung des leitfähigen Mediums. Jeder Schritt
erfordert einen nachfolgenden Trocknungsschritt. Das Verfahren ist
komplex. Zweitens gibt es nur einen Probeneinlaß. Die Probe wird in die Reaktionszone
durch in Berührung
bringen mit einer Spitze (Tip) des Elektrodenstreifens eingeführt.
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US-Patent No. 5,628,890 A offenbart
einen weiteren biochemischen Detektionselektrodenstreifen, enthaltend
einen Elektrodenteil, eine Isolierschicht, eine Reaktionsschicht,
eine Doppelschicht aus hydrophilem Geflecht (mesh) auf der Reaktionsschicht
und einer Abdeckschicht auf den Geflecht-Schichten. Der Elektrodenteil
enthält
drei Elektroden, in denen eine Kohlenstoffschicht zuerst gedruckt
wird und anschließend
eine Silberschicht darauf gedruckt wird. Eine bioaktive Substanz,
Silber/Silberchlorid und ein leitfähiges Medium werden auf einer
Arbeitselektrode, einer Vergleichselektrode. und einer Zählelektrode
in der Reaktionszone angeordnet. Anschließend wird die Doppelschicht
aus Geflecht auf der Reaktionszone angeordnet, wobei die Geflecht-Schicht
für den
Zugang der Probe zu der Reaktionszone hydrophil sein sollte. Eine
Blutprobe in den hydrophilen Geflecht-Schichten wird wegen der hydrophilen
Affinität
auf die Reaktionsschicht begrenzt bleiben. Anschließend wird
die Abdeckschicht auf die Geflecht-Schichten aufgeklebt und läßt einen
Probeneinlaß darin.
Der oben beschriebene Detektionselektrodenstreifen hat die folgenden
Nachteile: er ist komplex, erfordert mehrere Geflecht-Schichten
und hydrophile Arbeitsweise. Außerdem
gibt es nur einen Probeneinlaß und es
ist schwer festzustellen, ob die Proben richtig in die Reaktionszone
inkorporiert sind. Außerdem
sind mehr als μl
Blutprobe erforderlich.
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Zusammenfassung der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung besteht darin, die Nachteile des Standes der
Technik zu überwinden
und einen wirksamen Biosensor bereitzustellen, der einfach in Herstellung
und Detektion ist. Reaktive Substanzen werden in einem Schritt gemischt
und in die Reaktionsschicht eingeführt. Eine netzförmige Abdeckschicht
wird auf einem Probeneinlaß angeordnet,
um Kapillaranziehung zwischen der netzförmigen Abdeckschicht und der Reaktionsschicht
herzustellen. Die netzförmige
Abdeckschicht und die resultierende Kapillaranziehung erleichtern
die Probenahme, wenn eine Probe von einem Öffnungsende auf einer Seite
des Biosensors eingeführt
wird. Wenn die netzförmige
Abdeckschicht hydrophil ist, kann eine Probe vom oberen Teil des
Biosensors durch hydrophile Affinität eingeführt werden. Schließlich wird
in der internationalen Patentanmeldung
WO 98/24366 A2 ein Biosensor
beschrieben, bei dem sich eine netzförmige blutleitende Schicht
zwischen der Abdeckung und dem Substrat befindet. Diese Konfiguration
ermöglicht
die Zuführung
einer Probe nur von oben, auch ist die netzförmige Schicht nur im Bereich
der Öffnung
zugänglich.
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Eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, einen Biosensor mit mehrfachen
Probenahmestellen bereitzustellen. Die Art der Probenahme kann erreicht
werden durch Auftropfen einer Probe auf den Biosensor oder Annähern des
Biosensors an die Probe, beispielsweise einem Tropfen Blut an einem
Ohrläppchen.
Er ermöglicht
auf praktische Weise die Probenahme.
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Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist einen Biosensor bereitzustellen,
der eine Probe schnell und einfach in die Reaktionsschicht einführen kann.
Die Probe kann wirksam für
die Detektion erhalten werden.
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Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist einen Biosensor bereitzustellen,
der die erforderlichen Probemengen reduziert. Die erforderliche
Menge an Probeblut kann bis auf 5 μl verringert werden. Der Patient
muß geringere
Schmerzen ertragen.
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Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist einen Biosensor bereitzustellen,
der nicht mehrere Trocknungsschritte erfordert und der auf einer
Oberfläche
eine einheitliche und flache Reaktionsschicht bilden kann. Er ist
einfach in der Herstellung und kann die Anforderungen an Meßgenauigkeit
erfüllen.
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Um
die oben genannten Aufgaben zu lösen
und die Nachteile des Standes der Technik zu vermeiden, offenbart
die vorliegende Erfindung einen Biosensor zum Detektieren von Gehalten
biochemischer Komponenten in einer Probe, umfassend: ein elektrisch
isolierendes Substrat; eine auf dem Substrat angeordnete Anode, wobei
die Anode an beiden Enden der Anode mit einer Arbeitselektrode bzw.
einem Anodenverbindungsstück gebildet
wird; einer auf dem Substrat angeordneten Kathode, wobei die Kathode
an beiden Enden der Kathode mit einer Vergleichselektrode bzw. einem
Kathodenverbindungsstück
gebildet wird; einer auf der Arbeitselektrode und der Vergleichselektrode
angeordneten Reaktionsschicht mit einer Zone, wobei die Reaktionsschicht zum in
Verbindung bringen und Reagieren mit der Probe verwendet wird; einer
auf dem Substrat angeordneten elektrisch isolierenden Schicht mit
einer Öffnung
zur Aufnahme der Probe auf der Reaktionsschicht und einem Öffnungsende;
und einer netzförmigen
Abdeckschicht auf der Reaktionsschicht, wobei die netzförmige Abdeckschicht
zumindest einen Teil der Öffnung
bedeckt. Die Probe kann so von oberhalb der netzförmigen Abdeckschicht
durch hydrophile Affinität
der netzförmigen
Abdeckschicht in die Reaktionsschicht eingeführt werden, oder vom Öffnungsende
durch Kapillaranziehung zwischen der netzförmigen Abdeckschicht und der
Reaktionsschicht. Die Reaktionsschicht ist aus einer Rezeptur enthaltend
ein Enzym, einen Carrier, ein elektrisches Medium und ein oberflächenaktives
Agens.
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Die
netzförmige
Abdeckschicht der vorliegenden Erfindung ist ein hydrophiles netzförmiges Material oder
ein hydrophobes netzförmiges
Material oder ein Drahtgeflecht, welches eine Kapillaranziehung
bereitstellt, um die Probe einfach und wirksam vom Öffnungsende
auf einer Seite des Biosensors zur Detektion auf die Reaktionsschicht
einzuführen.
Das Öffnungsende
dient als Probenkontaktpunkt, der einem Patienten zur Probenahme
angenähert
werden kann. Die Probe kann von dem Öffnungsende auf die Reaktionsschicht
zur Detektion eingeführt
werden. Durch einfaches Annähern
und Berühren
des Patienten kann der Biosensor wirksam die Probe sichern. Er ist
praktisch in der Handhabung der Probenahme. In einer bevorzugten
Ausführungsform
weist das Substrat weiterhin einen halbkreisförmigen, hervorstehenden Teil
unter dem Öffnungsende
als einen Probenkontaktpunkt auf. Der halbkreisförmige, hervorstehende Teil
ist nicht nur unterscheidbar und kann näher an die Probe herangebracht
werden, um die Probenahme zu erleichtern, sondern kann auch den
Schmerz des Patienten verringern.
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Durch
die Offenbarung der Erfindung werden verschiedene Vorteile erhalten.
Ein Hersteller von Biosensoren kann die Biosensoren auf eine günstigere
Weise herstellen, ein Analytiker kann die Proben auf eine günstigere
und wirksamere Weise erhalten, und ein Patient kann seine/ihre Unannehmlichkeiten
auf ein Minimum verringern. Dabei kann ein genaues Detektionsergebnis
erhalten werden.
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Die
vorgenannten und anderen Aufgaben und Vorteile der Erfindung und
die Art und Weise auf die selbige erreicht werden, werden klarer
werden auf Grundlage der folgenden genauen Beschreibung in Verbindung
mit den begleitenden Zeichnungen.
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Kurze Beschreibung der Zeichungen
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1 ist
eine Explosionsdarstellung des Biosensors gemäß einer Ausführungsform
der Erfindung;
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2 ist
perspektivische Ansicht des Biosensors von 1;
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3 ist
eine Aufsicht auf den Biosensor von 1;
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4 ist
ein Schnitt durch den Biosensor entlang der Linie A-A von 3;
und
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5 ist
ein Vergleichsdiagramm von Blutglucose-Konzentrationen zwischen
dem Detektionsergebnis des erfindungsgemäßen Biosensors und demjenigen
eines YSI-Glucoseanalysators.
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Genaue Beschreibung der Erfindung
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Bezugnehmend
auf 1 bis 4, enthält ein Biosensor 1 gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung zum Detektieren von Gehalten von biochemischen Komponenten
in einer Probe: ein elektrisch isolierendes Substrat 2;
eine auf dem Substrat 2 angeordnete Anode 3, wobei
die Anode 3 mit Arbeitselektroden 4 (wie in 3 gezeigt)
bzw. einem Anodenverbindungsteil 5 an jeweils einer Seite
der Anode 3 versehen ist; und einer auf dem Substrat 2 angeordneten
Kathode 6, wobei die Kathode 6 mit Referenzelektroden 7 (wie
in 3 gezeigt) bzw. einem Kathodenverbindungsstück 8 an
jeweils einer Seite der Kathode 6 versehen ist.
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Das
Substrat 2 ist elektrisch isoliert und weist eine flache
Oberfläche
auf. Das Substrat 2 sollte bei Temperaturen von 40 bis
200°C in
einem thermischen Verfahren, das verwendet wird, um die elektrische
Leitfähigkeit
und die Adhäsion
der Anode 3 und der Kathode 6 zu erhöhen, thermisch
widerstandsfähig
sein. Geeignete Materialien für
das Substrat 2 schließen,
ohne auf diese begrenzt zu sein, ein: PVC, Polyester, Bakelit, Glasfasern
(FR-4), PET, PC, PP, Polyethylen, PA, PS, Glas und Keramik (CEM-1).
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Die
Anode 3 und die Kathode 6 sind aus zwei beabstandeten
leitfähigen
Filmen hergestellt, die zu einer Detektionsvorrichtung verbunden
werden (in den Figuren nicht gezeigt).
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Nachdem
sie teilweise mit elektrisch isolierenden Schichten 10 und 10' bedeckt worden
ist, wird die Anode 3 an beiden freiliegenden Enden der
Anode mit einem Anodenverbindungsstück 5 zum Verbinden
mit der Detektionsausrüstung
und einer Arbeitselektrode 4, auf der die bioaktive Schicht
angeordnet ist, das heißt die
Reaktionsschicht 9 (siehe 4), gebildet.
Die Arbeitselektrode 4 wird zum Übertragen von elektrischen Signalen
verwendet, welche durch chemische oder biochemische Reaktionen der
Probe auf der Detektionsvorrichtung induziert werden. Nachdem sie
von den elektrisch isolierenden Schichten 10 und 10' bedeckt worden
ist, wird die Kathode 6 an beiden freiliegenden Enden mit
einem Kathodenverbindungsstück 8 zum
Verbinden der Detektionsvorrichtung bzw. der Referenzelektrode 7 (siehe 3),
auf der die Reaktionsschicht 9 angeordnet ist, geformt.
Die Vergleichselektrode 7 wird in Zusammenarbeit mit der
Arbeitselektrode 4 zum Detektieren der elektrischen Signale
aus den Proben verwendet.
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Der
erfindungsgemäße Biosensor 1 umfaßt weiterhin
eine Reaktionsschicht 9 auf der Arbeitselektrode 4 und
der Vergleichselektrode 7. Die Reaktionsschicht 9 überlappt
nicht die elektrisch isolierende Schicht 10.
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Die
Reaktionsschicht 9 wird gebildet durch Anordnen einer Rezeptur
aus bioaktiven Substanzen auf einem Teil des Substrates 2,
der Anode 3 und der Kathode 6. Die Rezeptur der
Reaktionsschicht umfaßt
ein Enzym, einen Carrier, ein elektrisches Medium und ein oberflächenaktives
Agens. In einer Ausführungsform macht
der Carrier von 0,05 Gew.-% bis 1,5 Gew.-% der Zusammensetzung aus.
Der Carrier schließt
Mikrocellulose, Methylcellulose, Carboxymethylcellulose, Stärke, Vinylalkohol,
Vinylpyrrolidon, PVA, PVP, PEG oder Gelatine ein. Eine zweckmäßige Rezeptur
wird im folgenden beschrieben:
Ein Enzym wie Glucoseoxidase
mit einer Dosierung von ungefähr
200 bis 1200 U/ml;
ein Enzymschutzmittel (enzyme preservative)
mit einer Dosierung von ungefähr
0,1 bis 1,0 Gew.-% der Rezeptur, wobei das Schutzmittel Albumin,
Dextrin, Dextran oder Aminosäuren,
die einzeln oder in Kombination angewendet werden können, einschließen kann;
ein
elektrisches Medium mit einer Dosierung von 2,0 bis 10,0 Gew.-%
der Rezeptur, wobei ein zweckmäßiges elektrisches
Medium Kaliumferrycyanid einschließt; und
ein oberflächenaktives
Agens mit einer Dosierung von weniger als 0,1 Gew.-% der Rezeptur,
wobei ein zweckmäßiges oberflächenaktives
Agens oberflächenaktiven
Polyoxyethylenether (Polyethylenglykolether) (wie Triton X-100,
Triton X-405, Triton X-114), Natriumlaurylsulfat, Polyoxyethylensorbitat (wie
Tween 20, Tween 40, Tween 60 und Tween 80) oder andere wasserlösliche oberflächenaktive
Agenzien oder Detergenzien einschließt.
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Der
Biosensor 1 der vorliegenden Erfindung umfaßt weiterhin
elektrisch isolierende Schichten 10 und 10' auf dem Substrat 2 mit
einer Öffnung 11 (mit
einer Höhe
von ungefähr
0,25 bis 0,3 mm) zur Aufnahme der Probe auf der Reaktionsschicht 9 und
einem Öffnungsende 12.
Die elektrisch isolierenden Schichten 10 und 10' sind aus PP,
PVC, PET, PC, PE oder anderen isolierenden Kunststoffmaterialien.
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Nachdem
die elektrisch isolierenden Schichten 10 und 10' auf dem Substrat 2 angeordnet
worden sind, werden die freiliegenden Enden der Anode 3 bzw.
der Kathode 6 gebildet, an einem Ende mit einem Anodenverbindungsstück 5 und
einem Kathodenverbindungsstück 8,
und an dem anderen Ende innerhalb eines Bereichs, der durch die Öffnung 11 begrenzt
wird, werden eine Arbeitselektrode 4 und eine Vergleichselektrode 7 gebildet.
In einer bevorzugten Ausführungsform
beträgt
die Fläche
der Arbeitselektrode 4 das Zwei- bis Dreifache der Fläche der
Vergleichselektrode 7.
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Eine
Reaktionszone zur Aufnahme der Probe zur Reaktion bezieht sich auf
eine Zone, die durch die Öffnung 11 und
die Reaktionsschicht 9 unterhalb der Öffnung 11 begrenzt
wird. Die Dicke der elektrisch isolierenden Schicht 10 über der
Reaktionszone beträgt
im allgemeinen 0,2 mm bis 0,3 mm.
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Der
erfindungsgemäße Biosensor 1 umfaßt ferner
eine netzförmige
Abdeckschicht 13 zum Schutz der Reaktionsschicht 9 und
um die Kapillarwirkung mit der Probe auf der elektrisch isolierenden
Schicht 10 zu erhöhen.
Die netzförmige
Abdeckschicht 13 bedeckt zumindest einen Teil der Öffnung 11 und
die elektrisch isolierende Schicht 10. Durch die Kapillaranziehung
zwischen der netzförmigen
Abdeckschicht 13 und der Reaktionsschicht 9 kann
eine Probe vom Öffnungsende 12 auf
der Reaktionsschicht 9 empfangen werden.
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Die
netzförmige
Abdeckschicht 13 ist aus einem hydrophilen netzförmigen Material
oder einem hydrophoben netzförmigen
Material oder einem Drahtgeflecht hergestellt mit einer Maschenzahl
(mesh number) von vorzugsweise 60 bis 300. Wenn die netzförmige Abdeckschicht 13 aus
einem hydrophilen netzförmigen
Material hergestellt ist, kann eine hydrophile Probe vom Öffnungsende 12 oder
von oberhalb der netzförmigen
Abdeckschicht in der Richtung 'a' von 4 eingeführt werden.
Wenn die netzförmige
Abdeckschicht 13 aus einem hydrophoben netzförmigen Material
hergestellt ist, wird eine hydrophile Probe mit geringerer Affinität von dem Öffnungsende 12 durch
Kapillarwirkung eingeführt.
Die netzförmige
Abdeckschicht 13 kann auch ein hydrophobes netzförmiges Material
sein, das mit einem oberflächenaktiven
Agens einschließlich
Polyoxyethylenether (wie Triton X-100, Trion X-405, Triton X-114), Natriumlaurylsulfat,
Polyoxyethylensorbitan (wie Tween 20, Tween 40, Tween 60, Tween
80) oder anderen wasserlöslichen
oberflächenaktiven
Agenzien oder Detergenzien behandelt worden ist.
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Der
erfindungsgemäße Biosensor 1 weist
zwei Wege zum Einführen
der Probe auf die Reaktionsschicht 9 auf. Wenn die netzförmige Abdeckschicht 13 hydrophil
ist können
die Proben in einer ersten Probeneinführungsrichtung 'a' von 4 durch
hydrophile Anziehung, die durch die hydrophile netzförmige Abdeckschicht 13 bereitgestellt
wird, eingeführt
werden, oder eine Probe kann aus einer zweiten Probeneinführungsrichtung 'b' von 4 durch
Kapillaranziehung eingeführt
werden. In der Richtung 'b' kann der Biosensor 1 direkt
der Probe angenähert
werden und die Probe kann schnell und schwungvoll von der Reaktionsschicht 9 angezogen
werden. Es können
nicht nur Detektionsergebnisse gesichert werden, sondern es können auch
die mengenmäßigen Anforderungen
an die Probe verringert werden. Ferner kann, wenn die netzförmige Abdeckschicht 13 hydrophob
ist, eine Probe in der zweiten Probeneinführungsrichtung 'b' in die Reaktionsschicht 9 eingeführt werden.
Dies erfolgt, indem der Biosensor 1 einem Patienten angenähert wird.
Beispielsweise kann das Ohr des Patienten mit einer Lanzette angestochen
werden, worauf sich ein Bluttropfen bildet, und anschließend wird
der Biosensor 1 dem Bluttropfen angenähert, der in der zweiten Probeneinführungsrichtung 'b' auf die Reaktionsschicht 9 eingeführt werden
soll. Der Probenbedarf kann dadurch soweit wie möglich reduziert werden.
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Blutproben
von einem Diabetiker werden benötigt,
um auf Blutzucker-Teststreifen
angewendet zu werden. Insbesondere bei einem Patienten, der ernsthaft
krank ist, werden täglich
häufige
Blutproben benötigt,
um den Patienten zu überwachen.
Wenn der Blutbedarf verringert werden kann, kann eine feinere Lanzette
angewendet werden und der Schmerz des Patienten kann auf ein Minimum
verringert werden. Ferner muß die
Blutprobe abgewischt werden, wenn die Probe auf einem herkömmlichen
Teststreifen angewendet wird und die Probenmenge nicht groß genug
ist, was zu Meßfehlern
führen
kann. Die Erfindung kann den Blutbedarf verringern und kann herkömmliche
Methoden der Probenahme verbessern.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
weist das Substrat 2 des Biosensors 1 ferner einen
halbkreisförmigen
hervorstehenden Teil 14 unterhalb des Öffnungsendes 12 auf,
der als Probenkontaktpunkt dient. Der halbkreisförmige, hervorstehende Teil 14 erlaubt
es, den Biosensor 1 an den Probenentnahmepunkt stärker anzunähern und
erleichtert die Probenahme und hilft die Wahrnehmung des Patienten
zu verringern, wenn der Biosensor den Patienten berührt.
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Im
Unterschied zu den früheren
US-Patenten Nos. 5,120,420
A und
5,628,890
A sieht die vorliegende Erfindung eine einzige Schicht
aus netzförmigem
Material auf der Reaktionsschicht vor. Da das netzförmige Material
sehr viele Maschen am Öffnungsende
12 der
Reaktionszone aufweist, wird Kapillaranziehung stattfinden und die
Probenahme wird erleichtert. Sowohl hydrophile als auch hydrophobe
netzförmige
Materialien können
auf die Reaktionszone des Biosensors angewendet werden. Wenn die
netzförmige
Abdeckschicht
13 hydrophob ist kann eine Probe in der Richtung 'b' eingeführt werden; wenn die netzförmige Abdeckschicht
13 hydrophil
ist, kann eine Probe sowohl in der Richtung 'a' als
auch 'b' eingeführt werden.
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Das
Verfahren zur Herstellung der Elektrodenteststreifen des erfindungsgemäßen Biosensors
wird vereinfacht und die Qualität
des Streifens wird verbessert. Die Herstellungsschritte werden wir
folgt zusammengefaßt.
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Schritt 1
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Eine
Schicht aus leitfähiger
Folie enthaltend eine Anode 3 und eine Kathode 6 wird
mittels Siebdruck auf eine der flachen Oberflächen einer flachen Substratplatte 2 aufgedruckt.
Die leitfähige
Folie besteht aus für
den Siebdruck geeigneter leitfähiger
Druckfarbe, wie Kohlenstoff-Druckfarbe, Silber-Druckfarbe, Gold-Druckfarbe oder einer
Kombination aus Silber- und Kohlenstoff-Druckfarben, oder irgendeiner
Kombination dieser Druckfarben. Beispielsweise wird zuerst die Silber-Druckfarbe
gedruckt und anschließend
die Kohlenstoff-Druckfarbe. Der leitfähige Film wird anschließend bei
einer Temperatur von 40°C
bis 150°C
getrocknet.
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Schritt 2
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Eine
0,01 bis 1,0 mm dicke elektrisch isolierende Schicht 10' wird durch
Film-Pasting-Technologie
auf der Seite, auf der der leitfähige
Film aufgedruckt ist, angeordnet. Eine 0,25 bis 0,3 mm dicke elektrisch
isolierende Schicht 10, die eine Öffnung 11 und ein Öffnungsende 12 aufweist,
wird auf der Reaktionszone angeordnet. Die Arbeitselektrode 4 und
die Vergleichselektrode 7 werden gebildet, indem der leitfähige Film
teilweise freiliegend gelassen wird, und die Elektroden 4 und 7 werden
auf die Zone, die durch die Öffnung 11 begrenzt
wird, begrenzt. Die durch die Arbeitselektrode 4 und die
Vergleichselektrode 7 gebildete Zone wird hier als Reaktionszone
bezeichnet.
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Schritt 3
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Zur
Bildung der Reaktionsschicht 9 werden bioaktive Stoffe
auf die Reaktionszone getropft und bei 40°C bis 60°C getrocknet.
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Schritt 4
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Auf
der Reaktionsschicht 9 wird eine netzförmige Abdeckschicht 13 angeordnet.
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Die
vorliegende Erfindung wird gemäß den folgenden
Ausführungsformen
genauer beschrieben.
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Beispiel 1
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Ein
leitfähiger
Film aus Kohlenstoff-Druckfarbe wird durch Siebdruck auf eine flache
Oberfläche
einer PC-Substratplatte 2 aufgebracht, wobei eine Anode 3 und
eine Kathode 6 gebildet werden, die unabhängig voneinander
isoliert sind. Das Substrat 2 wird bei einer Temperatur
von 130°C
getrocknet. Anschließend
wird eine 0,27 mm dicke elektrisch isolierende Schicht aus PET auf
der flachen Oberfläche
angeordnet, wobei ein Anodenverbindungsstück, ein Kathodenverbindungsstück, eine
Arbeitselektrode und eine Vergleichselektrode gebildet werden, indem
der leitfähige
Film teilweise freiliegend gelassen wird. Die durch die Arbeitselektrode und
die Vergleichselektrode gebildete Zone ist die Reaktionszone.
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Anschließend wird
eine Zusammensetzung der folgenden Rezeptur auf die Oberfläche der
Reaktionszone aufgetropft, wobei eine Reaktionsschicht gebildet
wird:
| Glucoseoxidase | 0,63% |
| Albumin | 0,5% |
| Kaliumferricyanid | 6% |
| Methylcellulose | 0,5% |
| Triton
X-100 (t-Octylphenoxypolyethanol) | 0,07% |
| Phosphat-Puffer
(pH = 5,0) | 92,30% |
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Nachdem
die oben beschriebene Rezeptur aus bioaktiven Stoffen der Reaktionszone
zugegeben worden ist, wird der Teststreifen bei einer Temperatur
von 50°C
15 Minuten lang getrocknet. Anschließend wird eine netzförmige Abdeckschicht
aus Polyester, Teterlon T120-54 (Maschenzahl 120) auf der Reaktionsschicht angeordnet
und der Elektrodenteststreifen (current electrode test strip) des
Biosensors ist fertiggestellt.
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Ein
Elektrodenteststreifen (current electrode test strip) zum einmaligen
Gebrauch wird auf diese Weise hergestellt und kann Proben in der
Richtung 'b', wie in 4 gezeigt,
einführen,
und kann Blutzucker in Vollblut-Proben bestimmen. Die Ergebnisse
werden in 5 gezeigt, eine Vergleichsdarstellung
von Blutzucker-Konzentrationen
zwischen den Ergebnissen des erfindungsgemäßen Biosensors und denen eines YSI-Blutzuckeranalysators.
Der Schwankungskoeffizient (coefficent of variation) der erfindungsgemäßen Teststreifen
ist geringer als 5%. Der Blutbedarf für den Nachweis ist geringer
als 4 μl.
Die Ergebnisse zeigen, daß mit
dem erfindungsgemäßen Biosensor
genaue Messungen durchgeführt
werden.
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Beispiel 2
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Beispiel
2 gleicht im wesentlichen Beispiel 1, mit der Ausnahme, daß die Rezeptur
wie folgt abgeändert
worden ist:
| Glucoseoxidase | 0,63% |
| Albumin | 0,5% |
| Kaliumferricyanid | 6% |
| Carboxymethylcellulose | 0,5% |
| Triton
X-100 (t-Octylphenoxypolyethanol) | 0,07% |
| Phosphatpuffer
(pH = 5,0) | 92,30% |
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Beispiel 3
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Beispiel
3 gleicht im wesentlichen Beispiel 1, mit der Ausnahme, daß die Rezeptur
in der folgenden Weise abgeändert
worden ist:
| Glucoseoxidase | 0,63% |
| Albumin | 0,5% |
| Kaliumferricyanid | 6% |
| Dextran | 0,5% |
| Trition
X-100 (t-Octylphenoxypolyethanol) | 0,07% |
| Phosphatpuffer
(pH = 5,0) | 92,3% |
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Beispiel 4
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Beispiel
4 gleicht im wesentlichen Beispiel 1, mit der Ausnahme, daß die Rezeptur
in der folgenden Weise abgeändert
worden ist:
| Glucoseoxidase | 0,63% |
| Albumin | 0,5% |
| Kaliumferricyanid | 6% |
| Glutaminsäure | 0,1% |
| PEG | 0,3% |
| Tween
20 (Polyoxyethylensorbitanmonolaurat) | 0,1% |
| Phosphatpuffer
(pH = 6,0) | 92,37% |
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Beispiel 5
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Beispiel
5 gleicht im wesentlichen Beispiel 1, mit der Ausnahme, daß die netzförmige Abdeckschicht durch
einen hydrophoben Polyester PES-37T (Maschenzahl 110) ersetzt worden
ist. Die Herstellungsschritte sind die gleichen wie in Beispiel
1 erläutert.
Nachdem eine Reaktionsschicht gebildet worden ist, wird das netzförmige Material
PES-37T auf die elektrisch isolierende geklebt und der Teststreifen
ist fertiggestellt.
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Beispiel 6
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Beispiel
6 gleicht im wesentlichen Beispiel 1, mit der Ausnahme, daß die netzförmige Abdeckschicht durch
ein Edelstahl-Drahtgeflecht ersetzt wird. Die Herstellungsschritte
sind die gleichen wie in Beispiel 1 erläutert. Nachdem die Reaktionsschicht
gebildet worden ist, wird das Edelstahl-Drahtgeflecht auf die elektrisch isolierende
Schicht aufgeklebt und der Teststreifen ist fertiggestellt.
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Beispiel 7
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Beispiel
7 gleicht im wesentlichen Beispiel 1, mit der Ausnahme, daß die PC-Platte durch eine PVC-Platte
ersetzt wird. Die Herstellungsschritte sind die gleichen wie in
Beispiel 1 erläutert.
Nachdem die Reaktionsschicht gebildet worden ist, wird die netzförmige Abdeckschicht
auf die elektrisch isolierende Schicht aufgeklebt und der Teststreifen
ist fertiggestellt.
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Beispiel 8
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Beispiel
8 gleicht im wesentlichen Beispiel 1, mit der Ausnahme, daß die netzförmige Abdeckschicht durch
PET (Polyethylenterephthalat), PET-43T (Maschenzahl 110) ersetzt
wird. Die netzförmige
Abdeckschicht wird mit 1% Triton X-100 getränkt und behandelt, wobei sie
hydrophil wird. Die Herstellungsschritte sind die gleichen wie in
Beispiel 1 erläutert.
Nachdem die Reaktionsschicht gebildet worden ist, wird die netzförmige Abdeckschicht
auf die elektrisch isolierende Schicht aufgeklebt und der Teststreifen
ist fertiggestellt. Proben können
in den Richtungen 'a' oder 'b', wie in 4 gezeigt
eingeführt
werden.
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Der
offenbarte Biosensor der vorliegenden Erfindung schließt nicht
nur die Vorteile der Einfachheit der Herstellung und der Meßgenauigkeit
ein, sondern enthält
mehrfache Probenahmestellen. Proben können zur Freisetzung getropft werden,
oder der Biosensor kann an die Proben angenähert werden, wobei die Probenahme
erleichtert wird. Eine Probe kann einfach und schnell auf die Reaktionsschicht
eingeführt
werden. Ferner können
die Schmerzen des Patienten verringert werden, indem die erforderliche
Probenmenge reduziert wird. Die Erfindung stellt eine zweckmäßige und
wirksame Lösung
für Hersteller,
Analytiker und Patienten dar.
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Die
Verfahren und Merkmale der Erfindung sind in den oben stehenden
Beispielen und der Beschreibung ausreichend beschrieben worden.
Es wird darauf hingewiesen, daß irgendwelche
Modifikationen oder Änderungen,
die den Erfindungsgedanken nicht verlassen, vom Schutzumfang der
Erfindung umfaßt
werden sollen.