DE2911943A1 - Elektrochemisches durchflussystem - Google Patents
Elektrochemisches durchflussystemInfo
- Publication number
- DE2911943A1 DE2911943A1 DE19792911943 DE2911943A DE2911943A1 DE 2911943 A1 DE2911943 A1 DE 2911943A1 DE 19792911943 DE19792911943 DE 19792911943 DE 2911943 A DE2911943 A DE 2911943A DE 2911943 A1 DE2911943 A1 DE 2911943A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- electrode
- membrane
- diffusion
- particle
- mass
- 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.)
- Ceased
Links
Classifications
-
- 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
- G01N27/40—Semi-permeable membranes or partitions
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S435/00—Chemistry: molecular biology and microbiology
- Y10S435/817—Enzyme or microbe electrode
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
- Separation Using Semi-Permeable Membranes (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Description
TECHNICON INSTRUMENTS CORPORATION, Tarrytown, N.Y., VStA
Elektrochemisches Durchflußsystem
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung z,ur Überwachung (monitoring) der Konzentration
einer strömenden Lösung an einer bestimmten Art von elektrisch aktiven Masseteilchen, wenn diese Masseteilchen
nicht kontinuierlich, sondern in Form einer selbständigen Zone oder einem Probenabschnitt von hoher Konzentration
("slug") vorliegen. Insbesondere betrifft die Erfindung die genaue Bestimmung einer bestimmten Art von elektrisch
aktiven Masseteilchen, die in einem Probenstrom enthalten ist und zv/ei verschiedene Arten von verunreinigenden Masseteilchen
enthalten kann.
Eine Art von verunreinigenden Teilchen sind große Moleküle. Es handelt sich dabei normalerweise um Moleküle
in der sog. Gruppe von Macromolekülen. Diese Teilchenart wird z.B. von Polymerisatfragmenten in technischen Flüssigkeiten
oder Blutproteinen in biologischen Flüssigkeiten repräsentiert. Diese Macromoleküle besitzen eine Chemie,
aufgrund deren sie an die Oberfläche einer Elektrode adsorbiert werden und damit die Elektrode vergiften können,
indem sie sie in einen inaktiven Zustand versetzen.
Eine zweite Art von Verunreinigungen ist von der zuerst genannten Art vollständig verschieden. Die zweite
Art besteht aus kleinen Molekülen, die weitgehend die gleiche Größe wie die zu messende Teilchenart besitzen,
d.h. die Art, deren elektrochemische Aktivität verfolgt werden soll. Ein übliches Beispiel für derartige störende
Teilchen ist das folgende: Auf dem Gebiet der immobilisierten Enzyme ist es üblich, Substratmoleküle in Wasser-
909840/0782
stoffperoxid (Molekulargewicht 3^·) umzuwandeln und dieses
aufgrund der folgenden Oxydationsreaktion polarograph!sch
zu bestimmen:
„ 0 2H+ + 1/2 O2 + Ze"
H2O2 ¥ 4
Leider enthalten viele "biologische Proben, die analysiert
werden sollen, auch beträchtliche Mengen an Harnsäure (Molekulargewicht 168 in der Ketoform) und gelegentlich
Ascorbinsäure (Molekulargewicht 176). Daher arbeiten Systeme, bei denen nicht dafür Sorge getragen wird, daß
diese störenden Moleküle niedriger Masse (im Vergleich zu den Macromolekülen, die Molekulargewichte in der Größenordnung
von 1000 bis mehreren 100000 aufweisen) von der Elektrode ferngehalten werden, mit ziemlich hohen Störströmen,
die demzufolge erzeugt werden. In einigen Fällen ist es bekannt, daß der durch die störenden Teilchen erzeugte
Strom mindestens ebenso stark ist wie der von der zu bestimmenden Probe erzeugte Strom.
Da die Polarograph!e auf einer Addition von Strömen
beruht, kann das durch die zu bestimmende Teilchenart hervorgerufene Signal durch die Addition dieser Störströme so
weit verzerrt werden, daß keine analytische Zuverlässigkeit mehr gegeben ist.
In der Vergangenheit gab es einige wenige Haupt-■fcypen
von Elektrodensystemen.
Der allgemeine Aufbau eines elektrochemischen Apparats wurde vor vielen Jahren durch Elektroden gezeigt, wie
denen gemäß der US-PS 2 913 386 mit dem Titel »Elektrochemische Apparatur für die chemische Analyse". Bei diesem System
wird ein Elektrolyt innerhalb einer Elektrode mit röhrenförmigem Körper durch eine Membran gehalten, dessen Hauptaufgabe
es ist, den Elektrolyten bei der Elektrode zu halten und
909840/0782
diffundierfähige Gase durch die Membran Mndurchtreten zu
lassen.
Diese Elektroden sind dafür konstruiert, in einer statischen Probe verwendet zu werden, und wurden als
Eintauchelektroden bezeichnet. Bei ihrer Verwendung wird die Spitze der Elektrode in die zu untersuchende Lösung
eingetaucht und in der ruhigen, nicht strömenden Lösung belassen, bis eine genaue Bestimmung durchgeführt worden
ist.
Dieselbe Eintauchelektrode ist auch aus der US-PS 3 380 905 mit dem Titel "Elektrolytischer Sensor mit anodischer
Depolarisation" bekannt. Hierbei handelt es sich um ein Drei elektrodensystem mit einer Membranstruktur, die
weitgehend die gleiche Funktion besitzt wie die Membran der zuvor beschriebenen Elektrode.
Diese Membranen waren im wesentlichen für Flüssigkeiten völlig undurchlässig und nicht dafür bestimmt,
Elektrolyten durchzulassen. Vielmehr bestanden sie typischerweise, wie in der US-PS 2 913 368 angeregt wurde, aus
Polyethylen, das die Eigenschaft besitzt, Gase, jedoch in keinem Falle Flüssigkeiten durchzulassen.
Diese Elektroden sollten somit nicht in Systemen mit einem fließenden Probenstrom verwendet werden, und
sie bedienten sich füssigkeitsundurchlässiger Membranen, um das Lösungsmittel der Probe von dem festgehaltenen oder
inneren Bezugselektrolyten zu trennen.
Während die beschriebenen Elektroden zufolge der Natur ihrer Membranstrukturen hauptsächlich für Gasmessungen verwendet wurden, gestatteten sie störenden Teilchenarten
desselben physikalischen Zustandes wie desjenigen der zu bestimmenden Probe, die Messung zu stören. Wenn die Elek-
909 84 0/0
trode beispielsweise dazu verwendet wurde, Sauerstoffkonzentrationen
In einer Lösung zu bestimmen und beträchtliche Mengen Kohlenmonoxid oder Schwefeldioxid vorhanden waren,
konnten diese störenden Substanzen genauso wie die zu messenden Sauerstoffmoleküle durch permselektives Hindurchtreten
durch die Membran an die Elektrode gelangen und einen Störstrom erzeugen.
Anders als die erwähnten Elektroden sind sahireiche Elektrodenkombinationen bekannt, die Teilchen in einer
Strömung messen sollen.
Aus der US-PS 3 622 488 mit dem Titel »Vorrichtung zur Messung von Konzentrationen an Schwefeldioxid" ist ein
System zur kontinuierlichen Überwachung der Schwefeldioxidkonzentrationen bekannt. Ebenso wie in den oben erwähnten
Systemen wird eine Membran verwendet, um einen Verlust des Elektrolyten auszuschließen und dennoch die Diffusion des
Schwefeldioxids durch die Membran an die Elektrodenoberfläche zu gestatten. Während diese Art von Elektrode die
Schwefeldioxidkonzentration kontinuierlich überwacht, besitzt sie den Nachteil, daß störende Teilchen ebenfalls die
Elektrode erreichen und einen Störstrom erzeugen können.
Von derartigen Elektrodensystemen mit Lösungsdurchfluß sind viele bekannt. Beispielsweise ist aus der US-PS
3 707 455 mit der Bezeichnung "Meßsystem" ein Einschlußenzymreagenz
bekannt, das von einer Membran eingeschlossen wird. Die Membran hält die großen Enzymmoleküle innerhalb
einer Kammer und gestattet kleinen Molekülen eine vollständig freie Diffusion durch die Membran hindurch. Obwohl eine
Strömung herrscht, ist es klar, daß in diesem System eine Störung durch kleine Moleküle immer noch gegeben ist, da
ein Zweielektrodensystem angewandt wird. Eine Elektrode mißt die zu messenden Teilchen und zusätzlich die Störung und
eine lediglich die Störung.
909840/0782
Diese Systeme unterliegen den Schwierigkeiten, die bei der Konditionierung von Signalen auftreten, was die
Verläßlichkeit der Signale beeinflußt. Elektroden von der beschriebenen Art erfahren nicht nur eine Vergiftung durch
große Moleküle, sondern auch, da große Massen unnötiger und störender Teilchen an die Elektrode gelangen und dort
umgesetzt werden, eine raschere Zerstörung mit dazugehörigem Versagen sowie eine Verschiebung (drift). Da diese
Elektroden außerdem große Signale messen, die gelegentlich von geringen Beiträgen durch die zu messenden Teilchen
begleitet sind, tritt das Problem der Messung eines großen Ansprechvolumens (volume of response) in Begleitung
eines schwachen interessierenden Signals sowie das damit verbundene Problem des Verhältnisses von Signal zu Rauschen
auf.
Ziel der Erfindung ist daher die Schaffung eines elektrochemischen Durchflußsystems, bei dem eine bestimmte
Teilchenart gemessen und dabei gleichzeitig .die Messung einer störenden Teilchenart weitgehend unterdrückt werden
kann.
Ein weiteres Ziel der Erfindung ist die Erzielung einer größeren Lebensdauer für die Elektroden durch Verringerung
der Menge an vergiftenden Teilchen sowie störenden Teilchen, die an die aktive Oberfläche der Elektrode
gelangen.
Gegenstand der Erfindung ist ein elektrochemisches Durchflußsystem zur Bestimmung der Konzentration einer
Lösung einer elektrisch aktiven Teilchenart, bestehend aus einem ersten Gehäuse mit einem Flüssigkeitseinlaß, der in
Verbindung mit einer Reaktionskammer steht, sowie einem Flüssigkeitsauslaß in Verbindung mit der Reaktionskammer
und einer an die Reaktionskammer angrenzenden und mit ihr in Verbindung stehenden Kammer zur Aufnahme der Elektroden;
909840/0782
Mitteln zur Dosierung der Strömung einer Flüssigkeit in den Flüssigkeitseinlaß;
einer Elektrodenanordnung mit einem zweiten Gehäuse, die mindestens eine anzeigende Elektrode und eine Bezugselektrode
umfaßt, die durch die Kammer zur Aufnahme der Elektroden mit der Reaktionskammer in Verbindung stehen; und
einem zwischen der Elektrodenanordnung und der Reaktionskammer angeordneten Membransystem, das eine selektive
Diffusion gestattet.
Bei diesem System werden Flüssigkeiten, die die Probenzonen enthalten, mit Hilfe einer Dosierpumpe durch
die Reaktionskammer gepumpt. Das Membransystem trennt große, vergiftende Teilchen vermöge ihrer Größe und kleinere
störende Teilchen auf der Grundlage von Diffusion ab. Die Porengröße der Membran ist insofern von Bedeutung, als zu
große Poren bei den angewandten Strömungsgeschwindigkeiten der Flüssigkeit unbrauchbar sind. Das elektrochemische System
gemäß der Erfindung vermindert die Vergiftungswirkungen von großen Molekülen ebenso, wie es die Störung durch
kleine Moleküle herabsetzt, indem es den Störstrom, der durch die kleinen Moleküle, die an der Elektrodenoberfläche
reagieren, erzeugt wird, verringert.
Die Erfindung wird im folgenden an Hand von Zeichnungen näher erläutert, worin
F i g . 1 ein Fließschema, das in einem Querschnitt die elektrochemische Zelle und das in Verbindung mit ihr
angewandte Strömungssystem erläutert,
F i g . 2 Strom/Spannungs-Kurven für eine in Gegenwart einer störenden Teilchenart zu messende Teilchenart,
F i g . 3 ein Fließschema, das eine alternative Ausführungsform der in Fig. 1 dargestellten Anordnung erläutert,
F i g . 4 ein Fließschema, das die Einzelheiten des elektrochemischen Systems gemäß der Erfindung erläutert,
darstellen. 909840/0782
In Fig. 1 ist eine bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems dargestellt. Es umfaßt ein erstes
Gehäuse 11 mit einem Flüssigkeitseinlaß 12 und einem Flüssigkeitsauslaß 13. Typischerweise ist der Flüssigkeitseinlaß
12 mit einer Einlaßleitung 14 verbunden, die einstückig mit ihr ausgebildet einen Einspritzstutzen 15 aufweist.
Zufolge der Zusammensetzung des in Verbindung mit diesem System verwendeten Membransystems muß eine Pufferlösung
kontinuierlich das Membran/Elektroden-System umspülen. Diese Pufferlösung wird aus einem Puffertank 14 geliefert,
der eine Pumpe 17 versorgt, die ihrerseits mit dem Flüssigkeitseinlaß 12 in Verbindung steht. Der Flüssigkeitseinlaß 12 endet in einer Reaktionskammer 18, die mit dem
Flüssigkeitsauslaß 13 und einer Kammer 21 zur Aufnahme der Elektroden in Verbindung steht.
In der Kammer 21 mit den Elektroden ist ein zweites Gehäuse 22 angeordnet, in das die Elektroden eingebettet
sind, die die Konzentration an der elektrisch aktiven Teilchenart feststellt, die durch das Membransystem gelangt.
Die Elektroden dieses Systems umfassen eine Bezugselektrode 23, eine Gegenelektrode 24 sowie eine Anzeige- oder
Arbeitselektrode 25. Diese Elektroden sind in das Material des zweiten Gehäuses 22 eingebettet, so daß sie in einer
festen räumlichen Zuordnung zueinander gehalten werden. Wie weiter aus Fig. 1 hervorgeht, umfaßt in der dargestellten
Ausführungsform das Membransystem 26 eine Einzelschicht
aus einem Membranmaterial, das es gestattet, daß das Lösungsmittel durchtritt und auf diese Weise eine selektive
Diffusion durch die Membran erfolgt. Die Membran 27 besitzt in ihrer Größe festgelegte Poren 28, um die Diffusion
zu gestatten. Die Membran 27 wird durch einen Rückhaltekragen 32 dicht gegen die Oberfläche 31 der Elektrode festgehalten.
Da viele der zu bestimmenden Teilchenarten in niedriger Konzentration vorliegen, sind das Ansprechen und
die Empfindlichkeit der Elektrode von ausschlaggebender Be-
909840/0782
deutung. Daher ist ein Paar die Temperatur fühlender Heißleiter 33 in dem ersten Gehäuse 11 in der Nähe der
Reaktionskammer 18 eingebettet, um die Temperatur der Reaktionspufferlösung zu verfolgen. Wenn sich die Temperatur
des Puffers ändert, wird die Heißleiteranzeige dazu verwendet, um die Elektronikbaugruppe erneut eichen, die
die Anzeigen der Elektrode aufzeichnet und einstellt.
Wie ebenfalls aus Fig. 1 hervorgeht, befinden sich die die Messung vornehmenden Spitzen der Elektroden in
der Elektrodenoberfläche 31 in dichter räumlicher Zuordnung zu dem Membransystem 26.
Zwischen der Elektrodenoberfläche 31 und dem Membransystem 26 besteht jedoch stets ein geringer Zwischenraum.
Die Membranen, die erfindungsgemäß typischerweise verwendet v/erden, müssen kontinuierlich von Flüssigkeit umspült sein,
um ihre strukturelle Unversehrtheit zu behalten. Somit strömt Pufferlösung über die Oberfläche des Membransystems,
diffundiert durch die Poren und umspült die rückseitige Oberfläche der Membran sowie etwa vorhandene Zwischenschichten
der Membran und die Elektrodenoberfläche 31. Dieses Benetzen des Membransystems gestattet außerdem, daß zwischen
dem Probenstrom und der Elektrodenoberfläche ein richtiger Diffusionsweg besteht. Die verwendeten Elektrodenmaterialien
sind typischerweise die folgenden: Die Bezugselektrode 23 ist eine Silber/Silberchlorid-Elektrode, die Gegenelektrode
24 sowie die Anzeigeelektrode 25 dagegen eine Platinelektrode. Die Silber/Silberchlorid-Bezugselektrode ist bevorzugt,
so daß die Pafferlösung als Füllösung für die Bezugselektrode
dienen kann, dadurch daß Chloridionen in ihr enthalten
sind, Andere Arten von Bezugselektroden können verwendet v/erden, verm an der Versorgung mit verdünnender Pufferlösung
endr-v: echende Abänderungen getroffen werden können,.
Das Dreielektrodensystem oder der sog.Dreielektrodenpotentiostat
ist gegenüber einem Zweielektrodensystem bevorzugt, weil dann, wenn nur eine Bezugs- und eine Arbeitselektrode
im System vorhanden sind, Strom durch die Bezugselektrode fließt. Dies kann zu Veränderungen in der
Potentialdifferenz zwischen den beiden Elektroden zufolge eines ohmschen Spannungsabfalls längs der Probe führen.
Außerdem wird in dem Falle, in dem eine Silber/Silberchlorid-Beschichtung auf einer Bezugselektrode eines Zweielektrodensystems
angewandt wird, der Silberchloridüberzug durch die an der Oberfläche der Elektrode erfolgende Redoxreaktion
schließlich abgereichert werden. Somit ist die Verwendung eines Zweielektrodensystems, selbst wenn die
beiden Elektroden sehr dicht benachbart sind, nicht begünstigt, während für den Dreielektrodenpotentiostat das
Gegenteil zutrifft.
Bei der Verwendung der Zelle gemäß Fig. 1 zu routinemäßigen Laboruntersuchungen kann ein Spitzenwertdetektor
(peak detector) sowie ein Probenahme- und Haltekreis (sampling and hold circuit) angewandt werden, um
den maximalen Strom oberhalb des Grundlinienstroms zu messen, wobei die Differenz proportional der Wasserstoffperoxidkonzentration
in der Probe und daher proportional der Glucosekonzentration oder der Konzentration an einer
ähnlichen elektrisch aktiven Teilchenart außer Wasserstoffperoxid ist.
In der in Fig. 1 dargestellten elektrochemischen Zelle ist die polarographische Zelle potentiostatisch. Es
handelt sich dabei um den sog. "Dreielektrodenpolarographen", wie er in dem Artikel "The Renaissance in Polarographie
and Voltammetric Analysis" in "Analytical Chemistry", Vol. 44, September 1972 beschrieben ist.
909840/0782
Das erste und das zweite Gehäuse, das die Elektroden haltert, bestehen aus starrem, inertem, elektrisch
isolierendem Material, wie Glas oder Kunststoff. Als recht erfolgreich hat sich Polymethylmethacrylat erwiesen.
Das System arbeitet derart, daß es eine Vergiftung oder Störung Der Anzeige-, Bezugs- und Gegenelektrode
wie folgt ,vermindert. Wenn die Probe in die strömende Pufferlösung injiziert wird, liegt sie als selbständiger
Probenabschnitt vor. Ein derartiger Probenabschnitt stellt eine selbständige Packung der Probe dar, die in Form eines
Paketes durch das System hindurchwandert, ohne daß sie während der Zeitdauer des Versuchs wesentlich verdünnt wird.
Viele Proben biologischer Herkunft enthalten große Mengen an verunreinigenden oder störenden Teilchenarten, wie beispielsweise
die nicht elektrisch aktiven Macromoleküle. Beispiele für derartige Macromoleküle sind Proteine, Nucleinsäuren oder in technischen Lösungen Polymerisate und
Polymeri satbruchstücke. Eine zx^eite Art störender Teilchen,
die in biologischen Flüssigkeiten vorhanden sein können, sind kleinere elektrisch aktive Teilchen. Wenn eine Analyse
auf die biologisch wichtige Glucose durchgeführt wird, sind Beispiele für derartige störende Teilchen solche aus Harnsäure
(Molekulargewicht 168) und Ascorbinsäure (Molekulargewicht 176), die beide elektrisch aktiv sind.
Eine Membran, die sich als besonders für das genannte System geeignet erwiesen hat, ist eine als "SPECTRA-POR"
Viy bekannte Cellulosefolie, die mit Porengrößen erhältlich
ist, die Molekülmassen bis 12-14000 Masseneinheiten, 6-8000 Masseneinheiten bzw. etwa 3500 Masseneinheiten durchlassen.
Diese Membran besitzt eine gute Langzeitstabilität und ist verhältnismäßig frei von Nadellöchern. Die Poren in
der Membran führen eine Abtrennung aufgrund der Größe durch, die ungefähr der Molekularmasse der Teilchen entspricht.
So v/erden größere Moleküle, wie Proteine, die Masseneinheiten von über 14000 besit2en durch die ple^bvexi "12-14000", Pro-
teine mit Masseneinheiten über 3500 durch die Membran "3500" usw. einem Durchtritt zur Elektrodenoberfläche
gehindert. Dieses Verfahren der rohen Massenausschließung gestattet den Schutz der Elektrode vor Vergiftung durch
Adsorption dieser großen Moleküle. Die Membranfolien sind von der Lieferfirma Spectrum Medical Industries, Inc.,
60916 Terminal Annex, Los Angeles, California 90054 erhältlich.
ft
Die Membran gestattet ebenfalls eine Auswahl der kleinen Moleküle zufolge eines Prozesses, der offenbar
eine Diffusion durch das Membransystem darstellt. Wenn der Probenabschnitt die Membran passiert, steht eine begrenzte
Zeit zur Verfügung, während der durch die Poren mit festgesetzter Größe eine Diffusion durch die Membran
stattfinden kann. Bekanntlich erfolgt eine Diffusion in wäßriger Lösung um so schneller, je kleiner ein Molekül
ist. Daher wurde aufgrund der Entwicklung des erfindungsgemäßen Systems gefunden, daß, wenn die Strömungsgeschwindigkeit
der Probe an die Porengröße der Membran angepaßt wird, es möglich ist, die Menge eines kleinen Moleküls,
das an die Elektrode gelangt, im Verhältnis zu der Menge eines anderen kleinen Moleküls in derselben Probe
wesentlich zu verringern. Wenn beispielsweise zwischen der zu messenden Teilchenart und der störenden Teilchenart
eine sehr große Größendifferenz besteht, könnte die Strömungsgeschwindigkeit erniedrigt werden, um zu ermöglichen,
daß mehr von der kleinen, zu messenden Teilchenart an die Elektrodenoberfläche gelangt. Wenn die störende
Teilchenart hinsichtlich der Größe nicht sehr verschieden ist und daher auch die Diffusionsgeschwindigkeit weitgehend
übereinstimmt, kann eine größere Strömungsgeschwindigkeit erforderlich sein, so daß die störende Teilchenart nicht '
lange genug an dem Membransystem anwesend ist, als daß sie in nennenswertem Maße gemessen würde. Wenn daher eine Reihe
kleiner störender Teilchenarten vorliegen, die eine Probe
909840/0782
vergiften, so kann man durch Auswählen der geeigneten Membran sowie Einstellen der Strömungsgeschwindigkeit
der Probe einen partiellen Ausschluß der kleinen störenden Teilchen erzielen, während man ausgewählte kleine
Teilchenarten die Elektrode erreichen und mit ihr reagieren lassen kann.
Wenn der Probenabschnitt in die Reaktionskammer gelangt und mit dem Membransystem in Berührung tritt, diffundiert
das kleinste Molekül, d.h. die interessierende Teilchenart durch die Membranporen hindurch in Richtung auf
die Elektrode. Gleichzeitig beginnen die störenden Teilchenarten durch die Membranporen hindurch in Richtung auf
die Elektrode zu diffundieren. Da die interessierende Teilchenart ein kleineres Molekül besitzt als die störende
Teilchenart, erreicht sie die Elektrode zuerst. Während diese Diffusion in Richtung auf die Elektrode stattfindet,
bewegt sich der Probenabschnitt an der Membran vorbei. \Ierm er die Membran passiert, wird die Probenkonzentration
allmählich kleiner und der Konzentrationsgradient, der die
interessierende Teilchenart sowie die störende Teilchenart in Richtung auf die Elektrode getrieben hat, kehrt sich um,
und die Moleküle werden zurück in die Strömung aus Probe und Pufferlösung getrieben. Durch geeignete Auswahl sowohl
der Strömungsgeschwindigkeit der Probe an der Membran vorbei und der Membraneigenschaften kann die Menge an störendem
Material, die die Elektrode erreicht, beträchtlich vermindert werden.
In Fig. 2 ist der anodische Strom in Nanoampere gegen das anodische Potential in bezug auf eine Silber/
Silberchlorid-Elektrode aufgetragen. Aus der Darstellung geht die Schwierigkeit hervor, die bei der Analyse einer
Probe unter Verwendung einer ungeschützten Elektrode und
einer vr.^/r:: ■: ι,:.; ze\.\ Strömungsgeschwindigkeit auftritt.
In der1; 3o:i.::■; i'.~] :l^:r grafischen Darstellung steht Kurve 1
909840/0782
für die Oxydationskurve von Wasserstoffperoxid, eine Teilchenart, die häufig als Anzeichen für die Menge einer
Enzymsubstratreaktion gemessen wird. Wenn beispielsweise Glucose mit dem Enzym Glucoseoxydase umgesetzt wird, wird
sie zu Wasserstoffperoxid und Gluconsäure umgesetzt. Somit kann man bei der klinischen Anwendung durch Messung der
Menge an durch das Enzym erzeugtem Peroxid durch Rückrechnung die Konzentration der Glucose als der interessieren-
den Teilchenart bestimmen. Kurve 2 stellt die Oxydationskurve für Hanrsäure, eine übliche störende Teilchenart in
biologischen Proben, dar.
Wenn das System dazu verwendet wird, um beispielsweise Wasserstoffperoxid (M.W. 34) zu bestimmen, so unterliegt
die Harnsäure und etwa vorhandene Ascorbinsäure einer elektrochemischen Reaktion bei etwa demselben Elektrodenpotential
wie das interessierende Peroxid. Der Kern der Erfindung liegt darin, die Strömungsgeschwindigkeit
der Probe an dem Membransystem vorbei derart zu steuern, daß die kleineren Moleküle des Wasserstoffperoxids durch
das Membransystem hindurchdiffundieren und gemessen werden können, während der Probenabschnitt die Reaktionskammer
passiert, die größeren und daher langsameren, störenden Moleküle jedoch nicht durch das Membransystem diffundieren
können.
Bei niedrigen Potentialen um + 0,3 V herum ist die Empfindlichkeit (response) gegenüber Wasserstoffperoxid
groß, während sie gegenüber Harnsäure sehr niedrig ist. In der idealen Situation würde die Messung bei diesem
niedrigen Potential durchgeführt werden, um die Störung aufgrund der Harnsäure auf diese Weise auszuschalten. Da
sich die mittels des Elektrometers gemessenen Ströme zu dem Gesamtstrom (i„) addieren wurden, so wäre dieser
gleich dem Strom, der vom Wasserstoffperoxid erzeugt worden ist (ijjp)» und dem Strom, der durch die Oxydation der
909840/0782
störenden Teilchenart Harnsäure (ir™) erzeugt worden ist:
1T = 1HP + 1UA*
Leider ist das Platinelektrodensystem, das für diese Messungen bevorzugt ist, bei diesen niedrigen Potentialwerten
nicht aktiv genug, um das Wasserstoffperoxid vollständig zu oxydieren. Die Elektrode muß nämlich zur
Erzielung von Bestergebnissen und einer maximalen Elektrodenlebensdauer
bei +0,5 bis + 0,7 V betrieben werden. Wie in Fig. 2 dargestellt, tragen bei diesem erhöhten Anodenpotential
sowohl das Wasserstoffperoxid als auch die Harnsäure wesentlich zu dem Gesamtsignal bei. Daher ist
die Verwendung eines Membransystems zum Ausschluß der Harnsäure oder von anderen störenden Teilchenarten erforderlich,
wenn genaue, verhältnismäßig störungsfreie Messungen erzielt v/erden sollen. Da das Membransystem eine
beträchtliche Fraktion der störenden Teilchenart ausschließt, stslit der Nettostrom ein besseres Spiegelbild
lediglich der interessierenden Probe und nicht der interessierenden Probe plus der störenden Teilchenart dar.
Dieser Ausschluß der störenden Teilchenart von der Elektrode unterscheidet das vorliegende System von vorher angewandten,
bei denen die Störung durch die Arbeitselektrode und eine zweite Elektrode gemessen wird und die Ergebnisse
anschließend subtrahiert werden. Im Falle der vorliegenden Erfindung erreicht der Hauptanteil der störenden
Teilchenart niemals die Elektrode.
Gemäß Fig. 3 kann das Membransystem 26 eine Doppelmembran
umfassen, die aus einer ersten Membran 34 und einer zweiten Membran 35 besteht. Das Doppelmembransystem verhindert
die Vergiftung der Elektrode zufolge von möglichen Nadellochdefekten in der Einfachmembranausführuiig gemäß
Fig. 1. Die Membrananordnung gemäß Fig. 1 vermindert, wenn sie mit einer der oben beschriebenen Membranen und in Verbindung
mit einer gesteuerten Strömungsgeschwindigkeit ein-
909840/0782
gesetzt wird, Störungswerte unter die Grenze von 5 mg je Deciliter, wie sie von der Food and Drug Administration
(FDA) vorgeschlagen ist. Die Zeit, die typischerweise von der Injektion der Probe bis zum Ablesen verstreicht,
beläuft sich auf größenordnungsmaßig 60 s bei einer einfachen Membran und größenordnungsmäßig 70 bis 80 s bei
einer Doppelmembran. Das System gestattet die wirksame Messung von Glucosewerten, die in Menschenblut gefunden
werden (70 bis 80 mg je Deciliter) mit einem Störanteil
von unter dem von der F.D.A. vorgeschlagenen Wert von
5 mg je Deciliter'.
Fig. 4 erläutert das System mit einer Durchflußzelle unter Anwendung eines Dreielektrodensystems gemäß
der Erfindung.
Es wird dieselbe Zelle verwendet, wie in Fig. 1 oder Fig. 3 gezeigt. Die Zelle gemäß Fig. 4 ist mit einer
Bezugselektrode 23 in Form eines mit Silberchlorid überzogenen Silberdrahtes ausgestattet, die so nah wie möglich
an der Anzeigeelektrode 25 angeordnet ist, die aus einem Platindraht besteht. Das angelegte Potential (+ 0,6 V
Gleichspannung) ist an den Eingang eines Steuerverstärkers 36 angelegt, mit dem ebenfalls die Bezugselektrode 23 über
den Spannungsnachlauf (voltage follower) 37 verbunden ist. Der Ausgang des Steuerverstärkers 36 ist mit der Gegenelektrode
24 verbunden, die aus einem Platindraht besteht. Durch diese Anordnung wird erreicht, daß praktisch kein
Strom durch die Bezugselektrode 23 fließt und an der Gegenelektrode 24 ein hinreichendes kompensierendes Potential
angelegt ist, um die Potentialdifferenz zwischen der Bezugselektrode 23 und der Anzeigeelektrode 25 aufrechtzuerhalten.
Die Anzeigeelektrode 25 ist mit einem kleinen, herkömmlichen, Strommeßgerät verbunden, aas eine Strommessung liefert, die
in das Probeäquivalent der ursprünglichen Probe umgerechnet wird.
909840/0782
Gemäß der Erfindung wird das wäßrige, gepufferte Verdünnungsmittel kontinuierlich durch die Reaktionskammer
zu sowohl der Elektrode als auch der Membran gepumpt, wie oben erwähnt. Die Probe wird typischerweise aus einer Subkutanspritze
in die Injektionsstelle eingespritzt, die in Form eines für die Vermischung bestimmten T-Stückes, das
mit einem Gummidiaphragma bedeckt ist, vorliegen kann.
Das Ansprechen der Elektrode aufgrund der Messung der elektrisch aktiven Teilchenart, die bestimmt werden
soll, wird durch ein Strommeßgerät, wie beispielsweise einen Strom nachläufer (current follower) gemessen. Dieser
Wert wird anschließend in das Probenäquivalent der ursprünglichen Probe umgewandelt. Im Falle eines biologischen
Materials werden die Proben in Form von Milligrammmprozent angegeben; beispielsweise wird ein Glucoseäquivalent einer
ursprünglichen Probe normalerweise in mg Glucose/100 ml
(d.g. Milligrammprozent) Probe wiedergegeben. Diese Einheiten sind für klinische Anwendungszwecke gebräuchlich.
Zusätzlich zu der Pufferlösung ist es zweckmäßig, Salze, wie Kaliumchlorid oder Natriumchlorid, zuzusetzen,
die dazu dienen, das Bezugspotential zu errichten, wenn Bezugselektroden aus Silber/Silberchlorid verwendet werden,
die den Puffer als Füllösung verwenden. In das gepufferte Verdünnungsmittel kann auch ein bakteriοstatisches Mittel
eingegeben v/erden, um eine Störung durch Bakterien zu vermindern.
Das Strommeßsystem, das im vorliegenden Falle verwendet wird, ist im einzelnen in der gleichzeitig, eingereichten
Anmeldung (US-Serial No. 477 922) unter
der Bezeichnung (Glucoseanalysator" beschrieben.
Im folgenden wird ein Beispiel für Systemparameter gegeben. Wenn das System dazu verwendet wird, um Wasserstoffperoxid
zu bestimmen, das durch die Oxydation von Glucose durch Glucoseoxldase gebildet wird, wird ein Teil von 2,5/Ul
909840/0782
Probe in die strömende Pufferlösung eingegeben, die mit einer Geschwindigkeit von 0,1 bis 5 ml/min strömt. Während,
wie oben erwähnt, die Strömungsgeschwindigkeit für jede Probe und jedes Membransystem eingestellt werden muß,
scheint für eine Probe mit einem Gehalt von etwa 100 mg/dl Glucose, wenn die Glucose in Wasserstoffperoxid umgewandelt
und eine 2,5/ul Probe verwendet wird, eine Strömungsgeschwindigkeit
von 0,1 bis 2 ml/min geeignet, um ein optimales Ansprechen der Elektrode zu erzielen. Es wurde gefunden,
daß in dem Falle, in dem eine Doppelschichtmembran gemäß Fig. 3 verwendet wird, eine Strömungsgeschwindigkeit
von 1 ml/min zu einem guten Ansprechen der Elektrode führt. Das Doppelschichtsystem besteht aus zwei kreisförmigen Abschnitten
einer Membran mit einem Durchlaß bis 12 bis 14000 Atommasseneinheiten mit der Bezeichnung SPECTRAPOR®,
die von Spectrum Medical Industries, Inc. erhältlich ist.
Bei einigen Kombinationen von störenden Teilchenarten ist eine Membran mit einer geringeren Porengröße möglicherweise
vorzuziehen. Diese Doppelschicht aus Membranmaterial mit einer Porengröße, die Moleküle bis 12000 bis 14000 Masseneinheiten
durchläßt, funktioniert über einen weiten Bereich von Strömungsgeschwindigkeiten gut. Die Zeitdauer, die von
der Injektion über den Probenpeak bis zu einer stabilen Grundlinie verstreicht, beträgt, wie oben erwähnt, etwa
70 bis 80 s.
Wenngleich SPECTRAPOR ^Membranen in dem System verwendet werden, haben sich auch Versuche mit Millipore ^-
membranen vom Typus VS, VM und PSAC als brauchbar erwiesen, wenn die Strömungsgeschwindigkeiten so geändert v/erden, daß
sie mit dem Membranen zusammenpassen. Die Millipore ^-Membranen besitzen eine Ausschlußwirkung im Bereich von 500
bis 1000 Masseneinheiten. Es hat sich gezeigt, daß von allen untersuchten Membranen die Cellulosemembranen über lange
Gebrauchsdauern hinweg ausgezeichnete Ergebnisse liefern. Wenn die Membrantypen modifiziert oder gänzlich ausgetauscht
909840/0782
werden, kann der Verlust an Signalstärke von der Elektrode durch Änderung der Arbeitsoberfläche der Elektrode kompensiert
werden.
Um die Nützlichkeit des erfindungsgemäßen Systems bei der Bestimmung einer unbekannten biologischen Probe zu
demonstrieren, wurde die Substanz Glucose gewählt. Die Glucoseprobe wurde durch eine Patrone mit Glucoseoxidase
geleitet und das erhaltene Wasserstoffperoxid in Gegenwart von Bezugsstörprodukten gemäß F.D.A. bestimmt. In der folgenden
Tabelle I sind die Ergebnisse der Störstudien zusammengefaßt. In der Tabelle I sind die störende Substanz,
sowie die Ergebnisse von zwei unterschiedlichen Instrumenten angegeben. Um zu zeigen, daß das erfindungsgemäße System
gut unter verschiedenen Betriebsbedingungen arbeitet, wurden zwei Instrumente in gleicher Weise ausgestattet und zahlreiche
Proben verschiedener Zusammensetzung von den getrennten Instrumenten analysieren gelassen. Danach wurden die unterschiedlichen
Instrumente, die verschiedenen Alterungsbedingungen unterworfen worden waren, dazu verwendet, um identische
Probenfraktionen, wie weiter unten beschrieben, zu analysieren. Die Ergebnisse zeigen, daß, obwohl zwischen
den beiden Instrumenten eine gewisse Varianz beobachtet wurde, im ganzen die Storschwellen unterhalb des empfohlenen
Minimums gehalten werden.
Zur Durchführung des Versuches wurde eine Probe menschlichen Serums in zwei Teile geteilt. Die Glucosemenge
wurde bestimmt. Beispielsweise besaß eine Serumprobe etwa 100 mg/dl Glucose. Die beiden Hälften betragen jeweils etwa
5 ml. Zu einer Hälfte der Probe wurden genug feste oder gelöste Störstoffe zugesetzt, um die Lösung aus Blut und Störstoff
auf die in Klammern in der Spalte "zugesetzte Substanz" hinter den einzelnen Substanzen angegebene Konzentration zu
bringen. Zu der zweiten Hälfte des Serums wurde genug Wasser, Pufferlösung oder Lösungsmittel hinzugegeben, um das Volumen
909840/0782
das Volumen an das der ersten Hälfte der Serumprobe anzupassen. Die Proben wurden auf zwei verschiedenen Instrumenten
gemessen. Der Unterschied zwischen den beiden Ergebnissen für dieselbe Probe ist wahrscheinlich den folgenden
Umständen zuzuschreiben: (1) der individuellen Unterschiede zwischen den Platinelektroden und (2) dem Alter und dem
Zustand des Membransystems. Es ist zu beachten, daß einige Proben negativ verschobene Ergebnisse (negative "BIAS"-results) zeigen. Um die Verschiebung zu bestimmen, wurde der wirkliche oder "echte" Glucosewert von der zweiten
Probenhälfte bestimmt. Die erste Hälfte der Probe wurde
gemessen, und der Wert jedes Glucoseäquivalents wurde von der Ablesung der zweiten Probenhälfte abgezogen. Wenn beispielsweise die Glucosekonzentration 100 mg/dl betrug und die Probe mit den Störpartikeln und der Glucose eine Ablesung von 101,6 mg/dl ergab, betrug die Verschiebung
+1,6, wie in der Tabelle I unter "INSTRUMENT 1", Position 1, gezeigt.
Zustand des Membransystems. Es ist zu beachten, daß einige Proben negativ verschobene Ergebnisse (negative "BIAS"-results) zeigen. Um die Verschiebung zu bestimmen, wurde der wirkliche oder "echte" Glucosewert von der zweiten
Probenhälfte bestimmt. Die erste Hälfte der Probe wurde
gemessen, und der Wert jedes Glucoseäquivalents wurde von der Ablesung der zweiten Probenhälfte abgezogen. Wenn beispielsweise die Glucosekonzentration 100 mg/dl betrug und die Probe mit den Störpartikeln und der Glucose eine Ablesung von 101,6 mg/dl ergab, betrug die Verschiebung
+1,6, wie in der Tabelle I unter "INSTRUMENT 1", Position 1, gezeigt.
Einige Proben ergeben eine negative Verschiebung. Vermutlich ist dies einmal dem latenten Catalaseemzym in
der Probe zuzuschreiben, das während des Versuchs das
Wasserstoffperoxid zerstört und auf diese Weise die Verschiebung künstlich erniedrigt.
Wasserstoffperoxid zerstört und auf diese Weise die Verschiebung künstlich erniedrigt.
909840/0782
Tabelle I Störstudie
a) Endogene Substanzen
zugesetzte Substanz (rag/dl
Fructose (150) Mannose (300) Galactose(300) Ascorbinsäure (25)
Kreatinin (25) Glutathion (50) Citronensäure(1500)
Hämoglobin (5000) Ammoniumchlorid (1) Bilirubin (25) Harnsäure (25) Cystein (40)
Lipid (600)
b) Exogene Substanzen Verschiebung (mg/dl) INSTRUMENT 1 INSTRUMENT
+1,6
+2,8
+1,2
+3,4
+0,4
+1,8
-3,8
-4,8
-1,2
+2,8
+1,2
+3,4
+0,4
+1,8
-3,8
-4,8
-1,2
+1,0 +2,0
+4,1
+0,3 +1,8 -0,2 +1,6 -4,4 -2,6 +0,6
+3,4 +3,6 +1,6
zugesetzte Substanz (mg/dl)
L-Dopa (10) Xylose (150)
Ribose (150) Na-Salicylat (50) Na-Diatriozat (5?5 Vol/Vol)
Meglumin-Diatriζοat
Tolbutamid (25) Methyl-Dopa (25) Streptomycin (30)
Sulfadiazin (50)
Dextran (100>a des Plasmavolumens)
Acetylsalicylsäure (30) Verschiebung (mg/dl) INSTRUMENT 1 INSTRUMENT
+1,0 | +2,2 |
+1,8 | +0,2 |
+1,2 | +0,8 |
+1,0 | +0,2 |
+0,6 | +0,6 |
+1,6 | +0,8 |
-0,8 | 0 |
+3,0 | +2,8 |
-0,6 | +1,0 |
+2,2 | +1,0 |
+2,4 | +1,6 |
+0,2 | 0 |
909840/0782
+2,4 | +2,5 |
-0,6 | +0,4 |
-4,8 | -2,8 |
+0,2 | +1,2 |
+1,0 | |
+2,2 | +3,8 |
c) Anticoagulantien und Konservierungsmittel
zugesetzte Substanz Verschiebung (mg/dl)
(mg/dl) INSTRUMENT 1 INSTRUMENT 2
Na-Fluorid (750)
Na-Heparin (7000E/dl)
Thymol (500)
EDTA (550)
Na-Öxalat '(800)
Na-Citrat (2100)
Na-Heparin (7000E/dl)
Thymol (500)
EDTA (550)
Na-Öxalat '(800)
Na-Citrat (2100)
Die tägliche Meßgenauigkeit, die aus Ergebnissen für wäßrige Glucosestandards und stabiles Serum erhalten
wird, ist in Tabelle II(a) und (b) dargestellt. In jedem Falle ergab das System bei Ergebnissen für zwei Testinstrumente
eine Reproduzierbarkeit, ausgedrückt durch den Variationskoeffizienten, von unter 2%. Dieser Wert liegt reichlich
unterhalb des Wertes von 5%, der für die meisten klinischen
Zwecke als annehmbar angesehen wird.
a) Wäßrige Standards (Hergestellt aus NBS-Bezugsmaterial
SRM Nr. 917)
Wahrer INSTRUMENT 1 INSTRUMENT 2
Wert Mittel- Standard- Variations- Mittel- Standard- Variat,-wert
abweichg. koeffizient wert abweichg. koeff.
50 | 49 | ,3 | 0, | 66 | 1, | 3 | 50, | 0 | 0, | 73 | 1, | 5 |
100 | 99 | ,7 | 1, | 38 | 1, | 4 | 99, | 6 | 0, | 69 | o, | 7 |
350 | 345 | ,7 | 2, | 90 | o, | 8 | 345, | 4 | 2, | 7 | 0, | 8 |
909840/0782
Mittel- Standard- Var. Mittel- Standard- Var. wert abweichg. Koeff. wert abweichg. Koeff.
Niedrig | 51, | 6 | ο, | 95 | 1 | ,8 | 51, | 6 | 0 | ,76 | 1, | 3 |
Normal | 125, | VJI | 2, | 04 | 1 | ,6 | 124, | 1 | Λ | ,59 | 1, | 7 |
Hoch | 336, | 9 | 3, | 88 | 1 | ,2 | 333, | 5 | 2 | ,40 | 0, | |
Es ist somit klar, daß das Durchflußsystem gemäß der Erfindung unter Verwendung eines semipermeablen Membransystems
die Störung bei der Messung von elektrisch aktiven Teilchen erniedrigt und in einigen Fällen sogar ausschließt.
Selbstverständlich läßt sich das an Hand einer Ausführungsform beschriebene System in vieler Richtung modifizieren.
909840/0782
Claims (19)
1.] Elektrochemisches Durchfluß system zur Messung der
Konzentration einer Lösung an elektrisch aktiven Teilchen, bestehend aus
einem ersten Gehäuse (11) mit einem Flüssigkeitseinlaß (12), der mit einer Reaktionskammer (18) in Verbindung
steht und einem Flüssxgkeitsauslaß (13), der mit der Reaktionskammer in Verbindung steht, und einer Kammer
(21) zur Aufnahme von Elektroden, die an die Reaktionskammer angrenzt und mit ihr in Verbindung steht;
Mitteln (17) zur Dosierung der Strömung einer Flüssigkeit in den Flüssigkeitseinlaß (12);
einer Elektrodenanordnung (31) mit einem zweiten Gehäuse (22), die mindestens eine Anzeigeelektrode (25)
und eine Bezugselektrode (23) umfaßt, wobei die Anzeige- und die Bezugselektrode mit der Reaktionskammer (18) über
die Kammer (21) zur Aufnahme der Elektroden in Verbindung stehen; und
einem Membransystem (26), das zwischen der Elektrodenanordnung (31) und der Reaktionskammer (21) angeordnet
ist und eine selektive Diffusion durch das Membransystem gestattet.
2. System gemäß Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß das erste Gehäuse (11) aus isolierendem Material,
insbesondere Glas oder Kunststoff, besteht.
9098AQ/0782
-Z-
3. System gemäß Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das erste Gehäuse (11) aus Polymethylmethacrylat
besteht.
4. System gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Mittel zur Dosierung der Strömung der Flüssigkeit
eine Dosierpumpe (17) ist.
5. System gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das zweite Gehäuse (22) aus isolierendem Material,
insbesondere Kunststoff, besteht.
6. System gemäß Anspruch 5, dad.urch gekennzeichnet,
daß das zweite Gehäuse (22) aus Polymethylmethacrylat besteht.
7. System gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Elektrodenanordnung (31) eine Anzeigeelektrode (25), eine Bezugselektrode (23) sowie eine Gegenelektrode (24)
umfaßt.
8. System gemäß Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzeigeelektrode (25) und die Gegenelektrode (24)
aus Platin bestehen und die Bezugselektrode (23) ein mit festem Silberchlorid überzogener Silberdraht ist.
909840/0782
9. System gemäß Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß das Membransystem (26) aus einer einschichtigen Membran (27) aus einer Cellulosefolie mit Poren (28) von bestimmter Größe besteht, um eine Begrenzung der Diffusion von einer bestimmten Molmasse an zu bewirken.
dadurch gekennzeichnet, daß das Membransystem (26) aus einer einschichtigen Membran (27) aus einer Cellulosefolie mit Poren (28) von bestimmter Größe besteht, um eine Begrenzung der Diffusion von einer bestimmten Molmasse an zu bewirken.
10. System gemäß Anspruch 9,
dadurch gekennzeichnet, daß die Membran (27) eine Diffusionsbegrenzung für Moleküle mit einer Atommasseneinheit von 12000 bis 14000, 6000 bis 8000 oder etwa 3500 aufweist.
dadurch gekennzeichnet, daß die Membran (27) eine Diffusionsbegrenzung für Moleküle mit einer Atommasseneinheit von 12000 bis 14000, 6000 bis 8000 oder etwa 3500 aufweist.
11. System gemäß Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß es ein Doppelschichtmembranmaterial enthält, das eine Diffusionsbegrenzung für Moleküle mit Atommasseneinheiten von 1200 bis 14C0, 6000 bis 8000 oder etwa 3500 aufweist und daß die Schichten (34, 35) in dichter Berührung miteinander stehen.
dadurch gekennzeichnet, daß es ein Doppelschichtmembranmaterial enthält, das eine Diffusionsbegrenzung für Moleküle mit Atommasseneinheiten von 1200 bis 14C0, 6000 bis 8000 oder etwa 3500 aufweist und daß die Schichten (34, 35) in dichter Berührung miteinander stehen.
12. Verfahren zur Bestimmung der Konzentration einer Lösung an elektrisch aktiven Teilchen in Gegenwart von mindestens
einer weiteren Art von störenden elektroaktiven Teilchen,
dadurch gekennzeichnet, daß man eine Elektrodenanordnung angrenzend an eine Reaktionskammer
vom Durchflußtyp anordnet, anschließend die Elektrodenanordnung von der Reaktionskammer durch ein Membransystem
trennt, das mindestens eine Schicht aus Membranmaterial enthält, das Poren aufweist, die eine selektive
Diffusion durch das Membransystem gestatten, daß man anschließend einen Probenstrom an dem Membransystem mit einer
bestimmten Strömungsgeschwindigkeit entlangströmen läßt, um eine Verbindung der Lösung aus der Reaktionskammer zu der
Elektrodenanordnung herzustellen, und daß man das Ansprechen der Elektrodenanordnung mißt.
909840/0782
13. Verfahren gemäß Anspruch 12, .'
dadurch gekennzeichnet, daß man als Elektrodenanordnung eine solche aus einer
Anzeige-, Bezugs- und Gegenelektrode verwendet.
14. Verfahren gemäß Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet,
daß man als Anzeige- und Gegenelektrode eine solche aus Platinmetall und als Bezugselektrode einen mit festem
Silberchlorid beschichteten Silberdraht verwendet.
15. Verfahren gemäß Anspruch 12,
dadurch gekennzeichnet, daß man als Membransystem eine einfache Schicht aus Membranmaterial aus einer Cellulosefolie mit Poren von
bestimmter Größe verwendet, um eine Begrenzung der Diffusion aufgrund der Molekülmasse zu bewirken.
16. Verfahren gemäß Anspruch 15,
dadurch gekennzeichnet, daß man eine Membran mit einer Diffusionsbegrenzung für Moleküle der Größe entsprechend 12000 bis 14000, 6000 bis
8000 oder etwa 3500 Atommasseneinheiten verwendet.
17. Verfahren gemäß Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet,
daß man als Membransystem eine Dopp els chi chtmembr an verwendet,
die eine Diffusionsbegrenzung für Moleküle entsprechend 12000 bis 14000, 6000 bis 8000 oder etwa 3500 Atommasseneinheiten
verwendet und daß man die beiden Schichten in dichtem Kontakt miteinander anordnet.
909840/0782
18» Verfahren zur elektrochemischen Messung der Konzentration eines Probenstroms an einer elektrisch aktiven Teilchenart
von verhältnismäßig geringer Masse in Gegenwart von störenden Teilchenarten mit großer und geringer Masse,
dadurch gekennzeichnet, daß man einen Strömungsweg über eine mit einer Membran
geschützte Elektrodenanordnung vorsieht, wobei die Membran eine Diffusionsbegrenzung für Molekularmassen besitzt, so
daß Moleküle mit großer Masse, die über der Diffusionsbegrenzung der Membran liegt, von der Elektrode ferngehalten
werden, daß man anschließend die Strömungsgeschwindigkeit des Probenstromes genau steuert, so daß das Diffusionsverhältnis
von der störenden Teilchenart mit niedriger Masse zur elektrisch aktiven zu messenden Teilchenart mit niedriger
Masse derart ist, daß praktisch die Gesamtheit der störenden Teilchen mit niedriger Masse von der Elektrodenanordnung
ferngehalten wird, und daß man das Ansprechen der Elektrodenanordnung auf die elektrochemische Reaktion
der zu messenden Teilchenart an der Elektrodenanordnung mißt.
19. Verfahren gemäß Anspruch 18,
dadurch gekennzeichnet, daß man als zu messende Teilchenart Wasserstoffperoxid
verwendet, das aus der Umwandlung von Glucose zu Gluconsäure und Wasserstoffperoxid stammt.
909840/0782
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/890,093 US4172770A (en) | 1978-03-27 | 1978-03-27 | Flow-through electrochemical system analytical method |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2911943A1 true DE2911943A1 (de) | 1979-10-04 |
Family
ID=25396246
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19792911943 Ceased DE2911943A1 (de) | 1978-03-27 | 1979-03-27 | Elektrochemisches durchflussystem |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4172770A (de) |
JP (1) | JPS54154395A (de) |
CA (1) | CA1126337A (de) |
DE (1) | DE2911943A1 (de) |
FR (1) | FR2421377A1 (de) |
GB (1) | GB2017931B (de) |
IT (1) | IT1207934B (de) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE9319955U1 (de) * | 1993-12-24 | 1994-02-24 | Berthold, Christian, Dr.rer.nat., 04736 Meinsberg | Elektrochemischer Gassensor |
DE4232909A1 (de) * | 1992-10-01 | 1994-04-07 | Conducta Endress & Hauser | Verfahren und Vorrichtung zur Elektrolytbefüllung bei einem elektrochemischen Sensor |
DE19524354A1 (de) * | 1995-07-04 | 1997-01-09 | Ums Umwelt Membran Und Sensort | Verfahren und Vorrichtung zur Herstellung eines Sensors für Gelöstsauerstoffmessungen |
Families Citing this family (201)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1602520A (en) * | 1978-04-05 | 1981-11-11 | Sira Institute | Method and apparatus for analysing blood |
US4264728A (en) * | 1979-08-17 | 1981-04-28 | The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration | Indirect microbial detection |
US4269685A (en) * | 1979-10-16 | 1981-05-26 | Mcneilabs, Inc. | Disposable polarographic gas sensor system |
FR2484717A1 (fr) * | 1980-02-22 | 1981-12-18 | Inst Francais Du Petrole | Connecteur enfichable dans un milieu fluide |
JPS574547A (en) * | 1980-05-05 | 1982-01-11 | Instrumentation Labor Inc | Analyzer |
US4322279A (en) * | 1980-10-10 | 1982-03-30 | G. R. International Electronics Limited | Electrode arrangements |
JPS5784346A (en) * | 1980-11-15 | 1982-05-26 | Toyobo Co Ltd | Measuring apparatus of body liquid component |
JPS589061A (ja) * | 1981-07-10 | 1983-01-19 | Nikkiso Co Ltd | 酵素電極におけるフロ−セル |
US4490234A (en) * | 1982-02-22 | 1984-12-25 | Beckman Instruments, Inc. | Method for measuring ionic concentration utilizing an ion-sensing electrode |
US4571292A (en) * | 1982-08-12 | 1986-02-18 | Case Western Reserve University | Apparatus for electrochemical measurements |
JPS5958356U (ja) * | 1982-10-09 | 1984-04-16 | 株式会社石川製作所 | 隔膜式酸素電極 |
US4655880A (en) * | 1983-08-01 | 1987-04-07 | Case Western Reserve University | Apparatus and method for sensing species, substances and substrates using oxidase |
US4517291A (en) * | 1983-08-15 | 1985-05-14 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Biological detection process using polymer-coated electrodes |
FI70648C (fi) * | 1983-12-29 | 1986-09-24 | Outokumpu Oy | Voltametriskt maetningsfoerfarande och anordning foer dess tillaempning |
US4533456A (en) * | 1984-04-05 | 1985-08-06 | Critikon | Oxygen sensor for rapid blood gas analysis |
JPH067115B2 (ja) * | 1985-03-01 | 1994-01-26 | 株式会社日立製作所 | 自動分析装置 |
GB8512796D0 (en) * | 1985-05-21 | 1985-06-26 | Bellhouse Brian John | Testing liquids |
US4946651A (en) * | 1985-11-15 | 1990-08-07 | Smithkline Diagnostics, Inc. | Sample holder for a body fluid analyzer |
US4935106A (en) * | 1985-11-15 | 1990-06-19 | Smithkline Diagnostics, Inc. | Ion selective/enzymatic electrode medical analyzer device and method of use |
US4757022A (en) * | 1986-04-15 | 1988-07-12 | Markwell Medical Institute, Inc. | Biological fluid measuring device |
US4994167A (en) * | 1986-04-15 | 1991-02-19 | Markwell Medical Institute, Inc. | Biological fluid measuring device |
US4795542A (en) * | 1986-04-24 | 1989-01-03 | St. Jude Medical, Inc. | Electrochemical concentration detector device |
US4957614A (en) * | 1987-02-20 | 1990-09-18 | Sekisui Kagaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Electrochemical detection device |
US4891104A (en) * | 1987-04-24 | 1990-01-02 | Smithkline Diagnostics, Inc. | Enzymatic electrode and electrode module and method of use |
KR890012163A (ko) * | 1988-01-27 | 1989-08-24 | 도널드 에이 호우즈 | 조성물의 전기화학적 특성의 측정방법 및 장치 |
US4974592A (en) * | 1988-11-14 | 1990-12-04 | American Sensor Systems Corporation | Continuous on-line blood monitoring system |
US5250419A (en) * | 1988-12-16 | 1993-10-05 | L'oreal | Method for the direct measurement of at least one chemical parameter of skin using a biosensor |
JPH0622203Y2 (ja) * | 1989-01-26 | 1994-06-08 | 東亜医用電子株式会社 | 試料測定装置 |
US5078854A (en) * | 1990-01-22 | 1992-01-07 | Mallinckrodt Sensor Systems, Inc. | Polarographic chemical sensor with external reference electrode |
US5104804A (en) * | 1990-06-04 | 1992-04-14 | Molecular Devices Corporation | Cell assay device used in a microphysiometer |
AT398132B (de) * | 1991-02-15 | 1994-09-26 | Avl Verbrennungskraft Messtech | Vorrichtung zur messung der konzentration eines reagens |
CA2050057A1 (en) | 1991-03-04 | 1992-09-05 | Adam Heller | Interferant eliminating biosensors |
US5593852A (en) | 1993-12-02 | 1997-01-14 | Heller; Adam | Subcutaneous glucose electrode |
CA2052590A1 (en) * | 1991-03-28 | 1992-09-29 | Takeshi Sato | Sulfur dioxide detector device embodied by using so2-oxidant bioagent |
US5346605A (en) * | 1992-08-24 | 1994-09-13 | The Dow Chemical Company | Apparatus for quantitative determination of chemical oxidizing or reducing agents in a fluid environment |
US5387329A (en) * | 1993-04-09 | 1995-02-07 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Extended use planar sensors |
FI91997C (fi) * | 1993-08-20 | 1994-09-12 | Conrex Oy | Elektrodijärjestelmän, johon kuuluu mittauselektrodi, vertailuelektrodi ja vastaelektrodi, käyttö vetyperoksidin pitoisuuden mittaamisessa |
US5756362A (en) * | 1993-10-12 | 1998-05-26 | Cornell Research Foundation, Inc. | Liposome-enhanced immunoaggregation assay and test device |
US5527444A (en) * | 1994-04-19 | 1996-06-18 | Sweeney, Jr.; John W. | Probe having coaxial design for use with dissolved oxygen meter |
US5942103A (en) * | 1995-02-03 | 1999-08-24 | New Mexico State University Technology Transfer Corporation | Renewable-reagent electrochemical sensor |
US5582697A (en) * | 1995-03-17 | 1996-12-10 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same |
US5650062A (en) * | 1995-03-17 | 1997-07-22 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same |
DE19515392C2 (de) * | 1995-04-26 | 1997-07-17 | Prominent Dosiertechnik Gmbh | Elektrochemische Meßzelle |
US5565075A (en) * | 1995-06-06 | 1996-10-15 | Mine Safety Appliances Company | Electrochemical gas sensor for the detection of nitric oxide |
US6051123A (en) * | 1995-06-15 | 2000-04-18 | Gas Research Institute | Multi-functional and NOx sensor for combustion systems |
DE19533911C1 (de) * | 1995-09-13 | 1996-05-09 | Draegerwerk Ag | Elektrochemische Meßzelle |
DK0958495T3 (da) | 1997-02-06 | 2003-03-10 | Therasense Inc | In vitro analysand sensor med lille volumen |
US6001067A (en) | 1997-03-04 | 1999-12-14 | Shults; Mark C. | Device and method for determining analyte levels |
US20050033132A1 (en) * | 1997-03-04 | 2005-02-10 | Shults Mark C. | Analyte measuring device |
US7192450B2 (en) | 2003-05-21 | 2007-03-20 | Dexcom, Inc. | Porous membranes for use with implantable devices |
US6741877B1 (en) * | 1997-03-04 | 2004-05-25 | Dexcom, Inc. | Device and method for determining analyte levels |
US6001240A (en) * | 1997-07-02 | 1999-12-14 | Mine Safety Appliances Company | Electrochemical detection of hydrogen cyanide |
JP3806889B2 (ja) * | 1998-01-08 | 2006-08-09 | 株式会社オメガ | 残留ハロゲン濃度の評価方法及びその評価機構 |
US6134461A (en) | 1998-03-04 | 2000-10-17 | E. Heller & Company | Electrochemical analyte |
US6103033A (en) | 1998-03-04 | 2000-08-15 | Therasense, Inc. | Process for producing an electrochemical biosensor |
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 |
US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8974386B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-03-10 | 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 |
US8688188B2 (en) | 1998-04-30 | 2014-04-01 | 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 |
US8465425B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6251260B1 (en) | 1998-08-24 | 2001-06-26 | Therasense, Inc. | Potentiometric sensors for analytic determination |
US6591125B1 (en) | 2000-06-27 | 2003-07-08 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
US6338790B1 (en) | 1998-10-08 | 2002-01-15 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
CA2255472C (en) * | 1998-12-10 | 2005-02-22 | Senco Sensors Inc. | Electrochemical gas sensor with gas communication means |
AU5747100A (en) | 1999-06-18 | 2001-01-09 | Therasense, Inc. | Mass transport limited in vivo analyte sensor |
ATE273516T1 (de) * | 1999-06-23 | 2004-08-15 | Cornell Res Foundation Inc | Entwässerung/rehydratisierung von markierten liposomen auf einer prüfeinrichtung |
US6841052B2 (en) | 1999-08-02 | 2005-01-11 | Bayer Corporation | Electrochemical-sensor design |
US6576460B1 (en) | 1999-10-28 | 2003-06-10 | Cornell Research Foundation, Inc. | Filtration-detection device and method of use |
US6616819B1 (en) | 1999-11-04 | 2003-09-09 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor and methods |
WO2001036956A1 (en) * | 1999-11-19 | 2001-05-25 | Perkinelmer Instruments Llc | Hybrid film type sensor |
US6682638B1 (en) * | 1999-11-19 | 2004-01-27 | Perkin Elmer Llc | Film type solid polymer ionomer sensor and sensor cell |
US7013707B2 (en) * | 1999-11-19 | 2006-03-21 | Perkinelmer Las, Inc | Method and apparatus for enhanced detection of a specie using a gas chromatograph |
US6929735B2 (en) * | 1999-11-19 | 2005-08-16 | Perkin Elmer Instruments Llc | Electrochemical sensor having improved response time |
US7404882B2 (en) * | 1999-11-19 | 2008-07-29 | Perkinelmer Las, Inc. | Film-type solid polymer ionomer sensor and sensor cell |
US6932941B2 (en) * | 1999-11-19 | 2005-08-23 | Perkinelmer Instruments Llc | Method and apparatus for improved gas detection |
US6936147B2 (en) * | 1999-11-19 | 2005-08-30 | Perkinelmer Las, Inc. | Hybrid film type sensor |
US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US7041468B2 (en) | 2001-04-02 | 2006-05-09 | Therasense, Inc. | Blood glucose tracking apparatus and methods |
EP2230508A1 (de) * | 2001-04-16 | 2010-09-22 | Panasonic Corporation | Biosensor |
US20030015437A1 (en) * | 2001-07-09 | 2003-01-23 | University Of Delaware | Method for in-situ analysis and flow cell therefor |
DE10134140C1 (de) * | 2001-07-13 | 2003-01-30 | Draegerwerk Ag | Strömungsspalt-Begasungsadapter für einen elektrochemischen Gassensor |
US6808618B2 (en) * | 2001-07-25 | 2004-10-26 | Joseph Robert Stetter | Chemical sensing apparatus and methods |
US20030032874A1 (en) | 2001-07-27 | 2003-02-13 | Dexcom, Inc. | Sensor head for use with implantable devices |
US6702857B2 (en) | 2001-07-27 | 2004-03-09 | Dexcom, Inc. | Membrane for use with implantable devices |
US6955750B2 (en) * | 2001-10-22 | 2005-10-18 | Perkinelmer Instruments Llc | Electrochemical sensor compensated for relative humidity |
US8260393B2 (en) | 2003-07-25 | 2012-09-04 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal data artifacts in a glucose sensor data stream |
US9247901B2 (en) | 2003-08-22 | 2016-02-02 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream |
US8010174B2 (en) | 2003-08-22 | 2011-08-30 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream |
US6899801B2 (en) * | 2002-03-20 | 2005-05-31 | Applied Materials, Inc. | Electrode refilling mechanism |
US7226978B2 (en) | 2002-05-22 | 2007-06-05 | Dexcom, Inc. | Techniques to improve polyurethane membranes for implantable glucose sensors |
ATE478337T1 (de) | 2002-05-31 | 2010-09-15 | Cornell Res Foundation Inc | Methoden zum nachweis analyten in proben |
US7208123B2 (en) * | 2002-06-24 | 2007-04-24 | Particle Measuring Systems, Inc. | Molecular contamination monitoring system and method |
US7399401B2 (en) * | 2002-10-09 | 2008-07-15 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Methods for use in assessing a flow condition of a fluid |
US7381184B2 (en) | 2002-11-05 | 2008-06-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensor inserter assembly |
JP2006507841A (ja) * | 2002-11-14 | 2006-03-09 | ダーマコン, インコーポレイテッド | 機能的siRNAおよび超機能的siRNA |
AU2003303597A1 (en) | 2002-12-31 | 2004-07-29 | Therasense, Inc. | Continuous glucose monitoring system and methods of use |
US20100126858A1 (en) * | 2003-01-30 | 2010-05-27 | Tanita Corporation | Chemical sensor type measuring apparatus |
US7134999B2 (en) | 2003-04-04 | 2006-11-14 | Dexcom, Inc. | Optimized sensor geometry for an implantable glucose sensor |
US7679407B2 (en) | 2003-04-28 | 2010-03-16 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing peak detection circuitry for data communication systems |
US7875293B2 (en) | 2003-05-21 | 2011-01-25 | Dexcom, Inc. | Biointerface membranes incorporating bioactive agents |
US8066639B2 (en) | 2003-06-10 | 2011-11-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Glucose measuring device for use in personal area network |
WO2007120442A2 (en) | 2003-07-25 | 2007-10-25 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
US8423113B2 (en) | 2003-07-25 | 2013-04-16 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing sensor data |
US20080119703A1 (en) | 2006-10-04 | 2008-05-22 | Mark Brister | Analyte sensor |
US7774145B2 (en) | 2003-08-01 | 2010-08-10 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7494465B2 (en) | 2004-07-13 | 2009-02-24 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7591801B2 (en) | 2004-02-26 | 2009-09-22 | Dexcom, Inc. | Integrated delivery device for continuous glucose sensor |
US20100168542A1 (en) | 2003-08-01 | 2010-07-01 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data |
US8275437B2 (en) | 2003-08-01 | 2012-09-25 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8160669B2 (en) | 2003-08-01 | 2012-04-17 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US20190357827A1 (en) | 2003-08-01 | 2019-11-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8845536B2 (en) | 2003-08-01 | 2014-09-30 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8233959B2 (en) | 2003-08-22 | 2012-07-31 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing analyte sensor data |
US20140121989A1 (en) | 2003-08-22 | 2014-05-01 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing analyte sensor data |
US7920906B2 (en) | 2005-03-10 | 2011-04-05 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data for sensor calibration |
USD914881S1 (en) | 2003-11-05 | 2021-03-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor electronic mount |
US9247900B2 (en) | 2004-07-13 | 2016-02-02 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
WO2005051170A2 (en) | 2003-11-19 | 2005-06-09 | Dexcom, Inc. | Integrated receiver for continuous analyte sensor |
US8364231B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-01-29 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8423114B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-04-16 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
DE602004029092D1 (de) | 2003-12-05 | 2010-10-21 | Dexcom Inc | Kalibrationsmethoden für einen kontinuierlich arbeitenden analytsensor |
US11633133B2 (en) | 2003-12-05 | 2023-04-25 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
WO2005057173A2 (en) * | 2003-12-08 | 2005-06-23 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for improving electrochemical analyte sensors |
EP2316331B1 (de) | 2003-12-09 | 2016-06-29 | Dexcom, Inc. | Signalverarbeitung in einem durchgehenden Analytsensor |
BRPI0507322A (pt) * | 2004-02-06 | 2007-06-26 | Bayer Healthcare Llc | biosensor eletroquìmico |
EP1718198A4 (de) | 2004-02-17 | 2008-06-04 | Therasense Inc | Verfahren und system zur bereitstellung einer datenkommunikation in einem kontinuierlichen blutzuckerüberwachungs- und managementsystem |
US8808228B2 (en) | 2004-02-26 | 2014-08-19 | Dexcom, Inc. | Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor |
US20070135697A1 (en) * | 2004-04-19 | 2007-06-14 | Therasense, Inc. | Method and apparatus for providing sensor guard for data monitoring and detection systems |
US8277713B2 (en) | 2004-05-03 | 2012-10-02 | Dexcom, Inc. | Implantable analyte sensor |
SE527196C2 (sv) * | 2004-07-08 | 2006-01-17 | Chemel Ab | SIRE genomflödesdetektor |
US8565848B2 (en) | 2004-07-13 | 2013-10-22 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7857760B2 (en) | 2004-07-13 | 2010-12-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8452368B2 (en) | 2004-07-13 | 2013-05-28 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7713574B2 (en) | 2004-07-13 | 2010-05-11 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7783333B2 (en) | 2004-07-13 | 2010-08-24 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous medical device with variable stiffness |
US20060270922A1 (en) | 2004-07-13 | 2006-11-30 | Brauker James H | Analyte sensor |
US8545403B2 (en) | 2005-12-28 | 2013-10-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical device insertion |
US8512243B2 (en) | 2005-09-30 | 2013-08-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Integrated introducer and transmitter assembly and methods of use |
US7883464B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-02-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Integrated transmitter unit and sensor introducer mechanism and methods of use |
US20090105569A1 (en) | 2006-04-28 | 2009-04-23 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Introducer Assembly and Methods of Use |
US8571624B2 (en) | 2004-12-29 | 2013-10-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for mounting a data transmission device in a communication system |
US8333714B2 (en) | 2006-09-10 | 2012-12-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing an integrated analyte sensor insertion device and data processing unit |
US9743862B2 (en) | 2011-03-31 | 2017-08-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems and methods for transcutaneously implanting medical devices |
US10226207B2 (en) | 2004-12-29 | 2019-03-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensor inserter having introducer |
US9788771B2 (en) | 2006-10-23 | 2017-10-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Variable speed sensor insertion devices and methods of use |
US7731657B2 (en) | 2005-08-30 | 2010-06-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor introducer and methods of use |
US8613703B2 (en) | 2007-05-31 | 2013-12-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Insertion devices and methods |
US9259175B2 (en) | 2006-10-23 | 2016-02-16 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Flexible patch for fluid delivery and monitoring body analytes |
US9572534B2 (en) | 2010-06-29 | 2017-02-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Devices, systems and methods for on-skin or on-body mounting of medical devices |
US9398882B2 (en) | 2005-09-30 | 2016-07-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte sensor and data processing device |
US7697967B2 (en) | 2005-12-28 | 2010-04-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte sensor insertion |
US8133178B2 (en) | 2006-02-22 | 2012-03-13 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8744546B2 (en) | 2005-05-05 | 2014-06-03 | Dexcom, Inc. | Cellulosic-based resistance domain for an analyte sensor |
WO2006110193A2 (en) * | 2005-04-08 | 2006-10-19 | Dexcom, Inc. | Cellulosic-based interference domain for an analyte sensor |
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 |
US7768408B2 (en) | 2005-05-17 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing data management in data monitoring system |
US9521968B2 (en) | 2005-09-30 | 2016-12-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor retention mechanism and methods of use |
US7583190B2 (en) | 2005-10-31 | 2009-09-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data communication in data monitoring and management systems |
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 |
US11298058B2 (en) | 2005-12-28 | 2022-04-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte sensor insertion |
US7885698B2 (en) | 2006-02-28 | 2011-02-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing continuous calibration of implantable analyte sensors |
US7620438B2 (en) | 2006-03-31 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for powering an electronic device |
US8226891B2 (en) | 2006-03-31 | 2012-07-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring devices and methods therefor |
US7920907B2 (en) | 2006-06-07 | 2011-04-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and method |
US8579853B2 (en) | 2006-10-31 | 2013-11-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Infusion devices and methods |
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 |
US8461985B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-11 | 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 |
US8665091B2 (en) | 2007-05-08 | 2014-03-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for determining elapsed sensor life |
US20080306434A1 (en) | 2007-06-08 | 2008-12-11 | Dexcom, Inc. | Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor |
EP4159114B1 (de) | 2007-10-09 | 2024-04-10 | DexCom, Inc. | Integriertes insulin-abgabesystem mit kontinuierlichem glucosesensor |
US8229535B2 (en) | 2008-02-21 | 2012-07-24 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for blood glucose monitoring and alert delivery |
US8103456B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-01-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for early signal attenuation detection using blood glucose measurements |
US20100198034A1 (en) | 2009-02-03 | 2010-08-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Compact On-Body Physiological Monitoring Devices and Methods Thereof |
US20100213057A1 (en) | 2009-02-26 | 2010-08-26 | Benjamin Feldman | Self-Powered Analyte Sensor |
TWI413770B (zh) * | 2009-04-24 | 2013-11-01 | Univ Nat Taiwan | 無線生醫監測系統 |
WO2010127050A1 (en) | 2009-04-28 | 2010-11-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system |
US9184490B2 (en) | 2009-05-29 | 2015-11-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical device antenna systems having external antenna configurations |
EP2473099A4 (de) | 2009-08-31 | 2015-01-14 | Abbott Diabetes Care Inc | Analytüberwachungssystem und -verfahren zur leistungs- und rauschverwaltung |
WO2011026147A1 (en) | 2009-08-31 | 2011-03-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte signal processing device and methods |
WO2011041469A1 (en) | 2009-09-29 | 2011-04-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing notification function in analyte monitoring systems |
WO2011041531A1 (en) | 2009-09-30 | 2011-04-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Interconnect for on-body analyte monitoring device |
USD924406S1 (en) | 2010-02-01 | 2021-07-06 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor inserter |
EP2552532A1 (de) | 2010-03-24 | 2013-02-06 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Medizinische vorrichtungseinführer und verfahren zum einführen und verwenden von medizinischen vorrichtungen |
US11064921B2 (en) | 2010-06-29 | 2021-07-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Devices, systems and methods for on-skin or on-body mounting of medical devices |
EP2697650B1 (de) | 2011-04-15 | 2020-09-30 | Dexcom, Inc. | Erweiterte analytsensorkalibrierung und fehlererkennung |
US9980669B2 (en) | 2011-11-07 | 2018-05-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods |
NL2009963C2 (en) | 2011-12-11 | 2013-11-11 | Abbott Diabetes Care | Analyte sensor devices, connections, and methods. |
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 |
EP3294134B1 (de) | 2015-05-14 | 2020-07-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Einführsystem für kompakte medizinische vorrichtung sowie zugehöriges verfahren |
US10213139B2 (en) | 2015-05-14 | 2019-02-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems, devices, and methods for assembling an applicator and sensor control device |
US11079350B2 (en) | 2016-03-25 | 2021-08-03 | Parker-Hannifin Corporation | Solid state pH sensing continuous flow system |
WO2018136898A1 (en) | 2017-01-23 | 2018-07-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems, devices and methods for analyte sensor insertion |
EP3700416B1 (de) | 2017-10-24 | 2024-06-26 | Dexcom, Inc. | Vorverbundene analytsensoren |
US11331022B2 (en) | 2017-10-24 | 2022-05-17 | Dexcom, Inc. | Pre-connected analyte sensors |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2638193A1 (de) * | 1975-09-24 | 1977-04-07 | Yellow Springs Instr | Verbesserte membran fuer enzymelektroden |
DE2657351A1 (de) * | 1975-12-18 | 1977-07-07 | Miles Lab | Vorrichtung mit membran, insbesondere zum durchfuehren eines polarographischen verfahrens |
Family Cites Families (15)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US2913386A (en) * | 1956-03-21 | 1959-11-17 | Jr Leland C Clark | Electrochemical device for chemical analysis |
US3272725A (en) * | 1963-05-08 | 1966-09-13 | Pan American Petroleum Corp | Method of electrolytically testing oxygen concentration |
US3380905A (en) * | 1963-10-11 | 1968-04-30 | Leland C. Clark Jr. | Electrolytic sensor with anodic depolarization |
GB1084079A (de) * | 1964-11-30 | Beckman Instruments Inc | ||
US3505196A (en) * | 1966-07-15 | 1970-04-07 | Ibm | Reference electrode |
NL6900651A (de) * | 1968-01-24 | 1969-07-28 | ||
US3707455A (en) * | 1968-07-15 | 1972-12-26 | Ibm | Measuring system |
US3622488A (en) * | 1968-09-09 | 1971-11-23 | Dynasciences Corp | Apparatus for measuring sulfur dioxide concentrations |
US3795589A (en) * | 1970-11-30 | 1974-03-05 | H Dahms | Methods for electrochemical analysis |
US3988233A (en) * | 1973-01-05 | 1976-10-26 | Bbc Brown Boveri & Company Limited | Apparatus for measuring dissolved gases in a fluid medium |
GB1501108A (en) * | 1974-06-07 | 1978-02-15 | Atomic Energy Authority Uk | Electrolytic analytical methods |
US4109505A (en) * | 1974-07-22 | 1978-08-29 | Primary Children's Hospital | Automated blood analysis system |
US4017374A (en) * | 1974-09-23 | 1977-04-12 | Radiometer A/S | Electrochemical measuring electrode |
US4036722A (en) * | 1975-08-21 | 1977-07-19 | Robertshaw Controls Company | Flow through cell assembly |
US3979274A (en) * | 1975-09-24 | 1976-09-07 | The Yellow Springs Instrument Company, Inc. | Membrane for enzyme electrodes |
-
1978
- 1978-03-27 US US05/890,093 patent/US4172770A/en not_active Expired - Lifetime
-
1979
- 1979-03-23 FR FR7907397A patent/FR2421377A1/fr active Granted
- 1979-03-26 IT IT7967626A patent/IT1207934B/it active
- 1979-03-26 CA CA324,116A patent/CA1126337A/en not_active Expired
- 1979-03-27 JP JP3616479A patent/JPS54154395A/ja active Pending
- 1979-03-27 DE DE19792911943 patent/DE2911943A1/de not_active Ceased
- 1979-03-27 GB GB7910566A patent/GB2017931B/en not_active Expired
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2638193A1 (de) * | 1975-09-24 | 1977-04-07 | Yellow Springs Instr | Verbesserte membran fuer enzymelektroden |
DE2657351A1 (de) * | 1975-12-18 | 1977-07-07 | Miles Lab | Vorrichtung mit membran, insbesondere zum durchfuehren eines polarographischen verfahrens |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE4232909A1 (de) * | 1992-10-01 | 1994-04-07 | Conducta Endress & Hauser | Verfahren und Vorrichtung zur Elektrolytbefüllung bei einem elektrochemischen Sensor |
DE9319955U1 (de) * | 1993-12-24 | 1994-02-24 | Berthold, Christian, Dr.rer.nat., 04736 Meinsberg | Elektrochemischer Gassensor |
DE19524354A1 (de) * | 1995-07-04 | 1997-01-09 | Ums Umwelt Membran Und Sensort | Verfahren und Vorrichtung zur Herstellung eines Sensors für Gelöstsauerstoffmessungen |
DE19524354C2 (de) * | 1995-07-04 | 1998-07-02 | Ums Umwelt Membran Und Sensort | Vorrichtung zur Messung von Gaspartialdrücken, insbesondere von Sauerstoff |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CA1126337A (en) | 1982-06-22 |
JPS54154395A (en) | 1979-12-05 |
FR2421377A1 (fr) | 1979-10-26 |
US4172770A (en) | 1979-10-30 |
IT1207934B (it) | 1989-06-01 |
GB2017931A (en) | 1979-10-10 |
IT7967626A0 (it) | 1979-03-26 |
GB2017931B (en) | 1982-06-30 |
FR2421377B1 (de) | 1984-03-02 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2911943A1 (de) | Elektrochemisches durchflussystem | |
DE10119036C1 (de) | Tauchsensor zur Messung der Konzentration eines Analyten mit Hilfe einer Oxidase | |
EP1977225B1 (de) | Elektrochemisches biosensor-analysesystem | |
DE3852834T2 (de) | Glukose-Elektrode und Verfahren zur Bestimmung von Glukose. | |
EP0101880B1 (de) | Verfahren zur Bestimmung der Konzentration elektrochemisch umsetzbarer Stoffe | |
DE60116056T2 (de) | Elektrochemische verfahren und vorrichtungen zur verwendung bei der messung von analytkonzentrationen mit korrigiertem hämatokritwert | |
EP0385964B1 (de) | Biosensoranordnung | |
DE602004003288T2 (de) | Elektrochemischer Biosensor | |
DE69220915T2 (de) | Ionenselektive Festkörperelektroden auf Graphitbasis mit Polymermembran | |
DE3805773A1 (de) | Enzymelektrodensensoren | |
DE10010587A1 (de) | System zur Bestimmung von Analytkonzentrationen in Körperflüssigkeiten | |
DE4410224C2 (de) | Miniaturisiertes Durchfluß-Analysesystem | |
DE2265200C3 (de) | Strömungszelle für Zwecke der elektrochemischen Analyse | |
DE69402705T2 (de) | Bestimmung der gaskonzentration | |
DE69029446T2 (de) | Vorrichtung und Verfahren zur Minimierung der Effekte, des in einem Elektrolyten gelösten Sauerstoffgehaltes, bei Analysatoren für niedrige Sauerstoffkonzentrationen | |
EP1632776B1 (de) | Verfahren zur Detektion einer Gasblase in einer wässrigen Flüssigkeit | |
EP1632773B1 (de) | Verfahren zur Detektion einer Gasblase in einer wässrigen Flüssigkeit | |
DE19749216C1 (de) | Meßvorrichtung mit Probenzelle zum Nachweis von kleinen Probenmengen in Flüssigkeiten | |
DE19532382A1 (de) | Vorrichtung zur Analyse chemischer oder physikalischer Veränderungen in einer Probeflüssigkeit | |
DE4335241A1 (de) | Verfahren zur kontinuierlichen Analyse von Bestandteilen einer Flüssigkeit | |
DE102013227125B4 (de) | Verfahren zur Bestimmung eines hämatokritabhängigen Messsignals bei der Bestimmung eines Analyten aus Vollblut unter Verwendung von enzymatisch-voltammetrischen Einmalgebrauchs-Sensoren | |
EP0394411A1 (de) | Elektrochemischer sensor | |
DE2726771A1 (de) | Verfahren und vorrichtung zur elektrochemisch-enzymatischen analyse stroemender fluessigkeiten | |
DE1598285C3 (de) | Polarographisches Elektrodensystem und Verfahren zur Durchführung polarographischer Messungen mit elektrochemischer Kompensation | |
DE102006005949B3 (de) | Messelektrode zur Analyse von Flüssigkeiten |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8139 | Disposal/non-payment of the annual fee | ||
8180 | Miscellaneous part 1 |
Free format text: IN HEFT 29/82, SEITE 4161, SP. 3: DIE VEROEFFENTLICHUNG IST ZU STREICHEN |
|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
8131 | Rejection |