DE2620693C2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- DE2620693C2 DE2620693C2 DE2620693A DE2620693A DE2620693C2 DE 2620693 C2 DE2620693 C2 DE 2620693C2 DE 2620693 A DE2620693 A DE 2620693A DE 2620693 A DE2620693 A DE 2620693A DE 2620693 C2 DE2620693 C2 DE 2620693C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- cholesterol
- plasma
- membrane
- electrode
- hydrogen peroxide
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
Classifications
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
- C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
- C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
- C12Q1/001—Enzyme electrodes
- C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
- C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
- C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
- C12Q1/60—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving cholesterol
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
- G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
- G01N27/28—Electrolytic cell components
- G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
- G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
- G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
- G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
- G01N33/92—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving lipids, e.g. cholesterol, lipoproteins, or their receptors
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2800/00—Detection or diagnosis of diseases
- G01N2800/04—Endocrine or metabolic disorders
- G01N2800/044—Hyperlipemia or hypolipemia, e.g. dyslipidaemia, obesity
-
- 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
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur quantitativen
Bestimmung von Cholesterin im Blut unter Verwendung einer
polarographischen Zelle gemäß dem Oberbegriff des Patent
anspruchs 1.
Analytischen Techniken für biomedizinische und industrielle
Anwendung sind bisher bereits beträchtliche Anstrengungen
und Untersuchungen gewidment worden. Analytische Techniken
sind auf diesen Gebieten der Anwendung, einschließlich
der klinischen Diagnose, von entscheidender Bedeutung. Zum
Beispiel hat sich während der vergangenen beiden Jahr
zehnte der Zusammenhang zwischen Cholesterin, Triglycerid
und Arteriosclerose bestätigt und ge
klärt. Die Ermittlung einer Erhöhung von Cholesterin oder
Triglycerid zu Beginn führt zu einer detaillierteren Be
wertung der bei Diagnose und Behandlung geeigneten Lipid-
und Lipoprotein-Klassen. Screening-Prozeduren zur quanti
tativen Erfassung des Plasmacholesterins sind äußerst
wichtig als erste Näherung zu einer Linderung der Arterio
sclerose. Wegen der engen Beziehung von Cholesterin und
Arteriosclerose sind mannigfaltige Wege zur Messung des
Plasmacholesterins geprüft worden. Zur Zeit sind kolori
metrische Methoden, einschließlich Isopropanolextraktion
und Verseifung, weit verbreitet in Gebrauch und automa
tisiert worden, um eine vernünftige Präzision und Genau
igkeit bei einem Durchsatz von 30 Proben pro Stunde zu
gewährleisten. Die kolorimetrische Methodik ist teuer,
verhältnismäßig unspezifisch, unterliegt Störungen selbst
bei geringfügigen Änderungen der Feuchtigkeits- und
Bilirubinspiegel und erfordert die Verwendung stark
korrodierender Mittel wie konzentrierter Schwefelsäure,
Essigsäureanhydrid und Essigsäure. Kolorimetrische Methoden
erfordern auch Blutproben von mindestens 5 bis 10 ml mit
der notwendigen Venipunktur.
Alternativ zur kolorimetrischen Methodik gibt es die
enzymatische Cholesterin-Bestimmung mittels ionen
selektiver Membranen und auf die Umwandlungsprodukte
ansprechender Elektroden.
Dieses Verfahren ist aus "Analytical Chemistry" (Vol. 47,
No. 11, Sept. 1975, Seiten 1792-1796) bekannt.
Die Enzyme wurden dabei auf der der Elektrode zugewandten
Seite der Membran zugesetzt. Dies ist auch ausführlich
beschrieben in der US-PS 35 39 455, allerdings bezogen
auf die Messung und Erfassung kleiner Moleküle bei
spielsweise der Glucose.
Mit der enzymatischen Umwandlung von Glucose befaßt
sich auch die CH-PS 5 69 973. Hierbei kommen inhomogene
Membranen zur Anwendung, bei denen die eine, dünnere
Schicht für das entstehende Wasserstoffperoxid per
meabel ist.
Die Elektrodenzelle ist so ausgebildet, daß sie in die
Probenflüssigkeit eingetaucht werden kann. Das Enzym
befindet sich chemisch oder mechanisch gebunden auf
der der Elektrode zugewandten oder abgewandten Seite
der Membran.
Aufgabe der Erfindung war die Entwicklung eines Verfahrens
zur quantitativen Bestimmung von
Cholesterin im Blut, wobei unter Blut
sowohl Vollblut, wie auch Blutplasma oder Blutserum
verstanden wird.
Gelöst wird diese Aufgabe erfindungsgemäß mit den
Merkmalen im Kennzeichen des Patentanspruchs 1.
Vorzugsweise Weiterbildungen ergeben sich aus den
Unteransprüchen.
Durch die Erfindung werden eine Reihe von Vorteilen
erreicht. Im Falle des Cholesterins ist, wie oben
dargelegt, das heute weit verbreitet angewendete
Meßverfahren eine automatisierte kolorimetrische
Methode und in der Ausführung teuer, unterliegt
Störungen durch eine Reihe üblicher Substanzen und
erfordert die Verwendung stark korrodierender Reagen
tien. Sie benötigt auch Blutproben von mindestens
5 bis 10 ml; das Abnehmen solcher Proben ist ziemlich
teuer und schmerzhaft. Im Gegensatz hierzu verwendet
das erfindungsgemäße Verfahren eine einfache und
billige Vorrichtung, erlaubt eine präzise, genaue,
empfindliche und spezifische Messung des Cholesterins
in 10 bis 50 Mikrolitern oder weniger Plasma ohne
die Notwendigkeit zur Verseifung, ohne korrodierende
Reagentien oder erhebliche technische Erfahrungen.
Daher sind die Vorteile und Vorzüge dieser Erfindung,
im Hinblick auf die Bestimmung von Cholesterin, und
zwar sowohl des gesamten als auch des freien Cholesterins
im Plasma, in einzigartiger Weise erheblich leichter
zu realisieren. Da das gewünschte Ansprechen der
Elektrode von der Messung der Reaktionsgeschwindigkeit
und nicht von einer vollständig stöchiometrisch ab
laufenden Umwandlung des Cholesterinesters zu Cholesterin
und des Cholesterins zu Peroxid abhängt, können die
meisten Bestimmungen in weniger als 4 Minuten erfolgen.
Die Erfindung soll nachfolgend anhand der Zeichnungen
und der Beispiele erläutert werden. Dabei zeigt
Fig. 1 eine schematische Darstellung der polarogra
phischen Apparatur, wobei die Probenkammer
teilweise im Querschnitt abgebildet ist,
Fig. 2 eine weitere Ausgestaltung der Elektrode,
Fig. 3 eine polarographische Kurve, mit dem Diagramm
des Stromes gegen die Zeit für eine Plasmaprobe
und eine künstliche Plasmaprobe und
Fig. 4 ein Diagramm des Stromes gegen die Cholesterin
konzentration von vorher bestimmten Referenz
proben sowohl für die Elektrode des Aufbaus
nach Fig. 1 als auch für die Elektrode des
Aufbaus nach Fig. 2 mit gebundenem Enzym.
Die Prinzipien der vorliegenden Erfindung lassen sich
anhand der Analyse von Plasma auf Cholesteringehalt er
läutern. Die Cholesterinester im Plasma werden durch
Cholesterinesterhydrolase (CE) nach der folgenden enzy
matischen Reaktion 1 umgewandelt:
Sowohl das aus der obigen Esterreaktion freigesetzte
Cholesterin als auch das freie Cholesterin im Plasma
reagiert in Gegenwart von Sauerstoff (O₂) und Cholesterin
oxidase (CO) unter Erzeugung von Cholestenon und Wasser
stoffperoxid nach Reaktion 2:
In der polarographischen Apparatur der Fig. 1 oxidiert
die Elektrodensonde 5 einen konstanten Teil des Wasser
stoffperoxids an der Platinanode 6, wahrscheinlich
gemäß Reaktion 3:
H₂O₂→2H⁺+O₂+2e- (3)
Die Reaktion wird vervollständigt durch eine Silber
kathode 7, an welcher Sauerstoff zu Wasser reduziert
wird, wahrscheinlich gemäß Reaktion 4:
4H⁺+O₂→2H₂O-4e- (4)
Legt man die obigen Reaktionen den Prinzipien des Betriebs in
Fig. 1 der Zeichnung zugrunde, dann ist Fig. 1 eine schematische
Veranschaulichung einer Apparatur, die die polarographische Zel
le 9 mit Elektrodensonde 5 und Probenküvette oder -kammer 8 wie
dergibt. Beim speziellen Betrieb, dessen Beschreibung folgt, wur
de ein Glucose-Analyzer der Yellow Springs Instrument Company,
modifiziertes Model 23, verwendet. Die Zelle ist mit ihrer ei
genen Potentialquelle versehen, welche in diesem Fall einen Batte
rie 10 ist, die eine angelegte Spannung von etwa 0,6 Volt verwen
det. Der positive Pol der Batterie 10 ist mit der polarographi
schen Platinanode 6 verbunden, die einen Frontdurchmesser (11)
von 0,5 mm aufweist, während eine benachbarte Silberreferenzka
thode 7 eine aktive wirksame Oberfläche 12 von etwa 0,5 cm² auf
weist. Die Maximalleistung liegt in der Größenordnung von 100
Nanoampere. Ein G-2500 Varian Streifenkartenschreiber, nicht ge
zeigt, wurde verwendet, um die laufenden Messungen zu machen. Die
Elektrodensonde 5 ist nur schematisch abgebildet; sie enthält
ein Isolationsträgerglied 13 und die Elektroden sind ebenfalls
voneinander isoliert. Die Spitze der Elektrodensonde ist durch
eine Cellophanmembran 14 abgedeckt (2,86 cm Dialyseschlauch, A.H.
Thomas Co., Kat. Hr. 4465-A2), welcher zum Schutze der Elektro
den dient und eine Diffusionsstrecke zu diesen aus der Probenkammer
8 mit einem Volumen von 0,40 ml dient, die auf 38°C thermo
statisiert ist. Membran 14 ist an der Elektrodensonde durch einen
O-Ring 15 befestigt. Die Cellophanmembran 14 ist genügend permea
bel, so daß Wasserstoffperoxid, Wasser, Sauerstoff und Salz
schnell passieren können, jedoch ist sie für die zu untersuchende
Substanz und störende Substanzen wie Katalyse und das Enzym, welches
die Reaktion in Gegenwart von Sauerstoff unter Freisetzung von
Wasserstoffperoxid bewirkt, impermeabel. Auf Seite der Probenkam
mer 8 ist eine dünne, für Sauerstoff permeable Membran, z. B. aus
Silikonkautschuk, angeordnet, welche den Durchtritt von Luft oder
Sauerstoff aus einer Rührpumpe in das in der Probenkammer 8 ent
haltene Enzym-Elektrolyt-Gemisch gestattet; das Gas wird über
die Belüftung eliminiert. Die aktive Front 11 der Anode ist mit
Kapillarabstand von der Cellophanmembran 14 entfernt angeordnet
und befindet sich in Kontakt mit dem Elektrolytgemisch. Wie er
wähnt, ist die Referenzsilberkathodenoberfläche 12 der Platin
anodenfront (11) benachbart angeordnet und steht ebenfalls mit dem
Elektrolytgemisch in Berührung.
Eine Spritze zur Injektion der Plasmaprobe ist zusammen mit dem
Puffervorrat, der Injektionsöffnung, dem Septumcord und der Aus
wurfentfernung gezeigt, womit das Fließschema der Probenanalyse
veranschaulicht ist. Ein typisches schematisches elektrisches Sy
stem enthält ein Galvanometer 16, welches den Strom mißt, der
durch die enzymatische Cholesterinreaktion über die Erfassung des
Nebenproduktes Wasserstoffperoxid der Reaktion erzeugt wird. Der
so erzeugte Strom ist dem Cholesterinspiegel in der Plasmaprobe
direkt proportional.
Betriebsfähig wird die polarographische Membranapparatur der Fig. 1
zur quantitativen Bestimmung von Cholesterin verwendet, das
mittels eines Enzyms unter Erzeugung von schließlich Wasserstoff
peroxid umsetzbar ist. Wäßriger Elektrolyt und Pufferlösung wer
den in die Probenkammer 8 gegeben. Cholesterinoxidase und -ester
hydrolase werden beide in die Probenkammer 8 auf die Elek
trode entgegengesetzte Seite der Membran 14 gegeben zur enzyma
tischen Reaktion mit dem Cholesterin in einer Plasmaprobe unter
schließlicher Erzeugung von Wasserstoffperoxid. Die zu analysie
rende Plasmaprobe wird in die Kammer 8 mittels der Spritze durch
den Septumgummi gegeben. Sauerstoff wird durch die Rührpumpe über
die permeable Silikonkautschukmembran in die belüftete Probenkam
mer geliefert. Somit befinden sich der Plasmateil, der das zu ana
lysierende Cholesterin enthält, und die Enzyme auf der Seite der
Membran, die der Elektrodensonde 5 entgegengesetzt ist. Wenn
das Cholesterin, sowohl das freie als auch das veresterte, in
dem Plasma mit dem Enzymsystem aus CO und CE in Berührung kommt,
findet in Gegenwart von Sauerstoff - wie oben beschrieben - die en
zymatische Reaktion unter Erzeugung von Cholestenon und Wasser
stoffperoxid statt. Das Wasserstoffperoxid wiederum diffundiert
in die Cellophanmembran und kommt in Kontakt mit der Platinanode.
Zu diesem Zeitpunkt erfolgen die Reaktion an der Platinanode
und der Silberkathode. Es wird ein Strom erhalten, der durch die
Zelle fließt und direkt proportional ist der Menge am diffundier
tem Wasserstoffperoxid. Die Bestimmung des durch die Zelle flie
ßenden Stromes durch das Galvanometer 16 ist eine Funktion der
gebildeten Menge Wasserstoffperoxid und eine Anzeige für die Men
ge Cholesterin im Plasma. Die enzymatische Reaktion braucht
nicht vollständig zu sein, da die polarographische Anode die Ge
schwindigkeit der Wasserstoffperoxid-Bildung mißt.
Bei der praktischen Durchführung der zur Zeit bevorzugten Ausfüh
rungsform der Erfindung verwendet man bei der Bestimmung von Chole
sterin die folgenden Materialien und Methoden.
Die Zusammensetzung des Küvettenreagenzes ist
in Tab. I zusammengefaßt. Das pH wurde auf 6,6 unter Verwendung
der beiden Phosphatsalze eingestellt.
Die von den Küvettenreagenzbestandteilen ausgeübten Funktionen
sind ebenfalls in Tab. 1 oben zusammengefaßt. Natriumazid, das
als Pufferpräservativ und Katalaseinhibitor verwendet wurde, war
auch bei der Stabilisierung von in die Küvette injiziertem Wasser
stoffperoxid wirksam. Wie oben dargelegt, war es wegen der hohen
Katalasegehalte in Gesamtblut nicht möglich, die Bestimmung mit
ungebundenem Enzym weder im Gesamtblut noch in Blut, das stark
hämolysiert worden war, durchzuführen.
Cholesterin-oxidase (CO) (Enzyme Commission No. 1.1.3.6)
stammte aus Nocardia oder Brevi bacterium sp. Das CO wurde
durch Lösen von 9,4 I.E. Enzym in 1 ml 1%igen Triton X-100 (ein
nichtionischer Alkaryläther der Rohm & Haas) rekonstituiert;
die Enzymaktivität wird in Internationalen Einheiten (I.E.) wie
dergegeben. Cholesterinesterhydrolase (CE) (Enzyme Commission
No. 3.1.1.13) wurde aus Rinderpankreas hergestellt und durch Lö
sen von 9,4 I.E. in 1 ml 1%igem Triton X-100 rekonstituiert.
Cholesterin wurde durch Umkristallisieren
aus Aceton und Trocknen über Kieselsäuregel gereinigt. Es wurde
in der Lösung eines oberflächenaktiven Mittels unter Verwendung
von Branson Model J17A-Sonikatoren emulgiert. Geeignete Standards
von Cholesterinemulsionen werden hergestellt, die 200 mg% in
1%iger Stearatlösung mit einem auf 7,1 eingestellten pH oder 200 mg%
in Triton X-100 enthalten. Technisch hergestellte Standards
wurden auch zur Ableitung von Verdünnungskurven verwendet. Ge
poaltes Humanplasma, wiederholt voranalysiert nach der kolorime
trischen Methodik AA-II ("Lipid Research Clinies Program", Manual
of Laberatory Operations, National Heart and Lung Institute,
Bethesda, Maryland, Bd. 1, 1974) wurde verwendet, um Standard
kurven zur Analyse von Humanplasmaproben abzuleiten.
Vor Analysieren der Humanplasmaproben nach der erfindungsgemäßen
Cholesterinelektrodenmethode und zum Vergleich mit der kolorime
trischen Technologie AA-II wurden die experimentellen Bedingun
gen, einschließlich Enzymkonzentration, Temperatur, pH, Reak
tionsdauer, usw. und Einstellungen der Apparaturempfindlichkeit
einzeln und in Kombination abgestimmt, um die optimalen Bedin
gungen zu ermitteln, und zwar wie folgt.
Initialstudien über das An
sprechen der Elektrode auf CO-Injektion erfolgten unter Verwen
dung von 50 µl Hundeplasma und verschiedener Mengen CO. Die sta
bilsten und reproduzierbarsten Signale wurde mit 0,15 I.E. CO
bei einer konstanten Ablesung nach 6 bis 8 Minuten beobachtet.
Bei Verwendung größerer Mengen CO (1,93, 0,99 und 0,522 I.E.)
konnte eine Peakaktivität nach entsprechend 2,3 und 4 Minuten
erhalten werden, jedoch unterschied sich das Gesamtelektrodensig
nal nicht von dem mit 0,14 I.E. beobachteten. Bei Verwendung von
50 µl Humanplasma wurde optimales Ansprechen der Elektrode mit
0,15 I.E. beobachtet, wobei größere Mengen Enzym variierende Er
gebnisse hervorbrachten und kleinere Mengen Reaktionen ergaben,
die nicht zu einem stabilen Peakniveau führten.
Unter Verwendung von 50 µl
Humanplasma und 0,15 I.E. CO wurden Serienstudien mit variieren
den CE-Konzentrationen durchgeführt. Ein maximales Ansprechen
der Elektrode wurde im Bereich zwischen 0,094 und 0,40 I.E. fest
gehalten, wobei die reproduzierbarsten Signalkurven bei 0,2 I.E.
erhalten wurden. Es wurde auch offensichtlich, daß gleichzeitige
Injektion von CO und CE die gleichen Ablesungen für das Gesamt
cholesterol (innerhalb von 6 bis 8 Minuten) ergaben wie eine
getrennte Vorinkubation des CE mit Plasma und anschließende In
jektion des Plasma-CE-Gemisches zusammen mit CO.
Unter Verwendung von 50 µl Plasma und
der optimalen Konzentrationen CO (0,15 I.E.) und CE (0,20 I.E.)
wurden die Temperatureffekte überschlagen. Bei Temperaturen von
oder unter 30°C waren die Reaktionsgeschwindigkeiten sehr gering
(12 bis 15 Minuten bis zur Erreichung des Elektrodenpeaksignals)
und das Gesamtsignal der Elektrode gering. Obwohl lineare Stan
dardkurven bei diesen niedrigeren Temperaturen erhalten werden
könnten, waren diese sehr unverläßlich, so daß eine mäßige Än
derung in der Elektrodenansprechung große Änderungen im gemessenen
Cholesterolgehalt erzeugten, wenn man von der Standardkurve
ablas. Bei 50°C und 60°C waren die Reaktionsgeschwindigkeiten
höher (Peakaktivitäten wurden in 2 Minuten erreicht) bei erhöh
ten Gesamtablesungen des Elektrometers. Bei diesen Temperaturen
wandert jedoch das Elektrodensignal, wahrscheinlich wegen der
raschen Beschädigung der Cellophanmembranen und des Lösens des
"O"-Ringes, der die Membran hielt. Bei 38°C, der zur Zeit ver
wendeten Temperatur, waren die Reaktionsgeschwindigkeiten mittel
mäßig (4 bis 8 Minuten), die Standardkurven linear und es wurde
eine ausgezeichnete Membranhaltbarkeit festgestellt, wobei Mem
branen für Wochen ohne erforderliche Änderungen aktiv einge
setzt wurden.
Die enzymatische Reaktion war über einen breiten pH-
Bereich stabil, wie Tab. II zusammengefaßt wiedergibt.
Das pH des Küvettenreagenz wurde mit Phosphorsäure- oder einer
konzentrierten Kaliumhydroxidlösung eingestellt. Nach Füllen der
Küvette mit dem geeigneten Puffer wurden 50 µl Hundeplasma in
jiziert und nachfolgend CO zugesetzt. Nach Erreichen eines Peak
stromes wurde dann CE injiziert und der Strom erneut aufgezeich
net, nachdem der Peak erreicht und stabilisiert war. Das pH von
6,6, das bei der schließlichen Analysenmethode verwendet wurde,
wurde aus Zweckmäßigkeitsgründen gewählt.
Nach Herleitung der optimalen Küvettenreagentien, Enzymkonzentra
tionen und Reaktionsbedingungen wurden die folgenden Messungen
des Plasmacholesterols unter Auswertung verschiedener vorher be
stimmter oder gewogener Standardcholesterollösungen, Ableitung
von Verdünnungskurven und Untersuchungen hinsichtlich der Präzi
sion, Genauigkeit, Empfindlichkeit und Spezifität vorgenommen.
Alle Plasmaproben wurden
mittels Venipunktur in EDTA enthaltenden Röhrchen nach 12 bis 14
stündigen Fasten gesammelt und das Plasma durch Zentrifugation
bei 4°C abgetrennt. Blut von kleinen Tieren wurde durch Orbital
blutung oder Herzpunktur gesammelt. Die Küvette für den Analysa
tor wurde so angeordnet, daß sie zwischen den Analysen wieder
holt mit 0,5M Phosphatpuffer bei 38°C und einem pH von 6,6 ge
spült wurde. Nach dem Spülen wurde die Küvette entleert und mit
Küvettenreagenz gefüllt, das die in Tab. I angegebene Zusammen
setzung aufwies. Plasma (20 bis 50 µl) wurde dann unter Verwen
dung einer Mikroliterspritze injiziert, gefolgt von 25 µl Chole
sterin-oxidase (0,15 I.E.) und 20 µl CE (0,20 I.E.). Das Elek
trodensignal wurde nach Erhalt einer konstanten Stromable
sung (4 bis 8 Minuten) abgelesen. Für Messungen des freien und
veresterten Cholesterins wurde das Plasma zunächst injiziert,
gefolgt von einer CO-Injektion. Nachdem ein stabiles Stromsignal
für freies Cholesterin erhalten worden war, wurde das CE inji
ziert, wobei ein zweites stabiles Signal für die Cholesterin
ester erhalten wurde. Nach Analyse der jeweiligen Plasmaprobe
wurde die Küvette mit Phosphatpuffer dreimal gespült und die
nächste Probe eingegeben.
Zu Beginn wurden Cholesterinsuspensionen mit der Apparatur der
Fig. 1, wie oben beschrieben, gemessen. Wie Fig. 3 zusammenfaßt,
war die polarographische Kurve für kristallines Cholesterin in
1%igem Triton X-100 fas identisch mit derjenigen für Plasma.
Dann wurden Verdünnungskurven unter Verwendung bekannter kristal
liner Cholesterinproben in 1%igem Triton X-100 (Kurve A) und
verdünnter vorher analysierter Standardplasmaproben (Kurve B)
erhalten (Fig. 4). Die Meterablesungen der Fig. 4 repräsentieren
lediglich den nichtkalibrierten Stromfluß bei Strompeaks für je
de der Proben, aufgetragen gegen den vorher bestimmten Choleste
rolgehalt der jeweiligen Probe. Die Verdünnungskurven der Fig. 4
waren äußerst linear (r=0,999, 0,993) von 12,5 bis 300 mg/100 ml.
Demgemäß waren die Stromablesungen dem Cholesterolgehalt der
Proben direkt proportional und belegen die Güte der Methode. Da
keine künstlichen Emulsionen in zufriedenstellender Weise Plasma
simulieren können, erfolgten diese Serienuntersuchungen des Cho
lesterolgehalts von Humanplasma unter Verwendung vorher analy
sierter Referenzplasma-Standardproben, die nach der oben genann
ten kolorimetrischen Methode AA-II gemessen wurden.
Bei der Bestimmung von serienmäßigen Standardverdünnungskurven
wurde offenbar, daß eine allmähliche und in dem meisten Fällen
kleinere Herabsetzung der Empfindlichkeit mit der Zeit eintrat,
was zu einer Parallelverschiebung nach unten bei der Standard
verdünnungskurve ohne Änderung der Steigung oder Linearität führ
te. Um genauste und präzise Ergebnisse zu gewährleisten, war es
notwendig, täglich zwei oder mehrere Standardverdünnungskurven
mit einem gelegentlichen Referenzplasma zu fahren, das den unbe
kannten Proben zugeordnet wurde, um auf Empfindlichkeit zu prü
fen.
Die Präzision der Cholesterol-Elektrodenmethode wurde bewertet,
indem mehrere Aliquote von gepoolten, vorher analysierten Refe
renzplasmaproben mit Analysen vom gleichen Tag und Tagespräzi
sion verwendet wurden. Der Koeffizient vom gleichen Tag für die
Variation wurde berechnet durch Messen des Cholesterolgehalts
von 20 Aliquoten von einem einzigen voranalysierten Referenz
plasmapool bei einem Gesamtcholesterolgehalt von 230 mg/100 ml.
Der Variationskoeffizient betrug 1,3% für diese Analysen vom
gleichen Tag. Die Präzision zwischen den Tagen des Cholesterol-
Elektrodensystems wurde bewertet, indem mehrere Aliquote von
einem voranalysierten Referenzplasmapool von 230 mg/100 ml ver
wendet wurden. Der Variationskoeffizient, gemessen in 2 Aliquoten
von diesem Pool über einen Zeitraum von 10 Tagen (20 Proben ins
gesamt), betrug 1,2%.
Die Genauigkeit der Cholesterol-Elektrodenmethode wurde bewertet,
indem paarweise Vergleiche mit Duplikataliquoten nach der obigen
kolorimetrischen Methode AA-II ausgeführt wurden. 120 Plasmapro
ben, die aus Screening-Studien erhalten wurden, wurden verwendet
bei einem Wertebereich für Plasmacholesterol von 126 bis 381 mg/
100 ml. Die nach den beiden Methoden bestimmten Cholesterol
werte zeigten starke Korrelation (r=0,914, p · 0,001), wobei
die mittleren ± SEM-Werte für die kolorimetrische und elektrodi
metrische Methode 175±3,3 und 168±2,6 mg/100 ml entsprechend
betrugen. Die mittlere Differenz von 7,06 mg/100 ml, wobei die
kolorimetrische Methode regelmäßig höher als die Cholesterol-Elek
trodenmethode ausfiel, war bei paarweisen Testen der Unterschiede
bedeutend (p · 0,001), stellte jedoch nur eine Differenz von 4%
zwischen den Methoden dar. Wenn 25 µl einer kristallen Chole
sterolemulsion (100 mg/100 ml) zu 25 µl Plasma (115 mg/100 ml)
gegeben wurde, war die Ausbeute 97% der erwarteten Werte.
Das Verfahren mit gebundenem Enzym dieser Erfindung wurde bei
spielsweise ausgeführt unter Benutzung der Sonde 17 der Fig. 2
mit einer Kollagenmembran 18 und Glutaraldehyd-gebundener Chole
sterol-oxidase (CO) 19. Nach Einpassen der Kollagenmembran 17
über die Elektrode, wie bei Fig. 1 beschrieben, wurde die Membran
vorsichtig mit einer sehr dünnen Schicht aus 25%igem Glutaralde
hyd überzogen. Etwa 20 I.E. kristallines CO wurden dann behutsam
auf die Oberfläche der mit Glutaraldehyd behandelten Membran ge
setzt und ein Tropfen Glutaraldehyd oben über das Enzym gegeben.
Die Elektrode mit gebundendem Enzym wurde dann 30 Minuten an der
Luft getrocknet und in die Küvettenkammer 8 anstelle der Sonde
von Fig. 1 gesetzt. Bei Verwendung des Membransystems mit gebun
denem Enzym wurden Plasma und CE - wie oben angegeben - injiziert,
jedoch ohne zusätzliche Injektion des CO. Für analytische Zwecke
erfolgte, nachdem einmal eine konstante Ablesung nach dieser In
jektion erhalten worden war, die Standardinjektion des CO, um zu
bestimmen, welcher Betrag an Enzym-Substrat-Reaktivität im Über
schuß zu derjenigen vorlag, die durch das System mit gebundenem
Enzym gegeben war. Unter Verwendung des Membransystems mit gebun
dener Cholesterol-oxidase der Fig. 2 und Injektion von Plasma
und Cholesterol-esterase wurde ebenfalls eine lineare Plasmastan
dardkurve (Kurve C) erhalten (Fig. 4). Das Elektrometersignal
entsprach etwa 1/10 des Signals mit der freien injizierten Oxi
dase.
Das membrangebundene Enzym bietet unerwarteterweise auch ein Mit
tel zur direkten Analyse des Gesamtbluts ohne notwendige Katala
seinhibierung. Bei einer solchen Analyse kann die Enzymreaktions
geschwindigkeit (d. h. H₂O₂-Bildung), die in der unmittelbar an
grenzend an die Enzymschicht 19 eintritt, an der Anode erfaßt
werden, um die Cholesterolgehalte in der Gesamtblutprobe zu ermit
teln. Laufende Ablesungen waren möglich, obwohl man erwarten soll
te, daß H₂O₂ in die Probenkammer unter Zerstörung durch die Kata
lase diffundiert.
Unter Anwendung der oben für die Bestimmung des Cholesterols in
Blutplasma beschriebenen Techniken wurden analoge Analysen des
Blutplasmas anderer Tiere durchgeführt, wie in der folgenden
Tab. III zusammengefaßt wird.
Die Analysen einer Reihe weiterer Flüssigkeiten sind in Tab. IV
wiedergegeben.
Die Tabellen III und IV enthalten Strompeakwerte für freies Cho
lesterol und Cholesterolester in tierischen Blutarten und einer
Reihe von Flüssigkeiten. Die Verhältnisse aus freiem zu Ester
cholesterolgehalt stimmen mehr oder weniger mit aus der Litera
tur verfügbaren Daten überein.
Wie oben diskutiert wurde, befinden sich die Elektroden in elek
trisch isolierter Beziehung zueinander und das Elektrolytmaterial
füllt die Probenkammer, um einen elektrischen Weg zwischen bei
den Elektroden zu liefern. Zu typischen Elektroylten zählen Na
trium- oder Kaliumchloridpuffer, einschließlich Carbonate, Phos
phate, Bicarbonate, Acetate oder Alkali- oder Seltenerdmetall-
oder andere organische Puffer bzw. Gemische derselben. Die Lö
sungsmittel für einen solchen Elektrolyt können sein Wasser,
Glykole, Glycerin und deren Gemische. Die oben beschriebenen Elek
troden waren eine Platinanode und damit verbundene Silberkatho
de, diese sind jedoch nur repräsentativ für weitere Elektroden,
die der Fachmann bei der praktischen Durchführung des erfindungs
gemäßen Verfahrens verwenden kann. Neben den oben verwendeten
Cellophan- und Kollagenmembranen können andere Membranen benutzt
werden, die für das Cholesterin impermeabel,
jedoch für Wasserstoffperoxid permeabel sind. Die Erfindung ist
nicht auf eine spezielle Membran beschränkt. Außerdem kann die
für Sauerstoff durchlässige Membran, die hier aus einem Silikon
gummi-Plastikmaterial besteht, durch andere Materialien ersetzt
werden, wie in der US-PS 35 39 455 beschrieben.
Claims (3)
1. Verfahren zur quantitativen Bestimmung von
Cholesterin im Blut unter Verwendung einer po
larographischen Zelle, die eine gegenüber durch
enzymatische Umwandlung gebildetem Wasserstoff
peroxid empfindliche Elektrode enthält, die hinter
einer für Wasserstoffperoxid permeablen Membran
angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, daß
die Blutprobe in eine als Zelle ausgebildete
Kammer zusammen mit Cholesterinoxidase und gege
benenfalls Cholesterinesterhydrolase eingebracht
wird, in die die mit der für Wasserstoffperoxid
permeablen, für Cholesterin impermeablen Membran
umgebene Elektrode hineinragt und daß der Kammer
durch eine für Sauerstoff permeable Silikonmembran
Sauerstoff zugeführt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß als für Wasserstoffperoxid permeable Membran
Cellophan verwendet wird.
3. Verfahren nach den Ansprüchen 1 und 2, dadurch
gekennzeichnet, daß die Cholesterinoxidase und ggf.
Cholesterinesterhydrolase auf der von der
Elektrode abgewandten Seite der Membran immo
bilisiert ist.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/666,252 US4040908A (en) | 1976-03-12 | 1976-03-12 | Polarographic analysis of cholesterol and other macromolecular substances |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2620693A1 DE2620693A1 (de) | 1977-09-15 |
DE2620693C2 true DE2620693C2 (de) | 1989-09-14 |
Family
ID=24673429
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19762620693 Granted DE2620693A1 (de) | 1976-03-12 | 1976-05-07 | Polarographische analyse von cholesterol und anderen makromolekularen substanzen |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4040908A (de) |
JP (1) | JPS6026978B2 (de) |
CA (1) | CA1033810A (de) |
DE (1) | DE2620693A1 (de) |
GB (1) | GB1541047A (de) |
Families Citing this family (117)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2653537C3 (de) * | 1976-11-25 | 1979-08-23 | Merck Patent Gmbh, 6100 Darmstadt | Verfahren und Mittel zur Bestimmung von Hydroperoxiden |
US4275151A (en) * | 1977-02-03 | 1981-06-23 | Eastman Kodak Company | Hydrolysis of protein-bound cholesterol esters |
US4247647A (en) * | 1978-03-14 | 1981-01-27 | Technicon Instruments Corporation | Apparatus for the quantitative determination of saccharides |
JPS59163555A (ja) * | 1983-03-08 | 1984-09-14 | Oriental Yeast Co Ltd | 複数成分の迅速な分析方法 |
US5175088A (en) * | 1983-03-08 | 1992-12-29 | Oriental Yeast Co. Ltd. | Rapid analysis of plural components |
DE3530076A1 (de) * | 1985-08-22 | 1987-02-26 | Max Planck Gesellschaft | Verfahren zum nachweis von verbindungen, die katalysiert durch enzyme elektronen abgeben oder aufnehmen koennen |
US4680268A (en) * | 1985-09-18 | 1987-07-14 | Children's Hospital Medical Center | Implantable gas-containing biosensor and method for measuring an analyte such as glucose |
US4994167A (en) * | 1986-04-15 | 1991-02-19 | Markwell Medical Institute, Inc. | Biological fluid measuring device |
US4757022A (en) * | 1986-04-15 | 1988-07-12 | Markwell Medical Institute, Inc. | Biological fluid measuring device |
JP2901678B2 (ja) * | 1988-03-15 | 1999-06-07 | ライフ―チェック ラボラトリーズ | 電流測定による診断分析の方法及び装置 |
US5128015A (en) * | 1988-03-15 | 1992-07-07 | Tall Oak Ventures | Method and apparatus for amperometric diagnostic analysis |
US5025798A (en) * | 1988-10-31 | 1991-06-25 | Medical Systems Development Corporation | Methods and apparatus for directly sensing and measuring blood related parameters |
US5439569A (en) * | 1993-02-12 | 1995-08-08 | Sematech, Inc. | Concentration measurement and control of hydrogen peroxide and acid/base component in a semiconductor bath |
US5364510A (en) * | 1993-02-12 | 1994-11-15 | Sematech, Inc. | Scheme for bath chemistry measurement and control for improved semiconductor wet processing |
US5607565A (en) * | 1995-03-27 | 1997-03-04 | Coulter Corporation | Apparatus for measuring analytes in a fluid sample |
US6214612B1 (en) | 1996-03-07 | 2001-04-10 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Cholesterol sensor containing electrodes, cholesterol dehydrogenase, nicotinamide adenine dinucleotide and oxidized electron mediator |
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 |
US6741877B1 (en) * | 1997-03-04 | 2004-05-25 | Dexcom, Inc. | Device and method for determining analyte levels |
US7192450B2 (en) | 2003-05-21 | 2007-03-20 | Dexcom, Inc. | Porous membranes for use with implantable devices |
US7390667B2 (en) | 1997-12-22 | 2008-06-24 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using AC phase angle measurements |
US7407811B2 (en) | 1997-12-22 | 2008-08-05 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using AC excitation |
US8071384B2 (en) | 1997-12-22 | 2011-12-06 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Control and calibration solutions and methods for their use |
CN1598564B (zh) | 1997-12-22 | 2010-04-21 | 罗赫诊断手术公司 | 测量仪 |
US7494816B2 (en) | 1997-12-22 | 2009-02-24 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining a temperature during analyte measurement |
US8465425B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8974386B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8688188B2 (en) | 1998-04-30 | 2014-04-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US20080076997A1 (en) * | 1998-04-30 | 2008-03-27 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8346337B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6949816B2 (en) | 2003-04-21 | 2005-09-27 | Motorola, Inc. | Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same |
US7374905B2 (en) * | 2000-11-08 | 2008-05-20 | Oxyrase, Inc. | Medium composition, method and device for selectively enhancing the isolation of anaerobic microorganisms contained in a mixed sample with facultative microorganisms |
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 |
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 |
US7018843B2 (en) * | 2001-11-07 | 2006-03-28 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Instrument |
US8010174B2 (en) | 2003-08-22 | 2011-08-30 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream |
US7828728B2 (en) | 2003-07-25 | 2010-11-09 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8858434B2 (en) | 2004-07-13 | 2014-10-14 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8260393B2 (en) | 2003-07-25 | 2012-09-04 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal data artifacts in a glucose sensor data stream |
US8364229B2 (en) | 2003-07-25 | 2013-01-29 | Dexcom, Inc. | Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise |
US7613491B2 (en) | 2002-05-22 | 2009-11-03 | Dexcom, Inc. | Silicone based membranes for use in implantable glucose sensors |
US9247901B2 (en) | 2003-08-22 | 2016-02-02 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream |
US7226978B2 (en) | 2002-05-22 | 2007-06-05 | Dexcom, Inc. | Techniques to improve polyurethane membranes for implantable glucose sensors |
US7134999B2 (en) | 2003-04-04 | 2006-11-14 | Dexcom, Inc. | Optimized sensor geometry for an implantable glucose sensor |
US7875293B2 (en) | 2003-05-21 | 2011-01-25 | Dexcom, Inc. | Biointerface membranes incorporating bioactive agents |
US7718439B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-05-18 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
US7452457B2 (en) | 2003-06-20 | 2008-11-18 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes |
US8148164B2 (en) | 2003-06-20 | 2012-04-03 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for determining the concentration of an analyte in a sample fluid |
US8058077B2 (en) | 2003-06-20 | 2011-11-15 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Method for coding information on a biosensor test strip |
US7488601B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-02-10 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining an abused sensor during analyte measurement |
US7597793B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-10-06 | Roche Operations Ltd. | System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay |
US8206565B2 (en) | 2003-06-20 | 2012-06-26 | Roche Diagnostics Operation, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
US7645421B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
US7604721B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-10-20 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
US7645373B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
US7761130B2 (en) | 2003-07-25 | 2010-07-20 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
US20050176136A1 (en) * | 2003-11-19 | 2005-08-11 | Dexcom, Inc. | Afinity domain for analyte sensor |
US7651596B2 (en) * | 2005-04-08 | 2010-01-26 | Dexcom, Inc. | Cellulosic-based interference domain for an analyte sensor |
EP1648298A4 (de) | 2003-07-25 | 2010-01-13 | Dexcom Inc | Sauerstoffverbessernde membransysteme für implantierbare vorrichtungen |
US8423113B2 (en) | 2003-07-25 | 2013-04-16 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing sensor data |
US9763609B2 (en) | 2003-07-25 | 2017-09-19 | Dexcom, Inc. | Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise |
US8060173B2 (en) | 2003-08-01 | 2011-11-15 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data |
US7494465B2 (en) | 2004-07-13 | 2009-02-24 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8160669B2 (en) | 2003-08-01 | 2012-04-17 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8845536B2 (en) | 2003-08-01 | 2014-09-30 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US20190357827A1 (en) | 2003-08-01 | 2019-11-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8788006B2 (en) | 2003-08-01 | 2014-07-22 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data |
US7591801B2 (en) | 2004-02-26 | 2009-09-22 | Dexcom, Inc. | Integrated delivery device for continuous glucose sensor |
US8275437B2 (en) | 2003-08-01 | 2012-09-25 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7774145B2 (en) | 2003-08-01 | 2010-08-10 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US20140121989A1 (en) | 2003-08-22 | 2014-05-01 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing analyte sensor data |
US8233959B2 (en) | 2003-08-22 | 2012-07-31 | 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 |
WO2005051170A2 (en) | 2003-11-19 | 2005-06-09 | Dexcom, Inc. | Integrated receiver for continuous analyte sensor |
US9247900B2 (en) | 2004-07-13 | 2016-02-02 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8615282B2 (en) | 2004-07-13 | 2013-12-24 | Dexcom, Inc. | 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 |
US8532730B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-09-10 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US11633133B2 (en) | 2003-12-05 | 2023-04-25 | 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 |
EP3241490A1 (de) * | 2003-12-08 | 2017-11-08 | DexCom, Inc. | Systeme und verfahren zur verbesserung von elektrochemischen analytsensoren |
EP2329763B1 (de) | 2003-12-09 | 2017-06-21 | DexCom, Inc. | Signalverarbeitung in einem durchgehenden Analytsensor |
RU2006132051A (ru) | 2004-02-06 | 2008-03-20 | БАЙЕР ХЕЛТКЭР ЭлЭлСи (US) | Окисляемые соединения в качестве внутреннего стандарта для биосенсоров и способ их применения |
US8808228B2 (en) | 2004-02-26 | 2014-08-19 | Dexcom, Inc. | Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor |
US8277713B2 (en) | 2004-05-03 | 2012-10-02 | Dexcom, Inc. | Implantable analyte sensor |
US8792955B2 (en) | 2004-05-03 | 2014-07-29 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7569126B2 (en) | 2004-06-18 | 2009-08-04 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for quality assurance of a biosensor test strip |
US7556723B2 (en) | 2004-06-18 | 2009-07-07 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Electrode design for biosensor |
US7783333B2 (en) | 2004-07-13 | 2010-08-24 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous medical device with variable stiffness |
US8565848B2 (en) | 2004-07-13 | 2013-10-22 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US20060270922A1 (en) | 2004-07-13 | 2006-11-30 | Brauker James H | Analyte sensor |
US8452368B2 (en) | 2004-07-13 | 2013-05-28 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8744546B2 (en) | 2005-05-05 | 2014-06-03 | Dexcom, Inc. | Cellulosic-based resistance domain for an analyte sensor |
GB0509919D0 (en) * | 2005-05-16 | 2005-06-22 | Ralph Ellerker 1795 Ltd | Improvements to door closure system |
CA2609720C (en) * | 2005-07-20 | 2015-06-30 | Bayer Healthcare Llc | Gated amperometry |
CA2986870A1 (en) * | 2005-09-30 | 2007-04-12 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Gated voltammetry |
WO2007084516A2 (en) * | 2006-01-18 | 2007-07-26 | Dexcom, Inc. | Membranes for an analyte sensor |
WO2007143225A2 (en) | 2006-06-07 | 2007-12-13 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Analyte monitoring system and method |
US20200037874A1 (en) | 2007-05-18 | 2020-02-06 | Dexcom, Inc. | Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise |
US20080306444A1 (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 |
WO2009076302A1 (en) | 2007-12-10 | 2009-06-18 | Bayer Healthcare Llc | Control markers for auto-detection of control solution and methods of use |
EP2252196A4 (de) | 2008-02-21 | 2013-05-15 | Dexcom Inc | Systeme und verfahren zur verarbeitung, übertragung und anzeige von sensordaten |
US8682408B2 (en) | 2008-03-28 | 2014-03-25 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
US8583204B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-11-12 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
US11730407B2 (en) | 2008-03-28 | 2023-08-22 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
WO2009121026A1 (en) * | 2008-03-28 | 2009-10-01 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
US8721870B2 (en) * | 2009-03-19 | 2014-05-13 | Edwards Lifesciences Corporation | Membrane system with sufficient buffering capacity |
JP6141827B2 (ja) | 2011-04-15 | 2017-06-07 | デックスコム・インコーポレーテッド | 検体を測定するシステムの作動方法及び該方法を実施するべく構成されたセンサシステム |
US11331022B2 (en) | 2017-10-24 | 2022-05-17 | Dexcom, Inc. | Pre-connected analyte sensors |
AU2018354120A1 (en) | 2017-10-24 | 2020-04-23 | Dexcom, Inc. | Pre-connected analyte sensors |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3539455A (en) * | 1965-10-08 | 1970-11-10 | Leland C Clark Jr | Membrane polarographic electrode system and method with electrochemical compensation |
US3857771A (en) * | 1967-02-27 | 1974-12-31 | Beckman Instruments Inc | Rate sensing batch analyzer |
US3542662A (en) * | 1967-04-18 | 1970-11-24 | Du Pont | Enzyme electrode |
US3607093A (en) * | 1968-02-15 | 1971-09-21 | Schering Corp | Devices for testing biological liquids |
GB1385319A (en) * | 1971-09-22 | 1975-02-26 | Nat Res Dev | Enzyme preparations |
GB1442303A (en) * | 1972-09-08 | 1976-07-14 | Radiometer As | Cell for electro-chemical analysis |
-
1976
- 1976-03-12 US US05/666,252 patent/US4040908A/en not_active Expired - Lifetime
- 1976-04-14 CA CA250,265A patent/CA1033810A/en not_active Expired
- 1976-05-07 DE DE19762620693 patent/DE2620693A1/de active Granted
- 1976-05-10 JP JP51053106A patent/JPS6026978B2/ja not_active Expired
- 1976-05-18 GB GB20478/76A patent/GB1541047A/en not_active Expired
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CA1033810A (en) | 1978-06-27 |
GB1541047A (en) | 1979-02-21 |
DE2620693A1 (de) | 1977-09-15 |
JPS52110691A (en) | 1977-09-16 |
US4040908A (en) | 1977-08-09 |
JPS6026978B2 (ja) | 1985-06-26 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2620693C2 (de) | ||
DE69627378T2 (de) | Verfahren zur Bestimmung eines Analyten unter Verwendung einer elektrochemischen Zelle | |
DE19621241C2 (de) | Membranelektrode zur Messung der Glucosekonzentration in Flüssigkeiten | |
US4127448A (en) | Amperometric-non-enzymatic method of determining sugars and other polyhydroxy compounds | |
DE3805773A1 (de) | Enzymelektrodensensoren | |
EP0470290A1 (de) | Elektrochemisch-enzymatischer Sensor | |
DE2804117A1 (de) | Verfahren zur bestimmung von bakterienkonzentrationen durch lumineszenz | |
WO1993005701A1 (en) | A dialysis electrode device | |
DE1932581A1 (de) | Verfahren und Anordnung zur Bestimmung des Glukose-Gehaltes von biologischen Fluessigkeiten | |
EP1259800B1 (de) | Enzymatisch-elektrochemische messeinrichtung | |
DE4011428A1 (de) | Messvorrichtung und verfahren zur automatischen bestimmung der konzentration von biokatalysatorsubstraten | |
DE2237940A1 (de) | Verfahren zur quantitativen bestimmung von harnsaeure | |
DE2926167C2 (de) | Molekülselektiver Sensor | |
Lubrano et al. | Amperometric alcohol electrode with extended linearity and reduced interferences | |
DE3006789A1 (de) | Verfahren und enzymzusammensetzung zur hydrolyse von glycerinestern | |
DE2737513A1 (de) | Analysensatz zur bestimmung von phospholipiden und seine verwendung | |
DE3736910A1 (de) | Sensor | |
Enfors | A glucose electrode for fermentation control | |
DE2831083A1 (de) | Analysengeraet und verfahren zu dessen behandlung | |
Clark et al. | The cholesterol electrode: use of the polarographic oxidase anode with multiple enzymes | |
DD150656A1 (de) | Enzymelektrode zur bestimmung von peroxidase-substraten | |
EP0560469A2 (de) | Sandwich-Membran für Biosensoren und deren Verwendung | |
DD239274B1 (de) | Verfahren zur stabilisierung eines elektrochemischen messverfahrens zur analytischen bestimmung von harnsaeure | |
DE1598285C3 (de) | Polarographisches Elektrodensystem und Verfahren zur Durchführung polarographischer Messungen mit elektrochemischer Kompensation | |
AT398853B (de) | Analysenlichtleiter zur bestimmung organischer substanzen mittels totalreflexion-infrarot-spektroskopie |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
8131 | Rejection | ||
8170 | Reinstatement of the former position | ||
8125 | Change of the main classification |
Ipc: C12Q 1/26 |
|
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition |