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Hintergrund der Erfindung
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Messungen
von Analyten im Blut werden üblicherweise
durch Probenentnahme von Blut von Patienten und Analyse der Proben
in einem Labor durchgeführt,
das sich häufig
an einer Stelle befindet, die von der Krankenstation entfernt liegt.
Für eine
Glucoseanalyse stehen beispielsweise spezielle Reagenziensticks
zur Verfügung,
die für
eine Messung an Ort und Stelle, d.h. in der Krankenstation, verwendbar
sind. Die Genauigkeit solcher Messungen ist jedoch häufig fragwürdig und
die Fehlerrate könnte
10 bis 20 betragen.
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Häufig ist
es notwendig, etliche sequenzielle Messungen über Zeitspannen von etlichen
Stunden durchzuführen,
was sehr arbeitsintensiv ist. Weiterhin ergibt dies eindeutig ein
Risiko für
Fehler aufgrund des Eingriffs des Menschen und eine niedrige Genauigkeit
ist natürlich
in diesem Hinblick ebenfalls von Nachteil.
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Für die Zwecke
dieser Anmeldung bedeutet die Bezeichnung "Biosensor" jede Vorrichtung mit einem Teil, der
mit einem biologischen oder biochemischen Material in Wechselwirkung
tritt und die Fähigkeit
hat, ein Signal zu erzeugen, das eine Veränderung in einem Parameter
des biologischen oder biochemischen Materials als Konsequenz der
Wechselwirkung anzeigt.
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Wenn
Analyten wie Glucose, Harnstoff, Lactat, ATP, Glycerin, Creatinin
und Pyruvat in biologischen Proben wie Blut, Plasma oder Serum unter
Verwendung von Biosensortechniken, basierend auf der Immobilisierung
von Enzymen analysiert werden, wird eine Sensoroberfläche gegenüber einer
bestimmten Menge der Probe für
eine ausreichende Zeitspanne zum Erhalt einer adäquaten Sensorreaktion ausgesetzt.
Es ist wohlbekannt, dass die Sensorreaktion graduell aufgrund eines
Verschmutzens der Oberfläche
abnehmen wird. Dies ist wiederum eine Konsequenz des Aussetzens
und der Wechselwirkung zwischen der Oberfläche und den Substanzen, die
in der Probe vorliegen. Die chemische und physikalische Zusammensetzung
der Probe ist daher wichtig, wobei die Probe inter alia rote Blutzellen,
Thrombozyten, Makromoleküle,
Elektrolyten, Lipide, red/ox-Verbindungen
usw. umfasst. Es ist auch bekannt, dass das Trägermaterial für die Enzymimmobilisierung
in den Biosensoren, basierend auf der Enzymsäulentechnologie durch Substanzen,
die in der Probe vorliegen, verschmutzt wird.
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In
den Fällen,
in denen selektive Membranen für
den Schutz der Sensoroberfläche
von Biosensoren, basierend auf der Enzymelektrodentechnologie verwendet
werden, werden diese Membranen durch solche Substanzen ebenfalls
verschmutzt. Diese Verschmutzung beeinflusst die Sensorreaktion
durch eine substanzielle Reduktion der Lebenszeit und der Stabilität des Biosensors.
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Beschreibung von verwandtem
Stand der Technik
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Die
heutzutage besonders bekannten Metabolitensensoren basieren auf
dem amperometrischen Prinzip, d.h. einer Messung des Sauerstoffverbrauchs
oder der Wasserstoffperoxiderzeugung in elektrochemischen Reaktionen.
Eine Interferenz mit reduzierenden/oxidierenden Substanzen führt jedoch
zu Problemen wie einem langen Zeitdrift, einem Bedarf an häufigem Kalibrieren
und einer kurzen Lebenszeit. Im Hinblick auf die Probennahmeprozedur
existieren Vorrichtungen, die vor der tatsächlichen Messung das Blut konditionieren,
bevor es in den tatsächlichen
Sensor eintritt, beispielsweise durch Einführung eines speziellen Schritts
wie einer Dialyse. Dies ist sowohl eine kompliziertere Lösung und
auch teurer, da die Dialysekassette jeweils vor der Durchführung einer
neuen Messung ersetzt werden muss.
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Ein
anderes bekanntes Sensorprinzip ist die Verwendung einer Wärmeerzeugung,
wenn die Analyten durch das geeignete Enzym für den Analyten in Frage abgebaut
werden. Dies ist das sogenannte Enzym-Kalorimeter-Prinzip, bekannt
aus der
US-4,021,307 .
Das hier offenbarte Enzymkalorimeter ist jedoch für eine direkte
Messung von Gesamtblut nicht geeignet, da die Blutzellen aufgrund
der Adsorption von Blutbestandteilen, wie verschiedener Zellen,
Thrombozyten, Proteine usw. schnell die Säule verstopfen werden, die
das immobilisierte Enzym enthält.
Diese Wirkung kann bis zu einem gewissen Ausmaß durch die Verdünnung des Bluts
auf das mindestens Zehnfache umgangen werden, was jedoch die Empfindlichkeit
der Messung deutlich reduzieren wird. Eine solche Messung würde jedoch
eine Extrazufuhr einer Verdünnungslösung nötig machen. Ein
anderer Weg zum Reduzieren des Verstopfens der Säule ist die Verwendung eines
speziellen superporösen
Trägermaterials
mit einer Porengröße von mehr
als 10 μm.
Dieser Träger
wird aus Agarose hergestellt, ist jedoch weicher als die üblicherweise
auf dem Gebiet verwendeten Trägermaterialien,
vorzugsweise Glas und es besteht daher ein bestimmtes Risiko, dass
er (gelegentlich) durch die Blutprobe komprimiert wird, was wiederum
die Säule
schnell verstopfen wird.
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Daher
gibt es gegenwärtig
kein verlässliches
Verfahren und System, das für
die direkte und kontinuierliche Analyse von Gesamtblut, das Patienten
entnommen wurde, zur Verfügung
steht.
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Zusammenfassung der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung versucht daher, ein verbessertes Verfahren,
wie definiert in Anspruch 1, zur Analyse von Gesamtblut im Hinblick
auf Analyten wie Glucose, Lactat, Harnstoff, ATP, Glycerin, Creatinin
und Pyruvat bereitzustellen, wobei die Nachteile der Verfahren aus
dem Stand der Technik abgeschwächt
werden.
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Insbesondere
wird das aktive Leben eines Biosensors, der für eine solche Analyse verwendet
wird verlängert,
indem eine reduzierte Verschmutzung des Sensors bereitgestellt wird,
indem der Sensor gemäß der Erfindung
regeneriert wird.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren
wird in Anspruch 1 definiert.
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Ein
System für
Langzeitmessungen von Gesamtblut, das direkt und kontinuierlich
von einem Patienten entnommen wird, wobei der Fluss des Probenbluts
auf einer sehr niedrigen Rate gehalten wird, wird offenbart.
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Der
weitere Umfang der Anwendbarkeit der vorliegenden Erfindung wird
sich aus der hiernach gegebenen detaillierten Beschreibung ergeben.
Es sollte jedoch verstanden werden, dass die detaillierte Beschreibung
und die spezifischen Beispiele, während sie bevorzugte Ausführungsformen
angeben, nur illustrativ sein sollen.
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Die
vorliegende Erfindung wird sich aus der detaillierten Beschreibung
hiernach besser verstehen lassen, wie auch den begleitenden Zeichnungen,
die nur illustrativ sein sollen und so die vorliegende Erfindung nicht
begrenzen und worin
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1 eine Übersicht
eines Systems gemäß der Erfindung
ist;
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2 eine
Querschnittsansicht durch ein Verbindungsstück gemäß der Erfindung ist;
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3 eine ähnliche
Ansicht wie 2 ist, die jedoch ein konventionelles
Verbindungsstück
ohne das erfindungsgemäße Siegelmerkmal
darstellt und
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4 ein
Flussdiagramm ist, das die Abfolge von Schritten gemäß dem Verfahren
der Erfindung illustriert.
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Detaillierte Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsformen
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In 1 wird
ein System zur Durchführung
einer kontinuierlichen Überwachung
der Konzentration von Analyten in Blut offenbart.
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Dieses
umfasst eine Blutprobenentnahmevorrichtung 2, wie eine
Kanüle 4,
die in eine Vene eines Patienten inseriert ist. Die Kanüle 4 ist
mit den anderen Systemkomponenten über Röhren 8 verbunden sowie einem
geeigneten Verbindungsstück 6 (das
noch beschrieben werden wird), mit einer Verbindung zu einer Pumpe 10,
die bereitgestellt wird, um die verschiedenen Fluids durch das System
mit kontrollierten Flussraten zu ziehen. Die Pumpe ist eine Multikanalpumpe
und hat einen ersten Eingang 12 für das Blut von der Probenentnahmevorrichtung 2,
einen zweiten Eingang 14 für die Pufferlösung von
einem Pufferlager 15 und einen dritten Eingang 16 für ein Antikoagulanz
von einem Antikoagulanzreservoir 17. Das Antikoagulanz
wird durch eine Leitung 9 in den Probenfluss in Leitung 8 geführt, und
zwar an einem Punkt nahe der Spitze des Katheters 4.
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Alternativ
können
getrennte Pumpen für
die verschiedenen Komponenten bereitgestellt werden.
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Das
Ventil 20 ist für
den Betrieb gemäß der Erfindung
wichtig und hat zwei Eingänge,
einen Eingang 21 für
das Probenblut, zugeführt
von der Pumpe 10 durch die Leitung 22 und einen
Eingang 23 für
den Puffer, zugeführt
durch die Leitung 24. Es gibt auch zwei Ausgänge, einen
ersten, verbunden mit der Leitung 25a, der Fluid zum Analysebereich
zuführt
und einen zweiten, verbunden mit Leitung 25b, um das Fluid
als Abfall zu entsorgen. Das Ventil 20 ist so entworfen,
dass es ermöglicht,
dass Fluid (d.h. in dieser Ausführungsform
Blut) aus Leitung 22 in den Pufferfluss aus Leitung 24 injiziert
wird.
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Alle
Oberflächen
in dem System, die einer Probe ausgesetzt sind, sind mit Heparin
beschichtet, damit das System blutkompatibel wird.
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Die
tatsächliche
Probenanalyse kann in einem sogenannten Enzymreaktor (ER) 26 durchgeführt werden,
obwohl betrachtet wird, dass jede Art von Biosensor verwendet werden
kann, unter der Voraussetzung, dass er einen empfindlichen Bereich
aufweist, der in irgendeiner Art einer Flusspassage angeordnet ist,
wobei der Fluss entlang des empfindlichen Bereichs des Sensors kontrolliert
werden kann. So würde
ein Sensor einer Art, die nur in eine Flüssigkeit eingetaucht wird,
zur Verwendung bei dieser Erfindung nicht geeignet sein. Ein ER
wird in einer bevorzugten Ausführungsform
verwendet und wird unten im größeren Detail
beschrieben.
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Das
System umfasst auch eine Kontrolleinheit 50, wobei es sich
um einen Mikroprozessor oder einen PC handeln kann. Eine Grenzfläche 55 ist
zwischen der Kontrolleinheit 50 und den Komponenten im
System als Verbindung vorgesehen, so dass Kontrollsignale zu der
Pumpe 10 und dem Ventil 20 über Leitungen 52 bzw. 54 zugeführt werden.
So kann die Pumprate in den verschiedenen unabhängig betriebenen Flusspassagen
erhöht
oder vermindert werden und das Ventil 20 kann in seine
verschiedenen Stellungen durch Kommandos geschaltet werden, die
von der Kontrolleinheit als Reaktion auf Signale von dem Biosensor
ausgegeben werden. Ein Verstärker 56 wird
zur Verstärkung
der Signale von dem Biosensor 26 bereitgestellt und die
Signale werden zur Grenzfläche
auf Leitung 58 für
eine weitere Übertragung
zur Kontrolleinheit zugeführt,
die die so erhaltene Information verwendet, um die geeigneten Kontrollkommandos
an Pumpe und Ventil auszugeben.
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Der Enzymreaktor
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Ein
Enzymreaktor (ER) 26 umfasst eine Sensorsäule. Die
Säule enthält Trägermaterial
wie Glaskügelchen
oder ein hartes Polymerharz, worauf das Enzym immobilisiert wurde.
Die Immobilisierung des Enzyms ist ein Standardverfahren und bildet
keinen Teil dieser Erfindung und wird daher hier im Detail nicht
beschrieben.
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Betrieb
und Funktion des ER 26 sind wie folgt.
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Die
Sensorsäule
hat zwei Thermistoren 30, 32, wobei einer, 30,
am Säuleneingang
und der andere, 32, am Säulenausgang angeordnet ist.
Fluid, das in die Säule
eintritt, wird damit beginnen, mit dem Enzym zu reagieren, das auf
den Kügelchen
in der Säule
immobilisiert ist und wird daher Wärme erzeugen, was dazu führt, dass
die Temperatur des Fluids ansteigt. Indem Temperaturen im Eingang
bzw. Ausgang überwacht
werden und die Temperatur über
die Zeit integriert wird, wird das erhaltene Integral zu der Reaktionswärme korrespondieren,
die dann zu der Konzentration von z.B. Glucose im Fluid in Bezug
gesetzt werden kann.
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Aufgrund
nicht-spezifischer Reaktionen, die exotherm oder endotherm sein
können
und die in der Säule
auftreten können,
muss eine Temperaturfluktuation mit einbezogen werden. Die Bereitstellung
eines Thermostats für
den Reaktor ist eine Art dies zu tun, jedoch kann dies auch auf
anderen Wegen und durch andere Mittel erreicht werden und ist für die Erfindung
nicht von grundlegender Bedeutung.
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Betrieb
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Wenn
man sich nun wieder 1 zuwendet, wird eine Ausführungsform
des Systems illustriert, die einen Biosensor 26, angeordnet
in einer Umgebung mit einem Thermostaten, umfasst. Das System wird
wie folgt betrieben:
Der Katheter 4 wird in ein Blutgefäß eines
Patienten inseriert und mit den Röhren des Systems durch ein
Verbindungsstück 6 (noch
zu beschreiben) verbunden. Anfänglich
wird die Pumpe Blut durch die Leitung 8 über die
Leitung 22 durch das Ventil 20 und zur Abfallleitung 25b für die Entsorgung
ziehen und Puffer aus dem Pufferlager 15 wird durch die
Leitung 18 durch das Ventil 20 und über die
Leitung 25a in den Enzymreaktor 26 gezogen. Die
von dem Sensor erhaltenen, kontinuierlich gemessenen Signale, wenn
der Puffer hindurch passiert, werden ein Hintergrund oder Null-Niveau bilden und
der Fluss des Puffers wird in dieser Anmeldung als "Hintergrundfluss" bezeichnet. Die
Rate des Hintergrundflusses kann in einem Bereich von 0,1 bis 10
ml/min variieren und beträgt
vorzugsweise 1 ml/min.
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Falls
gewünscht
und tatsächlich
häufig
benötigt,
wird ein Antikoagulanz mit dem Blut vermischt. Normalerweise wird
ein Verhältnis
zwischen Probe und Antikoagulanz von 1:1 verwendet, obwohl andere
Verhältnisse
für spezifische
Bedingungen denkbar sind. Das Antikoagulanz wird in die Leitung 9 gepumpt
und in die Probenflusslinie 8 nahe der Katheter 4-Spitze
injiziert.
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Zu
dem Zeitpunkt, wenn es gewünscht
wird, eine Messung durchzuführen,
wird das Ventil ein "SCHALTE
IN INJEKTIONSMODUS" Kommando
gegeben mit der Wirkung, dass das Blut in den Pufferstrom umdirigiert
wird und zwar für
eine Zeitspanne, die ausreicht, dass ein Aliquot von 10 μl als Flüssigkeitsstopfen in
den Pufferstrom eintreten kann (andere Probenvolumina können natürlich verwendet
werden, jedoch hat sich gegenwärtig
10 μl als
in den meisten Fällen
besonders geeignet erwiesen). Dieser "Blutstopfen" wird in die Leitung 25a geführt, die
in dem mit Thermostat betriebenen Medium läuft, wobei die Probe eine kontrollierte Temperatur
erhält
und betritt dann den ER 26.
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Sobald
das Blut, enthaltend z.B. Glucose, den ER 26 erreicht,
wird die Glucose damit beginnen, mit dem Enzym zu reagieren, wodurch
eine Reaktionswärme
entsteht. Die Enzymreaktion ist ein sehr schneller Prozess. Andere
Komponenten im Blut, wie verschiedene Zellen, Thrombozyten und Proteine,
haben eine Tendenz, sich an das Material innerhalb des Reaktors
zu adsorbieren und werden mit dem Adsorbieren beginnen. Der letztere
Prozess ist jedoch ein im Vergleich zu der diffusionskontrollierten
Enzymreaktion langsamer Prozess. Die kleinen Glucosemoleküle diffundieren
sehr viel schneller als die Makromoleküle und andere Makrobestandteile
im Blut.
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Der
Thermistor 32 an dem Ausgabeende des ER 26 wird
einen Temperaturanstieg feststellen, der durch die Enzymreaktion,
die im Reaktor auftritt, ausgelöst
wird (zu diesem Zeitpunkt sollte vorzugsweise die gesamte Probe
in den Reaktor eingetreten sein, obwohl dies nicht absolut notwendig
ist, wie unten diskutiert werden wird).
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In
der gegenwärtigen
Ausführungsform
wird der Temperaturanstieg, der vom Thermistor 32 gespürt wird,
zu der Kontrolleinheit übertragen,
die so programmiert ist, dass sie auf einen Anstieg im Temperatursignal reagiert
und ein ERHÖHE
PUFFERFLUSSRATE-Kommando an die Pumpe 10 ausgibt, um die
Rate des Flusses des Puffers um 5 bis 100 vorzugsweise 10 bis 50
%, noch bevorzugter 15 bis 30 % zu erhöhen.
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Durch
das Ausbalancieren der Flussraten, d.h. die Definition eines geeigneten
Verhältnisses
zwischen Hintergrundflussrate und erhöhter Flussrate, ist es möglich, eine
Situation zu erzeugen, in der größere Komponenten
wie Zellen, Proteine usw. weggewaschen werden, bevor sie eine Möglichkeit
hatten, sich an die aktiven Oberflächen innerhalb des ER 26 zu
adsorbieren und gleichzeitig kleinere Moleküle von Interesse ausreichend
Zeit haben, mit dem Enzym zu reagieren und zwar in einem Ausmaß, dass
es möglich
ist, die Reaktion nachzuweisen.
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Dieses
Ausbalancieren von Flussverhältnissen
innerhalb der gegebenen Grenzen wird durch geradlinige Routineexperimente
für ein
gegebenes System durchgeführt
und kann von dem Fachmann einfach durchgeführt werden.
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In
einer alternativen Ausführungsform
kann es genügen,
wenn nur eine Fraktion der Probe in den Reaktor eingetreten ist.
In diesem Fall wird der Nachweis für den Signalbeginn für das Triggern
nicht verwendet. Stattdessen wird eine bestimmte Zeit empirisch
bestimmt, nämlich
die Zeit, die die Probe benötigt,
um nach Injektion in den Hintergrundfluss gerade den Reaktor zu
erreichen. Diese Zeit wird dann in die Kontrolleinheit einprogrammiert
und als Startpunkt für
den erhöhten
Fluss verwendet. Diese Zeit kann natürlich so gewählt werden,
dass unterschiedliche Probenfraktionen den Reaktor betreten. Es
sollte festgehalten werden, dass wenn nur eine sehr geringe Fraktion
eingetreten ist, wenn der erhöhte
Fluss initiiert wird, das Signal sehr niedrig sein wird; in den
meisten Fällen
wird jedoch die gesamte Probe den Reaktor durch das Leervolumen
des Reaktors erreicht haben, das wesentlich größer ist als das Probenvolumen.
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Es
könnte
auch möglich
sein, eine kurze Zeit zu warten, wie beispielsweise bis zu 5 Sekunden,
nachdem die Probe den Reaktor vollständig betreten hat, d.h. nach
dem Nachweis durch den Thermistor 32, bevor der Fluss erhöht wird.
So gibt es tatsächlich
ein Zeitintervall, währenddessen
der erhöhte
Fluss durchgeführt werden
kann. Der tatsächliche
Parametersatz muss für
jedes individuelle System empirisch gefunden werden und der Fachmann
wird dazu in der Lage sein, diese Parameter ohne erfinderische Tätigkeit
aufzufinden.
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Der
Flusspuls in der höheren
Flussrate wird aufrechterhalten, bis ein vorher gewählter Signalwert
von der Reaktionsantwort aufgezeichnet wurde, d.h. ein Peakmaximum,
und zu diesem Zeitpunkt wird der Fluss durch ein KEHRE ZURÜCK ZUM NORMALFLUSS
Kommando zur Pumpe 10 vermindert werden, wodurch der zusätzliche
Fluss der Pufferlösung
beendet wird. Die Dauer des Pulses der erhöhten Flussrate kann 10 bis
60 Sekunden, vorzugsweise 20 bis 40 Sekunden betragen.
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Temperaturfluktuationen
können
eliminiert werden, indem das System mit einem Thermostat ausgerüstet wird,
z.B. indem der ER 26 in ein kontrolliertes Temperaturbad
eingetaucht wird.
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4 illustriert
den Kontrollalgorithmus in einer vereinfachten Fluss-Chartform.
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Wenn
es erwünscht
ist, eine Messung durchzuführen,
kann der Betreiber ein Kommando INJECT von einem Menü wählen oder
der Computer kann so programmiert werden, dass er das Kommando zu
einem vorher gewählten
Zeitpunkt ausgibt. Dieses Kommando wird das Ventil so einstellen,
dass der Probenfluss (Blut) in den Pufferfluss für eine ausreichende Zeit geleitet
wird, um das gewünschte
Probenvolumen, d.h. 10 μl,
zu injizieren. Dann wird das Ventil wieder in den Normalmodus zurückgestellt,
d.h. das Blut wird als Abfall ausgegeben. Wenn die Systemparameter,
wie Konfigurationen, Fluss usw. gut definiert sind, ist es möglich, die
Zeit T vorher einzustellen, wann der erhöhte Fluss initiiert werden
soll. So wird, wenn die vergangene Zeit t nach Injektion der Probe
T entspricht, die Erhöhung
durch den Computer initiiert.
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Alternativ
zeichnet der Computer kontinuierlich das Signal vom Thermistor auf
und wenn ein Signalgradient, d.h. ein Temperaturanstieg von ausreichender
Größenordnung
auftritt, wird der Anstieg des Flusses initiiert.
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Der
Anstieg im Fluss wird durch Erhöhung
der Pumpengeschwindigkeit durchgeführt, indem der Computer ein
Kommando ERHÖHE
PUMPENGESCHWINDIGKEIT an die Grenzfläche ausgibt, so dass die anfängliche
Pumprate P0 um einen Faktor erhöht wird,
der zu einem Anstieg von 5 bis 100 %, vorzugsweise 10 bis 50 %,
noch bevorzugter 15 bis 30 % korrespondiert. So ist die Pumpengeschwindigkeit
während
des erhöhten
Fluss- (oder Puls-) Modus P = P0 +
XP0.
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Nach
einer Zeit Δt,
nach der die Reaktion in dem Reaktor vollständig ist, wird die Pumpengeschwindigkeit
wieder auf den anfänglichen
Wert P0 zurückgeführt.
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Dann
wird die Kontrolle zurück
an den Computer gegeben, entweder für eine programmierte neue Messung
zu einem vorher bestimmten Zeitpunkt oder für eine vom Betreiber initiierte
Messung.
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Das Verbindungsstück
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In 2 ist
eine Verbindungsstück-Vorrichtung
für die
Verbindung an einen Patienten illustriert, geeignet zur Verwendung
in Verbindung mit dem System gemäß der Erfindung.
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Die
Verbindungsstückvorrichtung,
allgemein als 100 bezeichnet, umfasst ein Außenteil,
allgemein bezeichnet als 102 und ein Innenteil, allgemein
bezeichnet als 104.
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Das
Außenteil 102 ist
am distalen Ende des Katheters 106 vorgesehen, der in z.B.
ein Blutgefäß eines Patienten
inseriert wurde.
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Das
Innenteil 104 umfasst ein enges Rohr 108 aus beispielsweise
Stahl, dessen Innendurchmesser größer ist als der Innendurchmesser
des Lumens 110 des Katheters 106. Das Verhältnis zwischen
den Durchmessern beträgt
vorzugsweise 2 bis 3:1. Weiterhin wird das Stahlrohr 108 an
seinem äußeren proximalen Ende
gemahlen oder zerstoßen,
so dass eine scharfe Schnittkante 112 gebildet wird, d.h.
die äußere Oberfläche wird
am proximalen Ende leicht konisch ausgebildet.
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Das
Rohr 108 wird in eine konzentrische Hülsenstruktur 114 inseriert
und dort zentralfixiert und bildet so den Innenteil 104.
Die Hülse 114 umfasst
so ein zylinderähnliches
Element mit einer zirkulären/zylindrischen Öffnung oder
Bohrung 116, deren innere Oberfläche sich leicht verjüngt und
in deren Zentrum das Rohr 108 einer Fraktionsentfernung
der Tiefe der Öffnung
vorsteht. So ist die Schnittkante 112 des Rohrs 108 irgendwo in
diesem Bereich zwischen dem Boden 118 der Öffnung 116 und
der periphären
Kante 120 davon lokalisiert. Die Verjüngung ist so ausgebildet, dass
der Durchmesser des Bodens 118 etwas geringer ist als der
Durchmesser an der peripheren Kante 120.
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Auf ähnliche
Weise ist der Katheter zentral von einem zylindrischen Glied 122,
das den Außenteil 102 bildet,
lokalisiert, wobei der Außendurchmesser
davon genau in die Öffnung
des Innenteils 104 passt. Die Endoberfläche 124 des Katheters 106 befindet
sich auf gerader Linie mit der Endoberfläche 126 des zylindrischen
Glieds 122. Das Rohr 108 erstreckt sich so weit
weg von dem Boden 118 des inneren Teils, dass, wenn äußere und
innere Teile verbunden werden, die scharfe Kante 112 in
die Endoberfläche
des Katheters 106 eindringen wird.
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Der
Katheter 106 besteht aus einem Material, das flexibel oder
weich genug ist, dass wenn Außen- und
Innenteile verbunden werden, die Schnittkante 112 in die
Endoberfläche 124 des
Katheters 106 einsinkt. Dadurch wird eine verlässliche
und sichere Verbindung in dem Transport von Blut von dem Patienten
zum Messsystem bereitgestellt. Geeignete Materialien für den Katheter
sind z.B. Weich-PVC/Silicon.
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Ein
Beispiel für
eine geeignete Verschlussvorrichtung, die mit dem Verbindungsstück verwendbar
ist und eine Außen-/Innenstruktur,
wie oben ausgeführt,
aufweist, ist ein Luer®-Typ-Verschluss.
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Wie
in der Figur ablesbar, gibt es eine abrupte Veränderung in dem Flussquerschnitt
an der Verbindung zwischen Katheter 106 und Rohr 108.
Dies ist in dem Sinne essenziell, dass es eine Verstopfung des Flussweges
verhindern oder abschwächen
wird. Dieses Prinzip ist bekannt.
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Durch
Bereitstellung der direkten Kontaktverbindung zwischen Rohr 108 und
Katheter 106, wie oben offenbart, wird das große Volumen 116 aus
dem Flussweg eliminiert. Dies ist in dem Sinne wichtig, dass wenn das
Blut ein solches großes
Volumen vor dem Eintritt in das Rohr 108 passieren müßte, es
genügend
Zeit haben würde,
dass Bestandteile des Bluts an die inneren Oberflächen des
Volumens 116 anhaften. In 3 ist ein
Verbindungsstück
dargestellt, umfassend eine übliche
Luer-Lock-Typ Kopplung.
Der Außenteil 102 und
der Innenteil 104 sind so miteinander verbunden, dass sie
einen Totraum 119 bilden. Es ist klar, dass die Flussrate drastisch
abnehmen. wird, wenn das Blut den großen Totraum 119 innerhalb
der Kupplung betritt und so den Blutbestandteilen Zeit geben würde, an
die innere Oberfläche
des Verbindungsstücks
anzuhaften und schließlich
das Verbindungsstück
zu verstopfen.
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Es
ist natürlich
ebenso vorstellbar, den Katheter im inneren Teil und das Rohr im äußeren Teil
bereitzustellen. Die erste Ausführungsform
wird jedoch bevorzugt, da die scharfe Kante des Rohrs geschützt sein wird,
wenn sie in Klammern "innerhalb" des inneren Teils
angeordnet ist, wie dargestellt.
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Andere
Arten von Kopplungen sind natürlich
ebenfalls denkbar, wobei das wichtige Merkmal die Bereitstellung
einer scharfen Kante an dem Rohr ist und eines Katheters mit der
notwendigen Weichheit oder Flexibilität, so dass die Kante tatsächlich in
das Material einsinken wird, wenn die Teile verbunden werden.
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Beispielsweise
könnte
man eine Art Schrauben- und -Nutverbindungsstück betrachten oder eine Kopplung
vom Bajonett-Typ.
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Die
Erfindung wird nun weiter durch die folgenden, nicht begrenzenden
Beispiele illustriert werden.
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Beispiele
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Die
folgenden Beispiele wurden mit einem Aufbau, wie in 1 dargestellt,
durchgeführt.
Der Sensor war ein Enzymreaktor mit Abmessungen von 20 mm in der
Länge und
4 mm im Durchmesser.
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Der
Fachmann wird einfach dazu in der Lage sein, geeignete Thermistoren
zu selektieren, die die geeigneten Eigenschaften aufweisen. Ein
Beispiel für
einen Thermistor wird von Victory Eng. Inc. erhalten.
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Das
Probenvolumen betrug 5 oder 10 μl
und der Hintergrundfluss betrug 1 ml/min.
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Die
Signalwerte werden in Volt angegeben.
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Beispiel I (Vergleich)
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In
diesem Beispiel wurde der Fluss konstant gehalten und so wurde kein
erhöhter
Fluss angewandt. Das Proben (Blut)- Volumen betrug 5 μl und das Basisliniensignal
wurde vor und nach der Durchführung
des Nachweises aufgezeichnet. Drei aufeinanderfolgende Läufe wurden
durchgeführt. Signal/V
| Probe
Nr. | Vor
dem Nachweis | Nach
dem Nachweis |
| 1 | 0,10 | 0,15 |
| 2 | 0,15 | 0,23 |
| 3 | 0,22 | 0,34 |
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Es
wird deutlich demonstriert, dass das Basisliniensignal vor dem Nachweis
von 0,10 auf 0,22 V ansteigt und dass das Basisliniensignal nach
dem Nachweis ebenfalls von 0,15 auf 0,34 V ansteigt.
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Beispiel II (Vergleich)
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Das
Experiment von Beispiel I wurde mit frischem Sensor und neuen Proben
wiederholt.
| Probe
Nr. | Vor
dem Nachweis | Nach
dem Nachweis |
| 4 | 0,14 | 0,38 |
| 5 | 0,35 | 0,63 |
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Wiederum
waren die Basisliniensignale deutlich zwischen den Läufen nicht
reproduzierbar.
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Beispiel III (Vergleich)
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In
diesem Beispiel wurde ebenfalls der Fluss konstant gehalten, jedoch
wurde eine Probe, die aus einer Standardlösung und Glucose hergestellt
worden war, eingeführt
und durch den Reaktor geführt.
| Probe
Nr. | Vor
dem Nachweis | Nach
dem Nachweis |
| 6 | 0,30 | 0,31 |
| 7 | 0,29 | 0,31 |
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Wie
man sieht, ist das Basisliniensignal nicht betroffen.
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Beispiel IV (Vergleich)
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Es
wurden dieselben Bedingungen wie in Beispiel I verwendet, jedoch
wurde das Probenvolumen auf 10 μl
erhöht.
| Probe
Nr. | Vor
dem Nachweis | Nach
dem Nachweis |
| 8 | 0,55 | 0,64 |
| 9 | 0,59 | 0,67 |
| 10 | 0,62 | 0,70 |
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Die
Basislinie ist wiederum zwischen den Läufen nicht reproduzierbar.
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Beispiel V (erfindungsgemäß)
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In
diesem Beispiel betrug das Probenvolumen 10 μl. Wenn der Beginn der Sensorreaktion
nachgewiesen wurde, wurde der Pufferfluss um 15 % erhöht und auf
diesem Niveau 20 Sekunden aufrechterhalten, zu welchem Zeitpunkt
das Antwortsignal wieder abzunehmen begann.
| Probe
Nr. | Vor
dem Nachweis | Nach
dem Nachweis |
| 11 | 0,23 | 0,22 |
| 12 | 0,23 | 0,22 |
| 13 | 0,23 | 0,22 |
| 14 | 0,22 | 0,22 |
| 15 | 0,21 | 0,22 |
| 16 | 0,20 | 0,22 |
| 17 | 0,21 | 0,22 |
| 18 | 0,21 | 0,21 |
| 19 | 0,23 | 0,21 |
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Wie
man aus der Tabelle ablesen kann, wurden 9 aufeinanderfolgende Läufe durchgeführt und
die Basislinie kehrte reproduzierbar auf dasselbe Niveau innerhalb
der Genauigkeit zurück,
die die Messungen ermöglichen.
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Das
hier beschriebene System wird vorzugsweise als eine "bedside monitor" entworfen, d.h.
ein tragfähiges
System, um eine rund-um-die-Uhr-Überwachung
von z.B. Patienten auf der Intensivstation oder Patienten, die eine
Dialyse durchmachen, zu ermöglichen.
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Die
Kontrolleinheit und andere Hardware-Komponenten werden dadurch in
ein einzelnes Ausrüstungsstück integriert,
das sich einfach von einer Stellung zu einer anderen bewegen läßt.
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Obwohl
die Beschreibung unter Bezugnahme auf ein System und ein Verfahren
zur Analyse von Analyten im Blut durchgemacht wurde, ist es ebenso
möglich,
die erfinderischen Ideen für
andere Typen von komplexen biologischen/biochemischen Medien, wie
Fermentationsmedien, tierischen Zellkulturmedien, zu verwenden.
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Beispielsweise
ist es zur Analyse von Ethanol oder Restzucker in Maische im Brauverfahren
geeignet. Es könnte
auch zur Analyse verschiedener Substanzen, z.B. Insulin, Aminosäuren oder
Wachstumshormon in Zellkulturmedien verwendet werden.
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Es
könnte
auch zur Analyse verschiedener Komponenten in Milch oder ähnlichen
Nahrungsmitteln verwendet werden.
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Der
Fachmann könnte
vielzählige
andere Anwendungen des grundlegenden Prinzips der Erfindung erkennen
und sie ohne erfinderische Arbeit implementieren.