ЛОВУШКА ОШИБОК АНОМАЛЬНОГО СИГНАЛА ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ АНАЛИТА
ERROR TRAP FOR ABNORMAL SIGNAL FOR MEASURING ANALYTE

ПРЕДПОСЫЛКИ СОЗДАНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
[0001] Тест-полоски для электрохимического измерения уровня глюкозы, такие как используемые в поставляемом компанией LifeScan, Inc. наборе OneTouch Ultra для тестирования цельной крови, специально разработаны для измерения концентрации глюкозы в образце физиологической текучей среды пациента, страдающего сахарным диабетом. Измерение глюкозы может основываться на селективном окислении глюкозы ферментной глюкозооксидазой (GO). Реакции, которые могут происходить в тест-полоске для измерения уровня глюкозы, обобщены ниже в уравнениях 1 и 2.
(ox)
(red)
ур. 1 Глюкоза + GO → глюконовая кислота + GO
(red)
6
(ox)
6
3-
4-
ур. 2 GO + 2 Fe(CN)→ GO + 2 Fe(CN)
(ox)
(ox)
(ox)
(red)
(red)
(ox)
6
(red)
(ox)
6
6
3-
3-
4-
[0002] Как показано в уравнении 1, глюкоза окисляется до глюконовой кислоты окисленной формой глюкозооксидазы (GO). Следует отметить, что GO также можно обозначить как «окисленный фермент». В процессе реакции, показанной в уравнении 1, окисленный фермент GO преобразуется в восстановленное состояние, которое обозначено как GO (т.е. «восстановленный фермент»). Далее восстановленный фермент GO снова окисляется или превращается обратно в GO в результате реакции с Fe(CN) (который обозначается как «окисленный медиатор» или как «феррицианид»), что иллюстрирует Уравнение 2. В ходе обратного преобразования GO в окисленное состояние GO, Fe(CN) восстанавливается в Fe(CN) (который обозначается или «восстановленный медиатор», или как «ферроцианид»).
[0003] Когда вышеописанные реакции протекают в условиях тестового сигнала, приложенного между двумя электродами, тестовый ток может создаваться путем повторного электрохимического окисления восстановленного медиатора на поверхности электрода. Таким образом, поскольку в идеальных условиях количество ферроцианида, образовавшееся в результате описанной выше химической реакции, прямо пропорционально количеству глюкозы в образце, расположенном между электродами, возникающий тестовый ток будет пропорционален содержанию глюкозы в образце. Медиатор, такой как феррицианид, представляет собой соединение, которое принимает электроны от фермента, такого как глюкозооксидаза, а затем отдает эти электроны электроду. По мере того как концентрация глюкозы в пробе увеличивается, количество образовавшегося восстановленного медиатора также возрастает; следовательно, существует прямая связь между тестовым током, образующимся при повторном окислении восстановленного медиатора, и концентрацией глюкозы. В частности, передача электронов по электрическому интерфейсу генерирует тестовый ток (2 моля электронов на каждый моль окисленной глюкозы). Следовательно, тестовый ток, полученный в результате введения глюкозы, можно называть сигналом глюкозы.
[0004] На работу электрохимических биосенсоров может негативно воздействовать присутствие в крови некоторых компонентов, которые могут нежелательным образом влиять на процесс измерений и точность обнаруживаемого сигнала. Данная неточность может привести к неточности показаний уровня глюкозы, и пациент может не узнать, например, о потенциально опасном уровне содержания сахара в крови. Например, уровень гематокрита крови (т.е. процентная доля объема крови, занятая эритроцитами) может приводить к ошибке полученного результата измерения концентрации аналита.
[0005] Отклонения в значениях объема эритроцитов в крови могут привести к отклонениям в показаниях уровня глюкозы, измеряемых с помощью одноразовых электрохимических тест-полосок. Как правило, смещение в отрицательную сторону (т.е. заниженная вычисленная концентрация аналита) наблюдается при высоком гематокрите, а смещение в положительную сторону (то есть завышенная вычисленная концентрация аналита по сравнению с референтной концентрацией аналита) наблюдается при низком гематокрите. Например, при высоком гематокрите эритроциты могут затруднять проведение реакции ферментов с электрохимическими медиаторами, снижать растворимость химических веществ, поскольку для растворения химических реагентов остается меньше плазмы, и замедлять диффузию медиатора. Под влиянием данных факторов показания уровня глюкозы будут меньше ожидаемых в связи с низкой выработкой сигнала при проведении электрохимической реакции. Напротив, при низком гематокрите на электрохимическую реакцию может влиять меньшее количество эритроцитов, чем ожидается, и измеряемый сигнал может быть выше. Кроме того, от гематокрита также зависит сопротивление образца физиологической текучей среды, что может повлиять на измерение напряжения и (или) тока.
[0006] Для снижения или устранения отклонений в значениях уровня глюкозы в крови, связанных с гематокритом, применяют несколько стратегий. Например, были разработаны тест-полоски, содержащие сетки для удаления эритроцитов из образцов, или различные соединения или композиции, предназначенные для повышения вязкости эритроцитов и снижения влияния низкого гематокрита на определение концентрации. Другие тест-полоски включают в себя лизирующие вещества и системы, выполненные с возможностью определения концентрации гемоглобина для корректировки гематокрита. Кроме того, предложены биосенсоры, выполненные с возможностью измерения гематокрита путем измерения электрического отклика от образца текучей среды посредством сигналов переменного тока или изменения в оптических характеристиках после облучения образца физиологической текучей среды светом, либо измерения гематокрита на основе измерения времени заполнения камеры для образца. Данные сенсоры имеют определенные недостатки. Общий метод стратегий, включающих обнаружение гематокрита, заключается в использовании измеренного значения гематокрита, чтобы исправить или изменить измеренную концентрацию аналита, данный метод, как правило, показан и описан в следующих соответствующих публикациях заявки на патент США №№ 2010/0283488; 2010/0206749; 2009/0236237; 2010/0276303; 2010/0206749; 2009/0223834; 2008/0083618; 2004/0079652; 2010/0283488; 2010/0206749; 2009/0194432; или патентах США №№ 7972861 и 7258769, все из которых включены в данную заявку путем ссылки.
ИЗЛОЖЕНИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
[0007] Заявитель разработал системы и способы, которые позволяют определение ошибки выходного переходного сигнала биосенсора. В одном аспекте описания заявитель разработал систему для измерения концентрации аналита, которая включает в себя тест-полоску и измеритель аналита. Тест-полоска включает в себя подложку, множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов. Измеритель аналита включает в себя корпус с разъемом порта для тест-полоски, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами электродов тест-полоски, и микропроцессор в электрической связи с разъемом порта для тест-полоски для подачи электрических сигналов или восприятия электрических сигналов от упомянутого множества электродов. В измерительном приборе микропроцессор выполнен с возможностью: подавать первый сигнал на упомянутое множество электродов таким образом, чтобы определить физическую характеристику образца текучей среды; оценивать концентрацию аналита на основе выходного сигнала в предварительно заданное время получения выборки в ходе тестовой последовательности; подавать второй сигнал на первый электрод и второй электрод из упомянутого множества электродов в установленный момент или интервал времени выборки в ходе тестовой последовательности, обусловленный определенной физической характеристикой; измерять выходной сигнал во множестве моментов времени, включая установленный момент выборки для каждого из первого и второго электродов; измерять выходной сигнал в предварительно заданное время получения выборки для каждого из первого и второго электродов; оценивать для каждого из первого и второго электродов, является ли разница между соответствующими величинами выходного сигнала в уточенное время выборки и предварительно заданное временя выборки меньшей, чем предварительно заданное пороговое значение; если разница для каждого электрода равна или больше предварительно заданное пороговое значение, определять или рассчитывать концентрацию аналита из выходных сигналов первого и второго электродов в установленное время выборки и оповестить о концентрации аналита; и, если разница величины для каждого электрода меньше предварительно заданного порогового значения, оповестить об ошибке.
[0008] Еще в одном втором аспекте описания заявитель разработал систему для измерения концентрации аналита, которая включает в себя тест-полоску и измеритель аналита. Тест-полоска включает в себя подложку, множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов. Измеритель аналита включает в себя корпус с разъемом порта для тест-полоски, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами электродов тест-полоски, и микропроцессор в электрической связи с разъемом порта для тест-полоски для подачи электрических сигналов или восприятия электрических сигналов от упомянутого множества электродов. В измерительном приборе микропроцессор выполнен с возможностью: подавать первый сигнал на упомянутое множество электродов таким образом, чтобы определить физическую характеристику образца текучей среды; оценивать концентрацию аналита на основе предварительно заданного времени выборки в ходе тестовой последовательности; подавать второй сигнал на первый электрод и второй электрод из упомянутого множества электродов в установленный момент или интервал времени выборки в ходе тестовой последовательности, обусловленный определенной физической характеристикой; измерять выходной сигнал во множестве моментов времени, включая установленное время выборки и предварительно заданное время выборки для каждого из первого и второго электродов; оценивать для каждого из первого и второго электродов, является ли разница в величине выходного сигнала в установленное время выборки и предварительно заданное время меньшей, чем предварительно заданное пороговое значение; если разница в величине для каждого электрода меньше предварительно заданного порогового значения, установить флаг ошибки как активный; определять или рассчитывать концентрацию аналита из выходных сигналов первого и второго электродов в установленное время выборки; если флаг ошибки установлен, завершить процесс; и, если разница в величине для каждого электрода больше предварительно заданного порогового значения, оповестить о значении аналита.
[0009] В третьем аспекте заявитель разработал систему для измерения аналита, которая включает в себя тест-полоску и измеритель аналита. Тест-полоска включает в себя подложку, множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов. Измеритель аналита включает в себя корпус с разъемом порта для тест-полоски, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами электродов тест-полоски, и микропроцессор в электрической связи с разъемом порта для тест-полоски для подачи электрических сигналов или восприятия электрических сигналов от упомянутого множества электродов. В измерительном приборе микропроцессор выполнен с возможностью: подавать первый сигнал на упомянутое множество электродов таким образом, чтобы определить физическую характеристику образца текучей среды; оценивать концентрацию аналита на основе предварительно заданного времени выборки в ходе тестовой последовательности; подавать второй сигнал на первый электрод и второй электрод из упомянутого множества электродов в установленный момент или интервал времени выборки в ходе тестовой последовательности, обусловленный определенной физической характеристикой; измерять выходной сигнал во множестве моментов времени, включая установленное время выборки и предварительно заданное время выборки для каждого из первого и второго электродов; оценивать, является ли величина разницы между выходными сигналами в установленное время выборки и предварительно заданное время выборки для каждого рабочего электрода больше предварительно заданного порогового значения и, если это верно, то рассчитывать концентрацию аналита в образце, а если ложно, то оповещать об ошибке или устанавливать флаг ошибки; и определять, является ли величина выходного сигнала для каждого рабочего электрода в смещенном интервале времени перед установленной выборкой меньше величины для рабочего электрода в установленное время выборки и, если это верно, то оповещать об ошибке или устанавливать флаг ошибки как активный.
[0010] В четвертом аспекте, заявитель разработал способ определения ошибки выходного переходного тока в биосенсоре, имеющем множество электродов с первым, вторым, третьим и четвертым электродами. Способ может быть реализован путем: подачи первого сигнала на первый и второй электроды; помещения образца текучей среды вблизи первого, второго, третьего и четвертого электродов; подачи второго сигнала на третий и четвертый электроды; определения физической характеристики образца текучей среды из выходного сигнала третьего и четвертого электродов; определения установленного времени выборки на основе физической характеристики образца текучей среды; инициирования электрохимической реакции между первым и вторым электродами и аналитом в образце текучей среды, чтобы начать тестовую последовательность для превращения аналита в побочный ферментативный продукт; измерения выходных сигналов в установленное время выборки и из предварительно заданной выборки от первого и второго электродов в течение электрохимической реакции; оценки для каждого из первого и второго электродов, является ли разница в соответствующих величинах выходного сигнала в установленное время выборки и выходного сигнала в предварительно заданное время выборки меньше предварительно заданного порогового значения; если оценка верна, оповестить об ошибке выходного переходного сигнала и прекратить тестовую последовательность; если этап оценивания ложный, вычислить значения концентрации аналита, указывающей на количество аналита в образце текучей среды из выходных сигналов и оповестить о концентрации аналита.
[0011] В еще одном пятом аспекте заявитель разработал способ определения ошибки переходного выходного сигнала в биосенсоре. Биосенсор имеет множество электродов с первым, вторым, третьим и четвертым электродами, снабженных ферментами, расположенными на них. Способ может быть реализован путем: помещения образца текучей среды на биосенсоре; вызова ферментативной реакции аналита в образце и запуска начала тестовой последовательности; оценки концентрации аналита в образце; измерения по меньшей мере одной физической характеристики образца; определения установленного времени выборки от начала тестовой последовательности до выходных сигналов образца биосенсора на основе оцененной концентрации аналита с этапа оценки и по, меньшей мере, одной физической характеристики с этапа измерений; выборки выходных сигналов от первого электрода и второго электрода биосенсора во множестве моментов времени, включая установленное время выборки; оценки для каждого из первого и второго электродов, является ли разница в соответствующих величинах выходного сигнала в установленное время выборки и выходного сигнала в предварительно заданное время выборки меньше предварительно заданного порогового значения; если этап оценивания верный, то оповещения об ошибке и прекращения дальнейшей обработки; если этап оценивания ложный, то определения концентрации аналита по выходным сигналам выборки соответствующих первого и второго электродов во множестве моментов времени, включая установленное время выборки.
[0012] В еще одном шестом аспекте заявитель разработал способ определения ошибки переходного выходного сигнала в биосенсоре. Биосенсор имеет множество электродов с первым, вторым, третьим и четвертым электродами, снабженных ферментами, расположенными на них. Способ может быть реализован путем: помещения образца текучей среды на биосенсоре; вызова ферментативной реакции аналита в образце и запуска начала тестовой последовательности; оценивания концентрации аналита в образце; измерения по меньшей мере одной физической характеристики образца; определения установленного времени выборки от начала тестовой последовательности до выходных сигналов образца биосенсора на основе оцененной концентрации аналита с этапа оценки и по меньшей мере одной физической характеристики с этапа измерений; выборки выходных сигналов от первого электрода и второго электрода биосенсора во множестве моментов времени, включая установленное время выборки; оценки для каждого из первого и второго электродов, является ли разница в соответствующих величинах выходного сигнала в установленное время выборки и выходного сигнала в предварительно заданное время выборки меньше предварительно заданного порогового значения и, если это верно для по меньшей мере одного из рабочих электродов, оповещения об ошибке или установки флага ошибки как активированного, в противном случае, если разница в соответствующих величинах выходного сигнала в установленное время выборки и выходного сигнала в предварительное заданное время выборки равно или больше предварительно заданного порогового значения, вычисления концентрации аналита на основании значения выходного сигнала, измеренного в установленное время выборки.
[0013] В еще одном седьмом аспекте заявитель разработал способ определения ошибки переходного выходного сигнала в биосенсоре. Биосенсор имеет множество электродов с первым, вторым, третьим и четвертым электродами, снабженных ферментами, расположенными на них. Способ может быть реализован путем: помещения образца текучей среды на биосенсоре; вызова ферментативной реакции аналита в образце и запуска начала тестовой последовательности; оценки концентрации аналита в образце; измерения по меньшей мере одной физической характеристики образца; определения установленного времени выборки от начала тестовой последовательности до выходных сигналов образца биосенсора на основе оцененной концентрации аналита с этапа оценки и по меньшей мере одной физической характеристики с этапа измерений; выборки выходных сигналов от первого электрода и второго электрода биосенсора во множестве моментов времени, включая установленное время выборки; оценки для каждого из первого и второго электродов, является ли разница в соответствующих величинах выходного сигнала в установленное время выборки и выходного сигнала в предварительно заданное время выборки меньше предварительно заданного порогового значения; установка флага ошибки как активированного, если этап оценивания верный; вычисления концентрации аналита из выходных сигналов первого и второго электродов в установленное время выборки, если этап оценивания ложный; определения, активен ли флаг ошибки и, если флаг ошибки не активен, оповещения о концентрации аналита, в противном случае, если флаг ошибки активен, запрет оповещения о концентрации аналита.
[0014] Соответствующим образом, в любом из ранее описанных вариантов осуществления также можно использовать следующие признаки в различных комбинациях с уже раскрытыми вариантами исполнения. Например, упомянутое множество электродов может включать в себя четыре электрода с первым и вторым электродами для измерения концентрации аналита, а также третьим и четвертым электродами для измерения физической характеристики; первый, второй, третий и четвертый электроды расположены в той же камере, предусмотренной на подложке; первый и второй электроды, а также третий и четвертый электроды расположены в соответствующих двух различных камерах, предусмотренных на подложке; все электроды расположены в той же плоскости, определенной подложкой; реагент расположен вблизи упомянутых по меньшей мере двух других электродов и реагент не расположен на третьем и четвертом электродах; концентрация аналита определяется из второго сигнала в течение примерно 10 секунд после начала тестовой последовательности и предварительно заданное пороговое значение может включать любое значение от примерно 10 до примерно 30; установленное время выборки выбирается из справочной таблицы, которая содержит матрицу, в которой приведены различные качественные категории оцененного аналита в крайнем левом столбце матрицы, и различные качественные категории измеренной или оцененной физической характеристики изложены в верхней строке матрицы, а время выборки приведено в остальных ячейках матрицы; предварительно заданное пороговое значение составляет примерно 100 наноампер; микроконтроллер определяет концентрацию аналита в соответствии с уравнением в виде:
где
0
G представляет концентрацию аналита;
T
Установленное Время Выборки
I представляет собой выходные сигналы, измеренные в ;
Наклон представляет собой значение, полученное путем калибровочного тестирования партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
Отсекаемый Отрезок представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного тестирования партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
[0015] Кроме того, в любом из описанных ранее вариантов осуществления также можно использовать следующие признаки в различных комбинациях с ранее описанными вариантами осуществления. Например, микроконтроллер оценивает концентрацию аналита в соответствии с уравнением в виде:
оцен.
где G представляет собой оцененную концентрацию аналита;
I
E
представляет собой сигнал, измеренный в предварительно заданное время выборки;
x
1
может включать в себя калибровочный наклон конкретной партии биосенсоров;
x
2
может включать в себя калибровочный отсекаемый отрезок конкретной партии биосенсоров; и
в которой микроконтроллер определяет концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
:
O
.
гдеG представляет концентрацию аналита;
I
S
может включать в себя сигнал, измеренный в установленное время выборки
x
3
может включать в себя калибровочный наклон конкретной партии биосенсоров; и
x
4
может включать в себя отсекаемый отрезок конкретной партии биосенсоров.
[0016] Кроме того, в любом из описанных ранее способов также можно использовать следующие этапы в различных комбинациях с ранее описанными вариантами осуществления. Например, измерение может включать подачу первого сигнала к образцу для измерения физической характеристики образца; этап вызова может включать прохождение второго сигнала к образцу; измерение может включать оценку выходного сигнала от по меньшей мере двух электродов биосенсора в момент времени после запуска начала тестовой последовательности, причем момент времени устанавливается в зависимости от по меньшей мере измеренной или оцененной физической характеристики; и этап определения может включать в себя вычисление концентрации аналита из измеренного выходного сигнала в упомянутый момент времени; оценку концентрации аналита на основании предварительно определенного времени выборки от начала тестовой последовательности; определение может включать выбор определенного момента времени на основе как измеренной или оцененной физической характеристики, так и оцененной концентрации аналита; оценку концентрации аналита на основе измерения выходного сигнала при предварительно заданном времени; предварительно заданное время выборки может включать предварительно заданное время выборки от начала тестовой последовательности; оценка может включать в себя сравнение оцененной концентрации аналита и измеренной или оцененной физической характеристики с использованием справочной таблицы, имеющей различные соответствующие диапазоны концентрации аналита и физической характеристики образца, сопоставленные с различным временем измерения сигнала от образца таким образом, чтобы получить момент времени для измерения выходного сигнала от образца от второго сигнала для этапа вычисления; подача первого сигнала и передача второго сигнала проводится последовательно; подача первого сигнала частично перекрывает передачу второго сигнала; подача первого сигнала может включать в себя направление переменного сигнала к образцу таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу от образца определить физическую характеристику образца; подача первого сигнала может включать в себя направление электромагнитного сигнала к образцу таким образом, чтобы по выходному электромагнитному сигналу определить физическую характеристику образца; физическая характеристика может включать по меньшей мере одно из: вязкости, гематокрита, температуры и плотности; физическая характеристика может включать гематокрит, а аналит может включать глюкозу; этап направления может включать в себя передачу первого и второго переменных сигналов с разными соответствующими частотами, причем первая частота ниже второй частоты; первая частота на по меньшей мере порядок ниже чем вторая частота; первая частота может включать в себя любую частоту в диапазоне от примерно 10 кГц до примерно 250 кГц; 40; выборка может включать в себя выборку выходного сигнала непрерывно после начала тестовой последовательности до по меньшей мере примерно 10 секунд после начала, а предварительно заданный порог может включать любое значение от примерно 10 до примерно 30; этап вычисления может включать в себя использование уравнения в виде:
где
0
G представляет концентрацию аналита;
T
I представляет собой сигнал, измеренный в установленное время Tss выборки;
Наклон представляет собой значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
Отсекаемый Отрезок представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
[0017] В указанных выше аспектах описания этапы определения, оценки, расчета, вычисления, получения и/или использования (возможно в контексте некоторого уравнения) могут выполняться электронной схемой или процессором. Эти этапы также могут быть реализованы как исполняемые инструкции, хранящиеся на машиночитаемом носителе; инструкции, которые, будучи исполняемыми компьютером, могут выполнять этапы по любому из указанных выше способов.
[0018] К дополнительным аспектам изобретения можно отнести машиночитаемые носители, каждый носитель включает в себя исполняемые инструкции, которые, будучи исполняемыми компьютером, выполняют этапы любых из вышеперечисленных методик.
[0019] К дополнительным аспектам изобретения можно отнести такие устройства как измерительные приборы или измерители аналита, причем каждое устройство или измерительный прибор содержит электронную схему или процессор, выполненный с возможностью выполнять этапы любых из вышеперечисленных методик.
[0020] Перечисленные и иные варианты осуществления, их отличительные особенности и преимущества станут очевидны для специалистов в данной области после изучения приведенного ниже более подробного описания различных примеров вариантов осуществления настоящего изобретения в сочетании с сопутствующими рисунками, которым сначала предпослано их краткое описание.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ФИГУР
[0021] Сопроводительные фигуры, включенные в настоящий документ и составляющие неотъемлемую часть настоящего описания, иллюстрируют считающиеся в настоящий момент предпочтительными варианты осуществления изобретения и, в сочетании с приведенным выше общим описанием и приводимым ниже подробным описанием, призваны разъяснить особенности изобретения (одинаковыми номерами обозначаются одинаковые элементы), где:
[0022] На Фиг. 1А показана система измерения аналита, содержащая измерительный прибор и биосенсор.
[0023] На Фиг. 1B показана другая система измерения аналита, содержащая измерительный прибор и биосенсор.
[0024] На Фиг. 2A в упрощенной схематической форме изображены компоненты измерительного прибора 200.
[0025] На Фиг. 2B в упрощенной схематической форме показан предпочтительный вариант осуществления варианта измерительного прибора 200.
[0026] На Фиг. 2С представлена упрощенная блок-схема различных блоков портативного измерительного прибора, показанного на Фиг. 1A и 1B;
[0027] Фигура 2D - это упрощенная блок-схема узла измерения физической характеристики, которую можно использовать в вариантах осуществления согласно настоящему раскрытию;
[0028] Фигура 2E - это упрощенная блок-схема с примечаниями подузла двойного фильтра низких частот, которую можно использовать в вариантах осуществления настоящего раскрытия;
[0029] Фигура 2F - это упрощенная блок-схема с примечаниями подузла усилителя напряжения с токовым управлением (УН), которую можно использовать в вариантах осуществления настоящего раскрытия;
[0030] Фигура 2G - это упрощенная блок-схема с примечаниями, обозначающая подузел двойного фильтра низких частот, подузел калибровочной нагрузки, подузел взаимодействия ячейки с образцом и биосенсором, подузел усилителя напряжения с токовым управлением, подузел измерения фазового сдвига XOR и подузел измерения фазового сдвига Quadratur DEMUX, которые можно использовать в узле измерения физической характеристики в вариантах осуществлении настоящего раскрытия.
[0031] На Фиг. 3A(1) показана тест-полоска 100 системы, показанной на Фиг. 1, в которой присутствуют два воспринимающих физическую характеристику электрода перед измерительными электродами.
[0032] На Фиг. 3A(2) изображен вариант тест-полоски, показанной на Фиг. 3A(1), при котором экранированный или заземленный электрод расположен непосредственно у входа в тестовую камеру;
[0033] На Фиг. 3A(3) изображен вариант тест-полоски, показанной на Фиг. 3A(2), при котором зона реагента была продлена вверх с тем, чтобы охватить по меньшей мере один из воспринимающих физическую характеристику электродов;
[0034] На Фиг. 3A(4) изображен вариант тест-полоски, показанной на Фиг. 3A(1), 3A(2) и 3A(3), в котором некоторые компоненты тест-полоски были интегрированы в единое целое;
[0035] На Фиг. 3B показан вариант тест-полоски, показанной на Фиг. 3A(1), 3A(2) или 3A(3), в котором один воспринимающий физическую характеристику электрод расположен вблизи входа, а второй воспринимающий физическую характеристику электрод находится у дальнего конца тестовой ячейки, причем измерительные электроды расположены между парой воспринимающих физическую характеристику электродов.
[0036] На Фиг. 3C и 3D показаны варианты с Фиг. 3A(1), 3A(2) или 3A(3), в которых воспринимающие физическую характеристику электроды расположены рядом друг с другом у дальнего конца тестовой камеры, причем измерительные электроды расположены перед воспринимающими физическую характеристику электродами.
[0037] На Фиг. 3E и 3F показано размещение воспринимающих физическую характеристику электродов, аналогичное показанному на Фиг. 3A(1), 3A(2) или 3A(3), в котором пара воспринимающих физическую характеристику электродов расположена в вблизи входа тестовой камеры.
[0038] На Фиг. 4A изображен график зависимости приложенного потенциала от времени для биосенсора, показанного на Фиг. 3A(1), 3A(2), 3A(3) и 3B-3F.
[0039] На Фиг. 4B изображен график зависимости тока на выходе от времени для биосенсора, показанного на Фиг. 3A(1), 3A(2), 3A(3) и 3B-3F.
[0040] На Фиг. 4C изображены нормальные выходные переходные сигналы и аномальные выходные переходные сигналы от соответствующих первого и второго рабочих электродов;
[0041] На Фиг. 5 показан пример сигнала, поданного в тестовую камеру, и сигнала, измеряемого от тестовой камеры, для демонстрации временной задержки между сигналами.
[0042] На Фиг. 6А показана логическая схема примерного способа для достижения более точного определения аналита с обнаружением ошибок недостаточного заполнения образца биосенсора.
[0043] На Фиг. 6B показана логическая схема альтернативная, изображенной на Фиг. 6А.
[0044] На Фиг. 7 показан выходной переходный сигнал биосенсора и диапазон моментов времени, используемых для определения аналита, а также для оценки концентрации аналита.
[0045] На Фиг. 8 представлены данные тестовых измерений в соответствии с примерной технологией, описанной в настоящем документе, где погрешность данных составляет менее примерно ±10% для диапазона значения гематокрита от примерно 30% до примерно 55%.
ВАРИАНТЫ ВЫПОЛНЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
[0046] Приведенное ниже подробное описание следует толковать со ссылкой на рисунки, на которых аналогичные элементы на разных рисунках пронумерованы идентично. Фигуры, не обязательно выполненные в масштабе, показывают выбранные варианты осуществления и не призваны ограничить объем настоящего изобретения. В подробном описании принципы изобретения показаны с помощью примеров, которые не имеют ограничительного характера. Это описание, несомненно, позволит специалистам в данной области реализовать и применять изобретение, и в нем представлено несколько вариантов осуществления, адаптаций, вариаций, альтернатив и вариантов применения изобретения, включая те, которые в настоящее время считаются наилучшими вариантами осуществления изобретения.
[0047] В настоящем документе термин «примерно» в отношении любых числовых значений или диапазонов указывает на подходящий допуск на размер, который позволяет части или совокупности компонентов выполнять функцию, предусмотренную для них в настоящем документе. Более конкретно, «примерно» или «приблизительно» может означать диапазон показателей, составляющих ±10% от описываемого показателя, т.е. «примерно 90%» может относиться к диапазону значений от 81% до 99%. Кроме того, в настоящем документе термины «пациент», «оператор», «пользователь» и «субъект» относятся к любому субъекту-человеку или субъекту-животному и не предполагают ограничения применения систем или способов только у человека, хотя применение предмета изобретения у пациента-человека представляет собой предпочтительный вариант осуществления. Для целей настоящего документа термин «осциллирующий сигнал» относится к сигналу(ам) напряжения или сигналу(ам) тока, которые, соответственно, меняют полярность или изменяют направление тока, или являются разнонаправленными. Также для целей настоящего документа термины «электрический сигнал» или «сигнал» предполагают включение сигнала постоянного тока, сигнала переменного тока или любого сигнала электромагнитного спектра. Термины «процессор»; «микропроцессор»; или «микроконтроллер» предполагают схожее значение и предполагают взаимозаменяемое использование. Используемый в настоящей заявке термин «подача сигнала оповещения» и его вариации означает выдачу текстового, звукового или визуального сигнала либо любого их сочетания для пользователя.
[0048] На Фиг. 1А изображен измерительный прибор 200, предназначенный для тестирования уровней аналита (т.е. глюкозы) в крови человека, с помощью биосенсора, изготовленного с применением способов и технологий, описанных и проиллюстрированных в настоящем документе. Измерительный прибор 200 может содержать средства ввода пользовательского интерфейса (206, 210, 214), которые могут быть выполнены в форме кнопок, для ввода данных, навигации по меню и выполнения команд. Данные могут включать в себя величины, представляющие концентрацию аналита, и/или информацию, относящуюся к повседневному образу жизни человека. Информация, относящаяся к повседневному образу жизни, может содержать данные о приеме пищи, приеме лекарств, проведении контрольных осмотров состояния здоровья, а также общем состоянии здоровья и уровне физической нагрузки пациента. Измерительный прибор 200 может также содержать дисплей 204, который можно использовать для отображения измеренных уровней глюкозы и для облегчения ввода информации, относящейся к повседневному образу жизни пациента.
[0049] Измерительный прибор 200 может также содержать первое средство ввода интерфейса пользователя 206, второе средство ввода интерфейса пользователя 210 и третье средство ввода интерфейса пользователя 214. Средства ввода интерфейса пользователя 206, 210 и 214 облегчают ввод и анализ данных, которые хранятся в измерительном устройстве, позволяя пользователю навигацию в интерфейсе пользователя, который отражается на дисплее 204. Средства ввода интерфейса пользователя 206, 210 и 214 содержат первую маркировку 208, вторую маркировку 212 и третью маркировку 216, которые помогают приводить в соответствие данные, которые вводит пациент, со знаками на дисплее 204.
[0050] Измерительный прибор 200 может быть включен, когда биосенсор 100 (или его варианты) вставляют в разъем 220 порта полоски, нажатием и удерживанием в течение короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206 или при обнаружении передачи данных через порт 218 обмена данными. Измерительный прибор 200 может быть выключен, когда тест-полоску 100 (или ее варианты) вынимают, нажатием и удерживанием в течение короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206, нахождением и выбором опции выключения в главном меню экрана, или если ни одну кнопку не нажимать в течение предварительно заданного промежутка времени. Дисплей 204 может необязательно включать в себя фоновую подсветку.
[0051] В одном варианте осуществления измерительный прибор 200 может быть выполнен с возможностью не принимать входные калибровочные данные, например, от любого внешнего источника при переходе от одной партии тест-полосок на другую партию тест-полосок. Таким образом, в одном возможном варианте осуществления настоящего изобретения измерительный прибор может быть выполнен с возможностью не принимать входные калибровочные данные от внешних источников, таких как интерфейс пользователя (например, средства 206, 210, 214), вставленной тест-полоски, отдельной кодирующей клавиши или кодирующей полоски, порта 218 обмена данными. Необходимость в таких входных калибровочных данных отсутствует тогда, когда все партии биосенсоров обладают практически одинаковыми калибровочными характеристиками. Входные калибровочные данные могут состоять из набора значений, приписанных конкретной партии биосенсоров. Например, ввод калибровочных данных может содержать значение «наклона» партии и значение отсекаемого отрезка для конкретной партии тест-полосок. Калибровочные данные, такие как наклон партии и значение отсекаемого отрезка, может быть предварительно задана в измерительном приборе, как описано ниже.
[0052] На рис. 2A показана примерная внутренняя компоновка измерительного прибора 200. Измерительный прибор 200 может содержать процессор 300, который в некоторых описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления представляет собой 32-битный RISC-микроконтроллер. В предпочтительных описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления процессор 300 предпочтительно выбирается из семейства микроконтроллеров со сверхнизким энергопотреблением типа MSP 430 производства компании "Texas Instruments", г. Даллас, штат Техас. Процессор может быть двусторонне подключен с помощью портов 314 ввода/вывода к памяти 302, которая в некоторых описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления представляет собой электронно-перепрограммируемое ПЗУ. Порт 218 обмена данными, средства ввода пользовательского интерфейса 206, 210 и 214, а также драйвер 320 дисплея также подключены к процессору 300 посредством портов ввода/вывода 214. Порт 218 обмена данными может подключаться к процессору 300, позволяя, таким образом, передавать данные между памятью 302 и внешним устройством, таким как персональный компьютер. Средства ввода пользовательского интерфейса 206, 210 и 214 непосредственно подключены к процессору 300. Процессор 300 управляет дисплеем 204 с помощью драйвера 320 дисплея. При производстве измерительного прибора 200 в память 302 может быть предварительно загружена калибровочная информация, такая как наклон партии и значения отсекаемого отрезка для партии. Предварительно загруженная калибровочная информация может быть доступна для процессора 300 и использована процессором 300 после приема подходящего сигнала (например, токового) от полоски через разъем 220 порта для полоски с тем, чтобы рассчитать соответствующий уровень аналита (например, концентрацию глюкозы в крови), используя сигнал и калибровочную информацию без приема калибровочной информации от какого-либо внешнего источника.
[0053] В описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления измерительный прибор 200 может содержать Специализированную интегральную микросхему (СИМС) 304 с тем, чтобы обеспечить электронную схему, используемую в измерении уровня глюкозы в крови, которая применяется для тест-полоски 100 (или ее вариантов), вставленной в разъем 220 порта для полоски. Аналоговые напряжения могут подаваться к и от СИМС 304 посредством аналогового интерфейса 306. Аналоговые сигналы от аналогового интерфейса 306 могут быть преобразованы в цифровые сигналы преобразователем аналогового сигнала в цифровой 316. Процессор 300 к тому же содержит ядро 308, ПЗУ 310 (содержащее машинный код), ОЗУ 312 и часы 318. В одном варианте осуществления процессор 300 выполнен с возможностью (или запрограммирован) блокировки всех средств ввода пользовательского интерфейса, кроме разового ввода по результатам отображения значения аналита блоком дисплея, такого как, например, во время периода после измерения аналита. В альтернативном варианте осуществления процессор 300 выполнен с возможностью (или запрограммирован) игнорирования ввода информации всеми средствами ввода пользовательского интерфейса, кроме разового ввода по результатам отображения значения аналита блоком дисплея. Подробное описание и иллюстрации измерительного прибора 200 представлены в Публикации Международной заявки на патент №. WO2006070200, которая включена в данную заявку путем упоминания, как если бы она была полностью изложена в этом документе.
[0054] Как показано на Фиг. В и 2С-2G предусмотрен другой вариант портативного измерительного прибора 200. Данная версия измерительного прибора 200 содержит дисплей 102, множество кнопок 104 интерфейса пользователя, разъем 106 порта для полоски, USB-интерфейс 108 и корпус. Как, в частности, представлено на Фиг. 1B и 2C, портативный измерительный прибор 200 также включает в себя узел 112 микроконтроллера, узел 114 измерения физической характеристики, узел 116 управления дисплеем, узел 118 памяти и другие электронные компоненты (не показаны) для приложения тестового напряжения к биосенсору, а также для измерения электрохимического отклика (например, множества значений тестового тока) и определения аналита на основе электрохимического отклика. Для упрощения настоящего описания на фигурах показаны не все такие электронные схемы.
[0055] Дисплей 102 может представлять собой, например, жидкокристаллический дисплей или бистабильный дисплей, выполненный с возможностью отображения экранного изображения. Пример экранного изображения может включать концентрацию глюкозы, дату и время, сообщение об ошибке, а также интерфейс пользователя с инструкциями для конечного пользователя по выполнению теста.
[0056] Разъем 106 порта для полоски выполнен с возможностью функционального сопряжения с биосенсором 100, таким как электрохимический биосенсор, выполненный с возможностью определения концентрации глюкозы в пробе цельной крови. Таким образом, биосенсор выполнен с возможностью рабочего ввода в разъем 106 порта для полоски и функционального взаимодействия с основанным на фазовом сдвиге узлом 114 измерения гематокрита при помощи, например, подходящих электрических контактов.
[0057] USB-интерфейс 108 может представлять собой любой соответствующий интерфейс, известный специалисту в данной области. USB-интерфейс 108 является, по существу, пассивным компонентом, выполненным с возможностью подачи питания и использования в качестве линии передачи данных на портативный измерительный прибор 200.
[0058] После сопряжения биосенсора с портативным измерительным прибором 200 или перед этим в камеру для образца биосенсора вводится образец физиологической текучей среды (например, проба цельной крови). Биосенсор может включать в себя ферментативные реагенты, избирательно и количественно преобразующие аналит в другую предварительно заданную химическую форму. Например, биосенсор может включать ферментативный реагент с феррицианидом и глюкозооксидазой таким образом, чтобы физически преобразовать глюкозу в окисленную форму.
[0059] Узел памяти 118 портативного измерительного прибора 200 включает в себя соответствующий алгоритм и может быть выполнен с возможностью наравне с узлом 112 микроконтроллера определять аналит на основе электрохимического отклика биосенсора и гематокрита введенного образца. Например, при определении аналита глюкозы в крови гематокрит может использоваться для компенсирования воздействия гематокрита на определение концентраций глюкозы в крови электрохимическим способом.
[0060] Узел 112 микроконтроллера помещен в корпус; он может включать любой подходящий микроконтроллер или микропроцессор, известный специалистам в данной области. Соответствующие микроконтроллеры, изготовленные компанией Texas Instruments, Даллас, Техас, США, имеются в продаже с номером детали MSP430F5138. Такой микроконтроллер может генерировать прямоугольный сигнал частотой от 25 до 250 кГц и волну со сдвигом по фазе 90 градусов такой же частоты, при этом функционируя как s-блок генерации сигналов, который будет описан далее. MSP430F5138 также имеет аналогово-цифровой преобразователь (АЦП) с технологическими возможностями, пригодными для измерения напряжений, создаваемых блоком для измерения гематокрита на основании фазового сдвига, который используется для осуществления настоящего описания изобретения.
[0061] Как, в частности, показано на Фиг. 2C и 2D, основанный на фазовом сдвиге узел 114 измерения гематокрита (на Фиг. 2С) включает в себя подузел 120 генерации сигналов, подузел фильтра низких частот 122, подузел 124 взаимодействия биосенсора с ячейкой с образцом, необязательный узел 126 калибровочной нагрузки (в области, ограниченной пунктирной линией на Фиг. 2D), подузел 128 управляемого током усилителя напряжения и подузел 130 фазового детектора.
[0062] Как описано выше, основанный на фазовом сдвиге узел 114 измерения гематокрита и узел 112 микроконтроллера выполнены с возможностью измерения фазового сдвига в образце физиологической текучей среды в измерительной ячейке биосенсора, вставленного в портативный измерительный прибор при помощи, например, измерения смещения фазы одной или более высокочастотных электрических сигналов, проводимых через образец физиологической текучей среды. Вместе с тем узел 112 микроконтроллера выполнен с возможностью вычисления гематокрита в физиологической текучей среде на основании фазового сдвига. Микроконтроллер 112 может вычислять гематокрит при помощи, например, АЦП, который измеряет напряжения, принимаемые от подузла фазового детектора, преобразовывает напряжения в фазовый сдвиг и затем использует соответствующий алгоритм или справочную таблицу для преобразования фазового сдвига в значения гематокрита. Зная эту информацию, компетентный специалист поймет, что подобный алгоритм или справочная таблица выполнены с учетом различных факторов, таких как геометрия полоски (включая площадь электрода и объем камеры для образца) и частота сигнала.
[0063] Было определено, что существует связь между реактивностью образца цельной крови и гематокритом этого образца. Электрическое моделирование образца физиологической текучей среды (т. е. образца цельной крови) параллельно включенными емкостными и резистивными компонентами показывает, что при пропускании сигнала переменного тока через образец физиологической текучей среды фазовый сдвиг сигнала переменного тока будет зависеть как от частоты напряжения переменного тока, так и от уровня гематокрита в образце. Кроме того, моделирование указывает на то, что гематокрит оказывает относительно меньшее воздействие на фазовый сдвиг, когда частота сигнала находится в диапазоне приблизительно от 10 до 25 кГц, и наибольшее воздействие, когда частота сигнала оказывается в диапазоне приблизительно от 250 до 500 кГц. Таким образом, гематокрит в образце физиологической текучей среды может измеряться, например, при передаче сигналов переменного тока известной частоты через образец физиологической текучей среды и обнаружении их фазового сдвига. Например, фазовый сдвиг сигнала с частотой в диапазоне от 10 до 25 кГц может использоваться как опорное показание при таких измерении гематокрита, в то время как фазовый сдвиг сигнала с частотой в диапазоне от 250 до 500 кГц может использоваться в качестве основного измерения.
[0064] Как, в частности, представлено на ФИГ. 2C-2G, в качестве подузла 120 генерации сигналов может выступать любой подходящий блок генерации сигналов, выполненный с возможностью генерирования прямоугольного колебания (от 0 В до Vопорн.) требуемой частоты. При необходимости такой подузел генерации сигнала можно интегрировать в узел 112 микроконтроллера.
[0065] Сигнал 120, сгенерированный при помощи подузла генерации сигналов, передается на подузел 122 двойного фильтра низких частот, который выполнен с возможностью преобразования сигнала прямоугольного колебания в сигнал синусоидального колебания предварительно заданной частоты. Двойной ФНЧ на ФИГ. 2E выполнен с возможностью выдачи как сигнала первой частоты (это частота в диапазоне от 10 до 25 кГц), так и сигнала второй частоты (это частота в диапазоне от 250 до 500 кГц) на поверхность контакта подузла ячейки с образцом и в камеру для образца биосенсора (также называемой измерительной ячейкой HCT (гематокрита)). Выбор первой и второй частоты выполняется при помощи ключа IC7, как показано на ФИГ. 2E. Двойной ФНЧ на ФИГ. 2E включает в себя применение подходящих операционных усилителей (IC4 и IC5), таких как операционный усилитель, доступный в продаже от компании Texas Instruments, г. Даллас, штат Техас, как высокоскоростной операционный усилитель КМОП-типа с обратной связью по напряжению, номер по каталогу OPA354.
[0066] Как представлено на ФИГ. 2E, F-DRV представляет собой входной прямоугольный сигнал низкой или высокой частоты (например, 25 кГц или 250 кГц), который соединен как с IC4, так и с IC5. Сигнал Fi-ВЫСЩКИЙ/НИЗКИЙ (с микроконтроллера) выбирает выходной сигнал с подузла 122 двойного фильтра низких частот при помощи модулятора IC7. C5 на ФИГ. 2E выполнена с возможностью блокировать рабочее напряжение на подузле 122 двойного фильтра низких частот от измерительной ячейки HCT.
[0067] Несмотря на то, что на ФИГ. 2E изображен конкретный двойной ФНЧ, в качестве подузла 122 двойного фильтра низких частот может выступать любой соответствующий требованиям подузел фильтра низких частот, известный компетентным в данной области специалистам, включая, например, соответствующий фильтр низких частот с многоконтурной обратной связью или фильтр низких частот Саллена-Кея.
[0068] Синусоидальное колебание, производимое подузлом 122 фильтра низких частот, передается на подузел 124 взаимодействия биосенсора с ячейкой с образцом, где оно передается по измерительной ячейке биосенсора (также называемой измерительной ячейкой гематокрита). В качестве узла 124 взаимодействия биосенсора с ячейкой с образцом может выступать любой подходящий узел взаимодействия с ячейкой с образцом, включая, например, узел взаимодействия, выполненный с возможностью функционального взаимодействия с измерительной ячейкой биосенсора при помощи первого и второго электродов биосенсора, помещенных в ячейку с образцом. При такой конфигурации сигнал поступает в ячейку с образцом (из подузла фильтра низких частот) через первый электрод и снимается с ячейки с образцом (при помощи подузла усилителя напряжения) через второй электрод, как изображено на ФИГ. 2G.
[0069] Ток, производимый сигналом, проходящим через ячейку с образцом, перехватывается подузлом 128 управляемого током усилителя напряжения и преобразуется в сигнал напряжения для передачи на подузел 130 фазового детектора.
[0070] В качестве подузла 128 управляемого током усилителя напряжения может выступать любой подходящий подузел управляемого током усилителя напряжения, известный специалисту, компетентному в данной области. ФИГ. 2F представляет собой упрощенную блок-схему одного из таких подузлов управляемого током усилителя напряжения (основанных на использовании двух рабочих усилителей OPA354: IC3 и IC9) с примечаниями. Первая ступень подузла 128 управляемого током усилителя напряжения (TIA) работает, например, с напряжением 400 мВ, что ограничивает амплитуду переменного тока до +/-400 мВ. Вторая ступень подузла 128 TIA работает на Vопорн./2, это конфигурация, которая позволяет генерировать выходной сигнал во всем диапазоне аналогово-цифровых входных сигналов микроконтроллера. C9 подузла 128 TIA служит в качестве блокирующего элемента, который позволяет проходить лишь сигналам переменного тока от синусоидальных колебаний.
[0071] В качестве подузла 130 фазового детектора может выступать любой подходящий подузел фазового детектора, который может вырабатывать как цифровую частоту, которую может считать узел 112 микроконтроллера с использованием функции захвата, так и аналоговое напряжение, которое может считать узел микроконтроллера 112 с помощью аналого-цифрового преобразователя. На ФИГ. 2G изображена схема, на которой находятся два подузла фазовых детекторов, а именно фазовый детектор XOR (в верхней части на ФИГ. 2G, включает в себя IC22 и IC23) и фазовый детектор Quadrature DEMUX (в нижней части ФИГ. 2G, включает в себя IC12 и IC13).
[0072] На ФИГ. 2G также изображена установка подузла 126 калибровочной нагрузки, которая включает в себя переключатель (IC16) и имитацию нагрузки R7 и C6. Подузел 126 калибровочной нагрузки выполнен с возможностью динамического измерения фазового сдвига для известного нулевого фазового сдвига от нуля градусов, вырабатываемого резистором R7, таким образом обеспечивая сдвиг фазы для использования при калибровке. C6 предназначен для усиления предварительно заданного незначительного фазового сдвига, например для компенсирования фазовых задержек, вызванных паразитной емкостью в трассах прохождения сигналов к ячейке с образцом или для фазовых задержек в электрических контурах (ФНЧ и TIA).
[0073] Контур фазового детектора Quadrature DEMUX на ФИГ. 2G включает в себя два участка: один участок для резистивной части входящего сигнала переменного тока, другой участок для реактивной части входящего сигнала переменного тока. Использование этих двух участков позволяет одновременно измерять как резистивную, так и реактивную часть сигнала переменного тока в диапазоне измерений от 0 до 360 градусов. Контур детектора Quadrature DEMUX на ФИГ. 2G генерирует два раздельных напряжения на выходе. Один из этих напряжений на выходе представляет собой «синфазное измерение» и пропорционален «резистивной» части сигнала переменного тока. Другое напряжения на выходе представляет собой «квадратурное измерение» и пропорционально «реактивной» части сигнала. Фазовый сдвиг вычисляют следующим образом:
-1
КВАДР. ФАЗ.
СИН. ФАЗ.
Φ=tan(V/V)
[0074] Контур такого фазового детектора, как Quadrature DEMUX, также может измерять импеданс физиологической текучей среды в ячейке с образцом. Гипотетически (необязательно) импеданс может быть использован наравне с фазовым сдвигом или независимо от него для определения гематокрита в физиологическом образце. Амплитуду сигнала, пропущенного через ячейку с образцом, можно вычислить с помощью двух выходных напряжений контура детектора Quadrature DEMUX следующим образом:
КВАДР. ФАЗА
СИНФАЗА
2
2
Амплитуда=SQR ((V)+(V))
[0075] Для определения импеданса эту амплитуду затем сравнивают с измеренной амплитудой известного резистора стандартного узла 126 калибровочной нагрузки.
[0076] Диапазон измерения у участка фазового детектора XOR от 0° до 180° или, альтернативно, диапазон измерений от -90° до +90° зависит от того, синфазен ли «входной сигнал с прямоугольной формой волны по сравнению с µC» синусоидальному колебанию или имеет сдвиг по фазе на 90°. Фазовый детектор XOR вырабатывает выходную частоту, которая всегда вдвое выше частоты входного сигнала, однако его скважность может изменяться. Если оба входных сигнала совершенно синфазны, то выходной сигнал считается НИЗКИМ. Если оба входа смещены на 180°, то уровень на выходе будет ВЫСОКИМ. Путем интегрирования выходного сигнала, например при помощи простого элемента RC, напряжение можно преобразовывать, и оно будет прямо пропорционально фазовому сдвигу между двумя входными сигналами.
[0077] Согласно настоящему описанию специалисту будет понятно, что подузел фазового детектора, используемый для осуществления настоящего описания изобретения, может принимать любую подходящую форму и включать, например, формы, которые используют технику захвата фронта импульса, технику XOR и технику синхронной демодуляции.
[0078] Так как подузел 122 фильтра низких частот, подузел 128 управляемого током усилителя напряжения и подузел 130 фазового детектора могут вводить остаточное фазовое смещение в основанный на фазовом сдвиге узел 114 измерения гематокрита, узел 126 калибровочной нагрузки может быть необязательно включен в основанный на фазовом сдвиге узел измерения гематокрита. Узел 126 калибровочной нагрузки выполнен так чтобы иметь практически резистивный характер (например, нагрузка 33 кОм), поэтому он не вызывает фазового сдвига между напряжением возбуждения и вырабатываемым током. Узел 126 калибровочной нагрузки выполнен переключаемым к контуру, чтобы давать «нулевое» показание при калибровке. Откалиброванный портативный измерительный прибор может измерять фазовый сдвиг образца физиологической текучей среды при помощи вычитания «нулевого» показания, чтобы рассчитать скорректированный фазовый сдвиг и в дальнейшем рассчитать физическую характеристику образца на основании скорректированного фазового сдвига.
[0079] На Фиг. 3А(1) примерный представлен вид в перспективе с пространственным разделением компонентов тест-полоски 100, которая может включать в себя семь слоев, расположенных на подложке 5. Семь слоев, расположенных на подложке 5, могут включать первый проводящий слой 50 (который может также называться электродным слоем 50), изолирующий слой 16, два накладывающихся слоя реагента 22a и 22b, адгезивный слой 60, который содержит адгезивные участки 24, 26 и 28, гидрофильный слой 70 и верхний слой 80, образующий покрытие 94 для тест-полоски 100. Тест-полоску 100 можно изготавливать в несколько этапов с последовательным нанесением на подложку 5 проводящего слоя 50, изолирующего слоя 16, слоев реагента 22a и 22b, и адгезивного слоя 60 при помощи, например, способа трафаретной печати. Заметьте, что электроды 10, 12 и 14 расположены так, чтобы контактировать со слоями реагентов 22a и 22b, в то время как воспринимающие физическую характеристику электроды 19a и 20a расположены отдельно и не контактируют со слоями реагентов 22a и 22b. Гидрофильный слой 70 и верхний слой 80 могут быть нанесены из рулона путем ламинирования на подложку 5 с образованием единого ламината или отдельных слоев. Тест-полоска 100 имеет дистальный участок 3 и проксимальный участок 4 показанные на рис. 3A(1).
[0080] Тест-полоска 100 может включать в себя принимающую образец камеру 92, через которую можно втянуть или нанести образец 95 физиологической текучей среды (рисунок 3A(2)). Обсуждаемый здесь образец физиологической текучей среды может представлять собой кровь. Принимающая образец камера 92 может иметь входное отверстие на проксимальном конце и выходное отверстие в боковых кромках тест-полоски 100, как показано на Фиг. 3А(1). Образец 95 текучей среды можно нанести на входное отверстие вдоль оси L-L (рисунок 3A(2)) для заполнения принимающей образец камеры 92 таким образом, чтобы можно было измерить уровень глюкозы. Все боковые кромки первой адгезивной площадки 24 и второй адгезивной площадки 26, расположенные рядом со слоем реагента 22 (который может включать 22a и 22b), образуют стенку принимающей образец камеры 92, как показано на Фиг. 3А(1). Нижняя часть, или «дно», принимающей образец камеры 92 может включать в себя участок подложки 5, проводящего слоя 50 и изолирующего слоя 16, как показано на Фиг. 3А(1). Верхняя часть, или «крыша», принимающей образец камеры 92 может включать дистальный гидрофильный участок 32, как показано на Фиг. 3А(1). В тест-полоске 100, как показано на Фиг. 3A(1), подложка 5 может быть использована в качестве основы для поддержки последующих слоев. Подложка 5 может быть выполнена в виде листа полиэфира, такого как материал полиэтилентетрафталат (ПЭТФ) (Hostaphan PET, поставляемый компанией «Mitsubishi»). Подложка 5 может быть представлена в виде рулона номинальной толщиной 350 микрон, шириной 370 миллиметров и длиной приблизительно 60 метров.
[0081] Проводящий слой необходим для формирования электродов, которые можно использовать для электрохимического измерения содержания глюкозы. Первый проводящий слой 50 может быть изготовлен из графитовой краски, нанесенной на подложку 5 способом трафаретной печати. В процессе трафаретной печати графитовую краску наносят на трафарет, а затем переносят ее через трафарет при помощи валика. Нанесенную таким образом графитовую краску можно высушить горячим воздухом при температуре примерно 140ºC. В состав графитовой краски может входить смола VAGH, газовая сажа, графит (KS15) и один или несколько растворителей для смеси смолы, сажи и графита. Более конкретно, графитовая краска может содержать смешанную в соответствующей пропорции газовую сажу: смола VAGH примерно 2.90:1 и пропорция графита: газовой сажи около 2,62:1 в составе графитовой краски.
[0082] В тест-полоске 100, как показано на Фиг. 3А(1), первый проводящий слой 50 может включать в себя электрод 10 сравнения, первый рабочий электрод 12, второй рабочий электрод 14, третий и четвертый воспринимающие физическую характеристику электроды 19а и 20a, первую контактную площадку 13, вторую контактную площадку 15, опорную контактную площадку 11, дорожку первого рабочего электрода 8, дорожку второго рабочего электрода 9, дорожку 7 электрода сравнения и детекторную полоску 17. Воспринимающие физическую характеристику электроды 19a и 20a, имеют соответствующие токопроводящие дорожки 19b и 20b. Проводящий слой может быть образован из графитовой краски. Первая контактная площадка 13, вторая контактная площадка 15 и контрольная контактная площадка 11 могут быть выполнены с возможностью электрического соединения с измерительным прибором. Дорожка первого рабочего электрода 8 обеспечивает электрически непрерывный путь от первого рабочего электрода 12 к первой контактной площадке 13. Аналогичным образом дорожка второго рабочего электрода 9 обеспечивает электрически непрерывный путь от второго рабочего электрода 14 ко второй контактной площадке 15. Аналогичным образом, дорожка 7 электрода сравнения обеспечивает электрически непрерывный путь от электрода 10 сравнения до контрольной контактной площадки 11. Детекторная полоска 17 имеет электрическое соединение с контрольной контактной площадкой 11. Токопроводящие дорожки третьего и четвертого электродов 19b и 20b соединены с соответствующими электродами 19a и 20a. Измерительный прибор в состоянии определять правильность установки тест-полоски 100, измеряя неразрывность цепи между контрольной контактной площадкой 11 и детекторной полоской 17, как показано на Фиг. 3А(1).
[0083] Варианты тест-полоски 100 (Фиг. 3A(1), 3A(2), 3A(3) или 3A(4)) показаны на Фиг. 3B-3F. Вкратце, в отношении вариантов тест-полоски 100, эти тест-полоски включают в себя слой ферментативного реагента, расположенный на рабочем электроде, профилированный разделительный слой, нанесенный поверх первого профилированного проводящего слоя и выполненный с возможностью образовывать камеру для приема образца в биосенсоре, и второй профилированный проводящий слой, нанесенный поверх первого профилированного проводящего слоя. Второй профилированный электропроводящий слой включает первый и второй электроды для измерения фазового сдвига. Кроме того, первый и второй электроды для измерения фазового сдвига располагаются в камере для образца и предназначены для измерения, совместно с портативным измерительным прибором, фазового сдвига электрического сигнала, пропущенного через образец физиологической текучей среды, введенный в камеру для образца при использовании биосенсора. Такие электроды для измерения фазового сдвига называются в данном документе электродами для измерения фазового сдвига в физиологических текучих средах. Биосенсоры для различных вариантов осуществления изобретения, описанные в данном документе, как предполагается, имеют преимущество в том, что, например, первый и второй электроды для измерения фазового сдвига расположены над рабочим электродом и электродом сравнения, тем самым позволяя иметь камеру для образца с выгодно малым объемом. Напротив, конфигурация, при которой первый и второй электроды для измерения фазового сдвига расположены в одной плоскости в рабочим электродом и электродом сравнения, требует большего количества физиологической текучей среды и большей по размеру камеры для образца, чтобы образец физиологической текучей среды закрывал как первый и второй электроды для измерения фазового сдвига, так и рабочий электрод с электродом стандартным сравнения.
[0084] В варианте осуществления, представленном на Фиг. 3A(2), который является вариантом тест-полоски, показанной на Фиг. 3A(1), дополнительный электрод 10a является продолжением любого из упомянутого множества электродов 19a, 20a, 14, 12 и 10. Необходимо отметить, что встроенный экранированный или заземленный электрод 10a используется для уменьшения или устранения любой емкостной связи между пальцем или телом пользователя и электродами, замеряющими характеристики 19a и 20a. Заземленный электрод 10a направляет емкостную связь прочь от воспринимающих электродов 19a и 20a. Для осуществления этого заземленный электрод 10a может быть соединен с любым другим из пяти электродов или с собственной контактной площадкой (и токопроводящей дорожкой) для заземления измерительного прибора вместо одного и более контактных площадок 15, 17, 13 через соответствующие токопроводящие дорожки 7, 8 и 9. В предпочтительном варианте осуществления заземленный электрод 10a соединен с одним из трех электродов, на которых расположен реагент 22. В наиболее предпочтительном варианте осуществления заземленный электрод 10a соединен с электродом 10. Наличие заземленного электрода позволяет соединить его с электродом (10) сравнения, избегая тем самым воздействия дополнительных токов на работу электродов. Эти токи могут приходить от воздействующих соединений в образце. Кроме того, считается, что соединение экранирующего или заземляющего электрода 10a с электродом 10 эффективно увеличивает размер противоэлектрода 10, что может стать ограничивающим фактором, особенно при больших сигналах. В варианте осуществления, представленном на Фиг. 3A(2), расположение реагента организовано таким образом, что он не контактирует с измерительными электродами 19a и 20a. В качестве альтернативы, в варианте осуществления, представленном на Фиг. 3A(3), расположение реагента 22 организовано таким образом, что он контактирует с по меньшей мере одним из воспринимающих электродов 19a и 20a.
[0085] В альтернативной версии тест-полоски 100, представленной на Фиг. 3A(4), верхний слой 38, слой 34 гидрофильной пленки и разделительный слой 29 были соединены вместе для образования интегрированного блока для соединения с подложкой 5 со слоем реагента 22’, расположенного проксимально по отношению к слою изоляции 16’.
[0086] В варианте осуществления, показанном на Фиг. 3B, электроды для измерения концентрации аналита 10, 12, и 14 расположены в по существу такой же конфигурации, как показано на Фиг. 3A(1), 3A(2) или 3A(3). Однако электроды 19a и 20a для восприятия физической характеристики (например, гематокрита) расположены в разнесенной конфигурации, в которой один электрод 19a находится вблизи входа 92a в тестовую камеру 92 и другой электрод 20a находится с противоположной стороны тестовой камеры 92. Электроды 10, 12 и 14 расположены таким образом, чтобы контактировать со слоем 22 реагента.
[0087] На Фиг. 3C, 3D, 3E и 3F воспринимающие физическую характеристику (например, гематокрит) электроды 19a и 20a расположены рядом друг с другом и могут находиться с противоположной стороны от входа 92a в тестовую камеру 92 (Фиг. 3C и 3D) или рядом с входом 92a (Фиг. 3E и 3F). Во всех этих вариантах осуществления изобретения воспринимающие физическую характеристику электроды располагаются на некотором расстоянии от слоя реагента 22, чтобы на эти воспринимающие физическую характеристику электроды не оказывала влияние электрохимическая реакция реагента в присутствии образца текучей среды (например, крови или интерстициальной текучей среды), содержащей глюкозу.
[0088] В различных вариантах осуществления биосенсора выполняются два измерения образца текучей среды, помещенной на биосенсор. Одно измерение - это концентрация аналита (например, глюкозы) в образце текучей среды, в то время как другое измерение - это физическая характеристика (например, гематокрит) в том же образце. Измерение физической характеристики (например, гематокрита) используется для модификации или корректировки измерения глюкозы, так чтобы устранить или снизить влияние эритроцитов на измерения глюкозы. Оба измерения (глюкозы и гематокрита) могут быть выполнены последовательно, одновременно или могут перекрываться во времени. Например, измерение глюкозы может быть выполнено в первым, а затем измерение физической характеристики (например, гематокрита); измерение физической характеристики (например, гематокрита) проводится первым, затем измерение глюкозы; оба измерения одновременно; или продолжительность одного измерения может накладываться на продолжительность другого измерения. Каждое из измерений подробно описано ниже со ссылкой на рисунки 4A, 4B и 5.
T
T
T
FD
S
S
[0089] Рисунок 4A представляет собой пример схемы того, как тестовый сигнал подается на тест-полоску 100 и ее варианты, приведенные в данном документе. Перед тем как нанести образец текучей среды на тест-полоску 100 (или на ее варианты), измерительный прибор 200 переводится в режим обнаружения текучей среды, в котором первый тестовый сигнал напряжением примерно 400 мВ подается между вторым рабочим электродом и электродом сравнения. Второй тестовый сигнал напряжением примерно 400 предпочтительно подать одновременно между первым рабочим электродом (например, электродом 12 полоски 100) и электродом сравнения (например, электродом 10 полоски 100). Как вариант, второй тестовый сигнал может быть подан одновременно, чтобы временной интервал подачи первого тестового сигнала накладывался на временной интервал подачи второго тестового сигнала. Измерительный прибор может находиться в режиме обнаружения текучей среды в течение интервала времени обнаружения текучей среды  до обнаружения физиологической текучей среды в начальный момент времени, равный нулю. В режиме обнаружения текучей среды измерительный прибор 200 определяет, когда текучую среду наносят на тест-полоску 100 (или ее варианты) таким образом, что текучая среда смачивает либо первый рабочий электрод 12, либо второй рабочий электрод 14 (или оба рабочих электрода) относительно электрода 10 сравнения. После того, как измерительный прибор 200 распознал, что нанесена физиологическая текучая среда, например, по значительному увеличению измеренного тестового тока на одном или обоих из первого рабочего электрода 12 и второго рабочего электрода 14, измерительный прибор 200 назначает второй нулевой маркер в «момент ноль» «0»и запускает тестового временной интервал . Измерительный прибор 200 может выполнять выборку выходного переходного тока с любой подходящей частотой, например, каждую миллисекунду или каждые 100 миллисекунд. По завершении тестового временного интервала  тестовый сигнал снимается. Для простоты на Фиг. 4A показан только первый тестовый сигнал, подаваемый на тест-полоску 100 (или ее варианты).
[0090] Далее описывается, как определяется концентрация аналита (например глюкозы) на основании переходных сигналов (например, измеренного отклика электрического сигнала в наноамперах в зависимости от времени), которые измеряются, когда тестовые напряжения, показанные на Фиг. 4А, подаются к тест-полоске 100 (или к ее вариантам).
T
t
T
Tp
S
0
S
[0091] На Фиг. 4А первое и второе тестовые напряжения, приложенные к тест-полоске 100 (или к ее вариантам, описанным в данном документе), как правило, составляют примерно от + 100 милливольт до + 600 милливольт. В одном варианте осуществления, когда электроды включают графитовую краску, а медиатор представляет собой феррицианид, тестовое напряжение составляет примерно +400 мВ. Специалисты в данной области техники знают, что комбинации других медиаторов и материалов электродов потребуют других тестовых напряжений. Продолжительность тестовых напряжений обычно составляет от примерно 1 до примерно 5 секунд после периода реакции, и, как правило, составляет примерно 3 секунды после периода реакции. Как правило, время тестовой последовательности  измеряется относительно времени . Пока напряжение 401 поддерживается, как показано на Фиг. 4A, в течение времени , генерируются выходные сигналы, показанные на Фиг. 4B, с выходным переходным током 702 для первого рабочего электрода 12, генерация которого начинается в «момент ноль», и точно так же переходной ток 704 для второго рабочего электрода 14 также генерируется относительно «момента ноль». Следует отметить, что, хотя переходные сигналы 702 и 704 были помещены в одну и ту же референтную точку нуля с целью разъяснения процесса, в физическом смысле есть небольшая разница во времени между двумя сигналами из-за наличия потока текучей среды в камере к каждому из рабочих электродов 12 и 14 вдоль оси L-L. Однако выборка и конфигурирование сигналов переходных токов в микроконтроллере организованы так, чтобы они имели одно и то же время начала. На Фиг. 4B переходные токи нарастают и достигают пика вблизи времени  пика, после чего ток медленно спадает до достижения приблизительно 2,5 или 5 секунд после «момента ноль». В точке 706 приблизительно на 5 секунде выходные сигналы с каждого из рабочих электродов 12 и 14 могут быть измерены и сложены друг с другом. В качестве другого варианта сигнал только от одного из рабочих электродов 12 и 14 может быть удвоен.
I
E
1
2
3
N
S
1.5
2.8
[0092] Как показано на ФИГ. 2B, система передает сигнал для измерения или выборки выходных сигналов  с по меньшей мере с одного из рабочих электродов (12 и 14) в любой из множества моментов или координат времени T, T, T, …. T. Как видно на Фиг. 4B, положение времени может быть представлено любой временной точкой или интервалом в тестовой последовательности T. Например, положение времени, при котором измеряется выходной сигнал, может представлять собой один момент времени T на 1,5 секунде или интервал 708 (например, интервал ~10 миллисекунд или более в зависимости от частоты выборки системы), перекрывающийся с моментом времени T вблизи 2,8 секунд.
E
WE1
WE2
WE1
WE2
[0093] Зная параметры биосенсора (например, калибровочный код смещения партии и калибровочный наклон) для конкретной партии тест-полосок 100 и ее вариаций, можно рассчитать концентрацию определяемого вещества (например, глюкозы). Выходные переходные процессы 702 и 704 могут быть подвергнуты выборке для получения сигналов I (путем суммирования каждого тока I и I или удвоения одного из I или I) в различных положениях времени во время проведения тестовой последовательности. Зная калибровочный код смещения партии и калибровочный наклон конкретной тест-полоски 100, аналита, (например, глюкозы), можно вычислить концентрацию глюкозы.
[0094] «Отсекаемый Отрезок» и «Наклон» - величины, получаемые измерением калибровочных данных партии биосенсоров. Обычно из партии произвольным способом отбирают приблизительно 1500 биосенсоров. Физиологическая текучая среда (например, кровь), взятая от доноров, насыщается определяемым веществом до различных уровней, как правило, используется шесть разных концентраций глюкозы. Обычно кровь 12 различных доноров насыщают до каждого из шести уровней. На восемь биосенсоров (или полосок по данному изобретению) наносят кровь одних и тех же доноров с одними и теми же уровнями, таким образом, для партии проводят 12×6×8=576 тестов. Результаты этих тестов сравнивают с фактическими уровнями аналитов (например, концентрация глюкозы в крови), измеряя их с использованием стандартного лабораторного анализатора, такого как инструмент Yellow Springs Instrument (YSI). Строят график зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI) и по способу наименьших квадратов проводят подгонку графика по формуле y=mx+c, чтобы получить значение наклона калибровочной прямой для «m» и отсекаемого по оси отрезка «c» для остальных полосок из набора или партии. Заявители также представили методы и системы, в которых наклон партии выявляется во время определения концентрации аналита. В силу вышесказанного «Калибровочный наклон» или «Наклон» может быть определен как измеренный или выявленный градиент прямой, наиболее соответствующей графику измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI). В силу вышесказанного «Калибровочный отсекаемый отрезок» или «Отсекаемый отрезок» может быть определен как точка, в которой прямая, наиболее соответствующая графику зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI), пересекается с осью у.
[0095] Здесь стоит отметить, что различные компоненты, системы и процедуры, описанные ранее, позволяют заявителю обеспечить такую систему определения аналита, которой до сих пор не существовало в данной области техники. В частности, эта система включает биосенсор, который имеет подложку с множеством электродов, соединенных с соответствующими электродными разъемами. Система дополнительно содержит измеритель аналита 200, состоящий из корпуса, разъема порта для тест-полоски, выполненного с возможностью соединения с соответствующими разъемами тест-полоски и микроконтроллера 300, изображенных на рис. 2В. Микроконтроллер 300 находится в электрическом соединении с разъемом 220 порта для тест-полоски для подачи на электрических сигналов или восприятия электрических сигналов от упомянутого множества электродов.
we1
we2
[0096] Как показано на рис. 2B, детали предпочтительного варианта осуществления измерительного устройства 200 с одними и теми же цифровыми обозначениями на рис. 2A и 2B имеют одно и то же описание. На Фиг. 2B разъем порта для полоски 220 подсоединен к аналоговому интерфейсу 306 пятью линиями, включая линию восприятия импеданса EIC для приема сигналов от воспринимающего(их) физическую характеристику электрода(-ов), линию подачи сигналов переменного тока на воспринимающий(ие) физическую характеристику электрод(-ы), опорную линию для электрода сравнения и линии восприятия сигнала от соответствующих рабочего электрода 1 и рабочего электрода 2. Линия 221 обнаружения полоски также может быть представлена в разъем 220, чтобы определять факт вставки полоски в устройство. Аналоговый интерфейс 306 подает в процессор 300 четыре входных сигнала: (1) реальный импеданс Z’; (2) воображаемый импеданс Z”; (3) сигнал из выборки или сигнал измеренный с рабочего электрода 1 биосенсора или I; (4) сигнал из выборки или сигнал, измеренный из рабочего электрода 2 биосенсора или I. Один из выходных сигналов от процессора 300 на интерфейс 306 предназначен для передачи осциллирующего сигнала переменного тока с частотой от 25 до 250 кГц или выше на воспринимающие физическую характеристику электроды. Сдвиг фазы P (в градусах) может быть определен из сравнения реального импеданса Z’ и воображаемого импеданса Z” по формуле:
-1
P=tan{Z”/Z’} ур. 3,1
и величина M (в омах, обычно записывается как │Z│) из линий Z’ и Z’’ интерфейса 306 может быть определена, при этом
Ур. 3,2
[0097] В данной системе микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подавать первый сигнал на упомянутое множество электродов таким образом, чтобы вывести наклон для партии, задаваемый физической характеристикой образца текучей среды, и (b) подавать второй сигнал на упомянутое множество электродов таким образом, чтобы определить концентрацию аналита на основе выведенного наклона для партии. Для данной системы упомянутое множество электродов тест-полоски или биосенсора включает по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита. Например, третий и четвертый электроды и упомянутые по меньшей мере два других электрода располагаются в одной и той же камере, предусмотренной на подложке. В альтернативном варианте осуществления, третий и четвертый электроды и упомянутые два других электрода располагаются соответственно в двух разных камерах, предусмотренных на подложке. Следует отметить, что для некоторых вариантов осуществления изобретения все электроды располагаются в одной и той же плоскости, определяемой подложкой. В частности, в некоторых из вариантов осуществления изобретения реагент располагается вблизи упомянутых по меньшей мере двух других электродов, и реагент отсутствует на третьем и четвертом электродах. Примечательным признаком данной системы является способность обеспечить точное измерение аналита в пределах 10 секунд после помещения образца текучей среды (который может быть физиологическим образцом) на биосенсор в рамках тестовой последовательности.
0
[0098] В качестве примера вычисления содержания аналита (например, глюкозы) для полоски 100 (Фиг. 3A(1), 3A(2) или 3A(3), или ее вариантов, показанных в данном документе, на Фиг. 4B предполагается, что значение сигнала выборки в момент 706 для первого рабочего электрода 12 составляет примерно 1600 наноампер, а значение сигнала в момент 706 для второго рабочего электрода 14 составляет примерно 1300 наноампер, и калибровочный код тест-полоски указывает, что Отсекаемый отрезок составляет примерно 500 наноампер, а Наклон составляет примерно 18 наноампер/мг/дл. После этого из Уравнения 3,3 можно определить концентрацию глюкозы G так:
0
E
G=[(I)-Отсекаемый отрезок]/Наклон ур. 3,3
где
E
we1
we2
I представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), который представляет собой полный сигнал от всех электродов биосенсора (например, для сенсора 100, обоих электродов 12 и 14 (или I + I));
we1
I представляет собой сигнал, измеренный для первого рабочего электрода в установленное время выборки;
we2
I представляет собой сигнал, измеренный для второго рабочего электрода в установленное время выборки;
Наклон представляет собой величину, полученную в ходе калибровочного тестирования партии тест-полосок, из которой взята данная конкретная тест-полоска.
Отрезок представляет собой величину, полученную в ходе калибровочного тестирования партии тест-полосок, из которой взята данная конкретная тест-полоска.
0
0
[0099] Из Ур. 3,3 G=[(1600+1300)-500]/18, а значит G=133,33 наноампер ~ 133 мг/дл.
I
I
I
I
E
E
E
E
we1
we2
[0100] Следует отметить, что хотя примеры были приведены применительно к биосенсору 100, который имеет два рабочих электрода (12 и 14 на ФИГ. 3A(1)), так что измеренные токи от соответствующих рабочих электродов были суммированы для получения полного измеренного тока , в варианте тест-полоски 100, где присутствует только один рабочий электрод (либо электрод 12, либо электрод 14), сигнал, полученный только с одного из двух рабочих электродов, можно умножить на два. Вместо полного сигнала в качестве полного измеренного тока  в уравнениях 3.3, 6 и 5-7, описанных в настоящем документе, можно использовать среднее значение сигналов от каждого рабочего электрода, конечно, с соответствующими изменениями рабочих коэффициентов (как известно специалистам в данной области) для учета меньшего значения полного измеренного тока  по сравнению с вариантом осуществления, в котором измеренные значения суммируются. В альтернативном варианте осуществления среднее значение измеренных сигналов можно умножить на два и использовать в качестве  в уравнениях 3.3, 6 и 5-7 без необходимости в выведении рабочих коэффициентов, как в предыдущем примере. Следует отметить, что концентрация аналита (например, глюкозы) здесь не корректируется с учетом физической характеристики (например, показателя гематокрита) и некоторые смещения могут быть предусмотрены в значениях сигналов I и I с учетом погрешностей или времени задержки в электрическом контуре измерительного прибора 200. Также можно применить температурную компенсацию для того, чтобы гарантировать то, что результаты откалиброваны в соответствии с референтной температурой, такой как, например, комнатная температура, равная приблизительно 20 градусам Цельсия.
0
E
1
2
1
2
[0101] Теперь, когда концентрацию аналита (напр., глюкозы) (G) можно определить по сигналу I, ниже приведено описание технологии заявителей для определения физической характеристики (например, гематокрита) образца текучей среды с отсылкой к Фиг. 5. На Фиг. 5 система 200 (рисунок 2) подает первый осциллирующий входной сигнал 800 с первой частотой (например, примерно 25 килогерц) на пару воспринимающих электродов. Система также настроена на то, чтобы измерять или обнаруживать первый осциллирующий выходной сигнал 802 с третьего и четвертого электрода, что, в частности, включает измерение первой временной разницы Δt между первым входным и первым выходным сигналами. В то же время или во время перекрывающихся периодов времени система может также подавать второй осциллирующий входной сигнал (для краткости не показан) со второй частотой (например, от примерно 100 килогерц до примерно 1 мегагерц или выше, предпочтительно - примерно 250 килогерц) на пару электродов и затем измерять или обнаруживать второй осциллирующий выходной сигнал от третьего и четвертого электродов, что может включать измерение второй временной разницы Δt (не показана) между первым входным и выходным осциллирующими сигналами. По данным сигналам система оценивает физическую характеристику (например, гематокрит) образца текучей среды на основе первой и второй временной разницы Δt и Δt. Следовательно, система способна теперь выводить концентрацию глюкозы. Оценить значение физической характеристики (например, гематокрита) можно по формуле
ур. 4,1
где
1
2
3
каждая из C, C и C представляет собой рабочую константу для тест-полоски и
1
m представляет параметр из регрессионных данных.
[0102] Подробное описание данного примера технологии представлено в предварительной заявке на патент США № 61/530,795, поданной 2 сентября 2011 г., озаглавленной «Измерение концентрации глюкозы с поправкой на гематокрит для электрохимической тест-полоски на основе временной разницы сигналов» за номером DDI-5124USPSP в досье патентного поверенного, которая включена в настоящую заявку путем ссылки.
[0103] Другая методика определения физической характеристики (например, гематокрита) может быть осуществлена при помощи двух независимых измерений физической характеристики (например, гематокрита). Этого можно достичь путем определения: (a) импеданса образца текучей среды при первой частоте и (b) фазового угла для образца текучей среды при второй частоте, значительно более высокой, чем первая. В этой методике образец текучей среды моделируется как контур с неизвестным общим сопротивлением и неизвестным реактивным сопротивлением. С помощью этой модели, импеданс (что обозначается пометкой «│Z│») для измерения (а) может быть определен из приложенного напряжения, напряжения на известном резисторе (например, сопротивление внутренней полосы), и напряжения на неизвестном импедансе Vz; и, аналогично, для измерения (b) фазовый угол может быть измерен при помощи временной разницы между входными и выходными сигналами специалистами в данной области. Данная технология подробно показана и описана в находящейся на рассмотрении предварительной заявке на патент США № 61/530,808, поданной 2 сентября 2011 г. (№ DDI5215PSP в досье патентного поверенного), которая включена в настоящую заявку путем ссылки. Можно также использовать и другие подходящие технологии определения физической характеристики (например, гематокрита, вязкости, температуры или плотности) образца текучей среды, как описано, например, в патенте США № 4,919,770, патенте США № 7,972,861, публикациях заявки на патент США №№ 2010/0206749, 2009/0223834 или работе «Electric Cell-Substrate Impedance Sensing (ECIS) as a Noninvasive Means to Monitor the Kinetics of Cell Spreading to Artificial Surfaces», авторы Joachim Wegener, Charles R. Keese и Ivar Giaever, которая опубликована в Experimental Cell Research 259, 158-166 (2000 г.) doi:10.1006/excr.2000.4919, доступна онлайн на сайте http://www.idealibrary.coml; «Utilization of AC Impedance Measurements for Electrochemical Glucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity» авторы Takuya Kohma, Hidefumi Hasegawa, Daisuke Oyamatsu и Susumu Kuwabata, которая опубликована в Bull. Chem. Soc. Jpn. Vol. 80, No. 1, 158-165 (2007), все эти документы включены в текст заявки посредством ссылки на них.
[0104] Другая методика для определения физической характеристики (например, гематокрита, плотности или температуры) может быть получена из знания разности фаз (фазового угла) и величины импеданса образца. В одном из примеров приводится следующее соотношение для оценки физической характеристики или импедансных характеристик образца (IC):
ур. 4,2
где: M - это величина │Z │измеренного импеданса (в омах);
P - это фазовая разница между входящим и выходящим сигналами (в градусах)
1
y составляет примерно -3,2e-08 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю);
2
y составляет примерно 4,1e-03 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю);
3
y составляет примерно -2,5e+01 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь;
4
y составляет примерно 1,5e-01 и± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю); и
5
y составляет примерно 5,0 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю).
1
2
4
5
[0105] Следует отметить, что, когда частота входного сигнала переменного тока высока (например, выше 75 кГц), параметрические величины y и y, относящиеся к величине импеданса М, могут составлять ±200 % от приведенных здесь примерных значений, при этом каждое из параметрических значений может включать нуль или даже приобретать отрицательное значение. С другой стороны, при низкой частоте сигнала переменного тока (например, менее 75 кГц) параметрические значения y и y, связанные с фазовым углом P, могут составлять ±200% от примерных значений, приведенных в настоящем документе, так что каждое из параметрических значений может представлять собой ноль или даже иметь отрицательное значение. Следует отметить, что величина Н или НСТ, используемая здесь, как правило, равна величине IC. В одном из примерных вариантов осуществления изобретения H или HCT равен IC, поэтому H или HCT используется в данной заявке.
[0106] В другом альтернативном варианте осуществления предусмотрено уравнение 4.3. Уравнение 4.3 представляет собой точную производную квадратичного уравнения без использования фазового угла, как в уравнении 4.2.
ур. 4,3
где:
IC- импедансная характеристика [%];
M величина импеданса [ом];
1
y составляет примерно 1,2292e1 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь;
2
y составляет примерно -4,3431e2 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь;
3
y составляет 3,5260e4 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь.
[0107] В силу различных компонентов, систем и идей представленных в данном документе, способ достижения измерения аналита с ловушкой ошибок переходного сигнала можно понять со ссылкой на фигуру 6. Данная технология предполагает помещение на этапе 604 образца текучей среды (который может представлять собой физиологический образец или образец контрольного раствора) на биосенсор (например, в форме тест-полоски, как показано на Фиг. 3A (1), 3A(2), 3A(3) -3F), который вставлен в измерительный прибор (этап 602). После подключения измерительного прибора 200 к полоске 100 (или ее вариантам) подают сигнал, и при помещении образца на тестовую камеру поданный сигнал (в сочетании с соответствующим реагентом) физически превращает аналит (например, глюкозу) в образце в другую физическую форму (например, глюконовую кислоту) вследствие ферментативной реакции аналита и реагента в тестовой камере. По мере втекания образца в капиллярный канал тестовой камеры получают по меньшей мере одну физическую характеристику образца из выхода другого сигнала, передаваемого в образце (этап 608) вместе с оценкой концентрации аналита (этап 610). Из полученной физической характеристики (этап 608) и оцененной концентрации аналита (этап 610) определяют установленное время Tsst выборки (на этапе 612), в которое измеряют выходной сигнал (из-за передачи электронов, показанной в уравнениях 1 и 2) от образца в ходе выполнения тестовой последовательности (на этапе 614) и используют его при вычислении концентрации аналита на этапе 616. Более конкретно, этап получения физической характеристики (этап 608) может включать в себя подачу первого сигнала на образец для измерения физической характеристики образца, тогда как этап 606 инициирования ферментативной реакции может предполагать подведение второго сигнала к образцу, и этап измерения (этап 614) может использовать оценку выходного сигнала от третьего и четвертого электродов в момент времени после запуска тестовой последовательности, причем момент времени задается (на этапе 612) в зависимости от по меньшей мере измеренной или оцененной физической характеристики (этап 608) и оцененной концентрации аналита (этап 610).
S
[0108] Определение соответствующего момента времени (или временного интервала) Tsst на протяжении тестовой последовательности T в зависимости от измеренной или оцененной физической характеристики (на этапе 612) можно проводить путем использования справочной таблицы, запрограммированной в микропроцессор системы. Например, может быть предусмотрена справочная таблица, позволяющая системе выбрать соответствующее время выборки Tsst для аналита (например, глюкозы или кетона) на основе измеренной или известной физической характеристики (например, гематокрита или вязкости) образца.
[0109] В частности, соответствующий момент времени выборки может быть основан на заблаговременной оценке концентрации аналита или измеренной или известной физической характеристики для достижения соответствующего времени выборки, которое дает наименьшую ошибку или погрешность по сравнению с референтными значениями. В данном подходе предусмотрена справочная таблица, в которой заданный момент времени выборки коррелирован с (a) оцененной концентрацией аналита и (b) физической характеристикой образца. Например, в измерительный прибор можно запрограммировать таблицу 1 для обеспечения матрицы, в которой качественные категории (низкий, средний и высокий уровень глюкозы) оцениваемого аналита образуют главный столбец, а качественные категории (низкий, средний и высокий уровень) измеряемой или оцениваемой физической характеристики образуют верхнюю строку. Во втором столбце представлены значения t/Hct, которые представляют собой экспериментально определенные значения временного сдвига в пересчете на отличие значения гематокрита в процентах от номинального значения гематокрита 42%. В качестве одного примера, для значения гематокрита 55% в категории «средний уровень глюкозы» может быть указан временной сдвиг (42-55) * 90 = -1170 мс. Время -1170 миллисекунд добавляют к исходному времени тестирования примерно 5000 миллисекунд, получая (5000-1170=3830 миллисекунд) ~ 3,9 секунды.
<b>Таблица 1</b>
<b>Оцененный аналит</b>
<b>t/Hct (в миллисекундах)</b>
<b>Установленное время Tsst выборки для низкого гематокрита (от начала выполнения тестовой последовательности, в секундах)</b>
<b>Установленное время Tsst выборки для среднего гематокрита (от начала выполнения тестовой последовательности, в секундах)</b>
<b>Установленное время Tsst выборки для высокого гематокрита (от начала выполнения тестовой последовательности, в секундах)</b>
Низкий уровень глюкозы
40
5,5
5
4,5
Средний уровень глюкозы
90
6,1
5
3,9
Высокий уровень глюкозы
110
6,3
5
3,6
[0110] Время Tsst (т.е. установленное время выборки), в которое система должна получить выборку или изменение выходного сигнала биосенсора, основано как на качественной категории оцениваемого аналита, так и на измеренной или оцененной физической характеристике, и установлено предварительно на основе регрессионного анализа большой выборки фактических образцов физиологических текучих сред. Заявители отмечают, что соответствующее время выборки измеряется от начала тестовой последовательности, но могут быть использованы любые подходящие отправные точки для определения того, когда делать выборку выходного сигнала. В практическом порядке система может быть запрограммирована на измерение выходного сигнала через подходящие интервалы выборки на протяжении всей тестовой последовательности, например, одно измерение может выполняться каждые 100 миллисекунд или даже всего лишь через почти 1 миллисекунду. Путем выборки всего переходного выходного сигнала на протяжении тестовой последовательности система может выполнить все необходимые расчеты ближе к окончанию тестовой последовательности, а не пытаться синхронизировать время выборки с установленным моментом времени, что может внести ошибки по времени в связи с задержкой в системе.
[0111] Ниже описана справочная таблица 1 в связи с конкретным аналитом (глюкозой) в образцах физиологической текучей среды. Качественные категории уровня глюкозы в крови определены в первом столбце таблицы 1, в котором низкие уровни концентрации глюкозы в крови менее чем примерно 70 мг/дл обозначены как «Низкая глюкоза»; уровни концентрации глюкозы в крови выше, чем примерно 70 мг/дл, но меньше, чем приблизительно 250 мг/дл обозначены как «Средняя глюкоза»; и концентрации глюкозы в крови выше, чем примерно 250 мг/дл обозначены как «Высокая глюкоза».
[0112] В ходе тестовой последовательности можно получить значение «оцениваемого аналита» путем выборки сигнала в подходящий момент времени, как правило, в момент времени пять секунд в ходе стандартной 10 секундной тестовой последовательности. Измерение, полученное при выборке в момент времени пять секунд, позволяет точно оценить концентрацию аналита (в данном случае уровень глюкозы в крови). Затем система может обратиться к справочной таблице (например, таблице 1) для определения того, когда измерять выходной сигнал от тестовой камеры в установленное время Tsst выборки на основе двух критериев: (a) оцененной концентрации аналита и (b) качественного значения физической характеристики образца. Для критерия (b) качественное значение физической характеристики разбивается на три подкатегории низкого, среднего и высокого значения гематокрита. Таким образом, если измеренный или оцененный уровень физической характеристики (например, гематокрита) оказывается высоким (например, выше 46%), и оцененный уровень глюкозы также является высоким, то в соответствии с таблицей 1 тестовое время для системы для измерения выходного сигнала тестовой камеры должно составить примерно 3,6 секунды. С другой стороны, если измеренный уровень гематокрита является низким (например, менее 38%) и оцененный уровень глюкозы является низким, то в соответствии с таблицей 1 установленное время Tsst выборки для системы для измерения выходного сигнала тестовой камеры должно составить приблизительно 5,5 секунды.
T
T
[0113] После измерения выходного сигнала I тестовой камеры в установленное время Tss выборки (которое определяется измеренной или оцененной физической характеристикой) сигнал I затем используют для вычисления концентрации аналита (в данном случае глюкозы) по приведенному ниже уравнению 5.
ур. 5
где
0
G представляет концентрацию аналита;
T
I представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы конечных сигналов, измеренных в установленное время Tsst выборки, который может представлять собой полный ток, измеренный в установленное время Tsst выборки.
Наклон представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска, и, как правило, составляет примерно 0,02; и
Отсекаемый Отрезок представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска, и, как правило, составляет от примерно 0,6 до примерно 0,7.
[0114] Следует отметить, что этап подачи первого сигнала и передачи второго сигнала проводят последовательно, причем этот порядок может предполагать подачу сначала первого сигнала и затем второго сигнала, либо оба сигнала подают последовательно с перекрыванием; альтернативно, второй сигнал сначала, затем первый сигнал или оба сигнала с перекрыванием. И, напротив, подача первого сигнала и передача второго сигнала могут происходить одновременно.
[0115] В данном способе этап подачи первого сигнала включает в себя направление переменного сигнала, выдаваемого соответствующим источником энергии (например, измерительным прибором 200) к образцу таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу от образца определить физическую характеристику образца. Физическая характеристика, обнаруженная таким образом, может быть вязкостью, плотностью или гематокритом, или это могут быть несколько из указанных характеристик. Этап направления может включать в себя передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты. Предпочтительно, чтобы первая частота была на по меньшей мере порядок величины ниже второй. Примером первой частоты может быть частота в диапазоне от примерно 10 кГц до примерно 100 кГц, а вторая частота при этом может быть в диапазоне примерно от 250 кГц до примерно 1 МГц или выше. При использовании в настоящем документе фраза «переменный сигнал» или «осциллирующий сигнал» может означать сигнал, некоторые участки которого имеют переменную полярность, или сигнал переменного тока, или сигнал переменного тока со смещением постоянного тока, или даже многонаправленный сигнал в комбинации с сигналом постоянного тока.
[0116] Дополнительные уточнения таблицы 1 на основе дополнительных исследований предлагаемой технологии позволили заявителям разработать таблицу 2, представленную ниже.
<b>Таблица 2</b><b>Установленное время Tsst выборки по отношению к оцененному уровню глюкозы G и измеренной или оцененной физической характеристике</b>
<b></b><b><i>Оцененный уровень глюкозы G [мг/дл]</i></b><b></b>
<b></b><b><i>Измеренная или оцененная физическая характеристика (например, HCT [%])</i></b><b></b>
24
27
<b>30</b>
33
36
39
42
45
48
51
54
57
<b>60</b>
25
4,6
4,6
4,5
4,4
4,4
4,4
4,3
4,3
4,3
4,2
4,1
4,1
4,1
50
5
4,9
4,8
4,7
4,7
4,6
4,5
4,4
4,3
4,2
4,1
4
4
75
5,3
5,3
5,2
5
4,9
4,8
4,7
4,5
4,4
4,3
4,1
4
3,8
100
5,8
5,6
5,4
5,3
5,1
5
4,8
4,6
4,4
4,3
4,1
3,9
3,7
125
6,1
5,9
5,7
5,5
5,3
5,1
4,9
4,7
4,5
4,3
4,1
3,8
3,6
150
6,4
6,2
5,9
5,7
5,5
5,3
5
4,8
4,6
4,3
4
3,8
3,5
175
6,6
6,4
6,2
5,9
5,6
5,4
5,2
4,9
4,6
4,3
4
3,7
3,4
200
6,8
6,6
6,4
6,1
5,8
5,5
5,2
4,9
4,6
4,3
4
3,7
3,4
225
7,1
6,8
6,5
6,2
5,9
5,6
5,3
5
4,7
4,3
4
3,6
3,2
250
7,3
7
6,7
6,4
6
5,7
5,3
5
4,7
4,3
4
3,6
3,2
275
7,4
7,1
6,8
6,4
6,1
5,8
5,4
5
4,7
4,3
4
3,5
3,2
<b>300</b>
7,5
7,1
6,8
6,5
6,2
5,8
5,5
5,1
4,7
4,3
4
3,5
<b>3,1</b>
w325
7,6
7,3
6,9
6,5
6,2
5,8
5,5
5,1
4,7
4,3
3,9
3,5
3,1
<b>350</b>
7,6
7,3
<b>7</b>
6,6
6,2
5,8
5,5
5,1
4,7
4,3
3,9
3,5
3,1
375
7,7
7,3
7
6,6
6,2
5,8
5,5
5,1
4,7
4,3
3,9
3,5
3,1
400
7,7
7,3
6,9
6,5
6,2
5,8
5,4
5
4,7
4,3
3,9
3,5
3,1
425
7,6
7,3
6,9
6,5
6,2
5,8
5,4
5
4,6
4,3
3,8
3,5
3,1
450
7,6
7,2
6,8
6,4
6,1
5,7
5,3
5
4,6
4,3
3,8
3,5
3,1
475
7,4
7,1
6,7
6,4
6
5,6
5,3
4,9
4,6
4,2
3,8
3,5
3,1
500
7,3
7
6,6
6,2
5,9
5,5
5,2
4,9
4,5
4,1
3,8
3,5
3,2
525
7,1
6,8
6,5
6,1
5,8
5,5
5,1
4,8
4,4
4,1
3,8
3,5
3,2
550
7
6,7
6,3
5,9
5,6
5,3
5
4,7
4,4
4,1
3,8
3,5
3,2
575
6,8
6,4
6,1
5,8
5,5
5,2
4,9
4,6
4,3
4,1
3,8
3,5
3,4
600
6,5
6,2
5,9
5,6
5,3
5
4,7
4,5
4,3
4
3,8
3,6
3,4
[0117] Как и в таблице 1, в таблице 2 используют измеренную или оцененную физическую характеристику вместе с оцененной концентрацией аналита для выведения времени Tsst, в которое следует измерять образец. Например, если значение измеренной характеристики составляет примерно 30% и оцененное значение глюкозы (например, путем выборки в момент времени примерно от 2,5 до 3 секунд) составляет примерно 350, время, в которое микроконтроллер должен получить выборку сигнала от текучей среды, составляет примерно 7 секунд. В другом примере, если оцененное значение глюкозы составляет примерно 300 мг/дл и значение измеренной или оцененной физической характеристики составляет 60%, установленное время выборки составит примерно 3,1 секунды.
[0118] Для вариантов осуществления, используемых с таблицей 2, оцененную концентрацию глюкозы получают по следующему уравнению:
ур. 6
оцен.
где G представляет собой оцененную концентрацию глюкозы;
I
E
представляет собой сигнал, измеренный в предварительно заданное время выборки;
x
x
1
1
представляет собой наклон (напр., =1,3e01);
x
2
2
x
представляет собой отсекаемый отрезок (напр., =6,9e02);
[0119] По оцененной концентрации глюкозы можно определить концентрацию глюкозы по следующему уравнению:
ур. 7
O
где: G представляет концентрацию глюкозы;
I
S
представляет собой сигнал, измеренный в установленное время Tsst выборки согласно таблице 2;
x
x
3
3
представляет собой наклон (напр., =9,6); и
x
4
4
x
представляет собой отсекаемый отрезок (напр., =4,8e02);
[0120] Хотя в методе заявителя может быть задан только один момент времени выборки, способ может включать в себя выборку в любое требуемое число моментов времени, например, непрерывную выборку выходного сигнала (например, в установленное время Tsst выборки, например, каждые 1-100 миллисекунд) с момента запуска тестовой последовательности до по меньшей мере примерно 10 секунд после запуска, с сохранением результатов измерения для последующей обработки ближе к концу выполнения тестовой последовательности. В данном варианте выходной сигнал выборки, определенный в установленное время Tsst выборки (которое может отличаться от предварительно заданного момента времени выборки), представляет собой значение, используемое для расчета концентрации аналита.
E
E
D
D
[0121] Следует отметить, что в предпочтительных вариантах осуществления измерение выходного сигнала для значения, которое так или иначе пропорционально аналиту (например, глюкозе), проводят до оценки гематокрита. В альтернативном варианте осуществления уровень гематокрита можно оценить до измерения предварительной концентрации глюкозы. В любом случае измерение оцененного значения глюкозы G получают по уравнению 3.3 с I, полученным в результате выборки при примерно одном из 2,5 секунд или 5 секунд, как показано на Фиг. 7, физическую характеристику (например, Hct) получают по уравнению 4 и измерение концентрации глюкозы G получают с использованием измеренного выходного сигнала I в обозначенный момент(ы) времени выборки (например, измеренный выходной сигнал I, полученный выборкой при 3,5 секундах или 6,5 секундах) для переходного сигнала 1000.
[0122] Другие методы для определения концентрации аналита или значения показаны и описаны в публикациях PCT/GB2012/053276 (№ DDI 5220WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012 года, PCT/GB2012/053279 (№ DDI5246WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012 года; PCT/GB2012/053277 (№ DDI5228WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012 года, все заявки включены в данное описание путем ссылки, как если бы они были полностью изложены в настоящем документе с копией, прикрепленной к приложению данной заявки.
[0123] В биосенсорах, описанных в данном документе, я идентифицировал аномальные переходные выходные сигналы, которые, как полагают, вызваны проблемным противоэлектродом или электродом сравнения. В частности, было определено, что если угольная поверхность противоэлектрода неисправна с точки зрения его профиля поверхности, площади, покрытия или геометрии (т.е., «загрязнения»), биосенсор будет генерировать эти аномальные переходные выходные сигналы для каждого из рабочих электродов (WE1 для первого рабочего электрода и WE2 для второго рабочего электрода), показанных, например, на Фиг. 4C. На Фиг. 4С, может быть, что нормальный переходный сигнал для каждого рабочего электрода следует за кривой первого порядка с четким пиком в величине от около 1200 наноампер до 1600 наноампер, тогда как аномальные переходные сигналы, как правило, от уплощенной кривой намного меньших величин от около 400 наноампер до около 700 наноампер.
ΔI
ΔI
ΔI
ΔI
[0124] Как показано в таблице 3, были идентифицированы три аномальных измерения: измерения L53, L60 и L113. В этих аномальных измерениях, можно увидеть, что эти измерения имеют общую характеристику в том, что когда разница  берется из каждого выходного сигнала в установленное время выборки и предварительно заданное время выборки, разница  в величине для истинно положительного значения неисправного биосенсора, как правило, стремится быть менее 100 наноампер. Для измерений второго рабочего электрода L53, L60 и L113, все разницы величины были менее 100 наноампер для второго рабочего электрода. Для измерений первого электрода L53 и L113 разницы величин  составляли менее 100 наноампер. Хотя величина разницы  для измерения первого рабочего электрода (т.е. измерение L60) была больше, чем 100 наноампер (при 151 наноамперах), тем не менее, было решено, что только один рабочий электрод (т.е. второй рабочий электрод при 61 нА) потребуется, чтобы инициировать установку флага ошибки или срабатывание ловушки. Я провел тесты, чтобы определить оптимальное пороговое значение, чтобы инициировать установку флага ошибки или срабатывание ловушки. Когда было определено, что пороговое значение больше, чем 100 наноампер, число ложноположительных значений начало соответствовать число истинно положительных значений и при определенном пороговом значении, т.е. 150 наноампер, число ложноположительных значений превысило число истинно положительных значений почти в 12 раз (т.е. 36 истинно положительных по сравнению с 431 ложноположительным результатом). Хотя 100 наноампер указано в качестве предпочтительного порогового значения для конфигураций биосенсора, описанных в данном документе, другие пороговые значения могут быть использованы при условии, что число ложноположительных значений составляет 70% или менее от истинно положительных значений.
<b>Таблица 3</b>
<b>Идентификация аномального переходного сигнала</b>
<b>Iwe1@</b><b>Tpst (в нА)</b>
<b>IWe1@</b><b>Tsst</b><b>(в нA)</b>
<b>ΔI для we1</b><b>(в нА)</b>
<b>Iwe2@</b><b>Tpst</b><b>(в нА)</b>
<b>Iwe2@</b><b>Tsst</b><b>(в нА)</b>
<b>ΔI для we2</b><b>(в нА)</b>
L53
631
537
<b></b><b><i>94</i></b><b></b>
537
504
<b></b><b><i>33</i></b><b></b>
L60
755
604
151
629
568
<b></b><b><i>61</i></b><b></b>
L113
882
800
<b></b><b><i>82</i></b><b></b>
776
809
<b></b><b><i>-33</i></b><b></b>
[0125] Чтобы гарантировать, что эти аномальные выходные сигналы идентифицируются в целях обеспечения сигнализации об ошибки для пользователя, я разработал метод, который сравнивает разность между током на каждом рабочем электроде в предварительно заданное время выборки (например, 2,5 секунды от начала) и в установленное время выборки, описанное ранее. Если эта разность (в величинах на двух промежутках времени выборки для каждого электрода) меньше предварительно заданного порогового значения или значения, активируется установка флагов ошибок или попадание в ловушку. Как отмечалось ранее, предварительно заданное пороговое значение было выбрано на основе экспериментов, которые гарантировали бы попадание в ловушку нескольких ранее идентифицированных переходных сигналов с низким током на обоих рабочих электродах, но ограничивали число дополнительных ложноположительных результатов, генерируемых при номинальных условиях испытаний.
[0126] Как показано на этапе 616 на Фиг. 6, система оценивает выходной сигнал от каждого из первого и второго рабочего электродов, чтобы определить, есть ли проблемы с противоэлектродом или электродом сравнения 10. Математическое представление оценки, которое инициировало бы ошибку, показано уравнениями 8.1 и 8.2:
Ур. 8,1
ур. 8,2
где
1
M включает разницу в величине выходных сигналов для первого рабочего электрода;
2
M включает разницу в величине выходных сигналов для второго рабочего электрода;
we1@Tpst
Iпредставляет собой выходной сигнал первого рабочего электрода вблизи предварительно заданного времени Tpst выборки;
we1@Tsst
Iпредставляет собой выходной сигнал первого рабочего электрода вблизи установленного времени Tsst выборки;
we2@Tpst
Iпредставляет собой выходной сигнал второго рабочего электрода вблизи предварительно заданного времени Tpst выборки; и
we2@Tsst
Iпредставляет собой выходной сигнал второго рабочего электрода вблизи установленного времени Tsst выборки;
TH
TH
Ошибка, если m1<Pred или m2<Pred;
Tsst определяется на основе измерения импеданса или измерения оцененного значения глюкозы и Tpst представляет собой предварительно заданное время выборки (например, любая временная точка или интервал от примерно 2 секунд до примерно 7 секунд).
[0127] Заявитель отмечает, что способ разработан таким образом, что, если на этапе 616 будет обнаружена ошибка выходного переходного сигнала, то система будет быстро оповещать об ошибке (от этапа 616 непосредственно к этапу 620) и вернется к основной процедуре (этап 626) или завершит процесс анализа.
[0128] Также заявителем был разработан альтернативный способ, который позволяет системе установить флаг ошибки (~1 состояние на этапе 617), позволяя продолжить получение концентрации аналита и только после этого завершить анализ. В частности, этот способ может быть достигнут со ссылкой на этап 616, который используется для оценки выходных переходных сигналов от рабочих электродов. Если на этапе 616 получен ответ «верно», то процесс переходит на этап 617 (вместо этапа 620), чтобы устанавливать в системе флаг ошибки. После того как на этапе 617 будет установлен флаг ошибки, система переходит к этапу 618 для вычисления концентрации аналита с использованием выходных сигналов, измеренных при Tsst. На этапе 623, система выполняет проверку, чтобы увидеть, не установлен ли один или больше флагов ошибок (кроме флага ошибки выходного переходного сигнала с этапа 617). Если установлен, система переходит к этапу 620 для оповещения об ошибке, в ином случае оповещается концентрация аналита на этапе 624. Хотя этот альтернативный способ не обеспечивает такой немедленной обратной связи, как в другом способе, он позволяет системе оценить число установленных флагов ошибки перед заявлением о том, что ошибка произошла.
[0129] Методика, описанная на Фиг. 6А может также быть представлена с другими пороговыми значениями. Например, я определил, что при температуре, измеряемой вблизи биосенсора ниже 16 градусов по Цельсию, ожидаемое сообщение об ошибке должно быть пропущено или его необходимо избежать, чтобы гарантировать, что большое число точных измерений концентрации глюкозы при температуре ниже 16 градусов по Цельсию, не устранено моей методикой ловушки ошибок. Это можно увидеть на этапах 620-624 на Фиг. 6В, когда измеренная температура ниже 16 градусов, логическая схема передвигается непосредственно на оповещение о значении глюкозы (определенном ранее на этапе 618). Кроме того, когда измеренная или оцененная концентрация глюкозы Ge равна или больше, чем 275 мг/дл, ожидаемое сообщение об ошибке также должно быть пропущено, чтобы предоставить результаты концентрации глюкозы на этапах 622-624, в противном случае, если оцененная концентрация глюкозы Ge меньше 275 мг/дл, ожидаемое сообщение об ошибке будет передано пользователю.
[0130] Хотя описанные здесь методики направлены на определение глюкозы, они также могут быть применены к другим аналитам (с соответствующими изменениями, которые могут внести опытные специалисты), на определяемую концентрацию которых могут влиять физические характеристики образца текучей среды, в которой такой аналит или аналиты находятся, будучи растворенными в образце текучей среды. Например, физическая характеристика (например, гематокрит, вязкости или плотность и т. п.) образца физиологической жидкости может служить параметром при определении концентрации кетона или холестерина в жидкой пробе, которая может быть физиологической текучей средой, калибровочной или контрольной текучей средой. Могут использоваться также другие конфигурации биосенсоров. Например, для осуществления различных вариантов изобретения могут использоваться биосенсоры, описанные в следующих патентах США: №№ 6179979; 6193873; 6284125; 6413410; 6475372; 6716577; 6749887; 6863801; 6860421; 7045046; 7291256; 7498132, все из которых включены в настоящий документ полностью посредством ссылок.
Seminars in Thrombosis и Hemostasis
[0131] Как известно, обнаружение физической характеристики не должно непременно осуществляться с помощью переменных сигналов, но может выполняться при помощи других методик. Например, может использоваться подходящий сенсор (скажем, из патентной заявки США номер 20100005865 или EP1804048 B1) для определения вязкости или других физических характеристик. Напротив, вязкость может быть определена и может использоваться для получения значений гематокрита на основании известной зависимости между гематокритом и вязкостью, как описано в статье «Blood Rheology и Hemodynamics», авторы Oguz K. Baskurt, M.D., Ph.D.,1 и Herbert J. Meiselman, Sc.D., , volume 29, number 5, 2003.
[0132] Как описывалось ранее, микроконтроллер или эквивалентный микропроцессор (и сопутствующие комплектующие, которые позволяют микроконтроллеру исполнять предназначенные для него функции в соответствующей среде, как, например, процессор 300 на Фиг. 2В) может использоваться в сочетании с компьютерным кодом или инструкциями программного обеспечения для осуществления методов и технологий, описанных в данном документе. Заявители отмечают, что приведенный в качестве примера микроконтроллер 300 (вместе с соответствующими комплектующими для функционирования процессора 300) на Фиг. 2В имеет встроенное программное обеспечение или загружаемое с компьютера программное обеспечение, представленное на логических схемах на Фиг. 6 и микроконтроллер 300 вместе с соответствующим разъемом 220 и интерфейсом 306 или их эквивалентами предназначены для: (a) определения установленного времени выборки на основе определенной или оцененной физической характеристики, причем установленное время выборки представляет собой по меньшей мере один момент времени или интервал, отсчитываемый от начала тестовой последовательности после помещения образца на тест-полоску, и (b) определения концентрации аналита на основе установленного времени выборки. В альтернативном варианте осуществления средства для определения могут включать в себя средства для подачи первого сигнала на упомянутое множество электродов таким образом, чтобы вывести наклон для партии, определяемый физической характеристикой образца текучей среды, и для подачи второго сигнала на упомянутое множество электродов таким образом, чтобы определить концентрацию аналита на основе выведенного наклона для партии и установленного времени выборки. Кроме того, средства для определения могут включать в себя средства для оценки концентрации аналита на основе предварительно заданного момента времени выборки, отсчитываемого от начала тестовой последовательности, и для выбора установленного момента времени выборки из матрицы оцененной концентрации аналита и воспринятой или оцененной физической характеристики. Средства для определения также могут включать в себя средства для выбора наклона для партии на основе измеренной или оцененной физической характеристики и для проверки правильности выбора установленного момента времени выборки из наклона для партии.
[0133] Кроме того, хотя настоящее изобретение было описано для конкретных вариантов осуществления и иллюстрирующих их фигур, специалистам в данной области будет понятно, что настоящее изобретение не ограничивается описанными вариантами осуществления или фигурами. К тому же, описанная выше определенная последовательность происхождения событий, определяемая способами и этапами, не обязательно должна выполняться в описанном порядке до тех пор, пока другая последовательность обеспечивает функционирование вариантов осуществления изобретения в предназначенных целях. Таким образом, в той мере, в которой возможны вариации настоящего изобретения, которые соответствуют сущности описания или эквивалентны изобретениям, описанным в формуле изобретения, настоящий патент призван охватывать также и все такие вариации.