АМПЕРОМЕТРИЯ СО СТРОБИРОВАНИЕМ И БЫСТРЫМ СЧИТЫВАНИЕМ
AMPEROMETRY WITH STROBING AND FAST READING

Ссылка на Родственные Заявки
[001] Настоящая заявка притязает на приоритет предварительной заявки США № 61/012,729 озаглавленной "Амперометрия со стробированием и быстрым считыванием" и поданной 10 декабря 2007, которая включена в настоящий документ описание в виде ссылки.
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
[002] Биосенсоры обеспечивают анализ биологической жидкости, такой как цельная кровь, сыворотка, плазма, моча, слюна, интерстициальная или внутриклеточная жидкость. Как правило, биосенсоры содержат измерительное устройство, которое анализирует образец, находящийся на сенсорной пластине. Образец обычно находится в жидком виде и, дополнительно к естественному состоянию в виде биологической жидкости, может находиться в виде производного биологической жидкости, например, в виде экстракта, раствора, фильтрата или ресуспендированного осадка. В выполняемом с помощью биосенсоров анализе определяют наличие и/или концентрацию в биологической жидкости одного или нескольких аналитов, таких как спирт, глюкоза, мочевая кислота, лактат, холестерин, билирубин, свободные жирные кислоты, триглицериды, белки, кетоны, фенилаланин или ферменты. Такой анализ можно использовать при диагностике и лечении физиологических отклонений. Например, страдающий диабетом человек может использовать биосенсоры для определения уровня глюкозы в цельной крови для подбора диеты и/или способа лечения.
[003] Биосенсоры могут быть разработаны для анализа одного или нескольких аналитов, и в них могут использоваться различные объемы биологических жидкостей. Некоторые биосенсоры могут анализировать одну каплю цельной крови, например, объемом 0,25-15 микролитров (МКЛ). Биосенсоры могут быть реализованы с помощью настольных, портативных и т.п. измерительных устройств. Портативные измерительные устройства могут быть карманного типа, выполненные с возможностью осуществления идентификации и/или количественного определения одного или нескольких аналитов в образце. Примеры портативных измерительных устройств включают измерители Ascensia Breeze и Elite компании Bayer HealthCare в Тарритауне (Tarrytown), Нью-Йорк, в то время как примеры настольных измерительных устройств включают в себя электрохимическую рабочую станцию (Electrochemical Workstation), выпускаемую компанией CH Instruments в Остине (Austin), Техас. Биосенсоры, обеспечивающие более короткое время анализа, и при этом дающие необходимую достоверность и/или точность, обеспечивают пользователю существенные преимущества.
[004] В биосенсорах могут использоваться оптические и/или электрохимические способы анализа образца. В некоторых оптических системах концентрацию аналита определяют путем измерения света, который провзаимодействовал или был поглощен идентифицируемым светом веществом, таким как аналит, или реакцией или продуктом, образованным из химического индикатора, прореагировавшего с аналитом. В других оптических системах, химический индикатор флуоресцирует или испускает свет в ответ на освещение аналита возбуждающим лучом. Свет может быть преобразован в выходной электрический сигнал, такой как ток или потенциал, который можно обрабатывать аналогично выходному сигналу в электрохимическом способе. В каждой из двух оптических систем биосенсор выполняет измерение света и нахождение корреляции между светом и концентрацией аналита в образце.
[005] В электрохимических биосенсорах концентрацию аналита определяют на основе электрического сигнала, сгенерированного окислительно-восстановительной или редокс-реакцией, аналита или вещества, чувствительного к аналиту, при приложении входного сигнала к образцу. Входной сигнал может прикладываться в виде единичного импульса или множества импульсов, последовательностей или циклов. Фермент, например оксидоредуктаза, или аналогичные вещества могут быть добавлены в образец для усиления переноса электронов из первого вещества во второе вещество во время окислительно-восстановительной реакции. Фермент или аналогичные вещества могут реагировать с одним аналитом, таким образом обеспечивая специфичность в части сгенерированного выходного сигнала. Примеры некоторых специфических оксоредуктаз и соответствующих аналитов даны в ниже приведенной таблице I.
Таблица I
Оксиредуктаза (реактивный слой)
Аналит
глюкозодегидрогеназа
β-глюкоза
глюкозооксидаза
β-глюкоза
Оксидоредуктаза(реактивный слой)
Аналит
холестеринэстераза; холестериноксидаза
холестерин
липопротеинлипаза; глицеролкиназа; глицерол-3-фосфатоксидаза
триглицериды
лактатоксидаза; лактатдегидрогеназа; диафораза
лактат
пируватоксидаза
пируват
алкогольоксидаза
спирт
билирубиноксидаза
билирубин
уриказа
мочевая кислота
глутатионредуктаза
НАД(Ф)Н
оксидоредуктаза монооксида углерода
монооксид углерода
[006] Для поддержания степени окисления фермента может использоваться медиатор. В приведенной ниже Таблице II представлены некоторые обычные комбинации ферментов и медиаторов для использования с конкретными аналитами.
Таблица II
Аналит
Фермент
Медиатор
глюкоза
глюкозооксидаза
феррицианид
глюкоза
глюкозодегидрогеназа
феррицианид
холестерин
холестериноксидаза
феррицианид
лактат
лактатоксидаза
феррицианид
мочевая кислота
уриказа
феррицианид
спирт
алкогольоксидаза
фенилендиамин
[007] Электрохимические биосенсоры обычно включают в себя измерительное устройство, имеющее электрические контакты, которые соединены с электрическими проводниками на сенсорной пластине. Проводники могут быть изготовлены из проводящих материалов, таких как твердые металлы, металлические пасты, проводящий углерод, проводящие углеродистые пасты, проводящие полимеры и т.п. Электрические проводники обычно соединены с рабочим электродом, противоэлектродом, референсным электродом и/или другими электродами, которые выходят в резервуар с образцом. Один или несколько электрических проводников также могут выходить в резервуар с образцом для обеспечения функциональных возможностей, не обеспечиваемых электродами.
[008] Во многих биосенсорах сенсорная пластина может быть выполнена с возможностью ее использования снаружи, внутри или частично внутри живого организма. При использовании снаружи живого организма образец биологической жидкости может вводиться в резервуар для образца на сенсорной пластине. Сенсорная пластина может быть помещена в измерительное устройство до, после или во время введения анализируемого образца. При использовании внутри или частично внутри живого организма сенсорная пластина может быть постоянно погруженной в образец или образец может периодически подаваться на пластину. Сенсорная пластина может включать в себя резервуар, который частично изолирует объем образца или может являться открытой для образца. Аналогично, во время проведения анализа образец может непрерывно протекать через пластину, или поток может прерываться.
[009] Входной сигнал в измерительном устройстве прикладывается к электрическим проводникам сенсорной пластины через электрические контакты. Электрические проводники передают входной сигнал через электроды в образец, находящийся в резервуаре для образца. В ответ на входной сигнал в результате окислительно-восстановительной реакции аналита генерируется выходной электрический сигнал. Выходной электрический сигнал, выходящий из пластины, может представлять собой ток (генерируемый с помощью амперометрии или вольтамперометрии), потенциал (генерируемый с помощью потенциометрии/гальванометрии) или накопленный заряд (генерируемый с помощью кулонометрии). Измерительное устройство может быть выполнено с возможностью выполнения измерения выходного сигнала и определения корреляции между выходным сигналом и наличием и/или концентрацией одного или нескольких аналитов в биологической жидкости.
[0010] В обычной амперометрии ток измеряется во время приложения считываемого импульса, в виде постоянного потенциала (напряжение) через рабочий электрод и противоэлектрод к сенсорной пластине. Измеренный ток используется для количественного определения аналита в образце. В амперометрии измеряется скорость, с которой измеряемые таким образом биохимически активные вещества окисляются или восстанавливаются на рабочем электроде или около него. Многие варианты амперометрического способа для биосенсоров описаны, например, в патентах США № 5620579; 5653863; 6153069; и 6413411.
[0011] Недостатком обычных амперометрических способов является то, что ток после приложения потенциала не является непостоянным. Вначале скорость изменения тока относительно времени является очень быстрой и по мере проведения анализа замедляется вследствие изменений, лежащих в основе процесса диффузии. До тех пор пока скорость расхода ионизированных измеряемых веществ на поверхности электрода не становится равной скорости диффузии, не может быть получен устойчивый ток. Таким образом, обычные способы амперометрии, которые измеряют ток во время переходного периода до момента достижения устойчивого состояния, могут давать более высокие погрешности, чем измерения проводимые во время устойчивого состояния.
[0012] Измерительные характеристики биосенсора определяются в терминах достоверности и/или точности. Улучшение достоверности и/или точности обеспечивает улучшение измерительных характеристик биосенсора. Достоверность может выражаться в терминах систематической ошибки показаний биосенсора для аналита по сравнению с показаниями для референсного аналита, при этом большее значение систематической ошибки соответствует меньшей достоверности, в то время как точность может выражаться в терминах разброса или дисперсии множества считанных показаний для аналита относительно среднего значения. Систематическая ошибка представляет собой разницу между значением, определенным биосенсором, и общепринятым референсным значением и может выражаться в терминах "абсолютной систематической ошибки" или "относительной систематической ошибки". Абсолютная систематическая ошибка может выражаться в таких единицах измерения, как мг/дл, в то время как относительная систематическая ошибка может выражаться в виде процента значения абсолютной систематической ошибки относительно референсного значения. Референсные значения могут быть получены вместе с референсным инструментом, таким как YSI 2300 STAT PLUS™, поставляемым компанией YSI Inc, Yellow Springs, Огайо.
[0013] Многие биосенсоры включают один или несколько способов коррекции ошибок, связанных с анализом. Полученные в результате анализа значения концентрации, содержащие ошибку, могут быть неточными. Таким образом, возможность исправить такие неточные результаты анализа может увеличить точность полученных значений концентрации. Система коррекции ошибок может компенсировать одну или несколько ошибок, связанных, например, с содержанием гематокрита в образце, которое отличается от содержания в референсном образце. Например, обычные биосенсоры могут быть выполнены с возможностью определения концентраций глюкозы из расчета 40%-го (v/v) содержания гематокрита в образце цельной крови, независимо от фактического содержания гематокрита в образце. В этих системах любое измерение глюкозы, выполненное в образце крови с содержанием гематокрита, меньшим или большим 40%, будет включать ошибку или систематическую ошибку, обусловленную “эффектом гематокрита”.
[0014] В обычных сенсорных пластинах биосенсора для определения концентрации глюкозы глюкоза может быть окислена ферментом, который затем передает электрон медиатору. Затем этот восстановленный медиатор перемещается к рабочему электроду, где он электрохимически окисляется. Может быть найдена корреляция между количеством окисленного медиатора и током, текущим между рабочим электродом и противоэлектродом сенсорной пластины. С точки зрения количества, измеренный на рабочем электроде ток прямо пропорционален коэффициенту диффузии медиатора. Эффект гематокрита интерферирует с этим процессом, поскольку эритроциты блокируют диффузию медиатора к рабочему электроду. Как следствие, эффект гематокрита влияет на количество тока, измеренного на рабочем электроде, независимо от количества глюкозы в образце.
[0015] Связанная с гематокритом систематическая ошибка относится к разнице между референсной концентрацией глюкозы, полученной с помощью референсного инструмента, и экспериментальным показателем глюкозы, полученным из биосенсора для образцов, содержащих отличающиеся уровни гематокрита. Разница между референсным значением и значением, полученным из биосенсора, является результатом отличающихся уровней гематокрита между конкретными образцами цельной крови.
[0016] Дополнительно к эффекту гематокрита также могут возникать погрешности измерения в случаях отсутствия корреляции между концентрацией измеряемого вещества и концентрацией аналита. Например, когда в сенсорной системе определяется концентрация восстановленного медиатора, образованного в ответ на окисление аналита, любой восстановленный медиатор, который не образуется в результате окисления аналита, приводит к тому, что сенсорная система будет показывать большее количество аналита, присутствующего в образце, по сравнению с верным значением из-за фона от медиатора. Таким образом, "фон от медиатора" представляет собой систематическую ошибку, вводимую в измеренную концентрацию аналита, характерную для измеряемых веществ, не чувствительных к исходной концентрации аналита.
[0017] Для преодоления одного или нескольких указанных выше недостатков в обычных биосенсорах пытались использовать многочисленные методы, связанные не только с механической конструкцией сенсорной пластины и выбора реактива, а также методы приложения измерительным устройством электрического потенциала к пластине. Например, обычные способы уменьшения эффекта гематокрита для амперометрических сенсоров включают использование фильтров, описанных в патентах США № 5708247 и 5951836; обращения полярности прикладываемого тока, описанное в заявке на патент WO 2001/57510; и способы, которые максимально увеличивают характерное для образца сопротивление.
[0018] Многочисленные способы приложения входного сигнала к пластине, обычно называемые импульсными способами, последовательностями или циклами, использовались для уменьшения погрешностей при определении концентрации аналита. Например, в патенте США № 4897162 входной сигнал включает непрерывно прикладываемые увеличивающиеся и уменьшающиеся потенциалы напряжения, которые смешивают для получения волны треугольной формы. Кроме того, в документе WO 2004/053476 и патентах США № 2003/01 78322 и 2003/0113933 описаны входные сигналы, которые включают непрерывно прикладываемые увеличивающиеся и уменьшающиеся потенциалы напряжения, полярность которых меняется.
[0019] В других обычных способах объединяют определенную конфигурацию электрода с входным сигналом, адаптированным для такой конфигурации. Например, в патенте США № 5942102 объединяют определенную конфигурацию электрода, обеспечиваемую ячейкой с тонким слоем, с непрерывным импульсом таким образом, чтобы продукты реакции поступали из противоэлектрода на рабочий электрод. Эта комбинация используется для протекания реакции до тех пор, пока зависящее от времени изменение тока не станет постоянным, таким образом достигая истинного устойчивого состояния для медиатора, перемещающегося между рабочим электродом и противоэлектродом во время приложения потенциала. Хотя каждый из этих способов создает баланс между различными преимуществами и недостатками, ни один из них не является идеальным.
[0020] Как видно из вышеприведенного описания, имеется потребность в улучшенных биосенсорах, особенно таких, которые могут осуществлять более точное определение концентрации аналита за более короткое время. Системы, устройства и способы по настоящему изобретению преодолевают по меньшей мере один из недостатков, характерных для обычных систем.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
[0021] Предоставляется способ определения концентрации аналита в образце, который включает приложение входного сигнала к образцу, причем входной сигнал включает по меньшей мере 3 полных цикла в пределах 10 секунд, где каждый полный цикл включает импульс возбуждения и релаксацию. Выходной сигнал, чувствительный к измеряемому веществу, измеряется в течение 300 миллисекунд во время приложения импульса возбуждения по меньшей мере одного из полных циклов. Концентрацию аналита в образце определяют на основе измеренного выходного сигнала. Каждый из полных циклов может включать возбуждение при фиксированном потенциале, во время которого может регистрироваться ток, и релаксацию. Последовательность импульсов может включать конечный регистрируемый импульс и может прикладываться к сенсорной пластине, включающей диффузионный барьерный слой. Определенная концентрация аналита может включать систематическую ошибку, характерную для фона от медиатора, меньшую, чем систематическая ошибка, получаемая при использовании того же самого или другого способа без измерения выходного сигнала в пределах 300 миллисекунд. Путем использования данных переходного тока можно определять концентрацию аналита без достижения устойчивого состояния во время импульсов возбуждения полных циклов входного сигнала. Измеренные токи могут быть обработаны для определения концентрации аналита в образце.
[0022] Предоставляется портативное измерительное устройство, выполненное с возможностью приема сенсорной пластины для определения концентрации аналита в образце. Устройство включает контакты, по меньшей мере один дисплей и электронную схему, устанавливающую электрическую связь между контактами и дисплеем. Схема включает электрическое зарядное устройство и процессор, где процессор находится в электрической связи с носителем данных. Носитель включает читаемый компьютером код программного обеспечения, при исполнении которого процессор обусловливает зарядное устройство генерировать между контактами входной сигнал, содержащий по меньшей мере 3 полных цикла в пределах 10 секунд. Каждый полный цикл содержит возбуждение и релаксацию. Процессор измеряет по меньшей мере одно значение тока на по меньшей мере двух контактах в течение 300 миллисекунд во время приложения возбуждения с помощью зарядного устройства. Процессор также определяет аналит в биологической жидкости на основе по меньшей мере одного значения тока.
[0023] Предоставляется биосенсор для определения концентрации аналита в образце. Система включает сенсорную пластину, имеющую зону контакта с образцом, граничащую с резервуаром, сформированным пластиной, и измерительное устройство, имеющее процессор, соединенный с интерфейсом сенсора. Интерфейс сенсора электрически соединен с зоной контакта с образцом, а процессор электрически соединен с носителем данных. Процессор определяет значение выходного сигнала, чувствительного к концентрации аналита в образце, из интерфейса сенсора в течение 300 мс во время приложения импульса возбуждения к зоне контакта с образцом. Импульс возбуждения представляет собой часть входного сигнала, включающего по меньшей мере 3 полных цикла в течение 10 секунд, причем каждый полный цикл включает возбуждение и релаксацию.
[0024] Предоставляется способ уменьшения систематической ошибки, являющейся следствием влияния гематокрита, в определенной концентрации аналита в образце, который включает приложение к образцу входного сигнала, включающего по меньшей мере 3 полных цикла в течение 10 секунд. Выходной сигнал, на основе которого определяют концентрацию аналита в образце, регистрируют в течение 300 мс во время приложения импульса возбуждения.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
[0025] Для лучшего понимания изобретения ниже приведены чертежи и описание. На чертежах не соблюдается строго масштаб изображенных компонентов, поскольку основной акцент сделан на иллюстрации принципов изобретения.
[0026] На Фиг.1 представлен электрохимический аналитический способ определения наличия и/или концентрации аналита в образце.
[0027] Фиг.2 представляет собой график, иллюстрирующий выходные сигналы генерируемые, входным амперометрическим сигналом со стробированием.
[0028] На Фиг.3А показано наличие связанной с гематокритом систематической ошибки в значениях концентрации аналита, определенной из каждых трех значений тока, измеренных в каждом из семи импульсов, представленных на Фиг.2.
[0029] На Фиг.3B показан диапазон связанной с гематокритом систематической ошибки для образцов, содержащих 50, 100 и 400 мг/дл глюкозы.
[0030] На Фиг.4 показана систематическая ошибка, связанная с гематокритом, для первого и третьего значений тока из P5 на Фиг.3А для множества образцов цельной крови.
[0031] На Фиг.5 показано схематичное представление биосенсора, определяющего концентрацию аналита в образце.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ
[0032] В заявке на патент WO 2007/013915, озаглавленной "Амперометрия со стробированием", для анализа аналита в образцах используются импульсные входные сигналы. Входные сигналы включают чередующиеся периоды возбуждения и релаксации. Настоящее изобретение относится к системе и способу анализа выходных сигналов из импульсных входных сигналов с целью уменьшения систематической ошибки, которая возникает в результате фона от медиатора и эффекта гематокрита. Путем корреляции значений выходных сигналов, измеряемых в пределах 300 мс инициации импульса возбуждения, может быть улучшена достоверность и/или точность анализа.
[0033] На Фиг.1 представлен электрохимический анализ 100 определения наличия и/или концентрации аналита в образце. На этапе 110 образец вводят в биосенсор. На этапе 120 часть аналита в образце подвергается окислительно-восстановительной реакции. На этапе 130 электроны необязательно переходят от аналита к медиатору. На этапе 140 измеряемое вещество электрохимически возбуждается под воздействием входного сигнала. На этапе 150 генерируется и измеряется выходной сигнал. На этапе 160 образец переходит в фазу релаксации, и на этапе 170 подается дополнительный импульс возбуждения. На этапе 180 на основе выходного сигнала определяют наличие и/или концентрацию образца, и на этапе 190 концентрация может быть отображена, сохранена и т.п.
[0034] На этапе 110 образец вводят в сенсорную часть биосенсора, такую как сенсорная пластина. Сенсорная пластина содержит по меньшей мере один рабочий электрод и по меньшей мере один противоэлектрод. Электроды могут содержать один или несколько реактивных слоев. Рабочий электрод может содержать диффузионный барьерный слой, который является неотъемлемой частью реактивного слоя, или расположен отдельно от реактивного слоя. Если рабочий электрод содержит отдельный диффузионный барьерный слой, то реактивный слой может быть расположен на диффузионном барьерном слое или может не располагаться на нем.
[0035] Диффузионный барьерный слой обеспечивает пористое пространство, имеющее внутренний объем, в котором может находиться измеряемое вещество. Поры диффузионного барьерного слоя могут быть подобраны таким образом, чтобы измеряемое вещество могло диффундировать в диффузионный барьерный слой, в то время как составные элементы образца, имеющие больший физический размер, такие как эритроциты, по существу не могли диффундировать. Хотя в обычных сенсорных пластинах используются различные материалы для отфильтровывания эритроцитов от поверхности рабочего электрода, диффузионный барьерный слой обеспечивает внутреннее пористое пространство, которое может содержать и изолировать часть измеряемых веществ из образца. Более подробную информацию относительно диффузионного барьерного слоя можно найти в патенте США № 2007/0246357.
[0036] На этапе 120 на Фиг.1 часть присутствующего в образце аналита химически или биохимически окисляется или восстанавливается, например, оксидоредуктазой. Это происходит, поскольку образец способствует гидратации реагентов. При окислении или восстановлении, электроны случайным образом могут перемещаться между аналитом и медиатором на этапе 130. Таким образом, образуется ионизированное измеряемое вещество, например, из аналита или медиатора. Это может давать преимущество, заключающееся в обеспечении начальной временной задержки, или "инкубационного периода", перед тем как реагенты вступят в реакцию с аналитом. Предпочтительной является начальная временная задержка, составляющая 1-10 секунд. Более подробную информацию о начальных временных задержках можно найти в патентах США № 5,620,579 и 5,653,863.
[0037] На этапе 140 на Фиг.1 измеряемое вещество, которое может представлять собой аналит, заряженный на этапе 120, или медиатор, заряженный на этапе 130, электрохимически возбуждается (окисляется или восстанавливается) под воздействием входного сигнала. Входные сигналы могут быть электрическими сигналами, такими как ток или потенциал, которые генерируются в виде импульсов или включаются и отключаются в заданной последовательности. Входной сигнал представляет собой последовательность импульсов возбуждения, разделенных периодами релаксации. Во время амперометрического импульса электрический потенциал, прикладываемый во время возбуждения, предпочтительно имеет по существу постоянное напряжение и полярность в течение всего времени воздействия. Это явным образом отличается от обычного возбуждения, при котором напряжение изменяется или "проходит" по всему множеству потенциалов и/или полярностей напряжения во время регистрации данных.
[0038] Во время периода релаксации электрический сигнал отключается. Отключение содержит временные периоды, когда электрический сигнал отсутствует, и предпочтительно не содержит временные периоды, когда электрический сигнал присутствует, но по существу не имеет амплитуды. Электрический сигнал может включаться и отключаться путем замыкания и размыкания электрической цепи, соответственно. Электрическая цепь может размыкаться и замыкаться механически, электрически и т.п.
[0039] Входные сигналы могут иметь один или несколько импульсных интервалов. Импульсный интервал представляет собой сумму импульса и релаксации, составляющую полный цикл. У каждого импульса имеется амплитуда и ширина. Амплитуда указывает на интенсивность потенциала, тока и т.п. электрического сигнала. Во время импульса амплитуда может изменяться или быть по существу постоянной, такой как во время амперометрии. Ширина импульса представляет собой продолжительность импульса. Ширина импульса входного сигнала может изменяться или быть по существу одинаковой. У каждого периода релаксации имеется ширина периода релаксации, которая представляет собой продолжительность периода релаксации. Ширина периода релаксации входного сигнала может изменяться или быть по существу одной и той же.
[0040] Устанавливая ширину возбуждения и релаксации полных циклов, стробирующие входные сигналы могут увеличивать достоверность и/или точность анализа. Не углубляясь в теорию, такое увеличение достоверности и/или точности может быть результатом выхода измеряемого вещества, находящегося в состоянии возбуждения под действием рабочего электрода, находящегося внутри диффузионного барьерного слоя. В противоположность измеряемому веществу, находящемуся снаружи диффузионного барьерного слоя, которое может иметь изменяющуюся скорость диффузии из-за эритроцитов и других составляющих образца, измеряемое вещество, находящееся внутри диффузионного барьерного слоя, может иметь относительно постоянную скорость диффузии к проводнику. Например, как описано в патенте США № 2007/0246357, озаглавленном "Определение концентрации в диффузионном барьерном слое", ширина импульса может быть выбрана таким образом, чтобы по существу подавлялось возбуждение измеряемого вещества в диффузионном барьерном слое.
[0041] Предпочтительные входные сигналы включают по меньшей мере 3, 4, 6, 8 или 10 полных циклов, прикладываемых за менее чем 30, 10 или 5 секунд. Более предпочтительным является приложение по меньшей мере 3-х полных циклов за 10 секунд. В данном случае особенно предпочтительными являются входные сигналы, включающие по меньшей мере 4 полных цикла, прикладываемых менее чем за 7 секунд. Предпочтительным является, когда ширина каждого импульса возбуждения независимо выбирается в пределах 0,1-2 секунд и более предпочтительно в пределах 0,2-1 секунды. В данном случае, особенно предпочтительным является, когда ширину входного импульсного сигнала независимо выбирают в пределах 0,3-0,8 секунд. Предпочтительные импульсные интервалы находятся в пределах 3, 2,5, или 1,5 секунды. В данном случае, входные сигналы, имеющие ширину импульса в пределах 0,3-0,5 секунд, и импульсные интервалы в пределах 0,7-2 секунды, являются особенно предпочтительными. Входной сигнал может иметь другую ширину импульса и интервал.
[0042] На этапе 150 на Фиг.1 биосенсор генерирует выходной сигнал в ответ на измеряемое вещество и входной сигнал. Выходной сигнал, например, в виде одного или нескольких значений тока, может измеряться непрерывно или периодически и может регистрироваться как функция от времени. Выходные сигналы могут включать сигналы, которые изначально уменьшаются, сигналы, которые увеличиваются, а затем уменьшаются, сигналы, которые достигают устойчивого состояния, и сигналы, которые являются переходными. Устойчивый ток наблюдается, когда изменение тока относительно времени по существу является постоянным, например, находится в пределах ±10 или ±5%. Вместо обычного устойчивого или медленно уменьшающегося тока значения переходного тока (быстро уменьшаемого) могут быть получены из импульсных входных сигналов.
[0043] Фиг.2 представляет собой график, иллюстрирующий выходные сигналы, генерируемые стробирующим амперометрическим входным сигналом. При графическом представлении в виде функции от времени каждый импульс возбуждения дает профиль переходного затухания, имеющий значение изначально высокого тока, который затем затухает. Входной сигнал, прикладываемый биосенсором, включал восемь импульсов и семь релаксаций, для семи полных циклов. На Фиг.2 опущен первый полный цикл и показано, что после восьмого импульса не следует релаксация. Импульс был приложен примерно при 200 мВ и имел ширину импульса, равную примерно 0,4 секунды. Интервал импульсов для полных циклов составлял примерно 1,4 секунды, давая ширину релаксации, равную примерно 1 секунде. Релаксация обеспечивалась размыканием цепи. Хотя были использованы импульсы квадратной формы, также можно использовать другие типы волн, совместимые с сенсорной системой и тестируемым образцом.
5,3
[0044] Биосенсор измеряет выходной сигнал периодически во время каждого импульса на Фиг.2 и записывает три значения тока в запоминающее устройство. Значения выходного сигнала регистрируются примерно в 125 миллисекундных (мс) интервалах, начинающихся примерно через 125 мс после инициации каждого импульса. Интервалы между последовательными регистрациями могут быть одинаковыми или разными. На Фиг.2 три значения тока выходного сигнала зарегистрированы и обозначены буквой i, в нижнем индексе указаны номер импульса и количество измерений. Таким образом, третье значение тока было измерено для пятого импульса, обозначенного как i.
[0045] На Фиг.3А показана связанная с гематокритом систематическая ошибка, присутствующая в значениях концентрации аналита, определенных из каждого из трех значений тока, измеренных для каждого из семи импульсов, показанных на Фиг.2, где большая ошибка гематокрита представлена большим абсолютным числовым значением на оси Y. Для каждого импульса первое значение тока показывает наименьшую связанную с гематокритом систематическую ошибку из трех значений, причем разница систематических ошибок между первым и третьим значениями становится больше с каждым последующим импульсом. Более низкая средняя связанная с гематокритом систематическая ошибка среди измеренных токов также наблюдалась для каждого последующего импульса; однако каждый дополнительный импульс увеличивал продолжительность анализа. Таким образом, хотя значения тока для P8 почти не содержали связанную с гематокритом ошибку, первое значение тока для P5 может обеспечивать предпочтительный баланс между связанной с гематокритом ошибкой и временем анализа. Интересным также было то, что первое значение тока, измеренное для P5, имело такую же связанную с гематокритом ошибку, как третье значение тока для P8, полученное спустя более 3 секунд. Эти результаты свидетельствуют о том, что значения тока, измеренные ранее в отношении ширины импульса, содержат наименьшую связанную с гематокритом ошибку.
[0046] На Фиг.3B показан разброс связанной с гематокритом систематической ошибки для образцов, содержащих 50, 100, и 400 мг/дл глюкозы, причем чем больше значение разброса на оси Y, тем больше связанная с гематокритом систематическая ошибка. Как и на Фиг.3А, первое значение тока показывает наименьшую связанную с гематокритом систематическую ошибку из четырех значений тока, измеренных во время каждого импульса, причем разница систематических ошибок между первым и четвертым значениями становится больше с каждым последующим импульсом. Неожиданно более низкая связанная с гематокритом систематическая ошибка в первом значении тока, измеряемом для каждого импульса, была более явно выражена при уровнях глюкозы, превышающих 400 мг/дл. Таким образом, улучшение точности, полученное из измерений тока, выполненных в начале уменьшения, увеличивается, поскольку возрастает концентрация глюкозы в образцах цельной крови.
5,1
5,3
2
2
[0047] На Фиг.4 показана связанная с гематокритом систематическая ошибка для первого и третьего значений тока для P5 на Фиг.3А для множества образцов цельной крови с разным содержанием гематокрита и глюкозы. Первое значение тока i показывает корреляцию R, равную 0,18, в то время как третье значение тока i показывает корреляцию R, равную 0,08, что меньше более чем на 50%. Улучшенная точность концентрации аналита, полученная из значений тока, полученных в начале уменьшения, было неожиданным и явно противоречит предшествующему уровню техники, согласно которому точность достигается измерениями, проводимыми в более поздней устойчивой части периода затухания. Эти результаты, противореча интуиции, свидетельствуют о том, что улучшенная достоверность и/или точность может быть получена из измерений, проводимых в начале быстро изменяющейся переходной части периода затухания.
[0048] Предпочтительно, значение выходного тока, из которого определяют концентрацию аналита, измеряют в пределах менее 300 миллисекунд при приложении импульса возбуждения. Более предпочтительно, значение выходного тока, используемое для определения концентрации аналита в образце, измеряется в пределах менее 175 миллисекунд при приложении импульса возбуждения или в пределах 10-150 миллисекунд при приложении импульса. Более предпочтительно, значение выходного тока, из которого определяют концентрацию, измеряют в пределах 30-150 миллисекунд при приложении импульса возбуждения. В настоящее время, определение концентрации аналита из значения выходного тока, измеренного в пределах 60-150 миллисекунд при приложении импульса возбуждения, является особенно предпочтительным. Предпочтительно, если импульс, на основе которого измеряют значение тока получаемого из аналита для определения концентрации аналита в образце, прикладывают в течение 11 секунд или меньше при приложении начального импульса возбуждения и более предпочтительным является импульс прикладываемый в течение 7 секунд или менее при приложении начального импульса.
[0049] На этапе 160 по Фиг.1 образец подвергается релаксации. Измерительное устройство может разомкнуть цепь через сенсорную пластину, таким образом приводя к релаксации. Во время релаксации 160 ток, присутствующий во время возбуждения 140, по существу уменьшается по меньшей мере наполовину, предпочтительно на порядок величины амплитуды, и более предпочтительно до нуля. Предпочтительно, нулевое состояние тока обеспечивается разомкнутой цепью или другим способом, известным специалистам в данной области, чтобы обеспечить по существу нулевой ток. Предпочтительно, во время релаксации 160 выходной сигнал не регистрируется.
[0050] Во время релаксации 160, ионизирующий агент, такой как оксидоредуктаза, может реагировать с аналитом, генерируя дополнительные измеряемые вещества без влияния электрического потенциала. Например, биосенсор глюкозы, содержащий в качестве реагентов глюкозооксидазу и медиатор феррицианида, будет приводить во время релаксации 160 к образованию дополнительного феррицианида (восстановленного медиатора), чувствительного к концентрации аналита в образце, без помех от электрического потенциала.
[0051] На этапе 170 по Фиг.1 биосенсор продолжает прикладывать импульс входного сигнала к рабочему электроду и противоэлектроду в течение требуемого периода времени. Рабочий цикл, включающий возбуждение 140 и релаксацию 160, может повторяться, или может использоваться рабочий цикл, имеющий импульсы различной ширины и/или интервалы.
[0052] На этапе 180 по Фиг.1 биосенсор анализирует величину выходного сигнала, зарегистрированную в пределах 300 миллисекунд приложения импульса, для определения концентрации аналита в образце. Дополнительный ток, время и/или другие значения также могут анализироваться. На этапе 190, значение концентрации аналита может быть отображено, сохранено для последующего использования и/или использовано для дополнительных вычислений.
[0053] На Фиг.5 дано схематическое представление биосенсора 500, который определяет концентрацию аналита в образце биологической жидкости, используя импульсный входной сигнал. Биосенсор 500 включает измерительное устройство 502 и сенсорную пластину 504, которая может быть реализована в любом аналитическом инструменте, включая настольное устройство, портативное или переносное устройство и т.п. Биосенсор 500 может быть использован для определения концентрации аналита, включая концентрацию глюкозы, мочевой кислоты, лактата, холестерина, билирубина и т.п. Несмотря на то, что показана конкретная конфигурация, биосенсор 500 может иметь другие конфигурации, включая конфигурации с дополнительными компонентами.
[0054] Сенсорная пластина 504 имеет основание 506, которое формирует резервуар 508 и канал 510 с отверстием 1212. Резервуар 508 и канал 510 могут быть покрыты крышкой с воздушным клапаном. Резервуар 508 определяет частично закрытый объем. Резервуар 508 может содержать композицию которая способствует сохранению жидкого образца, такую как водонабухающие полимеры или полимерные пористые матриксы. Реактивы могут быть помещены в резервуар 508 и/или канал 510. Реактивы могут включать один или несколько ферментов, связующих агентов, медиаторов и т.п. Сенсорная пластина 504 также может иметь зону 514 контакта с образцом, расположенную рядом с резервуаром 508. Зона 514 контакта с образцом может частично или полностью окружать резервуар 508. Сенсорная пластина 504 может иметь другие конфигурации.
[0055] Зона 514 контакта с образцом имеет проводники, соединенные с рабочим электродом и противоэлектродом. Электроды могут находиться по существу в одной и той же плоскости или в нескольких плоскостях. Электроды и крышка могут быть разделены другими расстояниями. Электроды могут быть расположены на поверхности основания 506, которое формирует резервуар 508. Электроды могут проходить или выступать в резервуар 508. Диэлектрический слой может частично покрывать проводники и/или электроды. Зона 514 контакта с образцом может иметь другие электроды и проводники.
[0056] Генератор 524 сигналов подает электрический входной сигнал на интерфейс 518 сенсора по команде процессора 522. Электрический входной сигнал может передаваться интерфейсом 518 сенсора в зону 514 контакта с образцом для приложения электрического входного сигнала к образцу биологической жидкости. Электрический входной сигнал может представлять собой потенциал или ток и может быть постоянным, переменным или их комбинацией, например, сигнал переменного тока со смещением в виде сигнала постоянного тока. Электрический входной сигнал может прикладываться в виде единичного импульса или множества импульсов, в виде последовательностей или циклов. Генератор 524 сигналов также может производить регистрацию выходного сигнала из интерфейса сенсора в качестве регистрирующего устройства-генератора.
[0058] Необязательный температурный сенсор 526 определяет температуру образца в резервуаре сенсорной пластины 504. Температура образца может быть измерена, вычислена из выходного сигнала или определена исходя из предположения, что она совпадает или близка измеренной температуре окружающей среды или температуре устройства, реализующего биосенсорную систему. Температура может измеряться с помощью термистера, термометра или другого устройства, чувствительного к температуре. Для определения температуры образца можно использовать другие методы.
[0059] Запоминающее устройство 528 может представлять собой магнитное, оптическое, или полупроводниковое запоминающее устройство, запоминающее устройство другого типа и т.п. Запоминающее устройство 528 может представлять собой несъемное устройство памяти, съемное устройство памяти, такое как карта памяти, устройство памяти удаленного доступа и т.п.
[0060] Процессор 522 осуществляет анализ аналита и обработку данных с помощью читаемого компьютером кода программного обеспечения и данных, хранящихся в запоминающем устройстве 528. Процессор 522 может начинать анализ аналита в ответ на наличие сенсорной пластины 504 в интерфейсе 518 сенсора, нанесения образца на сенсорную пластину 504, в ответ на ввод данных пользователем и т.п. Процессор 522 управляет генератором 524 сигналов для выдачи электрического входного сигнала на интерфейс 518 сенсора. Процессор 522 получает температуру образца из температурного сенсора 526. Процессор 522 получает выходной сигнал из интерфейса 518 сенсора. Выходной сигнал генерируется в ответ на реакцию аналита в образце. Процессор 522 измеряет выходной сигнал в пределах 300 миллисекунд при приложении импульса возбуждения из генератора 524 сигналов. Выходные сигналы коррелируют с концентрацией аналита в образце, используя одно или несколько уравнений корреляции в процессоре 522. Результаты анализа аналита могут выдаваться на дисплей 520 и могут храниться в запоминающем устройстве 528.
[0061] Уравнения корреляции между концентрациями аналита и выходными сигналами могут быть представлены графически, математически, их комбинацией и т.п. Уравнения корреляции могут быть представлены в виде таблицы программно задаваемых числовых величин (PNA), другой поисковой таблицы и т.п., которая хранится в запоминающем устройстве 528. Инструкции по проведению анализа аналита могут обеспечиваться читаемым компьютером кодом программного обеспечения, хранящегося в запоминающем устройстве 528. Код может представлять собой объектный код или любой другой код, описывающий или управляющий описанными здесь функциональными возможностями. Данные, полученные в результате анализа аналита, могут быть подвергнуты в процессоре 522 одной или нескольким видам обработки, включая определение скорости затухания, констант К, отношений, и т.п.
[0062] Интерфейс 518 сенсора имеет контакты, которые соединены или электрически сообщаются с проводниками в зоне 514 контакта с образцом сенсорной пластины 504. Интерфейс 518 сенсора передает электрический входной сигнал из генератора 524 сигналов через контакты на разъемы в зоне 514 контакта с образцом. Интерфейс 518 сенсора также передает выходной сигнал из образца по контактам в процессор 522 и/или генератор 524 сигналов.
[0063] Дисплей 520 может быть аналоговым или цифровым. Дисплей может представлять собой LCD дисплей, выполненный с возможностью отображения цифровых данных.
[0064] Во время проведения работ жидкий образец для анализа поступает в резервуар 508 путем введения жидкости через отверстие 512. Жидкий образец протекает через канал 510, заполняя резервуар 508, удаляя ранее содержащийся в нем воздух. Происходит химическая реакция жидкого образца с реактивами, находящимися в канале 510 и/или резервуаре 508.
[0065] Сенсорная пластина 502 расположена смежно с измерительным устройством 502. “Смежный” относится к положениям, при которых зона 514 контакта с образцом находится в электрическом и/или оптическом взаимодействии с интерфейсом 518 сенсора. Электрическое взаимодействие включает передачу входных и/или выходных сигналов между контактами в интерфейсе 518 сенсора и проводниками в зоне 514 контакта с образцом. Оптическое взаимодействие включает передачу света между оптическим порталом в зоне 514 контакта с образцом и детектором в интерфейсе 518 сенсора.
[0066] Хотя были описаны различные варианты осуществления изобретения, для специалистов в данной области является очевидным, что в пределах объема настоящего изобретения возможны другие варианты осуществления и реализации. Следовательно, изобретение не должно быть ограничено ничем, кроме прилагаемой формулы изобретения и ее эквивалентов.