BRPI0709966A2 - biossensor para mensuração da concentração de constituinte no sangue e métodos de determinação de concentração de constituinte no sangue, da concentração corrigida de hematócrito de um produto de análise em amostra fisiológica e de fabrico de pluralidade de tiras de teste - Google Patents

Abstract

<B>Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinte no Sangue e Métodos de Determinação da Concentração de Constituinte no Sangue, da Concentração Corrigida de Hematácrito de um Produto de Análise em Amostra Fisiolágica e de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste <D>São proporcionados métodos e dispositivos para determinar a concentração de um componente numa amostra fisiológica. A amostra fisiológica é introduzida numa célula eletroquimica tendo um elétrodo operacional e contador. Pelo menos um sinal eletroquimico é mensurado com base numa reação que ocorre na célula. A concentração preliminar do componente é, então, calculada a partir do sinal eletroquímico. Esta concentração preliminar é, então, multiplicada por um fator de correção de hematócrito para obter a concentração do constituinte na amostra, onde o fator de correção de hematócrito é uma função do pelo menos um sinal eletroquímico. Os métodos e dispositi- vos sujeitos são adequados para uso na determinação de uma ampla variedade produtos de análise numa ampla variedade amostras e são particularmente adequados para a determinação de produtos de análise no sangue global ou seus derivados, em que um produto de análise de interesse particular é a glicose.

Description

"Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinte no

Sangue e Métodos de Determinação da Concentração deConstituinte no Sangue, da Concentração Corrigida de Hematócritode um Produto de Análise em Amostra Fisiológica e de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste"

Relatório Descritivo

Este Pedido reivindica prioridade para o Pedido de PatenteUS 11/401.458, depositado em 11 de abril de 2006.

Descrição da Invenção Campo da Invenção

A presente invenção relaciona-se com o campo de testes dediagnóstico e, mais particularmente, com sistemas de testes dediagnóstico para medir a concentração de uma substância em umaamostra.

Antecedentes da Invenção

A presente revelação relaciona-se com um sistema debiossensor para medir um produto de análise num fluido corpóreo, talcomo sangue, em que o sistema compreende um processo e um sistemaúnico para corrigir inexatidões em medidas de concentração de amostra. Por exemplo, a presente revelação proporciona métodos decorrigir medidas de concentração de produto de análise de fluidoscorpóreos.

Os sensores eletroquímicos têm sido usados desde há muitopara detectar e/ou medir a presença de substâncias numa amostrafluida. No sentido mais básico, os sensores eletroquímicos compreen-dem uma mistura de reativos contendo pelo menos um agente detransferência de elétrons (também chamado de "mediador de elétrons")e uma proteína biocatalítica específica de produto de análise (porexemplo, uma enzima particular) e um ou mais elétrodos. Essessensores contam com a transferência de elétrons entre o mediador deelétrons e as superfícies de elétrodo e funcionam medindo reações redoxeletroquímicas. Quando usadas num sistema ou dispositivo debiossensores eletroquímicos, o reações de transferência de elétrons sãotransformadas num sinal elétrico que se correlaciona com aconcentração do produto de análise sendo medido na amostra fluida.

O uso desses sensores eletroquímicos para detectarprodutos de análise em fluidos corpóreos, tais como sangue ouprodutos derivados do sangue, lágrimas, urina e saliva, ficouimportante e, em alguns casos, vital para manter a saúde de certosindivíduos. No campo dos cuidados de saúde, pessoas tais comodiabéticos, por exemplo, têm a necessidade de monitorar umcomponente particular dentro de seus fluidos corpóreos. Vários siste-mas estão disponíveis que permitem que as pessoas testem um fluidocorpóreo, tal como sangue, urina ou saliva, para monitorarconvenientemente o nível de um componente fluido particular, tal como,por exemplo, colesterol, proteínas e glicose. Os pacientes que sofrem dediabete, uma desordem do pâncreas em que a produção de insulinainsuficiente impede a digestão adequada do açúcar, têm necessidade demonitorar cuidadosamente os seus níveis de glicose no sangue a cadadia. Vários sistemas que permitem às pessoas monitoraremconvenientemente os seus níveis de glicose de sangue estão disponíveis.Esses sistemas incluem tipicamente uma tira de teste em que o usuárioaplica uma amostra de sangue e um medidor que "lê" a tira de testepara determinar o nível de glicose na amostra de sangue. Por exemplo,testar e controlar a glicose no sangue das pessoas com diabete podereduzir o seu risco de danos sérios para os olhos, nervos e rins.

Um biossensor exempliflcativo eletroquímico é descrito naPatente US 6.743.635 (Patente '635) que é aqui incorporada porreferência na sua totalidade. A Patente '635 descreve um biossensoreletroquímico usado para medir o nível de glicose numa amostra desangue. O sistema de biossensor eletroquímico é compreendido de umatira de teste e um medidor. A tira de teste inclui uma câmara deamostra, um elétrodo de funcionamento, um eletrodo contador eelétrodos de detecção de enchimento. Uma camada de reativo édisposta na câmara de amostra. A camada de reativo contém umaenzima específica para a glicose, tal como oxidase de glicose, e ummediador, tal como ferricianeto de potássio ou hexamina de rutênio.Quando um usuário aplica uma amostra de sangue na câmara deamostra na tira de teste, os reativos reagem com a glicose na amostrade sangue e o medidor aplica uma voltagem nos elétrodos paraocasionar reações redox. O medidor mede a corrente resultante que fluientre os elétrodos de funcionamento e contador e calcula o nível deglicose com base nas medições de corrente.

Em biossensores que medem um nível de constituinteparticular no sangue, certos componentes do sangue podem afetarindesejavelmente as medições e conduzir a inexatidões no sinaldetectado. Esta inexatidão pode resultar numa leitura incorreta,deixando o paciente desavisado de um nível de açúcar no sanguepotencialmente perigoso, por exemplo. Como exemplo, o nívelparticular de hematócrito do sangue (isto é, a porcentagem daquantidade de sangue que é ocupada por células vermelhas do sangue)pode afetar erroneamente uma medição de concentração de produto deanálise resultante.

É sabido que variações no volume de células vermelhas dosangue podem ocasionar erros nas medições de glicose com tirasdescartáveis de teste eletroquímico. Tipicamente, ura desvio negativo(isto é, uma concentração de produto de análise calculada mais baixa) éobservado em hematócritos altos, enquanto um desvio positivo (isto é,uma concentração de produto de análise calculada mais alta) éobservada em hematócritos baixos (uma condição representativa de umestado anêmico). Em hematócritos altos, por exemplo, as célulasvermelhas do sangue podem (1) impedir a reação de enzimas emediadores eletroquímicos, (2) reduzir a taxa de dissolução de produtosquímicos visto que existe menor volume de plasma para dissolver osreagentes químicos e (3) diminuir a velocidade de difusão do mediador.Estes fatores podem resultar numa leitura de glicose mais baixa do quea esperada, visto que menos corrente é produzida durante o processoeletroquímico. Reciprocamente, em hematócritos baixos, existemmenos células vermelhas de sangue que interferem com a reaçãoeletroquímica do que o esperado e pode ser medida uma corrente maisalta. Visto que a concentração de células vermelhas do sangue altera adifusão de reagentes dissolvidos, as medições de corrente de Faradaysão impactadas. Além disso, a resistência da amostra de sanguetambém é dependente do hematócrito, o que pode afetar medições decorrente de carga.

Várias estratégias têm sido usadas para reduzir ou evitarvariações baseadas em hematócrito sobre as leituras da glicose dosangue. Por exemplo, foram projetadas tiras de teste incorporandomalhas para remover as células vermelhas do sangue a partir dasamostras ou têm partículas incluídas em formulações químicas, a fimde aumentar a viscosidade da célula vermelha do sangue e remover oefeito de hematócritos baixos. Estes métodos têm as desvantagens deaumentar o custo e a complexidade das tiras de teste e aumentarindesejavelmente o tempo exigido para medição precisa da glicose.Além disso, também foram desenvolvidos métodos de impedância decorrente alterna (AC) para medir sinais eletroquímicos em freqüênciasindependentes de um efeito de hematócrito. Esses métodos sofrem decusto e complexidade aumentados de medidores avançados exigidospara a filtragem e análise dos sinais.

Um esquema anterior de correção de hematócrito adicionalé descrito na Patente US 6.475.372. Nesse método, uma seqüência dedois pulsos potenciais é empregada para estimar uma concentração deglicose inicial e determinar um fator multiplicativo de correção dehematócrito. Um fator de correção de hematócrito é um valor ouequação numérica particular que é usado (tal como, por exemplo,tomando o produto da medição inicial e o fator de correção dehematócrito determinado) para corrigir uma medição de concentraçãoinicial. Mais especificamente, um primeiro pulso de uma polaridade éaplicado à célula de reação com a amostra, seguido de um segundopulso de uma polaridade oposta para a célula de reação com a amostra.

As respostas de corrente resultantes a partir de ambos ospulsos são medidas como função do tempo, com larguras de pulso paraa primeira etapa variando desde mais ou menos 3 a 20 segundos e paraa segunda etapa, desde 1 até IOs. A concentração de glicose naamostra é, então, estimada a partir dos transientes medidos decorrente-tempo (isto é, a resposta de corrente). Um fator de correção dehematócrito de sangue é determinado usando métodos estatísticos, taiscomo, a partir do ajuste matemático de um gráfico tridimensional combase em dados coletados a várias concentrações de glicose e níveis dehematócrito do sangue.

O gráfico tridimensional é criado a partir das seguintesvariáveis: a relação do primeiro valor médio de resposta de correntepara o segundo valor médio de resposta de corrente, a concentração deglicose estimada e a relação da concentração de glicose determinada YSIpara a concentração de glicose estimada menos um valor de fundo. Aconcentração de glicose estimada inicial é, então, multiplicada pelo fatorde correção de hematócrito de sangue calculado para determinar aconcentração de glicose reportada.

Usando o processo da Patente US 6.475.372, a maioria depontos de dados foram determinados cair dentro de +/-15% dasconcentrações de glicose reais usando a equação do fator de correção dehematócrito. O processamento de dados usando esta técnica, porém, éainda bastante complicado, porque tanto um fator de correção dehematócrito como uma concentração de glicose estimada devem serdeterminados para estabelecer o valor de glicose corrigido. Além disso,a duração de tempo da primeira etapa aumenta muito o tempo de testeglobal do biossensor, o que é indesejável da perspectiva do usuário.

Conseqüentemente, são desejáveis sistemas, e métodosinovativos para proporcionar medições corrigidas de concentração doproduto de análise que superem as desvantagens de biossensoresatuais e proporcionem melhorias sobre as tecnologias existentes debiossensores eletroquímicos de forma que as medições sejam maisprecisas.

Sumário da Invenção

As modalidades da presente invenção são direcionadas paradispositivos médicos para imobilização e/ou recuperação de objetosdentro de lúmens anatômicos do corpo que obviem a uma ou mais daslimitações e desvantagens dos dispositivos anteriores de imobilização erecuperação.

Uma modalidade é direcionada para um biossensor queinclui uma região de recepção de amostra para receber uma amostra desangue e um sistema de reativos de reação. O sistema de reativos dereação inclui uma enzima de oxidação-redução específica para ocomponente; um primeiro mediador de elétrons capaz de serreversivelmente reduzido e oxidado de tal maneira que um primeirosinal eletroquímico resultante da redução ou oxidação seja relacionadocom a concentração do constituinte na amostra de sangue; e umsegundo mediador de elétrons capaz de sofrer uma reação redoxeletroquímica em que um segundo sinal eletroquímico produzido poroxidação ou redução do segundo mediador não é diretamenterelacionado com a concentração do constituinte na amostra de sangue.O segundo sinal eletroquímico muda com base no nível de hematócritoda amostra de sangue.

Em várias modalidades, o biossensor pode incluir uma ou mais das características adicionais seguintes: em que o componente églicose; em que o primeiro mediador é um material que contém rutênio;em que o material contendo rutênio compreende tricloreto de hexaminade rutênio (III); em que o segundo mediador compreende cresil azulbrilhante; em que o segundo mediador compreende ácido gentísico(ácido 2,5-dihidroxibenzóico); em que o segundo mediador compreendeácido 2,3,4-trihidroxibenzóico; em que o segundo mediador nãointerfere com o primeiro sinal eletroquímico; em que o segundomediador é oxidado ou reduzido numa faixa de potencial distinguível apartir daquela do primeiro mediador; em que o segundo mediador deelétrons é oxidado ou reduzido num potencial tendo uma magnitude depelo menos 0,2 volts maior ou menor do que aquela usada para oxidarou reduzir o primeiro mediador de elétrons; em que o primeiros e osegundo sinais eletroquímicos são sinais de corrente elétrica obtidosatravés de cronoamperometria de etapas múltiplas; em que o primeiro eo segundo sinais eletroquímicos são sinais de corrente elétrica obtidosatravés de voltametria de onda quadrada; em que o primeiro e osegundo sinais eletroquímicos são sinais de corrente elétrica obtidosatravés de amperometria de pulso diferencial; e em que o primeiro e osegundo sinais eletroquímicos são sinais de corrente elétrica obtidosatravés de voltametria cíclica.

Outra modalidade da invenção é direcionada para ummétodo de determinação de uma concentração do constituinte nosangue que inclui introduzir a amostra de sangue numa célulaeletroquímica. A célula eletroquímica pode compreender elétrodos defuncionamento e contador separadamente espaçados e um sistema dereagentes redox que compreende uma enzima. A célula também incluium primeiro mediador de elétrons capaz de ser reduzido e oxidadoreversivelmente de tal maneira que um primeiro sinal eletroquímicoresultante da redução ou oxidação seja relacionado com a concentraçãodo constituinte na amostra de sangue. A célula também inclui umsegundo mediador de elétrons capaz de sofrer uma reação redoxeletroquímica em que um segundo sinal eletroquímico produzido poroxidação ou redução do segundo mediador não é diretamenterelacionado com a concentração do constituinte na amostra de sangue emuda com base no nível de hematócrito da amostra de sangue. Ométodo inclui ainda obter o primeiro sinal eletroquímico; obter osegundo sinal eletroquímico; determinar um valor inicial quecorresponde à concentração do constituinte da amostra usando dados apartir do primeiro sinal eletroquímico; e corrigir o valor inicial quecorresponde à concentração do constituinte da amostra para removerum efeito do nível de hematócrito da amostra usando um algoritmo decorrelação estatística e dados a partir do segundo sinal eletroquímico.

Em várias modalidades, o método pode incluir uma ou maisdas características adicionais seguintes: em que o componente églicose; em que corrigir o valor inicial compreende derivar umaconcentração do constituinte preliminar a partir do primeiro e dosegundo sinais e multiplicar a concentração do constituinte preliminarpor um fator de correção com base no segundo sinal eletroquímico paraderivar a concentração do constituinte na amostra, corrigida paracompensar um efeito do nível de hematócrito da amostra de sangue; emque a correlação estatística compreende determinar um declive dosegundo sinal eletroquímico; em que a correlação estatísticacompreende determinar um declive tanto do primeiro como do segundosinais eletroquímicos; em que o primeiro sinal eletroquímico é obtidoaplicando à célula eletroquímica um primeiro potencial elétrico de umamagnitude capaz de oxidar ou reduzir o primeiro mediador de elétrons enão capaz de oxidar ou reduzir o segundo mediador de elétrons; em queo segundo sinal eletroquímico é obtido aplicando à célula eletroquímicaum segundo potencial elétrico de uma magnitude capaz de oxidar oureduzir o segundo mediador de elétrons e não capaz de oxidar oureduzir o primeiro mediador de elétrons; em que o segundo mediador deelétrons é oxidado ou reduzido a um potencial tendo uma magnitudepelo menos 0,2 volts maior ou menor do que aquela usada para oxidarou reduzir o primeiro mediador de elétrons; em que obter o primeiro e osegundo sinais eletroquímicos compreende usar cronoamperometria deetapas múltiplas; em que obter o primeiro e o segundo sinaiseletroquímicos compreende usar voltametria de onda quadrada; em queobter o primeiro e o segundo sinais eletroquímicos compreende usaramperometria de pulso diferencial; em que obter o primeiro e o segundosinais eletroquímicos compreende usar voltametria cíclica; em que osegundo mediador de elétrons compreende azul de cresil brilhante; emque o segundo mediador de elétrons compreende ácido gentísico (ácido2,5-dihidroxibenzóico); e em que o segundo mediador de elétronscompreende ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico.

Outra modalidade da invenção é direcionada para ummétodo de determinação da concentração corrigida de hematócrito deum produto de análise numa amostra fisiológica que compreendeintroduzindo a amostra fisiológica numa célula eletroquímica. A célulaeletroquímica pode compreender elétrodos de funcionamento e contadorseparadamente espaçados e um sistema de reagentes redox quecompreende uma enzima e um mediador. O método também incluiaplicar um primeiro potencial elétrico à célula de reação e medir acorrente da célula durante uns primeiros 50 milissegundos do primeiropotencial elétrico como função de tempo para obter um primeirotransiente tempo-corrente; aplicar um segundo potencial elétrico àreferida célula e medir a corrente da célula como função do tempo paraobter um segundo transiente tempo-corrente; derivar uma concentraçãopreliminar do produto de análise a partir dos citados primeiro esegundo transientes tempo-corrente; e multiplicar a concentraçãopreliminar do produto de análise por um fator de correção dehematócrito com base no primeiro e no segundo transientes de tempo-corrente para derivar a concentração corrigida de hematócrito doproduto de análise em dita amostra por meio do que é determinada aconcentração corrigida de hematócrito do referido produto de análise nacitada amostra.

Em várias modalidades, o método pode incluir uma ou maisdas características adicionais seguintes: em que o primeiro potencialelétrico é uma pulso elétrico negativo e o segundo potencial elétrico éum pulso elétrico positivo; em que o primeiro potencial elétrico é umpulso aplicado tendo uma duração de cerca de 1-10; em que aconcentração preliminar do produto de análise é determinada em partecom base num valor transiente de tempo corrente como amostradonuma extremidade do pulso aplicado do primeiro potencial elétrico; emque o segundo pótencial elétrico é um pulso aplicado de mais ou menos1-4; e em que a concentração preliminar do produto de análise édeterminada em parte com base num valor transiente de tempo-corrente como amostrado numa extremidade do pulso aplicado dosegundo potencial elétrico.

Outra modalidade da invenção é dirigida para um métodode fabrico de uma pluralidade tiras de teste, que compreende formaruma trama contendo uma camada condutora e uma camada básica eformar parcialmente a pluralidade tiras de teste isolando eletricamenteum primeiro grupo de componentes condutores na camada condutorausando um primeiro processo. O método inclui aindasubseqüentemente formar a pluralidade de tiras de teste isolandoeletricamente um segundo grupo de componentes condutores nacamada condutora usando um segundo processo em que o primeiro e osegundo processos não são os mesmos. O método também incluiformar uma camada de reativo que inclui uma enzima; um primeiromediador de elétrons capaz de ser reversivelmente reduzido e oxidadode tal maneira que um primeiro sinal eletroquímico resultante daredução ou oxidação seja relacionado com a concentração doconstituinte na amostra de sangue; e um segundo mediador de elétronscapaz de sofrer uma reação redox eletroquímica em que um segundosinal eletroquímico produzido por oxidação ou redução do segundomediador não é diretamente relacionado com a concentração doconstituinte na amostra de sangue e muda com base no nível dehematócrito da amostra de sangue.

Em várias modalidades, o método pode incluir uma ou maisdas características adicionais seguintes: em que a trama inclui umapluralidade de pontos de registro; em que o primeiro processo inclui umprocesso de ablação a laser; em que o segundo processo inclui umprocesso de separação; em que o processo de separação incluiestampar; em que o processo de separação inclui separar umapluralidade tiras de teste a partir da trama; em que a pluralidade depontos de registro é separada de aproximadamente 9 mm; em que apluralidade de pontos de registro é separada por menos do queaproximadamente 9 mm; e em que o primeiro grupo de componentescondutores é separado por menos do que aproximadamente 9 mm.

Objetivos e vantagens adicionais da invenção serãodescritos em parte na descrição que se segue e em parte serão óbvios apartir da descrição ou podem ser aprendidos pela prática da invenção.Os objetivos e vantagens da invenção serão percebidos e atingidos pormeio dos elementos e combinações particularmente assinalados nasReivindicações anexadas.Deve ficar entendido que tanto a descrição geral precedentecomo a descrição detalhada seguinte são apenas exemplificativas eexplicativas e não são restritivas da invenção, conforme reivindicada.

Os desenhos anexos, que são incorporados e constituemuma parte deste Relatório Descritivo, ilustram várias modalidades dainvenção e, em conjunto com a descrição, servem para explicar osprincípios da invenção.

Breve Descrição dos Desenhos

A Figura 1 é um voltamograma cíclico associado ao uso deum elétrodo de ouro com um mediador de elétrons de hexamina derutênio.

A Figura 2 é um gráfico que representa a mudança naresposta da corrente ao longo do tempo durante a aplicação de umpulso de voltagem de entrada numa medição da amostra.

A Figura 3A proporciona um gráfico de superfície de ajustequadrático a partir de dados mensurados e valores de medição daconcentração de YSI derivados a partir de amostras em concentraçõesde produto de análise e níveis de hematócrito de sangue múltiplos.

A Figura 3B proporciona um gráfico que representa odesvio percentual dos valores de concentração de glicose calculadoscomparados com os valores de concentração da amostra de YSI medidosem vários níveis de hematócrito e níveis de concentração do produto deanálise.

A Figura 3C proporciona um melhor gráfico de superfície deajuste a partir de dados mensurados e valores de desvio percentuais apartir de valores de concentração de glicose YSI derivados a partir deamostras em concentrações de produto de análise e níveis dehematócrito de sangue múltiplos.

A Figura 3D é um gráfico que representa o desviopercentual de valores de glicose corrigidos a partir de valores deconcentração de amostra de YSI medidos em vários níveis dehematócrito e níveis de concentração de produto de análise, de acordocom uma modalidade da invenção.

A Figura 4A proporciona um gráfico de superfície de ajustede série de Taylor a partir de dados mensurados e de valores YSImensurados de concentração derivados a partir de amostras emconcentrações múltiplas de produtos de análise e níveis de hematócritode sangue num método de pulso único.

A Figura 4B é um gráfico que representa o desviopercentual de valores de concentração de glicose calculados a partir devalores de concentração de amostra de YSI medidos em vários níveis dehematócrito e níveis de concentração de produtos de análise nummétodo de pulso único.

A Figura 5 é um gráfico que representa a relação entre umarelação derivada amperometricamente particular e o nível dehematócrito de amostra de sangue particular em vários níveis deconcentração de produtos de análise.

A Figura 6 é um gráfico que representa a relação entre umarelação amperometricamente derivada particular e os valores deconcentração de amostra de YSI mensurados.

A Figura 7 é um voltamograma cíclico associado com ummediador de elétrons de SRP, de acordo com uma modalidade dapresente revelação.

A Figura 8A é um voltamograma de varredura linearassociado a outro mediador de elétrons de SRP, de acordo com umamodalidade da presente revelação.

A Figura 8B representa dois voltamogramas de varreduralinear, que comparam o mediador de elétrons de SRP da Figura 8A comoutro mediador de elétrons de SRP, de acordo com uma modalidade dapresente revelação.

A Figura 8C é uma tabela que representa valores demedição corrigidos usando uma substância de SRP particular.

A Figura 9 representa um forma de onda de entradapotencial particular aplicada no elétrodo de funcionamento em relação aum elétrodo contador, de acordo com uma modalidade da presenterevelação.

A Figura 10 é um gráfico que representa a mudança emresposta de corrente ao longo do tempo durante a aplicaçãoda forma deonda de entrada da Figura 9 em uma medição de amostra usando umasonda redox primária e uma sonda redox secundária ("SRP").

A Figura 11 é outro gráfico que representa a mudança naresposta de corrente ao longo do tempo durante a aplicação da forma deonda descrita na Figura 9.

A Figura 12 é uma tabela que representa valores demedição corrigidos usando um primeiro algoritmo de correção.

A Figura 13 é uma tabela que representa valores demedição corrigidos usando um segundo algoritmo de correção.

A Figura 14 é um gráfico que representa a dependência deum mediador de SRP no nível de hematócrito particular de sangue.

A Figura 15 representa a relação entre a magnitude dosinal do produto de análise mensurado e a concentração do produto deanálise da amostra real em concentrações múltiplas do SRP.

A Figura 16 é um gráfico que mostra a relação derivadaentre um fator calculado SRP e o hematócrito da amostra.

A Figura 17 é uma vista plana superior de uma tira de testede acordo com uma modalidade ilustrativa da invenção.

A Figura 18 é uma vista em seção reta da tira de teste deFigura 17, tomada ao longo da linha 2-2.

A Figura 19 é uma vista superior de um carretei ou tramade acordo com uma modalidade ilustrativa adicional da invenção.

A Figura 20 é uma vista superior de um cartão formado apartir de uma parte do carretei ou trama de acordo com umamodalidade ilustrativa adicional da invenção.

A Figura 21 é uma vista superior de uma camadacondutora de acordo com uma modalidade ilustrativa da invenção.

A Figura 22 é uma vista superior de uma camada dielétricade acordo com uma modalidade ilustrativa da invenção.

A Figura 23 é um diagrama do processo de fabrico deacordo com uma modalidade ilustrativa adicional da invenção.

Descrição das Modalidades

Segundo a presente revelação, são aqui proporcionadosbiossensores eletroquímicos desenvolvidos para mensurar um produtode análise numa amostra de fluido não homogenous, tal como numproduto alimentício ou num fluido corpóreo escolhido a partir desangue, urina, saliva e lágrimas. No mínimo, o biossensor inclui pelomenos um ou mais elétrodos e um sistema de reagentes de reação quecompreende um mediador de elétrons e uma enzima de oxidação-redução específica para o produto de análise a ser mensurado. Numamodalidade, o mediador de elétrons compreende um material que contém rutênio, tal como tricloreto de hexamina de rutênio (III).

Conforme aqui usada, a frase "elétrodo de funcionamento" éum elétrodo em que ocorre a reação de oxidação e/ou de reduçãoeletroquímica, por exemplo, em que o produto de análise, tipicamente omediador de elétrons, é oxidado ou reduzido.

"Elétrodo contador" é um elétrodo emparelhado com oelétrodo de funcionamento. Uma corrente de magnitude igual e depolaridade oposta ao elétrodo de funcionamento passa pelo elétrodocontador.

"YSI" ou "valores YSI" significa uma concentração deproduto de análise particular como determinado usando um analisadorde glicose da Yellow Springs Instrument, tal como, por exemplo, o YSImodelo 2300 Stat Plus.

Como notado acima, a Patente '635 descreve um biossensoreletroquímico exemplificativo usado para medir o nível de glicose numaamostra de sangue. O sistema de biossensor eletroquímico écompreendido de uma tira de teste e um medidor. A tira de teste incluiuma câmara de amostra, um elétrodo de funcionamento, um elétrodocontador e elétrodos de detecção de enchimento. Uma camada dereativo é disposta na câmara de amostra e cobre geralmente pelo menosparte do elétrodo de funcionamento assim como também o elétrodocontador. A camada de reativo contém uma enzima específica para aglicose, tal como a oxidase de glicose ou desidrogenase de glicose, e ummediador, tal como o ferricianeto de potássio ou hexamina de rutênio.

Num exemplo, a oxidase de glicose é usada na camada dereativo. A citação da oxidase da glicose é planejada como um exemploapenas e outros materiais podem ser usados sem sair do âmbito dainvenção. Por exemplo, a desidrogenase de glicose é outra enzima que éusada em biossensores de glicose. De modo semelhante, embora oferricianeto de potássio seja listado como um mediador possível, outrosmediadores possíveis são contemplados. Por exemplo, mediadoresadicionais incluem, mas, sem limitação, rutênio, ósmio e compostos deredox orgânico. Numa modalidade, durante um teste de amostra, aoxidase de glicose inicia uma reação que oxida a glicose a ácidoglucônico e reduz o ferricianeto a ferrocianeto. Quando é aplicada umavoltagem apropriada a um elétrodo de funcionamento, em relaçào a umelétrodo contador, o ferrocianeto é oxidado a ferricianeto, gerando,assim, uma corrente que se relaciona com a concentração de glicose naamostra de sangue. O medidor, então, calcula o nível de glicose combase na corrente medida e exibe o nível de glicose calculado para ousuário.

O Pedido da Patente US comumente possuído co-pendente11/242.925 (que é aqui incorporado por referência na sua totalidade)revela o uso de hexamina de rutênio como outro mediador potencial.Quando é usada a hexamina de rutênio [Ru(NH3)ô]3+, a oxidase deglicose inicia uma reação que oxida a glicose a ácido glucônico e reduz[Ru(NH3)õ]3+ a [Ru(NH3)õ]2+. No caso da desidrogenase da glicose, aenzima oxida a glicose para glucono-l,5-lactona e reduz [Ru(NH3)õ]3+ a[Ru(NH3)6]2+. Quando uma voltagem apropriada for aplicada ao elétrodode funcionamento, em relação ao elétrodo contador, o mediador deelétrons é oxidado. Por exemplo, a hexamina de rutênio [Ru(NH3)õ]2+ éoxidada a [Ru(NH3)6]3+, gerando assim uma corrente que se relacionacom a concentração de glicose na amostra de sangue.

Os sistemas e métodos do presente Pedido contam com atransferência de elétrons entre o mediador de elétrons e as superfíciesde elétrodo e funcionam medindo reações redox eletroquímicas. Comonotado acima, estas reações de transferência de elétrons (como asreações de ferrocianeto ou hexamina de rutênio descritas acima) sãotransformadas num sinal elétrico que se correlaciona com aconcentração do produto de análise que está sendo medido na amostrafluida. Mais particularmente, o sinal elétrico resulta da aplicação deentrada de potencial de elétrodo particular (compreendida de um pulsoconstante único ou distintos pulsos separados em mais de umpotencial) no elétrodo de funcionamento em relação a um elétrodocontador.

O pulso ou pulsos são aplicados na célula num potencialpredeterminado particular em relação ao potencial redox do mediadorde tira particular usado. Como é sabido na técnica, o potencial redoxde uma substância é uma medida (em volts) da afinidade dassubstâncias para os elétrons (isto é, a eletronegatividade dassubstâncias) em comparação com o hidrogênio, que é fixado em zero.As substâncias capazes de oxidar o hidrogênio têm potenciais redoxpositivos. As substâncias capazes de reduzir o hidrogênio têmpotenciais redox negativos. Uma maneira de determinar o potencialredox particular de uma substância é por voltametria cíclica. A Figura1, por exemplo, é um voltamograma cíclico associado ao uso de umelétrodo de ouro com um mediador de elétrons de hexamina de rutênio.Como visto na Figura 1, a substância de hexamina de rutênio exibe umpotencial redox de cerca de -0,2 volts versus o elétrodo de referência deAg/AgCl em solução tampão de fosfato de pH 7,25.

Conseqüentemente, nos casos em que a reação detransferência de elétrons pretendida é uma redução do mediador, porexemplo, é aplicado um pulso de voltagem bem negativo do potencialredox. Reciprocamente, nos caos em que a reação de transferência deelétrons pretendida é uma oxidação do mediador, é aplicado um pulsode voltagem bem positivo do potencial redox. A entrada de potencial deelétrodo particular na célula resulta num sinal elétrico na forma de umtransiente corrente-tempo. Noutras palavras, a medição daconcentração final é baseada no transiente tempo-corrente particular(também conhecido como a resposta da corrente amperométrica) obtidocomo resultado de aplicar um potencial de voltagem particular à célula(isto é, entre elétrodos de funcionamento e contador) e observar amudança na corrente ao longo do tempo entre os elétrodos defuncionamento e contador. A Figura 2, por exemplo, é um gráfico querepresenta a mudança na resposta da corrente ao longo do tempodurante a aplicação de um pulso de voltagem de entrada numa mediçãoda amostra.

O método eletroquímico descrito acima no que se relacionacom a Patente US 6.475.372 é inerentemente baseado numa correçãopara a contribuição de hematócrito sobre a corrente de Faraday geradapelo pulso de entrada negativa (redução do mediador) ou o pulso deentrada positiva (oxidação do mediador que foi reduzido como parte dareação enzima-glicose). Inicialmente, a corrente é composta decontribuições a partir tanto da carga das camadas elétricas da célulaquanto a corrente de difusão limitada (de Faraday). Quando a correntedo primeiro pulso é amostrada no tempo T=IOO ms, a corrente de cargadecaiu e apenas a corrente de Faraday permanece. A corrente deFaraday pode ser geralmente descrita pela equação de Cottrell, Equaçãode n° 1:

I(t) = (nFAD1/2C0)/(n1/2 ti/2)

em que η é o número de elétrons transferidos, F é a constante deFaraday, A é a área de elétrodo, D é o coeficiente de difusão e Co é aconcentração do produto de análise inicial. Visto que o coeficiente dedifusão efetiva do produto de análise é dependente do hematócrito, asrespostas da corrente de Faraday medida de pulsos 1 e 2 são usadas nométodo da Patente US 6.475.372 para modelar a dependência dehematócrito.

Correção do Hematócrito da Corrente da Cargaversus a Corrente de Faraday

O aspecto seguinte da presente invenção proporciona ummétodo eletroquímico para medir a glicose com reduzido efeito dehematócrito. Numa modalidade deste método, um potencial negativocom uma largura de pulso de alguns milissegundos (tal como, porexemplo, 1-10 ms, mas incluindo pulsos de duração de até cerca de 40ms) é aplicado à célula eletroquímica, seguido por um potencial positivotendo uma duração de cerca de 4 segundos (mas, incluindo pulsos deduração de até 10 segundos). No que se relaciona com magnitudes depotencial exemplificativas, para hexamina de rutênio, um pulsonegativo variando desde aproximadamente -0,2 até -0,45 V pode serempregado com um potencial preferido de aproximadamente -0,3 ou-0,35 V. Uma segunda pulso positivo pode variar de 0,2 até 0,4 V comum potencial preferido de aproximadamente 0,3 V. Naturalmente, afaixa ótima é diretamente correlacionada com o mediador. Por exemplo,se forem utilizados mediadores alternados, os pulsos de potencial ótimopositivo e negativo serão correlacionados com a oxidação e propriedadesde redução deste mediador.

A corrente é amostrada próxima à extremidade de ambas aslarguras de pulso. No fim do primeiro pulso, a corrente de carga é umcomponente significativo da corrente medida. Em geral, os métodos depulsos eletroquímicos têm mostrado que a corrente de carga decaiexponencialmente a zero para a maioria de sistemas dentro de 40 ms,enquanto as correntes de Faraday decaem muito mais lentamente. Acorrente de carga pode ser descrita pela equação seguinte, Equação den° 2:I = E/Rs*e[-t/(Rs*Cd)]

em que E é o potencial aplicado, Rs é a resistência de solução e Cd é acapacitância da camada de elétrodo. Usando esta equação, tanto avariável da resistência da solução como talvez a capacitância édependente do hematócrito e podem, portanto, ser manipuladas viaanálise estatísticas para determinar um fator de correção dehematócrito.

Conseqüentemente, no método atual, o primeiro pulsoresulta numa resposta de corrente primariamente descrita pelaEquação n° 2, enquanto o segundo pulso resulta numa resposta decorrente primariamente descrita pela Equação de n° 1, descrita acima.Analisando a primeira resposta de corrente baseada na Equação de n°2, as variáveis dependentes do hematócrito da resistência e dacapacitância da solução podem ser analisadas via análise estatística{por exemplo, com uma melhor correlação de ajuste, tal como um ajustede série de Taylor) para ajudar a determinar um fator de correção dehematócrito. Além disso, usando a segunda resposta de corrente e aEquação de n° 1, a variável de difusão dependente de hematócrito podetambém ser analisada via análise estatística para ajudar a determinarum fator de correção de hematócrito.

Conseqüentemente, numa modalidade da invenção atual,são medidas uma resposta de corrente de pulso 1, PI, (registrada, porexemplo, em t = 5 ms) e uma resposta de corrente de pulso 2, P2,(registrada, por exemplo, em t = 4 s) resultantes de testes realizadossobre amostras fluidas múltiplas. Estas medições iniciais podem serrealizadas usando um lote particular de tiras de teste. Depois,amostras múltiplas, tendo níveis de concentração de glicose conhecidos,são testadas para determinar e registrar os valores atuais de Pl e P2para múltiplos valores de concentração de glicose. Estes níveisconhecidos de concentração de glicose das amostras são, então,correlacionados com variáveis particulares com base nos dados de Pl eP2.

Por exemplo, a Figura 3A representa um ajuste de gráficotridimensional de superfície quadrática baseado numa correlação dedados de Pl e P2 coletados a várias concentrações de glicose e níveis dehematócrito do sangue. Na Figura 3A, a variável da relação de correntede Pl e P2 (P1/P2 conforme representado ao longo do eixo dos xx) e avariável da corrente Pl (PI, conforme representado ao longo do eixo dosyy) são correlacionadas (com um ajuste dos melhores quadradosmínimos quadráticos, por exemplo) com os valores de concentração deníveis conhecidos de concentração da glicose da amostra (a (mg/dl) aolongo do eixo dos ζ ζ) resultando no gráfico de superfície exibido. Depoisdisso, para todas as tiras no lote dado, o medidor de cálculo éprogramado com o correspondente ajuste de gráfico de superfície. Quando usado para medir a corrente de carga Pl e a corrente deFaraday P2 de uma amostra particular, o medidor calcula o nível deglicose apropriado, de acordo com a correlação do gráfico de superfície,que é, então, exibido no medidor. Podem ser empregadasinterpretações matemáticas alternadas. Por exemplo, a relação entrecorrentes PI, correntes P2 e YSI ou entre Pl/P2, PI, YSI pode sercorrelacionada.

Num experimento de teste, os valores de concentração deglicose de teste para amostras fluidas particulares foram determinadosintroduzindo valores de Pl e Pl/P2 na equação de ajuste quadrático.Os dados de teste resultantes foram comparados com os dados daconcentração de glicose de YSI medidos reais para as amostras fluidas.Como visto na Figura 3B, as amostras testadas incluiam fluidos tendoconcentrações de glicose variadas e níveis de hematócrito variados. Osvalores de teste obtidos estavam dentro de +/-20% dos valores deglicose medidos de YSI, conforme representados na Figura 3B.Voltando para a Figura 3C, é proporcionado um sistema decorreção do efeito de hematócrito sobre medições do produto de análise.A corrente medida é dependente do hematócrito percentual numa dadaamostra de sangue com correntes mais altas observadas parahematócritos baixos e corrente mais baixa observada em hematócritosaltos. As variações entre as concentrações do produto de análisecalculado no procedimento acima e os valores reais de glicose de YSIpodem ser matematicamente correlacionadas com os valores Pl (5ms)/P2 (4 s) e os valores Pl (5ms) num gráfico tridimensional. Outrasconfigurações matemáticas que relacionam asa correntes de carga e deFaraday com os desvios de YSI podem provar ser preferíveis a usarprojetos de sensores alternados (por exemplo, empregando a relação depulso 1 e pulso 2, como descrito com referência à Figura 5 abaixo).

Na Figura 3C, a variável da corrente Pl (PI, conformerepresentado ao longo do eixo dos xx) e a variável da relação de correntePl e P2 (P1/P2 conforme representado ao longo do eixo dos yy) sãocorrelacionadas (com um ajuste dos melhores quadrados mínimosquadráticos, por exemplo) com o valor conhecido do desvio % entre ovalor da concentração de glicose inicialmente calculada e os níveismedidos de concentração da glicose de YSI (ao longo do eixo dos zz)resultando no gráfico de superfície exibido. Usando este gráfico desuperfície, um desvio percentual é determinado para cada amostra.Estas correlações de gráfico de superfície de melhor ajuste podem,então, ser usados para corrigir a concentração de glicose medida parareduzir o efeito de desvio do nível particular de hematócrito do sangue.

Na abordagem que usa o gráfico da Figura 3C, seriadeterminada uma concentração de glicose estimada a partir da correntede Faraday medida em P2 (4s). A seguir, o desvio percentual predito apartir dos valores de YSI seria calculado a partir do valor atual de Pl (5ms) para avaliar a extensão dos efeitos dependentes do hematócrito.Este valor é, então, usado para corrigir a concentração de glicoseestimada. Os valores corrigidos resultantes são representados naFigura 3D. Mais particularmente, a Figura 3D proporciona osresultados de uma comparação entre os dados corrigidos daconcentração de glicose e os valores medidos da concentração da glicosede YSI. Como visto na Figura 3D, o desvio dos valores corrigidos deglicose são representados para amostras em valores múltiplos deconcentração, cada um em vários níveis de hematócrito. Foramtestadas as amostras tendo níveis de concentração de glicose de 75mg/dl, 150 mg/dl, 245 mg/dl e 400 mg/dl, cada uma a três níveis deporcentagem de hematócrito diferente. O desvio percentual resultantedos valores de glicose corrigidos calculados a partir dos valores YSI sãomostrados na Figura 3D como estando dentro de +15% e -15%.

A Tabela 1, diretamente abaixo, apresenta dados brutos apartir dos métodos de dois pulsos acima descritos de determinação deuma concentração de produto de análise usando uma técnica demedição de corrente de Faraday versus corrente de carga.Tabela-1

<table>table see original document page 26</column></row><table>Noutra variação, em vez de aplicar dois pulsos distintos,tanto a corrente de carga como a corrente de Faraday de uma reaçãoeletroquímica única (isto é, a aplicação de um pulso único) podem ser usados para calcular um valor de glicose corrigido. Por exemplo,quando é aplicado um potencial de 0,3 V a um sensor contendohexamina de rutênio, podem ser coletados dados de corrente de carga a5 ms I(Ti) na reação em conjunto com a corrente de Faraday em 4 s Ιτ2).I(T1) e I(T2) podem ser matematicamente correlacionados com as concentrações de glicose de YSI usando um ajuste de quadradosmínimos do tipo Série de Taylor. Um exemplo desse ajuste de Série deTaylor é representado na Figura 4A.

A Figura 4A representa um ajuste de Série de Taylortridimensional baseado numa correlação de dados I(Tije I(T2) coletados avarias concentrações de glicose e níveis de hematócrito de sangue. NaFigura 4A, a variável de Igi) (representada ao longo do eixo dos xx) e avariável de I(T2) (representada ao longo do eixo dos yy) sãocorrelacionadas (com o melhor ajuste dos mínimos quadrados da Sériede Taylor, por exemplo) com os valores de concentração dos níveis conhecidos de concentração de glicose de amostra (a (mg/dl) ao longodo eixo dos zz) resultando no gráfico de superfície exibido. Depoisdisso, os valores finais de concentração da glicose, (mg/dl) dasamostras foram obtidos introduzindo os valores I(Ti) e I(T2) no ajuste daSérie de Taylor.

Os valores de glicose resultante exibiram desvios reduzidoscom respeito aos valores medidos de YSI (mg/dl). A Figura 4B é umgráfico que representa o desvio percentual dos valores da concentraçãode glicose calculados usando a técnica do pulso único descrita nos doisparágrafos precedentes. Como visto na Figura 4B, o desvio dos valores de glicose corrigidos são representados para amostras em valoresmúltiplos de concentração, cada uma a vários níveis de hematócrito.Foram testadas as amostras tendo níveis de concentração de glicose de75 mg/dl, 150 mg/dl, 245 mg/dl, e 400 mg/dl, cada uma a três níveisde porcentagem de hematócrito diferentes. O desvio percentualresultante dos valores calculados corrigidos de glicose desviando-se dosvalores de YSI são mostrados na Figura 4B estarem dentro de +15% e -15%.

[081] Tabela duas diretamente abaixo apresenta dados crusa partir dos acima de descritos um- método de pulso carregando versusde Faraday medida corrente.<table>table see original document page 29</column></row><table>Noutro aspecto deste sistema e método, os valores deconcentração dos produtos de análise podem ser diretamentedeterminados a partir das relações da resposta de corrente de pulso 1(tomada neste exemplo em t = 2 ms) (Pl) e resposta de corrente de pulso2 (tomada neste exemplo em t = 4 s) (P2). Com referência à Figura 5, éproporcionado um gráfico que representa a relação resultante de Pl/P2para amostras a múltiplos valores de concentração e cada um a váriosníveis de hematócrito. Foram testadas as amostras tendo níveis deconcentração de glicose de 100 mg/dl, 245 mg/di, 400 mg/dl, e 6001° mg/dl e cada um a três níveis de porcentagem de hematócritodiferentes. Como visto na Figura 5, as relações resultantes foramreveladas não serem dependentes de variações do nível de hematócrito,como comprovado pela relação relativamente constante para cada linhade concentração. De modo importante, porém, esta relação é reveladaser dependente da concentração de glicose real da amostra.

A Figura 6, por exemplo, proporciona um gráfico de relaçõesde correntes de Pl/P2 versus valores de glicose de YSI em mg/dl. Estegráfico indica que existe uma correlação entre relações de correntesPl/P2 experimentalmente mensuradas e valores de amostra deconcentração de glicose YSI reais. Conseqüentemente, podem sermatematicamente usados métodos estatísticos para converter a relaçãomensurada para um valor particular de concentração de glicose.

Abordagem da Correção de Hematócritode Sonda Redox Secundária

Como notou mais cedo, durante um teste de amostra, adesidrogenase de glicose inicia uma reação que oxida a glicose aglucono-l,5-lactona e reduz [Ru(NH3)6]3+ para [Ru(NH3)õ]2+. Quando éaplicada uma voltagem apropriada a um elétrodo de funcionamento,relativo a um elétrodo contador, o [Ru(NH3)ô]2+ é oxidado a [Ru(NH3)e]3+,gerando, assim, uma corrente que se relaciona com a concentração deglicose na amostra de sangue. A corrente gerada é necessariamentedependente da concentração de glicose da amostra. Usando estarelação, o nível de glicose pode ser exibido usando um algoritmo decorrelação simples. Como também notado acima, porém, o nívelparticular de hematócrito de sangue pode afetar erroneamente umamedida da concentração do produto de análise resultante.Conseqüentemente, foi desenvolvido um método adicional de correçãode hematócrito com base na adição de uma sonda redox secundária("SRF') na química da tira. Para propósitos desta revelação, "sondaredox" significa uma substância capaz de ser oxidada e/ou reduzida.

Na revelação seguinte, a técnica de medição examinada é acronoamperometria de etapas múltiplas. Todavia, existem outros tiposde medição que seria possível usar na invenção. Por exemplo, avoltametria de onda quadrada, a amperometria de pulso diferencial e avoltametria cíclica são todas contempladas como sendo meios viáveis demedição da invenção. Não é intenção limitar o âmbito desta invenção aum método de medição particular.

A sonda particular redox secundária pode compreenderuma substância adicional mediadora de elétrons capaz de sofrer umareação redox eletroquímica. Conseqüentemente, da mesma maneiraque o mediador de hexamina de rutênio mencionado acima, asubstância da sonda redox secundária gera uma corrente em resposta àaplicação de um pulso de voltagem. A sonda redox secundária, porém,difere da hexamina de rutênio (isto é, a sonda redox primária) ou osoutros mediadores citados acima em que a corrente gerada não está, aoinvés, relacionada com a concentração de glicose, mas aindadependente do nível particular de hematócrito de sangue da amostra.

Em conseqüência, o sinal eletroquímico produzido pela SRPserá uma função do hematócrito da amostra, mas não dependente daglicose e, portanto, funciona como um padrão interno para avaliação dohematócrito. Estas informações podem ser usadas para corrigir o sinalde glicose para o efeito de hematócrito como será descrito abaixo,

Algumas das classes de compostos que poderiam funcionarcomo uma SRP incluem complexos de metal de transição,organometálicos, corantes orgânicos e outras moléculas orgânico ativasredox. A seguinte é uma lista exempliílcativa de características para aSRP. Embora preferível, não se exige que a SRP exiba todas ascaracterísticas seguintes.

- A SRP não deve interferir com a medição da glicose (isto é,interação limitada com a enzima, o mediador ou a glicose).

- A SRP deve ser oxidada ou reduzida numa faixa depotencial que pode ser facilmente distinguido daquela do mediador,

- A SRP deve ser solúvel na formulação de química da tira.

- A SRP não deve degradar a estabilidade do sensor nemqualquer outro parâmetro de desempenho,

Para que um composto eletroquimicamente ativo seja útilcomo uma SRP, deve ter um potencial distintamente diferente domediador primário, mas não tão extremo que a medição dele resultassenum sinal ruidoso devido a interferência. Por exemplo, quando é usadahexamina de rutênio como mediador, existem duas 'janelas' preferíveis(mas não exigidas) na faixa potencial. Numa abordagem baseada naoxidação, uma das janelas é a partir de mais ou menos 0,3 atéaproximadamente 0,9V. A segunda janela é a técnica baseada naredução e estende-se a partir de aproximadamente -0,15V até -0,5V. Éimportante lembrar que os números aqui citados são apenas para umexemplo muito específico e não devem ser interpretados como umaregra geral. Pode haver casos em que uma SRP que tem um pico a 0,2Vou noutras magnitudes seria perfeitamente aceitável. A faixa real dasjanelas é dependente do potencial exigido para a medição primária.

Para além do âmbito de dependência do hematócrito, faixaspotenciais e uma preferência para evitar interferência com a medidaprimária, existem poucas restrições sobre o que exatamente pode serusado como SRP. Isto capacita o uso de uma ampla variedade desubstâncias, incluindo, mas, sem limitação: compostos orgânicossimples, macromoléculas, micropérolas funcionalizadas, complexos demetal de transição, nanopartículas e íons simples.

A SRP é usada durante uma medição de amostra aplicandouma forma de onda de potencial de duas etapas. Na primeira, o sinalda sonda primária é medido no elétrodo de funcionamento da maneiranormal. Depois deste pulso inicial, é aplicado um segundo pulsopotencial diferente ao elétrodo de funcionamento. Este segundo pulso éprojetado para medir o sinal da sonda redox secundária ("SRF'). Osinal é, então, processado para dar um fator que pode ser comparado aum valor normal. Isto permitirá que o software do medidor corrija ovalor da medição primária. Os pulsos podem ser um potencial negativo(redução) ou um potencial positivo (oxidação). O tipo preferido de SRPdepende da sonda primária usada. No caso dos sensores destamodalidade específica, uma SRP com base em oxidação é vantajosa namedida em que uma SRP com base em oxidação é mais fácil deimplementar do que a SRP com base na redução, porque a etapa damedição primária é a mesma que a etapa de detecção de SRP,permitindo, deste modo, que ocorra a medição de SRP no mesmoconjunto de elétrodos que aquele usado pela medição primária.

O uso de uma SRP com base na oxidação, então, obvia anecessidade de usar os eletrodos de detecção de enchimento paraformar um sistema de quatro elétrodos que seria exigido para uma SRPbaseada na redução. Isto simplifica o projeto do medidor e proporcionatambém outras vantagens. Por exemplo, visto que os elétrodos que medem a SRP são os mesmos que aqueles usados na medição primáriae na mesma escala de tempo, na mesma amostra, ela reflete com muitaprecisão as condições experimentadas pela sonda redox primária.

Usar uma SRP com base na redução para um sistema combase na oxidação, porém, é certamente possível. As medições deredução seriam conduzidas sobre elétrodos de detecção de enchimentoaplicando uma forma de onda potencial de duas etapas. Neste exemplo,na primeira etapa, o rutênio(III) que está presente na amostra seriareduzido para rutênio(II) de forma que ele não interfira com a mediçãoda SRP. A segunda etapa seria um potencial mais negativo em que aSRP é reduzida. Este sinal seria, então, medido para determinar acorreção do hematócrito. Como notado acima, a SRP deve ter umpotencial de redução que seja significativamente diferente do potencialde redução do mediador primário (isto é, o ruténio(III) por exemplo). Opotencial da SRP deve ser suficientemente negativo para reduzircompletamente a SRP, ao mesmo tempo em que não é tão negativo quecomece a ocasionar grandes quantidades de ruído de fundo. O sinalmedido com a abordagem de redução pode ser limitado pela quantidadede Ru(II) que está presente no elétrodo que serve como elétrodocontador e é dependente da glicose em baixos níveis de glicose.

No caso da oxidação, poderia ser utilizada a mesmaabordagem de potencial em duas etapas. Neste caso, a medição poderiaser conduzida usando o ânodo de medição primária como elétrodo defuncionamento. A primeira etapa de potencial etapa oxidaria oRutênio(II) resultante da reação de glicose. O potencial seria, então,aumentado para uma magnitude mais elevada exigida para oxidação daSRP.

A Figura 7 é um voltamograma cíclico associado a ummediador de elétrons de SRP onde o cresil azul brilhante, uma tinturaorgânica, é a substância de SRP selecionada. A comparação da Figura7 com a Figura 1 demonstra que o cresil azul brilhante tem pelo menosum pico de redução significativamente diferente daquele do mediador dehexamina de rutênio. Portanto, quando um mediador de rutênio éusado como sonda primária, uma SRP de cresil azul brilhante seráfacilmente distinguível da sonda primária numa medição com base naredução. Portanto, durante uma medição, o mediador de hexamina derutênio pode ser reduzido depois da aplicação de um primeiro pulso depotencial e o mediador de cresil azul brilhante pode ser reduzido maistarde depois da aplicação de um segundo pulso de potencial diferente.O cresil azul brilhante é usado, neste caso, como uma SRP com base naredução.

A Figura 8A é um voltamograma de varredura linearassociado a outro mediador de elétrons de SRP de potencial, de acordocom uma modalidade da presente revelação. A Figura 8A representaum voltamograma de varredura linear da substância ácido gentísico(ácido 2,5-dihidroxibenzóico). A comparação do pico do ácido gentísico(o pico mais à esquerda) com o pico do Rutênio (o pico à direita)demonstra que o ácido gentísico tem pelo menos um pico de oxidação(por exemplo, em aproximadamente 0,81 volts) significativamentediferente daquele do mediador de hexamina de rutênio. Portanto,quando é usado um mediador de rutênio como a sonda primária, umaSRP de ácido gentísico será facilmente distinguível da sonda primárianuma medição com base em oxidação. Portanto, durante uma medição,o mediador de hexamina de rutênio pode ser oxidado durante aaplicação de um primeiro pulso de potencial e o mediador de ácidogentisic pode ser oxidado mais tarde durante a aplicação de umsegundo pulso potencial diferente. Os voltamogramas precedentesdemonstram com sucesso o uso de compostos orgânicos simples comoSRPs.

A concentração da SRP usada é dependente da SRPespecífica em questão. Muitas vezes, a concentração é limitada poratributos específicos da SRP ou da química. Por exemplo, a SRP podeser solúvel apenas para uma certa concentração ou pode começar aafetar a medição primária a concentrações mais elevadas. Também éimportante notar a voltagem usada para medir a SRP. Para voltagenscom uma magnitude alta, mais fundo será produzido (devido a maisinterferentes sendo medidos) e, deste modo, uma concentração maisalta de SRP pode ser eficazmente necessária para tornar desprezível acontribuição do ruído de fundo. Reciprocamente, uma SRP quedemonstre um sinal muito intenso pode apenas exigir que uma sejaadicionada uma pequena quantidade para observar um sinal adequado.

Para os propósitos das SRPs mencionadas nestamodalidade, 5-20mM de SRP misturada na formulação de químicaparece ser suficiente para criar um sinal adequado sem efeitoscolaterais indesejáveis tais como a alteração da viscosidade e daconsistência da solução de química ou interferência com a mediçãoprimária.

Visto que o método de SRP conta com uma voltagemdistintamente diferente daquela do mediador primário, pode ser afetadopor interferentes adicionais que não afetariam necessariamente amedição primária. Os interferentes tenderão a resultar num valor dehematócrito sobrecorrigido (isto é, mais baixo do que o real). Isto édevido ao fato de que os interferentes aumentam a concentraçãoaparente da SRP contribuindo para a corrente medida na etapa dedetecção de SRP. Uma concentração mais alta de uma SRP tenderá adar um valor de resposta mais baixo. Este valor de resposta é calculadoe não uma medição direta.

Para um estudo, foram usadas duas concentrações do ácidogentísico da SRP na química de biossensor, 10 mM e 20 mM. Comocomprovado nas Tabelas 3 e 4 abaixo, os níveis para picos deinterferentes no sangue estavam em níveis atribuídos pelo FDA ouacima. Como pode ser visto nas Tabelas 3 e 4, a concentração de 20mM parece menos afetada por interferentes do que 10 mM. Destemodo, pode ser vantajoso usar a quantidade mais elevada de SRPpossível sem afetar a medição primária ou indo acima do ponto desaturação da química envolvida.

O Salicilato é facilmente o interferente com mais impacto namedição. Os outros interferentes não registram do lado de fora damargem de erro para 20 mM. Para 10 mM, o acetaminofeno e o ácidoascórbico registram ligeiramente, mas o seu efeito não é tãopronunciado quanto aquele do salicilato. Em termos do efeito sobre acorreção real, o salicilato, sendo o mais notável, poderia gerar umdesvio medido de aproximadamente 10 pontos de hematócrito para aformulação de ácido gentísico de 10 mM e 4-6 pontos para a formulaçãode ácido gentísico de 20 mM.<table>table see original document page 38</column></row><table>

Tabela Gonoentraçãode SRP 20mM

<table>table see original document page 38</column></row><table>

Tabe 1 aConc e iatr a.ç Sode SRP lOmM

No método de SRP, o segundo potencial de pulso éselecionado cuidadosamente. Os fluidos biológicos, tais como, porexemplo, sangue, são matrizes muito complexas e podem estarpresentes muitos interferentes. Os interferentes podem ocasionar umdesvio no sinal de SRP, que levaria a uma correção errônea. Umamedição errônea poderia resultar num risco de saúde para o usuáriofinal. Portanto, é vantajoso usar uma substância de SRP com umamagnitude redox potencial tão baixa quanto possível para uma mediçãodada. A razão para isto é que em magnitudes potenciais redox maisbaixas, menos do pool possível de interferentes sofrem reações redox.Portanto, é menos provável que a resposta resultante seja errôneadevido ao efeito de reações redox involuntárias que ocorrem nosinterferentes.Ao mesmo tempo, um requisito básico para uma SRP é quetenha um potencial distintamente diferente daquele da sonda redoxprimária. Portanto, o limite mais baixo para a magnitude potencialredox do candidato a SRP particular para qualquer sistema particularseria o potencial a que a sonda primária é medida.

Para propósitos de exposição, duas substâncias de SRPbaseadas na oxidação são comparadas na Figura 8B. Na Figura 8B,uma SRP é ácido gentísico, revelada previamente na Figura 8A. A outraé ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico, um derivado do ácido gentísico. Estasduas SRPs são semelhantes quanto à estrutura, mas o ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico tem um potencial redox mais baixo. Osvoltamogramas de varredura linear da Figura 8B mostram duasamostras de sangue, uma contendo química do ácido gentísico (a curvaexibe um valor no eixo dos yy de cerca de -3,4 a um potencial de 0,9) eum contendo química do ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico (a curva exibeum valor do eixo dos yy de cerca de -0,7 a um potencial de 0,9).Diferenças na magnitude dos picos devem ser ignoradas, visto que asvelocidades de varredura são cinco vezes mais lentas para a varredurado ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico, resultando em sinal de magnitudemais baixa. Um exame da Figura 8B revela que o ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico tem um pico redox próximo de 0,63V, ao passo que oácido gentísico tem um pico próximo de 0,83V. Esta diferença de 0,2Vno potencial pode ser significativa. Um exame cronoamperométrico dosinal de fundo pode revelar a diferença em picos de redox.

A Figura 8C mostra os resultados de um ensaio usandoamostras com 3 hematócritos separados numa concentração de glicosede 245mg/dL e ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico como a SRP detectada em0,65V. Os resultados são comparáveis ao ácido gentísico. Portanto, naausência de evidência de propriedades desvantajosas, o ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico seria visto como alternativa útil para ácido gentísicocomo substância de SRP visto que o ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico exibeácidas uma magnitude mais baixa de potencial redox.

Como notado acima, duas abordagens podem ser usadaspara a detecção da SRP: redução e oxidação. No caso de sistemasbaseados em oxidação, as medições de redução seriam conduzidas emelétrodos de detecção de enchimento aplicando uma forma de ondapotencial de duas etapas. Se o sistema em questão fosse um biossensorbaseado em redução, uma SRP baseado em redução seria a maisvantajosa e seria conduzida nos elétrodos primários. Na primeira etapa,o mediador primário, neste caso rutênio (III), que está presente naamostra seria reduzido a rutênio(II de forma que não interfere com amedição da segunda sonda redox. A segunda etapa seria para umpotencial mais negativo em que a segunda sonda redox é reduzida.Este sinal seria, então, medido para determinar a correção dohematócrito. Neste caso, a SRP deve ter um potencial de redução queseja significativamente diferente do potencial de redução do rutênio (III).Este potencial deve ser suficientemente negativo para reduzircompletamente a SRP, ao mesmo tempo em que não é tão negativo quecomece a ocoasionar grandes quantidades de ruído de fundo.

No caso da oxidação, poderia ser utilizada a mesma

abordagem de potencial em duas etapas. Neste caso, a medição poderiaser conduzida usando o ânodo como elétrodo de funcionamento. Aprimeira etapa potencial oxidaria o rutênio (II) resultante a partir dareação de glicose. O potencial seria, então, aumentado para um valormais alto exigido para a oxidação da sonda redox secundária.

A Figura 9 representa uma forma de onda potencialparticular de entrada aplicada no elétrodo de funcionamento em relaçãoa um elétrodo contador, de acordo com uma modalidade da presenterevelação. Como visto na Figura 9, numa modalidade, o método depulso para SRPs consiste em três etapas. A primeira é opcional e éreferida como tempo de mistura ou tempo de espera. O potencial zero éaplicado aos elétrodos e este dá essencialmente o tempo de conteúdo decélula de reação para dissolver e se misturar uniformemente. Isto não éexigido para o método de SRP, mas é usado em algumas modalidades, afim de proporcionar condições favoráveis de reação. A próxima etapa éa etapa de medição de sonda redox primária, também chamada deetapa de supressão.

A etapa de supressão estabelece uma linha de base correntepara a etapa de SRP subseqüente. Visto que, no exemplo citado, amedição de SRP é realizada no mesmo par de elétrodo que a nossamedição primária (isto é, neste exemplo ambas são reações baseadasem oxidação), esta etapa tem um propósito duplo. É tanto um meio deestabelecer uma linha de base de SRP como é também a mediçãoprimária. Como visto na Figura 9, a primeira etapa aplica um pulso devoltagem constante de cerca de 0,30 volts durante mais ou menos 4segundos. A etapa de medição primária pode durar qualquerquantidade de tempo, mas é encontrado ser vantajoso que seja de pelomenos 3-4 segundos de duração. Etapas de detecção muito pequenasresultam em erro aumentado tanto nas medições primárias como deSRP.

A etapa final é a etapa de medição de sonda redoxsecundária. A voltagem é mudada e é medida a resposta de correntegerada pela SRP. Isto, junto com a linha de base, é entrado numaequação e é obtido um valor que descreve o nível de hematócrito. Comovisto na Figura 9, num exemplo, a segunda etapa aplica um pulso devoltagem constante de cerca de 0,85 volts durante um períodopredeterminado de tempo. A etapa de SRP pode ter quase qualquerduração de tempo. Todavia, é muito vantajoso manter o tempo de testetão curto quanto possível para o consumidor, deste modo, um tempo deteste de 0,1 s a Is seria considerado típico para os propósitos dosexemplos citados acima. Novamente, são possíveis tempos menores efoi mostrado medirem diferenças no hematócrito. Contudo, estamedição curta pode resultar em custo de equipamento aumentado.

A Figura 10 é um gráfico que representa a mudança naresposta da corrente ao longo do tempo durante a aplicação da forma deonda de entrada da Figura 9 numa medição de amostra que usa umasonda redox primária e uma sonda redox secundária ("SRF'). O gráficoda Figura 10 é uma medição da resposta da corrente da célula dereação devido ã aplicação de uma forma de onda dois potenciais.Portanto, o tempo 0 na Figura 10 corresponde ao tempo 3,0 na Figura9. A descrição seguinte proporciona vários métodos exemplificativos deuso dos dados de SRP para determinar um fator de correção dehematócrito. Numerosos métodos, porém, podem ser usados paraprocessar os dados resultantes a partir da forma de onda de entrada daFigura 9 e pretende-se que os exemplos seguintes não sejam limitativos.

Numa modalidade, o sinal de resposta de corrente, tal comoaquele representado na Figura 10, é medido num ponto específicodurante o tempo do segundo pulso. A magnitude daquela medição ésubtraída da magnitude do sinal de resposta da corrente medida numponto específico durante o primeiro pulso. Este processo pode serdescrito pelos seguintes parâmetros de equação. Dois pulsos depotencial de voltagem são aplicados na célula de reação. Um primeiropulso (de uma magnitude de voltagem predeterminada) é aplicadodurante o intervalo de tempo desde o tempo zero até o tempo X. Umsegundo pulso (de uma segunda magnitude de voltagempredeterminada) é, então, aplicado durante o intervalo de tempodescrito pela faixa de tempo X até o tempo X + Y.

Duas medições de resposta de corrente são registradas emdois tempos, o tempo ti e o tempo t2 onde 0 < t1 < X e X < t2 < X+Y. Osdois valores de resposta de corrente são descritos como I(1i) e I(t2).Portanto, no processo numérico descrito acima, é obtido um fator decorreção de hematócrito subtraindo I(t2) de I(ti), dando um valor V. Ovalor V é, então, comparado com um padrão conhecido para determinaro fator particular de correção de hematócrito.

Num método adicional, a magnitude da resposta decorrente a partir do segundo pulso é registrada em dois pontos e édeterminado o declive entre aqueles dois pontos. Este declive é divididopela magnitude do valor de resposta de corrente medido no fim doprimeiro pulso. Este valor obtido é, então, comparado com um padrãoconhecido para determinar o fator particular de correção dehematócrito. Conseqüentemente, neste método, três valores deresposta de corrente são registrados para análise matemática.

Esta abordagem é detalhada na Figura 10, onde a respostade corrente é registrada nos pontos A, B, e C nele representados. Ovalor de resposta de corrente do ponto A é tomado exatamente no fim doprimeiro pulso e os valores de resposta de corrente para os pontos BeCsão registrados durante o segundo pulso. Este processo pode serdescrito pelos seguintes parâmetros de equação. Da mesma maneiraque no processo anterior, dois pulsos de potencial de voltagem sãoaplicados na célula de reação. Um primeiro pulso (de uma magnitudede voltagem predeterminada) é aplicado durante o intervalo de tempodesde o tempo zero até o tempo X. Um segundo pulso (de uma segundamagnitude de voltagem predeterminada) é, então, aplicado durante ointervalo de tempo descrito pela faixa de tempo X até o tempo X + Y.

Três medições de resposta de corrente são registradas todasas três vezes, tempo ti, tempo t2 e o tempo t3 onde 0<ti<XeX<t2<t3≤X+Y. Os dois valores de resposta de corrente são descritos como I(ti),I(t2) e I(t3) (por exemplo, os valores de resposta de corrente para ospontos A, B, e C respectivamente). Como notado acima, o declive entreos pontos B e C é calculado e dividido pela magnitude do valor deresposta de corrente medido no fim do primeiro pulso. Este novo valor,valor V pode ser descrito pela equação:

<formula>formula see original document page 44</formula>

onde o numerador define um valor absoluto do declive entre os pontosBeCeo denominador define a magnitude do valor absoluto do valor daresposta de corrente medida no fim do primeiro pulso.

Portanto, no processo numérico descrito acima, é obtido umfator de correção de hematócrito derivando o Valor V, de acordo com aequação acima. Visto que a resposta de SRP é dependente do nível dehematócrito do sangue, uma comparação do sinal de SRP e o sinal1° primário (como proporcionado em cada um dos métodos descritos)produz um valor (isto é, o valor V) que pode ser usado para corrigirquaisquer erros devidos ao nível de hematócrito do sangue da amostra.O Valor V é, então, comparado com um padrão conhecido paradeterminar o fator particular de correção de hematócrito para estamodalidade.

Esta medição pode ser ainda refinada levando em conta odeclive do sinal resultante da medição primária. Neste exemplo, 4pontos de amostra são tomados em consideração para a medição, TI,T2, T3, e T4. O primeiro está entre ou é igual a O e X. O segundotambém está entre ou é igual a 0 e X, mas Tl < T2. T3 está entre ou éigual a X e Y, como é T4. Novamente, T3 < T4. Uma equação que podeser usada para descrever isto é (T3-(T4-(T1-T2)))/(T3-A*(2*T2-T1)), ondeA é uma constante. Visto que o Tempo é constante, não é incluído naequação acima mencionada, a fim de simplificar a computação. Estaabordagem pode ser mostrada na Figura 11, onde a primeira curvarepresenta a medição do produto de análise primário (por exemplo,glicose) e a segunda curva representa o sinal de resposta de SRP. AFigura 11 é um perfil exempliflcativo de corrente versus tempo queilustra a corrente retornada a partir de um teste de SRP de ácidogentísico. O primeiro declínio (à esquerda) é a corrente gerada a partirdo pulso de 0,3V e é a medição primária. O segundo declínio (à direita)é o pulso SRP a 0,85V, que é adequado para mensurar o ácidogentísico. Nesta Figura, existem quatro pontos marcados, quecorrespondem a um método particular para medir a resposta de SRP.Este sistema é apropriado para o ácido gentísico.

As medições acimas podem ser alteradas para levar emconta o desvio com base no nível de glicose. Em biossensores, podeocorrer que o desvio induzido pelo hematócrito pode ser mais severodependendo da concentração do produto de análise do objetivo. Asconcentrações elevadas do produto de análise podem ter um desviomais severo. Para corrigir isto, é necessária uma função que aumente aintensidade do efeito de correção de SRP, mas que não desvie o pontomediano. Isto pode ser feito alterando a segunda etapa no processo decorreção de SRP, a comparação do valor experimental com o valornominal. Esta comparação pode ser elevada a uma potência que sejaparcialmente dependente do valor atual gerado durante a mediçãoprimária. Isto poderia, por exemplo, tomar a forma

<formula>formula see original document page 45</formula>

onde BeC são constantes numéricas e T é o valor da corrente emalgum momento durante o pulso de medição primária. Vnominal é o valornominal do fator de correção de SRP. V experimental é o yalor experimentalobtido para a SRP para uma amostra particular. As constantes podemser refinadas para dar boa correção de hematócrito através de umaampla variedade de concentrações de produto de análise. As Figuras 12e 13 mostram um conjunto de dados que foi tratado usando ácidogentísico como a SRP em dois métodos separados. Os resultados naFigura 12 são baseados numa correção diretamente linear com base nométodo de quatro pontos delineado nos parágrafos acima. Osresultados na Figura 13 foram obtidos adicionando uma função decorreção exponencial à equação de comparação. Como pode ser visto, a correção exponencial é muito mais efetiva para corrigir concentraçõeselevadas, ao mesmo tempo em que não sacrifica a precisão aconcentrações baixas. Portanto, é de maior preferência incluir isto noscálculos de SRP.

A Figura 14 é um gráfico que representa a dependência de um mediador de SRP, cresil azul brilhante, no nível particular dehematócrito do sangue. O gráfico representa os valores de resposta decorrente para amostras com um nível de concentração de 400 mg/dl.As amostras foram mensuradas a níveis de concentração dehematócrito de 0, 42 e 58. Como visto na Figura 14, existe uma relação linear entre a resposta da corrente medida e o nível de hematócrito daamostra. Conseqüentemente, a resposta da SRP medida é claramentedependente do nível de amostra de hematócrito.

A Figura 15 representa a relação entre a magnitude do sinaldo produto de análise medido e a concentração do produto de análise da amostra real usando concentrações múltiplas da SRP na química datira de teste. No experimento representado, tiras contendoconcentrações de SRP de cresil azul de 0 mm, 5 mm e 10 mMadicionado à formulação de química padrão foram dispensadas paracada mão e testadas com amostras tendo 0, 75, e 600 mg/dL de concentrações de glicose. Os resultados ilustram que a adição do SRPnão interfere erroneamente com a medição da glicose.

A Figura 16 é um gráfico que mostra a relação derivadaentre um fator de SRP calculado e o hematócrito da amostra. Nestecaso, um valor de SRP mais elevadao é indicativo de hematócrito mais baixo.Com referência aos desenhos, as Figuras 17 e 18 mostramuma tira de teste 10, de acordo com uma modalidade exemplificativa dapresente invenção. A tira de teste 10 toma, de preferência, a forma deuma tira geralmente plana que estende a partir de uma extremidadeproximal 12 até uma extremidade distai 14. De preferência, a tira deteste 10 é dimensionada para fácil manipulação. Por exemplo, a tira deteste 10 pode medir aproximadamente 35 mm de comprimento (isto é, apartir da extremidade proximal 12 até à extremidade distai 14) e cercade 9 mm de largura. Todavia, a tira pode ter qualquer comprimento elargura convenientes. Por exemplo, um medidor com manipulaçãoautomatizada de tiras de teste pode utilizar uma tira de teste menor doque 9 mm de largura. Além disso, a extremidade proximal 12 pode sermais estreita do que a extremidade distai 14, a fim de proporcionarreconhecimento visual fácil da extremidade distai. Deste modo, a tirade teste 10 pode incluir uma seção afunilada 16, em que a larguracompleta da tira de teste 10 diminui até à extremidade proximal 12,tornando a extremidade proximal 12 mais estreita do que a extremidadedistai 14. Como descrito em mais detalhe abaixo, o usuário aplica aamostra de sangue numa abertura na extremidade proximal 12 da tirade teste 10. Deste modo, prover a seção afunilada 16 na tira de testeIOe tornar a extremidade proximal 12 mais estreita do que extremidadedistai 14 ajuda o usuário a localizar a abertura onde a amostra desangue deve ser aplicada. Além disso, são possíveis outros meiosvisuais, tais como indícios, entalhes, contornos ou semelhantes.

Como mostrado na Figura 18, a tira de teste 10 pode teruma construção geralmente em camadas. Trabalhando de modoascendente a partir da camada inferior, a tira de teste 10 pode incluiruma camada básica 18 que se estende ao longo do comprimentointegral da tira de teste 10. A camada de base 18 pode ser formada apartir de um material eletricamente isolante e tem uma espessurasuficiente para proporcionar suporte estrutural à tira de teste 10. Porexemplo, a camada básica 18 pode ser um material de poliéster de cercade 0,35 mm de espessura.

De acordo com a modalidade ilustrativa, uma camadacondutora 20 é disposta sobre a camada de base 18. A camadacondutora 20 inclui uma pluralidade de elétrodos dispostos sobre acamada de base 18 próximo da extremidade proximal 12, umapluralidade de contatos elétricos dispostos sobre a camada de base 18próximo da extremidade distai 14 e uma pluralidade de regiõescondutoras que conectam eletricamente os elétrodos aos contatoselétricos. Na modalidade ilustrativa representada nas Figuras 17-18, apluralidade de elétrodos inclui um elétrodo de funcionamento 22, umelétrodo contador 24, um ânodo de detecção de enchimento 28 e umcátodo de detecção de enchimento 30. Correspondentemente, oscontatos elétricos podem incluir um contato de elétrodo defuncionamento 32, um contato de elétrodo contador 34, um contato deânodo de detecção de enchimento 36 e um contato de cátodo dedetecção de enchimento 38. As regiões condutoras podem incluir umaregião condutora de elétrodo de funcionamento 40, conectandoeletricamente o elétrodo de funcionamento 22 ao contato do elétrodo defuncionamento 32, uma região condutora de elétrodo contador 42,conectando eletricamente o elétrodo contador 24 ao contato do elétrodocontador 34, uma região condutora do ânodo de detecção deenchimento 44 que conecta eletricamente o ânodo de detecção deenchimento 28 ao contato de detecção de enchimento 36 e uma regiãocondutora do cátodo de detecção de enchimento 46 que conectaeletricamente o cátodo de detecção de enchimento 30 ao contato docátodo de detecção de enchimento 38. Além disso, a modalidadeilustrativa é representada com a camada condutora 20 incluindo umcondutor auto-ligado 48 disposto sobre a camada de base 18 próximoda extremidade distai 14.

A próxima camada na tira de teste ilustrativa 10 é umacamada de espaçador dielétrico 64 disposta sobre a camada condutora20. A camada espaçadora dielétrico 64 é composta de um materialeletricamente isolante, tal como poliéster. A camada espaçadoradielétrico 64 pode ser de cerca de 0,100 mm de espessura e partes decobertura de elétrodo de funcionamento 22, elétrodo contador 24,ânodo de detecção de enchimento 28, cátodo de detecção de enchimento30 e regiões condutoras 40-46, mas, na modalidade ilustrativa, nãocobre contatos elétricos 32-38 nem o condutor auto-ligado 48. Porexemplo, a camada de espaçador dielétrico 64 pode cobrir substancialmente todas as camadas condutoras 20 sobre ela, a partirde uma linha exatamente proximal de contatos 32 e 34 a toda adistância até à extremidade proximal 12, com exceção de uma fenda 52que se estende a partir da extremidade proximal 12. Deste modo, afenda 52 pode definir uma parte exposta 54 do elétrodo defuncionamento 22, uma parte exposta 56 do elétrodo contador 24, umaparte exposta 60 do ânodo de detecção de enchimento 28 e uma parteexposta 62 do cátodo de detecção de enchimento 30.

Uma cobertura 72, tendo uma extremidade proximal 74 euma extremidade distai 76, pode ser ligada à camada espaçadoradielétrico 64 via uma camada adesiva 78. A cobertura 72 pode sercomposta de um material eletricamente isolante, tal como poliéster, epode ter uma espessura de cerca de 0,1 mm. Além disso, a cobertura72 pode ser transparente.

A camada adesiva 78 pode incluir um adesivo poliacrílicoou outro e ter uma espessura de cerca de 0,013 mm. A camada adesiva78 pode consistir em seções dispostas sobre o espaçador 64 nos ladosopostos da fenda 52. Uma fratura 84 na camada adesiva 78 estende-sea partir da extremidade distai 70 da fenda 52 até uma abertura 86. Acobertura 72 pode ser disposta sobre a camada adesiva 78 de tal modoque a sua extremidade proximal 74 fique alinhada com a extremidadeproximal 12 e a sua extremidade distai 76 fique alinhada com aabertura 86. Desta maneira, a cobertura 72 cobre a fenda 52 e afratura 84.

A fenda 52, em conjunto com a camada básica 18 e acobertura 72, define uma câmara de amostra 88 na tira de teste 10para receber uma amostra de sangue para medição na modalidadeilustrativa. A extremidade proximal 12 da fenda 52 define umaprimeira abertura na câmara de amostra 88, através da qual o sangueda amostra é introduzido na câmara de amostra 88. Na extremidadedistai 70 da fenda 52, a fratura 84 define uma segunda abertura nacâmara de amostra 88, para ventilar a câmara de amostra 88, à medidaque uma amostra entra na câmara de amostra 88. A fenda 52 édimensionada de tal modo que uma amostra de sangue aplicada na suaextremidade proximal 68 é puxada para dentro e segura na câmara deamostra 88 por ação capilar, com a fratura 84 ventilando a câmara deamostra 88 através da abertura 86, à medida que a amostra de sangueentra. Além disso, a fenda 52 pode ser vantajosamente dimensionadade modo que a amostra de sangue que entra na câmara de amostra 88por ação capilar seja de mais ou menos 1 microlitro. Por exemplo,afenda 52 pode ter um comprimento (isto é, desde a extremidadeproximal 12 até à extremidade distai 70) de cerca de 3,56 milímetros,uma largura de cerca de 1,54 milímetros e uma altura (que pode sersubstancialmente definida pela espessura da camada espaçadoradielétrico 64) de cerca de 0,13 milímetros. Outras dimensões poderiamser usadas, porém.

Uma camada de reativo 90 é disposta na câmara deamostra 88. De preferência, a camada de reativo espalha-seuniformemente ao longo da cavidade da amostra. A camada de reativo90 inclui componentes químicos para capacitar a que o nível de glicosena amostra de sangue seja determinado eletroquimicamente. Destemodo, a camada de reativo 90 pode incluir uma enzima específica paraa glicose e um mediador, como descrito acima. Além disso, a camadade reativo 90 pode incluir também outros componentes, tais comomateriais da sonda redox secundária (SRP), materiais tampão (porexemplo, fosfato de potássio), ligantes poliméricos (por exemplo,hidroxipropil-metil-ceilulose, alginato de sódio, celulose microcristalina,óxido de polietileno, hidroxietilcelulose e/ou álcool polivinílico) esurfatantes (por exemplo, Triton X-IOO ou Surfynol 485).

Com estes componentes químicos, a camada de reativo 90,incluindo o material da sonda redox secundária, reage com a glicose naamostra de sangue da maneira descrita ao longo deste Pedido.

Conforme representado na Figura 18, a disposição dasvárias camadas na tira de teste ilustrativa 10 pode resultar em que atira de teste 10 tenha espessuras diferentes em seções diferentes. Emparticular, entre as camadas acima da camada de base 18, muita daespessura da tira de teste 10 pode vir a partir da espessura doespaçador 64. Deste modo, a extremidade do espaçador 64 que estámais próxima da extremidade distai 14 pode definir uma saliência 92na tira de teste 10. A saliência 92 pode definir uma seção fina 94 datira de teste 10, que se estende entre a saliência 92 e a extremidadedistai 14 e uma seção espessa 96, que se estende entre a saliência 92 ea extremidade proximal 12. Os elementos da tira de teste 10 usadapara conectá-la eletricamente ao medidor, nomeadamente os contatoselétricos 32-38 e o condutor auto-ligado 48, podem todos ficarlocalizados na seção fina 94. Conseqüentemente, o conector nomedidor pode ser dimensionado e configurado oara receber a seção fina94, mas não a seção espessa 96, como descrito em mais detalhe abaixo.Este pode sugerir vantajosamente ao usuário que insira a extremidadecorreta, isto é, a extremidade distai 14 na seção fina 94 e pode impedirque o usuário insera a extremidade errada, isto é, a extremidadeproximal 12 na seção espessa 96, dentro do medidor.

Embora as Figuras 17 e 18 ilustrem uma modalidadeilustrativa de tira de teste 10, outras configurações, composiçõesquímicas e disposições de elétrodo poderiam ser usadas.

Podem também ser usadas disposições diferentes deelétrodos de detecção de enchimento 28 e 30. Na configuraçãomostrada nas Figuras 17 e 18, elétrodos de detecção de enchimento 28e 30 estão numa disposição lado a lado. Alternativamente, os elétrodosde detecção de enchimento 28 e 30 podem estar numa disposiçãoseqüencial, por meio da qual, à medida que a amostra atravessa acâmara de amostra 88 em direção à extremidade distai 70, a amostracontacta um dos elétrodos de detecção de enchimento primeiro (ou oânodo ou o cátodo) e, depois, contata o outro elétrodo de detecção deenchimento.

Conforme representado nas Figuras, os elétrodos dedetecção de enchimento 28 e 30 ficam vantajosamente localizados nolado distai da camada de reativo 90. Nesta disposição, a amostraintroduzida na câmara de amostra 88 terá atravessado a camada dereativo 90 antes de alcançar os elétrodos de detecção de enchimento 28e 30. Esta disposição permite beneficamente que os elétrodos dedetecção de enchimento 28 e 30 indiquem não apenas se uma amostrade sangue suficiente está presente na câmara de amostra 88, mastambém quando, concomitantemente, a amostra de sangue se misturousuficientemente com os componentes químicos da camada de reativo90. Outras configurações são, sem dúvida, possíveis.

Configuração de Conjunto Ordenadode Tira de Teste

As tiras de teste podem ser fabricadas formando umapluralidade de tiras num conjunto ordenado ao longo de um carretei outrama de material de substrato. O termo "carretei" ou "trama" conformeaqui usado aplica-se às tramas contínuas de comprimentoindeterminado ou a lâminas de comprimento determinado. As tirasindividuais, depois de serem formadas, podem ser separadas durante osestágios posteriores de fabrico. Uma modalidade ilustrativa de umprocesso de batelada deste tipo é descrita abaixo. Primeiro, é descritauma configuração de conjunto ordenado de tira de teste ilustrativa.

A Figura 19 mostra uma série de traços 80 formados nummaterial de substrato revestido de uma camada condutora. Os traços80, formados na modalidade exemplificativa por ablação a laser,formam parcialmente as camadas condutoras de duas filas de dez tirasde teste conforme mostrado. Na modalidade exemplificativa represen-tada, as extremidades proximais 12 das duas filas de tiras de testeestão em justaposição no centro de um carretei 100. As extremidadesdistais 14 das tiras de teste são dispostas na periferia do carretei 100.Também é tido em conta que as extremidades proximais 12 e asextremidades distais 14 das tiras de teste podem ser dispostas nocentro do carretei 100. Alternativamente, as duas extremidades distais14 das tiras de teste podem ser dispostas no centro do carretei 100. Oespaçamento lateral das tiras de teste é projetado para permitir que umcorte único separe as duas tiras de teste adjacentes. A separação datira de teste a partir do carretei 100 pode isolar eletricamente um oumais componentes condutores da tira de teste separada 10.

Conforme representado na Figura 19, o traço 80 para umatira de teste individual forma uma pluralidade de componentescondutores; por exemplo, elétrodos, regiões de condução e contatos deelétrodo. O traço 80 é compreendido de cortes individuais feitos por umlaser seguindo uma trajetória específica ou vetor. Um vetor pode serlinear ou curvilíneo e define espaços entre componentes condutores quesão eletricamente isolantes. Geralmente um vetor é um corte contínuofeito pelo feixe de laser.

Os componentes condutores podem ser parcial oucompletamente definidos por regiões de ablação ou vetores de laser,formados na camada condutora. Os vetores podem isolar eletricamenteapenas em parte o componente condutor, visto que o componente podepermanecer eletricamente conectado a outros componentes a seguir àablação a laser. O isolamento elétrico dos componentes condutorespode ser realizado a seguir à "singularização", quando são separadastiras de teste individuais a partir do carretei ou da trama 100.

A Figura 19 mostra uma pluralidade de elétrodos detrabalho eletricamente isolados 22. De acordo com a modalidadeilustrada, o elétrodo de funcionamento 22 de uma tira de testeindividual pode ser eletricamente isolado a partir dos outroscomponentes condutores durante o processo de ablação a laser.Também é tido em conta que outros componentes condutores podemser eletricamente isolados durante o processo de ablação a laser. Porexemplo, os elétrodos de detecção de enchimento podem ser isoladoscom a adição de um ou mais vetores.

A Figura 19 também inclui pontos de registro 102 naextremidade distai 14 de cada tira de teste no carretei 100. Os pontosde registro 102 ajudam o alinhamento das camadas durante alaminação, perfuração e outros processos industriais. É ainda tido emconta que os pontos de registro 102 podem ser localizadas em locaisdiferentes da extremidade distai 14 de cada traço da tira de teste 80 nocarretei 100. O fabrico de alta qualidade pode exigir pontos de registroadicionais 102 para assegurar o alinhamento adequado das camadaslaminadas e/ou outros processos de fabrico, tais como, por exemplo,ablação a laser de componentes condutores, deposição de reativos,singularização etc.

A Figura 20 mostra várias tiras que formam um cartão 104separado do carretei 100. O cartão 104 pode conter uma pluralidade detiras de teste 10 ou traços 80 e uma pluralidade de componentescondutores. Na modalidade preferida, o cartão 104 pode conter entre 6e 12 tiras de teste 10 ou traços 80. Em outras modalidades, o cartão104 pode conter uma pluralidade de tiras de teste 10 ou traços 80. Namodalidade ilustrada, o cartão 104 pode incluir um conjunto ordenadolateral de tiras de teste 10 ou traços 80. Em outras modalidades, ocartão 104 pode incluir um conjunto ordenado ou conjuntos ordenadosde tiras de teste 10 ou traços 80 em configurações longitudinais e/oulaterais. Ê ainda tido em consideração que as tiras de teste 10 ou ostraços 80 podem estar em qualquer disposição sobre o carretei 100adequado para fabrico.

O cartão 104 contém uma pluralidade de componentescondutores. Alguns componentes condutores podem ser eletricamenteisolados quando o cartão é removido do carretei. Como mostrado naFigura 20, o elétrodo de funcionamento 22 é eletricamente isolado.Outras modalidades poderiam incluir componentes condutoresadicionais eletricamente isolados não mostrados na Figura 21. Pode serpossível analisar propriedades dos componentes condutoreseletricamente isolados para avaliar a qualidade do processo de fabrico eaplicação de química de tiras. A eficiência do processo de avaliação daqualidade pode ser aumentada testando pelo menos um da pluralidadede componentes condutores eletricamente isolados, a fim de determinarum código de calibração particular com base na química de tirasparticulares, por exemplo.

Fabrico em Batelada de Tiras de Teste

As Figuras 21 até 24 ilustram um método exempliflcativo defabrico de tiras de teste. Embora estas Figuras mostrem etapas defabrico de tiras de teste 10, como mostrado nas Figuras 17 e 18, deveficar entendido que podem ser usadas etapas semelhantes para fabricartiras de teste tendo outras configurações.Com referência à Figura 20, pode ser produzida umapluralidade de tiras de teste 10 formando uma estrutura 120 que incluiuma pluralidade de traços de tiras de teste 122 sobre o carretei 100.Os traços de tiras de teste 122 incluem uma pluralidade de traços 80 epodem ser dispostos num conjunto ordenado que inclui umapluralidade de filas. Cada fila 124 pode incluir uma pluralidade detraços de tiras de teste 122.

O processo de separação também pode ser usado paraisolar eletricamente componentes condutores da tira de teste 10. Aablação a laser da camada condutora pode não isolar eletricamentecertos componentes condutores. Os componentes condutores nãoisolados podem ser isolados pelo processo de separação por meio doqual as tiras de teste são separadas do carretei 100. O processo deseparação pode dividir a conexão elétrica, isolando o componentecondutor. Separar a tira de teste 10 pode isolar eletricamente oelétrodo contador 24, o ânodo de detecção de enchimento 28 e o cátodode detecção de enchimento 30. O processo de separação podecompletar o isolamento elétrico de componentes condutores separandoseletivamente os componentes condutores.

Além disso, o processo de separação pode proporcionaralgum ou todo o formato do perímetro das tiras de teste 10. Porexemplo, a forma afunilada de seções afuniladas 16 das tiras de teste10 pode ser formada durante este processo de perfuração. A seguir,pode ser usado um processo de corte para separar as estruturas detiras de teste 122 em cada fila 124 em tiras de teste individuais 10. Oprocesso de separação pode incluir estampar, cortar, pontuar e quebrarou qualquer método adequado para separar as tiras de teste 10 e/ou ocartão 104 a partir do carretei 100.

As Figuras 21 e 22 mostram apenas uma estrutura de tirasde teste (parcial ou completamente fabricadas), a fim de ilustrar váriasetapas num método preferido de formar as estruturas de tiras de teste122. Nesta abordagem exemplificativa, as estruturas de tiras de teste122 em estrutura integrada 120 são todas formadas numa lâmina dematerial que serve de camada básica 18 nas tiras de teste acabadas 10.

Os outros componentes nas tiras de teste terminadas 10 são, então,montados camada a camada sobre a camada básica 18 para formar asestruturas de tiras de teste 122. Em cada uma das Figuras 21 e 22, aforma exterior da tira de teste 10 que seria formada no processo defabrico global é mostrada como linha pontilhada.

O processo de fabrico exemplificativo emprega a camadabásica 18 revestida pela camada condutora 20. A camada condutora 20e a camada básica 18 podem estar na forma de um carretei, uma tirá,uma trama contínua, uma lâmina ou outra estrutura semelhante. Acamada condutora 20 pode incluir qualquer material condutor ou semi-condutor adequado, tal como ouro, prata, paládio, carbono, óxido deestanho e outros conhecidos na técnica. A camada condutora 20 podeser formada por sputtering (estalamento), deposição por vapor,impressão de tela ou qualquer método de fabrico adequado. O materialcondutor pode ser de qualquer espessura apropriada e pode ser ligado àcamada básica 18 por qualquer meio apropriado.

Conforme mostrado na Figura 21, a camada condutora 20pode incluir o elétrodo de funcionamento 22, o elétrodo contador 24, oânodo de detecção de enchimento 28 e o cátodo de detecção deenchimento 30. O traço 80 pode ser formado por ablação a laser emque a ablação a laser pode incluir qualquer dispositivo apropriado pararemoção da camada condutora no momento apropriado e com precisãoe exatidão adequadas. Vários tipos de lasers podem ser usados para afabricação dos sensores, tais como, por exemplo, lasers de estado sólido(por exemplo, Nd:YAG e safira titânio), lasers de vapor de cobre, lasersde diodo, lasers a gás carbônico e lasers excimer. Esses lasers podemser capaz de gerar uma variedade de comprimentos de onda nas regiõesultravioleta, visível e infravermelha. Por exemplo, o laser excimerproporciona um comprimento de onda de 248 nm, um laser de Nd:YAGfundamental dá 1064 nm, comprimento de onda de Nd:YAG defreqüência tripla é a 355 nm e um laser de Ti:safira é deaproximadamente 800 nm. A saída de energia destes lasers pode variare está normalmente na faixa de 10-100 watts.

O processo de ablação a laser pode incluir um sistema alaser. O sistema a laser pode incluir uma fonte de laser. O sistema alaser pode incluir ainda meios para definir ò traço 80, tais como, porexemplo, um feixe enfocado, uma máscara projetada ou outra técnicaapropriada. O uso de um feixe de laser enfocado pode incluir umdispositivo capaz de movimento controlado rápido e preciso paradeslocar o feixe a laser enfocado em relação à camada condutora 20. Ouso de uma máscara pode envolver um feixe a laser de passagematravés da máscara para fazer seletivamente a ablação de regiõesespecíficas da camada condutora 20. Uma máscara única pode definiro traço das tira de teste 80 ou podem ser exigidas máscaras múltiplaspara formar o traço das tiras de teste 80. Para formar o traço 80, osistema a laser pode deslocar-se em relação à camada condutora 20.Especificamente, o sistema a laser, a camada condutora 20 ou ambos osistema a laser e a camada condutora 20 podem deslocar-se parapermitir a formação de traço 80 por ablação a laser. Os dispositivosexemplificativos disponíveis para essas técnicas de ablação incluemsistema a Laser Microline disponíveis a partir de LPKF Laser ElectronicGmbH (Garbsen, Alemanha) e sistemas de microusinagem a laser apartir de Exitech, Ltda (Oxford, Reino Unido).

Na próxima etapa, a camada de espaçador dielétrico 64pode ser aplicada à camada condutora 20, conforme ilustrado na Figura22. O espaçador 64 pode ser aplicado à camada condutora 20 de váriosmodos diferentes. Numa abordagem exemplificativa, o espaçador 64 éprovido como uma lâmina ou trama suficientemente grande eapropriadamente conformado para cobrir múltiplos traços de tiras deteste 80. Nesta abordagem, o lado inferior do espaçador 64 pode serrevestido com um adesivo para facilitar a ligação à camada condutora20. As partes da superfície superior do espaçador 64 podem tambémser cobertas com um adesivo, a fim de prover uma camada adesiva 78em cada uma das tiras de teste 10. Várias fendas podem ser cortadas,formadas ou perfuradas fora do espaçador 64 para conformá-las antes,durante ou depois da aplicação da camada de espaçador 64 à camadacondutora 20. Por exemplo, conforme mostrado na Figura 22, oespaçador 64 pode ter uma fenda pré-formada 136 para cada estruturade tira de teste. Além disso, o espaçador 64 pode incluir seçõesadesivas 66, com a fratura 84 no meio, para cada traço de tira de teste80. O espaçador 64 é, então, posicionado acima da camada condutora20, conforme mostrado na Figura 23, e laminado na camada condutora20. Quando o espaçador 64 está adequadamente posicionado sobre acamada condutora 20, as partes de elétrodo expostas 54-62 ficamacessíveis através da fenda 136. Deste modo, a fenda 52 na tira deteste 10 corresponde àquela parte da fenda 136 que permanece na tirade teste 10 depois das estruturas das tiras de teste serem separadas emtiras de teste. De modo semelhante, o espaçador 64 deixa expostos oscontatos 32-38 e o condutor auto-ligado 48 depois da laminação.

Alternativamente, o espaçador 64 poderia ser aplicado deoutros modos. Por exemplo, o espaçador 64 pode ser moldado porinjeção sobre a camada básica 18 e dielétrica 50. O espaçador 64poderia também ser montado sobre a camada dielétrica 50 por screen-prínting (impressão de tela) das camadas sucessivas de um materialdielétrico até uma espessura apropriada, por exemplo, mais ou menos0,13 milímetros. Um material dielétrico preferido compreende umamistura de silicone e compostos acrílicos, tais como "SwitchComposition 5018" disponível a partir de Ε. I. DuPont de Nemours &Co., Wilmington, Del. Outros materiais poderiam ser usados, porém.A camada de reativo 90 pode, então, ser aplicada a cadaestrutura de tira de teste. Numa abordagem preferida, a camada dereativo 90 é aplicada por micropipetagem de uma composição aquosana cavidade da amostra e secagem da mesma para formar uma camadade reativo 90. Uma composição aquosa inclui uma enzima específicapara glicose, um mediador e o material da sonda redox secundária(SRP). Alternativamente, outros métodos, tais como screen-printing,podem ser usados para aplicar a composição usada para formar acamada de reativo 90.

Uma cobertura transparente 72 pode, então, ser ligada àcamada adesiva 78. A cobertura 72 pode ser suficientemente grandepara cobrir múltiplas estruturas de tiras de teste 122. Ligar acobertura 72 pode completar a formação da pluralidade de estruturasde tiras de teste 122. A pluralidade de estruturas de tiras de teste 122pode, então, ser separada uma da outra para formar uma pluralidadede tiras de teste 10, como descrito acima.

Testagem de Controle de Qualidadedas Tiras de Teste

A Figura 23 mostra uma modalidade ilustrativa adicional deum método de fabrico de tiras de teste. O método de fabrico utiliza umatrama 200 que contém a camada condutora 20 e a camada básica 18.A camada condutora 20 e a camada básica 18 podem ser de qualquermaterial apropriado. A trama 200 pode ser de qualquer dimensãoapropriada para a produção das tiras de teste. A trama 200 é passadaatravés de qualquer dispositivo apropriado e sujeita a ablação peloprocesso 300.

A ablação 300 pode incluir qualquer processo de ablaçãoapropriado capaz de formar componentes condutores na camadacondutora 20. Na modalidade ilustrativa, a ablação 300 é realizada porablação a laser. O processo de ablação pode não isolar eletricamentetodos os componentes condutores. Por exemplo, o elétrodo contador 24pode não ser isolado por ablação a laser mas pode ser isolado porseparação subseqüente a partir da trama 200. Na modalidadeilustrativa, o elétrodo de funcionamento 22 é eletricamente isoladodurante o processo de ablação 300. O elétrodo contador 24, o ânodo dedetecção de enchimento 28 e o cátodo de detecção de enchimento 30podem não ser eletricamente isolados durante o processo de ablação300. Especificamente, o processo de separação subseqüente pode isolar1° eletricamente o elétrodo contador 24, o ânodo de detecção deenchimento 28 e o cátodo de detecção de enchimento 30.

A trama 200 pode ser passada através de qualquerdispositivo de ablação apropriado a velocidades suficientes paraproduzir uma taxa apropriada de produção de tiras de teste. Oprocesso de ablação pode ser suficientemente rápido para permitir omovimento contínuo da trama 200 através do dispositivo de ablação alaser. Alternativamente, a trama 200 pode ser passada através dodispositivo de ablação de uma maneira não contínua (isto é, começa epára).

As propriedades dos componentes condutores formados

pelo processo de ablação 300 podem ser analisadas durante ouprocesso de ablação seguinte 300. A análise do processo de ablação 300pode incluir meios de análise óticos, químicos, elétricos ou quaisqueroutros apropriada. A análise pode monitorar o processo de ablaçãointeiro ou parte do processo de ablação. Por exemplo, a análise podeincluir monitorar a formação de vetor para assegurar que as dimensõesdo vetor formado estão dentro de faixas de tolerância predeterminadas.

A análise do controle de qualidade, que pode ser realizadadurante ou na conclusão do processo de fabrico, pode também incluirmonitorar a efetividade e/ou a eficiência do processo de formação devetor. Em particular, a largura dos vetores resultantes pode sermonitorada para assegurar precisão e exatidão aceitáveis dos cortes nacamada condutora 20. Por exemplo, a qualidade do processo deablação a laser pode ser analisada monitorando a superfície da camadacondutora 20 e/ou da camada básica 18 a seguir à ablação. A ablaçãoparcial da camada básica 18 pode indicar que a potência do laser estáfixada muito alta ou o feixe está deslocando-se muito lentamente. Emcontraste, uma camada condutora sujeita a ablação parcial podeindicar potência do laser insuficiente ou que o feixe está se deslocandomuito depressa. A ablação incompleta de orifícios pode resultar naformação de vetores que não são eletricamente isolantes entrecomponentes condutores.

Na modalidade ilustrativa, as dimensões do elétrodo defuncionamento 22 podem ser analisadas para determinar a qualidadedo processo de fabrico. Por exemplo, a análise ótica (não mostrada)pode monitorar a largura do elétrodo de funcionamento 22 paraassegurar precisão suficiente do processo de ablação 300. Além disso,pode ser monitorado o alinhamento do elétrodo de funcionamento 22em relação a pontos de registro 102. A análise ótica pode ser realizadausando o sistema VisionPro de Cognex Vision Systems (Natick,Massachusetts).

Como descrito acima, o processo de ablação produz umconjunto ordenado de tiras de teste 202 sobre a trama 200. A seguir àformação do conjunto ordenado de tiras de teste 202 e componentescondutores correspondentes, o espaçador dielétrico 64 é laminado nacamada condutora 20. O processo de laminação do espaçador 302pode incluir pontos de registro 102 para alinhar corretamente a camadaespaçadora 64 com a camada condutora 20. O espaçador 64 podeconter pontos de registro 102 correspondentes a pontos de registro 102do conjunto ordenado da tira de teste 202. O alinhamento correto dascamadas posicionará a fenda 136 sobre os elétrodos conforme indicadona Figura 22, formando um laminado de três camadas 204.

A seguir à formação do laminado de três camadas 204, aquímica pode ser aplicada ao laminado de três camadas 204 por umprocesso de aplicação de química 310. O laminado resultante 208 podeconter qualquer reativo apropriado adequado para a tira de testeespecífico. O processo de aplicação do reativo 310 pode incluirqualquer processo apropriado, tal como, por exemplo, a aplicação deum componente de SRP.

A seguir à aplicação do reativo 310, a cobertura 72 pode ser1° aplicada no laminado 208 usando qualquer processo de aplicação decobertura apropriada 312. A cobertura 72 pode ser centrada nolaminado 208. O laminado resultante 210 pode ser testado paraassegurar a qualidade do processo de aplicação de cobertura 312. Porexemplo, podem ser usados meios óticos para monitorar o alinhamentoda cobertura com o laminado 208. Alternativamente, o laminado 210pode ser testado para assegurar a qualidade de qualquer processo defabrico a montante, como descrito previamente. A seguir à aplicação dacobertura 312, o laminado 210 pode ser sujeito a testes de controle dequalidade, como mencionado acima. Por exemplo, a análise do controlede qualidade pode monitorar a efetividade da aplicação de química.Especificamente, pode ser exigida análise ótica para determinar aextensão do reagente que cobre o elétrodo de trabalho 22 e/ou oelétrodo contador 24. Alternativamente, qualquer processo prévio defabrico a montante pode ser testado a seguir à formação do laminado210. Além disso, a seguir à formação do laminado 210 um lote de tirasinteiras pode ser analisado para determinar um código de loteparticular a ser associado àquele lote de tiras particular. Por exemplo,durante o processo 314, o laminado resultante 210 (ou mesmo umaparte, tal como o cartão 104, representado na Figura 20) poderia seranalisado para determinar um código de lote que inclui informaçõesrelativas a um código de calibração particular usado por um medidorpara produzir medições precisas de amostra. As informaçõescodificadas podem ser qualquer identificador apropriado contendogrupo, lote, fabrico e/ou outras informações pertinentes ao processo defabrico, tiras de teste 10 e/ou o medidor subjacente.

A trama montada codificada resultante contendo tiras deteste 10 com números codificados, por exemplo, pode ser passada paraum dispositivo para formar tiras de teste singularizadas. O processo desingularização, por exemplo, pode incluir a singularização das tiras deteste individuais e/ou qualquer processo de manipulação ouembalagem apropriado. As tiras de teste singularizadas (nãomostradas) podem ser ainda processadas, se for preciso. Por exemplo,as tiras de teste codificadas 10 da trama montada podem sersingularizadas e colocadas em frascos de armazenamento.

Conclusão

Em resumo, a abordagem da correção de SRP tem vária:svantagens. Pode ser aplicada a muitos biossensores, não apenassensores de glicose com base em oxidação. Tem um alto grau deprecisão e exatidão com respeito à medição e correção de hematócrito epode até melhorar os CVs percentuais dentro de um conjunto deamostra, intensificando não só a correção de desvios de hematócrito,mas a precisão global real do dispositivo de medição. A quantidade detempo de teste adicionado devido ao SRP é desprezível e freqüentementenão é notada pelo usuário final.

Além disso, este método nega a necessidade de uma tabelacomplicada ou matriz de variáveis múltiplas de sinal do produto deanálise primário versus o sinal de SRP, visto que mesmo um algoritmode correção simples produzirá uma saída que não varia com respeito aosinal do produto de análise através de uma ampla variedade deconcentração de produtos de análise, mas que varia consistente eprecisamente com o hematócrito.

Embora sejam descritas várias substâncias comocandidatos possíveis ao uso como uma SRP, não se pretende que sejamlimitativas da invenção reivindicada. A menos que expressamentenotado, as substâncias particulares são listadas meramente comoexemplos e não se pretende que sejam limitativas da invenção conformereivindicada. Outras modalidades da invenção serão evidentes paraaquelas pessoas qualificadas na técnica a partir da consideração doRelatório Descritivo e da prática da invenção aqui revelada. Pretende-seque o Relatório Descritivo e os exemplos seja considerados somentecomo exempliílcativos, com um âmbito e espírito verdadeiros dainvenção sendo indicados pelas Reivindicações seguintes.

Claims (44)

"Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinte noSangue e Métodos de Determinação da Concentração deConstituinte no Sangue, da Concentração Corrigida de Hematócritode um Produto de Análise em Amostra Fisiológica e de Fabrico dePluralidade de Tiras de Teste"Reivindicações

1. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, caracterizado por que compreende:uma região de recepção de amostra para receber umaamostra de sangue; eum sistema de reagente de reação compreendendo:uma enzima de oxidação-redução específicapara o componente;um primeiro mediador de elétrons capaz de serreversivelmente reduzido e oxidado de tal maneira que um primeirosinal eletroquímico resultante a partir da redução ou oxidação é rela-cionado com a concentração do constituinte na amostra de sangue;um segundo mediador de elétrons capaz desofrer uma reação redox eletroquímica em que um segundo sinaleletroquímico produzido por oxidação ou redução do segundo mediadornão é diretamente relacionado com a concentração do constituinte naamostra de sangue; eem que o segundo sinal eletroquímico mudabaseado no nível de hematócrito da amostra de sangue.

2. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que ocomponente é glicose.

3. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que oprimeiro mediador é um material contendo rutênio.

4. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 3, caracterizado por que omaterial contendo rutênio compreende tricloreto de rutênio (III) hexaa-mina.

5. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que osegundo mediador compreende azul de cresil brilhante.

6. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que osegundo mediador compreende ácido gentísico (ácido 2,5-dihidroxiben-zóico).

7. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que osegundo mediador compreende ácido 2,3,4-trihidroxibenzóico.

8. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que osegundo mediador não interfere com o primeiro sinal eletroquímico.

9. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que osegundo mediador é oxidado ou reduzido numa faixa de potencialdistinguível a partir daquela do primeiro mediador.

10. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que osegundo mediador de elétrons é oxidado ou reduzido num potencialtendo uma magnitude pelo menos 0,2 volts maior ou menor do queaquele usado para oxidar ou reduzir o primeiro mediador de elétron.

11. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que oprimeiro e o segundo sinais eletroquímicos são sinais de correnteelétrica obtidos através de cronoamperometria de etapas múltiplas.

12. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que oprimeiro e o segundo sinais eletroquímicos são sinais de correnteelétrica obtidos através de voltametria de onda quadrada,

13. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que oprimeiro e o segundo sinais eletroquímicos são sinais de correnteelétrica obtidos através de amperometria de pulso diferencial.

14. - Biossensor Para Mensuração da Concentração de Constituinteno Sangue, de acordo com a Reivindicação 1, caracterizado por que oprimeiro e o segundo sinais eletroquímicos são sinais de correnteelétrica obtidos através de voltametria cíclica.

15. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, caracterizado por que compreende:(a) introduzir a amostra de sangue numa célula eletroquí-mica compreendendo:(i) elétrodos operacional e contador separados; e(ii) um sistema de reagentes redox compreen-dendo uma enzima;um primeiro mediador de elétrons capaz de serreversivelmente reduzido e oxidado de tal maneira que um primeirosinal eletroquímico resultante a partir da redução ou oxidação é rela-cionado com a concentração do constituinte na amostra de sangue; eum segundo mediador de elétrons capaz de so-frer uma reação redox eletroquímica em que um segundo sinal eletro-químico produzido por oxidação ou redução do segundo mediador não édiretamente relacionado com a concentração do constituinte na amos-tra de sangue e muda baseado no nível de hematócrito da amostra desangue;(b) obter o primeiro sinal eletroquímico;(c) obter o segundo sinal eletroquímico;(d) determinar um valor inicial correspondendo à concen-tração do constituinte da amostra usando dados a partir do primeirosinal eletroquímico; e(e) corrigir o valor inicial correspondendo à concentração doconstituinte da amostra para remover um efeito do nível de hematócritoda amostra usando um algoritmo de correlação estatística e dados apartir do segundo sinal eletroquímico.

16. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que oconstituinte é glicose.

17. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por quecorrigir o valor inicial compreende:derivar uma concentração do constituinte preliminar apartir do primeiro e do segundo sinais; emultiplicar a concentração do constituinte preliminar porum fator de correção baseado no segundo sinal eletroquímico paraderivar a concentração do constituinte na amostra, corrigida paracompensar um efeito do nível de hematócrito da amostra de sangue.

18. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que acorrelação estatística compreende determinar uma inclinação dosegundo sinal eletroquímico.

19. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que acorrelação estatística compreende determinar uma inclinação de amboso primeiro e o segundo sinais eletroquímicos.

20. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que oprimeiro sinal eletroquímico é obtido aplicando à célula eletroquímicaum primeiro potencial elétrico de uma magnitude capaz de oxidar oureduzir o primeiro mediador de elétrons e não capaz de oxidar oureduzir o segundo mediador de elétron.

21. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 20, caracterizado por que osegundo sinal eletroquímico é obtido aplicando à célula eletroquímica,um segundo potencial elétrico de uma magnitude capaz de oxidar oureduzir o segundo mediador de elétrons e não capaz de oxidar oureduzir o primeiro mediador de elétron.

22. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que osegundo mediador de elétrons é oxidado ou reduzido a um potencialtendo uma magnitude pelo menos 0,2 volts maior ou menor do queaquele usado para oxidar ou reduzir o primeiro mediador de elétron.

23. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por queobter o primeiro e o segundo sinais eletroquímicos compreende usarcronoamperometria de etapas múltiplas.

24. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que-1° obter o primeiro e o segundo sinais eletroquímicos compreende usarvoltametria de onda quadrada.

25. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por queobter o primeiro e o segundo sinais eletroquímicos compreende usaramperometria de pulso diferencial.

26. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por queobter o primeiro e o segundo sinais eletroquímicos compreende usarvoltametria cíclica.

27. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que osegundo mediador de elétrons compreende cresil azul brilhante.

28. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que osegundo mediador de elétrons compreende ácido gentísico (ácido 2,5-dihidroxibenzóico).

29. - Método de Determinação da concentração de Constituinte noSangue, de acordo com a Reivindicação 15, caracterizado por que osegundo mediador de elétrons compreende ácido 2,3,4-trihidroxi-benzóico.

30. Método de Determinação da Concentração Corrigida de Hema-tócrito de um Produto de Análise em Amostra Fisiológica, caracte-rizado por que compreende:(a) introduzir a amostra fisiológica numa célula eletroquími-ca compreendendo:(i) elétrodos operacional e contador separados; e(ii) um sistema de reagentes redox compreen-dendo uma enzima e um mediador;(b) aplicar um primeiro potencial elétrico à célula de reaçãoe medir a corrente da célula durante uns primeiros 50 milissegundos doprimeiro potencial elétrico como função do tempo para obter um primei-ro transiente tempo-corrente;(c) aplicar um segundo potencial elétrico na referida célula emedir a corrente da célula como função do tempo para obter um segun-do transiente tempo-corrente;(d) derivar uma concentração preliminar do produto de aná-lise a partir dos citados primeiro e segundo transientes tempo-corrente;e(e) multiplicar a concentração preliminar do produto deanálise por um fator de correção de hematócrito baseado no primeiro eno segundo transientes tempo-corrente para derivar a concentraçãocorrigida de hematócrito do produto de análise em dita amostra; pormeio do que é determinada a concentração corrigida de hematócrito doreferido produto de análise na citada amostra.

31. Método de Determinação da Concentração Corrigida de Hema-tócrito de um Produto de Análise em Amostra Fisiológica, de acordocom a Reivindicação 30, caracterizado por que o primeiro potencialelétrico é um pulso elétrico negativo e o segundo potencial elétrico é umpulso elétrico positivo.

32. Método de Determinação da Concentração Corrigida de Hema-tócrito de um Produto de Análise em Amostra Fisiológica, de acordocom a Reivindicação 30, caracterizado por que o primeiro potencialelétrico é um pulso aplicado tendo uma duração de cerca de 1-10milisegundos.

33. Método de Determinação da Concentração Corrigida de Hema-tócrito de um Produto de Análise em Amostra Fisiológica, de acordocom a Reivindicação 30, caracterizado por que a concentração prelimi-nar do produto de análise é determinada em parte baseada num valortransiente de tempo corrente conforme amostrado numa extremidadedo pulso aplicado do primeiro potencial elétrico.

34. Método de Determinação da Concentração Corrigida de Hema-tócrito de um Produto de Análise em Amostra Fisiológica, de acordocom a Reivindicação 30, caracterizado por que o segundo potencialelétrico é um pulso aplicado de mais ou menos 1-4 segundos.

35. Método de Determinação da Concentração Corrigida de Hema-tócrito de um Produto de Análise em Amostra Fisiológica, de acordocom a Reivindicação 30, caracterizado por que a concentração prelimi-nar do produto de análise é determinada em parte baseada num valortransiente de tempo corrente conforme amostrado numa extremidadedo pulso aplicado do segundo potencial elétrico.

36. Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, caracteri-zado por que compreende:formar uma trama contendo uma camada condutora e umacamada básica;formar parcialmente a referida pluralidade de tiras de testeisolando eletricamente um primeiro grupo de componentes condutoresna camada condutora usando um primeiro processo;formar subseqüentemente a citada pluralidade de tiras deteste isolando eletricamente um segundo grupo de componentes condu-tores na camada condutora usando um segundo processo em que oprimeiro e o segundo processos não são os mesmos; eformar uma camada de reativo incluindo:uma enzima;um primeiro mediador de elétrons capaz de serreversivelmente reduzido e oxidado de tal maneira que um primeirosinal eletroquímico resultante a partir da redução ou oxidação é rela-cionado com a concentração do constituinte na amostra de sangue; eum segundo mediador de elétrons capaz desofrer uma reação redox eletroquímica em que um segundo sinaleletroquímico produzido pela oxidação ou redução do segundo mediadornão é diretamente relacionado com a concentração do constituinte naamostra de sangue e muda baseado no nível de hematócrito da amostrade sangue.

37. Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, de acordocom a Reivindicação 36, caracterizado por que a trama inclui umapluralidade de pontos de registro.

38. Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, de acordocom a Reivindicação 36, caracterizado por que o primeiro processoinclui um processo de ablação a laser.

39. - Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, de acordocom a Reivindicação 36, caracterizado por que o segundo processoinclui um processo de separação.

40. - Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, de acordo com a Reivindicação 39, caracterizado por que o processo de separaçãoinclui estampar (stamping).

41. - Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, de acordocom a Reivindicação 39, caracterizado por que o processo de separaçãoinclui separar uma pluralidade tiras de teste a partir da trama.

42. - Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, de acordocom a Reivindicação 37, caracterizado por que a pluralidade de pontosde registro é separada de aproximadamente 9 mm.

43. - Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, de acordocom a Reivindicação 37, caracterizado por que a pluralidade pontos deregistro é separada por menos do que aproximadamente 9 mm.

44. - Método de Fabrico de Pluralidade de Tiras de Teste, de acordocom a Reivindicação 36, caracterizado por que o primeiro grupo decomponentes condutores é separado por menos do que aproximada-mente 9 mm.