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Biosensor-Vorrichtung und zugehöriges Verfahren zur Detektion von Art und Volumen einer Probe

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DE60207185T2
DE60207185T2 DE2002607185 DE60207185T DE60207185T2 DE 60207185 T2 DE60207185 T2 DE 60207185T2 DE 2002607185 DE2002607185 DE 2002607185 DE 60207185 T DE60207185 T DE 60207185T DE 60207185 T2 DE60207185 T2 DE 60207185T2
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DE
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DE2002607185
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Mahyar Z. Pleasanton Kermani
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Lifescan Inc
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    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00Investigating or analysing materials by specific methods not covered by the preceding groups
    • G01N33/48Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53Immunoassay; Biospecific binding assay
    • G01N33/543Immunoassay; Biospecific binding assay with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
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    • G01N27/28Electrolytic cell components
    • G01N27/30Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327Biochemical electrodes electrical and mechanical details of in vitro measurements
    • G01N27/3271Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3273Devices therefor, e.g. test element readers, circuitry
    • GPHYSICS
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    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R27/00Arrangements for measuring resistance, reactance, impedance, or electric characteristics derived therefrom
    • G01R27/02Measuring real or complex resistance, reactance, impedance, or other two-pole characteristics derived therefrom, e.g. time constant
    • G01R27/26Measuring inductance or capacitance; Measuring quality factor, e.g. by using the resonance method; Measuring loss factor; Measuring dielectric constants ; Measuring impedance or related variables
    • G01R27/2605Measuring capacitance

Description

  • GEBIET DER ERFINDUNG
  • [0001]
    Die vorliegende Erfindung betrifft Biosensoren und insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Detektieren des Typs und des Volumens von Proben, die innerhalb einer Biosensor-Zelle angeordnet sind.
  • HINTERGUND DER ERFINDUNG
  • [0002]
    Ein Biosensor ist eine Vorrichtung, die das Vorliegen zahlreicher chemischer Komponenten in einer Probe mißt, die in einer Biosensor-Zelle angeordnet ist. Beispielsweise kann ein Bio-Sensor dazu verwendet werden, den Glukosegehalt in einer Blutprobe zu messen. Im allgemeinen umfassen Biosensor-Zellen ein Leiterpaar, beispielsweise aus Gold und Palladium, die eingerichtet sind, eine Probe zwischen sich aufzunehmen.
  • [0003]
    Typischerweise erzeugt ein Biosensor ein Signal, das proportional zu der Menge einer bestimmten Komponente, beispielsweise Glukose, in einer Probe ist, von der angenommen wird, daß diese ein bestimmtes Volumen aufweist. Wenn die Probe jedoch zu klein bzw. zu groß ist, gibt das elektrische Signal eine Konzentration an, die kleiner bzw. größer als die tatsächliche Konzentration der Komponente in der Probe ist, wodurch sich die Gefahr einer unrichtigen Diagnose und Behandlung ergibt. Dementsprechend sind Verfahren und Vorrichtungen zum Ermitteln der Eignung einer biologischen Probe sinnvoll.
  • [0004]
    Ein Verfahren zum Ermitteln der Eignung einer Probe innerhalb einer Biosensor-Zelle verwendet elektrische Sensoren. Die elektrischen Sensoren sind Leiter, die den Elektrizitätsfluß messen. Bei diesem Verfahren sind ein oder mehrere Detektionsleiter an verschiedenen Stellen in der gesamten Biosensor-Zelle verteilt angeordnet. Wenn die Probe in Kontakt mit einem Detektionsleiter gerät, leitet der Detektionsleiter die Elektrizität, wodurch das Vorliegen einer Probe an der Stelle angegeben wird. Daraufhin kann ein elektronischer Schaltkreis verwendet werden, um zu ermitteln, ob eine geeignete Probe in die Biosensor-Zelle aufgetragen wurde, basierend auf der Anzahl der Detektionsleiter, welche Elektrizität leiten. Dieses Verfahren hat einige Nachteile. Zunächst sind neben den zwei bestehenden parallelen Flachleitern der Biosensor-Zelle einige Detektionsleiter notwendig. Zweitens ergibt sich ein zusätzlicher Fehler, wenn die Probe einen Detektionsleiter berührt, ohne die Fläche des Leiters vollständig auszufüllen. Drittens können mit diesem Verfahren Blasen, die in der Probe eingeschlossen sind, und dadurch das Volumen der Probe verringern, nicht kompensiert werden.
  • [0005]
    Ein weiteres Verfahren zur Ermittlung der Eignung einer Probe, die an eine Biosensor-Zelle angelegt wird, verwendet die visuelle Bestätigung des Probevolumens. In diesem Verfahren untersucht der Benutzer der Vorrichtung die Probe innerhalb des Biosensors visuell, um zu ermitteln, ob eine ausreichende Probe an den Biosensor angelegt wurde. Das Verfahren beruht auf einer subjektiven Ermittlung des Volumens einer Probe und birgt daher ein Fehlerrisiko. Dies ist insbesondere problematisch, wenn der Biosensor verwendet wird, um chemische Komponenten zu messen, die mit bestimmten Krankheiten, beispielsweise Diabetes, verknüpft sind, welche beim Benutzer eine verringerte visuelle Leistungsfähigkeit verursachen.
  • [0006]
    Verfahren gemäß dem Stand der Technik, die zur Ermittlung der Eignung einer Probe verwendet werden, führen innerhalb des durchzuführenden Tests nur zum Erfolg, wenn sich das Volumen der Probe innerhalb eines schmalen Intervalls findet. Wenn sich das Volumen der Probe außerhalb dieses Intervalls befindet, wird der Test abgebrochen. Dieses "Ja/Nein"-Verfahren zur Verwendung biologischer Proben, das darauf beruht, daß sich das Volumen der Probe innerhalb eines schmalen Intervalls befindet, führt bei Proben, die außerhalb dieses schmalen Intervalls liegen, zu verschwendeter Zeit und verschwendeten Proben.
  • [0007]
    In der Veröffentlichung "Low cost, high precision measurement system for capacitive sensors" von Kolle C. et al., Measurement Science and Technology, IOP Publishing, Bristol, GB, Band 9, Nr. 3 vom 1. März 1998, offenbart auf den Seiten 510–517 ein solches Verfahren.
  • [0008]
    Daher besteht ein Bedarf an Vorrichtungen und Verfahren zur genauen Bestimmung des Volumens einer Probe innerhalb einer Biosensor-Zelle zur Ermittlung der Konzentrationen chemischer Komponenten für ein breites Intervall des Volumens der Proben. Die vorliegende Erfindung löst unter anderem diese Aufgabenstellung.
  • ABRISS DER ERFINDUNG
  • [0009]
    Die vorliegende Erfindung sieht eine Vorrichtung, einen Biosensor und Verfahren gemäß den Ansprüchen vor. Diese ermöglichen es, zu ermitteln, ob ausreichend Probevolumen in einem Biosensor eingegeben wurde, Variationen hinsichtlich der Probevolumina zu berücksichtigen und den Typ der Probe zu ermitteln, die innerhalb des Biosensors angeordnet ist. Die oben genannten Aufgaben werden durch das exakte Ermitteln des Volumens der Probe innerhalb der Biosensor-Zelle gelöst, indem die effektive Kapazität der Biosensor-Zelle ermittelt wird, die proportional zu dem Volumen der Probe bzw. Probevolumen innerhalb der Biosensor-Zelle ist.
  • [0010]
    Ein Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Vorrichtung zum Messen der effektiven Kapazität über einer Biosensor-Zelle mit einer ersten Leiterverbindung und einer zweiten Leiterverbindung, wobei die Biosensor-Zelle eingerichtet ist, eine Probe mit einem Volumen, das mit der effektiven Kapazität über der Biosensor-Zelle in Beziehung steht, aufzunehmen. Die Vorrichtung umfaßt einen Sinuswellen-Generator mit einen Ausgang, der vorgesehen ist, mit der ersten Leiterverbindung der Biosensor-Zelle verbunden zu werden, wobei der Sinuswellen-Generator ein Wechselsignal erzeugt; einen Strom/Spannungs-Wandler, der einen Eingang aufweist, welcher vorgesehen ist, mit dem zweiten Leiter der Biosensor-Zelle verbunden zu werden, und der ferner einen Ausgang aufweist; einen Phasenschieber der einen Eingang, welcher mit dem Ausgang des Strom/Spannungs-Wandlers verbunden ist, und der ferner einen Ausgang aufweist; einen Rechteckwellen-Generator zum Erzeugen einer Rechteckwelle, die synchron zu dem Wechselsignal ist; einen synchronen Demodulator mit einem Ausgang, einem ersten Eingang, der mit dem Phasenschieber verbunden ist, und mit einem zweiten Eingang, der mit dem Rechteckwellen-Generator verbunden ist; sowie einen Tiefpaßfilter (low pass filter, LPF) mit einem Eingang, der mit dem Ausgang des synchronen Demodulators verbunden ist, wobei der Tiefpaßfilter ein Signal an einem Ausgang erzeugt, das proportional zu einer effektiven Kapazität über der Biosensor-Zelle ist; sowie eine Gleichspannungsquelle mit einem Ausgang, der vorgesehen ist, mit der ersten Leiterverbindung der Biosensor-Zelle verbunden zu werden, wobei die Gleichspannungsquelle dem ersten Leiter eine Gleichspannungskomponente hinzufügt.
  • [0011]
    Ein weiterer Aspekt der Erfindung ist ein Verfahren zum Messen der effektiven Kapazität über einer Biosensor-Zelle mit einer ersten Leiterverbindung und einer zweiten Leiterverbindung, wobei die Biosensor-Zelle eingerichtet ist, in einem Biosensor verwendet zu werden, um eine Probe aufzunehmen, die ein Volumen aufweist. Das Verfahren umfaßt das Anlegen einer Sinuswelle mit einer Frequenz an den ersten Leiter der Biosensor-Zelle, um ein Wechselstromsignal zu erzeugen, Verschieben der Phase des Wechselstromsignals, Erzeugen einer Rechteckwelle, die synchron mit der Sinuswelle ist, Demodulieren des Wechselstromsignals mit einer Rechteckwelle, um ein demoduliertes Signal zu erzeugen, und Filtern des demodulierten Signals, um ein Signal proportional zur effektiven Kapazität über der Biosensor-Zelle zu erzeugen.
  • KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • [0012]
    1 ist ein Blockdiagramm eines Biosensors und zeigt zudem zugeordnete Signalpegel gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • [0013]
    2 ist eine schematische Darstellung eines Biosensors gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • [0014]
    3 ist ein Timing-Diagramm, das zum Messen von Probevolumen und Glukosespiegel gemäß der vorliegenden Erfindung vorgesehen ist;
  • [0015]
    4 ist eine Darstellung, die Stromwerte für volle und halbvolle Biosensor-Zellen gemäß der vorliegenden Erfindung wiedergibt;
  • [0016]
    5 ist eine Darstellung, die Analog/Digital-Auslesungen zeigt, welche sich auf volle und halbvolle Biosensor-Zellen gemäß der vorliegenden Erfindung beziehen;
  • [0017]
    6 ist eine Darstellung, die ein Histogramm von Analog/Digital-Auslesungen den Mittelwert, die Standardabweichung und den Variationskoeffizienten (coefficient of variation, CV) von vollen und halbvollen Biosensor-Zellen 0,8 Sekunden nach dem Auftragen der Probe gemäß der Erfindung zeigt;
  • [0018]
    7a ist eine Darstellung, die Glukoseabweichungen im Vergleich zu einem Industriestandard vor der Volumenkompensation gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt; und
  • [0019]
    7b ist eine Darstellung, die Glukoseabweichungen im Vergleich zu einem Industriestandard nach der Volumenkompensation gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt.
  • DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
  • [0020]
    Die 1 ist ein Blockdiagramm einer Biosensor-Vorrichtung 100 gemäß einer Ausführung der vorliegenden Erfindung zum Ermitteln des Volumens einer Probe, die innerhalb einer Biosensor-Zelle 102 positioniert ist, und des Typs der Probe, die innerhalb der Biosensor-Zelle 102 positioniert ist. Ferner zeigt die 1 Signalpegel, die sich an zahlreichen Stellen innerhalb der Biosensor-Vorrichtung 100 ergeben. Im Rahmen eines Gesamtüberblicks werden eine von einem Wechselstrom-Sinuswellen-Generator 104 erzeugte Wechselstrom-Sinuswelle und eine von einer Gleichspannungsquelle 106 erzeugten Gleich-Vorspannung mittels eines Kombinierers 146 kombiniert und an die Biosensor-Zelle 102 angelegt, um ein Signal zu erzeugen, das den effektiven Widerstand 108 und die effektive Kapazität 110 angibt, die über der Biosensor-Zelle 102 abfallen. Ferner wird die Wechselstrom-Sinuswelle an einen Recheckwellengenerator 112 weitergeleitet, der synchron mit der Sinuswelle eine Rechteckwelle erzeugt. Das von der Biosensor-Zelle 102 stammende Signal wird durch einen Strom/Spannungs-Wandler 114 geleitet, um das Signal in ein Spannungssignal umzuwandeln. Das von dem Strom/Spannungswandler 114 stammende Signal wird von einem Phasenschieber 116 phasenverschoben. Die Ausgabe des Phasenschiebers 116 wird an einen synchronen Demodulator 118 weitergeleitet, um zur Demodulation mittels der Ausgabe des Rechteckwellengenerators 112 ein demoduliertes Signal zu erzeugen. Das demodulierte Signal wird durch einen Tiefpaßfilter (low pass filter, LPF) 120 geführt, um ein Signal zu erzeugen, das zu der effektiven Kapazität der Biosensor-Zelle 102 proportional ist, die wiederum proportional zu dem Volumen der Probe bzw. dem Probevolumen ist. Das Signal wird von einem A/D-Wandler 122 in digitale Form gewandelt, und das digitale Signal wird von einem Prozessor 124 verarbeitet, um das Volumen der Probe basierend auf der effektiven Kapazität über der Biosensor-Zelle 102 zu ermitteln. Ferner wird die Ausgabe des Strom/Spannungswandlers 114 durch einen Filter 126 geleitet, der eine Wechselstrom-Sinuswellenkomponente entfernt, und das sich ergebende Signal wird von dem Analog/Digital-Wandler 122 zur Verarbeitung, die mittels des Prozessors 124 durchgeführt wird, in digitale Form umgewandelt, um den Typ der Probe zu ermitteln, beispielsweise Testprobe oder biologische Probe, die an die Biosensor-Zelle 102 angelegt wird. Die vorliegende Erfindung ist insbesondere, aber nicht ausschließlich, bei Glukosemeßsystemen zweckdienlich, die von Diabetikern verwendet werden, um die Glukosespiegel in Blutproben zu ermitteln.
  • [0021]
    Die 2 ist eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zur Ermittlung des Volumens und des Typs einer Probe, die innerhalb einer Biosensor-Zelle 102 angeordnet ist, wobei die Darstellung verwendet wird, um eine Ausführung der vorliegenden Erfindung im Detail zu beschreiben. Die Biosensor-Zelle 102 kann eine Probe, beispielsweise Blut, aufnehmen. Die Biosensor-Zelle 102 kann in einer bekannten Weise als Modell mittels eines parallel zu einer effektiven Kapazität 110 liegenden effektiven Widerstands 108 zwischen einer ersten Leiterverbindung 128 und einer zweiten Leiterverbindung 130 der Biosensor-Zelle 102 dargestellt werden. Die Biosensor-Zelle 102 umfaßt einen ersten Leiter, der mit der ersten Leiterverbindung 128 verbunden ist, sowie einen zweiten Leiter, der mit der zweiten Leiterverbindung 130 verbunden ist. Der erste und zweite Leiter können ein Paar paralleler Platten sein, die im wesentlichen zueinander parallel sind, und die eingerichtet sind, eine Probe zwischen sich aufzunehmen. Wenn eine Probe innerhalb der Biosensor-Zelle 102 angeordnet ist, dann ist die effektive Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102 proportional zu dem Volumen der Probe. In alternativen Ausführungen kann der erste und der zweite Leiter ein Plattenpaar sein, das in der gleichen Ebene angeordnet ist, um auf dieser eine Probe aufzunehmen, oder können ein Paar zylindrischer Leiter sein, die zueinander koaxial sind, um eine Probe zwischen sich aufzunehmen.
  • [0022]
    Der Sinuswellen-Generator 104 erzeugt eine Sinuswelle, die an die Biosensor-Zelle 102 angelegt werden kann. Durch Anlegen der Sinuswelle an die Biosensor-Zelle 102 an der zweiten Leiterverbindung 128 ergibt sich an der zweiten Leiterverbindung 130 ein Signal, das den effektiven Widerstand 108 und die effektive Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102 wiedergibt. Die Amplitude der synthetisierten Sinuswelle ist derart ausgewählt, daß sie die elektrochemische Reaktion innerhalb der Biosensor-Zelle 102 nicht beeinflußt und ein Signal erzeugen kann, das deutlich über dem Rauschpegel des Systems liegt. Die Frequenz der synthetisierten Sinuswelle ist derart gewählt, daß das Signal-zu-Rauschen-Verhältnis des Biosensors maximiert ist. In einer Ausführung hat die Sinuswelle eine Amplitude von 50 mV und eine Frequenz von ungefähr 109,065 Hz. Ein Beispiel für einen geeigneten Sinuswellen-Generator ist ein bekannter Direktdigitalsynthese-Chip (direct digial synthesis, DDS), der einen Zähler und einen Sinus-Digital/Analog-Wandler umfaßt, der in einem anwendungsspezifischen integrierten Schaltkreis (ASIC) mitaufgenommen ist, beispielsweise ein DDS-Chip mit der Bezeichnung AD9832 von Analog Devices, Inc., Norwood, Massachusetts, USA. Diese Anordnung führt zu einer sehr stabilen "treppenartigen" Sinuswelle.
  • [0023]
    Die Gleichspannungsquelle 106 erzeugt eine Gleichspannung, die an die Biosensor-Zelle 102 angelegt werden kann. Die Gleichspannung ermöglicht es, daß sich über der Biosensor-Zelle 102 schnell eine effektive Kapazität 110 entwickelt, wodurch das Volumen der Probe, die innerhalb der Biosensor-Zelle 102 vorgesehen ist, schnell ermittelt werden kann. In einer Ausführung hat die Gleichanteils-Spannung eine negative Amplitude von ca. (–) 300 mV. Das Volumen der Probe innerhalb der Biosensor-Zelle 102 kann genau ermittelt werden, ohne die Gleichspannung an die Biosensor-Zelle 102 anzulegen. Jedoch ermöglicht das Anlegen der Gleichspannung, daß sich die effektive Kapazität 110 schneller ausbildet. Dementsprechend beeinflußt das Mitumfassen der Gleichanteils-Spannungsquelle 106 die Leistungsfähigkeit des Biosensors hinsichtlich des Ermittelns der effektiven Kapazität 110 positiv.
  • [0024]
    In der dargestellten Ausführung umfaßt die Gleichanteils-Spannungsquelle 106 einen ersten üblichen Operationsverstärker 132 und einen zweiten üblichen Operationsverstärker 134. Der nicht invertierende Eingang des ersten Operationsverstärkers 132 ist mit einer Bandlückenspannung 136 verbunden. Die Bandlückenspannung 136 wird von einem bekannten Bandlücken-Schaltkreis erzeugt, der ausgehend von einer Spannungsquelle, beispielsweise einer Batterie, eine stabile Spannung erzeugt. Die Bandlückenspannung 136 bleibt unabhängig von Fluktuation der Ausgangsspannung der Spannungsquelle konstant. Der erste Operationsverstärker 132 ist als Verstärkungsstufe konfiguriert, wobei dessen invertierender Eingang über einen Massewiderstand 138 mit Masse verbunden ist, und dessen Ausgang über einen Rückkopplungswiderstand 140 mit dessen invertierten Eingang verbunden ist. Ferner ist der Ausgang des ersten Operationsverstärkers 132 über einen ersten Massewiderstand 132 mit einer virtuellen Masse verbunden und über den ersten Massewiderstand 142 und einem zweiten Massewiderstand 144 mit einer Systemmasse verbunden. Der nicht invertierende Eingang des zweiten Operationsverstärkers 134 ist mit dem Ausgang des ersten Operationsverstärkers 132 verbunden. Der zweite Operationsverstärker 134 ist als Pufferstufe vorgesehen, wobei dessen Ausgang mit seinem invertierenden Eingang verbunden ist, wobei der Ausgang des zweiten Operationsverstärkers 134 die Gleichspannung der Gleichspannungsquelle 106 wiedergibt.
  • [0025]
    Ein Kombinierer 146 kombiniert die von dem Sinuswellen-Generator 104 stammende Sinuswelle mit dem von der Gleichspannungsquelle 106 stammnenden Gleichspannungssignal, um ein Signal zu erzeugen, das an eine erste Leiterverbindung 128 der Biosensor-Zelle 102 angelegt wird. In der dargestellten Ausführung umfaßt der Kombinierer 146 einen üblichen Operationsverstärker 148. Der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers 148 ist mit dem Sinuswellen-Generator 104 über einen ersten Eingangswiderstand 150 verbunden, und mit der Gleichanteils-Spannungsquelle 106 über einen zweiten Eingangswiderstand 152 verbunden. Der invertierende Eingang des Operationsverstärkers 148 ist über einen Massewiderstand 154 mit einer virtuellen Masse verbunden, und der Ausgang des Operationsverstärkers 148 ist über einen Rückkopplungswiderstand 156 mit dem nicht invertierenden Eingang des Operationsverstärkers 148 verbunden.
  • [0026]
    Der Strom-Spannungswandler 114 empfängt von der Biosensor-Zelle 102 ein Stromsignal und wandelt dieses in ein Spannungssignal um. In der dargestellten Ausführung umfaßt der Strom-Spannungswandler einen üblichen Operationsverstärker 158. Der invertierende Eingang des Operationsverstärkers 158 ist mit der zweiten Leiterverbindung 130 der Biosensor-Zelle 102 verbunden. Der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers 158 ist mit einer virtuellen Masse verbunden. Ein Rückkopplungswiderstand 160, der zwischen dem Ausgang des Operationsverstärkers 158 und dem invertierenden Eingang angeschlossen ist, definiert die Verstärkung (gain) des Strom-/Spannungswandlers 114.
  • [0027]
    Der Phasenschieber 116 verschiebt die Phase des von dem Strom-Spannungswandler 114 kommenden Signals und entfernt jegliche Gleichanteilskomponenten aus dem Signal, falls diese vorliegen. In einer Ausführung wird die Phase des von dem Spannungswandler 114 stammenden Signals um 90° verschoben. In der dargestellten Ausführung umfaßt der Phasenschieber 116 eine Kapazität 162 und einen Widerstand 164, auf den ein Pufferverstärker 166 folgt. Der Pufferverstärker 166 kann ein üblicher Operationsverstärker sein, wobei der Ausgang des Pufferverstärkers 166 mit dem invertierenden Eingang des Pufferverstärkers 166 verbunden ist. Die Kapazität 162 ist zwischen dem Ausgang des Operationsverstärkers 158 des Strom/Spannungswandlers 114 und dem nicht invertierenden Eingang des Pufferverstärkers 166 angeschlossen. Ein Ende des Widerstands 164 ist an die Verknüpfung der Kapazität 162 mit dem nicht invertierenden des Pufferverstärkers 166, und mit dem anderen Ende an eine virtuelle Masse angeschlossen.
  • [0028]
    Der Rechteckwellen-Generator 112 erzeugt an einem Ausgang eine Rechteckwelle, die synchron mit der Sinuswelle ist, die von dem Sinuswellen-Generator 104 erzeugt wird. In einer Ausführung hat die Rechteckwelle einen relativ geringen Wert, wenn sich die von dem Sinuswellen-Generator 104 erzeugt Sinuswelle in einem negativen Periodenzyklus befindet und hat einen relativ hohen Wert, wenn sich die Sinuswelle in einem positiven Periodenzyklus befindet. In der dargestellten Ausführung umfaßt der Rechteckwellen-Generator 112 einen üblichen Operationsverstärker 168, der als Schmidt-Trigger konfiguriert ist, der eine gewisse Hysterese aufweist, und ist mit dem Sinuswellen-Generator 104 verbunden, um eine Rechteckwelle zu erzeugen, die synchron zu der von dem Sinuswellen-Generator 104 erzeugten Sinuswelle ist. Der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers 168 ist über einen Eingangswiderstand 170 mit dem Sinuswellen-Generator 104 verbunden. Der invertierende Eingang des Operationsverstärkers 168 ist mit einer virtuellen Masse verbunden. Der Ausgang des Operationsverstärkers 168 ist über einen Rückkopplungswiderstand 172 mit dem nicht invertierenden Eingang des Operationsverstärkers 168 verbunden. Es ist ersichtlich, daß die Rechteckwelle von einem anwendungsspezifischen integrierten Schaltkreis, ASIC, erzeugt werden kann, wenn der Sinuswellen-Generator 104 durch den ASIC gebildet wird, der einen DDS-Chip umfaßt, wodurch die Notwendigkeit einer zusätzlichen Komponente zur Erzeugung der Rechteckwelle, beispielsweise ein Rechteckwellen-Generator 112, entfällt.
  • [0029]
    Der synchrone Demodulator 118 ist ein Schaltkreis zum Demodulieren des von dem Phasenschieber 116 empfangenen phasenverschobenen Signals, indem die von dem Rechteckwellen-Generator 112 stammende Rechteckwelle verwendet wird. Die Ausgabe des synchronen Demodulators 118 ist ein Signal mit einem Vorzeichen, das von der Vergleichsamplitude der Rechteckwelle abhängt, die von dem Rechteckwellen-Generator 112 erzeugt wird. Wenn die Rechteckwellen-Amplitude einen niedrigen Pegel hat (wodurch angegeben wird, daß sich die Sinuswelle in einem negativen Periodenzyklus befindet), ändert sich das Vorzeichen des Signals. Wenn die Rechteckwellen-Amplitude einen hohen Pegel hat (wodurch angezeigt wird, daß sich die Sinuswelle in einem positiven Zyklus befindet), ändert sich das Vorzeichen des Signals nicht.
  • [0030]
    In der dargestellten Ausführung umfaßt der synchrone Demodulator 118 einen Operationsverstärker 174 und einen Schalter 175, beispielsweise ein Transistor. Der invertierende Eingang und der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers 174 sind über einen jeweiligen ersten Eingangswiderstand 176 und einen zweiten Eingangswiderstand 178 mit dem Ausgang des Pufferverstärkers 166 verbunden. Der Ausgang des Operationsverstärkers 174 ist einen einen Rückkopplungswiderstand 180 mit dem invertierenden Eingang des Operationsverstärkers 174 verbunden. Ferner kann der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers 174 über den Schalter 175, der von dem Rechteckwellen-Generator 112 gesteuert wird, mit einer virtuellen Masse verbunden werden. Wenn sich die Rechteckwellen-Amplitude auf einem hohen Pegel befindet, ist der Schalter 175 in der Ein-Position, und der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers 174 ist mit der virtuellen Masse verbunden, wodurch sich das Vorzeichen des Signals am Ausgang des Operationsverstärkers 174 ändert. Wenn sich die Recheckwellen-Amplitude auf einem niedrigen Pegel befindet, ist der Schalter in der Aus-Position, und der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers 174 ist mit der virtuellen Masse verbunden, wodurch das Vorzeichen des Signals am Ausgang des Operationsverstärkers 174 unverändert bleibt.
  • [0031]
    Der Tiefpaßfilter 120 filtert die Ausgabe des synchronen Demodulators 118, um ein Gleichanteils-Signal zu erzeugen, das proportional zu der effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102 ist, die wiederum proportional zu dem Volumen der Probe innerhalb des Biosensors ist. In einer Ausführung ist die Eckfrequenz ("cut-off"-Frequenz) des Tiefpaßfilters 120 wesentlich kleiner als die Frequenzen des Signals, das von dem synchronen Demodulator 118 ausgegeben wird. Da die Eckfrequenz wesentlich kleiner als die Frequenzen innerhalb des Signals des synchronen Demodulators 118 ist, mittelt der Tiefpaß 120 das Signal. Das sich ergebende Signal ist ein Gleichanteils-Signal proportional zur effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102. Im weiteren ist in bezug auf die Gleichungen (1)–(8) dargelegt, daß das sich ergebende Signal proportional zur effektiven Kapazität 110 ist, und daß es nicht den effektiven Widerstand 108 wiedergibt. In der dargestellten Ausführung umfaßt der Tiefpaß 120 einen Widerstand 182 und einen Kondensator 184. Der Widerstand 182 ist mit einem Ende an dem Ausgang des synchronen Demodulators 118 verbunden, und mit dem anderen Ende mit dem Kondensator 184 verbunden. Der Kondensator 184 ist zwischen dem Widerstand 182 und einer virtuellen Masse angeschlossen.
  • [0032]
    Ein Verstärker 185 verstärkt die Ausgabe des Tiefpaß 120. In der dargestellten Ausführung ist der Verstärker 185 ein üblicher Operationsverstärker 186. Der nicht invertierende Eingang des Operationsverstärkers 186 ist mit dem Tiefpaß 120 verbunden. Der invertierende Eingang des Operationsverstärkers 186 ist über einen Massewi derstand 188 mit einer virtuellen Masse verbunden, und der Ausgang des Operationsverstärkers 186 ist über einen Rückkopplungs-Widerstand 190 mit dem invertierenden Eingang des Operationsverstärkers 186 verbunden.
  • [0033]
    Ein Spannungsteiler 191 verringert den von dem Verstärker 185 stammenden Spannungspegel auf einen Pegel, der für den Analog/Digital-Wandler 122 geeignet ist. In der dargestellten Ausführung umfaßt der Spannungsteiler 191 einen ersten Widerstand 192 und einen zweiten Widerstand 194, die zwischen dem Ausgang des Operationsverstärkers 186 und einer Systemmasse in Serie angeschlossen sind. Die Verbindung zwischen den Widerständen 192 und 194 sieht einen verringerten Spannungspegel vor, der von den Werten abhängt, die für die Widerstände 192 und 194 gewählt wurden.
  • [0034]
    Der Filter 126 ist ein üblicher Filter zum Entfernen von Wechselkomponenten aus dem Signal, das von dem Stromspannungs-Wandler 114 ausgegeben wird. Das sich ergebende Signal, das von dem Filter 126 stammt, gibt den Typ der Probe an, die an der Biosensor-Zelle 102 anliegt. Beispielsweise wird beim Messen von Glukosespiegeln in Blut zunächst eine Testprobe, beispielsweise Zuckerwasser, an die Biosensor-Zelle 102 aufgebracht, um zu ermitteln, ob der Biosensor korrekt arbeitet. Das sich ergebende Signal kann in bekannter Weise verwendet werden, um den Probentyp, beispielsweise Blut oder Zuckerwasser, zu ermitteln. In einer Ausführung ist der Filter 126 eingerichtet, Wechselstrom-Signalfrequenzen zu entfernen, die äquivalent zu den Wechselstrom-Signalfrequenzen sind, die von dem Sinuswellen-Generator 104 erzeugt werden. In einer alternativen Ausführung entfernt der Filter 126 alle Wechselsignale.
  • [0035]
    Der Analog/Digital-Wandler 122 wandelt an einem Eingang empfangene analoge Signale in digitale Signale an einem Ausgang um. In einer Ausführung ist der Analog/Digital-Wandler 122 über den Spannungsteiler 191 mit dem Tiefpaßfilter 120 sowie mit dem Verstärker 185 über einen Schalter 196, beispielsweise ein Transistor, verbunden, um eine erste Funktion des Umwandelns des Signals von analoge in digitale Form auszuführen, welches proportional zu der effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102 ist. Ferner kann der Analog/Digital-Wandler 122 über den Filter 126 mittels eines Schalters 198, beispielsweise ein weiterer Transistor, mit dem Ausgang des Strom/Spannungs-Wandlers 114 verbunden sein, um eine zweite Funktion beim Umwandeln des Signals von analoge in digitale Form auszuführen, das für den Typ der Probe innerhalb der Biosensor-Zelle 102 kennzeichnend ist. Die Schalter 196, 198 werden sich gegenseitig ausschließend geschlossen, um zu verhindern, daß mehr als ein Signal gleichzeitig in den Analog/Digital-Wandler tritt. Es ist für den Fachmann ersichtlich, daß die Analogumwandlung zum Ermitteln der effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102 und die Analog/Digital-Umwandlung zum Ermitteln des Typs der Probe, die in der Biosensor-Zelle 102 angeordnet ist, von zwei getrennten Analog/Digital-Wandlern ausgeführt werden kann. Wenn getrennte Analog/Digital-Wandler verwendet werden, oder wenn nur eine Funktion ausgeführt werden soll, können die Schalter 196, 198 weggelassen werden.
  • [0036]
    In einer Ausführung ist der A/D-Wandler 122 ein Zweiflanken(dual slope)-Analog/Digital-Wandler. Ein Zweiflanken-Analog/Digital-Wandler ist eine Vorrichtung, die analoge Signale in digitales Format wandelt, indem das analoge Signal für eine bestimmte Zeitperiode integriert wird, und daraufhin Zeitintervalle gezählt werden, die benötigt werden, um das integrierte Signal zurück zum Nullpegel zu bringen. Die gezählten Zeitintervalle bilden die Basis für die digitale Signalausgabe des Zweiflanken-Analog/Digital-Wandlers. Es ist für den Fachmann ersichtlich, daß die Integrationszeit des Zweiflanken-Analog/Digital-Wandlers gewählt werden kann, um die von dem Sinus wellen-Generator 104 erzeugt Wechselfrequenz abzublocken, wodurch das Wechselsignal effektiv aus dem Stromspannungs-Wandler 114 entfernt wird, und wodurch kein separater Filter 126 erforderlich ist. In einer Ausführung ist die Integrationszeit so gewählt, daß eine 60/50 Hz-Leitungsinterferenz abgeblockt wird, beispielsweise 18,34 ms. Ferner wird die Frequenz der von dem Sinuswellen-Generator 104 erzeugten Sinuswelle gewählt, um die maximale Dämpfung bei der ausgewählten Integrationszeit von 18,34 ms zu haben, beispielsweise 109,065 Hz.
  • [0037]
    In der dargestellten Ausführung wandelt der Analog/Digital-Wandler 122 das Wechselstromsignal um, das proportional zur effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102 ist, anstatt die Spannung und den Strom umzuwandeln, die von der Biosensor-Zelle 102 stammen, um daraufhin die effektive Kapazität 110 zu ermitteln. Dadurch können in der oben genannten Ausführung Analog/Digital-Wandler 122 verwendet werden, beispielsweise Zweiflanken-Analog/Digital-Wandler, die langsamer als Analog/Digital-Wandler sind, welche notwendig wären, um die Spannung und den Strom zu digitalisieren, die von der Biosensor-Zelle 102 stammen.
  • [0038]
    Der Prozessor 124 verarbeitet von dem Analog/Digital-Wandler 124 stammende Signale. Wenn der Prozessor 124 über den Schalter 198, den Filter 126 und den Analog/Digital-Wandler 122 mit dem Ausgang des Stromspannungs-Wandlers 114 verbunden ist, ist der Prozessor 124 in einer bekannten Weise konfiguriert, um zu ermitteln, ob die Probe innerhalb der Biosensor-Zelle 102 vom ersten Typ oder vom zweiten Typ ist. Wenn der Prozessor 124 über den Verstärker 185, den Spannungsteiler 191, den Analog/Digital-Wandler 122 und den Schalter 196 mit dem Ausgang des Tiefpaßfilters 120 verbunden ist, ist der Prozessor 124 konfiguriert, um das Volumen der Probe innerhalb der Biosensor-Zelle 102 zu ermitteln. Da gezeigt werden kann, daß die Ausgabe des Tiefpaßfilters 122 proportional zu dem Volumen der Probe innerhalb des Biosensors ist, kann das Volumen der Probe mittels bekannter Verarbeitungstechniken ermittelt werden. Der Prozessor 124 umfaßt Mikroprozessoren, Mikrocontroller, digitale Signalprozessoren (DSPs), Zustandsautomaten, Allzweckprozessoren, spezielle Prozessoren, anwendungsspezifische integrierte Schaltkreise (ASICs) oder im wesentlichen jegliche Vorrichtungen, die zur Verarbeitung eines digitalen Signals fähig sind, jedoch ist der Prozessor nicht auf die genannten beschränkt.
  • [0039]
    In einer Ausführung ermittelt der Prozessor, ob das Volumen der Probe geeignet ist, indem das ermittelte Volumen mit einem vorbestimmten Wert verglichen wird. Wenn das Probevolumen geeignet ist, wird eine Komponentenmessung mittels der Probe ausgeführt. Wenn das Prüfungsvolumen nicht geeignet ist, wird keine Komponentenmessung durchgeführt, und einem Nutzer des Biosensors kann eine Fehlernachricht angezeigt werden. In bestimmten Ausführungen speichert der Prozessor 124 Komponentenmessungen für eine Probe, wenn die Probe von einem ersten Typ ist, und kann Messungen bei Proben eines zweiten Typs verwerfen. Beispielsweise speichert der Prozessor 124 bei einem Glukosemeßsystem die Glukosemessung, wenn der Prozessor 124 ermittelt, daß der Probentyp Blut ist. Wenn jedoch der Prozessor ermittelt, daß der Probentyp Zuckerwasser ist (eine allgemein verwendete Substanz, die verwendet wird, um den korrekten Betrieb eines Glukosemeßgeräts zu verifizieren), dann wird die Glukosemessung verworfen.
  • [0040]
    Der Prozessor 124 kann eingerichtet sein, die Menge einer Komponente innerhalb einer Probe zu ermitteln, die sich innerhalb einer Biosensor-Zelle 102 befindet. Beispielsweise kann der Prozessor 124 dazu verwendet werden, die Glukosemenge in einer Blutprobe zu ermitteln. Um einen Glukosespiegel in einer Probe zu ermitteln, wird der Prozessor 124 über den Schalter 198 mit dem Ausgang des Strom/Spannungs-Wandlers 114 verbunden. Die von der Gleichspannungsquelle 106 an die Biosensor-Zelle 102 angelegte Spannung, beispielsweise minus (–) 300 mV, erzeugt einen durch die Biosensor-Zelle 102 laufenden Strom "des ersten Impulses", ifp. Die Gleichspnnungs-Quelle 106 wird daraufhin in einer bekannten Weise modifiziert, um eine Spannung anzulegen, welche eine entgegengesetzte Polarität aufweist, beispielsweise plus (+) 300 mV, der ermöglicht wird, sich zu festigen bzw. sich einzustellen, um einen "Bereit"-Impulsstrom iss zu erzeugen, der durch die Biosensor-Zelle 102 fließt. In einer Ausführung kann der Glukosespiegel für die Probe von dem Prozessor 124 ermittelt werden, wie es bezüglich der folgenden Gleichungen 9–18 beschrieben ist, in denen die Impulsströme ermittelt werden und basierend auf der effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102 kompensiert werden, bevor der Glukosespiegel berechnet wird. In einer alternativen Ausführung kann der Prozessor 124 den Glukosespiegel in einer bekannten Weise basierend auf den Impulsströmen ermitteln und daraufhin unter Verwendung der effektiven Kapazität 110 hinsichtlich des Glukosespiegels kompensieren.
  • [0041]
    Um die Effekte der veränderlichen elektronischen Komponenten innerhalb des Biosensors zu verringern, die in 2 dargestellt sind, wird eine Kalibrierungsprozedur verwendet. Die Kalibrierungsprozedur umfaßt das Mitteln digitaler Signale, die proportional zu der effektiven Kapazität 110 sind, für eine leere Biosensor-Zelle 102, und das Mitteln für eine bekannte Kapazität, die an die Biosensor-Zelle 102 angeschlossen ist, und das Berechnen einer Kapazitäts-Umwandlungssteigung durch Teilen des Werts, der sich mit der bekannten Kapazität ergibt, durch die Differenz zwischen dem erhaltenen Wert, der sich mit einer leeren Biosensor-Zelle 102 ergibt, und dem Wert, der sich mit der bekannten Kapazität ergibt. Die Kapazitäts-Umwandlungssteigung wird daraufhin gespeichert, um für den Prozessor 124 zugreifbar zu sein, um das Signal zu korrigieren, das proportional zu der effektiven Kapazität 110 über der Biosensor-Zelle 102 ist.
  • [0042]
    In einer Ausführung wird ein bekannter Kondensator mit einem Standardwert ausgewählt, beispielsweise 0,47 μF ± 2%. Der Kapazitätswert des Kondensators wird mit einem bekannten Kalibrierungsmeßgerät gemessen, beispielsweise einem Agilent LCR-Meßgerät. Der Kondensator wird daraufhin zwischen die Leiterverbindungen 128, 130 angeschlossen, wobei die Biosensor-Zelle 102 mit dem Biosensor verbunden ist, und Analog/Digital-Ablesungen, die von dem Analog/Digital-Wandler 122 stammen, werden aufgezeichnet. Die Analog/Digital-Ablesungen und die bekannte gemessene Kapazität werden zur Entwicklung einer Einpunkt-Kalibrierung verwendet, um die Kapazitäts-Umwandlungssteigung zu ermitteln, die in einem nicht-volatilen Speicher gespeichert werden kann, auf den der Prozessor 124 zugreifen kann. Während des Betriebs werden Analog/Digital-Ablesungen, die von dem Analog/Digital-Wandler 122 stammen, von dem Prozessor 124 mittels der gespeicherten Kapazitäts-Umwandlungssteigung in Kapazitätswerte umgewandelt.
  • GRUNDLAGEN
  • [0043]
    Wenn zwei parallele Platten mit einer Oberfläche von A mit einer Entfernung von d getrennt vorgesehen sind und sich ein Isolator zwischen diesen befindet, ergibt sich die Kapazität zu: wobei ε0 die Permittivität oder die dielektrische Konstante des leeren Raums ist und εr die relative elektrische Konstante des Isolators ist, der zwischen die zwei Platten eingefügt ist. Die Kapazität ist direkt proportional zu der Oberfläche A (oder die Elektrodenoberfläche in Kontakt mit der Probenlösung) und invers proportional zur Entfernung d zwischen den zwei Platten.
  • [0044]
    Um ein Signal proportional zum angelegten Probevolumen zu erzeugen, muß die Messung unabhängig von dem effektiven Widerstand 108 sein. Zur Bestätigung, daß die Ausgabe des mit Bezug auf 2 dargestellten Schaltkreises proportional zu der effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle ist, und keine Funktion des Widerstands 108 der Biosensor-Zelle ist, wird angenommen, daß die synthetisierte Welle eine kontinuierliche Sinuswelle mit einer Amplitude V und einer Frequenz f ist: ν = Vsinωt, (2)wobei ω = 2πf und t die Zeit ist. Der durch die Biosensor-Zelle 102 fließende Strom hat, wenn eine Probe aufgetragen ist, die gleiche Form mit einer Phasenverschiebung von ø Grad i = Isin(ωt + φ), (3)wobei I = {V/*Z*}, ø = tan–1(ωRC). Die Impedanz Z der Biosensor-Zelle ist
  • [0045]
    Der Ausgang des Tiefpaßfilters 120, V0, ist der Mittelwert der Ausgabe des Strom/Spannungs-Wandlers 114, nachdem diese um 90° phasenverschoben wurde: wobei RS der Sense-Widerstand des Strom/Spannungs-Wandlers 114 ist. In dieser Gleichung wird angenommen, daß die Phasenschieberverstärkung (phase shifter gain) gleich 1 ist. Durch Substituieren von Z und Auswerten des Integrals ergibt sich:
  • [0046]
    Nach einigen mathematischen Vereinfachungen ergibt sich:
  • [0047]
    Daher ist die Ausgangsspannung V0 eine lineare Funktion der effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle und ist keine Funktion des effektiven Widerstands 108 der Biosensor-Zelle. Dadurch kann aufgrund von Messen und der Kenntnis der Spannung, Frequenz und Sense-Widerstandswerten die effektive Kapazität 110 der Biosensor-Zelle ermittelt werden, die wiederum ein Indikator für das Probenvolumen ist.
  • [0048]
    Gemäß einer Ausführung der vorliegenden Erfindung kann eine genaue Glukosemessung ermittelt werden, auch wenn ein nicht optimales Probevolumen an dem Biosensor 102 anliegt. Die 3 ist ein Timing-Diagramm, das verwendet wird, um die Entwicklung des Signals darzustellen, welches zur Messung der Glukosespiegel verwendet wird. Während eines ersten Impulses (fP) mit einer ersten Gleichanteil-Vorspannung, beispielsweise –300 mV, wird ein effektiver Kapazitätspegel ermittelt, der ein Probevolumen kennzeichnet, wobei dies während einer Volumendetektionsperiode durchgeführt wird, in der ein Wechselsignal an die Probe angelegt wird. Ferner wird während des ersten Impulses, nachdem das Gleichanteilssignal entfernt wurde, ein erster durch die Biosensor-Zelle 102 laufender Strompegel gemessen. Während eines zweiten Impulses mit einer zweiten Gleichanteil-Vorspannung, beispielsweise +300 mV, wird nach einer Festigungs- bzw. Einstellperiode ein zweiter Strompegel gemessen. Die Strompegel können basierend auf der effektiven Kapazität 110 der Biosensor-Zelle 102 daraufhin kompensiert und verwendet werden, einen Glukosespiegel für die Probe zu ermitteln. Dieser Prozeß wird nun im Detail beschrieben. Die Glukosekonzentration (G) kann wie folgt berechnet werden: wobei ifp ein erster Impulsstrom einer Polarität ist, der während eines ersten Impulses (fp) ermittelt wird, iss ein Konstantzustand-Impulsstrom einer entgegengesetzten Polarität ist, die während eines zweiten Impulses (sp) ermittelt wird, p und z Kalibrierungskonstanten, sind und Gsp eine Glukosekonzentration ist, die während des zweiten Impulses berechnet wird. Die Glukosekonzentration des zweiten Impulses, Gsp, kann wie folgt berechnet werden: wobei d die Dicke der Biosensor-Zelle ist, F die Faraday'sche Konstante ist, A die Biosensor-Zellenfläche und D der Diffusionskoeffizient. In einer Ausführung wird der erste Impulsstrom, ifp, während des ersten Impulses genau vor dem Übergang der Vorspannung von –300 mV auf +300 mV ermittelt, und der Konstantzustand-Strom, iss, wird während des zweiten Impulses ermittelt, nachdem sich der Strompegel auf ein im wesentlichen konstantes Niveau eingestellt bzw. abgesetzt hat.
  • [0049]
    Wenn die Biosensor-Zelle nicht vollständig mit der Probe gefüllt ist und die Zellenfläche gleich A ist, dann können Gsp und G basierend auf dem teilweise gefüllten Volumen berechnet werden. Um dieses Konzept darzustellen, soll angenommen werden, daß eine teilweise gefüllte Biosensor-Zelle mit dem Anteil der Biosensor-Zelle, welche von der Probe überdeckt ist, einen teilweise gefüllten Bereich, APF, darstellt, wobei PF für teilweise gefüllt (partially filled) steht. Um den Glukosewert zu berechnen, wird dieser Bereich verwendet, um den Glukosewert für die teilweise gefüllte Zelle zu berechnen:
  • [0050]
    Somit gilt:
  • [0051]
    Die Zellenströme iss und ifp sind proportional zur Zellenfläche A, und die äquivalente Zellenkapazität ist proportional zu der Zellenfläche: wobei F für eine vollständig gefüllte Zelle steht.
  • [0052]
    Wenn daher Ströme bei teilweise gefüllten Zellen, issPF und ifpPF berechnet und substituiert werden, um die Glukosekonzentration einer Probe zu berechnen, die die Biosensor-Zelle teilweise ausfüllt, ergibt sich:
  • [0053]
    Wenn das Verhältnis der Kapazitäten mit dem Verhältnis der Flächen substituiert wird, ergibt sich:
  • [0054]
    Dies ist äquivalent zu der Glukosemenge, die sich bei einer vollständig gefüllten Biosensor-Zelle mit Gleichung (9) berechnen läßt, d.h.: GPF = GF (18)
  • [0055]
    Dies bedeutet, daß ein genauer Glukosepegel berechnet werden kann, auch wenn die Biosensor-Zelle 102 nur teilweise gefüllt ist.
  • [0056]
    Die 4 zeigt Impulsstromwerte für volle und halbvolle Biosensor-Zellen während erster und zweiter Impulsperioden vor der Kompensation, basierend auf der effektiven Kapazität der Biosensor-Zelle gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Übergang von dem ersten Impuls zu dem zweiten Impuls tritt in dem in 4 dargestellten Beispiel ungefähr bei 10 Sekunden auf. Wie dargestellt, sind die Formen der Stromprofile für volle und halbvolle Biosensor-Zellen ungefähr gleich, jedoch bestehen wesentliche Unterschiede zwischen den jeweiligen Stromwerten. Diese Unterschiede können sich durch Variationen innerhalb der tatsächlichen Glukosespiegel und den Volumen der Proben ergeben. Beispielsweise kann sich ein geringer Glukosespiegel aufgrund eines niedrigen Glukosespiegels und/oder aufgrund eines niedrigen Probevolumens ergeben. Daher können Berechnungen des Glukosespiegels, die auf Strompegeln vor der Kompensation basieren, ungenau sein. Die in 4 dargestellten Ergebnisse stammen von einer Bestückung von Biosensor-Zellen mit Blutproben mit Glukosespiegeln von 40 mg/dl bis 600 mg/dl Glukose und Hämatokritspiegeln von 20% bis 70%.
  • [0057]
    Die 5 zeigt Analog/Digital-Auslesungen der Volumendetektion für vollständig gefüllte und für halbvolle Biosensor-Zellen zu einem Zeitpunkt 0,6 bis 0,8 Sekunden, nachdem eine Probe in bekannter Weise erfaßt wurde. Eine synthetisierte Wechsel-Sinuswelle wird am Anfang des ersten Impulses angelegt, und die Volumendetektionsschaltkreise werden stabilisiert, bevor die Analog/Digital-Auslesungen der Volumendetektion erhalten werden. Wie dargestelt, ergeben sich die Analog/Digital-Auslesungen für halbvolle Biosensor-Zellen ungefähr zu der Hälfte der Analog/Digital-Auslesungen für volle Biosensor-Zellen, wodurch bewiesen wird, daß die Analog/Digital-Auslesungen mit dem Volumen der Probe innerhalb der Biosensor-Zelle verknüpft sind. Die in 5 dargestellten Ergebnisse ergaben sich bei Bestückung der Biosensor-Zellen mit Blutproben, die einen Glukosewert von 40 mg/dl bis 600 mg/dl und Hämatokritspiegel von 20% bis 70% aufwiesen.
  • [0058]
    Die 6 zeigt ein Histogramm von Analog/Digital-Auslesungen, Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient (CV) für volle und halbvolle Biosensor-Zellen zu einem Zeitpunkt von 0,8 Sekunden nach der Detektion der Probe. Wie dargestellt ist, korrelieren die Analog/Digital-Auslesungen stark mit den Probevolumen.
  • [0059]
    Die 7a und 7b zeigen einen Vergleich der Glukoseabweichung eines Biosensors gemäß der vorliegenden Erfindung von Glukosemessungen, die mit einem YSI-Glukose-Analyzer ausgeführt wurden, der von der YSI Incorporated, Yellow Springs, Ohio, USA, bezogen werden kann (ein durch die Industrie anerkannter Goldstandard für Glukosemessungen) vor bzw. nach der Kompensation hinsichtlich der Probevolumen, die den Biosensor-Zellen aufgegeben wurden. Die Glukoseabweichungen geben die Unterschiede zwischen den mit einem erfindungsgemä ßen Biosensor gemessenen Glukosespiegeln und mit dem YSI-Glukose-Analyzer gemessenen Glukosespiegeln wieder, bei den Glukosespiegeln, die mit dem YSI-Glukose-Analyzer gemessen wurden. In den 7a und 7b ist die Abweichung in mg/dl definiert, wenn die mit dem YSI-Glukose-Analyzer gemessenen Glukosespiegel unterhalb 100 mg/dl liegen, und die Abweichung wird in Prozent angegeben, wenn die mit dem YSI-Glukose-Analyzer gemessene Glukosespiegel über 100 mg/dl liegen.
  • [0060]
    Die 7a zeigt Glukosegrundwerte für vollständig gefüllte und halbvolle Biosensor-Zellen vor der Kompensation mittels der Analog/Digital-Auslesungen, die sich auf Volumendetektion beziehen. Wie dargestellt ist, können die halbvollen Biosensor-Zellen bei einer Probe mit einem Glukosespiegel von 600 mg/dl eine Abweichung von bis zu –70% aufweisen und bei einer Probe mit einem Glukosespiegel von 40 mg/dl eine Abweichung von –25 mg/dl aufweisen. Die 7b zeigt eine wesentliche Verbesserung bei den Glukosegrundwerten bei halbvollen Biosensor-Zellen nach der Kompensation mit den auf Volumendetektion bezogenen Analog/Digital-Auslesungen. Wie dargestellt ist, wird die Abweichung bei halbvollen Biosensor-Zellen auf weniger als ungefähr –30% bei einem Glukosespiegel von 600 mg/dl reduziert und für eine Probe mit einem Glukosepegel von 40 mg/dl auf weniger als –10 mg/dl reduziert.
  • [0061]
    Nachdem nun einige wenige besondere Ausführungsformen der Erfindung beschrieben worden sind, sind für den Fachmann zahlreiche Änderungen, Modifikationen und Verbesserungen ersichtlich. Dementsprechend ist die voranstehende Beschreibung lediglich beispielhaft und nicht beschränkend. Der Gegenstand der Erfindung ist nur gemäß der Definition durch die folgenden Ansprüche beschränkt.

Claims (10)

  1. Vorrichtung zum Messen der effektiven Kapazität einer Biosensor-Zelle (102) mit einer ersten Leiterverbindung (128) und mit einer zweiten Leiterverbindung (130), wobei die Biosensor-Zelle (102) eingerichtet ist, eine Probe mit einem Volumen aufzunehmen, wobei die Vorrichtung umfaßt: einen Sinuswellengenerator (104) mit einen Ausgang, der vorgesehen ist, mit der ersten Leiterverbindung (128) der Biosensor-Zelle (102) verbunden zu werden, wobei der Sinuswellengenerator (104) ein Wechselsignal erzeugt; einen Strom/Spannungs-Wandler (114), der einen Eingang, der vorgesehen ist, mit der zweiten Leiterverbindung (130) der Biosensor-Zelle (102) verbunden zu werden, und einen Ausgang aufweist; einen Phasenschieber (116), der einem Eingang, welcher mit dem Ausgang des Strom/Spannungs-Wandlers (114) verbunden ist, und einen Ausgang aufweist; einen Rechteckwellen-Generator (112), der eine Rechteckwelle erzeugt, die synchron zu dem Wechselsignal ist; einen synchronen Demodulator (118) mit einem Ausgang, einem ersten Eingang, der mit dem Phasenschieber (116) verbunden ist, und mit einem zweiten Eingang, der mit dem Rechteckwellen-Generator (112) verbunden ist; einen Tiefpaßfilter (126) mit einem Eingang, der mit dem Ausgang des synchronen Demodulators (118) verbunden ist, wobei der Tiefpaßfilter (126) ein Signal an einem Ausgang erzeugt, das proportional zu einer effektiven Kapazität über der Biosensor-Zelle (102) ist, gekennzeichnet durch eine Gleichspannungsquelle (106) mit einem Ausgang, der vorgesehen ist, mit der ersten Leiterverbindung (128) der Biosensor-Zelle (102) verbunden zu werden, wobei die Gleichspannungsquelle (106) dem ersten Leiter eine Gleichspannungs-Komponente hinzufügt.
  2. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Phasenschieber (116) die Phase eines Signals verschiebt, das von dem Strom/Spannungs-Wandler (116) ausgegeben wird, und die die Gleichspannungs-Komponente aus dem von dem Strom/Spannungs-Wandler (114) ausgegebenen Signal entfernt.
  3. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 oder 2, die ferner umfaßt: einen Analog/Digital-Wandler (122), der einen analogen Eingang, welcher mit dem Ausgang des Tiefpaßfilters (126) verbunden ist, und ferner einen digitalen Ausgang umfaßt, wobei der Analog/Digital-Wandler (120) das Signal, welches proportional zu der effektiven Kapazität über der Biosensor-Zelle (102) ist, von analoger Form in digitale Form wandelt.
  4. Vorrichtung nach Anspruch 3, die ferner umfaßt: einen Prozessor (124), der mit dem digitalen Ausgang des A/D-Wandlers (122) verbunden ist, um das digitale Signal zu verarbeiten, welches proportional zu der effektiven Kapazität über der Biosensor-Zelle (102) ist, um die über der Biosensor-Zelle (102) anliegende effektive Kapazität abzuleiten.
  5. Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei der Prozessor (124) ferner das Volumen der Probe basierend auf der über der Biosensor-Zelle (102) anliegenden effektiven Kapazität ableitet.
  6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei der Sinuswellen-Generator 104) eine synthetisierte Sinuswelle erzeugt.
  7. Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei die synthetisierte Sinuswelle eine Stufen-Sinuswelle ist.
  8. Biosensor zum Messen von Komponenten innerhalb einer Probe, wobei der Biosensor umfaßt: eine Vorrichtung nach einem der vorangegangenen Ansprüche.
  9. Verfahren zum Messen der effektiven Kapazität über einer Biosensor-Zelle (102) mit einer ersten Leiterverbindung (128) und einer zweiten Leiterverbindung (130), wobei die Biosensor-Zelle (102) eingerichtet ist, in einem Biosensor verwendet zu werden, um eine Probe mit einem Volumen aufzunehmen, wobei das Verfahren umfaßt: Verwenden der Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, um die effektive Kapazität über der Biosensor-Zelle zu messen.
  10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei das Verfahren ein Verfahren zum Messen von Glukose ist.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102010030869A1 (de) * 2010-07-02 2012-01-05 Ifm Electronic Gmbh Verfahren zur Bewertung eines Messsignals eines kapazitiven Grenzschalters

Families Citing this family (140)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6036924A (en) 1997-12-04 2000-03-14 Hewlett-Packard Company Cassette of lancet cartridges for sampling blood
US8071384B2 (en) 1997-12-22 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Control and calibration solutions and methods for their use
US8148164B2 (en) 2003-06-20 2012-04-03 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for determining the concentration of an analyte in a sample fluid
US20070264721A1 (en) * 2003-10-17 2007-11-15 Buck Harvey B System and method for analyte measurement using a nonlinear sample response
US6391005B1 (en) 1998-03-30 2002-05-21 Agilent Technologies, Inc. Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth
US6826988B2 (en) 2000-09-29 2004-12-07 Sd3, Llc Miter saw with improved safety system
US8061245B2 (en) 2000-09-29 2011-11-22 Sd3, Llc Safety methods for use in power equipment
US9724840B2 (en) 1999-10-01 2017-08-08 Sd3, Llc Safety systems for power equipment
US6813983B2 (en) 2000-09-29 2004-11-09 Sd3, Llc Power saw with improved safety system
US7377199B2 (en) 2000-09-29 2008-05-27 Sd3, Llc Contact detection system for power equipment
US20050103624A1 (en) * 1999-10-04 2005-05-19 Bhullar Raghbir S. Biosensor and method of making
US20020017179A1 (en) * 2000-08-14 2002-02-14 Gass Stephen F. Miter saw with improved safety system
US8065943B2 (en) 2000-09-18 2011-11-29 Sd3, Llc Translation stop for use in power equipment
US7225712B2 (en) 2000-08-14 2007-06-05 Sd3, Llc Motion detecting system for use in a safety system for power equipment
US7024975B2 (en) 2000-08-14 2006-04-11 Sd3, Llc Brake mechanism for power equipment
US7210383B2 (en) 2000-08-14 2007-05-01 Sd3, Llc Detection system for power equipment
US6857345B2 (en) 2000-08-14 2005-02-22 Sd3, Llc Brake positioning system
US7600455B2 (en) 2000-08-14 2009-10-13 Sd3, Llc Logic control for fast-acting safety system
US8641644B2 (en) 2000-11-21 2014-02-04 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means
US8372016B2 (en) 2002-04-19 2013-02-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7892183B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7674232B2 (en) 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7682318B2 (en) 2001-06-12 2010-03-23 Pelikan Technologies, Inc. Blood sampling apparatus and method
US7331931B2 (en) 2002-04-19 2008-02-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9248267B2 (en) 2002-04-19 2016-02-02 Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh Tissue penetration device
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7717863B2 (en) 2002-04-19 2010-05-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7229458B2 (en) 2002-04-19 2007-06-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7699791B2 (en) 2001-06-12 2010-04-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for improving success rate of blood yield from a fingerstick
US7316700B2 (en) 2001-06-12 2008-01-08 Pelikan Technologies, Inc. Self optimizing lancing device with adaptation means to temporal variations in cutaneous properties
US9795334B2 (en) 2002-04-19 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7981056B2 (en) 2002-04-19 2011-07-19 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US8221334B2 (en) 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7291117B2 (en) 2002-04-19 2007-11-06 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9427532B2 (en) 2001-06-12 2016-08-30 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7226461B2 (en) 2002-04-19 2007-06-05 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device with sterility barrier release
US8267870B2 (en) 2002-04-19 2012-09-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation
US7547287B2 (en) 2002-04-19 2009-06-16 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7232451B2 (en) 2002-04-19 2007-06-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7976476B2 (en) 2002-04-19 2011-07-12 Pelikan Technologies, Inc. Device and method for variable speed lancet
US9226699B2 (en) 2002-04-19 2016-01-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface
US7909778B2 (en) 2002-04-19 2011-03-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8337419B2 (en) 2002-04-19 2012-12-25 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7344507B2 (en) 2002-04-19 2008-03-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet actuation
US8579831B2 (en) 2002-04-19 2013-11-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US8784335B2 (en) 2002-04-19 2014-07-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling device with a capacitive sensor
US7648468B2 (en) 2002-04-19 2010-01-19 Pelikon Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8360992B2 (en) 2002-04-19 2013-01-29 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
EP1404235A4 (de) 2001-06-12 2008-08-20 Pelikan Technologies Inc Verfahren und gerät für eine auf einer blutentnahmekartusche integrierte lanzettenvorrichtung
US7041068B2 (en) 2001-06-12 2006-05-09 Pelikan Technologies, Inc. Sampling module device and method
WO2002100460A3 (en) 2001-06-12 2003-05-08 Don Alden Electric lancet actuator
US7491178B2 (en) 2002-04-19 2009-02-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7371247B2 (en) 2002-04-19 2008-05-13 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US7712403B2 (en) 2001-07-03 2010-05-11 Sd3, Llc Actuators for use in fast-acting safety systems
US20030056853A1 (en) 2001-09-21 2003-03-27 Gass Stephen F. Router with improved safety system
DE60237463D1 (de) * 2001-11-16 2010-10-07 Roche Diagnostics Gmbh Flexibler sensor und herstellungsverfahren
US8702624B2 (en) 2006-09-29 2014-04-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Analyte measurement device with a single shot actuator
US8574895B2 (en) 2002-12-30 2013-11-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels
CN100346746C (zh) * 2003-03-06 2007-11-07 生命扫描有限公司 用于穿刺皮组织的系统和方法
EP1628567B1 (de) 2003-05-30 2010-08-04 Pelikan Technologies Inc. Verfahren und vorrichtung zur injektion von flüssigkeit
US7850621B2 (en) 2003-06-06 2010-12-14 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7645373B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7645421B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US8058077B2 (en) 2003-06-20 2011-11-15 Roche Diagnostics Operations, Inc. Method for coding information on a biosensor test strip
US8679853B2 (en) * 2003-06-20 2014-03-25 Roche Diagnostics Operations, Inc. Biosensor with laser-sealed capillary space and method of making
KR100785670B1 (ko) 2003-06-20 2007-12-14 에프. 호프만-라 로슈 아게 폭이 좁은 균질한 시약 시트립을 제조하는 방법 및 시약
US8206565B2 (en) 2003-06-20 2012-06-26 Roche Diagnostics Operation, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US8071030B2 (en) 2003-06-20 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Test strip with flared sample receiving chamber
US7718439B2 (en) 2003-06-20 2010-05-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7452457B2 (en) 2003-06-20 2008-11-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes
US7836804B2 (en) 2003-08-20 2010-11-23 Sd3, Llc Woodworking machines with overmolded arbors
WO2005033659A3 (en) 2003-09-29 2007-01-18 Pelikan Technologies Inc Method and apparatus for an improved sample capture device
WO2005037095A1 (en) 2003-10-14 2005-04-28 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a variable user interface
US8459157B2 (en) 2003-12-31 2013-06-11 Sd3, Llc Brake cartridges and mounting systems for brake cartridges
WO2005065414A3 (en) 2003-12-31 2005-12-29 Pelikan Technologies Inc Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture
US7707920B2 (en) 2003-12-31 2010-05-04 Sd3, Llc Table saws with safety systems
US7536238B2 (en) 2003-12-31 2009-05-19 Sd3, Llc Detection systems for power equipment
US7827890B2 (en) 2004-01-29 2010-11-09 Sd3, Llc Table saws with safety systems and systems to mount and index attachments
US7534212B2 (en) * 2004-03-08 2009-05-19 Nellcor Puritan Bennett Llc Pulse oximeter with alternate heart-rate determination
KR100613612B1 (ko) * 2004-04-27 2006-08-18 삼성전자주식회사 인덕턴스 소자 및 캐패시턴스 소자를 이용한 바이오결합검출 장치 및 방법
EP1751546A2 (de) 2004-05-20 2007-02-14 Albatros Technologies GmbH & Co. KG Bedruckbares wassergel für biosensoren
US9775553B2 (en) 2004-06-03 2017-10-03 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a fluid sampling device
EP1765194A4 (de) 2004-06-03 2010-09-29 Pelikan Technologies Inc Verfahren und gerät für eine flüssigkeitsentnahmenvorrichtung
WO2006001797A1 (en) 2004-06-14 2006-01-05 Pelikan Technologies, Inc. Low pain penetrating
US7569126B2 (en) 2004-06-18 2009-08-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for quality assurance of a biosensor test strip
US7604985B2 (en) * 2004-11-10 2009-10-20 Becton, Dickinson And Company System and method for determining fill volume in a container
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
US7822454B1 (en) 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
US7259705B2 (en) * 2005-02-02 2007-08-21 Ps Audio Tracking supply AC regeneration system and method
US7547382B2 (en) * 2005-04-15 2009-06-16 Agamatrix, Inc. Determination of partial fill in electrochemical strips
EP1937832A4 (de) * 2005-09-13 2008-09-10 Home Diagnostics Inc Verfahren zur anfertigung eines diagnostischen teststreifens
US7749371B2 (en) * 2005-09-30 2010-07-06 Lifescan, Inc. Method and apparatus for rapid electrochemical analysis
KR101477948B1 (ko) * 2005-09-30 2014-12-30 바이엘 헬스케어 엘엘씨 게이트형 전압 전류 측정 분석 구간 결정 방법
US7468125B2 (en) 2005-10-17 2008-12-23 Lifescan, Inc. System and method of processing a current sample for calculating a glucose concentration
US8066866B2 (en) * 2005-10-17 2011-11-29 Lifescan, Inc. Methods for measuring physiological fluids
US8529751B2 (en) 2006-03-31 2013-09-10 Lifescan, Inc. Systems and methods for discriminating control solution from a physiological sample
US20070235346A1 (en) * 2006-04-11 2007-10-11 Popovich Natasha D System and methods for providing corrected analyte concentration measurements
US7909983B2 (en) * 2006-05-04 2011-03-22 Nipro Diagnostics, Inc. System and methods for automatically recognizing a control solution
WO2008044214A1 (en) * 2006-10-12 2008-04-17 Koninklijke Philips Electronics N.V. Fast biosensor with reagent layer
JP2010513861A (ja) 2006-12-15 2010-04-30 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 湿潤高感度表面のマイクロエレクロトニック・デバイス
JP4842175B2 (ja) * 2007-03-07 2011-12-21 東京エレクトロン株式会社 温度測定装置及び温度測定方法
JP5277241B2 (ja) * 2007-04-18 2013-08-28 ベクトン・ディキンソン・アンド・カンパニーBecton, Dickinson And Company 分配容積を決定するための方法および装置
KR101001902B1 (ko) * 2007-09-27 2010-12-17 주식회사 필로시스 바이오센서 측정결과 오류의 보정방법 및 이를 이용한 장치
US8778168B2 (en) 2007-09-28 2014-07-15 Lifescan, Inc. Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample
US8603768B2 (en) * 2008-01-17 2013-12-10 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
US8097146B2 (en) * 2008-03-27 2012-01-17 Sensor Electronics Corporation Device and method for monitoring an electrochemical gas sensor
WO2009126900A1 (en) 2008-04-11 2009-10-15 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for analyte detecting device
US8551320B2 (en) 2008-06-09 2013-10-08 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
US9375169B2 (en) 2009-01-30 2016-06-28 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system
US20100258453A1 (en) * 2009-04-09 2010-10-14 Bionime Corporation Method for estimating distribution of sample
US8188754B2 (en) 2009-07-15 2012-05-29 Maxim Integrated Products, Inc. Method and apparatus for sensing capacitance value and converting it into digital format
US8936713B2 (en) * 2009-12-11 2015-01-20 Lifescan Scotland Limited Fill sufficiency method and system
US8877034B2 (en) * 2009-12-30 2014-11-04 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for measuring whole blood hematocrit based on initial fill velocity
US8101065B2 (en) * 2009-12-30 2012-01-24 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time
US8742773B2 (en) 2010-02-25 2014-06-03 Lifescan Scotland Limited Capacitance detection in electrochemical assay with improved response
EP2539711B1 (de) * 2010-02-25 2014-01-22 Lifescan Scotland Limited Kapazitätserfassung bei einem elektrochemischen test
US8773106B2 (en) 2010-02-25 2014-07-08 Lifescan Scotland Limited Capacitance detection in electrochemical assay with improved sampling time offset
US20110208435A1 (en) 2010-02-25 2011-08-25 Lifescan Scotland Ltd. Capacitance detection in electrochemical assays
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US9795747B2 (en) 2010-06-02 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Methods and apparatus for lancet actuation
JP5701528B2 (ja) * 2010-07-16 2015-04-15 オリンパス株式会社 生体状態量測定装置
ES2478255T3 (es) 2010-08-02 2014-07-21 Cilag Gmbh International Sistema y métodos para una mayor presión para corrección de temperatura de resultados de glucosa para solución control
US8617370B2 (en) * 2010-09-30 2013-12-31 Cilag Gmbh International Systems and methods of discriminating between a control sample and a test fluid using capacitance
US8932445B2 (en) 2010-09-30 2015-01-13 Cilag Gmbh International Systems and methods for improved stability of electrochemical sensors
EP2635899A1 (de) 2010-11-01 2013-09-11 Capsenze HB Verfahren zur messung einer kapazität und ihre verwendung
US9151726B2 (en) * 2012-01-16 2015-10-06 National Chi Nan University Measurement device
US9128038B2 (en) 2012-06-21 2015-09-08 Lifescan Scotland Limited Analytical test strip with capillary sample-receiving chambers separated by a physical barrier island
US8877023B2 (en) 2012-06-21 2014-11-04 Lifescan Scotland Limited Electrochemical-based analytical test strip with intersecting sample-receiving chambers
US20140134655A1 (en) 2012-11-09 2014-05-15 Cilag Gmbh International System and method for detection of sample volume during initial sample fill of a biosensor to determine glucose concentration in fluid samples or sample fill error
US20140275903A1 (en) 2013-03-14 2014-09-18 Lifescan Scotland Limited System and method for quick-access physiological measurement history
EP2972270A1 (de) * 2013-03-15 2016-01-20 Roche Diagnostics GmbH Verfahren zur elektrochemischen messung eines analyts mit einer testsequenz mit gepulstem dc-block sowie vorrichtungen, einrichtungen und systeme damit
US20140262828A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Agamatrix, Inc. Analyte Detection Meter and Associated Method of Use
US20140299483A1 (en) * 2013-04-05 2014-10-09 Lifescan Scotland Limited Analyte meter and method of operation
US9395319B2 (en) * 2013-05-02 2016-07-19 Lifescan Scotland Limited Analytical test meter
US9702846B2 (en) 2013-11-08 2017-07-11 Taiwan Semiconductor Manufacturing Company, Ltd. Biosensor device and related method
US9291593B2 (en) 2013-11-22 2016-03-22 Cilag Gmbh International Dual-chamber analytical test strip
US20150330937A1 (en) * 2014-05-16 2015-11-19 Lifescan Scotland Limited Hand-held test meter with body portion proximity sensor module
CN105403691B (zh) * 2016-01-01 2017-08-18 赛奥生物科技(青岛)有限公司 一种血液试剂分析系统

Family Cites Families (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4117364A (en) * 1976-05-14 1978-09-26 Massachusetts Institute Of Technology Voltage waveform synthesizer and a system that includes the same
US4316381A (en) * 1980-07-14 1982-02-23 Hewlett-Packard Company Modulated detector
US4733222A (en) * 1983-12-27 1988-03-22 Integrated Touch Arrays, Inc. Capacitance-variation-sensitive touch sensing array system
JPH0690101B2 (ja) * 1986-03-28 1994-11-14 株式会社長野計器製作所 気体圧力計
US5200051A (en) * 1988-11-14 1993-04-06 I-Stat Corporation Wholly microfabricated biosensors and process for the manufacture and use thereof
FI82144C (fi) * 1989-03-22 1991-01-10 Wallac Oy Foerfarande foer samtidig bestaemning av flera ligander.
DE4001814A1 (de) * 1990-01-23 1991-07-25 Vdo Schindling Auswerteschaltung fuer einen kapazitiven sensor
US5182760A (en) * 1990-12-26 1993-01-26 Atlantic Richfield Company Demodulation system for phase shift keyed modulated data transmission
US5245869A (en) * 1991-10-01 1993-09-21 Boston Advanced Technologies, Inc. High accuracy mass sensor for monitoring fluid quantity in storage tanks
US5615672A (en) * 1993-01-28 1997-04-01 Optiscan, Inc. Self-emission noninvasive infrared spectrophotometer with body temperature compensation
US5494831A (en) * 1993-08-30 1996-02-27 Hughes Aircraft Company Electrochemical immunosensor system and methods
US5801307A (en) * 1995-07-12 1998-09-01 Netzer; Yishay Differential windshield capacitive moisture sensors
CA2236850C (en) 1995-11-16 2004-06-01 Alastair Mcindoe Hodges Electrochemical cell
GB9607898D0 (en) 1996-04-17 1996-06-19 British Nuclear Fuels Plc Improvements in and relating to sensors
JP3394262B2 (ja) * 1997-02-06 2003-04-07 イー.ヘラー アンド カンパニー 小体積インビトロ被検体センサー
US5981268A (en) 1997-05-30 1999-11-09 Board Of Trustees, Leland Stanford, Jr. University Hybrid biosensors
US6248080B1 (en) * 1997-09-03 2001-06-19 Medtronic, Inc. Intracranial monitoring and therapy delivery control device, system and method
CA2310021C (en) * 1997-12-22 2005-02-15 Roche Diagnostics Corporation An apparatus and method for determining the concentration of a component in a fluid
US6134461A (en) 1998-03-04 2000-10-17 E. Heller & Company Electrochemical analyte
US6175752B1 (en) 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6338790B1 (en) 1998-10-08 2002-01-15 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator
US7577469B1 (en) 1999-03-11 2009-08-18 Jack L. Aronowitz Noninvasive transdermal systems for detecting an analyte in a biological fluid and methods
US6275047B1 (en) * 1999-03-12 2001-08-14 Fluke Corporation Capacitance measurement
US6193873B1 (en) 1999-06-15 2001-02-27 Lifescan, Inc. Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
US6616819B1 (en) 1999-11-04 2003-09-09 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor and methods
JP4679784B2 (ja) 2000-03-31 2011-04-27 ライフスキャン・インコーポレイテッドLifescan,Inc. 医療器具におけるサンプルの充填をモニターするための導電性パターン
US6340421B1 (en) 2000-05-16 2002-01-22 Minimed Inc. Microelectrogravimetric method for plating a biosensor
CN1252260C (zh) * 2000-07-21 2006-04-19 上海三维生物技术有限公司 肿瘤特异性启动子
US6797150B2 (en) * 2001-10-10 2004-09-28 Lifescan, Inc. Determination of sample volume adequacy in biosensor devices
US6872298B2 (en) * 2001-11-20 2005-03-29 Lifescan, Inc. Determination of sample volume adequacy in biosensor devices
US7129714B2 (en) * 2002-07-02 2006-10-31 Baxter Larry K Capacitive measurement system

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102010030869A1 (de) * 2010-07-02 2012-01-05 Ifm Electronic Gmbh Verfahren zur Bewertung eines Messsignals eines kapazitiven Grenzschalters

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