ES2250593T3

ES2250593T3 - Aparato y procedimiento biosensor con deteccion de volumen y tipo de muestra.

Info

Publication number: ES2250593T3
Application number: ES02258523T
Authority: ES
Inventors: Mahyar Z. Kermani
Original assignee: LifeScan Inc
Current assignee: LifeScan Inc
Priority date: 2001-12-12
Filing date: 2002-12-11
Publication date: 2006-04-16
Anticipated expiration: 2022-12-11
Also published as: RU2307350C2; KR100786983B1; MXPA02011972A; NO324175B1; DE60207185T2; ATE309531T1; CN1424577A; TW200305018A; NO20025916L; CA2413976C; HK1053511A1; JP4302396B2; US7199594B2; AU2002304121B2; EP1324025A3; JP2003240747A; DE60207185D1; EP1605253A1; NO20025916D0; PL357711A1

Abstract

Un aparato para medir la capacitancia efectiva a través de una célula biosensora (102) que tiene una primera conexión del conductor (128) y una segunda conexión del conductor (130), estando configurada la célula biosensora (102) para recibir una muestra que tiene un volumen, comprendiendo el mencionado aparato: un generador de ondas sinusoidales (104) que tiene una salida para acoplar a la primera conexión del conductor (128) de la célula biosensora (102), produciendo el mencionado generador de ondas sinusoidales (104) una señal AC; un convertidor (I/V) de corriente a voltaje (114) que tiene una entrada para acoplar a la segunda conexión del conductor (130) de la célula biosensora (102) y que tiene de manera adicional una salida; un cambiador de fase (116) que tiene una entrada acoplada a la salida del mencionado convertidor I/V (114) y que tiene de manera adicional una salida; un generador de onda cuadrada (112) que produce una onda cuadrada síncrona con la mencionada señal AC: un desmodulador síncrono (118) que tiene una salida, una primera entrada acoplada al mencionado cambiador de fase (116) y una segunda entrada acoplada al mencionado generador de onda cuadrada (122); un filtro de paso bajo (LPF) (126) que tiene una entrada acoplada a la salida del mencionado desmodulador síncrono (118) produciendo el mencionado LPF (126) una señal a una salida proporcional para una capacitancia efectiva de la célula biosensora (102); y caracterizado por una fuente de voltaje DC (106) que tiene una salida para acoplar a la primera conexión del conductor (128) de la célula biosensora (102) añadiendo la mencionada fuente de voltaje DC (106) un componente DC al mencionado primer conductor.

Description

Aparato y procedimiento biosensor con detección de volumen y tipo de muestra.

Campo de la invención

La presente invención se refiere a biosensores y, de manera más particular, a un procedimiento y aparato para detectar el tipo y volumen de muestras depositadas en el interior de una célula biosensora.

Antecedentes de la invención

Un biosensor es un dispositivo que mide la presencia de diversos componentes químicos en una muestra depositada en una célula biosensora. Por ejemplo, se puede usar un biosensor para medir la cantidad de glucosa presente en una muestra de sangre. De manera general, la célula biosensora incluye un par de conductores, por ejemplo, oro y paladio, configurados para recibir una muestra entre ellos. De manera habitual, el biosensor genera una señal eléctrica que es proporcional a la cantidad de un cierto componente, por ejemplo, glucosa, en la muestra, que se asume tiene un cierto volumen. Si la muestra es demasiado pequeña/grande, sin embargo, la señal eléctrica indicará una concentración que es menor/mayor que la concentración real del componente en la muestra, dando como resultado la posibilidad de una diagnosis y tratamiento incorrectos. De acuerdo con esto, son útiles los procedimientos y aparatos para determinar la adecuación de una muestra biológica.

Un procedimiento para determinar la adecuación de una muestra en el interior de una célula biosensora es mediante el uso de sensores eléctricos. Los sensores eléctricos son conductores que detectan el flujo de electricidad. En este procedimiento se colocan uno o más conductores de detección en diferentes puntos por toda la célula biosensora. Cuando la célula entra en contacto con un conductor de detección, el conductor de detección conducirá la electricidad, indicando de esta forma la presencia de la muestra en el punto. A continuación se puede usar la circuitería electrónica para determinar si se ha depositado una muestra adecuada en la célula biosensora en función del número de conductores de detección que conducen la electricidad. Este procedimiento tiene diversos inconvenientes. En primer lugar, se necesitan varios conductores de detección además de los dos conductores de placas paralelas existentes de la célula biosensora. En segundo lugar, se introduce un error si la muestra toca un conductor de detección sin llenar completamente el área del conductor. En tercer lugar, este procedimiento no es capaz de compensar las burbujas atrapadas en el interior de la muestra, lo que reduce el volumen de muestra.

Otro procedimiento para determinar la adecuación de una muestra aplicada a una célula biosensora es a través de la confirmación visual del volumen de la muestra. En este procedimiento el usuario del dispositivo inspecciona de manera visual la muestra en el interior del biosensor para determinar si se ha aplicado una muestra suficiente en el biosensor. Este procedimiento se basa en una determinación subjetiva del volumen de una muestra y es, por tanto, propenso a errores. Esto es especialmente problemático cuando se usa el biosensor para medir componentes químicos asociados con ciertas enfermedades, tales como diabetes, que origina una menor agudeza disminuida en el usuario.

Los procedimientos de la técnica anterior usados para determinar la adecuación de una muestra en el ensayo que se está realizando sólo dan resultado si el volumen de la muestra está dentro de un estrecho intervalo. Si el volumen de la muestra está fuera de este intervalo, el ensayo se interrumpe. Este procedimiento "va/no va" de usar muestras biológicas, que se basa en que el volumen de muestra está dentro de un estrecho intervalo, da como resultado una pérdida de tiempo y muestras, debido a las muestras que quedan fuera de este estrecho intervalo.

KOLLE, C. y col. Low cost, high precision measurement system for capacitive sensors. Measurement Science and Technology, IOP Publishing, BRISTOL GB, vol. 9, nº 3, 1 de Marzo de 1998, páginas 510-517.

Por tanto, existe necesidad de procedimientos y aparatos para determinar exactamente el volumen de una muestra en el interior de una célula biosensora y determinar las concentraciones de componentes químicos para un intervalo amplio de volúmenes de muestra. La presente invención satisface esta necesidad, entre otras.

Resumen de la invención

La presente invención proporciona un biosensor para un aparato y los procedimientos de acuerdo con las reivindicaciones. Pueden determinar si se deposita un volumen de muestra suficiente en un biosensor, se pueden acomodar variaciones en el volumen de las muestras, y se puede determinar el tipo de muestra depositada en el interior del biosensor. Los problemas mencionados se superan detectando exactamente el volumen de la muestra en el interior de la célula biosensora determinando la capacitancia efectiva de las células del biosensor que es proporcional al volumen de la muestra en el interior de la célula biosensora.

Un aspecto de la presente invención es un aparato para medir la capacitancia efectiva a través de una célula biosensora que tiene una primera conexión del conductor y una segunda conexión del conductor, la célula biosensora está configurada para recibir una muestra que tiene un volumen relacionado con la capacitancia efectiva de la célula biosensora. El aparato incluye un generador de ondas sinusoidales que tiene una salida para acoplar la primera conexión del conductor de la célula biosensora, el generador de ondas sinusoidales produce una señal AC, un convertidor de corriente a voltaje (I/V) que tiene una entrada para acoplar el segundo conductor de la célula biosensora y que tiene de manera adicional una salida, un cambiador de fase que tiene una entrada acoplada a la salida del convertidor I/V y que tiene de manera adicional una salida, un generador de onda cuadrada que produce una onda cuadrada síncrona con la señal AC, un desmodulador síncrono que tiene una salida, una primera entrada acoplada con la cambiador de fase, una segunda entrada acoplada con el generador de onda cuadrada, y un filtro de paso bajo (LPF) que tiene una entrada acoplada a la salida del desmodulador síncrono, el LPF produce una señal en la salida proporcional a la capacitancia efectiva de la célula biosensora, y una fuente de voltaje DC que tiene una salida para acoplar la primera conexión del conductor de la célula biosensora, añadiendo dicha fuente de voltaje DC un componente DC para el primer conductor.

Otro aspecto de la invención es un procedimiento para medir la capacitancia efectiva de una célula biosensora que tiene una primera conexión del conductor y una segunda conexión del conductor, la célula biosensora está configurada para usar en un biosensor para recibir una muestra que tiene un volumen. El procedimiento incluye aplicar una onda sinusoidal que tiene una frecuencia al primer conductor de la célula biosensora para producir una señal AC, cambiar la fase de la señal AC, generar una onda cuadrada síncrona con la onda sinusoidal, desmodular la señal AC con la onda cuadrada para producir una señal desmodulada y filtrar la señal desmodulada para producir una señal proporcional a la capacitancia efectiva de la célula biosensora.

Breve descripción de los dibujos

La Figura 1 es un diagrama en bloques de un biosensor y los niveles de señal asociados de acuerdo con la presente invención;

La Figura 2 es un diagrama esquemático de un biosensor de acuerdo con la presente invención;

La Figura 3 es un diagrama de medida del tiempo para medir volúmenes de muestra y niveles de glucosa de acuerdo con la presente invención;

La Figura 4 es una representación gráfica de los valores normales para células biosensoras rellenas y semi rellenas de acuerdo con la presente invención:

La Figura 5 es una representación gráfica de las lecturas A/D de detección del volumen para células biosensoras rellenas y semi rellenas de acuerdo con la presente invención

La Figura 6 es una representación gráfica de un histograma de lecturas A/D, media, desviación estándar y coeficiente de variación (CV) de células biosensoras rellenas y semi rellenas a 0,8 segundos después que se aplica una muestra de acuerdo con la presente invención;

La Figura 7a es una representación gráfica de la polarización de la glucosa en comparación con un patrón de industria antes de la compensación del volumen de acuerdo con la presente invención; y

La Figura 7b es una representación gráfica de la polarización de la glucosa en comparación con un patrón de industria después de la compensación del volumen de acuerdo con la presente invención.

Descripción detallada de la invención

La Fig. 1 es un diagrama en bloques del dispositivo biosensor 100 de acuerdo con una forma de realización de la presente invención para determinar el volumen de una muestra colocada en el interior de una célula biosensora 102 y el tipo de muestra colocada en el interior de la célula biosensora 102. De manera adicional, la Fig. 1 representa la señal de los niveles desarrollados en diversos puntos en el interior del dispositivo biosensor 100. En un compendio general, se combina una onda sinusoidal AC generada mediante un generador de ondas sinusoidales AC 104 con un voltaje sesgado DC generado mediante una fuente de voltaje DC 106 con un combinador 146, y se aplica a la célula biosensora 102 para crear una señal que refleja la resistancia 108 y la capacitancia 110 efectivas de la célula biosensora 102. De manera adicional, se pasa la onda sinusoidal AC a un generador de onda cuadrada 112 que genera una onda cuadrada síncrona con la onda sinusoidal. La señal de salida de la célula biosensora 102 se pasa a través de un convertidor de corriente a voltaje (I/V) 114 para convertir la señal en una señal de voltaje. La el voltaje de la señal a la salida del convertidor I/V 114 se cambia de fase mediante un cambiador de fase 116. La salida del cambiador de fase 116 se pasa a un desmodulador síncrono 118 para la desmodulación usando la salida del generador de onda cuadrada 112 para crear una señal desmodulada. La señal desmodulada se pasa a través de un LPF 120 para crear una señal proporcional a la capacitancia efectiva de la célula biosensora 102, que es proporcional al volumen de la muestra. La señal se convierte en digital mediante un convertidor A/D 122 y la señal digital se procesa mediante un procesador 124 para determinar el volumen de la muestra en función de la capacitancia efectiva de la célula biosensora 102. De manera adicional, la salida del convertidor I/V 114 se pasa a través de un filtro 126 que elimina un componente de onda sinusoidal AC, y la señal resultante se convierte en digital mediante un convertidor A/D 122 para procesamiento mediante el procesador 124 para determinar el tipo de muestra, por ejemplo, muestra de ensayo o muestra biológica, aplicado a la célula biosensora 102. La presente invención es particularmente útil, pero no de manera exclusiva, a los sistemas de medida de glucosa usados por los diabéticos para determinar los niveles de glucosa en muestras de sangre.

La Fig. 2 es una representación esquemática de un dispositivo para determinar el volumen y el tipo de una muestra colocada en el interior de una célula biosensora 102 que se usará para describir en detalle una forma de realización de la presente invención. La célula biosensora 102 es un receptáculo para una muestra, por ejemplo, sangre. La célula biosensora 102 se puede modelar de manera conocida mediante una resistencia efectiva 108 en paralelo con una capacitancia efectiva 110 entre una primera conexión del conductor 128 y una segunda conexión del conductor 130 de la célula biosensora 102. La célula biosensora 102 incluye un primer conductor acoplado con la primera conexión del conductor 128 y un segundo conductor acoplado con la segunda conexión del conductor 130. El primer y segundo conductores pueden ser un par de placas paralelas sustancialmente paralelas entre sí configuradas para recibir una muestra entre ellas. Cuando se coloca una muestra en el interior de la célula biosensora 102, la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102 será proporcional al volumen de la muestra. En formas de realización alternativas, el primer y segundo conductores pueden ser un par de placas colocadas sobre el mismo plano para recibir una muestra sobre ellas, o pueden ser un par de conductores cilíndricos coaxiales entre sí configurados para recibir una muestra entre ellos.

El generador de onda sinusoidal 104 genera una onda sinusoidal que se puede aplicar a la célula biosensora 102. Aplicando la onda sinusoidal a la célula biosensora 102 en una primera conexión del conductor 128, se desarrolla una señal en la segunda conexión del conductor 130 que refleja la resistencia efectiva 108 y capacitancia 110 de la célula biosensora 102. Se selecciona la amplitud de la onda sinusoidal sintetizada de forma tal que no afecte a la reacción electroquímica en la célula biosensora 102 y pueda crear una señal bien por encima del nivel de ruido del sistema. Se selecciona la frecuencia de la onda sinusoidal sintetizada para maximizar la señal en relación al ruido del biosensor. En una forma de realización, la onda sinusoidal tiene una amplitud de aproximadamente 50 mV y una frecuencia de aproximadamente 109,065 Hz. Un ejemplo de un generador de ondas sinusoidales adecuado es un conocido chip de síntesis digital directa (DDS), que incluye un contador y un convertidor sinusoidal digital a analógico incorporado en un circuito integrado específico de aplicación (ASIC) como parte del chip DDS con número AD9832 producido por Analog Devices, Inc. de Norwood, MA, USA. Esta disposición da como resultado una onda sinusoidal "en escalera" bastante estable.

La fuente de voltaje DC 106 genera un voltaje DC que se puede aplicar a la célula biosensora 102. El voltaje DC permite que se desarrolle la capacitancia efectiva 110 rápidamente de la célula biosensora 102, permitiendo por tanto determinar rápidamente el volumen de la muestra aplicada en el interior de la célula biosensora 102. En una forma de realización, el voltaje DC tiene una amplitud negativa de aproximadamente (-) 300 mV. Se puede determinar exactamente el volumen de la muestra en el interior de la célula biosensora 102 aplicando el voltaje DC a la célula biosensora 102. Sin embargo la aplicación del voltaje DC permite que se forme de manera más rápida la capacitancia efectiva 110. De acuerdo con esto, la inclusión de la fuente de voltaje DC 106 afecta de manera positiva el comportamiento del biosensor determinando la capacitancia efectiva 110.

En la forma de realización ilustrada, la fuente de voltaje DC 106 comprende un primer OpAmp 132 convencional y un segundo OpAmp 134 convencional. La entrada sin inversión del primer OpAmp 132 se acopla al primer voltaje de energía de salto 136. El voltaje de energía de salto 136 se genera mediante un circuito conocido de energía de salto que genera un voltaje estable a partir de una fuente de voltaje, por ejemplo, una batería. El voltaje de energía de salto 136 permanece constante sin tener en cuenta las fluctuaciones en el voltaje de salida de la fuente de voltaje. El primer OpAmp 132 se configura como una etapa de ganancia con su entrada invertida acoplada a tierra a través de un resistor de tierra 138, y su salida se acopla a su entrada de inversión a través de un resistor de retroalimentación 140. De manera adicional, la salida del primer OpAmp 132 se acopla a una tierra virtual a través de un primer resistor de tierra 142 y a un sistema tierra a través de un primer resistor de tierra 142 y un segundo resistor de tierra 144. La entrada sin inversión del segundo OpAmp 134 se acopla a la salida del primer OpAmp 132. El segundo OpAmp 134 se configura como una etapa tampón en la que su salida se acopla a su entrada de inversión, la salida del segundo OpAmp 134 refleja el voltaje DC de la fuente de voltaje DC 106.

Un combinador 146 combina la onda sinusoidal procedente del generador de ondas sinusoidales 104 y la señal de voltaje DC procedente de la fuente de voltaje DC 106 para crear una señal para aplicar a una primera conexión del conductor 128 de la célula biosensora 102. En la forma de realización ilustrada, el combinador 146 comprende un OpAmp convencional 148. La entrada sin inversión del OpAmp 148 se acopla al generador de ondas sinusoidales 104 a través de un primer resistor de entrada 150 y a la fuente de voltaje DC 106 a través de un segundo resistor de entrada 152. La entrada invertida del OpAmp 148 se acopla a tierra de manera virtual a través de un resistor de tierra 154 y la salida
del OpAmp 148 se acopla a la entrada sin inversión del OpAmp 148 a través de un resistor de retroalimentación 156.

El convertidor I/V 114 recibe la señal de corriente a la salida de la célula biosensora 102, y convierte ésta a una señal de voltaje. En la forma de realización ilustrada, el convertidor I/V comprende un OpAmp convencional 158. La entrada de inversión de OpAmp 158 se conecta a la segunda conexión del conductor 130 de la célula biosensora 102. La entrada sin inversión del OpAmp 158 se conecta a tierra de manera virtual. Un resistor de retroalimentación 160 acoplado entre la salida del OpAmp 158 y la entrada invertida define la ganancia del convertidor I/V 114. El cambiador de fase 116 cambia la fase de la señal de salida del convertidor I/V 114 y, si está presente, elimina cualquier componente DC de la señal. En una forma de realización, la fase de la señal que sale del convertidor I/V 114 se gira 90º. En la forma de realización ilustrada, el cambiador de fase 116 comprende un capacitador 162 y un resistor 164, y va seguida de un amplificador tampón. El amplificador tampón 166 puede ser un OpAmp convencional con la salida del amplificador tampón 166 acoplada a la entrada invertida del amplificador tampón 166. El capacitador 162 se acopla entre la salida del OpAmp 158 del convertidor 114 y la entrada sin inversión del amplificador tampón 166. El resistor 164 se acopla sobre un extremo entre el capacitador 162 y la entrada sin inversión del amplificador tampón 166 y a tierra de manera virtual sobre el otro.

El generador de onda cuadrada 112 genera una onda cuadrada en una salida que es síncrona con la onda sinusoidal generada por el generador de onda sinusoidal 104. En una forma de realización, la onda cuadrada que tiene un valor comparativamente bajo cuando la onda sinusoidal producida por el generador de onda sinusoidal 104 está en ciclo negativo, tendrá un valor comparativamente alto cuando la onda sinusoidal esté en ciclo positivo. En la forma de realización ilustrada, el generador de onda cuadrada 112 comprende un OpAmp convencional 168 configurado como un disparador Schmidt con algo de histéresis y se acopla al generador de onda sinusoidal 104 para generar una onda cuadrada síncrona con la onda sinusoidal producida por el generador de onda sinusoidal 104. La entrada sin inversión del OpAmp 168 se acopla a tierra de manera virtual. La salida del OpAmp 168 se acopla a la entrada sin inversión del OpAmp a través de un resistor de retroalimentación. Se contempla que, si el generador de onda sinusoidal 104 es un ASIC que incluye un chip DDS, el ASIC puede generar la onda cuadrada, eliminando por tanto la necesidad de un componente separado, por ejemplo, el generador de onda cuadrada 112, para generar la onda cuadrada.

El desmodulador síncrono 118 es un circuito para desmodular la señal de fase cambiada recibida desde el cambiador de fase 116 usando la onda cuadrada procedente del generador de onda cuadrada 112. La salida del desmodulador síncrono 118 es una señal con un signo dependiente de la amplitud comparativa de la onda cuadrada producida por el generador de onda cuadrada 112. Si la amplitud de la onda cuadrada es baja (indicando que la onda sinusoidal está en ciclo negativo), el signo de la señal cambiará. Si la amplitud de la onda cuadrada es alta (indicando que la onda sinusoidal está en ciclo positivo), el signo de la señal no cambiará.

En la forma de realización ilustrada, el desmodulador síncrono 118 comprende un OpAmp 174 y un interruptor 175, por ejemplo un transistor. La entrada con inversión y la entrada sin inversión del OpAmp se acoplan a la salida del amplificador tampón 166 a través de un primer resistor de entrada 176 y un segundo resistor de entrada 178, de manera respectiva. La salida del OpAmp 174 se acopla a la entrada invertida del OpAmp 174 a través de un resistor de retroalimentación 180. De manera adicional, la entrada sin inversión del OpAmp 174 se puede acoplar a tierra de manera virtual mediante el interruptor 175, que se controla mediante el generador de onda cuadrada 112. Cuando la amplitud de la onda cuadrada es alta, el interruptor 175 está encendido y la entrada sin inversión del OpAmp 174 se acopla a tierra de manera virtual, cambiando por tanto el signo de la señal a la salida del OpAmp 174. Cuando la amplitud de la onda cuadrada es baja, el interruptor está apagado y la entrada sin inversión del OpAmp 174 no se acopla a tierra de manera virtual, permitiendo por tanto que el signo de la señal a la salida del OpAmp 174 no cambie.

Los filtros LPF 120 a la salida del desmodulador síncrono 118 generan una señal DC que es proporcional a la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102, que, a la vez, es proporcional al volumen de una muestra en el interior del biosensor. En una forma de realización, la frecuencia de "apagado" de los LPF 120 es mucho menor que las frecuencias en la señal de salida del desmodulador síncrono 118. Debido a que la frecuencia de apagado es mucho menor que las frecuencias en la señal de salida del desmodulador síncrono 118, los LPF 120 calculan el término medio de la señal. La señal resultante es una señal DC proporcional a la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102. Se describe a continuación el soporte que muestra que la señal resultante es proporcional a la capacitancia efectiva 110 y no representa la resistencia efectiva 108 en referencia a las ecuaciones 1-8. En la forma de realización ilustrada, los LPF 120 incluyen un resistor 182 y un capacitador 184. El resistor 182 se acopla sobre un extremo de la salida del desmodulador síncrono 118 y al capacitador 184 sobre el otro. El capacitador 184 se acopla entre el resistor 182 y a tierra de manera virtual.

Un amplificador 185 amplifica la salida de los LPF 120. En la forma de realización ilustrada, el amplificador 185 es un OpAmp convencional 186. La entrada sin inversión del OpAmp 186 se acopla a los LPF 120. La entrada invertida del OpAmp 186 se acopla a tierra de manera virtual a través de un resistor de tierra 188 y la salida del OpAmp 186 se acopla a la entrada invertida del OpAmp 186 a través de un resistor de retroalimentación 190.

Un divisor de voltaje 191 reduce el nivel de voltaje a la salida del amplificador 185 hasta un nivel adecuado para el convertidor A/D 122. En la forma de realización ilustrada, el divisor de voltaje 191 comprende un primer resistor 192 y un segundo resistor 194 acoplado en serie entre la salida del OpAmp 186 y un sistema a tierra. Las conexiones entre los resistores 192 y 194 proporcionan un nivel de voltaje reducido que es dependiente de los valores seleccionados para los resistores 192 y 194.

El filtro 126 es un filtro convencional para eliminar un componente AC de la señal de salida del convertidor I/V 114. La señal de salida resultante del filtro 126 es indicativa del tipo de muestra aplicado a la célula biosensora 102. Por ejemplo, en la medida de los niveles de glucosa en sangre, se aplica en primer lugar una muestra de ensayo, por ejemplo, agua con azúcar, a la célula biosensora 102 para determinar si el biosensor está operando de manera apropiada. La señal resultante se puede usar de manera conocida para determinar el tipo de muestra, por ejemplo, sangre o agua con azúcar. En una forma de realización, el filtro 126 se configura para eliminar las frecuencias de la señal AC equivalentes a la frecuencia de la señal AC generada por el generador de onda sinusoidal 104. En una forma de realización alternativa, el filtro 126 elimina todas las señales AC.

El convertidor A/D 122 convierte las señales análogas recibidas a la entrada en señales digitales a la salida. En una forma de realización, el convertidor A/D 122 se acopla a los LPF 120 a través del divisor de voltaje 191 y el amplificador 185 mediante un interruptor 196, por ejemplo, un transistor, para llevar a cabo una primera función de convertir la señal proporcional en la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102 de análoga a digital. De manera adicional, el convertidor A/D 122 se puede acoplar a la salida del convertidor I/V 114 a través del filtro 126 mediante un interruptor 198, por ejemplo, otro transistor, para llevar a cabo una segunda función de convertir la señal indicadora del tipo de muestra en el interior de la célula biosensora 102 de análoga a digital. El cierre de los interruptores 196, 198 es mutuamente exclusivo para evitar que entre más de una señal al convertidor A/D 122 en el tiempo. Se comprenderá por aquellos expertos en la técnica que se puede llevar a cabo la conversión A/D para determinar la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102 y la conversión A/D para determinar el tipo de muestra depositada en el interior de la célula biosensora mediante dos convertidores A/D separados. Si se usan los convertidores A/D separados, o si sólo se va a llevar a cabo una función, se pueden eliminar los interruptores 196 y 198.

En una forma de realización, el convertidor A/D 122 es un convertidor A/D de pendiente doble. Un convertidor A/D de pendiente doble es un dispositivo que convierte señales analógicas en digitales integrando la señal analógica durante un periodo específico de tiempo y, a continuación, cuenta intervalos de tiempo para conducir la señal integrada de nuevo a cero. Los intervalos de tiempo contados son la base de la salida de la señal digital mediante el convertidor A/D de pendiente doble. Se comprenderá por aquellos expertos en la técnica que se puede seleccionar el tiempo de integración del convertidor A/D de pendiente doble para rechazar la frecuencia AC generada por generador de ondas sinusoidales 104, eliminando por tanto de manera efectiva la señal de salida AC del convertidor I/V 114 y eliminando la necesidad de un filtro separado 126. En una forma de realización, se selecciona el tiempo de integración para rechazar una línea de interferencia de 60/50 Hz, por ejemplo, 18,34 ms. De manera adicional, se selecciona la frecuencia de la onda sinusoidal generada por el generador de ondas sinusoidales 104 para tener la atenuación máxima en el tiempo de integración seleccionado de 18,34 ms, por ejemplo, 109,065 Hz.

En la forma de realización ilustrada, el convertidor A/D 122 convierte la señal DC proporcional a la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102 en lugar de convertir la salida de voltaje y corriente de la célula biosensora 102 y determinando a continuación la capacitancia efectiva 110. Esto permite que se use un convertidor A/D 122 más lento, tal como el convertidor A/D de pendiente doble de la forma de realización anterior, que podría requerir digitalizar el voltaje y la corriente externa de la célula biosensora 102.

El procesador 124 procesa las señales digitales a la salida del convertidor A/D 124. Cuando el procesador 124 se acopla a la salida del convertidor I/V 114 a través del interruptor 198, el filtro 126, y el convertidor A/D 122, el procesador 124 se configura de manera conocida para determinar si la muestra en el interior de la célula biosensora 102 es de un primer tipo o de un segundo tipo. Cuando el procesador 124 se acopla a la salida de los LPF 120 a través del amplificador 185, el divisor de voltaje 191, el convertidor A/D 122, y el interruptor 196, el procesador 124 se configura para determinar el volumen de muestra en el interior de la célula biosensora 102. Ya que se puede demostrar que la salida de los LPF 120 es proporcional al volumen de muestra en el interior del biosensor, se puede determinar el volumen de muestra usando técnicas de procesamiento conocidas. El procesador 124 incluye, pero no se limita a, microprocesadores, microcontroladores, procesadores de señal digital (DSP) máquinas de estado, procesadores de objetivos generales, procesadores de objetivos específicos, circuitos integrados para aplicaciones específicas (ASIC), o esencialmente cualquier aparato capaz de procesar una señal digital.

En una forma de realización, el procesador determinará si el volumen de muestra es adecuado comparando el volumen determinado con un valor predeterminado. Si el volumen de la muestra es adecuado, se lleva a cabo la medida del componente usando la muestra. Si el volumen de la muestra es inadecuado, no se lleva a cabo la medida del componente y puede mostrarse un mensaje de error al usuario del biosensor. En algunas formas de realización, el procesador 124 almacenará las medidas del componente para una muestra si la muestra es de un primer tipo y descartará las medidas para una muestra de un segundo tipo. Por ejemplo, en un sistema de medida de glucosa, si el procesador 124 determina que el tipo de muestra es sangre, el procesador 124 almacena la medida de glucosa. Sin embargo, si el procesador determina que el tipo de muestra es agua con azúcar (una sustancia común usada para verificar la operación apropiada de una medida de glucosa), la medida de glucosa se descarta.

El procesador 124 se puede configurar para determinar la cantidad de componente en el interior de una muestra en el interior de una célula biosensora 102. Por ejemplo, se puede usar el procesador 124 para determinar la cantidad de glucosa en una muestra de sangre. Con el fin de determinar el nivel de glucosa en una muestra, el procesador 124 se acopla a la salida del convertidor I/V 114 a través del interruptor 198. El voltaje aplicado a la célula biosensora 102 por la fuente de voltaje DC 106, por ejemplo, negativo (-) 300 mV, genera un "primer pulso" de corriente, i_{fp}, de la célula biosensora 102. La fuente de voltaje DC 106 se modifica a continuación de manera conocida para aplicar un voltaje que tiene una polaridad opuesta, por ejemplo, positiva (+) 300 mV y permite situarlo para generar un pulso de corriente en "estado estacionario", i_{ss}, de la célula biosensora 102. En una forma de realización, se puede determinar el nivel de glucosa para la muestra mediante el procesador 124 tal como se describe en referencia a las ecuaciones 9-18 a continuación en la que se determina y compensa el pulso de las corrientes en función de la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102 antes de calcular el nivel de glucosa. En una forma de realización alternativa, el procesador 124 puede determinar el nivel de glucosa de una manera conocida en función del pulso de las corrientes y a continuación compensar para el nivel de glucosa usando la capacitancia efectiva 110.

Para reducir loe efectos de la variabilidad de los componentes electrónicos en el interior del biosensor representado en la Fig. 2 se usa un procedimiento de calibración. El procedimiento de calibración incluye calcular el promedio de las señales digitales proporcionales a la capacitancia efectiva 110 de una célula biosensora vacía 102 y para una capacitancia conocida acoplada de la célula biosensora 102, y calcular una pendiente de conversión de la capacitancia dividiendo el valor obtenido con la capacitancia conocida por la diferencia entre el valor obtenido con una célula biosensora vacía 102 y el valor obtenido con la capacitancia conocida. La pendiente de conversión de la capacitancia se almacena a continuación para acceder mediante el procesador 124 para corregir la señal proporcional a la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102.

En una forma de realización, se selecciona un capacitador conocido con un valor estándar, por ejemplo, 0,47 uF \pm 2%. Se mide el valor de capacitancia del capacitador usando un medidor calibrado conocido, por ejemplo, un medidor Agilent LCR. A continuación se conecta el capacitador entre las conexiones del conductor 128, 130 a las que la célula biosensora 102 se conecta al biosensor y se registran las lecturas a la salida A/D del convertidor A/D 122. Las lecturas A/D y la capacitancia medida conocida se usan para desarrollar un punto único de calibración para determinar la pendiente de conversión de la capacitancia que se puede almacenar en la memoria no virtual para acceder mediante el procesador 124. Durante la operación, las lecturas A/D del convertidor A/D 122 se convierten en valores de capacitancia por el procesador 124 usando la pendiente de conversión de la capacitancia almacenada.

Soporte

Cuando se separan placas paralelas de área superficial A hasta una distancia d, con un aislante entre ellas, la capacitancia se calcula mediante:

(1)Cap = \varepsilon_{r} \varepsilon_{0} \frac{A}{d}

en la que \varepsilon_{0} es la permitividad o constante dieléctrica del espacio libre y \varepsilon_{r} es la constante dieléctrica relativa del aislante insertado entre las dos placas. La capacitancia es directamente proporcional al área superficial, A, (o a la superficie del electrodo en contacto con la solución de muestra) y es inversamente proporcional a la distancia, d, entre las dos placas.

Con el fin de generar una señal proporcional al volumen de muestra aplicado, las medidas deben ser independientes de la resistencia efectiva 108. Para demostrar que la salida del circuito descrito en referencia a la Fig. 2 es proporcional a la capacitancia efectiva de las células biosensoras 110 y no es una función de la resistencia efectiva de las células biosensoras 108, se asume que la onda sinusoidal sintetizada es una onda sinusoidal continua con una amplitud, V, y frecuencia, f.

(2)\nu = Vsen \omega t

en la que \omega = 2\pif, y t es el tiempo. La corriente de la célula biosensora 102 cuando se aplica una muestra a esta tendrá la misma forma con un cambiador de fase de \varphi grados:

(3)i = Isen (\omega t + \varphi)

en la que, I = \{V/*Z*\}, \varphi = tan^{-1} (\omega RC). La impedancia, Z, de la célula biosensora es:

(4)Z=\frac{R}{1 + j \varpi RC}

La salida de los LPF 120, V_{0} es la media de la salida del convertidor I/V 114 una vez que se ha llevado a cabo el cambio de fase de 90 grados:

(5)V_{o} = 2f \frac{V}{|Z|} R_{S} \int\limits^{\tfrac{1}{2f}}_{0} cos(2\pi ft + \varphi)dt

en la que R_{S} es la sensibilidad del resistor para el convertidor I/V 114. En esta ecuación, se asume que el aumento en el cambiador de fase es uno. Sustituyendo Z y evaluando la integral:

(6)V_{o} = 2f\frac{VR_{S} \sqrt{1 + \omega^{2}R^{2}C^{2}}}{R} \frac{1}{2\pi ft}[sen(2\pi f t + \varphi]^{\tfrac{1}{2f}} 0;

\hskip0.5cm

y

\vskip1.000000\baselineskip

(7)V_{0} = \frac{2VR_{S} \sqrt{1 + \omega^{2}R^{2}C^{2}}}{\pi R}sen(\varphi), \varphi = tan (\omega RC)

\newpage

Tras algunas simplificaciones matemáticas

(8)V_{o} = \frac{2V \omega R_{S}}{\pi} C

Por tanto, el voltaje de salida, V_{o}, es una función lineal de la capacitancia efectiva de las células biosensoras 110 y no es una función de la resistencia efectiva de las células biosensoras 108. De esta manera, midiendo y conociendo el voltaje, la frecuencia, y los valores de sensibilidad del resistor, se puede determinar la capacitancia efectiva de las células biosensoras 110, que, a la vez, es un indicador del volumen de la muestra.

De acuerdo con una forma de realización de la presente invención, se puede determinar una medida precisa de glucosa, incluso cuando el volumen de muestra que se aplica al biosensor 102 no es óptimo. La Fig. 3 es un diagrama de medida del tiempo que se usará para ilustrar el desarrollo de las señales usadas para medir los niveles de glucosa. Durante un primer pulso (fp) que tiene un primer voltaje de polarización DC, por ejemplo, -300 mV, se detecta un nivel de capacitancia efectiva indicador de un volumen de muestra durante un período de detección del volumen en el que se aplica una señal AC a la muestra. También durante el primer pulso, después que se elimina la señal AC, se mide un primer nivel de corriente de la célula biosensora 102. Durante un segundo pulso, que tiene un segundo voltaje de polarización DC, por ejemplo, +300 mV, después de un período de siembra, se mide un segundo nivel de corriente. Se pueden compensar los niveles de corriente en función de la capacitancia efectiva 110 de la célula biosensora 102 y usar para determinar un nivel de glucosa para la muestra. Se describirá ahora este procedimiento en detalle. Se puede calcular la concentración de glucosa (G) como sigue:

(9)G = \left(\frac{i_{ss}}{i_{fp}}\right)^{p} (G_{sp} - z)

en la que i_{fp} es un primer pulso de corriente de una polaridad determinada durante un primer pulso (fp), i_{ss} es un pulso de corriente en estado estacionario de una polaridad opuesta determinada durante un segundo pulso (sp), p y z son constantes de calibración, y G_{sp} es una concentración de glucosa calculada durante el segundo pulso. Se puede calcular la concentración de glucosa del segundo pulso, G_{sp}, como sigue:

(10)G_{sp} = \frac{d}{2FAD} i_{ss}

en la que d es el espesor de la célula biosensora, F es la constante de Faraday, A es el área de la célula biosensora, y D es el coeficiente de difusión. En una forma de realización, se determina el primer pulso de corriente, i_{fp}, durante el primer pulso justo antes de la transición de voltaje sesgada desde -300 mV a + 300 mV y se determina la corriente en estado estacionario, i_{ss}, durante el segundo pulso una vez que el nivel de corriente alcanza un nivel esencialmente constante.

Si la célula biosensora no está rellena de manera completa por la muestra y el área de la célula es igual a A, entonces se pueden calcular G_{sp} y G en función del volumen parcialmente rellenado. Para ilustrar este concepto, se asume una célula biosensora parcialmente rellena con la porción de la célula biosensora cubierta por la muestra representada por el área parcialmente rellena, A_{pf}, en la que PF permanece parcialmente relleno. Con el fin de calcular el valor de glucosa, se usa esta área para calcular el valor parcialmente relleno de glucosa:

(11)G_{PF} = \left(\frac{i_{ssPF}}{i_{ppPF}}\right)^{P}(G_{spPF} - z)

en la que:

(12)G_{spPF} = \frac{d}{2FA_{PF}D}i_{ssPF}

por tanto

(13)G_{PF} = \left(\frac{i_{ssPF}}{i_{fpPF}}\right)^{P} \left(\frac{d}{2FA_{PF}D}i_{ssPF} - z\right)

Las corrientes de la célula, i_{ss} e i_{fp}, son proporcionales al área de la célula A y el equivalente de capacitancia de la célula es proporcional al área de la célula:

(14)\frac{i_{ssF}}{i_{ssPF}} = \frac{i_{fpF}}{i_{fpPF}} = \frac{A_{F}}{A_{PF}} = \frac{C_{F}}{C_{PF}}

en la que F permanece para una célula completamente rellena.

Por tanto, si se calculan y se sustituyen las corrientes de las células parcialmente rellenas, i_{ssPF} e i_{fpPF} para calcular la concentración de glucosa de una muestra que rellena de manera parcial la célula biosensora, entonces:

(15)G_{PG} = \left(\frac{i_{ssF}\frac{C_{PF}}{C_{F}}}{i_{fpF}\frac{C_{PF}}{C_{F}}}\right)^{P}\left(\frac{d}{2FA_{PF}D} i_{ssF} \frac{C_{PF}}{C_{F}} - z\right)

Si la relación para la capacitancia se sustituye con la relación para el área, entonces:

(16)G_{PF} = \left(\frac{i_{ssF}}{i_{fpF}}\right)^{P} \left(\frac{d}{2FA_{PF}D} i_{ssF} \frac{A_{PF}}{A_{F}} - z\right);

\hskip0.5cm

y

(17)G_{PF} = \left(\frac{i_{ssF}}{i_{fpF}}\right)^{P} \left(\frac{d}{2FA_{F}D}i_{ssF} - z\right)

Esto es equivalente para la glucosa calculada a partir de una célula biosensora completamente rellena en la ecuación 9, es decir:

(18)G_{PF} = G_{F}

Esto indica que se puede calcular un nivel de glucosa preciso incluso si la célula biosensora 102 está sólo parcialmente rellena.

La Fig. 4 representa los valores de un pulso de corriente para células biosensoras rellenas y semi rellenas durante los períodos de primer pulso y segundo pulso antes de la compensación en función de la capacitancia efectiva de la célula biosensora de acuerdo con la presente invención. La transición entre el primer pulso y el segundo pulso se produce a aproximadamente 10 segundos en el ejemplo representado en la Fig. 4. tal como se muestra, las formas de los perfiles de corriente son aproximadamente las mismas para las células biosensoras rellenas y semi rellenas, sin embargo, existen diferencia significativas en sus valores de corriente. Estas diferencias pueden deberse a variaciones en los niveles reales de glucosa y en los volúmenes de las muestras. Por ejemplo, el cálculo de un nivel de glucosa bajo puede deberse a un nivel de glucosa bajo y/o a un volumen de muestra bajo. Por tanto, los cálculos del nivel de glucosa basados en niveles de corriente antes de la compensación pueden ser imprecisos. Los resultados que se muestran en la Fig. 4 fueron recogidos mediante células biosensoras dosificadas con muestras de sangre que tenían 40 mg/dL a 600 mg/dL de glucosa y niveles de hematocrito de un 20-70%.

La Fig. 5 representa las lecturas A/D de detección de volumen para células biosensoras rellenas y semi rellenas durante 0,6 a 0,8 segundos después que se detecta una muestra de manera conocida. Se aplica una onda sinusoidal AC sintetizada al comienzo del primer pulso y los circuitos de detección del volumen se estabilizan antes de obtener las lecturas A/D de detección del volumen. Tal como se muestra, las lecturas A/D para células biosensoras semi rellenas son aproximadamente la mitad de las lecturas A/D para células biosensoras rellenas, demostrando por tanto que las lecturas A/D se relacionan con el volumen de muestra en el interior de la célula biosensora. Los resultados que se muestran en la Fig. 5 fueron recogidos mediante células biosensoras dosificadas con muestras de sangre que tenían 40 mg/dL a 600 mg/dL de glucosa y niveles de hematocrito de un 20-70%.

La Fig. 6 representa un histograma de lecturas A/D, la media, desviación estándar y coeficiente de variación (CV) de células biosensoras rellenas y semi rellenas a 0,8 segundos después que se detecta una muestra.

Las Fig. 7a y 7b representan una comparación de las polarizaciones de glucosa de un biosensor de acuerdo con la presente invención para las medidas de glucosa llevadas a cabo por un YSI Glucose Analyzer disponible de YSI Incorporated de Yellow Springs, Ohio, USA (un patrón de "oro" industrial reconocido para llevar a cabo medidas de glucosa) antes y después de la compensación de los volúmenes de muestra aplicados a la célula biosensora, de manera respectiva). Las polarizaciones de glucosa representan las diferencias entre los niveles de glucosa medidos por un biosensor de acuerdo con la presente invención y los niveles de glucosa medidos por el YSI Glucose Analyzer a los niveles de glucosa medidos por el YSI Glucose Analyzer. En las Fig 7a y 7b, cuando los niveles de glucosa medidos por el YSI Glucose Analyzer están por debajo de 100 mg/dL, la polarización se define en términos de mg/dL y cuando los niveles de glucosa medidos por el YSI Glucose Analyzer están por encima de 100 mg/dL la polarización se define en términos de porcentaje.

La Fig. 7a muestra las polarizaciones de glucosa para células biosensoras rellenas y semi rellenas antes de compensarse mediante las lecturas A/D de detección del volumen. Tal como se muestra, las células biosensoras semi rellenas pueden tener una polarización de hasta -70% para una muestra que tiene un nivel de glucosa de 600 mg/dL y una polarización de -25 mg/dL para una muestra que tiene un nivel de glucosa de 40 mg/dL. La Fig. 7b muestra una mejora significativa en las polarizaciones de glucosa de la célula biosensora semi rellena después de la compensación de las lecturas A/D de detección del volumen. Tal como se muestra, las polarizaciones de las células biosensoras semi rellenas se reducen a menos de aproximadamente -30% para una muestra que tiene un nivel de glucosa de 600 mg/dL a -10 mg/dL para una muestra que tiene un nivel de glucosa de 40 mg/dL.

Habiendo de esta manera descrito unas pocas formas de realización particulares de la invención, se les ocurrirán fácilmente diversas alteraciones, modificaciones y mejoras a los expertos en la técnica. De acuerdo con esto, la descripción anterior es únicamente a modo de ejemplo, y no limitante. La invención está limitada únicamente en la forma definida en las siguientes reivindicaciones.

Claims

1. Un aparato para medir la capacitancia efectiva a través de una célula biosensora (102) que tiene una primera conexión del conductor (128) y una segunda conexión del conductor (130), estando configurada la célula biosensora (102) para recibir una muestra que tiene un volumen, comprendiendo el mencionado aparato:

un generador de ondas sinusoidales (104) que tiene una salida para acoplar a la primera conexión del conductor (128) de la célula biosensora (102), produciendo el mencionado generador de ondas sinusoidales (104) una señal AC;

un convertidor (I/V) de corriente a voltaje (114) que tiene una entrada para acoplar a la segunda conexión del conductor (130) de la célula biosensora (102) y que tiene de manera adicional una salida;

un cambiador de fase (116) que tiene una entrada acoplada a la salida del mencionado convertidor I/V (114) y que tiene de manera adicional una salida;

un generador de onda cuadrada (112) que produce una onda cuadrada síncrona con la mencionada señal AC:

un desmodulador síncrono (118) que tiene una salida, una primera entrada acoplada al mencionado cambiador de fase (116) y una segunda entrada acoplada al mencionado generador de onda cuadrada (122);

un filtro de paso bajo (LPF) (126) que tiene una entrada acoplada a la salida del mencionado desmodulador síncrono (118) produciendo el mencionado LPF (126) una señal a una salida proporcional para una capacitancia efectiva de la célula biosensora (102); y caracterizado por

una fuente de voltaje DC (106) que tiene una salida para acoplar a la primera conexión del conductor (128) de la célula biosensora (102) añadiendo la mencionada fuente de voltaje DC (106) un componente DC al mencionado primer conductor.

2. El aparato de la reivindicación 1 en el que el mencionado cambiador de fase (116) cambia la fase de una señal de salida del mencionado convertidor I/V (114) y elimina el mencionado componente DC de la mencionada señal de salida del mencionado convertidor I/V (114).

3. El aparato de la reivindicación 1 o la reivindicación 2 que comprende de manera adicional:

un convertidor (A/D) analógico a digital (122) que tiene una entrada analógica acoplada a la salida del mencionado LPF (126) y que tiene de manera adicional una salida digital, convirtiendo el mencionado convertidor A/D (122) la mencionada señal proporcional a la capacitancia efectiva de la célula biosensora (102) de analógica a digital.

4. El aparato de la reivindicación 3 que comprende de manera adicional:

un procesador (124) acoplado a la salida digital del mencionado convertidor A/D (122) para procesar la mencionada señal digital proporcional a la capacitancia efectiva de la célula biosensora (102) para derivar la capacitancia efectiva de la célula biosensora (102).

5. El aparato de la reivindicación 4, derivando el mencionado procesador (124) de manera adicional el volumen de la muestra en función de la capacitancia efectiva de la célula biosensora (102).

6. El aparato de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5 en el que el mencionado generador de ondas sinusoidales (104) genera una onda sinusoidal sintetizada.

7. El aparato de la reivindicación 6 en el que la mencionada onda sinusoidal sintetizada es una onda sinusoidal de tipo escalonada.

8. Un biosensor para medir componentes en el interior de una muestra, comprendiendo el mencionado biosensor:

un aparato de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones anteriores.

9. Un procedimiento para medir la capacitancia efectiva a través de una célula biosensora (102) que tiene una primera conexión del conductor (128) y una segunda conexión del conductor (130, estando la célula biosensora (102) configurada para uso en un biosensor para recibir una muestra que tiene un volumen, comprendiendo el mencionado procedimiento:

emplear el mencionado aparato de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7 para medir la capacitancia efectiva a través de la mencionada célula biosensora.

10. El procedimiento de acuerdo con la reivindicación 9, en el que el mencionado procedimiento es un procedimiento para medir glucosa.