ES2708559T3 - Sensor para tejido vivo de temperatura compensada - Google Patents

Abstract

Un conjunto de sensor para tejido vivo para medir un analito en un fluido en un cuerpo, comprendiendo el conjunto de sensor: una funda (140); un cubo (150) que tiene una parte de funda de cubo (144) y una tapa de cubo (174) conectada a la parte de funda de cubo, estando la parte de funda de cubo (144) conectada obturadamente a un extremo proximal de la funda, teniendo la tapa de cubo (174) una lumbrera receptora de conector (172); y un vástago de sensor (160) dispuesto obturadamente dentro de la funda (140) y que tiene un extremo distal de vástago (162) y un extremo proximal de vástago (164), comprendiendo el vástago de sensor (160): una pluralidad elementos de sensor (167) que incluyen al menos un elemento de sensor de analito (167a) para generar una señal como respuesta a una concentración de analito en el cuerpo, un elemento de sensor de referencia (167b) y un elemento de sensor de temperatura (168) para determinar una temperatura de un área adyacente al elemento de sensor de analito (167a) y para compensar una salida del elemento de sensor de analito (167a), estando la pluralidad elementos de sensor dispuesta adyacente al extremo distal de vástago (162) y expuesta al fluido del cuerpo; una pluralidad de orejetas de contacto (166) que se extienden sustancialmente paralelas al eje longitudinal del vástago de sensor (160) desde el extremo proximal de vástago (164), teniendo la pluralidad de orejetas de contacto (166) cojinetes conectores eléctricos (165) en donde la pluralidad de orejetas de contacto (166) están desplazadas del vástago de sensor (160) entre sí, estando los cojinetes conectores eléctricos (165) eléctricamente conectados a la pluralidad de elementos de sensor; y un conector eléctrico (170) que tiene una placa conectora de vástago (171), estando la placa conectora de vástago (171) recibida y capturada entre la pluralidad de orejetas de contacto (166) en donde el conector eléctrico (170) y el extremo proximal de vástago (164) están dispuestos dentro de la tapa del cubo (174).

Description

DESCRIPCION

Sensor para tejido vivo de temperatura compensada

Antecedentes de la invencion

Campo de la invencion

La presente invencion se refiere generalmente al campo de los dispositivos medicos. Particularmente, la presente invencion se refiere a dispositivos para colocar un sensor en un lugar seleccionado dentro del cuerpo de un paciente. Mas concretamente, la presente invencion se refiere a un sensor para tejido vivo de temperatura compensada.

Descripcion de la tecnica anterior

En el pasado, se ha descubierto que el control glicemico ajustado en pacientes cnticamente enfermos produda resultados estadfsticamente beneficiosos en la reduccion de la mortalidad de pacientes tratados en la unidad de cuidados intensivos durante mas de cinco dfas. Un estudio realizado por Greet Van Berghe y asociados (New England Journal of Medicine, 8 de noviembre de 2001) mostro que la utilizacion de insulina para controlar la glucosa en sangre dentro del rango de 80-110 mg/dL produda resultados estadfsticamente beneficiosos en la reduccion de la mortalidad en pacientes tratados en la unidad de cuidados intensivos durante mas de cinco dfas, del 20,2 por ciento con terapia convencional al 10,6 por ciento con terapia de insulina intensiva. Adicionalmente, la terapia de control de insulina intensiva reduda la mortalidad global en el hospital en un 34 por ciento.

Se han hecho intentos en el pasado para monitorizar distintos analitos de la sangre utilizando sensores espedficos para los analitos que van a ser monitorizados. La mayona de los metodos ha implicado invertir la direccion del flujo de sangre en una lmea de infusion, de manera que la sangre es empujada fuera de la circulacion del paciente a intervalos, es analizada y despues es reinfusionada de nuevo en el paciente cambiando la direccion de flujo. Un problema encontrado en la inversion de una lmea de infusion para la toma de muestras es determinar cuanta sangre debe ser extrafda para que sea cierto que sangre pura, no diluida esta en contacto con el sensor.

La Patente de Estados Unidos N° 5.165.406 (1992; Wong) describe un conjunto de sensor para un sistema de envm de fluido de infusion de combinacion y un sistema de analisis qrnmico de sangre. El conjunto de sensor incluye un conjunto de sensor con cada uno de los electrodos del conjunto montado en una cavidad de electrodo en el conjunto. El sistema incluye la provision para enviar el fluido de infusion y medir la qrnmica de sangre durante la reinfusion de la sangre a aproximadamente los mismos caudales.

La patente de Estados Unidos N° 7.162.290 (2007; Levin) describe un metodo y un aparato para ensayar y monitorizar periodica y automaticamente el nivel de glucosa en sangre del paciente. Una unidad de ensayo desechable es portada por el cuerpo del paciente y tiene una camara de ensayo en comunicacion de fluido con las lmeas de infusion y un cateter conectado a un vaso sangumeo del paciente. Una bomba peristaltica reversible bombea el fluido de infusion en la camara de ensayo para realizar el ensayo de nivel de glucosa. La presencia de sangre en la camara de ensayo es detectada por un par o pares de LED/fotodetectores. Cuando la muestra de sangre apropiada esta presente en la camara de ensayo, un electrodo de oxidasa de glucosa es activado para obtener el nivel de glucosa en sangre.

Aunque Levin describe un metodo para detener la extraccion de sangre en el momento adecuado, de manera que una muestra pura, no diluida esta presente en el sensor, el metodo utiliza un sensor caro y existe riesgo de posibilidad de contaminacion por el proceso de infusion. Adicionalmente, la infusion de la solucion de descarga tiene un efecto de dilucion en la sangre en las proximidades del cateter intravenoso y presenta una funcion dependiente del tiempo como para la frecuencia a la que la glucosa de la sangre es medida.

Tambien es conocido que los biosensores son tfpicamente calibrados para proporcionar medidas reales a una temperatura espedfica. Las medidas obtenidas a partir de un biosensor son dependientes de la temperatura de las zonas circundantes. Si la temperatura de los alrededores cambia, se produce un error en la medida. Un aumento de la temperatura aumenta la pendiente de la curva del biosensor y el nivel de analito calculado es menor que el nivel de analito real. Por otra parte, una disminucion en la temperatura disminuye la pendiente de la curva, lo que produce que el nivel de analito calculado sea mas elevado que el nivel de analito real. De este modo, un cambio en la temperatura de las zonas circundantes produce un error en el nivel de analito calculado.

Para compensar las fluctuaciones de temperatura, se han ideado diversos metodos estadfsticos. Los metodos estadfsticos clasicos estan basados en la suma de errores cuadraticos entre el instrumento y las medidas del analito de referencia. Ejemplos de estos tipos de analisis son la regresion, analisis de varianza y la correlacion. Una desventaja de estos planteamientos es que focalizan la magnitud de los errores de medida y no distinguen aquellos que senan significativos clmicamente en la gestion de una enfermedad, tal como la diabetes. El analisis de malla de error fue desarrollado para clasificar errores de medida de acuerdo con su importancia clmica percibida. La Fig. 28 representa uno de tales analisis de malla de error para la glucosa, denominado Malla de Error de Clark. Estos errores son agrupados en diferentes niveles o "zonas" en orden de la importancia valorada. La zona A representa medidas clmicamente precisas. La zona B representa medidas que se desvfan del nivel de glucosa de referencia en mas de un 20 % y conducinan a un tratamiento benigno o a un no tratamiento. La zona C representa medidas que se desvfan del nivel de glucosa de referencia en mas de un 20 % y conducinan a errores de tratamiento correctivo innecesarios. La zona D presenta medidas que son potencialmente peligrosas debido al fallo en la deteccion y tratamiento de niveles de glucosa en sangre fuera del rango objetivo deseado. La zona E representa medidas que dan lugar a un tratamiento erroneo.

Una modificacion de la malla de error fue mas tarde propuesta por J.L. Parkes et al. ("A new consensus error grid to evaluate the clinical significante of inaccuracies in the measurement of blood glucose," Diabetes Care, 1997, 20:1034-6) para distinguir mas la relevancia clmica de los errores de medida de glucosa. Mas recientemente, B. P. Kovatchev et al. ("Evaluating the accuracy of continuous glucose-monitoring sensors: continuous glucose-error grid analysis is illustrated by TheraSense Freestyle Navigator data," Diabetes Care, 2004, 27:1922-8), propuso una adaptacion para el analisis de malla de error para la evaluacion del error de medida en el caso de sensores de glucosa continuos.

El analisis de caractensticas de funcionamiento de receptor (ROC) ha sido utilizado para valorar la capacidad de detectar hipoglucemia e hiperglucemia. En este planteamiento, la sensibilidad (porcentaje de eventos verdaderos correctamente clasificados) es comparada con uno menos la especificidad (porcentaje de no eventos incorrectamente clasificados). Una estadfstica comunmente citada a partir del analisis ROC conocida como area bajo la curva (AUC) es comunmente citada para describir como de bien un medidor o sensor de glucosa detecta valores en el rango hipoglucemico e hiperglucemico.

La precision de un sensor de glucosa es a menudo resumida reportando el porcentaje de valores que caen dentro de la zona A o B de una malla de error, la correlacion entre los valores del sensor y de glucosa de referencia y los valores AUC de hipoglucemia e hiperglucemia. Sin embargo, estos valores estadfsticos no describen adecuadamente y pueden proporcionar nociones infladas de la precision verdadera de un sensor de glucosa/analito. Actualmente los metodos de analisis para la precision de sensores de glucosa continuos se centran en valoraciones de "punto por punto" de precision y se pueden perder importantes aspectos temporales de los datos. Incluso la malla de error continua propuesta es una valoracion punto por punto de pares de medidas de glucosa consecutivos.

El documento US 2008/179187 describe un dispositivo de sensorizacion dispuesto en un sustrato que comprende un electrodo de referencia o contraelectrodo dispuesto en un primer lado del sustrato, y un electrodo de sensorizacion dispuesto en un segundo lado del sustrato. El electrodo de trabajo puede tener membranas que incluyen grupos de nitrogeno heterodclico, y una capa de sensorizacion de fluido o gel para facilitar la medida del analito que incluye un catalizador. Alternativamente, la capa de sensorizacion puede estar dispuesta en una matriz polimerica o de sol-gel. El sustrato puede ser flexible y puede ser un material plastico polimerico. El electrodo de referencia es un electrodo de Ag/AgCl. Una sonda de temperatura puede estar dispuesta en el sustrato. Los sensores estan formados por trazas conductoras que tienen cojinetes de contacto para la conexion a una unidad de control. Una membrana recubre el dispositivo de sensorizacion incluyendo los electrodos de referencia y de sensorizacion.

El documento US 2006/293576 describe un sensor de analito que comprende un sensor conductor dispuesto en un sustrato, que puede ser ngido o flexible. Un electrodo de trabajo, un contraelectrodo, y un electrodo de referencia estan dispuestos en el sensor, que sobresale de un extremo de un dispositivo de envfo. El sensor puede estar revestido con un polfmero, y puede ademas estar revestido con un polfmero PHEMA. El sensor puede monitorizar una temperatura para calibrar los valores del sensor. Las partes de conexion de los sensores pueden estar conectadas a un dispositivo de control.

El documento US 2008/086041 describe un dispositivo de control de analito que incluye un sensor que tiene un sustrato y una traza conductora. Los contactos del sensor estan conectados a un dispositivo de control. Un electrodo de trabajo, un electrodo de referencia, y un contraelectrodo estan dispuestos en una superficie del sustrato del sensor. Una capa de sensorizacion esta dispuesta en el electrodo de trabajo, y comprende un catalizador dispuesto dentro de una matriz polimerica o de sol-gel. Una sonda de temperatura puede tambien estar dispuesta en el sensor en un lado apropiado del sensor desde el electrodo de trabajo.

El documento US 2002/111560 describe un sensor de temperatura intravascular que comprende un sensor de temperatura que es un sensor RTD, un termistor, un termopar, o un sensor MEMS. Un cateter para enviar el sensor a una ubicacion viva tiene un sensor dispuesto en una periferia exterior de un extremo distal del mismo.

El documento US 2005/183954 describe un sensor implantable para medir glucosa. Los contactos electricos de los elementos de sensorizacion estan en contacto con un controlador a traves de un cubo. Un electrodo de referencia esta formado por plata clorurada. Los sensores estan formados como bobinas. Alrededor de las bobinas esta dispuesta a una primera capa de polisulfato, una segunda capa de enzimas, y una tercera membrana de polfmero. El documento US 2007/219441 describe un cateter intravenoso que incluye un biosensor que tiene una parte activa expuesta a traves de una lumbrera de sensorizacion formada en una parte distal de una pared exterior del cateter. El documento WO 2006/018425 A2 describe un sistema de membrana para un biosensor, comprendiendo la membrana una fase continua de un polfmero y dominios discretos de un segundo polfmero con elevada permeabilidad al oxfgeno, en donde los poKmeros en cada fase son inmiscibles.

Por lo tanto, existe la necesidad de un dispositivo que simplifique el aparato de medida. Existe tambien la necesidad de un dispositivo que mejore la facilidad de utilizacion y limite el fluido de infusion al nivel requerido para limpiar la zona de cateter intravenoso. Existe la necesidad de un dispositivo que simplifique los procedimientos requeridos del personal medico a los estrechamente relacionados con los metodos existentes aceptados. Existe todavfa ademas la necesidad de un dispositivo que mida de forma precisa un analito, tal como glucosa, cuando la temperatura de la muestra vane en tiempo real durante el periodo de medida.

Compendio de la invencion

Se proporciona un conjunto de sensor para tejido vivo de acuerdo con la reivindicacion independiente 1. Es un objetivo de la presente invencion proporcionar un dispositivo que simplifique los componentes necesarios para el aparato de medida. Es otro objetivo de la presente invencion proporcionar un dispositivo que mejore la facilidad de utilizacion y simplifique los procesos a aquellos estrechamente relacionados con el metodo aceptado existente conocido por el personal medico. Es un objetivo mas de la presente invencion proporcionar un dispositivo que mida de forma precisa un analito en un fluido de muestra incluso cuando la temperatura del fluido de muestra vana en tiempo real durante el periodo de medida.

La presente invencion consigue estos y otros objetivos proporcionando un biosensor para tejido vivo, de temperatura compensada. En una realizacion, el sensor para tejido vivo de temperatura compensada incluye un conjunto de sensor que tiene un sensor con una pluralidad de elementos del sensor en o cerca de un extremo (por ejemplo el extremo distal), una funda de sensor que contiene el sensor y un cubo conectado al otro extremo del sensor y/o a la funda del sensor (es decir, el extremo proximal). En otra realizacion, el sensor para tejido vivo de temperatura compensada incluye un conjunto de sensor y un conjunto de insercion. En todavfa otra realizacion, el sensor para tejido vivo de temperatura compensada incluye un conjunto de sensor configurado para utilizar con dispositivos de insercion de cateter comercialmente disponibles. El conjunto de sensor incluye una funda de sensor que tiene un diametro sustancialmente similar a una aguja de insercion de cateter comercialmente disponible y convencional, de manera que la funda del sensor se acopla obturadamente con el extremo distal del cateter cuando el conjunto de sensor es insertado en el cateter despues de la retirada de la aguja de insercion.

En todas las realizaciones de la presente invencion, la funda de sensor contiene un sensor que tiene una pluralidad de elementos de sensor dispuesta en un vastago de sensor adyacente a un extremo distal del sensor y contactos electricos en, o adyacentes al, extremo proximal del sensor. La pluralidad elementos de sensor incluye al menos un elemento de sensor de analito, un elemento de sensor de referencia y un elemento de sensor de temperatura. El elemento de sensor de temperatura es de un material de baja resistencia, tal como un sensor RTD, un termistor, un material de elevada resistencia, tal como germanio amorfo, o cualquier otro dispositivo cuya resistencia vane con los cambios de temperatura. El vastago de sensor esta embebido de manera obturada dentro de la funda del sensor en donde los elementos del sensor estan expuestos a, o son adyacentes al, extremo distal del sensor. El sensor puede incluir uno o mas elementos de sensorizacion en un lado o en todos los lados del vastago del sensor.

En algunas realizaciones de la presente invencion, la funda de sensor incluye un cubo configurado para acoplarse con una fijacion luer en un cateter. Una obturacion secundaria esta hecha en la fijacion luer.

Las senales del sensor son transmitidas a un dispositivo de control mediante cableado o mediante ondas de radio. Puede estar incluida electronica de acondicionamiento de senal opcional para recibir las senales del sensor por medio de terminales electricos del sensor. O bien un cableado o bien un enlace de radio comunica las senales del sensor a un dispositivo de control, que procesa las senales del sensor y presenta los valores analfticos de temperatura compensada, tendencias y otros datos relacionados con el paciente para el analito de medida. Un analito tfpico es la glucosa en sangre. Las medidas de glucosa en sangre son normalmente utilizadas para determinar la dosis de insulina en los protocolos de control glucemicos estrechos. Aunque la glucosa en sangre es un importante componente de la sangre, son posibles otros analitos para medir dentro de las construcciones de la presente invencion.

De acuerdo con la invencion, se describe un conjunto de sensor para tejido vivo para medir un analito en un fluido corporal. El sensor incluye una funda, un cubo que tiene una parte de funda de cubo y una tapa de cubo conectada a la parte de funda de cubo, y un vastago de sensor dispuesto de manera obturada dentro de la funda y que tiene un extremo distal de vastago y un extremo proximal de vastago. La parte de funda de cubo esta conectada de manera obturada a un extremo proximal de la funda y la tapa de cubo tiene una lumbrera de receptor de conector.

El vastago de sensor incluye una pluralidad de elementos de sensor en o adyacente al extremo distal del biosensor para tejido vivo. La pluralidad elementos de sensor incluye al menos un elemento de sensor de analito para generar una senal como respuesta a una concentracion de analito en el cuerpo, un elemento de sensor de referencia y un elemento de sensor de analito y para compensar la temperatura de una salida del elemento de sensor de analito. La pluralidad elementos de sensor esta dispuesta adyacente al extremo distal de vastago y esta expuesta al fluido del cuerpo. La posicion del sensor de temperatura con relacion al elemento de sensor de analito es cntica para las medidas de concentracion de analito precisas, como se expone mas adelante.

El vastago del sensor incluye tambien una pluralidad de orejetas de contacto que se extienden sustancialmente paralelas al eje longitudinal del vastago de sensor desde el extremo proximal del vastago, teniendo la pluralidad de orejetas de contacto cojinetes conectores electricos en donde la pluralidad de orejetas de contacto estan desplazadas del vastago de sensor y entre sf, estando las cojinetes conectores electricos electricamente conectados a la pluralidad de elementos de sensor; y un conector electrico que tiene una placa de conector de vastago, siendo la placa de conector de vastago recibida y capturada entre la pluralidad de orejetas de contacto, en donde conector electrico y el extremo proximal de vastago estan dispuestos dentro de la tapa de cubo.

La separacion desplazada esta configurada de manera que la pluralidad de orejetas de contacto sujeta el conector a la vez que asegura un buen acoplamiento electrico entre los cojinetes de conector electricos y la placa de conector. Los cojinetes conectores electricos estan electricamente conectados a la pluralidad de elementos de sensor. En otro ejemplo de acuerdo con la invencion, el vastago de sensor incluye ademas un conector electrico que tiene una placa conectora de vastago y un receptor conector electrico acoplado a la placa conectora de vastago. La placa conectora de vastago esta capturada entre la pluralidad de orejetas de contacto. Cuando la placa conectora de vastago es capturada por las orejetas de contacto, los cojinetes conectadores de la pluralidad de orejetas de contacto estan electricamente conectados al receptor que conector electrico. El conector electrico y el extremo proximal de vastago estan dispuestos dentro de la tapa del cubo, de manera que el receptor de conector esta alineado con la lumbrera de receptor de conector en la tapa de cubo.

En todas las realizaciones de la presente invencion, el elemento de sensor de temperatura es preferiblemente un material de baja resistencia tal como un elemento de sensor RTD, un termistor, un material de elevada resistencia tal como germanio amorfo y similares, o puede ser cualquier dispositivo cuya resistencia cambie con la temperatura. Para un elemento de sensor RTD, es preferible que tenga una disposicion digitada, conectada en serie, de una pluralidad de trazas paralelas y electricamente conductoras dispuestas en el vastago de sensor. El elemento de sensor de temperatura esta en contacto termico con los elementos de sensor y el fluido del cuerpo.

Una de las principales ventajas de la presente invencion particularmente en realizaciones configuradas para uso intravascular es que el sensor para tejido vivo esta estructuralmente configurado para ser utilizado en combinacion con cateteres IV comercialmente disponibles. Esto simplifica el proceso requerido por el personal medico dado que no se requieren tecnicas especiales adicionales para insertar el cateter intravenoso. No se requiere una formacion altamente especializada dado que los procesos utilizados por el personal medico para insertar el sensor intravascular o subcutaneo estan estrechamente relacionados con los metodos existentes aceptados. Despues de la retirada de la aguja de insercion, el conjunto de sensor de la presente invencion es simplemente insertado y bloqueado en su sitio utilizando una fijacion de bloqueo luer. Debido a que la presente invencion esta configurada para ser utilizada con cateteres IV comercialmente disponibles, no se requieren herramientas ni dispositivos de insercion especialmente disenados o hechos a medida para colocar el sensor para tejido vivo en el paciente de manera intravascular. Para aplicaciones subcutaneas, el uso de un cateter es opcional y el sensor para tejido vivo no esta estructuralmente restringido a ser utilizado con, y a fijarse dentro de, cateteres comercialmente disponibles. Otra ventaja principal de la presente invencion es la inclusion de un sensor de temperatura para obtener medidas de analito precisas. Los biosensores son intrmsecamente sensibles a la temperatura. Cambios de temperatura relativamente pequenos pueden afectar a los resultados de las medidas en el orden de 3-4 % por cada grado Celsius. Muchos procesos cnticos se benefician del control glicemico estrecho proporcionado por un sensor de monitorizacion de mucosa continua (CGM) de tejido vivo. Durante estos procesos, la temperatura corporal puede fluctuar. En efecto, muchos procesos implican descender la temperatura corporal del nucleo significativamente. Por ejemplo, es costumbre durante ciertos procesos toracicos invasivos "enfriar" a los pacientes de 37° Celsius a 25-30° Celsius. Este proceso de hipotermia inducida ralentiza de manera intencionada ciertas respuestas autonomas. Un sensor que es estable y esta calibrado en una temperatura de nucleo corporal de 37° Celsius, ya no esta calibrado ni es preciso durante tal proceso.

Para aplicaciones CGM en las que el sensor es implantado subcutaneamente aproximadamente de 5 a 8 milfmetros dentro del abdomen (u otras ubicaciones alternativas) los cambios de temperatura tambien pueden tener un efecto anverso sobre la precision el sistema. Los pacientes de CGM subcutanea son pacientes probablemente mas saludables y con elevada movilidad que pueden estar moviendose en una variedad cambiante de condiciones climatologicas interiores y exteriores. Todo ello puede afectar en gran medida a la temperatura a la que el sensor esta funcionando y, en consecuencia, afectar a la precision de las lecturas de medidas que el sensor proporciona. Colocando un elemento de sensorizacion en la proximidad exacta del biosensor en el flujo de sangre para aplicaciones intravasculares y en el tejido para aplicaciones subcutaneas, el efecto de temperatura en el biosensor puede ser medido y la salida del biosensor puede ser adecuadamente compensada para reflejar una concentracion de analito precisa. Un sensor RTD, preferiblemente un RTD de platino, con una precision de temperatura de 0,1° C esta configurado en el extremo distal de la funda de sensor. En efecto, manteniendo el sensor de temperatura dentro de 0,25 mm del sensor de analito se mejora enormemente la precision total del sistema.

En una realizacion mas de la presente invencion, el elemento de sensor de analito incluye una matriz de reactivo selectivo al analito que tiene una pluralidad de capas en donde una de la pluralidad de capas contiene una enzima que es un sustrato del analito que va a ser medido y otra capa dispuesta sobre la capa que contiene la enzima que es una capa de compuesto que tiene una pluralidad de microesferas dispuestas en un hidrogel. La pluralidad de microesferas esta hecha de un material que tiene sustancialmente poca o ninguna permeabilidad al analito y permeabilidad sustancialmente elevada al oxfgeno mientras que el hidrogel esta hecho de un material que es permeable al analito. El material de las microesferas es preferiblemente polidimetilsiloxano y el hidrogel es preferiblemente uno de poliuretano o poli-2-hidroxietil metacrilato (PHEMA). En otra realizacion, la capa que contiene la enzima es una capa de PHEMA.

En todavfa otra realizacion de la presente invencion, la matriz del reactivo en el sensor de analito incluye una capa de hidrogel dispuesta en la capa de compuesto. Esta capa de hidrogel puede incluir opcionalmente catalasa. El hidrogel es preferiblemente uno poliuretano o PHEMA.

En una realizacion mas de la presente invencion, la matriz de reactivo en el sensor de analito incluye una capa semipermeable dispuesta entre la capa de compuesto y el electrodo(s) electricamente conductor del sensor de analito. En otro ejemplo de acuerdo con la invencion, se describe un metodo de fabricacion de un sensor de analito para tejido vivo que tiene una base, una pluralidad de electrodos electricamente conductores conectada a una pluralidad de caminos electricamente conductores, y una matriz de reactivo de analito selectivo dispuesta en una de la pluralidad de electrodos electricamente conductores. La matriz de reactivo esta formada disponiendo una pluralidad de capas en uno de los electrodos electricamente conductores en donde una capa es una capa de compuesto formada disponiendo una pluralidad de microesferas en un hidrogel y otra capa que contiene una enzima que es un sustrato del analito que va a ser medido esta dispuesta entre el electrodo electricamente conductor y la capa de compuesto.

En otro ejemplo de acuerdo con la invencion, se describe un metodo para compensar la temperatura de una medida de sensor de analito para tejido vivo para un conjunto de sensor para tejido vivo que tiene una pluralidad de elementos de sensor dispuestos en un extremo distal de una funda de sensor. El metodo incluye medir una corriente generada entre un elemento de sensor de analito y un elemento de sensor de referencia, medir una temperatura de funcionamiento utilizando un elemento de sensor de temperatura, determinar una concentracion de analito correspondiente a la corriente medida, y ajustar la concentracion de analito. El algoritmo preferido para un sensor de analito para tejido vivo con un elemento de sensor de temperatura incluido es obtenido y empmcamente ajustado para proporcionar muy buena correlacion para todos los cambios en el analito y la temperatura. Uno de tales algoritmos es como sigue:

C^corr _ E^meas X R^cal X(1-A(R^t) X (1+B(E^diff X R^cal))

en donde

C^corr es igual a la concentracion de analito corregida con la temperatura;

E^meas es igual al potencial (o corriente) medido del sensor de analito;

E^diff es igual a la diferencia entre el potencial medido del sensor de analito y el potencial calibrado del sensor de analito;

R^cal es la relacion de la concentracion del sensor de analito calibrado respecto al potencial del sensor;

R^t es la relacion de la diferencia entre la temperatura medida y la temperatura en la calibracion respecto a la temperatura en la calibracion;

A y B son constantes.

El termino "1-A(R^t)" es un componente de correccion de temperatura de la ecuacion mientras que el termino "1+B(E^{d if f}X R^cal)" es un componente de cambio de analito de la ecuacion.

Breve descripcion de los dibujos

La Fig. 1 es una vista en planta que muestra la instalacion general del cateter y el sensor intravenosos en un paciente en conexion directa con el dispositivo de control.

La Fig. 2 es una vista en planta que muestra la instalacion general del cateter y sensor intravenosos en un paciente en una relacion de conexion de comunicacion con el dispositivo de control.

La Fig. 3 es una vista en perspectiva de una realizacion que muestra el conjunto de insercion del sensor intravascular.

La Fig. 4 es una vista despiezada del sensor y el cable ensamblados mostrados en la Fig. 3.

La Fig. 5 es una vista de extremo extrema del cable del cubo que muestra la seccion transversal de la funda del sensor.

La Fig. 6 es una vista en perspectiva de una realizacion del sensor que muestra aletas de contacto.

La Fig. 7 es una vista en perspectiva aumentada de las aletas de contacto mostradas en la Fig. 6.

La Fig. 8 es una vista en perspectiva aumentada que muestra el extremo de elemento de sensor en una realizacion del sensor.

La Fig. 9 es una vista extrema aumentada que muestra la conexion entre el cable y el extremo de conector del sensor.

La Fig. 10 es una vista en perspectiva de una realizacion que muestra el conjunto de sensor insertado en el cateter intravenoso.

La Fig. 11 es una vista en seccion transversal del sensor insertado que en el cateter intravenoso.

La Fig. 12 es una vista en perspectiva aumentada que muestra la funda con una abertura/ventana lateral exponiendo los elementos del sensor.

La Fig. 13 es una vista en perspectiva aumentada de otra realizacion que muestra el sensor y el extremo de funda con el cateter intravenoso, en donde todos los elementos de sensor estan en un lado.

La Fig. 14 es una vista en seccion transversal aumentada de la realizacion del conjunto de sensor y el cateter intravenoso mostrado en la Fig. 13.

La Fig. 15 es una vista en perspectiva de otra realizacion que muestra el conjunto de sensor insertado en el cateter intravenoso en donde los elementos de sensor se extienden mas alla de la funda de sensor.

La Fig. 16 es una vista en perspectiva aumentada de los elementos de sensor mostrados en la Fig. 15.

La Fig. 17 es una vista en perspectiva de una realizacion de la presente invencion que muestra un conjunto de sensor para tejido vivo.

La Fig. 18 es una vista despiezada del conjunto de sensor mostrado en la Fig. 17.

La Fig. 19 es una vista en perspectiva aumentada del conector de cubo dispuesto entre las aletas de contacto del conjunto de sensor mostrado en la Fig. 18.

La Fig. 20 es una vista en perspectiva aumentada de las aletas de contacto sin el conector de cubo mostrado en la Fig. 19.

La Fig. 21 es una vista en perspectiva aumentada del conjunto de sensor mostrando la pluralidad de elementos de sensor y una realizacion del elemento de sensor de temperatura.

La Fig. 22 es una vista en planta aumentada del elemento de sensor de temperatura de la presente invencion que muestra la disposicion digitada de una realizacion del sensor de temperatura.

La Fig. 23 es una vista en perspectiva aumentada del conjunto de sensor que muestra la pluralidad de elementos de sensor y otra realizacion del elemento de sensor de temperatura.

La Fig. 24 es una vista en perspectiva del conjunto de sensor que muestra los terminales de elemento de sensor de temperatura que emergen del extremo proximal de la funda de sensor.

La Fig. 25 es una vista seccion trasversal aumentada del conjunto de sensor mostrado que en la Fig. 24 con la funda de sensor.

La Fig. 26 es una ilustracion de una realizacion de la construccion de sensor de analito de la presente invencion. La Fig. 27 es una ilustracion de una respuesta de sensor de glucosa que muestra la temperatura, la respuesta de glucosa no corregida, la respuesta de glucosa corregida con la temperatura y la respuesta a standard de glucosa para concentraciones de glucosa y temperaturas variables.

La Fig. 28 es una ilustracion de una respuesta de sensor de glucosa a fluctuaciones de temperatura ambiente durante cinco dfas mostrando la temperatura, la respuesta de glucosa no corregida, y la respuesta de glucosa corregida con la temperatura.

La Fig. 29 es una Malla de Error de Clark que ilustra las medidas de glucosa de la tecnica anterior sin compensacion de temperatura con relacion a los valores de concentracion de glucosa.

Descripcion detallada de la realizacion preferida

La termorregulacion en seres humanos es un importante mecanismo en el que la temperatura de nucleo del cuerpo puede ser regulada mediante ajustes en los mecanismos de perdida de calor o de retencion de calor en la superficie del cuerpo. Si el nucleo corporal esta demasiado fno, y el calor va a ser retenido, el cuerpo reacciona reduciendo la perfusion vascular en el nivel de la piel (vasoconstriccion) e incrementando la produccion de calor a traves de mecanismos tales como los escalofnos. Si el nucleo del cuerpo esta demasiado caliente, el calor puede ser liberado aumentando la perfusion sangumea en el nivel de la piel (vasodilatacion) y a traves de mecanismos tales como el sudor. Estos mecanismos de termorregulacion interna son a menudo iniciados en combinacion con otras respuestas activas (por ejemplo, anadir capas de ropa si esta fno, retirarlas si esta demasiado caliente) que conducen a gradientes termicos complejos, profundos y dependientes del tiempo entre las temperaturas de la superficie y del nucleo, que no son predecibles facilmente ni de forma precisa por las medidas externas o remotas. Debido a la termorregulacion causada por la regulacion interna, o a otras respuestas activas, o a ambas, es evidente que gradientes termicos significativos existen entre la temperatura de la piel, de los tejidos subcutaneos, y del nucleo del cuerpo. Por lo tanto, en el caso de un sensor de analito cuyo rendimiento este afectado por la temperatura y en el que este rendimiento puede ser corregido para mejorar la precision de la medida, la capacidad para medir la temperatura tan proxima al elemento de sensorizacion de analito como sea posible es de vital importancia.

Para un CGM para tejido vivo, la medida de la temperatura corporal del nucleo fluctuante es cntica. Como se ha mencionado anteriormente, los factores comunmente encontrados tales como la perdida de calor superficial, las condiciones ambientales variables, el regimen metabolico de base y los ciclos diarios, las medicaciones, y otras condiciones (tales como el embarazo) pueden aumentar la variabilidad diaria de la temperatura del nucleo alejandola significativamente del normal establecido de 98,6 °F (37 °C). En efecto, la variabilidad de la temperatura diaria normal estandar e individual en personas sanas puede conducir a variaciones de nucleo comprendidas entre 96 °F y 100 °F (36°C y 39 °C). Esta variabilidad puede ser incrementada mas mediante condiciones medicas, intervenciones medicas intencionadas, medicaciones, fiebre, o factores ambientales severos.

Una temperatura de nucleo de un individuo puede ser incrementada por encima de lo normal en situaciones tales como fiebre, enfermedad, hipertermia, etc., y puede alcanzar niveles peligrosos a 107 °F (42 °C). Tampoco es infrecuente que pacientes que sufren de hipotermia tengan temperaturas de nucleo del orden de 90 °F (32 °C). Existe un numero creciente de procesos quirurgicos en los que la temperatura del nucleo es hecha descender intencionadamente para mejorar los resultados quirurgicos. Estos incluyen los campos de la neurologfa (por ejemplo, recuperacion de derrame cerebral, reparacion de aneurisma) y cardiovascular (por ejemplo, by-pass y otros procesos quirurgicos a corazon abierto). En estos procesos, se pueden utilizar refrigeradores intra o extravasculares para reducir la temperatura de nucleo a cerca de 67 °F (20 °C).

Por ejemplo, medir la glucosa y mantener el control glicemico estrecho es esencial para la salud diaria y es especialmente cntico en situaciones medicas en las que se puede emplear un sensor de glucosa para tejido vivo (intravascular o subcutaneo). Un sensor de glucosa para tejido vivo encontrara un amplio rango de temperaturas dependiendo del paciente. Por ejemplo, la variacion de la temperatura puede ser desde 104 °F (40 °C) y superior para sujetos con fiebre alta hasta 67 °F (20 °C) para pacientes que son sometidos a procesos quirurgicos que requieren refrigeracion. Para la medida y correccion precisas de temperatura, la temperatura debe ser medida tan proxima al elemento de sensorizacion de glucosa como sea posible.

La realizacion(es) se ilustra en las Figs. 1-28. Las Figuras 1 y 2 ilustran un entorno general de la presente invencion conectada a un brazo 1 de un paciente. La Fig. 1 muestra, a modo de ejemplo, un conjunto de sensor desechable 30 de la presente invencion insertado en el sistema intravascular del paciente, que ha sido insertado en una vena en la parte posterior del brazo 1 por encima de la muneca. Un conjunto de cateter convencional 20 (no mostrado) es preferiblemente utilizado con la presente invencion y junto con el conjunto de sensor 30 constituyen una realizacion de un conjunto de insercion de sensor para tejido vivo 10 de la presente invencion. Adicionalmente, otras instalaciones de ubicacion en el paciente son posibles y a menudo utilizadas.

Como se muestra la Fig. 1, un cable de sensor 50 sale del conjunto de sensor 30 y esta unido a unos componentes electronicos de acondicionamiento y a una unidad de union de cable 70. Un cable de dispositivo de control 72 conecta electricamente la unidad de union de cable 70 a un dispositivo de control 4 montado en un polo 6. Tales polos como el polo 6 son a menudo utilizados para montar el equipo electronico asf como goteos intravenosos y similares. Otra ubicacion comun para el dispositivo de control 4 es un rail de cama. El cable del dispositivo de control 72 y el cable del sensor 50 trasmiten senales electricas generadas por el conjunto de sensor 30 directamente al dispositivo de control 4 en donde las senales son procesadas y presentadas para su valoracion por el personal medico. La unidad de union de cable 70 se muestra para una mayor conveniencia, dado que es posible que el cable del dispositivo de control 72 y el cable de sensor 50 sean una unica entidad. Se ha de observar que son posibles otras configuraciones distintas del montaje del dispositivo de control 4 al polo 6. Por ejemplo, que es posible montar el dispositivo de control 4 en un rail de cama, elemento de montaje de carro, y otra ubicacion conveniente y a menudo deseable.

Como la ilustracion en la Fig. 1, la Fig. 2 muestra un cable de sensor 50 que sale del conjunto de sensor 30 y esta unido a componentes electronicos de acondicionamiento y a la unidad de radio 70'. Los componentes electronicos de acondicionamiento y la unidad de radio 70' trasmiten senales electricas generadas por el conjunto de sensor 30 al dispositivo de control 4 donde las senales son procesadas y presentadas para su valoracion por el personal medico.

Volviendo ahora a la Fig. 3, se ilustra una realizacion de un conjunto de insercion de sensor para tejido vivo 10. El conjunto de insercion de sensor 10 incluye un conjunto de sensor 30 y un conjunto de cateter 20. El conjunto de sensor 30 incluye una funda de sensor 40 conectada de forma obturada al cubo de sensor 46 desde el que se extiende el cable de sensor 50. El conjunto de cateter 20 tipicamente incluye una aguja de insercion 24 dispuesta dentro de un cateter flexible 22 y se extiende una distancia predefinida mas alla de un extremo distal del cateter 22a. El conjunto de sensor 30 esta preferiblemente construido para ser insertable en un conjunto de cateter intravenoso comercialmente disponible 20 que es tipicamente disponible a partir de una variedad que suministradores medicos. Algunos ejemplos de estos conjuntos de cateter intravenosos comercialmente disponibles incluyen cateteres de insercion intravenosos vendidos bajo la marca comercial Introncan (fabricado por B. Braun) y Insyle Autoguard (fabricado por Becton Dickinson).

La Fig. 4 es una vista despiezada del conjunto de sensor 30 mostrado en la Fig. 3. El conjunto de sensor 30 incluye una funda de sensor 40, un cubo de funda 46, un sensor 60, y un cable de sensor 50. La funda de sensor 40 incluye un extremo distal de funda 40a y un extremo proximal de funda 40b. El extremo proximal de funda 40b esta fijado de manera obturada al cubo de funda 46. La funda de sensor 40 incluye un canal interno 41 (no mostrado) que se extiende sustancialmente en toda la longitud de la funda 40 y recibe el sensor 60. El canal interno 41 de la funda 40 comunica con la lumbrera de cubo 42 en una superficie de cubo 48. El sensor 60 tiene extremo proximal de vastago 60b que es recibido dentro del cubo 46 contra la superficie del cubo 48 junto con un extremo proximal de cable de sensor 50b. El sensor 60 y el extremo proximal de cable 50b estan retenidos fijamente dentro del cubo 46 mediante unos medios de acoplamiento electrico tales como, por ejemplo, un componente de aplicacion de presion 52 y una tapa de presion 54. El componente de aplicacion de presion 52 estar opcionalmente hecho de un material elastico tal como material de espuma que esta situado sobre el extremo proximal del cable 50b para aplicar la presion entre el extremo proximal del cable 50b y el extremo proximal de vastago 60b. La tapa de presion 54 proporciona el mecanismo para mantener la presion aplicada y esta fijada preferiblemente de forma permanente al cubo 46.

La Fig. 5 es una vista en planta aumentada de la superficie de cubo 48. El canal interno 41 y la lumbrera de cubo 42 tienen una seccion trasversal que es adecuada para recibir al sensor 60 y que puede tener cualquier forma deseada. El cubo 46 opcionalmente tiene una pared perimetral 47 alrededor de una parte principal de la circunferencia de la superficie de cubo 48. La pared perimetral 47 facilita la union de la tapa de presion 54 cuando se captura el sensor 60, el extremo proximal del cable 50b y el componente de aplicacion de presion 52. La tapa de presion 54 puede estar fijada al cubo 46 mediante una fijacion por salto elastico, soldadura ultrasonica, soldadura qmmica, y similares o por cualesquiera otros medios conocidos por los expertos en la tecnica pertinente. Aunque el cable 50 se muestra como un circuito flexible, se ha de entender que son posibles y se pueden utilizar otras tecnologfas de cable.

La Fig. 6 muestra un ejemplo de sensor 60 de acuerdo con la invencion. El sensor 60 tiene un vastago de sensor 62 con un extremo distal de vastago 62a y un extremo proximal de vastago 62b. El extremo proximal de vastago 62b tiene orejeras de contacto 64 que han sido dobladas ortogonalmente hada fuera desde el vastago de sensor 62. Las orejetas de contacto 64 llevan cojinetes de contacto electricos en las mismas, que estan ilustrados de forma mas clara en la Fig. 7. Volviendo ahora a la Fig. 7, se ilustra una vista aumentada de un extremo proximal de vastago 62b. Las orejetas de contacto 64 tienen expuestas en las mismas una pluralidad de cojinetes de contacto electrico 62b. Mediante la configuracion opcional de las orejetas de contacto 64 como se muestra, los cojinetes de contacto electrico 65, estan todos vueltos en una direccion que facilita la conexion a un cable de sensor de unico lado 50 tal como un cable flexible. La Fig. 8 es una vista aumentada del extremo distal de vastago 62a. El extremo distal de vastago 62a tiene uno o mas elementos de sensor 67. Cada uno del uno o mas elementos de sensor 67 esta electricamente conectado a los cojinetes de contacto 65, tfpicamente embebiendo uno o mas caminos electricamente conductores (no mostrados) con el vastago de sensor 62 en donde los caminos electricamente conductores estan electricamente aislados entre sf En esta realizacion particular, los elementos de sensor 67 del sensor 60 estan en ambos lados. Otras cantidades de contactos electricos y elementos de sensor estan consideradas dentro del alcance de la presente invencion.

Volviendo ahora a la Fig. 9, se ilustra una vista en planta aumentada del conjunto de acoplamiento electrico dentro del cubo 46. En cable 50 tiene una pluralidad de conductores electricos 51 que terminan en el extremo proximal de cable 50b. Una parte de los conductores electricos 51 esta expuesta y se superpone con los contactos electricos 65 de las orejetas de contacto 64. Como se muestra, el extremo proximal de cable 50b tiene preferiblemente una forma para ser capturado dentro de la pared perimetral 47 del cubo 46. Como se ha descrito previamente, el componente de aplicacion de presion 52 (no mostrado) esta situado en la parte superior del extremo proximal de cable 50b. En esta realizacion, el componente de aplicacion de presion 52 tiene un espesor mayor que la altura de la pared perimetral 47, de manera que la tapa de presion 54, cuando esta instalada, empuja el componente de aplicacion de presion 53 contra el extremo proximal de cable 50b para mantener buen contacto electrico entre los contactos electricos 65 de las orejetas de contacto 64 y las correspondientes partes de los conductores electricos 51 en el extremo proximal de cable 50b.

El conjunto de sensor 30 situado dentro del cateter 22 esta ilustrado en la Fig. 10. El cateter 22 incluye una fijacion luer 23 unida permanentemente y hermeticamente a un extremo proximal de cateter 22b para formar una entidad a prueba de fugas. Un extremo distal del cateter 22a esta ahusado, de manera que una obturacion estanca al Uquido se forma entre el diametro interior del cateter 22 y la aguja de insercion 24 (no mostrada). El diametro de la funda de sensor 40 es seleccionado para ser sustancialmente el mismo que el diametro de la aguja de insercion 24 de manera que, cuando el conjunto de sensor 30 esta insertado en el cateter 22 despues de la retirada de la aguja de insercion 24, una obturacion estanca al lfquido es tambien formada en el extremo distal de cateter 22a entre el extremo distal de cateter 22a y la funda de sensor 40. Como ilustra la Fig. 10, un extremo distal de funda 40a que contiene elementos de sensorizacion 67 se extiende mas alla de extremo distal del cateter 22a con el fin de exponer los elementos de sensorizacion 67 al fluido de muestra, es decir a la sangre dentro de la vena del paciente o al fluido subcutaneo debajo de la piel de paciente.

La fijacion luer 23 (es decir, la fijacion luer hembra) se conecta de manera que se puede retirar al cubo 46 del conjunto de sensor 30 de una manera similar a las conexiones de bloqueo luer estandar como son utilizadas y conocidas por los expertos en la tecnica. La Fig. 11 es una vista en seccion transversal que muestra particularmente la interfaz de bloqueo de luer entre el estrechamiento luer 46a de cubo de funda 46 (fijacion luer macho) y el estrechamiento luer 27 de la fijacion de bloqueo luer 23 (fijacion luer hembra) del conjunto de cateter intravenoso 20. Las roscas 23a de la fijacion de bloqueo luer 23 de conjunto de cateter intravenoso 20 se acoplan roscadamente con las roscas 46b del cubo de funda 46.

Volviendo a ahora a la Fig. 12, se ilustra una vista en perspectiva aumentada de una realizacion de los elementos de sensor 67 del sensor 60. La funda de sensor 40 tiene una abertura lateral 44, es decir una ventana, cerca del extremo distal de funda 40b. Dos elementos de sensor 67a, 67b en el vastago de sensor 62 estan dispuestos en la abertura lateral 44. En esta realizacion, el extremo distal de funda 40b tiene un extremo obturado 40c. La funda de sensor 40 incluye tambien una abertura perforada transversal 45 para proporcionar acceso para la disposicion de un sellante alrededor del vastago de sensor 62 y el canal del funda 42 en el extremo distal de funda 40b para formar una obturacion estanca al lfquido. Se ha de observar que la funda de sensor 40 puede incluir opcionalmente aberturas o ventanas laterales adicionales para alojar elementos de sensor adicionales para medir una pluralidad de analitos de sangre.

La Fig. 13 muestra otra realizacion del conjunto de sensor 30 en la que todos los elementos de sensor 67a, 67b, 67c, y 67d estan en el mismo lado del vastago de sensor 62. Los elementos de sensor 67a, 67b, 67c, y 67d estan dispuestos dentro de la funda 40 para estar situados debajo de la abertura lateral de funda 44. El tamano y/o la forma de los elementos de sensor 67a-d son solo ilustrativos y pueden incluir mas o menos elementos de sensor de cualquier configuracion de forma deseada siempre y cuando los elementos de sensor esten situados en la abertura lateral 44. La funda 40 incluye tambien una abertura perforada transversal 45 para aplicar sellante alrededor del vastago de sensor 62 y el canal de funda 42 para formar una obturacion estanca al lfquido. La Fig. 14 es una vista en seccion transversal de una realizacion en la Fig. 13. La Fig. 14 muestra mas claramente el detalle relacionado del vastago de sensor 62, la abertura lateral de funda 44y la abertura perforada trasversal 45.

La Fig. 15 es una vista en perspectiva de otra realizacion de la presente invencion. En esta combinacion del conjunto de sensor 30 y el cateter 40, los elementos de sensor 67 no estan dispuestos de manera protectora debajo de una ventana en la funda de sensor 40, sino que estan situados en una parte del vastago de sensor 62que se extiende mas alla del extremo distal de funda 40b. La Fig. 16 es una vista en detalle aumentada del extremo distal de la realizacion de la Fig. 15. La Fig. 16 muestra mas claramente el detalle relacional relativo entre los elementos de sensor 67, el vastago de sensor 62, la funda de sensor 40, y el cateter 22.

Debido a que el sensor 60 esta situado dentro de la funda de sensor 40, el vastago de sensor 62 puede tener una caractenstica de ser ngido o flexible o tener cualquier de grado de rigidez/flexibilidad. Preferiblemente, el vastago de sensor 62 es flexiblemente elastico para proporcionar menos susceptibilidad al dano durante el manejo y el uso cuando esta configurado para cualquier realizacion de la presente invencion.

Volviendo ahora a la Fig. 17, se ilustra una realizacion de la presente invencion. Un conjunto de sensor para tejido vivo 130 esta dispuesto e incluye una funda 140, un vastago de sensor 160 (no mostrado) dispuesto obturadamente dentro de la funda 140 y un cubo 150 conectado obturadamente a la funda 140. En esta realizacion, un extremo distal de vastago 162 se extiende mas alla de un extremo distal de funda 140a de la funda 140. Se observa sin embargo, que en el conjunto de sensor para tejido vivo 130 puede tener otras configuraciones como se ha descrito previamente. Se expone una pluralidad de elementos de sensor 167 en un extremo distal de vastago 162. El cubo 150 incluye una parte de funda de cubo 144 y una tapa de cubo 174.

La Fig. 18 ilustra una vista despiezada del conjunto de sensor para tejido vivo 130. El vastago de sensor 160 esta dispuesto de manera obturada dentro de la funda 140 con el extremo distal 162 extendiendose desde el extremo distal de funda 140a de la funda 140 y un extremo proximal 164 que se extiende desde un extremo proximal de funda 140b de la funda 140. La funda 140 incluye un canal interno 141 (no mostrado) que se extiende sustancialmente toda la longitud de la funda 140 y recibe el vastago de sensor 160. El canal interno 141 de la funda 140 comunica con una lumbrera de cubo 149 en una superficie de cubo 148. Como en la realizacion descrita anteriormente, la pluralidad de los elementos de sensor 167 incluye al menos un elemento de sensor de analito para generar una senal como respuesta a una concentracion de analito en el fluido del cuerpo, un elemento de sensor de referencia y un elemento de sensor de temperatura para determinar la temperatura de un area adyacente al elemento o de sensor y analito, siendo el area la temperatura del sensor de analito y/o la temperatura del fluido el cuerpo que esta en contacto con el elemento de sensor de analito.

El extremo proximal 164 se ensancha para formar una pluralidad de orejetas de contacto 166. Conectado a las orejetas de contacto 166 hay un conector electrico 170. El conector electrico 170 esta recibido en, y protegido por, la tapa de cubo 174. El conector electrico 170 incluye una placa de conector de vastago 171 y un receptor de conector electrico 172 que esta ffsicamente electricamente conectado a la placa de conector de vastago 171. La tapa de cubo 174 incluye una lumbrera receptora de conector 176 que esta situada dentro del extremo de tapa de cubo 174 para alinearse con el receptor de conector electrico 172 cuando la tapa de cubo 174 esta montada en el conjunto de sensor para tejido vivo 130. La parte de funda de cubo 144 incluye un recinto de recepcion de vastago 146a y una parte el de bloqueo de luer 146b. El recinto de recepcion de vastago 146a incluye una superficie de cubo 148 con una pared perimetral opcional 147 que se extiende transversalmente alrededor de una parte principal de la superficie el del cubo 148. Extendiendose alejandose desde y opuesta a la superficie de cubo 148 hay una parte tubular 145. La parte tubular 145 tiene un orificio central 149a para recibir la funda 140 y una muesca opcional 149b en la superficie de cubo 148 y que se extiende lateralmente hasta el orificio central 149a para recibir parte de la parte ensanchada 164 para evitar que el vastago de sensor 160 gire dentro del orificio central 149 durante el montaje. La parte de bloqueo luer (tuerca de retencion luer) 146b recibe la parte tubular 145 y esta fijamente unida a la parte tubular 145 que forma la parte de bloqueo luer 146. La parte de bloqueo luer 146 es una fijacion luer macho (oculta la vista) que esta estructurada para unirse a una fijacion luer hembra tal como la comunmente utilizada en agujas y cateteres.

La Fig. 19 es una vista aumentada del extremo proximal de vastago 164 que se extiende desde la funda 140. La Fig. 19 muestra mas claramente la parte ensanchada del extremo proximal de vastago 164 y las orejetas de contacto 166 que reciben y capturan la placa conectora de vastago 171. En esta realizacion como se ve en la Fig. 20, la pluralidad de orejetas de contacto 166 esta desplazada del vastago de sensor 160. Una de las orejetas de contacto indicada con el numero de referencia 166a esta desplazada del plano del extremo proximal de vastago 164 en 180'. La otra de las orejetas de contacto ilustrada indicada con el numero de referencia 166b esta desplazada por encima del plano del extremo proximal de vastago 164 en 180". Como se muestra, las orejetas de contacto 166a y 166b tienen cojinetes conectores electricos 165. Como se puede observar, las orejetas de contacto 166a y 166b estan desplazadas de tal manera que los cojinetes conectores 165 en cada orejeta de contacto estan situados espacialmente para enfrentarse hacia el plano del vastago de sensor 160 y unos hacia los otros. Las separaciones entre orejetas de contacto 166a y 166b reciben y capturan la placa conectora de vastago 171, que tiene correspondientes puntos electricos de contacto que coinciden con los cojinetes conectores 165 en las orejetas de contacto 166a y 166b. Aunque solo se muestran dos orejetas de contacto 166a y 166b, se contempla que se pueden incluir orejetas de contacto adicionales.

La Fig. 21 muestra una vista aumentada de una realizacion del extremo distal de vastago de sensor 162. El extremo distal de vastago del sensor 162 incluye un elemento de sensor que analito 167a, un elemento de sensor de referencia 167b y un elemento de sensor de temperatura 168. Se ha de entender que el elemento de sensor de temperatura 168 puede estar situado o bien sobre el vastago de sensor 160, coaxialmente delante o detras de los elementos de sensor 167, o que en los elementos de sensor opuestos laterales 167 siempre y cuando el elemento de sensor de temperatura 168 este en las proximidades cercanas de los elementos de sensor 167 con el fin de registrar de forma precisa la temperatura que rodea a los elementos de sensor 167 y al fluido adyacente a los elementos de sensor 167.

Volviendo ahora a la Fig. 22, se ilustra una realizacion de un sensor de temperatura 168 para utilizar en la presente invencion. El sensor de temperatura 168 puede ser uno de los elementos de sensor 167a-d y estar conectado a dos de los contactos electricos 165 de las orejetas de contacto 166. Alternativamente, el sensor de temperatura 168 puede estar unido a la funda del sensor 140, situado adyacente a los elementos de sensor 167, co-situado en el mismo plano que los elementos de sensor 167, integrado en los elementos de sensor 167, situado en las proximidades de los elemento de sensor 167, situado en una ubicacion que es representativa de la temperatura alrededor de los elementos de sensor 167, o situado en una ubicacion que monitoriza la temperatura alrededor de los elementos de sensor 167. El sensor de temperatura 168 mide la temperatura en los elementos de sensor 167 para compensar cualquier fluctuacion de temperatura que pudiera conducir a lecturas de analito imprecisas. El sensor de temperatura 168 puede ser uno de un termistor, un detector de temperatura de resistencia (RTD), y similares. El sensor de temperatura ilustrado en la Fig. 22 es un sensor RTD. Este tipo de sensor de temperatura se aprovecha del cambio predecible en la resistencia electrica de algunos materiales con la variacion de temperatura. El platino es el metal preferido cuando se fabrican RTDs debido a la relacion lineal de resistencia temperatura del platino y al hecho de ser qmmicamente inerte. En la configuracion preferida del sensor RTD, el sensor RTD tiene una disposicion en serie, digitada 168a hecha de una pluralidad de brazos o trazas de platino 169 dispuestas en el extremo distal 162 del vastago de sensor 160 que forma a uno de los elementos de sensor 167a-d. El tamano del sensor de temperatura 168 como esta ilustrado es tfpicamente aproximadamente de 0,005 pulgadas (0,127 mm) de anchura por aproximadamente 0,010 pulgadas (0,254 mm) de longitud, pero puede ser mas grande o mas pequeno dependiendo del tamano del vastago de sensor 160 o de la capacidad de los elementos electronicos de medida a los que el conjunto de sensor para tejido vivo 130 estan electricamente conectados. Un par de contactos electricos 165 esta electricamente conectado al sensor de temperatura 168.

Volviendo a la Fig. 23, se ilustra una realizacion alternativa del sensor de temperatura. La Fig. 23 muestra una vista en perspectiva aumentada de una realizacion del extremo distal de vastago de sensor 162. El extremo distal de vastago de sensor 162 incluye un elemento de sensor de analito 167a, un elemento de sensor en blanco 167b y un elemento de sensor de temperatura 168. En esta realizacion, un electrodo de referencia y un electrodo contador (no mostrado) estan dispuestos en el lado opuesto del vastago de sensor 160. Se contempla que los elementos de sensor 167 pueden estar todos tambien configurados en el mismo lado del vastago de sensor 160, como se ha descrito anteriormente. Se contempla ademas que el elemento de sensor de temperatura 168 puede estar situado en ambos lados del vastago de sensor 160 siempre y cuando el elemento de sensor de temperatura 168 este en la proximidad cercana de los elementos de sensor 167 con el fin que registrar de forma precisa la temperatura que rodea los elementos de sensor 167 y del fluido adyacente a los elementos de sensor 167. Para registrar de forma precisa la temperatura que rodea los elementos de sensor 167, el elemento de sensor de temperatura 68 puede estar no mas lejos de 0,25 mm del electrodo de trabajo que contiene la enzima que es un sustrato del analito destinado a ser medido. Aunque la medida precisa de la temperatura en la ubicacion del sensor es cntica, esta es extremadamente cntica particularmente en aplicaciones subcutaneas en las que los sensores son colocados aproximadamente 5-8 mm debajo de la piel y la fluctuacion de temperatura es inducida mas facilmente por la temperatura ambiente. En esta realizacion, el sensor de temperatura es un termistor 168b. El termistor preferido es un termistor NTC medico hecho a medida fabricado por Adsem, Inc. de Palo Alto, CA. El termistor preferiblemente tiene intercambiabilidad de 0,1 °C pero tambien se pueden utilizar termistores con intercambiabilidad de 0,2 °C o 0,3 °C. Tfpicamente, el termistor 168b tendra un par de terminales de termistor 168c con un revestimiento aislante que es preferiblemente de aproximadamente una micra de espesor. El revestimiento aislante tambien puede cubrir el termistor 168b. Alternativamente, una funda separada (no mostrada) puede cubrir los terminales del termistor 168c o, tanto el termistor 168b como los terminales de termistor 168c, que separan la funda pueden entonces ser utilizados para unirse al vastago de sensor 160 y ser insertados dentro de la funda de sensor 140. Los terminales de termistor 168c se pueden extender la longitud del vastago de sensor 160 y conectarse electricamente a la placa conectora de vastago 171 como se muestra mas claramente en la Fig. 24. La Fig. 24 muestra terminales de termistor 168c que salen de la funda de sensor 140 en el extremo proximal de vastago 164. Los terminales de termistor 168c tambien pueden estar electricamente conectados a un par de conductores electricos 51 (no mostrados) del vastago de sensor 160, o el termistor puede estar directamente formado en, y electricamente conectado a, los conductores electricos 51 embebidos en el vastago de sensor 160, sin embargo, cualquier cambio en la resistencia causado por el metodo de fabricacion/montaje del termistor al vastago de sensor 160 puede requerir la recalibracion del termistor. En una realizacion alternativa, uno de los terminales de sensor de temperatura comparte el terminal de sensor de contraelectrodo del vastago de sensor 160.

La Fig. 25 es una vista en seccion transversal aumentada de termistor 168b montado en el vastago de sensor 160. Como se ilustra, la funda de sensor 140 cubre y protege el termistor 168b. Se ha de entender, sin embargo, que el termistor 168b puede estar dispuesto en el vastago de sensor 160 para extenderse mas alla del extremo distal de sensor 140a.

La compensacion de temperatura se puede conseguir utilizando un elemento de compensacion de temperatura que corrige el error en la medida registrada por el elemento de sensor de analito debido a un cambio de temperatura. Los RTDs tienden a tener intercambiabilidad inconsistente de uno a otro para la finalidad de medir la temperatura y, de este modo, requieren o bien calibracion del RTD antes de su uso, o bien un algoritmo que compense lo mejor posible las diferencias de intercambiabilidad entre los sensores RTD. Los termistores, por otra parte, tienen muy buena intercambiabilidad, estan disponibles con intercambiabilidad de termistor de 0,1 °C, y proporcionan medida de temperatura relativamente precisa debido a la intercambiabilidad.

Para elementos de sensor 167 hechos de acuerdo con la realizacion de la presente invencion utilizando un sensor RTD, la compensacion de temperatura se puede expresar mediante el siguiente algoritmo sin calibrar cada RTD/sensor. El algoritmo ha sido calculado analfticamente y ajustado empmcamente hasta mostrar una excelente correlacion para todos los cambios en el analito (y mas particularmente la glucosa) y la temperatura, dado un punto de calibracion inicial referido en lo que sigue como R^cal:

C^corr _ E^meas x R^cal x(1-A(R^t) x (1+B(E^diff x R^cal))

en donde

Ccorr es igual a la concentracion de analito corregida con la temperatura;

Emeas es igual al potencial (o corriente) medido del sensor de analito;

Ediff es igual a la diferencia entre el potencial medido del sensor de analito y el potencial calibrado del sensor de analito;

Rcal es la relacion de la concentracion del sensor de analito calibrado respecto al potencial del sensor;

Rt es la relacion de la diferencia entre la temperatura medida y la temperatura en la calibracion respecto a la temperatura en la calibracion;

A y B son constantes.

El termino "1-A(R^t)" es un componente de correccion de temperatura de la ecuacion mientras que el termino "1+B(E^diff x R^cal)" es un componente de cambio de analito de la ecuacion.

Las constantes A y B son obtenidas analtticamente y determinadas empmcamente en base a la configuracion de los elementos de sensor 167. De este modo, las constantes A y B pueden cambiar a medida que la estructura y la qmmica de los elementos de sensor 167 cambian.

Se contempla que para utilizar en la medida de otros analitos, el algoritmo puede ser obtenido mas analtticamente y ajustado empmcamente en consecuencia.

Cuando se utiliza un termistor, la compensacion de temperatura es determinada mas facilmente debido a la intercambiabilidad de los termistores. Un algoritmo mas simplificado ha sido obtenido analtticamente y ajustado empmcamente para mostrar la excelente correlacion para todos los cambios en el analito (y mas particularmente la glucosa) y la temperatura, dado un punto de calibracion inicial referido lo que sigue como R^cal.

C^corr _ E^meas x R^cal x((1-C) x T^delta)

endonde

C^corr es igual a la concentracion de analito corregida con la temperatura;

E^meas es igual al potencial (o corriente) medido del sensor de analito;

R^cal es la relacion de la concentracion del sensor de analito calibrado respecto al potencial del sensor;

T^delta es igual a la diferencia entre la temperatura medida y la temperatura en la calibracion;

C es una constante.

Lo que sigue es un ejemplo un de fabricacion de un sensor 60 de la presente invencion y, mas particularmente, un sensor de analito.

Fabricacion de sensor

Etapa 1. Obtener una hoja de pelfcula de poliimida, preferiblemente con un espesor de aproximadamente 0,0508 mm (0,002 pulgadas) a 0,1016 mm (0,004 pulgadas). Una opcion para obtener tal pelfcula de poliimida es retirar la capa de cobre de un estratificado flexible de poliimida disponible de E. l. du Pont de Nemours and Company, Cat. No. AP8525 bajo la marca comercial Pyralux®. El estratificado cubierto de cobre de doble capa Pyralux® AP es una pelfcula del poliimida compuesta toda de poliimida unida a una lamina de cobre. El grabado qmmico es el metodo preferido para retirar la capa de cobre. La hoja de poliimida se convertira en el sustrato de soporte de poliimida para los elementos de sensor 67 de la presente invencion.

Etapa 2. Aplicar foto-resistente lfquido en ambos lados del sustrato de soporte de poliimida, exponer el fotoresistente a luz ultravioleta en un patron definido, y retirar las areas no expuestas para crear un patron para la deposicion de metal. Se ha de entender que la realizacion preferida de la presente invencion tiene elementos de sensor 67 en ambos lados del sustrato de soporte pero que tambien se puede hacer un unico sensor de un solo lado y esta dentro del alcance de la presente invencion. Tambien se entiende que los caminos aislados, electricamente conductores estan definidos en el patron entre cada elemento de sensor 67 y un correspondiente contacto electrico 65. Una unica hoja de sustrato de soporte de poliimida proporciona una pluralidad de sensores 60. Tfpicamente, un lado contiene los dos electrodos definidos por sensor (referido como el lado superior) mientras que el lado opuesto contiene los electrodos de referencia y/o los contraelectrodos (referido como el lado posterior).

Etapa 3. Revestir ambos lados con una o mas capas de materiales electricamente conductores mediante deposicion por vado. Materiales electricamente conductores aceptables incluyen platino, oro y similares. Preferiblemente, el platino con una capa de titanio depositada en el mismo se utiliza para la presente invencion. El platino sin capa de titanio es preferiblemente utilizado para formar la disposicion digitada, en serie 68a para el sensor de temperatura 68. Etapa 4. Retirar el foto-resistente que incluye material electricamente conductor en la parte superior de la superficie del foto-resistente dejando un patron de material electricamente conductor en las superficies de poliimida.

Etapa 5. Aplicar una capa aislante en ambos lados de la hoja de poliimida modificada preferiblemente mediante laminacion. La capa aislante es preferiblemente un recubrimiento fotograbable flexible disponible de E. l. du Pont de Nemours and Company como Pyralux® PC. Pyralux® PC es una mascara de soldadura de pelfcula seca, flexible utilizada para encapsular circuitos impresos flexibles. La pelfcula seca puede ser utilizada como una mascara de soldadura realizando patrones de aperturas utilizando procesos de exposicion de circuito impreso convencionales y procesos de desarrollo. Las areas no expuestas se pueden desarrollar como se explico en el folleto de informacion tecnica proporcionado por Dupont. Para la presente invencion, fue utilizado Pyralux® PC 1015. Exponer la capa aislante a la luz ultravioleta y lavar las partes no expuestas de la capa aislante. Curar termicamente la capa aislante/pelfcula seca restante. La capa aislante restante endurecida sirve no solo como capa aislante para el sensor de temperatura 68 y como caminos electricamente conductores entre cada elemento de sensor 67 y un correspondiente contacto electrico 65 sino que tambien forma los pozos para confinar y contener las capas dispensadas descritas mas adelante para el sensor(es) de analito.

Etapa 6. Estas y las restantes etapas se refieren solo al sensor(es) de analito y no al sensor de temperatura 68. Retirar el titanio de las areas expuestas por la capa aislante utilizando acido y hidrofluorico acuoso, que tambien elimina, de manera conveniente, cualesquiera contaminantes superficiales de los procesos anteriores.

Etapa 7. Depositar plata sobre los electrodos definidos por el patron de material electricamente conductor sobre el lado posterior del sustrato de soporte de poliimida, y posteriormente convertir una parte a cloruro de plata para crear un electrodo de Ag/AgCl, que servira como contador y electrodo de referencia.

Etapa 8. Depositar una membrana semipermeable en los dos electrodos por sensor definidos en el lado superior (es decir, el electrodo de glucosa y el electrodo en blanco) mediante electropolfmerizacion.

Etapa 9. Depositar una membrana de hidrogel sobre el contador de Ag/AgCl y el electrodo de referencia en el lado posterior de la hoja dispensando una cantidad redefinida de solucion de membrana de hidrogel, seguida de un curado con luz ultravioleta y un lavado.

Etapa 10. Depositar una solucion precursora de membrana de poli-2-hidroxietil metacrilato (PHEMA) sobre los dos electrodos por sensor definidos en el lado superior, curar con luz ultravioleta, lavar y secar. Los expertos en la tecnica entenderan que uno de los dos electrodos es un electrodo de glucosa y, por consiguiente, la solucion precursora de membrana de PHEMA para este electrodo contiene adicionalmente en una enzima de glucosa, preferiblemente oxidasa de glucosa.

Etapa 11. Depositar una solucion precursora de membrana compuesta sobre el electrodo de glucosa y el electrodo en blanco, curar con luz ultravioleta y secar. La preparacion de la solucion precursora de membrana compuesta se describira a continuacion. Son preparadas microesferas a partir de un material que tiene sustancialmente poca o ninguna permeabilidad a la glucosa pero una permeabilidad sustancialmente elevada al oxfgeno. Las microesferas son preferiblemente preparadas a partir de PDMS (polidimetilsiloxano). Las microesferas son mezcladas con un precursor de hidrogel que permite el paso de glucosa. Aunque los hidrogeles de poliuretano funcionan, se prefiere un precursor PHEMA. La relacion de microesferas respecto al hidrogel determina la relacion de la permeabilidad de la glucosa respecto a la permeabilidad del oxfgeno. De este modo, un experto en la tecnica podra determinar facilmente la relacion que hace posible el rango dinamico deseado de medida de glucosa en los consumos de oxfgeno bajo requeridos. Se ha de observar que si se utiliza un hidrogel de poliuretano, la membrana es curada evaporando el solvente en lugar de utilizando luz ultravioleta.

Etapa 12. Depositar opcionalmente una solucion precursora de membrana PHEMA adicional en el electrodo de glucosa y en el electrodo en blanco, curar con luz ultravioleta y secar. Esta etapa opcional anade catalasa que evita la liberacion del peroxido de hidrogeno al ambiente biologico, reduce la influencia del caudal en la sensibilidad del sensor y evita el contacto directo de la superficie de microesferas con el ambiente biologico.

Etapa 13. Cortar la hoja de poliimida en sensores individuales 60.

Los sensores individuales 60 son entonces ensamblados en la funda de sensor 40 de acuerdo con las realizaciones preferidas descritas anteriormente.

La Fig. 26 es una ilustracion que muestra una vista aumentada de las capas de sensor formadas mediante el procedimiento descrito anteriormente. Como se muestra en la Fig. 26, el sensor incluye al menos un electrodo de medida de analito 260 y un electrodo de referencia 280 formado en una capa aislante 290. La construccion descrita anteriormente incluye una capa aislante base 262 y un electrodo electricamente conductor 264 que estan incluidos tanto que el electrodo de medida de analito 260 como en el de referencia 280. El electrodo de medida de analito 260 incluye ademas una membrana o capa semipermeable 266 sobre el electrodo 264. Una capa de hidrogel 268 que contiene una enzima que es un sustrato del analito que va a ser medido esta formada en la capa semipermeable 266. Formada sobre la capa de hidrogel 268 hay una capa compuesta 270. Como se describe anteriormente, la capa de hidrogel opcional que contiene catalasa (no mostrada) puede estar formada sobre la capa compuesta 270. El electrodo de referencia 280 incluye una capa de plata 282 formada sobre la capa electricamente conductora 264 y una capa de plata-cloruro de plata 284 formada sobre la capa de plata 282. Formada sobre la capa de plata-cloruro de plata 284 esta una capa de PHEMA o de uretano 286.

Ejemplo 1

Un ejemplo de datos experimentales con y sin correccion de temperatura utilizando una realizacion de la presente invencion se ilustra en la Fig. 27. En este ejemplo in-vitro, el sensor de glucosa es expuesto a una variedad de concentraciones de glucosa mientras que al mismo tiempo es alterada la temperatura del entorno. Las concentraciones de glucosa estan representadas en la Fig. 27 junto con las trazas de medida.

La temperatura esta representada en el eje derecho y muestra una temperatura inicial de aproximadamente 33 °C hasta aproximadamente 80 minutos en el ensayo. Despues, la temperatura es gradualmente aumentada hasta 37 °C. Despues de se equilibrada en este nuevo punto de temperatura, la temperatura es elevada a 41 °C en donde permanece durante aproximadamente 60 minutos y despues se permite el enfriamiento gradual. Al mismo tiempo que la temperatura es alterada, el sensor es expuesto a varias concentraciones de glucosa (comprendidas entre 39,2 mg/dl y 323,1 mg/dl), y la respuesta del sensor de glucosa es registrada. La concentracion de glucosa se presenta en el eje izquierdo. En un sensor ideal, los datos de salida del sensor se correlacionanan de forma precisa con la concentracion de la glucosa (como se confirma mediante el estandar YSI). El estandar YSI es la concentracion de glucosa de la misma muestra medida con un analizador de glucosa YSI (Modelo 2300 Stat Plus, YSI lnc., Yellow Spring, OH). Sin embargo, se sabe que la temperatura afecta al rendimiento el sensor. La Fig. 27 presentada las concentraciones de glucosa precisas (estandar YSI), los datos no corregidos termicamente (sensor no corregido), y los datos de sensor corregidos con el algoritmo presentado anteriormente. De los datos resulta evidente que la correccion de la variabilidad de temperatura mejora la precision de la medida de glucosa. En efecto, los datos indican la compensacion casi perfecta de la medida de glucosa con la del standard YSI cuando los datos no corregidos son corregidos utilizando la medida de temperatura en tiempo real con un elemento de sensor RTD y el algoritmo anteriormente presentado. Como se puede ver en la Fig. 27, el trazado de la lectura del sensor corregido casi se superpone con el trazado estandar YSI.

Ejemplo 2

Incluso pequenas fluctuaciones de temperatura pueden dar lugar a variabilidad de medida de glucosa y debenan ser corregidas si la finalidad es presentar datos de glucosa precisos al usuario. En la Fig. 28, se ilustran los datos obtenidos a partir de un ensayo in-vitro cuando un sensor de glucosa de la presente invencion que tiene un sensor de temperatura integrado esta situado en un vial de concentracion de glucosa conocida y es monitorizado durante 5 dfas. El vial contema una solucion estandar acuosa que tema una concentracion de glucosa de 280 mg/dl. Pequenas fluctuaciones en la temperatura ambiente son registradas por el sensor de temperatura y tambien son reflejadas en el rendimiento el sensor de glucosa. Como se muestra mediante los datos, pequenas fluctuaciones de temperatura producen fluctuaciones de lectura de sensor relativamente grandes, lo que produce lecturas de concentracion imprecisas. Utilizando algoritmos de correccion de temperatura junto con la colocacion del sensor de temperatura dentro de 0,25 mm o mas cerca del electrodo de medida de enzima, los datos del sensor de temperatura se pueden utilizar para corregir el rendimiento del sensor de glucosa para fluctuaciones termicamente inducidas y proporcionar una lectura precisa al usuario. Esto se ilustra claramente en la Fig. 28.

Aunque en la presente memoria han sido descritas realizaciones preferidas de la presente invencion, la descripcion anterior es meramente ilustrativa. Los expertos en las respectivas tecnicas pueden realizar modificaciones adicionales de la invencion descrita la presente memoria y tales modificaciones se consideran dentro del alcance de la invencion como esta definida por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (4)

REIVINDICACIONES

1. Un conjunto de sensor para tejido vivo para medir un analito en un fluido en un cuerpo, comprendiendo el conjunto de sensor:

una funda (140);

un cubo (150) que tiene una parte de funda de cubo (144) y una tapa de cubo (174) conectada a la parte de funda de cubo, estando la parte de funda de cubo (144) conectada obturadamente a un extremo proximal de la funda, teniendo la tapa de cubo (174) una lumbrera receptora de conector (172); y

un vastago de sensor (160) dispuesto obturadamente dentro de la funda (140) y que tiene un extremo distal de vastago (162) y un extremo proximal de vastago (164), comprendiendo el vastago de sensor (160): una pluralidad elementos de sensor (167) que incluyen al menos un elemento de sensor de analito (167a) para generar una senal como respuesta a una concentracion de analito en el cuerpo, un elemento de sensor de referencia (167b) y un elemento de sensor de temperatura (168) para determinar una temperatura de un area adyacente al elemento de sensor de analito (167a) y para compensar una salida del elemento de sensor de analito (167a), estando la pluralidad elementos de sensor dispuesta adyacente al extremo distal de vastago (162) y expuesta al fluido del cuerpo;

una pluralidad de orejetas de contacto (166) que se extienden sustancialmente paralelas al eje longitudinal del vastago de sensor (160) desde el extremo proximal de vastago (164), teniendo la pluralidad de orejetas de contacto (166) cojinetes conectores electricos (165) en donde la pluralidad de orejetas de contacto (166) estan desplazadas del vastago de sensor (160) entre sf, estando los cojinetes conectores electricos (165) electricamente conectados a la pluralidad de elementos de sensor; y

un conector electrico (170) que tiene una placa conectora de vastago (171), estando la placa conectora de vastago (171) recibida y capturada entre la pluralidad de orejetas de contacto (166) en donde el conector electrico (170) y el extremo proximal de vastago (164) estan dispuestos dentro de la tapa del cubo (174).

2. El conjunto de sensor para tejido vivo de la Reivindicacion 1, en donde la pluralidad de elementos de sensor y el extremo distal de vastago (162) estan expuestos al fluido del cuerpo en una ubicacion seleccionada del grupo formado por, mas alla del extremo distal de vastago (140a), en una abertura en la funda adyacente al extremo distal de funda (140a), y unas aberturas ortogonales en lados opuestos de la funda adyacentes al extremo distal de funda.

3. El conjunto de sensor para tejido vivo de la Reivindicacion 1, en el que el elemento de sensor de temperatura (168) es uno de un detector de temperatura de resistencia o un termistor.

4. El conjunto de sensor para tejido vivo de la Reivindicacion 3, en el que el detector de temperatura de resistencia es una disposicion conectada en serie, digitada de una pluralidad de trazas paralelas y electricamente conductoras.