KR20050096490A - Electrochemical biosensor readout meter - Google Patents
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Abstract
본 발명은 피크전류에 왜곡이 발생하지 않도록 하여 재현성이 향상된 전기화학적 바이오센서 측정기를 제공하는 것을 목적으로 한다. 본 발명은 제3전압 인가시점(t3)에서 발생하는 피크전류가 왜곡 없이 해당 전압으로 변환되도록 전압변환수단(OP2)이 설정되고, 측정시점(t4)의 디지털 전압신호가 A/D컨버터의 기준전압의 이하가 되도록 증폭기(OP3)가 설정된 것을 특징으로 한다. 또한 측정 진행과정에서 발생하는 신호를 분석함으로써 비 정상적인 진행과정을 판단할 수 있는 측정 시시템을 포함하는 것을 특징으로 한다.It is an object of the present invention to provide an electrochemical biosensor measuring device with improved reproducibility by preventing distortion in peak current. According to the present invention, the voltage conversion means OP2 is set so that the peak current generated at the third voltage application point t3 is converted into the corresponding voltage without distortion, and the digital voltage signal at the measurement point t4 is the reference of the A / D converter. The amplifier OP3 is set so as to be below the voltage. In addition, it characterized in that it comprises a measuring system that can determine the abnormal progress by analyzing the signal generated in the measurement progress.
Description
본 발명은 생체시료에 있는 특정 물질, 예컨대 혈액 중의 혈당, 콜레스테롤 등을 정량 분석하는 전기화학적 바이오센서 측정기에 관한 것이다.The present invention relates to an electrochemical biosensor measuring device for quantitative analysis of certain substances in a biological sample such as blood glucose, cholesterol, and the like.
최근 의약 분야에서 혈액을 포함한 생체 시료를 분석하기 위하여 전기화학적 바이오센서를 많이 사용하고 있다. 그 중 효소를 이용한 전기화학적 바이오센서는 적용이 간편하고, 측정 감도가 우수하며, 신속하게 결과를 얻을 수 있어 병원및 임상 실험실에서 가장 널리 사용된다. 전기화학적 바이오센서에 적용되는 효소분석법은 크게 분광학적 방법인 발색법과 전기화학적인 전극법으로 구분할 수 있다. 발색법은 일반적으로 전극법에 비해 측정시간이 길며, 생체시료의 혼탁도에 기인한 측정오차 등으로 인해 중요한 생체물질을 분석하는데 어려움이 수반된다. 따라서 최근에는 스크린프린팅방법 등을 이용하여 전극계를 형성한 뒤, 분석 시약을 전극 상에 고정시키고, 시료가 도입된 후 일정 전위를 적용하여 시료 중 특정 물질을 정량적으로 측정하는 전극법이 전기화학적 바이오센서에 많이 응용되고 있다.Recently, in the medical field, many electrochemical biosensors are used to analyze biological samples including blood. Among them, electrochemical biosensors using enzymes are most widely used in hospitals and clinical laboratories because they are easy to apply, have excellent measurement sensitivity, and can quickly obtain results. Enzyme analysis applied to electrochemical biosensors can be classified into colorimetric method and electrochemical electrode method. The colorimetric method generally takes longer time than the electrode method, and it is difficult to analyze important biomaterials due to measurement errors due to turbidity of biological samples. Therefore, in recent years, the electrode method of forming an electrode system using a screen printing method and the like, fixing an analytical reagent on the electrode, applying a predetermined potential after the sample is introduced, and quantitatively measuring a specific substance in the sample is an electrochemical biotechnology. It is widely applied to sensors.
미국특허 제5,437,999호 'Electrochemical Sensor'에는, PCB 산업에서 통상적으로 사용되는 기술을 전기화학적 바이오센서 테스트스트립에 적합하도록 새롭게 응용하여, 정밀하게 정의된 전극 영역을 가지는 전기화학적 바이오센서 테스트스트립에 관하여 기술되어 있다. 이 전기화학적 바이오센서 테스트스트립은 매우 적은 시료 양으로 매우 정확한 전기화학적 측정을 수행할 수 있다.U.S. Patent No. 5,437,999, entitled 'Electrochemical Sensor', describes an electrochemical biosensor test strip having a precisely defined electrode region by newly applying a technique commonly used in the PCB industry to be suitable for an electrochemical biosensor test strip. It is. This electrochemical biosensor test strip can perform highly accurate electrochemical measurements with very low sample volumes.
도 1은 종래의 전기화학적 바이오센서 테스트스트립의 평면도이다. 도 1에서 11은 인식전극, 12는 기준전극, 13은 작동전극, 14는 시약이 고정되어 있는 반응부이다.1 is a plan view of a conventional electrochemical biosensor test strip. 1 to 11 is a recognition electrode, 12 is a reference electrode, 13 is a working electrode, 14 is a reaction part in which a reagent is fixed.
도 2는 도 1에 도시된 테스트스트립(10)을 이용하는 종래의 전기화학적 바이오센서 측정기의 회로도이고, 도 3a는 작동전압발생회로(21)가 작동전극(13)에 인가하는 작동전압의 파형도이고, 도 3b는 시료의 도입에 따라 작동전극(13)에 흐르는 전류의 파형도이다.FIG. 2 is a circuit diagram of a conventional electrochemical biosensor measuring device using the test strip 10 shown in FIG. 1, and FIG. 3A is a waveform diagram of an operating voltage applied by the operating voltage generating circuit 21 to the working electrode 13. 3B is a waveform diagram of current flowing through the working electrode 13 with the introduction of the sample.
이하에서는 도 2 및 도 3를 참조하여, 종래의 전기화학적 바이오센서 측정기(20)의 동작을 설명한다. 도 1에 도시된바와 같은 테스트스트립(10)이 측정기(20)에 삽입되면 인식전극(11)에 의해서 A점의 전압이 5V에서 0V로 바뀐다.Hereinafter, the operation of the conventional electrochemical biosensor measuring device 20 will be described with reference to FIGS. 2 and 3. When the test strip 10 as shown in FIG. 1 is inserted into the measuring device 20, the voltage of the point A is changed from 5V to 0V by the recognition electrode 11.
이러한 전압의 변화는 제어기의 역할을 하는 마이크로 프로세서(26)에 의해 인식됨으로써, 테스트스트립(10)이 삽입된 것을 알게 된다. 이렇게 테스트스트립(10)이 삽입된 것을 인식한 시점(t0)에서 마이크로 프로세서(26)는 작동전압 발생회로(21)로 하여금 소정의 전압, 예를 들어 300㎷를 작동전극(13)에 인가하도록 한다.This change in voltage is recognized by the microprocessor 26, which acts as a controller, thereby knowing that the test strip 10 has been inserted. When the test strip 10 recognizes that the test strip 10 is inserted, the microprocessor 26 causes the operating voltage generation circuit 21 to apply a predetermined voltage, for example, 300 mA, to the working electrode 13. do.
테스트스트립(10)의 반응부(14)에 혈액 등이 도입되면(t1), 혈액 중의 분석물질과 시약이 반응하여 전하가 발생하게되고, 작동전극(13)에 인가되어 있는 전압에 의해 이러한 전하는 전류(i)를 형성하게 된다. 전류는 시약과 분석물질과의 반응이 진행됨에 따라 도 3b에 도시되어 있는 바와 같이 증가하게 된다. 전류가 소정의 크기(ith)로 증가하면(t2),마이크로 프로세서(26)는 작동전압발생회로(21)로 하여금 아무런 전압도 작동전극(13)에 인가하지 않도록 한다. 여기서 전류가 소정의 크기(ith)로 될 때까지 기다리는 이유는 노이즈 등에 의한 오동작을 방지하기 위해서이다.When blood or the like is introduced into the reaction unit 14 of the test strip 10 (t1), the analyte and the reagent in the blood react with each other to generate a charge, and the charge is generated by the voltage applied to the working electrode 13. The current i is formed. The current increases as shown in FIG. 3B as the reaction between the reagent and the analyte progresses. If the current increases to a predetermined magnitude (t2), the microprocessor 26 causes the operating voltage generating circuit 21 to apply no voltage to the working electrode 13. The reason for waiting until the current reaches a predetermined magnitude is to prevent malfunction due to noise or the like.
작동전압이 실질적으로 0V가 되므로, 분석물질과 시약의 반응에 의해 발생한 전하는 작동전극(13)을 경유하여 흐르지 못하고, 작동전극(13) 주위에 모여있게 된다. 작동전압을 실질적으로 0V로 하고 소정 시간이 흐른 후(t3)에 다시 300㎷의 작동전압을 작동전극(13)에 인가한다. 여기서 t2부터 t3까지의 시간을 통상 인큐베이션 타임(incubation time)이라고 한다. 인큐베이션 타임 동안에 작동전극 주위에 모여 있던 전하는 t3에서 300㎷의 작동전압이 인가되면 일시에 작동전극(13)을 경유하여 흐르게 되므로 도 3b에 도시된 바와 같이 t3에서 피크전류(Ip)가 나타나게 된다.Since the operating voltage becomes substantially 0 V, the charge generated by the reaction of the analyte and the reagent does not flow through the working electrode 13, but is collected around the working electrode 13. After a predetermined time passes (t3) with an operating voltage of substantially 0 V, an operating voltage of 300 kV is applied to the working electrode 13 again. The time from t2 to t3 is generally referred to as incubation time. The charge gathered around the working electrode during the incubation time flows through the working electrode 13 at a time when 300 kW of an operating voltage is applied at t3, so that the peak current Ip appears at t3 as shown in FIG. 3B.
이하에서는 작동전극(13)에 흐르는 전류를 측정하여 분석물질의 농도를 측정하는 원리를 도 2의 회로를 참고하여 설명한다. 작동전극(13)에 흐르는 전류는 연산증폭기(OP1)의 출력단자와 (-)입력단자의 피드백 루프에 있는 저항(R1)에의해 전압으로 변환된다. 이렇게 변환된 전압은 아날로그-디지털(A/D) 컨버터(23)에 의해 디지털 신호로 변환된다. 마이크로 프로세서(26)는 시료 중의 분석물질의 농도와 전류의 관계에 대한 데이터를 저장하고 있다. 마이크로 프로세서(26)는 피크전류(Ip)가 어느 정도 지나간 시점(t4)에서 작동전극(13)에 흐르는 전류의 값을 읽음으로써 분석물질의 농도를 측정한다. t4 시점에서 분석물질의 농도를 측정하는 이유는 시료 중에 동일한 농도의 분석물질이 포함되어 있다 할 지라도 기준전극 및 작동전극에 시약이 결합된 상태 등에 따라 피크전류의 값이 다르게 나타나기 때문이다. Hereinafter, the principle of measuring the concentration of the analyte by measuring the current flowing through the working electrode 13 will be described with reference to the circuit of FIG. 2. The current flowing through the working electrode 13 is converted into a voltage by the resistor R1 in the feedback loop of the output terminal of the operational amplifier OP1 and the negative input terminal. The voltage thus converted is converted into a digital signal by the analog-to-digital (A / D) converter 23. The microprocessor 26 stores data on the relationship between the concentration of the analyte in the sample and the current. The microprocessor 26 measures the concentration of the analyte by reading the value of the current flowing through the working electrode 13 at the time t4 at which the peak current Ip has passed. The reason for measuring the concentration of the analyte at the time t4 is that even though the sample contains the same concentration of analyte, the peak current value is different depending on the state in which the reagent is bound to the reference electrode and the working electrode.
전술한 바와 같이 종래에는 인큐베이션 타임 동안에 작동전극에 아무런 전압도 걸어 주지 않았으므로, t3 시간에 나타나는 피크전류(Ip)의 값이 상당히 컸다. 따라서 저항(R1)의 값을 크게 하면, 연산증폭기(OP1)의 한계에 따라 피크전류가 발생하는 t3 근방에서 신호의 왜곡이 나타나게 되고, 이에 따라서 t4에서의 전류의 크기도 영향을 받았다. 도 4a는 저항(R1)이 작아서 작동전극에 흐르는 전류가 t3 근방에서 충분히 흐를 수 있는 경우의 전류 파형도이고, 도 4b는저항(R1)이 커서 작동전극에 흐르는 전류가 t3 근방에서 충분히 흐를 수 없는 경우의 전류 파형도이다. 이 경우 피크전류의 값은 전술한 바와 같이 기준전극 및 작동전극에 시약이 결합된 상태 등에 따라 달라지므로, 사용하는 테스트스트립에 따라 t4 시점에서 측정되는 전류의 크기도 다르게 되어 재현성에 문제가 있었다. 또한 큰 피크전류가 왜곡없이 흐를 수 있도록 하기 위하여 저항(R1)을 줄이면, t3 시점에서 측정되는 전압에 비해 t4 시점에서 측정되는 전압이 상대적으로 매우 작으므로 A/D 컨버터(23)의 모든 비트를 이용할 수 없으므로 비용상의 낭비가 발생한다.As described above, since no voltage is applied to the working electrode during the incubation time, the value of the peak current Ip at the time t3 is considerably large. Therefore, when the value of the resistor R1 is increased, the distortion of the signal appears in the vicinity of t3 where the peak current occurs due to the limitation of the operational amplifier OP1. Accordingly, the magnitude of the current at t4 is also affected. FIG. 4A is a waveform diagram of a case in which the current flowing through the working electrode can sufficiently flow near t3 because the resistance R1 is small, and FIG. 4B shows that the current flowing through the working electrode can flow sufficiently near t3 because the resistance R1 is large. This is the current waveform diagram when there is no. In this case, since the value of the peak current varies depending on the state in which the reagent is coupled to the reference electrode and the working electrode as described above, the magnitude of the current measured at the time t4 varies depending on the test strip to be used, thereby causing a problem in reproducibility. Also, if the resistance R1 is reduced in order to allow a large peak current to flow without distortion, the voltage measured at the time t4 is relatively small compared to the voltage measured at the time t3, so that all bits of the A / D converter 23 are Cost is wasted because it is not available.
또한 종래의 바이오센서 측정기에서는 전극에 흐르는 전류를 전압으로 바꾸기 위하여 도 2에 도시된 바와 같이 하나의 연산증폭기(OP1)만을 사용하였다. 예를 들어, A/D 기준전압이 3.7V이고 저항(R1)의 값이 100㏀이고, 연산증폭기의 (+)전원전압을 5V로 하면, t4 시간에 측정할 수 있는 전류의 범위는 0 < i < 37㎂이고, 연산증폭기에서 허용하는 피크전류의 최대값은 50㎂이다. 피크전류의 값을 더 높이려면 t4 시간에 측정할 수 있는 전류의 최대범위는 37㎂보다 더 커지게 된다. A/D 컨버터(23)의 변환 비트가 8비트라면 전류의 최대범위가 커지면 분해능이 점점 나빠지게 되므로, 원하는 성능의 분해능을 얻어내기 위해서는 변환 비트를 높여야 한다. 이러한 경우 고가의 A/D 컨버터를 사용하여야 하므로 비용이 상승하게 되는 문제점이 있었다.In addition, in the conventional biosensor measuring device, only one operational amplifier OP1 is used as shown in FIG. 2 to convert the current flowing through the electrode into a voltage. For example, if the A / D reference voltage is 3.7 V, the value of the resistor R1 is 100 mA, and the positive power supply voltage of the operational amplifier is 5 V, the range of the current that can be measured at t4 time is 0 < i <37 mA, and the maximum value of the peak current allowed by the operational amplifier is 50 mA. To further increase the peak current, the maximum range of measurable current at t4 time is greater than 37mA. If the conversion bit of the A / D converter 23 is 8 bits, since the resolution becomes worse as the maximum range of the current becomes larger, the conversion bit must be increased to obtain the resolution of the desired performance. In this case, since the expensive A / D converter must be used, there is a problem that the cost increases.
따라서 본 발명은 피크전류에 왜곡이 발생하지 않도록 하여 재현성이 향상된 전기화학적 바이오센서 측정기를 제공하는 것을 목적으로 한다. 그리고 이러한 회로를 통하여 분석과정을 수행 할 때 고려할 사항으로는 비 정상적인 진행과정이 발생했을 경우이다. 본 발명에서는 회로를 통하여 얻어지는 신호를 분석함으로써 비 정상적인 진행과정을 판단할 수 있는 측정기를 제공하는 것을 목적으로 한다.Accordingly, an object of the present invention is to provide an electrochemical biosensor measuring device with improved reproducibility by preventing distortion in peak current. In addition, when performing an analysis process through such a circuit, an abnormal process occurs. An object of the present invention is to provide a measuring device that can determine the abnormal progress by analyzing the signal obtained through the circuit.
본 발명은 제3전압 인가시점(t3)에서 발생하는 피크전류가 왜곡 없이 해당 전압으로 변환되도록 전압변환수단(OP2)이 설정되고, 측정시점(t4)의 디지털 전압신호가 A/D컨버터의 기준전압의 이하가 되도록 증폭기(OP3)가 설정된 것을 특징으로 한다. 또한 측정 진행과정에서 발생하는 신호를 분석함으로써 비 정상적인 진행과정을 판단할 수 있는 측정 시시템을 포함하는 것을 일 특징으로 한다.According to the present invention, the voltage conversion means OP2 is set so that the peak current generated at the third voltage application point t3 is converted into the corresponding voltage without distortion, and the digital voltage signal at the measurement point t4 is the reference of the A / D converter. The amplifier OP3 is set so as to be below the voltage. In addition, it characterized in that it comprises a measuring system that can determine the abnormal progress by analyzing the signal generated in the measurement progress.
또한 본 발명은 절연체 기판과, 이 절연체 기판 위에 길이방향으로 나란하게 형성된 기준전극 및 작동전극과, 상기 절연체 기판에서 상기 기준전극 및 작동전극에 걸쳐 고정화되며 시료의 도입에 따라 특정 분석물질과 반응하여 그 물질의 농도에 상응하는 양의 전하를 발생시키는 시약을 구비한 전기화학적 바이오센서 테스트스트립을 이용하는 측정기에 있어서, 상기 작동전극에 작동전압을 인가하는 작동전압발생회로와, 상기 작동전극을 경유하여 흐르는 전류를 전압으로 변환하는 전압변환수단과, 상기 전압변환수단에 의해 변환된 전압을 증폭하여 아날로그 전압신호를 출력하는 증폭기와, 상기 증폭기에서 발생된 아날로그 전압신호를 디지털 전압신호로 변환하는 A/D컨버터와, 상기 테스트스트립이 상기 측정기에 삽입되면(t0), 상기 작동전압발생회로가 상기 작동전극에 제1전압을 인가하도록 하고, 시료가 도입되면(t1) 소정 시간 후(t2)에 상기 작동전압발생회로가 상기 작동전극에 제2전압을 소정시간 동안 인가하도록 하며, 그 후(t3)에는 상기 작동전압발생회로가 상기 작동전극에 제3전압을 인가하도록 하고, 상기 제3전압인가시점(t3)으로부터 소정 시간 후(t4)에 상기 A/D컨버터에서 출력된 디지털 신호를 판독하여 상기 분석물질의 농도를 측정하는 제어기를 포함하며, 상기 제3전압인가시점(t3)에서 발생하는 상기 전류의 피크전류가 왜곡 없이 해당 전압으로 변환되도록 상기 전압변환수단이 설정되고, 상기 측정시점(t4)의 상기 디지털 전압신호가 상기 A/D컨버터의 기준전압의 이하가 되도록 상기 증폭기가 설정되고, 신호분석을 통하여 결과값에 대한 신뢰도를 높이는 것을 다른 특징으로 한다.In addition, the present invention is fixed to the insulator substrate, the reference electrode and the working electrode formed in parallel in the longitudinal direction on the insulator substrate, the reference electrode and the working electrode in the insulator substrate and reacts with a specific analyte according to the introduction of the sample A measuring instrument using an electrochemical biosensor test strip having a reagent for generating an amount of charge corresponding to the concentration of the substance, comprising: an operating voltage generating circuit for applying an operating voltage to the working electrode, and via the working electrode Voltage conversion means for converting a flowing current into a voltage, an amplifier for amplifying the voltage converted by the voltage conversion means and outputting an analog voltage signal, and A / for converting an analog voltage signal generated by the amplifier into a digital voltage signal. When the converter and the test strip are inserted into the measuring instrument (t0), the operating voltage The live circuit is configured to apply a first voltage to the working electrode, and when a sample is introduced (t1), after a predetermined time (t2), the working voltage generation circuit is applied to the working electrode for a predetermined time, Thereafter, the operating voltage generation circuit applies a third voltage to the working electrode, and the digital output from the A / D converter is performed after a predetermined time (t4) from the third voltage application time t3. And a controller configured to read a signal and measure the concentration of the analyte, wherein the voltage converting means is set so that the peak current of the current generated at the third voltage application time t3 is converted into the corresponding voltage without distortion. The amplifier is set so that the digital voltage signal at the measurement time point t4 is less than or equal to the reference voltage of the A / D converter, and the reliability of the result value is increased through signal analysis. The.
또한 본 발명은 절연체 기판과, 이 절연체 기판 위에 길이방향으로 나란하게 형성된 기준전극 및 작동전극과, 상기 절연체 기판에서 상기 기준전극 및 작동전극에 걸쳐 고정화되며 시료의 도입에 따라 특정 분석물질과 반응하여 그 물질의농도에 상응하는 양의 전하를 발생시키는 시약을 구비한 전기화학적 바이오센서 테스트스트립을 이용하는 측정기에 있어서, 상기 작동전극에 작동전압을 인가하는 작동전압발생회로와, 상기 작동전극을 경유하여 흐르는 전류를 아날로그 전압신호로 변환하는 전압변환수단과, 상기 전압변환수단에서 발생된 아날로그 전압신호를 디지털 전압신호로 변환하는 A/D컨버터와, 상기 테스트스트립이 상기 측정기에 삽입되면(t0), 상기 작동전압발생회로가 상기 작동전극에 제1전압을 인가하도록 하고, 시료가 도입되면(t1) 소정 시간 후(t2)에 상기 작동전압발생회로가 상기 작동전극에 제2전압을 소정 시간 동안 인가하도록 하며, 그 후(t3)에는 상기 작동전압발생회로가 상기 작동전극에 제3전압을 인가하도록 하고, 상기 제3전압인가시점(t3)으로부터 소정 시간 후(t4)에 상기 A/D컨버터에서 출력된 디지털 신호를 판독하여 상기분석물질의 농도를 측정하는 제어기를 포함하며, 상기 제2전압은 실질적으로 0V가 아니고, 상기 제1전압보다 작은 것을 또 다른 특징으로 한다.In addition, the present invention is fixed to the insulator substrate, the reference electrode and the working electrode formed in parallel in the longitudinal direction on the insulator substrate, the reference electrode and the working electrode in the insulator substrate and reacts with a specific analyte according to the introduction of the sample A measuring instrument using an electrochemical biosensor test strip having a reagent for generating an amount of charge corresponding to a concentration of a substance, comprising: an operating voltage generating circuit for applying an operating voltage to the working electrode, and via the working electrode Voltage converting means for converting a flowing current into an analog voltage signal, an A / D converter for converting an analog voltage signal generated by the voltage converting means into a digital voltage signal, and the test strip is inserted into the measuring instrument (t0), The operating voltage generation circuit causes the first voltage to be applied to the working electrode, and when a sample is introduced (t1). After a predetermined time (t2), the operating voltage generating circuit applies the second voltage to the working electrode for a predetermined time, and after (t3), the operating voltage generating circuit applies the third voltage to the working electrode. And a controller for reading the digital signal output from the A / D converter after a predetermined time (t4) from the third voltage application time point t3 to measure the concentration of the analyte. It is another feature that it is not substantially 0V and smaller than the first voltage.
이하, 도면을 참조하여 본 발명의 일 실시예를 상세히 설명한다.Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
도 5는 본 발명에 따른 전기화학적 바이오센서 측정기의 회로를 도시한 도면이다. 도 2에 도시된 구성요소와 동일한 것은 동일한 참조번호를 사용하여 표시한다. 도 2에 도시된 종래의 전기화학적 바이오센서 측정기와 비교하여 볼 때, 작동전극(13)에 흐르는 전류를 전압으로 변환하여 A/D 컨버터(23)로 입력하는 연산증폭기가 종래에는 한 단으로 구성되어 있었으나, 본 발명에서는 두 단으로 구성되었으며, 마이크로 프로세서에서는 신호분석(28)을 수행하는 것을 특징으로 한다.5 is a diagram illustrating a circuit of an electrochemical biosensor measuring device according to the present invention. The same components as those shown in Fig. 2 are denoted using the same reference numerals. Compared with the conventional electrochemical biosensor measuring device shown in Figure 2, the operational amplifier converts the current flowing through the working electrode 13 to a voltage and inputs to the A / D converter 23 is conventionally configured in one stage Although the present invention is composed of two stages, the microprocessor is characterized in that the signal analysis 28 is performed.
도 6a는 본 발명에 따라 작동전극에 인가되는 작동전압의 파형을 도시한 도면이고, 도 6b는 본 발명에 따라 작동전극에 흐르는 전류의 파형을 도시한 도면이다. Figure 6a is a diagram showing the waveform of the operating voltage applied to the working electrode in accordance with the present invention, Figure 6b is a diagram showing the waveform of the current flowing through the working electrode in accordance with the present invention.
도 7a는 정상적인 분석과정의 파형을 나타내고 있으며, 도 7b는 비정상적인 진행과정에서 발생하는 파형의 모습을 도시한 파형도이다.Figure 7a shows the waveform of a normal analysis process, Figure 7b is a waveform diagram showing the appearance of the waveform occurring in the abnormal process.
이하에서는 도 5과 도 6를 참조하여, 그 구체적인 동작에 대해 설명한다. 측정기(50)에 테스트스트립(10)이 삽입되면 (t0), 인식전극(11)에 의해서 A의 값이 5V에서 0V로 바뀌게 되고, 전압의 변화를 마이크로 프로세서(26)에서 인지하여, 테스트스트립(10)의 삽입 여부를 알게 된다. 이 때 마이크로 프로세서(26)는 도 6a에 도시된 바와 같이, 작동전압 발생회로(43)로 하여금 300㎷를 작동전극(13)에 인가하도록 한다. 그리고 테스트스트립(10)의 반응부(14)에 혈액이 투입되기를 기다린다. 혈액이 테스트스트립(10)의 반응부(14)에 투입되면(t1), 도 6a에 도시된 바와 같이 테스트스트립(10)에 흐르는 전류가 소정 값 이상으로 될 때(t2)까지 기다려서, 혈액이 투입된 것으로 결정하고, 마이크로 프로세서(26)는 작동전압발생회로(21)로 하여금 테스트스트립(10)의 작동전극(13)에 작동전압으로서 실질적으로 0V가 아닌 74㎷를 걸어 주도록 한다.Hereinafter, a detailed operation thereof will be described with reference to FIGS. 5 and 6. When the test strip 10 is inserted into the measuring device 50 (t0), the value of A is changed from 5V to 0V by the recognition electrode 11, and the change of the voltage is recognized by the microprocessor 26, so that the test strip It is known whether or not (10) is inserted. At this time, the microprocessor 26 causes the operating voltage generating circuit 43 to apply 300 kHz to the working electrode 13, as shown in FIG. 6A. Then, the blood waits to be introduced into the reaction unit 14 of the test strip 10. When blood is injected into the reaction section 14 of the test strip 10 (t1), as shown in FIG. 6A, the blood is waited until the current flowing in the test strip 10 becomes a predetermined value or more (t2). Determined to be injected, the microprocessor 26 causes the operating voltage generating circuit 21 to apply 74 kV, not substantially 0 V, to the working electrode 13 of the test strip 10 as the working voltage.
도 5에서 첫 번째 연산증폭기(OP2)는 피크전류를 결정하는 연산증폭기이고, 두 번째 연산증폭기(OP3)는 A/D(23)에서 측정할 수 있는 최대 전류를 결정하는 연산증폭기이다. 피크전류를 Ip라고 하고, 연산증폭기(OP2)의 (+)전원단자에 걸리는 전압을 +5V로 하면, Ip=5/R2 이다. 이 때 R2를 10㏀이라 하면, Ip=500㎂이다. R5=R8, R6=R7로 설정하면, 두 번째 연산증폭기(OP3)의 증폭률은 R6/R8이 된다. 따라서 A/D 컨버터(23)에서 읽어 들이는 전류의 증폭률은 R2R6/R8 이므로, R2를 10㏀, R6을 470㏀, R8를 51㏀으로 설정하면, t4 시간에 읽어 들일 수 있는 최대 전류는 3.7/(10k·470k/51k)로서 40.1㎂이다.In FIG. 5, the first operational amplifier OP2 is an operational amplifier for determining the peak current, and the second operational amplifier OP3 is an operational amplifier for determining the maximum current that can be measured by the A / D 23. If the peak current is called Ip and the voltage across the positive power supply terminal of the operational amplifier OP2 is + 5V, Ip = 5 / R2. If R2 is 10 ms at this time, Ip = 500 ms. When R5 = R8 and R6 = R7, the amplification factor of the second operational amplifier OP3 is R6 / R8. Therefore, the amplification factor of the current read from the A / D converter 23 is R2R6 / R8. Therefore, if R2 is set to 10 mA, R6 is set to 470 Hz, and R8 is set to 51 mA, the maximum current that can be read at t4 time is 3.7. / (10k · 470k / 51k), which is 40.1 ms.
피크전류 Ip가 커지게 되면, R2를 줄이고, R6/R8의 비를 조정하면 되므로, 피크전류 Ip와 t4 시간에 읽어 들이는 최대전류의 값을 독립적으로 조정할 수 있으므로, 도 6b에서와 같이 피크전류의 왜곡이 없는 전류 파형을 얻을 수 있다.If the peak current Ip becomes large, R2 may be reduced and the ratio of R6 / R8 may be adjusted. Therefore, the peak current Ip and the maximum current read at t4 time may be adjusted independently. A current waveform can be obtained without distortion.
본 발명에서는 도 6a에 도시된 바와 같이, 인큐베이션 타임에 0V가 아닌 74㎷의 작동전압을 걸어주었다. 이로써 화학반응에 의하여 생성된 전류가 인큐베이션 타임에도 조금씩 소모되므로 도 6b의 피크전류(Ip3)는 0V를 가한 때의 피크전류(Ip0)보다 작아진다. 따라서 같은 농도를 측정할 때 피크전류가 일정하므로 t4 시간에 측정하는 값이 일정해지므로 측정 회수에 따라서 재현성이 좋아진다.In the present invention, as shown in Figure 6a, the incubation time was applied to the operating voltage of 74 kHz rather than 0V. As a result, the current generated by the chemical reaction is consumed little by little even during the incubation time, so that the peak current Ip3 of FIG. 6B becomes smaller than the peak current Ip0 when 0V is applied. Therefore, since the peak current is constant when measuring the same concentration, the value measured at t4 time becomes constant, so the reproducibility is improved according to the number of measurements.
이하에서는 도 8a와 도 8b를 참조하여, 그 구체적인 동작에 대해 설명한다.Hereinafter, the specific operation will be described with reference to FIGS. 8A and 8B.
본 발명에서는 분석과정의 파형을 분석하여 정상적인 파형(도 7a)과 비정상적인 파형(도 7b)을 구별할 수 있는 시스템을 구비하고 있으며, 그 결과 최종 결과값의 오류를 방지할 수 있게 된다.In the present invention, a system capable of distinguishing a normal waveform (FIG. 7A) from an abnormal waveform (FIG. 7B) by analyzing a waveform of an analysis process is provided, and as a result, an error of a final result value can be prevented.
도 8a에서는 분석과정이 진행되는 동안 전체 혹은 원하는 시간대의 전류값을 실시간으로 수집(102)한 후 비교 가능한 값으로 전환(104)하게 된다. Max값(106)은 상수값으로써 측정기가 가지고 있는 노이즈의 진폭에 따라 값이 변경될 수 있다. 수집한 data의 변환값(104)과 이미 설정된 값(106)의 크기를 비교(108)하여 Max값 보다 작으면, 정상적인 분석과정으로 판단한다. 이러한 과정은 분석이 진행되는 동안 반복적으로 수행을 한다. 변환값(104)이 설정된 값(106)과 같거나 크게 되면 비 정상적 분석과정으로 판단하고 분석진행은 중지된다. In FIG. 8A, the current value of the whole or desired time period is collected 102 in real time during the analysis process, and then converted to a comparable value 104. The Max value 106 is a constant value and may be changed according to the amplitude of the noise that the measuring instrument has. If the size of the converted value 104 of the collected data is compared with the size of the previously set value 106, and smaller than the Max value, it is determined as a normal analysis process. This process is performed repeatedly during the analysis. If the converted value 104 is equal to or larger than the set value 106, it is determined that the abnormal analysis process and the analysis process is stopped.
도 8b에서는 분석이 진행됨에 따라 실시간으로 판단하는 것이 아니고, 분석과정의 전체 혹은 원하는 시간대의 진행부분만을 data저장소(114)에 저장한 후 분석과정이 완료된 후 정상적인 분석과정과 비정상적인 분석과정을 판단하게 된다.In FIG. 8B, the analysis is not performed in real time. Instead, the entire analysis or only the progress portion of a desired time zone is stored in the data storage 114, and then the normal analysis process and abnormal analysis process are judged. do.
본 발명에 의하면 피크전류의 왜곡을 방지하여 재현성이 높은 전기화학적 바이오센서 측정기를 제공할 수 있으며, 비정상적인 분석과정 진행으로 인한 결과값의 오류를 제거할 수 있다. 또한 저렴한 비용으로 높은 분해능을 갖는 전기화학적 바이오센서 측정기를 제공할 수 있다.According to the present invention it is possible to provide a highly reproducible electrochemical biosensor measuring device by preventing the distortion of the peak current, it is possible to eliminate the error of the result value due to the abnormal analysis process. It is also possible to provide an electrochemical biosensor measuring instrument with high resolution at low cost.
도 1은 종래의 전기화학적 바이오센서 테스트스트립을 나타낸 평면도.1 is a plan view showing a conventional electrochemical biosensor test strip.
도 2는 종래의 전기화학적 바이오센서 측정기를 도시한 회로도.Figure 2 is a circuit diagram showing a conventional electrochemical biosensor measuring device.
도 3a은 종래의 작동전압을, 도 3b는 작동전극에 흐르는 전류를 나타낸 파형도.Figure 3a is a conventional operating voltage, Figure 3b is a waveform diagram showing the current flowing through the working electrode.
도 4는 작동전극에 흐르는 전류를 나타낸 파형도로서, 피크전류가 왜곡된 경우를 나타낸 도면.4 is a waveform diagram showing a current flowing in the working electrode, showing a case where the peak current is distorted.
도 5는 본 발명에 의한 전기화학적 바이오센서 측정기의 일 실시예를 도시한 회로도.Figure 5 is a circuit diagram showing an embodiment of an electrochemical biosensor measuring device according to the present invention.
도 6a는 본 발명에 의한 작동전압을, 도 6b는 작동전극에 흐르는 전류를 나타낸 파형도.Figure 6a is a waveform diagram showing the operating voltage according to the present invention, Figure 6b is a current flowing through the working electrode.
도 7a는 정상적인 분석과정에서의 파형도. Figure 7a is a waveform diagram in the normal analysis process.
도 7b는 비 정상적인 분석과정에서의 파형도.7B is a waveform diagram of an abnormal analysis process.
도 8a는 본 발명의 일 실시예에 의해 비정상적 분석을 수행하는 흐름도.8A is a flow chart for performing abnormal analysis according to one embodiment of the present invention.
도 8b는 본 발명의 다른 실시예에 의해 비정상적 분석을 수행하는 흐름도.8B is a flow chart for performing abnormal analysis in accordance with another embodiment of the present invention.
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| KR20190038426A (en) * | 2017-09-29 | 2019-04-08 | 주식회사 비바이오 | Apparatus and method for determining error of electrochemical biosensor |
| CN117030820A (en) * | 2023-09-28 | 2023-11-10 | 艾康生物技术(杭州)有限公司 | Measuring method of biosensor |
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