KR20100105564A - 시스템의 수송 또는 주 전력 손실에서 이용되는 백업 전원을 갖는 분석물질 모니터링 시스템 - Google Patents

시스템의 수송 또는 주 전력 손실에서 이용되는 백업 전원을 갖는 분석물질 모니터링 시스템 Download PDF

Info

Publication number
KR20100105564A
KR20100105564A KR1020107012094A KR20107012094A KR20100105564A KR 20100105564 A KR20100105564 A KR 20100105564A KR 1020107012094 A KR1020107012094 A KR 1020107012094A KR 20107012094 A KR20107012094 A KR 20107012094A KR 20100105564 A KR20100105564 A KR 20100105564A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
biosensor
power source
selector
sensor
monitoring system
Prior art date
Application number
KR1020107012094A
Other languages
English (en)
Inventor
루옹 느고크 판
마이클 제이. 히긴스
Original Assignee
에드워즈 라이프사이언시스 코포레이션
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 에드워즈 라이프사이언시스 코포레이션 filed Critical 에드워즈 라이프사이언시스 코포레이션
Publication of KR20100105564A publication Critical patent/KR20100105564A/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1486—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0204—Operational features of power management
    • A61B2560/0214—Operational features of power management of power generation or supply
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0242—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution
    • A61B2560/0247—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution for compensation or correction of the measured physiological value
    • A61B2560/0252—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution for compensation or correction of the measured physiological value using ambient temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1486—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase
    • A61B5/14865—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase invasive, e.g. introduced into the body by a catheter or needle or using implanted sensors

Abstract

분석물질 모니터링 시스템은 혈액 내의 분석물질 농도를 검출하기 위한 바이오센서(10)를 포함한다. 모니터링 시스템은 각각이 바이오센서에 전력을 제공하기 위해 바이오센서에 선택적으로 연결 가능한 제1 및 제2 전원들(22, 26)을 포함한다. 센서가 제1 전원과 관련되어 그의 출력을 감지한다. 선택기(24)가 제1 및 제2 전원들 및 바이오센서에 연결되고, 그것은 제1 또는 제2 전원들의 출력 또는 출력들을 바이오센서에 선택적으로 연결할 수 있다. 동작 중에, 제1 전원(22)은 바이오센서에 연결되어 그 센서를 바이어싱한다. 만일 센서가 제1 전원(22)이 바이오센서에 전력을 제공하고 있지 않다는 것을 나타낸다면, 선택기(24)는 제1 전원을 바이오센서로부터 분리하고 제2 전원(26)을 바이오센서에 연결하여 바이오센서를 바이어싱된 상태에 유지한다.

Description

시스템의 수송 또는 주 전력 손실에서 이용되는 백업 전원을 갖는 분석물질 모니터링 시스템{ANALYTE MONITORING SYSTEM HAVING BACK-UP POWER SOURCE FOR USE IN EITHER TRANSPORT OF THE SYSTEM OR PRIMARY POWER LOSS}
<관련 출원들의 상호 참조>
이 출원은 참고로 본원에 통합되는 2007년 11월 2일에 출원된 미국 가 특허 출원 번호 60/985,112의 우선권을 주장한다.
본 발명은 일반적으로 분석물질 모니터링 시스템에 관한 것이다. 더 명확하게는, 본 발명은 암페로메트릭(amperometric), 포텐시오메트릭(potentiometric), 또는 유사한 유형의 바이오센서와 같은, 전기 화학 바이오센서를 위한 백업 바이어스 전력을 제공하기 위한 것으로서, 동작을 위해 전압 바이어싱을 필요로 하는 전자 시스템에 관한 것이다.
당뇨병 환자들 및 다른 환자들에 대한 혈당(blood glucose) 레벨을 제어하는 것은 중환자 치료(critical care)에서, 특히 시간과 정확성이 필수적인 집중치료실(ICU), 수술실(OR), 또는 응급실(ER) 환경에서 극히 중대한 요소이다. 현재, 환자로부터 고도로 정확한 혈당 측정을 얻는 가장 확실한 방법은 혈액 샘플을 추출하고 그것을 실험실 분석을 위해 발송하는 것을 수반하는 침습적 방법(invasive method)인 직접 시점 방법(direct time-point method)에 의한 것이다. 이것은 종종 필요한 결과를 시기적절하게 생성할 수 없는 시간이 걸리는 방법이다. 피하 방법(subcutaneous method)들과 같은 다른 최소로 침습적인 방법들은 랜싯(lancet) 또는 핀을 이용해 피부를 관통하여 소량의 혈액 샘플을 얻는 것을 수반하고, 그 혈액 샘플은 검사 스트립(test strip)에 문질러지고 혈당 측정기(glucose meter)에 의해 분석된다. 이들 최소로 칩습적인 방법들은 혈당 농도의 동향을 결정하는 데에 효과적일 수 있지만, 그것들은 집중 인슐린 치료법(intensive insulin therapy)에 이용될 만큼 정확히 혈당을 추적하지는 않는데, 예를 들면, 집중 인슐린 치료법에서 저혈당의 상황에서의 부정확성은 환자에게 매우 높은 위험성을 내포할 수도 있다.
포도당과 같은, 물질(substance) 내의 다양한 분석물질들을 측정하기 위한 전기 화학 바이오센서들이 개발되었다. 분석물질(analyte)은 적정(titration)과 같은 분석적 절차에서 결정되는 물질 또는 화학 성분이다. 예를 들면, 면역 검사(immunoassay)에서, 분석물질은 리간드(ligand) 또는 바인더(binder)이고, 혈당 검사에서, 분석물질은 포도당이다. 전기 화학 바이오센서들은 분석물질을 측정하기 위해 이용되는 전극들을 포함하는 전해 셀(eletrolytic cell)들을 포함한다. 2가지 유형의 전기 화학 바이어센서들은 포텐시오메트릭(potentiometric) 및 암페로메트릭(amperometric) 바이오센서들이다.
암페로메트릭 바이어센서들은, 예를 들면, 혈액 화학을 분석하는 의료업계에서 알려져 있다. 이러한 유형의 센서들은 전극의 표면 상의 막(membrane)의 뒤에 고정되는 포도당 산화효소(glucose oxidase)와 같은 산화효소(oxidase enzyme)를 전형적으로 포함하는 효소 전극들을 포함한다. 혈액에 직면하여, 막은 흥미 있는 분석물질, 예를 들면, 포도당을 선택적으로 산화효소에 전달하고 거기서 그것은 산화 또는 환원, 예를 들면, 산소에서 과산화수소로의 환원을 겪는다. 암페로메트릭 바이오센서들은 반응 물질들에 직면하여 2개의 전극들 사이에 반응을 유지하기에 충분한 전위가 인가될 때 전류를 생성하는 것에 의해 기능한다. 예를 들면, 포도당과 포도당 산화효소의 반응에서, 과산화수소 반응 생성물은 그 후 전극으로의 전자 이동에 의해 산화될 수 있다. 그 결과로 생기는 전극에서의 전류의 흐름은 흥미 있는 분석물질의 농도를 나타난다.
도 1은 예시적인 전기 화학 바이오센서, 구체적으로 기초적인 암페로메트릭 바이오센서(10)의 개략도이다. 바이오센서는 2개의 작업 전극(working electrode)들, 즉, 제1 작업 전극(12) 및 제2 작업 전극(14)을 포함한다. 제1 작업 전극(12)은 전형적으로 효소 층을 포함하거나 고정시키는 효소 전극이다. 제2 작업 전극(14)은, 효소 층을 포함하지 않을 수 있다는 점을 제외하면, 제1 작업 전극(12)과 모든 점에서 전형적으로 동일하다. 바이어센서는 또한 기준 전극(reference electrode)(16) 및 상대 전극(counter electrode)(18)을 포함한다. 기준 전극(16)은 고정된 전위를 확립하고 이 고정된 전위로부터 상대 전극(18) 및 작업 전극들(12 및 14)의 전위가 확립된다. 기준 전극(16)이 적당히 동작하기 위해서는, 그를 통하여 전류가 흐르지 않아야 한다. 상대 전극(18)은 작업 전극에 의해 생성된 전류의 균형을 맞추기 위하여 바이어 센서의 안으로 또는 밖으로 전류를 도전하기 위해 이용된다. 이 4개의 전극들은 함께 전형적으로 셀이라고 불린다. 동작 중에는, 혈액 내에 있는 흥미 있는 분석물질의 양을 결정하기 위해 작업 전극들로부터의 출력들이 모니터된다. 포텐시오메트릭 바이오센서들은 물질 내의 분석물질의 양을 검출하기 위해 유사한 방식으로 동작한다.
암페로메트릭 및 포텐시오메트릭 바이오센서들과 같은 전해 셀들을 포함하는 전기 화학 바이오센서들은 보다 전통적인 분석물질 검사 디바이스들 및 방법들에 비하여 현저한 개선이지만, 그들의 사용에 몇몇 잠재적인 결점들이 있다. 예를 들면, 전기 화학 바이오센서들은 전형적으로 초기 바이어싱 후에 그리고 캘리브레이션(calibration) 및 사용 전에 화학 셀 정렬(chemistry cell alignment)을 위한 시간을 필요로 한다. 바이어스 신호들이 인가되는 시간으로부터 시작하여 셀이 완전 정렬(full alignment)(즉, 정상 상태(steady state))에 있을 때까지의 프로세스는 대략 수 분으로부터 한 시간을 넘는 시간까지의 범위에 있을 수 있다(예를 들면, 15 분 내지 1.5 시간). 화학 셀 정렬을 위한 시간은 전형적으로 런인 타임(run-in time)이라고 불린다.
런인 타임에서의 상당한 지연들은 바이오센서가 사용 중이고 예기치 않은 셀로의 전력 손실이 있는 경우에 특히 문제가 될 수 있다. 예를 들면, 환자의 운송 동안에, 또는 환자에 연결된 다양한 전기 선, IV, 튜브 등을 재구성하기 위해 바이오센서로의 전자 회로의 플러그가 뽑히면, 바이오센서는 그것이 다시 동작하기 위해 상당한 시간을 필요로 할 수 있는 정상 상태의 붕괴를 경험할 것이다. 이것은 환자가 혈액 내용 모니터링이 매우 중요한 수술을 받는 경우에 특히 문제가 될 수 있다.
상기에 비추어, 전해 셀들을 갖는 전기 화학 바이오센서들로의 전력의 손실을 모니터하고 전력 정전 또는 단절 동안에 셀 정렬을 유지하기 위한 보조 전력을 제공하는 시스템들 및 방법들이 요구된다.
본 발명은 수송 또는 전력 정전 동안에 전해 셀들을 갖는 전기 화학 바이오센서의 셀 정렬을 유지하는 시스템들 및 방법들을 제공한다. 본 발명의 시스템들 및 방법들은 상기 바이오센서에 제2 또는 보조 전원을 제공한다. 제1 전원으로부터의 바이어스 전력의 손실이 생긴 또는 생길 때를 검출하는 센서가 상기 시스템과 관련된다. 그 경우에, 상기 셀 내이 바이어스를 유지하기 위해 상기 제2 또는 보조 전원이 상기 바이오센서에 연결된다. 그러므로, 본 발명의 시스템들 및 방법들은 상기 바이오센서와 관련된 런인 타임 지연들을 상당히 감소 및/또는 경감시킨다.
본 발명의 일 실시예에 따르면, 분석물질 농도를 감지하고 상기 분석물질 농도에 대응하는 신호를 출력하는 것이 가능한 바이오센서를 포함하는 분석물질 모니터링 시스템이 제공된다. 각각이 상기 바이오센서에 전력을 제공하기 위해 상기 바이오센서에 연결 가능한 제1 및 제2 전원들이 상기 바이오센서와 관련된다. 선택기가 상기 제1 및 제2 전원들에 연결되고 상기 제1 및 제2 전원들 중 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 연결한다.
일부 실시예들에서, 상기 시스템은 상기 제1 전원의 동작을 감지하는 것이 가능한 센서를 포함한다. 이 실시예에서, 상기 선택기는 상기 센서의 출력에 기초하여 상기 제1 및 제2 전원들 중 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 연결한다.
일부 실시예들에서, 상기 센서는 상기 제1 전원의 출력과 전기 통신하는 전류 또는 전압 센서이다. 동작시에, 만일 상기 센서가 상기 제1 전원이 전류 또는 전압을 출력하고 있지 않다는 것을 나타낸다면, 상기 선택기는 상기 제2 전원을 상기 바이오센서에 연결한다.
본 발명은 상기 센서가 상기 전원의 출력을 모니터하는 것을 요구하지 않는다. 대신에, 상기 선택기는 조작자에 의해 액세스 가능한 스위치일 수 있다. 이 실시예에서, 상기 조작자는 상기 제1 전원이 디스에이블(disable)되었거나 곧 디스에이블될 것임을 나타내기 위해 상기 스위치의 위치를 변경할 수 있다.
다른 실시예들에서, 상기 제1 전원은 파워 다운 모드(power down mode)를 포함할 수 있고, 상기 센서는 상기 전원과 관련되고 상기 전원이 파워 다운하고 있는 것을 감지할 수 있다.
상기 선택기에 대한 다양한 대안 구성들이 존재한다. 상기 선택기는 상기 제1 및 제2 전원들에 각각 전기적으로 연결된 접점(contact)들을 갖는 스위치일 수 있고, 상기 스위치는 상기 제1 전원 또는 상기 제2 전원 중 어느 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 연결하는 것이 가능하다. 상기 스위치는 상기 센서를 모니터하고 상기 제1 전원 또는 상기 제2 전원 중 어느 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 연결하는 ASIC 또는 마이크로프로세서와 같은 전자 디바이스이거나 그러한 전자 디바이스와 관련될 수 있다.
일부 실시예들에서, 상기 전기 화학 바이오센서는 2개 또는 그 이상의 전극들을 포함할 수 있다. 상기 제2 전원은 셀 전원을 유지하기 위한 각 전극의 요건에 기초하여 상기 전극들에 하나의 또는 상이한 바이어스 신호들을 제공하는 것이 가능하다.
본 발명의 일 실시예에서, 상기 분석물질 모니터링 시스템은 적어도 하나의 기준 전극 및 작업 전극을 포함하는 전기 화학 바이오센서를 포함할 수 있다. 상기 시스템은 제1 전원으로서 포텐시오스탯(potentiostat)을 더 포함할 수 있다. 이 실시예에서, 상기 제2 전원 또는 보조 전원은 상기 기준 전극 및 작업 전극 양쪽 모두에 바이어스 신호를 제공하도록 구성된다. 상기 센서가 상기 포텐시오스탯이 상기 바이오센서에 전력을 공급하고 있지 않다는 것을 나타낼 때, 상기 선택기는 상기 제2 또는 보조 전원을 상기 바이오센서의 상기 기준 및 작업 전극들에 연결한다. 다른 실시예들에서, 상기 제1 전원은 때때로 갈바노스탯(galvanostat)이라고 불리는 암페로스탯(amperostat)일 수 있다.
본 발명은 또한 전기 화학 바이오센서의 동작을 제어하는 방법들을 제공한다. 예를 들면, 일 실시예에서, 상기 방법은 분석물질 농도를 감지하고 상기 분석물질 농도에 대응하는 신호를 출력하는 것이 가능한 전기 화학 바이오센서를 제공하는 단계를 포함할 수 있다. 상기 방법은 상기 바이오센서를 바이어싱된 상태에 유지하기 위하여 제1 및 제2 전원들 중 하나가 전력을 공급하고 있는지의 여부에 기초하여 제1 또는 제2 전원을 상기 바이오센서에 선택적으로 연결한다. 예를 들면, 상기 방법은 상기 제1 전원이 상기 센서에 신호를 출력하고 있다면 상기 제1 전원을 상기 바이오센서에 연결하고 상기 제1 전원이 상기 센서에 신호를 출력하고 있지 않다면 상기 제2 전원을 상기 바이오센서에 연결한다.
이하에서는 본 발명의 보다 나은 이해를 위해 주어진 예들 및 제공된 실시예들을 통하여 본 발명이 설명되는 첨부 도면들 및 그와 관련된 본문이 참조된다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 4-전극 바이오센서의 개략도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 분석물질 모니터링 시스템의 예시적인 블록도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 암페로메트릭 바이오센서를 포텐시오스탯에 연결한 것을 예시하는 개략도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 선택기 및 보조 전원을 암페로메트릭 바이오센서에 연결한 것을 예시하는 개략도이다.
도 5a-5d는 본 발명의 일 실시예에 따른 분석물질 모니터링 시스템의 회로도들이다.
지금부터 이하에서는 본 발명의 전부가 아닌 일부 실시예들이 도시되어 있는 첨부 도면들을 참조하여 본 발명이 더 충분히 설명될 것이다. 실제로, 이들 발명들은 여러 상이한 형태들로 구현될 수 있고 여기에 설명된 실시예들에 제한되는 것으로 해석되어서는 안 되고; 오히려, 이들 실시예들은 이 명세서가 적용 가능한 법률 요건들을 만족시키도록 제공된다. 같은 번호들은 전체에 걸쳐서 같은 엘리먼트들을 지시한다.
본 발명은 의사들 또는 기타 건강 관리 근로자들이 전해 셀을 포함하는 전기 화학 바이오센서와 같은 바이오센서를 이용하여 환자를 모니터할 수 있게 하는 시스템들 및 방법들을 제공한다. 전기 화학 바이오센서는 혈당과 같은 체액 내의 물질과 반응하여 전기 신호들을 생성하는 것이 가능한 효소를 포함할 수 있다. 이들 신호들은 프로세서에 송신되고, 프로세서는 체액 내의 물질의 양, 예를 들면, 혈액 내의 혈당 농도를 산출한다. 그 후 그 결과들은 주치의인 의사를 위해 편리하게 디스플레이될 수 있다. 이 디바이스는 또한 보다 정확한 측정이 취해지고 디스플레이될 수 있도록, 간섭하는 잡음 및 정전기로부터 바이오센서 신호들을 격리하도록 특별히 설계될 수 있다. 일부 실시예들에서, 바이오센서는 혈관에 설치될 때 계속적으로 동작할 수 있고, 그 결과들은 요구될 때마다 실시간으로 관찰될 수 있다. 이것은 혈액 샘플들을 추출하고 그것들을 실험실 분석을 위해 발송하는 종래의 방법을 이용하여 나타나는 손실이 큰 지연들을 제거하는 이점을 갖는다. 일부 경우에, 바이오센서는 환자의 혈류 내에 배치될 수 있도록 카테터(catheter)에 설비(fit)된다. 이 경우에, 정맥 바이오센서의 이용은 환자가 주기적인 혈액 추출로부터 어떤 불편도 겪지 않거나, 또는 측정이 취해질 필요가 있을 때마다 어떤 혈액 손실도 겪지 않는다는 것을 의미한다.
본 발명의 시스템들 및 방법들은 연속적인 또는 실질적으로 연속적인 바이어싱을 필요로 하는 임의의 바이오센서와 함께 이용될 수 있다는 것을 이해해야 한다. 예를 들면, 이 시스템들 및 방법들은 혈액 내의 포도당과 같은 물질 내의 분석물질을 측정하기 위해 이용되는 하나 또는 그 이상의 전극들을 포함하는 암페로메트릭 및 포텐시오메트릭 바이오센서들과 같은 전해 셀들을 갖는 전기 화학 바이오센서들과 함께 이용될 수 있고, 상기 전해 셀의 전극들은 적당한 동작을 위한 정상 상태 모드를 생성하기 위해 바이어싱을 필요로 한다.
예를 들면, 도 1은 본 발명과 함께 이용될 수 있는 암페로메트릭 4-전극 바이오센서(10)의 개략도이다. 예시된 실시예에서, 바이오센서(10)는 2개의 작업 전극들, 즉 제1 작업 전극(12) 및 제2 작업 전극(14)을 포함한다. 제1 작업 전극(12)은 백금 기반 효소 전극, 즉, 효소 층을 포함하거나 고정시키는 전극이다. 일 실시예에서, 제1 작업 전극(12)은, 그의 내용이 참고로 본원에 통합되는, 미국 특허 번호 제5,352,348호에 개시된 센서에서와 같이, 산화효소를 고정시킬 수 있다. 일부 실시예들에서, 바이오센서는 포도당 센서이고, 그 경우에 제1 작업 전극(12)은 포도당 산화효소를 고정시킬 수 있다. 제1 작업 전극(12)은 백금, 또는 백금과 흑연 재료들의 조합을 이용하여 형성될 수 있다. 제2 작업 전극(14)은 효소 층을 포함하지 않을 수 있다는 점을 제외하면 제1 작업 전극(12)과 모든 점에서 동일할 수 있다. 바이오센서(10)는 기준 전극(16) 및 상대 전극(18)을 더 포함한다. 기준 전극(16)은 고정된 전위를 확립하고 이 고정된 전위로부터 상대 전극(18) 및 작업 전극들(12 및 14)의 전위가 확립된다. 상대 전극(18)은 산화 화학으로부터 생성된 전자들의 대부분을 도로 혈액으로 인도하기 위한 작업 영역을 제공한다. 그렇지 않으면, 과도한 전류가 기준 전극(16)을 통과하여 그것의 서비스 수명을 감소시킬 수 있다.
암페로메트릭 바이오센서(10)는 암페로메트릭 측정 원리에 따라 동작하고, 여기서 작업 전극(12)은 기준 전극(16)에 관하여 플러스 전위에 유지된다. 포도당 모니터링 시스템의 일 실시예에서, 플러스 전위는 포도당 산호효소와의 포도당 반응의 결과인 과산화수소의 산화 반응을 유지하기에 충분하다. 따라서, 작업 전극(12)은 그 산화 반응의 결과로 생기는 그의 표면에 생성된 전자들을 수집하는 양극으로서 기능할 수 있다. 수집된 전자들은 전류로서 작업 전극(12) 내로 흐른다. 포도당 산화효소가 도포된 작업 전극(12)을 갖는 일 실시예에서, 포도당의 산화는 작업 전극(12)이 약 +450 mV와 약 +650 mV 사이의 전위에 유지될 때 포도당의 각 분자마다 과산화수소 분자를 생성한다. 생성된 과산화수소 분자는 다음 식에 따라서 작업 전극(12)의 표면에서 산화한다:
Figure pct00001
상기 식은 산화된 과산화수소 분자마다 2개의 전자들이 생성된다는 것을 나타낸다. 따라서, 특정한 상황에서, 전류의 양은 과산화수소 농도에 비례할 수 있다. 작업 전극(12)에서 산화된 각 포도당 분자마다 하나의 과산화수소 분자가 생성되므로, 혈당 농도와 결과로 생기는 전류 사이에 선형의 관계가 존재한다. 위에 설명된 실시예는 작업 전극(12)이 그의 표면에서 과산화수소의 양극 산화를 촉진하는 것에 의해 어떻게 동작할 수 있는지를 증명한다. 그러나, 작업 전극(12)이 마이너스 전위에 유지되는, 다른 실시예들이 가능하다. 이 경우에, 작업 전극(12)에서 생성된 전류는 산소의 산화의 결과로 생길 수 있다. 다음의 논문은 암페로메트릭 포도당 바이오센서에 대한 전자 감지 이론에 관한 추가적인 정보를 제공한다: J. Wang, "Glucose Biosensors: 40 Years of Advances and Challenges," Electroanalysis, Vol. 13, No. 12, pp. 983-988(2001).
도 2는 포도당 센서와 같은 암페로메트릭 또는 포텐시오메트릭 센서와 같은 전기 화학 바이오센서로서 동작하는 시스템(20)의 개략 블록도를 예시한다. 특히, 도 2는 도 2에서 설명된 것과 같은 암페로메트릭 바이오센서를 포함하는 시스템을 개시한다. 2007년 4월 4일에 출원되고, "Isolated Intravenous Analyte Monitoring System"이라는 표제가 붙은, 미국 특허 출원 번호 제11/696,675호에서 더 충분히 개시된 바와 같이, 암페로메트릭 센서를 동작시키는 전형적인 시스템은 센서(10)와 통신하는 포텐시오스탯(22)을 포함한다. 통상의 동작에서, 포텐시오스탯은 센서의 전극들을 바이어스시킬 뿐만 아니라 센서의 동작에 관한 출력들을 제공한다. 도 2에 예시된 바와 같이, 포텐시오스탯(22)은 제1 작업 전극(12), 제2 작업 전극(14), 및 기준 전극(16)으로부터 각각 신호들 WE1, WE2, 및 REF를 수신한다. 포텐시오스탯은 또한 상대 전극(18)에 바이어스 전압 CE를 제공한다. 포텐시오스탯(22)은, 이번에는, 작업 전극들(12 및 14)로부터의 신호들 WE1, WE2 및 상대 전극(18)과 기준 전극(16) 사이의 전압 전위를 나타내는 신호 VBIAS를 출력한다.
포텐시오스탯은, 전해 셀에서, 작업 전극(12)의 전위를 기준 전극(16)에 관하여 일정한 레벨에 유지하는 컨트롤러 및 측정 디바이스이다. 그것은 셀의 전기 저항의 변화를 감지하고 그에 따라서 시스템에 공급되는 전류를 변경하는 것에 의해 셀을 가로지르는 전위를 제어하는 전기 회로로 이루어진다: 전압을 일정하게 유지하기 위해, 보다 높은 저항은 감소된 전류로 귀결할 것이고, 반면에 보다 낮은 저항은 증가된 전류로 귀결할 것이다.
포텐시오스탯의 다른 기능은 컨트롤러에 출력하기 위해 작업 전극들(12 및 14)로부터 전류 신호들을 수신하는 것이다. 포텐시오스탯(22)은 작업 전극들(12 및 14)에 대하여 일정한 전압을 유지하도록 작용하기 때문에, 작업 전극들(12 및 14)을 통한 전류 흐름은 변할 수 있다. 전류 신호들은 혈액 내의 흥미 있는 분석물질의 존재를 나타낸다. 또한, 포텐시오스탯(22)은, 귀환하는 전류가 작업 전극들(12 및 14)에서 추출되는 전류들의 합의 균형을 맞추도록, 상대 전극(18)을 기준 전극(16)에 관하여 혈류에의 전류에 대한 귀환 경로를 제공하는 전압 레벨에 유지한다.
포텐시오스탯은 여기에서 전해 셀 및 데이터 취득 디바이스를 위한 제1 또는 제1 전원으로서 개시되어 있지만, 동일한 기능들을 수행하는 다른 디바이스들이 이 시스템에서 채용될 수 있고 포텐시오스탯은 하나의 예일 뿐이라는 것을 이해해야 한다. 예를 들면, 때때로 갈바노스탯이라고 불리는 암페로스탯이 이용될 수 있다.
도 2에 예시된 바와 같이, 포텐시오스탯(22)의 출력은 전형적으로 필터(28)에 제공되고, 필터(28)는 센서 또는 제어 회로의 전자 회로에 의해 야기되는 의사 신호 잡음 및/또는 외부 환경의 잡음의 적어도 일부를 제거한다. 필터(28)는 전형적으로 저역 통과 필터이지만, 원하는 잡음 감소를 달성하는 임의의 유형의 필터일 수 있다.
전기 신호 잡음 외에도, 시스템은 또한 센서의 동작 온도에 기초하여 센서로부터의 분석물질 판독들을 정정할 수 있다. 도 2와 관련하여, 온도 센서(40)가 바이오센서(10)와 나란히 놓일 수 있다. (포도당 산화의 속도를 포함하는) 화학 반응 속도들은 전형적으로 온도에 의해 영향을 받으므로, 온도 센서(40)는 바이오센서의 작업 전극들(12 및 14)이 배치되어 있는 동일한 환경에서 온도를 모니터하기 위해 이용될 수 있다. 예시된 실시예에서, 온도 센서는 서미스터, RTD(resistance temperature detector), 또는 온도에 기초하여 저항을 변화시키는 유사한 디바이스일 수 있다. R/V 컨버터(38)는 저항의 변화를 프로세서(34)에 의해 판독될 수 있는 전압 신호 Vt로 변환하기 위해 제공될 수 있다. 전압 신호 Vt는 바이오센서(10)의 대략의 온도를 나타낸다. 전압 신호 Vt는 그 후 필터(28)에 출력되어 온도 보상을 위해 이용될 수 있다.
도 2에 예시된 바와 같이, 포텐시오스탯(22)으로부터의 신호들, 즉 1) 작업 전극들(12 및 14)로부터의 신호들 WE1, WE2; 2) 상대 전극(18)과 기준 전극(16) 사이의 전압 전위를 나타내는 바이어스 신호 VBIAS; 및 3) 온도 센서(40)로부터의 온도 신호 Vt를 프로세서(34)에 전송하기 위해 멀티플렉서가 채용될 수 있다. 그 신호들은 또한 프로세서에 입력되기 전에 그 신호들을 디지털화하기 위해 아날로그-디지털 컨버터(ADC)(32)에 제공된다.
프로세서는 혈액 내의 포도당의 양과 같은 물질 내의 분석물질의 양을 결정하기 위해 프로세서가 마이크로프로세서인 경우에는 프로그램 코드의 형태의 알고리즘들을 이용하고 또는 프로세서가 ASIC 또는 다른 특수화된 처리 디바이스인 경우에는 트랜지스터 회로망들을 이용한다. 프로세서에 의해 결정된 결과들은 모니터 또는 기타 디스플레이 디바이스(36)에 제공될 수 있다. 도 2에 예시되고 2007년 4월 4일에 출원되고, "Isolated Intravenous Analyte Monitoring System"이라는 표제가 붙은, 미국 특허 출원 번호 11/696,675에서 더 충분히 설명된 바와 같이, 시스템은 바이오센서(10) 및 관련된 전자 회로를 환경의 잡음으로부터 격리하기 위해 다양한 디바이스들을 채용할 수 있다. 예를 들면, 시스템은 모니터로부터 바이오센서 및 그의 관련된 회로로의 전기 잡음의 피드백을 피하기 위해 프로세서로부터 모니터로 신호들을 송신하는 광학 송신기와 같은 격리 디바이스(42)를 포함할 수 있다. 또한, 격리 DC/DC 컨버터와 같은, 회로에 전력을 공급하기 위한 격리된 주 전원(44)이 제공된다.
도 2는 바이오센서 및 회로 구성의 블록도를 개시하고 있지만, 뒤에 논의되는 도 5a-5d는 회로 구성에 관한 추가된 상세들을 제공한다.
전술한 바와 같이, 전기 화학 바이오센서의 적당한 동작을 위하여, 그것의 전해 셀의 전극들은 정상 상태 또는 화학 셀 정렬을 유지하도록 바이어싱된 상태로 있어야 한다. 전극들에의 바이어스 전압의 붕괴는 셀에 대한 정상 상태의 손실로 귀결할 것이다. 셀의 재정렬은 전형적으로 15분으로부터 한(1) 시간을 초과하는 시간까지의 범위에 있는 받아들이기 어려운 런인 타임을 요구할 수 있다. 예를 들면, 주 전원(44)이 전력 정전에서와 같이 일시적으로 디스에이블되거나 또는 환자가 수송될 수 있도록 단절된다면, 바이오센서는 바이어스 전압들의 손실로 인해 정렬을 상실할 수 있다. 이 점에 비추어, 본 발명은 바이오센서의 동작의 붕괴를 막거나 또는 적어도 재정렬을 위한 런타임 시간을 최소화하도록, 바이오센서의 전해 셀에의 바이어스 전압들을 유지하기 위해 바이오센서에의 전력의 손실을 감지하고 보조 전력을 인가하는 시스템들 및 방법들을 제공한다.
예를 들면, 도 2에 예시된 바와 같이, 시스템(20)은 제2 또는 보조 전원(26)을 더 포함할 수 있다. 보조 전원(26)은 바이오센서(10)의 전해 셀에 연결되도록 적응되어 있다. 이 실시예에서, 시스템은 바이오센서(10)와 포텐시오스탯(22) 또는 다른 유형의 제1 전원의 사이에 위치하는 선택기(24)를 포함한다. 선택기(24)는 포텐시오스탯(22) 또는 보조 전원(26)을 바이오센서(10)의 전해 셀에 연결하도록 구성되어 있다.
선택기(24)는 실시예에 따라서 여러 형태들을 취할 수 있다. 예를 들면, 일부 실시예들에서, 선택기는 단일 연결 이중극(single throw double pole) 릴레이와 같은 릴레이일 수 있다. 이 릴레이를 활성화 또는 비활성화하는 것에 의해, 포텐시오스탯(22) 또는 보조 전원(26)이 바이오센서(10)에 연결될 수 있다. 다른 실시예들은 릴레이로서 동작하는 트랜지스터 회로망들을 채용할 수도 있다. 프텐시오스탯 또는 보조 전원을 양자택일로 바이오센서에 연결하기 위해 프로세서, 멀티플렉서, 또는 다른 유형의 디바이스가 전개될 수 있다. 요컨대, 포텐시오스탯(또는 다른 제1 전원) 또는 보조 전원을 바이오센서에 연결하는 것이 가능한 임의의 디바이스가 고려된다.
일부 실시예들에서, 선택기는 수동 스위치를 포함할 수 있다. 이 실시예에서, 환자의 간호인(caretaker)은 포텐시오스탯(22) 또는 주 전원(44)을 바이오센서(10)로부터 단절하기 전에 보조 전원을 바이오센서와 연결하도록 선택기를 토글(toggle)할 수 있다. 이런 식으로, 간호인은 환자가 수송되는 동안에, 또는 바이오센서가 다른 이유로, 포텐시오스탯 또는 주 전원으로부터 단절되거나, 또는 전력 정전이 있는 동안에 바이오센서의 전해 셀이 정상 상태에 유지되는 것을 보증할 수 있다. 이 실시예에서, 선택기는 또한 여기에서 상술된 센서로 간주될 수 있는데, 이는 선택기가 본질적으로 포텐시오스탯 또는 주 전원으로부터의 전력이 바이오센서로부터 제거되고 있는 것을 검출하거나 나타내기 때문이다.
도 2에 관련하여, 시스템(22)은 포텐시오스탯(22) 또는 주 전원(44)의 동작을 결정하는 센서(50)를 더 포함할 수 있다. 센서는 임의의 유형의 센서일 수 있다. 예를 들면, 포텐시오스탯(22) 또는 주 전원(44)의 출력들에 연결된 전압, 전류, 유도성(inductive), 커패시턴스, 홀 효과(Hall Effect) 또는 다른 유사한 유형의 센서일 수 있다. 센서는 선택기(24)에 직접 연결되거나 또는 대안적으로 프로세서(34)에 연결된다. 도 2에 예시된 실시예에서, 센서는 바이오센서(10)의 전해 셀에 제공되는 포텐시오스탯의 바이어스 전압 출력에 연결된다. 센서(50)는 또한 프로세서(34)에 연결된다. 만일 센서(50)가 포텐시오스탯으로부터의 바이어스 신호를 검출하지 못하면, 프로세서(34)는 보조 전원(26)을 바이오센서에 연결하도록 선택기(24)를 제어한다. 센서(50)가 포텐시오스탯이 바이어스 출력을 갖는 것을 나타낼 경우, 프로세서는 보조 전원(26)을 바이오센서(10)로부터 단절하고 포텐시오스탯(22)을 바이오센서에 연결하도록 선택기를 제어한다.
전술한 바와 같이, 센서의 유형 및 배치는 변할 수 있고 도 3은 본 발명의 하나의 예시적인 실시예일 뿐이다. 센서는 포텐시오스탯 또는 주 전원의 출력에 접속될 수 있고 또는 그것은 간호인에 의해 수동으로 조작되는 단순한 푸시 버튼일 수 있고 또는 일부 경우에, 선택기는 간호인이 스위치를 수동으로 토글할 수 있게 함으로써 센서로서 작용할 수 있다.
당업계에 알려진 바와 같이, 일부 전원들은 전원이 꺼질 때 시작되는 파워 다운 모드들을 갖는다. 예를 들면, 주 전원(44) 또는 제1 전원 또는 포텐시오스탯(22)은 파워 다운 모드를 가질 수 있다. 이 경우에, 센서(50)는 이들 전원들 중 하나 또는 양쪽 모두에서의 파워 다운 모드와 관련될 수 있고 전원이 파워 다운 모드에 들어가는 때를 검출할 수 있다. 센서(50)는 그 후 보조 전원(26)을 연결하도록 선택기(24) 또는 프로세서(34)에 경고할 것이다.
도 3은 바이오센서(10)에 연결될 전형적인 포텐시오스탯(22)의 예시이다. 예시된 바와 같이, 포텐시오스탯은 3개의 연산 증폭기들(52, 54 및 56)을 포함한다. 연산 증폭기들(54 및 56)은 바이오센서(10)의 작업 전극들(12 및 14)에 각각 연결되고 접지에 참조된다. 다른 연산 증폭기(52)는 기준(16) 및 상대(18) 전극들 양쪽 모두에 연결된다. 이 구성에서, 연산 증폭기(52)는 상대 전극(18)에 바이어스 전압을 제공한다. 포텐시오스탯(22)으로부터의 전력 손실의 경우에는, 보조 전원은 센서의 전극들에 바이어스 신호들을 제공하는 것에 관하여 포텐시오스탯을 대체하도록 구성된다.
이에 관련하여, 도 4는 선택기(24)와 조합한 보조 전원(26)의 실시예를 예시한다. 이 실시예의 보조 전원은 배터리 또는 무정전 전원(uninterruptible power source)과 같은 전원(58)을 포함한다. 보조 전원(26)은 기준 전극(16) 및 제1 및 제2 작업 전극들(12 및 14)에 각각 연결하기 위한 3개의 개별 회로 경로들(60-64)을 더 포함한다. 이 회로 경로들은 전극들에 바이어스 전압 또는 전류를 제공한다. 그것들은 각각 전극들에 인가되는 전압 또는 전류를 맞추기 위해 저항기/커패시터 회로망들을 채용한다. 예를 들면, 일 실시예에서, 기준 전극(16)에 관하여 약 +450 mV와 약 +650 mV 사이의 각 작업 전극(12 및 14)에 대한 전압 레벨을 유지하도록 전극들에 바이어스 전압 레벨들이 제공된다. 일부 실시예들에서, 보조 전원은 하나 또는 그 이상의 전극들에 동일한 전압을 제공하고 다른 실시예들에서는, 전극들 중 일부에 상이한 전압들이 제공된다. 0.700VDC의 센서 전압 전위를 백업하기 위해 알카라인(Alkaline) 3.0VDC 배터리가 이용된다. 배터리 전압은 2개의 비율적(ratiometric) 저항기들 2.49Meg 및 750K에 의해 분할되어 대략 695mv의 전압 전위를 제공한다. 커패시터 1μF는 내부 전압으로부터 배터리 바이어스로의 에너지 홀더(energy holder) 전압 전위 스위치로서 이용된다. 20 Meg의 추가적인 3개의 저항기들은 환자 안전 한계를 위한 센서에의 전류 제한으로서 작용한다.
도 4의 실시예에서, 선택기(24)는 릴레이 스위치이다. 디스에이블된 모드(disabled mode)에서, 선택기는 도시되지 않은 포텐시오스탯(22)을 바이오센서(10) 전극들에 연결한다. 인에이블(enable)될 때, 선택기는 포텐시오스탯(22)을 바이오센서(10)로부터 단절하고 보조 전원(26)의 출력들을 그것에 연결한다. 릴레이를 토글하는 것에 의해, 포텐시오스탯 또는 보조 전원이 바이오센서(10)에 연결될 수 있다. 선택기(24)에 대한 인에이블 명령은 센서(50)로부터 직접 또는 도 2에 예시된 바와 같이 센서(50) 및 선택기(24) 양쪽 모두와 통신하는 프로세서(34)를 통해 올 수 있다.
개시된 시스템들 외에도, 본 발명은 또한 바이오센서에의 바이어스 신호들을 유지하는 방법들을 개시한다. 예를 들면, 일 실시예에서, 그 방법은 분석물질 농도를 감지하고 그 분석물질 농도에 대응하는 신호를 출력하는 것이 가능한 전기 화학 바이오센서를 제공하는 것을 포함할 수 있다. 그 방법은 바이오센서를 바이어싱된 상태에 유지하기 위해, 제1 및 제2 전원들 중 하나가 전력을 공급하고 있는지에 기초하여 제1 또는 제2 전원을 바이오센서에 선택적으로 연결한다. 예를 들면, 그 방법은 제1 전원이 센서에 신호를 출력하고 있다면 제1 전원을 바이오센서에 연결하고 제1 전원이 센서에 신호를 출력하고 있지 않다면 제2 전원을 바이오센서에 연결한다.
상기 논의는 보조 전원, 선택기, 및 전력 정전 센서를 분석물질 모니터링 시스템에 추가하는 것을 설명한다. 그것은 또한 시스템에의 이들 추가된 엘리먼트들에 대한 예시적인 회로도들을 제공한다. 다음은 추가된 신호 격리를 포함하는 기초적인 분석물질 모니터링 시스템의 예시적인 회로도들에 대한 논의이다.
도 5a에 관련하여, 바이오센서(10)는 상부 좌측에, 입력들 EM11 내지 EM16을 통해 포텐시오스탯(22)에 연결된 것으로 도시되어 있다. 입력들 EM11, EM12, EM13 및 EM14에의 신호선들은 도시된 바와 같이 각각 상대 전극(18), 기준 전극(16), 작업 전극(12), 및 작업 전극(14)에 연결된다. 입력 EM15에의 신호선은 서미스터(40)로부터의 제1 출력에 연결되고, 입력 EM16에의 신호선은 서미스터(40)로부터의 제2 출력에 연결된다. 편의상, 서미스터(40) 출력들은 도면에서 로컬 연결점을 나타내는 센서 블록(10)으로부터 유래하는 것으로 도시되어 있다. 예를 들면, 서미스터(40)는 정맥 카테터에서 바이오센서(10)와 통합되거나 바이오센서(10)에 인접하여 설치될 수 있고, 그 경우 서미스터(40) 및 센서 도선(lead)들을 동일한 커넥터에서 종단(terminate)하는 것이 편리할 수 있다. 다른 실시예에서, 서미스터(40) 및 센서 도선들은 개별 위치들에서 종단될 수 있다.
포텐시오스탯(22)은 입력 EM12를 통하여 기준 전극(16)에서 전압을 감지하기 위한, 텍사스 인스트루먼츠(Texas Instruments, Inc.)의 OPA129와 같은, 제어 증폭기 U2를 포함할 수 있다. 제어 증폭기 U2는 저잡음(10kHz에서 약 15nV/sqrt(Hz)), 오프셋(약 5μV max), 오프셋 편차(offset drift)(약 0.04μV max) 및 낮은 입력 바이어스 전류(약 20 fA max)를 가질 수 있다. 제어 증폭기 U2는 작업 전극들(12 및 14)에 의해 추출된 전류의 균형을 맞추기 위해 상대 전극(18)에 전류를 제공할 수 있다. 제어 증폭기 U2의 반전 입력은 기준 전극(16)에 연결되고 바람직하게는 기준 전극(16)으로부터 어떤 큰 전류도 추출하지 않을 수 있다. 일 실시예에서, 상대 전극(18)은 기준 전극(16)에 관하여 약 -600mV와 약 -800mV 사이의 전위에 유지될 수 있다. 제어 증폭기 U2는 바람직하게는 상대 전극(18)을 원하는 전위로 구동하고 바이오센서(10)에 의해 결정된 전류를 통과시키기 위해 충분한 전압 스윙(voltage swing)을 출력해야 한다. 포텐시오스탯(22)은 회로 안정성 및 잡음 감소를 위해 R2, R3 및 C4에 의지할 수 있지만, 특정한 연산 증폭기들에 대해서는, 커패시터 C4가 필요하지 않을 수도 있다. 저항기 RMOD1은 상대 전극(18)을 통한 귀환 전류의 분할을 위해 상대 전극(18)과 제어 증폭기 U2의 출력 사이에 연결될 수 있다.
포텐시오스탯(22)은, 각각, 입력들 EM12 및 EM13을 통하여, 작업 전극(12) 및 작업 전극(14)로부터의 출력 신호들의 송신 및 제어를 위한 2개의 전류-전압(I/V) 측정 회로들을 더 포함할 수 있다. 각 I/V 측정 회로는 유사하게 동작하고, 타입 TLC2264와 같은, 싱글 스테이지 연산 증폭기 U3C 또는 U6C를 포함할 수 있다. 연산 증폭기 U3C 또는 U6C는 트랜스임피던스 구성에서 채용될 수 있다. U3C 측정 회로에서, 작업 전극(12)에 의해 감지된 전류는 피드백 저항기들 R11, R52 및 R53을 가로질러 반영된다. U6C 측정 회로에서, 작업 전극(14)에서 감지된 전류는 피드백 저항기들 R20, R54 및 R55를 가로질러 반영된다. 연산 증폭기 U3C 또는 U6C는 가상 접지에 관하여 출력 전압을 생성할 수 있다. 연산 증폭기 U3C 또는 U6C의 입력 오프셋이 최소한도로 유지될 수 있도록, 연산 증폭기 U3C 또는 U6C의 입력 오프셋 전압은 센서 바이어스 전압에 더해진다.
작업 전극(12) 및 작업 전극(14)에 대한 I/V 측정 회로들은 또한, 각각, 연산 증폭기들 U3C 및 U6C의 반전 입력들과 직렬로 부하 저항기들 R10 및 R19를 이용할 수 있다. 부하 저항기들 R10 및 R19의 저항은 응답 시간과 잡음 감소 사이의 절충을 달성하도록 선택될 수 있다. I/V 측정 회로는 RMS 잡음 및 응답 시간 양쪽 모두에 영향을 미치므로, 응답 시간은 부하 저항기들 R10 및 R19의 증가하는 값들과 함께 선형으로 증가하는 반면, 잡음은 증가하는 저항과 함께 빠르게 감소한다. 일 실시예에서, 부하 저항기들 R10 및 R19 각각은 약 100 옴의 저항을 가질 수 있다. 부하 저항기들 R10 및 R19 외에도, I/V 증폭기들은 또한 고주파수 잡음을 감소시키기 위해 커패시터들 C10 및 C19를 포함할 수 있다.
또한, 포텐시오스탯(22)의 I/V 증폭기들은 각각 DIP(Dual In-line Package) 스위치 S1 또는 S2를 포함할 수 있다. 각 DIP 스위치 S1 및 S2는 하드웨어 프로그램 가능한 이득 선택을 가질 수 있다. 스위치들 S1 및 S2는 각각 작업 전극(12) 및 작업 전극(14)로부터의 입력 전극을 스케일링하기 위해 이용될 수 있다. 연산 증폭기 U3C의 경우, 이득은 하나 또는 그 이상의 저항기들 R11, R52 및 R53의 선택된 병렬 조합 및 RMOD2의 함수이다. 연산 증폭기 U6C의 경우, 이득은 하나 또는 그 이상의 저항기들 R20, R54 및 R55의 선택된 병렬 조합 및 RMOD3의 함수이다. 아래 표 1은 스위치들 S1 및 S2의 상이한 구성들을 이용하여 달성 가능한 예시적인 전압 이득들을 예시한다.
예시적인 전압 이득
스위치 위치(S1 및 S2) nA당 I/V 출력(U3C, U6C) V A/D 입력에서의 전압
열림 열림 열림 +4.9 V +4.9 V
열림 열림 닫힘 10 mV(1-20 nA 스케일) 200 mV
열림 닫힘 열림 6.65 mV(1-30 nA 스케일) 133 mV
닫힘 열림 열림 5 mV(1-40 nA 스케일) 100 mV
표 1에 나타난 바와 같이, 풀 스케일 설정에 더하여, 3개의 이득 스케일 설정들이 달성될 수 있다. 이들 설정들은 ADC(32)에서의 입력 정격들에 대응하도록 선택될 수 있다.
포텐시오스탯(22), 또는 포텐시오스탯(22)에 연결된 회로는 프로그래머가 디지털 입력을 통해 기준 전극(16)과 상대 전극(18) 사이의 바이어스 전압 VBIAS를 선택할 수 있게 하는 디지털-아날로그 컨버터(DAC)(66)를 더 포함할 수 있다. DAC(66)로부터의 아날로그 출력은 버터링 증폭기 U5B를 통하여 종속 접속(cascade)되어 증폭기 U5A의 비반전 입력에 제공될 수 있다. 일 실시예에서, 증폭기 U5A는 타입 TLC2264 연산 증폭기일 수 있다. 증폭기 U5A의 출력은 바이오센서(10)에 대한 프로그램 가능한 바이어스 전압 VBIAS를 확립하는, ±5 VDC 사이의, 바이폴라(bipolar)일 수 있다. 바이어스 전압 VBIAS는 상대 전극(18)과 기준 전극(16) 사이의 전압이다. 저항기들 R13 및 R14는 증폭기 U5A에 대한 원하는 이득을 확립하기 위해 선택될 수 있고 커패시터들 C13, C17 및 C20은 잡음 필터를 위해 선택될 수 있다.
포텐시오스탯(22), 또는 포텐시오스탯(22)에 연결된 회로는 또한 연속적인 포도당 모니터링 시스템(20)의 제어 회로들 내의 어떤 다른 곳에서 이용하기 위한 기준 전압(68)(VREF)을 확립할 수 있다. 일 실시예에서, VREF(68)는 Analog Devices 타입 AD580M과 같은 집적 회로일 수 있는 전압 기준 디바이스 U15를 이용하여 확립될 수 있다. 다른 실시예에서, 기준 전압(68)은 약 +2.5 VDC를 이용하여 확립될 수 있다. 기준 전압(68)은 저항기들 및 커패시터들 R32, C29, C30 및 C31과 함께 증폭기 U5D에 의해 버퍼링되고 필터링될 수 있다. 일 실시예에서, 증폭기 U5D는 타입 TLC2264 디바이스일 수 있다.
이제 도 5b에 관련하여, 저역 통과 필터(28)가 이제 설명된다. 저역 통과 필터(28)는 포텐시오스탯(22)으로부터 수신된 각 신호 CE-REF, WE1 및 WE2에 대하여 2단 증폭기 회로를 제공할 수 있다. 일 실시예에서, 각 신호에 대하여 1Hz 베셀 다극 저역 통과 필터(Bessel multi-pole low-pass filter)가 제공될 수 있다. 예를 들면, 증폭기 U2의 출력 신호 CE_REF는 제1단 증폭기 U1A 및 제2단 증폭기 U1B와 종속 접속될 수 있다. 증폭기 U1A는, 저항기 R6 및 커패시터 C5와 함께, 하나 또는 그 이상의 극을 제공할 수 있다. R1, R4, R5, C1 및 C6와 함께 증폭기 U1B를 이용하여 하나 또는 그 이상의 추가적인 극들이 형성될 수 있다. 필요에 따라, +/- 5 VDC 전원으로부터의 잡음을 제거하기 위해, C3 및 C9와 같은 커패시터들이 추가될 수 있다. 신호들 WE1 및 WE2에 대하여 유사한 저역 통과 필터들이 제공될 수 있다. 예를 들면, 증폭기 U3B는 WE1을 필터링하기 위해 증폭기 U3A와 종속 접속될 수 있다. 증폭기 U3B는 R8, R9, R15, R16, C14 및 C15와 같은 컴포넌트들과 함께 하나 또는 그 이상의 극을 제공할 수 있고, 증폭기 U3A는 R17, R18, C11, C12, C16 및 C18과 같은 컴포넌트들과 함께 하나 또는 그 이상의 추가적인 극을 제공할 수 있다. 유사하게, 증폭기 U6B는 WE2를 필터링하기 위해 증폭기 U6A와 종속 접속될 수 있다. 증폭기 U6B는 R22, R23, R30, R31, C24 및 C25와 같은 컴포넌트들과 함께 제1 극을 제공할 수 있고, 증폭기 U6A는 R24, R25, C21, C22 및 C23과 같은 컴포넌트들과 함께 하나 또는 그 이상의 추가적인 극을 제공할 수 있다. R/V 컨버터(38)로부터 수신된 신호 Vt를 필터링하기 위해 추가적인 유사한 필터들(도시되지 않음)이 추가될 수 있다. 저역 통과 필터(28)가 고주파수 잡음을 필터링한 후에, 그것은 신호들 CE_REF, WE1 및 WE2를 멀티플렉서(30)에 전달할 수 있다.
도 5c에 관련하여, 온도 센서(40) 및 R/V 컨버터(38)를 포함하는 온도 감지 회로가 이제 설명된다. R/V 컨버터(38)는 온도 센서(40)로부터의 입력을 단자들 THER_IN1 및 THER_IN2에서 수신한다. 이들 2개의 단자들은 온도 센서(40)를 가로질러 접속되는 도 5a의 입력들 EM15 및 EM16에 각각 대응한다. 일 실시예에서, 온도 센서(40)는 열전대(thermocouple)일 수 있다. 다른 실시예에서, 온도 센서(40)는 온도 의존 저항을 갖는 서미스터 또는 저항 온도 검출기(RTD)와 같은 디바이스일 수 있다. 이하에서는, 단지 예시를 위하여, 서미스터를 온도 센서(40)로서 채용하는 모니터링 시스템(20)이 설명될 것이다.
(포도당 산화의 속도를 포함하는) 화학 반응 속도들은 전형적으로 온도에 의해 영향을 받으므로, 온도 센서(40)는 작업 전극들(12 및 14)이 배치되어 있는 동일한 환경에서 온도를 모니터하기 위해 이용될 수 있다. 일 실시예에서, 모니터링 시스템(20)은 약 15℃와 약 45℃ 사이의 온도 범위에 걸쳐서 동작할 수 있다. 정맥 응용에서 연속적인 모니터링을 위해, 동작 온도 범위는 정상 체온의 몇도 내에 있을 것으로 기대된다. 그러므로 그러한 원하는 범위 내에서 동작할 수 있고, 바이오센서(10)에 아주 근접하여 설치하기 위한 크기로 만들어질 수 있는 서미스터(40)가 선택되어야 한다. 일 실시예에서, 서미스터(40)는 바이오센서(10)를 나르는 동일한 프로브 또는 카테터에 설치될 수 있다.
서미스터(40)는 그것의 온도 판독에 영향을 미칠 수 있는 다른 센서들 또는 디바이스들로부터의 간섭을 막기 위해 격리될 수 있다. 도 5c에 도시된 바와 같이, 서미스터(40)의 격리는 R/V 컨버터(38) 내에 입력 THER_IN2에서 저역 통과 필터(70)를 포함하는 것에 의해 달성될 수 있다. 일 실시예에서, 저역 통과 필터(78)는 입력 THER_IN2를 신호 접지에 연결하는 단순한 R-C 회로를 포함할 수 있다. 예를 들면, 필터(78)는 커패시턴스, 예를 들면, 커패시터들 C67 및 C68과 병렬로 연결된 저항기 R51에 의해 형성될 수 있다.
서미스터(40)가 정맥 내 위치에 설치됨에 따라, 그것의 저항은 환자의 체온이 변화할 때 변화한다. R/V 컨버터(38)는 이 저항의 변화를 전압 신호 Vt로 변환하기 위해 제공될 수 있다. 따라서, 전압 신호 Vt는 바이오센서(10)의 온도를 나타낸다. 전압 신호 Vt는 그 후 저역 통과 필터(28)에 출력되어 모니터링 시스템(20) 내의 어떤 다른 곳에서 온도 보상을 위해 이용될 수 있다.
일 실시예에서는, 다음의 명세를 갖는 서미스터(40)가 선택될 수 있다.
Figure pct00002
여기서,
Rth는 온도 T에서의 서미스터 저항이고;
R0는 온도 T0에서의 온도 저항이고;
Figure pct00003
이고;
Figure pct00004
이고;
T는 켈빈(K) 단위의 혈액 온도이다.
기준 저항 Rs는 다음의 결과를 내도록 선택될 수 있다:
Figure pct00005
환자의 혈액 온도를 결정하기 위해 수학식 1은 다음과 같이 재구성될 수 있다:
Figure pct00006
온도에 따라 바이오센서(10)로부터의 출력을 보상하기 위해, 서미스터(40)의 저항 R0는 전압 신호 Vt로 변환될 수 있다. 이것을 달성하기 위해, R/V 컨버터(38)는 서미스터(40)를 통하여 고정된 전류를 흐르게 하기 위한 전류원(72)을 제공할 수 있다. 전류원(72)에 대한 회로의 일 실시예가 도 5c의 상부에 도시되어 있고, 디바이스 Q1 및 Q1의 오른쪽의 모든 컴포넌트들을 포함한다.
일 실시예에서, 전류원(72)은 Q1을 통하여 원하는 전류를 제공할 수 있다. 일 실시예에서, Q1을 통한 소스 전류는 약 5μA 및 약 15μA 사이일 수 있다. Q1은 타입 SST201과 같은 JFET일 수 있다. JFET를 제어하기 위해, 연산 증폭기 U7A의 출력은 Q1의 게이트를 구동하기 위해 제공될 수 있다. 전압 VREF는, 필요에 따라, 증폭기 U7A의 비반전 입력에서 약 +2VDC의 전압을 걸기 위해 분할될 수 있다. 예를 들면, VREF와 증폭기 U7A 사이에 저항기들 R37 및 R38에 의해 전압 분배기(voltage divider)가 형성될 수 있다. 증폭기 U7A는, 도시된 바와 같이, 출력과 비반전 입력 사이의 피드백 경로에 커패시터 C45를 포함하고, Q1의 드레인 전압을 약 +2V에 유지하기 위해, Q1의 드레인으로부터 반전 입력으로의 패드백 경로에 저항기 R34를 포함하는 것에 의해, 적분기로서 구성될 수 있다. 원할 경우, 필터 및 안정성을 위해, R36, C34, C42, C43 및 C44와 같은 컴포넌트들이 포함될 수 있다.
Q1의 드레인과 +2.5V VREF 사이에 배치된 저항기 R33은 Q1의 소스 전류를 원하는 값에 확립하도록 선택될 수 있다. 일 실시예에서, 소스 전류는 IEC 60601-1과 같은 의료 디바이스 표준에 따르도록 약 9.8μA에 유지될 수 있다. 일 실시예에서, 서미스터(40)는 그 표준 하에서 타입 CF 디바이스(즉, 인간의 심장과 물리적으로 접촉하는 디바이스)로서 분류되고, 정상 동작 상태들에 대해서는 10μA에 설정되고, 단일 고장 상태(single fault condition)에 대해서는 50μA에 설정되는 전류 누설에 대한 한계들을 갖는다. 그러므로 전류원(72)을 구성하는 저항기 R33 및 다른 컴포넌트들의 선택은 모니터링 시스템(20)의 원하는 최종 사용 응용에 좌우될 수 있다.
Q1의 소스 전류를 나르기 위해 서미스터(40)와 직렬로 하나 또는 그 이상의 기준 저항기들 R39 및 R43을 배치하는 것에 의해 서미스터(40)로부터 하나 또는 그 이상의 전압 신호들 Vt가 도출될 수 있다. 이 직렬 저항을 통한 Q1의 소스 전류의 흐름에 의해 생성된 전압 신호들은 커패시터들 C54 및 C63을 이용하여 전자파 간섭(EMI)에 대하여 필터링될 수 있다. 그 전압 신호들은 R40 및 C55에 의해, 및 R46 및 C64에 의해 형성된 수동 신호 극들(passive signal poles)을 이용해 더 필터링될 수 있다. 일 실시예에서, 이들 극들은 대략 30 Hz의 크로스오버 주파수를 제공하기 위해 확립될 수 있다. 이들 수동 필터들은 정전기 방전(ESD)으로부터 증폭기들 U11A, U11B 및 U11C를 보호한다.
일 실시예에서, 증폭기들 U11A, U11B 및 U11C는 저잡음(주파수 = 1 Hz에서 12nV/sqrtHz), 약 5μV max의 오프셋, 약 0.04μV max의 오프셋 편차, 및 약 1pA max의 입력 바이어스 전류를 위해 선택된 타입 TLC2264일 수 있다. 증폭기 U11A는 저역 통과 필터를 형성하고, 저항기 R43에서의 서미스터 기준 전압 Vt1을 송신할 수 있다. 증폭기 U11B도 저역 통과 필터를 형성하고, 감지된 온도를 나타내는 서미스터(40)에서의 서미스터 입력 전압 Vt2를 송신할 수 있다. 일 실시예에서, 증폭기 U11A 또는 U11B는 앤티에일리어싱(anti-aliasing)을 위해 약 5.0Hz +/- 0.6Hz에서 -3dB 포인트를 갖는 2극 버터워스 필터(two-pole Butterworth filter)로서 기능할 수 있다. R41, R42, R44, R45, C49, C56, C57 및 C58은 이를 위해 구성될 수 있다. 증폭기 U11C는 증폭기 U11B의 입력에서 버퍼 증폭기로서 제공될 수 있다.
R/V 컨버터(38)로부터 출력된 제1 및 제2 전압 신호들 Vt는 그 후 추가적인 조절을 위해 저역 통과 필터(72)에 의해 수신될 수 있다. 일 실시예에서, 저역 통과 필터(70)는 신호들 Vt에 대하여 4극 5Hz 버터워스 필터를 제공할 수 있다. 이 버터워스 필터들은 약 5.0 Hz에서 -3dB 포인트를 갖는 4극 응답을 생성하는 앤티에일리어싱 필터들로서 두 배가 될 수 있고, 1.0 nA당 약 100 mV 내지 약 200 mV의 출력을 제공하도록 약 20의 이득(즉, 26 dB)을 가질 수 있다.
저역 통과 필터(70)에 의해 필터링된 바이오센서(10) 및 서미스터(40)로부터의 신호들은 그 후 멀티플렉서(30)에 출력될 수 있다. 도 5d에 도시된 바와 같이, 멀티플렉서(30)는 신호들 CE_REF, WE1, WE2, VREF, 및 2개의 Vt 신호들(Vt1 및 Vt2)을 수신하고, 그것들을 아날로그-디지털 컨버터(32)에 제공할 수 있다. 이 송신 경로에는, R47 및 C50과 같은 필터링 컴포넌트들과 함께, 버퍼 증폭기 U11이 제공될 수 있다.
일 실시예에서, 멀티플렉서(30)는 Maxim 모놀리식 CMOS 타입 DG508A와 같은 8-채널 아날로그 멀티플렉서일 수 있다. 채널 선택은 ADC(32)의 출력 비트들 P0, P1 및 P2를 통해 프로세서(34)에 의해 제어될 수 있다. 표 2는 멀티플렉서(30)에 대한 예시적인 채널 선택을 예시한다.
ADC(32)는 아날로그 신호들을 개별의 디지털 데이터로 변환한다. ADC(32)는 2n-채널 멀티플렉서(30)에서 아날로그 입력 신호들을 선택하기 위해 이용되는 n 출력 비트들(예를 들면 P0 - P2)을 가질 수 있다. 일 실시예에서, ADC(32)는 16 비트 연속 근사(successive approximation)를 갖는 바이폴라 입력, 단일 +5V DC 전원 및 200 kSPS에서 약 40 mW의 저전력 정격을 갖는 Maxim 타입 MAX1133BCAP 디바이스일 수 있다. ADC(32)는 버퍼로서 이용될 수 있는 내부 4.096 VREF를 가질 수 있다. ADC(32)는 SPI(Serial Peripheral Interface), QSPI(Queued Serial Peripheral Interface), 마이크로파 또는 다른 시리얼 데이터 링크와 호환 가능할 수 있다. 일 실시예에서, ADC(32)는 다음의 입력 채널들을 가질 수 있다: 바이어스 전압 출력(CE_REF), 작업 전극(12)(WE1), 작업 전극(14)(WE2), DAC 컨버터 전압(DAC_BIAS), 서미스터 기준 전압(Vt1), 서미스터 입력 전압(Vt2), 기준 전압(2.5VREF), 및 아날로그 신호(ISOGND).
멀티플렉서에 대한 예시적인 채널 선택
P2 P1 P0 멀티플렉서 채널 아날로그 입력 설명
0 0 0 0 기준 전극(16) 제어 전압
0 0 1 1 작업 전극(12) 전류 대 전압
0 1 0 2 작업 전극(14) 전류 대 전압
0 1 1 3 제어 및 기준 바이어스 전압
1 0 0 4 서미스터 기준 전압 Vt1
1 0 1 5 서미스터 입력 전압 Vt2
1 1 0 6 2.5 VREF 전압
1 1 1 7 ISOGND 전압
ADC(32)로부터의 디지털 데이터는 프로세서(34)에 송신될 수 있다. 프로세서(34)는 바이오센서(10)에 의해 감지된 분석물질 레벨들의 정확한 계산을 위한 소프트웨어를 다운로드하고 실행하는 것이 가능한 프로그램 가능한 마이크로프로세서 또는 마이크로컨트롤러일 수 있다. 프로세서(34)는 디지털 데이터를 수신하도록 구성될 수 있고, 내부 메모리에 포함된 하나 또는 그 이상의 알고리즘을 실행하는 것에 의해, CE_REF, WE1, WE2, DAC_BIAS 및 2.5VREF를 나타내는 하나 또는 그 이상의 디지털 신호들에 기초하여 혈액 내의 분석물질(예를 들면, 포도당) 레벨을 계산할 수 있다. 프로세서(34)는 또한 앞의 디지털 신호들 및/또는 디지털 신호 Vt1 및/또는 Vt2에 기초하여 온도 보정 알고리즘을 실행할 수 있다. 프로세서(34)는 온도 보정 알고리즘의 결과에 기초하여 분석물질 레벨에 대한 온도 보정된 값을 도출할 수 있다. 일 실시예에서, 프로세서(34)는, 10 비트 A/D 및 나노-와트 기술, 32k x 8 플래시 메모리, 1536 바이트의 SRAM 데이터 메모리, 및 256 바이트의 EEPROM을 갖는, Microchip Technology 타입 PIC18F2520 28핀 인핸스드 플래시 마이크로컨트롤러(enhanced flash microcontroller)일 수 있다.
프로세서(34)에의 입력 클록은 클록 입력 핀들에 연결된 수정 발진기 Y1에 의해 제공될 수 있다. 일 실시예에서, 발진기 Y1은 4 MHz, 0.005% 또는 +/- 50 ppm 정격의 CTS Corp. 발진기일 수 있다. Y1은 커패시터들 C65 및 C66을 이용하여 필터링될 수 있다. 프로세서(34)는 프로세서(34)에 시스템 파워 업 RESET 입력을 제공하는 풀업 저항기 R50과 함께 구성된 개방 드레인 출력 U14, 예를 들면, Maxim 타입 MAX6328UR 디바이스를 더 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 풀업 저항기 R50은 약 10 ㏀의 값을 가질 수 있다. 커패시터들 C69 및 C70은 잡음 제거를 위하여 적절한 크기로 만들어질 수 있다.
일 실시예에서, 프로세서(34)와 ADC(32) 사이의 데이터 전송은, 도시된 바와 같이, 핀들 SHDN, RST, ECONV, SDI, SDO, SCLK 및 CS를 통해 인에이블될 수 있다. ICP 모델 5핀 커넥터와 같은 전기 커넥터 J2는 프로세서(34)의 핀들 PGD 및 PGC를 드레인 출력 U14에 연결하기 위해 이용될 수 있다. 커넥터 J2는 원하는 소프트웨어를 프로세서(34)의 내부 메모리, 예를 들면, 플래시 메모리에 다운로드하기 위한 경로를 제공할 수 있다.
프로세서(34)는 그의 결과를 광학 아이솔레이터(optical isolator)(42) 및 시리얼 대 USB 포트(74)를 통해 CPU(36)와 같은 모니터에 출력할 수 있다. 광학 아이솔레이터(42)는 프로세서(34) 및 시리얼 대 USB 컨버터(74)를 전기적으로 격리된 상태로 유지하면서, 그것들 사이에 데이터 신호들을 전송하기 위해 짧은 광학 전송 경로를 이용할 수 있다. 일 실시예에서, 광학 아이솔레이터(42)는 Analog Devices 모델 ADuM1201 듀얼 채널 디지털 아이솔레이터일 수 있다. 광학 아이솔레이터(42)는 강화된 성능 특성들을 제공하기 위한 고속 CMOS 및 모놀리식 트랜스포머 기술을 이용할 수 있다. 광학 아이솔레이터(42)는 프로세서(34)와 시리얼 대 USB 컨버터(74) 사이의 시리얼 통신을 위해 6000 VDC까지의 격리를 제공할 수 있다. 필터 커패시터들 C61 및 C62는 +5VDC 입력들에서의 추가적인 잡음 감소를 위해 추가될 수 있다. 커패시터 C61에서, +5VDC 전력은 DC/DC 컨버터(44)로부터의 격리된 출력에 의해 제공될 수 있다. 커패시터 C62에서, +5VDC 전력은 CPU(36)를 통해 USB 인터페이스로부터 제공될 수 있다. 이들 특징들에 더하여, 광학 아이솔레이터(46)의 "격리된(isolated)" 측의 회로 컴포넌트들을 "비격리된(non-isolated)" 측의 회로 컴포넌트들로부터 전기적으로 및 자기적으로 격리하는 물리적 분리를 제공하기 위해 약 0.3 인치와 약 1.0 인치 사이의 격리 공간(51)이 확립될 수 있다(예를 들면, 격리된 전기 컴포넌트들을 포함하는 회로 기판 상에). "격리된" 및 "비격리된" 측들로 분리된 컴포넌트들은 도 5d에서 점선에 의해 나타내어져 있다. 일 실시예에서, 격리 공간은 0.6 인치일 수 있다.
일반적으로, 격리 디바이스 또는 격리 수단은 회로의 격리된 측 밖으로부터의 잡음이 회로의 격리된 측 내에서 감지된 또는 처리된 신호들과 간섭하는 것을 막는다. 잡음은 회로의 격리된 측에서 유도되거나 송신될 수 있는 임의의 유형의 전기, 자기, 무선 주파수, 또는 접지 잡음을 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 격리 디바이스는 감지 및 신호 처리를 위해 이용되는 격리된 감지 회로와, 전원 및 디스플레이를 위해 이용되는 비격리된 컴퓨터 회로 사이의 EMI 격리를 제공한다. 격리 디바이스는 하나 또는 그 이상의 광학 아이솔레이터들(42), DC/DC 컨버터들(44), 격리 공간들(51), 및 모니터링 시스템(20)의 전반에 걸쳐서 이용되는 다수의 전자 필터들 또는 접지 방식들 중 하나 또는 그 이상을 포함할 수 있다.
시리얼 대 USB 컨버터(74)는 프로세서(34)로부터의 출력의 CPU(36)로의 연결을 용이하게 하기 위해 광학 아이솔레이터(42)를 통하여 수신된 시리얼 출력을 USB 통신 인터페이스로 변환할 수 있다. 일 실시예에서, 시리얼 대 USB 컨버터(74)는 FTDI 모델 DLP-USB232M UART 인터페이스 모듈일 수 있다. 변환된 USB 신호들은 그 후 저장, 인쇄, 또는 디스플레이를 위해 USB 포트를 통해 CPU(36)에 송신될 수 있다. 시리얼 대 USB 컨버터(74)는 또한 포텐시오스탯(22) 및 회로의 격리된 측의 다른 전자 컴포넌트들에 의해 이용하기 위해 격리 DC/DC 컨버터(44)에 의해 격리될 수 있는 +5VDC를 제공할 수 있다.
CPU(36)는 디스플레이 장치(36) 상에 원하는 그래픽 포맷으로 분석물질 레벨을 디스플레이하기 위한 소프트웨어와 함께 구성될 수 있다. CPU(36)는 윈도즈, 유닉스 또는 리눅스와 같은 플랫폼 상에서 가동하는 PC 또는 다른 랩톱 또는 데스크톱 컴퓨터와 같은 임의의 상업 컴퓨터일 수 있다. 일 실시예에서, CPU(36)는 내구성을 높인(ruggedized) 랩톱 컴퓨터일 수 있다. 다른 실시예에서, 디스플레이 장치(36) 상에 CPU(36)에 의해 디스플레이된 그래픽들은 수행하는 건강 관리 전문가들에게 최적으로 통지하기 위해 흥미 있는 분석물질의, 실시간 측정들을 나타내는 수치 값들, 및 또한 히스토리컬 트렌드(historical trend)를 보여줄 수 있다. 실시간 측정들은 연속적으로 또는 주기적으로 업데이트될 수 있다. 히스토리컬 트렌드는 혈당 농도와 같은 분석물질 레벨에 대하여, 시간에 걸쳐서, 예를 들면, 1 시간 이상 또는 1일 이상에 걸쳐서, 변화하는 분석물질 레벨들을 보여줄 수 있다.
CPU(36)는 격리 DC/DC 컨버터(44)에 전력을 제공할 수 있고 디스플레이 장치(36)에 전력을 제공할 수도 있다. CPU(36)는 배터리 팩 또는 표준 벽면 콘센트(wall outlet)(예를 들면, 120 VAC)로부터 전력을 수신할 수 있고, 내부 AC/DC 컨버터, 배터리 충전기, 및 유사한 전원 회로들을 포함할 수 있다. 격리 DC/DC 컨버터(44)는 버스를 통해 CPU(36)로부터 DC 전력을 수신할 수 있다. 일 실시예에서, 이 DC 전력은, 예를 들면, RS232/USB 컨버터(도시되지 않음)를 통해 제공되는 +5VDC, 500 mA, +/- 5% 소스일 수 있다. +5VDC 전원은 C37 및 C38과 같은 커패시터들을 이용하여 격리 DC/DC 컨버터(44)의 비격리된 측에서 필터링될 수 있다.
격리 DC/DC 컨버터(44)는 비격리된 +5VDC 전력을 ISOLATED PWS OUT이라는 라벨이 붙은 버스 상에 출력하기 위한 격리된 +5VDC 소스로 변환한다. 또한, 격리 DC/DC 컨버터(44)는 전기 및 자기 잡음으로부터의 추가된 면역을 위한 물리적 격리 공간을 제공할 수 있다. 일 실시예에서, 격리 공간은 약 0.3 인치와 약 1.0 인치 사이일 수 있다. 다른 실시예에서, 격리 공간은 8 mm일 수 있다. 격리 DC/DC 컨버터(44)는 6000 VDC 격리를 갖는 Transitronix 모델 TVF05D05K3 듀얼 +/-5V 출력, 600 mA, 조정된 DC/DC 컨버터일 수 있다. 듀얼 출력들 +5V 및 -5V는 공통의 단자에 의해 분리되고, +5V와 공통 사이의 커패시터들 C33 및 C36 및 -5V와 공통 사이의 커패시터들 C40 및 C41을 이용하여 필터링될 수 있다. 다수의 아날로그 및 디지털 5V 출력들을 제공하고, ADC(32) 및 프로세서(34)와 같은 컴포넌트들의 디지털 스위칭에 의해 회로의 격리된 측에서 생성될 수 있는 임의의 잡음을 감소시키기 위해 추가적인 고차 필터링이 제공될 수 있다. 예를 들면, +5V 및 -5V 출력들은 커패시터들 C32, C35 및 C39와 함께 구성된 인덕터들 L1, L2, L3 및 L4에 의해 필터링될 수 있다. 도시된 구성에서, 이들 컴포넌트들은 디지털 컴포넌트들을 위한 +5V 격리된 전원(+5VD), 아날로그 컴포넌트들을 위한 +/-5V 격리된 전원(+5VISO 및 -5VISO), 및 아날로그 컴포넌트들을 위한 격리된 신호 접지를 제공한다.
일 실시예에서, 분석물질 모니터링 시스템의 컴포넌트들은 박스 또는 패러데이 케이지(Faraday cage) 내에 포함된 하나 또는 그 이상의 인쇄 회로 기판들 상에 설치될 수 있다. 거기에 포함된 컴포넌트들은 하나 또는 그 이상의 포텐시오스탯들(22), R/V 컨버터들(38), 저역 통과 필터들(28), 멀티플렉서들(30), ADC들(32), 프로세서들(34), 광학 아이솔레이터들(42), DC/DC 컨버터들(44), 및 관련된 격리된 회로들 및 커넥터들을 포함할 수 있다. 다른 실시예에서, 동일한 기판 설치된 컴포넌트들은 시리얼 대 USB 컨버터(74) 및 CPU(36)를 또한 포함할 수 있는 섀시 내에 수용될 수 있다.
특정한 예시적인 실시예들이 설명되고 첨부 도면들에 도시되었지만, 그러한 실시예들은 광범위의 발명을 제한하지 않고 예시하는 것에 불과하고, 상기 단락들에서 설명된 것들 외에도, 다양한 다른 변경들, 조합들, 생략들, 수정들 및 대체들이 가능하므로, 이 발명은 도시되고 설명된 특정한 구성들 및 배열들에 제한되지 않는다는 것을 이해해야 한다. 숙련된 당업자들은 방금 설명된 실시예들의 다양한 개조들 및 수정들이 본 발명의 범위 및 정신에서 벗어나지 않고 구성될 수 있다는 것을 알 것이다. 그러므로, 부속된 청구항들의 범위 내에서, 본 발명은 여기에 구체적으로 설명된 것과 다르게 실시될 수 있다는 것을 이해해야 한다.

Claims (23)

  1. 분석물질 모니터링 시스템(analyte monitoring system)으로서,
    분석물질 농도를 감지하고 상기 분석물질 농도를 나타내는 신호를 출력하는 것이 가능한 바이오센서;
    각각이 상기 바이오센서에 선택적으로 연결 가능한 제1 및 제2 전원들 - 상기 제1 및 제2 전원들은 상기 바이오센서에 하나 또는 그 이상의 바이어스 신호들을 제공하는 것이 가능함 -; 및
    상기 제1 및 제2 전원들에 연결된 선택기 - 상기 선택기는 상기 제1 및 제2 전원들 중 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 전기적으로 연결함 -
    를 포함하는 분석물질 모니터링 시스템.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 선택기와 통신하는 센서를 더 포함하고, 상기 센서는 상기 바이오센서에 바이어스 신호가 공급되고 있는지를 결정하는 것이 가능하고, 상기 선택기는 상기 센서의 출력에 기초하여 상기 제1 및 제2 전원들 중 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 전기적으로 연결하는 분석물질 모니터링 시스템.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 센서는 상기 제1 전원으로부터의 전압 또는 전류 출력 중 하나를 감지하는 것이 가능하고, 만일 상기 센서가 상기 제1 전원이 전압 또는 전류를 출력하고 있지 않다는 것을 감지한다면, 상기 선택기는 상기 제2 전원을 상기 바이오센서에 전기적으로 연결하는 분석물질 모니터링 시스템.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 선택기는 조작자에 의해 조작되는 것이 가능한 스위치인 분석물질 모니터링 시스템.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 바이오센서는 2개 또는 그 이상의 전극들을 포함하고, 상기 제2 전원은 상기 바이오센서의 상기 2개 또는 그 이상의 전극들에게 하나 또는 그 이상의 바이어스 신호들을 제공하도록 구성되고, 상기 제2 전원은 상기 바이오센서의 상기 2개 또는 그 이상의 전극들에게 2개 또는 그 이상의 바이어스 신호들을 제공하도록 구성되는 분석물질 모니터링 시스템.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 바이오센서는 적어도 기준 전극(reference electrode) 및 작업 전극(work electrode)을 포함하고, 상기 제2 전원은 상기 기준 및 작업 전극들의 양쪽 모두에 바이어스 신호를 제공하도록 구성되고, 상기 선택기는 상기 기준 및 작업 전극들의 양쪽 모두에 상기 제2 전원을 연결하는 것이 가능한 분석물질 모니터링 시스템.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 바이오센서는 적어도 기준 전극과 제1 및 제2 작업 전극들을 포함하고,
    상기 제2 전원은 상기 기준 전극과 제1 및 제2 작업 전극들 각각에게 바이어스 신호를 제공하도록 구성되고,
    상기 선택기는, 상기 기준 전극과 제1 및 제2 작업 전극들의 각각에 또한 상기 제2 전원에 접속된 접점(contact)들을 갖는 릴레이이고 상기 기준 전극과 상기 제1 및 제2 작업 전극들의 각각에 상기 제2 전원을 연결하는 것이 가능한 분석물질 모니터링 시스템.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 바이오센서는 하나 또는 그 이상의 전극들을 포함하고,
    상기 제1 전원은 상기 바이오센서의 하나 또는 그 이상의 전극들을 바이어싱하기 위한 포텐시오스탯(potentiostat)이고,
    상기 제2 전원은 상기 바이오센서의 하나 또는 그 이상의 전극들을 바이어싱하기 위한 전압 노드들을 포함하고,
    상기 선택기는 상기 바이오센서의 상기 하나 또는 그 이상의 전극들에게 상기 제1 전원 또는 상기 제2 전원 중 어느 한쪽으로부터의 바이어싱을 선택적으로 인가하는 것이 가능한 릴레이인 분석물질 모니터링 시스템.
  9. 분석물질 모니터링 시스템으로서,
    분석물질 농도를 감지하고 상기 분석물질 농도에 대응하는 신호를 출력하는 것이 가능한 바이오센서;
    상기 바이오센서에 선택적으로 연결 가능한 포텐시오스탯 - 상기 포텐시오스탯은 상기 바이오센서에게 하나 또는 그 이상의 바이어스 신호들을 제공하는 것과 상기 바이오센서로부터 하나 또는 그 이상의 신호들을 수신하는 것 모두가 가능함 -;
    상기 바이오센서에게 하나 또는 그 이상의 바이어스 신호들을 제공하는 것이 가능한 보조 전원; 및
    상기 포텐시오스탯 및 상기 보조 전원에 연결된 선택기 - 상기 선택기는 상기 포텐시오스탯 및 상기 보조 전원 중 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 전기적으로 연결함 -
    를 포함하는 분석물질 모니터링 시스템.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 선택기와 통신하는 센서를 더 포함하고, 상기 센서는 상기 바이오센서에게 바이어스 신호가 공급되고 있는지를 결정하는 것이 가능하고, 상기 선택기는 상기 센서의 출력에 기초하여 상기 제1 및 보조 전원들 중 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 전기적으로 연결하는 분석물질 모니터링 시스템.
  11. 제9항에 있어서,
    상기 센서는 상기 포텐시오스탯으로부터의 전압 또는 전류 출력 중 하나를 감지하는 것이 가능하고, 만일 상기 센서가 상기 제1 전원이 전압 또는 전류를 출력하고 있지 않다는 것을 감지한다면, 상기 선택기는 상기 보조 전원을 상기 바이오센서에 전기적으로 연결하는 분석물질 모니터링 시스템.
  12. 제9항에 있어서,
    상기 선택기는 조작자에 의해 조작되는 것이 가능한 스위치인 분석물질 모니터링 시스템.
  13. 제9항에 있어서,
    상기 바이오센서는 2개 또는 그 이상의 전극들을 포함하고, 상기 보조 전원은 상기 바이오센서의 2개 또는 그 이상의 전극들에게 하나 또는 그 이상의 바이어스 신호들을 제공하도록 구성되고, 상기 보조 전원은 상기 바이오센서의 2개 또는 그 이상의 전극들에게 2개 또는 그 이상의 바이어스 신호들을 제공하도록 구성되는 분석물질 모니터링 시스템.
  14. 제9항에 있어서,
    상기 바이오센서는 적어도 기준 전극 및 작업 전극을 포함하고, 상기 보조 전원은 상기 기준 및 작업 전극들 모두에 바이어스 신호를 제공하도록 구성되고, 상기 선택기는 상기 기준 및 작업 전극들 모두에 상기 보조 전원을 연결하는 것이 가능한 분석물질 모니터링 시스템.
  15. 제9항에 있어서,
    상기 바이오센서는 적어도 기준 전극과 제1 및 제2 작업 전극들을 포함하고,
    상기 보조 전원은 상기 기준 전극과 제1 및 제2 작업 전극들의 각각에게 바이어스 신호를 제공하도록 구성되고,
    상기 선택기는, 상기 기준 전극과 제1 및 제2 작업 전극들의 각각에게 또한 상기 보조 전원에 접속된 접점들을 갖는 릴레이이고 상기 기준 전극과 제1 및 제2 작업 전극들의 각각에게 상기 보조 전원을 연결하는 것이 가능한 분석물질 모니터링 시스템.
  16. 바이오센서의 동작을 제어하는 방법으로서,
    분석물질 농도를 감지하고 상기 분석물질 농도에 대응하는 신호를 출력하는 것이 가능한 바이오센서를 제공하는 단계; 및
    상기 바이오센서를 바이어싱된 상태에 유지하기 위하여, 제1 및 제2 전원들 중 하나가 상기 바이오센서에게 바이어스 신호를 공급하고 있는지에 기초하여 상기 제1 또는 제2 전원을 상기 바이오센서에 선택적으로 연결하는 단계
    를 포함하는 방법.
  17. 제16항에 있어서,
    상기 제1 전원의 동작을 감지하는 단계를 더 포함하고, 상기 연결하는 단계는, 만일 상기 감지하는 단계가 상기 제1 전원이 신호를 출력하고 있다는 것을 감지한다면 상기 제1 전원을 상기 바이오센서에게 연결하고, 만일 상기 감지하는 단계가 상기 제1 전원이 신호를 출력하고 있지 않다는 것을 감지한다면 상기 제2 전원을 상기 바이오센서에 연결하는 단계를 포함하는 방법.
  18. 제16항에 있어서,
    상기 바이오센서는 2개 또는 그 이상의 전극들을 포함하고, 상기 방법은 상기 바이오센서의 2개 또는 그 이상의 전극들에게 상기 제2 전원을 통해 하나 또는 그 이상의 바이어스 신호들을 제공하는 단계를 더 포함하고, 상기 제공하는 단계는 상기 바이오센서의 2개 또는 그 이상의 전극들에게 상기 제2 전원을 통해 2개 또는 그 이상의 전압들을 제공하는 방법.
  19. 분석물질 모니터링 시스템으로서,
    전해 셀(electrolytic cell)을 포함하는 전기 화학 바이오센서(electro-chemical biosensor) - 상기 전기 화학 바이오센서는 분석물질 농도를 감지하고 상기 분석물질 농도에 대응하는 신호를 출력하는 것이 가능함 -;
    상기 바이오센서에 선택적으로 연결 가능한 제1 전원 - 상기 제1 전원은 상기 바이오센서의 전해 셀에게 바이어스 신호를 제공하는 것이 가능함 -;
    상기 바이오센서의 상기 전해 셀에게 바이어스 신호를 제공하는 것이 가능한 보조 전원; 및
    상기 제1 전원 및 상기 보조 전원에 연결된 선택기 - 상기 선택기는 상기 포텐시오스탯 및 상기 보조 전원 중 하나를 상기 바이오센서에게 선택적으로 전기적으로 연결함 -
    를 포함하는 분석물질 모니터링 시스템.
  20. 제19항에 있어서,
    상기 선택기와 통신하는 센서를 더 포함하고, 상기 센서는 상기 바이오센서에 바이어스 신호가 공급되고 있는지를 결정하는 것이 가능하고, 상기 선택기는 상기 센서의 출력에 기초하여 상기 제1 및 보조 전원들 중 하나를 상기 바이오센서에 선택적으로 전기적으로 연결하는 분석물질 모니터링 시스템.
  21. 제19항에 있어서,
    상기 센서는 상기 포텐시오스탯으로부터의 전압 또는 전류 출력 중 하나를 감지하는 것이 가능한 분석물질 모니터링 시스템.
  22. 제19항에 있어서,
    상기 센서는 조작자에 의해 조작되는 것이 가능한 스위치인 분석물질 모니터링 시스템.
  23. 분석물질 모니터링 시스템으로서,
    전해 셀을 포함하는 전기 화학 바이오센서 - 상기 전기 화학 바이오센서는 분석물질 농도를 감지하고 상기 분석물질 농도에 대응하는 신호를 출력하는 것이 가능함 -;
    상기 바이오센서에 선택적으로 연결 가능한 제1 전원 - 상기 제1 전원은 상기 바이오센서의 전해 셀에 바이어스 신호를 제공하는 것이 가능함 -;
    상기 바이오센서의 전해 셀에 바이어스 신호를 제공하는 것이 가능한 보조 전원;
    상기 바이오센서에 바이어스 신호가 공급되고 있는지를 결정하는 것이 가능한 센서; 및
    상기 제1 전원 및 상기 보조 전원에 연결된 선택기 - 상기 선택기는 상기 센서의 출력에 기초하여 상기 포텐시오스탯 및 상기 보조 전원 중 하나를 상기 바이오센서에게 선택적으로 전기적으로 연결함 -
    를 포함하는 분석물질 모니터링 시스템.
KR1020107012094A 2007-11-02 2008-10-31 시스템의 수송 또는 주 전력 손실에서 이용되는 백업 전원을 갖는 분석물질 모니터링 시스템 KR20100105564A (ko)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US98511207P 2007-11-02 2007-11-02
US60/985,112 2007-11-02

Publications (1)

Publication Number Publication Date
KR20100105564A true KR20100105564A (ko) 2010-09-29

Family

ID=40344901

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020107012094A KR20100105564A (ko) 2007-11-02 2008-10-31 시스템의 수송 또는 주 전력 손실에서 이용되는 백업 전원을 갖는 분석물질 모니터링 시스템

Country Status (6)

Country Link
US (1) US20090118604A1 (ko)
EP (1) EP2217914A1 (ko)
KR (1) KR20100105564A (ko)
CN (1) CN101910832A (ko)
CA (1) CA2703840A1 (ko)
WO (1) WO2009059203A1 (ko)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11179069B2 (en) 2010-09-29 2021-11-23 Dexcom, Inc. Advanced continuous analyte monitoring system

Families Citing this family (59)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2535830B1 (en) 2007-05-30 2018-11-21 Ascensia Diabetes Care Holdings AG Method and system for managing health data
CN101686805A (zh) * 2007-11-02 2010-03-31 爱德华兹生命科学公司 能够对由可影响监控系统的外部系统产生的信号噪声进行检测和提供防护的分析物监控系统
US8617381B2 (en) 2009-06-23 2013-12-31 Bayer Healthcare Llc System and apparatus for determining temperatures in a fluid analyte system
EP2624745A4 (en) * 2010-10-07 2018-05-23 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring devices and methods
US8794830B2 (en) * 2010-10-13 2014-08-05 Biosense Webster, Inc. Catheter with digitized temperature measurement in control handle
JP6443802B2 (ja) * 2011-11-07 2018-12-26 アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッドＡｂｂｏｔｔ Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｃａｒｅ Ｉｎｃ． 分析物モニタリング装置および方法
US8798332B2 (en) 2012-05-15 2014-08-05 Google Inc. Contact lenses
TWM439848U (en) * 2012-06-08 2012-10-21 Abbahome Inc Input device and Bluetooth converter thereof
US9158133B1 (en) 2012-07-26 2015-10-13 Google Inc. Contact lens employing optical signals for power and/or communication
US8857981B2 (en) 2012-07-26 2014-10-14 Google Inc. Facilitation of contact lenses with capacitive sensors
CN104471390B (zh) 2012-07-26 2018-01-19 安晟信医疗科技控股公司 用于减小来自生物传感器仪表的电击危险的装置和方法
US9298020B1 (en) 2012-07-26 2016-03-29 Verily Life Sciences Llc Input system
US9523865B2 (en) 2012-07-26 2016-12-20 Verily Life Sciences Llc Contact lenses with hybrid power sources
US8919953B1 (en) 2012-08-02 2014-12-30 Google Inc. Actuatable contact lenses
US9696564B1 (en) 2012-08-21 2017-07-04 Verily Life Sciences Llc Contact lens with metal portion and polymer layer having indentations
US9111473B1 (en) 2012-08-24 2015-08-18 Google Inc. Input system
US8820934B1 (en) 2012-09-05 2014-09-02 Google Inc. Passive surface acoustic wave communication
US20140192315A1 (en) 2012-09-07 2014-07-10 Google Inc. In-situ tear sample collection and testing using a contact lens
US9398868B1 (en) 2012-09-11 2016-07-26 Verily Life Sciences Llc Cancellation of a baseline current signal via current subtraction within a linear relaxation oscillator-based current-to-frequency converter circuit
US10010270B2 (en) 2012-09-17 2018-07-03 Verily Life Sciences Llc Sensing system
US9326710B1 (en) 2012-09-20 2016-05-03 Verily Life Sciences Llc Contact lenses having sensors with adjustable sensitivity
US8960898B1 (en) 2012-09-24 2015-02-24 Google Inc. Contact lens that restricts incoming light to the eye
US8870370B1 (en) 2012-09-24 2014-10-28 Google Inc. Contact lens that facilitates antenna communication via sensor impedance modulation
US8979271B2 (en) 2012-09-25 2015-03-17 Google Inc. Facilitation of temperature compensation for contact lens sensors and temperature sensing
US8989834B2 (en) 2012-09-25 2015-03-24 Google Inc. Wearable device
US20140088372A1 (en) 2012-09-25 2014-03-27 Google Inc. Information processing method
US8821811B2 (en) 2012-09-26 2014-09-02 Google Inc. In-vitro contact lens testing
US8960899B2 (en) 2012-09-26 2015-02-24 Google Inc. Assembling thin silicon chips on a contact lens
US9884180B1 (en) 2012-09-26 2018-02-06 Verily Life Sciences Llc Power transducer for a retinal implant using a contact lens
US8985763B1 (en) 2012-09-26 2015-03-24 Google Inc. Contact lens having an uneven embedded substrate and method of manufacture
US9063351B1 (en) 2012-09-28 2015-06-23 Google Inc. Input detection system
US8965478B2 (en) 2012-10-12 2015-02-24 Google Inc. Microelectrodes in an ophthalmic electrochemical sensor
US9176332B1 (en) 2012-10-24 2015-11-03 Google Inc. Contact lens and method of manufacture to improve sensor sensitivity
US9757056B1 (en) 2012-10-26 2017-09-12 Verily Life Sciences Llc Over-molding of sensor apparatus in eye-mountable device
US8874182B2 (en) 2013-01-15 2014-10-28 Google Inc. Encapsulated electronics
US9289954B2 (en) 2013-01-17 2016-03-22 Verily Life Sciences Llc Method of ring-shaped structure placement in an eye-mountable device
US20140209481A1 (en) 2013-01-25 2014-07-31 Google Inc. Standby Biasing Of Electrochemical Sensor To Reduce Sensor Stabilization Time During Measurement
US9636016B1 (en) 2013-01-25 2017-05-02 Verily Life Sciences Llc Eye-mountable devices and methods for accurately placing a flexible ring containing electronics in eye-mountable devices
US9161712B2 (en) 2013-03-26 2015-10-20 Google Inc. Systems and methods for encapsulating electronics in a mountable device
US9113829B2 (en) 2013-03-27 2015-08-25 Google Inc. Systems and methods for encapsulating electronics in a mountable device
US20140371560A1 (en) 2013-06-14 2014-12-18 Google Inc. Body-Mountable Devices and Methods for Embedding a Structure in a Body-Mountable Device
US9084561B2 (en) 2013-06-17 2015-07-21 Google Inc. Symmetrically arranged sensor electrodes in an ophthalmic electrochemical sensor
US9948895B1 (en) 2013-06-18 2018-04-17 Verily Life Sciences Llc Fully integrated pinhole camera for eye-mountable imaging system
US9685689B1 (en) 2013-06-27 2017-06-20 Verily Life Sciences Llc Fabrication methods for bio-compatible devices
US9028772B2 (en) 2013-06-28 2015-05-12 Google Inc. Methods for forming a channel through a polymer layer using one or more photoresist layers
US9814387B2 (en) 2013-06-28 2017-11-14 Verily Life Sciences, LLC Device identification
US9492118B1 (en) 2013-06-28 2016-11-15 Life Sciences Llc Pre-treatment process for electrochemical amperometric sensor
US9307901B1 (en) 2013-06-28 2016-04-12 Verily Life Sciences Llc Methods for leaving a channel in a polymer layer using a cross-linked polymer plug
US8742623B1 (en) * 2013-09-16 2014-06-03 Google Inc. Device with dual power sources
US9572522B2 (en) 2013-12-20 2017-02-21 Verily Life Sciences Llc Tear fluid conductivity sensor
US9654674B1 (en) 2013-12-20 2017-05-16 Verily Life Sciences Llc Image sensor with a plurality of light channels
US9366570B1 (en) 2014-03-10 2016-06-14 Verily Life Sciences Llc Photodiode operable in photoconductive mode and photovoltaic mode
US9184698B1 (en) 2014-03-11 2015-11-10 Google Inc. Reference frequency from ambient light signal
US9789655B1 (en) 2014-03-14 2017-10-17 Verily Life Sciences Llc Methods for mold release of body-mountable devices including microelectronics
CN104983430B (zh) * 2015-07-22 2018-10-02 通普生物科技（北京）有限公司 非侵入式的血糖检测仪
US9632059B2 (en) 2015-09-03 2017-04-25 Ashwin-Ushas Corporation, Inc. Potentiostat/galvanostat with digital interface
US11125745B2 (en) 2016-01-27 2021-09-21 The General Hospital Corporation Magnetic electrochemical sensing
CN105953107B (zh) * 2016-07-22 2019-07-09 厦门普为光电科技有限公司 具有信号切换模式的发光二极管应急灯及其操作方法
US20190061544A1 (en) * 2017-08-24 2019-02-28 General Electric Company Battery exchange system for battery-powered vehicles using auxiliary battery

Family Cites Families (95)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4271278A (en) * 1978-10-16 1981-06-02 Medtronic, Inc. Cathode materials
US4430397A (en) * 1981-07-06 1984-02-07 Medtronic, Inc. Electrochemical cells
US4398346A (en) * 1981-10-23 1983-08-16 Medtronic, Inc. Method for lithium anode and electrochemical cell fabrication
US4937444A (en) * 1982-09-29 1990-06-26 Vpl Research, Inc. Optical flex sensor
US4465743A (en) * 1982-12-15 1984-08-14 Medtronic, Inc. Electrochemical cells having lithium tetrachloroiodate cathodes
US4608322A (en) * 1983-09-29 1986-08-26 Medtronic, Inc. Nonaqueous electrochemical cell
JPH0716409B2 (ja) * 1986-12-19 1995-03-01 サントリー株式会社 酵素を固定化する方法
JPS63300953A (ja) * 1987-05-29 1988-12-08 Daikin Ind Ltd センサユニツト
DE69025134T2 (de) * 1989-11-24 1996-08-14 Matsushita Electric Ind Co Ltd Verfahren zur Herstellung eines Biosensors
CA2106378A1 (en) * 1991-04-05 1992-10-06 Tom D. Bennett Subcutaneous multi-electrode sensing system
US5278200A (en) * 1992-10-30 1994-01-11 Medtronic, Inc. Thromboresistant material and articles
US5607463A (en) * 1993-03-30 1997-03-04 Medtronic, Inc. Intravascular medical device
DE4413808B4 (de) * 1993-04-27 2007-06-06 Medtronic, Inc., Minneapolis Verfahren zur Herstellung einer Baugruppe für eine elektrochemische Zelle, Verfahren zum Zusammenbauen einer elektrochemischen Zelle und Knopfzelle
US5423883A (en) * 1993-07-14 1995-06-13 Pacesetter, Inc. Implantable myocardial stimulation lead with sensors thereon
US5434017A (en) * 1993-11-19 1995-07-18 Medtronic, Inc. Isolated connection for an electrochemical cell
US5439760A (en) * 1993-11-19 1995-08-08 Medtronic, Inc. High reliability electrochemical cell and electrode assembly therefor
US5486215A (en) * 1993-11-19 1996-01-23 Medtronic, Inc. Electrode assembly and method
US5391250A (en) * 1994-03-15 1995-02-21 Minimed Inc. Method of fabricating thin film sensors
US5390671A (en) * 1994-03-15 1995-02-21 Minimed Inc. Transcutaneous sensor insertion set
US5505713A (en) * 1994-04-01 1996-04-09 Minimed Inc. Indwelling catheter with stable enzyme coating
US5482473A (en) * 1994-05-09 1996-01-09 Minimed Inc. Flex circuit connector
US5766839A (en) * 1994-06-17 1998-06-16 Ysi Incorporated Processes for preparing barrier layer films for use in enzyme electrodes and films made thereby
US5429735A (en) * 1994-06-27 1995-07-04 Miles Inc. Method of making and amperometric electrodes
US5911738A (en) * 1997-07-31 1999-06-15 Medtronic, Inc. High output sensor and accelerometer implantable medical device
US5786439A (en) * 1996-10-24 1998-07-28 Minimed Inc. Hydrophilic, swellable coatings for biosensors
US5882494A (en) * 1995-03-27 1999-03-16 Minimed, Inc. Polyurethane/polyurea compositions containing silicone for biosensor membranes
US5607565A (en) * 1995-03-27 1997-03-04 Coulter Corporation Apparatus for measuring analytes in a fluid sample
JP3666955B2 (ja) * 1995-10-03 2005-06-29 日本メクトロン株式会社 可撓性回路基板の製造法
US5741211A (en) * 1995-10-26 1998-04-21 Medtronic, Inc. System and method for continuous monitoring of diabetes-related blood constituents
US5711861A (en) * 1995-11-22 1998-01-27 Ward; W. Kenneth Device for monitoring changes in analyte concentration
US5891506A (en) * 1996-08-09 1999-04-06 Medtronic, Inc. Oxidative method for attachment of glycoproteins or glycopeptides to surfaces of medical devices
US6033719A (en) * 1996-04-25 2000-03-07 Medtronic, Inc. Method for covalent attachment of biomolecules to surfaces of medical devices
US5728420A (en) * 1996-08-09 1998-03-17 Medtronic, Inc. Oxidative method for attachment of glycoproteins to surfaces of medical devices
US5945319A (en) * 1996-04-25 1999-08-31 Medtronic, Inc. Periodate oxidative method for attachment of biomolecules to medical device surfaces
US5925552A (en) * 1996-04-25 1999-07-20 Medtronic, Inc. Method for attachment of biomolecules to medical devices surfaces
WO2000062828A1 (en) * 1996-04-30 2000-10-26 Medtronic, Inc. Autologous fibrin sealant and method for making the same
DE19621241C2 (de) * 1996-05-25 2000-03-16 Manfred Kessler Membranelektrode zur Messung der Glucosekonzentration in Flüssigkeiten
US5895733A (en) * 1997-02-03 1999-04-20 Medtronic, Inc. Synthesis method for silver vanadium oxide
US6093172A (en) * 1997-02-05 2000-07-25 Minimed Inc. Injector for a subcutaneous insertion set
US5779665A (en) * 1997-05-08 1998-07-14 Minimed Inc. Transdermal introducer assembly
US6558351B1 (en) * 1999-06-03 2003-05-06 Medtronic Minimed, Inc. Closed loop system for controlling insulin infusion
US5919216A (en) * 1997-06-16 1999-07-06 Medtronic, Inc. System and method for enhancement of glucose production by stimulation of pancreatic beta cells
US6093167A (en) * 1997-06-16 2000-07-25 Medtronic, Inc. System for pancreatic stimulation and glucose measurement
US6205358B1 (en) * 1997-08-01 2001-03-20 Medtronic, Inc. Method of making ultrasonically welded, staked of swaged components in an implantable medical device
US6731976B2 (en) * 1997-09-03 2004-05-04 Medtronic, Inc. Device and method to measure and communicate body parameters
US6198952B1 (en) * 1998-10-30 2001-03-06 Medtronic, Inc. Multiple lens oxygen sensor for medical electrical lead
US6071391A (en) * 1997-09-12 2000-06-06 Nok Corporation Enzyme electrode structure
US6081736A (en) * 1997-10-20 2000-06-27 Alfred E. Mann Foundation Implantable enzyme-based monitoring systems adapted for long term use
US6134461A (en) * 1998-03-04 2000-10-17 E. Heller & Company Electrochemical analyte
WO1999046586A1 (de) * 1998-03-10 1999-09-16 Micronas Gmbh Referenzelektrode
US6592746B1 (en) * 1998-04-14 2003-07-15 The Regents Of The University Of California Sensor probe for determining hydrogen peroxide concentration and method of use thereof
US6175752B1 (en) * 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6248067B1 (en) * 1999-02-05 2001-06-19 Minimed Inc. Analyte sensor and holter-type monitor system and method of using the same
US6254586B1 (en) * 1998-09-25 2001-07-03 Minimed Inc. Method and kit for supplying a fluid to a subcutaneous placement site
US6299980B1 (en) * 1998-09-29 2001-10-09 Medtronic Ave, Inc. One step lubricious coating
DE69924749T2 (de) * 1998-11-20 2006-04-27 The University Of Connecticut, Farmington Generisch integrierte implantierbare Potentiostatfernmeßanordnung für elektrochemische Fühler
USD469540S1 (en) * 1999-02-25 2003-01-28 Medtronic Minimed, Inc. Glucose sensor
US6424847B1 (en) * 1999-02-25 2002-07-23 Medtronic Minimed, Inc. Glucose monitor calibration methods
CA2360513C (en) * 1999-02-25 2004-11-16 Minimed Inc. Test plug and cable for a glucose monitor
US6360888B1 (en) * 1999-02-25 2002-03-26 Minimed Inc. Glucose sensor package system
US6261280B1 (en) * 1999-03-22 2001-07-17 Medtronic, Inc Method of obtaining a measure of blood glucose
US6200265B1 (en) * 1999-04-16 2001-03-13 Medtronic, Inc. Peripheral memory patch and access method for use with an implantable medical device
US6223083B1 (en) * 1999-04-16 2001-04-24 Medtronic, Inc. Receiver employing digital filtering for use with an implantable medical device
US6368274B1 (en) * 1999-07-01 2002-04-09 Medtronic Minimed, Inc. Reusable analyte sensor site and method of using the same
US6413393B1 (en) * 1999-07-07 2002-07-02 Minimed, Inc. Sensor including UV-absorbing polymer and method of manufacture
US6252032B1 (en) * 1999-07-07 2001-06-26 Minimed Inc. UV absorbing polymer
US6564105B2 (en) * 2000-01-21 2003-05-13 Medtronic Minimed, Inc. Method and apparatus for communicating between an ambulatory medical device and a control device via telemetry using randomized data
US7003336B2 (en) * 2000-02-10 2006-02-21 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensor method of making the same
US6895263B2 (en) * 2000-02-23 2005-05-17 Medtronic Minimed, Inc. Real time self-adjusting calibration algorithm
US6572542B1 (en) * 2000-03-03 2003-06-03 Medtronic, Inc. System and method for monitoring and controlling the glycemic state of a patient
US7006858B2 (en) * 2000-05-15 2006-02-28 Silver James H Implantable, retrievable sensors and immunosensors
US6442413B1 (en) * 2000-05-15 2002-08-27 James H. Silver Implantable sensor
US6340421B1 (en) * 2000-05-16 2002-01-22 Minimed Inc. Microelectrogravimetric method for plating a biosensor
US6977482B2 (en) * 2003-02-11 2005-12-20 O2Micro International Limited Selector circuit for power management in multiple battery systems
US6560471B1 (en) * 2001-01-02 2003-05-06 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6558734B2 (en) * 2001-02-09 2003-05-06 Medtronic, Inc. Methods for modifying surfaces of articles
WO2002089664A2 (en) * 2001-05-03 2002-11-14 Masimo Corporation Flex circuit shielded optical sensor and method of fabricating the same
US6915147B2 (en) * 2001-09-07 2005-07-05 Medtronic Minimed, Inc. Sensing apparatus and process
US7018336B2 (en) * 2001-12-27 2006-03-28 Medtronic Minimed, Inc. Implantable sensor flush sleeve
US7022072B2 (en) * 2001-12-27 2006-04-04 Medtronic Minimed, Inc. System for monitoring physiological characteristics
US20080125751A1 (en) * 2002-01-14 2008-05-29 Edwards Lifesciences Corporation Temperature compensation for enzyme electrodes
US8010174B2 (en) * 2003-08-22 2011-08-30 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US6908535B2 (en) * 2002-03-06 2005-06-21 Medtronic, Inc. Current-to-voltage-converter for a biosensor
US6922330B2 (en) * 2002-04-18 2005-07-26 Medtronic, Inc. Implantable medical device having flat electrolytic capacitor fabricated with laser welded anode sheets
US6991096B2 (en) * 2002-09-27 2006-01-31 Medtronic Minimed, Inc. Packaging system
US7655119B2 (en) * 2003-10-31 2010-02-02 Lifescan Scotland Limited Meter for use in an improved method of reducing interferences in an electrochemical sensor using two different applied potentials
WO2005051170A2 (en) * 2003-11-19 2005-06-09 Dexcom, Inc. Integrated receiver for continuous analyte sensor
DE602004029092D1 (de) * 2003-12-05 2010-10-21 Dexcom Inc Kalibrationsmethoden für einen kontinuierlich arbeitenden analytsensor
US7081195B2 (en) * 2003-12-08 2006-07-25 Dexcom, Inc. Systems and methods for improving electrochemical analyte sensors
US7125382B2 (en) * 2004-05-20 2006-10-24 Digital Angel Corporation Embedded bio-sensor system
US7344500B2 (en) * 2004-07-27 2008-03-18 Medtronic Minimed, Inc. Sensing system with auxiliary display
DE102004056587A1 (de) * 2004-11-23 2006-05-24 Lmt Lammers Medical Technology Gmbh Pulsoximetrisches Messgerät
CN100423693C (zh) * 2005-06-29 2008-10-08 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 适用于呼吸波形采集的抗电快速脉冲串干扰的方法和装置
US20070093786A1 (en) * 2005-08-16 2007-04-26 Medtronic Minimed, Inc. Watch controller for a medical device
CA2630537A1 (en) * 2006-02-27 2007-09-07 Edwards Lifesciences Corporation Hydrogel for an intravenous amperometric biosensor

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11179069B2 (en) 2010-09-29 2021-11-23 Dexcom, Inc. Advanced continuous analyte monitoring system

Also Published As

Publication number Publication date
US20090118604A1 (en) 2009-05-07
WO2009059203A1 (en) 2009-05-07
EP2217914A1 (en) 2010-08-18
CN101910832A (zh) 2010-12-08
CA2703840A1 (en) 2009-05-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR20100105564A (ko) 시스템의 수송 또는 주 전력 손실에서 이용되는 백업 전원을 갖는 분석물질 모니터링 시스템
US20090120810A1 (en) Analyte monitoring system capable of detecting and providing protection against signal noise generated by external systems that may affect the monitoring system
US20080249385A1 (en) Isolated intravenous analyte monitoring system
US11045147B2 (en) Analyte signal processing device and methods
Caduff et al. Non-invasive glucose monitoring in patients with Type 1 diabetes: A Multisensor system combining sensors for dielectric and optical characterisation of skin
CN101778594B (zh) 监测和补偿电化学传感器中温度相关的误差
JP5612690B2 (ja) グルコース測定方法及びシステム
US20200101286A1 (en) Devices And Methods For The Generation Of Alerts Due To Rising Levels Of Circulating Ketone Bodies In Physiological Fluids
RU2596501C2 (ru) Система и способ измерения аналита в образце
CN101052343B (zh) 用于探知血液特性的装置以及配套使用的探针
US11974842B2 (en) Implantable micro-biosensor and method for manufacturing the same
EP2401609A2 (en) Analyte sensor offset normalization
KR20150013209A (ko) 개선된 분석물 측정 기술 및 시스템
EP3771413B1 (en) Method for manufacturing implantable micro-biosensor
CN103983669A (zh) 检测试片、检测装置及检测方法
EP3890607A1 (en) Determining the rising levels of circulating ketone bodies in a physiological fluid
KR20190112731A (ko) 간섭물을 갖는 생리학적 유체의 분석물 농도 결정
KR20210027010A (ko) 혈당 측정 장치 및 방법
EP3779426B1 (en) Device for an electrochemical measurement of a solution
Deman et al. Continuous differential monitoring of the spent dialysate glucose level: clinical evaluation
Bu et al. A study of blood sugar meter embedded in mobile phone
Meshram et al. A Real Time GSM Based Embedded System for Blood Glucose Level Monitoring and Messaging

Legal Events

Date Code Title Description
WITN Application deemed withdrawn, e.g. because no request for examination was filed or no examination fee was paid