KR20130009975A

KR20130009975A - 전기화학적 분석에서의 커패시턴스 검출

Info

Publication number: KR20130009975A
Application number: KR1020127024715A
Authority: KR
Inventors: 데이빗 엘더; 스펜 립펠
Original assignee: 라이프스캔 스코트랜드 리미티드
Priority date: 2010-02-25
Filing date: 2011-02-25
Publication date: 2013-01-24
Also published as: EP2539711B1; EP2749881A1; CN102770763B; WO2011104517A3; AU2011219583B2; AU2011219583A1; CN102770763A; HK1199496A1; WO2011104517A2; CA2791120A1; BR112012021590A2; EP2539711A2; JP5635631B2; HK1179341A1; ES2456899T3; JP2013520672A; RU2012140730A

Abstract

검사 챔버의 커패시턴스를 결정함으로써 바이오센서 검사 챔버의 채움 충분성을 결정하는 방법 및 시스템이 제공된다.

Description

전기화학적 분석에서의 커패시턴스 검출{CAPACITANCE DETECTION IN ELECTROCHEMICAL ASSAY}

본 출원은 35 USC §119 및/또는 §120 하에서, 본 출원에 전체적으로 참고로 포함되는 2010년 2월 25일자로 출원된 선출원인 미국 가출원 제61/308,167호로부터의 우선권의 이득을 주장한다.

생리학적 유체, 예를 들어 혈액 또는 혈액 유래 생성물에서의 분석물(analyte) 검출은 오늘날의 사회에서 그 중요성이 커지고 있다. 분석물 검출 분석은 임상 실험실 시험, 가정 시험 등을 비롯한 다양한 응용에 그 용도가 있으며, 여기서 그러한 시험의 결과는 다양한 질환 상태의 진단 및 관리에 있어 현저한 역할을 한다. 관심 분석물에는 당뇨병 관리를 위한 포도당, 콜레스테롤 등이 포함된다. 분석물 검출의 이러한 증가하는 중요성에 부응하여, 임상 및 가정 용도의 다양한 분석물 검출 프로토콜 및 장치가 개발되었다.

분석물 검출에 채용되는 하나의 유형의 방법은 전기화학적 방법이다. 그러한 방법에서, 수성 액체 샘플이 2개의 전극들, 예컨대 상대 전극 및 작동 전극을 포함하는 전기화학 전지 내의 샘플-수납 챔버에 놓여진다. 분석물은 분석물 농도에 대응하는 양으로 산화가능(또는 환원가능) 물질을 형성하기 위해 산화환원제와 반응하게 된다. 존재하는 산화가능(또는 환원가능) 물질의 양이 이어서 전기화학적으로 추정되고, 초기 샘플에 존재하는 분석물의 양에 관련된다.

그러한 시스템은 다양한 모드의 비효율 및/또는 오차가 있을 수 있다. 예를 들어, 온도의 변동은 이 방법의 결과에 영향을 줄 수 있다. 이는 방법이, 가정 응용에서 또는 제3 세계 국가에서 흔한 경우와 같이, 제어되지 않는 환경에서 수행될 때 특히 관련성이 있다. 샘플 크기가 정확한 결과를 얻기에 불충분할 때에 또한 오차가 발생할 수 있다. 부분적으로 채워진 검사 스트립은 어쩌면 부정확한 결과를 제공할 수 있는데, 그 이유는 측정된 검사 전류가 샘플로 습윤된 작동 전극의 면적에 비례하기 때문이다. 따라서, 부분적으로 채워진 검사 스트립은, 소정 조건 하에서, 음으로 편의되는(negatively biased) 포도당 농도를 제공할 수 있다.

본 발명자들은 채워진 바이오센서 검사 스트립을 판단하는 데 있어서의 병렬 스트립 저항의 효과가 무시되었고, 이는 검사 스트립에서의 부정확한 높은 커패시턴스(capacitance) 측정으로 이어졌으며, 보다 낮은 병렬 저항에 직면할 때 특히 그러하다고 여기고 있다. 본 발명자들의 발명의 예시적인 실시예는 이 효과를 고려하며, 이와 동시에 바이오센서 검사 챔버에서의 저항을 결정할 필요성을 없애준다.

일 태양에서, 바이오센서의 커패시턴스를 결정하는 방법이 제공된다. 바이오센서는 챔버를 포함하고, 챔버는 챔버 내에 배치되고 마이크로컨트롤러에 결합된 2개의 전극들을 갖는다. 이 방법은 바이오센서 챔버에서 전기화학 반응을 개시하는 단계; 소정의 주파수의 진동 전압을 챔버에 인가하는 단계; 챔버로부터의 진동 전압과 전류 출력 사이의 위상각을 결정하는 단계; 및 전류 출력과 위상각의 사인(sine)의 곱을 주파수의 2π배와 전압의 곱으로 나눈 것에 기초하여 챔버의 커패시턴스를 계산하는 단계에 의해 달성될 수 있다.

추가의 태양에서, 분석물 검사 스트립 및 분석물 검사 측정기를 포함하는 분석물 측정 시스템이 제공된다. 분석물 검사 스트립은 반응물이 상부에 배치된 기판, 및 검사 챔버 내에서 반응물에 근접해 있는 적어도 2개의 전극들을 포함한다. 분석물 측정기는 2개의 전극들에 연결되도록 배치된 스트립 포트 커넥터, 전원, 및 스트립 포트 커넥터 및 전원에 전기적으로 결합된 마이크로컨트롤러를 포함한다. 마이크로컨트롤러는 바이오센서 챔버에서 전기화학 반응을 개시하고, 소정의 주파수의 진동 전압을 챔버에 인가하며, 챔버로부터의 진동 전압과 전류 출력 사이의 위상각을 결정하고, 전류 출력과 위상각의 사인의 곱을 주파수의 2π배와 전압의 곱으로 나눈 것에 기초하여 챔버의 커패시턴스를 계산하도록 프로그래밍된다.

또 다른 태양에서, 분석물 검사 스트립 및 분석물 검사 측정기를 포함하는 분석물 측정 시스템이 제공된다. 검사 스트립은 반응물이 상부에 배치된 기판, 및 검사 챔버 내에서 반응물에 근접해 있는 적어도 2개의 전극들을 포함한다. 분석물 측정기는 2개의 전극들에 연결되도록 배치된 스트립 포트 커넥터, 전원, 및 스트립 포트 커넥터 및 전원에 전기적으로 결합된 마이크로컨트롤러를 포함하여, 기준 병렬 R-C 회로와 비교하여 소정 범위의 커패시턴스에 걸쳐 검사 스트립의 커패시턴스 측정의 퍼센트 오차가 약 3% 미만이도록 된다.

먼저 간략하게 기술되어 있는 첨부 도면과 관련하여 본 발명의 다양한 예시적인 실시예에 대한 이하의 보다 상세한 설명을 참조하여 읽어볼 때 이들 및 기타 실시예, 특징 및 이점이 당업자에게는 명백하게 될 것이다.

본 명세서에 포함되고 이 명세서의 일부를 구성하는 첨부 도면은 본 발명의 현재 바람직한 실시예들을 예시하고, 상기 제공된 일반적인 설명 및 아래 제공된 상세한 설명과 함께, 본 발명의 특징을 설명하는 역할을 한다(여기서, 동일한 도면부호는 동일한 요소를 나타낸다).
<도 1>
도 1은 분석물 검사 측정기 및 검사 스트립을 포함하는 예시적인 분석물 측정 시스템을 도시하는 도면.
<도 2>
도 2는 도 1의 측정기에 대한 예시적인 회로 기판의 간략화된 개략도.
<도 3>
도 3은 도 1의 검사 스트립의 분해 사시도.
<도 4>
도 4는 채워진 검사 스트립의 커패시턴스를 결정하는 구성요소들의 간략화된 개략도.
<도 5a>
도 5a는 검사 스트립에 인가되는 시간에 따른 전압의 인가를 도시하는 도면.
<도 5b>
도 5b는 시간에 따른 검사 스트립으로부터의 측정된 전류 응답을 도시하는 도면.
<도 6a>
도 6a는 영역(602)에 나타낸 전류 출력의 샘플링을 도시하는 도면.
<도 6b>
도 6b는 일단 직류 전류 성분이 도 6a의 샘플링된 데이터로부터 제거된 경우의 교류 전류 출력을 도시하는 도면.
<도 6c 및 도 6d>
도 6c 및 도 6d는 검사 스트립에 인가된 교류 전압과 검사 스트립으로부터의 교류 전류 출력 사이의 위상각을 도시하는 도면.
<도 6e>
도 6e는 도 6c의 인가된 전류의 교차점(cross-over point)과 비교하기 위해 도 6d의 교차점을 결정하기 위한 샘플링된 데이터의 보간을 도시하는 도면.
<도 7>
도 7은 예시적인 검사 스트립에서의 커패시턴스를 결정하는 방법의 예시적인 플로우차트.
<도 8a>
도 8a는 예시적인 실시예 대 공지된 시스템 및 출원인의 기타 관련 기술들의 퍼센트 오차를 도시하는 도면.
<도 8b>
도 8b는 예시적인 검사 스트립에서 저항 범위에 걸쳐 각자의 커패시턴스 측정 기술의 커패시턴스의 분포를 도시하는 도면.

다음의 상세한 설명은 상이한 도면들에서 동일 요소가 동일 도면 부호로 표기되는 도면들을 참조하여 이해되어야 한다. 도면(이는 반드시 축척대로인 것은 아님)은 선택된 실시예를 도시하고, 본 발명의 범주를 한정하는 것으로 의도되지 않는다. 상세한 설명은 본 발명의 원리를 제한적이 아닌 예시적으로 설명한다. 이러한 설명은 명백하게 당업자가 본 발명을 제조 및 사용하도록 할 것이고, 현재 본 발명을 수행하는 최선의 모드로 여겨지는 것을 비롯한, 본 발명의 몇몇 실시예들, 개작, 변형, 대안 및 사용을 기술한다.

본 명세서에 사용되는 바와 같이, 임의의 수치 값 또는 범위에 대한 용어 "약" 또는 "대략"은 구성요소들의 일부 또는 집합체가 본 명세서에 설명된 그의 의도된 목적으로 기능할 수 있게 하는 적합한 치수 공차를 나타낸다. 게다가, 본 명세서에 사용되는 바와 같이, "환자", "수용자(host)", "사용자" 및 "대상(subject)"은 임의의 사람 또는 동물 대상을 말하며, 본 시스템 또는 방법을 사람에 대한 용도로 제한하고자 하는 것은 아니지만, 사람 환자에 대한 본 발명의 사용이 바람직한 실시예를 나타낸다.

본 시스템 및 방법은 매우 다양한 샘플 내의 매우 다양한 분석물의 결정에 사용하기 적합하고, 전혈, 혈장, 혈청, 간질액(interstitial fluid) 또는 이들의 유도체 내의 분석물의 측정에 사용하기에 특히 적합하다. 예시적인 실시예에서, 대향 전극들을 갖는 박층 셀(thin-layer cell) 설계 및 빠른(예컨대, 약 5초의 분석 시간) 삼각 펄스(tri-pulse) 전기화학 검출에 기초한 포도당 검사 시스템은 소량의 샘플(예컨대, 약 0.4 ㎕(마이크로리터))을 필요로 하고, 혈당 측정의 향상된 신뢰성 및 정확도를 제공할 수 있다. 반응 셀에서, 샘플 내의 포도당은 포도당 탈수소 효소를 사용하여 글루코노락톤으로 산화될 수 있고, 효소로부터 작동 전극으로 전자를 수송하기 위해 전기화학적 활성 매개 물질이 사용될 수 있다. 작동 전극과 상대 전극에 삼각 펄스 전위 파형을 인가하기 위해 일정 전위기(potentiostat)가 이용될 수 있으며, 그 결과 포도당 농도를 계산하는 데 사용되는 시험 과도 전류(test current transient)가 얻어진다. 아울러, 샘플 매트릭스를 구분하고 헤마토크릿, 온도 변동, 전기화학적 활성 성분으로 인한 혈액 샘플에서의 변동성을 교정하며 있을 수 있는 시스템 오차를 식별하기 위해 시험 과도 전류로부터 얻어진 부가 정보가 사용될 수 있다.

본 방법은, 원칙적으로 이격되어 있는 제1 및 제2 전극들과 반응물 층을 갖는 임의의 유형의 전기화학 셀에 사용될 수 있다. 예를 들어, 전기화학 셀은 시험 스트립(test strip)의 형태일 수 있다. 일 태양에서, 시험 스트립은 반응물 층이 위치되는 샘플-수용 챔버 또는 구역을 한정하기 위한 얇은 스페이서(spacer)에 의해 분리되는 2개의 대향 전극들을 포함할 수 있다. 당업자라면, 예를 들어, 동일 평면에 있는 전극들을 갖는 검사 스트립을 비롯한 다른 유형의 검사 스트립이 또한 본 명세서에 기술된 방법에서 사용될 수 있다는 것을 인식할 것이다.

도 1은 당뇨병 데이터 관리 유닛(10) 및 포도당 검사 스트립(80)의 형태인 바이오센서를 포함하는 당뇨병 관리 시스템을 도시한다. 당뇨병 데이터 관리 유닛(DMU)이 분석물 측정 및 관리 유닛, 포도당 측정기, 측정기 및 분석물 측정 장치로 불릴 수 있다는 것에 주목한다. 일 실시예에서, DMU는 인슐린 전달 장치, 부가의 분석물 검사 장치, 및 약물 전달 장치와 조합될 수 있다. DMU는, 예를 들어, GSM, CDMA, 블루투스, 와이파이 등과 같은 적합한 무선 기술 또는 케이블을 통해 컴퓨터(26) 또는 서버(70)에 연결될 수 있다.

다시 도 1을 참조하면, 포도당 측정기(10)는 하우징(11), 사용자 인터페이스 버튼(16, 18, 20), 디스플레이(14), 및 스트립 포트 개구(22)를 포함할 수 있다. 사용자 인터페이스 버튼(16, 18, 20)은 데이터의 입력, 메뉴의 탐색, 및 명령의 실행을 가능하게 해주도록 구성될 수 있다. 사용자 인터페이스 버튼(18)은 2로 토글 스위치(two way toggle switch)의 형태일 수 있다. 데이터는 분석물 농도를 대표하는 값, 및/또는 개인의 매일의 생활방식에 관련되는 정보를 포함할 수 있다. 매일의 생활양식과 관련되는 정보는 개인의 음식 섭취, 의약 사용, 건강 검진 실시, 및 전반적 건강 상태 및 운동 수준을 포함할 수 있다.

측정기(10)의 전자 구성요소는 하우징(11) 내에 있는 회로 기판(34) 상에 배치될 수 있다. 도 2는 회로 기판(34)의 상부 표면 상에 배치된 전자 구성요소들을 (간략화된 개략 형태로) 도시한다. 상부 표면 상에서, 전자 구성요소는 스트립 포트 개구(308), 마이크로컨트롤러(38), 비휘발성 플래시 메모리(306), 데이터 포트(13), 실시간 클록(42), 및 복수의 연산 증폭기(46 내지 49)들을 포함할 수 있다. 하부 표면 상에서, 전자 구성요소는 복수의 아날로그 스위치들, 백라이트 구동기, 및 EEPROM(electrically erasable programmable read-only memory)(도시되지 않음)을 포함할 수 있다. 마이크로컨트롤러(38)는 스트립 포트 개구(308), 비휘발성 플래시 메모리(306), 데이터 포트(13), 실시간 클록(42), 복수의 연산 증폭기(46 내지 49)들, 복수의 아날로그 스위치들, 백라이트 구동기 및 EEPROM에 전기적으로 연결될 수 있다.

다시 도 2를 참조하면, 복수의 연산 증폭기들은 이득단 연산 증폭기(46, 47), 트랜스-임피던스 연산 증폭기(48), 및 바이어스 구동기 연산 증폭기(49)를 포함할 수 있다. 복수의 연산 증폭기들은 일정 전위기 기능 및 전류 측정 기능의 일부분을 제공하도록 구성될 수 있다. 일정 전위기 기능은 검사 스트립의 적어도 2개의 전극들 사이에서의 검사 전압의 인가를 말할 수 있다. 전류 기능은 인가된 검사 전압에 기인한 검사 전류의 측정을 말할 수 있다. 전류 측정은 전류-전압 변환기로 수행될 수 있다. 마이크로컨트롤러(38)는, 예를 들어, 텍사스 인스트루먼츠(Texas Instruments) MSP 430과 같은 혼합 신호 마이크로프로세서(mixed signal microprocessor, MSP) 의 형태일 수 있다. MSP 430은 또한 일정 전위기 기능 및 전류 측정 기능의 일부를 수행하도록 구성될 수 있다. 게다가, MSP 430은 또한 휘발성 및 비휘발성 메모리를 포함할 수 있다. 다른 실시예에서, 전자 구성요소의 대부분이 ASIC(application specific integrated circuit) 형태의 마이크로컨트롤러에 집적될 수 있다.

스트립 포트 커넥터(308)는 스트립 포트 개구(22)에 근접하여 위치될 수 있고, 검사 스트립에 대한 전기적 연결을 형성하도록 구성될 수 있다. 디스플레이(14)는 측정된 포도당 수준을 보고하고 생활양식 관련 정보의 입력을 용이하게 해주는 액정 디스플레이의 형태일 수 있다. 디스플레이(14)는 선택적으로 백라이트를 포함할 수 있다. 데이터 포트(13)는 접속 리드(connecting lead)에 부착된 적합한 커넥터를 받아들이며, 이에 의해 포도당 측정기(10)가 개인용 컴퓨터와 같은 외부 장치에 연결되게 할 수 있다. 데이터 포트(13)는, 예를 들어, 직렬, USB 또는 병렬 포트와 같은 데이터의 전송을 허용하는 임의의 포트일 수 있다.

실시간 클록(42)은 사용자가 위치되는 지리적 영역에 관련된 현재 시각을 유지하고 또한 시간을 측정하도록 구성될 수 있다. 실시간 클록(42)은 클록 회로(45), 수정(44), 및 수퍼 커패시터(43)를 포함할 수 있다. DMU는 전원(예를 들어, 배터리 등)에 전기적으로 연결되도록 구성될 수 있다. 수퍼 커패시터(43)는 전원에서 중단이 있는 경우 실시간 클록(42)에 전력을 공급하기 위해 오랜 기간 동안 전력을 제공하도록 구성될 수 있다. 따라서, 배터리가 방전되거나 교체될 때, 실시간 클록이 사용자에 의해 적당한 시각으로 리셋될 필요가 없다. 수퍼 커패시터(43)를 갖는 실시간 클록(42)의 사용은 사용자가 실시간 클록(42)을 부정확하게 리셋할 수도 있는 위험을 완화시킬 수 있다.

도 3은 원위 단부(distal end, 80)로부터 근위 단부(proximal end, 82)로 연장되는 긴 본체를 포함하고 측방향 에지를 갖는 예시적인 검사 스트립(80)을 도시한다. 여기에 도시된 바와 같이, 검사 스트립(80)은 또한 제1 전극 층(66a), 절연 층(66b), 제2 전극 층(64a), 절연 층(64b), 및 2개의 전극 층(64a, 66a)들 사이에 개재된 스페이서(60)를 포함한다. 제1 전극 층(66a)은 제1 전극(67a), 제1 연결 트랙(76), 및 제1 접촉 패드(47)를 포함할 수 있고, 여기서 제1 연결 트랙(76)은, 도 3 및 도 4에 도시된 바와 같이, 제1 전극층(66a)을 제1 접촉 패드(67)에 전기적으로 연결시킨다. 제1 전극(67a)이 반응물 층(72)의 바로 아래에 있는 제1 전극층(66a)의 일부분이라는 것에 주목한다. 유사하게, 제2 전극 층(64a)은 제2 전극(67b), 제2 연결 트랙(78), 및 제2 접촉 패드(78)를 포함할 수 있고, 여기서 제2 연결 트랙(78)은, 도 3 및 도 4에 도시된 바와 같이, 제2 전극(67b)을 제2 접촉 패드(78)와 전기적으로 연결시킨다. 제2 전극이 반응물 층(72) 위에 있는 제2 전극 층(64a)의 일부분을 포함한다는 것에 주목한다.

도 3에 도시된 바와 같이, 샘플-수납 챔버(61)는 제1 전극, 제2 전극, 및 검사 스트립(80)의 원위 단부(80) 근방의 스페이서(60)에 의해 정의된다. 제1 전극(67a) 및 제2 전극(67b)은, 각각, 샘플-수납 챔버(61)의 하부 및 상부를 한정할 수 있다. 스페이서(60)의 절결 영역(68)은 샘플-수납 챔버(61)의 측벽을 한정할 수 있다. 일 태양에서, 샘플-수납 챔버(61)는 샘플 입구 및/또는 통기구를 제공하는 포트(70)들을 포함할 수 있다. 예를 들어, 포트들 중 하나는 유체 샘플이 들어가게 할 수 있고, 다른 포트는 공기가 나가게 할 수 있다. 하나의 예시적인 실시예에서, 제1 전극 층(66a) 및 제2 전극 층(64a)은, 각각, 스퍼터링된 팔라듐 및 스퍼터링된 금으로 만들어질 수 있다. 스페이서(60)로서 채용될 수 있는 적합한 물질은, 예를 들어, 플라스틱(예컨대, PET, PETG, 폴리이미드, 폴리카르보네이트, 폴리스티렌), 규소, 세라믹, 유리, 접착제, 및 이들의 조합과 같은 다양한 절연 물질을 포함한다. 일 실시예에서, 스페이서(60)는 폴리에스테르 시트의 대향 면들 상에 코팅된 양면 접착제의 형태일 수 있으며, 여기서 접착제는 감압성이거나 열 활성화될 수 있다.

다시 도 3을 참조하면, 제1 전극 및 제2 전극의 영역은 2개의 측방향 에지 및 절결 영역(68)에 의해 한정될 수 있다. 이 영역이 액체 샘플에 의해 습윤되는 전극 층의 표면으로서 정의될 수 있다는 것에 주목한다. 일 실시예에서, 스페이서(60)의 접착제 부분은, 접착제가 제1 전극 층(66A)에의 접합부를 형성하도록, 반응물 층을 혼합시키고/시키거나 부분적으로 용해시킬 수 있다. 그러한 접착제 접합부는 액체 샘플에 의해 습윤될 수 있고 또한 매개 물질을 전기 산화 또는 전기 환원시키는 전극 층의 부분을 한정하는 데 도움을 준다.

제1 전극 또는 제2 전극은 인가된 검사 전압의 크기 및/또는 극성에 따라 작동 전극의 기능을 수행할 수 있다. 작동 전극은 환원된 매개 물질 농도에 비례하는 한계 검사 전류를 측정할 수 있다. 예를 들어, 전류 한계 화학종이 환원된 매개 물질(예컨대, 페로사이안화물)인 경우, 이는, 검사 전압이 제2 전극에 대해 산화환원 매개물질 전위보다 충분히 작은 한, 제1 전극에서 산화될 수 있다. 그러한 상황에서, 제1 전극은 작동 전극의 기능을 수행하고, 제2 전극은 상대/기준 전극의 기능을 수행한다. 당업자가 상대/기준 전극을 간단히 기준 전극 또는 상대 전극이라고 말할 수 있다는 것에 주목한다. 모든 환원된 매개 물질이 작동 전극 표면에서 고갈된 때 한계 산화가 일어나, 측정된 산화 전류가 벌크 용액으로부터 작동 전극 표면을 향해 확산하는 환원된 매개 물질의 유속(flux)에 비례하게 한다. 벌크 용액이라는 용어는 환원된 매개 물질이 고갈 구역 내에 위치되지 않는 작동 전극으로부터 충분히 멀리 떨어져 있는 용액의 부분을 말한다. 검사 스트립(80)에 대해 달리 언급하지 않는다면, 검사 측정기(10)에 의해 인가된 모든 전위가 이후부터 제2 전극에 대해 언급된다는 것에 주목하여야 한다. 유사하게, 검사 전압이 산화환원 매개물질 전위보다 충분히 큰 경우, 환원된 매개 물질이 제2 전극에서 한계 전류로서 산화될 수 있다. 그러한 상황에서, 제2 전극은 작동 전극의 기능을 수행하고, 제1 전극은 상대/기준 전극의 기능을 수행한다. 예시적인 검사 스트립, 스트립의 동작, 및 검사 측정기에 관한 상세 사항을 미국 특허 출원 공개 제20090301899호에서 보게 되며, 이는 사본이 첨부물에 첨부된 상태로 본 명세서에 전체적으로 참고로 포함된다.

도 3을 참조하면, 검사 스트립(80)은 하나 이상의 작동 전극 및 상대 전극을 포함할 수 있다. 검사 스트립(80)은 또한 복수의 전기 접촉 패드들을 포함할 수 있으며, 여기서 각각의 전극은 적어도 하나의 전기 접촉 패드와 전기적 연통 상태에 있을 수 있다. 스트립 포트 커넥터(308)는 전기 접촉 패드와 전기적으로 인터페이스하고 전극과의 전기적 연통을 형성하도록 구성될 수 있다. 검사 스트립(80)은 적어도 하나의 전극 상에 배치된 반응물 층을 포함할 수 있다. 반응물 층은 효소 및 매개 물질을 포함할 수 있다. 반응물 층에 사용하기에 적합한 예시적인 효소는 포도당 산화 효소, (피롤로퀴놀린 퀴논 보조인자 "PQQ"를 갖는) 포도당 탈수소 효소, 및 (플라빈 아데닌 다이뉴클레오티드 보조인자 "FAD"를 갖는) 포도당 탈수소 효소를 포함한다. 반응물 층에 사용하기에 적합한 예시적인 매개 물질은 페리시안화물(이 경우에, 산화된 형태임)을 포함한다. 반응물 층은 포도당을 효소 부산물로 물리적으로 변환시키고 이 과정에서 포도당 농도에 비례하는 소정 양의 환원된 매개 물질(예컨대, 페로시안화물)을 생성하도록 구성될 수 있다. 그리고 나서, 작동 전극은 환원된 매개 물질의 농도를 전류의 형태로 측정할 수 있다. 이어서, 포도당 측정기(10)는 전류 크기를 포도당 농도로 변환시킬 수 있다. 바람직한 검사 스트립의 상세 사항이 미국 특허 제6179979호; 제6193873호; 제6284125호; 제6413410호; 제6475372호; 제6716577호; 제6749887호; 제6863801호; 제6890421호; 제7045046호; 제7291256호; 제7498132호에 제공되어 있으며, 이들 모두는 본 명세서에 전체적으로 참고로 포함된다.

도 4는 커패시턴스 결정을 위해 이용되는 다양한 기능 구성요소들을 간략화된 개략적 형태로 도시한다. 특히, 구성요소는 마이크로컨트롤러(300)를 포함한다. 마이크로컨트롤러(300)의 바람직한 실시예는 초저전력 마이크로컨트롤러 모델 MSP430으로서 텍사스 인스트루먼트(Texas Instrument)로부터 입수가능하다. 마이크로컨트롤러("MC")(300)는 DAC 출력 및 내장형 A-D 변환이 구비될 수 있다. MC(300)는 검사 결과 또는 검사 결과에 관련된 기타 정보의 디스플레이를 제공하기 위해 LCD 화면(304)에 적합하게 연결된다. 메모리(306)는 검사 결과, 감지된 전류 및 기타 필요한 정보 또는 데이터를 저장하기 위해 MC(300)에 전기적으로 연결된다. 검사 스트립은 검사 측정을 위해 스트립 포트 커넥터("SPC")(308)를 통해 결합될 수 있다. SPC(308)는 검사 스트립이 제1 접촉 패드(47a, 47b) 및 제2 접촉 패드(43)를 통해 MC(300)와 인터페이스하게 한다. 도 4에 도시된 바와 같이, 제2 접촉 패드(43)는 U자형 노치(45)를 통해 검사 측정기에 대한 전기적 연결을 확립하는 데 사용될 수 있다. SPC(308)는 또한 전극 커넥터(308a, 308c)들이 구비될 수 있다. 제1 접촉 패드(47)는 47a 및 47b로 표시된 2개의 프롱(prong)들을 포함할 수 있다. 하나의 예시적인 실시예에서, 제1 전극 커넥터(308a, 308c)들은, 각각, 프롱(47a, 47b)들에 개별적으로 연결된다. 제2 전극 커넥터(308b)는 제2 접촉 패드(43)에 연결될 수 있다. 검사 측정기(10)는 검사 스트립(80)이 검사 측정기(10)에 전기적으로 연결되어 있는지를 판단하기 위해 프롱(47a, 47b)들 사이의 저항 또는 전기적 연속성을 측정할 수 있다.

도 4를 참조하면, SPC(308)는 스위치(310)에 연결된다. 스위치(310)는 바이어스 구동기(312)에 연결된다. 바이어스 구동기(312)는 DAC 신호(312a), 전류 구동(312b) 및 스위치 신호(312)를 제공받는다. MC(300)는 0 내지 Vref (예컨대, 약 2.048V)의 범위에 있는 아날로그 전압을 포함하는 DAC 신호(312a)를 제공한다. 바이어스 구동기(312)는 2가지 모드, 즉 정전압 또는 정전류에서 동작할 수 있다. 전류-구동기 라인(312b)은 바이어스 구동기(312)의 모드를 제어한다. 라인(312b)을 로우(low)로 설정하는 것은 바이어스 구동기(312) 내의 연산 증폭기를 전압 팔로워(follower) 증폭기로 변환시킨다. DAC 신호(312a) 출력은 Vref/2 +/- 400㎷ 전체 스케일로 스케일링된다. 바이어스 구동기 내의 연산 증폭기는 라인 구동기-라인(312d)으로서 이 전압을 직접 MC(300)로 출력한다. 라인(312d)의 전압이 Vref/2 가상 접지에 대해 생성된다. 따라서, 적합한 바이어스(예컨대, 약 20㎷ 바이어스)를 구동하기 위해, DAC는 (적합한 스케일러를 통해) 약 1.044V를 구동해야만 한다. 약 +300㎷의 바이어스를 구동하기 위해, DAC는 일반적으로 약 1.324V를 제공해야만 하고, -300㎷ 바이어스를 위해, DAC는 일반적으로 약 0.724V를 제공해야만 한다. 바이어스 구동기 회로(312)는 또한 커패시턴스 측정을 통한 채움 검출을 위해 사용되는 109 ㎐사인파를 생성한다.

한편, 바이어스 구동기(312)에 대한 전류-구동 신호(312a)가 하이(high)로 유지되는 경우, DAC 출력이 대략 0 내지 대략 60㎷ 전체 스케일로 스케일링된다. 스위치 신호(312c)가 또한 활성화되어, 검사 스트립을 통한 전류 경로가 바이어스 구동기(312) 내의 저항기를 통해 우회할 수 있게 한다. 바이어스 구동기(312) 내의 연산 증폭기는 저항기를 가로지른 전압 강하를 스케일링된 DAC 구동과 동일하도록 제어하려고 한다 - 이 경우에, 대략 600 nA의 전류를 생성함 - . 이 전류는 검사 측정을 개시하기 위해 샘플 검출에 사용된다.

바이어스 구동기(312)는 또한 트랜스임피던스 증폭기 회로("TIA 회로")(314)에 연결된다. TIA 회로(314)는 스트립의 전극층(66a)(예컨대, 팔라듐)을 통해 전극층(64a)(예컨대, 금) 접촉부로 흐르는 전류를 전압으로 변환한다. 전체 이득이 TIA 회로(314) 내의 저항기에 의해 제어된다. 스트립(80)이 고도의 용량성 부하이기 때문에, 보통의 저오프셋 증폭기(low-offset amplifier)는 발진하는 경향이 있다. 이 때문에, 저가의 연산 증폭기가 TIA 회로(314)에 단위 이득 버퍼로서 제공되고 전체 피드백 루프 내에 포함된다. 기능 블록으로서, 회로(314)는 높은 구동 능력 및 저전압 오프셋 둘 모두를 갖는 듀얼 연산 증폭기 시스템으로서 작용한다. TIA 회로(314)는 또한 SPC(308)의 전극 층(64a)(예컨대, 금) 접촉부 상에 1.024V 바이어스를 생성하기 위해 가상 접지(또는 가상 어쓰(earth))를 이용한다. 회로(314)는 또한 Vref 증폭기 회로(316)에 연결된다. 이 회로는, 전류 측정 모드에 있을 때, Vref/2(대략 1.024V)로 설정된 가상 접지 레일 세트를 사용하며, 이는 양 및 음의 전류 둘 모두가 측정되게 한다. 이 전압은 이득 증폭단(318) 모두에 공급된다. 임의의 회로 부하가 이 전압을 "풀링(pulling)"하는 것을 방지하기 위해, Vref 증폭기 회로(316) 내에 단위 이득 버퍼 증폭기가 이용될 수 있다.

TIA 회로(314)로부터의 스트립 전류 신호(314a) 및 전압 기준 증폭기(316)로부터의 가상 접지 레일(316a)(~Vref/2)은 검사 측정 사이클의 다양한 스테이지들에 대해 필요에 따라 상향 스케일링된다. 예시적인 실시예에서, MC(300)는 검사 스트립으로부터 감지되는 4 채널의 증폭된 신호를 제공받으며, 이때 분석물 분석 동안 검사 스트립의 측정 사이클의 상이한 스테이지들에 대해 필요한 대로 감지된 전류의 다양한 증폭이 있다.

일 실시예에서, 검사 측정기(10)는 검사 스트립(80)의 제1 접촉 패드(47)와 제2 접촉 패드(43) 사이에 검사 전압 및/또는 전류를 인가할 수 있다. 일단 검사 측정기(10)가 스트립(80)이 삽입되었다는 것을 인식하면, 검사 측정기(10)는 온 상태로 되고 유체 검출 모드를 개시한다. 일 실시예에서, 측정기는 스트립(80)을 통해 작은 전류(예컨대, 0.2 내지 1 ㎂)를 구동하려고 한다. 샘플이 존재하지 않을 때, 저항은 수 메가오옴보다 크며, 따라서 전류를 인가하려고 하는 연산 증폭기의 구동 전압이 레일로 간다. 샘플이 도입될 때, 저항이 급격히 떨어지고, 구동 전압이 따라간다. 구동 전압이 소정의 임계치 미만으로 떨어질 때, 검사 시퀀스가 개시된다.

도 5a는 전극들 사이에 인가될 전압을 도시한다. 시각 0은 샘플 검출 방법이 샘플이 처음으로 스트림을 채우기 시작한다는 것을 검출한 때가 되도록 취해진다. 도 5a에서 대략 1.3 초에 도시된 사인파 성분이 예시를 위해 정확한 시간 스케일로 그려져 있지 않다는 것에 주목한다.

샘플이 검사 스트립 챔버(61)에서 검출된 후에, 스트립 전극들 사이의 전압이 밀리볼트 크기의 적합한 전압으로 스텝핑(stepping)되고 설정된 양의 시간, 예컨대, 약 1 초 동안 유지되며, 이어서 더 높은 전압으로 스텝핑되고 고정된 양의 시간 동안 유지되며, 이어서 사인파 전압이 설정된 양의 시간 동안 DC 전압의 상부에 인가되고, 이어서 DC 전압이 추가의 양의 시간 동안 인가되고, 이어서 마이너스 전압으로 반전되어 설정된 양의 시간 동안 유지된다. 전압이 이어서 스트립으로부터 분리된다. 이러한 일련의 인가된 전압은 도 5b에 도시된 것과 같은 과도 전류를 생성한다.

도 5b에서, 약 0 내지 약 1 초의 전류 신호(뿐만 아니라 나중의 전류 샘플)가 오류 점검에 그리고 대조 용액 샘플과 혈액 샘플을 구분하는 데 사용될 수 있다. 약 1 내지 약 5 초의 신호가 포도당 결과를 얻기 위해 분석된다. 이 기간 동안의 신호는 또한 다양한 오차에 대해 분석된다. 센서가 샘플로 완전히 채워져 있는지를 검출하기 위해 약 1.3 내지 1.4 초의 신호가 사용된다. 충분한 체적의 생리액이 검사 스트립의 챔버(61)를 채웠는지를 판단하기 위해, 여기서 트레이스(500)으로 표시된 1.3 내지 1.32 초의 전류가 대략 150 마이크로초 간격으로 샘플링된다.

충분한 체적 점검을 수행하는 일 실시예에서, 검사 스트립(80)의 챔버(61)의 충분한 분석물 채움을 추론하는 데 커패시턴스 측정이 사용된다. 커패시턴스의 크기는 샘플 유체로 코팅된 전극의 면적에 비례할 수 있다. 일단 커패시턴스의 크기가 측정되면, 값이 임계값보다 크고 따라서 검사 스트립이 정확한 측정을 위해 충분한 체적의 액체를 갖는 경우, 포도당 농도가 출력될 수 있다. 그러나, 값이 임계값보다 크지 않은 경우(이는 검사 스트립이 정확한 측정에는 불충분한 체적의 액체를 갖는다는 것을 나타냄), 오류 메시지가 출력될 수 있다.

커패시턴스를 측정하는 하나의 방법에서, 상수 성분 및 진동 성분을 갖는 검사 전압이 검사 스트립에 인가된다. 그러한 경우에, 이하에서 더욱 상세히 기술된 바와 같이, 얻어진 검사 전류가 커패시턴스 값을 결정하기 위해 수학적으로 처리될 수 있다.

본 발명자들은 전극 층을 갖는 바이오센서 검사 챔버(61)가 표 1에 나타낸 바와 같이 병렬 저항기 및 커패시터를 갖는 회로의 형태로 모델링될 수 있다고 여긴다.

[표 1]

표 1의 이 모델에서, R은 전류가 직면하는 저항을 나타내고, C는 전극에 전기적으로 결합된 생리액 및 반응물의 조합으로부터 얻어진 커패시턴스를 나타낸다. 챔버의 커패시턴스의 결정을 개시하기 위해, 교류 바이어스 전압이 챔버에 배치된 각자의 전극을 가로질러 인가될 수 있고, 챔버로부터의 전류가 측정된다. 챔버(61)의 채움은 일반적으로 커패시턴스만의 척도인 것으로 여겨지며, 따라서 커패시턴스의 임의의 결정 또는 계산에서 예를 들어 R과 같은 임의의 기생 저항도 포함되어서는 안된다. 따라서, 전류를 측정 또는 감지할 때, 임의의 기생 저항이 측정된 전류에 영향을 주는 것으로 여겨진다. 그러나, 본 발명자들은 앞서 모델링된 바와 같이 챔버를 통한 저항을 이용하거나 그를 알 필요없이 커패시턴스를 도출하는 기술을 발견하였다. 이 기법을 추가로 설명하기 위해, 이 기법의 기초가 되는 수학적 기반의 짧은 논의가 정당한 것으로 인식된다.

키르히호프(Kirchhoff)의 법칙에 따르면, 표 1의 회로를 통한 총 전류(i _T )는 대략, 저항기를 통해 흐르는 전류(i _R ) 및 커패시터를 통해 흐르는 전류(i _C )의 합이다. 교류 전압 V(RMS로서 측정됨)가 인가될 때, 저항기 전류(i _R )는 다음과 같이 표현될 수 있다:

커패시터 전류(i _C )는 다음과 같이 표현될 수 있다:

여기서,

j 는 커패시터에서 전류가 전압보다 약 90도 앞선다는 것을 나타내는 허수 연산자이고,

ω는 f가 주파수(단위: Hz)인 경우 각주파수 2πf이다.

이들 성분의 합이 표 1의 페이저 다이어그램에 나타나 있다. 페이저 다이어그램에서, Φ는 출력과 비교한 입력의 위상각을 나타낸다. 위상각 Φ은 하기의 삼각 함수에 의해 결정된다:

피타고라스 정리에 의해, 총 전류i _T 의 제곱은 다음과 같이 계산될 수 있다:

수학식 4를 정리하고 수학식 3을 대입하면, 하기의 수학식에 도달한다:

커패시터 전류 i _C 에 대해 풀고 수학식 2와 조합시키면 하기의 수학식이 얻어진다:

C에 대해 정리하고 ω를 전개하면, 커패시턴스는 다음과 같이 된다:

수학식 7을 단순화시키면 수학식 8이 얻어진다:

수학식 8이 저항기 전류를 참조하지 않는다는 것을 알 수 있다. 결과적으로, 시스템이 주파수 f 및 제곱 평균 제곱근("RMS") 진폭 V를 갖는 교류 전압을 구동하고 총 전류 i _T 를 RMS 값 및 위상각 φ으로 측정할 수 있는 경우, 바이오센서 검사 챔버에서의 저항을 결정할 필요 없이 검사 챔버(61)의 커패시턴스 C가 정확하게 계산될 수 있다. 이는 상당히 유익한 것으로 여겨지는데, 그 이유는 바이오센서 스트립의 저항이 측정하기 어렵고 5초 분석 시간에 걸쳐 변하기 때문이다. 저항은 주어진 전기 바이어스(전압)에 대해 얼마나 많은 전하 캐리어가 스트립을 통해 흐를 수 있는가로부터 발생하는 것으로 여겨지고, 따라서 반응 의존적이다. 분석에서 1.3초 지점에서, 저항은 10kΩ 내지 아마도 100kΩ 중 어떤 것으로 예상된다. 따라서, 바이오센서 챔버에서의 저항 또는 심지어 센서 저항기와 같은 측정 회로에서의 저항을 결정할 필요 없이, 본 발명자들의 발명은 소정 기술을 진보시켜 전체 검사 스트립의 개선을 가져왔다.

수학식 8에 기초하여 커패시턴스 C를 결정하는 예시적인 기술의 구현이 도 6a, 도 6b, 도 6c, 도 6d, 도 6e 및 도 7과 관련하여 이해될 수 있다. 도 5a 및 도 7의 단계(702)에 나타낸 바와 같이, 대략 109 Hz의 AC 검사 전압(.±0.50 ㎷ 피크-대-피크)이 대략 1 내지 1.3 초 동안의 2 사이클 동안에 또는 단계(704)에 나타낸 적어도 하나의 사이클 동안에 인가될 수 있다. 바람직한 실시예에서, 제1 사이클이 컨디셔닝 펄스로서 사용될 수 있고, 제2 사이클이 커패시턴스를 결정하는 데 사용될 수 있다. 교류 검사 전압은, 예를 들어 대략 50 밀리볼트 피크를 갖는 대략 109 Hz의 사인파(도 6c) 와 같은 적합한 파형일 수 있다. 샘플링은, 예를 들어 여기서 도 6a에 나타낸 사이클당 대략 64 및 65개 샘플들과 같은, 사이클당 임의의 적합한 샘플링 크기를 가질 수 있다. 따라서, 각각의 샘플은 예시적인 사인파의 대략 5.6도를 나타낸다.

도 6a에서, 시스템은 직류 전압 오프셋을 교류 전류 바이어스에 부가하고 따라서 도 6a에서의 측정된 샘플은 또한 직류 전류 오프셋을 가질 것이고, 이 오프셋은 본 발명자들의 기술의 일례에 따라 총 전류를 결정하기 위해 단계(706, 708)를 통해 제거되어야만 한다.

이 기술에서, 도 6a에서 65개 샘플들(여기서 602로서 참조됨) 전부의 평균이 단계(706)에서 도출되고, 이는 샘플의 AC 성분의 0 전류에 대한 임계값을 제공할 것이다. 이 도출의 이점은 샘플들을 가로지른 노이즈가 평균되어 제거된다는 것이다. 각각의 샘플 지점에 대해, 평균 값이 단계(708)에서 각각의 샘플링된 지점으로부터 차감되고, 그 결과 여기서 도 6b에 나타낸 교류 전류 성분을 격리시킨다. 그 후에, 총 전류 i _T 의 실질적으로 정확한 크기를 제공하기 위해 모든 마이너스 값의 RMS 값이 단계(710)에서 취해진다. 특히, 양의 값들의 RMS 값이 또한 취해질 수 있지만, 본 발명자들은 양의 값이 전체 사이클의 제1 및 제4 사분면을 가로질러 분리되는 것으로 인해 서로 소(disjoint)이며 따라서 음의 값이 바람직하다고 여긴다는 것에 주목한다. 일단 샘플(602)이 DC 오프셋을 제거하기 위해 조작되면, 도 6b의 604에서 참조된 바와 같이, 시간에 따른 전류의 출력을 보여주도록 샘플이 플로팅(plotting)될 수 있다.

위상각을 결정하기 위해, 적절히 프로그래밍된 시스템 또는 MC는 여기서 도 6c에 나타낸 진동 입력 전압을 진동 출력 전류와 비교하여 단계(714)에 대한 위상각을 결정할 수 있다. 바람직한 실시예에서, 양의 전류로부터 음의 전류로의 교차점을 결정하기 위해 샘플링된 데이터(604)가 분석된다. 샘플링이 이산 개수의 샘플들에 기초하기 때문에, 출력 전류가 도 6e의 0 전류 라인과 교차할 때를 실질적으로 결정하기 위해 보간이 사용될 수 있고, 보간된 교차점이 여기서 608로서 참조되고 있다. 여기에 기술된 실시예에서, 위상각 φ은 90도 미만이고, 대략 87도이다. 증가된 정확도를 위해, 보간이 다른 교차점(610)에서 수행될 수 있고, 이때 이러한 제2 보간된 지점(610)으로부터 대략 180도가 차감된다. 2개의 보간된 값들이 몇 도 이내에 있어야 하며, 정확도를 증가시키기 위해 평균될 수 있다.

일단 위상각이 도출되면, 수학식 8을 사용하여 커패시턴스가 계산될 수 있다. 그러나, 실제로는, 트랜스임피던스 증폭기(314) 및 이득 증폭기의 구현이 부가적인 위상 천이를 시스템에 도입시키는 것으로 판단되었다. 이러한 부가적인 위상 천이는 사용 중인 스트립을 갖지 않는 시스템의 커패시턴스를 측정함으로써 보상 값 Φ _COMP 의 도입에 의해 상쇄될 수 있다.

바람직한 실시예에서, 보상 위상각 Φ _COMP 은 약 5 내지 약 7도의 범위에 있다.

일단 검사 스트립(80)의 커패시턴스가 결정되면, 커패시턴스 값을 아날로그 구성요소(예컨대, 저항기, 커패시터, 연산 증폭기, 스위치 등)의 임의의 허용오차에 독립적인 값으로 정규화하기 위해 2-지점 교정이 수행될 수 있다. 간략히 말하면, 2-지점 교정은 측정 입력을 가로질러 30k 병렬 저항과 함께 550nF 커패시터를 배치하는 것; 커패시턴스를 측정하고 생성된 값을 기록하라고 측정기에 명령하는 것; 측정 입력을 가로질러 30k 병렬 저항과 함께 800nF 커패시터를 배치하는 것; 커패시턴스를 측정하고 생성된 값을 기록하라고 측정기에 명령하는 것에 의해 수행된다. 이들 2개의 지점은 그 특정의 하드웨어 인스턴스(instance)(설계가 아님)의 측정 능력의 이득 및 오프셋의 표시를 제공할 것이다. 기울기 및 오프셋이 이어서 측정 오차로부터 계산되고, 측정기의 메모리에 저장된다. 측정기가 이제 교정된다. 스트립이 삽입되고 샘플이 가해질 때, 커패시턴스가 측정되고, 측정을 보정하기 위해 저장된 기울기 및 오프셋이 적용된다.

장치 교정의 완료 후에, 검사 챔버(61)가 검사 유체로 충분히 채워졌는지를 판단하기 위해 평가가 이루어진다. 평가는 양호한 채워진 검사 스트립의 큰 샘플로부터 도출된 평균 커패시턴스 값의 적어도 65% 내지 85%의 커패시턴스 크기에 기초할 수 있다.

이 예시적인 기법의 강건성을 검사하기 위해, 본 발명자들은 기준 병렬 R-C 회로와 비교한 퍼센트 오차를 결정하기 위해 의도적으로 시스템에 노이즈를 도입시켰다. 이하의 표 2에서, 아날로그-디지털 변환기("ADC") 노이즈 카운트들의 개수가 도입되었음에도 불구하고, 전류, 위상각 및 커패시턴스에 관한 오차는 1% 미만이었다.

[표 2]

예시적인 기술의 다른 기술과의 비교는 본 발명자들의 기술의 증가된 정확도를 확인해준다. 예를 들어, 도 8a에서, 스트립의 샘플로부터 약 350 내지 약 800 나노패럿 범위의 커패시턴스가 측정된다. 완전히 채워진 스트립은, 대조 용액 또는 혈액이 사용되는지에 따라 600 내지 700nF의 범위에 있는 커패시턴스를 갖는다. 부분적으로 채워진 스트립은 물론 보다 낮은 커패시턴스를 나타낸다. 기준 병렬 R-C 회로로부터의 퍼센트 편차를 결정하기 위해 본 실시예에서 커패시턴스가 측정된다. 퍼센트 오차는 구매가능한 LCR 측정기를 사용하여 교정된 수 개의 "최상의" R-C 조합들을 가짐으로써 계산된다. 이들 R-C 조합(일반적으로 오류 없는 표본으로서 밝혀졌고 따라서 "최상"임)이 스트립 커넥터에 차례로 제공되고, 시스템은 커패시턴스를 판독하도록 명령받는다. 측정 기술의 정밀도 및 신뢰성을 결정하기 위해 시스템의 수 개의 다른 샘플들을 사용하여 이 검사가 반복된다. 기준 곡선(800)은 약 350 나노패럿 내지 약 850 나노패럿의 커패시턴스 범위에 걸쳐 기준 데이터로부터의 오차율이 3% 미만인 예시적인 기술을 나타낸다. 대조적으로, 네덜란드의 라이프스캔 인크.(LifeScan Inc.)로부터 입수가능한 기존의 측정기 시스템에서의 커패시턴스 측정은 이 범위의 커패시턴스에 걸쳐 2 퍼센트 미만 내지 10 퍼센트 초과의 범위에 있는 오차 곡선(806)을 보여준다. 본 발명자들의 관련 커패시턴스 측정 기술(802, 804)은 기존의 분석물 측정 시스템에 의한 상한(806) 세트와 예시적인 기법에 의한 하한(800) 세트 사이에 속한다.

예시적인 실시예, 방법, 및 시스템이 혈당 스트립과 관련하여 기술되어 있지만, 본 명세서에 기술된 원리가 또한 적어도 2개의 전극들 사이에 배치된 반응물 상의 생리액을 이용하는 임의의 분석물 측정 스트립에 적용될 수 있다.

앞서 언급한 바와 같이, 마이크로컨트롤러는 일반적으로 본 명세서에 기술된 다양한 프로세스의 단계를 수행하도록 프로그래밍될 수 있다. 마이크로컨트롤러는, 예를 들어, 포도당 측정기, 인슐린 펜, 인슐린 펌프, 서버, 휴대폰, 개인용 컴퓨터 또는 모바일 핸드헬드 장치와 같은 특정의 장치의 일부일 수 있다. 게다가, 예를 들어, C, 또는 예를 들어 C+, C++ 또는 C-샤프와 같은 C의 변형들과 같은 시판 중인 소프트웨어 개발 도구를 사용하여 소프트웨어 코드를 생성하기 위해 본 명세서에 기술된 다양한 방법이 사용될 수 있다. 그러나, 이 방법들은 방법들을 코딩하는 새로운 소프트웨어 언어의 요건 및 이용가능성에 따라 다른 소프트웨어 언어로 변환될 수 있다. 부가적으로, 적합한 마이크로컨트롤러 또는 컴퓨터에 의해 실행될 때, 임의의 다른 필요한 단계들과 함께 이들 방법에 기술된 단계들을 수행하는 동작을 하는 기술된 다양한 방법이, 적합한 소프트웨어 코드로 변환되면, 임의의 컴퓨터-판독가능 저장 매체에 실시될 수 있다.

본 발명을 특정한 변화 및 예시적 도면으로 설명하였지만, 당업자는 본 발명이 설명된 변화 또는 도면에 제한되지 않음을 인지할 것이다. 추가로, 상기 설명된 방법 및 단계가 소정 순서로 일어나는 소정 사건을 나타내는 경우에, 당업자는 소정 단계의 순서가 변경될 수 있고, 그러한 변경은 본 발명의 변화에 따름을 인지할 것이다. 추가로, 소정 단계는 가능한 경우에 병렬 과정으로 동시에 수행될 수도 있고, 또한 상기 설명된 바와 같이 순차적으로 수행될 수도 있다. 따라서, 본 발명의 개시 내용의 사상 내에 있거나 특허청구범위에서 발견되는 발명과 동등한 본 발명의 변화가 존재할 경우, 본 특허는 이들 변화를 또한 포함하는 것으로 의도된다.

Claims

바이오센서 챔버에 배치되고 마이크로컨트롤러에 결합된 2개의 전극들을 갖는 상기 챔버의 커패시턴스(capacitance)를 결정하는 방법으로서,
상기 바이오센서 챔버에서 전기화학 반응을 개시하는 단계;
소정의 주파수의 진동 전압을 상기 챔버에 인가하는 단계;
상기 챔버로부터의 상기 진동 전압과 전류 출력 사이의 위상각을 결정하는 단계; 및
상기 전류 출력과 상기 위상각의 사인(sine)의 곱을 상기 주파수의 2π배와 상기 전압의 곱으로 나눈 것에 기초하여 상기 챔버의 커패시턴스(capacitance)를 계산하는 단계를 포함하는, 방법.
제1항에 있어서, 상기 계산하는 단계는 하기의 형태의 수학식:

(여기서,
C ≒ 커패시턴스;
i _T ≒ 총 전류;
φ ≒ 총 전류와 저항기 전류 사이의 위상각;
f ≒ 주파수; 및
V ≒ 전압)에 의해 커패시턴스를 계산하는 단계를 포함하는, 방법.
제2항에 있어서, 상기 계산하는 단계는,
상기 주파수의 하나의 사이클에 걸쳐 상기 챔버로부터 복수의 전류 출력들을 샘플링하는 단계;
샘플링된 전류 출력의 평균을 획득하는 단계;
상기 복수의 전류 출력들의 각각의 샘플링된 전류로부터 상기 평균을 차감하는 단계; 및
상기 차감하는 단계로부터의 모든 음의 값들의 제곱 평균 제곱근(root-mean-squared) 값을 추출하여 상기 총 전류 출력을 제공하는 단계를 포함하는, 방법.
제3항에 있어서, 상기 계산하는 단계는,
상기 샘플링하는 단계로부터, 음의 값으로부터 양의 값으로의 상기 전류의 적어도 하나의 교차점을 결정하는 단계; 및
상기 전류가 양에서 음으로 또는 음에서 양으로 변하는 제1 각도를 결정하기 위해 상기 전류의 적어도 하나의 교차점 근방에서 보간하는 단계를 포함하는, 방법.
제4항에 있어서, 상기 전류의 상기 적어도 하나의 교차점을 보간하는 단계는,
상기 전류가 양에서 음으로 또는 음에서 양으로 변하는 다른 각도를 결정하기 위해 상기 샘플링하는 단계로부터 다른 교차점을 보간하는 단계; 및
제2 각도를 제공하기 위해 상기 다른 각도로부터 대략 180도를 차감하는 단계를 포함하는, 방법.
제5항에 있어서, 상기 차감하는 단계는 상기 제1 각도와 상기 제2 각도의 평균을 계산하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
제5항에 있어서, 상기 계산하는 단계는 진동 입력 전류와 상기 출력 전류 사이의 각도의 차이를 상기 위상각으로서 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
분석물 측정 시스템으로서,
분석물 검사 스트립으로서,
반응물이 상부에 배치된 기판, 및
검사 챔버 내에서 상기 반응물에 근접해 있는 적어도 2개의 전극들을 포함하는, 상기 분석물 검사 스트립;
분석물 측정기로서,
상기 2개의 전극들에 연결되도독 배치된 스트립 포트 커넥터,
전원, 및
상기 스트립 포트 커넥터 및 상기 전원에 전기적으로 결합된 마이크로컨트롤러를 포함하는, 상기 분석물 측정기를 포함하며,
상기 마이크로컨트롤러는,
(a) 바이오센서 챔버에서 전기화학 반응을 개시하고, 소정의 주파수의 진동 전압을 상기 챔버에 인가하며,
(b) 상기 챔버로부터의 상기 진동 전압과 전류 출력 사이의 위상각을 결정하고,
(c) 상기 전류 출력과 상기 위상각의 사인의 곱을 상기 주파수의 2π배와 상기 전압의 곱으로 나눈 것에 기초하여 상기 챔버의 커패시턴스를 계산하도록 프로그래밍된, 분석물 측정 시스템.
분석물 측정 시스템으로서,
분석물 검사 스트립으로서,
반응물이 상부에 배치된 기판, 및
검사 챔버 내에서 상기 반응물에 근접해 있는 적어도 2개의 전극들을 포함하는, 상기 분석물 검사 스트립;
분석물 측정기로서,
상기 2개의 전극들에 연결되도독 배치된 스트립 포트 커넥터,
전원, 및
기준 병렬 R-C 회로와 비교하여 일정 범위의 커패시턴스에 걸쳐 상기 검사 스트립의 커패시턴스 측정의 퍼센트 오차가 약 3% 미만이도록 상기 스트립 포트 커넥터 및 상기 전원에 전기적으로 결합된 마이크로컨트롤러를 포함하는, 상기 분석물 측정기를 포함하는, 분석물 측정 시스템.