RU2674706C2 - Компенсация температуры для измерения аналита на основании заданного времени получения выборки из физической характеристики образца, содержащего аналит - Google Patents
Компенсация температуры для измерения аналита на основании заданного времени получения выборки из физической характеристики образца, содержащего аналит Download PDFInfo
- Publication number
- RU2674706C2 RU2674706C2 RU2016102349A RU2016102349A RU2674706C2 RU 2674706 C2 RU2674706 C2 RU 2674706C2 RU 2016102349 A RU2016102349 A RU 2016102349A RU 2016102349 A RU2016102349 A RU 2016102349A RU 2674706 C2 RU2674706 C2 RU 2674706C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- electrodes
- signal
- glucose concentration
- glucose
- sample
- Prior art date
Links
- 239000012491 analyte Substances 0.000 title claims abstract description 171
- 238000005070 sampling Methods 0.000 title claims abstract description 44
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title abstract description 83
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims abstract description 173
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 claims abstract description 142
- 239000008103 glucose Substances 0.000 claims abstract description 142
- 238000005534 hematocrit Methods 0.000 claims abstract description 80
- 239000012530 fluid Substances 0.000 claims abstract description 58
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims abstract description 37
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims abstract description 23
- 238000003487 electrochemical reaction Methods 0.000 claims abstract description 12
- 108090000790 Enzymes Proteins 0.000 claims abstract description 11
- 102000004190 Enzymes Human genes 0.000 claims abstract description 11
- 230000006870 function Effects 0.000 claims abstract description 9
- 230000007423 decrease Effects 0.000 claims abstract 2
- 239000003153 chemical reaction reagent Substances 0.000 claims description 25
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims description 23
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 claims description 4
- 230000011664 signaling Effects 0.000 claims description 2
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 claims 2
- 230000036765 blood level Effects 0.000 claims 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 abstract description 30
- 239000008280 blood Substances 0.000 abstract description 30
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 12
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 6
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 37
- 238000000034 method Methods 0.000 description 33
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 25
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 23
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 22
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 20
- 108010015776 Glucose oxidase Proteins 0.000 description 18
- 239000004366 Glucose oxidase Substances 0.000 description 17
- 229940116332 glucose oxidase Drugs 0.000 description 17
- 235000019420 glucose oxidase Nutrition 0.000 description 17
- OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N Carbon Chemical compound [C] OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 13
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 13
- 229910002804 graphite Inorganic materials 0.000 description 11
- 239000010439 graphite Substances 0.000 description 11
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 10
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 10
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 9
- 229940088598 enzyme Drugs 0.000 description 9
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 8
- 210000003743 erythrocyte Anatomy 0.000 description 7
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 6
- 230000007274 generation of a signal involved in cell-cell signaling Effects 0.000 description 6
- 239000003973 paint Substances 0.000 description 6
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 5
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 5
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 5
- 230000004044 response Effects 0.000 description 5
- 230000001934 delay Effects 0.000 description 4
- 238000006911 enzymatic reaction Methods 0.000 description 4
- YAGKRVSRTSUGEY-UHFFFAOYSA-N ferricyanide Chemical compound [Fe+3].N#[C-].N#[C-].N#[C-].N#[C-].N#[C-].N#[C-] YAGKRVSRTSUGEY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 4
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 4
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 4
- RGHNJXZEOKUKBD-UHFFFAOYSA-N D-gluconic acid Natural products OCC(O)C(O)C(O)C(O)C(O)=O RGHNJXZEOKUKBD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- RGHNJXZEOKUKBD-SQOUGZDYSA-N Gluconic acid Natural products OC[C@@H](O)[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)C(O)=O RGHNJXZEOKUKBD-SQOUGZDYSA-N 0.000 description 3
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 3
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 3
- 239000013060 biological fluid Substances 0.000 description 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 210000001124 body fluid Anatomy 0.000 description 3
- 239000010839 body fluid Substances 0.000 description 3
- 238000004422 calculation algorithm Methods 0.000 description 3
- 239000006229 carbon black Substances 0.000 description 3
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 3
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 3
- 230000002255 enzymatic effect Effects 0.000 description 3
- 235000012208 gluconic acid Nutrition 0.000 description 3
- 239000000174 gluconic acid Substances 0.000 description 3
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 239000011347 resin Substances 0.000 description 3
- 229920005989 resin Polymers 0.000 description 3
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 3
- 238000007650 screen-printing Methods 0.000 description 3
- 239000012790 adhesive layer Substances 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 2
- HVYWMOMLDIMFJA-DPAQBDIFSA-N cholesterol Chemical compound C1C=C2C[C@@H](O)CC[C@]2(C)[C@@H]2[C@@H]1[C@@H]1CC[C@H]([C@H](C)CCCC(C)C)[C@@]1(C)CC2 HVYWMOMLDIMFJA-DPAQBDIFSA-N 0.000 description 2
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 2
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 2
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 2
- 230000002354 daily effect Effects 0.000 description 2
- 238000000840 electrochemical analysis Methods 0.000 description 2
- -1 ferricyanide Chemical class 0.000 description 2
- 125000002791 glucosyl group Chemical group C1([C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O)[C@H](O1)CO)* 0.000 description 2
- 230000036541 health Effects 0.000 description 2
- 150000002576 ketones Chemical class 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 2
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 2
- 229920006395 saturated elastomer Polymers 0.000 description 2
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 2
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 2
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 2
- 238000012795 verification Methods 0.000 description 2
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 1
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 1
- 241000282412 Homo Species 0.000 description 1
- 208000013016 Hypoglycemia Diseases 0.000 description 1
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 1
- 208000007536 Thrombosis Diseases 0.000 description 1
- 230000005856 abnormality Effects 0.000 description 1
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- WQZGKKKJIJFFOK-VFUOTHLCSA-N beta-D-glucose Chemical compound OC[C@H]1O[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-VFUOTHLCSA-N 0.000 description 1
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 1
- 238000009534 blood test Methods 0.000 description 1
- 244000309464 bull Species 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 235000012000 cholesterol Nutrition 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 1
- 230000008021 deposition Effects 0.000 description 1
- 206010012601 diabetes mellitus Diseases 0.000 description 1
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 238000002848 electrochemical method Methods 0.000 description 1
- 239000007772 electrode material Substances 0.000 description 1
- 238000006056 electrooxidation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000003203 everyday effect Effects 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 210000003722 extracellular fluid Anatomy 0.000 description 1
- 238000007429 general method Methods 0.000 description 1
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 1
- 230000023597 hemostasis Effects 0.000 description 1
- 238000002847 impedance measurement Methods 0.000 description 1
- 238000009413 insulation Methods 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 238000003475 lamination Methods 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 230000002934 lysing effect Effects 0.000 description 1
- 239000003550 marker Substances 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 238000002483 medication Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000003647 oxidation Effects 0.000 description 1
- 238000007254 oxidation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000037081 physical activity Effects 0.000 description 1
- 229920000728 polyester Polymers 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000009257 reactivity Effects 0.000 description 1
- 238000000611 regression analysis Methods 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000010405 reoxidation reaction Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000027756 respiratory electron transport chain Effects 0.000 description 1
- 238000000518 rheometry Methods 0.000 description 1
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000007480 spreading Effects 0.000 description 1
- 238000003892 spreading Methods 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
- 230000001052 transient effect Effects 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
- G01N33/483—Physical analysis of biological material
- G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
- G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
- G01N27/28—Electrolytic cell components
- G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
- G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
- G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
- G01N27/3274—Corrective measures, e.g. error detection, compensation for temperature or hematocrit, calibration
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Hematology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Immunology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Food Science & Technology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
- Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
- Biotechnology (AREA)
- Microbiology (AREA)
- Data Mining & Analysis (AREA)
- Wood Science & Technology (AREA)
- Zoology (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- General Engineering & Computer Science (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
- Computational Mathematics (AREA)
- Algebra (AREA)
- Mathematical Analysis (AREA)
- Mathematical Optimization (AREA)
- Genetics & Genomics (AREA)
- Pure & Applied Mathematics (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к области измерения глюкозы. Система для измерения концентрации глюкозы содержит: биодатчик, включающий по меньшей мере два электрода с ферментом; и измерительный прибор, содержащий: устройство измерения температуры, микроконтроллер, соединенный с источником питания, памятью и множеством электродов биодатчика. При этом микроконтроллер запрограммирован с возможностью: измерять температуру окружающей среды вблизи биодатчика; подавать сигнал по меньшей мере на два электрода, когда образец текучей среды с аналитом глюкозы расположен вблизи по меньшей мере двух электродов; измерять выходной сигнал от по меньшей мере двух электродов в ходе электрохимической реакции; рассчитывать нескомпенсированную концентрацию глюкозы из выходного сигнала; регулировать нескомпенсированную концентрацию глюкозы до конечной концентрации глюкозы на основе поправки компенсации, увеличивать поправку компенсации как функцию увеличения концентрации глюкозы; (а) увеличивать поправку компенсации при уменьшении температуры окружающей среды вблизи биодатчика от 22 градусов Цельсия до 5 градусов Цельсия; и (b) поддерживать поправку компенсации на значении нуля (0) при изменении температуры окружающей среды вблизи от биодатчика от 22 градусов Цельсия до 45 градусов Цельсия; и с возможностью оповещать о конечном значении концентрации глюкозы. Микроконтроллер выполнен с возможностью: (a) подавать первый сигнал на множество электродов для определения уровня гематокрита в образце текучей среды; (b) оценивать концентрацию глюкозы на основе заданного момента времени выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста; (c) подавать второй сигнал на множество электродов; и (d) измерять выходные сигналы от множества электродов в установленное время выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста, задаваемое определенным уровнем гематокрита, таким образом, чтобы вычислить концентрацию глюкозы из выходных сигналов множества электродов, при этом установленное время выборки выбирается из справочной таблицы, запрограммированной в микроконтроллере, которая включает в себя матрицу, в которой в самом левом столбце матрицы указаны измеренные или оцененные концентрации глюкозы, а оцененные или измеренные уровни для уровня гематокрита указаны в самой верхней строке матрицы, а установленные времена выборки приведены в остальных ячейках матрицы для определения установленного времени выборки на основе определенного уровня гематокрита и оцененной концентрации глюкозы. Также раскрываются вариант системы для измерения концентрации глюкозы и глюкометр. Группа изобретений обеспечивает увеличение точности определения глюкозы с учетом влияния температуры на электрохимическую реакцию. 3 н. и 9 з.п. ф-лы, 11 ил., 2 табл.
Description
Настоящая заявка на патент испрашивает приоритет в соответствии с §§119, 120, 365, 371 раздела 35 Свода законов США, а также Парижской конвенции на основании ранее поданной заявки на патент США №13/929,495, с тем же названием и № DDI5267USNP в досье патентного поверенного, поданной 27 июня 2013 года и №61/840,176, с тем же названием и № DDI5267USPSP в досье патентного поверенного, поданной 27 июня 2013 года, все ранее поданные заявки на патент включены в данную заявку путем ссылки.
ПРЕДПОСЫЛКИ СОЗДАНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Тестовые полоски для электрохимического измерения уровня глюкозы, такие как используемые в поставляемом компанией LifeScan, Inc. наборе OneTouch® Ultra® для тестирования цельной крови, специально разработаны для измерения концентрации глюкозы в образце физиологической жидкости пациента, страдающего сахарным диабетом. Измерение глюкозы может основываться на селективном окислении глюкозы ферментной глюкозооксидазой (GO). Реакции, которые могут происходить в тест-полоске для измерения уровня глюкозы, обобщены ниже в уравнениях 1 и 2.
ур. 1 Глюкоза+GO(ox)→глюконовая кислота+GO(red)
ур. 2 GO(red)+2 Fe(CN)6 3-→GO(ox)+2 Fe(CN)6 4-
Как показано в уравнении 1, глюкоза окисляется до глюконовой кислоты окисленной формой глюкозооксидазы (GO(ox)). Следует отметить, что GO(ox) также можно обозначить как «окисленный фермент». В процессе реакции, показанной в уравнении 1, окисленный фермент GO(ox) преобразуется в восстановленное состояние, которое обозначено как GO(red) (т.е. «восстановленный фермент»). Далее восстановленный фермент GO(red) снова окисляется или превращается обратно в GO(ox) в результате реакции с Fe(CN)6 3- (который обозначается как «окисленный медиатор» или как «феррицианид»), что иллюстрирует Уравнение 2. В ходе обратного преобразования GO(red) в окисленное состояние GO(ox), Fe(CN)6 3- восстанавливается в Fe(CN)6 4- (который обозначается или «восстановленный медиатор», или как «ферроцианид»).
Когда вышеописанные реакции протекают в условиях тестового сигнала, приложенного между двумя электродами, тестовый ток может создаваться путем повторного электрохимического окисления восстановленного медиатора на поверхности электрода. Таким образом, поскольку в идеальных условиях количество ферроцианида, образовавшееся в результате описанной выше химической реакции, прямо пропорционально количеству глюкозы в образце, расположенном между электродами, возникающий тестовый ток будет пропорционален содержанию глюкозы в образце. Ион-посредник, такой как феррицианид, представляет собой соединение, которое принимает электроны от фермента, такого как глюкозооксидаза, а затем отдает эти электроны электроду. По мере того как концентрация глюкозы в пробе увеличивается, количество образовавшегося восстановленного медиатора также возрастает; следовательно, существует прямая связь между тестовым током, образующимся при повторном окислении восстановленного медиатора, и концентрацией глюкозы. В частности, передача электронов по электрическому интерфейсу генерирует тестовый ток (2 моля электронов на каждый моль окисленной глюкозы). Следовательно, тестовый ток, полученный в результате введения глюкозы, можно называть сигналом глюкозы.
На работу электрохимических биосенсоров может негативно воздействовать присутствие в крови некоторых компонентов, которые могут нежелательным образом влиять на процесс измерений и точность определяемого сигнала. Данная неточность может привести к неточности показаний уровня глюкозы, и пациент может не узнать, например, о потенциально опасном уровне содержания сахара в крови. Например, уровень гематокрита крови (т. е. процентная доля объема крови, занятая эритроцитами) может приводить к ошибке полученного результата измерения концентрации аналита.
Отклонения в значениях объема эритроцитов в крови могут привести к отклонениям в показаниях уровня глюкозы, измеряемых с помощью одноразовых электрохимических тест-полосок. Как правило, смещение в отрицательную сторону (т. е. заниженная вычисленная концентрация аналита) наблюдается при высоком гематокрите, а смещение в положительную сторону (то есть завышенная вычисленная концентрация аналита по сравнению с эталонной концентрацией аналита) наблюдается при низком гематокрите. Например, при высоком гематокрите эритроциты могут затруднять проведение реакции ферментов с электрохимическими медиаторами, снижать растворимость химических веществ, поскольку для растворения химических реагентов остается меньше плазмы, и замедлять диффузию иона-посредника. Под влиянием данных факторов показания уровня глюкозы будут меньше ожидаемых в связи с низкой выработкой сигнала при проведении электрохимической реакции. Напротив, при низком гематокрите на электрохимическую реакцию может влиять меньшее количество эритроцитов, чем ожидается, и измеряемый сигнал может быть выше. Кроме того, от гематокрита также зависит сопротивление образца физиологической жидкости, что может повлиять на измерение напряжения и (или) тока.
Для снижения или устранения отклонений в значениях уровня глюкозы в крови, связанных с гематокритом, применяют несколько стратегий. Например, были разработаны тестовые полоски, содержащие сетки для удаления эритроцитов из образцов, или различные соединения или композиции, предназначенные для повышения вязкости эритроцитов и снижения влияния низкого гематокрита на определение концентрации. Другие тест-полоски включают в себя лизирующие вещества и системы, выполненные с возможностью определения концентрации гемоглобина для корректировки гематокрита. Кроме того, предложены биодатчики, выполненные с возможностью измерения гематокрита путем измерения электрического отклика от образца текучей среды посредством сигналов переменного тока или изменения в оптических характеристиках после облучения образца физиологической текучей среды светом, либо измерения гематокрита на основе измерения времени заполнения камеры для образца. Данные датчики имеют определенные недостатки. Общий метод стратегий, включающих обнаружение гематокрита заключается в использовании измеренного значения гематокрита, чтобы исправить или изменить измеренную концентрацию аналита, данный метод, как правило, показан и описан в следующих соответствующих публикациях заявки на патент США №№ 2010/0283488; 2010/0206749; 2009/0236237; 2010/0276303; 2010/0206749; 2009/0223834; 2008/0083618; 2004/0079652; 2010/0283488; 2010/0206749; 2009/0194432; или патентах США №№ 7972861 и 7258769, все из которых включены в данную заявку путем ссылки.
ИЗЛОЖЕНИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Заявители представили различные варианты осуществления новой методики измерения аналита, позволяющей учитывать влияние температуры на электрохимическую реакцию. Преимущественно, эта новая методика позволила заявителю предоставить техническое усовершенствование в области, в которой приблизительно 97% биодатчиков встречается с ± 15 мг/дл для измерений менее 100 мг/дл и ± 15% для измерений на у ровне 100 мг/дл или больше. Дополнительное техническое усовершенствование предоставляется и настоящим изобретением, в котором среднее смещение до номинального смещения находится в пределах ± 10 мг/дл для измерений менее 100 мг/дл и ± 10% для измерений на уровне 100 мг/дл или выше.
В первом аспекте описания заявитель разработал систему для измерения концентрации аналита, которая включает в себя биодатчик, выполненный с возможностью соединения с измерительным прибором. Биодатчик имеет множество электродов, включая по меньшей мере два электрода с ферментом, нанесенным на них. Измерительный прибор содержит микроконтроллер, соединенный с источником питания, памятью и множеством электродов биодатчика. Микроконтроллер выполнен с возможностью: измерения температуры окружающей среды вблизи биодатчика; подавать сигнал по меньшей мере на два электрода, когда образец текучей среды с аналитом расположен вблизи по меньшей мере двух электродов; измерять выходной сигнал от по меньшей мере двух электродов в ходе электрохимической реакции; рассчитать нескомпенсированное значение аналита из выходного сигнала; регулировать нескомпенсированное значение аналита до конечного значения аналита поправкой температурной компенсации, определенной отношением, в которой: (а) поправка температурной компенсации возрастает за счет увеличения нескомпенсированного значения аналита; поправка температурной компенсации находится в обратной зависимости от температуры окружающей среды вблизи биодатчика от приблизительно 5 градусов Цельсия до приблизительно 22 градусов Цельсия; и поправка температурной компенсации составляет около нуля при температуре окружающей среды вблизи от биодатчика от приблизительно 22 градусов Цельсия до приблизительно 45 градусов Цельсия. Микроконтроллер поэтому выполнен с возможностью оповещать о конечном значении аналита.
Во втором аспекте описания заявитель предоставляет систему для измерения концентрации аналита, которая включает в себя тест-полоску и прибор для измерения аналита. Тест-полоска включает в себя подложку и множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов. Прибор для измерения аналита включает в себя корпус с разъемом порта для установки тест-полоски, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами электродов тест-полоски, и микропроцессор в электрической связи с разъемом порта для установки тест-полоски для подачи электрических сигналов или получения электрических сигналов от множества электродов. Микропроцессор выполнен с возможностью: (a) регистрировать температуру окружающей среды вблизи датчика; (b) подавать первый сигнал на множество электродов таким образом, чтобы определить физическую характеристику образца текучей среды; (c) определять концентрацию аналита на основе заданного момента времени получения выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста; (d) подавать второй сигнал на множество электродов в заданный момент времени получения выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста, задаваемый определенной физической характеристикой, таким образом, чтобы вычислить нескомпенсированную концентрацию аналита по второму сигналу; и (e) компенсировать нескомпенсированную концентрацию аналита поправкой температурной компенсации, которая: (i) увеличивается при увеличении нескомпенсированного значения аналита, которое увеличивается; (ii) находится в обратной зависимости от температуры окружающей среды вблизи биодатчика от приблизительно 5 градусов Цельсия до приблизительно 22 градусов Цельсия; и (iii) составляет около нуля при температуре окружающей среды вблизи от биодатчика от приблизительно 22 градусов Цельсия до приблизительно 45 градусов Цельсия. Микропроцессор выполнен с возможностью оповещать о конечном значении аналита.
В третьем аспекте описания заявитель разработал глюкометр, содержащий корпус с разъемом порта для полоски, расположенный на корпусе. Разъем порта тест-полоски выполнен с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски. Измерительный прибор имеет средства для: (a) регистрации температуры окружающей среды вблизи корпуса; (b) определения установленного времени измерения на основе принятой или расчетной физической характеристики пробы, нанесенной на множество электродов тестовой полоски, установленное время измерения является по меньшей мере одним моментом времени или интервалом, отсчитываемым от начала последовательности испытаний после нанесения пробы на тестовую полоску; (c) определения нескомпенсированной концентрации аналита на основании заданного времени получения выборки; (d) компенсации нескомпенсированной концентрации аналита поправкой температурной компенсации, которая: (i) увеличивается при увеличении нескомпенсированного значения аналита, которое увеличивается; (ii) находится в обратной зависимости от температуры корпуса или окружающей среды вблизи биодатчика от приблизительно 5 градусов Цельсия до приблизительно 22 градусов Цельсия; и (iii) составляет около нуля при температуре корпуса или окружающей среды вблизи от биодатчика от приблизительно 22 градусов Цельсия до приблизительно 45 градусов Цельсия, наряду с устройствами оповещения о конечном значении аналита.
В четвертом аспекте заявитель разработал способ регулировки влияния температуры для биодатчика, который имеет множество электродов, причем по меньшей мере два электрода выполнены с нанесением на них ферментов. Способ может быть достигнут путем: подачи сигнала на, по меньшей мере, два электрода, инициирования электрохимической реакции между по меньшей мере двумя электродами и аналитом в образце текучей среды, чтобы вызвать превращение аналита в субпродукт; измерения выходного сигнала от по меньшей мере двух электродов в ходе электрохимической реакции; измерения температуры вблизи биодатчика; вычисления значения аналита, отражающего количество аналита в образце текучей среды из выходного сигнала; регулирования нескомпенсированного значения аналита до конечного значения аналита поправкой температурной компенсации, определенной отношением, в котором: (а) поправка температурной компенсации увеличивается при увеличении значения аналита; (b) поправка температурной компенсации находится в обратной зависимости от температуры биодатчика в диапазоне от приблизительно 5 градусов Цельсия до приблизительно 22 градусов Цельсия; и (c) поправка температурной компенсации составляет около нуля при температуре окружающей среды вблизи от биодатчика от приблизительно 22 градусов Цельсия до приблизительно 45 градусов Цельсия, и оповещая о конечном значении аналита, отражающего количество аналита в образце текучей среды
В пятом аспекте заявитель разработал способ определения концентрации аналита из образца текучей среды. Способ может быть реализован путем следующих этапов, на которых: происходит осаждение образца текучей среды на биодатчик для запуска последовательности проведения теста; инициирование ферментативной реакции аналита в образце; определение концентрации аналита в образце; измерение по меньшей мере одной физической характеристики образца; регистрация температуры окружающей среды вблизи биодатчика; определение момента времени с начала тестовой последовательности, чтобы замерить выходные сигналы биодатчика на основании расчетной концентрации аналита на этапе оценки и как минимум одну физическую характеристику на этапе измерения; получение выборки выходных сигналов биодатчика в установленный момент времени; компенсирование нескомпенсированного значения аналита до конечного значения аналита поправкой температурной компенсации, определенной отношением, в котором: (а) поправка температурной компенсации увеличивается при увеличении нескомпенсированного значения аналита; (b) поправка температурной компенсации находится в обратной зависимости от температуры окружающей среды вблизи биодатчика от приблизительно 5 градусов Цельсия до приблизительно 22 градусов Цельсия; и (c) поправка температурной компенсации составляет около нуля при температуре окружающей среды вблизи от биодатчика от приблизительно 22 градусов Цельсия до приблизительно 45 градусов Цельсия. Способ включает оповещение о конечном значении аналита.
И для данных аспектов можно также использовать следующие элементы в различных комбинациях с данными описанными выше аспектами: соотношение представлено с помощью уравнения, которое имеет следующий вид:
где:
GF представляет собой конечное значение аналита
G0 представляет собой некомпенсированное значение аналита ≥1;
T представляет собой температуру, измеренную измерительным прибором (в °C);
T0 представляет собой значение равное приблизительно 22°C (номинальная температура);
x1 представляет собой значение равное приблизительно 4,69e-4,
x2 представляет собой значение равное приблизительно -2,19e-2,
x3 представляет собой значение равное приблизительно 2,80e-1,
x4 представляет собой значение равное приблизительно 2,99e0,
x5 представляет собой значение равное приблизительно -3,89e1, и
x6 представляет собой значение равное приблизительно 1,32e2.
В альтернативном варианте осуществления соотношение представлено с помощью уравнения, которое имеет следующий вид:
где:
GF представляет собой конечное значение аналита
G0 представляет собой некомпенсированное значение аналита
Gnominal представляет собой номинальное значение аналита
T представляет собой температуру, измеренную измерительным прибором (в °C)
T0 представляет собой значение равное приблизительно 22°C (номинальная температура).
x1 представляет собой значение равное приблизительно 4,80e-5,
x2 представляет собой значение равное приблизительно -6,90e-3,
x3 представляет собой значение равное приблизительно 2,18e-1,
x4 представляет собой значение равное приблизительно 9,18e-6,
x5 представляет собой значение равное приблизительно -5,02e-3,
x6 представляет собой значение равное приблизительно 1,18e0, и
x7 представляет собой значение равное приблизительно 2,41e-2.
В вышеприведенных аспектах микроконтроллер выполнен с возможностью: (a) подавать первый сигнал на множество электродов таким образом, чтобы определить физическую характеристику образца текучей среды; (b) определять концентрацию аналита на основе заданного момента времени получения выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста; (c) подавать второй сигнал на множество электродов; (d) измерять выходной сигнал из множества электродов в заданный момент времени получения выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста, задаваемый определенной физической характеристикой, таким образом, чтобы вычислить концентрацию аналита из выходного сигнала множества электродов, установленное время измерения определяется при помощи уравнения, которое имеет следующий вид:
где
«УстановленноеВремяВыборки» определяется как момент времени после запуска последовательности проведения теста, в который проводится выборка выходного сигнала тест-полоски;
H представляет собой физическую характеристику образца;
x a представляет примерно 4,3e5;
x b представляет приблизительно -3,9; и
x c представляет примерно 4,8.
Для данных аспектов микроконтроллер определяет некомпенсированную концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
где
G0 представляет некомпенсированную концентрацию аналита;
IT представляет уровни сигналов, измеряемых в УстановленноеВремяВыборки;
Наклон представляет собой значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
Также для описанных выше аспектов микроконтроллер определяет установленное время измерения на основе: (a) физической характеристики образца текучей среды; и (b) оцененной концентрации аналита из образца. Микроконтроллер оценивает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
где Gоцен. представляет собой оцененную концентрацию аналита;
I E представляет собой сигнал, измеренный в момент времени приблизительно 2,5 секунды;
x 1 включает в себя калибровочный наклон конкретной партии биосенсоров;
x 2 включает в себя калибровочное обрывание конкретной партии биодатчиков; и
где микроконтроллер определяет некомпенсированную концентрацию аналита при помощи уравнения следующего вида:
где: G O представляет некомпенсированную концентрацию аналита;
IS включает в себя сигнал, измеренный в указанное время получения выборки;
x 3 включает в себя калибровочный наклон конкретной партии биосенсоров; и
x 4 включает в себя обрывание конкретной партии биосенсоров.
Для ранее описанных аспектов совокупность электродов включает, по меньшей мере, два электрода для измерения физической характеристики и, по меньшей мере, еще два электрода для измерения концентрации аналита; по меньшей мере, два электрода и, по меньшей мере, еще два электрода, размещенных в одной камере, установленной на подложке; по меньшей мере, два электрода и два других электрода размещены соответственно в двух разных камерах, установленных на подложке; все электроды размещены в одной плоскости, определяемой подложкой; реагент помещается непосредственно как минимум еще на два электрода, а как минимум на два электрода реагент не помещается; конечную концентрацию аналита определяют по второму сигналу в течение примерно 10 секунд после начала последовательности испытаний; выбор момента времени получения выборки из справочной таблицы, которая включает в себя матрицу, в которой в самом левом столбце указаны различные качественные категории оцениваемого аналита, а в самой верхней строке указаны различные качественные категории измеряемой или оцениваемой физической характеристики, а в остальных ячейках матрицы приведено время получения выборки; средства для определения включают в себя средства для подачи первого сигнала на множество электродов таким образом, чтобы вывести наклон для партии, задаваемый физической характеристикой образца текучей среды, и для подачи второго сигнала на множество электродов таким образом, чтобы определить концентрацию аналита на основе выведенного наклона для партии и установленного времени получения выборки; средства для определения включают в себя средства для оценки концентрации аналита на основе заданного момента времени получения выборки, отсчитываемого от начала последовательности проведения теста, и для выбора установленного момента времени получения выборки из матрицы определенной концентрации аналита и измеренной или определенной физической характеристики; средства для определения включают в себя средства для выбора наклона для партии на основе измеренной или оцененной физической характеристики и для проверки правильности выбора установленного момента времени получения выборки из наклона партии; применении сигнала включает: (a) подачу первого сигнала на образец для измерения физической характеристики образца; и (b) передачу второго сигнала на образец для инициирования ферментативной реакции аналита и реагента, где этап расчета включает: оценку концентрации аналита на основе предварительно определенного момента времени после начала тестовой последовательности; выбор момента времени получения выборки из справочной таблицы, в которой различные качественные категории оцениваемого аналита и различные качественные категории измеряемой или оцениваемой физической характеристики сопоставлены с различными моментами времени получения выборки; расчет концентрации аналита по измеренному выходному сигналу образца в упомянутый установленный момент времени измерения в соответствии с уравнением вида:
где
G0 представляет некомпенсированную концентрацию аналита;
IT представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), измеренный в выбранное время получения выборки T;
Наклон представляет собой значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
В ранее описанных аспектах применяемый этап включает: (a) подачу первого сигнала к образцу для измерения физических характеристик образца текучей среды; и (b) передачу второго сигнала на образец для инициирования ферментативной реакции аналита и реагента, и этап расчета включает: оценку концентрации аналита на основе предварительно определенного момента времени измерения от начала тестовой последовательности; выбор момента времени получения выборки на основе как измеренной или оцененной физической характеристики, так и оцененной концентрации аналита; получение выборки выходного сигнала от образца в выбранный момент времени получения выборки; расчет концентрации аналита по измеренному выходному сигналу образца в упомянутый установленный момент времени измерения; измерение содержит подачу первого сигнала на образец для измерения физической характеристики образца; этап инициации содержит передачу второго сигнала на образец; измерение включает оценку выходного сигнала из по меньшей мере двух электродов биодатчика после запуска тестовой последовательности, в которой момент времени задается в зависимости от по меньшей мере измеренной или оцененной физической характеристики; и этап определения включает в себя вычисление концентрации аналита из измеренного выходного сигнала в указанный момент времени; кроме того включает оценку концентрации аналита на основе предварительно определенного момента времени измерения от начала тестовой последовательности; определение включает выбор определенного момента времени на основе как измеренной или оцененной физической характеристики, так и оцененной концентрации аналита; дополнительно включает определение концентрации аналита на основании измерения выходного сигнала в предустановленное время; заданное время представляет собой приблизительно 2,5 секунды с момента запуска последовательности проведения теста; оценка включает сравнение расчетной концентрации аналита и измеренной физической характеристики по таблице преобразования с разными соответствующими диапазонами концентрации аналита и физической характеристики образца, отнесенными к разному времени измерения образца, чтобы получить для расчетного этапа значение момента времени для измерения выходного значения второго сигнала; применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку; подача первого сигнала может перекрыть запуск второго сигнала; подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца; подача первого сигнала представляет собой подведение электромагнитного сигнала к образцу, чтобы физическую характеристику образца можно было определить по выходному электромагнитному сигналу, физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одну из характеристик вязкости, гематокрита, температуры и плотности; физическая характеристика представляет собой гематокрит, а аналит представляет собой глюкозу; направление включает подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше второй; первая частота, по меньшей мере, на порядок ниже, чем вторая частота; первая частота включает в себя любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 250 кГц; выборка включает в себя выборку выходного сигнала непрерывно после запуска последовательности проведения теста до по меньшей мере приблизительно 10 секунд после запуска; момент времени получения выборки выбран из справочной таблицы, которая включает в себя матрицу, в которой в самом левом столбце указаны различные качественные категории оцененного аналита, а в самой верхней строке указаны различные качественные категории измеренной или оцененной физической характеристики, а в остальных ячейках матрицы приведено время получения выборки.
В указанных выше аспектах описания этапы определения, оценки, расчета, вычисления, получения и/или использования (возможно в контексте некоторого уравнения) могут выполняться электронной схемой или процессором. Эти этапы также могут быть реализованы как выполнимые инструкции, хранящиеся на машиночитаемом носителе; инструкции, которые при выполнении компьютером могут выполнять этапы по любому из указанных выше способов.
К дополнительным аспектам изобретения можно отнести машиночитаемые носители, каждый носитель включает в себя выполнимые инструкции, которые при запуске с компьютера выполняют этапы любых из вышеперечисленных методик.
К дополнительным аспектам изобретения можно отнести такие устройства как тестеры или тестеры аналита. Каждое устройство или тестер состоит из электронной схемы или процессора, выполненного с возможностью выполнить этапы любых из вышеперечисленных методик.
Перечисленные и иные варианты осуществления, их отличительные особенности и преимущества станут очевидны для специалистов в данной области после изучения приведенного ниже более подробного описания различных примеров вариантов осуществления настоящего изобретения в сочетании с сопутствующими чертежами, которым сначала предпослано их краткое описание.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Сопроводительные фигуры, включенные в настоящий документ и составляющие неотъемлемую часть настоящего описания, иллюстрируют считающиеся в настоящий момент предпочтительными варианты осуществления изобретения и, в сочетании с приведенным выше общим описанием и приводимым ниже подробным описанием, призваны разъяснить особенности изобретения (одинаковыми номерами обозначаются одинаковые элементы), где:
На фигуре 1А показана система измерения аналита, содержащая измерительный прибор и биосенсор.
На фигуре 1B показана другая система измерения аналита, содержащая измерительный прибор и биосенсор.
На фигуре 2A схематически изображены компоненты измерителя 200.
На фигуре 2B схематически показан предпочтительный вариант реализации варианта прибора для измерения 200.
На фигуре 2С представлена упрощенная блок-схема различных блоков портативного контрольно-измерительного прибора, показанного на фигурах 1A и 1B;
Фигура 2D - это упрощенная блок-схема узла измерения физической характеристики, которую можно использовать для осуществления согласно настоящему описанию изобретения;
Фигура 2E - это упрощенная блок-схема с примечаниями подузла двойного фильтра низких частот, которую можно использовать для осуществления настоящего описания изобретения;
Фигура 2F - это упрощенная блок-схема с примечаниями подузла усилителя напряжения с токовым управлением (УН), которую можно использовать для осуществления настоящего описания изобретения;
Фигура 2G - это упрощенная блок-схема с примечаниями, обозначающая подузел двойного фильтра низких частот, подузел калибровочной нагрузки, подузел взаимодействия ячейки с образцом и биосенсором, подузел усилителя напряжения, подузел измерения фазового смещения XOR и подузел измерения фазового смещения Quadratur DEMUX, которые можно использовать в узле измерения физической характеристики при осуществлении настоящего описания изобретения.
На фигуре 3A(1) показана тест-полоска 100 системы, показанной На фигуре 1, в которой присутствуют два электрода для определения физической характеристики перед измерительными электродами.
На фигуре 3A(2) изображен вариант тестовой полоски, показанной на фигуре 3A(1), при котором экранированный или заземленный электрод расположен непосредственно у входа в тестовую камеру;
На фигуре 3A(3) изображен вариант тестовой полоски, показанной На фигуре 3A(2), при котором зона реагента была продлена вверх с тем, чтобы охватить по меньшей мере один из электродов, замеряющих физические характеристики;
На фигуре 3A(4) изображен вариант тестовой полоски, показанной на фигурах 3A(1), 3A(2) и 3A(3), в котором некоторые компоненты тестовой полоски были интегрированы в единое целое;
На фигуре 3B показан вариант тест-полоски, показанной на фигурах 3A(1), 3A(2) или 3A(3), в котором один электрод для определения физической характеристики расположен в непосредственной близости от входа и второй электрод для определения физической характеристики находится у дальнего конца испытательной камеры, причем измерительные электроды расположены между парой электродов для определения физической характеристики.
На фигурах 3C и 3D показаны варианты тест-полоски, показанной на фигурах 3A(1), 3A(2) или 3A(3), в которых электроды для определения физической характеристики расположены рядом друг с другом у дальнего конца испытательной камеры, причем измерительные электроды расположены перед электродами для определения физической характеристики.
На фигуре 3E и 3F показано размещение электродов для определения физической характеристики, аналогичное показанному на фигурах 3A(1), 3A(2) или 3A(3), в котором пара электродов для определения физической характеристики расположена в непосредственной близости от входа испытательной камеры.
На фигуре 4A изображен график зависимости приложенного напряжения от времени для биосенсора, показанного на фигурах 3A(1), 3A(2), 3A(3) и 3B-3F.
На фигуре 4B изображен график зависимости тока на выходе от времени для биосенсора, показанного на фигурах 3A(1), 3A(2), 3A(3) и 3B-3F.
На фигуре 5 показан пример сигнала, поданного на испытательную камеру, и сигнала, измеряемого от испытательной камеры, для демонстрации временной задержки между сигналами.
На Фигуре 6 изображена логическая диаграмма примерного способа обеспечения более точного определения аналита.
На фигуре 7 показан выходной переходный сигнал биодатчика и диапазон моментов времени, используемых для определения концентрации аналита, а также для оценки концентрации аналита.
На фигурах 8 представлены данные испытательных измерений в соответствии с примером технологии, описанной в настоящем документе, где погрешность данных составляет менее приблизительно ±10% для диапазона значения гематокрита от приблизительно 30% до приблизительно 55%.
На Фигуре 9 изображены факторы температурной компенсации применительно к измерениям нескомпенсированного аналита.
На Фигуре 10 изображены результаты из 24 партий биодатчика, где результаты были компенсированы для учета влияние температуры на электрохимическую реакцию аналита в образце текучей среды, по сравнению с контрольными значениями.
На Фигурах 11A-11E изображены результаты из 24 партий и среднее смещение к номинальным температурам в различных измерениях аналита и температурах окружающей среды
ВАРИАНТЫ ВЫПОЛНЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Приведенное ниже подробное описание следует толковать со ссылкой на чертежи, на которых аналогичные элементы на разных чертежах пронумерованы идентично. Чертежи, не обязательно выполненные в масштабе, показывают выбранные варианты осуществления и не призваны ограничить объем настоящего изобретения. В подробном описании принципы изобретения показаны с помощью примеров, которые не имеют ограничительного характера. Это описание несомненно позволит специалистам в данной области реализовать и применять изобретение, и в нем представлено несколько вариантов осуществления, адаптаций, вариаций, альтернатив и вариантов применения изобретения, включая те, которые в настоящее время считаются наилучшими вариантами реализации изобретения.
В настоящем документе термин «приблизительно» в отношении любых числовых значений или диапазонов указывает на подходящий допуск на размер, который позволяет части или совокупности компонентов выполнять функцию, предусмотренную для них в настоящем документе. Более конкретно, «приблизительно» или «примерно» может означать диапазон показателей, составляющих ±10% от описываемого показателя, т.е. «около 90%» может означать показатели от 81% до 99%. Кроме того, в настоящем документе термины «пациент», «оператор», «пользователь» и «субъект» относятся к любому субъекту-человеку или субъекту-животному и не предполагают ограничения применения систем или способов только у человека, хотя применение предмета изобретения у пациента-человека представляет собой предпочтительный вариант осуществления. Для целей настоящего документа термин «осциллирующий сигнал» относится к сигналу(ам) напряжения или сигналу(ам) тока, которые, соответственно, меняют полярность или изменяют направление тока, или являются разнонаправленными. Также для целей настоящего документа термины «электрический сигнал» или «сигнал» предполагают включение сигнала постоянного тока, сигнала переменного тока или любого сигнала электромагнитного спектра. Термины «процессор»; «микропроцессор»; или «микроконтроллер» предполагают схожее значение и предполагают взаимозаменяемое использование. Используемый в настоящей заявке термин «подача сигнала оповещения» и его вариации означает выдачу текстового, звукового или визуального сигнала либо любого их сочетания для пользователя.
На фигуре 1А изображен глюкометр 200, предназначенный для определения уровней аналита (т.е. глюкозы) в крови человека, с помощью биосенсора, изготовленного с применением способов и технологий, описанных и проиллюстрированных в настоящем документе. Глюкометр 200 может содержать средства ввода пользовательского интерфейса (206, 210, 214), которые могут быть выполнены в форме кнопок, для ввода данных, навигации по меню и выполнения команд. Данные могут включать в себя величины, отражающие концентрацию аналита и/или информацию, относящуюся к повседневному образу жизни человека. Информация, относящаяся к повседневному образу жизни, может содержать данные о приеме пищи, приеме лекарств, проведении контрольных осмотров состояния здоровья, а также общем состоянии здоровья и уровне физической нагрузки пациента. Глюкометр 200 может также содержать дисплей 204, который можно использовать для отображения измеренных уровней глюкозы и для облегчения ввода информации, относящейся к повседневному образу жизни пациента.
Глюкометр 200 может также содержать первое средство ввода интерфейса пользователя 206, второе средство ввода интерфейса пользователя 210 и третье средство ввода интерфейса пользователя 214. Средства ввода интерфейса пользователя 206, 210 и 214 облегчают ввод и анализ данных, которые хранятся в измерительном устройстве, позволяя пользователю перемещаться в интерфейсе пользователя, который отражается на дисплее 204. Средства ввода интерфейса пользователя 206, 210 и 214 содержат первую маркировку 208, вторую маркировку 212 и третью маркировку 216, которые помогают приводить в соответствие данные, которые вводит пациент, с знаками на дисплее 204.
Измеритель 200 может быть включен, когда биосенсор 100 (или его варианты) вставляют в коннектор порта полоски 220, нажатием и удерживанием в течении короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206 или при выявлении передачи данных через порт обмена данными 218. Измерительный прибор 200 может быть выключен, когда тест-полоску 100 (или ее варианты) вынимают, нажатием и удерживанием в течение короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206, нахождением и выбором опции выключения в главном меню экрана, или если ни одну кнопку не нажимать в течение предопределенного промежутка времени. Дисплей 104 может необязательно включать в себя фоновую подсветку.
В одном варианте осуществления глюкометр 200 может быть конфигурирован для того, чтобы не получать входные калибровочные данные, например, от любого внешнего источника при переходе от одной партии тест-полосок на другую партию тест-полосок. Таким образом, в одном возможном варианте осуществления настоящего изобретения, измеритель может быть конфигурирован для того, чтобы не получать входные калибровочные данные от внешних источников, таких как интерфейс пользователя (например, средства 206, 210, 214), вставленной тест-полоски, отдельной кодирующей клавиши или кодирующей полоски, порта обмена данными 218. Необходимость в таких входных калибровочных данных отсутствует тогда, когда все партии биосенсоров обладают по существу одинаковыми калибровочными характеристиками. Входные калибровочные данные могут состоять из набора значений, приписанных конкретной партии биосенсоров. Например, ввод калибровочной информации может содержать наклон партии и значение обрывания для конкретной партии тест-полосок. Калибровочная информация, такая как наклон партии и значение обрывания, может быть предварительно задана в измерителе, как описано ниже.
На фигуре 2A показана возможная внутренняя компоновка глюкометра 200. Глюкометр 200 может содержать процессор 300, который в некоторых описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления представляет собой 32-битный RISC-микроконтроллер. В предпочтительных описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления процессор 300 предпочтительно выбирается из семейства микроконтроллеров со сверхнизким энергопотреблением типа MSP 430 производства компании "Texas Instruments", г. Даллас, штат Техас. Процессор может быть двусторонне подключен с помощью портов ввода/вывода 314 к запоминающему устройству 302, которое в некоторых описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления представляет собой электронно-перепрограммируемое ПЗУ. Порт обмена данными 218, средства ввода пользовательского интерфейса 206, 210 и 214, а также драйвер дисплея 320 также подключены к процессору 300 посредством портов ввода/вывода 214. Порт обмена данными 218 может подключаться к процессору 300, позволяя, таким образом, передавать данные между запоминающим устройством 302 и внешним устройством, таким как персональный компьютер. Средства ввода пользовательского интерфейса 206, 210 и 214 непосредственно подключены к процессору 300. Процессор 300 управляет дисплеем 204 с помощью драйвера дисплея 320. При производстве глюкометра 200 в запоминающее устройство 302 может быть предварительно загружена калибровочная информация, такая как наклон партии и значения отрезка, отсекаемого на оси Y для партии. Предварительно загруженная калибровочная информация может быть доступна для процессора 300 и использована процессором 300 после получения подходящего сигнала (например, токового) от полоски через коннектор порта полоски 220 с тем, чтобы рассчитать соответствующий уровень аналита (например, концентрацию глюкозы в крови), используя сигнал и калибровочную информацию без ввода калибровочной информации от какого-либо внешнего источника.
В описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления глюкометр 200 может содержать Специализированную интегральную микросхему (СИМС) 304 с тем, чтобы обеспечить электронную схему, используемую в измерении уровня глюкозы в крови, которая применяется для тест-полоски 100 (или ее вариантов), вставленной в коннектор порта полоски 220. Аналоговые напряжения могут подаваться к и от СИМС 304 посредством аналогового интерфейса 306. Аналоговые сигналы от аналогового интерфейса 306 могут быть преобразованы в цифровые сигналы преобразователем аналогового сигнала в цифровой 316. Процессор 300 к тому же содержит ядро 308, ПЗУ 310 (содержащее машинный код), ОЗУ 312 и часы 318. В одном варианте осуществления процессор 300 конфигурирован (или запрограммирован) на блокировку всех средств ввода пользовательского интерфейса, кроме разового ввода по результатам отображения значения аналита блоком дисплея, такого как, например во время периода после измерения аналита. В альтернативном варианте осуществления процессор 300 конфигурирован (или запрограммирован) на игнорирование ввода информации всеми средствами ввода пользовательского интерфейса, кроме разового ввода по результатам отображения значения аналита блоком дисплея. Подробное описание и иллюстрации глюкометра 200 представлены в Публикации Международной заявки на патент №. WO2006070200, которая включена в данную заявку путем упоминания, как если бы она была полностью изложена в этом документе.
Как показано на фигурах 1В и 2С-2G предусмотрен другой вариант портативного контрольно-измерительного прибора 200. Данная версия измерительного прибора 200 содержит дисплей 102, множество кнопок интерфейса пользователя 104, разъем порта для полоски 106, USB-интерфейс 108 и корпус. Как, в частности, представлено на фигурах 1B и 2C, ручной диагностический прибор 200 также включает в себя узел микроконтроллера 112, узел для измерения физической характеристики 114, узел управления дисплеем 116, узел памяти 118 и другие электронные компоненты (не показаны) для приложения диагностического напряжения к биосенсору, а также для измерения электрохимического отклика (например, совокупности значений диагностического тока) и определения определяемого вещества на основе электрохимического отклика. Для упрощения настоящего описания на фигурах показаны не все такие электронные схемы.
Дисплей 102 может представлять собой, например, жидкокристаллический дисплей или бистабильный дисплей, выполненный с возможностью отображения экранного изображения. Пример экранного изображения может включать концентрацию глюкозы, дату и время, сообщение об ошибке, а также интерфейс пользователя с инструкциями для конечного пользователя по выполнению теста.
Разъем порта для полоски 106 выполнен с возможностью функционального сопряжения с биосенсором 100, таким как электрохимический биосенсор, предназначенный для определения концентрации глюкозы в пробе цельной крови. Таким образом, биосенсор предназначен для рабочего ввода в разъем порта для полоски 106 и функционального взаимодействия с узлом измерения гематокрита с фазовым смещением 114 при помощи, например, подходящих электрических контактов.
USB-интерфейс 108 может представлять собой любой соответствующий интерфейс, известный специалисту в данной области. USB-интерфейс 108 является, по существу, пассивным компонентом, выполненным с возможностью подачи питания и использования в качестве линии передачи данных на ручной диагностический прибор 200.
После сопряжения биосенсора с ручным диагностическим прибором 200 или перед этим в камеру для приема образца биосенсора подается проба физиологической жидкости (например, проба цельной крови). Биосенсор может включать в себя ферментативные реагенты, избирательно и количественно преобразующие аналит в другую предварительно заданную химическую форму. Например, биосенсор может включать ферментативный реагент с феррицианидом и глюкозооксидазой таким образом, чтобы физически преобразовать глюкозу в окисленную форму.
Блок памяти 118 ручного диагностического прибора 200 включает в себя соответствующий алгоритм и может быть настроен наравне с узлом микроконтроллера 112 для определения определяемого вещества на основе электрохимического отклика биосенсора и гематокрита из представленной образца. Например, гематокрит может использоваться для определения определяемого вещества глюкозы в крови для компенсирования воздействия гематокрита на определение концентраций глюкозы в крови электрохимическим способом.
Узел микроконтроллера 112 помещен в корпус; он может состоять из соответствующего микроконтроллера или микропроцессора, известных специалистам в данной области. Соответствующие микроконтроллеры, изготовленные компанией Texas Instruments, Даллас, Техас, США, имеются в продаже с номером детали MSP430F5138. Такой микроконтроллер может генерировать прямоугольный сигнал частотой от 25 до 250 кГц и волну со сдвигом по фазе 90 градусов такой же частоты, при этом функционируя как s-блок генерации сигналов, который будет описан далее. MSP430F5138 также имеет аналогово-цифровой преобразователь (АЦП) с технологическими возможностями, пригодными для измерения напряжения, создаваемого блоком для измерения гематокрита на основании фазового смещения, который используется для осуществления настоящего описания изобретения.
Как, в частности, показано на ФИГ. 2D, узел измерения гематокрита с фазовым смещением 114 включает в себя подузлы генерации сигналов 120, фильтра низких частот 122, взаимодействия биосенсора с ячейкой образца 124, добавочный узел калибровочной нагрузки 126 (в области, ограниченной пунктирной линией на ФИГ. 2D), подузел усилителя напряжения 128 и подузел фазового детектора 130.
Как описано выше, узел измерения гематокрита с фазовым смещением 114 и узел микроконтроллера 112 предназначены для измерения смещения фазы в пробе физиологической жидкости в измерительной ячейке биосенсора, помещенного в ручной диагностический прибор при помощи, например, измерения смещения фазы одной или нескольких высокочастотных электрических сигналов, проводимых через физиологическую жидкость. Вместе с тем узел микроконтроллера 112 предназначен для измерения гематокрита в физиологической жидкости на основании фазового смещения. Микроконтроллер 112 может измерять гематокрит при помощи, например, АЦП, который измеряет напряжение, получаемое от подузла фазового детектора, преобразовывает потенциалы в фазовое смещение и затем использует соответствующий алгоритм или таблицу преобразования для перевода фазового смещения в значения для гематокрита. Зная эту информацию, компетентный специалист поймет, что подобный алгоритм или таблица преобразования сформированы с учетом различных факторов, таких как геометрия полоски (включая площадь электрода и объем камеры для проб) и частота сигнала.
Было определено, что существует связь между реактивностью образца цельной крови и гематокритом из этой образца. Электрическое моделирование образца биологической текучей среды (т. е. образца цельной крови) параллельно включенными емкостными и резистивными компонентами показывает, что при пропускании сигнала переменного тока через образец биологической текучей среды фазовый сдвиг сигнала переменного тока будет зависеть как от частоты напряжения переменного тока, так и от уровня гематокрита в образце. Кроме того, моделирование указывает на то, что гематокрит оказывает относительно меньшее воздействие на смещение фазы, когда частота сигнала находится в диапазоне приблизительно от 10 до 25 кГц, и наибольшее воздействие, когда частота сигнала оказывается в диапазоне приблизительно от 250 до 500 кГц. Таким образом, гематокрит в пробе физиологической жидкости может измеряться, например, при помощи СПТ- сигналов известной частоты, пропускаемых через пробу физиологической жидкости, по величине их фазового смещения. Например, фазовое смещение сигнала с частотой в диапазоне от 10 до 25 кГц может использоваться как эталонное при измерении гематокрита, в то время как фазовое смещение сигнала с частотой в диапазоне от 250 до 500 кГц может использоваться в качестве основного измерения.
Как, в частности, представлено на ФИГ.. 2C-2G, в качестве подузла генерации сигналов 120 может выступать любой соответствующий блок генерации сигналов, который настроен на генерирование прямоугольного колебания (от 0 В до Встанд.) желаемой частоты. При необходимости такой подблок генерации сигнала можно интегрировать в блок микроконтроллера 112.
Сигнал 120, преобразованный при помощи подузла генерации сигналов, взаимодействует с подузлом двойного фильтра низких частот 122, который предназначен для преобразования сигнала прямоугольного колебания в сигнал синусоидального колебания заранее заданной частоты. Двойной ФНЧ на ФИГ. 2E настроен таким образом, чтобы определять как сигнал первой частоты (это частота в диапазоне от 10 до 25 кГц), так и сигнал второй частоты (это частота в диапазоне от 250 до 500 кГц) подаваемого на поверхность контакта подузла ячейки образца и биосенсора и в камеру образца биосенсора (также называемой измерительной ячейкой HCT (для гематокрита)). Выбор первой и второй частоты выполняется при помощи ключа IC7, как показано на ФИГ. 2E. Двойной ФНЧ на ФИГ. 2E включает в себя применение подходящих операционных усилителей (IC4 и IC5), таких как операционный усилитель, доступный в продаже от компании Texas Instruments, г. Даллас, штат Техас, как высокоскоростной операционный усилитель КМОП-типа с обратной связью по напряжению, номер по каталогу OPA354.
Как представлено на ФИГ. 2E, F-DRV представляет собой входной прямоугольный сигнал низкой или высокой частоты (например, 25 кГц или 250 кГц), который соединен как с IC4, так и с IC5. Сигнал Fi-ВЫС./НИЗ. (с микроконтроллера) выбирает выходной сигнал с подузла двойного фильтра низких частот 122 при помощи модулятора IC7. C5 на ФИГ. 2E настроена таким образом, чтобы блокировать рабочее напряжение на подузле двойного фильтра низких частот 122 от измерительной ячейки HCT.
Несмотря на то что на ФИГ. 2E изображен определенный двойной ФНЧ, в качестве подузла двойного фильтра низких частот 122 может выступать любой соответствующий требованиям подузел фильтра низких частот, известный компетентным в данной области специалистам, включая, например, соответствующий фильтр низких частот с многоконтурной обратной связью или фильтр низких частот Саллена-Кея.
Синусоидальное колебание, производимое подузлом фильтра низких частот 122, передается на подузел контакта биосенсора и ячейки образца 124, где оно поступает на измерительную ячейку биосенсора (также называемую измерительной ячейкой гематокрита). В качестве узла взаимодействия биосенсора с ячейкой образца 124 может выступать любой соответствующий узел с ячейкой образца, имеющей поверхность взаимодействия, например узел с контактной поверхностью, предназначенный для рабочего взаимодействия с измерительной ячейкой биосенсора при помощи первого и второго электродов биосенсора, помещенных в измерительную ячейку. При такой конфигурации сигнал поступает в измерительную ячейку (из подузла фильтра низких частот) через первый электрод и снимается с измерительной ячейки (при помощи подузла усилителя напряжения) через второй электрод, как изображено на ФИГ. 2G.
Ток, создающийся сигналом, проходящим через измерительную ячейку, перехватывается подузлом усилителя напряжения 128 и преобразуется в сигнал напряжения для передачи на подузел фазового детектора 130.
В качестве подузла усилителя напряжения 128 может выступать любой соответствующий подузел усилителя напряжения, известный специалисту, компетентному в данной области. ФИГ. 2F представляет собой упрощенную блок-схему одного из таких подузлов усилителя напряжения (основанных на использовании двух рабочих усилителей OPA354: IC3 и IC9) с примечаниями. Первая ступень подузла усилителя напряжения с токовым управлением (TIA) 128 работает, например, с напряжением 400 мВ, что ограничивает амплитуду переменного тока до +/-400 мВ. Вторая ступень подузла TIA 128 работает на Vстанд./2, это конфигурация, которая позволяет генерировать выходной сигнал во всем диапазоне аналогово-цифровых входных сигналов микроконтроллера. C9 подузла TIA 128 выступает в качестве блокирующего элемента, который позволяет проходить лишь сигналам переменного тока от синусоидальных колебаний.
В качестве подузла фазового детектора 130 может выступать любой соответствующий подузел фазового детектора, который может вырабатывать как цифровую частоту, которую может считать блок микроконтроллера 112 с использованием функции перехвата, так и аналоговое напряжение, которое может считать блок микроконтроллера 112 с помощью аналого-цифрового преобразователя. На ФИГ. 2G изображена схема, на которой находятся два подузла фазовых детекторов, а именно фазовый детектор XOR (в верхней части на ФИГ. 2G, включает в себя IC22 и IC23) и фазовый детектор Quadrature DEMUX (в нижней части ФИГ. 2G, включает в себя IC12 и IC13).
На ФИГ. 2G также изображена установка подузла калибровочной нагрузки 126, которая включает в себя модулятор (IC16) и имитацию нагрузки R7 и C6. Установка подузла калибровочной нагрузки 126 предназначена для динамического измерения фазового сдвига относительно известного нулевого фазового смещения, вырабатываемого резистором R7, таким образом обеспечивается сдвиг фазы для использования при калибровке. C6 предназначен для усиления предварительно заданного незначительного фазового смещения, например для компенсирования фазовых задержек, причиной которых явилась паразитная емкость в трассах прохождения сигналов на пути к измерительной ячейке или для фазовых задержек в электрических контурах (ФНЧ и TIA).
Контур фазового детектора Quadrature DEMUX на ФИГ. 2G включает в себя два раздела: один раздел для резистивной части входящего сигнала переменного тока, другой для реактивной части входящего сигнала переменного тока. Использование этих двух разделов позволяет одновременно измерять как резистивную, так и реактивную часть сигнала переменного тока в диапазоне измерений от 0 до 360 градусов. Контур детектора Quadrature DEMUX на ФИГ. 2G генерирует два раздельных напряжения на выходе. Один из видов напряжения на выходе представляет собой «синфазное измерение» и пропорционален резистивной составляющей сигнала переменного тока. Другой вид напряжения на выходе представляет собой «квадратурное измерение» и пропорционален реактивной составляющей сигнала переменного тока. Фазовый сдвиг вычисляют следующим образом:
Φ=tan-1(VКВАДР. ФАЗ./VСИН. ФАЗ.)
Контур такого фазового детектора, как Quadrature DEMUX, также может измерять комплексное сопротивление (импеданс) физиологической жидкости в измерительной ячейке. Гипотетически (необязательно) импеданс может быть использован наравне с фазовым смещением или по отдельности для определения гематокрита в физиологической пробе. Амплитуду сигнала, пропущенного через измерительную ячейку, можно вычислить с помощью двух выходных напряжений контура детектора Quadrature DEMUX следующим образом:
Амплитуда=SQR ((VКВАДР. ФАЗА)2+(VСИНФАЗА)2)
Для определения комплексного сопротивления эту амплитуду затем сравнивают с измеренной амплитудой имеющегося резистора стандартного блока нагружения 126.
Диапазон измерения у части фазового детектора XOR от 0° до 180° или наоборот, диапазон измерений от -90° до +90° зависит от того, синфазен ли «входной сигнал с прямоугольной формой волны по сравнению с μC» синусоидальному колебанию или имеет сдвиг по фазе на 90 °. Фазовый детектор XOR вырабатывает выходную частоту, которая всегда вдвое выше частоты входного сигнала, однако его скважность может изменяться. Если оба входных сигнала совершенно синфазны, то выходной сигнал считается НИЗКИМ. Если оба входа смещены на 180°, то уровень на выходе будет ВЫСОКИМ. Путем интегрирования выходного сигнала, например при помощи простого элемента RC, напряжение можно преобразовывать, и оно будет прямо пропорционально фазовому смещению между двумя входными сигналами.
Согласно настоящему описанию специалисту будет понятно, что подузел фазового детектора, используемый для осуществления настоящего описания изобретения, может принимать любую подходящую форму и включать, например, формы, которые используют технику перехвата фронта импульса, технику XOR и технику синхронного детектирования.
Так как подузел фильтра низких частот 122, подузел усилителя напряжения 128 и подузел фазового детектора 130 могут передавать остаточное фазовое смещение в блок для измерения гематокрита по фазовому смещению 114, стандартный узел калибровочной нагрузки 126 может быть опционально включен в узел для измерения гематокрита методом фазового смещения. Стандартный узел калибровочной нагрузки 126 настроен таким образом, чтобы нагрузка имела резистивный характер (например, нагрузка 33 кОм), поэтому он не вызывает смещения фазы между напряжением возбуждения и вырабатываемым током. Стандартный узел калибровочной нагрузки 126 настроен таким образом, чтобы при подключении к контуру показывать «нулевое» значение при калибровке. Откалиброванный ручной диагностический прибор может измерять фазовое смещение проб физиологической жидкости при помощи вычитания «нулевого» значения, чтобы высчитать скорректированное фазовое смещение и в дальнейшем рассчитать физическую характеристику в пробе на основании скорректированного фазового смещения.
На фигуре 3А(1) представлен вид в перспективе с пространственным разделением компонентов примерной тест-полоски 100, которая может включать в себя семь слоев, нанесенных на подложку 5. Семь слоев, нанесенных на подложку 5, могут включать первый проводящий слой 50 (который может также называться электродным слоем 50), изолирующий слой 16, два накладывающихся слоя реактива 22a и 22b, адгезивный слой 60, который содержит адгезивные участки 24, 26 и 28, гидрофильный слой 70 и верхний слой 80, образующий покрытие 94 для тестовой полоски 100. Тест-полоску 100 можно изготавливать в несколько этапов с последовательным нанесением на подложку 5 проводящего слоя 50, изолирующего слоя 16, слоев реактива 22 и адгезивного слоя 60 при помощи, например, способа трафаретной печати. Заметьте, что электроды 10, 12 и 14 расположены так, чтобы контактировать со слоем реактивов 22a и 22b, в то время как электроды 19a и 20a, замеряющие физические характеристики, расположены отдельно и не контактируют со слоем реактива 22. Гидрофильный слой 70 и верхний слой 80 могут быть нанесены из рулона путем ламинирования на подложку 5 с образованием единого ламината или отдельных слоев. Тестовая полоска 100 имеет дистальный участок 3 и проксимальный участок 4 показанные на фигуре 3A(1).
Тест-полоска 100 может включать в себя камеру для приема образца 92, через которую можно втянуть или нанести образец физиологической текучей среды 95 (фигура 3A(2)). Пробой физиологической жидкости может быть кровь. Отсек для размещения пробы 92 может иметь входное отверстие в проксимальной части и выходное отверстие в боковых кромках тест-полоски 100, как показано на фигуре 3А(1). Образец текучей среды 95 можно нанести на входное отверстие вдоль оси L-L (фигура 3A(2)) для заполнения камеры для приема образца 92 таким образом, чтобы можно было измерить уровень глюкозы. Все боковые кромки первой адгезивной площадки 24 и второй адгезивной площадки 26, расположенные рядом со слоем реактива 22, определяют стенку отсека для размещения образца, как показано на фигуре 3А(1). Нижняя часть, или «пол», отсека для размещения образца 92 может включать в себя часть подложки 5, проводящего слоя 50 и изолирующего слоя 16, как показано на фигуре 3А(1). Верхняя часть, или «крыша», отсека для размещения образца 92 может включать дистальную гидрофильную часть 32, как показано на фигуре 3А(1). В тест-полоске 100, как показано на фигуре 3A(1), подложка 5 может быть использована в качестве основы для поддержки последующих слоев. Подложка 5 может быть выполнена в виде листа полиэфира, такого как материал полиэтилентетрафталат (ПЭТФ) (Hostaphan PET, поставляемый компанией «Mitsubishi»). Подложка 5 может быть представлена в виде рулона номинальной толщиной 350 микрон, шириной 370 миллиметров и длиной приблизительно 60 метров.
Проводящий слой необходим для формирования электродов, которые можно использовать для электрохимического измерения содержания глюкозы. Первый проводящий слой 50 может быть изготовлен из графитовой краски, нанесенной на подложку 5 способом трафаретной печати. В процессе трафаретной печати графитовую краску наносят на трафарет, а затем переносят ее через трафарет при помощи валика. Нанесенную таким образом графитовую краску можно высушить горячим воздухом при температуре приблизительно 140ºC. В состав графитовой краски может входить смола VAGH, газовая сажа, графит (KS15) и один или несколько растворителей для смеси смолы, сажи и графита. Более конкретно, графитовая краска может содержать смешанную в соответствующей пропорции газовую сажу: смола VAGH примерно 2.90:1 и пропорция графита: газовой сажи около 2,62:1 в составе графитовой краски.
В тест-полоске 100, как показано на фигуре 3А(1), первый проводящий слой 50 может включать в себя стандартный электрод 10, первый рабочий электрод 12, второй рабочий электрод 14, третий и четвертый электроды, замеряющие физические характеристики 19а и 19b, первую контактную площадку 13, вторую контактную площадку 15, контрольную контактную площадку 11, дорожку первого рабочего электрода 8, дорожку второго рабочего электрода 9, дорожку стандартного электрода 7 и детекторную полоску 17. Электроды 19a и 20a, замеряющие физические характеристики, имеют соответствующие токопроводящие дорожки 19b и 20b. Проводящий слой может быть образован из графитовой краски. Первая контактная площадка 13, вторая контактная площадка 15 и контрольная контактная площадка 11 могут быть выполнены с возможностью электрического соединения с прибором для измерения. Дорожка первого рабочего электрода 8 обеспечивает электрически непрерывный путь от первого рабочего электрода 12 к первой контактной площадке 13. Аналогичным образом дорожка второго рабочего электрода 9 обеспечивает электрически непрерывный путь от второго рабочего электрода 14 ко второй контактной площадке 15. Аналогичным образом, дорожка стандартного электрода 7 обеспечивает электрически непрерывный путь от стандартного электрода 10 до контрольной контактной площадки 11. Детекторная полоска 17 имеет электрическое соединение с контрольной контактной площадкой 11. Токопроводящие дорожки третьего и четвертого электродов 19b и 20b соединены с соответствующими электродами 19a и 20a. Глюкометр в состоянии определять правильность установки тест-полоски 100, измеряя неразрывность цепи между контрольной контактной площадкой 11 и детекторной полоской 17, как показано на фигуре 3А(1).
Варианты тест-полоски 100 (фигуры 3A(1), 3A(2), 3A(3) или 3A(4)) показаны на фигурах 3B-3F. Вкратце, в отношении вариантов тест-полоски 100 (примеры которых показаны на фигурах 3A(2), 3A(2)), данные тест-полоски включают в себя слой ферментативного реагента, нанесенный на рабочий электрод, профилированный разделительный слой, нанесенный поверх первого профилированного проводящего слоя и выполненный с возможностью создать камеру для приема образца в биосенсоре, и второй профилированный проводящий слой, нанесенный поверх первого профилированного проводящего слоя. Второй электропроводящий слой особой формы включает первый и второй электроды для определения фазового сдвига. Кроме того, первый и второй электроды для измерения фазового сдвига располагаются в камере образца и предназначены для измерения, совместно с ручным тестером, фазового сдвига электрического сигнала, пропущенного через образец физиологической жидкости человека, введенный в камеру образца при использовании биосенсора. Такие электроды для измерения фазового сдвига называются в данном документе электродами для измерения фазового сдвига в физиологических жидкостях. Биосенсоры для различных вариантов осуществления изобретения, описанные в данном документе, как предполагается, имеют преимущество в том, что, например, первый и второй электроды для измерения фазового сдвига расположены над рабочим и стандартным электродами, тем самым позволяя иметь камеру для образца с выгодно малым объемом. Напротив, конфигурация, при которой первый и второй электроды для измерения фазового сдвига расположены в одной плоскости в рабочим и стандартным электродами, требует большего количества физиологической жидкости и большей по размеру камеры образца, чтобы проба физиологической жидкости закрывала как первый и второй электроды для измерения фазового сдвига, так и рабочий электрод со стандартным.
В варианте осуществления, представленном На фигуре 3A(2), который является вариантом тестовой полоски, показанной На фигуре 3A(1), дополнительный электрод 10a является продолжением любого из совокупности электродов 19a, 20a, 14, 12 и 10. Необходимо отметить, что встроенный экранированный или заземленный электрод 10a используется для уменьшения или устранения любой емкостной связи между пальцем или телом пользователя и электродами, замеряющими характеристики 19a и 20a. Заземленный электрод 10a направляет емкостную связь прочь от чувствительных электродов 19a и 20a. Для осуществления этого заземленный электрод 10a может быть соединен с любым другим из пяти электродов или с собственной контактной площадкой (и токопроводящей дорожкой) для заземления измерительного прибора вместо одного и более контактных площадок 15, 17, 13 через соответствующие токопроводящие дорожки 7, 8 и 9. В предпочтительном варианте осуществления заземленный электрод 10a соединен с одним из трех электродов, на которых нанесен реактив 22. В наиболее предпочтительном варианте осуществления заземленный электрод 10a соединен с электродом 10. Наличие заземленного электрода позволяет соединить его со стандартным электродом (10), избегая тем самым воздействия дополнительных токов на работу электродов. Эти токи могут приходить от воздействующих соединений в образце. Кроме того, считается, что соединение экранирующего или заземляющего электрода 10a с электродом 10 эффективно увеличивает размер противоэлектрода 10, что может стать ограничивающим фактором, особенно при больших сигналах. В варианте осуществления, представленном на фигуре 3A(2), расположение реактива организовано таким образом, что он не контактирует с электродами 19a и 20a. В качестве альтернативы, в варианте осуществления, представленном на фигуре 3A(3), расположение реактива 22 организовано таким образом, что он контактирует, по меньшей мере, с одним из чувствительных электродов 19a и 20a.
В альтернативной версии тест-полоски 100, представленной На фигуре 3A(4), верхний слой 38, слой гидрофильной пленки 34 и разделительный слой 29 были соединены вместе для образования интегрированного блока для соединения с подложкой 5 со слоем реактива 22’, расположенному проксимально по отношению к слою изоляции 16’.
В варианте осуществления, показанном на фигуре 3B, электроды для измерения концентрации аналита 10, 12, и 14 расположены в по существу такой же конфигурации, как показано на фигурах 3A(1), 3A(2) или 3A(3). Однако электроды 19a и 20a для определения физической характеристики (например, гематокрита) расположены в разнесенной конфигурации, в которой один электрод 19a находится в непосредственной близости от входа 92a в испытательную камеру 92 и другой электрод 20a находится с противоположной стороны испытательной камеры 92. Электроды 10, 12 и 14 расположены таким образом, чтобы контактировать со слоем реагента 22.
На фигурах 3C, 3D, 3E и 3F электроды для определения физической характеристики (например, гематокрита) 19a и 20a расположены смежно друг с другом и могут находиться с противоположной стороны 92b от входа 92a в испытательную камеру 92 (чертежи 3C и 3D) или смежно со входом 92a (чертежи 3E и 3F). Во всех этих вариантах осуществления изобретения электроды для детектирования физических характеристик располагаются на некотором расстоянии от слоя реагента 22, чтобы на эти электроды для определения физических характеристик не оказывала влияние электрохимическая реакция реагента в присутствии образца жидкости (например, крови или интерстициальной жидкости), содержащей глюкозу.
В различных вариантах осуществления биосенсора выполняются два измерения параметров образца жидкости, помещенной на биосенсор. Одно измерение - это расчет концентрации аналита (например, глюкозы) в образце жидкости, в то время как другое измерение - это определение физической характеристики (например, гематокрита) в том же образце. Измерение физической характеристики (например, гематокрита) используется для модификации или корректировки измерения глюкозы, устраняя или снижая воздействие эритроцитов на измерение глюкозы. Оба измерения (глюкозы и гематокрита) могут быть выполнены последовательно, одновременно или могут перекрываться во времени. Например, измерение глюкозы может быть выполнено в первую очередь, а затем измерение физической характеристики (например, гематокрита); измерение физической характеристики (например, гематокрита) проводится в первую очередь, затем измерение глюкозы; оба измерения одновременно; или продолжительность одного измерения может накладываться на продолжительность другого измерения. Каждое из измерений подробно описано ниже со ссылкой на чертежи 4A, 4B и 5.
Фигура 4A представляет собой пример схемы того, как тестовый сигнал подается на тестовую полоску 100 и ее варианты, приведенные на фигуре 3A-3T. Перед тем как нанести пробу биологической жидкости на тест-полоску 100 (или на ее варианты), испытательный измерительный прибор 200 переводится в режим определения жидкости, в котором первый тестовый сигнал напряжением приблизительно 400 мВ подается между вторым рабочим электродом и стандартным электродом. Второй тестовый сигнал напряжением приблизительно 400 желательно подать одновременно между первым рабочим электродом (например, электродом 12 полоски 100) и стандартным электродом (например, электродом 10 полоски 100). Как вариант, второй тестовый сигнал может быть подан одновременно, чтобы временной интервал применения первого тестового сигнала накладывался на временной интервал подачи второго тестового сигнала. Глюкометр может находиться в режиме определения текучей среды в течение интервала времени определения текучей среды T FD до определения физиологической текучей среды в начальный момент времени, равный нулю. В режиме обнаружения текучей среды испытательный прибор для измерения 200 определяет, когда текучую среду наносят на тест-полоску 100 (или ее варианты) таким образом, что текучая среда смачивает либо первый рабочий электрод 12, либо второй рабочий электрод 14 (или оба рабочих электрода) относительно контрольного электрода 10. После определения с помощью испытательного прибора для измерения 200 нанесения физиологической текучей среды, например, по значительному увеличению измеренного тестового тока на одном или обоих из первого рабочего электрода 12 и второго рабочего электрода 14, испытательный прибор для измерения 200 устанавливает второй нулевой маркер в нулевое время 0 и запускает отсчет интервала времени тестирования T S . Измерительный прибор 200 может определять выходной импульсный сигнал тока с любой подходящей частотой, например, каждую миллисекунду или каждые 100 миллисекунд. По завершении тестового временного интервала T S тестовый сигнал снимается. Для простоты на фигуре 4A показан только первый тестовый сигнал, подаваемый на тестовую полоску 100 (или ее варианты).
Далее описывается, как определяется концентрация растворенного определяемого вещества (например глюкозы) на основании текущих значений сигнала (например, измеренных значений отклика по сигналу в наноамперах в зависимости от времени), которые измеряются, когда тестовое напряжение, показанное на фигуре 4А, прикладывается к тестовой полоске 100 (или к ее вариантам).
На фигуре 4А первое и второе тестовое напряжение. приложенные к тестовой полоске 100 (или к ее вариантам, описанным в данном документе), как правило, составляет от +100 милливольт до +600 милливольт приблизительно В одном варианте осуществления, когда электроды включают графитовую краску и ион-посредник представляет собой феррицианид, тестовое напряжение составляет приблизительно +400 мВ. Специалисты в данной области техники знают, что другие ионы-посредники и другие материалы электродов потребуют других значений напряжения. Продолжительность приложения тестовых напряжений по существу составляет от приблизительно 1 до приблизительно 5 секунд после периода реакции, как правило, приблизительно 3 секунды после периода реакции. Как правило, типичное время тестовой последовательности T S измеряется относительно времени t 0 . Пока напряжение 401 поддерживается, как показано на фигуре 4A, в течение времени T S , генерируются выходные сигналы, показанные на фигуре 4B, с импульсом тока 702 для первого рабочего электрода 12. генерация которого начинается в «момент ноль», и точно так же импульс тока 704 для второго рабочего электрода 14 генерируется относительно «момента ноль». Следует отметить, что, хотя сигнальные импульсы 702 и 704 были помещены в одну и ту же справочную или эталонную точку нуля с целью разъяснения процесса, в физическом смысле есть небольшая разница во времени между двумя сигналами из-за наличия тока жидкости между камерами в направлении каждого из рабочих электродов 12 и 14 вдоль оси L-L. Однако считывание и конфигурирование импульсов тока в микроконтроллере организованы так, чтобы они имели одно и то же время начала импульса. На фигуре 4B токовые импульсы накапливаются и достигают пика вблизи временной отметки Tp, после чего ток медленно спадает до достижения приблизительно 2,5 или 5 секунд после «нулевого момента». В точке 706, примерно через 5 секунд, выходные сигналы с каждого из рабочих электродов 12 и 14 могут быть измерены и сложены друг с другом. В качестве другого варианта сигнал только от одного из рабочих электродов 12 и 14 может быть удвоен.
Как показано на фигуре 2B, система снимает сигнал для измерения или считывания выходных сигналов I E по меньшей мере с одного из рабочих электродов (12 и 14) в любой из совокупности моментов или точек времени T1, T2, T3, …. TN. Как видно На фигуре 4B, время может быть представлено любой временной точкой или промежутком во время тестовой последовательности TS. Например, момент времени, в который измеряется выходной сигнал, может представлять собой один момент времени T1,5 на 1,5 секунды или интервал 708 (например, интервал ~10 миллисекунд или более в зависимости от частоты получения выборок системы), перекрывающийся с моментом времени T2,8 в непосредственной близости от 2,8 секунды.
Зная параметры биосенсора (например, отрезка, отсекаемого на оси Y и угла наклона калибровочной прямой) для данной партии тестовых полосок 100 и ее вариаций, можно рассчитать концентрацию определяемого вещества (например, глюкозы). Выходные промежуточные сигналы 702 и 704 могут быть замерены для получения сигналов IE (путем суммирования силы каждого тока IWE1 и IWE2 или удвоения одного из IWE1 или IWE2) в различных временных точках во время проведения тестовой последовательности. Зная калибровочный код смещения партии и наклон конкретной тест-полоски 100, аналита, (например, глюкозы), можно вычислить концентрацию глюкозы.
«Отрезок на оси Y» и «Наклон» - величины, получаемые измерением калибровочных данных партии биосенсоров. Обычно из партии произвольным способом отбирают приблизительно 1500 биосенсоров. Физиологическая жидкость (например, кровь), взятая от доноров, насыщается определяемым веществом до различных концентраций. Как правило, используется шесть разных концентраций глюкозы. Обычно кровь 12 различных доноров насыщают аналитом так, чтобы получились все шесть уровней. На восемь биосенсоров (или полосок по данному изобретению) наносят кровь одних и тех же доноров с одними и теми же уровнями, таким образом для партии проводят 12×6×8=576 тестов. Результаты этих тестов сравнивают с фактическими уровнями аналитов (например, концентрация глюкозы в крови), измеряя их с использованием стандартного лабораторного анализатора, такого как инструмент Yellow Springs Instrument (YSI). Строят график зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI) и по способу наименьших квадратов проводят подгонку графика по формуле y=mx+c, чтобы получить значение угла наклона калибровочной прямой для «m» и отсекаемого по оси Y отрезка «c» для остальных полосок из набора или партии. Заявители также представили методы и системы, в которых показатель наклона партии определяется во время расчета концентрации аналита. В силу вышесказанного «Наклон калибровочной прямой для партии» или «Наклон» может быть определен как измеренный или полученный угол наклона прямой, наиболее соответствующей графику зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI). В силу вышесказанного «Отрезок на оси Y для калибровочной прямой партии» или «отрезок на оси Y» может быть определен как точка, в которой прямая, наиболее соответствующая графику зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI), пересекается с осью у.
Здесь стоит отметить, что различные компоненты, системы и процедуры, описанные ранее, позволяют заявителю обеспечить такую систему определения аналита, которой до сих пор не существовало в данной области техники. В частности, эта система включает биосенсор, который имеет подложку с совокупностью электродов, соединенных с соответствующими электродными разъемами. Система дополнительно содержит измерительный прибор для определения концентрации аналита 200, состоящий из корпуса, разъема порта для тест-полоски, выполненного с возможностью соединения с соответствующими разъемами тест-полоски и микроконтроллера 300, изображенных на фигуре 2В. Микроконтроллер 300 осуществляет электрическое соединение с разъемом порта тестовой полоски 220, что позволяет подавать на нее электрические сигналы или считывать их через совокупность электродов.
Как показано на фигуре 2B, детали предпочтительного варианта осуществления измерительного устройства 200 с одними и теми же цифровыми обозначениями на рис. 2A и 2B имеют одно и то же описание. На фигуре 2B разъем порта для установки полоски 220 подключен к аналоговому интерфейсу 306 пятью линиями, включая линию определения импеданса EIC для получения сигналов от электрода (-ов) для определения физической характеристики, линию сигнала переменного тока для передачи сигналов на электрод (-ы) для определения физической характеристики, контрольную линию для контрольного электрода и линии определения сигнала от соответствующих рабочего электрода 1 и рабочего электрода 2. Линия обнаружения полоски 221 также может быть представлена в разъеме 220, чтобы определять факт наличия полоски в устройстве. Аналоговый интерфейс 306 подает в процессор 300 четыре входных сигнала: (1) реальный импеданс Z’; (2) воображаемый импеданс Z”; (3) из выборки сигнала или измеренный из рабочего электрода 1 биосенсора или I we1; (4) из выборки сигнала или измеренный из рабочего электрода 2 биосенсора или I we2. Один из выходных сигналов от процессора 300 на интерфейс 306 предназначен для создания осциллирующего сигнала переменного тока с частотой от 25 до 250 кГц или выше на электроды для определения физических характеристик. Сдвиг фазы P (в градусах) может быть определен из сравнения реального импеданса Z’ и воображаемого импеданса Z” по формуле:
P=tan-1{Z”/Z’} ур. 3,1
и величина M (в омах, обычно записывается│Z│) из линий Z’ и Z’’ интерфейса 306 может быть определена, при этом
В данной системе микропроцессор предназначен для того, чтобы: (a) приложения первого электрического сигнала к совокупности электродов таким образом, что достигается получение наклона партии, определяемое физическими характеристиками жидкости образца, и (b) приложения второго сигнала к совокупности электродов таким образом, что концентрация аналита определяется, основываясь на полученном значении угла наклона калибровочной прямой для партии полосок. Для данной системы совокупность электродов биосенсора включает по меньшей мере два электрода для измерения концентрации аналита. Например, по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два других электрода располагаются в одной и той же камере, расположенной на подложке. И наоборот, по меньшей мере два электрода и два других электрода располагаются соответственно в двух разных камерах, представленных на подложке. Следует отметить, что для некоторых вариантов осуществления изобретения все электроды располагаются в одной и той же плоскости, определяемой подложкой. В частности, в некоторых из вариантов осуществления изобретения реагент располагается вблизи по меньшей мере двух других электродов, и реагент отсутствует вблизи по меньшей мере двух электродов. Примечательной чертой данной системы является способность обеспечить точное измерение аналита в пределах 10 секунд после помещения образца жидкости (который может быть физиологическим образцом) на биосенсор в рамках тестовой последовательности.
В качестве примера вычисления содержания аналита (например, глюкозы) для полоски 100 (чертежи 3A(1), 3A(2) или 3A(3), или ее вариантов, показанных на фигурах 3B-3T), на фигуре 4B предполагается, что значение выборки сигнала в момент 706 для первого рабочего электрода 12 составляет приблизительно 1600 наноампер, а значение сигнала в момент 706 для второго рабочего электрода 14 составляет приблизительно 1300 наноампер, и калибровочный код тест-полоски указывает, что Интерсепт составляет приблизительно 500 наноампер, а Наклон составляет приблизительно 18 наноампер/мг/дл. После этого из Уравнения 3,3 можно определить концентрацию глюкозы G0 так:
G0=[(IE)-отрезок на оси Y]/наклон ур. 3,3
где
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), который представляет собой полный сигнал от всех электродов биодатчика (например, для датчика 100, обоих электродов 12 и 14 (или Iwe1+Iwe2));
Iwe1 представляет собой сигнал, измеренный для первого рабочего электрода в заданное время получения выборки;
Iwe2 представляет собой сигнал, измеренный для второго рабочего электрода в заданное время получения выборки;
Наклон - величина, полученная в ходе проверочного испытания партии тест-полосок, из которой взята данная конкретная тест-полоска.
Отрезок на оси Y - величина, полученная в ходе проверочного испытания партии тест-полосок, из которой взята данная конкретная тест-полоска.
Из Ур. 3,3 G0=[(1600+1300)-500]/18, а значит G0=133,33 наноампер ~ 133 мг/дл.
Следует отметить, что хотя примеры были приведены применительно к биодатчику 100, который имеет два рабочих электрода (12 и 14 на ФИГ. 3A(1)), так что измеренные токи от соответствующих рабочих электродов были суммированы для получения полного измеренного тока I E , в варианте тест-полоски 100, где присутствует только один рабочий электрод (либо электрод 12, либо электрод 14), сигнал, полученный только с одного из двух рабочих электродов, можно умножить на два. Вместо полного сигнала в качестве полного измеренного тока I E в уравнениях 3.3, 6 и 5-7, описанных в настоящем документе, можно использовать среднее значение сигналов от каждого рабочего электрода, конечно, с соответствующими изменениями операционных коэффициентов (как известно специалистам в данной области) для учета меньшего значения полного измеренного тока I E по сравнению с вариантом осуществления, в котором измеренные значения суммируются. В альтернативном варианте осуществления среднее значение измеренных сигналов можно умножить на два и использовать в качестве I E в уравнениях 3.3, 6 и 5-7 без необходимости в выведении операционных коэффициентов, как в предыдущем примере. Следует отметить, что концентрация аналита (например, глюкозы) здесь не корректируется с учетом физической характеристики (например, показателя гематокрита) и некоторые поправки могут быть внесены в показатели сигнала Iwe1 и Iwe2 с учетом погрешностей и задержки в электрическом контуре измерителя 200. Также можно применить температурную компенсацию для того, чтобы гарантировать то, что результаты калиброваны в соответствии со справочной температурой, такой как, например, комнатная температура, равная приблизительно 20 градусам Цельсия.
Теперь, когда концентрацию аналита (например, глюкозы) (G0) можно определить по сигналу IE, ниже приведено описание технологии заявителей для определения физической характеристики (например, гематокрита) образца текучей среды с отсылкой к фигуре 5. На фигуре 5 система 200 (фигура 2) подает первый осциллирующий входной сигнал 800 с первой частотой (например, приблизительно 25 килогерц) на пару индикаторных электродов. Система также настроена на то, чтобы измерять или распознавать первый осциллирующий выходной сигнал 802 с третьего и четвертого электрода, для чего, в частности, необходимо измерение первого промежутка времени Δt1 между первым входным и первым выходным сигналами. В то же время или во время перекрывающихся периодов времени система может также подавать второй осциллирующий входной сигнал (для краткости не показан) со второй частотой (например, от приблизительно 100 килогерц до приблизительно 1 мегагерц или выше, предпочтительно - приблизительно 250 килогерц) на пару электродов и затем измерять или обнаруживать второй осциллирующий выходной сигнал от третьего и четвертого электродов, что может предполагать измерение второй временной задержки Δt2 (не показана) между первым входным и выходным осциллирующими сигналами. По данным сигналам система оценивает физическую характеристику (например, гематокрит) образца текучей среды на основе первой и второй временных задержек Δt1 и Δt2. Следовательно, система способна теперь определить концентрацию глюкозы. Оценить значение физической характеристики (например, гематокрита) можно по формуле
где
каждая из C1, C2 и C3 представляет собой рабочую константу для тестовой полоски и
m1 представляет параметр регрессионных данных.
Подробное описание данного примера технологии представлено в предварительной заявке на патент США № 61/530,795, поданной 2 сентября 2011 г., озаглавленной «Измерение концентрации глюкозы с поправкой на гематокрит для электрохимической тест-полоски на основе временной задержки сигналов» за номером DDI-5124USPSP в досье патентного поверенного, которая включена в настоящую заявку путем ссылки.
Другая методика определения физической характеристики (например, гематокрита) может быть осуществлена при помощи двух независимых измерений физической характеристики (например, гематокрита). Этого можно достичь путем определения: (a) импеданса образца жидкости при первой частоте и (b) угла фазового сдвига для образца жидкости при второй частоте, значительно более высокой, чем первая. В этой методике образец жидкости моделируется как контур с неизвестным общим сопротивлением и неизвестным реактивным сопротивлением. С помощью этой модели, импеданс (что обозначается пометкой «│Z│») для измерения (а) может быть определен из приложенного напряжения, напряжения на известном резисторе (например, сопротивление внутренней полосы), и напряжения на неизвестном импедансе Vz; и, аналогично, для измерения (b) фазовый угол может быть измерен при помощи разницы во времени между входными и выходными сигналами специалистами в данной области. Данная технология подробно показана и описана в находящейся на рассмотрении предварительной заявке на патент США № 61/530,808, поданной 2 сентября 2011 г. (№ DDI5215PSP в досье патентного поверенного), которая включена в настоящую заявку путем ссылки. Можно также использовать и другие подходящие технологии определения физической характеристики (например, гематокрита, вязкости, температуры или плотности) образца текучей среды, как описано, например, в патенте США № 4,919,770, патенте США № 7,972,861, публикациях заявки на патент США №№ 2010/0206749, 2009/0223834 или работе «Electric Cell-Substrate Impedance Sensing (ECIS) as a Noninvasive Means to Monitor the Kinetics of Cell Spreading to Artificial Surfaces», авторы Joachim Wegener, Charles R. Keese и Ivar Giaever, которая опубликована в Experimental Cell Research 259, 158-166 (2000 г.) doi:10.1006/excr.2000.4919, доступна онлайн на сайте http://www.idealibrary.coml; «Utilization of AC Impedance Measurements for Electrochemical Glucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity» авторы Takuya Kohma, Hidefumi Hasegawa, Daisuke Oyamatsu и Susumu Kuwabata, которая опубликована в Bull. Chem. Soc. Jpn. Vol. 80, No. 1, 158-165 (2007), все эти документы включены в текст заявки посредством ссылки на них.
Другая методика для определения физических характеристик (например, гематокрита, плотности или температуры) может быть получена из знания разности фаз (например, угла фазового сдвига) и величины импеданса образца. В одном из примеров приводится следующее соотношение для оценки импедансных характеристик образца («IC»):
где: M - это величина │Z │измеренного импеданса (в омах);
P- это разница в фазе между входящим и выходящим сигналами (в градусах)
y1 составляет примерно -3,2e-08 и ± 10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю);
y2 составляет примерно 4,1e-03 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю);
y3 составляет примерно 2,5e+01 и ± 10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y4 составляет примерно 1,5e-01 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю); и
y5 составляет примерно 5,0 и ± 10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю);
Следует отметить, что, когда частота входного сигнала переменного тока высока (например, выше 75 кГц), параметрические величины y1 и y2, относящиеся к величине импеданса М, могут составлять ±200% от приведенных здесь для примера, при этом каждое из параметрических значений может включать нуль или даже приобретать отрицательное значение. С другой стороны, при низкой частоте сигнала переменного тока (например, менее 75 кГц) параметрические слагаемые y4 и y5, связанные с фазовым углом P, могут составлять ±200% от показательных значений, приведенных в настоящем документе, так что каждое из параметрических слагаемых может включать в себя ноль или даже иметь отрицательное значение. Следует отметить, что величина Н или НСТ, используемая здесь, как правило, равна величине IC. В одном из приведенных для примера вариантов осуществления изобретения H или HCT равен IC, поэтому H или HCT используется в данной заявке.
В другом альтернативном варианте осуществления приводится уравнение 4.3. Уравнение 4.3 представляет собой точное производное квадратичного уравнения без использования фазового угла, как в уравнении 4.2.
где:
IC- импедансная характеристика [%];
M величина импеданса [ом];
y1 составляет 1,2292e1 и ± 10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y2 составляет примерно -4.3431e2 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y3 составляет 3,5260e4 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь.
В силу различных компонентов, систем и идей представленных в данном документе, метод достижения измерения аналита с компенсацией температуры может быть понято со ссылкой на ФИГ.6. Данная технология предполагает осаждение на этапе 604 образца текучей среды (который может представлять собой физиологический образец) на биодатчик (например, в форме тест-полоски, как показано на фигурах 3A (1), 3A(2), 3A(3)-3F), который вставлен в прибор для измерения (этап 602). После подключения прибора для измерения 200 к полоске 100 (или ее вариантам) применяют сигнал, и при помещении образца на испытательную камеру поданный сигнал превращает аналит (например, глюкозу) в образце в другую физическую форму (например, глюконовую кислоту) благодаря протеканию ферментативной реакции между аналитов и реагентом в испытательной камере. По мере втекания образца в капиллярный канал испытательной камеры производится определение по меньшей мере одной физической характеристики образца (этап 608) вместе с оценкой концентрации аналита (этап 610). По полученной физической характеристике (этап 608) и оцененной концентрации аналита (этап 610) определяют момент времени получения выборки (на этапе 612), в который измеряют выходной сигнал от образца в ходе выполнения последовательности проведения теста (на этапе 614) и используют его при вычислении концентрации аналита на этапе 616. Более конкретно, этап получения физической характеристики (этап 608) может включать в себя подачу первого сигнала на образец для измерения физической характеристики образца, тогда как этап 606 инициирования ферментативной реакции может предполагать передачу второго сигнала на образец, и этап измерения (этап 614) может использовать оценку выходного сигнала от по меньшей мере двух электродов в момент времени после запуска последовательности проведения теста, в которой момент времени задается (на этапе 612) в зависимости от по меньшей мере измеренной или оцененной физической характеристики (этап 608) и оцененной концентрации аналита (этап 610).
Определение соответствующего момента времени (или временного интервала) на протяжении тестовой последовательности ТП в зависимости от измеренной или оцененной физической характеристики (на этапе 612) можно проводить путем использования справочной таблицы, запрограммированной в микропроцессор системы. Например, может быть предусмотрена справочная таблица, позволяющая системе выбрать соответствующее время получения выборки для аналита (например, глюкозы или кетона) на основе измеренной или известной физической характеристики (например, гематокрита или вязкости) образца.
В частности, соответствующий момент времени получения выборки может быть основан на ранней оценке концентрации аналита или измеренной или известной физической характеристики для выбора соответствующего времени получения выборки, которое дает наименьшую ошибку или погрешность по сравнению с контрольными значениями. В данном подходе предусмотрена справочная таблица, в которой заданный момент времени получения выборки коррелирован с (a) оцененной концентрацией аналита и (b) физической характеристикой образца. Например, в прибор для измерения можно запрограммировать таблицу 1 для получения матрицы, в которой качественные категории (низкий, средний и высокий уровень глюкозы) оцениваемого аналита образуют главный столбец, п качественные категории (низкий, средний и высокий уровень) измеряемой или оцениваемой физической характеристики образуют верхнюю строку. Во втором столбце представлены значения t/Hct, которые представляют собой экспериментально определенные значения временного сдвига в пересчете на отличие значения гематокрита в процентах от номинального значения гематокрита 42%. В качестве одного примера, для значения гематокрита 55% в категории «средний уровень глюкозы» может быть указан временной сдвиг (42-55)*90=-1170 мс. Время -1170 миллисекунд добавляют к исходному времени тестирования приблизительно 5000 миллисекунд, получая (5000-1170=3830 миллисекунд) ~ 3,9 секунды.
Время T (т.е. заданное время получения выборки), в которое система должна получить выборку выходного сигнала биодатчика, основано на качественной категории как оцениваемого аналита, так и измеренной или оцененной физической характеристики, а также задается заранее на основе регрессионного анализа большой выборки фактических образцов физиологических текучих сред. Заявители отмечают, что соответствующее время измерения отсчитывается с начала тестовой последовательности, но для измерения выходного сигнала могут быть использованы любые подходящие отправные точки. В практическом порядке система может быть запрограммирована на измерение выходного сигнала через соответствующие промежутки времени на протяжении всей испытательной последовательности, при этом одно измерение может выполняться каждые 100 миллисекунд или даже всего лишь через почти 1 миллисекунду. Путем получения значений всего переменного выходного сигнала на протяжении тестовой последовательности система может выполнить все необходимые расчеты ближе к окончанию тестовой последовательности, а не пытаться синхронизировать время выборки с заданным моментом времени, что может внести ошибки по времени в связи с задержкой в системе.
Ниже описана справочная таблица 1 в связи с конкретным аналитом (глюкозой) в образцах физиологической текучей среды. Качественные категории уровня глюкозы в крови определены в первом столбце таблицы 1, в котором низкие уровни концентрации глюкозы в крови менее чем приблизительно 70 мг/дл обозначены как «Низкая глюкоза»"; уровни концентрации глюкозы в крови выше, чем примерно 70 мг/дл, но меньше, чем приблизительно 250 мг/дл обозначены как «Средняя глюкоза»; и концентрации глюкозы в крови выше, чем примерно 250 мг/дл обозначены как «Высокая глюкоза».
В ходе выполнения последовательности проведения теста можно получить значение «оцениваемого аналита» путем получения выборки сигнала в некоторый удобный момент времени, как правило, в момент времени пять секундах в ходе стандартной последовательности проведения теста в течение 10 секунд. Получение выборки в момент времени пять секунд позволяет точно оценить концентрацию аналита (в данном случае уровень глюкозы в крови). Затем система может обратиться к справочной таблице (например, таблице 1) для определения момента измерения выходного сигнала от испытательной камеры в установленное время получения выборки T на основе двух критериев: (a) оцененной концентрации аналита и (b) качественного уровня физической характеристики образца. Для критерия (b) качественное значение физической характеристики разбивается на три подкатегории низкого, среднего и высокого значения гематокрита. Таким образом, если измеренный или оцененный уровень физической характеристики (например, гематокрита) оказывается высоким (например, выше 46%) и оцененный уровень глюкозы также является высоким, то в соответствии с таблицей 1 время тестирования для системы измерения выходного сигнала испытательной камеры составит приблизительно 3,6 секунды. С другой стороны, если измеренный уровень гематокрита является низким (например, менее 38%) и оцененный уровень глюкозы является низким, то в соответствии с таблицей 1 время тестирования T для системы измерения выходного сигнала испытательной камеры составит приблизительно 5,5 секунды.
После измерения выходного сигнала IT испытательной камеры в обозначенное время (которое определяется измеренной или оцененной физической характеристикой) сигнал IT затем используют для расчета концентрации аналита (в данном случае глюкозы) по приведенному ниже уравнению 5.
где
G0 представляет концентрацию аналита;
IT представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы конечных сигналов, измеренных в установленное время получения выборки T, который может представлять собой полный ток, измеренный в установленное время получения выборки T;
Наклон представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску, и, как правило, составляет приблизительно 0,02; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску, и, как правило, составляет от приблизительно 0,6 до приблизительно 0,7.
Следует отметить, что этап подачи первого сигнала и передачу второго сигнала проводят последовательно, причем последовательный порядок может предполагать подачу сначала первого сигнала и затем второго сигнала, либо оба сигнала подают последовательно с перекрыванием; альтернативно, второй сигнал сначала, затем первый сигнал или оба сигнала с перекрыванием И напротив, подача первого сигнала и получение второго сигнала могут происходить одновременно.
В данном способе этап подачи первого сигнала включает в себя направление переменного сигнала, создаваемого соответствующим источником энергии (например, прибором для измерения 200) к образцу таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца. Физическая характеристика, определяемая таким образом, может быть вязкостью, плотностью или гематокритом, или это могут быть несколько из указанных характеристик. Этап направления может включать в себя передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты. Предпочтительно, чтобы первая частота была по меньшей мере на порядок величины ниже второй. Примером первой частоты может быть частота в диапазоне от 10 кГц до 100 кГц, а вторая частота при этом может быть в диапазоне приблизительно от 250 кГц до 1 МГц или выше. При использовании в настоящем документе фраза «переменный сигнал» или «осциллирующий сигнал» может означать сигнал, некоторые части которого имеют переменную полярность, или сигнал переменного тока, или сигнал переменного тока со смещением постоянного тока, или даже многонаправленный сигнал в комбинации с сигналом постоянного тока.
Дополнительные уточнения таблицы 1 на основе дополнительных исследований предлагаемой технологии позволили заявителям разработать таблицу 2, представленную ниже.
| Таблица 2 | |||||||||||||
| Сопоставление заданного времени получения выборки с оцененным уровнем глюкозы G и измеренной или оцененной физической характеристикой | |||||||||||||
| Оцененный уровень глюкозы G [мг/дл] | Измеренная или оцененная физическая характеристика (например, HCT [%]) | ||||||||||||
| 24 | 27 | 30 | 33 | 36 | 39 | 42 | 45 | 48 | 51 | 54 | 57 | 60 | |
| 25 | 4,6 | 4,6 | 4,5 | 4,4 | 4,4 | 4,4 | 4,3 | 4,3 | 4,3 | 4,2 | 4,1 | 4,1 | 4,1 |
| 50 | 5 | 4,9 | 4,8 | 4,7 | 4,7 | 4,6 | 4,5 | 4,4 | 4,3 | 4,2 | 4,1 | 4 | 4 |
| 75 | 5,3 | 5,3 | 5,2 | 5 | 4,9 | 4,8 | 4,7 | 4,5 | 4,4 | 4,3 | 4,1 | 4 | 3,8 |
| 100 | 5,8 | 5,6 | 5,4 | 5,3 | 5,1 | 5 | 4,8 | 4,6 | 4,4 | 4,3 | 4,1 | 3,9 | 3,7 |
| 125 | 6,1 | 5,9 | 5,7 | 5,5 | 5,3 | 5,1 | 4,9 | 4,7 | 4,5 | 4,3 | 4,1 | 3,8 | 3,6 |
| 150 | 6,4 | 6,2 | 5,9 | 5,7 | 5,5 | 5,3 | 5 | 4,8 | 4,6 | 4,3 | 4 | 3,8 | 3,5 |
| 175 | 6,6 | 6,4 | 6,2 | 5,9 | 5,6 | 5,4 | 5,2 | 4,9 | 4,6 | 4,3 | 4 | 3,7 | 3,4 |
| 200 | 6,8 | 6,6 | 6,4 | 6,1 | 5,8 | 5,5 | 5,2 | 4,9 | 4,6 | 4,3 | 4 | 3,7 | 3,4 |
| 225 | 7,1 | 6,8 | 6,5 | 6,2 | 5,9 | 5,6 | 5,3 | 5 | 4,7 | 4,3 | 4 | 3,6 | 3,2 |
| 250 | 7,3 | 7 | 6,7 | 6,4 | 6 | 5,7 | 5,3 | 5 | 4,7 | 4,3 | 4 | 3,6 | 3,2 |
| 275 | 7,4 | 7,1 | 6,8 | 6,4 | 6,1 | 5,8 | 5,4 | 5 | 4,7 | 4,3 | 4 | 3,5 | 3,2 |
| 300 | 7,5 | 7,1 | 6,8 | 6,5 | 6,2 | 5,8 | 5,5 | 5,1 | 4,7 | 4,3 | 4 | 3,5 | 3,1 |
| w325 | 7,6 | 7,3 | 6,9 | 6,5 | 6,2 | 5,8 | 5,5 | 5,1 | 4,7 | 4,3 | 3,9 | 3,5 | 3,1 |
| 350 | 7,6 | 7,3 | 7 | 6,6 | 6,2 | 5,8 | 5,5 | 5,1 | 4,7 | 4,3 | 3,9 | 3,5 | 3,1 |
| 375 | 7,7 | 7,3 | 7 | 6,6 | 6,2 | 5,8 | 5,5 | 5,1 | 4,7 | 4,3 | 3,9 | 3,5 | 3,1 |
| 400 | 7,7 | 7,3 | 6,9 | 6,5 | 6,2 | 5,8 | 5,4 | 5 | 4,7 | 4,3 | 3,9 | 3,5 | 3,1 |
| 425 | 7,6 | 7,3 | 6,9 | 6,5 | 6,2 | 5,8 | 5,4 | 5 | 4,6 | 4,3 | 3,8 | 3,5 | 3,1 |
| 450 | 7,6 | 7,2 | 6,8 | 6,4 | 6,1 | 5,7 | 5,3 | 5 | 4,6 | 4,3 | 3,8 | 3,5 | 3,1 |
| 475 | 7,4 | 7,1 | 6,7 | 6,4 | 6 | 5,6 | 5,3 | 4,9 | 4,6 | 4,2 | 3,8 | 3,5 | 3,1 |
| 500 | 7,3 | 7 | 6,6 | 6,2 | 5,9 | 5,5 | 5,2 | 4,9 | 4,5 | 4,1 | 3,8 | 3,5 | 3,2 |
| 525 | 7,1 | 6,8 | 6,5 | 6,1 | 5,8 | 5,5 | 5,1 | 4,8 | 4,4 | 4,1 | 3,8 | 3,5 | 3,2 |
| 550 | 7 | 6,7 | 6,3 | 5,9 | 5,6 | 5,3 | 5 | 4,7 | 4,4 | 4,1 | 3,8 | 3,5 | 3,2 |
| 575 | 6,8 | 6,4 | 6,1 | 5,8 | 5,5 | 5,2 | 4,9 | 4,6 | 4,3 | 4,1 | 3,8 | 3,5 | 3,4 |
| 600 | 6,5 | 6,2 | 5,9 | 5,6 | 5,3 | 5 | 4,7 | 4,5 | 4,3 | 4 | 3,8 | 3,6 | 3,4 |
Как и в таблице 1, в таблице 2 используют измеренную или оцененную физическую характеристику вместе с оцененной концентрацией аналита для выведения времени S, в которое следует измерять образец. Например, если значение измеренной характеристики составляет приблизительно 30% и оцененное значение глюкозы (например, путем получения выборки в момент времени приблизительно от 2,5 до 3 секунд) составляет приблизительно 350, время, в которое микроконтроллер должен получить выборку сигнала от текучей среды, составляет приблизительно 7 секунд. В другом примере, если оцененное значение глюкозы составляет приблизительно 300 мг/дл и значение измеренной или оцененной физической характеристики составляет 60%, установленный момент времени получения выборки составит приблизительно 3,1 секунды.
Для вариантов осуществления, используемых с таблицей 2, оцененную концентрацию глюкозы получают по следующему уравнению:
где Gоцен. представляет собой оцененную концентрацию глюкозы;
I E представляет собой сигнал, измеренный в момент времени приблизительно 2,5 секунды;
x 1 представляет собой наклон (например, x 1 =1,3e01);
x 2 представляет собой обрывание (например, x 2 =6,9e02);
По оцененной концентрации глюкозы можно определить концентрацию глюкозы по следующему уравнению:
где: G O представляет концентрацию глюкозы;
I S представляет собой сигнал, измеренный в установленный момент времени получения выборки S согласно таблице 2;
x 3 представляет собой наклон (например, x 3 =9,6); и
x 4 представляет собой обрывание (например, x 4 =4,8e02);
Хотя в методе заявителя может быть задан только один момент времени получения выборки, способ может включать в себя получение выборки в любое требуемое количество моментов времени, например, непрерывное получение выборки выходного сигнала (например, в установленное время получения выборки, например, каждые 1-100 миллисекунд) с момента запуска последовательности проведения теста до по меньшей мере приблизительно 10 секунд после запуска, с сохранением результатов измерения для последующей обработки ближе к концу выполнения последовательности проведения теста. В данном варианте значение выходного сигнала, определенное в установленный момент времени получения выборки (который может отличаться от заданного момента времени получения выборки), представляет собой значение, используемое для расчета концентрации аналита.
Следует отметить, что в предпочтительных вариантах осуществления измерение выходного сигнала для значения, которое так или иначе пропорционально концентрации аналита (например, глюкозы), проводят до оценки гематокрита. В альтернативном варианте осуществления уровень гематокрита можно оценить до измерения предварительного значения концентрации глюкозы. В любом случае результат измерения оцененного значения глюкозы GE получают по уравнению 3.3 с получением выборки значения IE в один из моментов времени приблизительно 2,5 секунды или 5 секунд, как показано на фигуре 7, уровень физической характеристики (например, Hct) получают по уравнению 4 и результат измерения концентрации глюкозы G получают с использованием измеренного выходного сигнала ID в обозначенный момент времени получения выборки (например, выборки измеренного выходного сигнала ID получают в момент времени 3,5 секунды или 6,5 секунды) для переходного сигнала 1000.
Другие методы для определения концентрации аналита или значения показаны и описаны в публикациях PCT/GB2012/053276 (№ DDI 5220WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012 года, PCT/GB2012/053279 (№ DDI5246WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012 года; PCT/GB2012/053277 (№ DDI5228WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012 года, все заявки включены в данное описание путем ссылки, как если бы они были полностью изложены в настоящем документе с копией, прикрепленной к приложению данной заявки.
В реальных рабочих условиях биодатчик 100 может быть использован в среде с температурой окружающей среды, которая широко варьируется от температуры испытания около 22 градусов Цельсия. В таких случаях, электрохимическая реакция является менее эффективной при низких температурах, вызывающих широкое смещение к фактическим измерениям. Следовательно, существует необходимость для того, чтобы гарантировать, что результаты аналита нечувствительны к воздействию температуры окружающей среды.
Как показано на этапе 618 на фигуре 6, система измеряет температуру вблизи биодатчика 100 с соответствующим датчиком температуры, таким как, например, термистором, встроенным на плате измерительного прибора 200. После измерения температуры на этапе 618, система использует дополнительное поправка температурной компенсации (которое может быть в единицах измерений (например, мг/дл) или в процентах) на основе (1) измеренной температуры, отличной от 23 градусов Цельсия и (2) как функцию различных значений измеренной концентрации аналита для модификации значения некомпенсированного аналита G0 на этапе 620 и оповещения о модифицированном или компенсированном конечном значении аналита GF на этапе 622.
В одном варианте осуществления система может использовать множество поправок температурной компенсации для этапа 620 из фиг. 9. Поправки компенсации используют для регулировки или коррекции некомпенсированного значения, применяя поправку компенсации к некомпенсированному значению аналита. Влияние, которое оказывает данная компенсация на некомпенсированное значение показано на фиг. 9 как функция смещения к эталонному значению. Как следствие, для некомпенсированных значений аналита ниже заданного порога (например, 100 мг/дл глюкозы), система может рассматриваться как добавление поправки коррекции или компенсации непосредственно тогда, как некомпенсированное значение находится на уровне порога или является большим, коэффициент компенсации будет добавлен в процентах от величины некомпенсированного значения. В качестве примера первого случая, когда некомпенсированное значение ниже порога 100 мг/дл, нескомпенсированное значение аналита было определено на уровне приблизительно 25 мг/дл, а температура окружающей среды составляла 5 градусов Цельсия, линия компенсации CL1 использовалась для определения поправки компенсации приблизительно 3 мг/дл, которое было добавлено непосредственно к некомпенсированному значению 25 мг/дл для получения конечного компенсированного значения 28 мг/дл. В качестве примера для второго случая, когда некомпенсированное значение равно или выше заданного порога (например, 100 мг/дл глюкозы), как, например, 350 мг/дл с измеренной температурой окружающей среды в 10 градусов Цельсия, система будет использовать линию компенсации CL5 для добавления к некомпенсированному значению 350 мг/дл поправки компенсации 20% некомпенсированного значения (20% * 350=70 мг/дл), которое будет добавлено (350 мг/дл) для получения конечного компенсированного значения 420 мг/дл.
Как показано на Фиг. 9, если аналит (например, глюкоза) составляет приблизительно 25 мг/дл, поправка температурной компенсации для измерения температуры может быть получено как правило, из линии компенсации CL1; при значении равном приблизительно 75 мг/дл, поправка температурной компенсации обычно соответствует линии компенсации CL2; при значении равном приблизительно 150 мг/дл, поправка температурной компенсации обычно соответствует линии компенсации CL3; при значении равном приблизительно 250 мг/дл, поправка температурной компенсации, применяемая к некомпенсированному значению аналита, обычно соответствует линии CL4; и при значении равном приблизительно 350 мг/дл, поправка температурной компенсации, применяемая к некомпенсированному значению аналита, обычно соответствует линии CL5. В том случае, если измерение некомпенсированного значения аналита находится между любыми двумя линиями компенсации, можно провести интерполяцию. Подводя итог по Фигуре 9, линии температурной компенсации или поправки компенсации некомпенсированных значений аналита должны соответствовать следующему соотношению предположительно определенному на Фигуре 9, в котором:
(a) поправка температурной компенсации увеличивается при увеличении нескомпенсированного значения аналита (это можно увидеть на Фигуре 9, на котором линии CL1-CL5 увеличиваются с увеличением значений аналита (25, 75, 150, 250 и 350 мг/дл)); и
(b) поправка температурной компенсации находится в обратной зависимости от температуры окружающей среды вблизи биодатчика от приблизительно 5 градусов Цельсия до приблизительно 22 градусов Цельсия; и
(с) поправка температурной компенсации составляет около нуля при температуре окружающей среды вблизи от биодатчика от приблизительно 22 градусов Цельсия до приблизительно 45 градусов Цельсия.
Для получения более точной температурной компенсации по сравнению с соотношением, представленным на Фигуре 9, можно использовать следующее уравнение (Ур. 8):
где:
GF представляет собой конечное значение глюкозы
GO представляет собой некомпенсированное значение аналита показателя глюкозы G (должно быть ≥1)
T представляет собой температуру, измеренную измерительным прибором (в °C)
T0=22°C (или номинальная температура)
x1=4,69e-4, x2=-2,19e-2, x3=2,80e-1, x4=2,99e0, x5=-3,89e1, x6=1,32e2
Из-за характера уравнения 8, нескомпенсированное измерение аналита Go должно быть установлено на уровне 1, если значение меньше, чем 1 в противном случае Уравнение 8 теряет свое значение, как эмпирической функции (регулируется условием журнала для некомпенсированного значения аналита ниже 1) резко отличается от ожидаемых измерений. Уравнение 8 применяли для 24 партий биодатчика 100. Результаты приведены в графической форме на Фигурах 10 и 11A-11E. На Фигуре 10 представлены отдельные значения смещения для тех же данных. На Фигурах 11A - 11E описывается весь набор данных.
Как показано на Фигуре 10, большинство значений аналита по сравнению с эталонными значениями аналита находятся в пределах смещения 10 мг/дл для измерения аналита менее 100 мг/дл аналита (например, глюкозы) и ± 10% для измерений аналита равных 100 мг/дл или выше. Аппроксимация кривой компенсированных измерений (линия CT) показывает, что измерения находятся в рамках этих двух границ смещения.
Как можно увидеть на каждой из 7 Фигур 11А-11Е среднее смещение по сравнению с номинальной температурой для всех партий является переменной величиной (например, 40 мг/дл, 65 мг/дл, 120 мг/дл, 350 мг/дл) в отношении к различным температурам окружающей среды (например, 6°C, 12°C, 22°C, 35°C и 44°С) показывает, что партии находятся в пределах границ смещения ±10 мг/дл для измерений ниже 100 мг/дл (Фиг. 11А и 11В) и в пределах смещения ±10% для измерений на уровне 100 мг/дл или выше (Фиг. 11С-11E).
Подводя итог представленных в данном документе данных, изобретение заявителя позволило заявителю достичь технического усовершенствования, позволяя примерно 97% биодатчиков находится в пределах ±15 мг/дл для измерения ниже 100 мг/дл и ±15% для измерений на уровне 100 мг/дл или выше. Дополнительное техническое усовершенствование предоставляется настоящим изобретением, в котором среднее смещение до номинального смещения находится в пределах ±10 мг/дл для измерений менее 100 мг/дл и ±10% для измерений на уровне 100 мг/дл или выше. Оба эти технические усовершенствования (по изобретению заявителя) были до сих пор не доступны в текущей системе заявителя (т.е., системе измерения уровня глюкозы в крови One-Touch Ultra).
Если система имеет достаточную вычислительную мощность, Уравнение 9 можно использовать вместо уравнения 8. В частности, вид уравнения 9:
где:
GF представляет собой конечное значение аналита;
G0 представляет собой некомпенсированное значение аналита;
G nominal представляет собой номинальное значение аналита;
T представляет собой температуру, измеренную измерительным прибором (в °C);
T0 составляет приблизительно 22°C (или номинальная температура);
x1 составляет приблизительно 4.80e-5, x2 составляет приблизительно -6.90e-3, x3 составляет приблизительно 2.18e-1, x4 составляет приблизительно 9.18e-6, x5 составляет приблизительно -5.02e-3, x6 составляет приблизительно 1.18e0, и x7 составляет приблизительно 2.41e-2.
Хотя описанные здесь методики направлены на определение глюкозы и компенсацию влияния температуры окружающей среды, они также могут быть применены к другим аналитам (с соответствующими изменениями, которые могут внести опытные специалисты), на определяемую концентрацию которых могут влиять физические характеристики образца жидкости, в которой такой аналит или аналиты находятся, будучи растворенными в образце жидкости. Например, физическая характеристика (например, гематокрит, вязкости или плотность и т. п.) образца физиологической жидкости может служить параметром при определении концентрации кетона или холестерина в жидкой пробе, которая может быть физиологической жидкостью, контрольной или проверочной жидкостью. Могут использоваться также другие конфигурации биосенсоров. Например, для осуществления различных вариантов изобретения могут использоваться биосенсоры, описанные в следующих патентах США: №№ 6179979; 6193873; 6284125; 6413410; 6475372; 6716577; 6749887; 6863801; 6860421; 7045046; 7291256; 7498132, все из которых включены в настоящий документ полностью посредством ссылок.
Как известно, определение физических характеристик не должно непременно осуществляться с помощью переменных сигналов, но может выполняться при помощи других методик. Например, может использоваться подходящий датчик (скажем, из патентной заявки США номер 20100005865 или EP1804048 B1) для определения вязкости или других физических характеристик. Напротив, вязкость может быть определена и может использоваться для получения значений гематокрита на основании известной зависимости между гематокритом и вязкостью, как описано в статье «Blood Rheology и Hemodynamics», авторы Oguz K. Baskurt, M.D., Ph.D.,1 и Herbert J. Meiselman, Sc.D., Seminars in Thrombosis и Hemostasis, volume 29, number 5, 2003.
Как описывалось ранее, микроконтроллер или эквивалентный микропроцессор (и сопутствующие комплектующие, которые позволяют микроконтроллеру исполнять предназначенные для него функции в соответствующей среде, как, например, процессор 300 на фигуре 2В) может использоваться в сочетании с компьютерным кодом или инструкциями программного обеспечения для осуществления методов и технологий, описанных в данном документе. Заявители отмечают, что приведенный в качестве примера микроконтроллер 300 (вместе с соответствующими комплектующими для функционирования процессора 300) на ФИГ. 2В имеет встроенное программное обеспечение или загружаемое с компьютера программное обеспечение, представленное на логических схемах на ФИГ. 6 и микроконтроллер 300 вместе с соответствующим разъемом 220 и интерфейсом 306 или их эквивалентами предназначены: (a) определения установленного времени получения выборки на основе определенной или оцененной физической характеристики, причем установленное время получения выборки представляет собой по меньшей мере один момент времени или интервал, отсчитываемый от начала последовательности проведения теста после помещении образца на тест-полоску, и (b) определения концентрации аналита на основе установленного момента времени получения выборки. В альтернативном варианте осуществления средства для определения могут включать в себя средства для подачи первого сигнала на множество электродов таким образом, чтобы вывести наклон для партии, задаваемый физической характеристикой образца текучей среды, и для подачи второго сигнала на множество электродов таким образом, чтобы определить концентрацию аналита на основе выведенного наклона для партии и установленного времени получения выборки. Кроме того, средства для определения могут включать в себя средства для оценки концентрации аналита на основе заданного момента времени получения выборки, отсчитываемого от начала последовательности проведения теста, и для выбора установленного момента времени получения выборки из матрицы оцененной концентрации аналита и измеренной или оцененной физической характеристики. Средства для определения также могут включать в себя средства для выбора наклона для партии на основе измеренной или оцененной физической характеристики и для проверки правильности выбора установленного момента времени получения выборки из наклона для партии.
Кроме того, хотя настоящее изобретение было описано для конкретных вариантов осуществления и иллюстрирующих их фигур, специалистам в данной области будет понятно, что настоящее изобретение не ограничивается описанными вариантами осуществления или фигурами. К тому же, описанная выше определенная последовательность происхождения событий, определяемая способами и этапами, не обязательно должна выполняться в описанном порядке до тех пор, пока другая последовательность обеспечивает функционирование вариантов осуществления изобретения в предназначенных целях. Таким образом, в той мере, в которой возможны вариации настоящего изобретения, которые соответствуют сущности описания или эквивалентны изобретениям, описанным в формуле изобретения, настоящий патент призван охватывать также и все такие вариации.
Claims (79)
1. Система для измерения концентрации глюкозы, содержащая:
биодатчик, который имеет множество электродов, включая по меньшей мере два электрода с ферментом, нанесенным на них;
и
измерительный прибор, содержащий:
устройство измерения температуры, выдающее сигнал измерения температуры, указывающий температуру вблизи биодатчика,
микроконтроллер, реагирующий на сигнал измерения температуры и соединенный с источником питания, памятью и множеством электродов биодатчика, причем микроконтроллер запрограммирован с возможностью:
измерять температуру окружающей среды вблизи биодатчика;
подавать сигнал по меньшей мере на два электрода, когда образец текучей среды с аналитом глюкозы расположен вблизи по меньшей мере двух электродов;
измерять выходной сигнал от по меньшей мере двух электродов в ходе электрохимической реакции;
рассчитывать нескомпенсированную концентрацию глюкозы из выходного сигнала;
регулировать нескомпенсированную концентрацию глюкозы до конечной концентрации глюкозы на основе поправки компенсации,
увеличивать поправку компенсации как функцию увеличения концентрации глюкозы;
(а) увеличивать поправку компенсации при уменьшении температуры окружающей среды вблизи биодатчика от 22 градусов Цельсия до 5 градусов Цельсия; и
(b) поддерживать поправку компенсации на значении нуля (0) при изменении температуры окружающей среды вблизи от биодатчика от 22 градусов Цельсия до 45 градусов Цельсия;
и
с возможностью оповещать о конечном значении концентрации глюкозы,
причем микроконтроллер выполнен с возможностью:
(a) подавать первый сигнал на множество электродов для определения уровня гематокрита в образце текучей среды;
(b) оценивать концентрацию глюкозы на основе заданного момента времени выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста;
(c) подавать второй сигнал на множество электродов; и
(d) измерять выходные сигналы от множества электродов в установленное время выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста, задаваемое определенным уровнем гематокрита, таким образом, чтобы вычислить концентрацию глюкозы из выходных сигналов множества электродов, при этом установленное время выборки выбирается из справочной таблицы, запрограммированной в микроконтроллере, которая включает в себя матрицу, в которой в самом левом столбце матрицы указаны измеренные или оцененные концентрации глюкозы, а оцененные или измеренные уровни для уровня гематокрита указаны в самой верхней строке матрицы, а установленные времена выборки приведены в остальных ячейках матрицы для определения установленного времени выборки на основе определенного уровня гематокрита и оцененной концентрации глюкозы.
2. Система по п. 1, в которой микроконтроллер определяет нескомпенсированную концентрацию глюкозы при помощи уравнения следующей формы:
где
G0 представляет нескомпенсированную концентрацию глюкозы;
IT представляет сигнал, пропорциональный концентрации глюкозы, измеряемый в образце в выбранное УстановленноеВремяВыборки;
Наклон представляет собой значение, полученное путем калибровочной проверки партии биодатчиков, из которой взят этот конкретный биодатчик;
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии биодатчиков, из которой взяли данный конкретный биодатчик.
3. Система по п. 1, в которой микроконтроллер оценивает концентрацию глюкозы
по уравнению вида:
где Gоцен. представляет собой оцененную концентрацию глюкозы;
I E представляет собой сигнал, измеренный в момент времени 2,5 секунды;
x 1 включает в себя калибровочный наклон конкретной партии биодатчиков;
x 2 включает в себя калибровочный интерсепт конкретной партии биодатчиков; и
причем микроконтроллер определяет нескомпенсированную концентрацию глюкозы при помощи уравнения следующего вида:
где: GO представляет нескомпенсированную концентрацию глюкозы;
IS включает в себя сигнал, измеренный в установленное время выборки;
x 3 включает в себя калибровочный наклон конкретной партии биодатчиков; и
x 4 включает в себя интерсепт конкретной партии биодатчиков.
4. Система для измерения концентрации глюкозы, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, подключенных к соответствующим электродным разъемам; и
глюкометр, включающий:
корпус;
разъем для тест-полоски, выполненный с возможностью подключения к соответствующим электродным разъемам тест-полоски;
устройство измерения температуры, выдающее сигнал измерения температуры, указывающий температуру вблизи биодатчика, и
микропроцессор, реагирующий на сигнал измерения температуры и электрически сопряженный с разъемом для подключения тест-полоски, чтобы подавать электрические сигналы или считывать электрические сигналы от множества электродов, причем микропроцессор выполнен с возможностью:
(a) подавать первый сигнал на множество электродов таким образом, чтобы определить уровень гематокрита образца текучей среды;
(b) оценивать концентрацию глюкозы на основе заданного момента времени выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста;
(c) подавать второй сигнал на множество электродов в установленный момент времени выборки в ходе выполнения последовательности проведения теста, задаваемый определенным уровнем гематокрита, таким образом, чтобы вычислить нескомпенсированную концентрацию глюкозы по второму сигналу, при этом установленное время выборки выбирается из справочной таблицы, запрограммированной в микроконтроллере, справочная таблица включает в себя матрицу, в которой в самом левом столбце матрицы указаны оцененные концентрации глюкозы, а измеренные или оцененные уровни для уровня гематокрита указаны в самой верхней строке матрицы, а установленные времена выборки приведены в остальных ячейках матрицы; и
(d) компенсировать нескомпенсированную концентрацию глюкозы поправкой компенсации, которая:
i. увеличивается для значений нескомпенсированной концентрации глюкозы, которые увеличиваются;
ii. увеличивается при уменьшении температуры окружающей среды вблизи биодатчика от 22 градусов Цельсия до 5 градусов Цельсия; и
iii. поддерживается на значении нуля (0) при температуре окружающей среды вблизи от биодатчика от 22 градусов Цельсия до 45 градусов Цельсия;
и
(f) с возможностью оповещать о конечном значении концентрации глюкозы.
5. Система по п. 4, в которой множество электродов представляет собой по меньшей мере два электрода для измерения уровня гематокрита и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации глюкозы.
6. Система по п. 5, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода размещены в одной камере, представленной на подложке.
7. Система по п. 5, в которой как минимум два электрода и как минимум еще два электрода размещены в соответствующих двух разных камерах, представленных на подложке.
8. Система по п. 5, в которой все электроды размещены в одной плоскости, определяемой подложкой.
9. Система по п. 5, в которой реагент помещается в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и реагент не помещается на по меньше мере два электрода.
10. Система по п. 5, в которой конечную концентрацию глюкозы определяют по второму сигналу в течение 10 секунд с момента запуска последовательности проведения теста.
11. Глюкометр, содержащий:
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
средства для:
(a) считывания температуры окружающей среды вблизи корпуса;
(b) определения установленного времени выборки на основе считанного или оцененного уровня гематокрита пробы, нанесенной на множество электродов тест-полоски; причем установленное время выборки является по меньшей мере одним моментом времени или интервалом, отсчитываемым от начала последовательности проведения теста после нанесения пробы на тест-полоску, при этом установленное время выборки выбирается из справочной таблицы, справочная таблица включает в себя матрицу, в которой в самом левом столбце матрицы указаны различные качественные категории оцененной концентрации глюкозы, различные качественные категории измеренного или оцененного уровня гематокрита образца указаны в самой верхней строке матрицы, а установленные времена выборки приведены в остальных ячейках матрицы;
(c) определения нескомпенсированной концентрации глюкозы на основе установленного момента времени выборки;
(d) компенсации нескомпенсированной концентрации глюкозы поправкой компенсации, которая:
(i) увеличивается как функция увеличения концентрации глюкозы;
(ii) увеличивается при уменьшении температуры окружающей среды вблизи биодатчика от 22 градусов Цельсия до 5 градусов Цельсия; и
(iii) поддерживается на значении нуля (0) при температуре окружающей среды вблизи биодатчика от 22 градусов Цельсия до 45 градусов Цельсия;
и
(e) с возможностью оповещать о конечном значении концентрации глюкозы.
12. Глюкометр по п. 11, в котором средства для определения включают в себя средства для подачи первого сигнала на множество электродов таким образом, чтобы вывести наклон для партии по уровню гематокрита образца текучей среды, и для подачи второго сигнала на множество электродов таким образом, чтобы определить концентрацию глюкозы на основе выведенного наклона для партии и установленного времени выборки.
Applications Claiming Priority (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201361840176P | 2013-06-27 | 2013-06-27 | |
| US13/929,495 | 2013-06-27 | ||
| US13/929,495 US9835578B2 (en) | 2013-06-27 | 2013-06-27 | Temperature compensation for an analyte measurement determined from a specified sampling time derived from a sensed physical characteristic of the sample containing the analyte |
| US61/840,176 | 2013-06-27 | ||
| PCT/EP2014/063610 WO2014207153A1 (en) | 2013-06-27 | 2014-06-26 | Temperature compensation for an analyte measurement determined from a specified sampling time derived from a sensed physical characteristic of the sample containing the analyte |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2016102349A RU2016102349A (ru) | 2017-08-01 |
| RU2674706C2 true RU2674706C2 (ru) | 2018-12-12 |
Family
ID=52114545
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2016102349A RU2674706C2 (ru) | 2013-06-27 | 2014-06-26 | Компенсация температуры для измерения аналита на основании заданного времени получения выборки из физической характеристики образца, содержащего аналит |
Country Status (12)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US9835578B2 (ru) |
| EP (1) | EP3014257B1 (ru) |
| JP (1) | JP6562909B2 (ru) |
| KR (1) | KR20160035584A (ru) |
| CN (2) | CN110082411B (ru) |
| AU (1) | AU2014301075B2 (ru) |
| BR (1) | BR112015032560A2 (ru) |
| CA (1) | CA2916637C (ru) |
| HK (1) | HK1223681A1 (ru) |
| RU (1) | RU2674706C2 (ru) |
| TW (1) | TWI639826B (ru) |
| WO (1) | WO2014207153A1 (ru) |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20160091451A1 (en) * | 2014-09-25 | 2016-03-31 | Lifescan Scotland Limited | Accurate analyte measurements for electrochemical test strip to determine analyte measurement time based on measured temperature, physical characteristic and estimated analyte value |
| US20160091450A1 (en) * | 2014-09-25 | 2016-03-31 | Lifescan Scotland Limited | Accurate analyte measurements for electrochemical test strip to determine analyte measurement time based on measured temperature, physical characteristic and estimated analyte value and their temperature compensated values |
| WO2017220483A1 (en) | 2016-06-21 | 2017-12-28 | Koninklijke Philips N.V. | Analyte detection system and method |
| AU2018373137A1 (en) | 2017-11-21 | 2020-07-02 | MX3 Diagnostics, Inc. | Saliva testing system |
| EP3864402A1 (en) | 2018-10-11 | 2021-08-18 | MX3 Diagnostics, Inc. | Ion selective sensor |
| MX2021009620A (es) * | 2019-02-11 | 2021-09-08 | Trividia Health Inc | Sistemas y metodos para medicion de impedancia de hematocritos mediante el uso de un acumulador de condensador conmutado. |
| US11293811B2 (en) | 2019-02-26 | 2022-04-05 | Dana Automotive Systems Group, Llc | Temperature measurement system and method of calibration thereof |
| CN109884150B (zh) * | 2019-03-08 | 2021-05-14 | 武汉璟泓科技股份有限公司 | 一种红细胞积压校正方法及存储介质 |
| GB2580988B (en) | 2019-03-19 | 2022-04-13 | Oxford Nanopore Tech Ltd | Current measurement apparatus, molecular entity sensing apparatus, method of measuring a current, method of sensing a molecular entity |
| GB2586339B (en) * | 2019-03-19 | 2021-12-01 | Oxford Nanopore Tech Ltd | Current measurement apparatus, molecular entity sensing apparatus, method of measuring a current, method of sensing a molecular entity |
| US11701036B2 (en) | 2019-07-10 | 2023-07-18 | MX3 Diagnostics, Inc. | Saliva test strip and method |
| EP4004535A1 (en) * | 2019-07-24 | 2022-06-01 | LifeScan IP Holdings, LLC | Contamination determination of biosensors used in analyte measurement systems |
| AU2021207487A1 (en) | 2020-01-15 | 2022-09-08 | MX3 Diagnostics, Inc. | Assessment of biomarker concentration in a fluid |
| US11703436B2 (en) | 2020-01-30 | 2023-07-18 | MX3 Diagnostics, Inc. | Biological fluid sample assessment |
| CN111239227B (zh) * | 2020-02-24 | 2023-03-03 | 江苏鱼跃医疗设备股份有限公司 | 一种红细胞压积校正方法及生物传感器测试装置 |
| CN112881698B (zh) * | 2021-01-13 | 2021-11-02 | 北京中检葆泰生物技术有限公司 | 一种定量测算样品中黄曲霉毒素含量的方法 |
| DE102022107214B4 (de) | 2022-03-28 | 2024-07-18 | Senslab - Gesellschaft Zur Entwicklung Und Herstellung Bioelektrochemischer Sensoren Mbh | Verfahren und Sensor zur Bestimmung einer plasmabezogenen Analytkonzentration in Vollblut |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP2138841A2 (en) * | 2008-06-09 | 2009-12-30 | LifeScan, Inc. | System and method for measuring an analyte in a sample |
| WO2012017198A1 (en) * | 2010-08-02 | 2012-02-09 | Cilag Gmbh International | Systems and methods for improved accuracy for temperature correction of glucose results for control solution |
| WO2012164271A1 (en) * | 2011-05-27 | 2012-12-06 | Lifescan Scotland Limited | Peak offset correction for analyte test strip |
| WO2013030375A1 (en) * | 2011-09-02 | 2013-03-07 | Lifescan Scotland Limited | Hematocrit Corrected Glucose Measurements for Electrochemical Test Strip Using Time Differential of the Signals |
Family Cites Families (35)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3228542A1 (de) | 1982-07-30 | 1984-02-02 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Verfahren zur bestimmung der konzentration elektrochemisch umsetzbarer stoffe |
| AUPN363995A0 (en) | 1995-06-19 | 1995-07-13 | Memtec Limited | Electrochemical cell |
| US6413410B1 (en) | 1996-06-19 | 2002-07-02 | Lifescan, Inc. | Electrochemical cell |
| AUPN661995A0 (en) | 1995-11-16 | 1995-12-07 | Memtec America Corporation | Electrochemical cell 2 |
| US6863801B2 (en) | 1995-11-16 | 2005-03-08 | Lifescan, Inc. | Electrochemical cell |
| AUPO581397A0 (en) | 1997-03-21 | 1997-04-17 | Memtec America Corporation | Sensor connection means |
| PT1077636E (pt) * | 1998-05-13 | 2004-06-30 | Cygnus Therapeutic Systems | Processamento de sinal para medicao de analitos fisiologicos |
| US6475372B1 (en) | 2000-02-02 | 2002-11-05 | Lifescan, Inc. | Electrochemical methods and devices for use in the determination of hematocrit corrected analyte concentrations |
| US6193873B1 (en) | 1999-06-15 | 2001-02-27 | Lifescan, Inc. | Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay |
| US6716577B1 (en) | 2000-02-02 | 2004-04-06 | Lifescan, Inc. | Electrochemical test strip for use in analyte determination |
| US6767441B1 (en) | 2001-07-31 | 2004-07-27 | Nova Biomedical Corporation | Biosensor with peroxidase enzyme |
| US6749887B1 (en) | 2001-11-28 | 2004-06-15 | Lifescan, Inc. | Solution drying system |
| KR100475634B1 (ko) | 2001-12-24 | 2005-03-15 | 주식회사 아이센스 | 일정 소량의 시료를 빠르게 도입할 수 있는 시료도입부를구비한 바이오 센서 |
| ITMI20020369A1 (it) | 2002-02-25 | 2003-08-25 | Gi Bi Effe Srl | Scatola con pannello di chiusura e sigillo di garanzia e con elementiper tenere il pannello chiuso dopo la rottura del sigillo |
| US6946299B2 (en) * | 2002-04-25 | 2005-09-20 | Home Diagnostics, Inc. | Systems and methods for blood glucose sensing |
| TW559660B (en) * | 2002-06-21 | 2003-11-01 | Apex Biotechnology Corp | Portable multifunctional electrochemical bio-analyzer |
| AU2003234944A1 (en) | 2002-08-27 | 2004-03-18 | Bayer Healthcare, Llc | Methods of Determining Glucose Concentration in Whole Blood Samples |
| US7291256B2 (en) | 2002-09-12 | 2007-11-06 | Lifescan, Inc. | Mediator stabilized reagent compositions and methods for their use in electrochemical analyte detection assays |
| JP5065013B2 (ja) | 2004-05-14 | 2012-10-31 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | グルコースアッセイにおいてヘマトクリットの調整を行う方法、およびそのための装置 |
| US7905833B2 (en) * | 2004-07-13 | 2011-03-15 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
| CN101095051B (zh) | 2004-12-29 | 2012-11-14 | 生命扫描苏格兰有限公司 | 合并改进的测量电路的分析物测量仪或系统 |
| EP1742063B1 (fr) * | 2005-07-07 | 2010-09-08 | Asulab S.A. | Système de détermination différentielle du taux d'une enzyme protéolytique dans un fluide corporel |
| ATE467829T1 (de) | 2005-12-30 | 2010-05-15 | Prad Res & Dev Nv | Dichte- und viskositätssensor |
| JP5018777B2 (ja) | 2006-07-05 | 2012-09-05 | パナソニック株式会社 | 液体試料測定方法および装置 |
| EP1882745A1 (fr) * | 2006-07-25 | 2008-01-30 | The Swatch Group Research and Development Ltd. | Système électrochimique de dosage d'un composé biologique par une enzyme |
| US20080083618A1 (en) | 2006-09-05 | 2008-04-10 | Neel Gary T | System and Methods for Determining an Analyte Concentration Incorporating a Hematocrit Correction |
| WO2008047842A1 (fr) | 2006-10-19 | 2008-04-24 | Panasonic Corporation | Procédé de mesure de valeur hématocrite de prélèvement sanguin, procédé de mesure de concentration d'analyte dans un prélèvement sanguin, puce de capteur et unité de détection |
| US8101062B2 (en) | 2007-07-26 | 2012-01-24 | Nipro Diagnostics, Inc. | System and methods for determination of analyte concentration using time resolved amperometry |
| EP2193367B1 (en) | 2007-09-27 | 2019-01-23 | Philosys CO., LTD. | Method for correcting erroneous results of measurement in biosensors and apparatus using the same |
| JP4856777B2 (ja) * | 2008-03-27 | 2012-01-18 | パナソニック株式会社 | 試料測定装置、試料測定システム及び試料測定方法 |
| JP4555368B2 (ja) | 2008-07-10 | 2010-09-29 | 株式会社セコニック | 液体の粘弾性測定法 |
| US20100219085A1 (en) * | 2009-02-27 | 2010-09-02 | Edwards Lifesciences Corporation | Analyte Sensor Offset Normalization |
| IL209760A (en) * | 2009-12-11 | 2015-05-31 | Lifescan Scotland Ltd | A system and method for measuring filling is satisfactory |
| US8623660B2 (en) * | 2011-09-30 | 2014-01-07 | Lifescan Scotland Limited | Hand-held test meter with phase-shift-based hematocrit measurement circuit |
| US9903830B2 (en) | 2011-12-29 | 2018-02-27 | Lifescan Scotland Limited | Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on sensed physical characteristic(s) of the sample containing the analyte |
-
2013
- 2013-06-27 US US13/929,495 patent/US9835578B2/en active Active
-
2014
- 2014-06-25 TW TW103121815A patent/TWI639826B/zh not_active IP Right Cessation
- 2014-06-26 CN CN201910111036.XA patent/CN110082411B/zh active Active
- 2014-06-26 CN CN201480036238.8A patent/CN105378465B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2014-06-26 EP EP14732918.9A patent/EP3014257B1/en active Active
- 2014-06-26 KR KR1020167002197A patent/KR20160035584A/ko not_active Application Discontinuation
- 2014-06-26 JP JP2016522516A patent/JP6562909B2/ja active Active
- 2014-06-26 CA CA2916637A patent/CA2916637C/en active Active
- 2014-06-26 WO PCT/EP2014/063610 patent/WO2014207153A1/en active Application Filing
- 2014-06-26 RU RU2016102349A patent/RU2674706C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2014-06-26 AU AU2014301075A patent/AU2014301075B2/en not_active Ceased
- 2014-06-26 BR BR112015032560A patent/BR112015032560A2/pt not_active Application Discontinuation
-
2016
- 2016-10-13 HK HK16111836.7A patent/HK1223681A1/zh unknown
-
2017
- 2017-11-15 US US15/813,601 patent/US20180074008A1/en not_active Abandoned
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP2138841A2 (en) * | 2008-06-09 | 2009-12-30 | LifeScan, Inc. | System and method for measuring an analyte in a sample |
| WO2012017198A1 (en) * | 2010-08-02 | 2012-02-09 | Cilag Gmbh International | Systems and methods for improved accuracy for temperature correction of glucose results for control solution |
| WO2012164271A1 (en) * | 2011-05-27 | 2012-12-06 | Lifescan Scotland Limited | Peak offset correction for analyte test strip |
| WO2013030375A1 (en) * | 2011-09-02 | 2013-03-07 | Lifescan Scotland Limited | Hematocrit Corrected Glucose Measurements for Electrochemical Test Strip Using Time Differential of the Signals |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| AU2014301075A1 (en) | 2016-01-28 |
| CN105378465B (zh) | 2019-02-05 |
| US20180074008A1 (en) | 2018-03-15 |
| WO2014207153A1 (en) | 2014-12-31 |
| US20150001097A1 (en) | 2015-01-01 |
| RU2016102349A (ru) | 2017-08-01 |
| HK1223681A1 (zh) | 2017-08-04 |
| CA2916637A1 (en) | 2014-12-31 |
| US9835578B2 (en) | 2017-12-05 |
| JP2016523371A (ja) | 2016-08-08 |
| EP3014257A1 (en) | 2016-05-04 |
| CN110082411B (zh) | 2023-06-13 |
| CN110082411A (zh) | 2019-08-02 |
| CA2916637C (en) | 2022-07-05 |
| KR20160035584A (ko) | 2016-03-31 |
| TWI639826B (zh) | 2018-11-01 |
| JP6562909B2 (ja) | 2019-08-21 |
| TW201518716A (zh) | 2015-05-16 |
| BR112015032560A2 (pt) | 2017-07-25 |
| EP3014257B1 (en) | 2020-04-08 |
| CN105378465A (zh) | 2016-03-02 |
| AU2014301075B2 (en) | 2018-09-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2674706C2 (ru) | Компенсация температуры для измерения аналита на основании заданного времени получения выборки из физической характеристики образца, содержащего аналит | |
| RU2684931C2 (ru) | Ловушка ошибок аномального сигнала для измерения аналита | |
| RU2632274C2 (ru) | Точное измерение аналита для электрохимической тестовой полоски | |
| RU2670215C1 (ru) | Точные измерения аналита с помощью электрохимической тест-полоски для определения времени измерения аналита на основании измеренной температуры, физической характеристики и оценочной концентрации аналита и их температурно-компенсированных величин | |
| RU2669550C2 (ru) | Система и способ измерения аналита | |
| RU2656267C2 (ru) | Ловушка ошибок заполнения для измерения аналита на основании заданного времени получения выборки из физической характеристики образца, содержащего аналит | |
| RU2708096C2 (ru) | Ловушка ошибок стандартного электрода, определяемая по заданному времени выборки и предварительно определенному времени выборки | |
| TW201625939A (zh) | 用於電化學測試條以基於量測溫度、物理特性及估計分析物值來判定分析物量測時間之準確分析物量測法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20200627 |