ПРИОРИТЕТЫ
Настоящей заявкой утверждается приоритет ранее поданных международных патентных заявок PCT/GB2012/053276, PCT/GB2012/053277 и PCT/GB2012/053279 от 28 декабря 2012 г., из которых каждая международная патентная заявка подтверждает приоритет относительно временных патентных заявок США номер 61/581087 (номер патентного реестра DDI5220USPSP), 61/581089 (номер патентного реестра DDI5220USPSP1); 61/581099 (номер патентного реестра DDI5220USPSP2); и 61/581100 (номер патентного реестра DDI5221USPSP), все из которых поданы в один день 29 декабря 2011 г., и предварительной заявке на патент США № 61/654013 (номер патентного реестра DDI5228USPSP), поданной 31 мая 2012 г., и все ранее поданные заявки включены в настоящий документ путем ссылки, как если бы они были полностью изложены в настоящем описании.
ПРЕДПОСЫЛКИ СОЗДАНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Биосенсоры 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 крови пациента, страдающего сахарным диабетом. Измерение глюкозы может основываться на селективном окислении глюкозы ферментной глюкозооксидазой (GO). Реакции, которые могут происходить в биосенсоре для определения уровня глюкозы, сведены ниже в уравнения 1 и 2.
Глюкоза + GO(ox)→ Глюконовая кислота + GO(red)
GO(red)+2 Fe(CN)63-→ GO(ox)+2 Fe(CN)64-
Как показано в уравнении 1, глюкоза окисляется до глюконовой кислоты окисленной формой глюкозооксидазы (GO(ox)). Следует отметить, что GO(ox) может также называться «окисленный фермент». В ходе реакции, описанной в Уравнении 1, окисленный фермент GO(ox) переходит в восстановленное состояние, которое обозначается «GO(red)» (т.е., «восстановленный фермент» (от англ. «reduced enzyme»)). Далее восстановленный фермент GO(red) снова окисляется или превращается обратно в GO(ox) в результате реакции с Fe(CN)63- (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)63- восстанавливается в Fe(CN)64- (который обозначается или «восстановленный медиатор», или как «ферроцианид»).
Когда описанные выше реакции протекают в условиях тестового сигнала, поданного между двумя электродами, тестовый ток можно создавать путем повторного электрохимического окисления восстановленного медиатора на поверхности электрода. Следовательно, поскольку в идеальных условиях количество ферроцианида, образовавшееся в результате вышеописанной химической реакции, прямо пропорционально количеству глюкозы в пробе, расположенной между электродами, возникающий тестовый ток будет пропорционален содержанию глюкозы в пробе. Медиатор, такой как феррицианид, представляет собой соединение, которое принимает электроны от фермента, такого как глюкозооксидаза, а затем отдает эти электроны электроду. При увеличении концентрации глюкозы в пробе количество образованного восстановленного медиатора также увеличивается; следовательно, существует прямая связь между тестовым током, полученным в результате повторного окисления восстановленного медиатора, и концентрацией глюкозы. В частности, передача электронов по электрическому интерфейсу генерирует тестовый ток (2 моля электронов на каждый моль окисленной глюкозы). Тестовый ток, полученный в результате введения глюкозы, можно, таким образом, называть током глюкозы.
На работу электрохимических биодатчиков может негативно воздействовать присутствие в крови некоторых компонентов, которые могут нежелательным образом влиять на процесс измерений и точность определяемого сигнала. Такая 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, занимаемого красными кровяными клетками в крови, могут приводить к колебаниям показаний уровня глюкозы, измеряемых с помощью одноразовых электрохимических биосенсоров. Как правило, смещение в отрицательную сторону (т.е. заниженная вычисленная концентрация аналита) наблюдается при высоком гематокрите, а смещение в положительную сторону (т.е. завышенная вычисленная концентрация 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 медиатора. В результате действия этих факторов показания уровня глюкозы будут меньше ожидаемых в связи с низкой выработкой тока при проведении электрохимической реакции. Напротив, при низком гематокрите на электрохимическую реакцию может воздействовать меньшее количество эритроцитов, чем ожидается, и, следовательно, измеряемый ток может быть выше. Кроме этого, от гематокрита также зависит сопротивление пробы крови, что может повлиять на результаты измерения напряжения и/или тока.
Для снижения или устранения отклонений в значениях уровня глюкозы, связанных с гематокритом, применяют несколько стратегий. Например, были разработаны биосенсоры, 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 содержат лизирующие вещества и системы, выполненные с возможностью определения концентрации гемоглобина для корректировки влияния гематокрита. Кроме того, биосенсоры были выполнены с возможностью измерять гематокрит путем измерения электрического сигнала переменного тока в образце жидкости или оптических показателей после облучения образца крови светом, или измерения гематокрита, основанного на измерении времени заполнения камеры образцом. Общепринятой методикой стратегий, включающих определение гематокрита, является использование измеренного значения гематокрита для изменения или внесения поправки в уже измеренную концентрацию аналита, и эта методика в целом показана и описана в следующих соответствующих опубликованных патентных заявках США 2010/0283488; 2010/0206749; 2009/0236237; 2010/0276303; 2010/0206749; 2009/0223834; 2008/0083618; 2004/0079652; 2010/0283488; 2010/0206749; 2009/0194432 или патентов США №№ 7972861 и 7258769, все из которых включены в настоящую заявку путем ссылки.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Заявитель представил различные варианты осуществления техники измерения, позволяющей улучшить измерение уровня глюкозы, используя зависимость между временем получения выборки и гематокритом для получения или расчета конкретного времени получения выборки, которое затем используется для более аккуратного расчета концентрации аналита на электрохимическом биосенсоре. Данная новая техника измерения не основывается на коррекции(ях) или модификации(ях) измерения аналита, тем самым уменьшая время теста и в тоже время повышая точность измерения.
По первому аспекту представлен способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора. Биодатчик имеет по меньшей мере два электрода и реагент, помещенный по меньшей мере на один из электродов. Способ может быть реализован этапами, включающими в себя: нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита; подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца; приложение к образцу второго сигнала такой же длительности, как и первый, перекрывающегося с последовательностью тестирования для получения первого переходного выходного сигнала, при этом первый переходный выходной сигнал коррелирует как с продолжительностью, так и с величиной первого сигнала; извлечение конкретного времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования на протяжении первого периода времени получения выборки на основе физической характеристики образца; установление второго периода времени получения выборки на основе конкретного времени получения выборки таким образом, чтобы второй период времени получения выборки перекрывался с первым периодом времени получения выборки; получение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала применительно ко второму периоду времени получения выборки; разделение второго переходного сигнала на дискретные интервалы, отсчитываемые по отношению к продолжительности второго измерения; выведение соответствующих величин второго переходного сигнала на отдельных выбранных интервалах во втором периоде времени получения выборки; и определение концентрации аналита, основанное на соответствующих величинах второго переходного сигнала на дискретных выбранных интервалах во время второго измерения.
По второму аспекту представлен способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора. Биодатчик имеет по меньшей мере два электрода и реагент, помещенный по меньшей мере на один из электродов. Способ может быть реализован этапами, включающими в себя: нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита; подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца; приложение к образцу второго сигнала такой же длительности, как и первый, перекрывающегося с последовательностью тестирования для получения первого переходного выходного сигнала, при этом первый переходный выходной сигнал коррелирует как с продолжительностью, так и с величиной первого сигнала; извлечение конкретного времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования на протяжении первого периода времени получения выборки на основе физической характеристики образца; получение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала на протяжении второго периода времени получения выборки; выведение соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных интервалах во втором периоде времени получения выборки; и определение концентрации аналита, основанное на соответствующих величинах второго переходного сигнала в выбранных интервалах во время второго измерения.
По третьему аспекту представлен способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора. Биодатчик имеет по меньшей мере два электрода и реагент, помещенный по меньшей мере на один из электродов. Способ может быть реализован этапами, включающими в себя: нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита; подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца; извлечение конкретного времени получения выборки в течение первого периода времени получения выборки; приложение второго сигнала к образцу во время первого измерения; измерение или получение выборки первого переходного выходного сигнала от образца на протяжении первого периода времени получения выборки; установление конкретного диапазона времени, который включает в себя конкретное время получения выборки в первый период времени получения выборки; получение множества величин первого переходного сигнала в соответствующих дискретных интервалах в пределах конкретного отрезка времени и определение концентрации аналита, основанное на величинах первого переходного сигнала на этапе определения.
По четвертому аспекту представлен способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора. Биодатчик имеет по меньшей мере два электрода и реагент, помещенный по меньшей мере на один из электродов. Способ может быть реализован этапами, включающими в себя: нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита; подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца; извлечение конкретного времени получения выборки в течение первого периода времени получения выборки; приложение второго сигнала к образцу во время первого измерения; измерение или получение выборки первого переходного выходного сигнала от образца на протяжении первого периода времени получения выборки; получение множества величин первого переходного выходного сигнала во временных интервалах, отличных от приблизительно конкретного времени получения выборки; и определение концентрации аналита, основанное на множестве величин первого переходного сигнала на этапе определения.
По пятому аспекту представлен способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора. Биодатчик имеет по меньшей мере два электрода и реагент, помещенный по меньшей мере на один из электродов. Способ может быть реализован этапами, включающими в себя: нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для аналита на каждом из множества биосенсоров; приложение первого сигнала к образцу для получения физических характеристик образца на каждом из множества биосенсоров; получение времени конкретного измерения во время первого измерения на каждом из множества биосенсоров; приложение второго сигнала к образцу во время первого измерения на каждом из множества биосенсоров; измерение или оценка первого переходного выходного сигнала с образца во время первого измерения на каждом из множества биосенсоров; определение конкретного отрезка времени, включающего конкретное время получения выборки при первом измерении на каждом из множества биосенсоров; получение множества величин первого переходного сигнала в соответствующих дискретных интервалах в пределах конкретного отрезка времени и определение концентрации аналита, основанное на величинах первого переходного сигнала на этапе определения, таким образом, что погрешность между множеством концентраций аналита, определяемая на этапе определения для каждого из множества биосенсоров, меньше, чем ±15% по сравнению со стандартными показателями для 30%-ного, 42%-ного и 55%-ного гематокрита.
Для этих аспектов следующие приспособления могут быть применены в различных комбинациях. Например, конкретный отрезок времени может включать величины первого переходного сигнала, измеренные до наступления конкретного времени получения выборки; Этап выделения конкретного времени получения выборки может включать вычисление времени определенного конкретного измерения, произведенного при первом измерении и основанного на физических характеристиках образца; этап вычисления времени определенного конкретного измерения может включать использование следующего уравнения:
,
где
«КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как точка во времени от начала последовательности тестирования, в которой производится выборка выходного сигнала биосенсора,
H представляет собой физическую характеристику образца;
x1 составляет приблизительно 4,3e5, или равно 4,3e5, или равно 4,3e5±10%, 5% или 1% от приведенного численного значения;
x2 приблизительно равен (-)3,9, или равен -3,9, или равен -3,9±10%, 5% или 1% от его числового значения; и
x3 составляет приблизительно 4,8, или равно 4,8, или равно 4,8±10%, 5% или 1% от приведенного численного значения.
Для этих аспектов следующие приспособления могут быть применены в различных комбинациях. Например, этап установления продолжительности второго измерения может включать получение абсолютного показателя разницы между конкретным временем получения выборки и предварительно конкретным временем для определения времени начала (T1) и времени конца (T2) приблизительно равного времени конкретного измерения. Продолжительность первого измерения может включать около 10 секунд или меньше, когда производится нанесение образца; этап получения далее может включать в себя определение продолжительности второго измерения, которое перекрывает продолжительность первого измерения и включает часть первого переходного сигнала и его величины относительно продолжительности второго измерения, при этом часть рассматривается как второй переходный сигнал; этап получения второго переходного сигнала может включать в себя выделение из первого переходного сигнала его части, которая рассматривается как второй переходный сигнал в пределах продолжительности второго измерения; извлечение соответствующих величин второго переходного сигнала при дискретных выбранных временных интервалах может включать подсчет величины второго переходного сигнала во время каждого выбранного временного интервала; разделение может включать разделение второго переходного сигнала по меньшей мере на 22 интервала в последовательности, начиная с интервала один (примерно начало) до интервала двадцать два (примерно конец).
Также как и другие, следующие приспособления могут также быть использованы в сочетании с вышеупомянутыми аспектами. Например, концентрация аналита может быть вычислена согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 17, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 17, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 17, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 13, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 13, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 13, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, ±10%, 5% или 1%;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 3 I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 3, или I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 3, ±10%, 5% или 1%;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22; I5 = величина второго переходного сигнала в интервале 22 или I5 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, ±10%, 5% или 1%;
x1≈0,75; x1=0,75 или x1=0,75±10%, 5% или 1%;
x2≈337,27; x2=337,27 или x2=337,27±10%, 5% или 1%;
x3≈(-)16,81; x3=(-)16,81 или x3=(-)16,81±10%, 5% или 1%;
x4≈1,41; x4=1,41; или x4=1,41±10%, 5% или 1%; и
x5≈2,67, x5=2,67; или x5=2,67±10%, 5% или 1%;
или концентрация аналита может быть вычислена согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 11 или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 11, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 7 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 7 или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 7, ±10%, 5% или 1%;
x1≈0,59; x1=0,59 или x1=0,59±10%, 5% или 1%;
x2≈2,51, x2=2,51, или x2=2,51±10%, 5% или 1%;
x3≈(-)12,74, x3=(-)12,74, или x3=(-)12,74±10%, 5% или 1%;
x4≈(-)188,31, x4=(-)188,31, или x4=(-)188,31±10%, 5% или 1%; и
x5≈9,2, x5=9,2, или x5=9,2±10%, 5% или 1%;
или концентрация аналита может быть вычислена согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 20 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 20, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 20, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19 I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 19, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 19, ±10%, 5% или 1%;
x1≈20,15, x1=20,15, или x1=20,15±10%, 5% или 1%;
x2≈1,0446, x2=1,0446, или x2=1,0446±10%, 5% или 1%;
x3≈0,95, x3=0,95, или x3=0,95±10%, 5% или 1%;
x4≈1,39, x4=1,39, или x4=1,39±10%, 5% или 1%;
x5≈(-)0,71, x5=(-)0,71, или x5=(-)0,71±10%, 5% или 1%; и
x6≈0,11, x6=0,11, или x6=0,11±10%, 5% или 1%;
или концентрация аналита может быть вычислена согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 1 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 1, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 1, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 2 I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 2, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 2, ±10%, 5% или 1%;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 10 I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 10, или I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 10, ±10%, 5% или 1%;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22 I5 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, или I5 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, ±10%, 5% или 1%;
x1≈0,70; x1=0,70 или x1=0,70±10%, 5% или 1%,
x2≈0,49; x2=0,49 или x2=0,49±10%, 5% или 1%,
x3≈28,59; x3=28,59 или x3=28,59±10%, 5% или 1%,
x4≈0,7; x4=0,7 или x4=0,7±10%, 5% или 1%, и
x5≈15,51; x5=15,51 или x5=15,51±10%, 5% или 1%;
или концентрация аналита может быть вычислена согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 19, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 19, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 16, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 16, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11 I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 11, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 11, ±10%, 5% или 1%;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5 I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, ±10%, 5% или 1%;
x1≈(-)1,68, x1=(-)1,68 или x1=(-)1,68±10%, 5% или 1%;
x2≈0,95, x2=0,95 или x2=0,95±10%, 5% или 1%;
x3≈(-)4,97, x3=(-)4,97 или x3=(-)4,97±10%, 5% или 1%;
x4≈6,29, x4=6,29 или x4=6,29±10%, 5% или 1%;
x5≈3,08, x5=3,08 или x5=3,08±10%, 5% или 1%;
x6≈(-)5,84, x6=(-)5,84 или x6=(-)5,84±10%, 5% или 1%;
x7≈(-)0,47, x7=(-)0,47 или x7=(-)0,47±10%, 5% или 1%;
x8≈0,01, x8=0,01 или x8=0,01±10%, 5% или 1%;
или концентрация аналита может быть вычислена согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 16, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 16, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 12 I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 12, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 12, ±10%, 5% или 1%;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 14 I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 14, или I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 14, ±10%, 5% или 1%;
x1≈1,18, x1=1,18 или x1=1,18±10%, 5% или 1%;
x2≈0,97, x2=0,97 или x2=0,97±10%, 5% или 1%;
x3≈(-)11,32, x3=(-)11,32, или x3=(-)11,32±10%, 5% или 1%;
x4≈38,76, x4=38,76 или x4=38,76±10%, 5% или 1%;
x5≈(-)39,32, x5=(-)39,32 или x5=(-)39,32±10%, 5% или 1%;
x6≈0,0928, x6=0,0928 или x6=0,0928±10%, 5% или 1%;
x7≈(-)0,85 x7=(-)0,85 или x7=(-)0,85±10%, 5% или 1%;
x8≈1,75, x8=1,75 или x8=1,75±10%, 5% или 1%;
x9≈(-)9,38, x9=(-)9,38 или x9=(-)9,38±10%, 5% или 1%; и
x10≈0,25, x10=0,25 или x10=0,25±10%, 5% или 1%.
В любых из этих характеристик величина второго переходного сигнала в каждом из множества дискретных интервалов может включать в себя среднюю величину сигнала, измеренного в каждом интервале; подача первого сигнала и передача второго сигнала могут проводиться последовательно; подача первого сигнала может перекрываться с передачей второго сигнала; подача первого сигнала может включать в себя направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца; подача первого сигнала может включать в себя направление оптического сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному оптическому сигналу определить физическую характеристику образца; физическая характеристика может включать в себя гематокрит, и аналит может включать в себя глюкозу; физические характеристики могут включать по меньшей мере вязкость, гематокрит, температуру или плотность пробы; направление сигнала может включать в себя подачу первого и второго переменных сигналов различных частот, при этом первая частота может включать частоту в отличие от второй частоты; первая частота может быть по меньшей мере на порядок ниже второй частоты; первая частота может включать в себя любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 250 кГц или от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц; получение может включать выделение второго переходного сигнала из первого переходного сигнала, отсчитываемого по отношению к продолжительности второго измерения; получение может включать удаление сигналов из первых переходных сигналов, находящихся за пределами второго измерения, оставляя таким образом второй переходный сигнал в пределах продолжительности второго измерения; получение может включать в себя хранение величин второго переходного сигнала для каждого дискретного интервала во время второго измерения.
В пятом аспекте представлена система для измерения концентрации аналита, включающая в себя биосенсор и прибор для измерения концентрации аналита. Биосенсор включает подложку, множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов. Прибор для измерения концентрации аналита включает в себя корпус, разъем порта для биосенсора, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами биосенсора. Прибор для измерения также включает в себя микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для биосенсора для приложения или измерения электрических сигналов от множества электродов во время последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подачи первого сигнала ко множеству электродов так, чтобы получить физическую характеристику образца, нанесенного на множество электродов для получения конкретного времени получения выборки, (b) приложения второго сигнала ко множеству электродов, (c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов; (d) выделения второго переходного выходного сигнала из первого выходного сигнала; (e) определения величины второго переходного выходного сигнала во множество дискретных интервалов времени; и (f) расчета концентрации аналита из величин второго переходного выходного сигнала в выбранных интервалах из множества дискретных интервалов времени.
В шестом аспекте представлена система для измерения концентрации аналита, включающая в себя тест-полоску и прибор для измерения концентрации аналита. Тест-полоска включает подложку, множество электродов, расположенных на подложке и соединенных с соответствующими разъемами электродов. Прибор для измерения концентрации аналита включает в себя корпус, разъем порта для тест-полоски, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами тест-полоски. Прибор для измерения также включает в себя микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от множества электродов во время проведения последовательности тестирования. Микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от множества электродов во время проведения последовательности тестирований, микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подачи первого сигнала ко множеству электродов так, чтобы получить физическую характеристику образца, нанесенного на множество электродов для получения конкретного времени получения выборки, (b) приложения второго сигнала ко множеству электродов, (c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов; (d) выделения второго переходного выходного сигнала из первого выходного сигнала; (e) определения величины второго переходного выходного сигнала во множество дискретных интервалов времени; и (f) расчета концентрации аналита из величин второго переходного выходного сигнала в выбранных интервалах из множества дискретных интервалов времени для оповещения о концентрации аналита в течение 10 секунд от начала проведения последовательности тестирований.
По седьмому аспекту прибор для измерения концентрации аналита включает в себя корпус, разъем порта для тест-полоски, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами тест-полоски. Прибор для измерения также включает в себя микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от множества электродов тест-полоски во время проведения последовательности тестирований, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подачи первого сигнала ко множеству электродов так, чтобы получить физическую характеристику образца, нанесенного на множество электродов для получения конкретного времени получения выборки, (b) приложения второго сигнала ко множеству электродов, (c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов; (d) выделения второго переходного выходного сигнала из первого выходного сигнала; (e) определения величины второго переходного выходного сигнала во множество дискретных интервалов времени; и (f) расчета концентрации аналита из величин второго переходного выходного сигнала в выбранных интервалах из множества дискретных интервалов времени.
В любом из пятого, шестого и седьмого аспектов следующие приспособления могут также быть использованы в сочетании с вышеупомянутыми аспектами. Например, множество электродов может включать по меньшей мере два электрода для измерения физических характеристик и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита; по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода можно разместить в одной камере, выполненной на подложке; по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода можно разместить в разных камерах, выполненных на подложке; по меньшей мере два электрода могут содержать два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита; множество электродов могут включать в себя два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита; все электроды могут быть расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой; реагент можно поместить в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и реагент можно не помещать по меньшей мере на два электрода; множество дискретных интервалов времени может состоять по меньшей мере из 22 дискретных интервалов времени, конкретное время получения выборки может быть подсчитано с помощью следующего уравнения:
,
где
«КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как точка во времени от начала последовательности тестирования, в которой производится выборка выходного сигнала биосенсора,
H представляет собой физическую характеристику образца;
x1 приблизительно равен 4,3e5, или равен 4,3e5, или равен 4,3e5±10%, 5% или 1% от его числового значения;
x2 приблизительно равен (-)3,9, или равен -3,9, или равен -3,9±10%, 5% или 1% от его числового значения; и
x3 приблизительно равен 4,8, или равен -3,9, или равен -3,9±10%, 5% или 1% от его числового значения.
Как было указано выше, другие характеристики могут быть также использованы в пятом, шестом и седьмом аспектах. Например, микропроцессор может подсчитать концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 17 или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 17, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 17, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 13, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 13, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 13, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, ±10%, 5% или 1%;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 3 I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 3 или I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 3, ±10%, 5% или 1%;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22; I5 = величина второго переходного сигнала в интервале 22 или I5 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, ±10%, 5% или 1%;
x1≈0,75, x1=0,75 или x1=0,75±10%, 5% или 1%;
x2≈337,27; x2=337,27 или x2=337,27±10%, 5% или 1%;
x3≈(-)16,81; x3=(-)16,81 или x3=(-)16,81±10%, 5% или 1%;
x4≈1,41; x4=1,41 или x4=1,41±10%, 5% или 1%; и
x5≈2,67, x5=2,67 или x5=2,67±10%, 5% или 1%.
В другом примере микропроцессор может также подсчитать концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 11, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 11, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 7 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 7, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 7, ±10%, 5% или 1%;
x1≈0,59, x1=0,59 или x1=0,59±10%, 5% или 1%;
x2≈2,51, x2=2,51 или x2=2,51±10%, 5% или 1%;
x3≈(-)12,74, x3=(-)12,74, или x3=(-)12,74±10%, 5% или 1%;
x4≈(-)188,31, x4=(-)188,31, или x4=(-)188,31±10%, 5% или 1%; и
x5≈9,2, x5=9,2 или x5=9,2±10%, 5% или 1%.
В другом примере, микропроцессор может подсчитать концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 20 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 20, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 20, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19 I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 19, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 19, ±10%, 5% или 1%;
x1≈20,15, x1=20,15 или x1=20,15±10%, 5% или 1%;
x2≈1,0446, x2=1,0446 или x2=1,0446±10%, 5% или 1%;
x3≈0,95, x3=0,95 или x3=0,95±10%, 5% или 1%;
x4≈1,39, x4=1,39 или x4=1,39±10%, 5% или 1%;
x5≈(-)0,71, x5=(-)0,71 или x5=(-)0,71±10%, 5% или 1%; и
x6≈0,11, x6=0,11 или x6=0,11±10%, 5% или 1%.
Как вариант, микропроцессор может подсчитать концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 1 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 1, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 1, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 2 I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 2, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 2, ±10%, 5% или 1%;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 10 I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 10, или I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 10, ±10%, 5% или 1%;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22 I5 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, или I5 = величина второго переходного сигнала в интервале 22, ±10%, 5% или 1%;
x1≈0,70; x1=0,70 или x1=0,70±10%, 5% или 1%,
x2≈0,49; x2=0,49 или x2=0,49±10%, 5% или 1%,
x3≈28,59, x3=28,59 или x3=28,59±10%, 5% или 1%,
x4≈0,7, x4=0,7 или x4=0,7±10%, 5% или 1%, и
x5≈15,51, x5=15,51 или x5=15,51±10%, 5% или 1%;
или микропроцессор подсчитывает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 19, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 19, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 16, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 16, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11 I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 11, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 11, ±10%, 5% или 1%;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5 I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, ±10%, 5% или 1%;
x1≈(-)1,68, x1=(-)1,68 или x1=(-)1,68±10%, 5% или 1%;
x2≈0,95, x2=0,95 или x2=0,95±10%, 5% или 1%;
x3≈(-)4,97, x3=(-)4,97 или x3=(-)4,97±10%, 5% или 1%;
x4≈6,29, x4=6,29 или x4=6,29±10%, 5% или 1%;
x5≈3,08, x5=3,08 или x5=3,08±10%, 5% или 1%;
x6≈(-)5,84, x6=(-)5,84 или x6=(-)5,84±10%, 5% или 1%;
x7≈(-)0,47, x7=(-)0,47 или x7=(-)0,47±10%, 5% или 1%;
x8≈0,01, x8=0,01 или x8=0,01±10%, 5% или 1%;
или микропроцессор подсчитывает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16 I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 16, или I1 = величина второго переходного сигнала в интервале 16, ±10%, 5% или 1%;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5 I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, или I2 = величина второго переходного сигнала в интервале 5, ±10%, 5% или 1%;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 12 I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 12, или I3 = величина второго переходного сигнала в интервале 12, ±10%, 5% или 1%;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 14 I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 14, или I4 = величина второго переходного сигнала в интервале 14, ±10%, 5% или 1%;
x1≈1,18, x1=1,18 или x1=1,18±10%, 5% или 1%;
x2≈0,97, x2=0,97 или x2=0,97±10%, 5% или 1%;
x3≈(-)11,32, x3=(-)11,32 или x3=(-)11,32±10%, 5% или 1%;
x4≈38,76, x4=38,76 или x4=38,76±10%, 5% или 1%;
x5≈(-)39,32, x5=(-)39,32 или x5=(-)39,32±10%, 5% или 1%;
x6≈0,0928, x6=0,0928 или x6=0,0928±10%, 5% или 1%;
x7≈(-)0,85, x7=(-)0,85, или x7=(-)0,85±10%, 5% или 1%;
x8≈1,75, x8=1,75 или x8=1,75±10%, 5% или 1%;
x9≈(-)9,38, x9=(-)9,38 или x9=(-)9,38±10%, 5% или 1%; и
x10≈0,25, x10=0,25 или x10=0,25±10%, 5% или 1%.
Дополнительные характеристики могут быть также использованы в пятом, шестом и седьмом аспектах. Например, величина второго переходного сигнала в каждом из множества дискретных интервалов может включать в себя среднюю величину сигнала, измеренного в каждом интервале; погрешность между показателями концентрации аналита, подсчитанная микропроцессором, может быть менее ±15% по сравнению со стандартным показателем 30%-ного гематокрита; погрешность между показателями концентрации аналита, подсчитанная микропроцессором, может быть менее ±15% по сравнению со стандартным показателем 42%-ного гематокрита; погрешность между показателями концентрации аналита, подсчитанная микропроцессором, может быть менее ±15% по сравнению со стандартным показателем 55%-ного гематокрита.
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 рисунками, которым сначала предпослано их краткое описание.
В любом из вышеперечисленных аспектов жидкостью/физиологической пробой может быть кровь. В любом из вышеперечисленных аспектов аналитом может быть глюкоза. В любом из вышеперечисленных аспектов физические характеристики могут включать по меньшей мере вязкость, гематокрит или плотность пробы, или физические характеристики могут включать гематокрит, при условии (как вариант), что уровень гематокрита колеблется от 30% до 55%. В любом из вышеперечисленных аспектов первый и/или второй сигнал может быть электрическим. В частности переменный сигнал может быть сигналом переменного тока. В любом из вышеперечисленных аспектов, где H представляет или является физической характеристикой образца, это может быть в форме гематокрита. В любом из вышеперечисленных аспектов физическая характеристика может быть определена из таких измеряемых показателей, как импеданс или разность в фазовых углах или разница между входным и выходным сигналами с образца.
В вышеупомянутых аспектах изобретения этапы выделения, определения, получения, разделения, извлечения, установления, расчета и/или хранения (возможно совместно с уравнением) могут быть выполнены посредством электронной схемы или микропроцессора. Данные этапы также могут быть реализованы в форме исполняемых команд, хранящихся на машиночитаемом носителе; причем команды, при их исполнении компьютером, могут реализовывать этапы любого из указанных выше способов.
В дополнительных аспектах описания подразумеваются машиночитаемые носители, причем каждый носитель содержит исполняемые команды, которые, при их исполнении компьютером, могут реализовывать этапы любого из указанных выше способов.
В дополнительных аспектах описания подразумеваются устройства, такие как испытательные приборы для измерения или устройства для измерения аналита, причем каждое устройство или прибор для измерения содержит электронную схему или процессор, выполненные с возможностью выполнения этапов любого из указанных выше способов.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Сопроводительные ЧЕРТЕЖИ, 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 фиг. 1 показана система измерения аналита.
На фиг. 2A схематически показаны компоненты прибора для измерения 200.
На фиг. 2B схематически изображены компоненты другого варианта прибора для измерения 200.
На фиг. 3A(1) изображен биосенсор 100 системы, показанной на фиг. 1, с электродами, замеряющими две физические характеристики.
На фиг. 3A(2) показан вариант тест-полоски, показанной на фиг. 3A(1), в котором присутствуют экранирующий или заземляющий электрод в непосредственной близости от входа испытательной камеры.
На фиг. 3A(3) показан вариант тест-полоски, показанной на фиг. 3A(2), в котором зона нанесения реагента расширена вверх для покрытия по меньшей мере одного из электродов для определения физической характеристики.
На фиг. 3A(4) показан вариант тест-полоски 100, показанной на фиг. 3A(1), 3A(2) и 3A(3), в котором определенные компоненты тест-полоски интегрированы вместе в единый блок.
На фиг. 3A(5) изображен вид сверху биосенсора.
На фиг. 3A(6) представлено увеличенное изображение вида сверху электродов биосенсора.
На фиг. 3B представлен вариант биосенсора, изображенного на фиг. 3A(1-6), в котором один электрод, замеряющий физическую характеристику, расположен непосредственно у входа, а другой электрод, замеряющий физическую характеристику, расположен на конечной позиции тестовой ячейки, с измеряющими электродами, расположенными между этой парой электродов, замеряющих физические характеристики.
На фиг. 3C и 3D представлены варианты биосенсора, изображенного на фиг. 3A(1-6), в котором электроды, замеряющие физические характеристики, расположены рядом друг с другом на конечной позиции тестовой камеры с измеряющими электродами, расположенными выше электродов, замеряющих физические характеристики.
На фиг. 3E и 3F представлено расположение электродов, замеряющих физические характеристики, схожее с тем, что представлено на фиг. 3A(1-6), в которых пара электродов, замеряющих физические характеристики, расположена непосредственно у входа тестовую камеру.
На фиг. 3G представлен упрощенный вид в перспективе разобранного механизма аналитического биосенсора согласно варианту осуществления данного изобретения.
На фиг. 3H представлен упрощенный вид сверху аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3G.
На фиг. 3I представлен упрощенный вид сбоку в разрезе аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3H, разрез выполнен по оси А-А на фиг. 3H.
На фиг. 3J представлен упрощенный вид с торца в разрезе аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3H, разрез выполнен по оси В-В на фиг. 3H. И
На фиг. 3K представлен упрощенный вид в перспективе с пространственным разделением компонентов аналитической тест-полоски в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.
На фиг. 3L представлен упрощенный вид сверху изолирующей подложки и части первого проводящего слоя особой формы аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3К.
На фиг. 3M представлен упрощенный вид сверху первого разделительного слоя особой формы аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3K.
На фиг. 3N представлен упрощенный вид сверху второго разделительного слоя особой формы аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3K.
На фиг. 3O представлен упрощенный вид сбоку в разрезе аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3K, разрез выполнен по оси А-А на фиг. 2A.
На фиг. 3P представлен упрощенный вид в перспективе с пространственным разделением компонентов аналитической тест-полоски в соответствии с другим вариантом осуществления настоящего изобретения.
На фиг. 3Q представлен упрощенный вид сверху изолирующей подложки и первого проводящего слоя особой формы аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3Р.
На фиг. 3R представлен упрощенный вид сверху второго разделительного слоя особой формы и второго проводящего слоя особой формы аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3Р.
На фиг. 3S представлен упрощенный вид сверху третьего разделительного слоя особой формы аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3P.
На фиг. 3T представлен упрощенный вид сбоку в разрезе аналитического биосенсора, изображенного на фиг. 3P, разрез выполнен по оси А-А на фиг. 3Q.
На фиг. 4A изображен график зависимости приложенного напряжения от времени для биосенсора, показанного на фиг. 1.
На фиг. 4В изображен график зависимости тока на выходе из биосенсора, изображенного на фиг. 1, от времени.
На фиг. 5 изображена форма сигнала, приложенного к тестовой камере, и форма сигнала, измеренного с тестовой камеры, чтобы показать задержку во времени между сигналами.
На фиг. 6A изображена логическая диаграмма примерного способа достижения более точного определения аналита.
На фиг. 6B представлен вариант логического процесса, изображенного на фиг. 6A.
На фиг. 7A изображен переходный сигнал на выходе, полученный во время проведения последовательности тестирований для высокой, средней и низкой концентраций глюкозы при показателях гематокрита 30%, 42% и 55%.
На фиг. 7B показана зависимость между гематокритом и временем, при котором замерена величина переходного сигнала.
На фиг. 7C представлен один переходный сигнал на выходе, т.е. «первый переходный сигнал» из переходных сигналов, представленных на фиг. 7B.
На фиг. 7D показано выделение части одного переходного выходного сигнала, изображенного на фиг. 7C и примерные интервалы для измерения величин этой части, охарактеризованной здесь как «второй переходный сигнал».
На фиг. 7E представлены выделенные сигналы, показанные на фиг. 7B и смещенные влево таким образом, что стартовое время для каждого из вторичных переходных сигналов равно нулю.
На фиг. 8A представлены данные тестовых измерений, проведенных по известной методике, которая обнаруживает относительно большую погрешность наряду со значительными вариациями в погрешности относительно верхних и нижних показателей гематокрита.
На фиг. 8B, 8C, 8D, 8E, 8F и 8G представлены данные тестовых измерений, проведенных с вариациями примерной методики таким образом, что данные обнаруживают погрешность менее чем ±15% для уровней гематокрита от 30% до примерно 55%, отсекая в то же время относительно небольшие вариации в погрешностях гематокрита экстремальных значений.
ВАРИАНТЫ ВЫПОЛНЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Приведенное ниже подробное описание следует толковать с учетом рисунков, на которых одинаковые элементы на разных рисунках представлены под одинаковыми номерами. Приведенные рисунки, не обязательно выполненные в реальном масштабе, показывают выбранные варианты осуществления и не призваны ограничить сферу действия настоящего изобретения. Подробное описание раскрывает принципы настоящего изобретения с помощью примеров, которые не ограничивают настоящее изобретение. Настоящее описание позволяет специалисту в данной области реализовывать и использовать настоящее изобретение, а также описывает несколько вариантов осуществления, доработок, модификаций, альтернативных вариантов и назначений изобретения, включая способ осуществления изобретения, который считается наилучшим в настоящее время.
Для целей настоящего изобретения термин «приблизительно» применительно к любым числовым значениям или диапазонам указывает на приемлемый допуск на размер, который позволяет элементу или множеству компонентов выполнять функцию, предусмотренную для них в настоящем изобретении. Более конкретно, «приблизительно» может относиться к диапазону значений ±10% от приводимого значения, например, «приблизительно 90%» может относиться к диапазону значений от 81% до 99%. Для целей описания настоящего изобретения «абсолютное значение» разницы означает величину разницы, т.е. она всегда положительная. Кроме этого, для целей настоящего документа термины «пациент», «оператор», «пользователь» и «субъект» относятся к любому человеку или животному и не предполагают ограничение области использования систем или способов только человеком, хотя использование предмета изобретения пациентом, который является человеком, представляет собой предпочтительный вариант осуществления изобретения. 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 при использовании в настоящем изобретении считается, что фраза «электрический сигнал» или «сигнал» включает в себя сигнал постоянного тока, переменный сигнал или любой сигнал в пределах электромагнитного спектра. Считается, что термины «процессор», «микропроцессор» или «микроконтроллер» имеют одинаковое значение и взаимозаменяют друг друга.
На фиг. 1 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 приборе для измерения, 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, со знаками на дисплее 204.
Прибор для измерения 200 может быть включен, когда биосенсор 100 (или его варианты 400, 500 или 600) 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. Глюкометр 200 может быть выключен, когда биосенсор 100 (или его варианты 400, 500 или 600) вынимают, нажатием и удерживанием в течении короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206, нахождением и выбором опции выключения в главном меню экрана, или если ни одна кнопка не будет нажата в течении предопределенного промежутка времени. В качестве опции, дисплей 104 может содержать 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, прибор для измерения выполнен с возможностью не получать входные калибровочные данные от внешних источников, таких как интерфейс пользователя (например, средства 206, 210, 214), вставленная тест-полоска, отдельная кодирующая клавиша или кодирующая полоска, порт обмена данными 218. В таком вводе калибровочной информации нет необходимости тогда, когда все партии тест-полосок обладают по существу одинаковыми калибровочными характеристиками. Ввод калибровочной информации может состоять из набора значений, приписанных конкретной партии тест-полосок. 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 приборе для измерения, как описано ниже.
На фиг. 2A показан пример внутреннего устройства испытательного прибора для измерения 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 обрывания для партии. Предварительно загруженная калибровочная информация может быть доступна для процессора 300 и использована процессором 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 наносится на биосенсор 100 (или его варианты 400, 500 или 600), вставленного 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 прибора для измерения 200 представлены и описаны в публикации международной заявки на патент № WO2006070200, которая включена в настоящую заявку путем ссылки, как если бы она была полностью изложена в настоящем описании.
На фиг. 3А(1) представлен вид в перспективе с пространственным разделением компонентов тест-полоски 100, которая может включать в себя семь слоев, нанесенных на подложку 5. Семь слоев, нанесенных на подложку 5, могут представлять собой первый проводящий слой 50 (который может также называться электродным слоем 50), изолирующий слой 16, два перекрывающихся слоя реагента 22a и 22b, адгезивный слой 60, который включает в себя адгезивные части 24, 26 и 28, гидрофильный слой 70 и верхний слой 80, который образует покрытие 94 тест-полоски 100. Тест-полоску 100 можно произвести в несколько этапов с последовательным нанесением на подложку 5 проводящего слоя 50, изолирующего слоя 16, слоев реагента 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, замеряющие физические характеристики 19a и 20a 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. Тест-полоска 100 имеет дистальную часть 3 и проксимальную часть 4, как показано на фиг. 3A(1).
Тест-полоска 100 может включать в себя отсек для размещения пробы 92, из которого может быть взята или в который может быть помещена проба физиологической жидкости 95 (фиг. 3A(2)). Описанный в настоящем документе образец физиологической текучей среды может представлять собой кровь. Камера для приема образца 92 может включать в себя входное отверстие на проксимальном конце и выходное отверстие в боковых кромках тест-полоски 100, как показано на фиг. 3А(1). Проба жидкости 95 может быть помещена во входное отверстие вдоль оси L-L (фиг. 3A(2)) для заполнения отсека для размещения пробы 92, чтобы можно было измерить аналит в пробе. Каждая из боковых кромок первой адгезивной площадки 24 и второй адгезивной площадки 26, размещенных смежно со слоем реагента 22, образует стенку камеры для приема образца 92, как показано на фиг. 3А(1). Нижняя часть, или «дно», камеры для приема образца 92 может включать в себя часть подложки 5, проводящего слоя 50 и изолирующего слоя 16, как показано на фиг. 3А(1). Верхняя часть, или «крыша», камеры для приема образца 92 может включать в себя дистальную гидрофильную часть 32, как показано на фиг. 3А(1). В тест-полоске 100, как показано на фиг. 3A(1), подложку 5 можно использовать в качестве основы для поддержки последующих нанесенных 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 можно изготовить 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 140°C. 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: смолу VAGH в соотношении приблизительно 2,90:1 и соотношение графита: газовую сажу в соотношении приблизительно 2,62:1 в графитовой краске.
В тест-полоске 100, как показано на фиг. 3A(1), первый проводящий слой 50 может включать в себя контрольный электрод 10, первый рабочий электрод 12, второй рабочий электрод 14, третий и четвертый электроды для определения физической характеристики 19a 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 контрольного электрода 7 и детекторную полоску 17. Электроды для определения физической характеристики 19a и 20a имеют соответствующие дорожки электрода 19b и 20b. Проводящий слой может быть образован из углеродных чернил. 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 до первой контактной площадки 13. Аналогичным образом, дорожка второго рабочего электрода 9 обеспечивает электрически непрерывный путь от второго рабочего электрода 14 до второй контактной площадки 15. Аналогичным образом, дорожка контрольного электрода 7 обеспечивает электрически непрерывный путь от контрольного электрода 10 до контрольной контактной площадки 11. Детекторная полоска 17 имеет электрическое соединение с контрольной контактной площадкой 11. Дорожки третьего и четвертого электродов 19b и 20b соединены с соответствующими электродами 19a и 20a. Испытательный прибор для измерения может обнаруживать правильное введение тест-полоски 100 путем измерения непрерывной связи между контрольной контактной площадкой 11 и детекторной полоской 17, как показано на фиг. 3А(1).
В варианте осуществления, показанном на фиг. 3A(2), который представляет собой вариант тест-полоски, показанной на фиг. 3A(1), предусмотрен дополнительный электрод 10a в качестве продолжения любого из множества электродов 19a, 20a, 14, 12 и 10. Следует отметить, что встроенный экранирующий или заземляющий электрод 10a используется для снижения или устранения любой электрической емкостной связи между пальцем или телом пользователя и электродами для измерения физической характеристики 19a и 20a. Заземляющий электрод 10a позволяет отвести любую электрическую емкость от индикаторных электродов 19a и 20a. Для этого заземляющий электрод 10a можно соединить с любым из других пяти электродов или с его собственной отдельной контактной площадкой (и дорожкой) для соединения с общим проводом прибора для измерения вместо соединения с одной или более контактными площадками 15, 17, 13 через соответствующие дорожки 7, 8 и 9. В предпочтительном варианте осуществления заземляющий электрод 10a соединен с одним из трех электродов, поверх которых нанесен реагент 22. В наиболее предпочтительном варианте осуществления заземляющий электрод 10a соединен с электродом 10. Предпочтительно соединить заземляющий электрод с контрольным электродом (10), чтобы не создавать при измерении рабочим электродом дополнительных токов, которые могут быть обусловлены наличием в образце соединений, создающих фоновые помехи. Более того, считается, что соединение экранированного или заземленного электрода 10a с электродом 10 эффективно увеличивает размер антиэлектрода 10, который становится ограниченным особенно при мощных сигналах. В варианте осуществления, показанном на фиг. 3A(2), реагенты расположены таким образом, чтобы не контактировать с измерительными электродами 19a и 20a. В альтернативном варианте осуществления, показанном на фиг. 3A(3), реагент 22 расположен таким образом, чтобы реагент 22 контактировал с по меньшей мере одним из индикаторных электродов 19a и 20a.
В альтернативном варианте тест-полоски 100, показанном на фиг. 3A(4), верхний слой 38, слой гидрофильной пленки 34 и разделитель 29 объединены вместе для образования интегрального узла для установки на подложке 5 со слоем реагента 22', нанесенным в непосредственной близости от изолирующего слоя 16'.
На фиг. 3A(5), представляющей вид сверху, видно, что первые два электрода 19a и 20a расположены ближе всех к каналу приема крови 18. Токопроводящие дорожки электродов выполнены с возможностью входить в контакт с пятью соответствующими контактными поверхностями порта приема полоски. Как показано на фиг. 3A(6), на которой в увеличенном виде представлен конец тест-полоски 100, вмещающий пробу, токопроводящая дорожка первого электрода 19a, расположенная на расстоянии L1 от второй токопроводящей дорожки 20a. Токопроводящая дорожка второго электрода 20a расположена на расстоянии L2 от электрода 10, при этом расстояние L2 может составлять примерно от 1 до примерно ½ от расстояния L1. Толщина h1 электрода 19a может быть одинаковой или отличаться от толщины h2 второго электрода 20a. В электроде 10, толщина h3 может быть примерно в 6-7 больше толщины h1, в то время как соответствующие толщины h4 и h5 могут быть примерно в 2-4 раза больше чем h1 или h2. В предпочтительном варианте осуществления расстояние L1 может составлять примерно 1,2 миллиметра и толщина h1 может быть примерно 0,2 миллиметра.
Варианты биосенсора 100 (фиг. 3A (1-6)) показаны на фиг. 3B-3T. Коротко говоря, что касается вариаций биосенсора 100 (пример которого изображен на фиг. 3B-3T), такие биосенсоры включают слой ферментного реагента, помещенный на рабочий электрод, разделительный слой особой формы, расположенный над первым электропроводами слоем определенной формы и предназначенный для создания камеры образца внутри аналитического биосенсора, и второй электропроводящий слой особой формы, расположенный над первым электропроводами слоем особой формы. Второй профилированный проводящий слой включает в себя первый электрод для измерения фазового сдвига и второй электрод для измерения 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 аналитического биосенсора. Такие электроды для измерения фазового сдвига в настоящем документе также называются электродами для измерения фазового сдвига физиологической жидкости. Аналитические 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. В этом заключается отличие от конфигурации, в которой первый и второй электроды для измерения фазового сдвига нанесены копланарно с рабочим и контрольным электродами, в результате чего требуется больший объем образца биологической текучей среды и камеры для приема образца, чтобы образец биологической текучей среды мог покрыть первый и второй электроды для измерения фазового сдвига, а также рабочий и контрольный электроды.
Как показано на фиг. 3B, электроды для измерения определяемых веществ 10, 12 и 14 располагаются практически в том же сочетании, что и на фиг. 3A (1, 2, 3, 4, 5 или 6). Электроды 19a и 20a для определения уровня гематокрита, однако, расположены на некотором расстоянии друг от друга, при этом электрод 19a расположен ближе ко входу 92a в тестовую камеру 92, а противоположный электрод 20a расположен на другом конце камеры 92. По меньшей мере один электрод биосенсора расположен так, чтобы касаться слоя реагента 22.
На фиг. 3C, 3D, 3E и 3F электроды для определения гематокрита 19a и 20a расположены поблизости друг от друга и могут быть расположены на участке 92b, противоположном стороне входа 92a в тестовую камеру 92 (фиг. 3C и 3D) или вблизи от входа 92a (фиг. 3E и 3F). Во всех данных вариантах осуществления электроды для определения физической характеристики отделены от слоя реагента 22 таким образом, чтобы данные электроды для определения физической характеристики не затрагивала электрохимическая реакция реагента в присутствии образца текучей среды (например, крови или межклеточной жидкости), содержащего глюкозу.
Как показано на фиг. 3G-3J, электрохимический аналитический биосенсор 400 включает слой электроизоляционной подложки 402, первый электропроводящий слой особой формы 404, расположенный поверх слоя электроизолирующей подложки, слой ферментного реагента 406 (для ясности показан только на фиг. 3G), разделительный слой особой формы 408, второй электропроводящий слой особой формы 410, расположенный поверх первого электропроводящего слоя особой формы 404, а также электроизолирующий верхний слой 412. Разделительный слой особой формы 408 выполнен таким образом, что электрохимический аналитический биосенсор 400 также имеет камеру для образца 414, образованную в нем разделительным слоем особой формы 408, который образует внешние стенки камеры для образца 414.
Первый профилированный проводящий слой 404 включает в себя три электрода, противоэлектрод 404a (также называемый контрольным электродом), первый рабочий электрод 404b и второй рабочий электрод 404c (см. фиг. 3G).
Второй профилированный проводящий слой 410 включает в себя первый электрод для измерения фазового сдвига 411 и второй электрод для измерения фазового сдвига 413. Второй профилированный проводящий слой 410 также включает в себя первый зондовый контакт для измерения фазового сдвига 416 и второй зондовый контакт для измерения фазового сдвига 418.
Во время использования электрохимического аналитического биосенсора 400 для определения какого-либо вещества в образце физиологической жидкости (например, концентрации глюкозы в образце крови) электроды 404a, 404b и 404c используются в присоединенном приборе для измерения (не показан) для отслеживания электрохимического отклика соответствующего аналитического биосенсора. Электрохимический отклик может представлять собой, например, соответствующий ток, вызываемый электрохимической реакцией. Амплитуду такого тока можно затем скоррелировать, принимая во внимание физическую характеристику (например, гематокрит) образца физиологической жидкости, определяемую по фазовому сдвигу образца физиологической жидкости, с количеством аналита, присутствующим в исследуемом образце физиологической жидкости. Во время такого использования образец физиологической жидкости наносится на электрохимический аналитический биосенсор 400 и, следовательно, попадает в камеру для образца 414.
Электроизоляционный слой подложки 402 может представлять собой любую подходящую электроизоляционную подложку, известную специалистам в данной области, включая, например, нейлоновую подложку, поликарбонатную подложку, полиимидную подложку, поливинилхлоридную подложку, полиэтиленовую подложку, полипропиленовую подложку, гликолятполиэфирную (ПЭТФ) подложку, полистирольную подложку, кремниевую подложку, керамическую подложку, стеклянную подложку или полиэфирную подложку (например, полиэфирную подложку толщиной 7 миллиметров). Электроизоляционная подложка может иметь любые размеры, включая, например, ширину около 5 мм, длину около 27 мм и толщину около 0,5 мм.
Первый профилированный проводящий слой 404 можно сформировать из любого подходящего электропроводного материала, такого как, например, золото, палладий, углерод, серебро, платина, оксид олова, иридий, индий или их комбинаций (например, допированного индием оксида олова). Более того, для формирования первого профилированного проводящего слоя 404 можно использовать любую подходящую технологию или комбинацию технологий, включая, например, напыление, выпаривание, химическое осаждение, трафаретную печать, контактную печать, лазерную абляцию или глубокую печать. Типичная, но не обязательно именно такая толщина электропроводящего слоя особой формы лежит в диапазоне от 5 до 400 нанометров.
Как известно, обычные электрохимические биосенсоры для определения аналитов (например, тест-полоски) используют рабочий электрод и связанный с ним противоэлектрод, а также слой ферментного реагента для того, чтобы содействовать электрохимической реакции с выбранным определяемым веществом и, следовательно, для определения его наличия и/или концентрации. Например, электрохимический биосенсор для определения концентрации растворенной глюкозы в образце крови может использовать ферментный реагент, который включает фермент глюкозооксидазу и ион-посредник феррицианид (который восстанавливается до ферроцианида во время электрохимической реакции). Такие стандартные аналитические тест-полоски и слои ферментативного реагента описаны, например, в патентах США № 5708247; 5951836; 6241862 и 6284125; каждый из которых включен в настоящую заявку путем ссылки. В данном отношении слой реагента, используемый в различных вариантах осуществления, описанных в настоящем документе, может включать в себя любые подходящие растворимые в образце ферментативные реагенты, причем выбор ферментативных реагентов зависит от определяемого аналита и образца биологической текучей среды. Например, если в образце крови будет определяться глюкоза, то слой ферментного реагента 406 наряду с другими необходимыми для работы компонентами будет включать оксидазу или глюкозодегидрогеназу.
По существу слой ферментативного реагента 406 включает в себя по меньшей мере фермент и медиатор. Примеры подходящих медиаторов включают в себя, например, рутений, хлорид гексаамминрутения (III), феррицианид, ферроцен, производные ферроцена, осмийбипиридильные комплексы и производные хинонов. Примеры подходящих ферментов включают в себя глюкозооксидазу, глюкозодегидрогеназу (GDH) с использованием пирролохинолинхинонового (PQQ) кофактора, GDH с использованием никотинамидадениндинуклеотидного (NAD) кофактора и GDH с использованием флавинадениндинуклеотидного (FAD) кофактора. Слой ферментативного реагента 406 можно наносить в процессе изготовления с использованием любой подходящей технологии, включая, например, трафаретную печать.
Заявитель отмечает, что слой ферментного реагента 406 может также содержать подходящие буферные вещества (например, трис-солянокислый буфер, цитраконат, цитрат и фосфат), гидроксиэтилцеллюлозу (ГЭЦ), карбоксиметилцеллюлозу, этилцеллюлозу и альгинат, стабилизаторы ферментов и другие известные специалистам вещества.
Дополнительные подробности относительно использования электродов и слоев ферментативного реагента для определения концентраций аналитов в образце биологической текучей среды, хотя и в отсутствие электродов для измерения фазового сдвига, аналитических тест-полосок и связанных с ними способов, описанных в настоящем документе, приведены в патенте США № 6733655, который полностью включен в настоящую заявку путем ссылки.
Профилированный разделительный слой 408 можно сформировать из любого подходящего материала, включая, например, двухсторонний слой контактного клея толщиной 95 микрон, слой термоактивируемого клея или слой термореактивного полимерного клея. Профилированный разделительный слой 408 может иметь, например, толщину в диапазоне от приблизительно 1 микрона до приблизительно 500 микрон, предпочтительно от приблизительно 10 микрон до приблизительно 400 микрон, и более предпочтительно - от приблизительно 40 микрон до приблизительно 200 микрон.
Второй профилированный проводящий слой 410 можно сформировать из любого подходящего проводящего материала, включая, например, медь, серебро, палладий, золото и проводящие углеродные материалы. Второй профилированный проводящий слой 410 можно нанести, например, на нижнюю поверхность электроизоляционного верхнего слоя 412 (как показано на фиг. 3G-3J) или встроить в нижнюю поверхность электроизоляционного верхнего слоя 412. Второй профилированный проводящий слой 410 может иметь любую подходящую толщину, включая, например, толщину в диапазоне от 20 микрон до 400 микрон.
Первый электрод для измерения фазового сдвига 411 и второй электрод для измерения фазового сдвига 413 второго профилированного проводящего слоя 410 разделены внутри камеры для приема образца 414 зазором (в горизонтальном направлении на фиг. 3J), который подходит для измерения фазового сдвига. Размер такого зазора может составлять, например, от 20 микрон до 1400 микрон, причем стандартный размер зазора составляется 500 микрон. Более того, площадь поверхности первого электрода для измерения фазового сдвига 111 и второго электрода для измерения фазового сдвига 113, которые контактируют с образом физиологической жидкости в камере для образца 414 обычно составляет 0,5 мм2, но может быть в диапазоне от 0,1 мм2 приблизительно до 2,0 мм2.
Электрохимический аналитический биосенсор 400 может быть изготовлен, например, путем последовательного соосного формирования первого электропроводящего слоя особой формы 404, слоя ферментного реагента 406, слоя разделителя особой формы 408, второго электропроводящего слоя особой формы 410 и изолирующего верхнего слоя 412 на изолирующей подложке 402. Любые подходящие методики, известные специалисту в данной области техники, могут использоваться для осуществления такого последовательного выровненного наложения, включая, например, трафаретную печать, фотолитографию, глубокую печать, химическое парофазное осаждение, катодное распыление, способы ламинирования самоклеющейся лентой и их сочетания.
Аналитические биосенсоры, в соответствии с приведенными в данном документе вариантами осуществления изобретения, могут быть предназначены, например, для рабочего электрического подключения (например, с помощью контактов первого и второго датчиков определения фазового сдвига 416 и 418) и использования с интерфейсом измерительной ячейки ручного прибора для измерения с помощью тест-полосок, как описано в смежной заявке 13/250525 [временно определяемой по номеру патентного реестра DDI5209USNP], которая настоящим включена в данный документ путем упоминания, и копия которой приводится в Приложении.
Было определено, что существует связь между реактивным сопротивлением пробы цельной крови и физическими характеристиками этой пробы (например, содержанием в ней гематокрита). Электрическое моделирование образца физиологической жидкости (например, образца цельной крови) параллельно включенными емкостными и резистивными компонентами показывает, что при пропускании сигнала переменного тока через образец физиологической жидкости фазовый сдвиг сигнала переменного сигнала будет зависеть как от частоты напряжения переменного сигнала, так и от физической характеристики образца (например, гематокрита). Таким образом, физическую характеристику (например, гематокрит) образца физиологической жидкости можно измерять, например, путем передачи на образец физиологической жидкости сигналов переменного тока известной частоты и детектирования их фазового сдвига. Электроды для измерения фазового сдвига в аналитических биосенсорах для различных вариантов осуществления изобретения, описанных в данном документе, пригодны, в частности, для осуществления такого измерения фазового сдвига, так как первый и второй электроды для измерения фазового сдвига находятся в непосредственном контакте с физиологической жидкостью, помещенной в камеру для образца.
Заявитель отмечает, что в различных вариантах осуществления аналитических биосенсоров (например, в электрохимических аналитических тест-полосках), описанных в данном документе как используемые с ручным прибором для измерения для определения аналита (такого как глюкоза) в образце физиологической жидкости (например, в образце цельной крови), такие биосенсоры могут включать изолирующую подложку, первый проводящий слой особой формы, расположенный на изолирующей подложке, и рабочий электрод со стандартным электродом. В состав аналитического биосенсора могут также входить слой ферментного реагента, расположенный на рабочем электроде, первый разделительный слой особой формы, расположенный поверх проводящего слоя особой формы и определяющий как первый канал впуска образца, так и камеру определения аналита внутри аналитического биосенсора, и второй разделительный слой особой формы, расположенный поверх первого слоя разделителя особой формы, который определяет по меньшей мере второй канал впуска образца. Также аналитический биосенсор дополнительно содержит камеру для образца физиологической жидкости, в котором измеряется фазовый сдвиг, которая гидравлически сообщается со вторым каналом впуска образца. Более того, первый канал впуска образца и камера для определения аналита в аналитическом биосенсоре изолированы от второго канала впуска образца и камеры аналитического биосенсора для определения фазового сдвига в образце биологической жидкости.
Аналитические биосенсоры из различных вариантов осуществления изобретения, описанных здесь, по мнению заявителя, имеют преимущество в том, например, что изолированность (гидравлическая и электрическая) камер определения аналита и определения фазового сдвига в биологической жидкости предотвращает потенциальное взаимовлияние определения аналита в пробе физиологической жидкости и измерения фазового сдвига в пробе той же жидкости. Заявитель отмечает, что достигаются определенные преимущества за счет того, что первый канал впуска образца и камера определения аналита отделены от второго канала впуска образца и камеры определения фазового сдвига участками первого и/или второго разделительных слоев особой формы, которые могут быть тоньше, тем самым обеспечивая аналитическому биосенсору небольшое, но механически устойчивое поперечное сечение.
Как показано на фиг. 3K-3O, электрохимический аналитический биосенсор 500 включает слой электроизоляционной подложки 502, первый электропроводящий слой особой формы 504, расположенный поверх слоя электроизолирующей подложки, слой ферментного реагента 506 (для ясности показан только на фиг. 3К), первый разделительный слой особой формы 508, второй электропроводящий слой особой формы 510, а также электроизолирующий верхний слой 511. В варианте осуществления, показанном на фиг. 3K, первый профилированный разделительный слой 508 и второй профилированный разделительный слой 510 показаны как двухслойные структуры. Однако первый и второй профилированные разделительные слои, используемые в различных вариантах осуществления, предложенных в настоящем документе, могут представлять собой одиночные слои или любые иные подходящим образом сформированные слои.
Первый разделительный слой особой формы 508 устроен таким образом, что электрохимический аналитический биосенсор 500 также включает первый канал впуска образца 512 и камеру для определения растворенного вещества 514. Первый профилированный разделительный слой 508 также выполнен с возможностью создания камеры для измерения фазового сдвига образца биологической текучей среды 516 и отверстия камеры для определения концентрации аналита в образце 518 (для ясности не показано на фиг. 3K).
Второй профилированный разделительный слой 510 выполнен с возможностью создания второго канала для приема образца 520 и отверстия камеры для измерения фазового сдвига образца биологической текучей среды 522 (для ясности не показано на фиг. 3K).
Первый профилированный проводящий слой 504 включает в себя первый электрод для измерения фазового сдвига 524, второй электрод для измерения фазового сдвига 526, два рабочих электрода 528a и 528b и контрольный электрод 530. Для ясности на фиг. 3L показаны только первый электрод для измерения фазового сдвига 524 и второй электрод для измерения фазового сдвига 526, а не весь первый профилированный проводящий слой 504.
Первый канал для приема образца 512 и камера для определения концентрации аналита в образце 514 изолированы, как жидкостно, так и электрически, от второго канала для приема образца 520 и камеры для измерения фазового сдвига образца биологической текучей среды 516 (в частности, см. фиг. 3O, на которой для ясности опущены первый и второй профилированные проводящие слои). Кроме того, в варианте осуществления, показанном на фиг. 3O, камера для измерения фазового сдвига образца физиологической жидкости расположены на одной линии относительно камеры для определения концентрации аналита в образце.
Во время использования электрохимического аналитического биосенсора 500 для определения какого-либо вещества в образце физиологической жидкости (например, концентрации глюкозы в образце крови) рабочий и стандартный электроды используются в присоединенном приборе для измерения (не показан) для отслеживания электрохимического отклика соответствующего аналитического биосенсора. Электрохимический отклик может представлять собой, например, соответствующий ток, вызываемый электрохимической реакцией. Величина такого тока может быть сопоставлена (с учетом уровня гематокрита в образце физиологической жидкости, определяемого по величине фазового сдвига в образце физиологической жидкости) с количеством аналита, содержащимся в исследуемом образце физиологической жидкости. Во время такого использования образец физиологической жидкости наносится на электрохимический аналитический биосенсор 500 и, следовательно, попадает в обе камеры - в камеру определения растворенного вещества 514 и в камеру определения фазового сдвига биологической жидкости 516.
Электроизоляционная подложка 502 может представлять собой любую подходящую электроизоляционную подложку, известную специалистам в данной области, включая, например, нейлоновую подложку, поликарбонатную подложку, полиимидную подложку, поливинилхлоридную подложку, полиэтиленовую подложку, полипропиленовую подложку, гликолятполиэфирную (ПЭТФ) подложку, полистирольную подложку, кремниевую подложку, керамическую подложку, стеклянную подложку или полиэфирную подложку (например, полиэфирную подложку толщиной 7 миллиметров). Электроизоляционная подложка может иметь любые размеры, включая, например, ширину около 5 мм, длину около 27 мм и толщину около 0,5 мм.
Первый профилированный проводящий слой 504 можно сформировать из любого подходящего электропроводного материала, такого как, например, золото, палладий, углерод, серебро, платина, оксид олова, иридий, индий или их комбинаций (например, допированного индием оксида олова). Более того, для формирования первого профилированного проводящего слоя 504 можно использовать любую подходящую технологию или комбинацию технологий, включая, например, напыление, выпаривание, химическое осаждение, трафаретную печать, контактную печать, лазерную абляцию или глубокую печать. Типичная, но не имеющая ограничительного характера, толщина профилированного проводящего слоя находится в диапазоне от 5 нанометров до 500 нанометров.
Заявитель отмечает, что обычные электрохимические биосенсоры для определения растворенных веществ, например, тест-полоски, используют рабочий электрод и связанный с ним противоэлектрод, а также слой ферментного реагента для того, чтобы содействовать электрохимической реакции с выбранным определяемым веществом и, следовательно, для определения его наличия и/или концентрации. Например, электрохимический биосенсор для определения концентрации растворенной глюкозы в образце крови может использовать ферментный реагент, который включает фермент глюкозооксидазу и ион-посредник феррицианид (который восстанавливается до ферроцианида во время электрохимической реакции). Такие стандартные аналитические тест-полоски и слои ферментативного реагента описаны, например, в патентах США № 5708247; 5951836; 6241862 и 6284125; каждый из которых включен в настоящую заявку путем ссылки. В данном отношении слой реагента, используемый в различных вариантах осуществления, описанных в настоящем документе, может включать в себя любые подходящие растворимые в образце ферментативные реагенты, причем выбор ферментативных реагентов зависит от определяемого аналита и образца биологической текучей среды. Например, если в образце крови будет определяться глюкоза, то слой ферментного реагента 506 наряду с другими необходимыми для работы компонентами будет включать оксидазу или глюкозодегидрогеназу.
По существу слой ферментативного реагента 506 включает в себя по меньшей мере фермент и медиатор. Примеры подходящих медиаторов включают в себя, например, феррицианид, ферроцен, производные ферроцена, осмийбипиридильные комплексы и производные хинонов. Примеры подходящих ферментов включают в себя глюкозооксидазу, глюкозодегидрогеназу (GDH) с использованием пирролохинолинхинонового (PQQ) кофактора, GDH с использованием никотинамидадениндинуклеотидного (NAD) кофактора и GDH с использованием флавинадениндинуклеотидного (FAD) кофактора. Слой ферментативного реагента 506 можно наносить в процессе изготовления с использованием любой подходящей технологии, включая, например, трафаретную печать.
Заявитель отмечает, что слой ферментного реагента 506 может также содержать подходящие буферные вещества (например, трис-солянокислый буфер, цитраконат, цитрат и фосфат), гидроксиэтилцеллюлозу (ГЭЦ), карбоксиметилцеллюлозу, этилцеллюлозу и альгинат, стабилизаторы ферментов и другие известные специалистам вещества.
Дополнительные подробности относительно использования электродов и слоев ферментативного реагента для определения концентраций аналитов в образце биологической текучей среды, хотя и в отсутствие электродов для измерения фазового сдвига, камер для измерения фазового сдвига образца биологической текучей среды и второго канала для приема образца аналитической тест-полоски и связанных с ними способов, описанных в настоящем документе, приведены в патенте США № 6733655, который полностью включен в настоящую заявку путем ссылки.
Первый и второй профилированные разделительные слои 508 и 510 соответственно можно сформировать из любого подходящего материала, включая, например, двухсторонний слой контактного клея толщиной 95 микрон, слой термоактивируемого клея или слой термореактивного полимерного клея. Первый профилированный разделительный слой 508 может иметь, например, толщину в диапазоне от приблизительно 1 микрона до приблизительно 500 микрон, предпочтительно от приблизительно 10 микрон до приблизительно 400 микрон, и более предпочтительно - от приблизительно 40 микрон до приблизительно 600 микрон.
Электрохимический аналитический биосенсор 500 может быть изготовлен, например, путем последовательного соосного формирования первого электропроводящего слоя особой формы 504, слоя ферментного реагента 506, первого слоя разделителя особой формы 508 и второго слоя разделителя особой формы 510 на изолирующей подложке 502. Любые подходящие методики, известные специалисту в данной области техники, могут использоваться для осуществления такого последовательного выровненного наложения, включая, например, трафаретную печать, фотолитографию, глубокую печать, химическое парофазное осаждение, катодное распыление, способы ламинирования самоклеющейся лентой и их сочетания.
Аналитические биосенсоры, в соответствии с приведенными в данном документе вариантами осуществления изобретения, могут быть предназначены, например, для рабочего электрического подключения и использования с интерфейсом измерительной ячейки ручного прибора для измерения с помощью тест-полосок, как описано в смежной заявке 13/250525 [временно определяемой по номеру патентного реестра DDI5209USNP], которая настоящим включена в данный документ путем упоминания, и копия которой приводится в Приложении.
Было определено, что существует связь между реактивным сопротивлением пробы цельной крови и физическими характеристиками этой пробы (например, содержанием в ней гематокрита). Электрическое моделирование физиологической жидкости (например, проб цельной крови), как обладающей параллельными емкостными и активными составляющими указывает на то, что когда переменный сигнал, например, сигнал переменного тока (СПТ) проходит через физиологическую жидкость, сдвиг фазы СПТ будет зависеть как от частоты напряжения СПТ, так и от физических характеристик образца (например, от содержания гематокрита). Следовательно, физические характеристики, например, содержание гематокрита, вязкость, температура в образце физиологической жидкости могут быть измерены, например, путем пропускания сигнала переменного тока известной частоты или частоты через образец физиологической жидкости и измерением фазового сдвига сигнала. Электроды для измерения фазового сдвига аналитических тест-полосок различных вариантов осуществления, описанных в настоящем документе, особенно подходят для применения в таких измерениях фазового сдвига, поскольку первый и второй электроды для измерения фазового сдвига находятся в непосредственном контакте с образцом физиологической жидкости, находящимся в камере для образца.
Как показано на фиг. 3P-3T, электрохимическая аналитическая тест-полоска 600 включает в себя электроизоляционную подложку 602, первый профилированный проводящий слой 604, нанесенный на электроизоляционный слой подложки, слой ферментативного реагента 606 (для ясности показан только на фиг. 3P), первый профилированный разделительный слой 608, второй профилированный проводящий слой 609, второй профилированный разделительный слой 610 и верхний слой 611. В варианте осуществления, показанном на фиг. 3P, первый профилированный разделительный слой 608 и второй профилированный разделительный слой 610 показаны как двухслойные структуры. Однако первый и второй профилированные разделительные слои, используемые в различных вариантах осуществления, предложенных в настоящем документе, могут представлять собой одиночные слои или любые иные подходящим образом сформированные слои.
Первый разделительный слой особой формы 608 имеет такую конструкцию, что электрохимический аналитический биосенсор 600 также включает первый канал впуска образца 612, камеру для определения аналита 614 и выхлопной канал камеры для определения аналита 618 (не показан на фиг. 3P, но показан пунктирной линией на фиг. 3R). Отверстие камеры для определения концентрации аналита в образце 618 выполнено с возможностью облегчить введение образца биологической текучей среды в камеру для определения концентрации аналита в образце 614 через первый канал для приема образца 612.
Второй профилированный разделительный слой 610 выполнен с возможностью создания второго канала для приема образца 620, камеры для измерения фазового сдвига образца биологической текучей среды 616 и отверстия камеры для измерения фазового сдвига образца биологической текучей среды 622 (не показано на фиг. 3P, но показано пунктирной линией на фиг. 3S). Отверстие камеры для измерения фазового сдвига образца физиологической жидкости 622 выполнено с возможностью облегчить введение образца физиологической жидкости в камеру для измерения фазового сдвига образца физиологической жидкости 616 через второй канал для приема образца 620.
Первый проводящий слой особой формы 604 два рабочих электрода 628a и 628b (показаны на фиг. 3P и 3Q) и стандартный электрод 630 (также показан на фиг. 3P и 3Q). Второй профилированный проводящий слой 609 включает в себя первый электрод для измерения фазового сдвига 624 и второй электрод для измерения фазового сдвига 626 и нанесен поверх первого профилированного разделительного слоя 608, а также встроен в двухслойную структуру второго профилированного разделительного слоя 610.
Первый канал для приема образца 612 и камера для определения концентрации аналита в образце 614 изолированы, как жидкостно, так и электрически, от второго канала для приема образца 620 и камеры для измерения фазового сдвига образца биологической текучей среды 616 (в частности, см. фиг. 3T, на которой для ясности опущены первый и второй профилированные проводящие слои).
В различных вариантах осуществления тест-полосок выполнятся два измерения параметров образца физиологической жидкости, помещенной на тест-полоску. Одно измерение делается для определения содержания глюкозы в образце крови, второе - для определения физических характеристик (например, гематокрита) в том же образце. Оба измерения (концентрации глюкозы и гематокрита) можно проводить последовательно, одновременно или с перекрыванием по времени. Например, сначала можно провести измерение концентрации глюкозы и затем измерение физической характеристики (например, гематокрита); сначала можно провести измерение физической характеристики (например, гематокрита) и затем измерение концентрации глюкозы; оба измерения можно провести одновременно; или время проведения одного измерения может перекрываться с временем проведения другого измерения. Каждое измерение подробно описано ниже с отсылкой к фиг. 4A, 4B и 5.
На фиг. 4A показан пример графика тестового сигнала, подаваемого на тест-полоску 100 и ее варианты, показанные на фиг. 3A-3T. Перед нанесением образца текучей среды на тест-полоску 100 (или ее варианты 400, 500 или 600) испытательный прибор для измерения 200 находится в режиме обнаружения текучей среды, в котором между вторым рабочим электродом и контрольным электродом подается первый тестовый сигнал приблизительно 400 милливольт. Одновременно между первым рабочим электродом (например, электродом 12 полоски 100) и контрольным электродом (например, электродом 10 полоски 100) предпочтительно подается второй тестовый сигнал приблизительно 400 милливольт. В альтернативном варианте осуществления второй тестовый сигнал может быть подан одновременно, чтобы интервал времени подачи первого тестового сигнала перекрывался с интервалом времени подачи второго тестового напряжения. Испытательный прибор для измерения может находиться в режиме обнаружения текучей среды в течение интервала времени обнаружения текучей среды tFD до обнаружения физиологической текучей среды в начальный момент времени, равный нулю. В режиме определения жидкости прибор для измерения 200 определяет нанесение физиологической жидкости на тест-полоску 100 (или на ее варианты 400, 500 или 600), в результате чего физиологическая жидкость смачивает второй рабочий электрод 14 и стандартный электрод 10. После того, как глюкометр 200 распознает нанесение физиологической среды, например, по достаточному увеличению измеренного тестового тока на втором рабочем электроде 14, глюкометр 200 присваивает маркер «ноль секунд» по времени Т1и начинает отсчет тестового временного интервала. Испытательный прибор для измерения 200 может получать выборки переходного выходного токового сигнала с подходящей частотой выборки, такой как, например, от одного раза в 1 миллисекунду до одного раза в 100 миллисекунд. По завершении тестового временного интервала T1 тестовый сигнал снимается. Для простоты на фиг. 4A показан только первый тестовый сигнал, поданный на тест-полоску 100 (или ее варианты 400, 500 или 600).
Далее описывается, как определяется концентрация растворенного определяемого вещества (например, глюкозы) на основании текущих значений тока (например, измеренных значений отклика по току в микроамперах в зависимости от времени), которые измеряются, когда тестовое напряжение, показанное на фиг. 4А, прикладывается к тест-полоске 100 (или к ее вариантам 400, 500 или 600).
На фиг. 4A первое и второе тестовые напряжения, поданные на тест-полоску 100 (или ее варианты, описанные в настоящем документе), составляют по существу от приблизительно +100 милливольт до приблизительно +600 милливольт. В одном варианте осуществления, когда электроды включают в себя графитовую краску и медиатор представляет собой феррицианид, тестовый сигнал составляет приблизительно +400 милливольт. Другие комбинации материалов медиатора и электрода требуют других тестовых напряжений, как известно специалистам в данной области. 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, время последовательности проведения теста TS измеряют относительно времени t0. При поддержании напряжения 401 на фиг. 4A в течение времени TS генерируются выходные сигналы, показанные на фиг. 4B в виде переходного токового сигнала 702 для первого рабочего электрода 12, который начинает генерироваться с нулевого момента времени, и аналогичным образом переходный токовый сигнал 704 для второго рабочего электрода 14 также генерируется относительно нулевого момента времени. 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 фиг. 4B переходные токовые сигналы нарастают до максимума в непосредственной близости от времени максимума Tp, после чего ток постепенно спадает до приблизительно одного из моментов времени 2,5 секунды или 5 секунд от нулевого времени. В точке 706, приблизительно на 5 секунде, можно измерить выходной сигнал для каждого из рабочих электродов 12 и 14 и сложить результаты. В альтернативном варианте осуществления можно удвоить сигнал только с одного из рабочих электродов 12 и 14.
Как показано на фиг. 2B, система снимает сигнал для измерения или считывания выходных сигналов IE по меньшей мере с одного из рабочих электродов (12 и 14) в любой из множества моментов или точек времени T1, T2, T3, …. TN. Как видно на фиг. 4B, время может быть представлено любой временной точкой или промежутком во время последовательности тестирования TS. Например, положение времени при измерении выходного сигнала может быть представлено отдельной точкой T1.5 на расстоянии в 1,5 секунд или интервалом 708 (например, длительностью 10 миллисекунд или более, в зависимости от частоты считывания импульсов в системе), который перекрывается с временной точкой T2.8 около 2,8 секунд.
Зная калибровочное смещение для партии и наклон для партии для конкретной тест-полоски 100 и ее вариантов, показанных на фиг. 3B-3T, можно вычислить концентрацию аналита (например, глюкозы).
Следует отметить, что «Интерсепт» и «Наклон» представляют собой значения, получаемые при измерении калибровочных данных для партии тест-полосок. Обычно из каждой партии полосок или каждой их серии выпуска отбирают случайным образом около 1500 полосок (иногда более). Физиологическая жидкость (например, образцы крови), взятая от доноров, насыщается определяемым веществом до различных концентраций. Как правило, используется шесть разных концентраций глюкозы. Обычно кровь 12 различных доноров помечают для каждого из шести уровней. На восемь полосок наносят кровь одних и тех же доноров с одними и теми же уровнями, таким образом для партии проводят 12×6×8=576 тестирований. Результаты этих тестирований 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 наклона для партии m и Интерсепта для партии c для остальных полосок из набора или партии.
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 тест-полоску, которая имеет подложку со множеством расположенных на ней электродов, которые соединены с соответствующими электродными разъемами. Кроме того, система включает прибор для измерения аналита, имеющий корпус, разъем порта тест-полоски, предназначенный для соединения с соответствующими электродами тест-полоски, а также микропроцессор 300. Микропроцессор 300 находится в электрической связи с разъемом порта для установки тест-полоски 220 для подачи электрических сигналов или получения электрических сигналов от множества электродов.
Как показано на фиг. 2B, детали предпочтительного варианта осуществления прибора для измерения 200 с одними и теми же цифровыми обозначениями на фиг. 2A и 2B, имеют одно и то же описание. На фиг. 2B разъем порта полоски 220 соединен с аналоговым интерфейсом 306 пятью линиями, включая линию детектирования импеданса EIC для приема сигналов от электрода или электродов определения физических характеристик, линию переменного тока AC, которая подает сигналы на электрод или электроды для определения физических характеристик, линию стандартного электрода Ref, и линии детектирования тока от соответствующих рабочих электродов, 1 и 2 (т.е. Iwe1 и Iwe2). На разъем 220 также может быть выведена линия обнаружения полоски 221 для указания вставки тест-полоски. Аналоговый интерфейс 306 обеспечивает четыре входных сигнала для процессора 300: (1) вещественная часть импеданса Z'; (2) мнимая часть импеданса Z''; (3) значение тока, считываемого или измеренного на рабочем электроде 1 биосенсора или Iwe1; (4) значение тока, считываемого или измеренного на рабочем электроде 2 биосенсора или Iwe2. Один из выходных сигналов от процессора 300 на интерфейс 306 предназначен для создания осциллирующего сигнала переменного тока (с частотой от 25 кГц до 250 кГц или выше) на электроды для определения физических характеристик. По вещественной части импеданса Z' и мнимой части импеданса Z'' можно определить фазовый сдвиг P (в градусах), где:
P=tan-1{Z''/Z'}
а по сигналам на линиях Z' и Z'' интерфейса 306 можно определить амплитуду M (в омах, обычно записываемую как |Z|), где
В данной системе микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подачи первого сигнала ко множеству электродов так, чтобы получить физическую характеристику образца, нанесенного на множество электродов для получения конкретного времени получения выборки, (b) приложения второго сигнала ко множеству электродов; (c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов в определенный конкретный момент времени таким образом, чтобы можно было определить концентрацию аналита. «Конкретный момент времени» в данном документе может также называться «определенным моментом времени». Для данной системы множество электродов биосенсора включает по меньшей мере два электрода для измерения концентрации аналита. Например, по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке. В альтернативном варианте осуществления по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода можно разместить в разных камерах, выполненных на подложке. Следует отметить, что в некоторых вариантах осуществления все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой. Более конкретно, в некоторых вариантах осуществления, описанных в настоящем документе, реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов, и реагент отсутствует по меньшей мере на двух электродах. Примечательной чертой данной системы является способность обеспечить точное измерение аналита в пределах 10 секунд после помещения образца физиологической жидкости на биосенсор в рамках последовательности тестирования.
Описание методики, применяемой заявителем для определения физических характеристик (например, гематокрита) в образце крови приведено с опорой на фиг. 5. На фиг. 5 система 200 (фиг. 2) подает первый осциллирующий входной сигнал 800 с первой частотой (например, от 25 килогерц до 250 кГц или выше) на пару электродов. Система также настроена для измерения или обнаружения первого осциллирующего выходного сигнала 802 от третьего и четвертого электродов, что более конкретно предполагает измерение первой временной задержки Δt1 между первым входным и выходным осциллирующими сигналами. В то же время или в рамках перекрывающегося временного интервала система также может подавать второй осциллирующий входной сигнал (не показан для краткости) на второй частоте (примерно от 100 килогерц до 1 мегагерца или выше, предпочтительно около 250 кГц) на пару электродов и затем измерять или детектировать второй осциллирующий выходной сигнал с третьего и четвертого электродов, что может потребовать измерения второго промежутка времени Δt2 (не показана) между первым входным и выходным осциллирующими сигналами. С помощью этих сигналов система оценивает физические характеристики (например, содержание гематокрита) в образце крови на основании первого и второго промежутков времени Δt1 и Δt2. Затем система может вывести концентрацию глюкозы. Оценку физической характеристики (например, гематокрита) можно провести по следующему уравнению
где
каждая из C1, C2 и C3 представляет собой рабочую константу для тест-полоски, а
m1 представляет собой параметр из данных по регрессии.
Подробное изложение примера этой методики можно найти во временной заявке на патент США серийный номер 61/530795, поданной 2 сентября 2011 года, озаглавленной «Измерение глюкозы с поправкой на гематокрит для электрохимической тест-полоски с использованием временного интервала между сигналами», номер патентного реестра DDI-5214USPSP, которая включена в данный документ путем упоминания.
Другая технология определения физической характеристики (например, гематокрита) может включать два независимых измерения физической характеристики (например, гематокрита). Этого можно добиться путем определения: (a) импеданса образца крови при первой частоте и (b) угла фазового сдвига для образца крови при второй частоте, значительно более высокой, чем первая. В этой методике образец крови моделируется как контур с неизвестным общим сопротивлением и неизвестным реактивным сопротивлением. В данной модели импеданс (обозначаемый |Z|) для измерения (a) можно определить по приложенному напряжению, напряжению на резисторе известного сопротивления (например, внутреннее активное сопротивление полоски) и напряжению на неизвестном импедансе Vz; и аналогичным образом для измерения (b) фазовый угол можно измерить по временной задержке между входным и выходным сигналами, как известно специалистам в данной области. Подробности данного способа показаны и описаны в ожидающей утверждения временной патентной заявке номер 61/530808, поданной 2 сентября 2011 года (номер патентного реестра DDI5215PSP), включенной в данный текст путем ссылки на него. Другие пригодные техники определения физических характеристик (например, гематокрит, вязкость или плотность) образца физиологической жидкости также могут применяться, например, как те, что описаны в патенте США номер 4919770 или в статье «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, Ivar Giaever, опубликованной в журнале Experimental Cell Research 259, 158-166 (2000) doi:10.1006/excr.2000.4919, доступной по адресу в сети http://www.idealibrary.coml; работе «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, опубликована в Bull. Chem. Soc. Jpn., том. 80, № 1, 158-165 (2007 г.), все данные документы включены путем ссылки.
Другая технология определения физической характеристики (например, гематокрита, плотности или температуры) может быть основана на значениях фазового сдвига (например, фазового угла) и амплитуды импеданса образца. В одном примере предлагается следующее соотношение для оценки физической характеристики или импедансной характеристики образца (IC):
где: M (из уравнения 3.2) представляет собой величину |Z| измеренного импеданса (в Омах);
P (из уравнения 3.1) представляет собой разность фаз между входным и выходным сигналом (в градусах);
y1 составляет примерно -3,2e-08 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y2 составляет примерно 4,1е03 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y3 составляет примерно -2,5e+01 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y4 составляет примерно 1,5е-01 и ±100%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь; и
y5 составляет примерно 5,0 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь.
Следует отметить, что, когда частота входного сигнала переменного тока высока (например, выше 75 кГц), тогда 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 ноль или даже приобретать отрицательное значение. С другой стороны, когда частота входного сигнала переменного тока мала (например, ниже 75 кГц), тогда параметрические величины y4 и y5, относящиеся к фазовому углу Р, могут составлять ±200% от приведенных здесь для примера, при этом каждое из параметрических значений может включать ноль или даже приобретать отрицательное значение. Следует отметить, что величина Н, используемая здесь, как правило, равна величине IC. В одном из приведенных для примера вариантов осуществления изобретения термин H или HCT равен IC, поэтому H или HCT используется в данной заявке.
В другом альтернативном варианте осуществления приводится уравнение 3.5. Уравнение 3.5 представляет собой точное производное квадратичного уравнения без использования фазового угла, как в уравнении 3.4.
где:
IC представляет собой импедансную характеристику [%];
M представляет собой амплитуду импеданса [Ом];
y1 составляет примерно 1,2292e1 и ±10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y2 составляет приблизительно -4,3431e2 и ±10%, 5% или 1% от приведенного численного значения;
y3 составляет приблизительно 3,5260e4 и ±10%, 5% или 1% от приведенного численного значения.
Посредством сочетания различных компонентов, систем и технических решений, приведенных в данном документе, заявителю удалось создать по меньшей мере способ определения концентрации аналита в образце физиологической жидкости, которой, например, может быть кровь, а также разработать вариации этого способа. Коротко говоря, методика заявителя предполагает получение информации или данных о по меньшей мере одной физической характеристике образца физиологической жидкости (например, гематокрита или вязкости), из которой выводится конкретное время получения выборки в последовательности тестирования (длительность времени получения выборки), подавая на образец заранее определенный сигнал, а затем измеряя или снимая информацию о первом переходном выходном сигнале с образца за то время, пока длится время получения выборки в последовательности тестирования; определение конкретного диапазона времени, который включает конкретное время получения выборки на протяжении времени получения выборки в последовательности тестирования, определение величин первого переходного сигнала с соответствующими дискретными интервалами в пределах определенного диапазона времени и вычисление концентрации аналита на основании полученных величин первого переходного сигнала, содержащихся в определенном временном промежутке.
Как показано на фиг. 6A, способ подразумевает нанесение образца физиологической жидкости на биосенсор на этапе 904 (например, в форме тест-полоски 100, как показано на фиг. 3A(1-6)-3T и предпочтительно так, как показано на фиг. 3A(1-6), вставленной в прибор для измерения (этап 902). После включения прибора для измерения 200 на полоску 100 (или ее варианты 400, 500 или 600) подают напряжение, и при помещении образца на испытательную камеру приложенное напряжение превращает аналит в образце в другую форму благодаря протеканию ферментативной реакции между аналитом и реагентом в испытательной камере. По мере того, как образец проходит по капилляру внутри испытательной камеры, определяется по меньшей мере одна физическая характеристика образца (этап 908). В частности, этап получения или измерения физических характеристик (этап 908) может включать подачу первого сигнала на образец, чтобы получить физическую характеристику образца, тогда как этап 906 инициирования ферментной реакции (например, путем подачи электрических сигналов на образец и реагент) может включать подачу второго сигнала на образец в течение времени, которое может совпадать с последовательностью тестирования («первое время получения данных»). На этапе 910 подача второго сигнала на образец (через электроды) позволяет измерить выходные сигналы от образца (через электроды) на протяжении периода времени, который может быть равен по длительности первому времени получения данных. Выходной сигнал также может быть охарактеризован как первый переходный сигнал (например, переходные кривые 1002, 1004 и 1006 на фиг. 7A где показаны время и величины), который может быть описан как в терминах величины (например, микроамперы), так и в терминах времени (например, миллисекунды). На этапе 912 происходит вычисление или определение конкретного времени получения информации Т на основании физических характеристик образца. Обсуждение того, как конкретное время получения информации Т может быть выведено из физических характеристик образца, будет приведено позже в этой заявке. Возвращаясь к фиг. 6A, мы видим, что на этапе 914 происходит измерение или снятие значений первого переходного сигнала (как показано также на фиг. 7A, в котором показана также корреляция между временем и величиной, что дает нам график зависимости величины сигнала (например, тока) от времени) в течение времени получения выборки в последовательности тестирования, которое длится от 0 секунд до 10 секунд. На этапе 916 определяется конкретный диапазон времени (от T1 до T2), который будет включать конкретное время получения выборки T в первый период отбора информации, и который является вторым периодом отбора информации. На этапе 918 системный процессор выполняет измерение или снятие значений первого переходного сигнала (например, 1002а), которые приходятся на конкретный промежуток времени (или на второе время получения выборки). Хотя все величины измеряются на этапе 918, процессор использует только определенные величины, измеряемые через разные промежутки времени на протяжении второго периода измерения (или конкретного временного интервала), чтобы превратить эти величины в значение концентрации аналита 920.
Процесс получения величин первого переходного сигнала для получения второго переходного сигнала можно понять, обратившись к фиг. 7C и 7D. На фиг. 7C первый переходный сигнал 1002a показан через величину (в микроамперах, примерно от 20 до 180 микроампер) и время (первый период отбора информации длительностью от 0 до 7 секунд). Чтобы извлечь определенные величины первого переходного сигнала 1002a, система должна вначале определить конкретный интервал T1-T2, который здесь называется «второй период измерения». Для этого определяется конкретное время получения выборки T.
Как только будет вычислено конкретное время получения выборки T, исходное время T1 нашего конкретного интервала может быть определено путем вычитания конкретного времени получения выборки T (в секундах) из заранее установленного времени A (также в секундах). Конечное время T2 задается приблизительно равным конкретному времени получения выборки T. После того, как интервал T1-T2 будет определен, система убирает все переходные сигналы, находящиеся вне этого диапазона, как показано на фиг. 7D. Чтобы можно было вести обработку данных, оставшийся переходный сигнал (теперь это второй переходный сигнал 1002a') может быть разделен на интервалы (предпочтительно равные, но не обязательно), как показано на фиг. 7D, где каждому интервалу в рамках второго переходного сигнала 1002а' присвоен порядковый номер от 1 до 22. Система может определить величину сигнала в каждом из интервалов так точно, как только возможно. Однако предпочтительно для простоты расчетов использовать среднее значение определенных величин на каждом из интервалов как величину, представляющую данный интервал. Следует отметить, что второй переходный сигнал 1002а' во избежание путаницы при расчетах может быть смещен так, чтобы время начала Т1 приходилось на ноль секунд, как показано на фиг. 7Е, вместе с другими переходными сигналами, извлеченными из первых переходных сигналов, показанных на фиг. 7А.
Теперь, когда мы привели обзор методики заявителя, рассмотрим конкретные методики, используемые на некоторых этапах, показанных на фиг. 6А или 6В. В частности, этап подачи первого сигнала подразумевает направление переменного сигнала, испускаемого соответствующим источником питания (например, прибором для измерения 200), на образец таким образом, что по выходному переменному сигналу, снятому с образца, можно определить его физическую характеристику. Обнаруживаемая физическая характеристика может представлять собой одно или более из вязкости, гематокрита или плотности. Это действие может включать в себя подачу первого и второго переменных сигналов различных частот, при этом первая частота меньше, чем вторая частота. Первая частота предпочтительно по меньшей мере на порядок ниже второй частоты. Например, первая частота может представлять собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 100 кГц, и вторая частота может составлять от приблизительно 250 кГц до приблизительно 1 МГц или выше. При использовании в настоящем документе фраза «переменный 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.
Как только физические характеристики образца будут определены или получены любым подходящим способом, они могут быть использованы для определения конкретного времени получения выборки Т, соответствующего моменту на протяжении последовательности тестирования, в который выходной сигнал из испытательной камеры будет использован для дальнейшего уточнения переходного выходного сигнала, используемого для получения выходного сигнала, на основании которого рассчитывается концентрация аналита. Говоря конкретно, заявителю удалось установить связь между физической характеристикой (например, гематокритом) и концентрацией аналита, как показано на фиг. 7А, где приведена связь между гематокритом и концентрацией аналита (показана в виде величины силы тока в микроамперах). Эта связь была в дальнейшем использована таким образом, чтобы изобретатель был в состоянии вывести прямое соотношение между конкретным временем получения выборки и физической характеристикой образца, например, гематокритом, как показано на фиг. 7В в виде линии 708. Как следствие, если нам известна физическая характеристика образца (например, гематокрит) из уравнения 4 выше, график соотношения 708 на фиг. 7В может использоваться для того, чтобы указать характерное время получения выборки с тем, чтобы по различным уровням физической характеристики (например, по гематокриту) можно было добиться более точного измерения концентрации глюкозы.
На фиг. 7А можно видеть, что по мере того, как концентрация аналита (пропорциональная силе тока выходного сигнала) растет, пик высокой концентрации глюкозы (обозначаемый кривыми 1002a, 1004a и 1006a) смещается вправо относительно средней концентрации глюкозы (обозначаемой кривыми 1002b, 1004b и 1006b). Аналогичным образом положение максимума при средней концентрации глюкозы на фиг. 7 сдвинуто вправо по сравнению с положением максимума при низкой концентрации глюкозы (обозначено 1002c, 1004c и 1006c). Также в настоящем документе показано, что при низких концентрациях глюкозы (1002c, 1004c и 1006c) стационарное состояние достигается раньше, чем при средних концентрациях глюкозы (1002b, 1004b и 1006b). Данная закономерность повторяется для высокой концентрации глюкозы (1002a, 1004a и 1006b) по сравнению со средней концентрацией глюкозы.
По данным, приведенным на фиг. 7A, изобретатель в состоянии вывести соотношение второго порядка между детектированной физической характеристикой и временем получения информации, которое показано в виде линии 708 на фиг. 7B. На фиг. 7B кривая 708 для значений гематокрита 30%, 42% и около 55% и значений глюкозы для данного диапазона гематокрита (по данным фиг. 7A). Изобретатель обнаружил, что аппроксимированная кривая соответствует уравнению вида:
где (для удобства)
«КонкретноеВремяПолученияВыборки» обозначается как приблизительное время от начала последовательности тестирования, в которое необходимо измерять выходной сигнал тест-полоски,
H представляет физическую характеристику образца (например, в форме гематокрита);
x1 составляет приблизительно 4,3e5;
x2 составляет приблизительно -3,9; и
x3 составляет приблизительно 4,8.
Хотя способ может предусматривать только одну точку измерения, таких точек в рамках способа может быть столько, сколько потребуется, например, выходной токовый сигнал может измеряться в нескольких дискретных временных точках или непрерывно (например, в указанное время получения выборки, скажем, через каждые 10-100 миллисекунд или непрерывно в течение определенного времени) с начала последовательности тестирования, вплоть до 10 секунд или менее с момента начала, а результаты такого измерения сохраняются для обработки практически до конца последовательности тестирования. Заявитель отмечает, что соответствующее время получения выборки отсчитывается с начала последовательности тестирования, но для измерения выходного тока может быть использованы любые подходящие отправные точки. В практическом порядке система может быть запрограммирована на измерение выходного тока через соответствующие промежутки времени на протяжении всей испытательной последовательности, при этом одно измерение может выполняться каждые 100 миллисекунд или даже каждую миллисекунду. В этом варианте конкретное время получения выборки - это значение, использованное для дальнейшего определения конкретного временного диапазона, соответствующего первой длительности измерения.
Вместо расчетов конкретного времени получения выборки в рамках последовательности тестирования от 0 до примерно 7 секунд по уравнению 4 можно использовать справочную таблицу, приведенную здесь в качестве примера как таблица 1, которая также может использоваться вместо уравнения 4 или в дополнение к уравнению 4 для определения соответствующего момента измерения. В таблице 1 значение физической характеристики используется процессором системы для поиска соответствующего времени, в которое следует получать выборку или измерять выходной сигнал биодатчика для определения концентрации аналита. Например, как только будет определена физическая характеристика, в данном случае - гематокрит на уровне 33%, момент времени, в который следует измерять выходной сигнал биосенсора 100 для определения концентрации аналита, может быть получен из таблицы 1, которая показывает, что конкретное время получения выборки в данном случае составляет примерно 5,32 секунды с момента начала последовательности тестирования.
(например, гематокрит, %)
(в секундах)
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; в альтернативном варианте осуществления сначала подают второй сигнал и затем подают первый сигнал, либо оба сигнала подают последовательно с перекрыванием. В альтернативном варианте осуществления подачу первого сигнала и передачу второго сигнала можно проводить одновременно.
Следует отметить, что в предпочтительном варианте осуществления изобретения измерение выходного токового сигнала для расчета концентрации глюкозы выполняется до оценки физической характеристики, например, гематокрита. В альтернативном варианте осуществления уровень физической характеристики (например, гематокрита) можно оценить, измерить или получить до измерения концентрации глюкозы.
На фиг. 6B показан улучшенный вариант способа, обсуждавшегося с привлечением фиг. 6A. Этапы 900-910 те же самые, что обсуждались с привлечением фиг. 6A. и, следовательно, для краткости мы их повторять не будем. На этапе 912' конкретное время получения выборки T в течение первого интервала измерения определяется на основании физической характеристики образца. Второй интервал измерений определяется, исходя из конкретного времени получения выборки Т, определенного на этапе 914'. Второй переходный сигнал (1002a' на фиг. 7D) получается путем удаления из первого переходного сигнала 1002a (фиг. 7C), всех тех его значений, которые находятся вне конкретного интервала T1-T2 на фиг. 7D. Этот процесс позволяет получить второй переходный сигнал (1002a' на фиг. 7D) из первого (1002a на фиг. 7C). Как показано на фиг. 7D, конкретный временной диапазон от T1 до T2 включает конкретный момент времени получения выборки T. В частности, T1 приблизительно равно разнице между конкретным временем получения выборки T и заранее установленным временем А, а T2 примерно равно конкретному времени получения выборки T. В другом варианте осуществления изобретения T1 примерно равно абсолютному значению разницы между конкретным временем получения выборки T и A, а T2 примерно равно T. В предпочтительном варианте осуществления изобретения время А составляет примерно 4,2 секунды. Что касается этапа 920 на фиг. 6А или 6В, то концентрацию аналита можно определить на этапе 920 путем использования некоторых отдельных величин второго переходного сигнала (например, 1002а') в различных математических алгоритмах, выведенных заявителем на основании большого количества известных концентраций аналита, как фактически измеренных, так и полученных сравнением с известными лабораторными концентрациями аналита, которые в данном документе называются стандартными или опорными значениями для определения точности известных концентраций аналита. В частности, первый алгоритм может использовать пять разных величин второго переходного сигнала для вычисления концентрации аналита (G). Величины второго переходного сигнала обычно указываются в нА, таким образом отрезок на оси Y имеет размерность нА, а коэффициент наклона калибровочной прямой имеет размерность в нА/(мг/дл), что дает нам концентрацию аналита в мг/дл. Первый алгоритм вычисления концентрации аналита показан в уравнении 5:
где:
I1 = величина сигнала в интервале 17 (приблизительно 3,3 секунды после T1);
I2 = величина сигнала в интервале 13 (приблизительно 2,5 секунды после начального времени T1);
I3 = величина сигнала в интервале 5 (приблизительно 0,9 секунд после начального времени T1);
I4 = величина сигнала в интервале 3 (приблизительно 0,5 секунды после начального времени T1);
I5 = величина сигнала в интервале 22 (приблизительно 4,3 секунды после начального времени T1);
x1=0,7503, x2=337,27, x3=(-)16,811, x4=1,4128, x5=2,6707,
где, как отмечалось выше, величины второго переходного сигнала указываются в нА, x2 может быть выражено в нА и величина x3 может быть выражена в нА/(мг/дл).
Во втором варианте алгоритма только две величины извлеченного второго переходного сигнала могут использоваться для определения концентрации аналита (G), в данном случае - глюкозы. Второй алгоритм определяется уравнением 6:
где:
I1 = величина сигнала в интервале 11 (приблизительно 2,1 секунды после начального времени T1);
I2 = величина сигнала в интервале 7 (приблизительно 1,3 секунды после начального времени T1);
x1=0,5865, x2=2,5099, x3=(-)12,738, x4=(-)188,31, x5=9,1996,
где, как отмечалось выше, величины второго переходного сигнала указываются в нА, x4 может быть выражено в нА и величина x5 может быть выражена в нА/(мг/дл).
В третьем варианте алгоритма только три величины извлеченного второго переходного сигнала могут использоваться для определения концентрации аналита (G), в данном случае - глюкозы. Третий алгоритм определяется уравнением 7:
где:
I1 = величина сигнала в интервале 20 (приблизительно 3,9 секунды после начального времени T1);
I2 = величина сигнала в интервале 22 (приблизительно 4,3 секунды после начального времени T1);
I3 = величина сигнала в интервале 19 (приблизительно 3,7 секунды после начального времени T1);
x1=20,154, x2=1,0446, x3=0,9546, x4=1,3894, x5=(-)0,7141, x6=0,1163,
где, как отмечалось выше, величины второго переходного сигнала указываются в нА, x5 может быть выражено в нА и величина x6 может быть выражена в нА/(мг/дл).
В четвертом варианте алгоритма пять величин второго переходного сигнала могут использоваться для определения концентрации аналита (G), в данном случае - глюкозы. Четвертый алгоритм определяется уравнением. 8:
где:
I1 = величина сигнала в интервале 5 (приблизительно 0,9 секунды после начального времени T1);
I2 = величина сигнала в интервале 1 (приблизительно 0,1 секунды после начального времени T1);
I3 = величина сигнала в интервале 2 (приблизительно 0,3 секунды после начального времени T1);
I4 = величина сигнала в интервале 10 (приблизительно 1,9 секунды после начального времени T1);
I5 = величина сигнала в интервале 22 (приблизительно 4,3 секунды после начального времени T1);
x1=0,7060, x2=0,4864, x3=28,5946, x4=0,6979, x5=15,5099,
где, как отмечалось выше, величины второго переходного сигнала указываются в нА, x5 может быть выражено в нА и величина x4 может быть выражена в нА/(мг/дл).
В пятом варианте алгоритма четыре величины второго переходного сигнала могут использоваться для определения концентрации аналита (G), в данном случае - глюкозы. Пятый алгоритм определяется уравнением 9:
где:
I1 = величина сигнала в интервале 19 (приблизительно 3,7 секунды после начального времени T1);
I2 = величина сигнала в интервале 16 (приблизительно 3,1 секунды после начального времени T1);
I3 = величина сигнала в интервале 11 (приблизительно 2,1 секунды после начального времени T1);
I4 = величина сигнала в интервале 5 (приблизительно 0,9 секунды после начального времени T1);
x1=(-)1,6842, x2=0,9527, x3=(-)4,9724, x4=6,2936, x5=3,0770, x6=(-)5,8427, x7=(-)0,4714, x8=0,0079,
где, как отмечалось выше, величины второго переходного сигнала указываются в нА, x7 может быть выражено в нА и величина x8 может быть выражена в нА/(мг/дл).
В шестом варианте алгоритма четыре величины второго переходного сигнала могут использоваться для определения концентрации аналита (G), в данном случае - глюкозы. Шестой алгоритм определяется уравнением 10:
где:
I1 = величина сигнала в интервале 16 (приблизительно 3,1 секунды после начального времени T1);
I2 = величина сигнала в интервале 5 (приблизительно 0,9 секунды после начального времени T1);
I3 = величина сигнала в интервале 12 (приблизительно 2,3 секунды после начального времени T1);
I4 = величина сигнала в интервале 14 (приблизительно 2,7 секунды после начального времени T1);
x1=1,1842, x2=0,9740, x3=(-)11,316, x4=38,763, x5=(-)39,319, x6=0,0928, x7=(-)0,8503, x8=1,7545, x9=(-)9,3804, x10=0,2465,
где, как отмечалось выше, величины второго переходного сигнала указываются в нА, x9 может быть выражено в нА и величина x10 может быть выражена в нА/(мг/дл).
Следует отметить, что каждый токовый выходной сигнал (например, I1, I2, I3, I4, I5) в уравнениях 5-10 может быть измерен как на одном рабочем электроде в биосенсоре, имеющем одни рабочий электрод, так и суммирован по нескольким электродам, если биосенсор имеет несколько рабочих электродов. В приведенных для примера вариантах осуществления изобретения каждый выходной токовый сигнал в указанные моменты измерения (например, I1, I2, I3, I4, I5) представляет собой общую сумму выходных токовых сигналов с рабочих электродов 12 и 14 биосенсора 100, приведенного как пример. Например, в уравнении 10, если токовый выходной сигнал с первого рабочего электрода на шестнадцатом интервале (примерно на 3,1 секунде) равен 120 наноамперам, а токовый выходной сигнал на втором рабочем электроде в том же интервале (~3,1 секунды), равен 150 наноамперам, то величина сигнала I1 будет равна их сумме, т.е. 270 наноамперам. Подобным же образом токовый выходной сигнал I2 будет равен сумме выходных токовых сигналов с первого рабочего электрода 12 на пятом интервале (~0,9 секунд) и со второго рабочего интервала 14 на том же интервале. Остальные токовые сигналы для уравнения 10 получаются аналогичным образом.
Вместо общей суммы величин тока с каждого из электродов в каждый момент измерения в уравнениях 5-10 можно использовать среднее значение силы тока с каждого из рабочих электродов в каждый момент измерения и, конечно, с соответствующей модификацией рабочих коэффициентов (о чем известно опытным специалистам в данной области науки), чтобы учесть меньшее значение силы тока в каждый из моментов измерения по сравнению с теми вариантами осуществления изобретений, в которых эти величины в каждый из моментов измерения складываются. Возможен и другой вариант, в котором среднее значение измеренной силы тока в каждый из моментов измерения, требуемое для уравнений 5-10, может быть умножено на два и использовано без необходимости вывода рабочих коэффициентов, как указано в предыдущем примере.
Таким образом, еще одно преимущество замысла, изложенного в данном документе, состоит в том, что достигается повышенная точность измерения концентрации аналита по сравнению с действующими методиками, для которых характерна более высокая погрешность на уровне ±20% для уровней гематокрита 30%, 42% и 55%, как показано на фиг. 8А для известных тест-полосок. В частности, описан способ, в котором предоставляется партия тест-полосок, как правило, серией около 845 образцов (в некоторых случаях до 1 миллиона образцов (или тест-полосок) в партии), и используется стандартный образец, содержащий стандартную концентрацию аналита, с которым реагирует каждая тест-полоска в партии (происходит последовательность тестирования). Способ включает реакцию аналита, в ходе которой он физически трансформируется, с реагентом между двух электродов, которые определяют физическую характеристику стандартного образца, выделяя конкретные временные точки для измерения, которые, как правило, не зависят от физических характеристик, и происходит определение концентрации аналита на основании нескольких временных точек измерения с таким результатом, чтобы по меньшей мере 95% значений измеренной тест-полосками данной партии концентрации аналита попадало в диапазон ±15% от стандартного значения при гематокрите в диапазоне от 30 до 55% (т.е. около 42% гематокрита), как показано на фиг. 8B, 8C, 8D, 8E, 8F и 8G.
На каждом из фиг. 8A-8G отражены эксперименты с серией тест-полосок (в данном случае около 845 образцов полосок) для количественной оценки того насколько описанный в данном документе способ улучшает определение концентрации глюкозы. Количественным выражением повышения может быть значение «погрешности» при разных уровнях гематокрита. Погрешность, которая представляет собой оценку относительной ошибки в результатах измерения глюкозы, рассчитывалась для каждой концентрации глюкозы, определенной способом, описанным в данном документе. Погрешность для каждой концентрации глюкозы определяли из уравнений вида:
Погр.абс.≈Gрасч.-Gстанд. для Gстанд. менее 100 мг/дл глюкозы и
для Gконтрольное более или равного 100 мг/дл глюкозы,
где Погр.абс. - абсолютная погрешность,
Погрешность% - процентная погрешность,
Gвычисленное - концентрация глюкозы, определенная по описываемому способу, и
Gконтрольное - контрольная концентрация глюкозы.
На фиг. 8А, где представлены результаты ошибки или погрешности для известных тест-полосок, концентрации глюкозы при низком гематокрите (30%) показывают значительную погрешность, превышающую 20%, в случае концентраций глюкозы 100 мг/дл или выше. В другом диапазоне гематокрита (55%) погрешность снова значительно выше для концентраций глюкозы от 100 мг/дл и выше.
Однако, как видно из фиг. 8B, 8C, 8D, 8E, 8F и 8G, при использовании данного способа наблюдается совершенно противоположный результат: концентрация глюкозы при крайних значениях диапазона гематокрита (30% или 55%) попадают теперь в диапазон погрешности от +15% до -15% вне зависимости от того, составляет ли концентрация глюкозы 100 мг/дл или выше.
Построение зависимости центроидов данных содержания глюкозы относительно содержания гематокрита позволяет получить линию 1100, соединяющую центроиды значений концентрации глюкозы при гематокрите в 30%, 42% и 55%. Линия 1100 показывает отрицательный наклон, указывая тем самым на вариации в погрешности результатов при низком гематокрите (30%) вплоть до высокого (55%). На удивление, приведенные в данном документе варианты осуществления изобретения, как это видно из фиг. 8B, 8C, 8D, 8E, 8F и 8G, центроиды данных концентрации глюкозы в целом «плоские» при нулевой погрешности вне зависимости от значения гематокрита (30%, 42% или 55%). В частности, что касается фиг. 8B, который использует уравнение 5 как часть первой новой методики изобретателя, линия 1102, соединяющая центроиды данных содержания глюкозы для низкого, среднего и высокого гематокрита, практически горизонтальная или плоская. На фиг. 8C, где использовано уравнение 6 как часть второй новой методики изобретателя, линия 1104, соединяющая центроиды данных при трех параметрах гематокрита не такая плоская, как линия 1102. Тем не менее, наклон линии 1104 практически незначителен при сравнении с наклоном линии 1100 для известной методики на фиг. 8A. Что касается фиг. 8D, на которой отображено использование уравнения 7 как части третьей методики изобретателя для измерения концентрации глюкозы, линия 1106, соединяющая центроиды данных, снова не такая плоская, как линия 1102 на фиг. 8B. Тем не менее, наклон линии 1106 (фиг. 8D) почти незначителен по сравнению с линией 1100 для существующей методики (фиг. 8A). Что касается фиг. 8E, на которой используется уравнение 8 как часть четвертой методики изобретателя для определения концентрации глюкозы, линия 1108, соединяющая центроиды данных, практически плоская, что указывает на то, что вариации погрешности между крайними значениями гематокрита, практически несущественны. Что касается фиг. 8F и 8G, на которых используются уравнения 9 и 10 соответственно как часть пятой и шестой методик изобретателя, линии (1110 или 1112), соединяющие центроиды данных концентрации глюкозы (для фиг. 8F и 8G), также практически плоские.
Заявитель отмечает, что уравнения, представленные выше, которые приводят к получению результатов по глюкозе G1-G6 (на фиг. 8B-8G, соответственно) были созданы с использованием тест-полоски 100 (как показано на фиг. 3A(1), 3A(5) и 3A(6)). Если тест-полоска используется с разного размера различными электродами (включая рабочие электроды), параметр-делитель (например, x10 в уравнении 10) должен быть откорректирован путем измерения выходных токовых сигналов, характерных для соответствующих размеров полосок и проведения регрессионного анализа выходных токовых параметров для корректировки параметров деления.
Заявитель, кроме того, отмечает, что, хотя все шесть уравнений эквиваленты в том, что они дают точные результаты концентрации глюкозы, эти способы имеют сильные и слабые стороны. Сочетание этих уравнений может использоваться для того, чтобы достичь оптимального качества работы в разных диапазонах. Например, уравнение 10 может использоваться для низких концентраций глюкозы, а уравнение 5 - для высоких. Напротив, некоторые или все из данных уравнений, могут использоваться совместно в различных сочетаниях для получения концентраций глюкозы с учетом значительных вариаций в значениях глюкозы, в зависимости от рабочих параметров.
Хотя описанные в настоящем документе технологии относились к определению концентрации глюкозы, технологии также можно использовать для других аналитов (с соответствующими модификациями со стороны специалистов в данной области), на результатах измерения которых сказываются физические характеристики образца текучей среды, в котором находится аналит. Например, физические характеристики (гематокрит, вязкость, температура или плотность) образца крови могут учитываться для определения содержания кетонов или холестерина в крови. Можно также использовать и другие конфигурации биодатчиков. Например, можно использовать биодатчики, представленные и описанные в следующих патентах США, с различными описанными в них вариантами осуществления: патенты США №№ 6179979; 6193873; 6284125; 6413410; 6475372; 6716577; 6749887; 6863801; 6890421; 7045046; 7291256; 7498132, все из которых полностью включены в настоящий документ путем ссылки.
Как известно, обнаружение физической характеристики не обязательно должно проводиться с использованием переменных сигналов, и для данных целей можно использовать и другие технологии. Например, можно использовать подходящие датчики (например, описанные в публикации заявки на патент США № 20100005865 или EP 1804048 B1) для определения вязкости или других физических характеристик. В альтернативном варианте осуществления вязкость можно определить и использовать для выведения значения гематокрита на основе известной связи между значением гематокрита и вязкостью, как описано в работе «Blood Rheology and Hemodynamics», авторы Oguz K. Baskurt, M.D., Ph.D.1, и Herbert J. Meiselman, Sc.D., Seminars in Thrombosis and Hemostasis, том 29, № 5, 2003 г.
Как описано выше, микроконтроллер или эквивалентный микропроцессор (и связанные с ним компоненты, которые позволяют микроконтроллеру выполнять возлагаемые на него функции в требуемых условиях, такой как, например, процессор 300, показанный на фиг. 2B) можно использовать с компьютерными кодами или программными инструкциями для реализации описываемых в настоящем документе способов и подходов. Заявитель отмечает, что приведенный в качестве примера микроконтроллер 300 (вкупе с соответствующими комплектующими для обеспечения функционирования процессора 300) на фиг. 2В имеет встроенное программное обеспечение или в него загружается программное обеспечение компьютера, представленное на логических схемах на фиг. 6А и 6В, вместе с разъемом 220 и интерфейсом 306 и эквивалентным оборудованием служат для: (a) определения конкретного времени получения выборки на основе определенной или оцененной физической характеристики образца, помещенного на множество электродов тест-полоски, причем конкретное время получения выборки представляет собой по меньшей мере один момент времени или интервал, отсчитываемый от запуска последовательности проведения теста при помещении образца на тест-полоску; (b) подачи второго сигнала на множество электродов для измерения первого переходного выходного сигнала, поступающего со множества электродов вследствие подачи второго сигнала на множество электродов; (c) выделения второго выходного переходного сигнала из первого выходного сигнала; (d) определения величины второго переходного выходного сигнала на протяжении множества дискретных временных интервалов; и (e) для расчета концентрации аналита по величинам второго переходного выходного сигнала на отдельных интервалах из множества дискретных временных интервалов.
Средства для вычисления могут включать микропроцессор для расчета концентрации аналита по одному из уравнений 5-10, а также соответствующие параметры, описанные ранее.
Более того, хотя настоящее изобретение описано в терминах конкретных вариантов осуществления и иллюстрирующих их фигур, специалисты в данной области определят, что настоящее изобретение не ограничивается описанными вариантами осуществления или иллюстрирующими их 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 описываемого изобретения, которые соответствуют сущности описанного изобретения, или эквивалентны по содержанию пунктам формулы изобретения, настоящий патент призван охватывать все такие вариации.
ВАРИАНТЫ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
Следующие варианты осуществления могут быть включены или не включены в формулу изобретения.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита;
подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
подачу второго сигнала на образец во время первого измерения таким образом, что он перекрывает последовательность тестирования,
для получения первого переходного выходного сигнала с образца, при этом первый переходный сигнал коррелирует как с продолжительностью, так и с величиной первого сигнала;
получение конкретной продолжительности измерения во время последовательности тестирования при первом измерении, основанное на физических характеристиках образца;
установление второго периода времени получения выборки на основе конкретного времени получения выборки таким образом, чтобы второй период времени получения выборки перекрывался с первым периодом времени получения выборки;
получение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала применительно ко второму периоду времени получения выборки;
разделение второго переходного сигнала на дискретные интервалы, отсчитываемые по отношению к продолжительности второго измерения;
выведение соответствующих величин второго переходного сигнала на отдельных выбранных интервалах во втором периоде времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе соответствующих величин второго переходного сигнала на отдельных выбранных временных интервалах.
2. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита;
подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
приложение к образцу второго сигнала такой же длительности, как и первый, перекрывающегося с последовательностью тестирования для получения первого переходного выходного сигнала, при этом первый переходный выходной сигнал коррелирует как с продолжительностью, так и с величиной первого сигнала, так и с величиной первого сигнала;
извлечение конкретного времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования на протяжении первого периода времени получения выборки на основе физической характеристики образца;
получение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала на протяжении второго периода времени получения выборки;
выведение соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных интервалах во втором периоде времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных временных интервалах.
3. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита;
подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
извлечение конкретного времени получения выборки в течение первого периода времени получения выборки;
подачу второго сигнала на образец во время первого измерения с измерением или оценкой первого переходного выходного сигнала во время первого измерения;
установление конкретного диапазона времени, который включает в себя конкретное время получения выборки в первый период времени получения выборки;
получение множества величин первого переходного сигнала на соответствующих отдельных интервалах на протяжении конкретного диапазона времени; и
определение концентрации аналита на основе величин первого переходного, полученных на этапе получения.
4. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита;
подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
извлечение конкретного времени получения выборки в течение первого периода времени получения выборки;
подачу второго сигнала на образец во время первого измерения с измерением или оценкой первого переходного выходного сигнала во время первого измерения;
получение множества величин первого переходного выходного сигнала во временных интервалах, отличных от приблизительно конкретного времени получения выборки; и
определение концентрации аналита, основанное на множестве величин первого переходного сигнала на этапе определения.
5. Способ демонстрации точности концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода и реактив, нанесенный по меньшей мере на один из электродов. Способ содержит:
нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для аналита на каждом из множества биосенсоров;
приложение первого сигнала к образцу для получения физических характеристик образца на каждом из множества биосенсоров;
извлечение конкретного времени получения выборки в течение первого периода времени получения выборки для каждого из множества биодатчиков;
приложение второго сигнала к образцу во время первого измерения на каждом из множества биосенсоров;
измерение или получение выборки первого переходного выходного сигнала от образца на протяжении первого периода времени получения выборки для каждого из множества биодатчиков;
установление конкретного диапазона времени, который включает в себя конкретное время получения выборки в первый период времени получения выборки для каждого из множества биодатчиков;
получение множества величин первого переходного сигнала на соответствующих отдельных интервалах на протяжении конкретного диапазона времени для каждого из множества биодатчиков; и
определение концентрации аналита, основанное на величинах первого переходного сигнала на этапе определения таким образом, что погрешность во множестве концентраций аналита, определяемая на этапе определения для множества биосенсоров, меньше, чем ±15% по сравнению с стандартными показателями для 30%-ного, 42%-ного и 55%-ного гематокрита.
6. Способ по п. 3 или 5, при котором конкретный отрезок времени включает величины первого переходного сигнала, измеренные до наступления конкретного времени получения выборки.
7. Способ по п. 1, 2, 3, 4 или 5, при котором этап выделения конкретного времени получения выборки содержит вычисление времени определенного конкретного измерения, произведенного при первом измерении и основанного на физических характеристиках образца.
8. Способ по п. 7, при котором этап вычисления времени определенного конкретного измерения включает использование следующего уравнения:
,
где
«КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как точка во времени от начала последовательности тестирования, при котором производится измерение выходного сигнала биосенсора,
H представляет физические характеристики образца;
x1 составляет приблизительно 4,3e5;
x2 примерно равно (-)3,9; и
x3 примерно равно 4,8.
9. Способ по п. 1, при котором этап установления продолжительности второго измерения включает в себя получение абсолютного показателя разницы между конкретным временем получения выборки и предварительно установленным временем для определения времени начала (T1) и времени конца (T2), приблизительно равного конкретному времени получения выборки. Продолжительность первого измерения может составлять около 10 секунд или меньше от момента нанесения образца.
10. Способ по п. 2, в котором этап получения может дополнительно содержать определение продолжительности второго измерения, которое перекрывает продолжительность первого измерения и включает часть первого переходного сигнала и его величины относительно продолжительности второго измерения, при этом часть рассматривается как второй переходный сигнал.
11. Способ по п. 9, при котором этап получения второго переходного сигнала может содержать выделение из первого переходного сигнала его части, которая рассматривается как второй переходный сигнал в пределах продолжительности второго измерения.
12. Способ по п. 11, при котором извлечение соответствующих величин второго переходного сигнала при дискретных выбранных временных интервалах включает подсчет величины второго переходного сигнала во время каждого выбранного временного интервала.
13. Способ по п. 12, при котором разделение включает в себя разделение второго промежуточного сигнала по меньшей мере на 22 интервала в последовательности, начиная с интервала один (примерно начало) до интервала двадцать два (примерно конец).
14. Способ по п. 13, при котором определение концентрации аналита достигается с использованием следующего уравнения:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 17;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 13;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 3;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,75;
x2≈337,27;
x3≈(-)16,81;
x4≈1,41; и
x5≈2,67.
15. Способ по п. 13, при котором определение концентрации аналита достигается с использованием следующего уравнения:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 7;
x1≈0,59;
x2≈2,51;
x3≈(-)12,74;
x4≈(-)188,31; и
x5≈9,2.
16. Способ по п. 13, при котором определение концентрации аналита достигается с использованием следующего уравнения:
,
где
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 20;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19;
x1≈20,15;
x2≈-0446;
x3≈0,95;
x4≈1,39;
x5≈(-)0,71; и
x6≈0,11.
17. Способ по п. 13, при котором определение концентрации аналита достигается с использованием следующего уравнения:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 1;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 2;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 10;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,70;
x2≈0,49;
x3≈28,59;
x4≈0,7, и
x5≈15,51.
18. Способ по п. 13, при котором определение концентрации аналита достигается с использованием следующего уравнения:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
x1≈(-)1,68;
x2≈0,95;
x3≈(-)4,97;
x4≈6,29;
x5≈3,08;
x6≈(-)5,84;
x7≈(-)0,47; и
x8≈0,01.
19. Способ по п. 13, при котором определение концентрации аналита достигается с использованием следующего уравнения:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 12;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 14;
x1≈1,18;
x2≈0,97;
x3≈(-)11,32;
x4≈38,76;
x5≈(-)39,32;
x6≈-0,0928;
x7≈(-)0,85;
x7≈1,75;
x8≈(-)9,38; и
x10≈0,25.
20. Способ по п. 14-19, при котором величина второго переходного сигнала на каждом из множества дискретных интервалов состоит из средней величины измеренных величин при каждом дискретном интервале.
21. Способ по п. 1-5, при котором приложение первого сигнала и получение второго сигнала производится в последовательном порядке.
22. Способ по п. 1-5, при котором приложение первого сигнала перекрывает получение второго сигнала.
23. Способ по п. 1-5, при котором приложение первого сигнала состоит из направления переменного сигнала на образец таким образом, что физические характеристики образца определяются переменным сигналом на выходе.
24. Способ по п. 1-5, при котором приложение первого сигнала состоит из направления оптического сигнала на образец таким образом, что физические характеристики образца определяются оптическим сигналом на выходе.
25. Способ по п. 24, при котором физические характеристики включают в себя гематокрит, а аналит включает в себя глюкозу.
26. Способ по п. 1-5, при котором физические характеристики образца содержат по меньшей мере вязкость, гематокрит, температуру или плотность образца.
27. Способ по п. 23, при котором направление включает в себя запуск первого и второго переменных сигналов в различных соответствующих частотах, при котором первая частота выше чем вторая.
28. Способ по п. 27, при котором первая частота по меньшей мере на порядок величины ниже, чем вторая частота.
29. Способ по п. 28, при котором первая частота включает в себя любую частоту в пределах от примерно 10 кГц до примерно 250 кГц.
30. Способ по п. 2, при котором получение включает в себя выделение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала в пределах продолжительности второго измерения.
31. Способ по п. 1 или 2, при котором получение включает удаление сигналов из первых переходных сигналов, находящихся за пределами второго измерения, оставляя таким образом второй переходный сигнал в пределах продолжительности второго измерения.
32. Способ по п. 30 или 31, при котором получение включает в себя хранение величин второго переходного сигнала для каждого дискретного интервала во время второго измерения.
33. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, размещенных на подложке и соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью:
(a) подачи первого сигнала ко множеству электродов так, чтобы получить физическую характеристику образца, нанесенного на множество электродов для получения конкретного времени получения выборки;
(b) приложения второго сигнала ко множеству электродов;
(c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов;
(d) выделения второго переходного выходного сигнала из первого выходного сигнала;
(e) определения величины второго переходного выходного сигнала во множество дискретных интервалов времени; и
(f) расчета концентрации аналита из величин второго переходного выходного сигнала в выбранных интервалах из множества дискретных интервалов времени.
34. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, размещенных на подложке и соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью:
(a) подачи первого сигнала ко множеству электродов так, чтобы получить физическую характеристику образца, нанесенного на множество электродов для получения конкретного времени получения выборки;
(b) приложения второго сигнала ко множеству электродов;
(c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов;
(d) выделения второго переходного выходного сигнала из первого выходного сигнала;
(e) определения величины второго переходного выходного сигнала во множество дискретных интервалов времени; и
(f) расчета концентрации аналита из величин второго переходного выходного сигнала в выбранных интервалах из множества дискретных интервалов времени для оповещения о концентрации аналита в течение примерно 10 секунд от начала последовательности тестирования.
35. Система по п. 33 или 34, при которой множество электродов включает в себя по меньшей мере два электрода для измерения физических характеристик и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
36. Система по п. 35, при которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в одной и той же камере, находящейся на подложке.
37. Система по п. 35, при которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в различных камерах, расположенных на подложке.
38. Система по п. 37, при которой разные камеры примыкают друг к другу на краю подложки.
39. Система по п. 35, при которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в одной и той же камере, куда попадает жидкость образца.
40. Система по п. 33 или 34, при которой множество электродов включает в себя два электрода для измерения физических характеристик и концентрации аналита.
41. Система по п. 33-40, при которой все электроды расположены в одной плоскости, определяемой подложкой.
42. Система по п. 35-39, при которой реактив расположен проксимально по меньшей мере по отношению к двум электродам, а на двух других электродах не имеется реактива.
43. Система по п. 33 или 34, при которой конкретное время получения выборки подсчитывается согласно следующему уравнению:
,
где
КонкретноеВремяПолученияВыборки определяется как точка во времени после начала последовательности тестирования, при котором производится измерение выходного сигнала на тест-полоске,
H представляет физические характеристики образца;
x1 представляет приблизительно 4,3e5;
x2 равно примерно (-)3,9; и
x3 представляет приблизительно 4,8.
44. Система по любому из п. 33, 34 или 41, при которой множество дискретных временных интервалов состоит из 22 дискретных временных интервалов.
45. Система по п. 44, при которой микропроцессор подсчитывает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 17;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 13;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 3;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,75;
x2≈337,27;
x3≈(-)16,81;
x4≈1,41; и
x5≈2,67.
46. Система по п. 44, при которой микропроцессор подсчитывает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 7;
x1≈00,59;
x2≈2,51;
x3≈(-)12,74;
x4≈(-)188,31; и
x5≈9,2.
47. Система по п. 44, при которой микропроцессор подсчитывает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 20;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19;
x1≈20,15;
x2≈1,0446;
x3≈0,95;
x4≈1,39;
x5≈(-)0,71; и
x6≈0,11.
48. Система по п. 44, при которой микропроцессор подсчитывает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале I;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 2;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 10;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,70,
x2≈0,49,
x3≈28,59,
x4≈-0,1, и
x5≈15,51.
49. Система по п. 44, при которой микропроцессор подсчитывает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
x1≈(-)1-68;
x2≈0,95;
x3≈(-)4,97;
x4≈6,29;
x5≈3,08;
x6≈(-)5,84;
x7≈(-)0,47; и
x8≈0,01.
50. Система по п. 44, при которой микропроцессор подсчитывает концентрацию аналита согласно следующему уравнению:
,
где:
G - это концентрация глюкозы;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 12;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 14;
x1≈1,18;
x2≈0,97;
x3≈(-)11,32;
x4≈-38,76;
x5≈(-)39,32;
x6≈0,0928;
x7≈-(-)0,85;
x8≈1,75;
x9≈(-)9,38; и
x10≈0,25.
51. Система по любому из п. 33-50, при которой величина второго переходного сигнала в каждом из множества дискретных временных интервалов состоит из средней величины сигнала, измеренного на протяжении каждого интервала.
52. Система по любому из п. 43-50, при которой погрешность во множестве концентраций аналита, подсчитанная микропроцессором, меньше чем ±15% по сравнению со стандартными показателями для 30%-ного гематокрита.
53. Система по любому из п. 43-50, при которой погрешность во множестве концентраций аналита, подсчитанная микропроцессором, меньше чем ±15% по сравнению со стандартными показателями для 42%-ного гематокрита.
54. Система по любому из п. 43-50, при которой погрешность во множестве концентраций аналита, подсчитанная микропроцессором, меньше чем ±15% по сравнению со стандартными показателями для 55%-ного гематокрита.
55. Способ по п. 2, далее состоящий из этапа разделения второго переходного сигнала на дискретные интервалы, отсчитываемые по отношению к продолжительности второго измерения.
56. Способ по п. 3, далее состоящий из этапа разделения первого переходного сигнала на дискретные интервалы, отсчитываемые по отношению к конкретному времени получения выборки.
57. Способ по п. 5, далее состоящий из разделения первого переходного сигнала на дискретные интервалы, отсчитываемые по отношению к конкретному времени получения выборки.
58. Способ по п. 1-57, при котором физические характеристики, представленные H, в целом равны характеристикам импеданса, определяемым следующим уравнением:
,
где: IC представляет собой импедансную характеристику;
M представляет собой амплитуду |Z| измеренного импеданса (в омах);
P представляет собой фазовый сдвиг между входным и выходным сигналами (в градусах);
y1 примерно равно -3,2e-08;
y2 примерно равно 4,1e-03;
y3 примерно равно -2,5e+01;
y4 примерно равно 1,5e-01; и
y5 примерно равно 5,0.
59. Способ по п. 1-57, при котором физические характеристики, представленные H, в целом равны характеристикам импеданса, определяемым следующим уравнением:
,
где:
IC представляет собой импедансную характеристику [%];
M представляет собой амплитуду импеданса [ом];
y1 примерно равно 1,2292e1;
y2 примерно равно -4,3431e2;
y3 примерно равно 3,5260e4.
ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ АСПЕКТЫ ОПИСАНИЯ
Раздел A
Следующие аспекты, которые были исходно представлены в предварительной заявке на патент США № 61/581087 (номер патентного реестра DDI5220USPSP), образуют часть настоящего описания.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, осажденный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для измерения физической характеристики образца;
выведение наклона для партии реагента на основе измеренной физической характеристики по следующему уравнению:
,
где x - это полученный угол наклона калибровочной прямой для партии;
H представляет собой измеренный или оцененный гематокрит;
a представляет приблизительно 1,4e-6,
b представляет приблизительно -3,8e-4,
c представляет приблизительно 3,6e-2;
передачу второго электрического сигнала на образец; и
измерение выходного тока от по меньшей мере одного по меньшей мере из двух электродов;
вычисление концентрации аналита на основе измеренного выходного тока и выведенного наклона для партии по следующему уравнению:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет собой ток (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы конечных токов, измеренных в заданное время;
Интерсепт представляет собой калибровочный параметр для партии биодатчиков;
x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения.
2. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, осажденный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для измерения физической характеристики образца;
выведение наклона для партии реагента на основе измеренной физической характеристики;
передачу второго электрического сигнала на образец; и
измерение выходного тока от по меньшей мере одного по меньшей мере из двух электродов;
вычисление концентрации аналита на основе измеренного выходного тока и выведенного наклона для партии из измеренной физической характеристики образца.
3. Способ аспекта A1 или A2, при котором приложение первого сигнала и подача второго сигнала производится в последовательном порядке.
4. Способ аспекта A1 или A2, при котором приложение первого сигнала перекрывает подачу второго сигнала.
5. Способ аспекта A1 или A2, при котором приложение первого сигнала включает в себя направление переменного сигнала на образец таким образом, что физические характеристики образца определяются выходным переменным сигналом.
6. Способ аспекта A1 или A2, при котором приложение первого сигнала включает в себя направление оптического сигнала на образец таким образом, что физические характеристики образца определяются выходным оптическим сигналом.
7. Способ аспекта A5 или A6, при котором физическая характеристика включают в себя гематокрит, а аналит включает в себя глюкозу.
8. Способ аспекта A5 или A6, при котором физическая характеристика включает в себя по меньшей мере вязкость, гематокрит и плотность образца.
9. Способ аспекта A5, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
10. Способ аспекта A9, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
11. Способ аспекта A10, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
12. Способ аспекта A2, в котором выведение содержит вычисление наклона для партии по следующему уравнению:
,
где x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения;
H представляет собой измеренный или оцененный гематокрит;
a представляет приблизительно 1,4e-6,
b представляет приблизительно -3,8e-4,
c представляет приблизительно 3,6e-2.
13. Способ аспекта A2, при котором подсчет концентрации аналита производится согласно следующему уравнению:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE это сила тока (пропорциональная концентрации аналита), определяемая из суммы конечных сил тока, измеренных на заранее определенном отрезке времени, составляющем примерно 5 секунд от начала последовательности тестирования;
Интерсепт представляет собой калибровочный параметр для партии биодатчиков;
x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения.
14. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью, в ходе выполнения последовательности тестирования: (a) подавать первый электрический сигнал на множество электродов таким образом, чтобы вывести наклон для партии по физической характеристике образца физиологической текучей среды и (b) подавать второй электрический сигнал на множество электродов таким образом, чтобы определить концентрацию аналита на основе выведенного наклона для партии.
15. Система аспекта A14, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
16. Система аспекта A14, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
17. Система аспекта A14, при которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в разных камерах, находящихся на подложке.
18. Система аспекта A14, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
19. Система по одному из аспектов A16, A17 или A18, в которой все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой.
20. Система аспекта А17 или А18, при которой реактив расположен проксимально по меньшей мере по отношению к двум другим электродам и реактив не наносится по меньшей мере на два электрода.
21. Система аспекта A14, в которой наклон для партии вычисляют по следующему уравнению:
,
где x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения;
H представляет собой измеренный или оцененный гематокрит;
a представляет приблизительно 1,4e-6,
b представляет приблизительно -3,8e-4,
c представляет приблизительно 3,6e-2.
22. Система аспекта A21, в которой концентрацию аналита определяют по следующему уравнению:
,
где
G0 - это концентрация аналита;
IE это сила тока (пропорциональная концентрации аналита), определяемая из суммы конечных сил тока, измеренных на заранее определенном отрезке времени;
отрезок, отсекаемый на оси Y, представляет собой калибровочный параметр партии тест-полосок;
x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения.
23. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) приложения первого электрического сигнала ко множеству электродов таким образом, что достигается получение наклона партии, определяемое физическими характеристиками физиологической жидкости образца, и (b) приложения второго электрического сигнала ко множеству электродов таким образом, что концентрация аналита определяется, основываясь на полученном значении угла наклона калибровочной прямой для партии полосок, полученного в свою очередь из физической характеристики образца, определенной в течение примерно 10 секунд от начала последовательности тестирования.
24. Система аспекта A23, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
25. Система аспекта A23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
26. Система аспекта A23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в разных камерах, выполненных на подложке.
27. Система аспекта A23, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
28. Система по одному из аспектов A24, A25 или A26, в которой все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой.
29. Система по одному из аспектов A23 или A24, в которой реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и по меньшей мере на двух электродах реагент отсутствует.
30. Система аспекта A23, в которой наклон для партии вычисляют по следующему уравнению:
,
где x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения;
H представляет собой измеренный или оцененный гематокрит;
a представляет приблизительно 1,4e-6,
b представляет приблизительно -3,8e-4,
c представляет приблизительно 3,6e-2.
31. Система аспекта A30, в которой концентрацию аналита вычисляют по следующему уравнению:
,
где
G0 - это концентрация аналита;
IE - это сила тока (пропорциональная концентрации аналита), определяемая из суммы конечных сил тока, измеренных на заранее определенном отрезке времени;
отрезок, отсекаемый на оси Y, представляет собой калибровочный параметр партии тест-полосок;
x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения.
32. Способ получения повышенной точности тест-полоски, способ, содержащий:
обеспечение партии тест-полосок;
введение контрольного образца, содержащего контрольную концентрацию аналита, в каждую тест-полоску из партии тест-полосок для запуска последовательности проведения теста;
взаимодействие аналита с реагентом на тест-полоске для физического превращения аналита между двумя электродами;
определение физической характеристики контрольного образца;
выведение значения наклона для партии тест-полосок на основе определенной физической характеристики контрольного образца;
получение выборки электрического выходного сигнала контрольного образца в заданный момент времени в ходе выполнения последовательности тестирования;
вычисление концентрации аналита на основе заданного наклона для партии и выборки электрического выходного сигнала для получения значения конечной концентрации аналита для каждой тест-полоски из партии тест-полосок таким образом, чтобы по меньшей мере 95% значений конечной концентрации аналита в партии тест-полосок находились в диапазоне ±15% от контрольной концентрации аналита.
33. Способ аспекта A32, в котором подачу первого сигнала и передачу второго сигнала проводят в последовательном порядке.
34. Способ аспекта A32, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
35. Способ аспекта A32, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
36. Способ аспекта A32, в котором подача первого сигнала содержит направление оптического сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному оптическому сигналу определить физическую характеристику образца.
37. Способ по одному из аспектов A35 или A36, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
38. Способ по одному из аспектов A35 или A36, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита и плотности.
39. Способ аспекта A34, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
40. Способ аспекта A39, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
41. Способ аспекта A40, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
42. Способ аспекта A32, в котором выведение содержит вычисление наклона для партии по следующему уравнению:
,
где x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения;
H представляет собой измеренный или оцененный гематокрит;
a представляет приблизительно 1,4e-6,
b представляет приблизительно -3,8e-4,
c представляет приблизительно 3,6e-2.
43. Способ аспекта A42, в котором вычисление концентрации аналита содержит использование следующего уравнения:
,
где
G0 - это концентрация аналита;
IE - это сила тока (пропорциональная концентрации аналита), определяемая из суммы конечных сил тока, измеренных на заранее определенном отрезке времени;
Интерсепт представляет собой калибровочный параметр для партии тест-полосок;
x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения.
44. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце, содержащий:
помещение физиологического образца на биодатчик;
подачу электрических сигналов на образец для превращения аналита в другой материал;
измерение физической характеристики образца;
анализ выходного сигнала от образца;
вычисление параметра биодатчика из измеренной физической характеристики; и
определение концентрации аналита на основе вычисленного параметра биодатчика и значения выходного сигнала образца.
45. Способ аспекта A44, в котором измерение содержит подачу первого электрического сигнала на образец для измерения физической характеристики образца.
46. Способ аспекта A44, в котором оценка содержит приложение второго электрического сигнала к образцу.
47. Способ аспекта A46, в котором подачу первого сигнала и приложение второго сигнала проводят в последовательном порядке.
48. Способ аспекта A46, в котором подача первого сигнала перекрывается с приложением второго сигнала.
49. Способ аспекта A46, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
50. Способ аспекта A44, при котором применение первого сигнала включает подачу оптического сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению оптического сигнала.
51. Способ по одному из аспектов A49 или A50, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
52. Способ по одному из аспектов A49 или A50, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита и плотности.
53. Способ аспекта A49, в котором направление содержит приложение первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
54. Способ аспекта A53, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
55. Способ аспекта A54, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
56. Способ аспекта A44, в котором вычисление содержит расчет наклона для партии по следующему уравнению:
,
где x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения;
H представляет собой измеренный или оцененный гематокрит;
a представляет приблизительно 1,4e-6,
b представляет примерно -3,8e-4,
c представляет приблизительно 3,6e-2.
57. Способ аспекта A56, в котором вычисление концентрации аналита содержит использование следующего уравнения:
,
где
G0 представляет концентрацию аналита;
IE представляет ток (пропорционально концентрации аналита), полученный по сумме конечных токов, измеренных в заданное время;
отрезок, отсекаемый на оси Y, представляет собой калибровочный параметр партии тест-полосок;
x представляет собой наклон для партии, выведенный на этапе выведения.
Раздел B
Следующие аспекты, которые были исходно представлены в предварительной заявке на патент США № 61/581089 (номер патентного реестра DDI5220USPSP1), образуют часть настоящего описания.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
получение физической характеристики образца;
указание времени получения выборки на основе полученной физической характеристики;
передачу второго электрического сигнала на образец; и
измерение выходного тока в конкретное время получения выборки от по меньшей мере одного электрода по меньшей мере из двух электродов;
вычисление концентрации аналита на основе измеренного выходного тока.
2. Способ аспекта B1, при котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
3. Способ аспекта B1, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
4. Способ аспекта B1, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
5. Способ аспекта B1, в котором подача первого сигнала содержит направление оптического сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному оптическому сигналу определить физическую характеристику образца.
6. Способ по одному из аспектов B4 или B5, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
7. Способ аспекта B1, при котором физическая характеристика включает по меньшей мере одну из следующих: вязкость, гематокрит и плотность образца.
8. Способ аспекта B4, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
9. Способ аспекта B8, при котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше, чем вторая.
10. Способ аспекта B9, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
11. Способ аспекта B1, при котором конкретное время получения выборки определяется при помощи уравнения следующего вида:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» обозначено как момент времени с начала последовательности тестирования, предназначенный для замера выходного сигнала тест-полоски,
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 составляет приблизительно 4,3e5;
x2 составляет приблизительно -3,9; и
x3 около 4,8.
12. Способ аспекта B11, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующего вида:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет ток (пропорционально концентрации аналита), полученный по сумме конечных токов, измеренных в КонкретноеВремяПолученияВыборки;
Наклон представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
13. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью, в ходе выполнения последовательности тестирования: (a) подавать первый электрический сигнал на множество электродов таким образом, чтобы вывести конкретный момент времени получения выборки по физической характеристике образца физиологической текучей среды, (b) подавать второй электрический сигнал на множество электродов и (c) измерять выходной ток от одного из множества электродов в конкретный момент времени получения выборки таким образом, чтобы определить концентрацию аналита.
14. Система аспекта B13, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
15. Система аспекта B14, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
16. Система аспекта B14, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в разных камерах, выполненных на подложке.
17. Система аспекта B14, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
18. Система по одному из аспектов B15, B16 или B17, в которой все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой.
19. Система по одному из аспектов B16 или B17, в которой реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и по меньшей мере на двух электродах реагент отсутствует.
20. Система аспекта B13, в которой конкретное время получения выборки вычисляют по следующему уравнению:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» обозначено как момент времени с начала последовательности тестирования, предназначенный для замера выходного сигнала тест-полоски,
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 представляет приблизительно 4,3e5;
x2 представляет приблизительно -3,9; и
x3 представляет примерно 4,8.
21. Система аспекта B20, при котором концентрация аналита определяется по уравнению следующего вида:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет ток (пропорционально концентрации аналита), полученный по сумме конечных токов, измеренных в КонкретноеВремяПолученияВыборки;
Наклон представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
22. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) применить первый электрический сигнал ко множеству электродов, так чтобы конкретный момент времени получения выборки был определен по физической характеристике образца физиологической жидкости, (b) применить второй электрический сигнал ко множеству электродов, и (c) измерить выходной ток на одном из множества электродов в конкретный момент измерения, так чтобы концентрация аналита образца была определена на основании конкретного момента измерения в течение около 10 секунд с начала последовательности тестирования.
23. Система аспекта B22, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
24. Система аспекта B23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
25. Система аспекта B23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в разных камерах, выполненных на подложке.
26. Система аспекта B23, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
27. Система по одному из аспектов B23, B24, B25 или B26, в которой все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой.
28. Система по одному из аспектов B22 или B23, в которой реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и по меньшей мере на двух электродах реагент отсутствует.
29. Система аспекта B22, в которой конкретное время получения выборки вычисляют по следующему уравнению:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» означает момент времени с начала последовательности тестирования,
в который измеряется выходной сигнал от тест-полоски,
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 представляет приблизительно 4,3e5;
x2 представляет примерно -3,9; и
x3 представляет примерно 4,8.
30. Система аспекта B29, при котором концентрация аналита определяется по уравнению следующего вида:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет ток (пропорционально концентрации аналита), полученный по сумме конечных токов, измеренных в КонкретноеВремяПолученияВыборки;
Наклон представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
31. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце, содержащий:
осаждение физиологического образца на биодатчик с нанесенным на него реагентом;
подачу электрических сигналов на образец и на реагент для превращения аналита в другой материал;
получение физической характеристики образца;
указание момента времени для получения выборки выходного тока на основе полученной физической характеристики;
измерение выходного сигнала в конкретный момент времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе измеренного выходного сигнала образца.
32. Способ аспекта B31, в котором получение содержит передачу второго электрического сигнала на образце для выведения физической характеристики образца.
33. Способ аспекта B44, в котором подача содержит подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца, причем подачу первого сигнала и передачу второго сигнала проводят в последовательном порядке.
34. Способ аспекта B33, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
35. Способ аспекта B33, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
36. Способ аспекта B33, в котором подача первого сигнала содержит направление оптического сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному оптическому сигналу определить физическую характеристику образца.
37. Способ по одному из аспектов B35 или B36, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
38. Способ по одному из аспектов B36 или B37, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита и плотности.
39. Способ аспекта B36, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
40. Способ аспекта B39, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
41. Способ аспекта B40, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
42. Способ аспекта B31, в котором конкретное время получения выборки вычисляют по следующему уравнению:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как момент времени после запуска последовательности проведения теста, в который проводится выборка выходного сигнала тест-полоски;
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 представляет приблизительно 4,3e5;
x2 представляет примерно -3,9; и
x3 представляет примерно 4,8.
43. Способ аспекта B42, при котором определение концентрации аналита включает применение уравнения следующего вида:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет собой ток (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы конечных токов, измеренных в КонкретноеВремяПолученияВыборки;
Наклон представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
Раздел C
Следующие аспекты изобретения, которые были изначально представлены в Заявке на временный патент США, серийный номер 61/581099 (номер патентного реестра DDI5220USPSP2), являются частью настоящего описания изобретения информации:
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
получение физической характеристики образца;
указание времени получения выборки на основе физической характеристики, полученной на этапе получения;
выведение наклона для партии реагента на основе физической характеристики, полученной на этапе получения;
передачу второго электрического сигнала на образец; и
измерение выходного сигнала в конкретное время получения выборки от по меньшей мере одного электрода по меньшей мере из двух электродов;
вычисление концентрации аналита на основе измеренного выходного сигнала в конкретное время получения выборки и выведенного наклона для партии.
2. Способ аспекта C1, в котором подачу первого сигнала и передачу второго сигнала проводят в последовательном порядке.
3. Способ аспекта C1, при котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
4. Способ аспекта C1, при котором применение первого сигнала включает подачу переменного сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была определена по выходному значению переменного сигнала.
5. Способ аспекта C1, в котором подача первого сигнала содержит направление оптического сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному оптическому сигналу определить физическую характеристику образца.
6. Способ по одному из аспектов C4 или C5, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
7. Способ аспекта C1, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита и плотности образца.
8. Способ аспекта C4, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
9. Способ аспекта C8, при котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше, чем вторая частота.
10. Способ аспекта C9, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
11. Способ аспекта C1, при котором конкретное время получения выборки определяется при помощи уравнения следующего вида:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как момент времени после запуска последовательности проведения теста, в который проводится выборка выходного сигнала тест-полоски;
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 составляет приблизительно 4,3e5;
x2 около -3,9; и
x3 около 4,8.
12. Способ аспекта C11, в котором выведенный наклон определяют по следующему уравнению:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где H представляет собой измеренную или оцененную физическую характеристику (например, гематокрит);
a составляет приблизительно 1,35e-6,
b составляет приблизительно -3,79e-4,
c составляет приблизительно 3,56e-2.
13. Способ аспекта С12, в котором вычисление концентрации аналита рассчитывается по уравнению вида
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет собой сигнал, (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за КонкретноеВремяПолученияВыборки;
НовыйНаклон представляет собой значение, выведенное из измеренной физической характеристики; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
14. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью, в ходе выполнения последовательности тестирования: (а) подавать первый электрический сигнал на множество электродов, чтобы определить конкретный момент времени получения выборки и наклон партии по полученной физической характеристике пробы физиологической жидкости, (b) подавать второй электрический сигнал на множество электродов и (c) измерять сигнал на выходе одного из множества электродов в конкретный момент измерения, чтобы определить концентрацию аналита на основе измеренного сигнала в конкретный момент времени и угла наклона калибровочной прямой для данной партии.
15. Система аспекта C14, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
16. Система аспекта C15, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
17. Система аспекта C15, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в разных камерах, выполненных на подложке.
18. Система аспекта C15, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
19. Система одного из аспектов С16, С17, или C18, в которой все электроды расположены в одной и той же плоскости, определяемой подложкой.
20. Система по одному из аспектов C17 или C18, в которой реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и по меньшей мере на двух электродах реагент отсутствует.
21. Система аспекта C14, в которой конкретное время получения выборки вычисляют по следующему уравнению:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как момент времени после запуска последовательности проведения теста, в который проводится выборка выходного сигнала тест-полоски;
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 представляет приблизительно 4,3e5;
х2 представляет около -3,9; и
x3 представляет около 4,8.
22. Способ аспекта C21, в котором полученный наклон определяется по уравнению вида:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где Н - это измеренная или оцененная физическая характеристика (например, гематокрит);
a составляет приблизительно 1,35e-6,
b составляет приблизительно -3,79e-4,
c составляет приблизительно 3,56e-2.
23. Способ аспекта C22, в котором вычисление концентрации аналита G рассчитывается по уравнению вида:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы конечных сигналов, измеренных в КонкретноеВремяПолученияВыборки;
НовыйНаклон представляет собой значение, выведенное из измеренной физической характеристики; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
24. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью:
(a) приложения первого сигнала ко множеству электродов таким образом, что физические характеристики образца обеспечивают получение конкретного времени получения выборки и наклон для партии тест-полоски по физической характеристике образца физиологической текучей среды,
(b) приложения второго сигнала ко множеству электродов, и
(c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов в конкретный момент времени получения выборки, чтобы определять концентрацию аналита образца на основе конкретного момента времени получения выборки и наклона партии в течение приблизительно 10 секунд после начала последовательности испытаний.
25. Система аспекта C24, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
26. Система аспекта C24, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
27. Система аспекта C24, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в разных камерах, выполненных на подложке.
28. Система аспекта С24, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
29. Система по одному из аспектов C24, C25, C26 или C27, в которой все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой.
30. Система по одному из аспектов C23 или C24, в которой реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и по меньшей мере на двух электродах реагент отсутствует.
31. Система аспекта C24, в которой конкретное время получения выборки вычисляют по следующему уравнению:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как момент времени после запуска последовательности проведения теста, в который проводится выборка выходного сигнала тест-полоски;
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 представляет около 4,3e5;
x2 представляет около -3,9; и
х3 представляет около 4,8.
32. Система аспекта C31, в которой выведенный наклон определяют по следующему уравнению:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где НовыйНаклон представляет собой полученный наклон;
Н - это измеренная или оцененная физическая характеристика (например, гематокрит);
a составляет приблизительно 1,35e-6,
b составляет приблизительно -3,79e-4,
c составляет приблизительно 3,56e-2.
33. Способ аспекта С32, в котором вычисление концентрации аналита рассчитывается по уравнению вида:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы конечных сигналов, измеренных в КонкретноеВремяПолученияВыборки;
НовыйНаклон представляет собой значение, полученное из измеренной физической характеристики; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
34. Способ получения повышенной точности тест-полоски, способ, содержащий:
обеспечение партии тест-полосок;
введение контрольного образца, содержащего контрольную концентрацию аналита, в каждую тест-полоску из партии тест-полосок для запуска последовательности проведения теста;
вступление аналита в реакцию для физического превращения аналита между двумя электродами;
определение физической характеристики контрольного образца;
выведение наклона для партии тест-полосок на основе определенной физической характеристики;
получение выборки электрического выходного сигнала контрольного образца в конкретный момент времени в ходе выполнения последовательности тестирования, определяемый измеренной физической характеристикой;
вычисление концентрации аналита на основе конкретного момента времени и выведенного наклона для партии для получения значения конечной концентрации аналита для каждой тест-полоски из партии тест-полосок таким образом, чтобы по меньшей мере 95% значений конечной концентрации аналита партии тест-полосок находились в диапазоне ±15% от контрольной концентрации аналита.
35. Способ аспекта C34, в котором взаимодействие содержит передачу второго электрического сигнала на образец и определение содержит подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца, причем подачу первого сигнала и передачу второго сигнала проводят в последовательном порядке.
36. Способ аспекта C35, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
37. Способ аспекта C34, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
38. Способ аспекта C34, в котором подача первого сигнала содержит направление оптического сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному оптическому сигналу определить физическую характеристику образца.
39. Способ по одному из аспектов C37 или C38, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
40. Способ по одному из аспектов C37 или C38, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита и плотности.
41. Способ аспекта C37, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
42. Способ аспекта C41, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
43. Способ аспекта C41, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
44. Способ аспекта С34, при котором конкретное время получения выборки определяется при помощи уравнения следующего вида:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как момент времени после запуска последовательности проведения теста, в который проводится выборка выходного сигнала тест-полоски;
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 представляет приблизительно 4,3e5;
х2 представляет около -3,9; и
х3 представляет около 4,8.
45. Способ аспекта C44, в котором выведенный наклон определяют по следующему уравнению:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где Н - это измеренная или оцененная физическая характеристика (например, гематокрит);
a составляет приблизительно 1,35e-6,
b составляет приблизительно -3,79e-4,
c составляет приблизительно 3,56e-2.
46. Способ аспекта С45, в котором вычисление концентрации аналита рассчитывается по уравнению вида:
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за КонкретноеВремяПолученияВыборки;
НовыйНаклон представляет собой значение, выведенное из измеренной физической характеристики; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
47. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце, содержащий:
осаждение физиологического образца на биодатчик с нанесенным на него реагентом;
подачу электрических сигналов на образец и на реагент для превращения аналита в другой материал;
получение физической характеристики образца;
указание момента времени получения выборки выходного сигнала на основе физической характеристики, полученной на этапе указания;
выведение наклона для партии биодатчика;
измерение выходного сигнала в конкретный момент времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе измеренного выходного сигнала образца в конкретный момент времени получения выборки и выведенного наклона для партии.
48. Способ аспекта C47, в котором получение содержит передачу второго электрического сигнала на образце для выведения физической характеристики образца.
49. Способ аспекта C48, в котором подача содержит подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца, причем подачу первого сигнала и передачу второго сигнала проводят в последовательном порядке.
50. Способ аспекта C49, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
51. Способ аспекта C50, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
52. Способ аспекта C50, в котором подача первого сигнала содержит направление оптического сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному оптическому сигналу определить физическую характеристику образца.
53. Способ по одному из аспектов C51 или C52, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
54. Способ по одному из аспектов C52 или C53, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита и плотности.
55. Способ аспекта C53, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
56. Способ аспекта C55, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
57. Способ аспекта C56, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
58. Способ аспекта C47, в котором конкретное время получения выборки вычисляют по следующему уравнению:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как момент времени после запуска последовательности проведения теста, в который проводится выборка выходного сигнала тест-полоски;
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 представляет приблизительно 4,3e5;
х2 представляет около -3,9; и
x3 представляет около 4,8.
59. Способ аспекта C58, в котором выведенный наклон определяют по следующему уравнению:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где H представляет собой измеренную или оцененную физическую характеристику (например, гематокрит);
a составляет приблизительно 1,35e-6,
b составляет приблизительно -3,79e-4,
c составляет приблизительно 3,56e-2.
60. Способ аспекта С59, в котором вычисление концентрации аналита рассчитывается по уравнению вида
,
где
G0 представляет собой концентрацию аналита;
IE представляет собой сигнал, (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за КонкретноеВремяПолученияВыборки;
НовыйНаклон представляет собой значение, выведенное из измеренной физической характеристики; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
61. Способ или система по одному из соответствующих аспектов C12, C22, C32, C44 или C59, в которых a составляет приблизительно -1,98e-6; b составляет приблизительно -2,87e-5; и c составляет приблизительно 2,67e-2.
Раздел D
Следующие аспекты, которые были исходно представлены в предварительной заявке на патент США № 61/581100 (номер патентного реестра DDI5221USPSP), образуют часть настоящего описания.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, осажденный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для измерения физической характеристики образца;
передачу второго электрического сигнала на образец для инициирования ферментативной реакции аналита и реагента;
оценку концентрации аналита на основе заданного момента времени получения выборки с момента запуска последовательности проведения теста;
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 и в самой верхней строке указаны различные качественные категории измеряемой физической характеристики, а в остальных ячейках матрицы приведено время получения выборки;
измерение выходного сигнала от образца в выбранный момент времени получения выборки из справочной таблицы;
вычисление концентрации аналита по измеренному выходному сигналу, выбранному в указанный выбранный момент времени получения выборки, по следующему уравнению:
,
где G0 представляет концентрацию аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за конкретное время получения выборки T;
Наклон представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
2. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, осажденный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для измерения физической характеристики образца;
передачу второго электрического сигнала на образец для инициирования ферментативной реакции аналита и реагента;
оценку концентрации аналита на основе заданного момента времени получения выборки с момента запуска последовательности проведения теста;
выбор момента времени получения выборки на основе как измеренной физической характеристики, так и оцененной концентрации аналита;
измерение выходного сигнала от образца в выбранный момент времени получения выборки;
вычисление концентрации аналита по измеренному выходному сигналу, выбранному в указанный выбранный момент времени получения выборки.
3. Способ аспекта D1 или D2, в котором подачу первого сигнала и передачу второго сигнала проводят последовательно.
4. Способ аспекта D1 или D2, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
5. Способ аспекта D1 или D2, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
6. Способ аспекта D5, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
7. Способ аспекта D5 или D6, при котором физическая характеристика включает по меньшей мере одну из следующих: вязкость, гематокрит и плотность.
8. Способ аспекта D5, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
9. Способ аспекта D8, при котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше второй частоты.
10. Способ аспекта D8, при котором первая частота включает любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
11. Способ аспекта D1 или D2, при котором измерение включает постоянный замер выходного сигнала с начала последовательности тестирования по меньшей мере до около 10 секунд после начала.
12. Способ аспекта D2, дополнительно содержащий оценку концентрации аналита на основе результата измерения выходного сигнала в заданное время.
13. Способ аспекта D12, в котором заданное время представляет собой приблизительно 5 секунд с момента запуска последовательности проведения теста.
14. Способ аспекта D12, в котором оценка содержит сравнение оцененной концентрации аналита и измеренной физической характеристики со справочной таблицей, в которой различные соответствующие диапазоны концентрации аналита и физической характеристики образца сопоставлены с различным временем измерения сигнала от образца таким образом, чтобы получить момент времени для измерения выходного сигнала от образца второго сигнала для этапа вычисления.
15. Способ аспекта D2, в котором этап вычисления содержит использование следующего уравнения:
,
где
G0 представляет концентрацию аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за конкретное время получения выборки T;
Наклон представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску; и
Интерсепт представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного испытания партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.
16. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подавать первый электрический сигнал на множество электродов таким образом, чтобы определить физическую характеристику образца физиологической текучей среды; (b) оценивать концентрацию аналита на основе заданного момента времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования; и (c) подавать второй электрический сигнал на множество электродов в момент времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования, задаваемый определенной физической характеристикой, таким образом, чтобы рассчитать концентрацию аналита из второго электрического сигнала.
17. Система аспекта D16, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
18. Система аспекта D17, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
19. Система аспекта D17, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в разных камерах, выполненных на подложке.
20. Система по одному из аспектов D18 или D19, в которой все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой.
21. Система по одному из аспектов D18 или D19, в которой реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и по меньшей мере на двух электродах реагент отсутствует.
22. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подавать первый электрический сигнал на множество электродов таким образом, чтобы определить физическую характеристику образца физиологической текучей среды в ходе выполнения последовательности тестирования; (b) оценивать концентрацию аналита на основе заданного момента времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования; (c) применение второго электрического сигнала ко множеству электродов в момент измерения в ходе последовательности тестирования, который обусловлен полученной физической характеристикой, чтобы концентрация аналита была получена по второму электрическому сигналу в течение около 10 секунд после начала последовательности тестирования.
23. Система аспекта D23, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
24. Система аспекта D23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
25. Система аспекта D23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в разных камерах, выполненных на подложке.
26. Система по одному из аспектов D24 или D25, в которой все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой.
27. Система по одному из аспектов D24 или D25, в которой реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и по меньшей мере на двух электродах реагент отсутствует.
28. Способ получения повышенной точности тест-полоски, способ, содержащий:
обеспечение партии тест-полосок;
введение контрольного образца, содержащего контрольную концентрацию аналита, в каждую тест-полоску из партии тест-полосок для запуска последовательности проведения теста;
взаимодействие аналита с реагентом, помещенным на каждую из тест-полосок, для физического превращения аналита между двумя электродам;
оценку концентрации аналита на основе измеренного выходного сигнала образца в заданный момент времени с момента запуска последовательности проведения теста;
определение физической характеристики контрольного образца;
получение выборки электрического выходного сигнала контрольного образца в задаваемый момент времени в ходе выполнения последовательности тестирования, определяемый измеренной физической характеристикой и оцененной концентрацией аналита;
вычисление концентрации аналита на основе задаваемого момента времени для обеспечения значения конечной концентрации аналита для каждой тест-полоски из партии тест-полосок таким образом, чтобы по меньшей мере 95% значений конечной концентрации аналита в партии тест-полосок находились в диапазоне ±10% от контрольной концентрации аналита для диапазона значения гематокрита образца от приблизительно 30% до приблизительно 55%.
29. Способ аспекта D28, при котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
30. Способ аспекта D28, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
31. Способ аспекта D28, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
32. Способ аспекта D28, в котором подача первого сигнала содержит направление электромагнитного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному электромагнитному сигналу определить физическую характеристику образца.
33. Способ по одному из аспектов D31 или D32, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
34. Способ по одному из аспектов D31 или D32, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита и плотности.
35. Способ аспекта D30, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
36. Способ аспекта D35, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
37. Способ аспекта D36, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
38. Способ аспекта D29, при котором измерение включает постоянный замер выходного сигнала с начала последовательности тестирования до по меньшей мере около 10 секунд после начала.
39. Способ аспекта D29, дополнительно содержащий оценку концентрации аналита на основе результата измерения выходного сигнала в заданное время.
40. Способ аспекта D39, в котором оценка содержит сравнение оцененной концентрации аналита и измеренной физической характеристики со справочной таблицей, в которой различные соответствующие диапазоны концентрации аналита и физической характеристики образца сопоставлены с различным временем измерения сигнала от образца таким образом, чтобы получить момент времени для измерения выходного сигнала от образца второго сигнала для этапа вычисления.
41. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце, содержащий:
осаждение образца физиологической текучей среды на биодатчик для запуска последовательности проведения теста;
инициацию протекания ферментативной реакции с находящимся в образце аналитом;
оценку концентрация аналита в образце;
измерение по меньшей мере одной физической характеристики образца;
установление момента времени с момента запуска последовательности проведения теста для получения выборки выходных сигналов биодатчика на основе оцененной концентрации аналита и по меньшей мере одной физической характеристики, полученной на этапе измерения;
получение выборки выходных сигналов биодатчика в заданный момент времени;
определение концентрации аналита по выбранным сигналам в заданный момент времени.
42. Способ аспекта D41, в котором измерение содержит подачу первого электрического сигнала на образец для измерения физической характеристики образца; этап инициации содержит передачу второго электрического сигнала на образец; измерение содержит оценку выходного сигнала от по меньшей мере двух электродов в момент времени после запуска последовательности проведения теста, в которой момент времени задается в зависимости от по меньшей мере измеренной физической характеристики; и этап определения содержит вычисление концентрации аналита по измеренному выходному сигналу в указанный момент времени.
43. Способ аспекта D41, в котором подачу первого сигнала и передачу второго сигнала проводят последовательно.
44. Способ аспекта D41, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
45. Способ аспекта D41, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
46. Способ аспекта D41, дополнительно содержащий оценку концентрации аналита на основе заданного момента времени получения выборки с момента запуска последовательности проведения теста.
47. Способ аспекта D46, в котором установление содержит выбор заданного момента времени на основе как измеренной физической характеристики, так и оцененной концентрации аналита.
48. Способ по одному из аспектов D45 или D46, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
49. Способ по одному из аспектов D44 или D45, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита и плотности.
50. Способ аспекта D46, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты.
51. Способ аспекта D50, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
52. Способ аспекта D51, в котором первая частота представляет собой любую частоту в диапазоне от приблизительно 10 кГц до приблизительно 90 кГц.
53. Способ аспекта D41, при котором измерение включает постоянный замер выходного сигнала с начала последовательности тестирования до по меньшей мере около 10 секунд после начала.
54. Способ аспекта D53, дополнительно содержащий оценку концентрации аналита на основе результата измерения выходного сигнала в заданное время.
55. Способ аспекта D54, в котором оценка содержит сравнение оцененной концентрации аналита и измеренной физической характеристики со справочной таблицей, в которой различные соответствующие диапазоны концентрации аналита и физической характеристики образца сопоставлены с различным временем измерения сигнала от образца таким образом, чтобы получить момент времени для измерения выходного сигнала от образца второго сигнала для этапа вычисления.
56. Способ или система любого из аспектов от D1 до D55, при котором момент измерения определяется по таблице преобразования, включающей матрицу, при которой разные качественные категории расчетного аналита указаны в крайней левой колонке матрицы, а разные качественные категории измеренной физической характеристики указаны в верхнем ряду матрицы, а время получения выборки указано в остальных ячейках матрицы.
Раздел Е
Следующие аспекты, которые были исходно представлены в предварительной заявке на патент США № 61/654013 (номер патентного реестра DDI5228USPSP), образуют часть настоящего описания.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
передачу второго электрического сигнала на образец на протяжении первого периода времени получения выборки, который перекрывается с последовательностью проведения теста, для получения первого переходного выходного сигнала от образца, причем первый переходный сигнал коррелирован как со временем, так и с амплитудой на протяжении первого периода времени получения выборки;
извлечение конкретного времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования на протяжении первого периода времени получения выборки на основе физической характеристики образца;
установление второго периода времени получения выборки на основе конкретного времени получения выборки таким образом, чтобы второй период времени получения выборки перекрывался с первым периодом времени получения выборки;
получение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала применительно ко второму периоду времени получения выборки;
разделение второго переходного сигнала на дискретные интервалы, отсчитываемые по отношению к продолжительности второго измерения;
выведение соответствующих величин второго переходного сигнала на отдельных выбранных интервалах во втором периоде времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе соответствующих величин второго переходного сигнала на отдельных выбранных временных интервалах.
2. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
передачу второго электрического сигнала на образец на протяжении первого периода времени получения выборки, который перекрывается с последовательностью проведения теста, для получения первого переходного выходного сигнала от образца, причем первый переходный сигнал коррелирован как со временем, так и с амплитудой на протяжении первого периода времени получения выборки;
извлечение конкретного времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования на протяжении первого периода времени получения выборки на основе физической характеристики образца;
получение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала на протяжении второго периода времени получения выборки;
выведение соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных интервалах во втором периоде времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных временных интервалах.
3. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
извлечение конкретного времени получения выборки в течение первого периода времени получения выборки;
подачу или передачу второго сигнала на образец на протяжении первого периода времени получения выборки, измерение или получение выборки первого переходного выходного сигнала от образца на протяжении первого периода времени получения выборки;
установление конкретного диапазона времени, который включает в себя конкретное время получения выборки в первый период времени получения выборки;
получение множества величин первого переходного сигнала на соответствующих отдельных интервалах на протяжении конкретного диапазона времени; и
определение концентрации аналита на основе величин первого переходного сигнала, полученных на этапе получения.
4. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита;
подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
извлечение конкретного времени получения выборки в течение первого периода времени получения выборки;
подачу или передачу второго сигнала на образец на протяжении первого периода времени получения выборки, измерение или получение выборки первого переходного выходного сигнала от образца на протяжении первого периода времени получения выборки;
получение множества величин первого переходного выходного сигнала во временных интервалах, отличных от приблизительно конкретного времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе множества величин первого переходного сигнала, полученных на этапе получения.
5. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
осаждение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для запуска последовательности тестирования аналита для каждого из множества биодатчиков;
подачу первого электрического сигнала на образец для выведения физической характеристики образца для каждого из множества биодатчиков;
получение величины конкретного времени получения выборки в первый период времени получения выборки для каждого из множества биосенсоров;
подачу или передачу второго сигнала на образец на протяжении первого периода времени получения выборки для каждого из множества биодатчиков;
измерение или получение выборки первого переходного выходного сигнала от образца на протяжении первого периода времени получения выборки для каждого из множества биодатчиков;
установление конкретного диапазона времени, который включает в себя конкретное время получения выборки в первый период времени получения выборки для каждого из множества биодатчиков;
получение множества величин первого переходного сигнала на соответствующих отдельных интервалах на протяжении конкретного диапазона времени для каждого из множества биодатчиков; и
определение концентрации аналита на основе величин первого переходного сигнала, полученных на этапе получения, для каждого из множества биодатчиков таким образом, чтобы ошибка между множеством концентраций аналита, определенных на этапе определения для множества биодатчиков, составляла менее ±15% по сравнению с контрольным значением для каждого из уровней гематокрита 30%, 42% и 55%.
6. Способ по одному из аспектов E1, E2 или E3, в котором конкретный диапазон времени включает в себя величины первого переходного сигнала, измеренные до конкретного времени получения выборки.
7. Способ по одному из аспектов E1, E2, E3, E4 или E5, в котором этап извлечения конкретного времени получения выборки содержит вычисление конкретного времени получения выборки в первый период времени получения выборки на основе физической характеристики образца.
8. Способ аспекта E6, при котором этап расчета для конкретного времени получения выборки включает применение уравнения следующего вида:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» обозначено как момент времени с начала последовательности тестирования, в который производится замер выходного сигнала биосенсора,
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 около 4,3e5;
x2 около (-)3,9;
x3 около 4,8.
9. Способ аспекта E8, при котором этап определения второго интервала времени получения выборки включает получение абсолютного значения разницы между конкретным временем получения выборки и предустановленным моментом времени, чтобы получить начальное время (T1) и конечное время (T2), примерно равное конкретному моменту измерения, а первый период времени получения выборки включает около 10 секунд или менее на этапе помещения образца.
10. Способ аспекта E8, в котором этап получения дополнительно содержит определение второго периода времени получения выборки, который накладывается на первый период времени получения выборки и включает часть первого переходного сигнала и его величины в отношении времени второго периода времени получения выборки, причем часть обозначена как второй переходный сигнал.
11. Способ аспекта E9, в котором этап получения второго переходного сигнала содержит извлечение из первого переходного сигнала части первого переходного сигнала, которая обозначена как второй переходный сигнал, который находится в пределах второго периода времени получения выборки.
12. Способ аспекта E11, в котором выведение соответствующих величин второго переходного сигнала на отдельных выбранных интервалах времени содержит вычисление величин второго переходного сигнала на протяжении каждого выбранного интервала времени.
13. Способ аспекта E12, при котором разделение включает разделение второго переходного сигнала по меньшей мере на 22 интервала по порядку, начиная с интервала один примерно в начальное время и заканчивая интервалом двадцать два примерно в конечное время.
14. Способ аспекта E13, в котором определение концентрации аналита производят по следующему уравнению:
,
где:
G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 17; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 13; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5; I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 3; I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22; x1≈0,75; x2≈337,27; x3≈(-)16,81; x4≈1,41; x5≈2,67.
15. Способ аспекта E10, при котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующего вида:
,
где:
G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 7; x1≈0,59; x2≈2,5; x3≈(-)12,74; x4≈(-)188,31; x5≈9,2.
16. Способ аспекта E13, при котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующего вида:
,
где G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 20; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19; x1≈20,15; x2≈1,0446; x3≈0,95; x4≈1,39; x5≈(-)0,71; x6≈0,11.
17. Способ аспекта E13, в котором определение концентрации аналита производят по следующему уравнению:
,
где:
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 1; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 2; I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 10; I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22; x1≈0,70; x2≈0,49, x3≈28,59, x4≈0,7, и x5≈15,51.
18. Способ аспекта E10, в котором определение концентрации аналита производят по следующему уравнению:
,
где:
G представляет собой концентрацию глюкозы; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11; I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5; x1≈(-)1,68; x2≈0,95; x3≈(-)4,97; x4≈6,29; x5≈3,08; x6≈(-)5,84; x7≈(-)0,47; x8≈0,01.
19. Способ аспекта E10, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующего вида:
,
где:
G представляет собой концентрацию глюкозы; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 12; I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 14; x1≈1,18; x2≈0,97; x3≈(-)11,32; x4≈38,76; x5≈(-)39,32; x6≈0,0928; x7≈(-)0,85; x8≈1,75; x9≈(-)9,38; x10≈0,25.
20. Способ по любому из аспектов E14-E19, в котором величина второго переходного сигнала на каждом из множества отдельных интервалов представляет собой среднюю величину измеренных величин на каждом отдельном интервале.
21. Способ по любому из аспекта E1, аспекта E2 или E3, в котором подачу первого сигнала и передачу второго сигнала проводят в последовательном порядке.
22. Способ по любому из аспекта E1, аспекта E2 или E3, в котором подача первого сигнала перекрывается с передачей второго сигнала.
23. Способ по любому из аспекта E1, аспекта E2 или E3, в котором подача первого сигнала содержит направление переменного сигнала к образцу таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца.
24. Способ по любому из аспекта E1, аспекта E2 аспекта или E3, в котором подача первого сигнала содержит направление оптического сигнала к образцу таким образом, чтобы по выходному оптическому сигналу определить физическую характеристику образца.
25. Способ аспекта E24, в котором физическая характеристика представляет собой гематокрит и аналит представляет собой глюкозу.
26. Способ по любому из аспекта E1, аспекта E2 или E3, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере одно из вязкости, гематокрита или плотности образца.
27. Способ аспекта E24, в котором направление содержит передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота представляет собой частоту, отличную от второй частоты.
28. Способ аспекта E25, в котором первая частота по меньшей мере на порядок ниже второй частоты.
29. Способ аспекта E26, при котором первая частота включает любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
30. Способ по любому из аспекта E1, аспекта E2 или E3, в котором получение содержит извлечение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала применительно ко второму периоду времени получения выборки.
31. Способ по любому из аспекта E1, аспекта E2 или E3, в котором получение содержит удаление сигналов из первых переходных сигналов, которые находятся за пределами второго периода времени получения выборки, чтобы оставить второй переходный сигнал внутри второго периода времени получения выборки.
32. Способ по одному из аспектов E30 или E31, в котором выведение содержит сохранение величин второго переходного сигнала для каждого отдельного интервала во втором периоде времени получения выборки.
33. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, размещенных на подложке и соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) приложения первого сигнала ко множеству электродов таким образом, что физические характеристики образца обеспечивают получение конкретного времени получения выборки, (b) приложения второго сигнала ко множеству электродов, (c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов; (d) выделения второго переходного выходного сигнала из первого выходного сигнала; (e) определения величины второго переходного выходного сигнала по меньшей мере из 22 дискретных интервалов времени; (f) расчета концентрации аналита из показателя величины второго выходного переходного сигнала в выбранных интервалах по меньшей мере из 22 дискретных интервалов времени.
34. Система для измерения концентрации аналита, содержащая: тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, размещенных на подложке и соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения аналита, включающий в себя:
корпус;
разъем 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 в ходе выполнения последовательности тестирования, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) приложения первого сигнала ко множеству электродов таким образом, что физические характеристики образца обеспечивают получение конкретного времени получения выборки, (b) приложения второго сигнала ко множеству электродов, (c) измерения первого переходного выходного сигнала от множества электродов; (d) выделения второго переходного выходного сигнала из первого выходного сигнала; (e) определения величины второго переходного выходного сигнала по меньшей мере из 22 дискретных интервалов времени; (f) расчета концентрации аналита из величин второго переходного выходного сигнала в выбранных интервалах по меньшей мере из 22 дискретных интервалов времени для оповещения о концентрации аналита в течение 10 секунд от начала проведения последовательности тестирования.
35. Система по одному из аспектов E33 или E34, в которой множество электродов содержат по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
36. Система аспекта E35, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке.
37. Система аспекта E35, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в разных камерах, выполненных на подложке.
38. Система аспекта E37, в которой разные камеры расположены смежно друг с другом на краю подложки.
39. Система аспекта E35, в которой по меньшей мере два электрода и другие по меньшей мере два электрода расположены в общей камере, которая принимает образец текучей среды.
40. Система аспекта E35, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
41. Система по одному из аспектов E33-40, в которой все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой.
42. Система по одному из аспектов E33-40, в которой реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов и по меньшей мере на двух электродах реагент отсутствует.
43. Система аспекта E33 или E34, в которой конкретное время получения выборки вычисляют по следующему уравнению:
,
где «КонкретноеВремяПолученияВыборки» определяется как момент времени после запуска последовательности проведения теста, в который проводится выборка выходного сигнала тест-полоски;
H представляет собой физическую характеристику образца в форме гематокрита;
x1 представляет приблизительно 4,3e5;
x2 представляет около (-)3,9; и
x3 представляет около 4,8.
44. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой микропроцессор вычисляет концентрацию аналита по следующему уравнению:
,
где:
G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 17; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 13; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5; I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 3; I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22; x1≈0,75; x2≈337,27; x3≈(-)16,81; x4≈1,41; и x5≈2,67.
45. Система по любому из аспектов E33, E34 или E44, в которой микропроцессор вычисляет концентрацию аналита по следующему уравнению:
,
где:
G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 7; x1≈0,59; x2≈2,51; x3≈(-)12,74; x4≈(-)188,31; x5≈9,2.
46. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой микропроцессор вычисляет концентрацию аналита по следующему уравнению:
,
где G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 20; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19; x1≈20,15; x2≈1,0446; x3≈0,95; x4≈1,39; x5≈(-)0,71; x6≈0,11.
47. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой микропроцессор вычисляет концентрацию аналита по следующему уравнению:
,
где:
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 1; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 2; I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 10; I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22; x1≈0,70, x2≈0,49, x3≈28,59, x4≈0,7, x5≈15,51.
48. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой микропроцессор вычисляет концентрацию аналита по следующему уравнению:
,
где:
G представляет собой концентрацию глюкозы; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11; I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5; x1≈(-)1,68; x2≈0,95; x3≈(-)4,97; x4≈6,29; x5≈3,08; x6≈(-)5,84; x7≈(-)0,47; x8≈0,01.
49. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой микропроцессор вычисляет концентрацию аналита по следующему уравнению:
,
где:
G представляет собой концентрацию глюкозы; I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16; I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5; I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 12; I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 14; x1≈1,18; x2≈0,97; x3≈(-)11,32; x4≈38,76; x5≈(-)39,32; x6≈0,0928; x7≈(-)0,85; x8≈1,75; x9≈(-)9,38; x10≈0,25.
50. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой величина второго переходного сигнала на каждом из множества отдельных интервалов представляет собой среднюю величину сигнала, выбранного на протяжении каждого интервала.
51. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой ошибка между множеством концентраций аналита, вычисленных микропроцессором, составляет менее ±15% по сравнению с контрольным значением при уровне гематокрита 30%.
52. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой ошибка между множеством концентраций аналита, вычисленных микропроцессором, составляет менее ±15% по сравнению с контрольным значением при уровне гематокрита 42%.
53. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой ошибка между множеством концентраций аналита, вычисленных микропроцессором, составляет менее ±15% по сравнению с контрольным значением при уровне гематокрита 55%.
ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ АСПЕКТЫ ОПИСАНИЯ
Раздел F
Следующие аспекты изобретения, которые были изначально представлены в заявке на патент США, серийный номер 13/250525 (номер патентного реестра DDI5209USNP), и в PCT/GB2012/052421 (номер патентного реестра DDI5209WOPCT), включенные в этот документ путем ссылки, являются частью настоящего описания изобретения.
1. Портативный анализатор для использования с аналитической тест-полоской при определении аналита в пробе жидкости организма, содержащий:
корпус;
узел микроконтроллера расположен в корпусе; и
узел измерения гематокрита способом смещения фаз, который включает в себя:
подузел генерации сигнала;
подузел фильтра низких частот;
подузел поверхности взаимодействия измерительной ячейки для аналитической тест-полоски;
подузел усилителя напряжения; и
подузел фазового детектора,
в котором узел измерения гематокрита с фазовым смещением и узел микроконтроллера предназначены для измерения фазового смещения проб физиологической жидкости в измерительной ячейке аналитической тест-полоски, которая вставляется в ручной диагностический прибор, и
в котором узел микроконтроллера предназначен для измерения гематокрита в физиологической жидкости на основании фазового смещения.
2. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором блок измерения гематокрита на основе фазового сдвига и блок микроконтроллера выполнены с возможностью измерения фазового сдвига с использованием сигнала первой частоты и второго сигнала второй частоты.
3. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F2, в котором образец биологической текучей среды представляет собой образец цельной крови, причем первая частота находится в диапазоне от 10 кГц до 25 кГц, а вторая частота находится в диапазоне от 250 кГц до 500 кГц.
4. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора с захватом переднего фронта.
5. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора с захватом двойного фронта.
6. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора XOR.
7. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора с синхронной модуляцией.
8. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, дополнительно включающий в себя подблок калибровочной нагрузки, выполненный параллельно с подблоком интерфейса камеры для образца в аналитической тест-полоске.
9. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором подблок генерации сигнала выполнен с возможностью генерировать по меньшей мере первый электрический сигнал первой частоты и второй электрический сигнал второй частоты.
10. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором блок измерения гематокрита на основе фазового сдвига и блок микроконтроллера выполнены с возможностью измерения фазового сдвига для образца биологической текучей среды в камере для образца в аналитической тест-полоске, вставленной в портативный испытательный прибор для измерения, путем принудительного пропускания сигнала известной частоты через образец биологической текучей среды и измерения фазового сдвига для сигнала.
11. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F9, в котором первая частота находится в диапазоне от 10 кГц до 25 кГц, а вторая частота находится в диапазоне от 250 кГц до 500 кГц, и
при этом узел измерения гематокрита способом фазового смещения и микроконтроллер настроены таким образом, что сигнал первой частоты используется как стандартный сигнал во время получения выборки фазового смещения пробы физиологической жидкости.
12. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F9, в котором блок генерации сигнала объединен с узлом микроконтроллера.
13. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором блок интерфейса камеры для образца в аналитической тест-полоске выполнен с возможностью рабочего взаимодействия с камерой для образца в аналитической тест-полоске посредством первого электрода и второго электрода аналитической тест-полоски, расположенной в камере для образца.
14. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором аналитическая тест-полоска представляет собой электрохимическую аналитическую тест-полоску, выполненную с возможностью определения уровня глюкозы в образце цельной крови.
15. Портативный испытательный прибор для измерения по аспекту F1, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора с квадратурным демультиплексированием.
16. Способ применения портативного испытательного прибора для измерения и аналитической тест-полоски, содержащий:
помещение пробы цельной крови в измерительную ячейку аналитической тест-полоски;
измерение фазового смещения пробы физиологической жидкости в измерительной ячейке с использованием узла измерения фазового смещения, входящего в состав ручного диагностического прибора; и
вычисление гематокрита в пробе цельной крови, основанное на измерении фазового смещения, при помощи микроконтроллера.
17. Способ аспекта F16, дополнительно включающий в себя:
определение анализируемого вещества в представленной пробе физиологической жидкости с использованием аналитической тест-полоски, ручного диагностического прибора и рассчитанного гематокрита.
18. Способ аспекта F17, в котором аналитическая тест-полоска представляет собой электрохимическую аналитическую тест-полоску, а аналит представляет собой глюкозу.
19. Способ аспекта F16, в котором этап измерения включает в себя измерение фазового сдвига с помощью схемного блока измерения на основе фазового сдвига, который включает в себя:
подузел генерации сигнала;
подузел фильтра низких частот;
подузел поверхности взаимодействия измерительной ячейки для аналитической тест-полоски;
подузел усилителя напряжения; и
подузел фазового детектора.
20. Способ аспекта F19, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора с захватом нарастающего фронта.
21. Способ аспекта F19, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора с захватом двойного фронта.
22. Способ аспекта F19, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора XOR.
23. Способ аспекта F19, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора с синхронной модуляцией.
24. Способ аспекта F19, в котором подблок фазового детектора выполнен в виде фазового детектора с квадратурным демультиплексированием.
25. Способ аспекта F16, в котором блок измерения гематокрита на основе фазового сдвига и блок микроконтроллера выполнены с возможностью измерения фазового сдвига с использованием сигнала первой частоты и второго сигнала второй частоты.
26. Способ аспекта F25, в котором образец биологической текучей среды представляет собой образец цельной крови, причем первая частота находится в диапазоне от 10 кГц до 25 кГц, а вторая частота находится в диапазоне от 250 кГц до 500 кГц.
ПРИЛОЖЕНИЕ
Следующее приложение, которое было исходно представлено в заявках на патент США № 13/250525 (номер патентного реестра DDI5209USNP) и PCT/GB2012/052421 (номер патентного реестра DDI5209WOPCT) вместе с перечисленными выше аспектами F и включенными путем ссылки как часть каждой из ранее поданных предварительных заявок на патент США №№ 61/581087 (номер патентного реестра DDI5220USPSP); 61/581089 (номер патентного реестра DDI5220USPSP1); 61/581099 (номер патентного реестра DDI5220USPSP2); и 61/581100 (номер патентного реестра DDI5221USPSP) и 61/654013 (номер патентного реестра DDI5228USPSP), составляет часть настоящего описания и выше включено в настоящий документ путем ссылки.
Представленное ниже описание в целом относится к медицинским устройствам, и, в частности, к испытательным приборам для измерения и соответствующим способам.
Определение (например, обнаружение и/или измерение концентрации) аналита в пробе жидкости представляет особый интерес в области медицины. В частности, может возникнуть необходимость в определении содержания глюкозы, кетоновых тел, холестерина, липопротеинов, триглицеридов, ацетаминофена и/или гликированного гемоглобина в пробе жидкости организма, такой как моча, кровь, плазма крови или межклеточная жидкость. Такие определения можно выполнить при помощи портативного анализатора в сочетании с аналитическими тест-полосками (например, аналитическими тест-полосками для проведения анализа электрохимическим способом).
Новые элементы настоящего описания подробно изложены в аспектах F. Для лучшего понимания элементов и преимуществ настоящего описания рекомендуется изучить следующее подробное описание, в котором изложены примеры осуществления, использующие принципы настоящего описания, а также прилагаемые рисунки, на которых одинаковые элементы обозначены одинаковыми номерами.
Фиг. 9 - это упрощенное изображение ручного диагностического прибора для измерения согласно осуществлению настоящего описания изобретения.
Фиг. 10 представляет собой упрощенную блок-схему различных блоков ручного диагностического прибора, представленного на фиг. 9.
Фиг. 11 - это упрощенная блок-схема узла измерения гематокрита с фазовым смещением, которую можно использовать для осуществления согласно настоящему описанию изобретения.
Фиг. 12 - это упрощенная блок-схема подузла двойного фильтра низких частот с примечаниями, которую можно использовать для осуществления настоящего описания изобретения.
Фиг. 13 - это упрощенная блок-схема подузла усилителя напряжения с токовым управлением (УН) с примечаниями, которую можно использовать для осуществления настоящего описания изобретения.
Фиг. 14 - это упрощенная блок-схема с примечаниями, обозначающая подузел двойного фильтра низких частот, подузел калибровочной нагрузки, подузел взаимодействия ячейки с образцом и аналитической тест-полоской, подузел усилителя напряжения, подузел измерения фазового смещения XOR и подузел измерения фазового смещения Quadratur DEMUX, которые можно использовать в узле измерения гематокрита с фазовым смещением при осуществлении настоящего описания изобретения. И
Фиг. 15 - это структурная схема, показывающая этапы способа для использования ручного диагностического прибора для измерения согласно осуществлению настоящего описания изобретения.
Приведенное ниже подробное описание следует толковать с учетом рисунков, на которых одинаковые элементы на разных рисунках представлены под одинаковыми номерами. Примеры осуществления, показанные на рисунках, необязательно представленных в масштабе, служат исключительно для разъяснения и ни в коей мере не ограничивают объем настоящего описания. Подробное описание иллюстрирует принципы настоящего описания с помощью примеров, которые не ограничивают настоящее изобретение. Данное четко изложенное описание позволит любому специалисту в данной области осуществить и использовать настоящее изобретение, а также дает представление о нескольких вариантах осуществления, модификациях, вариантах, альтернативах и применении настоящего изобретения, включая способ осуществления изобретения, который в настоящее время считается наилучшим.
Для целей настоящего изобретения термин «приблизительно» применительно к любым числовым значениям или диапазонам указывает на приемлемый допуск на размер, который позволяет элементу или множеству компонентов выполнять функцию, предусмотренную для них в настоящем изобретении.
Как правило, портативные испытательные приборы для измерения для использования с аналитическими тест-полосками для определения аналита (например, глюкозы) в образце биологической текучей среды (т.е. образце цельной крове) в соответствии с вариантами осуществления настоящего описания включают в себя корпус, блок микроконтроллера, расположенный в корпусе, и блок измерения гематокрита на основе фазового сдвига (также известный как схема для измерения гематокрита на основе фазового сдвига). В таких ручных диагностических приборах узел для измерения гематокрита способом смещения фазы включает в себя подузел генерации сигналов, подузел фильтра низких частот, подузел взаимодействия ячейки с образцом и аналитической тест-полоски, подузел усилителя напряжения и подузел фазового детектора. Кроме того, узел измерения гематокрита со смещением фазы и узел микроконтроллера настроены для измерения смещения фазы пробы физиологической жидкости в измерительной ячейке аналитической тест-полоски, помещенной в ручной диагностический прибор. Узел микроконтроллера также настроен для того, чтобы посчитать уровень гематокрита в пробе физиологической жидкости с учетом измеренной фазы смещения.
Преимущество портативных испытательных приборов для измерения в соответствии с вариантами осуществления настоящего описания заключается в том, что они повышают точность определения аналита (например, определения глюкозы) в образцах цельной крови путем измерения гематокрита в образце цельной крови и дальнейшего применения измеренного гематокрита во время определения аналита.
После ознакомления с настоящим описанием специалист в данной области определит, что примером портативного испытательного прибора для измерения, который можно легко модифицировать в портативный испытательный прибор для измерения в соответствии с настоящим описанием, является доступный в продаже глюкометр OneTouch® Ultra® 2 производства компании LifeScan Inc. (г. Милпитас, штат Калифорния). Дополнительные примеры ручных диагностических приборов, которые также могут быть модифицированы, найдены в опубликованных патентных заявках США № 2007/0084734 (опубликована 19 апреля 2007 года) и 2007/0087397 (опубликована 19 апреля 2007 года) и опубликованной международной заявке на патент № WO2010/049669 (опубликована 6 мая 2010 года), каждая из которых во всей своей полноте включена в настоящий документ путем ссылки.
Фиг. 9 - это упрощенное изображение ручного диагностического прибора для измерения 100 согласно осуществлению настоящего описания изобретения. На фиг. 10 представлена упрощенная блок-схема различных узлов ручного испытательного прибора для измерения 100. Фиг. 11 представляет собой упрощенную комбинированную блок-схему узла измерения гематокрита с фазовым смещением ручного диагностического прибора 100. Фиг. 12 представляет собой блок-схему с примечаниями для подузла двойного фильтра низких частот ручного диагностического прибора 100. Фиг. 13 представляет собой блок-схему подузла усилителя напряжения с токовым управлением для ручного диагностического прибора 100. Фиг. 14 представляет собой блок-схему частей узла измерения гематокрита с фазовым смещением с примечаниями ручного диагностического прибора 100.
Как показано на фиг. 9-14, ручной испытательный прибор для измерения 100 включает дисплей 102, множество кнопок интерфейса пользователя 104, разъем порта для полоски 106, USB-интерфейс 108 и корпус 110 (см. фиг. 9). Как, в частности, представлено на фиг. 10, ручной диагностический прибор 100 также включает в себя узел микроконтроллера 112, узел для измерения гематокрита способом фазового смещения 114, узел управления дисплеем 116, узел памяти 118 и другие электронные компоненты (не показаны) для приложения диагностического напряжения к аналитической тест-полоске (обозначенной как TS на фиг. 9), а также для измерения электрохимического отклика (например, множества значений диагностического тока) и определения определяемого вещества на основе электрохимического отклика. Для упрощения текущего описания на фигурах изображены не все такие электронные схемы.
Дисплей 102 может представлять собой, например, жидкокристаллический дисплей или бистабильный дисплей, выполненный с возможностью отображения экранного изображения. Примеры экранного изображения могут включать в себя концентрацию глюкозы, дату и время, сообщение об ошибке, а также интерфейс пользователя с инструкциями по выполнению диагностики для конечного пользователя.
Разъем порта для полоски 106 выполнен с возможностью функционального сопряжения с аналитической тест-полоской TS, такой как аналитическая тест-полоска для электрохимических способов анализа, предназначенная для определения концентрации глюкозы в пробе цельной крови. Таким образом, аналитическая тест-полоска предназначена 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 100.
После сопряжения аналитической тест-полоски с ручным диагностическим прибором 100 или перед этим в камеру для приема пробы аналитической тест-полоски подается проба физиологической жидкости (например, проба цельной крови). Аналитическая тест-полоска может включать ферментативные реагенты, избирательно и количественно преобразующие аналит в другую предварительно заданную химическую форму. Например, аналитическая тест-полоска может включать в себя ферментативный реагент с феррицианидом и глюкозооксидазой, для того чтобы физически преобразовать глюкозу в окисленную форму.
Блок памяти 118 ручного диагностического прибора 100 включает в себя соответствующий алгоритм и может быть настроен наравне с узлом микроконтроллера 112 для определения определяемого вещества на основе электрохимического отклика аналитической тест-полоски и гематокрита из представленной пробы. 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 располагается в корпусе 110 и может состоять из соответствующего микроконтроллера или микропроцессора, известных компетентным в данной области специалистам. 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 аналого-цифровой преобразователь (АЦП) с технологическими возможностями, подходящими для измерения напряжений, вырабатываемых блоками измерения гематокрита на основе фазового сдвига, применяемыми в вариантах осуществления настоящего описания.
Как, в частности, показано на фиг. 11, узел измерения гематокрита с фазовым смещением 114 включает в себя подузлы генерации сигналов 120, фильтра низких частот 122, взаимодействия аналитической тест-полоски с ячейкой пробы 124, добавочный узел калибровочной нагрузки 126 (в области, ограниченной пунктирной линией на фиг. 11), 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 аналитической тест-полоски, помещенной 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 пробы цельной крови и гематокритом из этой пробы. Электрическое моделирование физиологической жидкости (т.е. проб цельной крови), как обладающей параллельными емкостными и активными составляющими, указывает на то, что, когда сигнал переменного тока (СПТ) проходит через физиологическую жидкость, смещение фазы СПТ будет зависеть как от частоты напряжения СПТ, так и от содержания 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. 11-14, в качестве подузла генерации сигналов 120 может выступать любой соответствующий блок генерации сигналов, который настроен на генерирование прямоугольного колебания (от 0 V до Vстанд.) желаемой частоты. При желании такой подузел генерации сигналов можно присоединить к блоку 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. 12 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 аналитической полоски и в камеру пробы аналитических тест-полосок (также называемой измерительной ячейкой HCT (для гематокрита)). Выбор первой и второй частоты выполняется при помощи модулятора IC7 на фиг. 12. Двойной ФНЧ на фиг. 12 включает в себя использование соответствующих рабочих усилителей (IC4 и IC5), таких как рабочие усилители, предусмотренные компанией Texas Instruments, Даллас, Техас, США. Это высокоскоростные рабочие усилители КМПО-типа с обратной связью по напряжению, номер по каталогу OPA354.
Как представлено на фиг. 12, F-DRV представляет собой входной сигнал с прямоугольной формой волны низкой или высокой частоты (например, 25 или 250 кГц), который также 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. 12 настроена таким образом, чтобы блокировать рабочее напряжение на подузле двойного фильтра низких частот 122 от измерительной ячейки HCT.
Несмотря на то что на фиг. 12 изображен определенный двойной ФНЧ, в качестве подузла двойного фильтра низких частот 122 может выступать любой соответствующий требованиям подузел фильтра низких частот, известный компетентным в своей 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 аналитической тест-полоски и ячейки образца 124, где оно поступает на измерительную ячейку аналитической тест-полоски (также называемую измерительной ячейкой гематокрита). В качестве узла взаимодействия аналитической тест-полоски 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 аналитической тест-полоски при помощи первого и второго электродов аналитической тест-полоски, 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. 14.
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. 13 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. 14 изображена схема, на которой находятся два подузла фазовых детекторов, а именно фазовый детектор XOR (в верхней части на фиг. 14, включает в себя IC22 и IC23) и фазовый детектор Quadrature DEMUX (в нижней части фиг. 14, включает в себя IC12 и IC13).
На фиг. 14 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 сдвига фазы 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. 14 включает в себя два раздела: один раздел для сопротивления входящего сигнала переменного тока, другой для индукции 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. 14 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. Фазовое смещение рассчитывается следующим образом:
Φ=tan-1(VКВАДР. ФАЗА/VСИНФАЗА).
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 цикл нагрузки 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 сигнала на выходе, например при помощи простого элемента RC, напряжение можно преобразовывать, и оно будет прямо пропорционально фазовому смещению между двумя входными сигналами.
После ознакомления с настоящим описанием специалист в данной области поймет, что подблоки фазового детектора, применяемые в вариантах осуществления настоящего описания, могут быть любой подходящей формы и включать в себя, например, формы, в которых применяются технологии захвата переднего фронта, технологии захвата двойного фронта, технологии детектирования XOR и технологии синхронного демодулирования.
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 способом 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 уровень гематокрита в физиологической пробе на основании скорректированного фазового смещения.
На фиг. 15 изображена функциональная диаграмма с описанием этапов в способе 200 для использования ручного диагностического прибора и аналитической тест-полоски (например, аналитическая тест-полоска на электрохимической основе). Способ 200 на этапе 210 включает в себя введение пробы цельной крови в измерительную ячейку аналитической тест-полоски.
На этапе 220 фазовое смещение пробы цельной крови в измерительной ячейке измеряется при помощи измерительного узла с фазовым смещением и микроконтроллера ручного диагностического прибора. Далее способ 200 включает в себя вычисление гематокрита в пробе цельной крови, основанное на измерении фазового смещения при помощи микроконтроллера (см. этап 230 на фиг. 15).
После ознакомления с настоящим описанием специалист в данной области поймет, что способы в соответствии с вариантами осуществления настоящего описания, включая способ 200, можно легко модифицировать для включения любых методик, преимуществ и характеристик портативных испытательных приборов для измерения в соответствии с вариантами осуществления настоящего описания и описанных в настоящем документе. Например, при необходимости может определяться анализируемое вещество в представленной пробе физиологической жидкости при помощи аналитической тест-полоски, ручного диагностического прибора и измеренного гематокрита.
Использование: для измерения концентрации глюкозы в крови. Сущность изобретения заключается в том, что способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика содержит нанесение физиологического образца на любой из по меньшей мере двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита; подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца; приложение к образцу второго сигнала такой же длительности, как и первый, перекрывающегося с последовательностью тестирования для получения первого выходного переходного сигнала, при этом первый переходный выходной сигнал коррелирует как с продолжительностью, так и с величиной первого сигнала; извлечение конкретного времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования на протяжении первого периода времени получения выборки на основе физической характеристики образца; получение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала на протяжении второго периода времени получения выборки; получение соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных временных интервалах во время второго периода времени получения выборки; и определение концентрации аналита на основе соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных временных интервалах. Технический результат: обеспечение возможности повышения точности измерения. 3 н. и 21 з.п. ф-лы, 15 ил.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита;
подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
приложение к образцу второго сигнала такой же длительности, как и первый, перекрывающегося с последовательностью тестирования для получения первого выходного переходного сигнала, при этом первый переходный выходной сигнал коррелирует как с продолжительностью, так и с величиной первого сигнала;
извлечение конкретного времени получения выборки в ходе выполнения последовательности тестирования на протяжении первого периода времени получения выборки на основе физической характеристики образца;
получение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала на протяжении второго периода времени получения выборки;
получение соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных временных интервалах во время второго периода времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе соответствующих величин второго переходного сигнала в выбранных временных интервалах.
2. Способ по п. 1, дополнительно содержащий следующие этапы:
определение продолжительности второго периода времени получения выборки на основании конкретного времени получения выборки так, чтобы второй период времени получения выборки накладывался на первый период времени получения выборки; и
разделение второго переходного сигнала на дискретные интервалы времени в отношении второго периода времени получения выборки, и
в котором второй переходный сигнал соотнесен со вторым периодом времени получения выборки.
3. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биодатчика, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, нанесенный по меньшей мере на один из электродов, содержащий:
нанесение физиологического образца на любой по меньшей мере из двух электродов, чтобы начать последовательность тестирования для определения содержания аналита;
подачу первого сигнала на образец для выведения физической характеристики образца;
извлечение конкретного времени получения выборки в течение первого периода времени получения выборки;
подачу второго сигнала на образец в течение первого периода времени получения выборки, измерение или получение выборки первого переходного выходного сигнала от образца на протяжении первого периода времени получения выборки;
определение конкретного диапазона времени, который включает конкретное время получения выборки в первом периоде времени получения выборки, и получение множества величин первого переходного сигнала в соответствующие дискретные интервалы в пределах конкретного диапазона времени; или
получение множества величин первого переходного выходного сигнала во временных интервалах, отличных от приблизительно конкретного времени получения выборки; и
определение концентрации аналита на основе величин первого переходного сигнала, полученных на этапе получения.
4. Способ по п. 3, дополнительно содержащий определение конкретного диапазона времени, который включает конкретное время получения выборки в течение первого периода времени получения выборки и получение множества величин первого переходного сигнала в соответствующих дискретных интервалах в пределах конкретного диапазона времени.
5. Способ по п. 3, дополнительно содержащий получение множества величин первого переходного сигнала в интервалах времени, отличных от приблизительно конкретного времени получения выборки.
6. Способ по п. 1, в котором второй период времени получения выборки включает величины второго переходного сигнала, измеренного до конкретного времени получения выборки, и
конкретный диапазон времени включает величины первого переходного сигнала, измеренные до наступления конкретного времени получения выборки.
7. Способ по п. 1, в котором этап извлечения конкретного времени получения выборки содержит расчет определяемого конкретного времени получения выборки в первом периоде времени получения выборки на основании физической характеристики образца.
8. Способ по п. 7, в котором этап расчета для определяемого конкретного времени получения выборки содержит применение уравнения следующей формы:
где «КонкретноеВремяПолучения выборки» определяется как точка во времени от начала последовательности тестирования, в которой производится выборка выходного сигнала биосенсора;
Н представляет собой физическую характеристику образца;
x1 составляет приблизительно 4,3е5;
x2 составляет приблизительно (-)3,9; и
х3 составляет приблизительно 4,8.
9. Способ по п. 2, в котором этап определения второго периода времени получения выборки содержит получение абсолютного значения разницы между определенным конкретным временем получения выборки и предварительно заданным моментом времени, чтобы установить начальное время (Т1) и конечное время (Т2), примерно равное конкретному моменту времени получения выборки, а первый период времени получения выборки содержит около 10 секунд или меньше на этапе помещения образца; и необязательно
в котором этап получения второго переходного сигнала содержит извлечение из первого переходного сигнала части первого переходного сигнала, которая обозначена как второй переходный сигнал, находящийся в пределах второго периода времени получения выборки; и дополнительно
в котором получение соответствующих величин второго переходного сигнала в дискретные выбранные интервалы времени содержит вычисление величины второго переходного сигнала в течение каждого выбранного периода времени.
10. Способ по п. 1, в котором этап получения дополнительно содержит определение второго периода времени получения выборки, который накладывается на первый период времени получения выборки и включает часть первого переходного сигнала и его величины в отношении времени второго периода времени получения выборки, причем часть обозначена как второй переходный сигнал.
11. Способ по п. 2, в котором разделение содержит разделение первого переходного сигнала по меньшей мере на 22 последовательных интервала, начиная с интервала один примерно в начальное время до интервала двадцать два примерно в конечное время.
12. Способ по п. 11, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 17;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 13;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 3;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,75;
x2≈337,27;
х3≈(-)16,81;
x4≈1,41; и
x5≈2,67; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 7;
x1≈0,59;
x2≈2,51;
x3≈(-)12,74;
x4≈(-)188,31; и
x5≈9,2; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 20;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19;
x1≈20,15;
x2≈1,0446;
х3≈0,95;
x4≈1,39;
x5≈(-)0,71; и
x6≈0,11; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 1;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 2;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 10;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,70;
x2≈0,49;
х3≈28,59;
x4≈0,7; и
x5≈15,51; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
x1≈(-)1,68;
x2≈0,95;
x3≈(-)4,97;
x4≈6,29;
x5≈3,08;
х6≈(-)5,84;
x7≈(-)0,47; и
x8≈0,01; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 12;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 14;
x1≈1,18;
x2≈0,97;
х3≈(-)11,32;
x4≈38,76;
x5≈(-)39,32;
x6≈0,0928;
x7≈(-)0,85;
x8≈1,75;
x9≈(-)9,38; и
х10≈0,25.
13. Способ по любому из пп. 1, 2 или 9-12, в котором величина первого переходного сигнала в каждом из множества дискретных интервалов содержит среднюю величину измеренных величин в каждом дискретном интервале.
14. Способ по п. 4, дополнительно содержащий этап разделения первого переходного сигнала на дискретные интервалы в отношении конкретного диапазона времени.
15. Способ по п. 14, в котором разделение содержит разделение первого переходного сигнала по меньшей мере на 22 последовательных интервала, начиная с интервала один примерно в начальное время до интервала двадцать два примерно в конечное время.
16. Способ по п. 15, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 17;
I2 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 13;
I3 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 5;
I4 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 3;
I5 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,75;
x2≈337,27;
х3≈(-)16,81;
x4≈1,41; и
x5≈2,67; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 11;
I2 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 7;
x1≈0,59;
x2≈2,51;
х3≈(-)12,74;
x4≈(-)188,31; и
x5≈9,2; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 20;
I2 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 22;
I3 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 19;
x1≈20,15;
x2≈1,0446;
x3≈0,95;
x4≈1,39;
x5≈(-)0,71; и
x6≈0,11; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 5;
I2 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 1;
I3 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 2;
I4 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 10;
I5 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,70;
x2≈0,49;
x3≈28,59;
x4≈0,7; и
x5≈15,51; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 19;
I2 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 16;
I3 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 11;
I4 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 5;
x1≈(-)1,68;
x2≈0,95;
х3≈(-)4,97;
x4≈6,29;
x5≈3,08;
х6≈(-)5,84;
х7≈(-)0,47; и
x8≈0,01; или
в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 16;
I2 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 5;
I3 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 12;
I4 ≈ величина первого переходного сигнала в интервале 14;
x1≈1,18;
x2≈0,97;
х3≈(-)11,32;
x4≈38,76;
x5≈(-)39,32;
x6≈0,0928;
x7≈(-)0,85;
x8≈1,75;
x9≈(-)9,38; и
x10≈0,25.
17. Способ по любому из пп. 4 или 14-16, в котором величина первого переходного сигнала в каждом из множества дискретных интервалов содержит среднюю величину измеренных величин в каждом дискретном интервале.
18. Способ по п. 16, в котором применение первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец, чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
19. Способ по п. 18, в котором физические характеристики содержат по меньшей мере один из показателей (вязкость, гематокрит, температуру или плотность образца) и/или
в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит содержит глюкозу.
20. Способ по п. 18, в котором направление содержит подачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота больше второй; и необязательно
в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше второй; и/или необязательно
в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне приблизительно от 10 до 250 кГц.
21. Способ по п. 1, в котором получение содержит извлечение из первого переходного сигнала второго переходного сигнала, приведенного в отношении второго периода времени получения выборки.
22. Способ по п. 1 или 2, в котором получение содержит удаление сигналов из первых переходных сигналов, находящихся за пределами второго периода времени получения выборки, оставляя, таким образом, второй переходный сигнал в пределах продолжительности второго периода времени получения выборки.
23. Прибор для измерения аналита, содержащий:
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью подключения соответственно к множеству разъемов электродов тест-полоски, когда тест-полоска соединена с разъемом порта тестовой полоски; и
средства для:
(a) определения конкретного времени получения выборки на основе определенной или оцененной физической характеристики образца, помещенного на множество электродов тест-полоски, причем конкретное время получения выборки представляет собой по меньшей мере один момент времени или интервал, отсчитываемый от запуска последовательности тестирования при помещении образца на тест-полоску;
(b) подачи второго сигнала на множество электродов для измерения первого переходного выходного сигнала, поступающего от множества электродов вследствие подачи второго сигнала на множество электродов;
(c) выделения второго выходного переходного сигнала из первого выходного сигнала;
(d) определения величины второго переходного выходного сигнала на протяжении множества дискретных временных интервалов; и
(e) вычисления концентрации аналита по величинам второго переходного выходного сигнала в выбранные интервалы из множества дискретных временных интервалов.
24. Прибор для измерения по п. 23, в котором средства для вычисления содержат микропроцессор, выполненный с возможностью вычисления концентрации аналита с помощью уравнения вида:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 17;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 13;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 3;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,75;
x2≈337,27;
х3≈(-)16,81;
x4≈1,41; и
x5≈2,67; или
в котором средства для вычисления содержат микропроцессор, выполненный с возможностью вычисления концентрации аналита с помощью уравнения вида:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 7;
x1≈0,59;
x2≈2,51;
х3≈(-)12,74;
x4≈(-)188,31; и
x5≈9,2; или
в котором средства для вычисления содержат микропроцессор, выполненный с возможностью вычисления концентрации аналита с помощью уравнения вида:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 20;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19;
x1≈20,15;
x2≈1,0446;
х3≈0,95;
x4≈1,39;
x5≈(-)0,71; и
x6≈0,11; или
в котором средства для вычисления содержат микропроцессор, выполненный с возможностью вычисления концентрации аналита с помощью уравнения вида:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 1;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 2;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 10;
I5 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 22;
x1≈0,70;
x2≈0,49;
х3≈28,59;
x4≈0,7; и
x5≈15,51; или
в котором средства для вычисления содержат микропроцессор, выполненный с возможностью вычисления концентрации аналита с помощью уравнения вида:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 19;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 11;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
x1≈(-)1,68;
x2≈0,95;
х3≈(-)4,97;
x4≈6,29;
x5≈3,08;
х6≈(-)5,84;
x7≈(-)0,47; и
x8≈0,01; или
в котором средства для вычисления содержат микропроцессор, выполненный с возможностью вычисления концентрации аналита с помощью уравнения вида:
где G - это концентрация аналита;
I1 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 16;
I2 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 5;
I3 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 12;
I4 ≈ величина второго переходного сигнала в интервале 14;
x1≈1,18;
x2≈0,97;
х3≈(-)11,32;
х4≈38,76;
х5≈(-)39,32;
х6≈0,0928;
x7≈(-)0,85;
x8≈1,75;
х9≈(-)9,38; и
х10≈0,25.
| WO 2009041782 A2, 02.04.2009 | |||
| US 20070084734 A1, 19.04.2007 | |||
| US 6805780 B1, 19.10.2004 | |||
| US 20080149480 A1, 26.06.2008 | |||
| US 20110073494 A1, 31.03.2011 . |
