Ловушка ошибок стандартного электрода, определяемая по заданному времени выборки и предварительно определенному времени выборки Российский патент 2019 года по МПК G01N27/327 

ПРЕДПОСЫЛКИ СОЗДАНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Электрохимические тест-полоски для измерения уровня глюкозы, такие как тест-полоски в наборе для тестирования цельной крови OneTouch® Ultra® производства компании LifeScan, Inc., выполнены с возможностью измерения концентрации глюкозы в пробе физиологической текучей среды пациентов, страдающих сахарным диабетом. Измерение глюкозы может происходить на основе селективного окисления глюкозы ферментной глюкозооксидазой (GO). Реакции, которые могут происходить в тест-полоске для измерения уровня глюкозы, обобщены ниже в уравнениях 1 и 2.

Ур. 1 Глюкоза + GO_(ox) → глюконовая кислота + GO_(red)

Ур. 2 GO_(red) + 2 Fe(CN)₆^3- → GO_(ox) + 2 Fe(CN)₆^4-

Как показано в уравнении 1, глюкоза окисляется до глюконовой кислоты окисленной формой глюкозооксидазы (GO_(ox)). Следует отметить, что GO_(ox) также можно обозначить как «окисленный фермент». В процессе реакции, показанной в уравнении 1, окисленный фермент GO_(ox) переходит в восстановленное состояние, которое обозначено как GO_(red) (т. е. «восстановленный фермент»). Затем восстановленный фермент GO_(red) снова окисляется до GO_(ox) в результате реакции с Fe(CN)₆^3- (который обозначается как окисленный медиатор или как феррицианид), как показано в уравнении 2. В ходе восстановления GO_(red) обратно в окисленное состояние GO_(ox) Fe(CN)₆^3- восстанавливается до Fe(CN)₆^4- (который обозначается либо как восстановленный медиатор, либо 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. Таким образом, поскольку в идеальных условиях количество ферроцианида, образовавшегося в результате описанной выше 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 электроны электроду. При увеличении концентрации глюкозы в пробе количество 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 моль электронов на каждый моль окисленной глюкозы). Следовательно, тестовый ток, полученный в результате введения глюкозы, можно называть сигналом глюкозы.

Присутствие в крови некоторых компонентов, способных нежелательным образом повлиять на процесс измерений и вызвать неточности определяемого сигнала, может негативно сказаться на работе электрохимических биодатчиков. Данная неточность может привести к неточности показаний уровня глюкозы, и пациент может не узнать, например, о потенциально опасном уровне содержания сахара в крови. Например, уровень гематокрита крови (т. е. процентная доля объема крови, которую составляют эритроциты) может исказить полученный результат измерения концентрации аналита.

Отклонения в значениях объема эритроцитов в крови могут привести к отклонениям в показаниях уровня глюкозы, измеряемых с помощью одноразовых электрохимических тест-полосок. Как правило, смещение в отрицательную сторону (т. е. заниженная вычисленная концентрация аналита) наблюдается при высоком гематокрите, а смещение в положительную сторону (то есть завышенная вычисленная концентрация аналита по сравнению с эталонной концентрацией аналита) наблюдается при низком гематокрите. Например, при высоком гематокрите эритроциты могут затруднять реакцию ферментов с электрохимическими медиаторами, снижать растворимость химических веществ, поскольку для растворения химических реагентов остается меньше плазмы, и замедлять диффузию медиатора. Под влиянием данных факторов показания уровня глюкозы будут меньше ожидаемых в связи с низкой выработкой сигнала при проведении электрохимической реакции. Напротив, при низком гематокрите на электрохимическую реакцию может влиять меньшее количество эритроцитов, чем ожидается, и измеряемый сигнал может быть выше. Кроме того, от гематокрита также зависит сопротивление пробы физиологической текучей среды, что может повлиять на результаты измерения напряжения и/или тока.

Для снижения или устранения отклонений в значениях уровня глюкозы в крови, связанных с гематокритом, применяют несколько стратегий. Например, тест-полоски были выполнены с возможностью включать в себя сетки для удаления эритроцитов из проб или с возможностью включать в себя различные соединения или составы, выполненные с возможностью повышения вязкости эритроцитов и снижения влияния низкого гематокрита на определение концентрации. Другие тест-полоски включают в себя лизирующие вещества и системы, выполненные с возможностью определения концентрации гемоглобина для корректировки гематокрита. Кроме того, предложены биодатчики, выполненные с возможностью измерения гематокрита путем измерения электрического отклика от пробы текучей среды посредством сигналов переменного тока или изменения в оптических характеристиках после облучения пробы физиологической текучей среды светом, либо измерения гематокрита на основе измерения времени заполнения камеры для пробы. Данные датчики имеют определенные недостатки. Общая методика всех стратегий с обнаружением гематокрита заключается в использовании измеренного значения гематокрита для коррекции или изменения измеренной концентрации аналита. Такой подход по существу показан и описан в следующих соответствующих публикациях патентов 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 №№ 7,972,861 и 7,258,769, все из которых включены в настоящую заявку путем ссылки.

ИЗЛОЖЕНИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Заявитель разработал систему для измерения аналита, которая включает в себя тест-полоску и прибор для измерения аналита. Тест-полоска содержит подложку, множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов, с реагентом, расположенным рядом с множеством электродов. Прибор включает 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 измерения электрических сигналов от множества электродов, Микропроцессор выполнен с возможностью: (а) подавать первый сигнал на упомянутое множество электродов таким образом, чтобы определить физическую характеристику образца текучей среды; (b) подавать второй сигнал на первый электрод и второй электрод из множества электродов; (с) измерять выходной сигнал с электродов вблизи заданного момента получения выборки от каждого из первого и второго электродов; (d) измерять другой выходной сигнал с электродов вблизи предварительного выбранного момента получения выборки от каждого из первого и второго электродов; (e) рассчитать первый дифференциал между выходным сигналом первого электрода, измеренным в заданное время выборки, и выходным сигналом первого электрода, измеренным в предварительно заданное время выборки; (f) рассчитать второй дифференциал между выходным сигналом второго электрода, измеренным в заданное время выборки, и выходным сигналом второго электрода, измеренным в предварительно заданное время выборки; (g) оценить, не превышает ли какой-либо из первого дифференциала и второго дифференциала предварительно определенное пороговое значение; и (h) в случае, если один из первого и второго дифференциалов меньше, чем смещенное пороговое значение, то сообщить об ошибке.

Соответственно, в любом из ранее описанных вариантов осуществления также можно применять представленные ниже элементы в различных комбинациях с ранее описанными вариантами осуществления. Например, множество электродов может содержать четыре электрода с первым и вторым электродами для измерения концентрации аналита, а также третьим и четвертым электродами для измерения физической характеристики; первый, второй, третий и четвертый электроды размещены в одной камере, представленной на подложке; первый и второй электроды, а также третий и четвертый электроды размещены в соответствующих двух разных камерах, представленных на подложке все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой; реагент помещен в непосредственной близости от по меньшей мере двух других электродов, и реагент отсутствует на, по меньшей мере, двух электродах; конечная концентрация аналита определяется из второго сигнала в течение около 10 секунд после начала последовательности испытаний и смещенное пороговое значение может включать любое значение от около 10 наноампер до около 1000 наноампер; момент времени получения выборки выбран из справочной таблицы, которая включает в себя матрицу, в которой в самом левом столбце указаны различные качественные категории оцененного аналита, в самой верхней строке указаны различные качественные категории измеренной или оцененной физической характеристики, а в остальных ячейках матрицы приведено время получения

К дополнительным аспектам описания можно отнести машиночитаемые носители данных, причем каждый носитель данных содержит выполняемые инструкции, которые при исполнении компьютером выполняют этапы по любому из указанных выше способов.

К дополнительным аспектам описания можно отнести такие устройства, как контрольно-измерительные устройства или устройства измерения аналита, причем каждое устройство или измеритель содержит электронную схему или процессор, выполненный с возможностью осуществления этапов по любому одному из указанных выше способов.

Эти и другие варианты осуществления, элементы и преимущества станут очевидны специалистам в данной области после изучения представленного ниже более подробного описания различных примеров осуществления изобретения в сочетании с сопроводительными рисунками, которые кратко описаны в начале заявки.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВ

Прилагаемые рисунки, 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 подробным описанием ниже, призваны разъяснить особенности настоящего изобретения (одинаковыми номерами обозначены одинаковые элементы).

На фигуре 1А показана система измерения аналита, содержащая измерительный прибор и биосенсор.

На фигуре 1B показана другая система измерения аналита, содержащая измерительный прибор и биосенсор.

На фигуре 2A схематически показаны компоненты измерительного прибора 200.

На фигуре 2B схематически показан предпочтительный вариант реализации варианта измерительного прибора 200.

На фигуре 2С представлена упрощенная блок-схема различных блоков портативного измерительного прибора, показанного на фигурах 1A и 1B;

Фигура 2D — это упрощенная блок-схема узла измерения физической характеристики, которую можно использовать для осуществления согласно настоящему описанию изобретения;

На фигуре 3А показана тест-полоска 100 системы, показанной на фиг. 1, с двумя электродами для измерения физических характеристик.

На фигуре 3В показан вариант тест-полоски, показанной на фиг. 3A, при котором экранированный или заземленный электрод расположен непосредственно у входа в тестовую камеру;

На фигуре 3C показан вариант тест-полоски 100, показанной на фигурах 3А и 3B, в котором некоторые компоненты тестовой полоски были интегрированы в единое целое;

На фигуре 4A показан график зависимости приложенного напряжения от времени для биосенсора, показанного на ФИГУРАХ 3A, 3B или 3C.

На фигуре 4B показан график зависимости тока на выходе из биосенсора, показанного на ФИГУРАХ 3A, 3B или 3C.

На фигуре 5 показана логическая блок-схема для определения ошибки в профиле переходного сигнала на выходе измерений аналита.

ВАРИАНТЫ ВЫПОЛНЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Приведенное ниже подробное описание следует толковать с учетом чертежей, причем одинаковые элементы на разных чертежах представлены под идентичными номерами. Чертежи, необязательно выполненные в масштабе, показывают избранные варианты осуществления и не призваны ограничить объем настоящего изобретения. В подробном описании принципы изобретения показаны с помощью не имеющих ограничительного характера примеров. Несомненно, это описание позволит специалисту в данной области реализовать и применять изобретение, и в нем описано несколько вариантов осуществления, адаптаций, вариаций, альтернатив и вариантов применения изобретения, включая те, которые в настоящее время считаются наилучшими вариантами осуществления изобретения.

В настоящем документе термины «около» или «приблизительно» в отношении любых числовых значений или диапазонов указывают на приемлемый допуск на размер, который позволяет детали или совокупности компонентов выполнять функцию, предусмотренную для них в настоящем документе. Более конкретно, «около» или «приблизительно» может означать диапазон показателей ±10% от представленного значения, т. е. «около 90%» может означать значения от 81% до 99%. Кроме того, в настоящем документе термины «пациент», «оператор», «пользователь» и «субъект» относятся к любому субъекту-человеку или субъекту-животному и не предполагают ограничения применения систем или способов только у человека, хотя применение предмета изобретения у пациента-человека представляет собой предпочтительный вариант осуществления. При использовании в настоящем документе термин «осциллирующий сигнал» относится к сигналу (-ам) напряжения или сигналу (-ам) тока, которые, соответственно, меняют полярность, или изменяют направление тока, или являются разнонаправленными. При использовании в настоящем документе предполагается, что термины «электрический сигнал» или «сигнал» включают сигнал постоянного тока, сигнал переменного тока или любой сигнал электромагнитного спектра. Считается, что термины «процессор», «микропроцессор» или «микроконтроллер» имеют одинаковое значение и взаимозаменяют друг друга. Используемый в настоящей заявке термин «подача сигнала оповещения» и его вариации означает выдачу текстового, звукового или визуального сигнала либо любого их сочетания для пользователя.

На фигуре 1А изображен диагностический прибор 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. Диагностический прибор 200 может включать в себя 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 значения, представляющие концентрацию аналита и/или информацию, относящуюся к повседневному образу жизни субъекта. Информация, относящаяся к повседневному образу жизни, может включать данные о приеме пищи, приеме лекарственных средств, проведении контрольных осмотров состояния здоровья, а также общем состоянии здоровья и уровнях физической нагрузки субъекта. Диагностический прибор 200 может также включать в себя дисплей 204, который можно использовать для отображения измеренных уровней глюкозы и для облегчения ввода информации, относящейся к повседневному образу жизни субъекта.

Диагностический прибор 200 может также включать в себя 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 устройстве для измерения, позволяя пользователю перемещаться по интерфейсу пользователя, который отражается на дисплее 204. Средства ввода интерфейса пользователя 206, 210 и 214 включают первую маркировку 208, вторую маркировку 212 и третью маркировку 216, которые помогают приводить в соответствие данные, которые вводит пользователь, со знаками на дисплее 204.

Диагностический прибор 200 может быть включен, когда биосенсор 100 (или его варианты) вставляют в коннектор порта полоски 220, нажатием и удерживанием в течение короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206 или при выявлении передачи данных через порт обмена данными 218. Диагностический прибор 200 может быть выключен, когда тест-полоску 100 (или ее варианты) вынимают, нажатием и удерживанием в течение короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206, нахождением и выбором опции выключения в главном меню экрана, или если ни одну кнопку не нажимать в течение предопределенного промежутка времени. Дисплей 104 может необязательно включать заднюю подсветку.

В одном варианте осуществления диагностический прибор 200 может быть выполнен с возможностью не принимать входные калибровочные данные, например, от любого внешнего источника, при переходе от первой партии тест-полосок ко второй партии тест-полосок. Таким образом, в одном примере осуществления измеритель выполнен с возможностью не принимать входные калибровочные данные от внешних источников, таких как интерфейс пользователя (например, средства ввода 206, 210, 214), вставленная тест-полоска, отдельная кодирующая клавиша или кодирующая полоска, порт передачи данных 218. Необходимость в таких входных калибровочных данных отсутствует тогда, когда все партии биосенсоров обладают по существу одинаковыми калибровочными характеристиками. Входные калибровочные данные могут состоять из набора значений, приписанных конкретной партии биосенсоров. Например, ввод калибровочной информации может содержать значение «наклона» партии и значение «интерсепта» для конкретной партии тест-полосок. Входные калибровочные данные, например наклон для партии и значения интерсепта, можно предварительно задать в приборе для измерения, как описано ниже.

На Фиг. 2A показан пример внутреннего устройства диагностического прибора 200. Диагностический прибор 200 может включать в себя процессор 300, который в некоторых описанных и проиллюстрированных в настоящем документе вариантах осуществления представляет собой 32-битный RISC-микроконтроллер. В предпочтительных описанных и проиллюстрированных в настоящем документе вариантах осуществления процессор 300 предпочтительно выбирают из семейства микроконтроллеров со сверхнизким энергопотреблением типа MSP 430 производства компании Texas Instruments, г. Даллас, штат Техас, США. Процессор может быть двухсторонне подключен с помощью портов ввода/вывода 314 к запоминающему устройству 302, которое в некоторых описанных и проиллюстрированных в настоящем документе вариантах осуществления представляет собой ЭСППЗУ. Порт передачи данных 218, средства ввода пользовательского интерфейса 206, 210 и 214, а также драйвер 320 дисплея также подключены к процессору 300 посредством портов ввода/вывода 214. Порт 218 передачи данных может быть подключен к процессору 300, обеспечивая тем самым передачу данных между запоминающим устройством 302 и внешним устройством, таким как персональный компьютер. Средства 206, 210 и 214 ввода пользовательского интерфейса непосредственно подключены к процессору 300. Процессор 300 управляет дисплеем 204 с помощью драйвера 320 дисплея. При производстве диагностического прибора 200 в запоминающее устройство 302 можно предварительно загрузить калибровочную информацию, такую как наклон для партии и значения интерсепта для партии. Данная предварительно загруженная калибровочная информация может быть доступна для процессора 300 и использована им после получения подходящего сигнала (например, тока) от полоски через разъем 220 порта для полоски таким образом, чтобы рассчитать соответствующий уровень аналита (например, концентрацию глюкозы в крови), используя сигнал и калибровочную информацию без получения входных калибровочных данных от любого внешнего источника.

В описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления диагностический прибор 200 может содержать Специализированную интегральную микросхему (СИМС) 304 с тем, чтобы обеспечить электронную схему, используемую в измерении уровня глюкозы в крови, которая применяется для тест-полоски 100 (или ее вариантов), вставленной в коннектор порта полоски 220. Аналоговые напряжения могут подаваться к ASIC 304 или от нее посредством аналогового интерфейса 306. Аналоговые сигналы от аналогового интерфейса 306 могут быть преобразованы в цифровые сигналы аналого-цифровым преобразователем 316. Процессор 300 также включает в себя ядро 308, ПЗУ 310 (содержащее машинный код), ОЗУ 312 и тактовый генератор 318. В одном варианте осуществления процессор 300 выполнен (или запрограммирован) с возможностью блокировки 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 выполнен (или запрограммирован) с возможностью игнорировать любой входной сигнал от всех средств ввода пользовательского интерфейса, кроме разового ввода по результатам отображения значения аналита блоком дисплея. Подробное описание и иллюстрации измерителя 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.

Как показано на фигуре 1В, предусмотрен другой вариант осуществления портативного измерительного прибора 200. Данная версия измерителя 200 содержит дисплей 102, множество кнопок интерфейса пользователя 104, разъем порта для полоски 106, USB-интерфейс 108 и корпус. Как, в частности, представлено на 2A-2D, ручной диагностический прибор 200 на фиг. 1A и 1B также содержит узел микроконтроллера 112, узел для измерения физической характеристики 114, узел управления дисплеем 116, узел памяти 118 и другие электронные компоненты (не показаны) для приложения диагностического напряжения к биосенсору, а также для измерения электрохимического отклика (например, совокупности значений диагностического тока) и определения определяемого вещества на основе электрохимического отклика. Для упрощения настоящего описания на фигурах показаны не все такие электронные схемы.

Дисплей 102 может представлять собой, например, жидкокристаллический дисплей или бистабильный дисплей, выполненный с возможностью отображения экранного изображения. Пример экранного изображения может включать концентрацию глюкозы, дату и время, сообщение об ошибке, а также пользовательский интерфейс с инструкциями по выполнению теста для конечного пользователя.

Разъем порта для полоски 106 выполнен с возможностью функционального сопряжения с биосенсором 100, таким как электрохимический биосенсор, предназначенный для определения концентрации глюкозы в образце цельной крови. Таким образом, биосенсор предназначен для рабочего ввода в разъем порта для полоски 106 и функционального взаимодействия с узлом измерения гематокрита с фазовым смещением 114 при помощи, например, подходящих электрических контактов.

USB-интерфейс 108 может представлять собой любой приемлемый интерфейс, известный специалисту в данной области. USB-интерфейс 108 представляет собой по существу пассивный компонент, выполненный с возможностью подачи питания и использования в качестве линии передачи данных на ручной диагностический прибор 200.

После сопряжения биосенсора с ручным диагностическим прибором 200 или перед этим в камеру для приема образца биосенсора подается проба физиологической жидкости (например, образец цельной крови). Биосенсор может включать в себя ферментативные реагенты, избирательно и количественно преобразующие аналит в другую предварительно заданную химическую форму. Например, биосенсор может включать ферментативный реагент с феррицианидом и глюкозооксидазой таким образом, чтобы физически преобразовать глюкозу в окисленную форму.

Блок памяти 118 ручного диагностического прибора 200 включает в себя соответствующий алгоритм и может быть настроен наравне с узлом микроконтроллера 112 для определения определяемого вещества на основе электрохимического отклика биосенсора и гематокрита из представленной образца. Например, гематокрит может использоваться для определения определяемого вещества глюкозы в крови для компенсирования воздействия гематокрита на определение концентраций глюкозы в крови электрохимическим способом.

Узел микроконтроллера 112 помещен в корпус; он может состоять из соответствующего микроконтроллера или микропроцессора, известных специалистам в данной области. Соответствующие микроконтроллеры, изготовленные компанией Texas Instruments, Даллас, Техас, США, имеются в продаже с номером детали MSP430F5138. Такой микроконтроллер может генерировать прямоугольный сигнал частотой от 25 до 250 кГц и волну со сдвигом по фазе 90 градусов такой же частоты, при этом функционируя как s-блок генерации сигналов, который будет описан далее. MSP430F5138 также имеет аналогово-цифровой преобразователь (АЦП) с технологическими возможностями, пригодными для измерения напряжения, создаваемого блоком для измерения гематокрита на основании фазового смещения, который используется для осуществления настоящего описания изобретения.

Как, в частности, показано на ФИГ. 2D, узел измерения гематокрита с фазовым смещением 114 включает в себя подузлы генерации сигналов 120, фильтра низких частот 122, взаимодействия биосенсора с ячейкой образца 124, добавочный узел калибровочной нагрузки 126 (в области, ограниченной пунктирной линией на ФИГ. 2D), подузел усилителя напряжения 128 и подузел фазового детектора 130.

Как описано выше, узел измерения гематокрита с фазовым смещением 114 и узел микроконтроллера 112 предназначены для измерения смещения фазы в пробе физиологической жидкости в измерительной ячейке биосенсора, помещенного в ручной диагностический прибор при помощи, например, измерения смещения фазы одной или нескольких высокочастотных электрических сигналов, проводимых через физиологическую жидкость. Вместе с тем узел микроконтроллера 112 предназначен для измерения гематокрита в физиологической жидкости на основании фазового смещения. Микроконтроллер 112 может измерять гематокрит при помощи, например, АЦП, который измеряет напряжение, получаемое от подузла фазового детектора, преобразовывает потенциалы в фазовое смещение и затем использует соответствующий алгоритм или таблицу преобразования для перевода фазового смещения в значения для гематокрита. Зная эту информацию, компетентный специалист поймет, что подобный алгоритм или таблица преобразования сформированы с учетом различных факторов, таких как геометрия полоски (включая площадь электрода и объем камеры для проб) и частота сигнала.

Было определено, что существует связь между реактивностью образца цельной крови и гематокритом из этой образца. Электрическое моделирование образца биологической текучей среды (т. е. образца цельной крови) параллельно включенными емкостными и резистивными компонентами показывает, что при пропускании сигнала переменного тока через образец биологической текучей среды фазовый сдвиг сигнала переменного тока будет зависеть как от частоты напряжения переменного тока, так и от уровня гематокрита в образце. Кроме того, моделирование указывает на то, что гематокрит оказывает относительно меньшее воздействие на смещение фазы, когда частота сигнала находится в диапазоне около от 10 до 25 кГц, и наибольшее воздействие, когда частота сигнала оказывается в диапазоне около от 250 до 500 кГц и, предпочтительно, около 75 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.

На фигуре 3А представлен иллюстративный вид в перспективе с пространственным разделением компонентов тест-полоски 100, которая может содержать 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 изготовить 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. Следует отметить, что электроды 10, 12 и 14 расположены так, чтобы контактировать со слоями 22a и 22b реагентов, в то время как электроды 19a и 20a для определения физических характеристик, расположены на расстоянии от слоя 22 реагента и не контактируют с ним. Гидрофильный слой 70 и верхний слой 80 можно нанести из рулона путем ламинирования на подложку 5 с образованием либо цельного многослойного материала, либо отдельных слоев. Тест-полоска 100 имеет дистальную часть 3 и проксимальную часть 4, как показано на Фиг. 3А.

Тестовая полоска 100 может содержать отсек для размещения образца 92, из которого может быть взята или в который может быть помещена проба физиологической жидкости 95 (Фиг. 3B). Описанная в настоящем документе проба физиологической текучей среды может представлять собой кровь. Камера 92 для размещения пробы может включать в себя входное отверстие на проксимальном конце и выходное отверстие на боковых краях тест-полоски 100, как показано на Фиг. 3А. Пробу 95 текучей среды можно нанести на входное отверстие вдоль оси L–L (Фиг. 3B), чтобы заполнить камеру 92 для размещения пробы так, чтобы можно было измерить концентрацию глюкозы. Каждый из боковых краев первой адгезивной площадки 24 и второй адгезивной площадки 26, расположенных смежно со слоем 22 реагента, формируют стенку камеры 92 для размещения пробы, как показано на Фиг. 3А. Нижняя часть (или «дно») камеры 92 для размещения пробы может включать в себя часть подложки 5, токопроводящего слоя 50 и изолирующего слоя 16, как показано на Фиг. 3А. Верхняя часть (или «крыша») камеры 92 для размещения пробы может включать в себя дистальную гидрофильную часть 32, как показано на Фиг. 3А. В тест-полоске 100, как показано на Фиг. 3A, подложку 5 можно использовать в качестве основы для поддержки последовательно нанесенных слоев. Подложку 5 можно выполнить 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 около 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 графитовую краску можно высушить горячим воздухом при температуре около 140ºC. Графитовая краска может включать в себя смолу VAGH, газовую сажу, графит (KS15) и один или более растворителей для смеси смолы, сажи и графита. Более конкретно, графитовая краска может содержать смесь углеродной сажи к смоле VAGH примерно 2,90:1 и пропорцию графита к углеродной саже около 2,62:1 в составе графитовой краски.

В тест-полоске 100, как показано на фиг. 3А, первый проводящий слой 50 может включать в себя стандартный электрод 10, первый рабочий электрод 12, второй рабочий электрод 14, третий и четвертый электроды, замеряющие физические характеристики 19а и 19b, первую контактную площадку 13, вторую контактную площадку 15, контрольную контактную площадку 11, дорожку первого рабочего электрода 8, дорожку второго рабочего электрода 9, дорожку стандартного электрода 7 и детекторную полоску 17. Электроды 19a и 20a, замеряющие физические характеристики, имеют соответствующие токопроводящие дорожки 19b и 20b. Проводящий слой может быть образован из графитовой краски. Первая контактная площадка 13, вторая контактная площадка 15 и контрольная контактная площадка 11 могут быть выполнены с возможностью электрического соединения с диагностическим прибором. Дорожка первого рабочего электрода 8 обеспечивает электрически непрерывный путь от первого рабочего электрода 12 к первой контактной площадке 13. Аналогичным образом дорожка второго рабочего электрода 9 обеспечивает электрически непрерывный путь от второго рабочего электрода 14 ко второй контактной площадке 15. Аналогичным образом дорожка контрольного электрода 7 обеспечивает электрически непрерывный путь от контрольного электрода 10 к контрольной контактной площадке 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. Контрольно-измерительное устройство может обнаруживать правильность установки тест-полоски 100 посредством измерения непрерывности между контактной площадкой 11 электрода сравнения и детекторной полоской 17, как показано на фиг. 3А.

В варианте осуществления, представленном на фиг. 3B, который является вариантом тестовой полоски, показанной на фиг. 3A, дополнительный электрод 10a является продолжением 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 проводником 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 при измерении рабочим электродом не создавать дополнительных токов, которые могут быть обусловлены наличием в пробе соединений, создающих фоновые помехи. Кроме того, считается, что соединение экранирующего или заземляющего электрода 10a с электродом 10 эффективно увеличивает размер противоэлектрода 10, что может стать ограничивающим фактором, особенно при больших сигналах. В варианте осуществления, представленном на фигуре 3B, расположение реагентов организовано таким образом, что они не контактируют с электродами 19a и 20a. Альтернативно, реагент 22 может быть расположен таким образом, чтобы реагент 22 контактировал с, по меньшей мере, одним из индикаторных электродов 19a и 20a.

В альтернативной версии тест-полоски 100, представленной на фиг. 3C, верхний слой 38, слой гидрофильной пленки 34 и разделительный слой 29 были соединены вместе для образования интегрированного блока для соединения с подложкой 5 со слоем реагента 22’, расположенного проксимально по отношению к слою изоляции 16’.

Как показано на фигуре 3B, электроды для измерения аналита 10, 12 и 14 располагаются практически в том же сочетании, что и на фиг. 3A. Однако электроды 19a и 20a для определения физической характеристики (например, гематокрита) расположены в разнесенной конфигурации, в которой один электрод 19a находится в непосредственной близости от входа 92a в испытательную камеру 92 и другой электрод 20a находится с противоположной стороны испытательной камеры 92. Электроды 10, 12 и 14 расположены таким образом, чтобы контактировать со слоем реагента 22, тогда как электроды 19а и 20а не контактируют с реагентом.

На фигурах 3A-3C электроды 19a и 20a для определения физической характеристики (например, гематокрита) расположены смежно друг с другом и могут находиться с противоположной стороны 92b от входа 92a в испытательную камеру 92 (фигуры 3C и 3D) или в непосредственной близости от входа 92a (не показано для краткости). Во всех этих вариантах осуществления изобретения электроды для детектирования физических характеристик располагаются на некотором расстоянии от слоя реагента 22, чтобы на эти электроды для определения физических характеристик не оказывала влияние электрохимическая реакция реагента в присутствии образца жидкости (например, крови, контрольного раствора или интерстициальной жидкости), содержащей глюкозу.

В различных вариантах осуществления биосенсора выполняются два измерения параметров образца жидкости, помещенной на биосенсор. Одно измерение — это расчет концентрации аналита (например, глюкозы) в образце жидкости, в то время как другое измерение — это определение физической характеристики (например, гематокрита) в том же образце. Измерение физической характеристики (например, гематокрита) используется для модификации или корректировки измерения глюкозы, устраняя или снижая воздействие эритроцитов на измерение глюкозы. Оба измерения (концентрации глюкозы и гематокрита) можно проводить последовательно, одновременно или с перекрыванием по времени. Например, сначала может быть выполнено измерение глюкозы, а затем измерение физической характеристики (например, гематокрита); сначала измерение физической характеристики (например, гематокрита), а затем измерение уровня глюкозы; оба измерения можно провести одновременно; или время проведения одного измерения может перекрываться со временем проведения другого измерения. Каждое из измерений подробно описано ниже со ссылкой на фигуры 4A, 4B и 5.

Фигура 4A представляет собой пример схемы того, как тестовый сигнал подается на тестовую полоску 100 и ее варианты, приведенные на фиг. 3A-3C. Перед тем как нанести образец текучей среды на тест-полоску 100 (или на ее варианты), диагностический прибор 200 переводится в режим определения текучей среды, в котором первый тестовый сигнал напряжением приблизительно 400 мВ подается между вторым рабочим электродом и стандартным электродом. Одновременно между первым рабочим электродом (например, электродом 12 полоски 100) и контрольным электродом (например, электродом 10 полоски 100) предпочтительно подается второй тестовый сигнал около 400 милливольт. В альтернативном варианте осуществления второй тестовый сигнал может быть подан одновременно, чтобы временной интервал подачи первого тестового сигнала перекрывался с временным интервалом подачи второго тестового напряжения. Контрольно-измерительное устройство может находиться в режиме обнаружения текучей среды в течение временного интервала обнаружения текучей среды T_FD до обнаружения физиологической текучей среды в начальный момент времени, равный нулю. В режиме обнаружения текучей среды диагностический прибор 200 для измерения определяет, когда текучую среду наносят на тест-полоску 100 (или ее варианты) таким образом, что текучая среда смачивает либо первый рабочий электрод 12, либо второй рабочий электрод 14 (или оба рабочих электрода) относительно контрольного электрода 10. После определения с помощью диагностического прибора 200 нанесения физиологической текучей среды, например, по значительному увеличению измеренного тестового тока на одном или обоих из первого рабочего электрода 12 и второго рабочего электрода 14, диагностический прибор 200 устанавливает второй нулевой маркер в нулевое время 0 и запускает отсчет временного интервала тестирования T_S. Диагностический прибор 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. После завершения временного интервала тестирования T_S тестовый сигнал отключается. Для простоты на фигуре 4A показан только первый тестовый сигнал, подаваемый на тестовую полоску 100 (или ее варианты).

Далее описывается, как определяется концентрация растворенного определяемого вещества (например, глюкозы) на основании текущих значений сигнала (например, измеренных значений отклика по сигналу в наноамперах в зависимости от времени), которые измеряются, когда тестовое напряжение, показанное на фигуре 4А, прикладывается к тестовой полоске 100 (или к ее вариантам).

На Фиг. 4A первое и второе тестовые напряжения, поданные на тест-полоску 100 (или ее варианты, описанные в настоящем документе), составляют по существу от около +100 милливольт до около +600 милливольт. В одном варианте осуществления, когда электроды включают графитовую краску и медиатор представляет собой феррицианид, тестовый сигнал составляет около +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 около 1 до около 5 секунд после периода реакции, как правило, около 3 секунд после периода реакции. Как правило, типичное время тестовой последовательности T_S измеряется относительно времени t₀. Пока напряжение 401 поддерживается, как показано на фигуре 4A, в течение времени T_S генерируются выходные сигналы, показанные на фигуре 4B, с импульсом тока 702 для первого рабочего электрода 12, генерация которого начинается в нулевое время, и точно так же импульс тока 704 для второго рабочего электрода 14 генерируется относительно нулевого времени. Следует отметить, что хотя переходные сигналы 702 и 704 были приведены к одному и тому же контрольному нулевому моменту времени для целей объяснения происходящих процессов в физических терминах, между двумя сигналами существует небольшая временная задержка, вызванная течением текучей среды в камере к каждому из рабочих электродов 12 и 14 вдоль оси L–L. Однако выборки переходных токовых сигналов осуществляются и обрабатываются микроконтроллером для получения единого начального момента. На Фиг. 4B переходные токовые сигналы нарастают до максимума вблизи времени максимума Tp, после чего ток постепенно спадает до около одного из моментов времени 2,5 секунды или 5 секунд от нулевого времени. В точке 706 приблизительно на 5-й 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 I_E, по меньшей мере, с одного из рабочих электродов (12 и 14) в любой из совокупности моментов или точек времени T₁, T₂, T3… T_N. Как показано на Фиг. 4B, момент времени может представлять собой любую временную отметку или интервал в последовательности тестирования T_S. Например, момент времени, в который измеряется выходной сигнал, может представлять собой одну временную отметку T_1,5 на 1,5 секунды или интервал 708 (например, интервал ~10 миллисекунд или более в зависимости от частоты получения выборок системы), перекрывающий временную отметку T_2,8 вблизи 2,8 секунды.

Зная параметры биосенсора (например, отрезка, отсекаемого на оси Y и угла наклона калибровочной прямой) для данной партии тестовых полосок 100 и ее вариаций, можно рассчитать концентрацию определяемого вещества (например, глюкозы). Выходные промежуточные сигналы 702 и 704 могут быть замерены для получения сигналов I_E (путем суммирования силы каждого тока I_WE1 и I_WE2 или удвоения одного из I_WE1 или I_WE2) в различных временных точках во время проведения тестовой последовательности. Зная калибровочный код смещения партии и наклон конкретной тест-полоски 100, аналита, (например, глюкозы), можно вычислить концентрацию глюкозы.

«Интерсепт» и «Наклон» - величины, получаемые измерением калибровочных данных партии биосенсоров. Обычно из партии произвольным способом отбирают приблизительно 1500 биосенсоров. Взятую у доноров физиологическую текучую среду (например, кровь) доводят до различных уровней аналита, как правило, до шести различных концентраций глюкозы. Как правило, кровь 12 различных доноров концентрируют до каждого из шести уровней. На восемь биосенсоров (или полосок по данному изобретению) наносят кровь одних и тех же доноров с одними и теми же уровнями, таким образом для партии проводят 12 x 6 x 8 = 576 тестов. Результаты данных тестов сравнивают с фактическими уровнями аналитов (например, концентрацией глюкозы в крови), измеряя их с применением стандартного лабораторного анализатора, такого как Yellow Springs Instrument (YSI). Строят график зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI) и по методу 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. Заявители также предложили способы и системы, в которых в ходе определения концентрации аналита проводится выведение наклона для партии. Следовательно, «наклон для партии», или Slope, можно определить как измеренный или выведенный градиент линии наибольшего совпадения для графика измеренной концентрации глюкозы в зависимости от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI). Следовательно, «интерсепт для партии», или «Intercept», можно определить как точку, в которой линия наибольшего совпадения для графика измеренной концентрации глюкозы в зависимости от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI) пересекает ось y.

Различные компоненты, системы и процедуры, описанные ранее, позволяют заявителю получить систему измерения аналита. В частности, эта система включает биосенсор, который имеет подложку с совокупностью электродов, соединенных с соответствующими электродными разъемами. Система дополнительно включает в себя прибор для измерения аналита 200, который имеет корпус, разъем порта для тест-полоски, выполненный с возможностью подключения к соответствующим разъемам электродов тест-полоски, и микроконтроллер 300, как показано на Фиг. 2B. Микроконтроллер 300 осуществляет электрическое соединение с разъемом порта тестовой полоски 220, что позволяет подавать на нее электрические сигналы или считывать их через совокупность электродов.

На Фиг. 2B показаны подробности предпочтительного варианта реализации измерителя 200, причем одинаковым элементам на Фиг. 2A и 2B соответствуют одинаковые описания. На фигуре 2B разъем порта для установки полоски 220 подключен к аналоговому интерфейсу 306 пятью линиями, включая линию определения импеданса EIC для получения сигналов от электрода (-ов) для определения физической характеристики, линию сигнала переменного тока для передачи сигналов на электрод (-ы) для определения физической характеристики, контрольную линию для контрольного электрода и линии определения сигнала от соответствующих рабочего электрода 1 и рабочего электрода 2. На разъем 220 также может быть выведена линия 221 обнаружения полоски 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) выборка сигнала или измеренный сигнал c рабочего электрода 1 биодатчика или I_we1; (4) выборка сигнала или измеренный сигнал c рабочего электрода 2 биодатчика или I_we2. Один из выходных сигналов от процессора 300 на интерфейс 306 предназначен для создания осциллирующего сигнала переменного тока с частотой от 25 до 250 кГц или выше на электроды для определения физических характеристик. По вещественной части импеданса Z’ и мнимой части импеданса Z” можно определить фазовый сдвиг P (в градусах), где:

P = tan^-1{Z”/Z’} Ур. 3,1

а по сигналам на линиях Z’ и Z’’ интерфейса 306 можно определить амплитуду M (в омах, обычно записываемую как │Z│), где

Ур. 3,2

В данной системе микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подавать первый сигнал на множество электродов таким образом, чтобы вывести наклон для партии, задаваемый физической характеристикой образца текучей среды, и (b) подавать второй сигнал на множество электродов таким образом, чтобы определить концентрацию аналита на основе выведенного наклона для партии. Для данной системы совокупность электродов биосенсора включает по меньшей мере два электрода для измерения концентрации аналита. Например, по меньшей мере, два электрода и, по меньшей мере, два других электрода размещены в одной камере, выполненной на подложке. И наоборот, по меньшей мере два электрода и два других электрода располагаются соответственно в двух разных камерах, представленных на подложке. Следует отметить, что в некоторых вариантах осуществления все электроды расположены на одной плоскости, задаваемой подложкой. Более конкретно, в некоторых вариантах осуществления, описанных в настоящем документе, реагент помещен вблизи, по меньшей мере, двух других электродов, а реагент отсутствует на по меньшей мере двух электродах. Одной из заслуживающих упоминания особенностей данной системы является возможность получить точный результат измерения концентрации аналита за около 10 секунд нанесения пробы текучей среды (которая может представлять собой физиологическую пробу) на биодатчик как части последовательности тестирования.

В качестве примера расчета содержания аналита (например, глюкозы) для полоски 100 (Фигуры 3A-3C), как предполагается на Фиг. 4B, значение выборки сигнала в момент 706 для первого рабочего электрода 12 составляет около 1600 наноампер, а значение сигнала в момент 706 для второго рабочего электрода 14 составляет около 1300 наноампер, и калибровочный код тест-полоски указывает, что интерсепт составляет около 500 наноампер, а наклон составляет около 18 наноампер/мг/дл. После этого по уравнению 3.3 можно определить концентрацию глюкозы G₀ следующим образом:

G₀ = [(I_E) – Intercept]/Slope Ур. 3,3

где

I_E представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), который представляет собой полный сигнал от всех электродов биодатчика (например, для датчика 100, обоих электродов 12 и 14 (или I_we1 + I_we2));

I_we1 представляет собой сигнал, измеренный для первого рабочего электрода в установленное время выборки;

I_we2 представляет собой сигнал, измеренный для второго рабочего электрода в установленное время выборки;

Slope (наклон) представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного тестирования партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску;

Intercept представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного тестирования партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску.

Согласно ур. 3.3, G₀ = [(1600 + 1300) – 500]/18, и, следовательно, G₀ = 133,33 наноампер, ~ 133 мг/дл.

Следует отметить, что, хотя примеры были приведены применительно к биодатчику 100, который имеет два рабочих электрода (12 и 14 на Фиг. 3A), так что измеренные токи от соответствующих рабочих электродов были суммированы для получения полного измеренного тока I_E, в варианте тест-полоски 100, где присутствует только один рабочий электрод (либо электрод 12, либо электрод 14), сигнал, полученный только с одного из двух рабочих электродов, можно умножить на два. Вместо полного сигнала в качестве полного измеренного тока I_E в уравнениях 3.3, 6 и 5-7, описанных в настоящем документе, можно использовать среднее значение сигналов от каждого рабочего электрода, конечно, с соответствующими изменениями операционных коэффициентов (как известно специалистам в данной области) для учета меньшего значения полного измеренного тока I_E по сравнению с вариантом осуществления, в котором измеренные значения суммируются. В альтернативном варианте осуществления среднее значение измеренных сигналов можно умножить на два и использовать в качестве I_E в уравнениях 3.3, 6 и 5-7 без необходимости в выведении операционных коэффициентов, как в предыдущем примере. Следует отметить, что концентрация аналита (например, глюкозы) здесь не корректируется с учетом физической характеристики (например, показателя гематокрита) и некоторые поправки могут быть внесены в показатели сигнала I_we1 и I_we2 с учетом погрешностей и задержки в электрическом контуре измерителя 200. Также можно применить температурную компенсацию, чтобы гарантировать, что результаты калиброваны в соответствии с контрольной температурой, такой как, например, комнатная температура, равная около 20 градусов Цельсия.

Теперь, когда концентрацию аналита (напр., глюкозы) (G₀) можно определить по сигналу I_E, ниже приведено описание технологии заявителя для определения физической характеристики (например, гематокрита) образца текучей среды ниже. Конкретно, система 200 (Фиг. 2а и 2b) подает первый осциллирующий входной сигнал с первой частотой (например, около 25-500 килогерц) на пару индикаторных 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 во время перекрывающихся периодов времени система может также подавать второй осциллирующий входной сигнал (для краткости не показан) со второй частотой (например, от около 100 килогерц до около 1 мегагерц или выше, предпочтительно — около 250 килогерц) на пару электродов и затем измерять или обнаруживать второй осциллирующий выходной сигнал от третьего и четвертого электродов, что может предполагать измерение второй временной задержки Δt₂ (не показана) между первым входным и выходным осциллирующими сигналами. По данным сигналам система оценивает физическую характеристику (например, гематокрит) образца текучей среды на основе первой и второй временных задержек Δt₁ и Δt₂. Затем система может вывести концентрацию глюкозы. Оценить значение физической характеристики (например, гематокрита) можно по формуле

Ур. 4.1

где

каждая из C1, C2 и C3 представляет собой рабочую константу для тестовой полоски и

m₁ представляет параметр регрессионных данных.

Подробное описание данного примера технологии представлено в предварительной заявке на патент США № 61/530,795, поданной 2 сентября 2011 г., озаглавленной «Hematocrit Corrected Glucose Measurements for Electrochemical Test Strip Using Time Differential of the Signals», под номером DDI-5124USPSP в досье патентного поверенного, которая включена в настоящую заявку путем ссылки.

Другая методика определения физической характеристики (например, гематокрита) может быть осуществлена при помощи двух независимых измерений физической характеристики (например, гематокрита). Этого можно добиться путем определения: (a) импеданса пробы текучей среды с первой частотой и (b) фазового угла пробы текучей среды со второй частотой, по существу превышающей первую частоту. По данной технологии пробу текучей среды моделируют в виде электрической схемы, имеющей неизвестное реактивное сопротивление и неизвестное активное сопротивление. В данной модели импеданс (обозначаемый │Z│) для измерения (a) можно определить по приложенному напряжению, напряжению на резисторе известного сопротивления (например, внутреннему активному сопротивлению 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. Данная технология подробно показана и описана в находящейся на рассмотрении предварительной заявке на патент США № 61/530,808, поданной 2 сентября 2011 г. (№ DDI5215PSP в досье патентного поверенного), которая включена в настоящую заявку путем ссылки. Можно также использовать и другие подходящие технологии определения физической характеристики (например, гематокрита, вязкости, температуры или плотности) образца текучей среды, как описано, например, в патенте США № 4,919,770, патенте США № 7,972,861, публикациях заявки на патент США №№ 2010/0206749, 2009/0223834 или работе «Electric Cell–Substrate Impedance Sensing (ECIS) as a Noninvasive Means to Monitor the Kinetics of Cell Spreading to Artificial Surfaces», авторы Joachim Wegener, Charles R. Keese и Ivar Giaever, которая опубликована в Experimental Cell Research 259, 158–166 (2000 г.) doi:10.1006/excr.2000.4919, доступна онлайн на сайте http://www.idealibrary.coml; работе «Utilization of AC Impedance Measurements for Electrochemical Glucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity» авторов Takuya Kohma, Hidefumi Hasegawa, Daisuke Oyamatsu и Susumu Kuwabata, опубликованной в Bull. Chem. Soc. Jpn. Vol. 80, No. 1, 158–165 (2007), все из данных документов включены путем ссылки.

Другая методика для определения физических характеристик (например, гематокрита, плотности или температуры) может быть получена из знания разности фаз (угла фазового сдвига) и величины импеданса образца. В одном из примеров приводится следующее соотношение для оценки физических характеристик или импедансных характеристик образца (IC):

Ур. 4.2

где: M представляет собой амплитуду │Z│ измеренного импеданса в омах);

P представляет собой фазовый сдвиг между входным и выходным сигналами (в градусах);

y₁ составляет около –3,2e–08 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала; может быть равно нулю);

y₂ составляет около 4,1e–03 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала; может быть равно нулю);

y₃ составляет около 2,5e+01 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь;

y₄ составляет около 1,5e–01 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала; может быть равно нулю); и

y₅ составляет около 5,0 и ± 10%, 5% или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала; может быть равно нулю).

Следует отметить, что, когда частота входного сигнала переменного тока высока (например, выше 75 кГц), параметрические величины y₁ и y₂, относящиеся к величине импеданса М, могут составлять ±200% от приведенных здесь для примера, при этом каждое из параметрических значений может включать ноль или даже приобретать отрицательное значение. С другой стороны, при низкой частоте сигнала переменного тока (например, менее 75 кГц) параметрические слагаемые y₄ и y₅, связанные с фазовым углом P, могут составлять ± 200% от показательных значений, приведенных в настоящем документе, так что каждое из параметрических слагаемых может представлять собой ноль или даже иметь отрицательное значение. Следует отметить, что при использовании в настоящем документе амплитуда HCT (гематокрита) по существу равна амплитуде IC. В одном из приведенных для примера вариантов осуществления изобретения H или HCT равно IC, поэтому H или HCT используется в данной заявке.

В другом альтернативном варианте реализации предложено уравнение 4.3. Уравнение 4.3 применяется для точного выведения квадратичного соотношения без использования фазовых углов, как в уравнении 4.2.

Ур. 4.3

где:

IC представляет собой характеристику импеданса [%];

M представляет собой амплитуду импеданса [Ом];

y₁ составляет около 1,2292e1 и ±10%, 5% или 1% от приведенного численного значения;

y₂ составляет около –4,3431e2 и ±10%, 5% или 1% от приведенного численного значения;

y₃ составляет около 3,5260e4 и ±10%, 5% или 1% от приведенного численного значения.

В силу различных компонентов, систем и идей, представленных в данном документе, методика обнаружения ошибки, вызванной дефектом на эталонном или противоэлектроде во время измерения аналита, может быть понята со ссылкой на фигуру 5. Данная технология предполагает осаждение образца текучей среды на этапе 604 (который может представлять собой физиологический образец или контрольный раствор) на биодатчик (например, в форме тест-полоски, как показано на фигурах 3A-3C), который вставлен в измерительный прибор (этап 602). После подключения измерительного прибора 200 к полоске 100 (или ее вариантам) применяют сигнал, и при помещении образца на испытательную камеру поданный сигнал превращает аналит (напр, глюкозу) в образце в другую физическую форму (напр., глюконовую кислоту) благодаря протеканию ферментативной реакции между аналитов и реагентом в испытательной камере. По мере втекания образца в капиллярный канал испытательной камеры производится определение, по меньшей мере, одной физической характеристики образца из выходного или другого сигнала проходящего в образец (этап 608) вместе с оценкой концентрации аналита (этап 610). По полученной физической характеристике (этап 608) и оцененной концентрации аналита (этап 610) определяют период времени получения выборки (на этапе 612), в который измеряют выходной сигнал от образца в ходе выполнения последовательности проведения теста (на этапе 614) и применяют его при вычислении концентрации аналита в основной процедуре. Более конкретно, этап получения физической характеристики (этап 608) может включать в себя подачу первого сигнала на образец для измерения физической характеристики образца, тогда как этап 606 инициирования ферментативной реакции может предполагать передачу второго сигнала на образец, и этап измерения (этап 614) может использовать оценку выходного сигнала от по меньшей мере двух электродов в момент времени после запуска тестовой последовательности, в которой момент времени задается (на этапе 612) в зависимости от, по меньшей мере, измеренной или оцененной физической характеристики (этап 608) и оцененной концентрации аналита (этап 610).

Определение соответствующего момента времени (или временного интервала) на протяжении тестовой последовательности T_S в зависимости от измеренной или оцененной(ых) физической(их) характеристики(характеристик) (на этапе 612) можно проводить путем использования справочной таблицы, запрограммированной в микропроцессор системы. Например, может быть предусмотрена справочная таблица, позволяющая системе выбрать соответствующее время получения выборки для аналита (например, глюкозы или кетона) на основе измеренной или известной физической характеристики (например, гематокрита или вязкости) образца.

В частности, соответствующий момент времени получения выборки может быть основан на ранней оценке концентрации аналита или измеренной или известной физической характеристики для выбора соответствующего времени получения выборки, которое дает наименьшую ошибку или погрешность по сравнению с контрольными значениями. В данном подходе предусмотрена справочная таблица, в которой заданный момент времени получения выборки коррелирован с (a) оцененной концентрацией аналита и (b) физической характеристикой образца. Например, в прибор для измерения можно запрограммировать таблицу 1 для получения матрицы, в которой качественные категории (низкий, средний и высокий уровень глюкозы) оцениваемого аналита образуют главный столбец, а качественные категории (низкий, средний и высокий уровень) измеряемой или оцениваемой физической характеристики образуют верхнюю строку. Во втором столбце представлены значения t/Hct, которые представляют собой экспериментально определенные значения временного сдвига в пересчете на отличие значения гематокрита в процентах от номинального значения гематокрита 42%. В качестве одного примера, для значения гематокрита 55% в категории «средний уровень глюкозы» может быть указан временной сдвиг (42 – 55) * 90 = -1170 мс. Время -1170 миллисекунд добавляют к исходному времени тестирования приблизительно 5000 миллисекунд, получая (5000 – 1170 = 3830 миллисекунд) ~ 3,9 секунды.

Таблица 1

Оцененный аналит t/Hct
(в миллисекундах) Заданное время T_SS получения выборки для низкого гематокрита
(от начала выполнения последовательности проведения тестов,
в секундах) Заданное время T_SS получения выборки для среднего гематокрита
(от начала выполнения последователь-
ности проведения тестов,
в секундах) Заданное время T_SS получения выборки для высокого гематокрита
(от начала выполнения последователь-
ности проведения тестов,
в секундах) Низкий уровень глюкозы 40 5,5 5 4,5 Средний уровень глюкозы 90 6,1 5 3,9 Высокий уровень глюкозы 110 6,3 5 3,6

Время T_SS (т.е. установленное время выборки), в которое система должна получить выборку выходного сигнала биодатчика, основано на качественной категории как оцениваемого аналита, так и измеренной или оцененной физической характеристики, а также задается заранее на основе регрессионного анализа большой выборки фактических образцов физиологических текучих сред. Заявители отмечают, что соответствующее время измерения отсчитывается с начала тестовой последовательности, но для измерения выходного сигнала могут быть использованы любые подходящие отправные точки. В практическом аспекте систему можно запрограммировать на получение выборки выходного сигнала через соответствующий интервал получения выборки в ходе выполнения всей последовательности тестирования, как, например, получение выборки каждые 100 миллисекунд или даже всего около 1 миллисекунды. Путем получения значений всего переменного выходного сигнала на протяжении тестовой последовательности система может выполнить все необходимые расчеты ближе к окончанию тестовой последовательности, а не пытаться синхронизировать время выборки с заданным моментом времени, что может внести ошибки по времени в связи с задержкой в системе.

Ниже описана справочная таблица 1 в связи с конкретным аналитом (глюкозой) в образцах физиологической текучей среды. В первом столбце таблицы 1 определены качественные категории уровня глюкозы в крови, где уровни менее приблизительно 70 мг/дл обозначены как «низкий уровень глюкозы»; концентрации глюкозы в крови выше приблизительно 70 мг/дл, но ниже приблизительно 250 мг/дл обозначены как «средний уровень глюкозы»; и концентрации глюкозы в крови выше приблизительно 250 мг/дл обозначены как «высокий уровень глюкозы».

В ходе тестовой последовательности можно получить значение «оцениваемого аналита» путем выборки сигнала в некоторый удобный момент времени, как правило, в момент времени пять секунд в ходе стандартной тестовой последовательности в течение 10 секунд. Получение выборки в момент времени пять секунд (далее “Tes”) позволяет точно оценить концентрацию аналита (в данном случае уровень глюкозы в крови). Затем система может обратиться к справочной таблице (например, таблице 1) для определения момента измерения выходного сигнала от испытательной камеры в установленное время получения выборки T_SS на основе двух критериев: (a) оцененной концентрации аналита в Tes и (b) качественного уровня физической характеристики образца. Для критерия (b) качественное значение физической характеристики разбивается на три подкатегории низкого, среднего и высокого значения гематокрита. Таким образом, если измеренный или оцененный уровень физической характеристики (например, гематокрита) оказывается высоким (например, выше 46%) и оцененный уровень глюкозы также является высоким, то в соответствии с таблицей 1 время тестирования T_SS для системы измерения выходного сигнала испытательной камеры составит около 3,6 секунды. С другой стороны, если измеренный уровень гематокрита является низким (например, менее 38%) и оцененный уровень глюкозы является низким, то в соответствии с таблицей 1 установленное время тестирования T_SS выборки для системы измерения выходного сигнала испытательной камеры составит около 5,5 секунд.

После измерения выходного сигнала I_T испытательной камеры в обозначенное время (которое определяется измеренной или оценочной физической характеристикой) сигнал I_T затем используют для расчета концентрации аналита (в данном случае глюкозы) по приведенному ниже уравнению 5.

Ур. 5

где

G₀ представляет собой концентрацию аналита;

I_T представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы конечных сигналов, измеренных в установленное время получения выборки T_SS, который может представлять собой полный ток, измеренный в установленное время получения выборки T_SS;

Slope (наклон) представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного тестирования партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску, и, как правило, составляет около 0,02; и

Intercept (интерсепт) представляет собой значение, полученное в ходе калибровочного тестирования партии тест-полосок, из которой взяли данную конкретную полоску, и, как правило, составляет от около 0,6 до около 0,7.

Следует отметить, что этап подачи первого сигнала и передачу второго сигнала проводят последовательно, причем последовательный порядок может предполагать подачу сначала первого сигнала и затем второго сигнала, либо оба сигнала подают последовательно с перекрыванием; 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.

В данном способе этап подачи первого сигнала включает в себя направление переменного сигнала, создаваемого соответствующим источником энергии (например, измерительным прибором 200) к образцу таким образом, чтобы по выходному переменному сигналу определить физическую характеристику образца. Физическая характеристика, определяемая таким образом, может быть вязкостью, плотностью или гематокритом, или это могут быть несколько из указанных характеристик. Этап направления может включать передачу первого и второго переменных сигналов с разной соответствующей частотой, причем первая частота ниже второй частоты. Первая частота предпочтительно, по меньшей мере, на порядок ниже второй частоты. Например, первая частота может представлять собой любую частоту в диапазоне от около 10 кГц до около 100 кГц, и вторая частота может составлять от около 250 кГц до около 1 МГц или выше. При использовании в настоящем документе фраза «переменный сигнал» или «осциллирующий сигнал» может означать сигнал, некоторые части которого имеют переменную полярность, или сигнал переменного тока, или сигнал переменного тока со смещением постоянного тока, или даже многонаправленный сигнал в комбинации с сигналом постоянного тока.

Дополнительные уточнения таблицы 1 на основе дополнительных исследований предлагаемой технологии позволили заявителям разработать таблицу 2, представленную ниже.

Таблица 2. Сопоставление заданного времени T_ss получения выборки S с оцененным уровнем глюкозы G и измеренной или оцененной физической характеристикой

Оценочный уровень глюкозы
G [мг/дл] Измеренная или оценочная физическая характеристика
(например, HCT [%])   24 27 30 33 36 39 42 45 48 51 54 57 60 25 4,6 4,6 4,5 4,4 4,4 4,4 4,3 4,3 4,3 4,2 4,1 4,1 4,1 50 5 4,9 4,8 4,7 4,7 4,6 4,5 4,4 4,3 4,2 4,1 4 4 75 5,3 5,3 5,2 5 4,9 4,8 4,7 4,5 4,4 4,3 4,1 4 3,8 100 5,8 5,6 5,4 5,3 5,1 5 4,8 4,6 4,4 4,3 4,1 3,9 3,7 125 6,1 5,9 5,7 5,5 5,3 5,1 4,9 4,7 4,5 4,3 4,1 3,8 3,6 150 6,4 6,2 5,9 5,7 5,5 5,3 5 4,8 4,6 4,3 4 3,8 3,5 175 6,6 6,4 6,2 5,9 5,6 5,4 5,2 4,9 4,6 4,3 4 3,7 3,4 200 6,8 6,6 6,4 6,1 5,8 5,5 5,2 4,9 4,6 4,3 4 3,7 3,4 225 7,1 6,8 6,5 6,2 5,9 5,6 5,3 5 4,7 4,3 4 3,6 3,2 250 7,3 7 6,7 6,4 6 5,7 5,3 5 4,7 4,3 4 3,6 3,2 275 7,4 7,1 6,8 6,4 6,1 5,8 5,4 5 4,7 4,3 4 3,5 3,2 300 7,5 7,1 6,8 6,5 6,2 5,8 5,5 5,1 4,7 4,3 4 3,5 3,1 w325 7,6 7,3 6,9 6,5 6,2 5,8 5,5 5,1 4,7 4,3 3,9 3,5 3,1 350 7,6 7,3 7 6,6 6,2 5,8 5,5 5,1 4,7 4,3 3,9 3,5 3,1 375 7,7 7,3 7 6,6 6,2 5,8 5,5 5,1 4,7 4,3 3,9 3,5 3,1 400 7,7 7,3 6,9 6,5 6,2 5,8 5,4 5 4,7 4,3 3,9 3,5 3,1 425 7,6 7,3 6,9 6,5 6,2 5,8 5,4 5 4,6 4,3 3,8 3,5 3,1 450 7,6 7,2 6,8 6,4 6,1 5,7 5,3 5 4,6 4,3 3,8 3,5 3,1 475 7,4 7,1 6,7 6,4 6 5,6 5,3 4,9 4,6 4,2 3,8 3,5 3,1 500 7,3 7 6,6 6,2 5,9 5,5 5,2 4,9 4,5 4,1 3,8 3,5 3,2 525 7,1 6,8 6,5 6,1 5,8 5,5 5,1 4,8 4,4 4,1 3,8 3,5 3,2 550 7 6,7 6,3 5,9 5,6 5,3 5 4,7 4,4 4,1 3,8 3,5 3,2 575 6,8 6,4 6,1 5,8 5,5 5,2 4,9 4,6 4,3 4,1 3,8 3,5 3,4 600 6,5 6,2 5,9 5,6 5,3 5 4,7 4,5 4,3 4 3,8 3,6 3,4

Как и в таблице 1, в таблице 2 используют измеренную или оцененную физическую характеристику вместе с оцененной концентрацией аналита для выведения времени T_SS, в которое следует измерять образец. Например, если значение измеренной характеристики составляет около 30% и оцененное значение глюкозы (например, путем выборки в момент времени Tes приблизительно от 2,5 до 3 секунд) составляет около 350, время, в которое микроконтроллер должен получить выборку сигнала от текучей среды, составляет около 7 секунд. В другом примере, если оцененное значение глюкозы (измеряется в момент Tes) составляет около 300 мг/дл и значение измеренной или оцененной физической характеристики составляет 60%, установленный момент времени выборки T_SS составит около 3,1 секунд.

Для вариантов осуществления, используемых с таблицей 2, оцененную концентрацию глюкозы получают по следующему уравнению:

Ур. 6

где G_оцен. представляет собой оцененную концентрацию глюкозы;

I _E представляет собой сигнал, измеренный в момент времени около 2,5 секунд;

x ₁ представляет собой наклон (напр., x₁=1,3e01);

x₂ представляет собой интерсепт (напр., x₂=6,9e02)

По оцененной концентрации глюкозы можно определить концентрацию глюкозы по следующему уравнению:

Ур. 7

где: G_O представляет концентрацию глюкозы;

I_S представляет собой сигнал, измеренный в установленный момент времени T_SS выборки согласно таблице 2;

x ₃ представляет собой наклон (напр., x₃=9,6); и

x₄ представляет собой интерсепт (напр., x₄=4,8e02);

Хотя в методе заявителя может быть задан только один момент времени получения выборки, способ может включать в себя получение выборки в любое требуемое количество моментов времени, например, непрерывное получение выборки выходного сигнала (например, в установленное время получения выборки, например, каждые 1–100 миллисекунд) с момента запуска последовательности проведения теста до по меньшей мере около 10 секунд после запуска, с сохранением результатов измерения для последующей обработки ближе к концу выполнения последовательности проведения теста. В данном варианте значение выходного сигнала, определенное в установленный момент времени получения выборки (который может отличаться от заданного момента времени получения выборки), представляет собой значение, используемое для расчета концентрации аналита.

Следует отметить, что в предпочтительных вариантах осуществления измерение выходного сигнала для значения, которое так или иначе пропорционально концентрации аналита (например, глюкозы), проводят до оценки гематокрита. В альтернативном варианте осуществления уровень гематокрита можно оценить до измерения предварительного значения концентрации глюкозы. В любом случае результат измерения оцененного значения глюкозы G_E получают по уравнению 3.3 с получением выборки значения I_E в один из моментов времени приблизительно 2,5 секунды или 5 секунд, как показано на фигуре 7, уровень физической характеристики (например, Hct) получают по уравнению 4 и результат измерения концентрации глюкозы G получают с использованием измеренного выходного сигнала I_D в обозначенный момент времени получения выборки (например, выборки измеренного выходного сигнала I_D получают в момент времени 3,5 секунды или 6,5 секунды) для переходного сигнала 1000.

Другие способы определения концентрации или значения аналита показаны и описаны в PCT/GB2012/053276 (№DDI 5220WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012, PCT/GB2012/053279 (№DDI5246WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012; PCT/GB2012/053277 (№DDI5228WOPCT в досье патентного поверенного), поданной 28 декабря 2012, все заявки включены в настоящее описание посредством ссылки, как если бы они были полностью изложены в данном документе, с копией, прилагаемой к приложению к этой заявке.

Заявители определили, что любая проблема проводящей поверхности на одном из рабочих электродов (например, загрязнение) уменьшит переходной сигнал на выходе, связанный с этим электродом. Это проявится как низкий импульс тока с низким порогом. В целом эти аномальные результаты обнаруживаются с помощью проверки системных ошибок (показана и описывается в заявке на патент США SN 13929404, поданной 27 июня 2013, озаглавленной: FILL ERROR TRAP FOR AN ANALYTE MEASUREMENT DETERMINED FROM A SPECIFIED SAMPLING TIME DERIVED FROM A SENSED PHYSICAL CHARACTERISTIC OF THE SAMPLE CONTAINING THE ANALYTE(№DDI5268USNP в досье патентного поверенного), содержание которой включено в настоящую заявку путем ссылки). Эта проверка системных ошибок обнаруживает большие различия между переходными сигналами первого рабочего электрода и второго рабочего электрода.

Было определено, что если загрязнение находится на противоэлектроде или в стандартном электроде, система будет генерировать низкие переменные выходные сигналы на первом рабочем электроде 12 и втором рабочем электроде 14, поскольку система будет ограничена уменьшенной эффективностью счетчика или стандартного электрода 10. Наша предыдущая проверка системной ошибки не будет работать здесь, так как на первый рабочий электрод 12 и второй рабочий электрод 14 будут воздействовать одинаково. Поэтому требуется ловушка системных ошибок, которая будет ограничивать этот режим отказа.

Следовательно, было разработано решение этой проблемы определения, когда оповещают о наличии ошибки из-за загрязнения или повреждения стандартной тест-полоски. В частности, заявитель разработал тест, в котором первое различие определяется по величине переходного сигнала на выходе для первого электрода, измеренного вблизи указанного времени выборки T_SS, относительно переходного сигнала на выходе для первого рабочего электрода, измеренного вблизи заданного времени выборки T_Pdt. Также в этом тесте определяется второе различие по величине переходного сигнала на выходе для второго электрода, измеренного вблизи указанного времени выборки T_SS, относительно переходного сигнала на выходе для второго рабочего электрода, измеренного вблизи заданного времени выборки T_Pdt. Если одно из первого различия или второго различия меньше смещенного пороговое значения β, тогда ошибка отмечается или сохраняется в системе.

Математическое представление оценки, которая может запустить ошибку, показано Уравнениями 8.1 и 8.2:

Ур. 8,1

Ур. 8,2

где

каждый из выходных сигналов (для первого рабочего электрода 12) Iwe1 (в микроамперах) и (для второго рабочего электрода 14) Iwe2 (в микроамперах) измеряется в «измеренное время выборки» (или T_SS) и предварительно выбранного момента получения выборки T_Pdt, как обсуждалось ранее, и β представляет собой любое значение от около 10 наноампер до 1000 наноампер и, предпочтительно, около 100 наноампер.

Как показано на Фигуре 5, новая реализация нашего способа проверки ошибок проиллюстрирована во время измерения или анализа тестируемого аналита (например, крови или контрольного раствора). На этапе 604 на биосенсор (т.е. на Фигурах 3А-3С) со вставленным ранее (этап 602) в измерительный прибор (Фигура 1А или 1В) биосенсором наносят каплю тестируемого аналита. На этапе 604 измерительный прибор циклически проходит через последовательность обнаружения заполнения (Фиг. 4А) и как только измерительный прибор (через его микроконтроллер 300 на Фиг. 2А или 2В) обнаруживает жидкость, измерительный прибор переходит на этап 606, в этот момент таймер последовательности тестирования Ts устанавливается на ноль (Фиг. 4А).

Измерительный прибор начинает измерение физической характеристики аналита путем передачи сигнала изменения времени (например, переменного или осциллирующего сигнала) в образец аналита и измерения выходного отклика от образца (посредством чувствительных электродов 19а и 20а на Фиг.3А). Измерительный прибор также может передавать прямой сигнал (то есть сигнал постоянного тока) в образцы аналита и проводить измерение в заданное время (во время последовательности тестирования) для получения значения для оцененного аналита. Измерительный прибор на этапе 612 также определяет заданное время получения выборки («T_SS») на основе измеренной физической характеристики (например, импеданса Z на этапе 608) и оцененной концентрации анализируемого вещества (с этапа 610), используя либо справочные таблицы, описанные в данном документе, либо алгоритмы, описанные в PCT/GB2012/053276 (№DDI 5220WOPCT в досье патентного поверенного); PCT/GB2012/053279 (№DDI5246WOPCT в досье патентного поверенного); или PCT/GB2012/053277 (№DDI5228WOPCT в досье патентного поверенного).

Как только измерительный прибор получил заданное время выборки T_SS с этапа 612, он будет выбирать или измерять выходные сигналы от образца аналита (через рабочие электроды 1 и 2) в назначенное время T_SS во время теста на этапе 614. Измерительный прибор также будет выбирать или измерять выходные сигналы от образца аналита на этапе 616 (через рабочие электроды 1 и 2) в заданный период времени. В этом варианте осуществления мы выбрали заданный период времени таким же, как временной интервал, используемый для оценки измерения аналита в момент времени приблизительно 2,5 секунд (например., T_Pdt=Tes) в последовательности тестирования.

На этапе 618 измерительный прибор будет вычислять первый дифференциал Δ1 в отклике первого рабочего электрода 12 в этих двух периодах времени (т.e., заданное время T_SS и предварительно заданное время T_Pdt). На этапе 620 измерительный прибор будет вычислять второй дифференциал Δ2 в отклике второго рабочего электрода 14 в этих двух периодах времени (т.e., заданное время T_SS и предварительно заданное время T_Pdt).

На этапе 620 измерительный прибор может перейти непосредственно к этапу 628, на котором каждый из дифференциалов Δ1 или Δ2 может быть проверен относительно порогового значения β. Пороговое значение β может быть обозначено как функция измеренной физической характеристики (например, гематокрита). Следует отметить, что смещенное пороговое значение β может представлять собой любое значение от около 30 наноампер до около 1000 наноампер. На основании первоначальных экспериментов были выбраны 100 наноампер для этого порогового значения. Если какой-либо из дифференциалов Δ1 или Δ2 меньше смещенного порогового значения β, то на этапе 630 может быть установлен флаг ошибки для отображения в конце тестовой последовательности, которая будет выполняться посредством основной процедуры (или последовательность тестовых измерений может быть немедленно завершена с отображением ошибки). Отмечается, что если Δ1 или Δ2 является отрицательным значением, система может получить абсолютное значение для сравнения с предварительно определенным пороговым значением.

Учитывая сходство переходного сигнала на выходе этой ошибки с переходным сигналом на выходе при низких температурах для определенных вариантов осуществления тест-полоски, возможно разработать эту проверку ошибок для отключения ниже определенного порогового значения температуры (например, T_{пороговое значение} ~ 16 град. Цельсия), чтобы избежать большого количества хороших измерений, проведенных при низкой температуре. Тест также сконфигурирован таким образом, чтобы его можно было ограничить случаями, когда оцененный аналит был меньше заданного порогового значения (например, концентрация глюкозы Gмакс составляла менее 275 мг/дл). Чтобы лучше контролировать ложные срабатывания, возможно также установить другой предварительное условие, при котором тест выполняется только в том случае, если измеренная физическая характеристика (например, гематокрит или Z) меньше максимального значения (например, Zмакс).

В зависимости от параметров тест-полосок и измерительного прибора эти условия для пороговых значений могут быть установлены как предварительное условие этапов 622, 624 и 626 в способе, показанном на Фигуре 5. Несмотря на то, что эти предварительные условия были установлены для конкретной конфигурации тестовой полосы и измерительной системы, следует понимать, что эти условия не требуются в качестве части этой проверки ошибок стандартного электрода.

Хотя изобретение было описано с точки зрения конкретных изменений и иллюстративных Фигур, специалистам в данной области техники будет понятно, что изобретение не ограничено описанными вариантами или Фигурами. Кроме того, определенная последовательность проведения определенных событий, определяемая способами и этапами, описанными выше, не обязательно должна выполняться в описанном порядке до тех пор, пока этапы обеспечивают функционирование вариантов осуществления изобретения в предназначенных целях. Таким образом, в той мере, в которой возможны вариации настоящего изобретения, которые соответствуют сущности описания или эквивалентны изобретениям, описанным в формуле изобретения, настоящий патент призван охватывать также и все такие вариации.

Использование: для определения концентрации аналита. Сущность изобретения заключается в том, что система для измерения аналита содержит: тест-полоску, включающую в себя: подложку; множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов с реагентом, расположенным рядом с множеством электродов, причем множество электродов содержит: электроды, замеряющие физические характеристики; первый рабочий электрод и второй рабочий электрод; и стандартный электрод; и прибор для измерения аналита, включающий в себя: корпус; разъем порта для тест-полоски, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и микропроцессор, электрически соединенный с разъемом для тест-полоски, чтобы подавать электрические сигналы или измерять электрические сигналы от упомянутого множества электродов, причем микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подавать первый сигнал на электроды, замеряющие физические характеристики, для определения физической характеристики образца текучей среды; (b) подавать второй сигнал между первым рабочим электродом и стандартным электродом; (с) измерять выходной сигнал вблизи заданного момента получения выборки от каждого из первого и второго рабочих электродов; (d) измерять другой выходной сигнал вблизи предварительного заданного момента получения выборки от каждого из первого и второго рабочих электродов; (e) рассчитать первый дифференциал между выходным сигналом первого рабочего электрода, измеренным в заданное время выборки, и выходным сигналом первого рабочего электрода, измеренным в предварительно заданное время выборки; (f) рассчитать второй дифференциал между выходным сигналом второго рабочего электрода, измеренным в заданное время выборки, и выходным сигналом второго рабочего электрода, измеренным в предварительно заданное время выборки; (g) оценить, не превышает ли какой-либо из первого дифференциала и второго дифференциала предварительно заданное пороговое значение; и (h) в случае, если один из первого и второго дифференциалов меньше, чем предварительно заданное пороговое значение, то сообщить об ошибке. Технический результат: обеспечение возможности снижения или устранения отклонений, а также лучше контролировать ложные срабатывания. 6 з.п. ф-лы, 5 ил.

1. Система для измерения аналита, содержащая:

тест-полоску (100), включающую в себя:

подложку (5);

множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов с реагентом (22), расположенным рядом с множеством электродов, причем множество электродов содержит:

электроды, замеряющие физические характеристики (19а, 20a);

первый рабочий электрод (12) и второй рабочий электрод 14; и стандартный электрод (10); и

прибор (200) для измерения аналита, включающий в себя:

корпус;

разъем (220) порта для тест-полоски, выполненный с возможностью соединения с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и

микропроцессор, электрически соединенный с разъемом для тест-полоски, чтобы подавать электрические сигналы или измерять электрические сигналы от упомянутого множества электродов, причем микропроцессор выполнен с возможностью:

(a) подавать первый сигнал на электроды, замеряющие физические характеристики, для определения физической характеристики образца текучей среды;

(b) подавать второй сигнал между первым рабочим электродом и стандартным электродом;

(с) измерять выходной сигнал вблизи заданного момента получения выборки от каждого из первого и второго рабочих электродов;

(d) измерять другой выходной сигнал вблизи предварительного заданного момента получения выборки от каждого из первого и второго рабочих электродов;

(e) рассчитать первый дифференциал между выходным сигналом первого рабочего электрода, измеренным в заданное время выборки, и выходным сигналом первого рабочего электрода, измеренным в предварительно заданное время выборки;

(f) рассчитать второй дифференциал между выходным сигналом второго рабочего электрода, измеренным в заданное время выборки, и выходным сигналом второго рабочего электрода, измеренным в предварительно заданное время выборки;

(g) оценить, не превышает ли какой-либо из первого дифференциала и второго дифференциала предварительно заданное пороговое значение; и

(h) в случае, если один из первого и второго дифференциалов меньше, чем предварительно заданное пороговое значение, то сообщить об ошибке.

2. Система по п. 1, в которой множество электродов размещены в одной камере, представленной на подложке.

3. Система по п. 2, в которой все электроды расположены на одной плоскости, образованной подложкой.

4. Система по п. 2, в которой реагент помещается непосредственно на первом и втором рабочих электродах, а на электродах, замеряющих физические характеристики, реагент не помещается.

5. Система по п. 1, в которой подают сигнал оповещения об ошибке, когда и первые, и вторые дифференциальные пороговые значения меньше предварительно заданного порогового значения.

6. Система по п. 1, в которой предварительно заданное пороговое значение составляет около 100 наноампер.