Точное измерение аналита для электрохимической тестовой полоски
Способ определения концентрации аналита в жидком образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, находящийся на одном из электродов, включающий нанесение жидкого образца на электрод, приложение сигнала к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца; подведение второго сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца; измерение выходного сигнала от образца; получение ориентировочной концентрации аналита в один из множества предварительно определенных моментов времени; генерирование первого параметрического коэффициента биосенсора, основанного на физической характеристике образца; вычисление первой концентрации аналита, основанной на первом параметрическом коэффициенте биосенсора и выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования; генерирование второго параметрического коэффициента биосенсора, основанного на ориентировочной концентрации аналита и физической характеристике образца; вычисление второй концентрации аналита, основанной на втором параметрическом коэффициенте биосенсора и на одном выходном сигнале, генерирование третьего параметрического коэффициента биосенсора, основанного на первой концентрации аналита и физической характеристике; вычисление третьей концентрации аналита, основанной на третьем параметрическом коэффициенте биосенсора и на выходном сигнале, сообщение по меньшей мере об одной из первой, второй и третьей концентрации аналита. Различные варианты осуществления для способа позволяют более точно определять концентрацию аналита с помощью биосенсора. 6 н. и 39 з.п. ф-лы, 18 ил., 8 табл.
ПРИОРИТЕТЫ
Данная заявка утверждает приоритет ранее поданных предварительных патентных заявок США с номерами 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 поданные в один день 29 декабря 2011 г., предварительная заявка на патент США с серийным номером 61/654013 (номер патентного реестра DDI5228USPSP), поданная 31 мая 2012 г., заявка на международный патент с номерами PCT/GB2012/053276 (номер патентного реестра DDI5220WOPCT) и PCT/GB 2012/053277 (номер патентного реестра DDI5228WOPCT), обе поданные 28 декабря 2012 г., и все предыдущие заявки («заявки приоритета»), включенные в данное описание путем упоминания, как если бы они были полностью изложены здесь.
ПРЕДПОСЫЛКИ СОЗДАНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Тестовые полоски для электрохимического измерения уровня глюкозы, такие как используемые в поставляемом компанией LifeScan, Inc. наборе OneTouch® Ultra® для тестирования цельной крови, специально разработаны для измерения концентрации глюкозы в образце физиологической жидкости пациента, страдающего сахарным диабетом. Измерение глюкозы может основываться на селективном окислении глюкозы ферментной глюкозооксидазой (GO). Реакции, которые могут происходить в тест-полоске для определения уровня глюкозы, сведены ниже в уравнения 1 и 2.
Ур. 1 Глюкоза + GO(ox)→Глюконовая кислота + GO(red)
Ур. 2 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 ион-посредник» 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 как «восстановленный ион-посредник», или как «ферроцианид»).
Когда вышеописанные реакции протекают в условиях тестового сигнала в форме потенциала, приложенного между двумя электродами, тестовый сигнал в форме тока может создаваться путем повторного электрохимического окисления восстановленного иона-посредника 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 сигнал на выходе будет пропорционален содержанию глюкозы в пробе. Ион-посредник, 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 сигналом на выходе, полученным в результате повторного окисления восстановленного иона-посредника, и концентрацией глюкозы. В частности, передача электронов по электрическому интерфейсу генерирует тестовый сигнал на выходе (2 моля электронов на каждый моль окисленной глюкозы). Тестовый сигнал на выходе, полученный в результате введения глюкозы, можно, таким образом, называть током глюкозы.
На работу электрохимических биосенсоров может негативно воздействовать присутствие в крови некоторых компонентов, которые могут нежелательным образом влиять на процесс измерений и точность определяемого сигнала. 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 тестовых 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) наблюдается при низком гематокрите. Например, при высоком гематокрите эритроциты могут затруднять проведение реакции ферментов с электрохимическими медиаторами, снижать растворимость химических веществ, поскольку для растворения химических реагентов остается меньше плазмы, и замедлять диффузию иона-посредника. 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 будет воздействовать меньшее количество эритроцитов, чем ожидается, и, следовательно, измеряемый сигнал на выходе будет выше. Кроме того, от гематокрита также зависит сопротивление образца физиологической жидкости, что может повлиять на измерение напряжения и (или) тока.
Для снижения или устранения отклонений в значениях уровня глюкозы, связанных с гематокритом, применяют несколько стратегий. Например, были разработаны тестовые полоски, содержащие сетки для удаления эритроцитов из образцов, или различные соединения или композиции, предназначенные для повышения вязкости эритроцитов и снижения влияния низкого гематокрита на определение концентрации. Другие тестовые полоски содержали лизирующие вещества и системы, выполненные с возможностью определения концентрации гемоглобина для корректировки 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 физиологической жидкости светом или измерения гематокрита, основанного на измерении времени заполнения камеры образцом. Эти датчики имеют ряд недостатков. 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 в патентах США с номерами 7972861 и 7258769, которые считаются включенными в данный документ посредством упоминания.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Заявители представили различные варианты осуществления техники измерения, позволяющей улучшить измерение уровня глюкозы, используя зависимость между наклоном партии и физической характеристикой (например, гематокритом) для получения нового наклона партии, которое затем используется для подсчета концентрации аналита на электрохимическом биосенсоре. Преимущество состоит в том, что данная новая техника измерения не основывается на коррекции(ях) или модификации(ях) измерения аналита, тем самым уменьшая время теста и в то же время повышая точность измерения.
По первому аспекту изобретения способ позволяет пользователям получать результаты концентрации аналита с большей точностью. Способ может быть реализован путем следующих действий: приложения сигнала к образцу для определения физической характеристики образца; подведения еще одного второго сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца; измерения по меньшей мере одного выходного сигнала из образца; получения расчетной концентрации аналита по меньшей мере с одного выходного сигнала в одной из множества заранее определенных временных точек с начала проведения последовательности тестирования и по меньшей мере одного заранее определенного параметра биосенсора; генерирования первого параметрического фактора биосенсора, основанного на физических характеристиках образца; подсчета первой концентрации аналита, основанной на первом параметрическом факторе биосенсора и по меньшей мере одном выходном сигнале, замеренном в одном из множества заранее определенных временных точек с начала последовательности тестирования; генерирования второго параметрического фактора биосенсора, основанного на расчетной концентрации аналита и физической характеристики образца; подсчета второй концентрации аналита, основанной на втором параметрическом факторе биосенсора и по меньшей мере одном выходном сигнале, замеренном в одном из множества заранее определенных временных точек с начала последовательности тестирования; генерирования третьего параметрического фактора биосенсора, основанного на первой расчетной концентрации аналита и физической характеристики; подсчета третьей концентрации аналита, основанной на третьем параметрическом факторе биосенсора и по меньшей мере одном выходном сигнале, замеренном в одном из множества заранее определенных временных точек с начала последовательности тестирования; отображения по меньшей мере одного из первой, второй и третьей концентраций аналита.
По еще одному аспекту изобретения способ позволяет пользователям получать результаты концентрации аналита с большей точностью. Способ может быть реализован путем следующих действий: нанесения образца, после чего начинается последовательность тестирования для определения аналита; приложения сигнала к образцу для определения физической характеристики образца; подведения еще второго одного сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца; измерения по меньшей мере одного выходного сигнала из образца; получения расчетной концентрации аналита на основании по меньшей мере одного выходного сигнала, замеренного в одной из множества заранее определенных временных точек с начала проведения последовательности тестирования; получения нового параметра биосенсора, основанного на расчетной концентрации аналита и физической характеристике образца; подсчета концентрации аналита, основанной на новом параметре биосенсора и выходном сигнале, замеренном в одной из множества заранее определенных временных точек с начала проведения последовательности тестирования; отображения концентрации аналита.
По следующему аспекту изобретения способ позволяет пользователям получать результаты концентрации аналита с большей точностью. Способ может быть реализован путем следующих действий: нанесения образца, после чего начинается последовательность тестирования для определения аналита; приложения сигнала к образцу для определения физической характеристики образца; подведения еще второго одного сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца; измерения по меньшей мере одного выходного сигнала из образца; генерирования первого параметра биосенсора новой партии, основанного на физических характеристиках образца; подсчета первой концентрации аналита, основанной на первом параметре биосенсора новой партии и выходном сигнале, замеренном в одном из множества заранее определенных временных точек с начала последовательности тестирования; отображения первой концентрации аналита.
В вышеупомянутых аспектах изобретения этапы определения, калькуляции, вычисления, извлечения, подсчета и/или хранения (возможно, совместно с уравнением) могут быть выполнены посредством электронной схемы или микропроцессора. Эти этапы могут быть осуществлены как выполняемые инструкции, хранимые на носителях информации, которые могут быть обработаны компьютером, при запуске этих инструкций на компьютере могут выполняться этапы любых из вышеперечисленных методик.
К дополнительным аспектам изобретения можно отнести машиночитаемые носители, каждый носитель содержит выполнимые инструкции, которые при запуске с компьютера выполняют этапы любых из вышеперечисленных методик.
К дополнительным аспектам изобретения можно отнести такие устройства, как тестеры или тестеры аналита. Каждое устройство или тестер состоит из электронной схемы или процессора, выполненного с возможностью выполнить этапы любых из вышеперечисленных методик.
Перечисленные и иные варианты осуществления, их отличительные особенности и преимущества станут очевидны для специалистов в данной области после изучения приведенного ниже более подробного описания различных примеров вариантов осуществления настоящего изобретения в сочетании с сопутствующими рисунками, которым сначала предпослано их краткое описание.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Сопроводительные фигуры, включенные в настоящий документ и составляющие неотъемлемую часть настоящего описания, иллюстрируют считающиеся в настоящий момент предпочтительными варианты осуществления изобретения и в сочетании с приведенным выше общим описанием и приводимым ниже подробным описанием призваны разъяснить особенности изобретения (одинаковыми номерами обозначаются одинаковые элементы).
На фиг. 1 показана система измерения аналита.
На фиг. 2A схематически изображены компоненты измерителя 200.
На фиг. 2B представлена упрощенная схема предпочтительного варианта измерителя 200.
На фиг. 3A изображена тест-полоска 100 системы, показанной на фиг. 1, с двумя электродами для измерения физических характеристик.
На фиг. 3B изображен вариант тестовой полоски, показанной на фиг. 3A, при котором экранированный или заземленный электрод расположен непосредственно у входа в тестовую камеру.
На фиг. 3C изображен вариант тестовой полоски, показанной на фиг. 3B, при котором зона реагента была продлена вверх с тем, чтобы охватить по меньшей мере один из электродов, замеряющих физические характеристики.
На фиг. 3D изображен вариант тестовой полоски 100, показанной на фиг. 3A, 3B и 3C, в котором некоторые компоненты тестовой полоски были интегрированы в единое целое.
На фиг. 3B представлен вариант тестовой полоски, изображенной на фиг. 3A, 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 или 3B, 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, 3B, 3C или 3D, в которых пара электродов, замеряющих физические характеристики, расположена непосредственно у входа в тестовую камеру.
На фиг. 4A изображен график зависимости приложенного напряжения от времени для тест-полоски, показанной на фиг. 1.
На фиг. 4В изображен график зависимости сигнала на выходе из тест-полоски, изображенной на фиг. 1, от времени.
На фиг. 5 изображена зависимость между параметрами биосенсора и физической характеристикой образца жидкости.
На фиг. 6 изображена всеобъемлющая системная диаграмма различных модулей, в которых осуществляются по меньшей мере три техники определения концентрации аналита.
На фиг. 7 изображена альтернативная четвертая техника, при этом эта техника выступает как шаблон, по которому любая из представленных на фиг. 6 техник может быть осуществлена.
На фиг. 8A и 8B иллюстрируется точность различных серий биосенсора, использованных для получения данных по известной методике, представленных в таблице 5.
На фиг. 9А и 9В изображено улучшение точности различных серий биосенсора, использованных для получения данных по первой новой методике, представленных в таблице 5.
На фиг. 10А и 10В изображено улучшение точности различных серий биосенсора, использованных для получения данных по второй новой методике, представленных в таблице 5.
На фиг. 11А и 11В изображено улучшение точности различных серий биосенсора, использованных для получения данных по третьей новой методике, представленных в таблице 5.
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 любому специалисту в данной области осуществлять и использовать настоящее изобретение, а также описывает несколько вариантов осуществления, видоизменений, модификаций, альтернатив 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 совокупности компонентов выполнять функцию, предусмотренную для них в настоящем изобретении. Более конкретно, «приблизительно» или «примерно» может означать диапазон показателей, составляющих ±10% от описываемого показателя, т.е. «около 90%» может означать показатели от 81 до 99%. Кроме того, 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 для целей настоящего документа термины «электрический сигнал» или «сигнал» предполагают включение сигнала постоянного тока, сигнала переменного тока или любого сигнала электромагнитного спектра. Термины «процессор», «микропроцессор» или «микроконтроллер» предполагают схожее значение и предполагают взаимозаменяемое использование. Используемый в настоящей заявке термин «подача сигнала оповещения» и его вариации означает выдачу текстового, звукового или визуального сигнала либо любого их сочетания для пользователя. Чтобы информировать пользователя о качественной стороне результата, могут обеспечиваться указания, которые посредством красной световой индикации (или мигающего сообщения) будут указывать на то, что полученный результат находится вне желаемых пределов, или что он находится в желаемых пределах посредством зеленой индикации или тому подобное.
На фиг. 1 изображен глюкометр 200, предназначенный для определения уровней аналита (т.е. глюкозы) в крови человека с помощью тестовой полоски, изготовленной 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 содержать величины, отражающие концентрацию аналита и/или информацию, относящуюся к повседневному образу жизни человека. Информация, относящаяся к повседневному образу жизни, может содержать данные о приеме пищи, приеме лекарств, проведении контрольных осмотров состояния здоровья, а также общем состоянии здоровья и уровне физической нагрузки пациента. Глюкометр 200 может также содержать дисплей 204, который можно использовать для отображения измеренных уровней глюкозы и для облегчения ввода информации, относящейся к повседневному образу жизни пациента.
Глюкометр 200 может также содержать первое средство ввода интерфейса пользователя 206, второе средство ввода интерфейса пользователя 210 и третье средство ввода интерфейса пользователя 214. Средства ввода интерфейса пользователя 206, 210 и 214 облегчают ввод и анализ данных, которые хранятся в измерительном устройстве, позволяя пользователю перемещаться в интерфейсе пользователя, который отражается на дисплее 204. Средства ввода интерфейса пользователя 206, 210 и 214 содержат первую маркировку 208, вторую маркировку 212 и третью маркировку 216, которые помогают приводить в соответствие данные, которые вводит пациент, со знаками на дисплее 204.
Измеритель 200 может быть включен, когда тестовую полоску 100 (или ее варианты, описанные в приоритетных заявках) вставляют в коннектор порта полоски 220, а также нажатием и удерживанием в течение короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206 или при выявлении передачи данных через порт обмена данными 218. Глюкометр 200 может быть выключен тогда, когда тестовую полоску 100 (или ее варианты, описанные в приоритетных заявках) вынимают, а также нажатием и удерживанием в течение короткого промежутка времени первого средства ввода интерфейса пользователя 206, нахождением и выбором опции выключения в главном меню экрана или в случае, если ни одна кнопка не будет нажата в течение 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 измеритель может быть конфигурирован для того, чтобы не получать входные калибровочные данные от внешних источников, таких как интерфейс пользователя (например, средства 206, 210, 214), вставленной тест-полоски, отдельной кодирующей клавиши или кодирующей полоски, порта обмена данными 218. В таком вводе калибровочной информации нет необходимости, если все партии тест-полосок обладают по существу одинаковыми калибровочными характеристиками. Ввод калибровочной информации может состоять из набора значений, приписанных конкретной партии тест-полосок. Например, входная калибровочная информация может содержать значение угла наклона калибровочной прямой для калибровочной прямой и значение отрезка на оси Y для конкретной партии тест-полосок. Калибровочная информация, такая как угол наклона калибровочной прямой и значение отсекаемого отрезка, может быть предварительно задана в измерителе, как описано ниже.
На фиг. 2A показана возможная внутренняя компоновка глюкометра 200. Глюкометр 200 может содержать процессор 300, который в некоторых описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления представляет собой 32-битный RISC-микроконтроллер. В предпочтительных описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления процессор 300 предпочтительно выбирается из семейства микроконтроллеров со сверхнизким энергопотреблением типа MSP 430 производства компании Texas Instruments, г. Даллас, штат Техас. Процессор может быть двусторонне подключен с помощью портов ввода/вывода 314 к запоминающему устройству 302, которое в некоторых описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления представляет собой электронно-перепрограммируемое ПЗУ. Порт обмена данными 218, средства ввода пользовательского интерфейса 206, 210 и 214, а также драйвер дисплея 320 также подключены к процессору 300 посредством портов ввода/вывода 214. Порт обмена данными 218 может подключаться к процессору 300, позволяя таким образом передавать данные между запоминающим устройством 302 и внешним устройством, таким как персональный компьютер. Средства ввода пользовательского интерфейса 206, 210 и 214 непосредственно подключены к процессору 300. Процессор 300 управляет дисплеем 204 с помощью драйвера дисплея 320. При производстве глюкометра 200 в запоминающее устройство 302 может быть предварительно загружена калибровочная информация, такая как наклон партии и значения отрезка, отсекаемого на оси Y для партии. Предварительно загруженная калибровочная информация может быть доступна для процессора 300 и использована процессором 300 после получения подходящего сигнала (например, токового) от полоски через коннектор порта полоски 220 с тем, чтобы рассчитать соответствующий уровень аналита (например, концентрацию глюкозы в крови), используя сигнал и калибровочную информацию без ввода калибровочной информации от какого-либо внешнего источника.
В описанных и проиллюстрированных здесь вариантах осуществления глюкометр 200 может содержать специализированную интегральную микросхему (СИМС) 304 с тем, чтобы обеспечить электронную схему, используемую в измерении уровня глюкозы в крови, которая наносится на тестовую полоску 100 (или ее варианты, описанные в приоритетных заявках), вставленную в коннектор порта полоски 220. Аналоговые напряжения могут подаваться к и от СИМС 304 посредством аналогового интерфейса 306. Аналоговые сигналы от аналогового интерфейса 306 могут быть преобразованы в цифровые сигналы преобразователем аналогового сигнала в цифровой 316. Процессор 300 к тому же содержит ядро 308, ПЗУ 310 (содержащее машинный код), ОЗУ 312 и часы 318. В одном варианте осуществления процессор 300 конфигурирован (или запрограммирован) на блокировку всех средств ввода пользовательского интерфейса, кроме разового ввода по результатам отображения значения аналита блоком дисплея, такого как, например, во время периода после измерения аналита. В альтернативном варианте осуществления процессор 300 конфигурирован (или запрограммирован) на игнорирование ввода информации всеми средствами ввода пользовательского интерфейса, кроме разового ввода по результатам отображения значения аналита блоком дисплея. Подробное описание и иллюстрации глюкометра 200 представлены в публикации Международной заявки на патент № WO 2006040200, которая включена в данную заявку путем упоминания, как если бы она была полностью изложена в этом документе.
На фиг. 3А представлен вид в перспективе с пространственным разделением компонентов примерной тест-полоски 100, которая может содержать семь слоев, нанесенных на подложку 5. Семь слоев, нанесенных на подложку 5, могут включать первый проводящий слой 50 (который может также называться электродным слоем 50), изолирующий слой 16, два накладывающихся слоя реактива 22a и 22b, адгезивный слой 60, который содержит адгезивные участки 24, 26 и 28, гидрофильный слой 70 и верхний слой 80, образующий покрытие 94 для тестовой полоски 100. Тест-полоску 100 можно изготавливать в несколько этапов с последовательным нанесением на подложку 5 проводящего слоя 50, изолирующего слоя 16, слоев реактива 22 и адгезивного слоя 60 при помощи, например, способа трафаретной печати. Заметьте, что электроды 10, 12 и 14 расположены так, чтобы контактировать со слоем реактивов 22a и 22b, в то время как электроды 19a и 20a, замеряющие физические характеристики, расположены отдельно и не контактируют со слоем реактива 22. Гидрофильный слой 70 и верхний слой 80 могут быть нанесены из рулона путем ламинирования на подложку 5 с образованием единого ламината или отдельных слоев. 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). Пробой физиологической жидкости может быть кровь. Отсек для размещения образца 92 может иметь входное отверстие в проксимальной части и выходное отверстие в боковых кромках тест-полоски 100, как показано на фиг. 3А. Проба жидкости 95 может быть помещена во входное отверстие вдоль оси L-L (фиг. 3B) для заполнения отсека для размещения образца 92, чтобы можно было измерить глюкозу. Все боковые кромки первой адгезивной площадки 24 и второй адгезивной площадки 26, расположенные рядом со слоем реактива 22, определяют стенку отсека для размещения образца 92, как показано на фиг. 3А. Нижняя часть, или «пол», отсека для размещения образца 92 может содержать часть подложки 5, проводящего слоя 50 и изолирующего слоя 16, как показано на фиг. 3А. Верхняя часть, или «крыша», отсека для размещения образца 92 может включать дистальную гидрофильную часть 32, как показано на фиг. 3А. В тест-полоске 100, как показано на фиг. 3A, подложка 5 может быть использована в качестве основы для поддержки последующих слоев. Подложка 5 может быть выполнена в виде листа полиэфира, такого как материал полиэтилентетрафталат (ПЭТФ) (Hostaphan PET, поставляемый компанией Mitsubishi). Подложка 5 может быть представлена в виде рулона номинальной толщиной 350 микрон, шириной 370 миллиметров и длиной приблизительно 60 метров.
Проводящий слой необходим для формирования электродов, которые можно использовать для электрохимического измерения содержания глюкозы. Первый проводящий слой 50 может быть изготовлен из графитовой краски, нанесенной на подложку 5 способом трафаретной печати. В процессе трафаретной печати графитовую краску наносят на трафарет, а затем переносят ее через трафарет при помощи валика. Нанесенную таким образом графитовую краску можно высушить горячим воздухом при температуре приблизительно 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 графит:газовая сажа в соотношении приблизительно 2,62:1 в графитовой краске.
В тест-полоске 100, как показано на фиг. 3А, первый проводящий слой 50 может содержать 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 углеродных чернил. Первая контактная площадка 13, вторая контактная площадка 15 и контрольная контактная площадка 11 могут быть выполнены с возможностью электрического соединения с измерительным прибором. 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 стандартного электрода 7 обеспечивает электрически непрерывный путь от стандартного электрода 10 до контрольной контактной площадки 11. Детекторная полоска 17 имеет электрическое соединение с контрольной контактной площадкой 11. Токопроводящие дорожки третьего и четвертого электродов 19b и 20b соединены с соответствующими электродами 19a и 20a. Глюкометр в состоянии определять правильность установки тест-полоски 100, измеряя неразрывность цепи между контрольной контактной площадкой 11 и детекторной полоской 17, как показано на фиг. 3А.
Варианты тестовой полоски 100 (фиг. 3A, 3B, 3С или 3D) представлены в приоритетных заявках заявителей с серийными номерами 61/581087; 61/581089; 61/581099 и 61/581100, все поданные в один день 29 декабря 2011 г., и в предварительной заявке на патент США с серийным №61/654013, поданной 31 мая 2012 г. В намерения заявителей входит то, чтобы область изобретения охватывала все разнообразие тестовых полосок, описанных в этих ранее поданных заявках.
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. Необходимо отметить, что встроенный экранированный или заземленный электрод 10a используется для уменьшения или устранения любой емкостной связи между пальцем или телом пользователя и электродами, замеряющими характеристики 19a и 20a. Заземленный электрод 10a направляет емкостную связь прочь от чувствительных электродов 19a и 20a. Для осуществления этого заземленный электрод 10a может быть соединен с любым другим из пяти электродов или с собственной контактной площадкой (и токопроводящей дорожкой) для заземления измерительного прибора вместо одного и более контактных площадок 15, 17, 13 через соответствующие токопроводящие дорожки 7, 8 и 9. В предпочтительном варианте осуществления заземленный электрод 10a соединен с одним из трех электродов, на которые нанесен реактив 22. В наиболее предпочтительном варианте осуществления заземленный электрод 10a соединен с электродом 10. Наличие заземленного электрода позволяет соединить его со стандартным электродом (10), избегая тем самым воздействия дополнительных токов на работу электродов. Эти токи могут приходить от воздействующих соединений в образце. Более того, считается, что соединение экранированного или заземленного электрода 10a с электродом 10 эффективно увеличивает размер антиэлектрода 10, который может стать ограничивающим фактором, особенно при мощных сигналах. В варианте осуществления, представленном на фиг. 3B, расположение реагента организовано таким образом, что он не контактирует с электродами 19a и 20a. В качестве альтернативы в варианте осуществления, представленном на фиг. 3C, расположение реагента 22 организовано таким образом, что он контактирует по меньшей мере с одним из чувствительных электродов 19a и 20a.
В альтернативной версии тест-полоски 100, представленной на фиг. 3D, 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 фиг. 3B, электроды для измерения определяемых веществ 10, 12 и 14 располагаются практически в том же сочетании, что и на фиг. 3A, 3C или 3D. Как вариант, электроды, детектирующие физическую характеристику (например, гематокрит), могут быть расположены отдельно друг от друга, при этом электрод 19а располагается проксимально ко входу 92а тестовой камеры 92, а другой электрод 20а располагается на противоположном конце тестовой камеры 92 (изображенной на фиг. 3В заявок на приоритет) или оба замеряющих электрода располагаются дистальнее входа 92а (фиг. 3С и 3D заявок на приоритет). По меньшей мере один электрод биосенсора расположен так, чтобы касаться слоя реагента 22.
На фиг. 3C, 3D, 3E и 3F электроды для определения физических характеристик (например, гематокрит) 19a и 20a примыкают друг другу и могут располагаться на противоположном конце входа 92а в тестовую камеру 92 рядом и снизу от электрода 14 вдоль оси L-L или рядом со входом 92а (фиг. 3A-3E и 3F). Во всех этих вариантах осуществления изобретения электроды для детектирования физических характеристик располагаются на некотором расстоянии от слоя реагента 22, чтобы на эти электроды для определения физических характеристик не оказывала влияние электрохимическая реакция реагента в присутствии образца жидкости (например, крови или интерстициальной жидкости), содержащей глюкозу.
Как известно, обычные электрохимические тестовые полоски для определения аналитов 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, электрохимическая тестовая полоска для определения концентрации растворенной глюкозы в образце жидкости может использовать ферментный реагент, который содержит фермент глюкозооксидазу и ион-посредник феррицианид (который восстанавливается до ферроцианида во время электрохимической реакции). Такие обычные тестовые полоски и ферментные реагенты описаны, например, в патентах США номер 5708247, 5951836, 6241862 и 6284125, каждый из которых включен в данный документ путем их упоминания. В этом отношении слой реагента, используемый в каждом из описанных в данном документе вариантов осуществления изобретения, может включать любые, растворимые в образце ферментные реагенты, при этом выбор ферментных реагентов определяется характером определяемого вещества и типом физиологической жидкости. Например, если в образце жидкости будет определяться глюкоза, то слой ферментного реагента 22 наряду с другими, необходимыми для работы компонентами будет включать оксидазу или глюкозодегидрогеназу.
Как правило, слой ферментного реагента 22 содержит по меньшей мере фермент и ион-посредник. В качестве подходящих ионов-посредников могут служить, например, рутений, гексааммин рутения(III) хлорид, феррицианид, ферроцен, производные ферроцена, комплексы осмий-бипиридила и производные хинона. Примерами подходящих ферментов являются глюкозооксидаза, глюкозодегидрогиназа (ГДГ) с использованием прирохинолин-хинона (ПХХ) в качестве кофактора, ГДГ с использованием никотинамид-аденин-динуклеотида (НАД) в качестве кофактора и ГДГ с использованием флавин-аденин-динуклеотида (ФАД) в качестве кофактора. Слой ферментного реагента 22 может быть нанесен во время изготовления с использованием любой подходящей технологии, включая, например, трафаретную печать.
Заявители отмечают, что слой ферментного реагента 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, касающиеся использования электродов и слоев ферментного реагента для определения концентраций растворенных веществ в физиологических жидкостях, хотя и в отсутствие электродов для измерения фазового сдвига, аналитических тестовых полосок и соответствующих способов, описанных в данном документе, содержатся в патенте США номер 6733655, который считается полностью включенным в данный документ путем упоминания.
В различных вариантах осуществления тестовых полосок выполняются два измерения параметров образца жидкости, помещенной на тестовую полоску. Одно измерение - это расчет концентрации аналита (например, глюкозы) в образце жидкости, в то время как другое измерение - это определение физической характеристики (например, гематокрита) в том же образце. Измерение физической характеристики (например, гематокрита) используется для модификации или корректировки измерения глюкозы, устраняя или снижая воздействие эритроцитов на измерение глюкозы. Оба измерения (глюкозы и гематокрита) могут быть выполнены последовательно, одновременно или могут перекрываться во времени. Например, 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 могут быть выполнены одновременно; или второе измерение может начинаться, пока первое еще не закончено. Каждое из измерений подробно описано ниже со ссылкой на фиг. 4A и 4B.
Фиг. 4A представляет собой пример схемы того, как тестовый сигнал подается на тестовую полоску 100, и ее варианты, приведенные на фиг. 3A-3F. Перед тем как нанести пробу биологической жидкости на тест-полоску 100 (или на ее варианты, описанные в приоритетных заявках), испытательный измерительный прибор 200 переводится в режим определения жидкости, в котором первый тестовый сигнал напряжением приблизительно 400 мВ подается между вторым рабочим электродом и стандартным электродом. Второй тестовый сигнал 401 напряжением приблизительно 400 мВ желательно подать одновременно между первым рабочим электродом (например, электродом 12 полоски 100) и стандартным электродом (например, электродом 10 полоски 100). Как вариант, второй тестовый сигнал может быть подан одновременно, чтобы временной интервал применения первого тестового сигнала накладывался на временной интервал подачи второго тестового сигнала. Глюкометр может находиться в режиме определения жидкости в течение интервала времени определения жидкости tFD до определения физиологической жидкости в начальный момент времени, равный нулю. В режиме определения жидкости измерительный прибор 200 определяет нанесение физиологической жидкости на тест-полоску 100 (или на ее варианты, описанные в приоритетных заявках), в результате чего физиологическая жидкость смачивает либо первый рабочий электрод 12, либо второй рабочий электрод 14 и стандартный электрод 10. После определения с помощью измерительного прибора 200 нанесения физиологической жидкости, например, по значительному увеличению измеренного тестового тока либо на первом рабочем электроде 12, либо на втором рабочем электроде 14 (или на обоих вместе) по отношению к контрольному электроду 10, измерительный прибор 200 устанавливает второй нулевой маркер в момент времени t0 и начинает отсчет интервала последовательности тестирования TS. Измерительный прибор 200 может определять выходной импульсный сигнал тока с любой подходящей частотой, например, каждую миллисекунду или каждые 100 миллисекунд. По завершении тестового временного интервала TS тестовый сигнал снимается. Для простоты на фиг. 4А представлен только первый тестовый сигнал 401, приложенный к тестовой полоске 100 (или на ее варианты, описанные в приоритетных заявках).
Далее описывается, как определяется концентрация глюкозы на основании текущих значений тока (например, измеренных значений отклика по току в наноамперах в зависимости от времени), которые измеряются, когда тестовое напряжение, показанное на фиг. 4А, прикладывается к тестовой полоске 100 (или к ее вариантам, описанным в приоритетных заявках).
На фиг. 4А первое и второе тестовое напряжение, приложенные к тестовой полоске 100 (или к ее вариантам, описанным в приоритетных заявках), как правило, составляет от +100 до +600 милливольт приблизительно. В одном варианте осуществления, когда электроды включают графитовую краску и ион-посредник представляет собой феррицианид, тестовое напряжение составляет приблизительно +400 мВ. Специалисты в данной области техники знают, что другие ионы-посредники и другие материалы электродов потребуют других значений напряжения. Продолжительность подачи тестового напряжения составляет обычно от примерно 1 до примерно 5 секунд после периода реакции и, как правило, около 3 секунд после периода реакции. Как правило, типичное время последовательности тестирования TS измеряется относительно времени t0. Пока напряжение 401 поддерживается, как показано на фиг. 4A, в течение времени TS, генерируются выходные сигналы, показанные на фиг. 4B, с импульсом тока 402 для первого рабочего электрода 12, генерация которого начинается в «момент ноль», и точно так же импульс тока 404 для второго рабочего электрода 14 генерируется относительно «момента ноль». Следует отметить, что, хотя сигнальные импульсы 402 и 404 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 токовые импульсы накапливаются и достигают пика вблизи временной отметки Tp, после чего ток медленно спадает до достижения приблизительно 2,5 или 5 секунд после «нулевого момента». В точке 406 примерно через 5 секунд выходные сигналы с каждого из рабочих электродов 12 и 14 могут быть измерены и сложены друг с другом. В качестве другого варианта сигнал только от одного из рабочих электродов 12 и 14 может быть удвоен. Зная параметры тестовой полоски (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 402 и 404 могут быть замерены для получения сигналов IE (путем суммирования силы каждого тока IWE1 и IWE2 или удвоения одного из IWE1 или IWE2) в различных временных точках во время проведения последовательности тестирования.
«Отрезок на оси Y» и «Наклон калибровочной прямой» - величины, получаемые измерением калибровочных данных партии или серии тест-полосок. Обычно из партии произвольным способом отбирают приблизительно 1500 полосок. Физиологическая жидкость (например, кровь), взятая от доноров, насыщается определяемым веществом до различных концентраций. Как правило, используется шесть разных концентраций глюкозы. Обычно кровь 12 различных доноров насыщают аналитом так, чтобы получились все шесть уровней. На восемь полосок наносят кровь одних и тех же доноров с одними и теми же уровнями, таким образом для партии проводят 12×6×8=576 тестов. Результаты этих тестов сравнивают с фактическими уровнями аналитов (например, концентрация глюкозы в крови), измеряя их с использованием стандартного лабораторного анализатора, такого как инструмент Yellow Springs Instrument (YSI). Строят график зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI) и по способу наименьших квадратов проводят подгонку графика по формуле y=mx+c, чтобы получить значение угла наклона калибровочной прямой для «m» и отсекаемого по оси Y отрезка «c» для остальных полосок из набора или партии. Заявители также представили способы и системы, в которых показатель наклона партии определяется во время расчета концентрации аналита. В силу вышесказанного «Наклон калибровочной прямой для партии» или «Наклон» может быть определен как измеренный или полученный угол наклона прямой, наиболее соответствующей графику зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI). В силу вышесказанного «Отрезок на оси Y для калибровочной прямой партии» или «отрезок на оси Y» может быть определен как точка, в которой прямая, наиболее соответствующая графику зависимости измеренной концентрации глюкозы от фактической концентрации глюкозы (или измеренного тока от тока YSI), пересекается с осью у.
Здесь стоит отметить, что различные компоненты, системы и процедуры, описанные ранее, позволяют заявителям обеспечить такую систему определения аналита, которой до сих пор не существовало в данной области техники. В частности, эта система содержит тестовую полоску, которая имеет подложку с совокупностью электродов, соединенных с соответствующими электродными разъемами. Система дополнительно содержит измерительный прибор для определения концентрации аналита 200, состоящий из корпуса, разъема порта для тест-полоски, выполненного с возможностью соединения с соответствующими разъемами тест-полоски и микроконтроллера 300, изображенных на фиг. 2В. Микропроцессор 300 осуществляет электрическое соединение с разъемом порта тестовой полоски 220, что позволяет подавать на нее электрические сигналы или считывать их через совокупность электродов.
Как показано на фиг. 2B, детали предпочтительного варианта осуществления измерительного устройства 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 и линии детектирования тока от соответствующих рабочих электродов 1 и 2. Линия обнаружения полоски 221 также может быть представлена в разъеме 220, чтобы определять факт наличия полоски в устройстве. Аналоговый интерфейс 306 подает в процессор 300 четыре входных сигнала: (1) реальное значение импеданса Z'; (2) воображаемое значение импеданса Z''; (3) значение выходного сигнала, считываемого или измеренного на рабочем электроде 1 биосенсора или Iwe1; (4) значение выходного сигнала, считываемого или измеренного на рабочем электроде 2 биосенсора или Iwe1. Один из выходных сигналов от процессора 300 на интерфейс 306 предназначен для создания осциллирующего сигнала переменного тока с частотой от 25 до 250 кГц или выше на электроды для определения физических характеристик. Сдвиг фазы P (в градусах) может быть определен из сравнения реального импеданса Z’ и воображаемого импеданса Z” по формуле:
P=tan-1{Zʹʹ/Zʹ} Ур. 3.1
и величина M (в омах, обычно записывается |Z|) из линий Z' и Z'' интерфейса 306 может быть определена, при этом
Ур. 3.2
В данной системе микропроцессор предназначен для следующего: (a) приложение первого электрического сигнала к совокупности электродов таким образом, что достигается получение наклона партии, определяемое физическими характеристиками жидкости образца, и (b) приложение второго сигнала к совокупности электродов таким образом, что концентрация аналита определяется, основываясь на полученном значении угла наклона калибровочной прямой для партии полосок. Для данной системы совокупность электродов биосенсора содержит по меньшей мере два электрода для измерения концентрации аналита. Например, по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два других электрода располагаются в одной и той же камере, расположенной на подложке. И наоборот, по меньшей мере два электрода и два других электрода располагаются в разных камерах, устроенных на подложке. Следует отметить, что для некоторых вариантов осуществления изобретения все электроды располагаются в одной и той же плоскости, определяемой подложкой. В частности, в некоторых из вариантов осуществления изобретения реагент располагается вблизи по меньшей мере двух других электродов, и реагент отсутствует вблизи по меньшей мере двух электродов. Примечательной чертой данной системы является способность обеспечить точное измерение аналита в пределах 10 секунд после помещения образца жидкости (который может быть физиологическим образцом) на биосенсор в рамках последовательности тестирования.
В качестве примера вычисления содержания аналита (например, глюкозы) для полоски 100 (фиг. 3A-3F и его варианты в заявках на приоритет) согласно фиг. 4B предполагается, что измеренный выходной сигнал на 406 для первого рабочего электрода 12 составляет примерно 1600 наноампер, в то время как выходной сигнал на 406 для второго рабочего электрода 14 составляет примерно 1300 наноампер, и калибровочный код тестовой полоски указывает, что отрезок на оси Y составляет примерно 500 наноампер, а наклон равен примерно 18 наноампер/мг/дл. После этого из уравнения 3.3 можно определить концентрацию глюкозы G0 так:
G0=[(IE)-отрезок на оси Y]/наклон Ур. 3.3,
где:
IE - это сигнал (например, электрический ток пропорциональный концентрации аналита), который может быть общим электрическим током со всех электродов биосенсора (например, со всех пяти электродов сенсора 100), с рабочих электродов 12 и 14 (где IE=Iwe1+Iwe2 или IE=2*((Iwe1+Iwe2)/2)) или как вариант с одного из рабочих электродов, где IE=2*Iwe1 или IE=2*Iwe2;
IWE1 - это сигнал (т.е. электрический ток), замеренный с первого рабочего электрода в установленное время измерения;
Iwe2 - это сигнал (т.е. электрический ток), замеренный со второго рабочего электрода в установленное время измерения.
Наклон - величина, полученная в ходе проверочного испытания партии тест-полосок, из которой взята данная конкретная тест-полоска.
Отрезок на оси Y - величина, полученная в ходе проверочного испытания партии тест-полосок, из которой взята данная конкретная тест-полоска.
Из ур. 3.3, G0=[(1600+1300)-500]/18, следовательно, G0~133 мг/дл.
Следует отметить, что примеры даны в отношении биосенсора 100, который имеет два рабочих электрода (12 и 14 на фиг. 3A-3F и их вариантах, представленных в заявках на приоритет), при этом измеренные сигналы с соответствующих рабочих электродов были сложены вместе, чтобы получить общий измеренный электрический ток IE, сигнал, полученный только с одного рабочего электрода, может быть умножен на два в случае тестовой полоски 100, где имеется только один рабочий электрод (либо электрод 12, либо электрод 14). Вместо общего измеренного сигнала можно использовать усредненный показатель сигнала с каждого рабочего электрода IE для уравнений 3.3, 5, 6, 6.1, 7 и 7.1, описанных здесь, и, конечно, с соответствующим изменением рабочих коэффициентов (известных специалистам данной области), учитывающих более низкий общий измеренный сигнал IE по сравнению с вариантом осуществления, где измеренные сигналы суммируются вместе. Возможен и другой вариант, в котором среднее значение измеренных сигналов может быть умножено на два и использовано как IE в уравнениях 3.3, 5, 6, 6.1, 7 и 7.1 без необходимости вывода рабочих коэффициентов, как указано в предыдущем примере. Следует отметить, что концентрация аналита (например, глюкозы) здесь не корректируется с учетом физической характеристики (например, показателя гематокрита) и некоторые поправки могут быть внесены в показатели сигнала Iwe1 и Iwe2 с учетом погрешностей и задержки в электрическом контуре измерителя 200. Также можно применить температурную компенсацию, чтобы гарантировать то, что результаты калиброваны в соответствии с эталонной температурой, такой как, например, комнатная температура, равная приблизительно 20 градусам Цельсия.
Заявители обнаружили, что существующие тестовые полоски для измерения уровня глюкозы, изготовленные компанией LifeScan (и продающиеся под торговой маркой Ultra brand), различаются по выходному сигналу в зависимости от концентрации глюкозы и гематокрита. Эти различия проиллюстрированы на фиг. 5, на которой при высоком уровне глюкозы (502a, 504a, 506a) или среднем уровне глюкозы (502b, 504b, 506b) промежуточный сигнал варьирует значительно в зависимости от показателя физической характеристики (например, гематокрита), но при низком уровне глюкозы (502c, 504c, 506c) промежуточный сигнал не варьирует значительно, как это происходит при высоком или среднем уровне глюкозы в зависимости от показателя гематокрита. В частности, при высоком уровне глюкозы промежуточные сигналы 502a, 504a, 506a (при уровне гематокрита 30, 42 и 55%) показывают в целом довольно стойкое разделение выходного сигнала по времени после пика через 1,5 секунды после начала последовательности тестирования. Аналогично, при среднем уровне глюкозы промежуточные сигналы 502b, 504b и 506b (при уровне гематокрита 30, 42 и 55%) показывают довольно стойкое разделение выходного сигнала по времени после пика через 1,5 секунды после начала последовательности тестирования. При низком уровне глюкозы промежуточные сигналы 502b, 504b и 506b (при уровне гематокрита 30, 42 и 55%) в целом сливаются вместе после пика через 1,5 секунды после начала последовательности тестирования.
Основываясь на этих наблюдениях, заявители обнаружили, что существует взаимосвязь между параметрами (например, отрезком для калибровочной прямой партии или наклоном калибровочной прямой партии) этих тестовых полосок, протестированных при низком уровне глюкозы, среднем уровне глюкозы 502b, 504b, 506b и высоком уровне глюкозы, с одной стороны, и показателем гематокрита, с другой стороны (имеются в виду уровни гематокрита 30, 42 и 55%). В частности, заявители обнаружили зависимость параметров тестовых полосок (например, отрезка на оси Y калибровочной прямой и наклона калибровочной прямой для данной партии) от уровня гематокрита при помощи способа регрессионного анализа. И, следовательно, зная физическую характеристику образца (например, гематокрит) и данные регрессионного анализа для биосенсора, можно использовать эту зависимость, чтобы включить в параметры тестовой полоски (например, в показатели, определяющие калибровочную прямую для данной партии) различные показатели физической характеристики (например, гематокрит) с целью более точного измерения концентрации глюкозы, что было невозможно с этим типом биосенсоров.
Теперь, когда концентрация глюкозы (G0) может быть определена из сигнала IE, описание техники заявителя относительно определения физической характеристики IC (например, гематокрита, температуры, вязкости, плотности и тому подобного) образца жидкости представлено относительно фиг. 2B. На фиг. 2B система 200 (фиг. 2A и 2B) подает первый осциллирующий входной сигнал AC (фиг. 2B) на первой частоте (например, примерно 25 кГц или выше) по меньшей мере на один из замеряющих электродов. Система также настроена на то, чтобы измерять или распознавать первый осциллирующий выходной сигнал EIC, для чего, в частности, необходимо измерение первого промежутка времени Δt1 между первым входным и первым выходным сигналами. В то же время или в рамках перерывающегося временного интервала система также может подавать второй осциллирующий входной сигнал (не показан для краткости) на второй частоте (примерно от 100 кГц до 1 мГц или выше, предпочтительно около 250 кГц) на пару электродов и затем измерять или детектировать второй осциллирующий выходной сигнал, что может потребовать измерения второго промежутка времени Δt2 (не показано) между первым входным и выходным осциллирующими сигналами. На основании этих сигналов (AC и EIC) система оценивает физическую характеристику (например, гематокрит, вязкость, температуру, плотность и тому подобное) образца жидкости, основываясь на дифференциалах первого и второго промежутков времени Δt1 и Δt2. 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 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 тестовой полоски с использованием временного интервала между сигналами», номер патентного реестра DDI-5124USPSP, которая включена в данный документ путем упоминания.
Другая методика определения физической характеристики (например, гематокрита) может быть осуществлена при помощи двух независимых измерений физической характеристики (например, гематокрита). Этого можно достичь путем определения: (a) импеданса образца жидкости при первой частоте и (b) угла фазового сдвига для образца жидкости при второй частоте, значительно более высокой, чем первая. В этой методике образец жидкости моделируется как контур с неизвестным общим сопротивлением и неизвестным реактивным сопротивлением. В этой модели импеданс (обозначаемый символом |Z|) для измерений (a) может быть определен по прилагаемому напряжению, напряжению на резисторе известного сопротивления (имеется в виду собственное сопротивление полоски) и напряжению на неизвестном импедансе Vz и подобным же образом для определения (b) угла фазового сдвига, который может быть измерен по временным интервалам между входным и выходным сигналами, как это известно специалистам в данном вопросе. 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 жидкости также могут применяться, например, как те, что описаны в патентах США номер 4919770 и номер 7972861, в публикации патентных заявок США номер 2010/0206749 и номер 2009/0223834 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.com; «Utilization of AC Impedance Measurements for Electrochemical Glucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity», авторы Takuya Kohma, Hidefumi Hasegawa, Daisuke Oyamatsu, Susumu Kuwabata, опубликовано в издании Bull. Chem. Soc. Jpn. Vol. 80, No. 1, 158-165 (2007), все эти документы включены в текст заявки посредством ссылки на них.
Другая методика для определения физических характеристик (например, гематокрита, плотности или температуры) может быть получена из знания разности фаз (например, угла фазового сдвига) и величины импеданса образца. В одном из примеров приводится следующее соотношение для оценки импедансных характеристик образца («IC»):
Ур. 4.2,
где: M - это величина |Z| измеренного импеданса (в омах);
P - это разница в фазе между входящим и выходящим сигналами (в градусах);
y1 составляет примерно -3,2e-08 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю);
y2 составляет примерно 4,1e-03 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю);
y3 составляет примерно 2,5e+01 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y4 составляет примерно 1,5e-01 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю);
y5 составляет примерно 5,0 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь (и зависящего от частоты входного сигнала, может быть равно нулю).
Следует отметить, что, когда частота входного сигнала переменного тока высока (например, выше 75 кГц), параметрические величины y1 и y2, относящиеся к величине импеданса М, могут составлять ±200% от приведенных здесь для примера, при этом каждое из параметрических значений может включать нуль или даже приобретать отрицательное значение. С другой стороны, 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 нуль или даже приобретать отрицательное значение. Следует отметить, что величина Н или НСТ, используемая здесь, как правило, равна величине IC. В одном из приведенных для примера вариантов осуществления изобретения H или HCT равен IC, поэтому H или HCT используется в данной заявке.
В другом альтернативном варианте осуществления приводится уравнение 4.3. Уравнение 4.3 представляет собой точное производное квадратичное уравнение без использования фазового угла, как в уравнении 4.2.
Ур. 4.3,
где:
IC - импедансная характеристика [%];
M - величина импеданса [Ом];
y1 составляет 1,2292e1 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y2 составляет примерно -4,3431e2 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь;
y3 составляет 3,5260e4 и ±10, 5 или 1% от числового значения, приведенного здесь.
Благодаря различным компонентам, системам и пониманию процесса по меньшей мере четыре техники определения (и их вариации) концентрации аналита в образце жидкости (которая может быть физиологической жидкостью) были разработаны заявителями с большей точностью, чем раньше.
Одно из осуществлений изобретения станет понятным при изучении фиг. 6 и, в частности, системного модуля 600. Предполагается, что в системном модуле 600 пользователь наносит образец жидкости на модуль 602 и будет определяться выходной сигнал достаточной мощности (фиг. 4B), чтобы запустить таймер последовательности тестирования TN. В модуле 604 система (фиг. 2B) снимает сигнал для измерения или считывания выходных сигналов IE по меньшей мере с одного из рабочих электродов (12 и 14) в любой из совокупности моментов или точек времени T1, T2, T3, … TN. Как видно на 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 секунды или интервалом 408 (например, длительностью 10 миллисекунд или более в зависимости от частоты считывания импульсов в системе), который перекрывается с временной точкой T2,8 около 2,8 секунды.
Если вернуться к фиг. 6, в это же время, после или даже до подачи сигнала в модуле 604 система может запустить другой сигнал для измерения физической характеристики IC образца в модуле 606. Сигнал IC поступает в параметрический генератор биосенсора 608, который может быть справочной таблицей или матрицей, выполненной с возможностью создания нового параметра биосенсора (x1), который может быть новым показателем наклона партии или прерывания для биосенсора 100. Выходной сигнал с генератора 608 поступает в модуль подсчета 610 вместе с выходным сигналом IE, замеренным в одном из множества заранее определенных временных точек. Модуль подсчета 610 выполнен с возможностью выдавать результат о первой концентрации аналита на индикатор 612 для информирования пользователя о первом результате.
Для модуля генератора 608 система может использовать следующую примерную таблицу 1. В таблице 1 показатель импеданса образца, который в данном случае определяется как расчетный процент гематокрита, сопоставляется с новым параметрическим фактором биосенсора x1 (имеющим отношение к показателю наклона партии), который выводится на основании регрессионного анализа прошлых партий биосенсора.
| Таблица 1A | |||||||||||||
| IC~расчетный показатель гематокрита | |||||||||||||
| P-фактор x1 | 24% | 27 | 30 | 33 | 36 | 39 | 42 | 45 | 48 | 51 | 54 | 57 | 60% |
| 0,92 | 0,91 | 0,89 | 0,88 | 0,87 | 0,86 | 0,85 | 0,83 | 0,82 | 0,82 | 0,8 | 0,78 | 0,77 |
После того как использована альтернативная версия IC в уравнении 4.3, нет необходимости использовать IC, выраженный в % согласно таблице 1A. Значит, можно заменить показатель IC показателем импеданса |Z|, выраженным в омах. Это удаляет подсчет IC из системы или измерителя (что экономит кодовое пространство и время подсчета, тем самым удешевляя производство измерителя). В таком случае таблица 1A может быть преобразована в таблицу 1B.
| Таблица 1B | |||||||||||||
| Физическая характеристика~ величина импеданса или |Z| в Омах | |||||||||||||
| P-фактор x1 | 31900 | 32500 | 33300 | 34300 | 35600 | 37000 | 38700 | 40600 | 42700 | 45100 | 47700 | 50400 | 53500 |
| 0,92 | 0,91 | 0,89 | 0,88 | 0,87 | 0,86 | 0,85 | 0,83 | 0,82 | 0,82 | 0,8 | 0,78 | 0,77 |
С другой стороны, модуль калькуляции 610 конфигурирован для использования уравнения 5:
Уравнение (5),
где: G1 - первая концентрация аналита;
IE - общий выходной сигнал (например, электрический ток) по меньшей мере с одного электрода, замеренный в одном из множества заранее определенных временных точек T1, T2, T3, … TN~интервал последовательности тестов (где T1~1,0 сек, T2~1,01 сек, T3~1,02 сек);
P1 - это параметр прерывания биосенсора;
P2 - это параметр наклона биосенсора;
x1 - это первый параметрический фактор биосенсора, основанный на физической характеристике образца (представлен в таблицах 1А и 1В).
Для определенных вариантов осуществления, описанных здесь, в уравнении 5 P1 примерно равен 475 наноампер, и P2 примерно равен 9,5 наноампер/(мг/дл).
Считается, что, хотя результаты, полученные с модулей 606, 608 и 610, более точны, чем получаемые при существующей технике, все еще требуется совершенствование в точности. В частности, изобретатели разработали вторую альтернативную технику, представленную здесь на фиг. 6 как модули 602, 604, 606, 614, 616 и 618. Модули 604 и 606 не нуждаются в упоминании касательно второй техники, так как были ранее описаны как модули, обеспечивающие выходной сигнал IE и сигнал физической характеристики IC.
В модуле 614 система получает расчетную концентрацию аналита (GEST), основанную на измеренном выходном сигнале в одной из заранее определенных временных точек (например, при 2,5 сек). Расчетная концентрация аналита (GEST) используется вместе с сигналом физической характеристики IC в модуле 616 для генерирования второго параметрического фактора биосенсора x2. Параметрический фактор x2 основан на физической характеристике IC и расчетной концентрации аналита GEST, чтобы стать фактором умножения существующего параметра(ов) биосенсора (например, наклона или отрезка на оси Y) в уравнении 3.3.
Параметрический коэффициент биосенсора x2 определяется с помощью предшествующего регрессивного анализа биосенсоров, описанного в настоящем документе. Как таковое, уравнение эмпирической кривой, матрица или таблица преобразования может использоваться для модуля 616, чтобы сформировать необходимый параметрический коэффициент биосенсора x2. Для упрощения вычисления используется таблица преобразования с целью снижения вычислительной нагрузки на процессор 300. Примерная таблица преобразования приведена в таблице 2.
| Таблица 2A Параметрический коэффициент биосенсора x2, основанный на физической характеристике и ориентировочном содержании глюкозы (GEST) |
||||||||||||||
| IC~ ориентировочный гематокрит [%] | ||||||||||||||
| 24 | 27 | 30 | 33 | 36 | 39 | 42 | 45 | 48 | 51 | 54 | 57 | 60 | ||
| Ориентировочная концентрация глюкозы (GEST) [мг/дл] | 25 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 |
| 50 | 0,97 | 0,96 | 0,95 | 0,93 | 0,92 | 0,90 | 0,89 | 0,87 | 0,85 | 0,83 | 0,82 | 0,80 | 0,78 | |
| 75 | 1,09 | 1,07 | 1,05 | 1,03 | 1,01 | 0,99 | 0,96 | 0,93 | 0,91 | 0,88 | 0,85 | 0,82 | 0,78 | |
| 100 | 1,13 | 1,11 | 1,09 | 1,07 | 1,04 | 1,02 | 0,99 | 0,96 | 0,93 | 0,89 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 125 | 1,15 | 1,13 | 1,11 | 1,09 | 1,06 | 1,03 | 1,00 | 0,97 | 0,93 | 0,90 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 150 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,10 | 1,07 | 1,04 | 1,01 | 0,97 | 0,94 | 0,90 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 175 | 1,17 | 1,15 | 1,13 | 1,10 | 1,07 | 1,04 | 1,01 | 0,98 | 0,94 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 200 | 1,18 | 1,16 | 1,13 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,94 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 225 | 1,18 | 1,16 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 250 | 1,19 | 1,16 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 275 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 300 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,11 | 1,09 | 1,05 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 325 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,05 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 350 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 375 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 400 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 425 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 450 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 475 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 500 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 525 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 550 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 575 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 600 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 |
Аналогично случаю из таблицы 1А, если используется альтернативный вариант IC в уравнении 4.3, нет необходимости использовать значение IC как выраженное в процентах в таблице 2А. То есть, можно заменить IC на абсолютную величину импеданса |Z|, выраженную в Омах. При этом отпадает необходимость вычисления IC в системе или измерителе (что экономит место, занимаемое программным кодом, и время вычисления, позволяя таким образом получить менее дорогостоящие измерители, которые лучше справляются с поставленной задачей). В этом случае таблица 2A может быть модифицирована в таблицу 2B.
| Таблица 2B Параметрический коэффициент биосенсора x2, основанный на физической характеристике и Gest |
||||||||||||||
| Физическая характеристика~ абсолютная величина импеданса или |Z| в омах | ||||||||||||||
| 31900 | 32500 | 33300 | 34300 | 35600 | 37000 | 38700 | 40600 | 42700 | 45100 | 47700 | 50400 | 53500 | ||
| Ориентировочная концентрация глюкозы (GEST) [мг/дл] | 25 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 |
| 50 | 0,97 | 0,96 | 0,95 | 0,93 | 0,92 | 0,90 | 0,89 | 0,87 | 0,85 | 0,83 | 0,82 | 0,80 | 0,78 | |
| 75 | 1,09 | 1,07 | 1,05 | 1,03 | 1,01 | 0,99 | 0,96 | 0,93 | 0,91 | 0,88 | 0,85 | 0,82 | 0,78 | |
| 100 | 1,13 | 1,11 | 1,09 | 1,07 | 1,04 | 1,02 | 0,99 | 0,96 | 0,93 | 0,89 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 125 | 1,15 | 1,13 | 1,11 | 1,09 | 1,06 | 1,03 | 1,00 | 0,97 | 0,93 | 0,90 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 150 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,10 | 1,07 | 1,04 | 1,01 | 0,97 | 0,94 | 0,90 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 175 | 1,17 | 1,15 | 1,13 | 1,10 | 1,07 | 1,04 | 1,01 | 0,98 | 0,94 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 200 | 1,18 | 1,16 | 1,13 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,94 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 225 | 1,18 | 1,16 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 250 | 1,19 | 1,16 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 275 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 300 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,11 | 1,09 | 1,05 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 325 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,05 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 350 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 375 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 400 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 425 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 450 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 475 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 500 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 525 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 550 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 575 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 600 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 |
Как хорошо известно специалистам в данной области, когда ориентировочная концентрация глюкозы не совпадает с табличным значением, можно использовать интерполяцию между данными, представленными во всех таблицах, описанных в настоящем документе.
Ссылаясь на приведенную выше фиг. 6, модуль 618 использует как параметрический коэффициент x2 (либо в таблице 2A, либо в 2B), так и измеренный или полученный при выборке выходной сигнал IE для вычисления второй концентрации аналита G2. Модуль 618 выполнен с возможностью использования уравнения 6 вида:
Уравнение (6),
где: G1 представляет первую концентрацию аналита;
IE представляет общий выходной сигнал (например, токовый) по меньшей мере от одного электрода, измеренный в один из множества предварительно определенных моментов времени T1, T2, T3, … TN~интервал последовательности тестирования (где T1~1,0 сек, T2~1,01 сек, T3~1,02 сек);
P1 - это параметр прерывания биосенсора;
P2 представляет параметр наклона калибровочной прямой биосенсора, в котором P2 около 9,5 нА/(мг/дл);
x2 представляет параметрический коэффициент второго биосенсора на основе физической характеристики образца и ориентировочной концентрации аналита GEST.
Уравнение (6.1),
где:
IE представляет общий выходной сигнал (например, токовый) от биосенсора, измеренный в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени T1, T2, T3, … TN~интервал последовательности тестирования (где T1~1,0 сек, T2~1,01 сек, T3~1,02 сек);
P1 представляет параметр отрезка на оси Y для калибровочной прямой биосенсора;
P2 - это параметр наклона калибровочной прямой биосенсора.
В определенных вариантах осуществления полосок, описанных в данном документе и приоритетных заявках, момент времени как для уравнения 6, так и для 6.1 составляет около 5 секунд от начала последовательности тестирования, где P1 равен около 475 нА, а P2 около 9,5 нА/(мг/дл).
Как только модуль 618 получил второе значение концентрации аналита G2, модуль информатора 620 может обеспечить предоставление результата пользователю.
В третьем варианте, представленном в настоящем документе, в отношении модулей 602, 604, 606, 608, 610, 622, 624 и 626 считается, что данная третья методика может дать большее улучшение по сравнению с первой и второй методиками.
Поскольку модули 602, 604, 606, 608 и 610 были описаны ранее, об этих модулях нет необходимости упоминать в третьей методике. Как показано на фиг. 6, модуль 622 выполнен с возможностью приема как первой концентрации аналита G1 из модуля 610, так и физической характеристики из модуля 606, чтобы можно было сформировать третий параметрический фактор х3. Как и в модуле 616, можно использовать таблицу преобразования, такую как, например, таблица 3, в то же время изобретатели не намерены ограничиваться таблицей преобразования, описанной в настоящем документе. В таблице 3A система может получить требуемый коэффициент путем корреляции физической характеристики с концентрацией аналита G1. Например, если концентрация первого аналита составляет 225 мг/дл, а предполагаемый гематокрит составляет около 57%, параметрический коэффициент x3, определяемый по таблице 3А, будет равен 0,82.
| Таблица 3A Параметрический коэффициент биосенсора x3, основанный на физической характеристике IC и G1 |
||||||||||||||
| IC~ ориентировочный гематокрит [%] | ||||||||||||||
| 24 | 27 | 30 | 33 | 36 | 39 | 42 | 45 | 48 | 51 | 54 | 57 | 60 | ||
| G1 [мг/дл] | 25 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 |
| 50 | 0,97 | 0,96 | 0,95 | 0,93 | 0,92 | 0,90 | 0,89 | 0,87 | 0,85 | 0,83 | 0,82 | 0,80 | 0,78 | |
| 75 | 1,09 | 1,07 | 1,05 | 1,03 | 1,01 | 0,99 | 0,96 | 0,93 | 0,91 | 0,88 | 0,85 | 0,82 | 0,78 | |
| 100 | 1,13 | 1,11 | 1,09 | 1,07 | 1,04 | 1,02 | 0,99 | 0,96 | 0,93 | 0,89 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 125 | 1,15 | 1,13 | 1,11 | 1,09 | 1,06 | 1,03 | 1,00 | 0,97 | 0,93 | 0,90 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 150 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,10 | 1,07 | 1,04 | 1,01 | 0,97 | 0,94 | 0,90 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 175 | 1,17 | 1,15 | 1,13 | 1,10 | 1,07 | 1,04 | 1,01 | 0,98 | 0,94 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 200 | 1,18 | 1,16 | 1,13 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,94 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 225 | 1,18 | 1,16 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 250 | 1,19 | 1,16 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 275 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 300 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,11 | 1,09 | 1,05 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 325 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,05 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 350 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 375 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 400 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 425 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 450 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 475 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 500 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 525 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 550 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 575 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 600 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 |
Аналогично случаю из таблицы 2А, если используется альтернативный вариант IC в уравнении 4.3, нет необходимости использовать IC как выраженное в процентах в таблице 3А. Значит, можно заменить показатель IC показателем импеданса |Z|, выраженным в омах. При этом отпадает необходимость вычисления IC в системе или измерителе (что экономит место, занимаемое программным кодом, и время вычисления, позволяя таким образом получить менее дорогостоящие измерители, которые лучше справляются с поставленной задачей). В этом случае таблица 3A может быть модифицирована в таблицу 3B.
| Таблица 3B Параметрический коэффициент биосенсора x3, основанный на физической характеристике и G1 |
||||||||||||||
| Физическая характеристика~ абсолютная величина импеданса или |Z| в Омах | ||||||||||||||
| 31900 | 32500 | 33300 | 34300 | 35600 | 37000 | 38700 | 40600 | 42700 | 45100 | 47700 | 50400 | 53500 | ||
| G1 [мг/дл] | 25 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 | 0,73 |
| 50 | 0,97 | 0,96 | 0,95 | 0,93 | 0,92 | 0,90 | 0,89 | 0,87 | 0,85 | 0,83 | 0,82 | 0,80 | 0,78 | |
| 75 | 1,09 | 1,07 | 1,05 | 1,03 | 1,01 | 0,99 | 0,96 | 0,93 | 0,91 | 0,88 | 0,85 | 0,82 | 0,78 | |
| 100 | 1,13 | 1,11 | 1,09 | 1,07 | 1,04 | 1,02 | 0,99 | 0,96 | 0,93 | 0,89 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 125 | 1,15 | 1,13 | 1,11 | 1,09 | 1,06 | 1,03 | 1,00 | 0,97 | 0,93 | 0,90 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 150 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,10 | 1,07 | 1,04 | 1,01 | 0,97 | 0,94 | 0,90 | 0,86 | 0,82 | 0,78 | |
| 175 | 1,17 | 1,15 | 1,13 | 1,10 | 1,07 | 1,04 | 1,01 | 0,98 | 0,94 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 200 | 1,18 | 1,16 | 1,13 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,94 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 225 | 1,18 | 1,16 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 250 | 1,19 | 1,16 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 275 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,11 | 1,08 | 1,05 | 1,02 | 0,98 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 300 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,11 | 1,09 | 1,05 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 325 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,05 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 350 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 375 | 1,19 | 1,17 | 1,14 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 400 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 425 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 450 | 1,19 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 475 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 500 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 525 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 550 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 575 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 | |
| 600 | 1,20 | 1,17 | 1,15 | 1,12 | 1,09 | 1,06 | 1,02 | 0,99 | 0,95 | 0,91 | 0,87 | 0,82 | 0,78 |
Коэффициент x3 (в таблице 3A либо 3B) затем используется в уравнении 7 как часть пункта 716 для получения третьей концентрации аналита G3.
Уравнение (7),
где: G3 представляет первую концентрацию аналита;
IE представляет общий выходной сигнал (например, токовый) от биосенсора, измеренный в один из множества предварительно определенных моментов времени T1, T2, T3, … TN~интервал последовательности тестирования (где T1~1,0 сек, T2~1,01 сек, T3~1,02 сек);
P1 - это параметр прерывания биосенсора;
P2 - это параметр наклона калибровочной прямой биосенсора;
x3 представляет третий параметрический коэффициент биосенсора на основе физической характеристики образца и первой концентрации аналита G1.
В уравнении 7 для определенных вариантов осуществления, описанных в настоящем документе, P1 составляет около 475 нА, а P2 равняется около 9,5 нА/(мг/дл).
Согласно описанию, приведенному в данном документе, заявителями был реализован способ получения точной концентрации аналита. Способ может быть реализован путем следующих действий: приложения сигнала к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца на этапе 606; подведения еще одного сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца; измерения по меньшей мере одного выходного сигнала от образца на этапе 604; получения ориентировочной концентрации аналита (GEST) по меньшей мере из одного выходного сигнала (IE) в один из множества предварительно определенных моментов времени (при этом TPRED является по меньшей мере одним из T1, T2, T3, … TN) от начала последовательности тестирования и по меньшей мере одного предварительно определенного параметра биосенсора (P1 или P2) на этапе 614; генерирования первого параметрического коэффициента (x1) биосенсора, основанного на физической характеристике (IC) образца на этапе 608; вычисления на этапе 610 первой концентрации аналита, основанной на первом параметрическом коэффициенте (x1) биосенсора и по меньшей мере на одном выходном сигнале (IE), измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени (TPRED) от начала последовательности тестирования; генерирования второго параметрического коэффициента (x2) биосенсора, основанного на ориентировочной концентрации аналита (GEST) и физической характеристике (IC) образца (95) на этапе 616; расчета второй концентрации аналита (G2) на основе второго параметрического коэффициента (x2) биосенсора и по меньшей мере одного выходного сигнала (IE), измеренного в один из множества предварительно определенных моментов времени (TPRED) от начала последовательности тестирования на этапе 618; генерирования третьего параметрического коэффициента (x3) биосенсора, основанного на первой концентрации аналита (G1) и физической характеристике (IC) образца на этапе 622; расчета третьей концентрации аналита (G3) на основе третьего параметрического коэффициента (x3) биосенсора и по меньшей мере одного выходного сигнала (IE), измеренного в один из множества предварительно определенных моментов времени (TPRED) от начала последовательности тестирования на этапе 624; информирования по меньшей мере об одной из первой, второй и третьей концентрации аналита (G1, G2, G3) на этапе 626.
Фиг. 7 иллюстрирует вариант второй методики (модули 602, 604, 606, 614, 616, 618 и 620 на фиг. 6). В этой методике предполагается, что пользователь включил биосенсор (например, вставил полоску в порт разъема измерителя). На этапе 702 проба помещается на биосенсор, при этом прикладывается напряжение (фиг. 4A). По мере того как проба смачивает электроды, вырабатывается выходной сигнал с рабочего электрода (фиг. 4B). Как только выходной сигнал становится больше нуля, система предполагает, что началось испытание, и инициирует испытательную последовательность на этапе 704. Отмечается, что во время нанесения образца, до или после начала последовательности тестирования система может прикладывать сигнал переменного тока к образцу для измерения или оценки физической характеристики образца на этапе 706. На этапе 708 таймер может быть запущен приблизительно в то же самое время, что и на этапе 704, чтобы гарантировать регистрацию выходных сигналов от рабочих электродов в соответствующие моменты времени на протяжении интервала испытаний Т. На этапе 710 можно подвести еще один сигнал к образцу для измерения выходных сигналов от рабочих электродов (например, выходного сигнала в виде наноампер). Ориентировочную концентрацию аналита получают на этапе 712 путем измерения выходного сигнала(ов) в соответствующие моменты времени от одного из моментов времени в интервале испытаний T в сочетании с уравнением 6.1. В предпочтительном варианте осуществления может использоваться момент времени для получения ориентировочной концентрации аналита в момент времени около 2,5 или около 5 секунд и любого подходящего временного интервала, при этом значения Р1 (то есть отрезка на оси Y) составляют около 792 нА, а P2 (т.е. наклона) составляют около 10,08 нА/(мг/дл) в уравнении 6.1. На этапе 714 системой может использоваться как физическая характеристика IC, так и ориентировочная концентрация аналита, чтобы определить новый параметр биосенсора для биосенсора P2NEW. Этот параметр P2NEW может быть получен путем регрессивного анализа биосенсора, как отмечалось выше, и получен с помощью аппроксимации кривой, матрицы или таблицы преобразования. Для уменьшения вычислительной нагрузки на процессор 300 можно использовать таблицу преобразования наподобие таблицы 4.
| Таблица 4 Параметр биосенсора P2NEW, основанный на физической характеристике IC и GEST |
|||||||||
| IC~ ориентировочный гематокрит [%] | |||||||||
| 25 | 30 | 35 | 40 | 45 | 50 | 55 | 60 | ||
| Ориентировочное содержание глюкозы (GEST) [мг/дл] | 25 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 |
| 50 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | 0,105 | |
| 100 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 150 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 200 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 250 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 300 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 350 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 400 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 450 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 500 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 550 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 | |
| 600 | 0,12 | 0,115 | 0,110 | 0,105 | 0,100 | 0,095 | 0,09 | 0,085 |
Как только система получила новый параметр биосенсора или P2New, может быть произведен расчет концентрации аналита G2A с использованием данного параметра P2New, как в уравнении 7:
Уравнение (7),
где: G2A представляет вторую концентрацию аналита;
IE представляет общий выходной сигнал (например, токовый) от биосенсора, измеренный в один из множества предварительно определенных моментов времени;
P1 - это параметр прерывания биосенсора;
P2NEW представляет собой параметр наклона калибровочной прямой биосенсора на основе ориентировочной концентрации аналита GEST и физической характеристике IC:
Уравнение (7.1),
где:
IE представляет общий выходной сигнал (например, токовый) от биосенсора, измеренный в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени;
P1 представляет параметр отрезка на оси Y для калибровочной прямой биосенсора;
P2 - это параметр наклона калибровочной прямой биосенсора.
В определенных вариантах осуществления, описанных в настоящем документе, P1 для уравнения 7 составляет около 400 нА; IE сигнала измеряется приблизительно в момент времени 5 секунд; P1 для уравнения 7.1 составляет около 792 нА; P2 для уравнения 7.1 составляет около 10,1 нА/(мг/дл), а сигнал IE измеряется или производится его определение в момент времени приблизительно 2,5 секунды для уравнения 7.1.
Отмечается, что в отношении новых методик, описанных ранее, вместо ориентировочной концентрации аналита в таблицах 2-3 может использоваться измеренный сигнал в предварительно определенный момент времени (например, около 2,5 или 5 секунд). Это связано с тем, что ориентировочные концентрации аналита в этих таблицах являются результатами измеренных сигналов, в том числе и в тех случаях, когда ориентировочная концентрация получается путем умножения и деления на параметрические факторы P1 и P2 биосенсора. Измеренный сигнал, в том числе, может использоваться и в его первоначальном значении в таблицах вместо дополнительных математических манипуляций с коэффициентами P1 и P2 для ориентировочной концентрации в таких таблицах.
Чтобы подтвердить усовершенствования, полученные изобретателями, были проведены испытания для нескольких групп из 10 полосок (всего на 13 234 полосках) для биосенсора по известной методике для сравнения с нашей изобретательской методикой с первой по третью. Результаты обобщены здесь в таблице 5.
| Таблица 5 Результаты по партиям полосок |
||||||||
| Результат | Известная методика | Первая методика - G1 | Вторая методика - G2 | Третья методика - G3 | ||||
| Партия | % проб в пределах | % проб в пределах | % проб в пределах | % проб в пределах | ||||
| <100 мг/дл | ≥100 мг/дл | <100 мг/дл | ≥100 мг/дл | <100 мг/дл | ≥100 мг/дл | <100 мг/дл | ≥100 мг/дл | |
| ±15 мг/дл | ±15% | ±15 мг/дл | ±15% | ±15 мг/дл | ±15% | ±15 мг/дл | ±15% | |
| 1 | 100 | 61,4 | 100 | 87,4 | 99,6 | 94,9 | 100 | 94,7 |
| 2 | 98,5 | 59,7 | 98,9 | 77,5 | 98,9 | 92,6 | 98,9 | 92,3 |
| 3 | 99,2 | 72,6 | 99,5 | 89,8 | 100 | 98,1 | 99,7 | 98,3 |
| 4 | 99,7 | 67,5 | 99,3 | 84,3 | 99 | 98,2 | 99,5 | 98,2 |
| 5 | 90 | 64 | 97,2 | 87,8 | 99 | 95,6 | 98,9 | 95,5 |
| 6 | 87,9 | 68,4 | 96,5 | 94,3 | 99,1 | 91,9 | 99,2 | 91,8 |
| 7 | 89 | 69,8 | 93,7 | 92,5 | 98,8 | 86,8 | 99 | 86,7 |
| 8 | 92,7 | 58,4 | 97,8 | 83,4 | 96,5 | 95,9 | 96,3 | 95,8 |
| 9 | 91 | 63,7 | 99,1 | 85,8 | 98,4 | 96 | 99,1 | 95,9 |
| 10 | 93,9 | 66,5 | 98,9 | 91,6 | 99,8 | 98,8 | 99,8 | 98,9 |
| 11 | 82,3 | 61,8 | 94,7 | 94,8 | 99,2 | 95,5 | 99,2 | 95,1 |
| 12 | 90 | 69,4 | 96 | 86,7 | 95,3 | 96,7 | 95,3 | 97 |
| 13 | 87,4 | 66,1 | 97 | 87 | 97 | 96,1 | 97 | 96,4 |
| 14 | 82,9 | 61,8 | 95 | 93,2 | 98,3 | 97 | 98,3 | 96,8 |
Отмечено, что количественная оценка улучшения может быть продемонстрирована погрешностью определения при разных уровнях гематокрита. Погрешность определения, которая представляет собой оценку относительной ошибки в результатах измерения глюкозы, рассчитывалась для каждой концентрации глюкозы, определенной способом, описанным в данном примере. Погрешность для каждой концентрации глюкозы определяли из уравнений вида:
Погр.абс.=Gрасч.-Gстанд. для Gстанд. менее 100 мг/дл глюкозы и
для Gстанд. от 100 мг/дл глюкозы и выше
где:
Погр.абс является абсолютной погрешностью определения;
Погр.% - процентная погрешность;
Gрасч. - концентрация глюкозы, определенная описанным в данном документе способом;
Gстанд. - стандартная концентрация глюкозы.
Результаты экспериментов были оформлены в виде кривой и показаны здесь на фиг. 8-11. Фиг. 8А графически иллюстрирует, насколько велика погрешность определения этих результатов по глюкозе менее 100 мг/дл для известной методики за пределами верхней границы 15 мг/дл и гематокрите менее 35% и ниже нижней границы 15 мг/дл при более высоких гематокритах (более 45%). Фиг. 8В графически иллюстрирует, насколько велика погрешность определения этих результатов по глюкозе при 100 мг/дл или более для известной методики за пределами верхней границы 15% и гематокрите менее 35% и ниже нижней границы -15% при более высоких значениях гематокрита - более 45%.
Напротив, когда используется первая методика на том же наборе проб, результаты показывают, что при концентрации аналита ниже 100 мг/дл результаты при использовании первой методики (фиг. 9A) были намного лучше, чем при уже известной методике (фиг. 8A). Аналогично, при концентрации аналита, равной или более 100 мг/дл, результаты по первой методике (фиг. 9B) также были лучше, чем при уже известной методике (фиг. 8B).
По второй методике (фиг. 10A и 10B) в сравнении с уже известной методикой (фиг. 8A и 8B) результаты столь же впечатляющие или даже лучше, чем при уже известной методике (или первой методике), когда средние точки данных сравниваются между собой по всем фигурам.
По третьей методике (фиг. 11А и 11В) отмечается, что нет существенной разницы между второй и третьей методиками (см. таблицу 5), в то же время это в значительной степени определяется размером корректировочных таблиц 1 и 2. Если использовать более узкие интервалы для глюкозы и гематокрита, считается, что можно добиться улучшения результатов по третьей методике.
Как можно видеть во второй или третьей методике, при концентрации глюкозы менее 100 мг/дл по меньшей мере 95% окончательных значений концентрации аналита в партии тест-полосок находятся в пределах ±15 мг/дл от контрольной концентрации аналита.
Следует отметить, что этап подачи первого сигнала и получения второго сигнала осуществляются последовательно таким образом, что сначала имеет место первый сигнал, затем второй или же оба сигнала могут перекрываться в рамках последовательности и напротив, сначала может идти второй сигнал, затем первый или же оба сигнала могут перекрываться в рамках последовательности. И напротив, подача первого сигнала и получение второго сигнала могут происходить одновременно.
Отмечено, что в предпочтительных вариантах осуществления измерение выходного сигнала для концентрации глюкозы выполняется до оценки физической характеристики (например, гематокрита). И напротив, физические характеристики (например, гематокрит) могут быть определены, измерены или получены до того, как будет измерена концентрация глюкозы.
Хотя способ может задавать только один момент времени для получения значений, в данном способе может быть столько моментов получения значений, сколько потребуется, например, непрерывное получение значений выходного сигнала (например, в заданные моменты получения, такие как от 1 до 100 миллисекунд) с начала последовательности тестирования до по меньшей мере 10 секунд после начала, а результаты сохраняются для обработки ближе к окончанию последовательности тестирования. Заявители отмечают, что соответствующее время измерения отсчитывается с начала последовательности тестирования, но для измерения выходного сигнала могут быть использованы любые подходящие отправные точки. В практическом порядке система может быть запрограммирована на измерение выходного сигнала через соответствующие промежутки времени на протяжении всей испытательной последовательности, при этом одно измерение может выполняться каждые 100 миллисекунд или даже каждую 1 миллисекунду. В этом варианте величина, полученная при выборке выходного сигнала в заданный для получения значений момент времени T, является значением, используемым для расчета концентрации аналита.
Моменты времени для измерения T1, T2, T3, … TN, в которые система осуществляет получение значений выходного сигнала биосенсора, основаны как на качественной категории ориентировочной оценки аналита, так и на измеренной или ориентировочной физической характеристике и предварительно определяются на основе регрессивного анализа образца большого объема реальных физиологических жидких проб. Заявители отмечают, что соответствующее время измерения отсчитывается с начала последовательности тестирования, но для измерения выходного сигнала могут быть использованы любые подходящие отправные точки. В практическом порядке система может быть запрограммирована на измерение выходного сигнала через соответствующие промежутки времени на протяжении всей испытательной последовательности, при этом одно измерение может выполняться каждые 100 миллисекунд или даже всего лишь через почти 1 миллисекунду. Путем получения значений всего переменного выходного сигнала на протяжении последовательности тестирования система может выполнить все необходимые расчеты ближе к окончанию последовательности тестирования, а не пытаться синхронизировать время выборки с заданным моментом времени, что может внести ошибки по времени в связи с задержкой в системе.
Благодаря описаниям и научным исследованиям, предоставленным в данном документе, заявитель смог разработать тест-полоску для глюкозы, у которой есть подложка, множество электродов, находящихся на подложке и подсоединенных к соответствующим разъемам электродов. Тест-полоска 100 содержит по меньшей мере реагент, находящийся по меньшей мере на одном из множества электродов, в котором по меньшей мере один из электродов выполнен с возможностью определять физическую характеристику жидкого образца, находящегося по меньшей мере на одном электроде, и по меньшей мере еще один из электродов выполнен с возможностью измерения выходного сигнала от образца после приложения входного сигнала к образцу. К тест-полоске приложены инструкции для пользования глюкометром. Инструкции содержат указания для пользователя, запечатленные на соответствующих носителях (например, на бумаге, в компьютере, в сети Интернет, на аудио- или визуальных носителях и т.п.), предписывающие ему вставить электродные контакты тест-полоски в порт тест-полоски глюкометра. Измеритель, предназначенный для использования с тест-полоской на глюкозу, содержит разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью подключения к соответствующим разъемам электродов тест-полоски, и микропроцессор, находящийся в электрической связи с разъемом порта тест-полоски для приложения электрических сигналов или приема электрических сигналов от множества электродов тест-полоски, подключенных к соответствующим разъемам электродов тест-полоски во время последовательности тестирования. Инструкции дополнительно содержат указания для пользователя, запечатленные на соответствующих носителях (например, на бумаге, в компьютере, в сети Интернет, на аудио- или визуальных носителях и т.п.), предписывающие нанести жидкий образец поблизости от по меньшей мере одного из множества электродов, чтобы микропроцессор 300 смог: (a) начать последовательность испытаний аналита после нанесения образца; (b) приложить сигнал к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца; (c) подвести еще один сигнал к образцу; (d) измерить по меньшей мере один выходной сигнал по меньшей мере от одного из электродов; (e) получить ориентировочную концентрацию аналита по меньшей мере из одного выходного сигнала в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования; (f) получить новый параметр биосенсора, основанный на ориентировочной концентрации аналита и физической характеристике образца; (g) вычислить концентрацию аналита на основании нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени с момента начала последовательности тестирования; (h) сообщить о концентрации аналита.
Хотя описанные здесь методики направлены на определение глюкозы, они также могут быть применены к другим аналитам (с соответствующими изменениями, которые могут внести опытные специалисты), на определяемую концентрацию которых могут влиять физические характеристики образца жидкости, в которой такой аналит или аналиты находятся, будучи растворенными в образце жидкости. Например, физическая характеристика (например, гематокрит, вязкости или плотность и т.п.) образца физиологической жидкости может служить параметром при определении концентрации кетона или холестерина в жидкой пробе, которая может быть физиологической жидкостью, контрольной или проверочной жидкостью. Могут использоваться также другие конфигурации биосенсоров. Например, для осуществления различных вариантов изобретения могут использоваться биосенсоры, описанные в следующих патентах США: 6179979; 6193873; 6284125; 6413410; 6475372; 6716577; 6749887; 6863801; 6890421; 7045046; 7291256; 7498132, все они полностью включены в настоящий документ путем ссылки.
Как известно, определение физических характеристик не должно непременно осуществляться с помощью переменных сигналов, но может выполняться при помощи других методик. Например, может использоваться подходящий датчик (скажем, из патентной заявки США номер 20100005865 или EP1804048 B1) для определения вязкости или других физических характеристик. Напротив, вязкость может быть определена и может использоваться для получения значений гематокрита на основании известной зависимости между гематокритом и вязкостью, как описано в статье «Blood Rheology и Hemodynamics», авторы Oguz K. Baskurt, M.D., Ph.D., 1 и Herbert J. Meiselman, Sc.D., Seminars in Thrombosis и Hemostasis, том 29, №5, 2003.
Как описывалось ранее, микроконтроллер или эквивалентный микропроцессор (и сопутствующие комплектующие, которые позволяют микроконтроллеру исполнять предназначенные для него функции в соответствующей среде, например, процессор 300 на фиг. 2В) может использоваться в сочетании с компьютерным кодом или инструкциями программного обеспечения для осуществления способов и технологий, описанных в данном документе. Заявители отмечают, что приведенный в качестве примера микроконтроллер 300 (вместе с соответствующими комплектующими для функционирования процессора 300) на фиг. 2В имеет встроенное программное обеспечение или загружаемое с компьютера программное обеспечение, представленное на логических схемах на фиг. 6 и 7, и микроконтроллер 300 вместе с соответствующим разъемом 220 и интерфейсом 306 или их эквивалентами предназначен для:
(a) приложения первого и второго входных сигналов к образцу, нанесенному на биосенсор во время последовательности тестирования;
(b) измерения физической характеристики образца по выходным сигналам от одного из первых и вторых входных сигналов;
(c) получения ориентировочной концентрации глюкозы в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования на основе других первого и второго входных сигналов;
(d) формирования нового параметра биосенсора на основе физической характеристики и ориентировочной концентрации глюкозы;
(e) вычисления концентрации аналита на основании нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени.
В частности, отмечается, что средства (и их эквиваленты в виде аппаратного или программного обеспечения) для выполнения функций (а)-(е) содержат модули 602, 604, 606, 608 и 610 для первой методики, модули 602, 604, 606, 614, 616 и 618 для второй методики и модули 602, 604, 606, 608, 610, 622 и 624 для третьей методики.
Кроме того, хотя настоящее изобретение было описано для конкретных вариантов осуществления и иллюстрирующих их фигур, специалистам в данной области будет понятно, что настоящее изобретение не ограничивается описанными вариантами осуществления или фигурами. К тому же описанная выше определенная последовательность происхождения событий, определяемая способами и этапами, не обязательно должна выполняться в описанном порядке до тех пор, пока другая последовательность обеспечивает функционирование вариантов осуществления изобретения в предназначенных целях. Таким образом, в той мере, в которой возможны вариации 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 или не могут быть включены в заявку.
Вариант осуществления 1. Способ определения концентрации аналита в жидком образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, находящегося по меньшей мере на одном из электродов, содержит:
нанесение жидкого образца по меньшей мере на один электрод для начала последовательности тестирования аналита;
приложение сигнала к образцу для определения физической характеристики образца;
подведение еще одного сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца;
измерение по меньшей мере одного выходного сигнала по меньшей мере с одного из электродов по причине физического преобразования образца;
получение ориентировочной концентрации аналита по меньшей мере из одного выходного сигнала в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования и по меньшей мере одного предварительно определенного параметра биосенсора;
генерирование первого параметрического коэффициента биосенсора, основанного на физической характеристике образца;
вычисление первой концентрации аналита, основанной на первом параметрическом коэффициенте биосенсора и по меньшей мере на одном выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
генерирование второго параметрического коэффициента биосенсора, основанного на ориентировочной концентрации аналита и физической характеристике образца;
вычисление второй концентрации аналита, основанной на втором параметрическом коэффициенте биосенсора и по меньшей мере на одном выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
генерирование третьего параметрического коэффициента биосенсора, основанного на первой концентрации аналита и физической характеристике;
вычисление третьей концентрации аналита, основанной на третьем параметрическом коэффициенте биосенсора и по меньшей мере на одном выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
информирование по меньшей мере об одной из первой, второй и третьей концентраций аналита.
Вариант осуществления 2. Способ определения концентрации аналита в жидком образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
начало последовательности тестирования аналита после нанесения образца;
приложение сигнала к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца;
подведение еще одного сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца;
измерение по меньшей мере одного выходного сигнала по меньшей мере с одного из электродов по причине физического преобразования образца;
получение ориентировочной концентрации аналита по меньшей мере из одного выходного сигнала, измеренного в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
получение нового параметра биосенсора, основанного на ориентировочной концентрации аналита и физической характеристике образца;
вычисление концентрации аналита на основании нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени с момента начала последовательности тестирования;
сообщение о концентрации аналита.
Вариант осуществления 3. Способ определения концентрации аналита в жидком образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, находящегося по меньшей мере на одном из электродов, содержит:
начало последовательности тестирования аналита после нанесения образца на биосенсор;
приложение сигнала к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца;
подведение еще одного второго сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца;
измерение по меньшей мере одного выходного сигнала по меньшей мере с одного из электродов по причине физического преобразования образца;
генерирование первого параметра биосенсора новой партии, основанного на физической характеристике образца;
вычисление первой концентрации аналита, основанной на первом параметре биосенсора новой партии и выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
сообщение о первой концентрации аналита.
Вариант осуществления 4. Способ по варианту осуществления 3 дополнительно содержит:
генерирование третьего параметра биосенсора на основе физической характеристики и первой концентрации аналита;
вычисление третьей концентрации аналита, основанной на третьем параметре биосенсора и выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
информирование о третьей концентрации аналита вместо первой концентрации аналита.
Вариант осуществления 5. Способ по любому из вариантов осуществления 1-3, в котором параметр биосенсора содержит наклон калибровочной прямой для данной партии, а новый параметр биосенсора содержит новое значение наклона.
Вариант осуществления 6. Способ по варианту осуществления 5, в котором приложение первого сигнала и подведение второго сигнала могут осуществляться в последовательном порядке.
Вариант осуществления 7. Способ по любому из вариантов осуществления с 1 по 3, в котором приложение первого сигнала накладывается на подведение второго сигнала.
Вариант осуществления 8. Способ по любому из вариантов осуществления 1-3, в котором приложение первого сигнала содержит подведение переменного сигнала к образцу, чтобы физическую характеристику образца можно было определить по выходному переменному сигналу, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере характеристику вязкости, гематокрита, температуры и плотности образца или их сочетания.
Вариант осуществления 9. Способ по варианту осуществления 5, в котором физическая характеристика содержит характеристику импеданса, представляющую гематокрит образца, при этом аналит содержит глюкозу.
Вариант осуществления 10. Способ по варианту осуществления 9, в котором характеристика импеданса образца может быть определена по уравнению вида:
IC = M2*y1+M*y2+y3+P2*y4+P*y5 Ур. 4.2,
где: IC представляет собой характеристику импеданса;
M - это величина |Z| измеренного импеданса (в омах);
P представляет собой разницу фаз входного и выходного сигналов (в градусах);
y1 может быть около -3,2e-08 и ±10, 5 или 1% числового значения от указанного здесь (а в зависимости от частоты входного сигнала может быть равно нулю);
y2 может быть около 4,1e-03 и ±10, 5 или 1% числового значения от указанного здесь (а в зависимости от частоты входного сигнала может быть равно нулю или даже быть отрицательным);
y3 может быть около -2,5e+01 и ±10, 5 или 1% числового значения от указанного здесь;
y4 может быть около 1,5e-01 и ±10, 5 или 1% числового значения от указанного здесь (а в зависимости от частоты входного сигнала может быть равно нулю или даже быть отрицательным);
y5 может быть примерно равно 5,0 и ±10, 5 или 1% числового значения от указанного здесь (а в зависимости от частоты входного сигнала может быть равно нулю или даже быть отрицательным).
Вариант осуществления 11. Способ по варианту осуществления 9, в котором подача содержит подведение первого и второго переменных сигналов на различных соответствующих частотах, при котором первая частота может быть ниже второй частоты.
Вариант осуществления 12. Способ по варианту осуществления 11, в котором первая частота может быть по меньшей мере на порядок величины ниже, чем вторая частота.
Вариант осуществления 13. Способ по варианту осуществления 11 или варианту осуществления 12, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 250 кГц.
Вариант осуществления 14. Способ по варианту осуществления 5, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени для измерения по меньшей мере одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может наступить примерно через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 15. Способ по варианту осуществления 14, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, который накладывается на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 16. Способ по варианту осуществления 5, в котором другой из множества предварительно определенных моментов времени для измерения одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может являться моментом времени, начинающимся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 17. Способ по варианту осуществления 5, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 18. Способ по варианту осуществления 5, в котором другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 10 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 19. Способ по одному из вариантов осуществления 17 или 18, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 20. Способ по одному из варианта осуществления 1 или варианта осуществления 2, в котором вычисление ориентировочной концентрации аналита может быть рассчитано по уравнению вида:
,
где: G1 представляет первую концентрацию аналита;
IE представляет общий выходной сигнал от биосенсора, измеренный в один из множества предварительно определенных моментов времени;
P1 представляет параметр отрезка на оси Y для калибровочной прямой биосенсора, при котором P1 может быть около 475 нА;
P2 представляет параметр наклона калибровочной прямой биосенсора, в котором P2 - около 9,5 нА/(мг/дл).
Вариант осуществления 21. Способ по варианту осуществления 1, в котором вычисление первой концентрации аналита может быть рассчитано по уравнению вида:
,
где: G1 представляет первую концентрацию аналита;
IE представляет общий выходной сигнал от биосенсора, измеренный в один из множества предварительно определенных моментов времени;
P1 представляет параметр отрезка на оси Y для калибровочной прямой биосенсора, при котором P1 может быть около 475 нА;
P2 представляет параметр наклона калибровочной прямой биосенсора, в котором P2 около 9,5 нА/(мг/дл);
X2 представляет параметрический коэффициент биосенсора на основе физической характеристики образца.
Вариант осуществления 22. Способ по варианту осуществления 1 или 2, в котором вычисление второй концентрации аналита может быть рассчитано по уравнению вида:
,
где:
G2 представляет вторую концентрацию аналита;
IE представляет общий выходной сигнал от биосенсора, измеренный в один или другой из множества предварительно определенных моментов времени;
P1 представляет параметр отрезка на оси Y для калибровочной прямой биосенсора, при котором P1 может быть около 475 нА;
P2 представляет параметр наклона калибровочной прямой биосенсора, в котором P2 - около 9,5 нА/(мг/дл);
x3 представляет коэффициент из матрицы, основанной как на ориентировочной концентрации аналита, так и на физической характеристике образца.
Вариант осуществления 23. Способ по варианту осуществления 1 или 4, при котором вычисление третьей концентрации аналита может быть рассчитано по уравнению вида:
,
где:
G3 представляет третью концентрацию аналита;
IE представляет общий выходной сигнал от биосенсора, измеренный в один или другой из множества предварительно определенных моментов времени;
P1 представляет параметр отрезка на оси Y для калибровочной прямой биосенсора, при котором может быть около 475 нА;
P2 представляет параметр наклона калибровочной прямой биосенсора, в котором P2 - около 9,5 нА/(мг/дл);
x3 представляет коэффициент из матрицы, основанной как на первой концентрации аналита, так и на физической характеристике образца.
Вариант осуществления 24. Способ по варианту осуществления 5, в котором по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода находятся в одной и той же камере, находящейся на подложке.
Вариант осуществления 25. Способ по любому из предыдущих вариантов осуществления, в котором по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
Вариант осуществления 26. Способ по любому из предыдущих вариантов осуществления, в котором по меньшей мере два электрода содержат первый набор по меньшей мере двух электродов для определения физической характеристики образца и второй набор по меньшей мере двух других электродов для определения концентрации аналита.
Вариант осуществления 27. Способ по любому из вариантов осуществления 25 и 26, в котором все электроды расположены в одной и той же плоскости, определяемой подложкой биосенсора.
Вариант осуществления 28. Способ по варианту осуществления 26, в котором третий электрод может быть помещен рядом с первым набором по меньшей мере двух электродов и подключен ко второму набору по меньшей мере двух других электродов.
Вариант осуществления 29. Система по любому из вариантов осуществления 25-27, в которой реактив может находиться вблизи от по меньшей мере двух электродов и может не находиться на по меньшей мере двух других электродах.
Вариант осуществления 31. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для определения концентрации аналита, включающий
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски;
микропроцессор, электрически сопряженный с разъемом для подключения тест-полоски, чтобы подавать электрические сигналы или принимать электрические сигналы от совокупности электродов в ходе последовательности тестирования,
в котором микропроцессор может быть выполнен с возможностью на протяжении последовательности тестирования выполнить следующее:
(a) начать последовательность испытаний аналита после нанесения образца;
(b) приложить сигнал к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца;
(c) подвести еще один сигнал к образцу;
(d) измерить по меньшей мере один выходной сигнал по меньшей мере от одного из электродов;
(e) получить ориентировочную концентрацию аналита из по меньшей мере одного выходного сигнала в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
(f) получить новый параметр биосенсора, основанный на ориентировочной концентрации аналита и физической характеристике образца;
(g) вычислить концентрацию аналита на основе нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени с момента начала последовательности тестирования;
(h) сообщить о концентрации аналита.
Вариант осуществления 32. Система по варианту осуществления 31, 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.
Вариант осуществления 33. Система по варианту осуществления 32, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в одной и той же камере, находящейся на подложке.
Вариант осуществления 34. Система по варианту осуществления 31, в которой множество электродов содержит два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
Вариант осуществления 35. Система любого из вариантов осуществления 31-34, в которой все электроды расположены в одной и той же плоскости, определяемой подложкой.
Вариант осуществления 36. Система по любому из вариантов осуществления 31-35, в которой реактив может находиться вблизи по меньшей мере от двух электродов и может не находиться по меньшей мере на двух других электродах.
Вариант осуществления 37. Способ по варианту осуществления 31, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени для измерения по меньшей мере одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может наступить примерно через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 38. Система по варианту осуществления 31, в которой один из множества предварительно определенных моментов времени представляет собой интервал времени, который накладывается на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 39. Система по варианту осуществления 31, в которой другой из множества предварительно определенных моментов времени для измерения одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может являться моментом времени, начинающимся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 40. Система по варианту осуществления 31, в которой один из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 41. Система по варианту осуществления 31, в которой другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 10 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 42. Система по варианту осуществления 40 или 41, в которой один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 43. Глюкометр, содержащий
корпус,
разъем порта тестовой полоски, выполненный с возможностью подключения биосенсора к соответствующим электрическим разъемам, и
средства для:
(a) приложения первого и второго входных сигналов к образцу, нанесенному на биосенсор во время последовательности тестирования;
(b) измерения физической характеристики образца по выходным сигналам от одного из входных сигналов (первого и второго);
(c) получения ориентировочной концентрации глюкозы в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования на основе других первого и второго входных сигналов;
(d) формирования нового параметра биосенсора на основе физической характеристики и ориентировочной концентрации глюкозы;
(e) вычисления концентрации аналита на основании нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени; и
средство информирования для обеспечения выходных сведений о концентрации глюкозы, полученных с помощью указанных средств.
Вариант осуществления 44. Измеритель по варианту осуществления 43, в котором средства для измерения содержат средства для приложения первого переменного сигнала к биосенсору и для приложения второго постоянного сигнала к биосенсору.
Вариант осуществления 45. Измеритель по варианту осуществления 43, в котором средства получения содержат средства для оценки концентрации аналита на основе предварительно определенного момента времени после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 46. Измеритель по варианту осуществления 43, в котором средства для формирования содержат средства для корреляции физической характеристики с ориентировочной концентрацией глюкозы и новым параметром биосенсора.
Вариант осуществления 47. Измеритель по варианту осуществления 43, в котором средства для расчета содержат определение концентрации глюкозы по новому параметру биосенсора и току, измеренному в другой из множества предварительно определенных моментов времени.
Вариант осуществления 48. Измеритель по варианту осуществления 47, в котором один из множества моментов времени содержит интервал времени, начинающийся приблизительно через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, начинающийся приблизительно через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 49. Измеритель по варианту осуществления 47, в котором один из множества моментов времени содержит интервал времени, начинающийся приблизительно через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, начинающийся приблизительно через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 50. Способ демонстрации повышенной точности тест-полоски содержит:
предоставление партии тестовых полосок;
введение контрольного образца, содержащего контрольную концентрацию аналита, в каждую из тестовых полосок партии тестовых полосок для начала последовательности тестирования;
реагирование аналита с реагентом на каждой тестовой полоске, что приводит к физическому преобразованию аналита рядом с двумя электродами;
приложение сигнала к контрольному образцу для определения физической характеристики контрольного образца;
подведение еще одного сигнала к контрольному образцу;
измерение по меньшей мере одного выходного сигнал от тестовой полоски;
получение ориентировочной концентрации аналита для контрольного образца по меньшей мере из одного выходного сигнала, измеренного в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
получение нового параметра тестовой полоски, основанного на ориентировочной концентрации аналита контрольного образца и физической характеристике контрольного образца;
вычисление концентрации аналита контрольного образца на основе нового параметра тестовой полоски и выходного сигнала, измеренного в другой момент из множества предварительно определенных моментов времени с начала последовательности тестирования для обеспечения значения концентрации аналита по каждой тестовой полоске, причем так, чтобы по меньшей мере 95% окончательных значений концентрации аналита для партии тестовых полосок находились в пределах ±15% от концентрации контрольного аналита.
Вариант осуществления 51. Способ по варианту осуществления 50, в котором по меньшей мере 86% значений концентрации глюкозы находится в пределах ±15% для тех концентраций глюкозы, которые равны или превышают 100 мг/дл.
Вариант осуществления 52. Способ по любому из вариантов осуществления 50-51, в котором параметр биосенсора содержит наклон калибровочной прямой для данной партии, а новый параметр биосенсора содержит новое значение наклона.
Вариант осуществления 53. Способ по любому осуществления 52, в котором приложение первого сигнала и подведение второго сигнала могут осуществляться в последовательном порядке.
Вариант осуществления 54. Способ по любому из вариантов осуществления 50-51, в котором приложение первого сигнала накладывается на подведение второго сигнала.
Вариант осуществления 55. Способ по любому из вариантов осуществления 50-51, в котором приложение первого сигнала содержит подведение переменного сигнала к образцу, чтобы физическую характеристику образца можно было определить по выходному переменному сигналу, в котором физическая характеристика представляет собой по меньшей мере характеристику вязкости, гематокрита, температуры и плотности образца или их сочетания.
Вариант осуществления 56. Способ по любому осуществления 52, в котором физическая характеристика содержит характеристику импеданса, представляющую гематокрит образца, при этом аналит представляет собой глюкозу.
Вариант осуществления 57. Способ по любому осуществления 56, в котором подача содержит подведение первого и второго переменных сигналов на различных соответствующих частотах, при котором первая частота может быть ниже второй частоты.
Вариант осуществления 58. Способ по варианту осуществления 57, в котором первая частота может быть по меньшей мере на порядок величины ниже, чем вторая частота.
Вариант осуществления 59. Способ по варианту осуществления 57 или варианту осуществления 58, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 250 кГц.
Вариант осуществления 60. Способ по варианту осуществления 52, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени для измерения по меньшей мере одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может наступить примерно через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 61. Способ по варианту осуществления 60, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, который накладывается на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 62. Способ по варианту осуществления 61, в котором другой из множества предварительно определенных моментов времени для измерения одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может являться моментом времени, начинающимся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 63. Способ по варианту осуществления 52, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 64. Способ по варианту осуществления 52, в котором другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 10 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 65. Способ по одному из вариантов осуществления 63 или 64, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
Вариант осуществления 66. Тестовая полоска на глюкозу, содержащая:
подложку;
совокупность электродов, расположенных на подложке и соединенных с соответствующими разъемами электродов;
по меньшей мере реагент, находящийся по меньшей мере на одном из множества электродов, где по меньшей мере один из электродов выполнен с возможностью определять физическую характеристику жидкого образца, находящегося по меньшей мере на одном электроде, и по меньшей мере еще один из электродов выполнен с возможностью измерения выходного сигнала от образца после приложения входного сигнала к образцу;
инструкции для использования с глюкометром, включая указания для пользователя относительно вставки разъемов электродов тестовой полоски в порт тестовой полоски глюкометра, при этом измеритель содержит разъем порта тестовой полоски, выполненный с возможностью подключения к соответствующим разъемам электродов тестовой полоски, и микропроцессор, находящийся в электрической связи с разъемом порта тестовой полоски для приложения электрических сигналов или приема электрических сигналов от множества электродов тестовой полоски, подключенных к соответствующим разъемам электродов тестовой полоски во время последовательности тестирования; инструкции дополнительно содержат предписания для пользователя поместить образец рядом по меньшей мере с одним из множества электродов, чтобы микропроцессор имел возможность: (a) начать последовательность испытаний аналита после нанесения образца; (b) приложить сигнал к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца; (c) подвести еще один сигнал к образцу; (d) измерить по меньшей мере один выходной сигнал по меньшей мере от одного из электродов; (e) получить ориентировочную концентрацию аналита по меньшей мере из одного выходного сигнала в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования; (f) получить новый параметр биосенсора, основанный на ориентировочной концентрации аналита и физической характеристике образца; (g) вычислить концентрацию аналита на основе нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени с момента начала последовательности тестирования; (h) сообщить о концентрации аналита.
Вариант осуществления 67. Способ, система, измеритель, тестовая полоска или биосенсор по любому варианту осуществления от 1 до 66, где физическая характеристика, представленная H, вообще говоря, равна характеристике импеданса, определяемой по уравнению вида:
IC=M2*y1+M*y2+y3+P2*y4+P*y5
где: IC - это характеристика импеданса;
M - это величина |Z| измеренного импеданса (в Омах);
P представляет разницу фаз 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;
y5 примерно равно 5,0.
Вариант осуществления 68. Способ, система, измеритель, тестовая полоска или биосенсор по любому варианту осуществления от 1 до 66, где физическая характеристика, представленная H, вообще говоря, равна характеристике импеданса, определяемой по уравнению вида:
,
где:
IC представляет характеристику импеданса [%];
М представляет абсолютную величину импеданса [Ом];
y1 примерно равно 1,2292e1;
y2 примерно равно -4,3431e2;
y3 примерно равно 3,5260e4.
ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ АСПЕКТЫ
Секция A
Следующие аспекты, первоначально представленные в предварительной заявке на патент США с серийным №61/581087 (номер патентного дела DDI5220USPSP), составили часть настоящего изобретения.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца на, по меньшей мере, два электрода для начала последовательности тестов аналита;
приложение первого электрического сигнала к образцу для измерения физической характеристики образца;
получение величины угла наклона калибровочной прямой для партии реактива, основанное на измерении физических характеристик согласно следующему уравнению:
x=aH2+bH+c,
где: x - это полученный угол наклона калибровочной прямой для партии;
H - это измеренный или подсчитанный приблизительно гематокрит;
a примерно равно 4e-6;
b примерно равно -3,8e-4;
c примерно равно 3,6e-2;
подачу второго сигнала на образец;
измерение выходного тока по меньшей мере на одном из электродов;
подсчет концентрации аналита, основанный на измерении выходного тока и получении угла наклона калибровочной прямой для партии полосок согласно 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 биосенсоров;
x - это полученный угол наклона калибровочной прямой для данной партии полосок на этапе получения.
2. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестов аналита;
приложение первого электрического сигнала к образцу для измерения физических характеристик образца;
получение величины угла наклона калибровочной прямой для партии реактива, основанное на измерении физических характеристик;
подачу второго сигнала на образец;
измерение выходного тока по меньшей мере на одном из электродов;
подсчет концентрации аналита, основанный на измерении выходного тока и получении наклона партии из полученных физических характеристик образца.
3. Способ по аспекту А1 или А2, в котором приложение первого сигнала и подведение второго сигнала выполняются в последовательном порядке.
4. Способ согласно аспекту A1 или A2, в котором приложение первого сигнала перекрывает подачу второго сигнала
5. Способ по аспекту A1 или A2, в котором приложение первого сигнала содержит направление переменного сигнала к образцу, чтобы физическая характеристика образца определялась из переменного выходного сигнала.
6. Способ согласно аспекту A1 или A2, в котором приложение первого сигнала содержит направление оптического сигнала на образец таким образом, что физические характеристики образца определяются выходным оптическим сигналом.
7. Способ по одному из аспектов A5 или A6, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит представляет собой глюкозу.
8. Способ по одному из аспектов A5 или A6, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере характеристику вязкости, гематокрита и плотности образца.
9. Способ согласно аспекту A5, в котором направление содержит запуск первого и второго переменных сигналов на различных соответствующих частотах, при которых первая частота ниже, чем вторая частота.
10. Способ согласно аспекту A9, в котором первая частота по меньшей мере на порядок величины ниже, чем вторая частота.
11. Способ согласно аспекту A10, в котором первая частота содержит любую частоту в пределах примерно от 10 до примерно 90 кГц.
12. Способ согласно аспекту A2, в котором извлечение содержит подсчет угла наклона калибровочной прямой партии полосок согласно следующему уравнению:
x=aH2+bH+c,
где: x - это полученный угол наклона на этапе получения;
H - это измеренный или подсчитанный приблизительно гематокрит;
a примерно равно 4e-6;
b примерно равно -3,8e-4;
c примерно равно 3,6e-2.
13. Способ по аспекту A12, в котором определение концентрации аналита содержит применение уравнения следующей формы:
,
где:
G0 - это концентрация 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;
отрезок, отсекаемый на оси Y, представляет собой калибровочный параметр партии биосенсоров;
x - это полученный угол наклона калибровочной прямой для данной партии полосок на этапе получения.
14. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от совокупности электродов во время проведения последовательности тестов, микропроцессор выполнен с возможностью:
(a) приложения первого электрического сигнала к совокупности электродов таким образом, что достигается получение наклона партии, определяемое физическими характеристиками физиологической жидкости образца, и (b) приложения второго электрического сигнала к совокупности электродов таким образом, что концентрация аналита определяется на основании полученного значения угла наклона калибровочной прямой для партии полосок.
15. Система согласно аспекту A14, в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
16. Система согласно аспекту A14, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в одной и той же камере, находящейся на подложке.
17. Система согласно аспекту A14, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в различных камерах, находящихся на подложке.
18. Система согласно аспекту A14, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
19. Система согласно аспектам A16, A17 или A18, в которой все электроды расположены в одной плоскости, определяемой подложкой.
20. Система по одному из аспектов А17 или А18, в которой реагент находится вблизи по меньшей мере от двух других электродов и нет реагента, находящегося по меньшей мере на двух электродах.
21. Система согласно аспекту А14, в которой наклон партии рассчитывается по следующему уравнению:
x=aH2+bH+c,
где: x - это полученный угол наклона на этапе получения;
H - это измеренный или подсчитанный приблизительно гематокрит;
a примерно равно 4e-6;
b примерно равно -3,8e-4;
c примерно равно 3,6e-2.
22. Система согласно аспекту А21, в которой концентрация аналита определяется согласно 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 - это полученный угол наклона калибровочной прямой для данной партии полосок на этапе получения.
23. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от совокупности электродов во время проведения последовательности тестов, микропроцессор выполнен с возможностью: (a) приложения первого электрического сигнала к совокупности электродов таким образом, что достигается получение наклона калибровочной прямой для партии, определяемое физическими характеристиками физиологической жидкости образца, и (b) приложения второго электрического сигнала к совокупности электродов таким образом, что концентрация аналита определяется на основании полученного значения 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 согласно аспекту А23, в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
25. Система согласно аспекту А23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в одной и той же камере, находящейся на подложке.
26. Система согласно аспекту А23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в различных камерах, находящихся на подложке.
27. Система согласно аспекту А23, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
28. Система согласно аспектам А24, А25 или А26, в которой все электроды расположены в одной плоскости, определяемой подложкой.
29. Система согласно аспекту А23 или А24, в которой реактив расположен проксимально по меньшей мере по отношению к двум другим электродам и реактив не наносится по меньшей мере на два электрода.
30. Система согласно аспекту А23, в которой наклон партии рассчитывается по следующему уравнению:
x=aH2+bH+c,
где: x - это полученный угол наклона на этапе получения;
H - это измеренный или подсчитанный приблизительно гематокрит;
a примерно равно 4e-6;
b примерно равно -3,8e-4;
c примерно равно 3,6e-2.
31. Система по аспекту A30, где концентрация аналита определяется по уравнению следующей формы:
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 - это полученный угол наклона калибровочной прямой для данной партии полосок на этапе получения.
32. Способ получения повышенной точности тест-полоски, содержащий:
предоставление партии тест-полосок;
помещение контрольного образца, содержащего контрольную концентрацию аналита, на каждую партию тест-полосок, чтобы начать последовательность тестирования;
протекание реакции аналита с реагентом на тест-полоске, что приводит к физическому преобразованию аналита между двумя электродами;
определение физических характеристик контрольного образца;
получение значения угла наклона калибровочной прямой для партии тест-полосок на основании полученных физических характеристик контрольного образца;
замер электрического выходного сигнала контрольного образца в заданной точке времени в ходе последовательности тестирования;
определение концентрации аналита на основании полученного наклона партии и измеренной электрической мощности, чтобы получить итоговое значение концентрации аналита для каждой партии тест-полосок, так чтобы по меньшей мере 95% итоговых значений концентрации аналита в партии тест-полосок были в пределах ±15% от контрольной концентрации аналита.
33. Способ по аспекту A32, в котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
34. Способ по аспекту A32, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
35. Способ по аспекту A32, в котором применение первого сигнала содержит подачу переменного сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
36. Способ по аспекту A32, в котором применение первого сигнала содержит подачу оптического сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению оптического сигнала.
37. Способ по одному из аспектов A35 или A36, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
38. Способ по одному из аспектов A35 или A36, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит и плотность.
39. Способ по аспекту A34, в котором направление содержит подведение первого и второго переменного сигналов на разных соответствующих частотах, при этом первая частота ниже второй частоты.
40. Способ по аспекту A39, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше, чем вторая.
41. Способ по аспекту A40, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
42. Способ по аспекту A32, в котором получение результата содержит расчет угла наклона калибровочной прямой партии по уравнению следующей формы:
x=aH2+bH+c,
где: x - это полученный угол наклона на этапе получения;
H - это измеренный или подсчитанный приблизительно гематокрит;
a примерно равно 4e-6;
b примерно равно -3,8e-4;
c примерно равно 3,6e-2.
43. Способ по аспекту A42, в котором определение концентрации аналита содержит применение уравнения следующей формы:
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 тестовых полосок;
x - это полученный угол наклона калибровочной прямой для данной партии полосок на этапе получения.
44. Способ определения концентрации аналита по физиологическому образцу, при этом способ содержит:
размещение физиологического образца на биосенсоре;
применение электрических сигналов к образцу, чтобы преобразовать аналит в другой материал;
измерение физической характеристики образца;
оценку выходного сигнала от образца;
получение параметра биосенсора по измеренной физической характеристике;
определение концентрации аналита на основании полученного параметра биосенсора и выходного сигнала от образца.
45. Способ по аспекту A44, в котором измерение содержит применение первого электрического сигнала к образцу, чтобы измерить физическую характеристику образца.
46. Способ по аспекту A44, в котором оценка содержит подачу второго электрического сигнала на образец.
47. Способ по аспекту A46, в котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
48. Способ по аспекту A46, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
49. Способ по аспекту A46, в котором применение первого сигнала содержит подачу переменного сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
50. Способ по аспекту A44, в котором применение первого сигнала содержит 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 содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
52. Способ по одному из аспектов A49 или A50, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит и плотность.
53. Способ по аспекту A49, в котором подача содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше, чем вторая.
54. Способ по аспекту A53, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше, чем вторая частота.
55. Способ по аспекту A54, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
56. Способ по аспекту A44, в котором получение содержит определение угла наклона калибровочной прямой партии по уравнению следующей формы:
x=aH2+bH+c,
где: x - это полученный угол наклона на этапе получения;
H - это измеренный или подсчитанный приблизительно гематокрит;
a представляет примерно 1,4e-6;
b представляет примерно -3,8e-4;
c представляет примерно 3,6e-2.
57. Способ по аспекту A56, в котором определение концентрации аналита содержит применение уравнения следующей формы:
,
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 тестовых
полосок;
x - это полученный угол наклона калибровочной прямой для данной партии полосок на этапе получения.
Раздел B
Следующие аспекты, которые были изначально представлены в заявке на временный патент США, серийный номер 61/581089 (номер патентного реестра DDI5220USPSP1), являются частью настоящего описания изобретения информации.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, представляет собой:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестов аналита;
приложение первого электрического сигнала к образцу для получения физической характеристики образца;
получение физической характеристики образца;
установку времени измерения на основании полученной физической характеристики;
подачу второго сигнала на образец;
измерение выходного тока в установленное время измерения по меньшей мере на одном электроде из по меньшей мере двух;
определение концентрации аналита на основании измеренного выходного тока.
2. Способ по аспекту B1, в котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
3. Способ по аспекту B1, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
4. Способ по аспекту B1, в котором применение первого сигнала содержит подачу переменного сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
5. Способ по аспекту B1, в котором применение первого сигнала содержит подачу оптического сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению оптического сигнала.
6. Способ одного из аспектов B4 или B5, при котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
7. Способ по аспекту B1, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере характеристику вязкости, гематокрита и плотности образца.
8. Способ по аспекту B4, в котором подача содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше второй.
9. Способ по аспекту B8, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины ниже, чем вторая частота.
10. Способ по аспекту B9, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
11. Способ по аспекту B1, в котором установленное время измерения определяется при помощи уравнения следующей формы:
УстановленноеВремяИзмерения = xlHx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени с начала последовательности тестирования, в который требуется производить измерение выходного сигнала от тестовой полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 примерно равно 4,3e5;
x2 примерно равно -3,9;
x3 составляет примерно 4,8.
12. Способ по аспекту B11, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G0 представляет собой концентрацию аналита,
представляет собой ток (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных токов, измеренных в УстановленноеВремяИзмерения;
наклон представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
13. Система для измерения концентрации аналита, содержащая тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от совокупности электродов во время проведения последовательности тестов, микропроцессор выполнен с возможностью: (a) подавать первый электрический сигнал на множество электродов, чтобы определить заданный момент определения величин по полученной физической характеристике образца физиологической жидкости, (b) прикладывать второй электрический сигнал ко множеству электродов, и (с) измерять выходной ток от одного из множества электродов в определенный момент определения величин, чтобы определить концентрацию аналита.
14. Система по аспекту B13, в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере еще два электрода для измерения концентрации аналита.
15. Система по аспекту B14, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода расположены в одной камере, представленной на субстрате.
16. Система по аспекту B14, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода расположены в разных камерах, представленных на субстрате.
17. Система по аспекту B14, в которой по меньшей мере два электрода содержит 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, определенной субстратом.
19. Система по одному из аспектов B16 или B17, в которой реагент размещается непосредственно на еще двух электродах по меньшей мере и по меньшей мере еще на двух реагентах не размещается.
20. Система по аспекту B13, в которой установленное время измерения определяется при помощи уравнения следующей формы:
УстановленноеВремяИзмерения = x1Hx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени с начала последовательности тестирования, в который требуется производить измерение выходного сигнала от тестовой полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 равно примерно 4,3e5;
x2 представляет примерно -3,9;
x3 равно примерно 4,8.
21. Система согласно аспекту B20, в которой концентрация аналита определяется согласно следующему уравнению:
,
где:
G0 - это концентрация аналита;
IE представляет ток (пропорционально концентрации аналита), полученный по сумме конечных токов, измеренных в УстановленноеВремяИзмерения;
наклон представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
22. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от совокупности электродов во время проведения последовательности тестов, микропроцессор выполнен с возможностью: (a) применить первый электрический сигнал к совокупности электродов, так чтобы установленный момент времени измерения был определен по физической характеристике образца физиологической жидкости, (b) применить второй электрический сигнал к совокупности электродов, и (c) измерить выходной ток на одном из электродов в установленный момент измерения, так чтобы концентрация аналита образца была определена на основании установленного момента измерения в течение около 10 секунд с начала серии тестов.
23. Система по аспекту B22, при котором в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере еще два электрода для измерения концентрации аналита.
24. Система по аспекту B23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода расположены в одной камере, помещенной на субстрате.
25. Система по аспекту B23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода расположены в разных камерах, помещенных на субстрате.
26. Система по аспекту B23, в которой по меньшей мере два электрода содержит два электрода для измерения физической характеристики концентрации аналита.
27. Система одного из аспектов B23, B24, B25 или B26, в которой все электроды расположены в одной плоскости, установленной по субстрату.
28. Система одного из аспектов B22 или B23, в которой реагент размещается по меньшей мере на еще двух электродах и по меньшей мере на двух электродах реагент не размещается.
29. Система по аспекту B22, в которой установленное время измерения определяется при помощи уравнения следующей формы:
УстановленноеВремяИзмерения = x1Hx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени с начала последовательности тестирования, в который требуется производить измерение выходного сигнала от тестовой полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 равно примерно 4,3e5;
x2 представляет примерно -3,9;
x3 примерно равно 4,8.
30. Система по аспекту B29, в которой концентрация аналита определяется по уравнению следующей формы:
,
где:
G0 - это концентрация аналита;
IE представляет ток (пропорционально концентрации аналита), полученный по сумме конечных токов, измеренных в УстановленноеВремяИзмерения;
наклон представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
31. Способ определения концентрации аналита по физиологическому образцу, при этом способ содержит:
помещение физиологического образца на биосенсор, на котором размещен реагент;
применение электрических сигналов к образцу и реагенту, чтобы преобразовать аналит в другой материал;
получение физической характеристики образца;
установление момента времени для замера выходного тока на основании полученной физической характеристики;
измерение выходного сигнала в установленный момент измерения;
определение концентрации аналита на основании измеренного выходного сигнала образца.
32. Способ по аспекту B31, в котором получение результата содержит подачу второго электрического сигнала на образец, чтобы получить физическую характеристику образца.
33. Способ по аспекту B44, в котором применение содержит подачу первого электрического сигнала на образец, чтобы получить физическую характеристику образца, а подача первого сигнала и второго сигнала происходит по порядку.
34. Способ по аспекту B33, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
35. Способ по аспекту B33, в котором применение первого сигнала содержит подачу переменного сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
36. Способ по аспекту B33, в котором применение первого сигнала содержит подачу оптического сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению оптического сигнала.
37. Способ по одному из аспектов B35 или B36, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
38. Способ по одному из аспектов B36 или B37, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит и плотность.
39. Способ по аспекту B36, в котором подача содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше второй.
40. Способ по аспекту B39, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше, чем вторая частота.
41. Способ по аспекту B40, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
42. Способ по аспекту B31, при котором установленное время измерения определяется при помощи уравнения следующей формы:
УстановленноеВремяИзмерения = x1Hx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени от начала испытания, в который измеряется выходной сигнал от тест-полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 равно примерно 4,3e5;
x2 представляет примерно -3,9;
x3 равно примерно 4,8.
43. Способ по аспекту B42, в котором определение концентрации аналита содержит применение уравнения следующей формы:
,
где:
G0 - это концентрация аналита;
IE представляет ток (пропорционально концентрации аналита), полученный по сумме конечных токов, измеренных в УстановленноеВремяИзмерения;
наклон представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
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 биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестов аналита;
применение первого электрического сигнала к образцу, чтобы получить физическую характеристику образца;
получение физической характеристики образца;
установление времени измерения на основании физической характеристики на этапе получения;
получение угла наклона калибровочной прямой для партии реагента на основании физической характеристики на этапе получения;
подачу второго сигнала на образец;
измерение выходного сигнала в установленное время измерения по меньшей мере на одном электроде из по меньшей мере двух;
определение концентрации аналита на основании измеренного выходного сигнала в установленное время измерения и полученного угла наклона калибровочной прямой для партии тест-полосок.
2. Способ по аспекту C1, в котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
3. Способ по аспекту C1, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
4. Способ по аспекту C1, в котором применение первого сигнала содержит подачу переменного сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
5. Способ по аспекту C1, в котором применение первого сигнала содержит подачу оптического сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была определена по выходному значению оптического сигнала.
6. Способ по одному из аспектов C4 или C5, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
7. Способ по аспекту C1, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит и плотность образца.
8. Способ по аспекту C4, в котором подача содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше, чем вторая.
9. Способ по аспекту C8, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины ниже, чем вторая частота.
10. Способ по аспекту C9, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
11. Способ по аспекту C1, в котором установленное время измерения определяется при помощи уравнения следующей формы: УстановленноеВремяИзмерения = xlHx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначено как момент времени с начала серии тестов, в который замеряется выходной сигнал от тест-полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 примерно равно 4,3e5;
x2 составляет примерно -3,9;
x3 примерно равно 4,8.
12. Способ по аспекту C11, в котором полученный наклон определяется по уравнению следующей формы:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где: H - это измеренная или расчетная физическая характеристика (например, гематокрит);
a около 1,35e-6;
b около -3,79e-4;
c около 3,56e-2.
13. Способ по аспекту C12, в котором вычисление концентрации аналита рассчитывается по уравнению вида:
,
где:
G0 - это концентрация аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за УстановленноеВремяИзмерения;
НовыйНаклон представляет собой значение, полученное из измеренной физической характеристики;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
14. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от совокупности электродов во время проведения последовательности тестов, микропроцессор выполнен с возможностью: (a) приложить первый электрический сигнал ко множеству электродов, чтобы определить заданный момент измерения и наклон партии по полученной физической характеристике образца физиологической жидкости; (b) приложить второй электрический сигнал ко множеству электродов; (c) измерить выходной сигнал с одного из множества электродов в определенный момент времени измерения, чтобы определить концентрацию аналита на основе измеренного сигнала в определенный момент времени и наклон партии.
15. Система по аспекту C14, в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
16. Система по аспекту С15, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в одной и той же камере, находящейся на подложке.
17. Система по аспекту С15, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в разных камерах, находящихся на подложке.
18. Система по аспекту С15, в которой по меньшей мере по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
19. Система согласно аспектам C16, C17 или C18, в которой электроды расположены в одной плоскости, определяемой подложкой.
20. Система одного из аспектов С17 или С18, в которой реагент находится вблизи по меньшей мере от двух других электродов и нет реагента, находящегося по меньшей мере на двух электродах.
21. Система по аспекту C14, в которой установленное время измерения вычисляется с использованием уравнения вида: УстановленноеВремяИзмерения = x1Hx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени с начала последовательности тестирования, в который требуется производить измерение выходного сигнала от тестовой полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 равно примерно 4,3e5;
x2 представляет примерно -3,9;
x3 равно примерно 4,8.
22. Способ по аспекту C21, в котором полученный наклон определяется по уравнению следующей формы:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где: H - это измеренная или расчетная физическая характеристика (например, гематокрит);
a около 1,35e-6;
b около -3,79e-4;
c около 3,56e-2.
23. Способ по аспекту C22, в котором вычисление концентрации аналита рассчитывается по уравнению вида:
,
где:
G0 - это концентрация аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за УстановленноеВремяИзмерения;
НовыйНаклон представляет собой значение, полученное из измеренной физической характеристики;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
24. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от совокупности электродов во время проведения последовательности тестов, микропроцессор выполнен с возможностью:
(a) подавать первый электрический сигнал на совокупность электродов, чтобы определить установленный момент времени измерения и наклон калибровочной прямой партии тестовых полосок по полученной физической характеристике образца физиологической жидкости,
(b) подавать второй электрический сигнал на совокупность электродов, и
(c) измерять выходной сигнал одного из совокупности электродов в установленный момент времени измерения, чтобы определять концентрацию аналита в образце на основе установленного момента времени измерения и наклона калибровочной прямой партии в течение приблизительно 10 секунд после начала последовательности тестирования.
25. Система по аспекту C24, в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
26. Система по аспекту С24, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в одной и той же камере, находящейся на подложке.
27. Система по аспекту С24, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода расположены в разных камерах, находящихся на подложке.
28. Система согласно аспекту C24, в которой по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
29. Система по одному из аспектов С24, С25, C26 или C27, в которой все электроды расположены в одной и той же плоскости, определяемой подложкой.
30. Система по одному из аспектов С23 или С24, в которой реагент находится вблизи по меньшей мере от двух других электродов и нет реагента, находящегося по меньшей мере на двух электродах.
31. Система по аспекту C24, в которой установленное время измерения вычисляется с использованием уравнения вида: УстановленноеВремяИзмерения = xlHx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени с начала последовательности тестирования, в который требуется производить измерение выходного сигнала от тестовой полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 равно примерно 4,3e5;
x2 представляет примерно -3,9;
x3 равно примерно 4,8.
32. Система по аспекту C31, в которой полученный наклон определяется по уравнению вида:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где НовыйНаклон представляет собой полученный наклон;
H - это измеренная или оцененная физическая характеристика (например, гематокрит);
a около 1,35e-6;
b около -3,79e-4;
c около 3,56e-2.
33. Способ по аспекту C32, в котором вычисление концентрации аналита рассчитывается по уравнению вида:
,
где:
G0 - это концентрация аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за УстановленноеВремяИзмерения;
НовыйНаклон представляет собой значение, полученное от измеренной физической характеристики;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
34. Способ получения повышенной точности тест-полоски, содержащий:
предоставление партии тест-полосок;
помещение контрольного образца, содержащего контрольную концентрацию аналита, на каждую партию тест-полосок, чтобы начать последовательность тестирования;
вступление аналита в реакцию для физического превращения аналита между двумя электродами;
определение физических характеристик контрольного образца;
получение значения угла наклона калибровочной прямой для партии тестовых полосок на основе определенной физической характеристики;
получение значений выходного электрического сигнала от контрольного образца в установленный момент времени в ходе последовательности тестирования, определяемый по измеренной физической характеристике;
расчет концентрации аналита на основе установленного момента времени и полученного наклона партии для обеспечения окончательного значения концентрации аналита для каждой партии тестовых полосок так, чтобы по меньшей мере 95% окончательных значений концентрации аналита в партии тестовых полосок находились в пределах ±15% от контрольной концентрации аналита.
35. Способ по аспекту C34, в котором реакция содержит подачу второго электрического сигнала на образец, а определение состоит в приложении первого электрического сигнала к образцу для получения физической характеристики, а также приложении первого сигнала и подаче второго сигнала в последовательном порядке.
36. Способ по аспекту C35, в котором приложение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
37. Способ по аспекту 34, в котором применение первого сигнала содержит подачу переменного сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
38. Способ по аспекту 34, в котором применение первого сигнала содержит подачу оптического сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была определена по выходному значению оптического сигнала.
39. Способ одного из аспектов C37 или C38, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит представляет собой глюкозу.
40. Способ одного из аспектов 37 или 38, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит и плотность.
41. Способ по аспекту С37, в котором подача содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше, чем вторая.
42. Способ по аспекту С41, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше, чем вторая частота.
43. Способ по аспекту C41, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
44. Способ по аспекту C34, в котором установленное время измерения определяется при помощи уравнения следующей формы: УстановленноеВремяИзмерения = xlHx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени от начала испытания, в который измеряется выходной сигнал от тест-полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 равно примерно 4,3e5;
x2 представляет примерно -3,9;
x3 равно примерно 4,8.
45. Способ по аспекту С44, в котором полученный наклон определяется по уравнению следующей формы:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где: H - это измеренная или расчетная физическая характеристика (например, гематокрит);
a около 1,35e-6;
b около -3,79e-4;
c около 3,56e-2.
46. Способ по аспекту С45, в котором вычисление концентрации аналита рассчитывается по уравнению вида:
,
где:
G0 - это концентрация аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за УстановленноеВремяИзмерения;
НовыйНаклон представляет собой значение, полученное из измеренной физической характеристики;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
47. Способ определения концентрации аналита по физиологическому образцу, при этом способ содержит:
помещение физиологического образца на биосенсор, на котором размещен реагент;
применение электрических сигналов к образцу и реагенту, чтобы преобразовать аналит в другой материал;
получение физической характеристики образца;
задание момента времени для измерения выходного сигнала, основанного на физической характеристике с этапа задания;
получение значения угла наклона калибровочной прямой для партии биосенсора;
измерение выходного сигнала в установленный момент измерения;
определение концентрации аналита, основанное на измеренном выходном сигнале, поступающем от образца в установленный момент времени измерения, и на полученном для данной партии значении угла наклона калибровочной прямой.
48. Способ по аспекту С47, в котором получение результата содержит подачу второго электрического сигнала на образец, чтобы получить физическую характеристику образца.
49. Способ по аспекту С48, в котором применение содержит подачу первого электрического сигнала на образец, чтобы получить физическую характеристику образца, а подача первого сигнала и второго сигнала происходит по порядку.
50. Способ по аспекту С49, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
51. Способ по аспекту С50, в котором применение первого сигнала содержит подачу переменного сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
52. Способ по аспекту С50, в котором применение первого сигнала содержит подачу оптического сигнала на образец, так чтобы физическая характеристика образца была определена по выходному значению оптического сигнала.
53. Способ по одному из аспектов C51 или C52, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит представляет собой глюкозу.
54. Способ по одному из аспектов С52 или С53, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит и плотность.
55. Способ по аспекту С53, в котором подача содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше, чем вторая.
56. Способ по аспекту С55, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше, чем вторая частота.
57. Способ по аспекту C56, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
58. Способ по аспекту С47, в котором установленное время измерения определяется при помощи уравнения следующей формы УстановленноеВремяИзмерения = xlHx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени с начала последовательности тестирования, в который требуется производить измерение выходного сигнала от тестовой полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 равно примерно 4,3e5;
x2 примерно равно -3,9;
x3 равно примерно 4,8.
59. Способ по аспекту C58, в котором полученный наклон калибровочной прямой определяется по уравнению вида:
НовыйНаклон = aH2+bH+c,
где: H - это измеренная или расчетная физическая характеристика (например, гематокрит);
a около 1,35e-6;
b около -3,79e-4;
c около 3,56e-2.
60. Способ по аспекту C59, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G0 - это концентрация аналита;
IE представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за УстановленноеВремяИзмерения;
НовыйНаклон представляет собой значение, полученное из измеренной физической характеристики;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
61. Способ или система, соответственно, по одному из аспектов C12, C22, C32, C44 или C59, где a равно около -1,98e-6, b равно около -2,87e-5 и c равно около 2,67e-2.
Раздел D
Следующие аспекты, которые были первоначально представлены в заявке на предварительный патент США, порядковый №61/581100 (внутренний № DDI5221USPSP), являются частью настоящего изобретения.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестов аналита;
приложение первого электрического сигнала к образцу для измерения физических характеристик образца;
подведение второго электрического сигнала к образцу, чтобы вызвать ферментативную реакцию аналита с реагентом;
оценку концентрации аналита на основе предварительно определенного момента времени измерения от начала последовательности тестирования;
выбор момента времени измерения из таблицы преобразования, которая содержит матрицу, в которой различные качественные категории оценки аналита изложены в крайнем левом столбце матрицы, а различные качественные категории измеренной физической характеристики изложены в самой верхней строке матрицы, а времена измерения представлены в оставшихся ячейках матрицы;
измерение выходного сигнала образца в заданный момент времени измерения из таблицы преобразования;
расчет концентрации аналита по измеренному выходному сигналу образца в упомянутый установленный момент времени измерения в соответствии с уравнением вида:
,
где:
G0 представляет концентрацию аналита;
IT представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за установленное время измерения T;
наклон представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
2. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестов аналита;
приложение первого электрического сигнала к образцу для измерения физических характеристик образца;
подведение второго электрического сигнала к образцу, чтобы вызвать ферментативную реакцию аналита с реагентом;
оценку концентрации аналита на основе предварительно определенного момента времени измерения от начала последовательности тестирования;
определение момента измерения на основании и измеренной физической характеристики, и расчетной концентрации аналита;
измерение выходного сигнала образца в определенный момент измерения;
расчет концентрации аналита по измеренному выходному сигналу, замеренному в указанный установленный момент измерения.
3. Способ по аспекту D1 или D2, в котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
4. Способ по аспекту D1 или D2, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
5. Способ согласно аспекту D1 или D2, прив котором приложение первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, что физические характеристики образца определяются выходным переменным сигналом.
6. Способ по аспекту D5, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
7. Способ одного из аспектов D5 или D6, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере характеристику вязкости, гематокрита и плотности.
8. Способ по аспекту D5, в котором подача содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше второй.
9. Способ по аспекту D8, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины ниже второй частоты.
10. Способ по аспекту D8, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
11. Способ по аспекту D1 или аспекта D2, в котором измерение содержит постоянный замер выходного сигнала с начала последовательности тестирования по меньшей мере до около 10 секунд после начала.
12. Способ по аспекту D2, дополнительно содержащий определение концентрации аналита на основании измерения выходного сигнала в предустановленное время.
13. Способ по аспекту D12, в котором предустановленное время содержит около 5 секунд с начала последовательности тестирования.
14. Способ по аспекту D12, в котором определение включает сравнение расчетной концентрации аналита и измеренной физической характеристики по таблице преобразования с разными соответствующими диапазонами концентрации аналита и физической характеристики образца, пронумерованными по разному времени измерения образца, чтобы момент времени для измерения мощности от образца второго сигнала был получен для этапа расчета.
15. Способ по аспекту D2, в котором этап расчета содержит применение уравнения следующей формы:
,
где:
G0 представляет концентрацию аналита;
IT представляет собой сигнал (пропорциональный концентрации аналита), определяемый из суммы окончательных сигналов, измеренных за установленное время измерения T;
наклон представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска;
отрезок на оси Y представляет значение, полученное путем калибровочной проверки партии тест-полосок, из которой взята эта конкретная полоска.
16. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически сопряженный с разъемом для подключения тест-полоски, чтобы подавать электрический сигнал или принимать электрические сигналы от совокупности электродов, рассчитан на следующее: (a) применение первого электрического сигнала к совокупности электродов, чтобы была определена физическая характеристика образца физиологической жидкости; (b) оценку концентрации аналита на основе предварительно определенного момента времени измерения во время последовательности тестирования; (c) применение второго электрического сигнала к совокупности электродов в момент измерения в ходе последовательности тестирования, который обусловлен полученной физической характеристикой, чтобы концентрация аналита была определена по второму электрическому сигналу.
17. Система по аспекту D16, в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере еще два электрода для измерения концентрации аналита.
18. Система по аспекту D17, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода размещены в одной камере, представленной на подложке.
19. Система по аспекту D17, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода размещены в разных камерах, представленных на подложке.
20. Система согласно аспекту D18 или D19, где все электроды расположены в одной плоскости, определяемой подложкой.
21. Система по одному из аспектов D18 или D19, в которой реагент помещается непосредственно по меньшей мере еще на два электрода, а на два электрода реагент не помещается.
22. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически сопряженный с разъемом для подключения тест-полоски, чтобы подавать электрический сигнал или принимать электрические сигналы от совокупности электродов, рассчитан на следующее: (a) приложение первого электрического сигнала к совокупности электродов, чтобы определить физическую характеристику образца физиологической жидкости во время последовательности тестирования; (b) определение концентрации аналита на основании предустановленного момента измерения в ходе последовательности тестирования; (c) применение второго электрического сигнала к совокупности 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 по аспекту D23, в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере еще два электрода для измерения концентрации аналита.
24. Система по аспекту D23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода размещены в одной камере, представленной на подложке.
25. Система по аспекту D23, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода размещены в разных камерах, представленных на подложке.
26. Система по одному из аспектов D24 или D25, в которой все электроды размещены в одной плоскости, установленной подложкой.
27. Система по одному из аспектов D24 или D25, в которой реагент помещается непосредственно по меньшей мере еще на два электрода и на два электрода реагент не помещается.
28. Способ получения повышенной точности тест-полоски, содержащий:
предоставление партии тест-полосок;
помещение контрольного образца, содержащего контрольную концентрацию аналита, на каждую партию тест-полосок, чтобы начать последовательность тестирования;
инициирование реакции аналита с реагентом, помещенным на каждую тест-полоску, чтобы вызвать физическое преобразование аналита между двумя электродами;
определение концентрации аналита на основании измеренного выходного сигнала образца в предустановленный момент времени с начала последовательности тестирования;
определение физических характеристик контрольного образца;
измерение электрической мощности контрольного образца в установленный момент времени в ходе последовательности тестирования, установленный по измеренной физической характеристике и расчетной концентрации аналита;
определение концентрации аналита на основании установленного момента времени с учетом итогового значения концентрации аналита для каждой партии тест-полосок, чтобы по меньшей мере 95% итогового значения концентрации аналита в партии тест-полосок было в пределах ±10% от контрольной концентрации аналита для содержания гематокрита в образце в диапазоне от около 30 до около 55%.
29. Способ по аспекту D28, в котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
30. Способ по аспекту D28, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
31. Способ по аспекту D28, в котором применение первого сигнала содержит подачу переменного сигнала на образец, чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению переменного сигнала.
32. Способ по аспекту D28, в котором применение первого сигнала содержит подачу электромагнитного сигнала на образец, чтобы физическая характеристика образца была получена по выходному значению электромагнитного сигнала.
33. Способ по одному из аспектов D31 или D32, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
34. Способ по одному из аспектов D31 или D32, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит и плотность.
35. Способ по аспекту D30, в котором подача содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше второй.
36. Способ по аспекту D35, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше второй.
37. Способ по аспекту D36, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
38. Способ по аспекту D29, в котором измерение содержит постоянный замер выходного сигнала с начала последовательности тестирования до по меньшей мере около 10 секунд после начала.
39. Способ по аспекту D29, дополнительно содержащий определение концентрации аналита на основании измерения выходного сигнала в предустановленное время.
40. Способ по аспекту D39, в котором определение содержит сравнение расчетной концентрации аналита и измеренной физической характеристики по таблице преобразования с разными соответствующими диапазонами концентрации аналита и физической характеристики образца, отнесенными к разному времени измерения образца, чтобы получить для расчетного этапа значение момента времени для измерения выходного значения второго сигнала.
41. Способ определения концентрации аналита по физиологическому образцу, при этом способ содержит:
помещение физиологического образца на биосенсор, чтобы начать последовательность тестирования;
инициирование ферментативной реакции аналита в образце;
определение концентрации аналита в образце;
измерение по меньшей мере одной физической характеристики образца;
установление момента времени с начала последовательности тестирования, чтобы замерить выходной сигнал биосенсора на основании расчетной концентрации аналита и по меньшей мере одну физическую характеристику на этапе измерения;
замер выходного сигнала биосенсора в установленный момент времени;
определение концентрации аналита по сигналам, полученным при измерении или определении величин сигнала в определенный момент времени.
42. Способ по аспекту D41, в котором измерение содержит применение первого электрического сигнала к образцу, чтобы измерить физическую характеристику образца; этап инициирования реакции содержит подачу второго электрического сигнала на образец; измерение содержит определение выходного сигнала по меньшей мере от двух электродов в момент времени с начала последовательности тестирования, при котором момент времени установлен как функция по меньшей мере измеренной физической характеристики; этап определения содержит расчет концентрации аналита по измеренному выходному сигналу в указанный момент времени.
43. Способ по аспекту D41, в котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
44. Способ по аспекту D41, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
45. Способ по аспекту D41, в котором применение первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец, чтобы физическая характеристика образца была определена по выходному значению переменного сигнала.
46. Способ по аспекту D41, дополнительно содержащий определение концентрации аналита на основании предустановленного момента измерения с начала последовательности тестирования.
47. Способ по аспекту D46, в котором определение содержит выбор установленного момента на основании и измеренной физической характеристики, и расчетной концентрации аналита.
48. Способ по одному из аспектов D45 или D46, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
49. Способ по одному из аспектов D44 или D45, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит и плотность.
50. Способ по аспекту D46, в котором направление содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота меньше второй.
51. Способ по аспекту D50, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины ниже, чем вторая частота.
52. Способ по аспекту D51, в котором первая частота содержит любую частоту в диапазоне от около 10 до около 90 кГц.
53. Способ по аспекту D41, в котором измерение содержит постоянный замер выходного сигнала с начала последовательности тестирования до по меньшей мере около 10 секунд после начала.
54. Способ по аспекту D53, дополнительно содержащий определение концентрации аналита на основании измерения выходного сигнала в предустановленное время.
55. Способ по аспекту D54, в котором определение содержит сравнение расчетной концентрации аналита и измеренной физической характеристики по таблице преобразования с разными соответствующими диапазонами концентрации аналита и физической характеристики образца, отнесенными к разному времени измерения образца, чтобы получить для расчетного этапа момент времени для измерения выходного значения второго сигнала, поступающего от образца.
56. Способ или система по любому из аспектов от D1 до D55, в котором момент измерения определяется по таблице преобразования, содержащей 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 измерения указано в остальных ячейках матрицы.
Раздел Е
Следующие аспекты изобретения, которые были изначально представлены в заявке на временный патент США, серийный номер 61/654013 (номер патентного реестра DDI5228USPSP), являются частью настоящего описания.
1. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестирования аналита;
приложение первого электрического сигнала к образцу для получения физической характеристики образца;
приложение к образцу второго электрического сигнала такой же длительности, как и первого, перекрывающегося с последовательностью тестирования, с целью получения первого выходного импульсного сигнала, каковой первый импульсный выходной сигнал коррелирует как с продолжительностью, так и с величиной первого сигнала;
получение характерной продолжительности измерения во время последовательности тестирования при первом измерении, основанное на физических характеристиках образца;
определение продолжительности второго измерения, основанное на характерном времени измерения, при котором продолжительность второго измерения превышает продолжительность первого измерения;
получение второго импульсного сигнала из первого импульсного сигнала, отсчитываемого по отношению к продолжительности второго измерения;
разделение второго импульсного сигнала на дискретные интервалы, отсчитываемые по отношению к продолжительности второго измерения;
получение соответствующих величин второго импульсного сигнала на дискретных выбранных интервалах во время второго измерения;
определение концентрации аналита, основанное на соответствующих величинах второго импульсного сигнала на дискретных выбранных интервалах во время второго измерения.
2. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестирования аналита;
приложение первого электрического сигнала к образцу для получения физической характеристики образца;
приложение к образцу второго электрического сигнала такой же длительности, как и первого, перекрывающегося с последовательностью тестирования, с целью получения первого выходного импульсного сигнала, каковой первый импульсный выходной сигнал коррелирует как с продолжительностью, так и с величиной первого сигнала;
получение характерной продолжительности измерения во время последовательности тестирования при первом измерении, основанное на физических характеристиках образца;
получение второго импульсного сигнала из первого импульсного сигнала, отсчитываемого по отношению к продолжительности второго измерения;
получение соответствующих величин второго импульсного сигнала на выбранных интервалах во время второго измерения;
определение концентрации аналита, основанное на соответствующих величинах второго импульсного сигнала на выбранных интервалах во время второго измерения.
3. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестирования аналита;
применение первого электрического сигнала к образцу, чтобы получить физическую характеристику образца;
получение продолжительности конкретного измерения во время первого измерения;
подачу второго сигнала на образец во время первого измерения с измерением или оценкой первого импульсного выходного сигнала во время первого измерения;
определение конкретного отрезка времени, включающего характерное время измерения при первом измерении;
получение совокупности величин первого импульсного сигнала в соответствующих дискретных интервалах в пределах конкретного отрезка времени;
определение концентрации аналита, основанное на совокупности величин первого импульсного сигнала на этапе определения.
4. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
нанесение физиологического образца по меньшей мере на два электрода для начала последовательности тестирования аналита;
приложение первого электрического сигнала к образцу для получения физической характеристики образца;
получение продолжительности конкретного измерения во время первого измерения;
подачу второго сигнала на образец во время первого измерения с измерением или оценкой первого импульсного выходного сигнала во время первого измерения;
получение совокупности величин первого импульсного сигнала в интервалах времени, отличных от характерного времени измерения;
определение концентрации аналита, основанное на совокупности величин первого импульсного сигнала на этапе определения.
5. Способ определения концентрации аналита в физиологическом образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода, и реагента, нанесенного по меньшей мере на один из электродов, содержит:
помещение физиологического образца по меньшей мере на два электрода, чтобы начать последовательность тестирования для определения аналита для каждого из совокупности биосенсоров;
приложение первого сигнала к образцу для получения физических характеристик образца на каждом из совокупности биосенсоров;
получение характерного времени измерения во время первого измерения на каждом из совокупности биосенсоров;
приложение второго сигнала к образцу во время первого измерения на каждом из совокупности биосенсоров;
измерение или оценку первого импульсного выходного сигнала во время первого измерения на каждом из совокупности биосенсоров;
определение конкретного отрезка времени, включающего характерное время измерения при первом измерении на каждом из совокупности биосенсоров;
получение совокупности величин первого импульсного сигнала на соответствующих дискретных интервалах в пределах конкретного отрезка времени для каждого из совокупности биосенсоров;
определение концентрации аналита, основанное на величинах первого импульсного сигнала на этапе определения таким образом, что погрешность между совокупностью концентраций аналита, определяемая на этапе определения для каждого из совокупности биосенсоров, меньше ±15% по сравнению со стандартными показателями для 30, 42 и 55%-го гематокрита.
6. Способ по одному из аспектов E1, E2 или E3, в котором определенный диапазон времени содержит величины первого импульсного сигнала, измеренные до установленного времени измерения.
7. Способ по одному из аспектов E1, E2, E3, E4 или E5, в котором этап вычленения установленного времени измерения содержит вычисление определенного заданного момента времени выборки в первом периоде измерения выборки на основе физической характеристики образца.
8. Способ по аспекту E6, в котором этап расчета для установленного характерного времени измерения содержит применение уравнения следующей формы:
УстановленноеВремяИзмерения = x1Hx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначено как момент времени с начала последовательности тестирования, в который требуется производить выборку выходного сигнала биосенсора;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 примерно равно 4,3e5;
x2 около (-)3,9;
x3 составляет примерно 4,8.
9. Способ по аспекту E8, в котором этап определения второго интервала времени измерения включает получение абсолютного значения разницы между установленным характерным временем измерения и предустановленным моментом времени, чтобы получить начальное время (T1) и конечное время (T2), примерно равное характерному моменту измерения, а первый интервал времени измерения содержит около 10 секунд или менее с момента нанесения образца.
10. Способ по аспекту E8, в котором этап получения также содержит определение второго интервала времени измерения, который накладывается на первый интервал времени измерения и включает часть первого импульсного сигнала и его величины в отношении времени второго интервала времени измерения, при котором часть обозначена как второй импульсный сигнал.
11. Способ по аспекту E9, в котором этап получения второго импульсного сигнала содержит извлечение из первого импульсного сигнала части первого импульсного сигнала, которая обозначена как второй импульсный сигнал, находящийся в пределах второго интервала времени измерения.
12. Способ по аспекту E11, в котором получение соответствующих величин второго импульсного сигнала в дискретные выбранные интервалы времени содержит расчет величины второго импульсного сигнала в течение каждого выбранного интервала времени.
13. Способ по аспекту E12, в котором разделение содержит разделение второго импульсного 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 по аспекту E13, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 17; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 13; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 5; I4 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 3; I5 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 22; x1≈0,75; x2≈337,27; x3≈(-)16,81; x4≈1,41; x5≈2,67.
15. Способ по аспекту El0, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 11; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 7; x1≈0,59; x2≈2,51; x3≈(-)12,74; x4≈(-)188,31; x5≈9,2.
16. Способ по аспекту E13, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
где G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 20; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 22; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 19; x1≈20,15; x2≈1,0446; x3≈0,95; x4≈1,39; x5≈(-)0,71; x6≈0,11.
17. Способ по аспекту E13, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 5; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 1; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 2; I4 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 10; I5 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 22; x1≈0,70; x2≈0,49; x3≈28,59; x4≈0,7; x5≈15,51.
18. Способ по аспекту El 0, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G представляет собой концентрацию глюкозы; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 19; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 16; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 11; I4 ≈ величина второго импульсного сигнала на 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 по аспекту E10, в котором определение концентрации аналита производится при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G представляет собой концентрацию глюкозы; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 16; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 5; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 12; I4 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 14; x1≈1,18; x2≈0,97; x3≈(-)1132; x4≈38,76; x5≈(-)39,32; x6≈0,0928; x7≈(-)0,85; x8≈4,75; x9≈(-)9,38; x10≈0,25.
20. Способ по любому из аспектов E14-E19, в котором величина второго импульсного сигнала в каждой совокупности дискретных интервалов содержит среднюю величину измеренных величин в каждом дискретном интервале.
21. Способ по любому из аспектов E1, E2 или E3, в котором применение первого сигнала и подача второго сигнала происходят по порядку.
22. Способ по любому из аспектов E1, E2 или E3, в котором применение первого сигнала накладывается на подачу второго сигнала.
23. Способ согласно аспекту Е1, Е2 или Е3, в котором приложение первого сигнала содержит направление переменного сигнала на образец таким образом, что физические характеристики образца определяются выходным переменным сигналом.
24. Способ по любому из аспектов E1, E2 или E3, в котором применение первого сигнала содержит направление оптического сигнала на образец таким образом, чтобы физическая характеристика образца была определена по выходному значению оптического сигнала.
25. Способ по аспекту E24, в котором физическая характеристика содержит гематокрит, а аналит включает глюкозу.
26. Способ по любому из аспектов E1, E2 или E3, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере одно из следующего: вязкость, гематокрит или плотность образца.
27. Способ по аспекту E24, в котором направление содержит подачу первого и второго переменного сигнала с разной соответствующей частотой, причем первая частота больше второй.
28. Способ по аспекту E25, в котором первая частота по меньшей мере на один порядок величины меньше второй.
29. Способ согласно аспекту E26, в котором первая частота содержит любую частоту в пределах примерно от 10 до примерно 90 кГц.
30. Способ по любому из аспектов E1, E2 или E3, в котором получение содержит извлечение из первого импульсного сигнала второго импульсного сигнала, связанного со вторым интервалом времени измерения.
31. Способ по любому из аспектов E1, E2 или E3, в котором получение содержит удаление сигналов из первого импульсного сигнала, которые находятся вне второго интервала времени измерения, чтобы второй импульсный сигнал остался в пределах второго интервала времени измерения.
32. Способ по одному из аспектов E30 или E31, в котором получение содержит хранение величин второго импульсного сигнала для каждого дискретного интервала во втором интервале времени измерения.
33. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, расположенных на подложке и соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от совокупности электродов во время проведения последовательности тестирования, каковой микропроцессор выполнен с возможностью: (a) приложения первого сигнала к совокупности электродов таким образом, что физические характеристики образца обеспечивают получение характерного времени измерения; (b) приложения второго сигнала к совокупности электродов; (c) измерения первого импульсного выходного сигнала от совокупности электродов; (d) выделения второго импульсного выходного сигнала из первого выходного сигнала; (e) определения величины второго импульсного сигнала на выходе для совокупности 22 дискретных интервалов времени; (f) расчета концентрации аналита из показателя величины второго выходного импульсного сигнала на выбранных интервалах из совокупности, включающей по меньшей мере 22 дискретных интервала времени.
34. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
совокупность электродов, расположенных на подложке и соединенных с соответствующими разъемами электродов; и
прибор для измерения концентрации аналита, включая
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически соединенный с разъемом порта для тест-полоски для приложения или измерения электрических сигналов от совокупности электродов во время проведения последовательности тестирования, каковой микропроцессор выполнен с возможностью: (a) приложения первого сигнала к совокупности электродов таким образом, что физические характеристики образца обеспечивают получение характерного времени измерения; (b) приложения второго сигнала к совокупности электродов; (c) измерения первого импульсного выходного сигнала от совокупности электродов; (d) выделения второго импульсного выходного сигнала из первого выходного сигнала; (e) определения величины второго импульсного сигнала на выходе из совокупности по меньшей мере 22 дискретных интервалов времени; (f) расчета концентрации аналита из показателя величины второго выходного импульсного сигнала на выбранных интервалах из совокупности по меньшей мере 22 дискретных интервалов времени для оповещения о концентрации аналита в течение 10 секунд от начала проведения последовательности тестов.
35. Система по одному из аспектов E33 или E34, в которой совокупность электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере еще два электрода для измерения концентрации аналита.
36. Система по аспекту E35, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода размещены в одной камере, представленной на подложке.
37. Система по аспекту E35, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода размещены в разных камерах, представленных на подложке.
38. Система по аспекту E37, в которой разные камеры помещены вплотную друг к другу на краю субстрата.
39. Система по аспекту E35, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере еще два электрода помещены в общей камере, которая принимает образец жидкости.
40. Система по аспекту 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 размещены в одной плоскости, установленной подложкой.
42. Система по одному из аспектов E33-40, в которой реагент помещается непосредственно по меньшей мере еще на два электрода, а по меньшей мере на два электрода реагент не помещается.
43. Система по аспекту E33 или E34, в которой установленное время измерения определяется при помощи уравнения следующей формы:
УстановленноеВремяИзмерения = xlHx2+x3,
где: УстановленноеВремяИзмерения обозначается как момент времени с начала последовательности тестирования, в который требуется производить измерение выходного сигнала от тестовой полоски;
H представляет физическую характеристику образца в виде гематокрита;
x1 примерно равно 4,3e5;
x2 равно примерно (-)3,9;
x3 равно примерно 4,8.
44. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой микропроцессор рассчитывает концентрацию аналита при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 17; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 13; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 5; I4 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 3; I5 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 22; x1≈0,75; x2≈337,27; x3≈(-)16,81; x4≈1,41; x5≈2,67.
45. Система по любому из аспектов E33, E34 или E44, в которой микропроцессор рассчитывает концентрацию аналита при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 11, I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на 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 рассчитывает концентрацию аналита при помощи уравнения следующей формы:
,
где G представляет собой концентрацию аналита; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 20; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 22; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на 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 рассчитывает концентрацию аналита при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 5; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 1; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 2; I4 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 10; I5 ≈ величина второго импульсного сигнала на 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 рассчитывает концентрацию аналита при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G представляет собой концентрацию глюкозы; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 19; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 16; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 11; I4 ≈ величина второго импульсного сигнала на 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 рассчитывает концентрацию аналита при помощи уравнения следующей формы:
,
где:
G представляет собой концентрацию глюкозы; I1 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 16; I2 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 5; I3 ≈ величина второго импульсного сигнала на интервале 12; I4 ≈ величина второго импульсного сигнала на 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 импульсного сигнала в каждой совокупности дискретных интервалов включает среднюю величину сигнала, замеренного в течение каждого интервала.
51. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой погрешность в совокупности концентраций аналита, подсчитанная микропроцессором, меньше ±15% по сравнению со стандартными показателями для 30%-го гематокрита.
52. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой погрешность в совокупности концентраций аналита, подсчитанная микропроцессором, меньше ±15% по сравнению со стандартными показателями для 42%-го гематокрита.
53. Система по любому из аспектов E33, E34 или E41, в которой погрешность в совокупности концентраций аналита, подсчитанная микропроцессором, меньше ±15% по сравнению со стандартными показателями для 55%-го гематокрита.
Раздел F
Следующие аспекты, которые были изначально представлены в заявке на патент США, серийный номер 13/250525 (номер патентного реестра DDI5209USNP) и PCT/GB2012/052421 (номер патентного реестра DDI5209WOPCT), включенные в данный документ путем ссылки, являются частью настоящего описания изобретения.
1. Ручной диагностический прибор для использования с аналитической тест-полоской при определении аналита в пробе жидкости организма, содержащий:
корпус;
узел микроконтроллера, расположенный в корпусе; и
узел измерения гематокрита способом смещения фаз, который содержит:
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. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где узел измерения гематокрита с фазовым смещением и микроконтроллер настроены так, чтобы измерять фазовое смещение с помощью сигнала первой частоты и второго сигнала второй частоты.
3. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F2, где образец жидкости организма - это образец цельной крови и где первая частота находится в пределах от 10 до 25 кГц, а вторая частота находится в пределах от 250 до 500 кГц.
4. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где подузел фазового детектора представляет собой детектор с захватом нарастающего фронта.
5. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где подузел фазового детектора представляет собой фазовый детектор с двухфронтовым захватом.
6. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где подузел фазового детектора представляет собой фазовый детектор XOR.
7. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где подузел фазового детектора представляет собой фазовый детектор с синхронной модуляцией.
8. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, также включающий подузел калибровочной нагрузки, настроенный параллельно с подузлом взаимодействия ячейки с образцом и аналитической тест-полоской.
9. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где подузел генерации сигналов рассчитан на то, чтобы генерировать по меньшей мере первый электрический сигнал первой частоты и второй электрический сигнал второй частоты.
10. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где узел измерения гематокрита с фазовым смещением и микроконтроллер рассчитаны на то, чтобы измерять фазовое смещение образца физиологической жидкости в измерительной ячейке аналитической тест-полоски, вставленной в ручной диагностический измерительный прибор, путем пропускания сигнала известной частоты через образец физиологической жидкости и измерения фазового смещения сигнала.
11. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F9, где первая частота находится в диапазоне от 10 до 25 кГц, а вторая частота находится в диапазоне от 250 до 500 кГц,
при этом узел измерения гематокрита способом фазового смещения и микроконтроллер настроены таким образом, что сигнал первой частоты используется как стандартный сигнал во время измерения фазового смещения образца физиологической жидкости.
12. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F9, где узел генерации сигнала встроен в микроконтроллер.
13. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где подузел с измерительной ячейкой для аналитической тест-полоски рассчитан на оперативную взаимосвязь с измерительной ячейкой аналитической тест-полоски через первый электрод и как второй электрод аналитической тест-полоски, помещенный в измерительную ячейку.
14. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где аналитическая тест-полоска - это тест-полоска для электрохимических способов анализа, рассчитанная на определение глюкозы в образце цельной крови.
15. Ручной диагностический измерительный прибор по аспекту F1, где подузел фазового детектора представляет собой фазовый детектор Quadratur DEMUX.
16. Способ использования ручного диагностического измерительного прибора и аналитической тест-полоски включает:
помещение образца цельной крови в измерительную ячейку аналитической тест-полоски;
измерение фазового смещения образца физиологической жидкости в измерительной ячейке с использованием узла измерения фазового смещения, входящего в состав ручного диагностического прибора;
вычисление гематокрита в пробе цельной крови, основанное на измерении фазового смещения, при помощи микроконтроллера.
17. Способ по аспекту F16 дополнительно содержит:
определение анализируемого вещества в представленной пробе физиологической жидкости с использованием аналитической тест-полоски, ручного диагностического прибора и рассчитанного гематокрита.
18. Способ по аспекту F17, где аналитическая тест-полоска - это тест-полоска для электрохимических способов анализа, а аналит - это глюкоза.
19. Способ по аспекту F16, где этап измерения содержит измерение фазового смещения при помощи узла измерительного контура для определения фазового смещения, который содержит:
подузел генерации сигнала;
подузел фильтра низких частот;
подузел поверхности взаимодействия измерительной ячейки для аналитической тест-полоски;
подузел усилителя напряжения;
подузел фазового детектора.
20. Способ по аспекту F19, где подузел фазового детектора представляет собой детектор с захватом нарастающего фронта.
21. Способ по аспекту F19, где подузел фазового детектора представляет собой фазовый детектор с двухфронтовым захватом.
22. Способ по аспекту F19, где подузел фазового детектора представляет собой фазовый детектор XOR.
23. Способ по аспекту F19, где подузел фазового детектора представляет собой фазовый детектор с синхронной модуляцией.
24. Способ по аспекту F19, где подузел фазового детектора представляет собой фазовый детектор Quadratur DEMUX.
25. Способ по аспекту F16, где узел измерения гематокрита с фазовым смещением и микроконтроллер рассчитаны на измерение фазового смещения при помощи сигнала первой частоты и второго сигнала второй частоты.
26. Способ по аспекту F25, где образец физиологической жидкости - это образец цельной крови и где первая частота находится в диапазоне от 10 до 25 кГц, а вторая частота находится в пределах от 250 до 500 кГц.
ПРИЛОЖЕНИЕ
Следующее приложение, которое было изначально представлено в заявке на патент США, серийный номер 13/250525 (номер патентного реестра DDI5209USNP), и PCT/GB2012/052421 (номер патентного реестра DDI5209WOPCT) наряду с аспектами F выше и включено путем ссылки как часть каждой из ранее зарегистрированных заявок на временный патент США, серийные номера 61/581087 (номер патентного реестра DDI5220USPSP), 61/581089 (номер патентного реестра DDI5220USPSP1), 61/581099 (номер патентного реестра DDI5220USPSP2), 61/581100 (номер патентного реестра DDI5221USPSP) и 61/654013 (номер патентного реестра DDI5228USPSP), является частью настоящего описания изобретения и далее по тексту включено путем ссылки.
Раскрытие сущности ниже относится в целом к медицинским устройствам и, в частности, к измерительным приборам и сопутствующим способам.
Определение (например, обнаружение и (или) измерение концентрации) аналита в пробе текучей среды представляет особый интерес в медицинской области. Например, может быть необходимо определить концентрацию 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 ручного диагностического прибора в комбинации с аналитическими тест-полосками (например, аналитическими тест-полосками для электрохимических способов анализа).
Новые отличительные признаки раскрытия указаны подробнее ниже в аспектах F. Лучшее понимание признаков и преимуществ этого раскрытия сущности будет получено путем ссылки на следующее подробное описание, в котором изложены примеры осуществления, где использованы принципы раскрытия, и сопутствующие чертежи, где одинаковые номера обозначают одинаковые элементы.
Фиг. 12 - это упрощенное изображение ручного диагностического измерительного прибора согласно осуществлению настоящего описания изобретения.
Фиг. 13 представляет собой упрощенную блок-схему различных блоков ручного диагностического прибора, представленного на фиг. 12.
Фиг. 14 - это упрощенная блок-схема узла измерения гематокрита по фазовому смещению, которую можно использовать для осуществления согласно настоящему описанию изобретения.
Фиг. 15 - это упрощенная блок-схема с примечаниями подузла двойного фильтра низких частот, которую можно использовать для осуществления настоящего описания изобретения.
Фиг. 16 - это упрощенная блок-схема с примечаниями подузла усилителя напряжения с токовым управлением (УН), которую можно использовать для осуществления настоящего описания изобретения.
Фиг. 17 - 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.
Фиг. 18 - это структурная схема, показывающая этапы способа для использования ручного диагностического измерительного прибора 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. Чертежи, которые не обязательно представлены в масштабе, показывают примерное осуществление исключительно в показательных целях и не предназначены для ограничения объема раскрытия. Подробное описание показывает путем примера, но без ограничения принципов раскрытия. Описание позволит специалисту в данной области изготовить и применить описание изобретения, а также описывает некоторые осуществления, адаптации, вариации, альтернативы и способы применения раскрытия, включая те, что в настоящее время считаются лучшим способом осуществления описания изобретения.
Для целей настоящего изобретения термин «приблизительно» применительно к любым числовым значениям или диапазонам указывает на приемлемый допуск на размер, который позволяет элементу или совокупности компонентов выполнять функцию, предусмотренную для них в настоящем изобретении.
В целом, ручные диагностические измерительные приборы для применения с аналитической тест-полоской при определении аналита (такого как глюкоза) в образце физиологической жидкости (например, образце цельной крови) согласно осуществлению настоящего описания изобретения включают корпус, микроконтроллер, расположенные в корпусе, и узел измерения гематокрита с фазовым смещением (также указываемый как блок измерения гематокрита с фазовым смещением). В таких ручных диагностических приборах узел для измерения гематокрита способом смещения фазы содержит 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 образца 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.
Ручные диагностические измерительные приборы, согласно осуществлению настоящего описания изобретения, дают преимущество повышенной точности определения аналита (такого как определение глюкозы) в образце цельной крови путем измерения гематокрита образца цельной крови, затем используя измеренный гематокрит при определении аналита.
После ознакомления с настоящим описанием специалистам в данной области будет понятно, что образец ручного диагностического измерительного прибора, который может быть модифицирован в ручной диагностический прибор, согласно этому раскрытию является коммерчески доступным измерителем глюкозы OneTouch® Ultra® 2 от LifeScan Inc. (Милпитас, 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 № WO 2010/049669 (опубликована 6 мая 2010 года), каждая из которых во всей своей полноте включена в настоящий документ путем ссылки.
Фиг. 12 - это упрощенное изображение ручного диагностического измерительного прибора 100 согласно осуществлению настоящего описания изобретения. На фиг. 13 представлена упрощенная блок-схема различных узлов ручного испытательного измерительного прибора 100. Фиг. 14 представляет собой упрощенную комбинированную блок-схему узла измерения гематокрита (способом фазового смещения) ручного диагностического прибора 100. Фиг. 15 представляет собой блок-схему с примечаниями для подузла двойного фильтра низких частот ручного диагностического прибора 100. Фиг. 16 представляет собой блок-схему подузла усилителя напряжения с токовым управлением для ручного диагностического прибора 100. Фиг. 17 представляет собой блок-схему частей узла измерения гематокрита с фазовым смещением с примечаниями ручного диагностического прибора 100.
Как показано на фиг. 12-17, ручной испытательный измерительный прибор 100 включает дисплей 102, совокупность кнопок интерфейса пользователя 104, разъем порта для полоски 106, USB-интерфейс 108 и корпус 110 (см. фиг. 12). Как, в частности, представлено на фиг. 13, ручной диагностический прибор 100 также содержит 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. 12), а также для измерения электрохимического отклика (например, совокупности 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 содержать 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 образца 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 содержать ферментативный реагент с феррицианидом и глюкозооксидазой, для того чтобы физически преобразовать глюкозу в окисленную форму.
Блок памяти 118 ручного диагностического прибора 100 содержит 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 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 располагается в корпусе 110 и может состоять из соответствующего микроконтроллера или микропроцессора, известных компетентным в данной области людям. 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. 14, узел измерения гематокрита с фазовым смещением 114 содержит подузлы генерации сигналов 120, фильтра низких частот 122, взаимодействия аналитической тест-полоски с ячейкой образца 124, добавочный узел калибровочной нагрузки 126 (в области, ограниченной пунктирной линией на фиг. 14), 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 образца цельной крови и гематокритом из этой образца. 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. 14-17, 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. 15 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 образца аналитических тест-полосок (также называемой измерительной ячейкой HCT (для гематокрита)). Выбор первой и второй частоты выполняется при помощи модулятора IC7 на фиг. 15. Двойной ФНЧ на фиг. 15 содержит 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. 15, 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. 15 настроена таким образом, чтобы блокировать рабочее напряжение на подузле двойного фильтра низких частот 122 от измерительной ячейки HCT.
Несмотря на то, что на фиг. 15 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. 17.
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. 16 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. 17 изображена схема, на которой находятся два подузла фазовых детекторов, а именно фазовый детектор XOR (в верхней части на фиг. 17, содержит IC22 и IC23) и фазовый детектор Quadrature DEMUX (в нижней части фиг. 17, содержит IC12 и IC13).
На фиг. 17 также изображена установка подузла калибровочной нагрузки 126, которая содержит модулятор (IC16) и имитацию нагрузки R7 и C6. Установка подузла калибровочной нагрузки 126 предназначена для динамического измерения фазового сдвига относительно известного нулевого фазового смещения, вырабатываемого резистором R7, таким образом обеспечивается сдвиг фазы для использования при калибровке. C6 предназначен для усиления предварительно заданного незначительного фазового смещения, например, для компенсирования фазовых задержек, причиной которых явилась паразитная емкость в трассах прохождения сигналов на пути к измерительной ячейке, или для фазовых задержек в электрических контурах (ФНЧ и TIA).
Контур фазового детектора Quadrature DEMUX на фиг. 17 содержит два раздела: один раздел для резистивной части входящего сигнала переменного тока, другой - для реактивной части входящего сигнала переменного тока. Использование этих двух разделов позволяет одновременно измерять как резистивную, так и реактивную часть сигнала переменного тока в диапазоне измерений от 0 до 360 градусов. Контур детектора Quadrature DEMUX на фиг. 17 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 выходного сигнала, 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 специалисту будет понятно, что подузел фазового детектора, используемый для осуществления настоящего описания изобретения, может принимать любую подходящую форму и включать, например, формы, которые используют технику перехвата фронта импульса, технику XOR и технику синхронного детектирования.
Так как подузел фильтра низких частот 122, подузел усилителя напряжения 128 и подузел фазового детектора 130 могут передавать остаточное фазовое смещение в блок для измерения гематокрита по фазовому смещению 114, стандартный узел калибровочной нагрузки 126 может быть опционально включен в узел для измерения гематокрита 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. 18 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 содержит введение образца цельной крови в измерительную ячейку аналитической тест-полоски.
На этапе 220 фазовое смещение образца цельной крови в измерительной ячейке измеряется при помощи измерительного узла с фазовым смещением и микроконтроллера ручного диагностического прибора. Способ 200 дополнительно содержит вычисление гематокрита в образце цельной крови, основанное на измерении фазового смещения при помощи микроконтроллера (см. этап 230 на фиг. 18).
После ознакомления с настоящим описанием специалисту будет понятно, что способы, согласно осуществлению настоящего описания изобретения, включая способ 200, могут быть модифицированы так, чтобы включать любую из техник, преимуществ и характеристик ручного диагностического измерительного прибора согласно осуществлению настоящего описания изобретения и описанному в документе. Например, при необходимости может определяться анализируемое вещество в представленной пробе физиологической жидкости при помощи аналитической тест-полоски, ручного диагностического прибора и измеренного гематокрита.
1. Способ определения концентрации аналита в жидком образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, находящийся по меньшей мере на одном из электродов, содержащий:
нанесение жидкого образца по меньшей мере на один электрод для начала последовательности тестирования аналита;
приложение сигнала к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца;
подведение еще одного второго сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца;
измерение по меньшей мере одного выходного сигнала от образца;
получение ориентировочной концентрации аналита по меньшей мере из одного выходного сигнала в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования и по меньшей мере одного предварительно определенного параметра биосенсора;
генерирование первого параметрического коэффициента биосенсора, основанного на физической характеристике образца;
вычисление первой концентрации аналита, основанной на первом параметрическом коэффициенте биосенсора и по меньшей мере на одном выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
генерирование второго параметрического коэффициента биосенсора, основанного на ориентировочной концентрации аналита и физической характеристике образца;
вычисление второй концентрации аналита, основанной на втором параметрическом коэффициенте биосенсора и по меньшей мере на одном выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
генерирование третьего параметрического коэффициента биосенсора, основанного на первой концентрации аналита и физической характеристике;
вычисление третьей концентрации аналита, основанной на третьем параметрическом коэффициенте биосенсора и по меньшей мере на одном выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
сообщение по меньшей мере об одной из первой, второй и третьей концентрации аналита.
2. Способ определения концентрации аналита в жидком образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, находящийся по меньшей мере на одном из электродов, содержащий:
начало последовательности тестирования аналита после нанесения образца;
приложение сигнала к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца;
подведение еще одного второго сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца;
измерение по меньшей мере одного выходного сигнала от образца;
получение ориентировочной концентрации аналита по меньшей мере из одного выходного сигнала, измеренного в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
получение нового параметра биосенсора, основанного на ориентировочной концентрации аналита и физической характеристике образца;
вычисление концентрации аналита на основании нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени с момента начала последовательности тестирования;
сообщение о концентрации аналита.
3. Способ определения концентрации аналита в жидком образце с помощью биосенсора, имеющего по меньшей мере два электрода и реагент, находящийся по меньшей мере на одном из электродов, содержащий:
начало последовательности тестирования аналита после нанесения образца на биосенсор;
приложение сигнала к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца;
подведение еще одного второго сигнала к образцу, приводящего к физическому преобразованию образца;
измерение по меньшей мере одного выходного сигнала от образца;
генерирование первого нового параметра биосенсора партии, основанного на физической характеристике образца;
вычисление первой концентрации аналита, основанной на первом новом параметре биосенсора партии и выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
сообщение о первой концентрации аналита.
4. Способ по п. 3, дополнительно содержащий:
генерирование соответствующего параметра биосенсора на основе физической характеристики и первой концентрации аналита;
вычисление соответствующей концентрации аналита, основанной на соответствующем параметре биосенсора и выходном сигнале, измеренном в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
сообщение о соответствующей концентрации аналита.
5. Способ по любому из пп. 2, 3, в котором параметр биосенсора содержит наклон для партии, а новый параметр биосенсора содержит новый наклон для партии.
6. Способ по любому из пп. 1-3, в котором приложение первого сигнала и подведение второго сигнала могут осуществляться в последовательном порядке.
7. Способ по любому из пп. 1-3, в котором приложение первого сигнала накладывается на подведение второго сигнала.
8. Способ по любому из пп. 1-3, в котором приложение первого сигнала содержит направление переменного сигнала к образцу, чтобы физическая характеристика могла определяться по выходу переменного сигнала, в котором физическая характеристика содержит по меньшей мере характеристику вязкости, гематокрита, температуры и плотности образца или их сочетания.
9. Способ по п. 5, в котором физическая характеристика содержит характеристику импеданса, пропорциональную гематокриту образца, при этом аналит содержит глюкозу.
10. Способ по любому из пп. 1-3, в котором подведение первого и второго сигналов содержит подведение первого и второго переменных сигналов на различных соответствующих частотах, при этом первая частота может быть ниже второй частоты.
11. Способ по п. 10, в котором первая частота может быть по меньшей мере на порядок величины ниже, чем вторая частота.
12. Способ по п. 10 или 11, в котором первая частота является любой частотой в диапазоне от около 10 до около 250 кГц.
13. Способ по п. 5, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени для измерения по меньшей мере одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может быть через около 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
14. Способ по п. 13, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, который накладывается на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
15. Способ по п. 5, в котором другой из множества предварительно определенных моментов времени для измерения одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может являться моментом времени, начинающимся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
16. Способ по п. 5, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
17. Способ по п. 5, в котором другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 10 секунд после начала последовательности тестирования.
18. Способ по любому из пп. 16 или 17, в котором один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
19. Способ по п. 5, в котором по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода находятся в одной и той же камере, находящейся на подложке.
20. Способ по любому из пп. 1-3, в котором по меньшей мере два электрода содержат два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
21. Способ по любому из пп. 1-3, в котором по меньшей мере два электрода содержат первый набор по меньшей мере двух электродов для определения физической характеристики образца и второй набор по меньшей мере двух других электродов для определения концентрации аналита.
22. Способ по п. 21, в котором все электроды расположены в одной и той же плоскости, определяемой подложкой биосенсора.
23. Способ по п. 20, в котором третий электрод может находиться рядом с первым набором по меньшей мере двух электродов и быть подключен ко второму набору по меньшей мере двух других электродов.
24. Способ по п. 22, в котором реактив может находиться вблизи по меньшей мере от двух электродов и может не находиться по меньшей мере на двух других электродах.
25. Система для измерения концентрации аналита, содержащая:
тест-полоску, включающую в себя:
подложку;
множество электродов, соединенных с соответствующими разъемами электродов; и прибор для измерения концентрации аналита, включающий
корпус;
разъем порта тест-полоски, выполненный с возможностью соединяться с соответствующими разъемами электродов тест-полоски; и
микропроцессор, электрически сопряженный с разъемом для подключения тест-полоски, чтобы подавать электрические сигналы или принимать электрические сигналы от множества электродов в ходе последовательности тестирования,
причем микропроцессор может быть выполнен с возможностью на протяжении последовательности тестирования выполнить следующее:
(а) начать последовательность тестирования аналита после нанесения образца;
(b) приложить сигнал к образцу, чтобы определить физическую характеристику образца;
(c) подвести еще один сигнал к образцу;
(d) измерить по меньшей мере один выходной сигнал по меньшей мере от одного из электродов;
(e) получить ориентировочную концентрацию аналита по меньшей мере из одного выходного сигнала в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
(f) получить новый параметр биосенсора на основе ориентировочной концентрации аналита и физической характеристики образца;
(g) вычислить концентрацию аналита на основе нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени с момента начала последовательности тестирования;
(h) сообщить о концентрации аналита.
26. Система по п. 25, в которой множество электродов содержит по меньшей мере два электрода для измерения физической характеристики и по меньшей мере два других электрода для измерения концентрации аналита.
27. Система по п. 26, в которой по меньшей мере два электрода и по меньшей мере два других электрода размещены в одной камере, предусмотренной на подложке.
28. Система по п. 25, в которой множество электродов содержит два электрода для измерения физической характеристики и концентрации аналита.
29. Система по п. 28, в которой все электроды расположены в одной и той же плоскости, определяемой подложкой.
30. Система по п. 29, в которой реактив может находиться вблизи по меньшей мере от двух электродов и может не находиться по меньшей мере на двух других электродах.
31. Система по п. 25, в которой один из множества предварительно определенных моментов времени для измерения по меньшей мере одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может быть через около 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
32. Система по п. 25, в которой один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, который накладывается на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования.
33. Система по п. 25, в которой другой из множества предварительно определенных моментов времени для измерения одного выходного сигнала во время последовательности тестирования может являться моментом времени, начинающимся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
34. Система по п. 25, в которой один из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
35. Система по п. 25, в которой другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит любой интервал времени, начинающийся менее чем через 10 секунд после начала последовательности тестирования.
36. Система по п. 34 или 35, в которой один из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, накладывающийся на момент времени, начинающийся через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
37. Глюкометр, содержащий:
корпус;
разъем порта тестовой полоски, выполненный с возможностью подключения биосенсора к соответствующим электрическим разъемам; и
средства для:
(a) приложения первого и второго входных сигналов к образцу, нанесенному на биосенсор во время последовательности тестирования;
(b) измерения физической характеристики образца по выходным сигналам от одного из первых и вторых входных сигналов;
(c) получения ориентировочной концентрации глюкозы в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования на основе других первого и второго входных сигналов;
(d) формирования нового параметра биосенсора на основе физической характеристики и ориентировочной концентрации глюкозы;
(e) вычисления концентрации глюкозы на основании нового параметра биосенсора и выходного сигнала, измеренного в тот или иной момент из множества предварительно определенных моментов времени;
и средство сообщения для обеспечения выходных сведений о концентрации глюкозы, полученных с помощью указанных средств.
38. Глюкометр по п. 37, в котором средства для измерения содержат средства для приложения первого переменного сигнала к биосенсору и для приложения второго постоянного сигнала к биосенсору.
39. Глюкометр по п. 37, в котором средства получения содержат средства для оценки концентрации аналита на основе предварительно определенного момента времени после начала последовательности тестирования.
40. Глюкометр по п. 37, в котором средства для формирования содержат средства для соотнесения физической характеристики с ориентировочной концентрацией глюкозы и новым параметром биосенсора.
41. Глюкометр по п. 37, в котором средства для расчета содержат определение концентрации глюкозы по новому параметру биосенсора и току, измеренному в другой из множества предварительно определенных моментов времени.
42. Глюкометр по п. 41, в котором один из множества моментов времени содержит интервал времени, начинающийся приблизительно через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, начинающийся приблизительно через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
43. Глюкометр по п. 41, в котором один из множества моментов времени содержит момент времени, начинающийся приблизительно через 2,5 секунды после начала последовательности тестирования, а другой из множества предварительно определенных моментов времени содержит интервал времени, начинающийся приблизительно через 5 секунд после начала последовательности тестирования.
44. Способ демонстрации повышенной точности множества тестовых полосок, содержащий:
предоставление партии тестовых полосок для глюкозы;
введение контрольного образца, содержащего контрольную концентрацию глюкозы, в каждую из тестовых полосок партии тестовых полосок для начала последовательности тестирования;
реагирование глюкозы с реагентом на каждой тестовой полоске, что приводит к физическому преобразованию глюкозы между двумя электродами;
приложение сигнала к контрольному образцу для определения физической характеристики контрольного образца;
подведение еще одного сигнала к контрольному образцу;
измерение по меньшей мере одного выходного сигнала от тестовой полоски;
получение ориентировочной концентрации глюкозы в контрольном образце по меньшей мере из одного выходного сигнала, измеренного в один из множества предварительно определенных моментов времени от начала последовательности тестирования;
получение нового параметра тестовой полоски, основанного на ориентировочной концентрации глюкозы из контрольного образца и физической характеристике контрольного образца;
вычисление концентрации глюкозы для контрольного образца на основе нового параметра тестовой полоски и выходного сигнала, измеренного в другой из множества предварительно определенных моментов времени с начала последовательности тестирования для обеспечения значения концентрации глюкозы для каждой тестовой полоски, так, чтобы по меньшей мере 95% окончательных значений концентрации глюкозы для партии тестовых полосок находились в пределах ±15 мг/дл от контрольной концентрации глюкозы.
45. Способ по п. 44, в котором по меньшей мере 86% значений концентрации глюкозы находится в пределах ±15% для тех концентраций глюкозы, которые равны или превышают 100 мг/дл.
