ES2213369T3 - Procesamiento de señal para medicion de analitos fisiologicos. - Google Patents

Abstract

Un sistema de monitorización para medir constante o continuamente un analito presente en un sistema biológico, comprendiendo dicho sistema (a) medio microprocesador (36) que (I) somete una señal sin procesar obtenida del analito extraído del sistema biológico a una etapa de conversión para convertir dicha señal sin procesar a una señal de salida inicial que es indicativa de la cantidad del analito extraído del sistema biológico, y (II) realiza una etapa de calibración que correlaciona dicha señal de salida inicial con un valor de medición indicativo de la concentración del analito presente en el sistema biológico en el momento de extracción, en el que en dicha etapa de calibración la señal de salida inicial se convierte en un valor específico de analito de unidades conocidas para proporcionar una interpretación de la señal de salida inicial, usando dicha interpretación una transformación matemática para modelizar la relación entre la señal de salida inicial y un valor específico de analito correspondiente; y (b) medios sensores (16, 18, 20) en contacto operativo con el analito extraído del sistema biológico, en el que dichos medios sensores (16, 18, 20) obtienen una señal sin procesar del analito extraído y dicha señal sin procesar está relacionada específicamente con el analito.

Description

Procesamiento de señal para medición de analitos fisiológicos.

Campo de la invención

La presente invención se refiere generalmente a un sistema de monitorización que mide constante o continuamente la concentración de analitos químicos objetivo presentes en un sistema biológico. Más particularmente, la invención se refiere a medios microprocesadores para procesar señales obtenidas durante la medición de analitos fisiológicos. Una importante aplicación de esta invención implica un procedimiento para monitorizar concentraciones de glucosa en sangre.

Antecedentes de la invención

Rutinariamente se realizan una serie de pruebas de diagnóstico en seres humanos para evaluar la cantidad o existencia de sustancias presentes en la sangre u otros fluidos corporales. Estas pruebas de diagnóstico se basan típicamente en muestras de fluidos fisiológicos extraídos de un sujeto, bien usando una jeringa o pinchando la piel. Una prueba de diagnóstico particular supone el control por los diabéticos de niveles de glucosa en sangre.

La diabetes es un tema sanitario de gran importancia, y el tratamiento de la forma más grave de la enfermedad, la diabetes Tipo I (dependiente de insulina), requiere una o más inyecciones de insulina al día. La insulina controla la utilización de glucosa o azúcar en la sangre y previene la hiperglucemia que, si no se corrige, puede conducir a cetosis. Por otra parte, la administración incorrecta de terapia de insulina puede tener como resultado episodios de hipoglucemia, que pueden causar coma y la muerte. La hiperglucemia en diabéticos se ha correlacionado con varios efectos a largo plazo de la diabetes, como enfermedades cardiacas, aterosclerosis, ceguera, apoplejía, hipertensión y fallo renal.

El valor del control frecuente de glucosa en sangre como medio para evitar o, al menos, minimizar las complicaciones de la diabetes Tipo I está bien demostrado. Los pacientes con diabetes Tipo II (no dependiente de insulina) también pueden beneficiarse del control de glucosa en sangre en el control de su enfermedad por medio de dieta y ejercicio.

Los procedimientos convencionales de control de glucosa en sangre requieren generalmente la extracción de una muestra de sangre (por ejemplo mediante un pinchazo en el dedo) para cada prueba, y una determinación del nivel de glucosa usando un instrumento que lee las concentraciones de glucosa por procedimientos electroquímicos o colorimétricos. Los diabéticos de Tipo I deben obtener varias mediciones de glucosa en sangre por pinchazo en el dedo cada día para mantener un control glucémico estricto. Sin embargo, el dolor y los inconvenientes asociados a este muestreo de sangre, junto con el temor a la hipoglucemia, han llevado a escasa conformidad del paciente, a pesar de la firme evidencia de que el control estricto reduce en gran medida las complicaciones diabéticas a largo plazo. De hecho, estas consideraciones a menudo pueden llevar a una supresión del procedimiento de control por el diabético. Ver, por ejemplo, The Diabetes Control and Complications Trial research Group (1993) New Engl. J. Med. 329: 977-1036.

Recientemente se han desarrollado diversos procedimientos para determinar la concentración de analitos de sangre sin extraer sangre. Por ejemplo, la patente de EE.UU. Nº 5.267.152 de Yang y colaboradores describe una técnica no invasiva de medir concentración de glucosa en sangre usando espectroscopia láser de reflexión difusa de radiación infrarroja cercana. También se describen dispositivos espectrométricos de infrarrojo cercano similares en la patente de EE.UU. Nº 5.086.229 de Rosenthal y colaboradores y en la patente de EE.UU. Nº 4.975.581 de Robinson y colaboradores.

Las patentes de EE.UU. N^{os} 5.139.023 de Stanley y colaboradores, y 5.443.080 de D'Angelo y colaboradores describen dispositivos transdérmicos de monitorización de glucosa en sangre que se basan en un aumentador de permeabilidad (por ejemplo, una sal biliar) para facilitar el movimiento transdérmico de glucosa por un gradiente de concentración establecido entre el fluido intersticial y un medio receptor. La patente de EE.UU. Nº 5.036.861 de Sembrowich describe un monitor pasivo de glucosa que recoge transpiración a través de un parche cutáneo, donde se usa un agente colinérgico para estimular la secreción de transpiración de la glándula sudorípara ecrina. Dispositivos similares de recogida de transpiración se describen en la patente de EE.UU. Nº 5.076.273 de Schoendorfer y la patente de EE.UU. Nº 5.140.985 de Schroeder.

Además, la patente de EE.UU. Nº 5.279.543 de Glikfeld y colaboradores describe el uso de iontoforesis para muestrear de manera no invasiva una sustancia a través de la piel en un receptáculo sobre la superficie cutánea. Glikfeld enseña que este procedimiento de muestreo puede unirse a un biosensor específico de glucosa o electrodos específicos de glucosa para monitorizar glucosa en sangre. Por último, la Publicación Internacional Nº WO96/00110, publicada el 4 de enero de 1996, describe un aparato iontoforético para monitorización transdérmica de una sustancia objetivo, en el que se usa un electrodo iontoforético para mover un analito dentro de un receptáculo de recogida y se usa un biosensor para detectar el analito objetivo presente en el receptáculo.

Resumen de la invención

La presente invención proporciona un sistema de monitorización según la reivindicación 1 y un microprocesador según la reivindicación 6 para medir constante o continuamente la concentración de un analito presente en un sistema biológico. El sistema implica detectar constante o continuamente un analito del sistema biológico y obtener una señal sin procesar a partir del mismo, en el que la señal sin procesar está relacionada con la concentración de analito. Luego se lleva a cabo un número de etapas de procesamiento de señal para convertir la señal sin procesar en una señal de salida inicial que es indicativa de una cantidad de analito. Después, la señal convertida se convierte además en un valor indicativo de la concentración de analito presente en el sistema biológico.

La señal sin procesar puede obtenerse usando una metodología de detección apropiada que incluye, por ejemplo, procedimientos que se basan en contacto directo de un aparato sensor con el sistema biológico; procedimientos que extraen muestras del sistema biológico mediante técnicas de muestreo invasivas, mínimamente invasivas y no invasivas, en las que el aparato sensor se pone en contacto con la muestra extraída; procedimientos que se basan en contacto indirecto de un aparato sensor con el sistema biológico; y similares. En realizaciones preferidas de la invención, se usan procedimientos para extraer muestras de la muestra biológica usando técnicas de muestreo mínimamente invasivas o no invasivas. El aparato sensor usado con cualquiera de los procedimientos anteriormente apuntados puede emplear cualquier elemento sensor apropiado para proporcionar la señal sin procesar incluyendo, pero no limitado a, elementos físicos, químicos, electroquímicos, fotoquímicos, espectrofotométricos, polarimétricos, colorimétricos, radiométricos o similares. En realizaciones preferidas de la invención, se usa un biosensor que comprende un elemento sensor electroquímico.

En una realización particular de la invención, la señal sin procesar se obtiene usando un sistema de muestreo transdérmico que se coloca en contacto operativo con una superficie cutánea o de la mucosa del sistema biológico. El sistema de muestreo extrae transdérmicamente el analito del sistema biológico usando una técnica de muestreo apropiada, por ejemplo, iontoforesis. El sistema de muestreo transdérmico se mantiene en contacto operativo con la superficie cutánea o de la mucosa del sistema biológico para asegurar tal medición de analito constante o continua.

El analito puede ser cualquier sustancia o componente específico que se desee detectar y/o medir en un análisis químico, físico, enzimático u óptico. Tales analitos incluyen, pero no se limitan a, aminoácidos, sustratos de enzimas o productos que indican un estado o condición de enfermedad, otros indicadores de estados o condiciones de enfermedad, drogas, agentes terapéuticos y/o farmacológicos, electrolitos, analitos fisiológicos de interés (por ejemplo, calcio, potasio, sodio, cloruro, bicarbonato (CO_{2}), glucosa, urea (urea nitrógeno en sangre), lactato, hematocrito y hemoglobina), lípidos y similares. En realizaciones preferidas, el analito es un analito fisiológico de interés, por ejemplo glucosa, o una sustancia química que tiene una acción fisiológica, por ejemplo un fármaco o agente farmacológico.

Por consiguiente, es un objeto de la invención proporcionar un sistema de monitorización para medir constante o continuamente un analito presente en un sistema biológico, en el que se obtienen señales sin procesar de un aparato sensor apropiado y después se someten a técnicas de procesamiento de señales. Más particularmente, las señales si sufren un procedimiento de filtrado de datos para eliminar señales aisladas y/o señales deficientes (incorrectas) usando una serie predefinida de criterios de selección. Además, o alternativamente, la señal sin procesar puede convertirse en una etapa de conversión que (I) elimina o corrige información de fondo, (II) integra la señal sin procesar por un periodo de tiempo de detección, (III) realiza cualquier procedimiento que convierte la señal sin procesar de un tipo de señal a otro, o (IV) realiza cualquier combinación de etapas (I), (II) y/o (III). En realizaciones preferidas, la etapa de conversión implica un procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia para eliminar el fondo de la señal sin procesar y una etapa de integración. En otras realizaciones, la etapa de conversión puede adaptarse para usar con un dispositivo sensor que proporcione tanto señales activas como de referencia (en blanco); en el que se usan transformaciones matemáticas para filtrar individualmente señales activas y de referencia, y/o sustraer una señal de referencia (en blanco) ponderada de la señal activa. En más realizaciones aún, la etapa de conversión incluye funciones de corrección que dan cuenta de las condiciones cambiantes en el sistema biológico y/o el sistema biosensor (por ejemplo, fluctuaciones de temperatura en el sistema biológico, fluctuaciones de temperatura en el elemento sensor, fluctuaciones de conductividad de la piel o combinaciones de las mismas). El resultado de la etapa de conversión es una señal de salida inicial que proporciona un valor que puede correlacionarse con la concentración del analito objetivo en la muestra biológica.

También es un objeto de la invención proporcionar un medio microprocesador para una etapa de calibración de procesamiento de señal, en el que las señales sin procesar o iniciales obtenidas como se describe anteriormente se convierten en un valor específico del analito de unidades conocidas para proporcionar una interpretación de la señal obtenida a partir del dispositivo sensor. La interpretación usa una transformación matemática para modelizar la relación entre una respuesta medida en el dispositivo sensor y un valor específico del analito correspondiente. Tales transformaciones matemáticas pueden implicar el uso de regresiones lineales o no lineales, o algoritmos de red neural. En una realización, la etapa de calibración implica calibrar el dispositivo sensor usando una calibración de punto único o multipunto y después convertir datos posteriores a la calibración usando factores de correlación, correcciones de tiempo y constantes para obtener un valor específico del analito. Puede usarse procesamiento de señal adicional para refinar la información obtenida en la etapa de calibración, por ejemplo donde se usa una etapa de procesamiento de señal para corregir diferencias de señal debidas a condiciones variables exclusivas del elemento sensor usado para obtener la señal sin procesar. En una realización, esta etapa adicional se usa para corregir la dependencia del tiempo de la señal, particularmente la disminución de la señal. En otra realización se obtiene un término de desviación constante, desviación que se suma a la señal para dar cuenta de una señal no nula a una concentración estimada de analito nula.

Además, los procedimientos incluyen mejora de la permeabilidad cutánea pinchando la piel con microagujas. Además, el sistema de muestreo puede programarse para empezar la ejecución del muestreo y detección en un momento(s) definido.

Es un objeto más de la invención proporcionar un sistema de monitorización para medir constante o continuamente un analito presente en un sistema biológico. El sistema de monitorización comprende, en combinación operativa: (a) un medio de muestreo para extraer constante o continuamente el analito del sistema biológico, (b) un medio sensor en contacto operativo con el analito extraído por el medio de muestreo, y (c) un medio microprocesador en comunicación operativa con el mediosensor. El medio de muestreo se adapta para extraer el analito a través de la superficie cutánea o de la mucosa de un sistema biológico. El medio sensor se usa para obtener una señal sin procesar a partir del analito extraído, en el que la señal sin procesar está relacionada específicamente con el analito. El medio microprocesador se usa para someter la señal sin procesar a una etapa de conversión, convirtiendo así la misma en una señal de salida inicial que es indicativa de la cantidad de analito extraída por el medio de muestreo, y después realiza una etapa de calibración que correlaciona la señal de salida inicial con un valor de medición indicativo de la concentración de analito presente en el sistema biológico en el momento de extracción. En una realización, el sistema de monitorización usa iontoforesis para extraer el analito del sistema biológico. En otras realizaciones, el sistema de monitorización se usa para extraer un analito de glucosa del sistema biológico. Además, el microprocesador puede programarse para empezar la ejecución del muestreo y la detección en un momento(s) definido.

Objetos, ventajas y características novedosas adicionales de la invención se expondrán en parte en la descripción que sigue, y en parte se harán patentes para los expertos en la materia mediante el examen de lo siguiente, o pueden aprenderse por la práctica de la invención.

Breve descripción de los dibujos

La Figura 1A representa una vista en planta superior de un receptáculo de recogida iontoforética y montaje de electrodos para uso en un dispositivo de muestreo transdérmico construido según la presente invención.

La Figura 1B representa la vista lateral del receptáculo de recogida iontoforética y montaje de electrodos mostrado en la Figura 1A.

La Figura 2 es una representación gráfica de un dispositivo de muestreo iontoforético que incluye el receptáculo de recogida iontoforética y montaje de electrodos de las Figuras 1A y 1B.

La Figura 3 es una representación de una realización de un diseño de electrodos bimodal. La figura presenta una vista superior y esquemática del montaje de electrodos 33. En la figura, el electrodo bimodal se muestra en 30 y puede ser, por ejemplo, un electrodo iontoforético/contraelectrodo de Ag/AgCl. El electrodo sensor o de trabajo (hecho, por ejemplo, de platino) se muestra en 31. El electrodo de referencia se muestra en 32 y puede ser, por ejemplo, un electrodo de Ag/AgCl. Los componentes se montan sobre un sustrato no conductor 34 apropiado, por ejemplo, plástico o cerámica. Los cables conductores 37 que conducen a la almohadilla de conexión 35 se cubren mediante una segunda pieza no conductora 36 de material similar o diferente. En este ejemplo de tal electrodo el área del electrodo de trabajo es aproximadamente 1,35 cm^{2}. La línea de trazos de la Figura 3 representa el plano de la vista esquemática transversal presentada en la Figura 4.

La Figura 4 es una representación de una vista esquemática transversal de los electrodos bimodales como pueden usarse en conjunción con un electrodo de referencia y una almohadilla de hidrogel. En la figura, los componentes son como sigue: electrodos bimodales 40 y 41; electrodos sensores 42 y 43; electrodos de referencia 44 y 45; un sustrato 46; y almohadillas de hidrogel 47 y 48.

La Figura 5 es una representación gráfica despiezada de componentes de una realización preferida del sistema de muestreo automático de la presente invención.

Descripción detallada de las realizaciones preferidas

Antes de describir detalladamente la presente invención, debe entenderse que esta invención no se limita a composiciones particulares o sistemas biológicos como tales pueden, por supuesto, variar. También debe entenderse que la terminología usada en la presente memoria descriptiva es para el propósito de describir sólo realizaciones particulares, y no pretende ser restrictiva.

Debe observarse que, según se usa en esta descripción y las reivindicaciones adjuntas, las formas singulares "un/una" y "el/la" incluyen referentes plurales a no ser que el contenido dicte claramente de otro modo. Así, por ejemplo, la referencia a "una variable dependiente del tiempo" incluye una mezcla de dos o más de tales variables; la referencia a "una especie electroquímicamente activa" incluye dos o más de tales especies; la referencia a "un analito" incluye mezclas de analitos y similares.

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A no ser que se defina de otro modo, todos los términos técnicos y científicos en la presente memoria descriptiva usados tienen el mismo significado que el entendido comúnmente por alguien de competencia normal en la materia a la que pertenece la invención. Aunque pueden usarse en la práctica cualesquiera procedimientos y materiales similares o equivalentes a los descritos en la presente memoria descriptiva para las pruebas de la presente invención, los materiales y procedimientos preferidos se describen en la presente memoria descriptiva.

Al describir y reivindicar la presente invención, se usará la siguiente terminología según las definiciones expuestas más adelante.

Definiciones

Los términos "analito" y "analito objetivo" se usan en la presente memoria descriptiva para denotar cualquier analito fisiológico de interés que es una sustancia o componente específico que está siendo detectado y/o medido en un análisis químico, físico, enzimático u óptico. De tal analito o derivados del mismo puede obtenerse una señal detectable (por ejemplo, una señal química o una señal electroquímica), directa o indirectamente. Además, los términos "analito" y "sustancia" se usan en la presente memoria descriptiva de manera intercambiable, y se pretende que tengan el mismo significado y así englobar cualquier sustancia de interés. En realizaciones preferidas, el analito es un analito fisiológico de interés, por ejemplo, glucosa, o una sustancia química que tiene una acción fisiológica, por ejemplo, un drug o agente farmacológico.

Un "dispositivo de muestreo" o un "sistema de muestreo" se refieren a cualquier dispositivo para obtener una muestra de un sistema biológico para el propósito de determinar la concentración de un analito de interés. Según se usa en la presente memoria descriptiva, el término "muestreo" significa extracción invasiva, mínimamente invasiva o no invasiva de una sustancia del sistema biológico, generalmente a través de una membrana como piel o mucosa. La membrana puede ser natural o artificial, y puede ser de naturaleza vegetal o animal, como piel natural o artificial, tejido de vasos sanguíneos, tejido intestinal o similar. Típicamente, los medios de muestreo están en contacto operativo con un "receptáculo" o "receptáculo de recogida", en el que se usa el medio de muestreo para extraer el analito del sistema biológico al receptáculo para conseguir el analito en el receptáculo. Un "sistema biológico" incluye tanto sistemas vivos como mantenidos artificialmente. Ejemplos de técnicas de muestreo mínimamente invasivas o no invasivas incluyen iontoforesis, sonoforesis, succión, difusión pasiva, lancetas microfinas (en miniatura) o cánulas, implantes o inserciones subcutáneos y dispositivos láser. La sonoforesis usa ultrasonido para incrementar la permeabilidad de la piel (ver, por ejemplo, Menon y colaboradores, (1994), Skin Pharmacology 7:130-139). Sistemas apropiados de muestreo por sonoforesis se describen en la Publicación Internacional Nº WO91/12772, publicada el 5 de septiembre de 1991. Dispositivos de muestreo por difusión pasiva se describen, por ejemplo, en la Publicación Internacional N^{os}: WO97/38126 (publicada el 16 de octubre de 1997); WO97/42888, WO97/42886, WO97/42885 y WO97/42882 (todas publicadas el 20 de noviembre de 1997); y WO97/43962 (publicada el 27 de noviembre de 1997). Los dispositivos láser usan un pequeño haz de láser para hacer un agujero a través de la capa superior de la piel del paciente (ver, por ejemplo, Jacques y colaboradores (1978), J, Invest. Dermatology 88:88-93). Ejemplos de técnicas de muestreo invasivas incluyen aguja y jeringa tradicional o dispositivos de tubo de muestreo al vacío.

El término "receptáculo de recogida" se usa para describir cualquier medio de contención apropiado para contener una muestra extraída de un sistema biológico. Por ejemplo, el receptáculo de recogida puede ser un receptáculo que contiene un material que es iónicamente conductor (por ejemplo, agua con iones en la misma) o, alternativamente, puede ser un material, como un material parecido a una esponja o polímero hidrófilo, usado para mantener el agua en su sitio. Tales receptáculos de recogida pueden ser en forma de hidrogel (por ejemplo, en forma de disco o almohadilla). A los hidrogeles se hace referencia típicamente como "insertos de recogida". Otros receptáculos de recogida apropiados incluyen, pero no se limitan a, tubos, ampollas, dispositivos de recogida capilar, cánulas y vías de circulación miniaturizadas grabadas al ácido, erosionadas o moldeadas.

Una "carcasa" para el sistema de muestreo puede incluir además sistemas electrónicos apropiados (por ejemplo, microprocesador, memoria, dispositivo visualizador y otros componentes de circuitos) y fuentes de energía para operar el sistema de muestreo de una manera automática.

Un "sistema de monitorización", según se usa en la presente memoria descriptiva, se refiere a un sistema útil para medir constante o continuamente un analito fisiológico presente en un sistema biológico. Tal sistema incluye típicamente, pero no se limita a, medios de muestreo, medios sensores y un medio microprocesador en comunicación operativa con los medios de muestreo y los medios sensores.

El término "artificial", según se usa en la presente memoria descriptiva, se refiere a una agregación de células de espesor monomolecular o mayor que se desarrollan o cultivan en vivo o in vitro, y que funcionan como un tejido de un organismo, pero realmente no se obtienen, o extraen, de una fuente o huésped preexistente.

El término "sujeto" engloba cualquier animal de sangre caliente, incluyendo particularmente un miembro de la clase mamíferos como, sin limitación, humanos y primates no humanos como chimpancés y otras especies de simios y monos; animales de granja como ganado vacuno, ovino, porcino, caprino y equino; mamíferos domésticos como perros y gatos; animales de laboratorio, incluyendo roedores como ratones, ratas y cobayas, y similares. El término no denota una edad o sexo particular. De esta manera se pretende cubrir sujetos adultos y recién nacidos, así como fetos, ya sean machos o hembras.

Según se usa en la presente memoria descriptiva, el término "medición continua" quiere decir una serie de dos o más mediciones obtenidas a partir de un sistema biológico particular, mediciones que se obtienen usando un solo dispositivo mantenido en contacto operativo con el sistema biológico durante el periodo de tiempo en el que se obtiene la serie de mediciones. El término incluye así mediciones continuas.

El término "transdérmico", según se usa en la presente memoria descriptiva, incluye tanto técnicas transdérmicas como a través de la mucosa, es decir, extracción de un analito objetivo a través de tejido cutáneo o por vía mucosa. Aspectos de la invención que se describen en la presente memoria descriptiva en el contexto de "transdérmico", a no ser que se especifique de otro modo, están pensados para aplicarse tanto a técnicas transdérmicas como a través de la mucosa.

El término "extracción transdérmica", o "extraído de manera transdérmica", quiere decir cualquier procedimiento de muestreo no invasivo, o al menos mínimamente invasivo, que implica extraer y/o transportar un analito de debajo de una superficie del tejido a través de tejido cutáneo o por vía mucosa. El término incluye así extracción de un analito usando iontoforesis (iontoforesis inversa), electroósmosis, sonoforesis, microdiálisis, succión y difusión pasiva. Por supuesto, estos procedimientos pueden asociarse con aplicación de aumentadores de penetración de piel o técnica de aumento de permeabilidad de piel como decapado por cinta o punción con microagujas. El término "extraído de manera transdérmica" también engloba técnicas de extracción que emplean poración térmica, electroporación, lancetas microfinas, cánulas microfinas, implantes o inserciones subcutáneos y similares.

El término "iontoforesis" quiere decir un procedimiento para transportar sustancias a través de tejido por medio de una aplicación de energía eléctrica al tejido. En la iontoforesis convencional, se proporciona un receptáculo en la superficie del tejido para servir como contenedor de material que se va a transportar. La iontoforesis puede llevarse a cabo usando procedimientos estándar conocidos por los expertos en la materia, por ejemplo, estableciendo un potencial eléctrico usando una corriente continua (cc) entre "electrodos iontoforéticos" ánodo y cátodo fijos, alternando una corriente continua entre electrodos iontoforéticos ánodo y cátodo, o usando una forma de onda más compleja, como aplicando una corriente con polaridad alternativa (PA) entre electrodos iontoforéticos (de manera que cada electrodo es alternativamente un ánodo o un cátodo).

El término "iontoforesis inversa" se refiere al movimiento de una sustancia de un fluido biológico a través de una membrana por medio de una corriente o potencial eléctrico aplicado. En la iontoforesis inversa, se proporciona un receptáculo en la superficie del tejido para recibir el material extraído.

La "electroósmosis" se refiere al movimiento de una sustancia a través de una membrana por medio de un flujo convectivo inducido por un campo eléctrico. Los términos iontoforesis, iontoforesis inversa y electroósmosis se usarán en la presente memoria descriptiva de manera intercambiable para referirse a movimiento de cualquier sustancia iónicamente cargada o neutra a través de una membrana (por ejemplo, una membrana epitelial) mediante la aplicación de un potencial eléctrico a la membrana a través de un medio iónicamente conductor.

El término "dispositivo sensor", "medio sensor" o "dispositivo biosensor" engloba cualquier dispositivo que puede usarse para medir la concentración de un analito, o derivado del mismo, de interés. Dispositivos sensores preferidos para detectar analitos en sangre incluyen generalmente dispositivos electroquímicos y dispositivos químicos. Ejemplos de dispositivos electroquímicos incluyen el sistema de electrodos Clark (ver, por ejemplo, Updike y colaboradores (1967), Nature 214:986-988) y otros dispositivos electroquímicos amperimétricos, voltamétricos o potenciométricos. Ejemplos de dispositivos químicos incluyen reacciones convencionales basadas en enzimas como las usadas en el monitor de glucosa Lifescan® (Johnson y Johnson, New Brunswick, NJ) (ver, por ejemplo, la patente de EE.UU. 4.935.346 de Phillips y colaboradores).

Un "biosensor" o "dispositivo biosensor" incluye, pero no se limita a, un "elemento sensor" que incluye, pero no se limita a, un "electrodo biosensor" o "electrodo sensor" o "electrodo de trabajo" que se refiere al electrodo que se monitoriza para determinar la cantidad de señal eléctrica en un momento o durante un periodo de tiempo dado, señal que luego se correlaciona con la concentración de un compuesto químico. El electrodo sensor comprende una superficie reactiva que convierte el analito, o un derivado del mismo, en señal eléctrica. La superficie reactiva puede componerse de cualquier material eléctricamente conductor como, pero no limitado a, metales del grupo del platino (incluyendo platino, paladio, rodio, rutenio, osmio e iridio), níquel, cobre, plata y carbono, así como óxidos, dióxidos, combinaciones o aleaciones de los mismos. Algunos materiales catalíticos, membranas y tecnologías de fabricación apropiadas para la construcción de biosensores amperimétricos fueron descritos por Newman, J. D., y colaboradores (Analytical Chemistry 67(24), 4594-4599, 1995).

El "elemento sensor" puede incluir componentes además de un electrodo biosensor; por ejemplo, puede incluir un "electrodo de referencia" y un "contraelectrodo". El término "electrodo de referencia" se usa en la presente memoria descriptiva para significar un electrodo que proporciona un potencial de referencia, por ejemplo, puede establecerse un potencial entre un electrodo de referencia y un electrodo de trabajo. El término "contraelectrodo" se usa en la presente memoria descriptiva para significar un electrodo en un circuito electroquímico que hace de fuente o sumidero de corriente para completar el circuito electroquímico. Aunque no es esencial que se emplee un contraelectrodo donde se incluye un electrodo de referencia en el circuito y el electrodo es capaz de realizar la función de un contraelectrodo, se prefiere tener contraelectrodos y electrodos de referencia separados porque el potencial de referencia provisto por el electrodo de referencia es más estable cuando está en equilibrio. Si se requiere el electrodo de referencia para hacer además de contraelectrodo, la corriente que circula a través del electrodo de referencia puede perturbar este equilibrio. Por consiguiente, los electrodos separados que funcionan como contraelectrodos y de referencia son los más preferidos.

En una realización, el "contraelectrodo" del "elemento sensor" comprende un "electrodo bimodal". El término "electrodo bimodal" según se usa en la presente memoria descriptiva se refiere típicamente a un electrodo que es capaz de funcionar no simultáneamente, por ejemplo, tanto como el contraelectrodo (del "elemento sensor") como el electrodo iontoforético (del "medio de muestreo").

Los términos "superficie reactiva" y "cara reactiva" se usan en la presente memoria descriptiva de manera intercambiable para significar la superficie del electrodo sensor que: (1) está en contacto con la superficie de un electrolito que contiene material (por ejemplo, gel) que contiene un analito o a través del cual fluye un analito, o derivado del mismo, desde una fuente del mismo; (2) se compone de un material catalítico (por ejemplo, carbono, platino, paladio, rodio, rutenio, o níquel y/o óxidos, dióxidos y combinaciones o aleaciones de los mismos) o un material que proporciona lugares para reacción electroquímica; (3) convierte una señal química (por ejemplo, peróxido de hidrógeno) en una señal eléctrica (por ejemplo, una corriente eléctrica); y (4) define el área de la superficie del electrodo que, cuando se compone de un material reactivo, es suficiente para conducir la reacción electroquímica a una velocidad suficiente para generar una señal eléctrica detectable, mensurable de manera reproducible que se puede correlacionar con la cantidad de analito presente en el electrolito.

Los términos "receptáculo de recogida" e "inserto de recogida" se usan para describir cualquier medio de contención apropiado para contener una muestra extraída de un sistema biológico. El receptáculo puede incluir un material que es iónicamente conductor (por ejemplo, agua con iones en la misma), en el que se usa otro material como un material parecido a una esponja o polímero hidrófilo para mantener el agua en su sitio. Tales receptáculos de recogida pueden ser en forma de hidrogel (por ejemplo, en forma de disco o almohadilla). Otros receptáculos de recogida apropiados incluyen, pero no se limitan a, tubos, ampollas, dispositivos de recogida capilar, cánulas y vías de circulación miniaturizadas grabadas al ácido, erosionadas o moldeadas.

Un "material iónicamente conductor" se refiere a cualquier material que proporciona conductividad iónica, y a través del cual pueden difundirse especies activas electroquímicamente. El material iónicamente conductor puede ser, por ejemplo, un material sólido, líquido o semisólido (por ejemplo, en forma de gel) que contiene un electrolito, el cual puede componerse principalmente de agua e iones (por ejemplo, cloruro sódico), y generalmente comprende 50% o más de agua en peso. El material puede ser en forma de gel, esponja o almohadilla (por ejemplo, impregnado con una solución electrolítica) o cualquier otro material que pueda contener un electrolito y permita la etapa a través del mismo de especies activas electroquímicamente, especialmente el analito de interés.

El término "efecto fisiológico" engloba efectos producidos en el sujeto que logran el propósito previsto de una terapia. En realizaciones preferidas, un efecto fisiológico significa que se evitan o alivian los síntomas del sujeto que se va a tratar. Por ejemplo, un efecto fisiológico sería uno que tuviera como resultado la prolongación de la supervivencia en un paciente.

Un "laminado", según se usa en la presente memoria descriptiva, se refiere a estructuras compuestas de al menos dos capas unidas. Las capas pueden unirse por soldadura o por medio del uso de adhesivos. Ejemplos de soldadura incluyen, pero no se limitan a, los siguientes: soldadura ultrasónica, unión por calentamiento y calentamiento localizado acoplado por inducción seguido por flujo localizado. Ejemplos de adhesivos comunes incluyen, pero no se limitan a, adhesivos sensibles a la presión, adhesivos termoendurecibles, adhesivos de cianoacrilato, epoxis, adhesivos de contacto y adhesivos sensibles al calor.

Un "montaje de recogida", según se usa en la presente memoria descriptiva, se refiere a estructuras compuestas de varias capas, donde el montaje incluye al menos un inserto de recogida, por ejemplo un hidrogel. Un ejemplo de un montaje de recogida de la presente invención es una capa de enmascaramiento, insertos de recogida y una capa de retención donde las capas se sujetan unas a otras en relación funcional apropiada pero no son necesariamente un laminado, es decir, las capas pueden no estar unidas juntas. Las capas pueden sujetarse juntas, por ejemplo, por geometría entrelazada o fricción.

Un "montaje autosensor", según se usa en la presente memoria descriptiva, se refiere a estructuras que comprenden generalmente una capa de enmascaramiento, insertos de recogida, una capa de retención, un montaje de electrodos y una placa de soporte. El montaje autosensor también puede incluir forros. Las capas del montaje se sujetan unas a otras en relación funcional apropiada.

Las capas de enmascaramiento y retención se componen preferiblemente de materiales que son sustancialmente impermeables al analito (señal química) que se va a detectar (por ejemplo, glucosa); sin embargo, el material puede ser permeable a otras sustancias. Por "sustancialmente impermeable" se quiere decir que el material reduce o elimina el transporte de señal química (por ejemplo, por difusión). El material puede permitir un bajo nivel de transporte de señal química, con la condición de que la señal química que pasa por el material no cause efectos de borde importantes en el electrodo sensor.

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"Sustancialmente plano", según se usa en la presente memoria descriptiva, incluye una superficie plana que está en contacto con una superficie ligeramente curva, por ejemplo, un antebrazo o brazo de un sujeto. Una superficie "sustancialmente plana" es, por ejemplo, una superficie que tiene una forma en la que puede ajustar la piel, es decir, que está en contacto entre la piel y la superficie.

Por el término "impreso", según se usa en la presente memoria descriptiva, se quiere decir una deposición sustancialmente uniforme de una formulación de electrodo sobre una superficie de un sustrato (es decir, el soporte de base). Se apreciará por los expertos en la materia que pude usarse una diversidad de técnicas para efectuar la deposición sustancialmente uniforme de un material sobre un sustrato, por ejemplo, fotograbado, recubrimiento por extrusión, serigrafía, pulverización, pintura o similares.

El término "enzima" quiere decir cualquier compuesto o material que cataliza una reacción entre moléculas para producir uno o más productos de reacción. El término incluye así enzimas proteínicas, o partes (fragmentos) enzimáticamente activas de las mismas, proteínas y/o fragmentos de proteínas que pueden aislarse a partir de un origen natural o producirse sintéticamente o por recombinación. El término también engloba miméticos de enzimas sintéticas diseñadas.

El término "disminución de la señal dependiente del tiempo" se refiere a una disminución detectable de la señal medida a lo largo del tiempo cuando no está ocurriendo realmente una disminución o cambio en la concentración de analito. La disminución de señal a lo largo del tiempo puede deberse a varios fenómenos diferentes.

El término "relación señal a ruido" describe la relación entre la señal real que se quiere medir y la variación de señal en ausencia del analito. También se usan los términos "S/R" y "RSR" para referirse a la relación señal a ruido. "Ruido", según se usa en la presente memoria descriptiva, se refiere a cualquier señal no deseada que se mide junto con la señal prevista.

Procedimientos generales

La presente invención se refiere al uso de un dispositivo para extraer y medir transdérmicamente la concentración de un analito objetivo presente en un sistema biológico. En realizaciones preferidas, el dispositivo sensor comprende un biosensor. En otras realizaciones preferidas, se usa un dispositivo de muestreo para extraer pequeñas cantidades de un analito objetivo del sistema biológico, y luego detectar y/o cuantificar la concentración del analito objetivo. La medición con el biosensor y/o el muestreo con el dispositivo de muestreo pueden llevarse a cabo de una manera constante o continua. Las mediciones constantes o continuas permiten la monitorización más minuciosa de fluctuaciones de concentración de analito objetivo.

El analito puede ser cualquier sustancia o componente específico que se desee detectar y/o medir en un análisis químico, físico, enzimático u óptico. Tales analitos incluyen, pero no se limitan a, aminoácidos, sustratos de enzimas o productos que indican un estado o condición de enfermedad, otros indicadores de estados o condiciones de enfermedad, drogas, agentes terapéuticos y/o farmacológicos (por ejemplo, teofilina, fármacos anti-VIH, litio, fármacos antiepilépticos, ciclosporina, agentes quimioterapéuticos), electrolitos, analitos fisiológicos de interés (por ejemplo, urato/ácido úrico, carbonato, calcio, potasio, sodio, cloruro, bicarbonato (CO_{2}), glucosa, urea (urea nitrógeno en sangre), lactato/ácido láctico, hidroxibutirato, colesterol. triglicéridos, creatinina, insulina, hematocrito y hemoglobina), gases en sangre (dióxido de carbono, oxígeno, pH), lípidos, metales pesados (por ejemplo, plomo, cobre) y similares. En realizaciones preferidas, el analito es un analito fisiológico de interés, por ejemplo glucosa, o una sustancia química que tiene una acción fisiológica, por ejemplo un fármaco o agente farmacológico.

Para facilitar la detección del analito, puede disponerse una enzima en el receptáculo de recogida o, si se usan varios receptáculos de recogida, la enzima puede disponerse en varios o en todos los receptáculos. La enzima seleccionada es capaz de catalizar una reacción con el analito extraído (glucosa, en este caso) hasta el punto de que puede detectarse un producto de esta reacción, por ejemplo, puede detectarse electroquímicamente a partir de la generación de una corriente, corriente que es detectable y proporcional a la concentración o cantidad del analito que reacciona. Una enzima apropiada es glucosa oxidasa, que oxida la glucosa a ácido glucónico y peróxido de hidrógeno. La detección subsiguiente de peróxido de hidrógeno en un electrodo biosensor apropiado genera dos electrones por molécula de peróxido de hidrógeno que crean una corriente que puede detectarse y relacionarse con la cantidad de glucosa que entra en el dispositivo. La glucosa oxidasa (GOx) es fácil de conseguir comercialmente y tiene características catalíticas bien conocidas. Sin embargo, también pueden usarse otras enzimas, siempre que catalicen específicamente una reacción con un analito o sustancia de interés para generar un producto detectable en proporción a la cantidad de analito que así reacciona.

De igual manera, pueden usarse en la invención otros varios sistemas enzimáticos específicos de analito, sistemas enzimáticos que operan poco más o menos sobre las mismas técnicas generales. Por ejemplo, un electrodo biosensor que detecta peróxido de hidrógeno puede usarse para detectar etanol usando un sistema enzimático de alcohol oxidasa o, igualmente, ácido úrico con sistema de urato oxidasa, urea con un sistema de ureasa, colesterol con un sistema de colesterol oxidasa, y teofilina con un sistema de xantina oxidasa.

Además, la enzima oxidasa (usada para detección basada en peróxido de hidrógeno) puede sustituirse por otro sistema redox, por ejemplo, la enzima deshidrogenasa NAD-NADH, que ofrece un camino separado para detectar analitos adicionales. Los sensores basados en deshidrogenasa pueden usar electrodos de trabajo hechos de oro o carbono (por medio de química intermedia). Ejemplos de analitos apropiados para este tipo de monitorización incluyen, pero no se limitan a, colesterol, etanol, hidroxibutirato, fenilalanina, triglicéridos y urea. Además, la enzima puede eliminarse y la detección puede basarse en detección electroquímica o potenciométrica directa de un analito. Tales analitos incluyen, sin limitación, metales pesados (por ejemplo, cobalto, hierro, plomo, níquel, cinc), oxígeno, dióxido de carbono/carbonato, cloruro, fluoruro, litio, pH, potasio, sodio y urea. Además, el sistema de muestreo descrito en la presente memoria descriptiva puede usarse para monitorización de fármacos terapéuticos, por ejemplo, monitorización de fármacos antiepilépticos (por ejemplo, fenitoína), quimioterapia (por ejemplo, adriamicina), hiperactividad (por ejemplo, ritalín) y contra el rechazo de órganos (por ejemplo, ciclosporina).

Los procedimientos para medir la concentración de un analito objetivo pueden generalizarse como sigue. Una etapa inicial (Etapa A) implica obtener una señal sin procesar de un dispositivo sensor, señal que se relaciona con un analito objetivo presente en el sistema biológico. La señal sin procesar puede obtenerse usando cualquier metodología de detección apropiada incluyendo, por ejemplo, procedimientos que se basan en contacto directo de un aparato sensor con el sistema biológico; procedimientos que extraen muestras del sistema biológico mediante técnicas de muestreo invasivas, mínimamente invasivas y no invasivas, en los que el aparato sensor se pone en contacto con la muestra extraída; procedimientos que se basan en contacto indirecto de un aparato sensor con el sistema biológico y similares. En realizaciones preferidas de la invención, se usan procedimientos para extraer muestras de la muestra biológica usando técnicas de muestreo mínimamente invasivas o no invasivas. El aparato sensor usado con cualquiera de los procedimientos anteriormente apuntados pueden emplear cualquier elemento sensor apropiado para proporcionar la señal incluyendo, pero no limitados a, elementos físicos, químicos, electroquímicos, fotoquímicos, espectrofotométricos, polarimétricos, colorimétricos, radiométricos o similares. En realizaciones preferidas de la invención, se usa un biosensor que comprende un elemento sensor electroquímico.

Después de que se ha obtenido la señal sin procesar, la señal puede sufrir un procedimiento de filtrado de datos (Etapa B) para eliminar señales aisladas y/o señales deficientes (incorrectas) usando una serie predefinida de criterios de selección. Además, o alternativamente, la señal sin procesar puede convertirse en una etapa de conversión (Etapa C) que puede (I) eliminar o corregir información de fondo, (II) integrar la señal durante un periodo de tiempo de tiempo de detección, (III) realizar cualquier procedimiento que convierte la señal de un tipo de señal a otro, o (IV) realizar cualquier combinación de etapas (I), (II) y/o (III). En realizaciones preferidas, la etapa de conversión implica un procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia para eliminar el fondo de la señal sin procesar y una etapa de integración. En otras realizaciones, la etapa de conversión puede adaptarse para usar con un dispositivo sensor que proporcione tanto señales activas como de referencia (en blanco); en el que se usan transformaciones matemáticas para filtrar individualmente señales activas y de referencia, y/o sustraer una señal de referencia (en blanco) ponderada de la señal activa. En otras realizaciones más, la etapa de conversión incluye funciones de corrección que dan cuenta de las condiciones cambiantes en el sistema biológico y/o el sistema biosensor (por ejemplo, fluctuaciones de temperatura en el sistema biológico, fluctuaciones de temperatura en el elemento sensor, fluctuaciones de conductividad de la piel o combinaciones de las mismas). El resultado de la etapa de conversión es una señal de salida inicial que proporciona un valor que puede correlacionarse con la concentración del analito objetivo en la muestra biológica.

En una etapa de calibración (Etapa D), la señal sin procesar obtenida a partir de la Etapa A, o la señal inicial obtenida a partir de la Etapa B y/o la etapa C, se convierte en un valor específico del analito de unidades conocidas para proporcionar una interpretación de la señal obtenida a partir del dispositivo sensor. La interpretación usa una transformación matemática uno a uno para modelizar la relación entre una respuesta medida en el dispositivo sensor y un valor específico del analito correspondiente. Así, la etapa de calibración se usa en la presente memoria descriptiva para relacionar, por ejemplo, una señal electroquímica (detectada por un biosensor) con la concentración de un analito objetivo en un sistema biológico. En una realización, la etapa de calibración implica calibrar el dispositivo sensor usando una calibración de punto único o multipunto y después convertir datos posteriores a la calibración usando factores de correlación, correcciones de tiempo y constantes para obtener un valor específico del analito. Puede usarse procesamiento de señal adicional para refinar la información obtenida en la etapa de calibración, por ejemplo donde se usa una etapa de procesamiento de señal para corregir diferencias de señal debidas a condiciones variables exclusivas del elemento sensor usado para obtener la señal sin procesar. En una realización, esta etapa adicional se usa para corregir la dependencia del tiempo de la señal, particularmente la disminución de la señal. En otra realización se obtiene un término de desviación constante, desviación que se suma a la señal para dar cuenta de una señal no nula a una concentración estimada de analito nula.

El valor de analito obtenido usando las técnicas anteriores puede usarse opcionalmente en una etapa subsiguiente (Etapa E) para predecir mediciones futuras (previsión en el tiempo) o pasadas (calibración) de la concentración de analito objetivo en el sistema biológico. Por ejemplo, se obtiene una serie de valores de analito realizando cualquier combinación de Etapas A, B, C y/o D de manera iterativa. Esta serie de mediciones se usa luego para predecir valores de analito no medidos en diferentes momentos, futuros o pasados. De esta manera, los tiempos de retardo inherentes a ciertas técnicas de muestreo y/o detección pueden reducirse para proporcionar predicciones de mediciones en tiempo real.

En otra etapa opcional, los valores de analito obtenidos usando las técnicas anteriores pueden usarse en una etapa subsiguiente (Etapa F) para controlar un aspecto del sistema biológico. En una realización, el valor de analito obtenido en la etapa D se usa para determinar cuándo, y a qué nivel, debería añadirse un componente al sistema biológico para controlar un aspecto del sistema biológico. En una realización preferida, el valor de analito puede usarse en un bucle de control de realimentación para controlar un efecto fisiológico en el sistema biológico.

Los procedimientos generales anteriores (Etapas A a F) son útiles cada uno independientemente en sistemas de detección de analitos y pueden usarse, por supuesto, en una gran diversidad de combinaciones seleccionadas para un sistema biológico particular, analito objetivo y/o técnica de detección. Por ejemplo, en ciertas aplicaciones, una secuencia de medición puede incluir los Etapas A, C, D, E y F; en otras aplicaciones, una secuencia de medición puede incluir los Etapas A, B, C y D y similares. La determinación de combinaciones particularmente apropiadas está dentro de la capacidad del experto de capacidades normales cuando está dirigido por la presente descripción. Además, los Etapas C a F se expresan preferiblemente como una o más funciones matemáticas según se describe en la presente memoria descriptiva más adelante. Estas funciones pueden así llevarse a cabo usando un microprocesador en un sistema de monitorización. Aunque estos procedimientos son aplicables en general a medir cualquier analito y/o sustancia química en un sistema biológico, la invención se ilustra expresamente para uso en un sistema de muestreo transdérmico no invasivo que usa un biosensor electroquímico para cuantificar o cualificar glucosa o un metabolito de glucosa.

Etapa A

Obtención de señal sin procesar

La señal sin procesar puede obtenerse usando cualquier dispositivo sensor que se pone en contacto operativamente con el sistema biológico. Tales dispositivos sensores pueden emplear técnicas de medición física, química, electroquímica, espectrofotométrica, polarimétrica, colorimétrica, radiométrica o similares. Además, el dispositivo sensor puede estar en contacto directo o indirecto con el sistema biológico, o usarse con un dispositivo de muestreo que extrae muestras del sistema biológico usando técnicas de muestreo invasivas, mínimamente invasivas o no invasivas. En realizaciones preferidas, se usa un dispositivo de muestreo mínimamente invasivo o no invasivo para obtener muestras del sistema biológico, y el dispositivo sensor comprende un biosensor con un elemento sensor electroquímico. En realizaciones particularmente preferidas, se usa un sistema de muestreo para obtener muestras continuas transdérmicas o a través de la mucosa de un sistema biológico y el analito de interés es glucosa.

Más específicamente, se usa un dispositivo no invasivo de monitorización de glucosa para medir cambios en niveles de glucosa en un sujeto animal en un amplio intervalo de concentraciones de glucosa. El procedimiento de muestreo se basa en extracción transdérmica de glucosa y el procedimiento de detección se basa en tecnología de detección electroquímica. El dispositivo puede estar en contacto continuamente con el sistema biológico, y obtiene automáticamente muestras de glucosa para medir concentración de glucosa a intervalos preprogramados.

El muestreo se lleva a cabo continuamente extrayendo glucosa de manera no invasiva a través de la piel del paciente. Más particularmente, se aplica una corriente iontoforética a una superficie de la piel de un sujeto. Cuando se aplica la corriente, los iones o moléculas cargadas arrastran hacia adelante otras moléculas o partículas neutras como glucosa que se introducen en un receptáculo de recogida colocado sobre la superficie de la piel. El receptáculo de recogida puede comprender cualquier material iónicamente conductor y es preferiblemente en forma de un hidrogel que se compone de un material hidrófilo, agua y un electrolito.

El receptáculo de recogida puede contener además una enzima que cataliza una reacción de glucosa para formar una especie fácilmente detectable. La enzima es preferiblemente glucosa oxidasa (GOx) que cataliza la reacción entre glucosa y oxígeno y tiene como resultado la producción de peróxido de hidrógeno. El peróxido de hidrógeno reacciona en una superficie catalítica de un electrodo biosensor, teniendo como resultado la generación de electrones que crean una corriente biosensora detectable (señal sin procesar). Se toma una medida basada en la cantidad de corriente biosensora creada durante un periodo de tiempo dado, medida que se relaciona con la cantidad de glucosa introducida en el receptáculo de recogida durante un periodo de tiempo dado. En una realización preferida, se permite que la reacción continúe hasta que casi toda la glucosa del receptáculo de recogida ha sido sometida a una reacción y, por tanto, ya no es detectable, y la corriente biosensora generada se relaciona con la concentración de glucosa en el sujeto en el momento aproximado de la recogida de la muestra.

Cuando la reacción está completa, el procedimiento se repite y se obtiene una medida subsiguiente. Más específicamente, se aplica de nuevo la corriente iontoforética, se extrae glucosa a través de la superficie cutánea en el receptáculo de recogida y se cataliza la reacción para crear una corriente biosensora. Estas operaciones de muestreo (extracción) y detección se integran de manera que la glucosa se extrae a la almohadilla de recogida de hidrogel donde se pone en contacto con la enzima GOx. La Enzima GOx convierte la glucosa y oxígeno en el hidrogel en peróxido de hidrógeno que se difunde hacia el sensor y es catalizado por el sensor para regenerar oxígeno y formar electrones. Los electrones generan una señal eléctrica que puede medirse, analizarse y correlacionarse con la glucosa en sangre.

Opcionalmente, pueden usarse uno o más receptáculos adicionales de recogida "activa" (conteniendo cada uno la enzima GOx) para obtener mediciones. En una realización, se usan dos receptáculos de recogida activa y se toma una media entre las señales de los receptáculos para cada momento de medición. Obtener múltiples señales y después lecturas promediadas de cada señal permite el filtrado de señal de puntos de entrada de datos inusuales de un sensor que en otro caso pueden no haber sido detectados mediante técnicas de filtrado de datos. Además, puede detectarse variabilidad de la ubicación en la piel y pueden mitigarse diferencias de "retardo" y/o "avance" de cambios de glucosa en sangre en relación con cambios de glucosa extraída. En otra realización, puede proporcionarse un segundo receptáculo de recogida que no contiene la enzima GOx. Este segundo receptáculo puede servir como referencia interna (en blanco) para el dispositivo sensor, donde se usa un biosensor para medir la señal "en blanco" del receptáculo de referencia, señal que después se usa en una etapa de sustracción en blanco, según se describe más adelante.

Un procedimiento generalizado para monitorización continua de un analito fisiológico se describe en la Publicación Internacional Nº WO97/24059, publicada el 10 de julio de 1997. Como se apunta en esa publicación, el analito se extrae a un receptáculo que contiene un hidrogel que se compone preferiblemente de un material hidrófilo del tipo descrito en la Publicación Internacional Nº WO97/02811, publicada el 30 de enero de 1997. Materiales de hidrogel apropiados incluyen óxido de polietileno, ácido poliacrílico, alcohol polivinílico y materiales poliméricos hidrófilos afines combinados con agua para formar un gel acuoso.

En el dispositivo de monitorización no invasiva de glucosa anterior se coloca un electrodo biosensor sobre una superficie del hidrogel enfrente de la superficie que está en contacto con la piel. El electrodo sensor hace de detector que detecta corriente generada por peróxido de hidrógeno en la reacción redox o, más específicamente, detecta corriente que se genera por los electrones generados por la reacción redox catalizada por la superficie de platino del electrodo. Los detalles de tales montajes y dispositivos de electrodos para extracción iontoforética de glucosa se describen en la Publicación Internacional Nº WO96/00110, publicada el 4 de enero de 1996, y la Publicación Internacional NºWO97/10499, publicada el 2 de marzo de 1997.

Haciendo referencia ahora a las Figuras 1a y 1B, un receptáculo de recogida iontoforética y un montaje de electrodos para uso en un dispositivo sensor transdérmico se indica generalmente por 2. El montaje comprende dos receptáculos de recogida iontoforética, 4 y 6, teniendo cada uno un medio conductor, 8 y 10 (preferiblemente almohadillas cilíndricas de hidrogel), dispuesto respectivamente en los mismos. Los electrodos iontoforéticos en forma de anillo primero (12) y segundo (14) se ponen respectivamente en contacto con los medios conductores 8 y 10. El primer electrodo iontoforético 12 rodea tres electrodos biosensores que también se ponen en contacto con el medio conductor 8, un electrodo de trabajo 16, un electrodo de referencia 18 y un contraelectrodo 20. Un anillo protector 22 separa los electrodos biosensores del electrodo iontoforético 12 para minimizar el ruido del circuito iontoforético. Contactos conductores proporcionan comunicación entre los electrodos y una fuente de energía asociada y medios de control, según se describe detalladamente más adelante. Un montaje similar de electrodos biosensores puede conectarse con el medio conductor 10, o el medio puede no tener un medio sensor conectado con el mismo.

Haciendo referencia ahora a la Figura 2, se presenta una vista despiezada de los componentes clave de una realización preferida de un sistema de muestreo iontoforético. En la Figura 2 se muestra en vista despiezada el receptáculo de recogida iontoforética y montaje de electrodos 2 de las Figuras 1A y 1B en combinación con una carcasa apropiada 22 del dispositivo de muestreo iontoforético 32. La carcasa puede ser una caja de plástico u otra estructura apropiada que se configura preferiblemente para llevarse sobre un brazo del sujeto de una manera similar a un reloj de pulsera. Como puede verse, los medios conductores 8 y 10 (almohadillas de hidrogel) son separables del montaje 2; sin embargo, cuando el montaje 2 y la carcasa 32 se montan para proporcionar un dispositivo de muestreo iontoforético operativo 30, los medios están en contacto con los electrodos para proporcionar un contacto eléctrico con los mismos.

En una realización, los montajes de electrodos pueden incluir electrodos bimodales como se muestra en la Figura 3.

Haciendo referencia ahora a la Figura 5, se presenta una vista despiezada de los componentes clave de una realización de un sistema de muestreo iontoforético (por ejemplo, una realización de un montaje autosensor). Los componentes del sistema de muestreo incluyen dos montajes de electrodos biosensores/iontoforéticos, 504 y 506, cada uno de los cuales tiene un electrodo iontoforético anular, indicado respectivamente en 508 y 510, que rodea un biosensor 512 y 514. Los montajes de electrodos 504 y 506 se imprimen sobre un sustrato polimérico 516 que se mantiene dentro de una placa de sensores 518. Sobre los montajes de electrodos se dispone un montaje de receptáculos de recogida 520, en el que el montaje de receptáculos de recogida comprende dos insertos de hidrogel 522 y 524 retenidos por una capa de retención de gel 526 y una capa de enmascaramiento 528.

En una realización, los montajes de electrodos pueden incluir electrodos bimodales como se muestra en la Figura 3. Para los expertos en la materia serán evidentes modificaciones y aditamentos a la realización de la Figura 5 a la luz de las enseñanzas de la presente descripción.

Los componentes descritos en la presente memoria descriptiva están dirigidos al uso en un dispositivo de muestreo automático que se configura para usarse como un reloj de pulsera corriente. Según se describe en la Publicación Internacional Nº WO96/00110, publicada el 4 de enero de 1996, la carcasa en forma de reloj de pulsera (no mostrada) contiene cables conductores que comunican con los electrodos iontoforéticos y los electrodos biosensores para controlar los ciclos y suministrar energía a los electrodos iontoforéticos, y para detectar señales electroquímicas producidas en las superficies de los electrodos biosensores. La carcasa en forma de reloj de pulsera puede incluir además sistemas electrónicos apropiados (por ejemplo, microprocesador, memoria, dispositivo visualizador y otros componentes de circuitos) y fuentes de energía para operar el sistema de muestreo automático.

Para los expertos en la materia serán evidentes modificaciones y aditamentos a la realización de la Figura 2 a la luz de las enseñanzas de la presente descripción.

Puede disponerse una fuente de energía (por ejemplo, una o más pilas recargables o no recargables) dentro de la carcasa 32 o dentro de las correas 34 que sujetan el dispositivo en contacto con una superficie cutánea o de la mucosa de un sujeto. Durante el uso, se aplica un potencial eléctrico (corriente continua o una forma de onda más compleja) entre los dos electrodos iontoforéticos 12 y 14, de manera que circula corriente del primer electrodo iontoforético 12, a través del primer medio conductor 8, a la superficie cutánea o de la mucosa, y luego vuelve a salir a través del segundo medio conductor 10 hacia el segundo electrodo iontoforético 14. La circulación de corriente es suficiente para extraer sustancias que incluyen un analito de interés a través de la piel dentro de uno o ambos receptáculos de recogida 4 y 6. El potencial eléctrico puede aplicarse usando cualquier técnica apropiada, por ejemplo, la densidad de corriente aplicada puede estar en el intervalo de aproximadamente 0,01 a 0,5 mA/cm^{2}. En una realización preferida, el dispositivo se usa para monitorizar constante o continuamente, y la polaridad de los electrodos iontoforéticos 12 y 14 se alterna a un ritmo de aproximadamente un cambio cada 10 segundos a aproximadamente un cambio cada hora, para que cada electrodo sea alternativamente un cátodo o un ánodo. La carcasa 32 puede incluir además un elemento sensor de temperatura opcional (por ejemplo, un dispositivo termistor, termómetro o termopar), el cual monitoriza la temperatura en los receptáculos de recogida para permitir la corrección de temperatura de las señales sensoras según se describe detalladamente más adelante. La carcasa también puede incluir un elemento sensor de conductancia opcional (por ejemplo, un par de electrodos integrados) que monitoriza la conductancia en la superficie cutánea o de la mucosa para permitir la corrección del filtrado de datos o la invalidación de señales sensoras como también se describe detalladamente más adelante.

Después de un periodo de extracción iontoforética apropiado, puede activarse una o ambas series de electrodos sensores para detectar sustancias extraídas, incluyendo el analito de interés. El funcionamiento del dispositivo de muestreo iontoforético 30 se controla mediante un controlador 36 (por ejemplo, un microprocesador), el cual conecta con los electrodos iontoforéticos, los electrodos sensores, la fuente de energía los elementos sensores de temperatura y/o conductancia opcionales, un dispositivo visualizador y otros sistemas electrónicos. Por ejemplo, el controlador 36 puede incluir un activador fuente/sumidero de circuito controlado programable para activar los electrodos iontoforéticos. Se suministra energía eléctrica y voltaje de referencia a los electrodos sensores, y pueden usarse amplificadores de señal para procesar la señal del electrodo o electrodos de trabajo. En general, el controlador interrumpe el excitador de corriente iontoforética durante los periodos de detección. Puede proporcionarse un bucle de seguridad del sensor para monitorizar continuamente el sistema de muestreo para asegurar operaciones correctas.

En otro aspecto, el dispositivo de muestreo puede operar en un modo de polaridad alterna usando electrodos bimodales primero y segundo (Figura 4, 40 y 41) y dos receptáculos de recogida (Figura 4, 47 y 48). Cada electrodo bimodal (Figura 3, 30; Figura 4, 40 y 41) sirve para dos funciones, dependiendo de la fase de la operación: (1) un electrodo electroosmótico (o electrodo iontoforético) usado para extraer eléctricamente analito de una fuente a un receptáculo de recogida que comprende agua y un electrolito y al área del subconjunto de electrodos; y (2) como contraelectrodo al primer electrodo sensor en el que el compuesto químico se convierte catalíticamente en la cara del electrodo sensor para producir una señal eléctrica.

Los electrodos de referencia (Figura 4, 44 y 45; Figura 3, 32) y sensores (Figura 4, 42 y 43; Figura 3, 31), así como el electrodo bimodal (Figura 4, 40 y 41; Figura 3, 30) se conectan a un circuito potenciostato estándar durante la detección. En general, limitaciones prácticas del sistema requieren que el electrodo bimodal no haga de electrodo iontoforético y contraelectrodo simultáneamente.

El funcionamiento general de un sistema de muestreo iontoforético es la repetición cíclica de dos fases: (1) una fase iontoforética inversa seguida por (2) una fase de detección. Durante la fase iontoforética inversa, el primer electrodo bimodal (Figura 4, 40) hace de cátodo iontoforético y el segundo electrodo bimodal (Figura 4, 41) hace de ánodo iontoforético para completar el circuito. El analito se recoge en los receptáculos, por ejemplo, un hidrogel (Figura 4, 47 y 48). Al final de la fase iontoforética inversa, la corriente iontoforética se desconecta. Durante la fase de detección, en el caso de glucosa, se aplica un potencial entre el electrodo de referencia (Figura 4, 44) y el electrodo sensor (Figura 4, 42). La señal química reacciona catalíticamente sobre la cara catalítica del primer electrodo sensor (Figura 4, 42) produciendo una corriente eléctrica, mientras el primer electrodo bimodal (Figura 4, 40) hace de contraelectrodo para completar el circuito eléctrico.

El electrodo descrito se adapta particularmente para uso junto con un sistema de receptáculo de recogida de hidrogel para monitorizar niveles de glucosa en un sujeto por la reacción de la glucosa recogida con la enzima glucosa oxidasa presente en la matriz de hidrogel.

El electrodo bimodal se compone preferiblemente de Ag/AgCl. La reacción electroquímica que se produce en la superficie de este electrodo sirve como fuente o sumidero superficial para corriente eléctrica. Esta propiedad es especialmente importante para la función de iontoforesis del electrodo. Faltando esta reacción, la corriente de iontoforesis podría hacer que se produjera la hidrólisis de agua en los electrodos de iontoforesis, causando cambios de pH y posible formación de burbujas de gas. Los cambios de pH a pH ácido o básico podrían causar irritación de piel o quemaduras. La capacidad de un electrodo de Ag/AgCl para hacer fácilmente de fuente o sumidero de corriente también es una ventaja para su función de contraelectrodo. Para que una célula electroquímica de tres electrodos funcione correctamente, la capacidad de generación de corriente del contraelectrodo no debería limitar la velocidad de la reacción en el en el electrodo sensor. En el caso de un electrodo sensor grande, el contraelectrodo debería poder originar corrientes proporcionalmente mayores.

El diseño del sistema de muestreo prevé un electrodo sensor mayor (ver, por ejemplo, Figura 3) que los diseñados anteriormente. Por consiguiente, el tamaño del electrodo bimodal debería ser suficiente para que, al hacer de contraelectrodo en relación con el electrodo sensor, el contraelectrodo no se vuelva limitador para la velocidad de reacción catalítica en la superficie catalítica del electrodo sensor.

Existen dos procedimientos para asegurar que el contraelectrodo no limite la corriente en el electrodo sensor: (1) el electrodo bimodal se hace mucho mayor que el electrodo sensor, o (2) se proporciona una reacción contraria superficial.

Durante la fase iontoforética inversa, la fuente de energía proporciona una circulación de corriente al primer electrodo bimodal para facilitar la extracción del analito al receptáculo. Durante la fase de detección, la fuente de energía se usa para proporcionar voltaje al primer electrodo sensor para activar la conversión de señal química retenida en el receptáculo a señal eléctrica en la cara catalítica del electrodo sensor. La fuente de energía también mantiene un potencial fijo en el electrodo donde, por ejemplo, se convierte peróxido de hidrógeno en oxígeno molecular, iones de hidrógeno y electrones, que se compara con el potencial del electrodo de referencia durante la fase de detección. Mientras un electrodo sensor está operando en el modo de detección, está conectado eléctricamente al electrodo bimodal adyacente que hace de contraelectrodo en el que se consumen los electrones generados en el electrodo sensor.

El subconjunto de electrodos puede operarse conectando eléctricamente los electrodos bimodales de manera que cada electrodo es capaz de funcionar tanto como electrodo iontoforético como contraelectrodo junto con electrodo(s) sensor y electrodo(s) de referencia apropiados, para crear el conjunto de circuitos potenciostatos estándar.

Un potenciostato es un circuito eléctrico usado en mediciones electroquímicas en células electroquímicas de tres electrodos. Se aplica un potencial entre el electrodo de referencia y el electrodo sensor. La corriente generada en el electrodo sensor circula a través del conjunto de circuitos hasta el contraelectrodo (es decir, no circula corriente a través del electrodo de referencia para alterar su potencial de equilibrio). Pueden usarse dos circuitos potenciostatos independientes para operar los dos biosensores. Para el propósito del presente sistema de muestreo, la corriente eléctrica medida en el subconjunto de electrodos sensores es la corriente que se correlaciona con una cantidad de señal química.

Respecto al funcionamiento continuo durante periodos de tiempo prolongados, aquí se proporcionan electrodos de Ag/AgCl que son capaces de formar repetidamente un par reversible que opera sin reacciones electroquímicas secundarias no deseadas (lo que podría dar lugar a cambios en el pH y liberación de hidrógeno y oxígeno debido a hidrólisis de agua). Los electrodos de Ag/AgCl del presente sistema de muestreo se formulan así para resistir ciclos repetidos de etapa de corriente en el intervalo de aproximadamente 0,01 a 1,0 mA por cm^{2} de área de electrodo. Respecto a alta pureza electroquímica, los componentes de Ag/AgCl se dispersan dentro de un aglutinante polimérico apropiado para proporcionar una composición de electrodos que no es propensa a ataque (por ejemplo, plastificación) por componentes del receptáculo de recogida, por ejemplo, la composición de hidrogel. Las composiciones de electrodos también se formulan usando reactivos y disolventes de calidad analítica o electrónica, y la composición del aglutinante polimérico se selecciona para estar libre de contaminantes electroquímicamente activos que pudieran difundirse al biosensor para producir una corriente de fondo.

Como los electrodos iontoforéticos de Ag/AgCl deben ser capaces de ciclos continuos durante periodos de tiempo prolongados, las cantidades absolutas de Ag y AgCl disponibles en los electrodos y el porcentaje de disponibilidad total de Ag/AgCl pueden ajustarse para asegurar la etapa de elevadas cantidades de carga. Aunque no limitándose al sistema de muestreo descrito en la presente memoria descriptiva, la relación Ag/AgCl puede aproximarse a la unidad. Para operar dentro del sistema preferido que usa un biosensor que tiene un área geométrica de 0,1 a 3 cm^{2}, los electrodos iontoforéticos se configuran para proporcionar un área aproximada de electrodo de 0,3 a 1,0 cm^{2}, preferiblemente de alrededor de 0,85 cm^{2}. Estos electrodos aseguran ciclos de etapa de carga reproducibles, repetidos, a densidades de corriente comprendidas entre aproximadamente 0,01 a 1,0 mA/cm^{2} de área de electrodo. Más particularmente, electrodos construidos según los parámetros de formulación anteriores, y que tienen un área aproximada de electrodo de 0,85 cm^{2}, son capaces de una etapa de carga total reproducible (tanto en direcciones anódica como catódica) de 270 mC a una corriente de aproximadamente 0,3 mA (densidad de corriente de 0,35 mA/cm^{2}) para 48 ciclos en un periodo de 24 horas.

Una vez formulada, la composición del electrodo de Ag/AgCl se añade a una superficie no conductora rígida o flexible apropiada según se describe anteriormente en relación con la composición del electrodo biosensor. Primero se aplica a la superficie una capa inferior de plata (Ag) para proporcionar conducción uniforme. Después se aplica la composición del electrodo de Ag/AgCl sobre la capa inferior de Ag en cualquier geometría o configuración apropiada usando diversas técnicas de película fina depositada, como deposición electrónica, evaporación, deposición en fase de vapor o similares, o usando diversas técnicas de película fina depositada, como laminado de película, galvanoplastia o similares. Alternativamente, la composición de Ag/AgCl puede aplicarse usando serigrafía, tampografía, procedimientos de chorro de tinta, impresión por rodillo de transferencia o técnicas similares. Preferiblemente, tanto la capa inferior de Ag como el electrodo de Ag/AgCl se aplican usando una serigrafía de baja temperatura sobre un sustrato polimérico. Esta serigrafía de baja temperatura puede llevarse a cabo a aproximadamente 125 a 160ºC, y el filtrado puede llevarse a cabo usando una malla apropiada, que comprende desde aproximadamente malla 100-400.

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El control del usuario puede llevarse a cabo usando pulsadores situados en la carcasa 32, y una pantalla de cristal líquido (LCD) opcional puede proporcionar indicaciones visuales, lecturas e indicaciones visuales de alarma. El microprocesador usa generalmente una serie de secuencias de programas para controlar las operaciones del dispositivo de muestreo, secuencias de programas que pueden almacenarse en la memoria sólo de lectura (ROM) del microprocesador. Los programas incorporados (programas fijos) controlan la activación de las operaciones de medición y visualización, lecturas de calibración de analito, fijación y visualización de alarmas de valor de analito máximo y mínimo, visualización y fijación de funciones de hora y fecha, hora de alarma y visualización de lecturas almacenadas. Las señales sensoras obtenidas de los electrodos sensores se procesan antes de almacenarse y visualizarse por una o más funciones o algoritmos de procesamiento de señal que se describen detalladamente más adelante. El microprocesador también puede incluir una memoria sólo de lectura programable y borrable electrónicamente (EEPROM) para almacenar parámetros de calibración (como se describe detalladamente más adelante), ajustes del usuario y todas las secuencias que se pueden descargar.

Etapa B

Metodologías de filtrado de datos

La señal sin procesar obtenida del dispositivo de monitorización de glucosa anteriormente descrito puede filtrarse para detectar desviaciones del comportamiento esperado que son indicativas de señales deficientes o incorrectas que no se correlacionarán con la glucosa en sangre. Las señales que se identifican como deficientes o incorrectas en este filtrado de datos pueden desecharse o, si no, corregirse antes de cualquier procesamiento y/o conversión de señal para mantener la integridad de los datos. En el procedimiento de la invención, se establece una serie objetiva de criterios de selección que luego pueden usarse para aceptar o desechar señales del dispositivo sensor. Estos criterios de selección son específicos del dispositivo y del analito, y pueden alcanzarse empíricamente probando diversos dispositivos en aplicaciones particulares.

En el contexto particular de monitorización transdérmica de glucosa en sangre usando extracción iontoforética y detección electroquímica, pueden emplearse los siguientes filtrados de datos. Como se analizó anteriormente, el dispositivo de extracción iontoforética puede incluir dos receptáculos de recogida. De esta manera, en sistemas activos/en blanco, en los que un receptáculo es activo (contiene la enzima GOx) y un receptáculo está en blanco, cada receptáculo contiene un electrodo iontoforético y un electrodo sensor. Se filtran las señales tanto del receptáculo activo como del receptáculo en blanco, y puede usarse un error en la señal activa, o en la activa y en la en blanco para invalidar o corregir la medición del ciclo. En sistemas activos múltiples (en los que dos o más receptáculos contienen la enzima GOx y los electrodos iontoforéticos y sensores) se filtran las señales de uno o más receptáculos activos, y puede usarse un error para invalidar o corregir la medición del ciclo.

Como con cualquier procedimiento de detección química, los cambios transitorios de temperatura durante o entre ciclos de medición, o entre mediciones de señales activas o en blanco, pueden alterar la señal de fondo, las constantes de reacción y/o los coeficientes de difusión. Por lo tanto, se usa un sensor de temperatura para monitorizar cambios de temperatura a lo largo del tiempo. Después puede usarse un valor umbral de cambio máximo de temperatura a lo largo el tiempo (d(temp)/d(tiempo)) en un filtrado de datos para invalidar una medición. Por supuesto, tal valor umbral puede fijarse a cualquier nivel objetivo, que a su vez puede determinarse empíricamente dependiendo del dispositivo de extracción/sensor particular usado, de cómo se obtiene la medición de temperatura y del analito que se está detectando. También pueden emplearse criterios de umbrales de temperatura absoluta, en los que puede usarse detección de extremos de temperatura máxima y/o mínima en un filtrado de datos para invalidar una medición. La monitorización de temperatura puede llevarse a cabo usando un dispositivo sensor de temperatura asociado separado o, preferiblemente, usando un sensor de temperatura que esté incorporado al dispositivo sensor. Se conocen en la técnica un gran número de elementos sensores de temperatura (por ejemplo, termómetros, termistores, termopares y similares) que pueden usarse para monitorizar la temperatura en los receptáculos de recogida.

Otro filtrado de datos implica monitorizar condiciones fisiológicas en el sistema biológico, particularmente monitorizar un umbral de transpiración. En este aspecto, la transpiración contiene glucosa, y la transpiración que se produce rápidamente y en cantidades suficientes puede afectar a la señal detectada antes o durante la medición biosensora. Por tanto, puede usarse un sensor para monitorizar niveles de transpiración para un ciclo de medición dado en momentos antes, durante y/o después de la iontoforesis, y antes, durante y/o después de la detección de glucosa. La detección de niveles de transpiración que superan un umbral objetivo se usa luego en un filtrado de datos para invalidar mediciones deficientes. Aunque pueden usarse varios mecanismos diferentes, la conductancia de la piel puede medirse fácilmente con un dispositivo en contacto con la piel. La conductividad de la piel está relacionada con la transpiración. En una realización, si la conductancia de la piel medida por un detector de conductividad es mayor que un nivel predeterminado, entonces se invalida la medición correspondiente.

Más filtrados de datos aún que se usan en la práctica de la invención toman en consideración el comportamiento esperado del dispositivo de muestreo/sensor. Por ejemplo, en el muestreo iontoforético existe un periodo de equilibrado antes del cual las mediciones serán generalmente menos exactas. Durante este periodo de equilibrado, el voltaje del sistema puede calcularse y compararse frente a un umbral de voltaje máximo objetivo. Si se supera este límite de voltaje máximo, se usa un filtrado de datos para excluir la medición de analito correspondiente, ya que la corriente iontoforética no estaba en un valor objetivo debido a la elevada resistencia de la piel (según se indica por el nivel de voltaje máximo).

Además, se espera que la señal electroquímica durante cada ciclo de detección se comporte como una señal uniforme, monótonamente decreciente que representa la reducción del peróxido de hidrógeno por el electrodo sensor. La desviación importante de este comportamiento esperado es indicativa de una medición deficiente o incorrecta (por ejemplo, una señal no monótonamente decreciente es indicativa de ruido excesivo en la señal biosensora) y, así, el comportamiento de la señal monitorizada durante las operaciones de detección proporciona un filtrado de datos más para invalidar o corregir las mediciones.

También pueden usarse umbrales de señal sin procesar en el procedimiento de filtrado de datos de la presente invención. Por ejemplo, cualquier lectura de sensor que es menos que algún umbral mínimo puede indicar que el dispositivo de muestreo/sensor no está operando correctamente, por ejemplo, donde el electrodo biosensor está desconectado. Además, cualquier sensor químico tendrá un intervalo máximo en el que el dispositivo puede operar con fiabilidad. Una lectura mayor que algún valor máximo indica, entonces, que la medición está fuera de escala y, por lo tanto, posiblemente es inválida. Por consiguiente, se usan aquí umbrales de señal máximo y mínimo como filtros de datos para invalidar o corregir mediciones. Tales umbrales mínimo y máximo pueden aplicarse asimismo a mediciones de fondo.

Puede aplicarse una clase general de filtros que detecta cambios en las mediciones de señal, fondo o voltaje. Estos filtros son útiles para calcular la coherencia de las mediciones y pueden detectar problemas o incoherencias en las mediciones. Pueden transmitirse mensajes de error a una pantalla de visualización del dispositivo de monitorización y/o grabarse en un registro de anotación de errores. Ejemplos de tales filtros incluyen lo siguiente:

(I) señal -- Estabilidad máxima. Un gran cambio en el máximo de una lectura del sensor indica una señal con ruido. El máximo de cualquier semiciclo catódico dado se define como la diferencia entre el primer punto biosensor y la media corregida de temperatura de los dos últimos puntos desde el semiciclo anódico anterior. Si la diferencia porcentual entre máximos sucesivos del mismo sensor es mayor que un valor predeterminado, por ejemplo, 30%, entonces se indica un error.

(II) fondo -- Precisión de fondo. Lecturas divergentes al final de la biodetección indican una señal biosensora inestable. Como estas lecturas se usan para calcular la corriente de fondo para un ciclo particular, una señal inestable puede conducir a un punto de entrada de datos erróneo. Si la diferencia entre los dos últimos puntos anódicos (donde los dos últimos puntos anódicos son típicamente las dos últimas corrientes biosensoras medidas después de la extracción anódica) usados para calcular la línea de referencia es mayor o igual que un valor predeterminado, por ejemplo, 6nA (o, por ejemplo, un porcentaje del primer punto anódico en relación con el segundo punto anódico), entonces se indica un error.

(III) fondo -- Estabilidad de fondo. Este control es para determinar si la corriente de fondo está cambiando con demasiado exceso, lo cual indica una señal con ruido y puede tener como resultado lecturas de glucosa inexactas. Si la diferencia porcentual entre mediciones de fondo sucesivas es mayor o igual que un valor predeterminado, por ejemplo, 15%, entonces se indica un error.

(IV) voltaje -- Estabilidad de voltaje. Si el dispositivo de monitorización de glucosa es perturbado mecánicamente, puede haber un cambio mayor (por ejemplo, mayor en relación con cuando el monitor está funcionando bajo condiciones normales) en el voltaje iontoforético. Esto podría conducir a una lectura anómala. Si la diferencia porcentual entre voltajes iontoforéticos sucesivos catódico o anódico es mayor que un valor predeterminado, por ejemplo, 15%, entonces se indica un error.

(V) voltaje -- Control de electrodo de referencia. Cuando el montaje de electrodos incluye un electrodo de referencia (como cuando se emplea, por ejemplo, un electrodo bimodal) este control establece la conectividad del electrodo de referencia al dispositivo de muestreo y al electrodo de trabajo. El biosensor se activa de manera que debería circular una corriente desde el electrodo de trabajo hasta el electrodo de referencia. Si la corriente medida es menos que un valor umbral, entonces se indica un error y la secuencia de medición puede terminarse.

Como se apreciará por alguien de competencia normal en la materia al leer esta descripción, puede emplearse un gran número de otros filtros de datos sin salir del espíritu de la presente invención.

Etapa C

La etapa de conversión

Continuando con el procedimiento, el dispositivo de muestreo iontoforético anteriormente descrito se usa para extraer el analito del sistema biológico, y se genera una señal amperimétrica sin procesar (por ejemplo, una señal de nanoamperios (nA)) desde el dispositivo biosensor electroquímico asociado. Esta señal sin procesar puede someterse opcionalmente a una etapa de filtrado de datos (Etapa B) para eliminar señales deficientes o incorrectas, o puede introducirse directamente en una etapa de conversión para obtener una señal de salida inicial que es indicativa de la cantidad de analito extraído por el sistema de muestreo.

I. Manera de obtener señales integradas 1. Fondo de línea de referencia

En una realización, la señal sin procesar o filtrada se procesa en la etapa de conversión para eliminar o corregir información de fondo presente en la señal. Por ejemplo, muchos dispositivos sensores tendrán una señal si está presente o no un analito de interés, es decir, la señal de fondo. Una señal de fondo tal es el "fondo de línea de referencia", el cual, en el contexto de la detección electroquímica, es una corriente (nA) generada por el dispositivo sensor independiente de la presencia o ausencia de del analito de interés. Este fondo de línea de referencia interfiere con la medición de analito de interés, y la cantidad de fondo de línea de referencia puede variar con el tiempo, temperatura y otros factores variables. Además, en el dispositivo pueden estar presentes especies interferentes electroquímicamente activas y/o analito residual que interferirán más con la medición del analito de interés.

Este fondo puede ser fondo transitorio que es una corriente generada independiente de la presencia o ausencia de del analito de interés y que disminuye a lo largo del tiempo de activación del sensor en la escala de tiempo de una medición, convergiendo finalmente con la señal de fondo de línea de referencia.

Por consiguiente, en una realización de la invención, se usa un procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia durante la etapa de conversión para reducir o eliminar tales interferencias de fondo de la señal de salida inicial medida. El procedimiento de sustracción implica la activación del sensor electroquímico durante un periodo de tiempo suficiente para reducir o eliminar sustancialmente analito residual y/o señal electroquímica que no se debe al analito (glucosa). Después de que el dispositivo se ha activado durante un periodo de tiempo apropiado y se obtiene una señal estable, se toma una medición del sensor, medición que después puede usarse para establecer un valor de señal de fondo de línea de referencia. Este valor de señal de fondo se sustrae de un valor de medición de señal real (que incluye tanto componentes específicas de analito como de fondo) para obtener un valor de medición corregido. Este procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia puede expresarse usando la siguiente función:

i(\tau) = i_{raw}(\tau) - i_{bkgnd}(\tau)

en la que: (i_{raw}(\tau)) es la corriente medida por el sensor (en nA) en el momento \tau; (\tau) es el tiempo después de la activación del sensor; (i_{bkgnd}(\tau)) es la corriente de fondo (en nA); y (i(\tau)) es la corriente corregida (en nA). La medición del valor de la señal de fondo de línea de referencia se toma cercana en el tiempo a la medición de señal real para dar cuenta de las fluctuaciones de temperatura, desviación de la señal de fondo y variables similares en el procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia. El valor de la señal de fondo de línea de referencia puede integrarse para usar con procesamiento de señal voltamétrica, o usado como valor de señal discreto en procesamiento de señal amperimétrica. En realizaciones particulares de la invención, la medición continua por el dispositivo de muestreo iontoforético proporciona un origen conveniente para la medición del fondo de línea de referencia, es decir, después de que se ha completado un ciclo de medición inicial, la medición del fondo de línea de referencia puede tomarse a partir de un ciclo de medición (detección) previo.

2. Fondo de línea de referencia de corrección de temperatura.

En otra realización más de la invención, la etapa de conversión se usa para corregir condiciones cambiantes en el sistema biológico y/o el sistema biosensor (por ejemplo, fluctuaciones de temperatura en el sistema biológico fluctuaciones de temperatura en el elemento sensor o combinaciones de las mismas). La temperatura puede afectar a la señal de diferentes maneras, como cambiando el fondo, las constantes de reacción y/o los coeficientes de difusión. Por consiguiente, pueden usarse varias funciones de corrección de temperatura opcionales para reducir estos efectos sobre la señal relacionados con la temperatura.

Para corregir el efecto que las fluctuaciones o diferencias de temperatura pueden tener sobre la señal sustraída del fondo de línea de referencia, puede llevarse a cabo la siguiente etapa de corrección de temperatura. Más particularmente, para compensar fluctuaciones de temperatura, pueden tomarse mediciones de temperatura en cada momento de medición dentro del ciclo de medición, y esta información puede usarse para basar un algoritmo de corrección de temperatura que ajuste la corriente de fondo en cada momento dependiendo de la diferencia de temperatura entre ese momento y la temperatura cuando se midió la corriente de fondo anterior. Este algoritmo de corrección de temperatura particular se basa en una relación de Arrhenius entre la corriente de fondo y la temperatura.

El algoritmo de corrección de temperatura supone una dependencia de tipo Arrhenius de la temperatura respecto a la corriente de fondo, como:

i_{bkgnd} = A \ exp\left[\frac{-K1}{T}\right]

en la que (i_{bkgn}) es la corriente de fondo; (A) es una constante; (K1) se llama la "pendiente de Arrhenius" y es una indicación de lo sensible que la corriente a cambios de temperatura; y (T) es la temperatura en ºK.

Trazar el logaritmo neperiano de la corriente de fondo frente a la inversa de la temperatura proporciona una función lineal que tiene una pendiente de (-K1). Usar un valor conocido o derivado de K1 permite que la corriente de línea de referencia en cualquier momento (t) se corrija usando la siguiente función (a la que en la presente memoria descriptiva se denomina como la "corrección de temperatura K1"):

i_{bkgnd,corrected} = i_{bkgnd,\tau0} \ exp\left[-K1\left(\frac{1}{t_{\tau}} - \frac{1}{t_{\tau0}}\right)\right]

en la que: (i_{bkgnd,corrected}) es la corriente de línea de referencia corregida de temperatura; (i_{bkgnd,\tau0}) es la corriente de línea de referencia a alguna temperatura de referencia T_{\tau0}, por ejemplo, la temperatura de medición de fondo de línea de referencia; (K1) es la constante de corrección de temperatura; y (T_{\tau}) es la temperatura en el momento \tau. Para el propósito de la invención, (i_{bkgnd,\tau0}) se define normalmente como la corriente de línea de referencia "anterior". Como puede verse, en lugar de realizar una estimación independiente del tiempo de la corriente de la línea de referencia, la corrección de temperatura K1 ajusta la corriente de línea de referencia según la manera de Arrhenius dependiendo de si la temperatura aumenta o disminuye durante o entre ciclos biosensores. La determinación de la constante K1 puede obtenerse trazando el logaritmo neperiano de la corriente de fondo frente a la inversa de la temperatura para una serie de datos de aprendizaje, y luego usando un análisis mejor ajustado para ajustar este gráfico con una línea que tiene una pendiente (-K1).

Las señales amperimétricas sin procesar o filtradas de la etapa A o de la etapa B, respectivamente (sometidas o no a la sustracción de fondo de línea de referencia y/o corrección de temperatura K1), pueden refinarse opcionalmente en la etapa de conversión para proporcionar señales voltamétricas integradas. En una realización particular de la invención, cualquiera de las señales amperimétricas anteriores (por ejemplo, la corriente generada por el sensor) puede convertirse en una señal voltamétrica (nanoculombios (nC)), que representa la integración de la corriente generada por el sensor a lo largo del tiempo para obtener la carga que se produce por la reacción electroquímica.

En una realización, la integración se lleva a cabo operando el biosensor en un modo voltamétrico (medición de carga). Medir la cantidad total de carga que pasa por el electrodo biosensor durante un periodo de medición es equivalente a integrar matemáticamente la corriente a lo largo el tiempo. Operando en el modo voltamétrico, los cambios en las constantes de difusión que resultan de fluctuaciones de temperatura, posibles cambios en la longitud del recorrido de difusión causados por espesor desigual o no uniforme del receptáculo, y cambios en la sensibilidad del sensor, tiene poco efecto sobre la señal integrada, mientras que estos parámetros pueden tener un mayor efecto sobre mediciones (de corriente) en un sólo momento. Alternativamente, puede obtenerse matemáticamente una medición voltamétrica funcionalmente equivalente en el procedimiento de la invención tomando mediciones discretas de corriente a intervalos de tiempo seleccionados, preferiblemente pequeños, y después usando cualquiera de varios algoritmos para aproximar la integral de la curva tiempo-corriente. Por ejemplo, puede obtenerse la señal integrada como sigue:

Y = \int_{\tau_{1}}^{\tau_{2}} i (\tau)d\tau

en la que: (Y) es la señal integrada (en nC); e (i(\tau)) es una corriente en el momento \tau, y puede ser igual a i_{raw}(\tau) para una señal sin procesar no corregida, o i_{raw}(\tau) - i_{bkgn}(\tau) para una señal sustraída del fondo de línea de referencia, o
i_{raw}(\tau) - i_{bkgn,corrected}(\tau) para una señal sustraída del fondo de línea de referencia y corregida de temperatura.

3. Corrección de temperatura de integral activa frente a integral en blanco

Puede usarse aquí un algoritmo de corrección de temperatura adicional para compensar la dependencia de la temperatura de una señal (en blanco) de fondo transitoria. Es decir, en el sistema de muestreo activo/en blanco ilustrado anteriormente, la medición de analito (glucosa en sangre) se genera integrando una señal activa y sustrayendo de la misma una señal en blanco (ver el procedimiento de sustracción en blanco, al final). La integral en blanco puede ser "artificialmente" alta o baja de pendiendo de si la señal en blanco se midió a una temperatura superior o inferior a la de la señal activa. Para normalizar la integral en blanco a la temperatura a la que se midió la señal activa, puede usarse la siguiente función (a la que en la presente memoria descriptiva se denomina como la "corrección de temperatura K2"):

1

en la que: (Y_{blank,corrected}) es la integral en blanco corregida; (Y_{blank}) es la integral en blanco no corregida (en nC); (K2) es la "constante de corrección de la integral en blanco"; y (T^{n}_{act}) y (T^{n}_{blank}) son la temperatura media de la señal activa y en blanco, respectivamente. La temperatura media se obtiene de promediar las n primeras temperaturas, de manera que (n) es también un parámetro ajustable. La determinación de la constante K2 puede obtenerse de un gráfico de Arrhenius del logaritmo de la integral en blanco frente a 1/ T^{n}_{blank}, usando la inversa de la media de los valores de las n primeras temperaturas, y después usando un mejor análisis de ajuste para ajustar la gráfica con una línea que tiene una pendiente (-K2).

Correcciones alternativas de temperatura que pueden realizarse durante la etapa de conversión son como sigue. En una realización, se usa una corrección de integral de temperatura media en la que, para cada ciclo de medición, la integral de temperatura media se determina por la función:

2

y luego corrigiendo la temperatura en momentos subsiguientes usando la función:

3

en la que: (Y_{t}) es la señal no corregida en el momento t; (Y_{t,corrected}) es la señal corregida en el momento t; (<T_{t}>) es la integral de temperatura media en el momento t; (<T_{ref}>) es la integral de temperatura media en el momento de referencia (por ejemplo, el momento de calibración); (t) es el momento después de que se inicia por primera vez la medición del sensor; y (\alpha) es un parámetro ajustable que se ajusta a los datos.

En otras realizaciones, pueden usarse funciones de corrección de temperatura para corregir diferencias de temperatura entre múltiples señales activas o entre señales activas y en blanco. Por ejemplo, en el dispositivo sensor activo/en blanco aquí ilustrado, se usa sustracción en blanco para anular la mayor parte de la dependencia de la temperatura de la señal activa. Sin embargo, oscilaciones momentáneas de temperatura durante el periodo de monitorización tendrán como resultado corrientes de fondo variables, lo que puede tener como resultado errores de señal cuando la corriente se multiplica por el tiempo de integración total en la etapa de conversión instantánea. Esto es particularmente cierto donde las integrales activa y en blanco son inconexas en el tiempo, y así se componen posiblemente de series de valores de corrientes de fondo que se producen a diferentes temperaturas.

4. Sustracción anódica

En otra corrección de temperatura alternativa más, en un procedimiento de sustracción se usan mediciones de temperatura tomadas en los receptáculos activo y en blanco en fases anódica y catódica alternas durante un ciclo de medición para reducir el impacto de las fluctuaciones de temperatura sobre las señales. En este aspecto, el sistema de muestreo iontoforético con receptáculos activo/en blanco puede hacerse funcionar bajo condiciones que alternan los receptáculos activo y en blanco entre fases anódica y catódica durante un ciclo de medición. Esto permite que se mida la señal anódica en blanco al mismo tiempo que la señal catódica activa, y las variaciones de temperatura probablemente tendrán impacto similar sobre las dos señales. La función de corrección de temperatura sustrae así una señal anódica ajustada (tomada al mismo tiempo que la señal catódica) de la señal catódica para representar el efecto de la temperatura sobre el fondo. Más particularmente, varias funciones de corrección de temperatura relacionadas que implican sustracción fraccionaria de señales anódicas en blanco pueden resumirse como sigue:

4

en la que: (Y_{act,cath}) es la señal activa en la fase catódica (en nC); (Y_{blank,an}) es la señal en blanco en la fase anódica (en nC); (Y_{act,an}) es la señal activa en la fase anódica (en nC); (Y_{blank,cath}) es la señal en blanco en la fase catódica (en nC); (Y) es la señal "sustraída anódica en blanco"; (ave t_{1}, t_{2}) es la media de las señales tomadas en dos momentos t_{1} y t_{2}; (ave
t_{1} - t_{2}) es la media de las señales tomadas durante el periodo de tiempo de t_{1} - t_{2}; (d) es un valor fraccionario universal y es generalmente una función de tiempo; y (AOS) es una desviación anódica universal que puede obtenerse empíricamente usando técnicas matemáticas estándar y ajustarse opcionalmente usando datos tomados de dos momentos anteriores, t_{1} y t_{2} (es decir, ave t_{1}, t_{2}) o usando la media de los datos tomados durante el periodo de tiempo de t_{1} - t_{2} (es decir, ave t_{1} - t_{2}).

En otras realizaciones más de la invención, la etapa de conversión puede incluir una etapa de sustracción en blanco, datos combinados de dos receptáculos activos y/o una etapa de filtrado.

La etapa de sustracción en blanco se usa para sustraer la señal en blanco de la señal activa para eliminar los componentes de señal que no están relacionados con el analito, obteniendo así una señal de analito más limpia. Cuando la señal sin procesar se obtiene de dos receptáculos activos, las dos señales sin procesar pueden procesarse o puede usarse un valor sumado de las dos señales sin procesar. En la etapa de filtrado se llevan a cabo transformaciones matemáticas que filtran individualmente señales obtenidas de los receptáculos de recogida activo y en blanco. Estos algoritmos de filtrado ayudan a mejorar la relación señal-ruido en el biosensor, permitiendo corregir la señal las mediciones de señal obtenidas del dispositivo para reducir el ruido no deseado, aunque manteniendo la señal buscada real.

Más particularmente, en el dispositivo de muestreo iontoforético activo-en blanco de la invención se usa una etapa de sustracción en blanco como sigue. Las señales del receptáculo en blanco (segundo), tomadas al mismo tiempo, o aproximadamente el mismo, que las señales del receptáculo activo (primero), se usan para eliminar sustancialmente componentes de la señal activa que no están relacionados específicamente con el analito. En este aspecto, el receptáculo en blanco contiene todos los mismos componentes que el receptáculo activo excepto la enzima GOx, y la señal en blanco debería mostrar así corriente electroquímica similar a la señal activa, excepto la señal asociada con el analito. Por consiguiente, puede usarse la siguiente función para sustraer la señal en blanco de la señal activa:

Y_{t} = Y_{t,act} - d * Y_{t,blanck}

en la que: (Y_{t,act}) es la señal activa (en nC) en el momento t; (Y_{t,blank}) es la señal en blanco (en nC) en el momento t; (Y_{t}) es la señal "sustraída en blanco" en el momento t; y (d) es el valor fraccionario dependiente del tiempo para la señal en blanco, y preferiblemente d = 1. En relación con la ecuación mostrada anteriormente que se usa para sustraer la señal en blanco de la señal activa, cuando se usan dos receptáculos activos preferiblemente d = -1 ó, más generalmente, como se muestra en la ecuación más adelante, la señal sumada puede "ponderarse" para representar diferentes contribuciones de señal de cada receptáculo.

En el caso de dos receptáculos activos, cada receptáculo es capaz de generar señal sin procesar y cada uno contiene todos los mismos componentes. Por ejemplo, donde se usan dos receptáculos de recogida para detectar glucosa, ambos receptáculos contiene glucosa oxidasa. Por lo tanto, puede usarse la siguiente función:

Y_{t,\epsilon} = aY_{t,act1} + bY_{t,act2}

en la que: "a" es el valor fraccionario dependiente del tiempo para la primera señal activa; (Y_{t,act1}) es la primera señal activa (en nC) en el momento t; "b" es el valor fraccionario dependiente del tiempo para la segunda señal activa; (Y_{t,act2}) es la segunda señal activa (en nC) en el momento t; (Y_{t,\epsilon}) es la señal sumada en el momento t.

II. Procedimientos generales para filtrar señales integradas

En la etapa de filtrado, la señal activa obtenida del primer receptáculo (activo) puede filtrarse usando una función de filtro. En sistemas activos múltiples puede aplicarse el mismo filtrado a cada señal antes de la suma. En una realización, la función puede expresarse como una función recurrente como sigue:

E_{t,act} = W_{act}Y_{t,act} + (1 - W_{act})(E_{t-1,act})

en donde: (Y_{t,act}) es la medida de la señal activa (en nC) en el momento t; (E_{t,act}) es la estimación de la señal activa (en nC) en el momento t para t > 1 (en t = 1, E_{t,act} = Y_{t,act} ); y (W_{act}) es el "valor estimado" para el biosensor activo, en el que 0 \leq W_{act} \leq 1.

La señal de referencia (en blanco) obtenida del segundo receptáculo también puede filtrarse usando una función de filtro recurrente similar. Esta función puede expresarse como sigue:

E_{t,blank} = W_{blank}Y_{t,blank} + (1 - W_{blank})(E_{t-1,blank})

en la que: (Y_{t,blank}) es la medida de la señal en blanco (en nC) en el momento t; (E_{t,blank}) es la estimación de la señal en blanco (en nC) en el momento t para t > 1 (en t = 1, E_{t,blank} = Y_{t,blank} ); y (W_{blank}) es el "valor estimado" para el biosensor en blanco, en el que 0 \leq W_{blank}\leq 1.

Una vez que las señales activa y en blanco se han filtrado individualmente, la señal en blanco puede sustraerse de la señal activa para obtener una señal que es indicativa sólo de la reacción de glucosa. Como se analizó anteriormente, la señal en blanco debería mostrar una corriente electroquímica similar a la señal activa, excepto la señal asociada con el analito de glucosa. En la práctica de la invención, esta etapa de sustracción en blanco puede sustraer el valor de la señal en blanco filtrada en sí, o puede sustraerse de la señal activa una señal en blanco ponderada usando la siguiente función para obtener una sustracción fraccionada:

E_{t} = E_{t,act} - d* E_{t,blank}

en la que: (E_{t,act}) es la estimación de la señal activa (en nC) en el momento t; (E_{t,blank}) es la estimación de la señal en blanco (en nC) en el momento t; (E_{t}) es la señal sensora filtrada "sustraída en blanco" en el momento t; y (d) es el valor fraccionario dependiente del tiempo para la señal en blanco.

Puede usarse la misma función recurrente en la que se invierte el orden de las etapas de filtrado y sustracción en blanco, de manera que: (Y_{t,act}) es la integral de la señal activa (en nC) en el momento t; (Y_{t,blank}) es la integral de la señal en blanco (en nC) en el momento t; (Y_{t}) es la señal sensora "sustraída en blanco" (en nC) en el momento t; y (d) es el valor fraccionario dependiente del tiempo para la señal en blanco; y

Y_{t} = Y_{t,act} - d* Y_{t,blank}

E_{t} = wY_{t} + (1-w)(E_{t-1})

Este filtrado puede llevarse a cabo alternativamente sobre señales sensoras (nA) discretas, con o sin correcciones de temperatura y/o sustracción de fondo. También puede llevarse a cabo filtrado sobre señales activas o sobre medias de dos o más señales activas. A los expertos con conocimientos normales en la materia se les ocurrirán más modificaciones a estas funciones, a la luz de la presente descripción habilitadora.

Etapa D

La etapa de calibración

Continuando con el procedimiento, cualquiera de las señales obtenidas de la etapa A, la señal sin procesar filtrada obtenida de la etapa B, o la señal de salida inicial obtenida de la etapa C (o de los Etapas B y C), pueden convertirse en un valor específico de analito usando una etapa de calibración que correlaciona la señal obtenida del dispositivo sensor con la concentración del analito presente en el sistema biológico. Puede usarse una gran diversidad de técnicas de calibración para interpretar tales señales. Estas técnicas de calibración aplican técnicas matemáticas, estadísticas y/o de reconocimiento de patrones al problema de procesamiento de señales en análisis químicos, por ejemplo, usando redes neurales, procesamiento de señal de algoritmos genéticos, regresión lineal, regresión lineal múltiple, regresión lineal parcial, deconvolución o análisis de componentes principales de mediciones (pruebas) estadísticas.

Un procedimiento de calibración implica técnicas de estimación. Para calibrar un instrumento usando técnicas de estimación, es necesario tener una serie de mediciones de ejemplo con concentraciones conocidas denominadas la serie de calibración (por ejemplo, la serie de referencia). Esta serie consiste en m muestras, cada una con n variables instrumentales contenidas en una matriz de m por n (X) y un vector de m por 1 (y) que contiene las concentraciones. Si una información previa indica que la relación entre medición y concentración es lineal, la calibración intentará determinar una transformación o aplicación (b) de n por 1, de manera que

y = Xb

es una estimación óptima de y según unos criterios predefinidos. Se conocen en la técnica numerosas técnicas de estimación apropiadas útiles en la práctica de la invención. Estas técnicas pueden usarse para proporcionar parámetros constantes, los cuales pueden usarse luego en una transformación matemática para obtener un valor de medición indicativo de la concentración de analito presente en el sistema biológico en los momentos de medición.

En una realización particular, la etapa de calibración puede llevarse a cabo usando redes neurales artificiales o algoritmos genéticos. La estructura de un algoritmo de red neural particular usado en la práctica de la invención puede variar ampliamente; sin embargo, la red debería contener una capa de entrada, una o más capas ocultas y una capa de salida. Tales redes pueden optimizarse en serie de datos de preparación y después aplicarse a una población. Existe un número infinito de tipos de redes apropiadas, funciones de transferencia, criterios de preparación, procedimientos de prueba y aplicación que se les ocurrirán a los expertos de competencia normal al leer la presente descripción.

En el contexto del dispositivo de muestreo iontoforético de glucosa descrito en la presente memoria descriptiva anteriormente (que puede contener un receptáculo de recogida activo con la enzima GOx y un receptáculo de recogida en blanco; o, alternativamente, dos receptáculos activos con la enzima GOx), un algoritmo de red neural preferido usaría, por ejemplo, entradas seleccionadas de las siguientes para proporcionar una medición de glucosa: tiempo transcurrido desde la calibración; señal del receptáculo activo; señal del receptáculo en blanco; señal de dos receptáculos activos (promediados o sumados); tiempo de calibración; temperatura medida; voltaje iontoforético aplicado; conductancia de la piel; concentración de glucosa en sangre, determinada por un medio independiente, en un punto de calibración definido; fondo; fondo referido a la calibración; y, cuando funciona en el modo de preparación, glucosa medida.

Si la etapa de calibración se lleva a cabo o no usando técnicas estadísticas convencionales o algoritmos de red neural, la etapa de calibración puede incluir un procedimiento de calibración universal, o un procedimiento de calibración multipunto. En una realización de la invención, se usa un procedimiento de calibración universal en el que se usan las técnicas matemáticas anteriores para deducir un factor de correlación (o algoritmo de correlación) que permite la cuantificación exacta, fiable, de concentración de analito representando fondos variables e interferencias de señal independientemente del sistema biológico particular que se monitoriza. En este aspecto, el procedimiento de calibración universal se selecciona para proporcionar una correlación estrecha (es decir, asociación cuantitativa) entre una respuesta instrumental particular y una concentración de analito particular, en la que se correlacionan las dos variables.

En otra realización se usa una calibración de punto único. Más particularmente, el procedimiento de calibración de punto único puede usarse para calibrar mediciones obtenidas por metodologías de muestreo iontoforético usando una medición de referencia obtenida por procedimientos convencionales (invasivos). La calibración de punto único permite representar variables que son exclusivas del sistema biológico particular que se monitoriza, y del sistema de muestreo particular que se está usando. En este aspecto, el dispositivo de muestreo transdérmico se pone en contacto generalmente con el sistema biológico (colocado sobre la superficie de la piel de un sujeto) al despertar. Después de que el dispositivo se pone en su sitio, es preferible esperar un periodo de tiempo para permitir que el dispositivo empiece las operaciones normales.

Además, el sistema de muestreo se puede programar con antelación para empezar la ejecución de sus mediciones de señales (u otras funciones) en un momento indicado. Una aplicación de esta característica es tener el sistema de muestreo en contacto con un sujeto y programar el sistema de muestreo para empezar la ejecución de la secuencia durante la noche para que esté disponible para calibración nada más despertar. Una ventaja de esta característica es que elimina cualquier necesidad de esperar a que el sistema de muestreo se caliente antes de calibrarlo.

En el contexto de la monitorización de glucosa, puede extraerse una muestra de sangre cuando el dispositivo ha alcanzado las operaciones normales, de manera que la extracción invasiva de muestra de sangre se toma en un periodo de tiempo correspondiente con un ciclo de medición. Los niveles reales de glucosa en sangre pueden determinarse entonces usando cualquier procedimiento convencional (por ejemplo, colorimétrico, electroquímico, espectrofotométrico o similar) para analizar la muestra extraída. Este valor real se usa luego como valor de referencia en el procedimiento de calibración de punto único, en el que el valor real se compara frente al valor medido correspondiente obtenido con el dispositivo de muestreo transdérmico. En otra realización más, se usa un procedimiento de calibración multipunto en el que el procedimiento de calibración de punto único anteriormente descrito se repite al menos una vez para proporcionar una pluralidad de puntos de calibración. Por ejemplo, el procedimiento de calibración multipunto puede llevarse a cabo en diversos intervalos de tiempo en el transcurso de un periodo de medición constante o continua.

Continuando con la etapa de calibración, las señales obtenidas de la etapa B y/o la etapa C, anterior, pueden someterse a otro procesamiento de señal antes de la calibración como sigue. Haciendo referencia particularmente al procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia de la etapa de conversión (Etapa C), la señal corregida debería ser teóricamente proporcional a la cantidad de analito (glucosa) presente en la muestra iontoforética extraída. Sin embargo, a veces se obtiene una ordenada en el origen no nula en la correlación entre señal y valor de referencia de glucosa. Por lo tanto, se obtiene un término de desviación constante (que puede ser positivo o negativo) que puede sumarse a la señal convertida para representar una señal no nula en una concentración nula estimada de glucosa en sangre. La desviación puede sumarse a la señal sensora activa o, en el caso de un sistema de muestreo iontoforético que obtiene señales tanto activas como en blanco, la desviación puede sumarse a la señal activa sustraída en blanco.

La etapa de calibración puede llevarse a cabo usando, por ejemplo, el procedimiento de calibración de punto único descrito en la presente memoria descriptiva anteriormente. La concentración de referencia de glucosa en sangre así obtenida puede usarse después en el factor de conversión siguiente:

b_{gain} = \frac{BG_{cal} + \rho}{E_{cal} + OS}

en el que: (E_{cal}) es la señal sensora filtrada sustraída en blanco (en nC) en la calibración); (BG_{cal}) es la concentración de referencia de glucosa en sangre (en mg/dl) en la calibración; (b_{gain}) es el factor de conversión [(mg/dl)/nC]; (OS) es la constante del factor de calibración de desviación (en nC) que puede calcularse usando análisis de regresión estándar; y (\rho) es la desviación de calibración (en mg/dl). Los datos posteriores a la calibración pueden convertirse después usando la siguiente función:

EG_{t} = b_{gain}[E_{t} + OS]- \rho

en la que (EG_{t}) es la concentración estimada de glucosa en sangre (en mg/dl). Otros valores de señal, como Y_{t}, pueden sustituirse por E_{t} y E_{cal} dependiendo de la cantidad de procesamiento de señal anterior realizado (ver, por ejemplo, Etapa C, anterior).

También puede usarse otro procesamiento de señal para corregir el comportamiento dependiente del tiempo relacionado con el elemento sensor particular que se usa en la operación de detección. En este aspecto, las mediciones de señal de ciertos tipos (como las mediciones electroquímicas de señal descritas en la presente memoria descriptiva) muestran cambios con el tiempo por razones que no se entienden totalmente. La presente invención no se basa en ninguna teoría particular en cuanto a por qué se produce tal cambio dependiente del tiempo. Más bien, la invención reconoce que puede producirse ese comportamiento dependiente del tiempo y corrige este comportamiento usando una o más funciones matemáticas.

De esta manera, en una realización, puede calcularse una medición corregida usando una función matemática que compensa la disminución dependiente del tiempo en la señal biosensora entre mediciones durante el periodo de medición constante o continua de la concentración de analito. La función de corrección usa uno o más parámetros de decrecimiento aditivo (\alpha_{1}) y uno o más parámetros de decrecimiento multiplicativo (\rho_{1}) (los cuales se determinan empíricamente para el biosensor), y puede expresarse como sigue:

EG_{t} = b_{gain}[E_{t}(1+\epsilon_{i}t) + OS] + \alpha_{i}t - \rho

en la que:

b_{gain}=\frac{BG_{cal} + \rho - \alpha_{i}t_{cal}}{E_{cal}(1 + \varepsilon_{i}t_{cal} + OS}

y (t_{cal}) es el momento de calibración; (EG_{t}) es la concentración estimada de glucosa en sangre en el momento t; (E_{t}) es la señal del analito en el momento t; (OS) es el término de desviación constante que representa una señal no nula en una concentración estimada de glucosa en sangre nula (como se describió anteriormente); (\epsilon) es un término de aumento para disminución de señal dependiente del tiempo y puede tener múltiples segmentos de tiempo (por ejemplo, i = 1, 2 ó 3); (\alpha) es un término de corrección para una disminución de señal dependiente del tiempo lineal en los segmentos de tiempo y puede tener múltiples segmentos de tiempo (por ejemplo, i = 1, 2 ó 3); (t) es el tiempo transcurrido, y (\rho) es la desviación de calibración (en mg/dl).

En una realización alternativa, puede calcularse una medición corregida usando una función matemática que compensa la disminución dependiente del tiempo en la señal biosensora entre mediciones, durante el periodo de medición constante o continua de la concentración de analito, correlacionando la señal al comienzo de la serie de mediciones con una unidad de decrecimiento. La función de corrección usa un parámetro de decrecimiento aditivo (\alpha) y un factor de corrección de decrecimiento (\gamma). Esta ecuación permite que se aplique una corrección multiplicativa dependiente del tiempo a la señal integrada de una manera que amplifica en mayor medida las señales que se ha observado que decrecen a una mayor velocidad (por ejemplo, empíricamente, señales que dan B_{gain} inferior tienden a decrecer más rápido). El uso del factor B_{gain}, como se describe en la presente memoria descriptiva, puede asegurar que se obtiene un factor de calibración razonable.

En esta realización, EG_{t}, el valor calculado de glucosa en sangre en el momento de medición, se calcula como sigue:

6

en la que: BG_{cal} es la glucosa en sangre verdadera en el momento de calibración; E_{cal} es la señal de analito en la calibración; (t_{cal}) es el tiempo transcurrido desde el momento de calibración; (EG_{t}) es la concentración estimada de glucosa en sangre en el momento t; (E_{t}) es la señal de analito en el momento t; (OS) es el término de desviación constante que representa una señal no nula en una concentración estimada de glucosa en sangre nula (como se describió anteriormente); (\gamma) es un término de corrección dependiente del tiempo para disminución de señal; (\alpha) es un término de corrección dependiente del tiempo para disminución de señal; y (t) es el tiempo transcurrido.

Emplear estas ecuaciones una "segmentación de tiempo" puede realizarse como sigue:

7

8

9

10

11

12

en donde: EG_{t} es el valor calculado de glucosa en sangre en el momento de medición; t es el tiempo transcurrido (por lo tanto t_{cal} es el momento transcurrido desde el momento de calibración), OS es el parámetro de desviación, \alpha_{i} y \gamma_{i} son los términos de corrección dependientes del tiempo para representar la señal decreciente con el tiempo. Para evitar un término de corrección de tiempo dominante a medida que se incrementa el tiempo transcurrido, los parámetros de corrección de tiempo \alpha_{i} y \gamma_{i} son distintos para tres intervalos de tiempo diferentes ("i"): 0 a 6 horas (por ejemplo,
i = 1), 6 a 10 horas (por ejemplo, i = 2), y 10 a 14 horas (por ejemplo, i = 3), como se mostró anteriormente. Por lo tanto, t_{12} = 6 horas y t_{23} = 10 horas.

La segmentación de tiempo permite mayor flexibilidad para predecir términos de decrecimiento de señal no lineales.

Los procedimientos y técnicas de procesamiento de señal descritos en los Etapas A a D pueden combinarse de diversas maneras para asegurar el procesamiento de señal mejorado durante la medición de analito. En una realización, se usa un sistema de muestreo activo/en blanco para obtener la señal sin procesar en la etapa A. Estas señales sin procesar se filtran luego en la etapa B para obtener datos filtrados. Estos datos filtrados se someten luego a una corrección de temperatura usando la corrección de temperatura K1, y luego se convierten usando los procedimientos de sustracción de línea de referencia e integración de la etapa C. Los datos convertidos también se filtran (tanto los activos como en blanco) usando las funciones de filtrado de la etapa C, los datos filtrado se corrigen de temperatura usando la corrección de temperatura K2, y se lleva a cabo una sustracción en blanco. Los datos filtrados y corregidos se convierten luego en la concentración de analito en el sistema biológico usando los procedimientos de calibración de la etapa D para realizar una calibración de punto único, en la que los datos también se refinan usando las correcciones de desviación y de comportamiento dependiente del tiempo para obtener un valor de concentración de analito muy exacto.

En otra realización, si se usan dos receptáculos activos (A_{1}/A_{2}), puede emplearse un "control de coherencia del sensor" que detecta si las señales de los receptáculos están cambiando conjuntamente una con otra. Este control compara el cambio porcentual de la señal de calibración para cada receptáculo, luego calcula la diferencia en cambio porcentual en la señal entre los dos receptáculos. Si esta diferencia es mayor que algún umbral, entonces las señales no se están "siguiendo" una a otra y este punto de entrada de datos puede filtrarse como en la etapa B. Este control verifica la coherencia entre los dos sensores. Una gran diferencia puede indicar ruido en las señales.

En otra realización más de la presente invención puede emplearse un "Control de Factor de Calibración". Este control proporciona control sobre mediciones de pinchazos en el dedo poco razonables o entradas incorrectas y proporciona seguridad adicional de que se ha generado una pendiente de calibración razonable. Típicamente, existen dos factores de calibración que se calculan en la calibración: BGAIN y RELACIÓN CALRATIO. Si BGAIN es menos que o igual a un valor umbral predeterminado, o si la RELACIÓN CAL es mayor que o igual a un valor umbral predeterminado, entonces se indica un error de calibración. Tal error de calibración puede mostrarse al usuario, por ejemplo, puede aparecer una ventana de calibración sobre el dispositivo visualizador del monitor. Tal error indica a los usuarios que el usuario debe realizar la calibración de nuevo. Para el Control de Factor de Calibración, la RELACIÓN CAL puede calcularse como sigue:

CALRATIO = \left[\frac{BG_{cal}}{E_{cal} + OS}\right]

en la que: BG_{cal} es la glucosa en sangre verdadera en el momento de calibración; E_{cal} es la señal de analito en la calibración; y (OS) es el término de desviación constante que representa una señal no nula a una concentración estimada de glucosa en sangre nula.

Etapa E

Mediciones de previsión en el tiempo

El valor de analito corregido obtenido usando las técnicas anteriores puede usarse para predecir concentraciones de analito objetivo futuras (por ejemplo, previsiones en el tiempo) o pasadas (por ejemplo, calibración) en el sistema biológico. En una realización se obtiene una serie de valores de analito realizando una combinación de Etapas A, B, C y/o D, anterior, de manera iterativa. Estas mediciones se usan luego para predecir valores de analito no medidos en diferentes momentos, futuros o pasados.

Más particularmente, el procedimiento de muestreo iontoforético anteriormente descrito se lleva a cabo para obtener tres o más mediciones del analito objetivo. Usando estas mediciones, puede calcularse una medición adicional. La medición adicional se calcula preferiblemente usando una función serie.

En el contexto de la monitorización de glucosa en sangre, se ha descubierto que el nivel real de glucosa (en tiempo real) en un sujeto difiere del nivel de glucosa medido obtenido usando un dispositivo de muestreo que extrae glucosa del sujeto usando iontoforesis. La diferencia se debe, en parte, a un tiempo de retardo entre extraer el analito de glucosa y obtener una medición de la glucosa extraída. Este tiempo de retardo puede variar dependiendo de factores como el sujeto particular que usa el dispositivo, el área particular de piel de la que se extrae glucosa, el tipo de receptáculo de recogida usado y la cantidad de corriente aplicada. Para compensar este tiempo de retardo inherente, el procedimiento de la presente invención puede utilizar datos obtenidos de mediciones anteriores y una función matemática para predecir qué concentración futura de analito habrá. En este caso, la lectura futura predicha puede usarse como "valor en tiempo real" del nivel de analito.

En otra realización, pueden usarse procedimientos matemáticos para predecir mediciones pasadas, como en el contexto de realizar una calibración. Más particularmente, pueden calibrarse mediciones obtenidas usando el dispositivo de muestreo transdérmico anteriormente descrito frente a una o más mediciones de referencia obtenidas por procedimientos (de extracción de sangre) convencionales. En tales procedimientos de calibración, se determinan niveles reales de glucosa en sangre usando procedimientos analíticos convencionales (por ejemplo, colorimétricos, electroquímicos, espectrofotométricos o similares) para analizar una muestra de sangre extraída. Estas mediciones reales se comparan después con mediciones correspondientes obtenidas con el dispositivo de muestreo transdérmico, y luego se determina un factor de conversión. En operaciones normales, el dispositivo de muestreo transdérmico se pone primero en contacto generalmente con el sistema biológico (colocado sobre la superficie de la piel de un sujeto) al despertar. Después de que el dispositivo se coloca en su sitio, es preferible esperar un periodo de tiempo para permitir que el dispositivo alcance los parámetros de operación normales, después del cual puede calibrarse el dispositivo. Sin embargo, si se extrae una muestra de sangre en el momento en que el dispositivo se aplica por primera vez (como normalmente sería lo más conveniente), puede no haber una señal correspondiente del sistema de muestreo transdérmico que pueda compararse con el valor de referencia obtenido de la muestra de sangre extraída. Este problema puede superarse usando procedimientos de predicción que permitan realizar una prueba de glucosa en sangre convencional (por medio de extracción de muestra de sangre) cuando el dispositivo se aplica por primera vez, y calibrar después el dispositivo en un momento posterior frente a los resultados de la prueba de glucosa convencional.

En la práctica de la invención pueden usarse varios procedimientos matemáticos para predecir mediciones futuras o pasadas. Por ejemplo, pueden usarse análisis de regresión lineal o no lineal, análisis de series temporales o redes neurales para predecir tales mediciones. Sin embargo se prefiere que aquí se use una combinación novedosa de filtrado exponencial y un análisis de serie de Taylor para predecir la medición futura o pasada.

Varias otras variables fisiológicas pueden predecirse usando las técnicas anteriores. Por ejemplo, estos procedimientos de predicción pueden usarse para prever en el tiempo aquellas variables fisiológicas que no pueden medirse en tiempo real, o que demuestran fluctuaciones frecuentes en sus datos. Ejemplos de funciones fisiológicas y las variables que las caracterizan incluyen, pero no se limitan a, circulación sanguínea cerebral (en el tratamiento de pacientes de apoplejía) que está relacionada con la viscosidad sanguínea y las concentraciones de proteínas plasmáticas y factores de coagulación en la corriente sanguínea (Hachinski, V. y Norris, J. W., "The Acute Stroke", Philadelphia, FA Davis, 1985), la función pulmonar (en pacientes de asma) según se mide por los volúmenes pulmonares en las diferentes fases de la respiración (Thurlbeck, W. M. (1990) Clin. Chest Med. 11:389); y la actividad cardíaca (en parada cardíaca recurrente) según se mide por la actividad eléctrica del corazón (Marriott, HJL, "Practical Electrocardiography", 8ª Ed. Baltimore, Williams & Wilkins, 1983). Otros ejemplos de variables fisiológicas que pueden predecirse incluyen diálisis renal, donde se siguen las concentraciones de urea y gases en sangre (Warnock, D. G. (1988) Kidney Int. 34:278); y tratamiento de anestesia, donde se monitorizan diversos parámetros (por ejemplo, ritmo cardíaco, presión sanguínea, concentración del anestésico en sangre) para determinar cuándo dejará de funcionar el anestésico (Vender, J, S., y Gilbert, H. C., "Monitoring the Anesthetized Patient", en Clinical Anesthesia, 3ª Ed., por Barash y colaboradores, Lippincott-Raven Publishers, Philadelphia, 1996).

Etapa F

Control de un efecto fisiológico

El valor de analito obtenido usando las técnicas anteriores también puede usarse para controlar un aspecto del sistema biológico, por ejemplo, un efecto fisiológico. En una realización, el valor de analito obtenido como se describe anteriormente se usa para determinar cuándo, y a qué nivel, debería añadirse un componente al sistema biológico para controlar la concentración del analito objetivo.

Más particularmente, en el contexto de la monitorización de glucosa en sangre, el uso de técnicas de predicción (Etapa E, anterior) permite predicciones exactas de valores de glucosa en sangre en tiempo real o futuros. Esto es de particular valor en la predicción de episodios hipoglucémicos que pueden conducir a choque diabético, o incluso coma. Tener una serie de mediciones obtenidas del dispositivo de muestreo iontoforético continuo, y la capacidad de predecir valores futuros, permite a un sujeto detectar oscilaciones o tendencias de glucosa en sangre indicativas de episodios hipoglucémicos o hiperglucémicos antes de que alcancen un nivel crítico, y compensarlos por medio de ejercicio, dieta o administración de insulina.

La aplicación de un control de retroalimentación de la presente invención implica usar una función para predecir niveles de glucosa en sangre en tiempo real, o valores de medición de niveles de glucosa en sangre en un momento diferente y después usar los mismos para controlar una bomba para suministro de insulina para tratar la hipoglucemia.

Ejemplos

Los siguientes ejemplos se proponen para proporcionar a los expertos normales en la materia de una exposición y descripción completa de cómo realizar y usar los dispositivos, procedimientos y fórmulas de la presente invención, y no se pretende que limiten el alcance de lo que los inventores consideran su invención. Se han realizado esfuerzos para asegurar la exactitud en relación con los números usados (por ejemplo, cantidades, temperatura, etc.) pero deberían considerarse algunos errores y desviaciones experimentales. A no ser que se indique de otra manera, las partes son partes en peso, el peso molecular es peso molecular promediado en peso, la temperatura está en grados centígrados y la presión es atmosférica o casi.

Ejemplo 1 Procesamiento de señal para medición de glucosa en sangre

Para calcular los procedimientos de procesamiento de señal de la presente invención, se usó un dispositivo de muestreo iontoforético para extraer una serie de 525 muestras de glucosa en sangre de una población experimental de sujetos humanos, y se compararon valores de mediciones no procesadas frente a valores de mediciones obtenidas usando los algoritmos de filtrado y corrección de datos de la presente invención.

Más particularmente, se realizó muestreo iontoforético sobre sujetos usando un sistema de muestreo iontoforético GlucoWatch™ (Cygnus, Inc., Redwood City, CA). Este dispositivo de muestreo transdérmico que está diseñado para llevarse como un reloj de pulsera, usa iontoforesis (electroósmosis) para extraer analito de glucosa a una almohadilla de recogida llevada debajo del reloj. La glucosa recogida en el sistema de muestreo GlucoWatch™ provoca una reacción electroquímica con un reactivo en la almohadilla, dando lugar a una corriente que se detecta, mide y convierte en una concentración de glucosa en sangre. Las mediciones se toman a nivel continuo, en el que la extracción y detección combinadas (ciclos de medición) se fijaron a 30 minutos. La iontoforesis se llevó a cabo usando dos almohadillas de recogida en contacto con electrodos iontoforéticos de Ag/AgCl, una densidad de corriente iontoforética de 0,3 mA/cm^{2}, y la polaridad eléctrica de los electrodos se cambió a la mitad del ciclo de medición de 30 minutos. La detección se llevó a cabo usando electrodos biosensores basados en platino que se pusieron en contacto con las almohadillas de recogida. Una descripción del sistema de muestreo GlucoWatch™ puede encontrarse en una publicación por Conn, T. E. (15 de enero de 1997) "Evaluation of a Non-Invasive Glucose Monitoring System for People with Diabetes", entregada en la reunión del Institute of Electrical and Electronics Engineers (IEEE) titulada "Engineering in Medicine & Biology", Stanford, CA.

Simultáneamente a la obtención de los valores calculados de glucosa en sangre (del sistema de muestreo GlucoWatch™), se obtuvieron y analizaron muestras de sangre (por pinchazos en los dedos) para uso como mediciones de referencia. Por consiguiente, se obtuvieron 525 series de pares de mediciones (mediciones de referencia y calculadas). Después se realizó una comparación entre las mediciones de referencia y las mediciones calculadas (de señales sin procesar o procesadas usando los procedimientos de la invención). Las dos series diferentes de filtros de datos se usaron como sigue: (a) cambio máximo de temperatura a lo largo del tiempo (d(temp)/d(tiempo)), umbral de transpiración, y una desviación umbral de la monotonía (esta serie de filtros de temperatura se indica como (+) en la Tabla 1 más adelante); o (b) cambio máximo de temperatura a lo largo del tiempo (d(temp)/d(tiempo)), umbral de transpiración, una desviación umbral de la monotonía y un cambio de fondo de línea de referencia a lo largo del tiempo (esta serie de filtros de temperatura se indica como (++) en la Tabla 1 más adelante). El algoritmo de corrección que se usó es como sigue:

EG_{t} = b_{gain}[E_{t}(1+\epsilon_{i}t) + OS] + \alpha_{i}t - \rho

en la que:

b_{gain}=\frac{BG_{cal} + \rho - \alpha_{cal}t}{E_{cal}(1 + \varepsilon_{i}t_{cal} + OS}

y (t_{cal}) es el momento de calibración; (EG_{t}) es la concentración estimada de glucosa en sangre en el momento t; (E_{t}) es la señal de analito en el momento t; (OS) es el término de desviación constante que representa una señal no nula a una concentración estimada de glucosa en sangre nula (como se describió anteriormente); (\epsilon) es un término de aumento para la disminución de señal dependiente del tiempo y puede tener múltiples segmentos de tiempo (por ejemplo, i = 1, 2 ó 3); (\alpha) es un término de corrección para una disminución de señal dependiente del tiempo lineal en los segmentos de tiempo y puede tener múltiples segmentos de tiempo (por ejemplo, i = 1, 2 ó 3); (t) es el tiempo transcurrido, y (\rho) es la desviación de calibración (en mg/dl).

En la comparación se usó un error de la rejilla de análisis (Clarke y colaboradores, (1987) Diabetes Care 10: 622-628) para calcular la eficacia del dispositivo, en el que las mediciones calculadas se trazaron frente a las mediciones de referencia correspondientes. Un dispositivo de monitorización de glucosa en sangre efectivo debería tener más del 85-90% de los datos, aproximadamente, en las regiones A y B del error de la rejilla de análisis, con una mayoría de los datos en la región A (Clark y colaboradores, anterior). Los resultados del error de la rejilla de análisis se presentan más adelante en la Tabla 1 como (A+B%). Como puede observarse, la combinación de procedimientos de filtrado de datos y el algoritmo de corrección de la presente invención cumplieron este criterio de eficacia.

Otra medida de exactitud del dispositivo es el tanto por ciento de error absoluto medio (MPE(%)) que se determina a partir de la media de tantos por ciento de error individuales (PE) dado por la siguiente función:

PE=\frac{EG_{t} - BG_{t}}{BG_{t}}

en la que BG_{t} es la medición de glucosa de referencia y EG_{t} es la medición de glucosa calculada. Las mediciones efectivas deberían tener un MPE(%) de aproximadamente 25% o menos. Los resultados del MPE(%) también se representan en la Tabla 1. Como puede observarse, la combinación de procedimientos de filtrado de datos y el algoritmo de corrección de la presente invención cumplieron este criterio de eficacia.

También se calculó la correlación entre valores de glucosa en sangre calculados y medidos. Los valores del coeficiente de correlación (R) también se presentan en la Tabla 1 más adelante. Las mediciones efectivas deberían tener valores R de más de aproximadamente 0,85. Como puede observarse, la combinación de procedimientos de filtrado de datos y el algoritmo de corrección de la presente invención asegura la correlación incrementada entre valores reales y medidos.

TABLA 1 525 pares de datos en total

Algoritmo	Filtro	Nº pts.	MPE(%)	A + B (%)	Otros (%)	R
0	0	525	54	73	27	0,54
+	+	467	24	90	10	0,87
+	++	308	20	91	9	0,90

Claims (33)

1. Un sistema de monitorización para medir constante o continuamente un analito presente en un sistema biológico, comprendiendo dicho sistema

(a) medio microprocesador (36) que

(I)

somete una señal sin procesar obtenida del analito extraído del sistema biológico a una etapa de conversión para convertir dicha señal sin procesar a una señal de salida inicial que es indicativa de la cantidad del analito extraído del sistema biológico, y

(II)

realiza una etapa de calibración que correlaciona dicha señal de salida inicial con un valor de medición indicativo de la concentración del analito presente en el sistema biológico en el momento de extracción, en el que en dicha etapa de calibración la señal de salida inicial se convierte en un valor específico de analito de unidades conocidas para proporcionar una interpretación de la señal de salida inicial, usando dicha interpretación una transformación matemática para modelizar la relación entre la señal de salida inicial y un valor específico de analito correspondiente; y

(b) medios sensores (16, 18, 20) en contacto operativo con el analito extraído del sistema biológico, en el que dichos medios sensores (16, 18, 20) obtienen una señal sin procesar del analito extraído y dicha señal sin procesar está relacionada específicamente con el analito.

2. El sistema de monitorización de la reivindicación 1, que comprende además medios de muestreo (8, 10, 12, 14) para extraer constante o continuamente el analito del sistema biológico, en el que dichos medios de muestreo (8, 10, 12, 14) están adaptados para extraer el analito a través de una superficie cutánea o de la mucosa de dicho sistema biológico.

3. El sistema de monitorización de la reivindicación 1 ó 2, en el que el analito es glucosa.

4. El sistema de monitorización de una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, que comprende además medios sensores de temperatura y medios sensores de conductancia de la piel para monitorizar temperatura y conductancia de la piel en el sistema de monitorización o el sistema biológico.

5. El sistema de monitorización de una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el medio microprocesador (36) está programado para empezar la ejecución de la etapa de conversión y la etapa de calibración en un momento definido.

6. Un microprocesador (36) para un sistema de monitorización configurado para medir continuamente un analito presente en un sistema biológico, en el que el microprocesador (36) está configurado

(a) para someter una señal sin procesar obtenida del analito extraído del sistema biológico a una etapa de conversión para convertir dicha señal sin procesar en una señal de salida inicial que es indicativa de la cantidad del analito extraído del sistema biológico; y

(b) para realizar una etapa de calibración que convierte la señal de salida inicial obtenida en la etapa (a) en un valor de medición indicativo de la concentración de analito presente en el sistema biológico en el momento de extracción, en el que en dicha etapa de calibración la señal de salida inicial se convierte en un valor específico de analito de unidades conocidas para proporcionar una interpretación de la señal de salida inicial, usando dicha interpretación una transformación matemática para modelizar la relación entre la señal de salida inicial y un valor específico de analito correspondiente.

7. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que el analito es glucosa.

8. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la señal sin procesar se somete a un filtrado de datos que invalida o corrige señales deficientes o incorrectas basado en un parámetro detectado indicativo de una señal deficiente o incorrecta.

9. El microprocesador (36) de la reivindicación 8, en el que el filtrado de datos aplica una serie de criterios de selección a la señal sin procesar, en el que cada criterio de selección se basa en un parámetro detectado diferente indicativo de una señal deficiente o incorrecta.

10. El microprocesador (36) de la reivindicación 8, en el que el filtrado de datos implica monitorizar cambios de temperatura a lo largo del tiempo durante un periodo de medición, y se usa un valor de cambio máximo de temperatura a lo largo del tiempo (d(temp)/d(tiempo)) para invalidar o corregir mediciones tomadas durante un periodo de medición durante el cual se superó el valor d(temp)/d(tiempo) máximo.

11. El microprocesador (36) de la reivindicación 8, en el que el filtrado de datos implica monitorizar niveles de transpiración en el sistema biológico en momentos seleccionados, y se usa un umbral de nivel de transpiración máximo para invalidar o corregir mediciones tomadas durante un periodo de medición durante el cual se superó el umbral de nivel de transpiración máximo.

12. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la señal sin procesar se somete a un filtrado de datos que implica monitorizar voltaje iontoforético durante un periodo de medición, y usa un valor de voltaje iontoforético máximo para invalidar o corregir mediciones tomadas durante un periodo de medición durante el cual se superó dicho valor de voltaje máximo.

13. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la etapa de conversión implica un procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia para eliminar ruido de fondo de la señal sin procesar.

14. El microprocesador (36) de la reivindicación 13, en el que el procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia usa un valor de línea de referencia corregido de temperatura.

15. El microprocesador (36) de la reivindicación 13, en el que el procedimiento de sustracción de fondo de línea de referencia usa un valor de línea de referencia corregido de conductividad de piel.

16. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la etapa de conversión integra la señal de salida inicial durante un periodo de tiempo de detección.

17. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la etapa de conversión usa una transformación matemática para filtrar individualmente las señales sin procesar.

18. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la etapa de calibración implica una calibración de punto único frente a un valor de referencia de calibración.

19. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la etapa de calibración implica el uso de un algoritmo de red neural que correlaciona la señal de salida inicial con un valor de medición indicativo de la concentración de analito presente en el sistema biológico en el momento de extracción.

20. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la obtención de la señal sin procesar está programado programa para empezar en un momento designado.

21. El microprocesador (36) de la reivindicación 20, en el que el momento designado precede a la etapa de calibración.

22. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la etapa de calibración implica el uso de una correlación lineal para correlacionar la señal de salida inicial con un valor de medición indicativo de la concentración de analito presente en el sistema biológico en el momento de extracción.

23. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la etapa de calibración implica además compensar el comportamiento dependiente del tiempo entre mediciones de señal.

24. El microprocesador (36) de la reivindicación 23, en el que el comportamiento dependiente del tiempo comprende la disminución de la señal entre dichas mediciones.

25. El microprocesador (36) de la reivindicación 23, en el que la compensación se lleva a cabo usando la siguiente función:

EG_{t} = b_{gain}[E_{t}(1+\epsilon_{i}t) + OS] + \alpha_{i}t - \rho

en la que:

b_{gain}=\frac{BG_{cal} + \rho - \alpha_{cal}t}{E_{cal}(1 + \varepsilon_{i}t_{cal} + OS}

y (t_{cal}) es el momento de calibración; (EG_{t}) es la concentración estimada de glucosa en sangre en el momento t; (E_{t}) es la señal de analito en el momento t; (OS) es el término de desviación constante que representa una señal no nula a una concentración estimada de glucosa en sangre nula; (\varepsilon) es un término de aumento para la disminución de señal dependiente del tiempo y puede tener múltiples segmentos de tiempo; (i) es un segmento de tiempo; (\alpha) es un término de corrección para una disminución de señal dependiente del tiempo lineal en los segmentos de tiempo y puede tener múltiples segmentos de tiempo; (t) es el tiempo transcurrido, y (\rho) es la desviación de calibración.

26. El microprocesador (36) de la reivindicación 23, en el que la compensación se lleva a cabo usando la siguiente función:

17

donde:

18

en la que: BG_{cal} es la glucosa en sangre verdadera en el momento de calibración; E_{cal} es la señal de analito en la calibración; (t_{cal}) es el tiempo transcurrido desde el momento de calibración; (EG_{t}) es la concentración estimada de glucosa en sangre en el momento t; (E_{t}) es la señal de analito en el momento t; (OS) es el término de desviación constante que representa una señal no nula a una concentración estimada de glucosa en sangre nula; (\gamma) es un término de corrección dependiente del tiempo para la disminución de señal; \alpha es un término de corrección dependiente del tiempo para la disminución de señal; y (t) es el tiempo transcurrido.

27. El microprocesador (36) de la reivindicación 26, en el que una segmentación de tiempo se realiza como sigue:

19

20

en donde: EG_{t} es el valor calculado de glucosa en sangre en el momento de medición; BG_{cal} es la glucosa en sangre verdadera en el momento de calibración; t es el tiempo transcurrido; t_{cal} es el tiempo transcurrido en el momento de calibración; OS es el parámetro de desviación; y \alpha_{i} y \gamma_{i} son términos de corrección dependientes del tiempo para representar la señal decreciente con el tiempo, donde i = 1, 2 ó 3.

28. El microprocesador (36) de la reivindicación 6, en el que la etapa de conversión implica además usar una función de corrección de temperatura para corregir cambios en el sistema biológico y/o cambios en el dispositivo sensor.

29. El microprocesador (36) de la reivindicación 28, en el que los cambios en el sistema biológico comprenden un cambio de temperatura.

30. El microprocesador (36) de la reivindicación 28, en el que la etapa de conversión implica corregir cambios de temperatura que se producen entre una medición de señal de fondo en el dispositivo sensor y la medición de una señal sin procesar, y durante la medición de la señal sin procesar.

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31. El microprocesador (36) de la reivindicación 30, en el que la corrección de temperatura usa una función de corrección de Arrhenius.

32. El microprocesador (36) de la reivindicación 30, en el que la corrección de temperatura usa una función de corrección de temperatura media integral obtenida de un ciclo de medición para corregir temperatura en momentos subsiguientes.

33. El microprocesador (36) de la reivindicación 28, en el que la etapa de conversión implica corregir diferencias de temperatura entre múltiples señales sin procesar obtenidas.