基於包含分析物的樣品的感測物理特性和導出的生物傳感器參數的電化學測試條的精確...的製作方法

2023-08-03 15:48:11 2

基於包含分析物的樣品的感測物理特性和導出的生物傳感器參數的電化學測試條的精確 ...的製作方法
【專利摘要】本發明提供了下述方法的各種實施例，所述方法允許利用生物傳感器來獲得更加精確的分析物濃度，具體方式為確定包含所述分析物的所述樣品的至少一個物理特性具體地講血細胞比容、以及基於此特徵導出與所述生物傳感器相關的參數以獲得精確的葡萄糖濃度。
【專利說明】基於包含分析物的樣品的感測物理特性和導出的生物傳感 器參數的電化學測試條的精確分析物測量
[000。 優先權
[0002] 本專利申請要求2011年12月29日提交的美國臨時專利申請序列號 61/581，087 (代理人案卷號孤I5220USPSP)、61/581，089 (代理人案卷號孤I5220USPSP1)、 61/581,099(代理人案卷號孤I5220USPSP2)、和61/581，100(代理人案卷號 孤I5221USPSP) ;2012年5月31日提交的美國臨時專利申請序列號61/654,013(代理人案 卷號孤I5228USPSP) ;2012年12月28日提交的國際專利申請PCT/GB2012/053276(代理人 案卷號孤I5220W0PCT)和PCT/GB2012/053277(代理人案卷號孤I5228W0PCT)的優先權的 權益，並且上述所有專利申請（"優先權專利申請"）均全文W引用方式併入本文。

【背景技術】
[0003] 電化學葡萄糖測試條（例如，用於OneTouch? Ultra?全血測試套件（可得自 LifeScan公司）中的那些）被設計用於測量糖尿病患者的生理流體樣品中的葡萄糖濃度。 葡萄糖的測量可基於葡萄糖氧化酶（GO)對葡萄糖的選擇性氧化來進行。葡萄糖測試條中 可發生的反應由下面的公式1和2概括。
[0004] 公式1葡萄糖+GOfW -葡萄糖酸+G〇b。出
[0005] 公式 2 GO(Kd)巧 Fe (CN) e]- 一 GO(OX)巧 Fe (CN) 6'-
[0006] 如公式1中所示，葡萄糖被葡萄糖氧化酶的氧化形式佑OfW)氧化成葡萄糖酸。應 該指出的是，GOfW還可被稱為"氧化的酶"。在公式1的反應過程中，氧化酶GOfW被轉化 為其還原狀態，其被表示為(即，"還原酶")。接著，如公式2中所示，還原酶通 過與化(CN) (被稱作氧化介體或鐵氯化物）的反應而被再氧化回GOfW。在G〇b,d>重新生 成回其氧化狀態GOfW的過程中，Fe (CN)皮還原成化(CN) 被稱作還原介體或亞鐵氯 化物）。
[0007] 當利用施加於兩個電極之間的電勢形式的測試信號進行上述反應時，可通過在電 極表面處經還原介體的電化學再氧化來生成電流形式的測試信號。因此，由於在理想環境 下，上述化學反應過程中生成的亞鐵氯化物的量與布置在電極之間的樣品中葡萄糖的量成 正比，所W生成的測試輸出信號將與樣品的葡萄糖含量成比例。諸如鐵氯化物的介體是能 夠接受來自酶（例如葡萄糖氧化酶）的電子並隨後將所述電子供給電極的化合物。隨著樣 品中的葡萄糖濃度增加，所形成的還原介體的量也增加；因此，源自還原介體的再氧化的測 試輸出信號與葡萄糖濃度之間存在直接關係。具體地，電子在整個電界面上的轉移致使測 試輸出信號流動（每摩爾被氧化的葡萄糖對應2摩爾的電子）。因此，由於葡萄糖的引入而 產生的測試輸出信號可被稱為葡萄糖輸出信號。
[0008] 當某些血液成分存在時，會對測量產生不良影響並導致檢測信號不精確，從而對 電化學生物傳感器產生負面影響。例如，該不精確性將會使葡萄糖讀數不準，造成患者無法 察覺具有潛在危險的血糖含量。作為一個例子，血液的血細胞比容含量（即紅細胞在血液 中所佔的數量百分比）會對所得分析物濃度的測量造成錯誤影響。
[0009] 血液中紅細胞容積的變化會造成一次性電化學測試條所測量的葡萄糖讀數出現 變化。通常，高血細胞比容下會出現負偏差（即計算出的分析物濃度偏低），低血細胞比容 下會出現正偏差（即計算出的分析物濃度偏高）。在高血細胞比容下，例如，血紅細胞可能 會阻礙酶和電化學媒介物的反應，降低化學溶解率，因為用於使化學反應物成溶劑化物的 血漿量較低並且媒介物的擴散速度慢。該些因素會造成比預期葡萄糖讀數偏低，因為電化 學過程中產生的電流較小。相反，在低血細胞比容下，可影響電化學反應的紅細胞數量比預 期要少，因而測量的輸出信號也更大。此外，生理流體樣品電阻也與血細胞比容相關，該會 影響電壓和/或電流測量。
[0010] 已採取了多個策略來降低或避免基於血細胞比容的變型對血糖造成的影響。例 女口，測試條已被設計成具有多個可將樣本中的紅細胞去除的網眼，或者含有多種化合物或 巧驚U，用W提高紅細胞的粘度並減弱低血細胞比容對濃度確定的影響。為了校正血細胞比 容，其他測試條包括了細胞溶解劑和被配置成確定血紅蛋白濃度的系統。另外，生物傳感 器已被配置成通過下述方式來測量血細胞比容；測量經過交流電信號的流體樣品的電響 應或利用光照射生理流體樣品之後的光學變型的變化、或者基於樣品腔室填充時間的函 數來測量血細胞比容。該些傳感器具有某些缺點。涉及血細胞比容檢測的策略的通用技 術為使用所測量的血細胞比容值來校正或改變所測量的分析物濃度，所述技術大致示於 和描述於下述相應的美國專利申請公布中；美國專利申請2010/0283488 ;2010/0206749 ; 2009/0236237 ；2010/0276303 ；20 10/0206749 ；2009/0223834 ； 2008/0083618 ； 2004/0079652 ;2010/0283488 ;2010/0206749 ;2009/0194432 ;或美國專利 7, 972, 861 和 7, 258, 769,所有該些專利申請和專利均W引用方式併入本文。


【發明內容】

[0011] 申請人:已提供出允許利用批斜率和物理特性（如，血細胞比容）之間的關係導出 新的批斜率來改進葡萄糖測量的技術的各種實施例，所述技術可用於基於電化學生物傳感 器的此導出的批斜率來確定分析物濃度。有利的是，該種新技術不依賴於對分析物測量進 行校正或修改，因此減少了測試時間，同時提高了精度。
[0012] 在本公開的第一方面，提供了允許使用者獲得具有較高精度的分析物濃度結果的 方法。所述方法可通過W下步驟實現：將信號施加到樣品W確定樣品的物理特性；將另一 個信號驅動到樣品W引起樣品的物理轉化；從樣品測量至少一個輸出信號；從自測試序列 啟動的多個預定時間位置中的一個處的至少一個輸出信號和生物傳感器的至少一個預定 參數來獲得估計的分析物濃度；基於樣品的物理特性來生成生物傳感器的第一參數因子； 基於生物傳感器的第一參數因子和在自測試序列啟動的所述多個預定時間位置中的一個 處測量的至少一個輸出信號來計算第一分析物濃度；基於所估計的分析物濃度和樣品的物 理特性來生成生物傳感器的第二參數因子；基於生物傳感器的第二參數因子和在自測試序 列啟動的所述多個預定時間位置中的一個處測量的至少一個輸出信號來計算第二分析物 濃度；基於第一分析物濃度和物理特性來生成生物傳感器的第H參數因子；基於生物傳感 器的第H參數因子和在自測試序列啟動的所述多個預定時間位置中的一個處測量的至少 一個輸出信號來計算第H分析物濃度；W及通告第一、第二、和第H分析物濃度中的至少一 個。
[0013] 在另一方面，提供了一種允許使用者獲得具有較高精度的分析物濃度結果的方 法。所述方法可通過W下步驟實現；在樣品沉積時啟動分析物測試序列；將信號施加到樣 品W確定樣品的物理特性；將另一個信號驅動到樣品W引起樣品的物理轉化；從樣品測量 至少一個輸出信號；從自測試序列啟動的多個預定時間位置中的一個處測量的至少一個輸 出信號來導出估計的分析物濃度；基於所估計的分析物濃度和樣品的物理特性來獲得生物 傳感器的新參數；基於生物傳感器的新參數和在自測試序列啟動的多個預定時間位置中的 一個或另一個處測量的輸出信號來計算分析物濃度；W及通告分析物濃度。
[0014] 在本公開的另一方面，提供了一種允許使用者獲得具有較高精度的分析物濃度結 果的方法。所述方法可通過W下步驟實現；在樣品沉積到生物傳感器上時啟動分析物測試 序列；將信號施加到樣品W確定樣品的物理特性；將另一個信號驅動到樣品W引起樣品的 物理轉化；從樣品測量至少一個輸出信號；基於樣品的物理特性來生成生物傳感器的第一 新批參數；基於生物傳感器的第一新批參數和在自測試序列啟動的多個預定時間位置中的 一個處測量的輸出信號來計算第一分析物濃度；W及通告第一分析物濃度。
[0015] 在本公開的上述方面中，可通過電子電路和處理器來執行確定步驟、估計步驟、計 算步驟、運算步驟、導出步驟和/或使用步驟（可能結合公式）。該些步驟還可作為存儲在 計算機可讀介質上的可執行指令被實施；所述指令在由計算機執行時可執行上述方法中的 任何一個的步驟。
[0016] 在本公開的附加方面，存在計算機可讀介質，每個介質包括可執行指令，所述可執 行指令在由計算機執行時執行上述方法中的任何一個的步驟。
[0017] 在本公開的附加方面，存在諸如試驗測試儀或分析物測試裝置之類的裝置，每個 裝置或測試儀包括被配置成執行上述方法中的任何一個的步驟的電子電路或處理器。
[0018] 對於本領域的技術人員而言，當結合將被首先簡要描述的附圖來參閱W下對本發 明示例性實施例的更詳細說明時，該些和其他實施例、特徵和優點將變得顯而易見。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0019] 併入本文中並且構成本說明書一部分的附圖示出當前優選的本發明的實施例，並 且與上面所給出的概述和下面所給出的詳述一起用於解釋本發明的特徵（其中類似的數 字表示類似的元件），其中：
[0020] 圖1示出了分析物測量系統。
[0021] 圖2A W簡化示意圖形式示出了測試儀200的部件。
[0022] 圖2B W簡化示意圖示出了測試儀200的變型的優選具體實施。
[0023] 圖3A示出了圖1的系統的測試條100,其中存在位於測量電極的上遊的兩個物理 特性感測電極。
[0024] 圖3B示出了圖3A的測試條的變型，其中提供了屏蔽或接地電極W靠近測試腔室 的入口；
[00巧]圖3C示出了圖3B的測試條的變型，其中試劑區域已向上遊延伸W覆蓋物理特性 感測電極中的至少一個；
[0026] 圖3D示出了圖3A、圖3B、和圖3C的測試條100的變型，其中測試條的某些部件已 被一起整合成單個單元；
[0027] 圖3B示出了圖3A的測試條的變型，其中一個物理特性感測電極設置為靠近入口 並且另一個物理特性感測電極位於測試池的終端處，且測量電極設置在所述一對物理特性 感測電極之間。
[0028] 圖3C和圖3D示出了圖3A或圖3B的變型，其中物理特性感測電極彼此相鄰地設 置在測試腔室的終端處，並且測量電極位於物理特性感測電極的上遊。
[0029] 圖3E和圖3F示出了類似於圖3A、圖3B、圖3C、或圖3D的物理特性感測電極排列， 其中所述一對物理特性感測電極靠近測試腔室的入口。
[0030] 圖4A示出了時間相對於施加到圖1的測試條的電勢的曲線圖。
[0031] 圖4B示出了時間相對於來自圖1的測試條的輸出電流的曲線圖。
[0032] 圖5示出了生物傳感器的參數和流體樣品的物理特性之間的關係。
[0033] 圖6示出了實施用於確定分析物濃度的至少H種技術的各個模塊的完整系統圖。
[0034] 圖7示出了可供選擇的第四種技術，其中圖7為可用於圖6中的技術中的任何一 個的模板。
[0035] 圖8A和圖8B示出了針對已知技術的用於表5中的各組生物傳感器的精度。
[0036] 圖9A和圖9B示出了針對第一新技術的表5中的各組生物傳感器的精度的改進。
[0037] 圖IOA和圖IOB示出了針對第二新技術的用於表5中的各組生物傳感器的精度的 改進。
[003引圖IlA和圖IlB示出了針對第H新技術的用於表5中的各組生物傳感器的精度的 改進。

【具體實施方式】
[0039] 應結合附圖來閱讀下面的詳細說明，其中不同附圖中的類似元件編號相同。附圖 未必按比例繪製，其示出了所選擇的實施例並不旨在限制本發明的範圍。該詳細說明W舉 例的方式而非限制性方式來說明本發明的原理。此說明將清楚地使得本領域的技術人員能 夠製備和使用本發明，並且描述了本發明的多個實施例、改型、變型、替代形式和用途，包括 目前據信是實施本發明的最佳模式。
[0040] 如本文所用，針對任何數值或範圍的術語"約"或"大約"表示允許部件或多個組 件的集合執行如本文所述的其指定用途的適當的尺寸公差。更具體地講，"約"或"近似"可 指列舉數值的值±10%的範圍，例如"約90%"可指81%至99%的數值範圍。另外，如本 文所用，術語"患者"、"宿主"、"使用者"和"受檢者"是指任何人或動物受檢者，並非旨在將 系統或方法局限於人類使用，但本主題發明在人類患者中的使用代表著優選的實施例。如 本文所用，術語"振蕩信號"包括分別改變極性、或交替電流方向、或為多向的電壓信號或電 流信號。還如本文所用，短語"電信號"或"信號"旨在包括直流信號、交替信號或電磁譜內 的任何信號。術語"處理器"；"微處理器";或"微控制器"旨在具有相同的含義並且旨在可 互換使用。如本文所用，術語"通告"及其術語的變型指示可通過文本、音頻、視頻或者所有 通信模式或通信介質的組合向用戶提供通告。為了向用戶通知結果的定性方面，可提供標 記，W通過紅色標記（閃爍消息）來指示結果在所需的範圍之外、或者通過綠色標記等來指 示結果在範圍之內。
[0041] 圖1示出了用通過本文所示和所述的方法和技術生產的測試條來測試個體的血 液中的分析物（如，葡萄糖）水平的試驗測試儀200。試驗測試儀200可包括用戶界面輸入 鍵206, 210, 214,其可採取按鈕的形式，用於輸入數據、菜單導航和執行命令。數據可包括表 示分析物濃度的值和/或與個體的日常生活方式相關的信息。與日常生活方式相關的信息 可包括個體食物攝取、藥物使用、健康檢查的發生率、總體健康狀態和運動水平。試驗測試 儀200還可包括顯示器204,其可用於報告所測量的葡萄糖水平，且便於輸入生活方式相關 信息。
[0042] 試驗測試儀200可包括第一用戶界面輸入鍵206、第二用戶界面輸入鍵210和第H 用戶界面輸入鍵214。用戶界面輸入鍵206, 210和214方便輸入和分析存儲在測試裝置中 的數據，使用戶能通過顯示器204上顯示的用戶界面進行導航。用戶界面輸入鍵206, 210 和214包括第一標記208、第二標記212和第H標記216,其有助於將用戶界面輸入鍵與顯 示器204上的字符相關聯。
[0043] 可通過將測試條100 (或其優先應用中的變型）插入到測試條埠連接器220內、 通過按壓並短暫地保持第一用戶界面輸入鍵206、或者通過檢測整個數據埠 218上的數 據流量來開啟試驗測試儀200。可通過取出測試條100 (或其優先應用中的變型）、按壓並 短暫地保持第一用戶界面輸入鍵206、導航到主菜單屏幕並從主菜單屏幕選擇測試儀關閉 選項、或者通過在預定時間內不按壓任何按鈕來關閉試驗測試儀200。顯示器104可任選地 包括背光源。
[0044] 在一個實施例中，試驗測試儀200可被配置成可在例如從第一測試條批轉換到第 二測試條批時不從任何外部源接收校準輸入。因此，在一個示例性實施例中，測試儀被配置 成可不從外部源接收校準輸入，所述外部源例如是用戶界面（例如，輸入鍵206, 210, 214)、 插入的測試條、單獨的代碼鍵或代碼條、數據埠 218。當所有的測試條批具有基本一致的 校準特性時，該種校準輸入是不必要的。校準輸入可W是歸於特定測試條批的一組值。例 女口，校準輸入可包括特定測試條批的批斜率和批截距值。校準輸入（例如，批斜率和截距 值）可預設在測試儀中，如下文將描述。
[0045] 參照圖2A，示出了試驗測試儀200的示例性內部布局。試驗測試儀200可包括處 理器300,其在本文所述和所示的一些實施例中為32位的RISC微控制器。在本文所述和所 示的優選實施例中，處理器300優選地選自由Texas Instruments值alias Texas)製造的 MSP 430系列的超低功率微控制器。處理器可W經I/O埠 314雙向連接至存儲器302,所 述存儲器在本文所述和所示的一些實施例中為邸PROM。另外經I/O埠 214連接至處理器 300的是數據埠 218、用戶界面輸入鍵206, 210和214 W及顯示驅動器320。數據埠 218 可連接到處理器300,從而使得數據能夠在存儲器302和外部裝置（例如個人計算機）之間 傳輸。用戶界面輸入鍵206, 210和214直接連接到處理器300。處理器300藉助顯示驅動 器320控制顯示器204。在試驗測試儀200的製備期間，存儲器302可預裝有校準信息，例 如批斜率和批截距值。在通過測試條埠連接器220從測試條接收到合適的信號（例如電 流）時，該預裝的校準信息就可W由處理器300訪問和使用，W便利用信號和校準信息計算 出對應的分析物水平（例如血糖濃度），而不用從任何外部源接收校準輸入。
[0046] 在本文所述和所示的實施例中，試驗測試儀200可包括專用集成電路（ASIC) 304， W便提供在對已施用到插入測試條口連接器220內的測試條100 (或者其優先應用中變型） 上的血液中的葡萄糖水平的測量過程中使用的電子電路。模擬電壓可經由模擬接口 306傳 遞到ASIC 304或從ASIC 304傳遞出。來自模擬接口 306的模擬信號可通過A/D轉換器 316轉換為數位訊號。處理器300還包括核308、ROM 310 (含有計算機代碼）、RAM 312和 時鐘318。在一個實施例中，處理器300配置成（或編程為）：例如在分析物測量後的一個 時間段使所有的用戶界面輸入均無效，在顯示單元作出分析物值顯示後即進行的單個輸入 除外。在一可選實施例中，處理器300配置成（或編程為）；忽略來自所有用戶界面輸入鍵 的任何輸入，在顯示單元作出分析物值顯示後即進行的單個輸入除外。測試儀200的詳細 說明和闡釋示於和描述於國際專利申請公開W02006040200中，該專利申請全文W引用方 式併入本文。
[0047] 圖3A是測試條100的示例性分解透視圖，其可包括設置在襯底5上的走個層。設 置在襯底5上的走個層可為第一導電層50 (其還可稱為電極層50)、絕緣層16、兩個重疊的 試劑層22a和22b、包括粘合部分24、26和28的粘合劑層60、親水層70和形成測試條100 的覆蓋件94的頂層80。測試條100可通過一系列步驟來製造，其中利用例如絲網印刷工 藝來將導電層50、絕緣層16、試劑層22和粘合劑層60依次沉積在襯底5上。需注意，電極 10、12、和14被設置為接觸試劑層22a和22b，而物理特性感測電極19a和20a為間隔開的 並且不與試劑層22接觸。親水層70和頂層80可卷材設置並層合到襯底5上，作為一體式 層合物或者作為單獨的層。如圖3A所示，測試條100具有遠側部分3和近側部分4。
[0048] 測試條100可包括其中可吸取或沉積生理流體樣品95的樣品接收腔室92 (圖 3B)。本文所討論的生理流體樣品可為血液。樣品接收腔室92可包括在近端處的入口和在 測試條100側邊緣處的出口，如圖3A所示。可沿著軸線kL(圖3B)來將流體樣品95施加 到入口 W填充樣品接收腔室92,使得可測量葡萄糖。鄰近試劑層22布置的第一粘結墊24 和第二粘結墊26的側邊緣分別限定樣品接收腔室92的壁，如圖3A所示。樣品接收腔室92 的底部或者"底板"可包括襯底5、導電層50和絕緣層16的一部分，如圖3A所示。樣品接 收腔室92的頂部或者"頂板"可包括遠側親水部分32,如圖3A所示。對於測試條100,如 圖3A所示，襯底5可用作有助於支撐隨後施加的層的襯底。襯底5可採取聚醋薄片的形式， 所述聚醋薄片例如是聚對苯二甲酸己二醇醋（PET)材料（由Mitsubishi供應的化Staphan PET)。襯底5可為卷形式，標稱350微米厚，370毫米寬，W及大約60米長。
[0049] 導電層被用來形成電極，所述電極可用於對葡萄糖的電化學測量。第一導電層50 可由絲網印刷到襯底5上的碳素油墨製成。在絲網印刷工藝中，碳素油墨被加載到絲網上， 然後利用刮墨刀將油墨透過絲網轉印。印刷的碳素油墨可利用約14(TC的熱空氣乾燥。碳 素油墨可包括VAGH樹脂、碳黑、石墨化S15)和用於所述樹脂、碳和石墨的混合物的一種或 多種溶劑。更具體地，碳素油墨可包含在碳素油墨中比率為約2. 90 ;1的碳黑；VAGH樹脂、 W及比率為約2. 62 ;1的石墨；碳黑。
[0050] 如圖3A所示，對於測試條100,第一導電層50可包括參比電極10、第一工作電極 12、第二工作電極14、第H和第四物理特性感測電極19a和19b、第一接觸墊13、第二接觸墊 15、參考接觸墊11、第一工作電極軌道8、第二工作電極軌道9、參比電極軌道7、和測試條檢 測棒17。物理特性感測電極19a和20a具有相應的電極軌道19b和20b。導電層可由碳素 油墨形成。第一接觸墊13、第二接觸墊15和參考接觸墊11可適於電連接至試驗測試儀。 第一工作電極軌道8提供從第一工作電極12至第一接觸墊13的電連續通道。相似地，第 二工作電極軌道9提供從第二工作電極14至第二接觸墊15的電連續通道。相似地，參比 電極軌道7提供從參比電極10至參考接觸墊11的電連續通道。測試條檢測棒17電連接 至參考接觸墊11。第H和第四電極軌道19b和2化連接到相應的電極19a和20a。試驗測 試儀可通過測量參考接觸墊11與測試條測棒17之間的導通來檢測測試條100已被正確插 入，如圖3A所示。
[0051] 測試條100的變型（圖34、38、3(：、或30)示於2011年12月29日提交的 申請人: 的優先權專利申請序列號 61/581，087、61/581，089、61/581，099、和 61/581，100 ; W及 2012 年5月31日提交的美國臨時專利申請序列號61/654, 013。 申請人:的意圖在於本文受權利 要求保護的本發明的範圍還適用於在該些先前提交的專利申請中描述的多個測試條。
[005引在圖3B的實施例（其為圖3A的測試條的變型）中，提供附加電極IOa W作為多 個電極19a、20a、14、12和10中的任何一個的延伸件。必須指出的是，內置式屏蔽或接地電 極IOa用於降低或消除用戶手指或身體與特性測量電極19a和20a之間的任何電容禪合。 接地電極IOa允許任何電容背離感測電極19a和20a。為此，可將接地電極IOa連接到其他 五個電極中的任何一個或連接到其自身的單獨接觸墊片（和軌道），所述單獨接觸墊用於 連接到測試儀上的地而非經由相應的軌道7、8和9連接到接觸墊15、17、13中的一個或多 個。在優選的實施例中，接地電極IOa連接到其上設置有試劑22的H個電極中的一個。在 最優選的實施例中，接地電極IOa連接到電極10。作為接地電極，有利的是將接地電極連接 到參比電極（10)，W便不對工作電極測量產生任何附加電流，所述附加電流可來自樣品中 的背景幹擾複合物。此外通過將屏蔽或接地電極IOa連接到電極10,據信能有效地增加反 電極10的尺寸，所述尺寸尤其在高信號情況下可成為限制性的。在圖3B的實施例中，試劑 被布置使得其不與測量電極19a和20a接觸。作為另外一種選擇，在圖3C的實施例中，試 劑22被布置使得試劑22接觸感測電極19a和20a中的至少一個。
[0053] 在測試條100的另選的型式中，如此處在圖3D所示，頂層38、親水膜層34和墊片 29已結合在一起W形成一體式組件，所述一體式組件用於安裝到具有設置在絕緣層16'附 近的試劑層22'的襯底5。
[0054] 在圖3B的實施例中，分析物測量電極10、12和14設置成與圖3A、3C、或3D大致相 同的構型。作為另外一種選擇，用於感測物理特性（如，血細胞比容）水平的電極可設置成 間隔開的構型，其中一個電極19a靠近測試腔室92的入口 92a，並且另一個電極20a位於測 試腔室92的相對末端（示於優先權專利申請的圖3B中），或者兩個感測電極均遠離入口 92a (示於優先權專利申請的圖3C和3D中）。生物傳感器上的電極中的至少一個被設置為 接觸試劑層22。
[005引在圖3C、圖3D、圖3E和圖3F中，物理特性（如，血細胞比容）感測電極19a和20a 為彼此鄰近設置的，並且可布置在測試腔室92附近的入口 92a的相對末端和沿軸線L-L的 電極14的下遊或鄰近入口 92a(圖3A-3E和3F)處。在該些實施例的全部中，物理特性感 測電極與試劑層22間隔開，使得該些物理特性感測電極在包含葡萄糖的流體樣品（例如， 血液或間質液）存在的情況下不受試劑的電化學反應的影響。
[0056] 眾所周知，常規的基於電化學的分析物測試條採用工作電極W及相關聯的反電 極/參比電極和酶試劑層，W有利於與感興趣分析物的電化學反應，並且由此來確定此分 析物的存在和/或濃度。例如，用於確定流體樣品中的葡萄糖濃度的基於電化學的分析 物測試條可採用包含葡萄糖氧化酶和介體鐵氯化物（其在電化學反應期間被還原為介體 亞鐵氯化物）的酶試劑。此類常規分析物測試條和酶試劑層在例如美國專利5, 708, 247; 5, 951，836 ;6, 241，862 ;和6, 284, 125中有所描述，該些專利中的每一個均W引用的方式並 入本文。就該一點而言，本文提供的各種實施例中所採用的試劑層可包括任何合適的樣品 可溶性酶試劑，其中酶試劑的選擇取決於待確定的分析物和體液樣品。例如，如果流體樣品 中的葡萄糖待確定，則酶試劑層22可包括葡萄糖氧化酶或葡萄糖脫氨酶W及用於功能操 作所必需的其他成分。
[0057] -般來講，酶試劑層22包括至少酶和介體。合適的介體的例子包括例如釘、六胺 絡釘（III)氯化物、鐵氯化物、二茂鐵、二茂鐵衍生物、餓聯化巧複合物、和釀衍生物。合適 的酶的實例包括：葡萄糖氧化酶；葡萄糖脫氨酶（GDH)，其使用化咯唾晰釀（PQ曲輔因子； GDH，其使用煙醜胺腺嘿嶺二核巧酸（NAD)輔因子；W及GDH，其使用黃素腺嘿嶺二核巧酸 (FAD)輔因子。可在製備期間利用任何適合的技術（包括例如絲網印刷）來施加酶試劑層 22。
[0058] 申請人:指出，酶試劑層還可包含合適的緩衝劑（例如，H輕甲基氨基甲焼-HCI、巧 康酸鹽、巧樣酸鹽、和磯酸鹽）、輕己基纖維素出E幻、駿甲基纖維素、己基纖維素和藻酸鹽、 酶穩定劑、W及本領域中已知的其他添加劑。
[0059] 有關在不存在本文所述的相移測量電極、分析測試條和相關方法的情況下利用電 極和酶試劑層來確定體液樣品中的分析物濃度的其他細節在美國專利6, 733, 655中有所 描述，該專利全文W引用方式併入本文。
[0060] 在測試條的各種實施例中，對沉積在測試條上的流體樣品進行了兩個測量。一個 測量為流體樣品中的分析物（如，葡萄糖）的濃度的測量，而另一個測量為同一樣品的物理 特性（如，血細胞比容）的測量。物理特性（如，血細胞比容）的測量用於修正或校正葡萄 糖測量，W便消除或降低紅血細胞對葡萄糖測量的影響。兩個測量（葡萄糖和血細胞比容） 可在持續時間內按照順序、同時地、或重疊地執行。例如，可首先執行葡萄糖測量，然後執行 物理特性（如，血細胞比容）測量；首先執行物理特性（如，血細胞比容）測量，然後執行 葡萄糖測量；兩個測量同時執行；或者一個測量的持續時間可與另一個測量的持續時間重 疊。下文中參照圖4A、圖4B來詳細地論述每個測量。
[0061] 圖4A為施加到測試條100及其變型（此處示於圖3A-圖3F中）的測試信號的示 例性圖表。在將流體樣品施加到測試條1〇〇(或者其在優先權專利申請中的變型）之前，試 驗測試儀200處於流體檢測模式，其中在第二工作電極和參比電極之間施加約400毫伏的 第一測試信號。優選地同時在第一工作電極（如，測試條100的電極12)和參比電極（如， 測試條100的電極10)之間施加約400毫伏的第二測試信號401。作為另外一種選擇，還 可同時施加第二測試信號，使得施加第一測試電壓的時間間隔與施加第二測試電壓的時間 間隔重疊。在為零的起始時間檢測到生理流體之前的流體檢測時間間隔Tpd期間，試驗測試 儀可處於流體檢測模式。在流體檢測模式中，試驗測試儀200確定流體何時被施加到測試 條100 (或者其在優先權專利申請中的變型），使得流體潤溼第一工作電極12或第二工作 電極14 W及參比電極10。一旦試驗測試儀200由於例如在第一工作電極12或第二工作 電極14 (或兩個電極）處所測量的測試電流相對於參比電極10充分增大而識別出生理流 體已施加，則試驗測試儀200在時間"0"處分配為零的第二標記，並啟動測試序列時間間隔 TS。試驗測試儀200可W合適的取樣速率（例如，每隔1毫砂至每隔100毫砂）來對電流 瞬態輸出信號進行取樣。在測試時間間隔TS結束時，移除測試信號。為簡單起見，圖4A僅 示出施加到測試條100 (或者其在優先權專利申請中的變型）的第一測試信號401。
[0062] 在下文中，描述了如何從已知的電流瞬態（例如，隨時間變化的W納安計的所測 量的電流響應）來確定葡萄糖濃度，所述電流瞬態是在將圖4A的測試電壓施加到測試條 1〇〇(或者其在優先權專利申請中的變型）時測量的。
[0063] 在圖4A中，施加到測試條100 (或者其在優先權專利申請中的變型）的第一測試 電壓和第二測試電壓通常為約+100毫伏至約+600毫伏。在其中電極包括碳素油墨並且介 體包括鐵氯化物的一個實施例中，測試信號為約+400毫伏。其他介體和電極材料組合將需 要不同的測試電壓，該對於本領域中的技術人員而言是已知的。測試電壓的持續時間通常 為反應期後約1至約5砂，一般為反應期後約3砂。通常，測試序列時間TS是相對於時間 t。測量的。當電壓401保持圖4A中的TS的持續時間時，產生如此處在圖4B所示的輸出信 號，其中第一工作電極12的電流瞬態402始於零時刻處產生，同樣第二工作電極14的電流 瞬態404也相對於零時刻產生。應該指出的是，儘管信號瞬態402和404已設置在相同的 參考零點上W用於解釋該方法的目的，但在物理條件下，兩個信號之間存在微小的時間差， 該是由於腔室內的流體沿著軸線L-L流向工作電極12和14中的每一個。然而，將電流瞬 態在微控制器中進行取樣和配置W具有相同的開始時間。在圖4B中，電流瞬態在接近峰值 時間化時增加到峰值，此時電流緩慢地下降直至接近零時刻之後2. 5砂或5砂中的一者。 在大約5砂時的點406處，可測量工作電極12和14中的每一個的輸出信號並且將它們進 行加和。作為另外一種選擇，可將得自工作電極12和14中的僅一者的信號進行翻倍。由 特定測試條100及其變型的測試條參數（如，批校準代碼偏置和批斜率）的知識，可計算分 析物（如，葡萄糖）的濃度。在測試序列期間，可在不同時間點對輸出瞬態402和404進行 取樣，W導出信號Ie(通過對電流Iwei和IwE2中的每一個進行加和或者對或IwE2中的一 者進行翻倍）。
[0064] 應該指出的是，"截距"和"斜率"是通過測量一組或一批測試條的校準數據而獲得 的生物傳感器的參數值。通常從所述組或批中隨機選擇1500個左右的測試條。來自供體 的生理流體（如，血液）被分類為多種分析物水平；通常6個不同的葡萄糖濃度。通常，來 自12個不同的供體的血液被分類為所述六個水平中的每一個。八個測試條被給予來自相 同供體和水平的血液，使得針對該組總共進行12X6X8 = 576個測試。通過使用標準實驗 室分析器，如黃泉儀器（Yellow Springs Instrument, YSI)測量該些測試條，並且W實際分 析物水平（例如血糖濃度）為基準。繪製測量的葡萄糖濃度相對於實際葡萄糖濃度（或測 量的電流與YSI電流）的曲線圖，按等式y = mx+c最小二乘法來擬合所述曲線圖，W給出 批斜率m和批截距C的數值，從而用於所述組或批中的剩餘測試條。 申請人:還已提供出其 中在分析物濃度的確定期間導出批斜率的方法和系統。"批斜率"或"斜率"可因此被限定 為針對相對於實際葡萄糖濃度（或測量的電流與YSI電流）繪製的測量的葡萄糖濃度的圖 進行最佳擬合的線的測量或導出的斜率。"批截距"或"截距"可因此被限定為針對相對於 實際葡萄糖濃度（或測量的電流與YSI電流）繪製的測量的葡萄糖濃度的圖進行最佳擬合 的線與y軸相交的點。
[0065] 此處值得指出的是，先前所述的各種部件、系統和程序允許 申請人:提供本領域內 迄今不可獲得的分析物測量系統。具體地，此系統包括具有襯底和多個電極的測試條，所述 多個電極連接至相應的電極連接器。所述系統還包括分析物測試儀200,所述分析物測試 儀200具有外殼、被配置成連接測試條的相應電極連接器的測試條埠連接器、和微控制 器300,如此處在圖2B中所示。微處理器300與測試條埠連接器220電連通W施加電信 號或感測得自多個電極的電信號。
[0066] 參見圖2B，示出了測試儀200的優選具體實施的細節，其中圖2A和圖2B中的相 同數字具有共同的描述。在圖2B中，測試條埠連接器220通過五條線連接至模擬接口 306,所述五條線包括阻抗感測線EIC(用W接收來自物理特性感測電極的信號）、交替信號 線AC(用W將信號驅動到物理特性感測電極）、參比電極的基準線、W及相應工作電極1和 工作電極2的電流感測線。還可為連接器220提供測試條檢測線221 W指示測試條的插入。 模擬接口 306為處理器300提供四個輸入；（1)阻抗實部Z' ; (2)阻抗虛部Z" ; (3)從生物 傳感器的工作電極1取樣或測量的輸出信號或U ; (4)從生物傳感器的工作電極2取樣或 測量的輸出信號或1，。1。存在從處理器300到接口 306的一個輸出，W將振蕩信號AC (具有 約25曲Z至約250曲Z的任何值或更大值）驅動到物理特性感測電極。可從阻抗實部Z'和 阻抗虛部Z"來確定相位差P (度），其中：
[0067] P = tan-i 位"/Z，} 公式 3. 1
[006引並且可從接口 306的線Z'和Z"確定幅值M( W歐姆表示並且通常寫為I Z I )， 其中：
[006引 M=^izf +{r f 公式 3. 2
[0070] 在該種系統中，微處理器被配置成；(a)將第一信號施加到所述多個電極使得導 出由流體樣品的物理特性限定的批斜率W及化）將第二信號施加到所述多個電極使得基 於所導出的批斜率來確定分析物濃度。對於該種系統而言，測試條或生物傳感器的多個電 極包括用W測量物理特性的至少兩個電極和用W測量分析物濃度的至少兩個其他電極。例 女口，所述至少兩個電極和所述至少兩個其他電極設置在提供於襯底上的同一腔室中。作為 另外一種選擇，所述至少兩個電極和所述至少兩個其他電極設置在提供於襯底上的不同腔 室中。應該指出的是，對於一些實施例，全部電極均設置在由襯底限定的同一平面上。具體 地講，在本文所述的實施例的一些中，靠近所述至少兩個其他電極來設置試劑，並且不在所 述至少兩個電極上設置試劑該種系統中值得注意的一個特徵在於如下能力，即在將流體樣 品（其可為生理樣品）沉積到生物傳感器上後約10砂內提供精確的分析物測量W作為測 試序列的部分。
[0071] 作為測試條100 (圖3A-圖3F及其在優先權專利申請中的變型）的分析物計算 (如，葡萄糖）的一個例子，在圖4B中假定，第一工作電極12在406處的取樣輸出信號為 約1600納安，而第二工作電極14在406處的取樣輸出信號為約1300納安，並且測試條的 校準代碼指示截距為約500納安並且斜率為約18nA/mg/化。然後可利用W下公式3. 3來確 定葡萄糖濃度G。：
[007引 Go =[ (Ie)-截距]/斜率 公式3. 3
[0073] 其中
[0074] Ic為如下信號（如，與分析物濃度成比例的電流），所述信號可為得自生物傳感器 中的全部電極的總電流（如，得自傳感器100中的全部五個電極、得自兩個工作電極12和 14 (其中Ie = I，ei + I，e2或Ie = 2* ( (Iwi + I，J/2))、或者作為另外一種選擇得自工作電極中 的一個，其中 Ie = 2*I,el，或 Ie = 2*I,e2);
[0075] U為在設定取樣時間處針對第一工作電極測量的信號（如，電流）；
[0076] U為在設定取樣時間處針對第二工作電極測量的信號（如，電流）；
[0077] 斜率為從此特定測試條所在的一批測試條的校準測試中獲得的值；
[007引截距為從此特定測試條所在的一批測試條的校準測試中獲得的值。
[0079] 根據公式3.3尤。=[(1600+1300)-500]/18，並且因此6。?133111肖/化。
[0080] 此處應該指出的是，已給出與生物傳感器100相關的例子，所述生物傳感器100具 有兩個工作電極（圖3A-3F中的12和14及其在優先權專利申請中的變型），使得將得自 相應工作電極的所測量的信號加在一起W提供總測量電流Ic,在其中存在僅一個工作電極 (電極12或電極14)的測試條100的變型中，可將得自兩個工作電極中的僅一個的信號乘 W 2。除了總測量信號之外，可將得自每個工作電極的信號的平均值作為總測量信號Ic用 於本文所述的公式3. 3、5、6、6. 1、7、和7. 1，當然，需要對運算係數進行適當的修正（該對於 本領域的技術人員而言是已知的）W補償較低的總測量電流（相比於其中將所測量的電流 加在一起的實施例）。作為另外一種選擇，可將所測量的信號的平均值乘W 2並且用作公式 3. 3、5、6、6. 1、7、和7. 1中的Ic,且無需如先前的例子那樣來推導運算係數。應該指出的是， 此處未針對任何物理特性（如，血細胞比容值）來校正分析物（如，葡萄糖）濃度，並且可 將一定的偏置提供到信號值和W補償測試儀200的電路中的錯誤或延遲時間。還 可W用溫度補償確保將結果校準至參照溫度，例如約20攝氏度的室溫。
[0081] 我們已經發現，由LifeScan公司（W商品名叫tra銷售）製備的現有葡萄糖測試 條具有隨葡萄糖濃度和血細胞比容而變化的電流輸出瞬態。該些變化可見於圖5中，其中 在葡萄糖的高水平巧〇2a、504a、506a)和葡萄糖的中水平巧02b、504b、506b)下，電流瞬態 隨物理特性（如，血細胞比容）水平而明顯地變化，並且在低葡萄糖水平巧02c、504c、506c) 下，電流瞬態隨血細胞比容的變化不如高葡萄糖或中葡萄糖水平明顯。具體地講，在高葡萄 糖水平下，電流瞬態502a、504a、506a(針對30%、42%和55%化t)在峰值（位於測試序列 開始後約1.5砂處）之後隨時間推移保持大體一致的電流輸出間距。類似地，在中葡萄糖 水平下，電流瞬態50化、504b、和50化（針對30%、42 %和55%化t)在峰值（位於測試序列 開始後約1.5砂處）之後隨時間推移保持大體一致的電流輸出間距。在低葡萄糖水平下， 電流瞬態502c、504c、和506c (針對30%、42%、和55%化t)在峰值（位於測試序列開始後 約1. 5砂處）之後大體會聚到一起。
[0082] 基於該些觀察結果， 申請人:已發現，在Lo-G、中葡萄糖水平50化、504b、50化、和 化-G水平下相對於30%、42%、和55%血細胞比容水平測試的該些測試條的參數（如，批截 距或批斜率）之間存在關係。具體地， 申請人:由回歸分析已發現測試條參數（如，批截距或 批斜率）與血細胞比容水平相關。因此，通過得知樣品的物理特性（如，血細胞比容）和生 物傳感器的回歸分析，此關係可用於允許測試條參數（如，批截距或批斜率）適應物理特性 (如，血細胞比容）的不同水平，W便實現迄今針對此類型的生物傳感器無法取得的較精確 的葡萄糖濃度測量。
[0083] 既然可根據信號Ic來確定葡萄糖濃度G。，則可相對於圖2B來描述用W確定流體樣 品的物理特性IC(如，血細胞比容、溫度、粘度、密度等）的 申請人:的技術。在圖2B中，系統 200 (圖2A和圖2B)將第一頻率（如，約25曲Z或更高）下的第一振蕩輸入信號AC (圖2B) 施加到感測電極中的至少一個。所述系統還被建立W測量或檢測第一振蕩輸出信號EIC，該 具體地涉及測量第一輸入振蕩信號和第一輸出振蕩信號之間的第一時間差A tl。在同一時 間或在重疊的時間段期間，所述系統還可將第二頻率（例如，約100曲Z至約IMHz或更高， 並且優選地為約250曲Z)下的第二振蕩輸入信號AC (為簡明起見未示出）施加到一對電極 並且隨後測量或檢測第二振蕩輸出信號，該可涉及測量第一輸入振蕩信號和第一輸出振蕩 信號之間的第二時間差At2(未示出）。從該些信號（AC和EIC)中，所述系統基於第一時 間差和第二時間差Atl和A t2來估計流體樣品的物理特性（如，血細胞比容、粘度、溫度、 密度等）。可通過應用下述形式的公式來完成物理特性的估計：
[0084] 職,產護生。生過, 公式4. 1 巧
[00財其中
[008引 Cl、C2和Cs中的每一個均為測試條的運算常數，並且
[0087] nil表示得自回歸數據的參數。
[0088] 該種示例性技術的細節可見於2011年9月2日提交的名稱為"Hematocrit Corrected Glucose Measurements for Electrochemical Test Strip Using Time Differential of the Signals"的美國臨時專利申請S.N. 61/530, 795(代理人案卷號 孤1-5124USPS巧中，該專利W引用方式併入本文。
[0089] 用W確定物理特性（如，血細胞比容）的另一技術可通過物理特性（如，血細胞比 容）的兩個獨立測量來實現。該可通過確定如下參數來獲得；(a)流體樣品在第一頻率下的 阻抗和化）流體樣品在顯著高於第一頻率的第二頻率下的相位角。在該種技術中，流體樣 品被建模成具有未知電抗和未知阻抗的電路。利用該種模型，可通過所施加的電壓、已知在 電阻器兩端的電壓（如，測試條固有阻抗）、和未知阻抗化兩端的電壓來確定用於測量（a) 的阻抗（由符號"I Z I "表示）；並且相似地，對於測量（b)而言，本領域中的技術人員可 通過輸入信號和輸出信號之間的時間差來測量相位角。該種技術的細節示於和描述於2011 年9月2日提交的待審的臨時專利申請5.仇61/530,808(代理人案卷號00152151^巧中，該 專利申請W引用方式併入本文。還可利用用於確定流體樣品的物理特性（如，血細胞比容、 粘度、或密度）的其他合適的技術，例如，美國專利4, 919, 770、美國專利7, 972, 861、美國專 利申請 2010/0206749、2009/0223834、或者由化achim WegenerXharles R.Keese、和 Ivar Giaever 發表並且由 Experimental Cell Research 259, 158 - 166 (2000)) doi : 10. 1006/ excr. 2000. 4919)出版的可從 http://www. idealibrarv. com 在線獲得的 "Electric Cell - Substrate Impedance Sensing(ECIS)as a Noninvasive Means to Monitor the Kinetics of Cell Spreading to ArtiRcial Surfaces";由 Takuya Kohma、Hidefumi Hasegawa、Daisuke Oyamatsu、和 Susumu Kuwabata發表並且由 Bull. Qiem.Soc.Jpn.(第80 卷，第 I 期，第 158 - 165 頁（2007))出版的"化ilization of AC Impedance Measurements for Electrochemical Glucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity",所有該些文獻均W引用方式併入本文。
[0090] 可通過得知相位差（如，相位角）和樣品阻抗數值來獲得用W確定物理特性的另 一技術。在一個例子中，提供下述關係W用於估計樣品的物理特性或阻抗特性（"1C"):
[0091] IC = M^yi+M*y2+y3+P^*y4+P*ys 公式 4. 2
[0092] 其中；M表示測量的阻抗的幅值I Z I (歐姆）；
[0093] P表示輸入信號和輸出信號之間的相位差（度）；
[0094] yi為約-3. 2e-08和此處提供的數值的±10%、5%或1% (並且取決於輸入信號 的頻率，可為0);
[0095] y2為約-4. le-03和此處提供的數值的±10%、5%或1% (並且取決於輸入信號 的頻率，可為0);
[0096] ys為約-2. 5e+01和此處提供的數值的±10%、5%、或1% ;
[0097] y4為約-1.5e-01和此處提供的數值的±10%、5%或1% (並且取決於輸入信號 的頻率，可為0);並且
[0098] ys為約5.0和此處提供的數值的±1〇%、5%或1% (並且取決於輸入
[0099] 信號的頻率，可為0)。
[0100] 此處應該指出的是，在輸入AC信號的頻率較高（如，大於75曲Z)的情況下，則與 阻抗M的幅值相關的參數項yl和y2可為本文給定的示例性數值的±200%，使得該些參 數項中的每一個可包括零或甚至負值。在另一方面，在輸入AC輸入信號的頻率較低（如， 小於75曲Z)的情況下，與相位角P相關的參數項y4和巧可為本文給定的示例性數值的 ±200%，使得該些參數項中的每一個可包括零或甚至負值。此處應該指出的是，本文所用 的H或HCT的幅值大體等於IC的幅值。在一個示例性的具體實施中，當H或HCT用於本專 利申請中時，H或肥T等於1C。
[0101] 在另一個可供選擇的具體實施中，提供了公式4. 3。公式4. 3為二次方程關係的精 確推導，且未使用公式4. 2中的相位角。
[0102]

【權利要求】
1. 一種利用生物傳感器來從流體樣品確定分析物濃度的方法，所述生物傳感器具有至 少兩個電極和設置在所述電極中的至少一個上的試劑，所述方法包括： 將流體樣品沉積在至少一個電極上以啟動分析物測試序列； 將信號施加到所述樣品以確定所述樣品的物理特性； 將另一個信號驅動到所述樣品以引起所述樣品的物理轉化； 從所述樣品測量至少一個輸出信號； 從自測試序列啟動的多個預定時間位置中的一個處的所述至少一個輸出信號和所述 生物傳感器的至少一個預定參數來獲得估計的分析物濃度； 基於所述樣品的物理特性來生成所述生物傳感器的第一參數因子； 基於所述生物傳感器的第一參數因子和在自所述測試序列啟動的所述多個預定時間 位置中的一個處測量的至少一個輸出信號來計算第一分析物濃度； 基於所估計的分析物濃度和所述樣品的物理特性來生成所述生物傳感器的第二參數 因子； 基於所述生物傳感器的第二參數因子和在自所述測試序列啟動的所述多個預定時間 位置中的一個處測量的至少一個輸出信號來計算第二分析物濃度； 基於所述第一分析物濃度和所述物理特性來生成所述生物傳感器的第三參數因子； 基於所述生物傳感器的第三參數因子和在自所述測試序列啟動的所述多個預定時間 位置中的一個處測量的至少一個輸出信號來計算第三分析物濃度；以及 通告所述第一分析物濃度、第二分析物濃度和第三分析物濃度中的至少一個。
2. -種利用生物傳感器來從流體樣品確定分析物濃度的方法，所述生物傳感器具有至 少兩個電極和設置在所述電極中的至少一個上的試劑，所述方法包括： 在樣品沉積時啟動分析物測試序列； 將信號施加到所述樣品以確定所述樣品的物理特性； 將另一個信號驅動到所述樣品以引起所述樣品的物理轉化； 從所述樣品測量至少一個輸出信號； 從自所述測試序列啟動的多個預定時間位置中的一個處測量的所述至少一個輸出信 號來導出估計的分析物濃度； 基於所估計的分析物濃度和所述樣品的物理特性來獲得所述生物傳感器的新參數； 基於所述生物傳感器的新參數和自所述測試序列啟動的所述多個預定時間位置中的 一個或另一個處測量的輸出信號來計算分析物濃度；以及 通告所述分析物濃度。
3. -種利用生物傳感器來從流體樣品確定分析物濃度的方法，所述生物傳感器具有至 少兩個電極和設置在所述電極中的至少一個上的試劑，所述方法包括： 在樣品沉積到所述生物傳感器上時啟動分析物測試序列； 將信號施加到所述樣品以確定所述樣品的物理特性； 將另一個信號驅動到所述樣品以引起所述樣品的物理轉化； 從所述樣品測量至少一個輸出信號； 基於所述樣品的物理特性來生成所述生物傳感器的第一新批參數； 基於所述生物傳感器的第一新批參數和自所述測試序列啟動的多個預定時間位置中 的一個處測量的輸出信號來計算第一分析物濃度；以及 通告所述第一分析物濃度。
4. 根據權利要求3所述的方法，還包括： 基於所述物理特性和所述第一分析物濃度來生成所述生物傳感器的第三參數； 基於所述生物傳感器的第三參數和自所述測試序列啟動的多個預定時間位置的一個 處測量的輸出信號來計算第三分析物濃度；以及 通告所述第三分析物濃度而不是所述第一分析物濃度。
5. 根據權利要求1-3中任一項所述的方法，其中所述生物傳感器的參數包括批斜率， 並且所述生物傳感器的新參數包括新的批斜率。
6. 根據權利要求5所述的方法，其中所述第一信號的施加和所述第二信號的驅動按順 序次序進行。
7. 根據權利要求1-3中任一項所述的方法，其中所述第一信號的施加與所述第二信號 的驅動重疊。
8. 根據權利要求1-3中任一項所述的方法，其中所述第一信號的施加包括將交替信號 引導到所述樣品使得可由所述交替信號的輸出來確定所述樣品的物理特性， 其中所述物理特性包括所述樣品的粘度、血細胞比容、溫度和密度中的至少一個，或它 們的組合。
9. 根據權利要求5所述的方法，其中所述物理特性包括表示所述樣品的血細胞比容的 阻抗特性，並且所述樣品包括葡萄糖。
10. 根據權利要求9所述的方法，其中可利用下述形式的公式來確定所述樣品的阻抗 特性： IC=M2*y1+M*y2+y3+P2*y4+P*y5 公式4. 2 其中：IC表示所述阻抗特性； M表示測量的阻抗的幅值IZI(歐姆）； P表示所述輸入信號和所述輸出信號之間的相位差（度）； Y1可為約-3. 2e-08和此處提供的所述數值的±10%、5%或1% (並且取決於所述輸 入信號的頻率，可為〇或甚至負數）； y2可為約4.le-03和此處提供的所述數值的± 10%、5%或1 % (並且取決於所述輸入 信號的頻率，可為〇或甚至負數）； y3可為約-2. 5e+01和此處提供的所述數值的±10%、5%或1% ; 74可為約1.56-01和此處提供的所述數值的±10%、5%或1(%(並且取決於所述輸入 信號的頻率，可為〇或甚至負數）；並且 y5可為約5. 0和此處提供的所述數值的± 10 %、5 %或1 % (並且取決於所述輸入信號 的頻率，可為〇或甚至負數）。
11. 根據權利要求9所述的系統，其中由H表示的所述物理特性大體等於由下述形式的 公式確定的阻抗特性：
其中： IC表示阻抗特性[% ] M表示阻抗的幅值[Ohm] Y1 為約I. 2292el y2 為約-4. 3431e2 y3 為約 3. 5260e4。
12. 根據權利要求9所述的方法，其中所述引導包括驅動不同相應頻率下的第一交替 信號和第二交替信號，其中第一頻率可低於所述第二頻率。
13. 根據權利要求12所述的方法，其中所述第一頻率可比所述第二頻率低至少一個數 量級。
14. 根據權利要求12或權利要求13所述的方法，其中所述第一頻率包括在約IOkHz至 約250kHz範圍內的任何頻率。
15. 根據權利要求5所述的方法，其中用於測量所述測試序列期間的至少一個輸出信 號的所述多個預定時間位置中的一個可為在所述測試序列啟動之後約2. 5秒。
16. 根據權利要求15所述的方法，其中所述多個預定時間位置中的一個包括與所述測 試序列啟動之後2. 5秒的時間點重疊的時間間隔。
17. 根據權利要求5所述的方法，其中用於測量所述測試序列期間的至少一個輸出信 號的所述多個預定時間位置的一個可為在所述測試序列啟動之後約5秒的時間點。
18. 根據權利要求5所述的方法，其中所述多個預定時間位置中的一個包括自所述測 試序列啟動的小於5秒的任何時間點。
19. 根據權利要求5所述的方法，其中所述多個預定時間位置中的另一個包括自所述 測試序列啟動的小於10秒的任何時間點。
20. 根據權利要求18或權利要求19中的一項所述的方法，其中所述多個預定時間位置 中的一個包括與所述測試序列啟動之後2. 5秒的時間點重疊的時間間隔，並且所述多個預 定時間位置中的另一個包括與所述測試序列啟動之後5秒的時間點重疊的時間間隔。
21. 根據權利要求1或權利要求2中的一項所述的方法，其中計算所估計的分析物濃度 可利用下述形式的公式來計算：
其中G1表不第一分析物濃度； Ie表示在所述多個預定時間位置中的一個處測量的得自至少一個電極的總輸出信號；Pl表示所述生物傳感器的截距參數，其中Pl可為約475nA; P2表示所述生物傳感器的斜率參數，其中P2可為約9. 5nAAmg/dL)。
22. 根據權利要求1所述的方法，其中計算所述第一分析物濃度可根據下述形式的公 式來計算：
其中G1表不第一分析物濃度； Ie表示在所述多個預定時間位置中的一個處測量的得自至少一個電極的總輸出信號； Pl表示所述生物傳感器的截距參數，其中Pl可為約475nA; P2表示所述生物傳感器的斜率參數，其中P2可為約9. 5nAAmg/dL);並且 X2表示基於所述樣品的物理特性的生物傳感器參數因子。
23. 根據權利要求1或權利要求2所述的方法，其中計算所述第二分析物濃度可利用下 述形式的公式來計算：
G2表示第二分析物濃度； Ie表示在所述多個預定時間位置中的一個或另一個處測量的得自至少一個電極的總 輸出信號； Pl表示所述生物傳感器的截距參數，其中Pl可為約475nA; P2表示所述生物傳感器的斜率參數，其中P2可為約9. 5nAAmg/dL);並且 X3表示得自基於所估計的分析物濃度和所述樣品的物理特性的矩陣的因子。
24. 根據權利要求1或權利要求4所述的方法，其中計算所述第三分析物濃度可利用下 述形式的公式來計算：
G3表示第三分析物濃度； Ie表示在所述多個預定時間點中的一個或另一個處測量的得自至少一個電極的總輸 出信號； Pl表示所述生物傳感器的截距參數，其中Pl可為約475nA; P2表示所述生物傳感器的斜率參數，其中P2可為約9. 5nAAmg/dL);並且 X3表示得自基於所述第一分析物濃度和所述樣品的物理特性的矩陣的因子。
25. 根據權利要求5所述的方法，其中所述至少兩個電極和所述至少兩個其他電極設 置在提供於所述襯底上的同一腔室中。
26. 根據前述權利要求中任一項所述的方法，其中所述至少兩個電極包括用以測量所 述物理特性和所述分析物濃度的兩個電極。
27. 根據前述權利要求中任一項所述的方法，其中所述至少兩個電極包括用以確定所 述樣品的物理特性的第一組至少兩個電極和用以確定所述分析物濃度的第二組至少兩個 其他電極。
28. 根據權利要求26和27中任一項所述的方法，其中全部所述電極均設置在由所述生 物傳感器的襯底限定的同一平面上。
29. 根據權利要求26所述的方法，其中第三電極可靠近所述第一組至少兩個電極設置 並且連接至所述第二組至少兩個其他電極。
30. 根據權利要求26-28中任一項所述的系統，其中可靠近所述至少兩個其他電極來 設置試劑，並且可不在所述至少兩個電極上設置試劑。
31. -種分析物測量系統，包括： 測試條，所述測試條包括： 襯底； 連接至相應電極連接器的多個電極；和分析物測試儀，所述分析物測試儀包括： 外殼； 被配置成連接至所述測試條的相應電極連接器的測試條埠連接器；和 微處理器，所述微處理器與所述測試條埠連接器電連通以在測試序列期間施加電信 號或感測得自所述多個電極的電信號， 其中所述微處理器可被配置成在所述測試序列期間： (a) 在樣品沉積時啟動分析物測試序列； (b) 將信號施加到所述樣品以確定所述樣品的物理特性； (c) 將另一個信號驅動到所述樣品； (d) 從所述電極中的至少一個測量至少一個輸出信號； (e) 從自所述測試序列啟動的多個預定時間位置中的一個處的所述至少一個輸出信號 來導出估計的分析物濃度； (f) 基於所估計的分析物濃度和所述樣品的物理特性來獲得所述生物傳感器的新參 數； (g) 基於所述生物傳感器的新參數和自所述測試序列啟動的所述多個預定時間位置中 的一個或另一個處測量的輸出信號來計算分析物濃度；以及 (h) 通告所述分析物濃度。
32. 根據權利要求31所述的系統，其中所述多個電極包括用以測量所述物理特性的至 少兩個電極和用以測量所述分析物濃度的至少兩個其他電極。
33. 根據權利要求32所述的系統，其中所述至少兩個電極和所述至少兩個其他電極設 置在提供於所述襯底上的同一腔室中。
34. 根據權利要求31所述的系統，其中所述多個電極包括用以測量所述物理特性和所 述分析物濃度的兩個電極。
35. 根據權利要求31-34中任一項所述的系統，其中全部所述電極均設置在由所述襯 底限定的同一平面上。
36. 根據權利要求31-35中任一項所述的系統，其中可靠近所述至少兩個其他電極來 設置試劑並且可不在所述至少兩個電極上設置試劑。
37. 根據權利要求31所述的系統，其中用於測量所述測試序列期間的至少一個輸出信 號的所述多個預定時間點中的一個可為在所述測試序列啟動之後約2. 5秒。
38. 根據權利要求31所述的系統，其中所述多個預定時間位置中的一個包括與所述測 試序列啟動之後2. 5秒的時間點重疊的時間間隔。
39. 根據權利要求31所述的系統，其中用於測量所述測試序列期間的至少一個輸出信 號的所述多個預定時間位置中的另一個可為在所述測試序列啟動之後約5秒的時間點。
40.根據權利要求31所述的系統，其中所述多個預定時間位置中的一個包括自所述測 試序列啟動的小於5秒的任何時間點。
41.根據權利要求31所述的系統，其中所述多個預定時間位置中的另一個包括自所述 測試序列啟動的小於10秒的任何時間點。
42.根據權利要求40或41所述的系統，其中所述多個預定時間位置中的一個包括與所 述測試序列啟動之後2. 5秒的時間點重疊的時間間隔，並且所述多個預定時間位置中的另 一個包括與所述測試序列啟動之後5秒的時間點重疊的時間間隔。
43. -種葡萄糖測試儀，包括： 外殼； 被配置成連接至生物傳感器的相應電連接器的測試條埠連接器；和 下述裝置，所述裝置用於： (a) 在測試序列期間將第一輸入信號和第二輸入信號施加到沉積在所述生物傳感器上 的樣品； (b) 由所述第一輸入信號和第二輸入信號中的一個的輸出信號來測量所述樣品的物理 特性； (c) 基於所述第一輸入信號和第二輸入信號中的另一個在自所述測試序列啟動的多個 預定時間位置中的一個處來導出估計的葡萄糖濃度； (d) 基於所述物理特性和所估計的葡萄糖濃度來生成所述生物傳感器的新參數；以及 (e) 基於所述生物傳感器的新參數和所述多個預定時間位置中的一個或另一個處的輸 出信號來計算葡萄糖濃度； 和 通告器，所述通告器提供得自所述裝置的所述葡萄糖濃度的輸出。
44.根據權利要求43所述的測試儀，其中用於進行測量的所述裝置包括用於將第一交 替信號施加到所述生物傳感器以及用於將第二恆定信號施加到所述生物傳感器的裝置。
45.根據權利要求43所述的測試儀，其中用於進行導出的所述裝置包括用於基於自所 述測試序列啟動的預定取樣時間點來估計分析物濃度的裝置。
46.根據權利要求43所述的測試儀，其中用於進行生成的所述裝置包括使所述物理特 性與所估計的葡萄糖濃度和所述生物傳感器的新參數相關聯的裝置。
47.根據權利要求43所述的測試儀，其中用於進行計算的所述裝置包括根據所述生物 傳感器的新參數和在所述多個預定時間位置中的另一個處測量的電流來確定葡萄糖濃度。
48.根據權利要求47所述的測試儀，其中所述多個時間點中的一個包括自所述測試序 列啟動的約2. 5秒處的時間點，並且所述多個預定時間點的另一個包括自所述測試序列啟 動的約5秒處的時間點。
49.根據權利要求47所述的測試儀，其中所述多個時間點中的一個包括自所述測試序 列啟動的約2. 5秒處的時間間隔，並且所述多個預定時間位置中的另一個包括自所述測試 序列啟動的約5秒處的時間間隔。
50. -種驗證多個測試條的提高的精度的方法，所述方法包括： 提供一批葡萄糖測試條； 將包含參照濃度的葡萄糖的參照樣品引入到所述一批測試條中的每個測試條以啟動 測試序列； 使所述葡萄糖與所述每個測試條上的試劑進行反應以引起所述葡萄糖在所述兩個電 極之間的物理轉化； 將信號施加到所述參照樣品以確定所述參照樣品的物理特性； 將另一個信號驅動到所述參照樣品； 從所述測試條測量至少一個輸出信號； 從自所述測試序列啟動的多個預定時間位置中的一個處測量的所述至少一個輸出信 號來導出所述參照樣品的估計的葡萄糖濃度； 基於所述參照樣品的所估計的葡萄糖濃度和所述參照樣品的物理特性獲得所述測試 條的新參數； 基於所述測試條的新參數和自所述測試序列啟動的多個預定時間位置的另一個處測 量的輸出信號來計算所述參照樣品的葡萄糖濃度，以提供所述一批測試條中的每個測試條 的葡萄糖濃度值，使得所述一批測試條的葡萄糖濃度的至少95%在所述參照葡萄糖濃度的 ± 15mg/dL之內。
51.根據權利要求50所述的方法，其中對於等於或大於lOOmg/dL的葡萄糖濃度而言， 所述葡萄糖濃度的至少86 %在±15 %之內。
【文檔編號】G01N27/327GK104321644SQ201280070965
【公開日】2015年1月28日 申請日期:2012年12月28日 優先權日:2011年12月29日
【發明者】M.馬勒查, A.史密斯, D.麥科爾 申請人:生命掃描蘇格蘭有限公司