专利名称：用于提高对于对照溶液的葡萄糖结果进行温度校正的准确度的系统和方法
用于提高对于对照溶液的葡萄糖结果进行温度校正的准确度的系统和方法
背景技术：
在当今社会，确定生理体液(例如血液或血液衍生产品如血浆)中的分析物浓度变得日益重要。这种测定法发现用于多种应用和环境中，包括临床实验室测试、家庭测试等，此类测试结果在对多种疾病病症的诊断和管理中扮演着十分重要的角色。所关注的分析物包括用于糖尿病管理的葡萄糖、用于监测心血管病症的胆固醇等等。用于分析物浓度确定测定的通用方法是基于电化学的。在这种方法中，将含水液体样品置于传感器中的样品反应室中，例如由至少两个电极(即工作电极和反电极)构成的电化学电池，其中电极具有使得它们适于安培法或电量法测量的阻抗。待分析的组分允许与试剂反应以形成一定量的可氧化(或可还原)物质，该量与分析物浓度成比例。然后，以电化学方式估算存在的可氧化(或可还原)物质的量并且该可氧化(或可还原)物质的量与样品中的分析物浓度相关。
发明内容
申请人:已发现，某些现有用于确定葡萄糖浓度的温度校正可被改善以具有更大的准确度。在以下所述的多个实施例中，电化学电池可被用于多种样品分析装置，例如葡萄糖传感器或免疫传感器。分析样品可包括血液。在一个实施例中，血液可包括全血。浓度待被分析的分析物可包括葡萄糖。葡萄糖浓度的测定可包括将葡萄糖向葡糖酸的物理转化。在一个实施例中，具有黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)辅因子的酶GDH可被用于葡萄糖至葡糖酸的转化。在样品测定装置为免疫传感器的实施例中，浓度待被分析的分析物可包括C-反应蛋白。在一个方面，提供了用于确定对照溶液样品中葡萄糖浓度的方法，所述方法可通过以下步骤实现将对照溶液样品引入样品分析装置的电化学电池中以致使对照溶液样品中的葡萄糖转化，所述电化学电池具有第一电极和第二电极；确定电化学电池的温度；基于温度计算校正；获得葡萄糖浓度；以及基于校正系数确定校正的葡萄糖浓度，使得校正的对照溶液浓度相比于参考规范具有小于约6%的误差。对于本领域的技术人员来说，当结合将被首先简要描述的附图来参阅以下对本发明各种示例性实施例的更详细说明时，这些和其它实施例、特征和优点将变得显而易见。
并入本文中并且构成本说明书一部分的附图示意性地示出了本发明的优选实施例，并且与上面所给出的概述和下面所给出的详细描述一起用于解释本发明的特征(其中相似的标号表示相似元件)，其中图1A示出了测试条的透视图；图1B示出了图1A的测试条的分解透视图；图1C示出了图1A的测试条的远侧部分的透视图；图2示出了图1A的测试条的底部平面视图3示出了图1A的测试条的侧平面视图；图4A示出了图1A的测试条的顶部平面视图；图4B示出了与图4A的箭头4B-4B —致的测试条远侧部分的局部侧视图；图5示出了显示测试仪与测试条接触垫电接合的简化示意图；图6示出了根据本发明的免疫传感器的一个示例性实施例的分解视图；图7A示出了测试电压波，其中测试仪在预定时间间隔内施加多个测试电压；图7B示出了由图7A的测试电压波产生的测试电流瞬态值；图8A示出了测试电压波，其中测试仪在预定时间间隔内施加多个相比于图7A极性相反的测试电压；图8B示出了由图8A的测试电压产生的测试电流瞬态值；并且图9是流程图，其显示在已确定样品为对照溶液时应用温度校正的方法的实施例。
具体实施例方式应参考附图来阅读下面的详细说明，其中不同附图中的类似元件编号相同。附图未必按比例绘制，其示出了所选择的实施例且并不旨在限制本发明的范围。该详细说明以举例的方式而非限制性方式来说明本发明的原理。本文所用的针对任何数值或范围的术语“约”或“大约”表示允许部件或多个组件的集合执行如本文所述的其指定用途的适当的尺寸公差。此外，如本文所用，术语“患者”、“宿主”、“使用者”和“受检者”是指任何人或动物受检者，并不旨在将系统或方法局限于人使用，尽管本主题发明在人患者中的使用代表着优选的实施例。现在将描述某些示例性实施例，以得到对本文所公开的系统和方法的结构、功能、制造和使用的原理的全面理解。这些实施例的一个或多个实例在附图中示出。本领域的技术人员将理解，本文具体描述并示出于附图中的系统和方法是非限制性示例性实施例并且本公开的范围仅由权利要求书限定。结合一个示例性实施例进行图示或描述的特征，可与其它实施例的特征进行组合。这种修改形式和变型形式旨在包括在本发明的范围内。本发明公开的系统和方法适用于确定各种样品中的多种分析物，并且尤其适用于确定全血、血浆、血清、间质液、或它们的衍生物中的分析物。在示例性实施例中，基于具有相对电极的薄层电池设计以及快速(例如，约5秒的分析时间)三脉冲电化学检测的葡萄糖测试系统需要小样品(例如，约0. 4 y L)，并可提供改善的血糖测量的可靠性和准确度。在用于测定分析物的反应单元中，样品中的葡萄糖可利用葡萄糖脱氢酶被氧化成葡糖酸内酯，并且可使用电化学活性介体来使电子从酶穿梭到钯工作电极。更具体地讲，涂覆反应单元中的至少一个电极的试剂层可包含基于吡咯喹啉醌(PQQ)辅因子的葡萄糖脱氢酶(GDH)和铁氰化物。在另一个实施例中，基于PQQ辅因子的酶GDH可用基于黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)辅因子的酶GDH替代。当血液或对照溶液剂量分配到反应室中时，葡萄糖被GDH(Ox)氧化，并在此过程中将⑶H(ox)转化成⑶H(red),如以下化学转化T.1所示。注意,⑶H(ox)是指⑶H的氧化态，⑶H (red)指⑶H的还原态。T.1 D-匍萄糖 +GDH(m)—匍糖酸+GDH(red)
然后，⑶H(red)通过铁氰化物(即氧化介体或Fe (CN)63_)再生回到其活性氧化态，如以下化学转化T. 2所示。在再生⑶H(ox)的过程中，由如T. 2所示的反应生成亚铁氰化物(即还原介体或Fe (CN)64O T. 2 GDH(red) +2Fe (CN)广—GDH (J +2Fe (CN)广可利用稳压器将三脉冲电势波施加到工作电极和反电极，从而得到用于计算葡萄糖浓度的测试电流瞬态值。此外，从测试电流瞬态值中获得的附加信息可用于在样品基质之间进行区分并且校正血样中由于血细胞比容、温度变化、电化学活性组分造成的波动，并识别可能的系统误差。原理上，本发明的方法可与具有间隔开的第一和第二电极以及试剂层的任何类型的电化学电池一起使用。例如，电化学电池可为测试条的形式。在一个方面，测试条可包括由薄隔板分离的两个相对电极，以限定其中放置试剂层的样品容纳室或区域。申请人注意到其它类型的测试条，包括，例如，具有共平面电极的测试条也可用于本文所述的方法中。电化学电池图1A-4B示出适用于本文所述方法的示例性测试条62的多个视图。如图所示,测试条62可包括从近端80延伸至远端82并具有侧边缘56、58的细长主体。主体59的近侧部分可包括具有多个电极164、166和试剂72的样品反应室61，并且测试条主体59的远侧部分可包括能够与测试仪电连通的结构。在使用时，生理流体或对照溶液可被递送到样品反应室61中以进行电化学分析。在示例性实施例中，测试条62可包括第一电极层66和第二电极层64，以及设置在两电极层之间的隔层60。第一电极层66可提供第一电极166和用于将第一电极166电连接到第一电触头67的第一连接轨76。类似地，第二电极层64可提供第二电极164和用于将第二电极164电连接到第二电触头63的第二连接轨78。在一个实施例中，样品反应室61由第一电极166、第二电极164和隔板60限定,如图1A-4B所不。具体地讲，第一电极166和第二电极164分别限定样品反应室61的底部和顶部。隔板60的切口区域68可限定样品反应室61的侧壁。在一个方面，样品反应室61还可包括多个提供样品入口和/或出口的口 70。例如，其中的一个口可提供流体样品入口，而另一个口可用作出口。样品反应室61可具有小体积。例如，所述体积可在约0.1微升至约5微升，优选约0. 2微升至约3微升，并且更优选约0. 3微升至约I微升的范围内。如本领域的技术人员将会知道的，样品反应室61可具有多种其它此类体积。为了提供小样品体积，切口 68可具有在约0. Olcm2至约0. 2cm2,优选约0. 02cm2至约0. 15cm2,并且更优选约0. 03cm2至约0. OScm2范围内的面积。类似地，本领域的技术人员将会知道，体积切口 68可具有多个其它此类面积。此外，第一和第二电极166、164的间距可在约I微米至约500微米的范围内，优选在约10微米至约400微米的范围内，并且更优选在约40微米至约200微米的范围内。在其它实施例中，此范围可在多个其它值之间变化。狭小的电极间距还可允许进行氧化还原循环，其中在第一电极166处生成的氧化介体可扩散到第二电极164处从而变为还原型，并随后又扩散回第一电极166处再变为氧化的。在测试条主体59的远端，第一电触头67可被用于建立至测试仪的电连接。第二电触头63可通过如图2所示的U形凹口 65接通测试仪。申请人注意到，测试条62可包括多种能够电连接测试仪的可供选择的电触头。例如，美国专利No. 6，379，513 (其全文据此以引用方式并入本文(其拷贝附于本文附录))公开了一种电化学电池连接方式。在一个实施例中，第一电极层66和/或第二电极层64可为由诸如金、钯、碳、银、钼、氧化锡、铱、铟、以及它们的组合(例如，铟掺杂的氧化锡)的材料形成的导电材料。此夕卜，可通过多种工艺(例如，溅射、无电镀或丝网印刷工艺)将导电材料设置到绝缘片(未示出)上来形成电极。在一个示例性实施例中，第二电极层64可为溅射的金电极，并且第一电极层66可为溅射的钯电极。可用作隔层60的合适的材料包括各种绝缘材料，例如塑料(例如PET、PETG、聚酰亚胺、聚碳酸酯、聚苯乙烯)、硅、陶瓷、玻璃、粘合剂、以及它们的组
入
口 o可使用诸如槽式涂布、从管末端分配、喷墨法和丝网印刷的工艺将试剂层72设置在样品反应室61内。此类工艺描述于例如以下美国专利No. 6，749，887 ;No. 6，869，411 ;No. 6，676，995 ;和No. 6，830, 934中，这些参考文献中的每一个全文均以引用方式并入本文(其拷贝附于本文附录)。在一个实施例中，试剂层72可包含至少介体和酶，并且可被沉积到第一电极166上。各种介体和/或酶在本公开的实质和范围内。例如，合适的介体包括铁氰化物、二茂铁、二茂铁衍生物、锇吡啶络合物、以及醌衍生物。合适酶的例子包括葡萄糖氧化酶、基于吡咯喹啉醌(PQQ)辅因子的葡萄糖脱氢酶(GDH)、基于烟酰胺腺嘌呤二核苷酸辅因子的⑶H、以及基于FAD的⑶H[E. C.1.1. 99. 10]。一种适于制备试剂层72的示例性试剂制剂描述于美国专利No. 7，291，256中，该专利全文据此以引用方式并入本文(其拷贝附于本文附录)。第一电极166或第二电极164可用作使有限量的介体氧化或还原的工作电极，这取决于测试仪所施加的测试电势的极性。例如，如果限流物质是还原介体，则其可在第一电极166处被氧化，只要施加相对于第二电极164足够的正电势即可。在这种情况下，第一电极166执行工作电极的功能，而第二电极164执行反/参比电极的功能。应该指出的是，除非另外说明，表述测试条62，否则由测试仪100施加的所有电势在下文中将相对于第二电极164而言。类似地，如果施加相对于第二电极164足够的负电势，则还原介体可在第二电极164处被氧化。在这种情况下，第二电极164可执行工作电极的功能，而第一电极166可执行反/参比电极的功能。起初，本发明所公开的方法可包括将一些所关注的流体样品引入测试条62中，该测试条62包括第一电极166、第二电极164和试剂层72。该流体样品可为全血或其衍生物或部分、或对照溶液。流体样品(如血液)可经由口 70剂量分配到样品反应室61中。在一个方面，口 70和/或样品反应室61能够使得毛细管作用导致流体样品填充样品反应室61。图5提供了与第一电触头67和第二电触头63接合的测试仪100的简化视图，第一电触头67和第二电触头63分别与测试条62的第一电极166和第二电极164电气连通。测试仪100能够分别经由第一电触头67和第二电触头63与第一电极166和第二电极164电连接(如图2和5所示)。如本领域的技术人员将会知道的，多种测试仪可与本文所述的方法一起使用。然而，在一个实施例中，测试仪包括至少一个处理器，其能够用于执行计算以及能够用于数据分类和/或存储，所述计算能够根据至少一个测量的与电化学电池的物理特性相关联的参数来计算校正系数。如图5所示，电触头67可包括两个接脚67a、67b。在一个示例性实施例中，测试仪100与接脚67a、67b独立连接，使得当测试仪100与测试条62接合时，完成电路。测试仪100可测量在接脚67a、67b之间的电阻或电连续性以确定测试条62是否与测试仪100电连接。申请人注意到，测试仪100可使用多种传感器和电路来确定何时相对于测试仪100适当定位测试条62。在一个实施例中，测试仪100可在第一电触头67和第二电触头63之间施加测试电势和/或电流。一旦测试仪100识别到测试条62已被插入，则测试仪100继而接通并启动流体检测模式。在一个实施例中，流体检测模式导致测试仪100在第一电极166和第二电极164之间施加I微安的恒定电流。因为测试条62最初是干燥的，所以测试仪100测量最大电压，该最大电压受测试仪100内的硬件限制。然而，一旦使用者将流体样品剂量分配到入口 70上，这就导致样品反应室61被填充。当流体样品桥接第一电极166和第二电极164之间的间隙时，测试仪100将测量被测量电压的降低(例如，如美国专利No. 6，193,873中所述，所参考专利全文以引用方式并入本文(其拷贝附于本文附录))，该降低低于预定的阈值，从而导致测试仪100自动地启动葡萄糖测试。应该指出的是，当样品反应室61的仅一部分被填充时，测量的电压的降低可低于预定的阈值。自动地识别流体被施加的方法不一定指示样品反应室61已被完全填充，但仅能确认样品反应室61中存在一定量的流体。一旦测试仪100确定流体已被施用到测试条62，就仍可需要短暂但非零量的时间来使得流体完全填充样品反应室61。图6中示出了与本文公开的方法的至少一些结合使用的样品分析装置的另一示例性实施例即免疫传感器110，并且其在2009年9月30日提交的题目为“AdhesiveCompositions for Use in an Immunosensor”(用于免疫传感器中的粘合剂组合物)的美国专利申请序列号12/570，268 (Chatelier等人)中有所描述，该申请的内容全文据此以引用方式并入本文(其拷贝附于本文附录)。多个室可在免疫传感器内形成，所述多个室包括通过其可将样品引入免疫传感器中`的填充室，通过其样品可与一种或多种所需材料反应的反应室，以及通过其可确定样品特定组分的浓度的检测室。这些室可在免疫传感器的下电极、上电极和隔板的至少一部分中形成。该免疫传感器也可包括根据需要使空气进入和逸出免疫传感器的排气孔，以及用来选择性地密封该排气孔的第一和第二侧的第一和第二密封组件。该第一密封组件也可形成填充室的壁。如图所示，免疫传感器110包括下电极112，下电极上具有条纹状的两种液体试剂130和132。可采用用来形成电极的多种技术来形成下电极112，但在一个实施例中，可用金喷涂填充有硫酸钡的聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)片。形成电极的其它非限制性实例公开于2000年11月10日提交的题目为“Electrochemical Cell”(电化学电池)的美国专利No. 6，521，110 (Hodges等人)中，其内容全文据此以引用方式并入本文(其拷贝附于本文附录)。同样，液体试剂130和132可具有多种不同的组成。在一个实施例中,第一液体试剂130包括与缓冲剂中的酶例如GDH-PQQ缀合的抗体，所述缓冲剂含有蔗糖以及泊洛沙姆(如Pluronics 嵌段共聚物)、抗凝剂(如柠康酸盐)和钙离子。在一个实施例中，第二液体试剂132包括在酸性缓冲剂(例如，稀释的柠康酸溶液)中的铁氰化物、葡萄糖和第二介体(如吩嗪硫酸乙酯)的混合物。第一液体试剂130和第二液体试剂132可在下电极112上干燥。可采用多种技术来干燥试剂130和132，但在一个实施例中，当试剂130和132在下电极112上成条纹状后，一个或多个红外干燥机可应用于试剂130和132。例如，在使用红外干燥机后，也可使用一个或多个空气干燥机。本文中所提到的第一试剂和第一液体试剂以及第二试剂和第二液体试剂可被互换使用，并且不一定表明在具体实施例中，试剂在给定时间处于其液体形式或干燥形式。另外，与第一和第二液体试剂相关联的一些组分可被互换使用和/或根据需要在第一和第二液体试剂中一起被使用。作为非限制性实例，抗凝剂可与第一液体试剂130和第二液体试剂132中之一相关联或与二者同时相关联。可在试剂130和132间的喷涂金处形成线条，使得试剂132的边缘非常接近或接触到该线条。可使用激光烧蚀或峰利的金属边缘刻出该线条。在一个示例性实施例中，可在试剂130和132在电极上形成条纹状之前刻出该线条。此线条可经设计用于使下电极112在检测室下方的部分与将在反应室下方的部分电绝缘。这可在电化学测定期间更好地对工作电极的面积进行限定。免疫传感器110还可包括上电极114，该电极具有一个或多个其上包含表面结合抗原的磁珠134。抗原能够与置于下电极112上的抗体和反应室118中的样品反应，如下文详细描述的那样。本领域的技术人员将认识到，置于下电极112和上电极114上的组分是可互换的。因此，下电极112可包括一个或多个磁珠134，而上电极114上可包括有成条纹状的两种液体试剂130和132。另外，尽管在图示实施例中，电极112的长度形成免疫传感器110的整体长度，但在其它实施例中电极可以仅为免疫传感器层的一部分并作为下电极或上电极，或者多个电极可置于单层免疫传感器上。此外，由于施加到免疫传感器的电压可以反向和/或交替，因此每一个下电极和上电极可在不同阶段用作工作电极和反电极或反电极/参考电极。为便于说明的目的，在本专利申请中，下电极被视为工作电极，上电极被视为反电极或反电极/参考电极。置于上下电极112和114间的隔板116可具有多种形状和大�。ǔ３尚挝欣诮雍舷碌缂�112和上电极114以形成免疫传感器110。在一个不例性实施例中，隔板116在两侧上包含粘合剂。隔板116还可包括隔板116两侧的每一侧上的防粘衬垫。可以形成至少两个腔的方式切割隔板116。所形成的第一个腔可用作反应室118，而第二个腔可用作检测室120。在一个实施例中，可轻模切隔板116使得反应室118与电极112和114对齐，从而使抗原与抗体在其中进行反应；并且使检测室120与电极112和114对齐，从而在其中对铁氰化物进行电化学确定。在一个实施例中，隔板116可置于下电极112上，其放置方式使得上电极114上的磁珠134和下电极112上的第一试剂130至少部分地置于反应室118中，并且下电极112上的第二试剂132的铁氰化物-葡萄糖组合至少部分地置于检测室120中。在第一液体试剂130和第二液体试剂132中的每一个中包含抗凝剂是有利的，可使抗凝剂与每个反应室118和检测室120相关。在一些实施例中，上下电极112和114之一与隔板116的组合可层合在一起以形成双层层合，而在其它实施例中每个下电极112、上电极114和隔板116的组合可层合在一起以形成三层层合。作为另外一种选择，还可添加附加层。填充室122可通过在下电极112和上电极114以及隔板116中的一个中穿孔形成。在所示实施例中，填充室通过在下电极112和隔板116上穿孔形成，使得下电极112中的孔与反应室118重叠。如图所示，填充室122可与检测室120相隔一定距离。此类构造允许样品通过填充室122进入免疫传感器110,然后流进反应室118进行反应,例如与第一液体试剂130 (包含在第一电极112上与缓冲剂中的酶缀合的抗体)以及在上电极114上成条纹状的磁珠134进行反应，而不会进入检测室120。样品一旦反应，即可流入检测室120中与第二液体试剂132发生化学或物理转化，液体试剂为例如酸性缓冲剂中的铁氰化物、葡萄糖和第二介体的混合物。排气孔124可通过在两个电极112和114以及隔板116中的每一个上穿孔形成，使得排气孔124延伸穿过整个免疫传感器110。可按照合适的方式(例如，在多个不同位置钻孔或穿孔)形成所述孔，但是在一个示例性实施例中，所述孔可重叠于与反应室118隔开的检测室120的区域。排气孔124可以多种不同方式进行密封。在图示实施例中，第一密封组件140位于下电极112上，以密封排气孔124的第一侧，第二密封组件142位于上电极114上，以密封排气孔124的第二侧。密封组件可由任意数量的材料制成和/或包括任意数量的材料。作为非限制性实例，密封组件中的任一个或两个可为亲水性胶带或5 31过1#带。密封组件的粘合侧可面对免疫传感器110。如图所示，第一密封组件140不仅可形成排气孔124的密封件，而且还可形成填充室122的壁以使样品可包含于其中。合并到第一密封组件140的粘合侧的性质可与填充室122相关联。例如，如果第一密封组件140包括使其变为亲水性和/或水溶性的性质，则当样品设置于其中时，填充室可保持良好的润湿性。此外，密封组件140和142均可选择性地与免疫传感器110相连或分离，以根据需要为免疫传感器110和置于其中的组件提供排气和/或密封。一般可在免疫传感器的构造中使用粘合剂。可将粘合剂合并到免疫传感器中和本发明的其它样品分析装置中的方法的非限制性实例可见于2009年9月30日提交的题目为“Adhesive Compositions for Use in an Immunosensor”(用于免疫传感器中的粘合剂组合物)的美国专利申请序列号12/570，268 (Chatelier等人)中，该专利申请全文均以引用方式并入本文。 尽管本发明讨论了多种不同的与免疫传感器相关联的实施例，但是也可结合本发明的方法使用免疫传感器的其它实施例。此类实施例的非限制性实例包括在下述专利中有所描述的实例2002年3月21日提交的题目为“Direct Immunosensor Assay”(直接免疫传感器测定)的美国专利申请公开No. 2003/0180814(Hodges等人)，2004年4月22日提交的题目为“Immunosensor” (免疫传感器)的美国专利申请公开No. 2004/0203137 (Hodges等人)，以及美国专利公开No. 2010/0006452(其要求美国专利申请公布No. 2003/0180814和No. 2004/0203137中每一个的优先权)，以上专利申请全文均以引用方式并入本文(其拷贝附于本文附录)。在一个实施例中，免疫传感器110能够被放入仪表中，所述仪表能够向电极112和114施加电势，并测量由施加电势产生的电流。在一个实施例中，该免疫传感器包括用于接合仪表的一个或多个插片117。还可使用其它结构来使免疫传感器110与仪表接合。仪表可包括许多不同结构。例如，仪表可包括磁体，其能够保持免疫传感器110的某些组分在一个室中，而其它组分流向另一个室。在一个示例性实施例中，仪表的磁体被定位成使得在将免疫传感器110放置于仪表中时，磁体位于反应室118下方。这可使得磁体有助于阻止任何磁珠134，并且更具体地讲阻止结合到珠134的任何抗体-酶缀合物流进检测室120。该仪表的一个替代结构包括加热元件。加热元件可有助于加快反应速度，并通过降低粘度帮助样品按所需方式流过免疫传感器HO。加热元件还可允许一个或多个室和/或设置在其中的样品被加热至预定温度。加热至预定温度可有助于(例如)通过消除或去除反应进行时温度变化的影响来提供准确性。此外，穿孔仪器也可与所述仪表相连。该穿孔仪器能够在第一密封构件和第二密封构件的至少一个上在期望的时间穿孔，以使得空气可流出排气孔并且液体可从反应室流入检测室中。免疫传感器110和测试条62也能够与控制单元相关联，在优选实施例中，控制单元可为Texas Instrument MSP-430微控制器，其在2010年7月20日提交(代理人案卷号CIL-5005)的共同待审美国临时专利申请S.N. 61/366，099中有所描述并示出(其拷贝附于本文附录)。该控制单元能够执行多种功能。在一个示例性实施例，当样品被引入所述装置时，控制单元能够测量样品的填充时间。在另一实施例中，该控制单元能够确定血样的血细胞比容值。在另一实施例中，该控制单元能够根据填充时间来计算样品中分析物的浓度。事实上，至少部分地取决于所需的功能和将系统设计成用以测量填充时间的方法，该控制单元可包括多个不同的结构。该控制单元还可测量该系统的其它方面。作为非限制性实例，控制单元能够测量免疫传感器或测试条的一个或多个室的温度。控制单元也能够测量样品的温度、样品的颜色、免疫传感器或测试条的电容、或样品和/或系统的多种其它特性和/或性质。作为其它非限制性实例，该控制单元能够将填充时间确定的结果、电容测量的结果、分析物的浓度确定的结果和/或血细胞比容测量的结果传送至外部设备。可以多种方式实现这个过程。在一个实施例中，该控制单元可硬连线至微处理器和/或显示装置。在另一实施例中，该控制单元能够以无线方式将数据从控制单元传输至微处理器和/或显示装置。该系统的其它部件也可能够进行此类测量。例如，免疫传感器或仪表能够测量免疫传感器或测试条的一个或多个室的温度，测量或推导出样品的温度，或者测量、确定或推导出样品和/或系统的多种其它特性和/或性质。另外，本领域技术人员应当认识到控制单元的这些结构可互换并且选择性地结合在单个控制单元中。例如，控制单元既可确定填充时间、电容，又可测量室的温度。在其它实施例中，至少部分地在多个控制单元的配置和要进行的所需功能的基础上，可一起使用多个控制单元来进行多种功能。
_2] 分析物浓度测试在一个实施例中，一旦测试仪100已确定流体已被引入(例如剂量分配)到测试条62上，测试仪100就可通过在规定的间隔内向测试条62施加多个测试电势来进行葡萄糖测试，如图7A所示。葡萄糖测试时间间隔Ttj表示进行葡萄糖测试的时间量(但不一定所有的计算都与葡萄糖测试相关联)，其中葡萄糖测试时间间隔Ttj可包括用于第一测试电势时间间隔T1的第一测试电势E1、用于第二测试电势时间间隔T2的第二测试电势E2、以及用于第三测试电势时间间隔T3的第三测试电势E3。此外，如图7A所示，第二测试电势时间间隔T2可包括恒定(DC)测试电压分量和叠加的交流(AC)或振荡测试电压分量。叠加的交流测试电压分量可被施加由Tmp指示的时间间隔。葡萄糖测试时间间隔Ttj可在例如约I秒至约5秒的范围内。
如上所述，第一电极166或第二电极164均可用作使有限量的介体氧化或还原的工作电极，这取决于测试仪所施加的测试仪的极性。应该指出的是，除非另外说明，否则由测试仪100施加的所有电势在下文中将针对第二电极164而言。然而，申请人注意到，由测试仪100施加的测试电势也可针对第一电极166而言，在这种情况下，以下所述的测试电势的极性和测量电流将是反向的。在第一、第二和第三测试电势时间间隔期间测量的多个测试电流值可在约I次测量/纳秒至约I次测量/100毫秒范围内的频率进行测量。申请人注意到，名称“第一”、“第二”和“第三”为了方便而选择并不一定反映施加测试电势的顺序。例如，实施例可具有这样的电势波，其中可在施加第一和第二测试电压之前施加第三测试电压。虽然描述了以连续方式使用三个测试电压的实施例，但申请人注意到，葡萄糖测试可包含不同数目的开路电压和测试电压。申请人还注意到，葡萄糖测试时间间隔可包括任何数目的开路电势时间间隔。例如，葡萄糖测试时间间隔可包括在一个或多个测试电势时间间隔之前或之后的仅两个测试电势时间间隔和/或开路电势时间间隔。在另一个示例性实施例中，葡萄糖测试可包含用于第一时间间隔的开路、用于第二时间间隔的第二测试电压、以及用于第三时间间隔的第三测试电压。如图7A所示，测试仪100可施加用于第一测试电势时间间隔T1 (如在约0至约I秒范围内)的第一测试电(如-20mV)。第一测试电势时间间隔T1可在约0.1秒至约3秒的范围内，优选在约0. 2秒至约2秒的范围内，并且最优选在约0. 3秒至约I秒的范围内。第一测试电势时间间隔T1可为足够长的，以使得样品反应室61可被样品完全填充，并且也使得试剂层72可至少部分溶解或溶剂化。在其它实施例中，第一测试电势时间间隔T1可包括任何其它所需的时间范围。在一个实施例中，测试仪100可在电极之间施加第一测试电势E1，持续时间介于仪表可检测到测试条正被样品填充之时和施加第二测试电势E2之前之间。在一个方面，测试电势E1较小。例如，该电势可在约-1至约-1OOmV的范围内，优选在约_5mV至约-50mV的范围内，并且最优选在约-1OmV至约-30mV的范围内。更小的电势相比于施加更大的电势差在较小程度上将还原介体浓度梯度扰乱，但仍足以获得样品中可氧化物质的测量值。测试电势E1可被施加介于检测到填充和施加第二测试电势E2之时之间的时间的一部分，或可施加整个该时间段。如果测试电势E1被使用了该时间的一部分，则可施加开路以用于该时间的剩余部分。在该实施例中，任何数目的开路和小电势施加、它们的施加顺序和时间的组合不是关键的，只要施加小电势E1的总时间段足以获得指示存在于样品中的可氧化物质的存在和/或量的电流测量值，就可施加该组合。在一个优选的实施例中，小电势E1施加基本上介于检测到填充之时和施加第二测试电势E2之时之间的整个时间段。在第一时间间隔1\期间，测试仪100测量所得第一电流瞬态值，该值可称为ia(t)。电流瞬态值表示通过测试仪在特定测试电势时间间隔期间测量的多个电流值。电流瞬态值表示通过测试仪在特定测试电势时间间隔期间测量的多个电流值。在一个实施例中，可在约0. 05秒至约1. 0秒范围内，并且优选约0.1秒至约0. 5秒范围内，并且最优选约0.1秒至约0. 2秒范围内的时间内测量第一电流瞬态值ia(t)。在其它实施例中，可在任何其它所需的时间范围内测量第一电流瞬态值1(0。如下所讨论的，第一电流瞬态值的一部分或全部可被用于本文所述的方法中以确定对照溶液或血样是否被施加到测试条62。第一瞬态电流的量值受样品中可容易氧化的物质的存在的影响。血液通常包含容易在第二电极164处被氧化的内源化合物和外源化合物。相反，对照溶液可被配制成使得其不含有可氧化的化合物。然而，血样组成可变化并且高粘度血样的第一电流瞬态值的量值将通常比低粘度样品小(在一些情况下甚至比对照溶液样品小)，因为样品反应室61可能在约0. 2秒后并未被完全填充。不完全填充将导致第一电极166和第二电极164的有效面积降低，这继而可导致第一电流瞬态值降低。因此，由于血样的变化，单独地样品中可氧化物质的存在不总是充分辨别的因素。一旦第一时间间隔T1时间已流逝，测试仪100就可在第一电极166和第二电极164之间施加第二测试电势E2 (例如，如图7A所示的约-300mV)以用于第二测试电势时间间隔T2 (例如，如图7A所示的约3秒)。第二测试电势E2可为足够负的介体氧化还原电势值，以使得在第二电极164处出现极限氧化电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，第二测试电势E2可在约-600mV至约OmV的范围内，优选在约_600mV至约-1OOmV的范围内，并且更优选为约_300mV。同样，在图6中指示为Tmp的时间间隔也可持续在一定的时间范围内，但在一个示例性实施例中，其具有约20毫秒的持续时间。在一个示例性实施例中，叠加的交流测试电压分量在施加第二测试电压V2后约0. 3秒至约0. 32秒后被施力口，并引起两个周期的具有约109Hz的频率以及约+/-50mV的振幅的正弦波。在第二测试电势时间间隔T2期间，测试仪100可测量第二电流瞬态值ib(t)。第二测试电势时间间隔T2可为足够长的以基于极限氧化电流的量值来监测样品反应室61中还原介体(如亚铁氰化物)的生成速率。还原介体可通过试剂层72中的一系列化学反应而生成。在第二测试电势时间间隔T2期间，有限量的还原介体在第二电极164处被氧化，非限制量的氧化介体在第一电极166处被还原，从而在第一电极166和第二电极164之间形成浓度梯度。如将进行描述的，第二测试电势时间间隔1~2应为足够长的，以使得可在第二电极164处生成足够量的铁氰化物。在第二电极164处可需要足够量的铁氰化物，以使得在第三测试电势E3期间可测量用于在第一电极166处氧化亚铁氰化物的极限电流。第二测试电势时间间隔T2可在约0秒至约60秒的范围内，并且优选在约I秒至约10秒的范围内，并且最优选在约2秒至约5秒的范围内。图7B显示在第二测试电势时间间隔T2开始时较小的峰ipb，随后在第二测试电势时间间隔(例如，在约I秒至约4秒的范围内)期间氧化电流绝对值的逐渐增加。出现较小峰是由于还原介体在约I秒时的初始消耗。氧化电流的逐渐增加归因于试剂层72生成亚铁氰化物然后亚铁氰化物扩散到第二电极164。第二电势时间间隔T2流逝之后，测试仪100可在第一电极166和第二电极164之间施加第三测试电势E3以用于第三测试电势时间间隔T3(例如，如图6所示在约4至约5秒的范围内)。在第三测试电势时间间隔T3期间，测试仪100可测量第三电流瞬态值，该值可表示为ie(t)。第三测试电势E3可为足够正的介体氧化还原电势值，以使得在第一电极166处测量极限氧化电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，第三测试电势E3可在约OmV至约600mV的范围内，优选在约IOOmV至约600mV的范围内，并且更优选为约300mV。第二测试电势时间间隔T2和第三测试电势时间间隔T3每一个可在约0.1秒至约4秒的范围内。对于图7A所示的实施例，第二测试电势时间间隔T2为约3秒，而第三测试电势时间间隔T3为约I秒。如上所提及的，在第二测试电势E2和第三测试电势E3之间可允许开路电势时间流逝。作为另外一种选择，可在施加第二测试电势E2后施加第三测试电势E3。注意,第一、第二或第三电流瞬态值的一部分一般可被称为电池电流或电流值。第三测试电势时间间隔T3可为足够长的以基于氧化电流的量值来监测第一电极166附近的还原介体(如亚铁氰化物)的扩散。在第三测试电势时间间隔T3期间，有限量的还原介体在第一电极166处被氧化，而非限制量的氧化介体在第二电极164处被还原。第三测试电势时间间隔T3可在约0.1秒至约5秒的范围内，优选在约0. 3秒至约3秒的范围内，并且最优选在约0. 5秒至约2秒的范围内。图7B显示在第三测试电势时间间隔T3开始时较大的峰ip。，随后降低至稳态电流。在一个实施例中，第一测试电势E1和第二测试电势E2均具有第一极性，而第三测试电势E3具有与第一极性相反的第二极性。然而，申请人注意到，第一、第二和第三测试电势的极性可根据确定分析物浓度的方式和/或根据区分测试样品和对照溶液的方式进行选择。电容测丨量在一些实施例中，可测量电容。电容测量可基本测量由于在电极-液体界面处形成离子层而导致的离子双层电容。电容的量值可用来确定样品是对照溶液还是血样。例如，当对照溶液在反应室内时，测量的电容量值可大于血样在反应室中时测量的电容量值。如以下将更详细讨论的，测量的电容可用于多种方法中以对电化学电池的物理特性对使用电化学电池作出的测量的影响进行校正。例如，测量的电容可与电化学电池的使用年龄和电化学电池的储存条件中的至少一者有关。作为非限制性实例，用于在测试条上进行电容测量的方法和机制可见于美国专利No. 7，195，704和No. 7，199，594中，这两个专利全文据此均以引用方式并入本文(其拷贝附于本文附录)。在一种用于测量电容的示例性方法中，将具有恒定分量和振荡分量的测试电压施加到测试条。在这种情况下，如下文进一步详述的，可数学地处理所得测试电流以确定电容值。一般来讲，当在具有明确限定的面积(即在电容测量期间不发生改变的面积)的工作电极处出现极限测试电流时，可在电化学测试条中进行最准确且最精确的电容测量。当在电极和隔板之间有紧密的密封时，可形成不随时间推移而改变的明确限定的电极面积。当电流不由于葡萄糖氧化或电化学衰减而迅速改变时，测试电流为相对恒定的。作为另外一种选择，由于葡萄糖氧化而可见的信号增加被伴随电化学衰减的信号降低有效地平衡时的任何时间段也可为用于测量电容的适当时间间隔。在剂量分配样品之后，如果样品渗到隔板60和第一电极166之间，则第一电极166的面积可能随时间推移而改变。在测试条的一个实施例中，试剂层72可具有大于切口区域68的区域，该区域导致试剂层72的一部分位于隔板60和第一电极层66之间。在某些情况下，将试剂层72的一部分插入隔板60和第一电极层66之间可允许在测试期间被润湿的电极面积增加。因此，在测试期间可发生渗漏，这导致第一电极的面积随时间推移而增加，这继而又可使电容测量失真。相比之下，第二电极164的面积与第一电极166相比可随时间推移更稳定，因为在第二电极164和隔板60之间没有试剂层。因此,样品不太可能渗到隔板60和第二电极164之间。因此，使用在第二电极164处的极限测试电流的电容测量可为更精确的，因为面积在测试期间不改变。如上所述且如图7A所示，一旦在测试条中检测到液体，即可在电极之间施加第一测试电势E1 (例如-20mV)并持续约I秒，以监视液体的填充行为并区分对照溶液和血液。在公式I中，使用测试电流约0. 05至I秒。第一测试电势E1可为较低的，使得亚铁氰化物在电池中的分布尽可能少地被第一和第二电极处发生的电化学反应所干扰。在施加第一测试电势E1之后可施加具有更大绝对量值的第二测试电势E2 (例如-300mV)，使得可在第二电极164处测量极限电流。第二测试电势E2可包含AC电压分量和DC电压分量。AC电压分量可在施加第二测试电势E2后预定量的时间时被施加，并且该AC电压分量还可为具有约109赫兹的频率和约+/-50晕伏的振幅的正弦波。在一个优选的实施例中，在施加第二测试电势E2后，该预定量的时间可约0. 3秒至约0. 4秒的范围内。作为另外一种选择，该预定量的时间可为随时间而变化的测试电流瞬态具有约零的斜率的时间。在另一个实施例中，该预定量的时间可为电流峰值(如ipb)衰减约50%所需要的时间。对于DC电压分量，其可在第一测试电势开始时被施加。该DC电压分量可具有足以导致第二电极处的极限测试电流的量值，例如相对于第二电极约_300mV。与图4B —致，试剂层72未涂覆到第二电极164上，这导致绝对峰值电流ipb的量值与绝对峰值电流ip。的量值相比是较低的。试剂层72能够在存在分析物的情况下生成还原介体，并且邻近第一电极的还原介体的量可有助于较高的绝对峰值电流ip。。在一个实施例中，至少试剂层72的酶部分当将样品引入测试条时能够基本上不从第一电极扩散到第二电极。在ipb之后的测试电流在大约1. 3秒时趋于停留在平坦区域，然后随着在可被试剂层72涂覆的第一电极166处生成的还原介体扩散到未被试剂层72涂覆的第二电极164，电流又增加。在一个实施例中，电容测量可在测试电流值的相对平坦区域进行，其可在约1. 3秒至约1. 4秒时进行。一般来讲，如果在I秒之前测量电容，则电容测量可干扰可用于测量第一电流瞬态值込⑴的较低的第一测试电势Ep例如，叠加到_20mV恒定电压分量上的大约+/-50mV的振荡电压分量可导致对测量的测试电流的显著扰动。振荡电压分量不仅干扰第一测试电，而且其也可显著地扰动在约1.1秒时测量的测试电流，该测试电流继而可干扰对抗氧化剂的校正。在大量的测试和实验后，最终确定的是，在约1. 3秒至约1. 4秒时测量电容令人惊奇地产生准确且精确的测量值，该测量值不干扰对照溶液/血液辨别测试或血糖计算法。在第二测试电势E2之后，可施加第三测试电势E3 (例如+300mV)，从而导致在可被试剂层72涂覆的第一电极166处测量测试电流。第一电极上试剂层的存在可允许液体渗透到隔层和电极层之间，这可导致电极面积增加。如图7A所示，在一个示例性实施例中，在时间间隔Teap期间，109Hz的AC测试电压(±50mV峰间值)可被施加2个周期。第一周期可用作调节脉冲，而第二周期可用于确定电容。可通过对交流电(AC)波的一部分上的测试电流求和，减去直流电(DC)偏移，并使用AC测试电压振幅和AC频率将结果归一化来获得电容估计值。该计算提供测试条的电容测量值，其在测试条样品室被样品填充时主要受测试条样品室影响。在一个实施例中，可通过对输入AC电压与DC偏移相交时(即输入电压的AC分量为零时)的时间点(过零点)两侧各四分之一的AC波上的测试电流求和来测量电容。以下更详细地描述关于这如何转化成电容测量值的推导。公式I可显示在时间间隔Tcap期间随时间而变化的测试电流量值公式I i (t) = i0+st+Isin (Co t+)其中术语ifst表示由恒定测试电压分量引起的测试电流。一般来讲，DC电流分量被视为随时间而线性变化(由于持续的葡萄糖反应生成亚铁氰化物)并因此由恒定i。(其是时间零时(过零点)的DC电流)和s (DC电流随时间而变化的斜率)表示。AC电流分量由Isinbt+ct)表示，其中I为电流波的振幅， 为其频率，并且小为其相对于输入电压波的相移。术语《也可表示为2 Jif，其中f为AC波的频率，以赫兹为单位。术语I也可以公式2中所示的表示 其中V为施加电压信号的振幅，并且|Z|为复阻抗的量值。术语|Z|也可以公式22中所示的表示 公式权利要求
1.一种用于确定对照溶液样品中葡萄糖浓度的方法，所述方法包括 将所述对照溶液样品引入样品分析装置的电化学电池中以致使所述对照溶液样品中的葡萄糖转化，所述电化学电池具有第一电极和第二电极； 确定所述电化学电池的温度； 基于所述温度计算校正； 获得葡萄糖浓度；以及 基于所述校正系数确定校正的葡萄糖浓度，使得所述对照溶液的校正的葡萄糖浓度相比于参考规范具有小于约6%的误差。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述计算包括评价所确定的温度是否在第一范围内，并且如果在该范围内，则用以下公式计算所述校正系数CT = Acs X T + Bcs X [G]X T + Ccs X [G] + Dcs，其中[G]包括葡萄糖浓度，T包括所确定的温度，并且术语ACS、BCS、Ccs和Dk包括从经验获得的常数。
3.根据权利要求2所述的方法，其中所述计算包括评价所确定的温度是否在第一范围内，并且如果不在该范围内，则用以下公式计算所述校正系数CT = Jcs*[G] + KCS*T +Lcs* [G]2 + MCS*[G]*T+ PCS*T2 + Hcs，并且术语 Jcs、Kcs、Lcs、Mcs、Pcs 和 Hcs 包括从经验获得的常数。
4.根据权利要求3所述的方法，其中所述校正系数被限制在约-15至约+15的范围。
5.根据权利要求3所述的方法，其中评价包括确定所述校正系数是否大于15，并且如果大于15，则将所述校正系数设定为约15的值，否则如果所述校正系数不大于15，则确定所述葡萄糖浓度是否小于约100mg/dL且所述校正系数是否小于-15。
6.根据权利要求5所述的方法，其中如果[G]小于100mg/dL且Ct小于-15，则可将Ct设定为-15。
7.根据权利要求5所述的方法，还包括确定是否满足以下两个条件Ca)所述校正系数包含约-15至约+15的值以及(b)所述葡萄糖浓度包含等于或大于lOOmg/dL的值，并且如果满足这两个条件，所述校正系数除以所述葡萄糖浓度所得的值大于约O. 15，则将所述校正系数设定为等于约O. 15乘以所述葡萄糖浓度的乘积的值，否则如果所述校正系数除以所述葡萄糖浓度所得的值小于-O. 15，则将所述校正系数设定为等于大约-O. 15乘以所述葡萄糖浓度的乘积。
8.根据权利要求5所述的方法，其中所述第一范围包括约19°C至约25°C的温度。
全文摘要
本文提供了用于使用比之前更准确的温度校正来确定对照溶液中葡萄糖浓度的方法以及与所述方法结合使用的装置和系统。
文档编号G01N33/487GK103052881SQ201180038074
公开日2013年4月17日 申请日期2011年8月1日 优先权日2010年8月2日
发明者A.克拉格斯, S.麦金托什, J.罗杰斯 申请人:西拉格国际有限责任公司
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