CN101019021B - 用于生物传感器测试条的质量保证的系统及方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种测试条(200)，用于当测试条(200)与适当的测试仪表(未示出)配套时测量生物流体中的受关注信号，其中，测试条和测试仪表包括检验测试条迹线(214C，216C，224C)的完整性、测量测试条迹线的寄生电阻以及提供施加到测试条的电压中的补偿以便解决测试条迹线中的寄生电阻损耗的结构。

Description

用于生物传感器测试条的质量保证的系统及方法
对相关申请的引用
本申请要求2004年6月18日提交的美国临时申请No.60/581002的权益。本申请还涉及2004年6月18日提交的申请No.10/871937，通过引用将其完整地结合到本文中。
技术领域
本发明涉及用于测量诸如与生物流体中的分析物(比如血糖)的浓度相关的那些信号以及与对分析物浓度信号的干扰物(例如在血糖的情况中血细胞比容和温度)相关的那些信号之类的信号的设备。更具体来说，本发明涉及用于生物传感器测试条的质量保证的系统及方法。
背景技术
测量生物流体中的物质的浓度是许多医疗状况的诊断和治疗的重要手段。例如，体液、如血液中的葡萄糖的测量对于糖尿病的有效治疗至关重要。
糖尿病治疗通常涉及两种类型的胰岛素疗法：基本的和速效的。基本胰岛素表示连续的，例如长效胰岛素，通常在就寝前服用。速效胰岛素疗法提供额外剂量的更快起作用的胰岛素来调节包含糖和碳水化合物的新陈代谢在内的各种因素引起的血糖的波动。血糖波动的适当调节需要精确测量血液中的葡萄糖浓度。失败的测量可能产生极端的并发症，包括视觉缺失和四肢中循环的丧失，可能最终使糖尿病患者丧失其手指、手、脚等的效用。
对于确定血液样本中的分析物、例如葡萄糖的浓度，多种方法是已知的。这类方法通常属于两个种类之一：光学方法和电化学方法。光学方法一般涉及观察分析物的浓度所引起的流体的光谱位移的光谱学，通常结合在与分析物组合时产生已知颜色的试剂进行。电化学方法一般依靠电流(电流测定法)、电位(电位测定法)或累积电荷(电量测定法)与分析物浓度之间的相关性，通常结合在与分析物组合时产生电荷载流子的试剂进行。例如，参见授予Columbus的美国专利4233029、授予Pace的4225410、授予Columbus的4323536、授予Muggli的4008448、授予Lilja等的4654197、授予Szuminsky等的5108564、授予Nankai等的5120420、授予Szuminsky等的5128015、授予White的5243516、授予Diebold等的5437999、授予Pollmann等的5288636、授予Carter等的5628890、授予Hill等的5682884、授予Hill等的5727548、授予Crismore等的5997817、授予Fujiwara等的6004441、授予Priedel等的4919770以及授予Shieh的6054039，将它们完整地结合于此。用于进行测试的生物传感器通常是其中具有与生物流体中的受关注分析物起化学反应的试剂的一次性测试条。测试条与非一次性测试仪表配套，使得测试仪表可测量分析物与试剂之间的反应，以便确定并向用户显示分析物的浓度。
图1示意说明总体标为10的典型先有技术一次性生物传感器测试条(参见例如美国专利4999582和5438271，转让给与本申请相同的受让人，并通过引用结合于本文中)。测试条10在不传导衬底12上形成，在不传导衬底12上形成导电区14、16。化学试剂18在测试条10的一端涂敷到导电区14、16上。试剂18将与生物样本中的受关注分析物起反应，其方式是，当电压电位施加到测量电极14a与16a之间时可被检测。
因此，测试条10具有反应区20，其中包括与包含分析物的样本直接接触的测量电极14a、16a，要确定该分析物在样本中的浓度。在电流测定或电量测定电化学测量系统中，反应区20中的测量电极14a、16a耦合到电子电路(通常在测试条10插入的测试仪表(未示出)内，如本领域已知的那样)，电子电路向测量电极提供电位，并测量电化学传感器对这个电位的响应(例如电流、阻抗、电荷等)。这个响应与分析物浓度成正比。
测试仪表在测试条10的接触区22中的接触片14b、16b上与测试条10接触。接触区22位于远离测量区20的某个位置，通常(但不一定)在测试条10的相对端。导电迹线14c、16c把接触区22中的接触片14b、16b耦合到反应区20中的相应测量电极14a、16a。
特别是对于其中电极、迹线和接触片由导电薄膜(例如，作为非限定实例的贵金属、碳墨和银膏)组成的生物传感器10，把接触区22连接到反应区20的导电迹线14c、16c的电阻率可能等于数百欧姆或以上。这个寄生电阻沿迹线14c、16c的长度产生电位降，使得提供给反应区20中的测量电极14a、16a的电位显著小于由测试仪表施加到接触区22中的测试条10的接触片14b、16b的电位。由于在反应区20中发生的反应的阻抗可能处于迹线14c、16c的寄生电阻的数量级之内，所以所测量的信号由于迹线引起的I-R(电流×电阻)降而可能具有明显偏移。如果这个偏移随测试条不同而改变，则噪声被加入测量结果。此外，诸如磨损、裂痕、刮痕、化学降级之类的对测试条10的物理损坏可能在制造、运输、存放和/或用户违反操作规程期间出现。这些缺陷可能损坏导电区14、16，使得它们呈现极高的电阻或者甚至开路。迹线电阻的这类增加可能妨碍测试仪表执行精确测试。
因此，需要一种系统及方法，它将允许测试条迹线的完整性的确认，允许测试条迹线的寄生电阻的测量以及允许控制实际施加到反应区中的测试条测量电极的电位电平。本发明目的在于满足这些需要。
发明内容
本发明提供一种测试条，用于当测试条与适当的测试仪表配套时测量生物流体中的受关注信号，其中，测试条和测试仪表包括检验测试条迹线的完整性、测量测试条迹线的寄生电阻以及提供施加到测试条的电压中的补偿以解决测试条迹线中的寄生电阻损耗的结构。
附图说明
仅作为实例、参照附图进一步描述本发明，附图包括：
图1是用于测量生物流体中的受关注分析物浓度的典型先有技术测试条的示意平面图。
图2是根据本发明的第一实施例的测试条的示意平面图。
图3是与图2的第一实施例的测试条配合使用的第一实施例的电子测试电路的示意图。
图4是用于测量生物流体中的受关注分析物浓度的第二典型测试条的分解装配图。
图5说明适合与本发明配合使用的消融设备的视图。
图6是图5的激光消融设备的视图，说明第二掩模。
图7是适合与本发明配合使用的消融设备的视图。
图8是根据本发明的第二实施例的测试条的示意平面图。
图9是与图8的第二实施例的测试条配合使用的第二实施例的电子测试电路的示意图。
图10是与图8的第二实施例的测试条配合使用的第三实施例的电子测试电路的示意图。
具体实施方式
为了便于理解本发明的原理，现在将参照附图中所示的实施例，具体语言将用来描述那个实施例。但是要理解，不是要对本发明的范围进行限制。本发明所涉及的领域的技术人员一般会想到的所述装置中的变更和修改以及本文所述的发明的原理的其它应用被认为且希望受到保护。具体来说，虽然本发明通过血糖仪表来论述，但是可以设想，本发明可与用于测量其它分析物和其它样本类型的装置配合使用。这类备选实施例要求对本文所述的实施例进行某些修改，这是本领域的技术人员非常清楚的。
虽然本发明的系统及方法可与具有各种各样设计并采用各种各样构造技术和工艺来制作的测试条配合使用，但是本发明的第一实施例的电化学测试条在图2中示意说明并且总体标以200。基本与测试条10相同的测试条200的部分采用相似的参考标号来标记。参照图2，测试条200包括由一段不透光的350μm厚聚酯(例如可向DuPont购买的Melinex 329)组成的底部衬底12，在它的顶面上涂敷50nm导电金层(例如，举个非限定实例，通过溅射或汽相淀积)。因此，电极、连接迹线和接触片则通过激光消融过程在导电层中形成图案。激光消融过程借助于通过石英上铬掩模的受激准分子激光器来执行。掩模图案使激光场的一些部分被反射，同时允许场的其它部分通过，从而通过在激光所接触的位置上蒸发在金上创建图案。下面更详细地描述激光消融过程。例如，工作电极214a、反电极216a和反读出电极224a可按照所示方式形成，并通过相应迹线214c、216c和224c耦合到相应测量接触片214b、216b和224b。这些接触片214b、216b和224b在测试条200上提供导电区，在测试条200被插入测试仪表(未示出)时供测试仪表的连接器触点接触，如本领域众所周知的那样。
图2和图3说明本发明的一个实施例，它通过允许测试条的反电极线中的寄生I-R降的补偿对先有技术测试条设计进行改进。大家会理解，图2的测试条200基本上与图1的先有技术测试条10相同，但是增加了反读出电极224a、接触片224b和迹线224c。反读出线224的提供允许测试仪表(如以下所述)补偿接触片216b、224b之间的寄生电阻。注意，当与图3的电路配合使用时，图2的实施例仅补偿测试条200的反电极侧上的I-R降。测试条200的工作电极侧上的寄生电阻无法采用这种电路来检测，但在必要时它可能在工作电极侧被复制，本领域的技术人员参照本公开将会非常清楚。以下提供用于补偿测试条的工作侧和反侧的寄生电阻的其它方法。因此，图2的反读出线允许测试仪表补偿反线216中的任何寄生电阻电位降，结合图3进行更详细说明。
现在参照图3，说明包含在测试仪表中的第一实施例的电极补偿电路(总体标以300)的示意电路图。如图所示，当测试条200被插入测试仪表时，电路耦合到接触片214b、216b和224b。本领域的技术人员会理解，电压电位被施加到反电极接触片216b，它将在反电极216a与工作电极214a之间产生与涂敷到试剂18的生物样本中存在的分析物数量成正比的电流。来自工作电极214a的电流通过工作电极迹线214c传送到工作电极接触片214b，并提供给电流-电压放大器310。放大器310的模拟输出电压通过模数转换器(A/D)312转换为数字信号。然后，这个数字信号由微处理器314按照先前存储的程序来处理，以便确定涂敷到测试条200的生物样本中的分析物浓度。这个浓度通过适当的输出装置316、如液晶显示器(LCD)屏幕向用户显示。
微处理器314还输出表示要施加到反电极接触片216b的电压电位的数字信号。这个数字信号通过数模转换器(D/A)318转换为模拟电压信号。D/A 318的模拟输出施加到运算放大器320的第一输入端。运算放大器320的第二输入端耦合到反读出电极接触片224b。运算放大器320的输出端耦合到反电极接触片216b。
运算放大器320以电压跟随器配置进行连接，在其中，放大器将调节其输出(在其工作的物理限制之内)，直到出现在其第二输入端上的电压等于出现在其第一输入端上的指示电压为止。运算放大器320的第二输入端是高阻抗输入端，因而基本上没有电流流入反读出线224。由于基本上没有电流经过，所以反读出线224中的任何寄生电阻不会引起电位降，以及出现在运算放大器320的第二输入端上的电压基本上与反读出电极224a上的电压相同，反读出电极224a上的电压又与出现在反电极216a上的电压由于它们密切的物理接近性而基本上相同。因此，运算放大器320用于改变施加到反电极接触片216b的电压电位，直到出现在反电极216a上的实际电压电位(通过反读出线224反馈)等于微处理器314所指示的电压电位。因此，运算放大器320自动补偿反电极迹线216c中的寄生电阻所引起的任何电位降，并且出现在反电极216a上的电位是预期电位。因而更精确地从工作电极所产生的电流对生物样本中的分析物浓度进行计算，因为产生电流的电压实际上是微处理器314所指示的相同电压。没有电路300所提供的对寄生电阻电压降的补偿，微处理器314会在错误假设指示电压实际上被施加到反电极216a的情况下分析所得电流。
许多方法可用于制备具有多个电极的测试条，例如作为非限定实例，碳墨印刷、银膏丝网印刷、划线金属塑料、电镀、化学镀以及光化学蚀刻。制备具有如本文所述的附加电极读出线的测试条的一种优选方法是通过使用激光消融技术。在2001年5月25日提交的标题为“具有带连续表护沟道的激光消融电极的生物传感器”的美国专利申请序号09/866030中以及在1999年10月4日提交的标题为“形成图案叠层和电极的激光定义特征”的美国专利申请序号09/411940中描述了这些技术在制备生物传感器的电极中的使用实例，通过引用将这两个公开结合于此。激光消融在制备根据本发明的测试条中极为有效，因为它允许具有极小形体尺寸的导电区以可重复方式精确制造。激光消融提供把本发明的额外读出线添加到测试条而无需增加测试条的尺寸的方式。
在本发明中，希望提供电气组件相互之间以及相对于整体生物传感器的精确设置。在一个优选实施例中，组件的相对位置至少部分通过使用经由具有电气组件的准确图案的掩模或其它器件来执行的宽场激光消融来实现。这允许相邻边缘的精确定位，它通过边缘的平滑的紧公差进一步增强。
图4说明可用于说明本发明的激光消融过程的简单生物传感器401，包括衬底402，在其上形成了分别定义包含第一电极组404和第二电极组405的电极系统以及相应的迹线406、407和接触片408、409的导电材料403。注意，生物传感器401在本文中用于说明激光消融过程，而没有表示为结合本发明的读出线。导电材料403可包含纯金属或合金或者作为金属导体的其它材料。导电材料优选地在用于形成电极的激光波长上为吸收性的，并且具有可经过快速准确处理的厚度。非限定实例包括铝、碳、铜、铬、金、氧化铟锡(ITO)、钯、铂、银、氧化锡/金、钛、它们的混合物以及这些元素的合金或金属化合物。导电材料优选地包括贵金属或合金或者它们的氧化物。导电材料最优选地包括金、钯、铝、钛、铂、ITO和铬。导电材料的厚度的范围从大约10nm至80nm，更优选地为30nm至70nm，以及最优选地为50nm。大家理解，导电材料的厚度取决于材料的透射属性以及与生物传感器的使用相关的其它因素。
虽然没有说明，但是大家理解，所得到的形成图案的导电材料可被涂敷或镀上附加金属层。例如，导电材料可能是铜，它然后采用激光消融为电极图案；随后，铜可被镀上钛/钨层、然后再镀上金层，从而形成预期电极。优选地采用位于基片402上的单层导电材料。虽然一般不需要，但是如本领域众所周知的那样，能够通过采用诸如铬镍或钛之类的籽层或辅助层来增强导电材料对基片的粘附。在优选实施例中，生物传感器401具有单层金、钯、铂或ITO。
生物传感器401说明性地分别采用在图5、图6和图7中所示的两个设备10、10’来制造。大家理解，除非另有说明，设备410、410’以类似方式工作。首先参照图5，通过把大约40mm宽的具有80nm金叠层的一卷条带420馈送到顾客定制宽场激光消融设备410来制造生物传感器401。设备410包括产生激光束412的激光源411、镀铬石英掩模414和光学器件416。大家理解，虽然所示光学器件416为单个透镜，但是光学器件416优选地为相互配合以便制作预定形状的光412的各种透镜。
适当的消融设备410(图5-6)的非限定实例是可向LPKF LaserElectronic GmbH(Garbsen，Germany)购买的定制MicrolineLaser 200-4激光系统，它结合可向Lambda Physik AG(Germany)购买的LPX-400、LPX-300或LPX-200激光系统以及可向InternationalPhototool Company(Colorado Springs，Co.)购买的镀铬石英掩模。
对于MicrolineLaser 200-4激光系统(图5-6)，激光源411为LPX-200 KrF-UV激光器。但是大家理解，根据本公开，可采用更高波长的UV激光器。激光源411以248nm工作，具有600mJ的脉冲能量以及50Hz的脉冲重复频率。激光束412的强度可通过介电波束衰减器(未示出)在3％与92％之间无限调节。波束剖面为27×15mm2(0.62平方英寸)以及脉冲持续时间25ns。掩模414上的布局通过光学元件光束扩展器、均质器和物镜(未示出)均质投影。均质器的性能通过测量能量分布来确定。成像光学器件416把掩模414的结构转印到条带420上。成像比为2∶1，以便一方面允许大面积被消除，但另一方面使能量密度低于所用铬掩模的消融点。虽然说明了2∶1的成像，但是大家理解，根据本公开，取决于预期设计要求，任何数量的备选比率是可行的。条带420按照箭头425所示的方向移动，从而允许多个布局段被接连地消融。
掩模414的定位、条带420的移动以及激光能量是计算机控制的。如图5所示，激光束412被投射到待消融的条带420上。通过掩模414的透明区或窗口418的光412从条带420上消融金属。掩模414的涂铬区424阻挡激光412并阻止那些区域中的消融，从而在条带420的表面上得到金属化结构。现在参照图6，电气组件的完整结构可能需要通过第二掩模414’的附加消融步骤。大家理解，取决于光学器件以及待消融的电气组件的尺寸，根据本公开，只有单个消融步骤或者两个以上消融步骤可能是必需的。此外要理解，根据本公开，不是采用多个掩模，而是可在同一个掩模上形成多个场。
具体来说，适当的消融设备410’(图7)的第二非限定实例是可向LPKF Laser Electronic GmbH(Garbsen，Germany)购买的定制激光系统，它结合可向Lambda Physik AG(
Figure GSB00000620525000091
Germany)购买的Lambda STEEL(稳定能量受激准分子激光器)激光系统以及可向International Phototool Company(Colorado Springs，Co.)购买的镀铬石英掩模。激光系统在308nm的波长上具有高达1000mJ脉冲能量。此外，激光系统具有100Hz的频率。设备410’可形成为以如图5和图6所示的双行程生产生物传感器，但是它的光学器件优选地允许在25ns单行程中形成10×40mm的图案。
虽然不希望局限于具体理论，但是我们认为，通过掩模414、414’、414”的激光脉冲或光束412在条带420上的表面402的小于1μm之内被吸收。光束412的光子具有足以引起光离解以及金属/聚合物界面上的化学键的快速断裂的能量。我们认为，这种快速化学键断裂引起吸收区内的突然压力增加，并迫使材料(金属膜403)从聚合物基片表面弹出。由于典型的脉冲持续时间大约为20-25纳秒，所以与材料的交互作用极迅速发生，并且对导电材料403的边缘以及周围结构的热破坏为最小。如本发明所考虑的那样，电气组件的所得边缘具有高边缘质量和精确设置。
用于从条带420消除或消融金属的注量能量取决于构成条带420的材料、金属膜到基片材料的粘附力、金属膜的厚度以及可能还有用于把薄膜设置到基片材料上的工艺、即支撑和汽相淀积。
Figure GSB00000620525000101
上的金的注量级的范围从大约50至大约90mJ/cm2，在聚酰亚胺上为大约100至大约120mJ/cm2，以及在
Figure GSB00000620525000102
上为大约60至大约120mJ/cm2。大家理解，根据本公开，小于或大于以上所述的注量级可适用于其它基片材料。
条带420的区域的图案形成通过采用掩模414、414’来实现。各掩模414、414’说明性地包括其中包含待形成的电极组件图案的预定部分的准确二维说明的掩模场422。图5说明包括接触片和迹线的一部分的掩模场422。如图6所示，第二掩模414’包含迹线的第二相应部分以及包含耙指的电极图案。如前面所述，大家理解，取决于待消融区域的尺寸，根据本公开，掩模414可包含电极图案的完整说明(图7)或者与图5和图6所示不同的图案的部分。我们优选考虑，在本发明的一个方面，测试条上的电气组件的完整图案经过一次性激光消融，即宽场涵盖测试条的完整尺寸(图7)。在此备选方案中以及如图5和图6所示，整个生物传感器的各部分依次完成。
虽然下面将论述掩模414，但是大家理解，除非另有说明，论述也将适用于掩模414’、414”。参照图5，由铬保护的掩模场422的区域424将阻挡激光束412向条带420的投射。掩模场422中的透明区或窗口418允许激光束412通过掩模414并且照射条带420的预定区域。如图5所示，掩模场422的透明区418对应于将从其中消除导电材料403的条带420的区域。
此外，掩模场422具有由线条430所示的长度以及由线条432所示的宽度。假定LPX-200的2∶1的成像比，大家理解，掩模的长度430是所得图案的长度434的长度的两倍，以及掩模的宽度432是条带420上的所得图案的宽度436的宽度的两倍。光学器件416减小到达条带420的激光束412的大小。大家理解，掩模场422和所得图案的相对维可根据本公开改变。掩模414’(图6)用于完成电气组件的二维说明。
继续参照图5，在激光消融设备410中，受激准分子激光源411发出光束412，它通过石英上铬掩模414。掩模场422使激光束412的一些部分被反射，同时允许光束的其它部分通过，从而在金薄膜上由激光束412所碰撞的位置创建图案。大家理解，条带420可能相对于设备410是静止的，或者通过设备410在卷筒上连续移动。因此，条带420的非限定移动速率可能从大约0m/min至大约100m/min，更优选地为大约30m/min至大约60m/min。大家理解，根据本公开，条带420的移动速率仅受所选设备410的限制，并且可能完全超过100m/min，取决于激光源411的脉冲持续时间。
一旦掩模414的图案在条带420上被创建，条带被重绕，并再次馈送通过设备410，其中采用掩模414’(图6)。大家理解，根据本公开，激光设备410或者可串联设置。因此，通过使用掩模414、414’，条带420的大区域可采用包含相同掩模区中的多个掩模场422的分步重复过程来形成图案，以便实现基片的衬底上的复杂电极图案和其它电气组件、电极组件的准确边缘的经济创建、以及从基片材料中的更大数量的金属薄膜的消除。
图8和图9所示的本发明的第二实施例通过提供测试条上的工作和反电极引线的I-R降补偿对先有技术进行改进。现在参照图8，示意说明总体标以800的本发明的第二实施例的测试条配置。测试条800包括在其顶面涂敷了50nm导电金层的底部衬底12(例如作为非限定实例，通过溅射或汽相淀积)。因此，电极、连接迹线和接触片则通过激光消融过程在导电层中形成图案，如上所述。例如，工作电极814a、工作读出电极826a、反电极216a和反读出电极224a可按照所示方式形成，并通过相应迹线814c、826c、216c和224c耦合到相应测量接触片814b、826b、216b和224b。这些接触片814b、826b、216b和224b在测试条800上提供导电区域，在测试条800被插入测试仪表(未示出)时供测试仪表的连接器触点接触。
大家会理解，图8的测试条800基本上与图2的第一实施例的测试条200相同，但是增加了工作读出电极826a、接触片826b和迹线826c。工作读出线826的提供允许测试仪表补偿由到接触片814b和216b的连接的接触电阻所引起的任何I-R降，以及补偿迹线814c和216c的迹线电阻。
现在参照图9，说明包含在测试仪表中的第二实施例的电极补偿电路(总体标以900)的示意电路图。如图所示，当测试条800被插入测试仪表时，电路耦合到接触片826b、814b、216b和224b。本领域的技术人员会理解，电压电位被施加到反电极接触片216b，它将在反电极216a与工作电极814a之间产生与加到试剂18的生物样本中存在的分析物数量成正比的电流。来自工作电极814a的电流通过工作电极迹线814c传送到工作电极接触片814b，并提供给电流-电压放大器310。放大器310的模拟输出电压通过A/D 312转换为数字信号。然后，这个数字信号由微处理器314按照先前存储的程序来处理，以便确定涂敷到测试条800的生物样本中的受关注分析物的浓度。这个浓度通过LCD输出装置316向用户显示。
微处理器314还输出表示要施加到反电极接触片216b的电压电位的数字信号。这个数字信号通过D/A 318(参考电压源)转换为模拟电压信号。D/A 318的模拟输出施加到运算放大器320的第一输入端。运算放大器320的第二输入端耦合到运算放大器910的输出端。运算放大器910以采用测量放大器的差分放大器配置进行连接。运算放大器910的第一输入端耦合到工作读出电极接触片826b，而运算放大器910的第二输入端则耦合到反读出电极接触片224b。运算放大器320的输出端耦合到反电极接触片216b。当生物传感器测试条(800)耦合到测试仪表时，运算放大器910的第一输入端在操作上耦合到工作读出迹线826c，以及第二输入端在操作上耦合到反读出迹线224c。运算放大器的输出端在操作上耦合到反电极迹线。这种配置中的运算放大器910作为差分放大器来工作。
运算放大器320以电压跟随器配置进行连接，在其中，放大器将调节其输出(在其工作的物理限制之内)，直到出现在其第二输入端上的电压等于出现在其第一输入端上的指示电压为止。运算放大器910的两个输入端均为高阻抗输入端，因而基本上没有电流流入反读出线224或工作读出线826。由于基本上没有电流经过，所以反读出线224或工作读出线826中的任何寄生电阻不会引起电位降，以及出现在运算放大器910的输入端上的电压基本上与测量单元上(即，反电极216a和工作电极814a上)的电压相同。由于运算放大器910以差分放大器配置进行连接，所以它的输出表示测量单元上的电压。
因此，运算放大器320将用于改变其输出(即施加到反电极接触片216b的电压电位)，直到出现在测量单元上的实际电压电位等于微处理器314所指示的电压电位。因此，运算放大器320自动补偿反电极迹线216c、反电极接触216b、工作电极迹线814c和工作电极接触814b中的寄生电阻所引起的任何电位降，因而出现在测量单元上的电位是预期电位。因而更精确地进行从工作电极所产生的电流对生物样本中的分析物浓度的计算。
图10与图8结合，说明本发明的第三实施例，它通过提供对于工作和反电极线的I-R降补偿，以及提供对于工作以及反电极线的电阻不高于预定门限以便确保测试仪表能够补偿I-R降的检验，对先有技术进行改进。现在参照图10，说明包含在测试仪表中的第三实施例的电极补偿电路(总体标以1000)的示意电路图。电极补偿电路1000与图8的测试条800配合工作。如图所示，当测试条800被插入测试仪表时，电路耦合到接触片826b、814b、216b和224b。本领域的技术人员会理解，电压电位被施加到反电极接触片216b，它将在反电极216a与工作电极814a之间产生与加到试剂18的生物样本中存在的分析物数量成正比的电流。来自工作电极814a的电流通过工作电极迹线814c传送到工作电极接触片814b，并提供给电流-电压放大器310。电流-电压放大器310的输出施加到测量放大器1002的输入端，它配置为当开关1004处于闭合位置时增益为一的缓冲器。放大器1002的模拟输出电压通过A/D 312转换为数字信号。然后，这个数字信号由微处理器314按照先前存储的程序来处理，以便确定涂敷到测试条800的生物样本中的分析物浓度。这个浓度通过LCD输出装置316向用户显示。
微处理器314还输出表示要施加到反电极接触片216b的电压电位的数字信号。这个数字信号通过D/A 318转换为模拟电压信号。D/A 318的模拟输出施加到运算放大器320的输入端，它在开关1006处于所示位置时配置为电压跟随器。运算放大器320的输出端耦合到反电极接触片216b，它将允许对于加到试剂18上的生物流体样本的测量。此外，通过开关1006、1008和1010按照图10所示进行设置，电路按照图9所示配置，并且可用于自动补偿寄生和接触电阻，如以上结合图9所述。
为了测量反电极线216中的寄生电阻的大小，开关1008设置在图10所示的位置，开关1006设置在与图10所示相反的位置，而开关1010则闭合。因此，运算放大器320用作增益为一的缓冲器，并且通过已知的电阻Rnom把电压电位施加到反电极接触片216b。这个电阻使电流流入反电极线216以及由电流-电压放大器310所读出的反读出线224，它在这时通过开关1010耦合到电流读出线。电流-电压放大器310的输出通过A/D 312提供给微处理器314。由于Rnom的值为已知，所以微处理器314可计算反读出线224和反电极线216中的任何寄生电阻的值。这个寄生电阻值可与测试仪表中存储的预定门限进行比较，以便确定是否发生对测试条800的物理损坏，或者确定不传导构造是否出现于接触片上以致于测试条800无法可靠地用于执行测试。在这类情况中，测试仪表可编程为通知用户在进行测试之前应当把替换的测试条插入测试仪表。
为了测量工作电极线814中的寄生电阻的大小，开关1006和1008设置在与图10所示相反的位置，而开关1010则断开。因此，运算放大器320用作增益为一的缓冲器，并且通过已知的电阻Rnom把电压电位施加到工作读出接触片826b。这个电阻使电流流入工作读出线826以及由电流-电压放大器310所读出的工作电极线814。电流-电压放大器310的输出通过A/D 312提供给微处理器314。由于Rnom的值为已知，所以微处理器314可计算工作读出线826和工作电极线814中的任何寄生电阻的值。这个寄生电阻值可与测试仪表中存储的预定门限进行比较，以便确定是否发生对测试条800的物理损坏，或者确定不传导构造是否出现于接触片上以致于测试条800无法可靠地用于执行测试。在这类情况中，测试仪表可编程为通知用户在进行测试之前应当把替换的测试条插入测试仪表。
本文所引述的所有公布、在先申请和其它文献均通过引用完整地结合于本文中，好像其中的每个通过引用分别结合并全面阐述一样。
虽然在附图和以上描述中详细说明和描述了本发明，但是此描述被认为是说明性而不是限制性的。仅说明了优选实施例以及被认为有助于进一步说明如何进行或者使用优选实施例的其它某些实施例。落入本发明的精神之内的所有变更和修改预期将受到保护。

Claims (26)

1.一种用于采用生物传感器测试条来检测分析物浓度的生物传感器系统，所述生物传感器测试条(800)包括：
工作电极(814a)；
工作电极迹线(814c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
工作读出迹线(826c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
反电极(216a)；
反电极迹线(216c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
反读出迹线(224c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
所述系统包括：
测试仪表，具有用于接收生物传感器测试条(800)的接口；
差分放大器，具有第一和第二差分放大器输入端和差分放大器输出端，其中所述第一差分放大器输入端在操作上耦合到所述工作读出迹线(826c)，并且所述第二差分放大器输入端在操作上耦合到所述反读出迹线(224c)；以及其中所述差分放大器输出端在操作上耦合到所述反电极迹线(216c)，
参考电压源，具有参考电压输出端；以及
运算放大器(320)，具有第一和第二运算放大器(320)输入端和运算放大器(320)输出端，
其中，所述第一运算放大器(320)输入端在操作上耦合到所述参考电压输出端，所述第二运算放大器(320)输入端在操作上耦合到所述差分放大器输出端，以及所述运算放大器(320)输出端在操作上耦合到所述反电极迹线(216c)。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述参考电压源是数模转换器(318)。
3.如权利要求1所述的系统，其特征在于，还包括具有在操作上耦合到所述工作电极(814a)的输入端的模数转换器(312)。
4.如权利要求3所述的系统，其特征在于，还包括：
所述模数转换器(312)，具有模拟输入端和数字输出端；
电流-电压放大器(310)，其输入端在操作上耦合到所述工作电极迹线(814c)，以及输出端在操作上耦合到所述模数转换器(312)输入端。
5.如权利要求4所述的系统，其特征在于，还包括：
微处理器(314)，具有在操作上耦合到所述模数转换器(312)数字输出端的微处理器(314)输入端，微处理器(314)提供微处理器(314)参考电压控制输出；以及
所述参考电压源还包括在操作上耦合到所述微处理器(314)参考电压控制输出端的参考电压源控制输入端。
6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述微处理器(314)还包括显示控制输出端，并产生所述分析物浓度的指示，所述系统还包括：
输出显示器(316)，在操作上耦合到所述微处理器(314)显示控制输出端，其中，所述分析物浓度的指示经由所述输出显示器(316)提供给用户。
7.一种生物传感器系统，包括：
生物传感器测试条(800)，包括：
工作电极(814a)；
工作电极迹线(814c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
工作读出迹线(826c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
反电极(216a)；
反电极迹线(216c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
反读出迹线(224c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
测试仪表，耦合到所述生物传感器测试条(800)，所述测试仪表包括：
差分放大器，具有第一和第二差分放大器输入端和差分放大器输出端，其中所述第一差分放大器输入端在操作上耦合到所述工作读出迹线(826c)，并且所述第二差分放大器输入端在操作上耦合到所述反读出迹线(224c)；
参考电压源；以及
电压跟随器，具有第一和第二电压跟随器输入端和电压跟随器输出端，其中所述第一电压跟随器输入端在操作上耦合到所述参考电压源，所述第二电压跟随器输入端耦合到所述差分放大器输出端，以及所述电压跟随器输出端耦合到所述反电极迹线(216c)。
8.一种用于把具有预期幅度的激励施加到测试条(800)的测量单元中的受测试生物样本的方法，所述方法包括以下步骤：
把激励施加到所述测试条(800)；
测量响应所述激励而在所述测量单元上产生的电压差的幅度，所述电压差是所述测试条的反读出接触片上的第一电压与所述测试条的工作读出接触片上的第二电压之差；
调节施加到所述测试条(800)的激励的幅度，使得在所述测量单元上产生的所述电压差具有与所述预期幅度基本上相同的幅度。
9.如权利要求8所述的方法，其特征在于，还包括采用具有高输入阻抗的装置来测量响应所述激励而在所述测量单元上产生的所述电压差的步骤。
10.如权利要求9所述的方法，其特征在于，具有高输入阻抗的所述装置包括差分放大器。
11.如权利要求8所述的方法，其特征在于，所述测试条(800)包括反电极(216a)和工作电极(814a)，所述方法还包括以下步骤：
把所述测量单元上的所测量电位差与预期参考电压进行比较；
采用所述测量单元上的所述电位差与所述预期参考电压的比较结果来调节所述反电极(216a)和工作电极(814a)上的电压。
12.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述预期参考电压由微处理器(314)控制电压参考来提供。
13.如权利要求12所述的方法，其特征在于，所述微处理器(314)控制电压参考包括数模转换器(318)。
14.如权利要求8所述的方法，其特征在于，还包括采用反读出线(224)和工作读出线(826)来读出所述测量单元上的所述电位差的步骤。
15.一种采用包括测量单元、反电极(216a)、工作电极(814a)、在操作上耦合到所述工作电极(814a)的工作读出接触片(826b)和在操作上耦合到所述反电极(216a)的反读出接触片(224b)的测试条(800)进行分析物的测量的方法，所述方法包括以下步骤：
把所述测试条(800)接收到生物传感器装置中；
把激励施加到所述反电极(216a)以在所述测量单元上产生电位；
测量通过施加所述激励在所述测量单元上产生的电位差，所述电位差是工作读出接触片(826b)上的电位与反读出接触片(224b)上的电位之差；
根据在所述测量单元上产生的所测量电位差来修改施加到所述反电极的激励。
16.如权利要求15所述的方法，其特征在于，所述测试条(800)还包括：
工作电极接触片(814b)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
反电极接触片(216b)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；以及
所述方法还包括：
从所述工作读出接触片(826b)接收来自所述工作电极(814a)的工作读出接触片(826b)电位；
从所述反读出接触片(224b)接收来自所述反电极(216a)的反读出接触片(224b)电位；
比较工作读出接触片(826b)电位和反读出接触片(224b)电位以产生所述测量单元上的电位的测量结果。
17.一种用于测量生物传感器测试条(800)的至少一条迹线的寄生阻抗的方法，所述生物传感器测试条(800)包括：
工作电极(814a)；
工作电极迹线(814c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
工作读出迹线(826c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
反电极(216a)；
反电极迹线(216c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
反读出迹线(224c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
所述方法包括以下步骤：
把具有已知阻抗的电阻器设置成与所述工作读出迹线(826c)和工作电极迹线(814c)串联，从而形成具有包括所述电阻器的已知阻抗和工作读出迹线(826c)阻抗以及工作电极迹线(814c)阻抗的串联电路阻抗的串联电路；
施加激励以产生通过所述串联电路的电流；
测量流经所述串联电路的电流；
采用所述电流测量结果来计算生物传感器测试条(800)的至少一条迹线的寄生阻抗。
18.如权利要求17所述的方法，其特征在于，所述串联电路阻抗用来确定所述生物传感器测试条(800)是否被破坏。
19.一种用于测量生物传感器测试条(800)的至少一条迹线的寄生阻抗的方法，所述生物传感器测试条(800)包括：
工作电极(814a)；
工作电极迹线(814c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
工作读出迹线(826c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
反电极(216a)；
反电极迹线(216c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
反读出迹线(224c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
所述方法包括以下步骤：
把具有已知阻抗的电阻器设置成与所述反读出迹线(224c)和反电极迹线(216c)串联，从而形成具有包括所述电阻器的已知阻抗和反读出迹线(224c)阻抗以及反电极迹线(216c)阻抗的串联电路阻抗的串联电路；
施加激励以产生通过所述串联电路的电流；
测量流经所述串联电路的电流；
采用所述电流测量结果来计算生物传感器测试条(800)的至少一条迹线的寄生阻抗。
20.如权利要求19所述的方法，其特征在于，所计算寄生阻抗中的至少一个用来确定所述生物传感器测试条(800)是否被破坏。
21.一种采用生物传感器仪表来测量生物传感器测试条(800)的至少一条迹线的寄生阻抗的方法，所述生物传感器测试条(800)包括：
工作电极(814a)；
工作电极迹线(814c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
工作读出迹线(826c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
反电极(216a)；
反电极迹线(216c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
反读出迹线(224c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；以及
所述生物传感器仪表包括：
生物传感器仪表测试条接口，包括：
工作电极接触片(814b)，
工作读出接触片(826b)，
反电极接触片(216b)，以及
反读出接触片(224b)；
所述方法包括以下步骤：
把所述测试条(800)接收到所述生物传感器仪表中；
在操作上把所述测试条(800)耦合到所述生物传感器仪表测试条接口，使得所述工作电极迹线(814c)在操作上耦合到所述工作电极接触片(814b)，所述工作读出迹线(826c)在操作上耦合到所述工作读出接触片(826b)，所述反电极迹线(216c)在操作上耦合到所述反电极接触片(216b)，以及所述反读出迹线(224c)在操作上耦合到所述反读出迹线(224b)；
接入具有已知阻抗的电阻器以与所述工作读出迹线(826c)和工作电极迹线(814c)串联，从而形成具有包括所述电阻器的已知阻抗和工作读出迹线(826c)阻抗以及工作电极迹线(814c)阻抗的串联电路阻抗的串联电路；
提供激励以产生通过所述串联电路的电流；
测量流经所述串联电路的电流；
采用所述电流测量结果来计算所述工作电极迹线(814c)阻抗以及所述工作读出迹线(826c)阻抗。
22.如权利要求21所述的方法，其特征在于，还包括以下步骤：
采用所述串联电路阻抗来确定所述测试条(800)是否被破坏。
23.如权利要求22所述的方法，其特征在于，还包括以下步骤：
显示所述测试条(800)可用性的指示。
24.一种采用生物传感器仪表来测量生物传感器测试条(800)的至少一条迹线的寄生阻抗的方法，所述生物传感器测试条(800)包括
工作电极(814a)；
工作电极迹线(814c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
工作读出迹线(826c)，在操作上耦合到所述工作电极(814a)；
反电极(216a)；
反电极迹线(216c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；
反读出迹线(224c)，在操作上耦合到所述反电极(216a)；以及
所述生物传感器仪表包括：
生物传感器仪表测试条接口，包括：
工作电极接触片(814b)，
工作读出接触片(826b)，
反电极接触片(216b)，以及
反读出接触片(224b)；
所述方法包括以下步骤：
把所述测试条(800)接收到所述生物传感器仪表中；
在操作上把所述测试条(800)耦合到所述生物传感器仪表测试条接口，使得所述工作电极迹线(814c)在操作上耦合到所述工作电极接触片(814b)，所述工作读出迹线(826c)在操作上耦合到所述工作读出接触片(826b)，所述反电极迹线(216c)在操作上耦合到所述反电极接触片(216b)，以及所述反读出迹线(224c)在操作上耦合到所述反读出迹线(224b)；
接入具有已知阻抗的电阻器以与所述反读出迹线(224c)和反电极迹线(216c)串联，从而形成具有包括所述电阻器的已知阻抗和反读出迹线(224c)阻抗以及反电极迹线(216c)阻抗的串联电路阻抗的串联电路；
施加激励以产生通过所述串联电路的电流；
测量流经所述串联电路的电流；
采用所述电流测量结果来计算所述反读出迹线(224c)阻抗以及反电极迹线(216c)阻抗。
25.如权利要求24所述的方法，其特征在于，还包括以下步骤：
采用所述串联电路的所计算阻抗中的至少一个来确定所述测试条(800)是否被破坏。
26.如权利要求25所述的方法，其特征在于，还包括以下步骤：
显示所述测试条(800)可用性的指示。
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