CN101517093A - 具有增强的稳定性和血细胞比容性能的生物传感器系统 - Google Patents

具有增强的稳定性和血细胞比容性能的生物传感器系统 Download PDF

Info

Publication number
CN101517093A
CN101517093A CNA2007800348361A CN200780034836A CN101517093A CN 101517093 A CN101517093 A CN 101517093A CN A2007800348361 A CNA2007800348361 A CN A2007800348361A CN 200780034836 A CN200780034836 A CN 200780034836A CN 101517093 A CN101517093 A CN 101517093A
Authority
CN
China
Prior art keywords
sensing zone
hematocrit
sample
deviation
amboceptor
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CNA2007800348361A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101517093B (zh
Inventor
伍焕平
克里斯廷·D·纳尔森
霍普·斯普拉德林
埃里克·莫雷尔
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Bayer Healthcare LLC
Original Assignee
Bayer Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Bayer Corp filed Critical Bayer Corp
Publication of CN101517093A publication Critical patent/CN101517093A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101517093B publication Critical patent/CN101517093B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3274—Corrective measures, e.g. error detection, compensation for temperature or hematocrit, calibration
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/004—Enzyme electrodes mediator-assisted
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
    • C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3273—Devices therefor, e.g. test element readers, circuitry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S435/00—Chemistry: molecular biology and microbiology
    • Y10S435/817—Enzyme or microbe electrode

Abstract

本发明涉及电化学传感带和测定样品中的分析物浓度或改良浓度测定性能的方法。电化学传感带可以含有至多8μg/mm2的介体。传感带、传感带试剂层或这些方法可用于测定浓度值，该浓度值具有以下各项中的至少一项：当与在－20℃下储存4周的比较传感带相比时，在50℃下储存4周后，小于±10％的稳定性偏差；对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；以及至多20mg/dL的截距与斜率比值。还提供一种增加定量分析物测定的性能的方法。

Description

具有增强的稳定性和血细胞比容性能的生物传感器系统
相关申请的参考
本申请要求2006年9月22日提交的题目为“Biosensor System HavingEnhanced Stability and Hematocrit Performance(具有增强的稳定性和血细胞比容性能的生物传感器系统)”的美国临时申请No.60/846,688的优先权，在此引入它的全部内容作为参考。
背景技术
生物传感器提供对诸如全血、尿液或唾液等生物流体的分析。一般而言，生物传感器分析生物流体的样品，以测定生物流体中诸如葡萄糖、尿酸、乳酸盐、胆固醇或胆红素等一种或多种分析物的浓度。这种分析可用来诊断及治疗生理异常。例如，糖尿病患者可使用生物传感器来测定全血中葡萄糖水平以调整饮食和/或用药。
生物传感器可利用台式装置、便携式装置及类似装置来实施。便携式装置可以是手持式的。生物传感器可以被设计成分析一种或多种分析物，并且可以使用不同量的生物流体。一些生物传感器可以分析一滴全血，例如体积为0.25-15微升(μL)的全血。便携式测量装置的例子包括：可得自Bayer Corporation的Ascensia
Figure A20078003483600081
和测量仪；可得自Illinois州Abbott Park市的Abbott的
Figure A20078003483600083
生物传感器；可得自Indiana州Indianapolis市的Roche的
Figure A20078003483600084
生物传感器；以及可得自California州Milpitas市的Lifescan的OneTouch
Figure A20078003483600085
生物传感器。台式测量装置的例子包括：可得自Indiana州West Lafayette市的BAS Instruments的BAS100B分析仪；可得自Texas州Austin市的CH Instruments的CH仪器电化学工作台；可得自Kansas州Lawrence市的Cypress Systems的Cypress电化学工作台；以及可得自New Jersey州Princeton市的Princeton ResearchInstruments的EG&G电化学仪器。
生物传感器通常测量电信号以测定生物流体的样品中的分析物浓度。当输入信号施加至样品时，分析物通常经历氧化/还原反应或氧化还原反应。可以将酶或类似物种添加至样品来增强氧化还原反应。输入信号通常为电信号，诸如电流或电位。氧化还原反应响应于输入信号产生输出信号。输出信号通常为电信号，诸如电流或电位，其可被测量并与生物流体中的分析物浓度相关。
许多生物传感器具有测量装置和传感带。生物流体的样品被导入传感带中的样品室中。传感带放置在测量装置中以供分析。测量装置通常具有与传感带中的电导体连接的电触点。电导体通常连接至工作、对、和/或其它电极，其中工作、对、和/或其它电极延伸至样品室中。测量装置将输入信号经由电触点施加至传感带中的电导体。电导体将输入信号经由电极传送至沉积在样品室中的样品内。分析物的氧化还原反应响应于输入信号产生输出信号。测量装置响应于输出信号测定分析物浓度。
传感带可以包括与生物流体样品中的分析物起反应的试剂。试剂可以包括用于促进分析物氧化还原反应的电离剂，以及有助于分析物与导体间的电子转移的介体或其它物质。电离剂可以是氧化还原酶，如分析物特异性酶，其催化全血样品中的葡萄糖氧化。这些试剂可以包括用于将酶与介体固持在一起的粘合剂。
常规生物传感器中所使用的试剂组合物的一个缺点在于，当传感带经储存时测量性能(准确度或精确度)会发生变化。由测量装置所使用的用于测定样品的分析物浓度的电子学和分析方法一般是鉴于如初始制造时表现的传感带上的试剂组合物来加以选择。然而，在运输和储存于储存架上后，试剂组合物随时间和温度而降解。在试剂组合物的化学方面的这种变化可使测量性能下降。
为增加生物传感器试剂组合物的长期稳定性，常规生物传感器一般依赖于相对于分析样品所需的这些试剂量而大大过量的酶和介体。预期这些试剂随时间降解，常规试剂组合物包括与分析物按化学计量量反应所需相比基本上更大量的酶和/或介体。除使用牺牲试剂会使生物传感器的成本增加以外，多余试剂也可能会需要更大样品体积、更长分析时间且因许多因素而使生物传感器的测量性能下降。
例如，PCT公开WO 88/03270揭示了使用丝网印刷法，总沉积密度为3mg/cm2(30μg/mm2)。K3Fe(CN)6的相对量为57.7％，磷酸盐缓冲液为28.8％，葡萄糖氧化酶(glucose oxidase；GO)为3.6％。在传感带上将这些百分比转化为沉积密度使得K3Fe(CN)6密度为17.31μg/mm2，磷酸盐缓冲液密度为8.64μg/mm2，GO密度为1.08μg/mm2。在另一例子中，美国专利第4,711,245号第17栏，第25-35行揭示了15μL 1，1′-二甲基二茂铁于甲苯中的0.1M溶液沉积于具有4mm直径的圆盘电极上。具有214M.U.分子量的1，1′-二甲基二茂铁介体是以25.5μg/mm2[(15μL×0.1M×214g/mol)/22×3.14mm2＝25.5μg/mm2]的沉积密度涂布的。在另一例子中，美国专利第5,958,199号揭示了将含有1mL水中的40mg GO、16mgK3Fe(CN)6及20mg CMC的4μL溶液沉积于感测电极上。在这种情况下，以6mm2的估计电极面积(沉积面积)计，GO沉积密度为6.67μg/mm2，K3Fe(CN)6为10.67μg/mm2，CMC为13.33μg/mm2。在另一例子中，美国专利第5,997,817号描述了含有溶于约900mL水中的59g K3Fe(CN)6和其它成分的试剂调配物。使约4.5μL此试剂沉积于21.4mm2(3.2×6.7)开口上以得到13.96μg/mm2(4.5×10-3mL×59g/900mL)的介体沉积密度。
在这些例子中的每一个例子中，试剂组合物具有10-25μg/mm2范围内的介体沉积密度，而酶沉积密度在1-6μg/mm2的范围内。这种相对于酶的大介体负载可归因于组合物单独涂布于工作电极和对电极。视传感器设计而定，介体可在对电极处起作用，以支持工作电极处的电化学活性。因此，覆盖两个电极的单试剂组合物沉积可能使得工作电极基本上超载介体。
例子显示过量酶和介体用于确保对于准确葡萄糖测量而言存在足够活性成分。使用以增加牺牲量的试剂所制造的传感带在长期储存后可能产生测量性能漂移(drift)的缺点。这种漂移可以至少两种方式来观测：(1)背景电流随时间增加(影响校正截距)以及(2)传感器灵敏度移动(影响校正斜率)。
储存期间，还原介体可由氧化介体与酶系及聚合物之间的相互作用而产生。这种过程被认为是由热力学控制的自然过程。介体或酶的量愈大，所产生的还原介体的量愈大。随着还原介体的浓度随时间增加，背景电流将朝着传感带存放期的终点不断增加。
已提出多种方法以在使用经储存的传感带之前降低漂移对传感器性能的影响。例如，Genshaw等人于美国专利第5,653,863号中揭示了在分析前使用相对较长的初始脉冲以将运输及储存期间被还原的介体氧化的方法。尽管有效，但这种方法使完成分析所需的时间延长。
因此，将需要增加试剂组合物的长期稳定性以改良运输和储存后生物传感器的测量性能。试剂组合物的长期稳定性增加可提高生物传感器的测量性能且对于传感带而言提供更长存放期。也将需要减少试剂组合物中所包括的牺牲酶和/或介体的量且减少完成分析所需的时间。
用于测量全血(whole blood；WB)样品中的葡萄糖浓度的常规生物传感器的另一缺点被称作“血细胞比容效应(hematocrit effect)”。除水和葡萄糖以外，WB样品含有红血球(RBC)。血细胞比容为由RBC所占据的WB样品的体积相对于WB样品的总体积且常以百分比表示。当红血球阻断分析物和/或介体扩散至生物传感器的一个或多个电极时，血细胞比容效应即发生。由于由生物传感器所测量的输出信号对应于分析物和/或介体的扩散速率，因此RBC可能通过干扰扩散过程而对分析引入误差。因此，血细胞比容百分比(红血球的体积)偏离WB样品的血细胞比容系统校正％愈大，从生物传感器所获得的葡萄糖读数的血细胞比容偏差(误差)愈大。
WB样品一般具有20％至60％范围内的血细胞比容百分比，平均为约40％。若测试含有相同葡萄糖含量但具有20％、40％和60％血细胞比容的WB样品，则由基于一组校正常数(例如，含40％血细胞比容的WB样品的斜率和截距)的系统将报导三个不同的葡萄糖读数。即使葡萄糖浓度相同，系统也将报导20％血细胞比容WB样品含有比40％血细胞比容WB样品多的葡萄糖，且60％血细胞比容WB样品含有比40％血细胞比容WB样品少的葡萄糖，这是由于RBC干扰分析物和/或介体至电极表面的扩散。因此，当RBC干扰扩散时，常规生物传感器可能不能区分较低分析物浓度与较高分析物浓度。
常规生物传感器一般经构造以报导对于WB样品假定40％血细胞比容水平的葡萄糖浓度，而不考虑实际血细胞比容水平。对于这些系统而言，在含有小于或大于40％血细胞比容的血样上所进行的任何葡萄糖测量将包括因血细胞比容效应而产生的一些血细胞比容偏差。
已提出各种方法及技术以减少血细胞比容效应对葡萄糖测量产生的偏差。例如，Ohara等人于美国专利第6,475,372号中揭示了使用来自正向电位脉冲与反向电位脉冲的电流之比以补偿血细胞比容效应的方法。McAleer等人于美国专利第5,708,247号和第5,951,836号中揭示了使用氧化硅粒子以从电极表面过滤RBC而用于减少血细胞比容效应的试剂调配物。Carter等人于美国专利第5,628,890号中揭示了使用与网格层组合的宽电极间距以分散血样而减少血细胞比容效应的方法。
用于减少因血细胞比容效应而产生的偏差的这些常规技术包括(a)使聚合物共同沉积以使血细胞比容效应最小化，(b)添加各种气相氧化硅以增强聚合物层的过滤作用，(c)基于来自正向电位脉冲与反向电位脉冲的电流之比的补偿系数，和(d)通过利用全血样品的现有溶液电阻而自补偿。尽管这些方法可能有用，但常规葡萄糖传感器仍显示因血细胞比容效应而产生的显着分析偏差，一般为约15％至30％。因此，将需要提供用于定量生物流体中的分析物(尤其是全血的葡萄糖含量)的系统，这种系统能减少源于血细胞比容效应的偏差。
发明内容
在一个方面中，电化学传感带包括基部、在所述基部上的第一和第二电极以及在所述基部上的盖。所述传感带包括在第一导体上的至少一层第一层，所述第一层包括含有至多8μg/mm2介体的试剂层。所述传感带提供具有以下各项中的至少一项的测定浓度值：当与在-20℃下储存2周的比较传感带相比时，在50℃下储存2周后，小于±10％的稳定性偏差；对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；以及至多20mg/dL的截距与斜率比。
传感带的第一和第二电极可处于基本上同平面内，且第二电极可以包括在第二导体上的第一层。第二电极可以包括在所述第二导体上的第二层，且所述第二层可以包括在组成上与第一层的试剂层不同的试剂层。各电极可隔开大于200μm，且可与盖的上部隔开至少100μm。
传感带的试剂层的平均初始厚度可小于8μm或可以为0.25μm至3μm。传感带的试剂层可以至多0.2μL/mm2的沉积密度从试剂溶液形成。所述试剂层可以包括作为聚合粘合剂的聚环氧乙烷、聚乙烯醇、羟基亚乙基纤维素、羧甲基纤维素或其组合。聚合粘合剂的沉积密度在第一导体上可以为至多2μg/mm2。聚合粘合剂可以是部分水溶性的和/或可经水合作用而形成凝胶状物质。
试剂层可以包括沉积密度为至多0.8μg/mm2的酶系和/或包括至多1.3个单位的酶。工作电极上的试剂层可以含有至多2μg/mm2的介体。所述介体可以为双电子转移介体，且可以为3-苯基亚氨基-3H-吩噻嗪、3-苯基亚氨基-3H-吩噁嗪、其盐、其酸、其衍生物或其组合。介体可具有比铁氰化物低至少100mV的氧化还原电位。
当分别与在-20℃下储存2周或4周的比较传感带相比时，在50℃下储存2周或4周后所述传感带可具有小于±5％的稳定性偏差。对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，所述传感带可具有小于±5％的血细胞比容偏差。所述传感带可具有至多10mg/dL或至多1mg/dL的截距与斜率比值。
在另一个方面中，电化学传感带包括基部、在所述基部上的第一和第二电极以及在所述基部上的盖。所述传感带包括在第一导体上的至少一层第一层，所述第一层包括含有介体及酶系的试剂层，其中所述试剂层提供具有以下各项中的至少一项的测定浓度值：当与-20℃下储存2周的比较传感带相比时，在50℃下储存2周后，小于±10％的稳定性偏差；对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；以及至多20mg/dL的截距与斜率比值。
在另一个方面中，提供一种测定样品中的分析物浓度的方法。所述方法包括将脉冲序列施加于所述样品，所述脉冲序列在30秒内包括至少3个工作循环。所述方法还包括测定所述样品中的分析物浓度，其中所述浓度具有以下各项中的至少一项：小于±10％的稳定性偏差；对于在20％至60％血细胞比容范围内的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；以及至多20mg/dL的截距与斜率比值。
所述方法可在9秒内包括至少3个工作循环，且脉冲序列可在至多5秒内完成。测定样品中的分析物浓度可以包括从自施加脉冲序列起2秒内所进行的电流测量来测定样品中的分析物浓度。每个工作循环可以包括激发和弛豫，其中每个激发均可具有0.01至3秒的持续时间。各激发可具有至多10秒或至多2秒的总持续时间，且激发可具有差值为500mV的幅值。激发可以占脉冲序列时间的至多45％。每个弛豫可具有至少0.2秒的持续时间或可具有0.2至3秒的持续时间。脉冲序列可以包括持续时间为0.75至3秒的初始激发，其中所述初始激发的持续时间比工作循环的激发持续时间长。
所述方法可测定当分别与在-20℃下储存2周或4周的比较传感带相比时，在50℃下储存2周或4周后具有小于±5％的稳定性偏差的浓度。对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，所述浓度可具有小于±5％的血细胞比容偏差。所述浓度可具有至多10mg/dL或至多1mg/dL的截距与斜率比值。
在另一个方面中，增加定量分析物测定的性能的方法包括将具有液体组分的含分析物样品引入电化学传感带中，所述传感带具有基部、在所述基部上的第一导体、在所述基部上的第二导体以及在至少所述第一导体上的至少一层第一层，其中所述至少一层第一层包括含有聚合粘合剂的试剂层，且所述样品提供第一导体与第二导体之间的电通信。所述方法还包括以30秒内或9秒内至少4个读出脉冲的形式将电位施加于第一导体与第二导体之间，且测量读出脉冲中的至少一个，从而以增加的性能提供样品中的分析物浓度的定量值，所述增加的性能归因于选自以下的至少一个性能参数：当与在-20℃下储存2周的比较传感带相比时，在所述传感带于50℃下储存2周后，小于±10％的稳定性偏差；对于在20％至60％血细胞比容范围内的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；至多10mg/dL的截距与斜率比值；以及其组合。
读出脉冲可在至多5秒内完成，这些读出脉冲可在施加电位2秒内加以测量，且每个读出脉冲可具有0.01至3秒的持续时间。各读出脉冲可具有至多2秒的持续时间，且可具有差值在500mV内的幅值。
所述方法可测定当分别与在-20℃下储存2周或4周的比较传感带相比时，在50℃下储存2周或4周后具有小于±5％的稳定性偏差的定量值。所述方法可测定对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言具有小于±5％的血细胞比容偏差的定量值。所述方法可测定具有至多10mg/dL或至多1mg/dL的截距与斜率比值的定量值。
附图说明
结合下面的附图和说明可以更好地理解本发明。附图中的组成部分不必依照比例绘制，而是重点在于解释本发明的原理。此外，在附图中，所有不同视图中的相应部分由相同的附图标记表示。
图1A为经装配的传感带的立体图。
图1B为盖经移除的传感带的俯视图。
图2A为图1B的传感带的端视图。
图2B示出经由介体从酶系至工作电极的单电子转移。
图2C示出经由介体从酶系至工作电极的双电子转移。
图3示出测定样品中分析物的存在和浓度的电化学方法。
图4A-4D描绘门控电流分析脉冲序列的例子，其中多个工作循环在引入样品后施加于传感带。
图5A和图5B描绘在20％、40％和55％血细胞比容水平时对于包括PQQ-GDH酶系的传感带的剂量反应曲线。
图5C示出从实验数据测定的以mg/dL为单位的I/S比值。
图5D示出从具有试剂组合物RC2、RC3或RC4的传感带测定的对于多个葡萄糖浓度的0至20mg/dL的I/S比值。
图5E示出与血浆和40％血细胞比容全血样品一起使用的系统的几乎相同的血细胞比容性能。
图6A示出在50℃下2周后对于包括PQQ-GDH酶系的四种试剂组合物的稳定性偏差。
图6B示出在50℃下4周后对于包括PQQ-GDH酶系的四种试剂组合物的稳定性偏差。
图6C示出在25℃、80％相对湿度下52周后对于包括PQQ-GDH酶系的三种试剂组合物的稳定性偏差。
图6D示出对于包括RC2的传感带的稳定性偏差的变异，其中用于计算分析物浓度的数据点在开始分析后在不同时间获取。
图7A描绘对于多个全血样品来自传感带的剂量反应曲线。
图7B描绘以多个全血样品所获得的四个传感带制造批次的绝对血细胞比容偏差展度。
图7C比较本发明传感带与常规传感带之间的血细胞比容灵敏度。
具体实施方式
生物传感器向患者提供几乎实时测量葡萄糖含量的效益。这些测量中的误差可归因于试剂组合物降解和/或血细胞比容效应。试剂组合物降解为连续过程，在传感带制造后的运输和储存的时段中所发生。多种因素会影响试剂组合物降解的速率，包括温度。当红血球随机影响可测量物质至工作电极导体表面的扩散速率时，血细胞比容效应即产生。
通过减少传感带上所使用的介体和/或酶的量，试剂组合物的长期稳定性可相对于常规生物传感器和试剂组合物而增加。由此，传感带的稳定性偏差以及截距与斜率比值可得以改良。此外，通过将门控分析法与稳定性增强的试剂组合物合并，血细胞比容效应可得以减小。因此，一种或任何这些及其它性能参数中的组合可根据本发明而得以改良。
在一个方面中，当与-20℃下储存4周的传感带相比时，在50℃下储存4周后，本发明的生物传感器展示优选小于±10％、更优选小于±5％的稳定性偏差。在另一个方面中，对于包括20％至60％血细胞比容的WB样品而言，本发明的生物传感器展示优选小于±10％、更优选小于±5％的血细胞比容偏差。在另一个方面中，本发明的生物传感器展示优选至多20mg/dL、更优选至多10mg/dL或至多6mg/dL及再更优选至多1mg/dL的截距与斜率比值。传感带的这些及其它性能参数可得以改良。
图1A和图1B描绘了可以用于本发明的传感带100。图1A为经装配的传感带100的立体图，其包括传感器基部110，传感器基部110至少一部分被盖120所覆盖，该盖包括排气口130、样品覆盖区域140和输入端开口150。在基部110与盖120之间形成有部分封闭体160(毛细间隙或帽隙)。也可使用与本发明兼容的其它传感带设计，诸如美国专利第5,120,420号和第5,798,031号中所述的那些传感带。
可通过将液体引入开口150而将用于分析的液体样品转移至帽隙160中。液体填充帽隙160，同时经排气口130排出先前所含的空气。帽隙160可含有帮助使液体样品保持在帽隙中的组合物(图中未示)。这些组合物的例子包括水可膨胀聚合物，例如羧甲基纤维素和聚乙二醇；以及多孔聚合物基质，例如葡聚糖和聚丙烯酰胺。
图1B描绘盖120经移除的传感带100的俯视图。导体170和180可在介电层190之下从开口150分别连至工作电极175和对电极185。在一个方面中，如图所示，工作电极和对电极175、185可处于基本上同平面内。在相关方面中，工作电极和对电极175、185可隔开大于200或250μm且可与盖120的上部隔开至少100μm。在另一个方面中，工作电极和对电极175、185可隔开小于200μm。介电层190可部分覆盖电极175、185，且可由诸如绝缘聚合物等任何合适的介电材料制成。
对电极185可支持传感带100的工作电极175处的电化学活性。在一个方面中，通过惰性物质(诸如碳)形成对电极185且使可溶性氧化还原物质(诸如铁氰化物)包括在帽隙160内而将支持工作电极175处的电化学活性的电位提供给传感器系统。在另一个方面中，对电极185处的电位可以是通过以氧化还原对(诸如Ag/AgCl)形成对电极185而达成的参考电位以提供合并的参考-对电极。或者，传感带100可具备第三导体和电极(图中未示)以将参考电位提供给传感器系统。
图2A描绘图1B中所描绘的传感带的端视图，其展示工作电极175和对电极185的层结构。导体170和180可直接位于基部110上。表面导体层270和280可视情况分别沉积于导体170和180上。表面导体层270、280可由相同或不同材料制成。
用于形成导体170、180和表面导体层270、280的材料包括任何电导体。优选的电导体为非电离的，使得材料在样品分析期间不会发生净氧化或净还原。导体170、180优选包括诸如金、银、铂、钯、铜或钨的金属膏或金属的薄层。表面导体层270、280优选包括碳、金、铂、钯或其组合。若导体上不存在表面导体层，则该导体优选由非电离材料制成。
表面导体材料可由与传感带操作兼容的任何常规方式沉积于导体170、180上，这些沉积方式包括箔片沉积、化学气相沉积、浆料沉积等等。在浆料沉积的情况下，如美国专利第5,798,031号中所述，可以墨水形式将混合物涂布于导体170、180上。
试剂层275和285可分别沉积于导体170和180上。这些层是由包括试剂和任选粘合剂的至少一种试剂组合物形成。该粘合剂优选为至少部分水溶性的聚合物质。在一个方面中，粘合剂当被样品水合时可形成凝胶或凝胶状物质。在另一个方面中，粘合剂可过滤红血球。
适合用作粘合剂的部分水溶性聚合物质可以包括：聚环氧乙烷(PEO)、羧甲基纤维素(CMC)、聚乙烯醇(PVA)、羟基亚乙基纤维素(HEC)、羟丙基纤维素(HPC)、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧甲基乙基纤维素、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚氨基酸(如聚赖氨酸)、聚苯乙烯磺酸酯、明胶、丙烯酸、甲基丙烯酸、淀粉、顺丁烯二酸酐、其盐、其衍生物及其组合。目前，在上述粘合剂物质中，PEO、PVA、CMC及HEC是优选的，其中CMC是更优选的。
除粘合剂以外，试剂层275和285可以包括相同或不同试剂。当包括相同试剂时，试剂层275和285可以是同一层。在一个方面中，存在于第一层275中的试剂可经选择以与工作电极175一起使用，而存在于第二层285中的试剂可经选择以与对电极185一起使用。例如，层285中的试剂可促进电子在样品与导体180之间自由流动。类似地，层275中的试剂可促进分析物的反应。
试剂层275可以包括对分析物具有特异性的酶系，其可促进分析物的反应，同时增强传感器系统对分析物的特异性，尤其在复杂生物样品中。该酶系可以包括一种或多种参与与分析物的氧化还原反应的酶、辅因子和/或其它部分。例如，醇氧化酶可用于提供对样品中醇的存在敏感的传感带。该系统可适用于测量血醇浓度。在另一例子中，葡萄糖脱氢酶或葡萄糖氧化酶可用于提供对样品中葡萄糖的存在敏感的传感带。例如，该系统可用于测量已知或疑似患有糖尿病的患者中的血糖浓度。
在酶系中使用的酶包括：醇脱氢酶、乳酸脱氢酶、β-羟基丁酸脱氢酶、葡萄糖-6-磷酸脱氢酶、葡萄糖脱氢酶、甲醛脱氢酶、苹果酸脱氢酶及3-羟基类固醇脱氢酶。优选的酶系是不依赖氧的，因此基本上不被氧氧化。
一种不依赖氧的酶家族为葡萄糖脱氢酶(GDH)。使用不同辅酶或辅因子，GDH可以不同方式由不同介体所介导。视与GDH的缔合作用而定，诸如黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)等辅因子可由主酶紧固，例如FAD-GDH的情况；或诸如吡咯并喹啉醌(PQQ)等辅因子可与主酶共价连接，例如PQQ-GDH的情况。在这些酶系中的每一个中的辅因子可由主酶永久固定，或辅酶及脱辅酶可在将酶系添加至试剂组合物之前重新构成。也可将辅酶独立地添加至试剂组合物中的主酶部分中以辅助主酶的催化功能，例如在烟碱酰胺腺嘌呤二核苷酸NAD/NADH+或烟酰胺腺嘌呤二核苷酸磷酸NADP/NADPH+的情况下。
试剂层275也可以包括介体，以更有效地向表面导体270和/或导体170传达分析物反应的结果。可基于电化学活性将介体分成两类。单电子转移介体为在电化学反应条件下能获取一个额外电子的化学部分，而双电子转移介体为在反应条件下能获取两个额外电子的化学部分。如图2B所示，单电子转移介体可将一个电子自酶转移至工作电极，而如图2C所示，双电子转移介体可转移两个电子。
尽管可使用其它介体，但双电子转移介体是优选的，这是归因于相对于单电子转移介体，对于相同摩尔量的介体而言，其能将约多达两倍的电子自酶系转移至工作电极。通过相对于常规传感带减少传感器执行所需的介体量，本发明的传感带可展示长期稳定性增加。这种稳定性增加可归因于在储存期间因介体所引起的酶变性减少。稳定性增加也可归因于在储存期间可用于使酶氧化的介体量减少。
单电子转移介体的例子包括诸如1，1′-二甲基二茂铁、亚铁氰化物与铁氰化物、及钌(III)与钌(II)六胺的化合物。双电子介体包括有机醌及氢醌，例如菲啉醌；吩噻嗪及吩噁嗪衍生物；3-(苯基氨基)-3H-吩噁嗪；吩噻嗪；以及7-羟基-9，9-二甲基-9H-吖啶-2-酮及其衍生物。其它双电子介体的例子例如包括美国专利第5,393,615号、第5,498,542号和第5,520,786号中所述的电活性有机分子，这些专利以引用的方式并入本文中。
优选的双电子转移介体包括3-苯基亚氨基-3H-吩噻嗪(PIPT)和3-苯基亚氨基-3H-吩噁嗪(PIPO)。更优选的双电子介体包括羧酸或盐，诸如吩噻嗪衍生物的铵盐。目前，特别优选的双电子介体包括(E)-2-(3H-吩噻嗪-3-亚基氨基)苯-1，4-二磺酸(结构I)、(E)-5-(3H-吩噻嗪-3-亚基氨基)间苯二甲酸(结构II)、(E)-3-(3H-吩噻嗪-3-亚基氨基)-5-羧基苯甲酸铵(结构III)及其组合。这些介体的结构式展示如下。
Figure A20078003483600201
在另一个方面中，优选的双电子介体具有比铁氰化物低至少100mV、更优选低至少150mV的氧化还原电位。
试剂层275、285可通过诸如印刷、液体沉积或喷墨沉积等任何便利方式来沉积。在一个方面中，这些层是通过印刷而沉积的。在其它因素相同的情况下，印刷刮刀的角度可相反地影响试剂层的厚度。例如，当刮刀以与基部110成约80°角移动时，该层可具有约10μm的厚度。类似地，当使用与基部110成约62°的刮刀角时，可产生厚于30μm的层。因此，较小刮刀角可提供较厚试剂层。除刮刀角以外，诸如正涂布的材料的粘度以及筛分尺寸和乳液组合的其它因素也可能影响试剂层275、285的所得厚度。
当较薄试剂层为优选时，可能需要不同于印刷的沉积法，诸如微量吸管法、喷墨法或针销沉积法。这些沉积法一般产生微米或次微米厚度(诸如1-2μm)的干试剂层。例如，针销沉积法可提供1μm的平均试剂层厚度。由针销沉积法所产生的试剂层厚度例如可由试剂组合物中所包括的聚合物的量控制，较高聚合物含量提供较厚试剂层。较薄试剂层可能需要比较厚试剂层所需更短的脉冲宽度以维持所需测量性能和/或基本上测量扩散阻挡层(DBL)内的分析物。
工作电极175也可以包括与试剂层275一体或为独立层290的DBL，如图2A所示。因此，DBL可以组合试剂/DBL形式形成于导体上，以独立层形式形成于导体上，或以独立层形式形成于试剂层上。当工作电极175包括独立DBL 290时，试剂层275可位于或不位于DBL 290上。替代位于DBL 290上，试剂层275可位于使试剂溶解于样品中的传感带100任何部分上。例如，试剂层175可位于基部110上或盖120上。
DBL提供具有可测量物质可位于其中的内部体积的多孔空间。DBL的孔可经选择以使可测量物质可扩散至该DBL中，而基本上排除实体上较大的样品组分(如RBC)。尽管常规传感带已使用各种材料以从工作电极的表面过滤RBC，但DBL提供内部多孔空间以容纳部分可测量物质且使该部分可测量物质与样品分离。
当试剂层275包括水溶性粘合剂时，在施加激发前不溶于样品中的粘合剂的任何部分都可充当一体的DBL。组合DBL/试剂层的平均初始厚度优选小于16或8微米(μm)且更优选小于4μm。目前，组合DBL/试剂层的特别优选的平均初始厚度为0.25至3μm或0.5至2μm。在可测量物质从DBL至导体表面(如图2A的导体170的表面或表面导体270的表面)的扩散速率变得相对恒定的基础上，可对于特定激发长度选择组合DBL/试剂层的所需平均初始厚度。在一个方面中，当与0.25秒或更小的激发脉冲宽度组合时，DBL/试剂层可具有1μm或更小的平均初始厚度。
独立DBL 290可以包括提供所需孔隙、同时部分或缓慢溶解于样品中的任何物质。在一个方面中，独立DBL 290可以包括不含试剂粘合物质的试剂。独立DBL 290可具有1至15μm、更优选2至5μm的平均初始厚度。
图3展示了用于测定样品312中分析物322的存在和任选的浓度的电化学分析300。在310中，将样品312引入传感带314中(如图1A-1B和图2A中所示的传感带)。诸如图2A的275和/或285等试剂层开始溶解于样品312中，由此允许反应。关于分析中的这一点，可有利地对与样品312反应的试剂提供初始时间延迟或“培育时段”。优选地，初始时间延迟可以是0.5至5秒。初始时间延迟的详细处理可参见美国专利第5,620,579号和第5,653,863号。
在反应期间，在320中，样品312中存在的分析物322的一部分发生化学或生物化学氧化或还原，如经氧化还原酶作用。氧化或还原后，在330中可使电子在分析物322与介体332之间转移，如经氧化还原酶作用。
在340中，电化学激发(氧化或还原)带电介体332。例如，当样品312为含有葡萄糖的全血且所含葡萄糖在320中由PQQ-GDH酶系氧化并接着在330中转移两个电子以使吩噻嗪衍生物介体还原时，340的激发使吩噻嗪衍生物介体在工作电极处氧化。以此方式，将电子选择性地从葡萄糖分析物转移至传感带的工作电极，在那里这些电子可由测量装置检测。
在350中，由激发340所产生的电流可以在激发340期间作为时间的函数记录。在360中，样品经历弛豫。优选地，在弛豫360期间不记录电流。在370中，可以分析所记录的电流和时间值，以测定样品312中分析物322的存在和/或浓度。
电流分析传感器系统将电位(电压)施加到传感带上，以激发可测量物质，同时监控电流(安培数)。常规电流分析传感器系统可以维持该电位，同时测量电流历时例如5至10秒的连续读出脉冲长度。与常规方法相比，电化学分析300中所使用的工作循环用多个短持续时间的激发和弛豫替代了连续的长持续时间的读出脉冲。多个激发和弛豫或“门控”脉冲序列的更详细描述可参见2006年7月19日提交的题为“门控电流分析法(Gated Amperometry)”的PCT/US2006/028013。
参照图3，激发340、记录350和弛豫360构成单工作循环。优选地，在经独立地选择的3秒、5秒、7秒、9秒或14秒时段内施加至少2个、4个、6个或7个工作循环。在一个方面中，在3秒至14秒时段内施加工作循环。在另一个方面中，在30秒、9秒或更短时段内施加至少4个工作循环。在另一个方面中，可在10秒或更短时段内施加2至6个工作循环。在另一个方面中，可在3至9秒内施加2至4个工作循环。
激发340后，在360中，测量装置可断开经传感带314的电路，由此允许系统弛豫。弛豫360期间，激发340期间所存在的电流基本上减少至少一半，优选减少一个数量级，更优选减至零。优选地，零电流状态由开路或本领域技术人员所知的其它方法来达成，以提供基本上零电流流动。在一个方面中，弛豫360的持续时间为至少0.5秒或至少0.2秒。在另一个方面中，弛豫360的持续时间为0.2至3秒或0.5至1秒。
图4A-4D描绘门控电流分析脉冲序列的例子，其中多个工作循环在引入样品后施加于传感带。在这些例子中，使用方波脉冲；然而，也可使用与传感器系统及测试样品兼容的其它波型。
每个所描绘的脉冲序列包括初始1秒激发脉冲420、接着多个0.25秒激发430。初始激发脉冲420可具有比随后激发430长的持续时间。例如，初始激发脉冲420的持续时间可在0.75至3秒的范围内。激发脉冲420的长度可经调整以使沉积于传感带上的相对少量酶系氧化。当使用初始激发脉冲420时，其优选具有比随后多个激发430长的持续时间。例如，脉冲序列可以包括具有2秒持续时间的初始激发脉冲420、接着3秒的开路弛豫、接着具有0.125秒持续时间的随后激发430。
多个激发430的持续时间可在0.01至3秒的范围内。在一个方面中，总激发长度为两秒或更短，由此包括初始1秒脉冲420、接着四个0.25秒激发430。在另一个方面中，总激发长度为1.5秒或更短，由此包括初始1秒脉冲420、接着一个或两个0.25秒激发430。脉冲序列可以包括其它激发，如图4A中所描绘的激发440。在另一个方面中，激发可具有不同幅值，如图4C及图4D中所描绘的幅值。在优选方面中，当使用不同幅值的激发时，幅值的差可在500mV内。
短激发可允许用相对于常规组合物具有减少的聚合物、酶系和介体浓度的试剂组合物来准确分析样品。此外，短激发允许从将信号初始施加于传感带起在8.5秒或更短时段内或更优选5秒或更短时段内完成分析。
可使用短激发或长激发。优选地，用来测定分析物浓度的电流测量是在初始施加信号2秒或1秒内进行。更优选地，将多个短激发与从初始施加信号起2秒、1秒或更短时段内所进行的电流测量组合以测定样品的分析物浓度。
与本发明的门控电流分析脉冲序列组合，发现包括特定量的聚合粘合剂、酶系和/或介体的试剂组合物使血细胞比容偏差减少和/或使长期稳定性增加。尽管常规传感带通常根据每种试剂组合物成分的百分比来描述，但每种试剂组合物成分的密度(绝对量/面积)与长期稳定性相关。通过限制可用于相互作用的介体和酶的量，可基本上减少分析时所存在的环境减少(environmentally reduced)介体(对基本分析物浓度不起反应的介体)的量。由此，提供背景电流的有利减少。由于常规生物传感器试图使用过量酶改良长期稳定性，因此意想不到的是，对于本发明生物传感器而言，酶系和/或介体的减少提供长期稳定性的改良。此外，若个别试剂组合物对于每个电极加以优化，则可用于与酶相互作用的介体的相对量可相对于单试剂组合物传感带进一步减少。
例如，当使用高酶负载时，对于试剂溶液中2％、1.5％和1％的较高聚合物浓度的血细胞比容偏差比对于0.5％(w/w)聚合物浓度的血细胞比容偏差高。这可归因于较高聚合物浓度产生较厚试剂层，其基于再水合作用而影响血细胞比容偏差。因此，当分析时间变得更短时，快速再水合作用而不增加血细胞比容偏差可以是优选的。以此方式，可在聚合物含量与试剂组合物的酶负载之间达成优选平衡，以在分析时间内提供所需水合程度。当涂布于传感带上时，2μg/mm2或更小的聚合物沉积密度可以是优选的，0.8至1.5μg/mm2的聚合物沉积密度可以是更优选的。
当使不同沉积溶液沉积于工作电极和对电极上时，工作电极上所存在的酶系的量被加以控制。因此，使包括1.2U PQQ-GDH酶系、2.57μg结构I介体、1.18μg CMC聚合物和3.28μg磷酸盐缓冲液的约0.24μL溶液沉积而提供5U/μL酶系、24mM介体、0.5％聚合物和100mM磷酸盐缓冲液的试剂溶液浓度。
使此试剂溶液沉积于1.5mm2的沉积面积(包括1mm2的工作电极面积)上提供在工作电极处约0.8U/mm2(1.2U/1.5mm2)的酶系沉积密度、1.72μg/mm2(2.57μg/1.5mm2)的介体沉积密度、0.8μg/mm2的聚合物沉积密度和2.2μg/mm2的磷酸盐缓冲液沉积密度。类似地，对于包括约2U/μL PQQ-GDH酶系、24mM结构I介体、0.5％CMC和100mM磷酸盐缓冲液的试剂溶液而言，酶系沉积密度将为约0.3U/mm2。此外，可将酶系的比活性转化成以μg/mm2为单位的重量密度。例如，若酶系的活性为770U/mg，则0.3U/mm2的酶系活性密度变成0.39μg/mm2的重量密度。因此，当测定酶系的沉积密度时，可考虑酶系的活性。
常规试剂层包括1至6μg/mm2的酶沉积密度。相比而言，沉积后，本发明的试剂组合物可以包括小于1μg/mm2、优选小于0.5μg/mm2的酶系沉积密度。本发明的沉积溶液可以包括约4U/μL或更小的酶系或可以包括约3U/μL或更小的酶系。目前，试剂溶液中可以包括2.2U/μL或更小的PQQ-GDH酶系。因此，当将试剂组合物涂布于传感带上时，1.3个单位或更少的酶系可存在于传感带上，0.3至0.8个单位是更优选的。
常规传感带一般具有10至25μg/mm2的介体沉积密度。相比而言，8μg/mm2和更小的介体沉积密度对于本发明是优选的，5μg/mm2和更小的介体沉积密度是更优选的。目前，2μg/mm2和更小的介体沉积密度是特别优选的。在优选方面中，双电子介体比单电子介体更优选。
下表I提供下文所论述的图5A-5E和图6A-6C中所用试剂组合物中的聚合粘合剂、缓冲液、酶系和介体组分的沉积密度。对于试剂组合物3(RC3)而言，0.42μg/mm2的酶系沉积密度比先前所论述的常规传感带的最低值1μg/mm2小接近60％。
类似地，表I所给出的介体密度比常规传感带的那些介体密度小约一个数量级。例如，RC3的介体沉积密度为常规传感带的介体沉积密度的约五分之一。相对于常规传感带介体沉积密度的这种减小可提供本发明试剂组合物的长期稳定性的显着增加。
表I
  CMCμg/mm2   缓冲液μg/mm2   PQQ/GDHμg/mm2   介体μg/mm2
 RC1   1.59   2.17   3.99   1.72
 RC2   0.79   2.19   1.07   1.72
 RC3   0.79   2.19   0.42   1.72
 RC4   0.77   2.22   0.99   1.36
图5A描绘对于包括1.2个单位/传感器(U/传感器)的沉积密度为0.8U/mm2的PQQ-GDH酶的RC2传感带，在WB样品中在不同血细胞比容水平下的葡萄糖剂量反应曲线。图5B描绘对于包括0.5个单位/传感器的沉积密度为0.3U/mm2的PQQ-GDH酶的RC3传感带，在WB样品中在不同血细胞比容水平下的葡萄糖剂量反应曲线。1.2U与0.5U传感器传递小于±5％的血细胞比容偏差。然而，关于系统灵敏度和截距，观测到1.2U与0.5U传感器之间的差异。
通过将图5B的0.5U/传感器的截距与斜率(I/S)比值(以mg/dL为单位表示)与图5A的1.2U/传感器的截距与斜率比值作比较，可见前者截距与斜率比值减小，其中较小比率表示背景信号减小。因此，对于图5A的1.2U/传感器的I/S比值为约6mg/dL，而对于图5B的0.5U/传感器的I/S比值为约0.15mg/dL，在40％血细胞比容浓度下减小约40倍。相对于1.5U传感器，确立0.5U传感器的较优背景信号性能。
在一个方面中，低背景(低截距)的性能特征可由相对低的介体和酶沉积密度来提供。在另一个方面中，高灵敏度(高斜率)的性能特征可通过优化脉冲序列的激发与弛豫时序比值来提供。例如，将相对长的1.5秒弛豫时段与相对短的0.25秒激发时段组合在工作电极的表面处提供大电流密度。在数值上，相对小的截距值比相对大的斜率值进一步改良I/S。因此，优选的传感器性能特征(小I/S值)可由组合的试剂组合物和测量方法来提供。
以下方程序(1)提供当葡萄糖与电流关系为i＝S×G+Int时电流不精确度与测定葡萄糖浓度的所得不精确度之间作为I/S比值的函数的分析关系：
ΔG / G Δi / i = SD G / G SD i / i = % CV G % CV i = 1 + 1 G Int S - - - ( 1 ) ,
其中G表示葡萄糖浓度，ΔG/G为以mg/dL为单位的葡萄糖浓度的相对误差，Δi/i为所测量的电流的相对误差，SDG/G为ΔG/G的相对标准偏差，SDi/i为Δi/i的相对标准偏差，％CVG为与相对标准偏差成比例且表示葡萄糖测量精确度的变异系数，％CVi为与相对标准偏差成比例且表示电流测量精确度的变异系数，Int/S为以mg/dL为单位的截距与斜率(I/S)比值。方程式(1)可通过在误差传播的求解及分析中获取逆函数G＝f(i)＝(i-Int)/S的导数而从i＝S×G+Int得到。归因于1+1/G项，若I/S值大于零，则电流不精确度1产生大于1的葡萄糖浓度不精确度。以mg/dL为单位表示的截距与斜率(I/S)比值可通过用I/S(mg/dL)除以18(对于葡萄糖，[mg/dL]/18＝[mM])而以毫摩尔/升(mM/L)为单位来表示。
电流不精确度描述多个传感带的电流测量之间的变异。因此，电流不精确度表示当使用多个传感带分析相同葡萄糖样品时所记录的电流值不同于平均电流值的量。从特定传感带所记录的电流值愈偏离对于多个传感带的平均值，从该传感带所记录的电流与样品的实际葡萄糖浓度的相关性愈差。因此，电流测量精确度可由其不精确度或％-CVi来度量，葡萄糖测量精确度也可由其不精确度或％-CVG来度量。
下表II提供以方程式(1)从以mg/dL为单位的多个葡萄糖浓度所计算的斜率(1/G值)。因此，1/57.6＝0.0174，1/111＝0.009，1/222.25＝0.0045，1/444.75＝0.0022，1/669＝0.0015，其中分母为所测试的血浆葡萄糖浓度。根据方程式(1)，随着葡萄糖浓度增加，斜率值减小。
表II
  葡萄糖浓度(mg/dL)   从方程式(1)所计算的I/S比值   经实验测定的I/S比值
  57.6   0.0174   0.0174
  111   0.009   0.009
  222.25   0.0045   0.0045
  444.75   0.0022   0.0022
  669   0.0015   0.0015
图5C展示从实验数据测定的以mg/dL为单位的I/S比值。电流值用门控电流分析脉冲序列从包括40％血细胞比容及57.6、111、222.25、444.75或669mg/dL的葡萄糖浓度的WB样品获得。校正常数在进入分析的4、5.5、7、8.5、10、11.5、13和14.5秒时测定。从表中可见，所计算的值与经实验测定的值相同，这证实方程式(1)以关于葡萄糖和电流不精确度来描述传感带行为的能力。
对于低葡萄糖浓度(如50mg/dL和以下)而言，优选地维持低I/S值，以使从所记录的电流值的基本不精确度引入经测定的葡萄糖浓度中的不精确度减小。例如，若I/S比值为50mg/dL且葡萄糖浓度为50mg/dL，则％-CVG/％-CVi的比值为2[1+(I/S)/G＝1+50/50＝2]，且任何电流不精确度在经测定的葡萄糖浓度中将以因子2放大。因此，若所记录电流值的典型不精确度为3.5％，则具有50mg/dL的I/S比值的系统产生7％的葡萄糖不精确度。
图5D展示对于从具有上表I的试剂组合物RC2、RC3或RC4的传感带所测定的55.375、112.25和433.5mg/dL的葡萄糖浓度，I/S比值为0至20mg/dL。随着I/S比值自20减小，与经测定的葡萄糖浓度相关的不精确度也减小。因此，如先前所述，证明在较低葡萄糖浓度下，较低I/S比值是优选的。
当考虑这些因素中的每一个时，具有20mg/dL或更小的I/S比值的传感带是优选的，具有10mg/dL或更小或6mg/dL或更小的I/S比值的传感带是更优选的。目前，具有1mg/dL或更小的I/S比值的传感带是再更优选的。
图5E展示与血浆和40％血细胞比容全血样品一起使用的本发明传感器系统的几乎相同的血细胞比容性能。在此例子中，传感带的试剂组合物为如上表I中所述的RC2。因此，与本发明试剂组合物组合的门控脉冲序列提供对于WB样品所观测到的血细胞比容效应的显着减小。
图6A展示环境应力对传感带的长期稳定性的影响。图表的Y轴展示相对于储存于-20℃下的传感带，对于受环境应力的传感带而言，对于75mg/dL以下的葡萄糖浓度的以mg/dL为单位的绝对稳定性偏差或对于75mg/dL和以上的葡萄糖浓度的偏差％。将受到应力的传感带在50℃下储存两周以作为模拟在25℃下储存18个月的加速过程。由于介体密度最初很低(1.72μg/mm2)，因此图6A中的平均稳定性偏差线确立酶密度从RC1(3.2U/mm2，或在770U/mg特异性酶活性下为4μg/mm2)至RC2、RC3和RC4(均处于0.8U/mm2或更小)降低，环境诱导的偏差也如此。
图6A也确立本发明的试剂组合物可提供足以在分析前无需初始长氧化脉冲的长期稳定性，如Genshaw等人的美国专利第5,653,863号中所述。产生图6A的数据的分析具有4.5秒的总持续时间，其中总氧化时间为1.5秒(对应于图4A的脉冲序列)。因此，与美国专利第5,653,863号分析中占总分析时间的约67％相比(30秒总分析时间，氧化20秒)，在图6A中仅消耗30％的分析时间使WB样品氧化。在一个方面中，消耗45％或更短的总分析时间使样品氧化。在另一个方面中，消耗35％或更短的总分析时间使样品氧化。
尽管结构III介体似乎具有比图6A中的结构I介体稍低的稳定性偏差，但这种小差异可归因于测试系统内的其它因素。因此，与本发明的门控脉冲序列组合的试剂组合物RC2、RC3和RC4在暴露于50℃温度历时两周后展示小于±5％的稳定性偏差，而具有较高酶系沉积密度的RC1并非如此。
图6B展示环境应力对在50℃下储存4周的传感带的长期稳定性的影响。图表的Y轴展示相对于储存于-20℃下的传感带，对于受环境应力的传感带而言，对于75mg/dL以下的葡萄糖浓度的以mg/dL为单位的绝对稳定性偏差或对于75mg/dL及以上的葡萄糖浓度的偏差％。由对于RC1的Y轴值可见，相对于图6A的较短2周储存时段，对于图6B的4周储存时段而言稳定性偏差增加。由于介体密度最初很低(1.72μg/mm2)，因此图6B中的平均稳定性偏差线确立酶密度从RC1(3.2U/mm2，或在770U/mg特异性酶活性下为4μg/mm2)至RC2、RC3和RC4(均处于0.8U/mm2或更小)降低，环境诱导的偏差也如此。因此，对于图6B的较长4周储存时段而言，平均稳定性偏差线对于RC2、RC3和RC4相对于RC1也基本上下降。甚至在50℃下储存4周后，与本发明的门控脉冲序列组合的试剂组合物RC2、RC3和RC4也展示小于±5％的稳定性偏差。
图6C展示包括PQQ-GDH酶系的三种试剂组合物在25℃、60％相对湿度下52周后的稳定性偏差。不同于图6A及图6B，在较低温度下使用较长时段使传感带老化。对于RC2和RC3的偏差值类似于在加速老化下所观测到的偏差值，其平均小于±5％。相对于图6A和图6B的加速老化结果，RC4显示偏差增加，其增至平均稍小于±10％的水平。这种增加可归因于实验误差或归因于在此测试的特定情况下在RC4中所用的结构III介体的批次所引起的稳定性问题。
图6D展示包括RC2的传感带的稳定性偏差值，其中用于计算分析物浓度的数据点在开始分析后在特定时间获取。例如，2.75秒线表示在第一短激发脉冲(如图4A中的激发430)后所测定的分析物浓度的偏差/偏差％值。类似地，4.375秒线表示在第二短激发脉冲后所测定的分析物浓度的偏差/偏差％。因此，使用包括RC2的受环境应力的传感带与门控脉冲序列，样品的分析物浓度可在小于3秒内准确测定。
实施例1：传感带制备
在一个方面中，本发明的传感带是使用针销沉积法制成的。通过制成100mM磷酸盐缓冲液于1％羧甲基纤维素(CMC)中的储备溶液来制备对电极试剂溶液。接着，将足够粉末状介体溶解于缓冲液/CMC溶液中以制成100mM介体于100mM磷酸盐缓冲液和1％CMC中的最终溶液。
通常通过制成100mM磷酸盐缓冲液于0.5％CMC中的储备溶液(例如100mL)来制备工作电极试剂溶液。接着，将足够粉末状介体溶解于缓冲液/CMC储备溶液中以制成24-25mM介体于100mM磷酸盐缓冲液和0.5％CMC中的溶液(例如10mL)。最后，对于5U/μL的酶负载而言，将约33.4mg PQQ-GDH酶系(749U/mg比活性)与5mL的介体/缓冲液/CMC溶液在玻璃容器中组合([5000U/mL×5mL]/[749U/mg]＝33.4mg)。使混合物缓慢涡旋，以将干酶粉末溶解于溶液中。此调配物是对于RC2。若仅需2mL最终试剂溶液，则称出具有749U/mg比活性的约13.4mgPQQ-GDH酶。类似地，对于2U/μL的RC3组合物而言，将具有749U/mg比活性的约13.4mg PQQ-GDH酶由5mL的介体/缓冲液/CMC溶液溶解以组成用于沉积的最终试剂溶液。若仅需2mL最终试剂溶液，则称出749U/mg比活性的约5.34mg PQQ-GDH酶以制成最终溶液。
针销沉积法用于使对电极试剂溶液沉积于碳表面之一上以形成对电极。由每次沉积所传递的体积为约0.2至0.24μL，其展开以覆盖约1.5至2mm2的面积。类似地，针销沉积法用于使工作电极试剂溶液沉积于碳表面之一上以形成工作电极。对于每次工作电极沉积的体积也为约0.2-0.24μL，于碳上进行类似的溶液展开以形成工作电极。在最终层压以形成完成的传感带之前，使完成的感测薄片经空气干燥15分钟，接着储存于干燥容器中。在一个方面中，在工作电极处，试剂溶液沉积密度优选为0.16μL/mm2(0.24μL/1.5mm2)或更小。
实施例2：供体研究
从患有糖尿病的21名受试者收集全血样品。用来自如下表III中所提供的四个传感带批次SS1至SS4中的每一个对每个受试者进行两次分析以提供42次测量结果。不同工作电极和对电极试剂组合物用于SS1至SS3，而SS4使用基本上覆盖两个导体的单试剂组合物。SS1、SS2和SS3表示使用相同试剂量的不同制造批次。对于SS1至SS3，沉积于各导体上的试剂组合物的体积为约0.24μL，两个沉积面积均为约1.5mm2。对于SS1，经沉积以覆盖两个导体的试剂组合物的体积为约0.3μL，总沉积面积为约3mm2。
表III
  工作电极沉积   对电极沉积
SS1   1.62μg/mm2CMC1.11μg/mm2缓冲液0.58μg/mm2PQQ/GDH酶系1.39μg/mm2结构I介体pH 7.2±0.1 1.62μg/mm2CMC1.11μg/mm2缓冲液1.39μg/mm2结构I介体pH 7.2±0.1
SS2   1.62μg/mm2CMC1.11μg/mm2缓冲液0.58μg/mm2PQQ/GDH酶系1.39μg/mm2结构I介体pH 7.2±0.1 1.62μg/mm2CMC1.11μg/mm2缓冲液1.39μg/mm2结构I介体pH 7.2±0.1
SS3   1.62μg/mm2CMC1.11μg/mm2缓冲液0.58μg/mm2PQQ/GDH酶系1.39μg/mm2结构I介体pH 7.2±0.1 1.62μg/mm2CMC1.11μg/mm2缓冲液1.39μg/mm2结构I介体pH 7.2±0.1
SS4   1.14μg/mm2CMC0.78μg/mm2缓冲液0.41μg/mm2PQQ/GDH酶系1.95μg/mm2结构I介体pH 7.2±0.1 与工作电极相同
使用具有包括两个相隔约0.25秒的短激发的初始激发、继之以1秒弛豫的脉冲序列来分析样品。初始激发和弛豫后，施加由两个约1秒弛豫隔开的三个约0.375秒激发的序列。从施加初始输入信号起约5秒后所记录的输出电流用于测定样品的葡萄糖浓度。
下表IV和表V提供SS1至SS4的血细胞比容偏差的统计结果，其中对于21个血样的每一个以每一种类型的传感带进行两次分析，以提供42个读数。表IV展示对于每一传感带批次的斜率、截距及I/S比值，而表V展示具有在YSI参考值的±15/±15％、±10/±10％或±5/±5％内的偏差的读数百分比。对于小于75mg/dL的葡萄糖浓度而言，偏差以mg/dL为单位表示(绝对)，对于75mg/dL和更大的葡萄糖浓度而言，偏差以百分比表示(相对)。
表IV
  传感器   斜率   截距   I/S比值，mg/dL
  SS1   34.61   91.73   2.65
  SS2   32.65   -115.8   -3.55
  SS3   30.76   -28.00   -0.91
  SS4   33.91   106.87   3.15
表V
  传感器   ±15％内的偏差％   ±10％内的偏差％  ±5％内的偏差％
  SS1   100   100   93
  SS2   100   97.6   64
  SS3   100   97.6   93
  SS4   100   97.6   67
表IV确立传感带批次中的每一个具有小于5mg/dL的I/S比值，由此确立这些传感带的较优背景信号性能。传感器系统的性能可以用相对参考值的偏差展度来表征。展度可由属于特定界限内的偏差值的百分比来度量，如±15mg/dL/±15％或±10mg/dL/±10％。界限愈小，性能愈佳。包括测量不精确度和血细胞比容效应在内的多种因素将对偏差值起贡献。通常，通过至少95％的数据群处于特定性能界限内来判断性能。因此，表V确立来自SS1至SS4的100％数据群处于±15mg/dL/±15％的界限内。此外，来自SS1至SS4的超过95％的数据群处于±10mg/dL/±10％的界限内。
图7A描绘对于21个全血样品，来自SS1批次的剂量反应曲线。0.997的R2值确立该传感带提供准确反映样品的实际葡萄糖浓度的电流值的能力。图7B描绘在供体研究中在葡萄糖浓度范围内对于具有来自21个样品的42个读数的批次SS1至SS4的偏差展度。该图确立对于所有传感带的100％偏差值处于±15％内，且SS1及SS3制造批次的性能在研究条件下是优异的，其中93％的数据群处在±5％界限内。对于传感带的窄偏差展度可归因于增强的灵敏度和精确度，由小I/S比值反映，且归因于由这些传感带所提供的小血细胞比容效应。
图7C描绘与HEC聚合物沉积密度为2.96μg/mm2、柠檬酸缓冲液为0.69μg/mm2、葡萄糖氧化酶为2.14μg/mm2和铁氰化物介体为13μg/mm2的常规传感带相比，从批次SS1所获得的与样品的血细胞比容水平相关的血细胞比容灵敏度、血细胞比容偏差。对于SS1批次获得-0.26的血细胞比容灵敏度，而常规传感带具有-1.26的斜率，其中数值较大的斜率值指示较大的血细胞比容灵敏度。因此，SS1批次的血细胞比容灵敏度比由常规传感带所提供的血细胞比容灵敏度小约79％。
下面给出一些定义，以便更清楚且更一致地理解本说明书和权利要求书。
“系统”被定义为一种电化学传感带，它通过自己的导体与电子测量装置电通信，使得能够量化样品中的分析物。
“测量装置”被定义为一种可以施加电输入信号并测量所得到的输出信号的电子装置。该测量装置也可以包括响应于该输出信号而测定一种或多种分析物的存在和/或浓度的处理能力。
“分析物”被定义为存在于样品中的一种或多种物质。分析将测定样品中是否存在分析物和/或所存在的分析物的浓度。
“样品”被定义为一种可能含有未知量分析物的组合物。通常，用于电化学分析的样品是液体形式，且优选地，样品是含水混合物。样品可以是诸如血液、尿液或唾液等生物样品。样品也可以是生物样品的衍生物，例如提取物、稀释液、滤液或复水的沉淀物。
“导体”被定义为一种在电化学分析过程中保持固定不变的导电物质。导体材料的例子包括固体金属、金属膏、导电碳、导电碳膏和导电聚合物。
“非电离材料”被定义为在分析物的电化学分析过程中没有电离的材料。非电离材料的例子包括碳、金、铂和钯。
“测量性能”根据准确度和/或精确度来定义。因此，测量性能的增加可以是测量的准确度和/或精确度的增加。
“精确度”被定义为对相同样品的多次分析物测量的接近程度。准确度可以表示为多次测量之间相对于平均值的展度(spread)或方差。
“准确度”被定义为传感器系统所测得的分析物的量与样品中分析物的真实量的接近程度。准确度可以表示为偏差。较大偏差值反映较小准确度。
“偏差”被定义为测量值与接受参考值之间的差。偏差可根据“绝对偏差”或“相对偏差”来表示。绝对偏差可以测量的单位(如mg/dL)来表示，而相对偏差可以绝对偏差值对参考值的百分比来表示。血细胞比容偏差或稳定性偏差可根据绝对偏差值或以百分比来表示。血细胞比容偏差使用如购自YSI Inc.，Yellow Springs，Ohio的YSI 2300 STAT PLUSTM的参考仪器所获得的分析物浓度作为接受参考值。稳定性偏差使用为了基本上减少试剂组合物热变而储存于-20℃温度下的传感带所获得的分析物浓度。
“血细胞比容灵敏度”被定义为样品血细胞比容水平的变化影响分析的血细胞比容偏差值的程度。
“长期稳定性”分别相对于制造后例如用箔和干燥剂封装且在-20℃下储存2周或4周的传感带对在50℃下暴露2周或4周的传感带来定义。在50℃下储存2周可被视为在室温下储存约18个月。相对于在-20℃下储存的传感带，对于50℃而言，测量性能中0％、50％、100％和400％血细胞比容水平的平均变化或偏离表明传感带的长期稳定性漂移或“稳定性偏差”。在这种情况下，背景信号或偏差的增加表明传感带的测量性能下降。因此，通过在50℃下储存经封装的传感带且相对于在-20℃下储存的传感带观测偏差变化，可获得对于在储存架上保持不同时段的传感带而言偏差将增加多少的指示。
“介体”被定义为一种可以被氧化或被还原并且可以转移一个或多个电子的物质。介体是电化学分析中的试剂，它不是目标分析物，而是提供对分析物的间接测量。在简化的系统中，介体响应于分析物的氧化或还原而发生氧化还原反应。然后，被氧化或被还原的介体在传感带的工作电极处发生相对的反应，而恢复到其初始的氧化数。
“可测量物质”被定义为可以在电化学传感带的电极表面处在适当电位下被氧化或被还原的任意电化学活性物质。可测量物质的例子包括分析物、底物和介体。
“氧化还原酶”被定义为能促进可测量物质的氧化或还原的任意酶。氧化还原酶是一种试剂。术语氧化还原酶包括：能促进氧化反应的“氧化酶”，在该氧化反应中，分子氧是电子受体；能促进还原反应的“还原酶”，在该还原反应中，分析物被还原，且分子氧不是分析物；以及能促进氧化反应的“脱氢酶”，在该氧化反应中，分子氧不是电子受体。例如，参见Oxford Dictionary of Biochemistry and Molecular Biology，RevisedEdition，A.D.Smith编，New York：Oxford University Press(1997)，第161、476、477和560页)。
“电活性有机分子”被定义为不含金属而又能发生氧化还原反应的有机分子。电活性有机分子可以作为氧化还原物质和/或介体。电活性有机分子的例子包括辅酶吡咯并喹啉醌(PQQ)、苯醌和萘醌、N-氧化物、亚硝基化合物、羟胺、羟基喹啉、黄素、吩嗪、吩噻嗪、靛酚和吲达胺。
“粘合剂”被定义为一种材料，它为试剂提供物理支持并容纳试剂，同时与试剂具有化学兼容性。
“平均初始厚度”被定义为在引入液体样品之前呈干状的层平均高度。使用术语平均是因为层的顶面不平，具有峰和谷。
“沉积密度”被定义为沉积于面积上的物质质量。例如，当使含有2.57μg固体的0.24μL溶液沉积于具有1.5mm2面积的表面上时，产生1.72μg/mm2(2.57μg/1.5mm2)的沉积密度。
“酶单位”(U)被定义为在标准条件下在1分钟内催化1微摩尔底物(分析物)转化(氧化或还原)的酶系的量。
关于酶系的“酶活性”或“活性”指每体积的酶单位数。因此，活性例如可以U/L或mU/mL为单位给出，其中1U/L＝微摩尔/分钟/升。
“氧化还原反应”被定义为在两种物质之间、涉及至少一个电子从第一物质转移到第二物质的化学反应。因此，氧化还原反应包括氧化和还原。氧化半电池反应涉及到第一物质失去至少一个电子，而还原半电池反应涉及到第二物质增加至少一个电子。被氧化物质的离子电荷增大值等于所转移的电子数。同样，被还原物质的离子电荷降低值等于所转移的电子数。
“氧化数”被定义为诸如原子等化学物质的形式离子电荷。氧化数越高，例如(III)，则正电性越大；氧化数越低，例如(II)，则正电性越小。中性物质具有为零(0)的离子电荷。物质的氧化使得该物质的氧化数增加，物质的还原使得该物质的氧化数减少。
“氧化还原对”被定义为具有不同氧化数的化学物质的两种配对物质。将具有较高氧化数的物质还原会产生具有较低氧化数的物质。可选地，将具有较低氧化数的物质氧化会产生具有较高氧化数的物质。
“可氧化物质”被定义为氧化还原对中具有较低氧化数且由此能被氧化成具有较高氧化数的物质的物质。同样地，术语“可还原物质”被定义为氧化还原对中具有较高氧化数且由此能被还原成具有较低氧化数的物质的物质。
“可溶性氧化还原物质”被定义为能够发生氧化或还原并且可以在水(pH 7，25℃)中以至少1.0克/升的量级溶解的物质。可溶性氧化还原物质包括电活性有机分子、有机过渡金属络合物和过渡金属配位络合物。术语“可溶性氧化还原物质”不包括单质金属和孤立的金属离子，尤其是不包括不溶于或难溶于水的那些。
“有机过渡金属络合物”，也称为“OTM络合物”，被定义为一种络合物，其中，过渡金属通过σ键与至少一个碳原子键合(与过渡金属以σ键键合的碳原子上的形式电荷为-1)或通过π键与至少一个碳原子键合(与过渡金属以π键键合的碳原子上的形式电荷为0)。例如，二茂铁是一种具有两个环茂二烯基(Cp)环的OTM络合物，每个环通过自己的五个碳原子由两个π键和一个σ键与铁中心键合。OTM络合物的另一例子是铁氰化物(III)和它的经过还原的亚铁氰化物(II)配对物，其中六个氰基配位体(六个配位体中的每一个上的形式电荷均为-1)通过碳原子与铁中心以σ键键合。
“配位络合物”被定义为一种具有明确限定的配位几何形状的络合物，例如八面体络合物或正方平面形络合物。与由自身的键合所限定的OTM络合物不同，配位络合物是由它们的几何形状限定的。因此，配位络合物可以是OTM络合物(例如先前提到的铁氰化物)，或是这样一种络合物，其中，除了碳之外的非金属原子，例如包括氮、硫、氧和磷的杂环原子，以给予方式(datively)与过渡金属中心键合。例如，六亚甲基四胺合钌是一种配位络合物，其具有明确定义的八面体几何形状，其中六个NH3配位体(6个配位体的每一个上的形式电荷为0)以给予方式与钌中心键合。有机过渡金属络合物、配位络合物和过渡金属键合的更全面讨论可以参见“Collman等人，Principles and Applications of OrganotransitionMetal Chemistry(1987)”和“Miessler & Tarr，Inorganic Chemistry(1991)”。
“手持式装置”被定义为一种可以握持在人手中并且便携的装置。手持式装置的一个例子是可得自Bayer HealthCare，LLC，Elkhart，IN的Elite血糖监测系统所配备的测量装置。
“在...上(on)”被定义为“在...上面”并且是相对于所描述的方向而言的。例如，如果第一组件沉积在第二组件的至少一部分之上，则写成第一组件沉积在第二组件上。另一例子中，如果第一组件位于第二组件的至少一部分上面，则写成第一组件在第二组件上。使用术语“在...上”时并不排除在所描述的上部组件与下部组件之间还存在着物质。例如，第一组件可以在其顶面上具有涂层，而第一组件及其顶部涂层的至少一部分上面的第二组件可以写成“在第一组件上”。因此，使用术语“在...上”可以表示有关的两个组件进行物理接触或不进行物理接触。
虽然已经描述了本发明的各种实施方案，但本领域技术人员显然可以在本发明的范围做出其它实施方案和实施方式。

Claims (50)

1.一种用于检测分析物的电化学传感带，其包括：
基部；
在所述基部上的第一电极，其具有在第一导体上的至少一层第一层，所述第一层包括含有至多8μg/mm2的介体的试剂层；
在所述基部上的第二电极；
在所述基部上的盖；且
其中所述传感带提供具有以下各项中的至少一项的测定浓度值：当与在-20℃下储存2周的比较传感带相比时，在50℃下储存2周后，小于±10％的稳定性偏差；对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；以及至多20mg/dL的截距与斜率比值。
2.如权利要求1所述的传感带，其中所述第一电极和所述第二电极处于基本上同平面内。
3.如权利要求1所述的传感带，其中所述第二电极包括在第二导体上的所述第一层。
4.如权利要求3所述的传感带，其中所述第二电极包括在所述第二导体上的第二层。
5.如权利要求4所述的传感带，其中所述第二层包括在组成上与所述第一层的试剂层不同的试剂层。
6.如权利要求1所述的传感带，其中所述各电极隔开大于200μm。
7.如权利要求1所述的传感带，其中所述各电极与所述盖的上部隔开至少100μm。
8.如权利要求1所述的传感带，其中所述试剂层的平均初始厚度小于8μm。
9.如权利要求1所述的传感带，其中所述试剂层的平均初始厚度为0.25至3μm。
10.如权利要求1所述的传感带，其中所述试剂层以至多0.2μL/mm2的沉积密度从试剂溶液形成。
11.如权利要求1所述的传感带，其中所述试剂层包括选自聚环氧乙烷、聚乙烯醇、羟基亚乙基纤维素、羧甲基纤维素及其组合的聚合粘合剂。
12.如权利要求11所述的传感带，其中所述聚合粘合剂的沉积密度在所述第一导体上为至多2μg/mm2。
13.如权利要求1所述的传感带，其中所述试剂层包括经水合作用而形成凝胶状物质的部分水溶性聚合粘合剂。
14.如权利要求1所述的传感带，其中所述试剂层包括沉积密度为至多0.8μg/mm2的酶系。
15.如权利要求1所述的传感带，其中所述试剂层包括至多1.3个单位的酶系。
16.如权利要求1所述的传感带，其中所述试剂层含有至多2μg/mm2的介体。
17.如权利要求1所述的传感带，其中所述介体为双电子转移介体。
18.如权利要求17所述的传感带，其中所述介体选自3-苯基亚氨基-3H-吩噻嗪、3-苯基亚氨基-3H-吩噁嗪、其盐、其酸、其衍生物及其组合。
19.如权利要求17所述的传感带，其中所述介体具有比铁氰化物低至少100mV的氧化还原电位。
20.如权利要求1所述的传感带，其中当与在-20℃下储存2周的比较传感带相比时，在50℃下储存2周后，稳定性偏差小于±5％。
21.如权利要求1所述的传感带，其中当与在-20℃下储存4周的比较传感带相比时，在50℃下储存4周后，稳定性偏差小于±5％。
22.如权利要求1所述的传感带，其中对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，血细胞比容偏差小于±5％。
23.如权利要求1所述的传感带，其中截距与斜率比值为至多10mg/dL。
24.如权利要求1所述的传感带，其中截距与斜率比值为至多1mg/dL。
25.一种用于检测分析物的电化学传感带，其包括：
基部；
在所述基部上的第一电极，其具有在第一导体上的至少一层第一层，所述第一层包括含有介体和酶系的试剂层，其中所述试剂层提供具有以下各项中的至少一项的测定浓度值：当与在-20℃下储存2周的比较传感带相比时，在50℃下储存2周后，小于±10％的稳定性偏差；对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；以及至多20mg/dL的截距与斜率比值；
在所述基部上的第二电极；以及
在所述基部上的盖。
26.一种测定样品中的分析物的浓度的方法，其包括：
将脉冲序列施加于所述样品，所述脉冲序列在30秒内包括至少3个工作循环；以及
测定所述样品中的分析物的浓度，所测定的浓度具有以下各项中的至少一项：小于±10％的稳定性偏差；对于在20％至60％血细胞比容范围内的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；以及至多20mg/dL的截距与斜率比值。
27.如权利要求26所述的方法，其中所述脉冲序列在9秒内包括至少3个工作循环。
28.如权利要求26所述的方法，其中所述脉冲序列在至多5秒内完成。
29.如权利要求26所述的方法，其中测定样品中的分析物的浓度包括从自施加脉冲序列起2秒内所进行的电流测量来测定样品中的分析物浓度。
30.如权利要求26所述的方法，其中每个工作循环包括激发和弛豫。
31.如权利要求30所述的方法，其中每个激发均具有0.01至3秒的持续时间。
32.如权利要求30所述的方法，其中所述各激发具有至多10秒的总持续时间。
33.如权利要求30所述的方法，其中所述各激发具有差值在500mV内的幅值。
34.如权利要求30所述的方法，其中所述各激发占所述脉冲序列的时间的至多45％。
35.如权利要求30所述的方法，其中每个弛豫均具有0.2至3秒的持续时间。
36.如权利要求30所述的方法，其中所述脉冲序列包括持续时间为0.75至3秒的初始激发，其中所述初始激发的持续时间比工作循环的激发持续时间长。
37.如权利要求26所述的方法，其中稳定性偏差小于±5％。
38.如权利要求26所述的方法，其中当与在-20℃下储存4周的比较传感带相比时，在50℃下储存4周后，稳定性偏差小于±5％。
39.如权利要求26所述的方法，其中对于包括20％至60％血细胞比容的全血样品而言，血细胞比容偏差小于±5％。
40.如权利要求26所述的方法，其中截距与斜率比值为至多10mg/dL。
41.一种增加定量分析物测定的性能的方法，其包括：
将具有液体组分的含分析物样品引入电化学传感带中，所述传感带具有基部、在所述基部上的第一导体、在所述基部上的第二导体以及在至少所述第一导体上的至少一层第一层，其中所述至少一层第一层包括含有聚合粘合剂的试剂层，且所述样品提供所述第一导体与第二导体之间的电通信；
以30秒内至少4个读出脉冲的形式将电位施加于所述第一导体与第二导体之间；
测量所述读出脉冲中的至少一个，从而以增加的性能提供所述样品中的分析物浓度的定量值，所述增加的性能归因于选自以下的至少一个性能参数：当与在-20℃下储存2周的比较传感带相比时，在所述传感带于50℃下储存2周后，小于±10％的稳定性偏差；对于在20％至60％血细胞比容范围内的全血样品而言，小于±10％的血细胞比容偏差；至多10mg/dL的截距与斜率比值；以及其组合。
42.如权利要求41所述的方法，其中在9秒内施加所述至少4个读出脉冲。
43.如权利要求41所述的方法，其中所述读出脉冲在至多5秒内完成。
44.如权利要求41所述的方法，其中所述读出脉冲在施加电位的2秒内加以测量，以提供所述样品中的分析物浓度的定量值。
45.如权利要求41所述的方法，其中所述各读出脉冲具有至多2秒的持续时间。
46.如权利要求41所述的方法，其中所述各读出脉冲具有差值在500mV内的幅值。
47.如权利要求41所述的方法，其中稳定性偏差小于±5％。
48.如权利要求41所述的方法，其中当与在-20℃下储存4周的比较传感带相比时，在50℃下储存4周后，稳定性偏差小于±5％。
49.如权利要求41所述的方法，其中对于在20％至60％血细胞比容范围内的全血样品而言，血细胞比容偏差小于±5％。
50.如权利要求41所述的方法，其中截距与斜率比值为至多1mg/dL。
CN200780034836.1A 2006-09-22 2007-09-09 具有增强的稳定性和血细胞比容性能的生物传感器系统 Active CN101517093B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US84668806P 2006-09-22 2006-09-22
US60/846,688 2006-09-22
PCT/US2007/077955 WO2008036516A1 (en) 2006-09-22 2007-09-09 Biosensor system having enhanced stability and hematocrit performance

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101517093A true CN101517093A (zh) 2009-08-26
CN101517093B CN101517093B (zh) 2016-01-06

Family

ID=38777711

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200780034836.1A Active CN101517093B (zh) 2006-09-22 2007-09-09 具有增强的稳定性和血细胞比容性能的生物传感器系统

Country Status (13)

Country Link
US (6) US7862696B2 (zh)
EP (2) EP2089531B1 (zh)
JP (2) JP5395665B2 (zh)
CN (1) CN101517093B (zh)
BR (1) BRPI0717430A2 (zh)
CA (1) CA2664186C (zh)
ES (1) ES2748685T3 (zh)
HK (1) HK1136605A1 (zh)
MX (1) MX2009002830A (zh)
NO (1) NO20091572L (zh)
RU (1) RU2450263C2 (zh)
TW (1) TW200829214A (zh)
WO (1) WO2008036516A1 (zh)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103946701A (zh) * 2011-11-18 2014-07-23 株式会社村田制作所 物质的测定方法
CN104321644A (zh) * 2011-12-29 2015-01-28 生命扫描苏格兰有限公司 基于包含分析物的样品的感测物理特性和导出的生物传感器参数的电化学测试条的精确分析物测量
CN106795549A (zh) * 2014-08-25 2017-05-31 豪夫迈·罗氏有限公司 对两个电极测试条进行干扰补偿
CN109690304A (zh) * 2016-07-12 2019-04-26 安晟信医疗科技控股公司 通过使用来自两个电极的交替输出信号进行电化学分析的方法

Families Citing this family (43)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
ATE553213T1 (de) * 2004-12-13 2012-04-15 Bayer Healthcare Llc Zusammensetzungen mit eigener grössenbegrenzung sowie testvorrichtungen zur messung von analyten in biologischen flüssigkeiten
US9636450B2 (en) 2007-02-19 2017-05-02 Udo Hoss Pump system modular components for delivering medication and analyte sensing at seperate insertion sites
US7826879B2 (en) 2006-02-28 2010-11-02 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensors and methods of use
BRPI0717430A2 (pt) 2006-09-22 2013-11-12 Bayer Healthcare Llc Sistema de biossensor tendo estabilidade e desempenho de hematócritos maiores
WO2008154225A2 (en) 2007-06-06 2008-12-18 Bayer Healthcare Llc Microdeposition system for a biosensor
WO2009075951A1 (en) 2007-12-10 2009-06-18 Bayer Healthcare Llc Rapid-read gated amperometry
US8876755B2 (en) 2008-07-14 2014-11-04 Abbott Diabetes Care Inc. Closed loop control system interface and methods
WO2010077598A1 (en) * 2008-12-08 2010-07-08 Bayer Healthcare Llc Low total salt reagent compositions and systems for biosensors
EP3912551B1 (en) * 2009-02-26 2023-08-30 Abbott Diabetes Care, Inc. Method of calibrating an analyte sensor
CN104825171B (zh) * 2009-02-26 2017-08-04 雅培糖尿病护理公司 改进的分析物传感器及其制造和使用方法
CN104799866A (zh) 2009-07-23 2015-07-29 雅培糖尿病护理公司 分析物监测装置
US9868974B2 (en) 2009-07-27 2018-01-16 SureSensors Ltd. Sensor devices
US8691075B2 (en) * 2009-12-30 2014-04-08 Roche Diagnostics Operations, Inc. Method for measuring analyte concentration in a liquid sample
US9233788B2 (en) 2010-01-22 2016-01-12 Bayer Healthcare Llc Biosensor desiccant system having enhanced measurement performance
EP2526417A4 (en) * 2010-01-22 2013-09-11 Bayer Healthcare Llc DRYING AGENT WITH INCREASED ACCURACY
CN103210310B (zh) * 2010-06-07 2015-03-18 拜尔健康护理有限责任公司 包含次级输出信号的基于斜率的补偿
EP2659268A4 (en) 2010-12-31 2017-01-18 Cilag GmbH International Systems and methods for high accuracy analyte measurement
TWI565943B (zh) * 2011-07-22 2017-01-11 拜耳保健公司 具有增進測量性能之生物感測器乾燥劑系統
US20130052673A1 (en) * 2011-08-26 2013-02-28 Lifescan Scotland Ltd. Use of enzyme emulsion thickness to affect calibration code factors in test strip manufacturing
US9535027B2 (en) * 2012-07-25 2017-01-03 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensors and methods of using same
GB201223166D0 (en) * 2012-12-21 2013-02-06 Alere Switzerland Gmbh Test strip
US9097659B2 (en) 2013-03-14 2015-08-04 Bayer Healthcare Llc Maintaining electrode function during manufacture with a protective layer
JP6352954B2 (ja) 2013-03-15 2018-07-04 エフ．ホフマン−ラ ロシュ アーゲーＦ． Ｈｏｆｆｍａｎｎ−Ｌａ Ｒｏｃｈｅ Ａｋｔｉｅｎｇｅｓｅｌｌｓｃｈａｆｔ 電気化学的な分析物測定において回復パルスからの情報を使用する方法およびデバイス、装置とそれらを組み込むシステム
JP6356708B2 (ja) 2013-03-15 2018-07-11 エフ．ホフマン−ラ ロシュ アーゲーＦ． Ｈｏｆｆｍａｎｎ−Ｌａ Ｒｏｃｈｅ Ａｋｔｉｅｎｇｅｓｅｌｌｓｃｈａｆｔ パルスｄｃブロックを有するテスト・シーケンスで分析物を電気化学的に測定する方法およびデバイス、装置とそれらを組み込むシステム
CN105164523B (zh) 2013-03-15 2017-09-12 豪夫迈·罗氏有限公司 缩放用于构造生物传感器算法的数据的方法以及合并所述方法的设备、装置和系统
EP2972269B1 (en) 2013-03-15 2018-07-11 Roche Diabetes Care GmbH Methods of detecting high antioxidant levels during electrochemical measurements and failsafing an analyte concentration therefrom
KR101732300B1 (ko) 2013-03-15 2017-05-02 에프. 호프만-라 로슈 아게 분석물질의 전기화학적 측정을 페일세이프하는 방법들 뿐만 아니라 상기 방법들을 통합한 기기들, 장치들 및 시스템들
EP2972271B1 (en) 2013-03-15 2018-04-18 Roche Diabetes Care GmbH Descriptor-based methods of electrochemically measuring an analyte
US9459231B2 (en) 2013-08-29 2016-10-04 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine erroneous measurement signals during a test measurement sequence
US9243276B2 (en) 2013-08-29 2016-01-26 Lifescan Scotland Limited Method and system to determine hematocrit-insensitive glucose values in a fluid sample
RU2552942C2 (ru) * 2013-10-28 2015-06-10 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Уральский государственный экономический университет" (ФГБОУ ВПО "УрГЭУ") Устройство для неинвазивного потенциометрического определения оксидантной/антиоксидантной активности биологических тканей
WO2015137929A1 (en) * 2014-03-11 2015-09-17 Google Inc. Sensor
WO2016127105A1 (en) 2015-02-05 2016-08-11 The Regents Of The University Of California Multiple-use renewable electrochemical sensors based on direct drawing of enzymatic inks
GB201507509D0 (en) * 2015-04-30 2015-06-17 Inside Biometrics Ltd Electrochemical Test Device
US20180263539A1 (en) * 2015-09-28 2018-09-20 The Regents Of The University Of California Wearable sensor arrays for in-situ body fluid analysis
JP6403653B2 (ja) * 2015-11-05 2018-10-10 シラグ・ゲーエムベーハー・インターナショナルＣｉｌａｇ ＧＭＢＨ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ 高精度分析物測定用システム及び方法
CN109804240A (zh) * 2016-10-05 2019-05-24 豪夫迈·罗氏有限公司 用于多分析物诊断测试元件的检测试剂和电极布置以及其使用方法
JP6680702B2 (ja) * 2017-01-27 2020-04-15 シラグ・ゲーエムベーハー・インターナショナルＣｉｌａｇ ＧＭＢＨ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ 高精度分析物測定用システム及び方法
WO2019083206A1 (ko) * 2017-10-23 2019-05-02 주식회사 비바이오 커피링 효과에 강인한 바이오센서
JP6609001B2 (ja) * 2018-06-04 2019-11-20 シラグ・ゲーエムベーハー・インターナショナル 高精度分析物測定用システム及び方法
EP4083043A4 (en) 2019-12-26 2022-12-07 I-Sens, Inc. NOVEL ORGANIC ELECTRON TRANSFER MEDIUM AND DEVICE COMPRISING THE SAME
EP4262557A1 (en) * 2020-12-15 2023-10-25 Abbott Diabetes Care Inc. Nad(p) depot for nad(p)-dependent enzyme-based sensors
WO2023009720A1 (en) * 2021-07-28 2023-02-02 Cleu Diagnostics, Llc Oxygen scavengers for electrochemical biosensors

Family Cites Families (74)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US36268A (en) * 1862-08-26 Improvement in horse-rakes
US3791933A (en) * 1971-02-25 1974-02-12 Geomet Rapid methods for assay of enzyme substrates and metabolites
US3791988A (en) * 1972-03-23 1974-02-12 Hoffmann La Roche Diagnostic test for glucose
GB1595616A (en) 1977-01-21 1981-08-12 Hitachi Ltd Air conditioning system
US5682884A (en) * 1983-05-05 1997-11-04 Medisense, Inc. Strip electrode with screen printing
CA1219040A (en) 1983-05-05 1987-03-10 Elliot V. Plotkin Measurement of enzyme-catalysed reactions
US4746607A (en) * 1985-02-07 1988-05-24 Eastman Kodak Company Use of substituted quinone electron transfer agents in analytical determinations
GB8626081D0 (en) 1986-10-31 1986-12-03 Unilever Plc Printing processes
US5126247A (en) 1988-02-26 1992-06-30 Enzymatics, Inc. Method, system and devices for the assay and detection of biochemical molecules
US5108564A (en) * 1988-03-15 1992-04-28 Tall Oak Ventures Method and apparatus for amperometric diagnostic analysis
US5128015A (en) * 1988-03-15 1992-07-07 Tall Oak Ventures Method and apparatus for amperometric diagnostic analysis
USRE36268E (en) 1988-03-15 1999-08-17 Boehringer Mannheim Corporation Method and apparatus for amperometric diagnostic analysis
DE68924026T3 (de) 1988-03-31 2008-01-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma Biosensor und dessen herstellung.
DE3826922A1 (de) * 1988-08-09 1990-02-22 Boehringer Mannheim Gmbh Verfahren zur kolorimetrischen bestimmung eines analyten mittels enzymatischer oxidation
US5264104A (en) * 1989-08-02 1993-11-23 Gregg Brian A Enzyme electrodes
US5262035A (en) * 1989-08-02 1993-11-16 E. Heller And Company Enzyme electrodes
US5320725A (en) * 1989-08-02 1994-06-14 E. Heller & Company Electrode and method for the detection of hydrogen peroxide
DE69020908T2 (de) * 1989-12-15 1996-02-15 Boehringer Mannheim Corp Redox-vermittlungs-reagenz und biosensor.
US5288387A (en) * 1990-06-12 1994-02-22 Daikin Industries, Ltd. Apparatus for maintaining the activity of an enzyme electrode
US5545519A (en) * 1990-09-13 1996-08-13 Victoria University Of Manchester Electrolytic analytical methods
CA2050057A1 (en) * 1991-03-04 1992-09-05 Adam Heller Interferant eliminating biosensors
US5393615A (en) 1994-02-03 1995-02-28 Miles Inc. Mediators suitable for the electrochemical regeneration of NADH, NADPH or analogs thereof
US5762770A (en) * 1994-02-21 1998-06-09 Boehringer Mannheim Corporation Electrochemical biosensor test strip
US5498542A (en) 1994-09-29 1996-03-12 Bayer Corporation Electrode mediators for regeneration of NADH and NADPH
US6153069A (en) * 1995-02-09 2000-11-28 Tall Oak Ventures Apparatus for amperometric Diagnostic analysis
US5631863A (en) * 1995-02-14 1997-05-20 Honeywell Inc. Random access memory cell resistant to radiation induced upsets
US5582697A (en) * 1995-03-17 1996-12-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same
US5620579A (en) 1995-05-05 1997-04-15 Bayer Corporation Apparatus for reduction of bias in amperometric sensors
US5520786A (en) 1995-06-06 1996-05-28 Bayer Corporation Mediators suitable for the electrochemical regeneration of NADH, NADPH or analogs thereof
US5695947A (en) * 1995-06-06 1997-12-09 Biomedix, Inc. Amperometric cholesterol biosensor
AUPN363995A0 (en) * 1995-06-19 1995-07-13 Memtec Limited Electrochemical cell
US5628890A (en) 1995-09-27 1997-05-13 Medisense, Inc. Electrochemical sensor
US5631371A (en) * 1995-11-22 1997-05-20 Bayer Corporation Method for the preparation of substituted 3-(phenylimino)-3H-phenothiazines and phenoxazines
US5708247A (en) 1996-02-14 1998-01-13 Selfcare, Inc. Disposable glucose test strips, and methods and compositions for making same
JP3370504B2 (ja) 1996-03-13 2003-01-27 松下電器産業株式会社 バイオセンサ
DE69730376T2 (de) * 1996-06-01 2005-08-18 Agfa-Gevaert (Photo)thermographisches Material mit verbesserten Transporteigenschaften
JPH10104192A (ja) * 1996-09-30 1998-04-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
ES2184236T3 (es) 1997-02-06 2003-04-01 Therasense Inc Sensor in vitro de analitos de pequeño volumen.
US5798031A (en) 1997-05-12 1998-08-25 Bayer Corporation Electrochemical biosensor
US5997817A (en) * 1997-12-05 1999-12-07 Roche Diagnostics Corporation Electrochemical biosensor test strip
US6134461A (en) * 1998-03-04 2000-10-17 E. Heller & Company Electrochemical analyte
US6475372B1 (en) 2000-02-02 2002-11-05 Lifescan, Inc. Electrochemical methods and devices for use in the determination of hematocrit corrected analyte concentrations
US6229390B1 (en) * 1999-03-09 2001-05-08 Tripath Technology, Inc. Methods and apparatus for noise shaping a mixed signal power output
US6258229B1 (en) * 1999-06-02 2001-07-10 Handani Winarta Disposable sub-microliter volume sensor and method of making
US6287451B1 (en) * 1999-06-02 2001-09-11 Handani Winarta Disposable sensor and method of making
CA2305922C (en) * 1999-08-02 2005-09-20 Bayer Corporation Improved electrochemical sensor design
US6413398B1 (en) * 1999-09-13 2002-07-02 Her Majesty The Queen In Right Of Canada, As Represented By The Canadian Food Inspection Agency Method for electrochemical detection
US7005048B1 (en) * 1999-10-05 2006-02-28 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Glucose sensor
EP1126032B1 (en) * 1999-12-27 2005-04-20 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
CN1187610C (zh) * 2000-03-29 2005-02-02 松下电器产业株式会社 生物传感器
US6494873B2 (en) * 2000-03-31 2002-12-17 Sca Hygiene Products Absorbent article provided with a belt
JP4653870B2 (ja) * 2000-05-31 2011-03-16 株式会社テクノメデイカ コレステロール測定用センサ
US7163616B2 (en) 2001-09-14 2007-01-16 Bayer Corporation Reagents and methods for detecting analytes, and devices comprising reagents for detecting analytes
US7291256B2 (en) * 2002-09-12 2007-11-06 Lifescan, Inc. Mediator stabilized reagent compositions and methods for their use in electrochemical analyte detection assays
KR100554649B1 (ko) 2003-06-09 2006-02-24 주식회사 아이센스 전기화학적 바이오센서
GB0314357D0 (en) * 2003-06-19 2003-07-23 Pii Ltd Electromagnetic acoustic transducer
PT1639352T (pt) * 2003-06-20 2018-07-09 Hoffmann La Roche Método e reagente para produzir tiras de reagente homogéneas, estreitas
JP2005083965A (ja) * 2003-09-10 2005-03-31 Rohm Co Ltd 酵素機能電極及びコレステロールセンサ
JP4458802B2 (ja) 2003-10-02 2010-04-28 パナソニック株式会社 血液中のグルコースの測定方法およびそれに用いるセンサ
ES2366030T3 (es) 2003-10-24 2011-10-14 Bayer Healthcare, Llc Biosensor electroquímico enzimático.
JP4088312B2 (ja) 2003-10-30 2008-05-21 アークレイ株式会社 バイオセンサおよびその製造方法
CN100432663C (zh) 2003-12-04 2008-11-12 松下电器产业株式会社 血细胞比容(Hct)的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
US8535497B2 (en) 2003-12-04 2013-09-17 Panasonic Corporation Method of measuring blood component, sensor used in the method, and measuring device
WO2005073708A2 (de) * 2004-01-29 2005-08-11 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur messung der konzentration oder konzentrationsänderung einer redoxaktiven substanz und zugehörige vorrichtung
US7138041B2 (en) 2004-02-23 2006-11-21 General Life Biotechnology Co., Ltd. Electrochemical biosensor by screen printing and method of fabricating same
EP3115777B1 (en) 2004-04-19 2020-01-08 PHC Holdings Corporation Method for measuring blood components
CA2887517C (en) * 2004-10-12 2017-09-12 Bayer Healthcare Llc Concentration determination in a diffusion barrier layer
EP1859048B1 (en) * 2005-03-04 2014-06-18 Bayer HealthCare LLC Stabilizing the activity of pqq-dependent glucose dehydrogenase in electrochemical biosensors
RU2441238C2 (ru) * 2005-07-20 2012-01-27 БАЙЕР ХЕЛТКЭА ЭлЭлСи Стробированная амперометрия
CN103048442B (zh) * 2005-09-30 2015-04-08 拜尔健康护理有限责任公司 门控伏特安培法
BRPI0618435A2 (pt) 2005-11-14 2011-08-30 Bayer Healthcare Llc composição reagente de sensor teste tendo polìmeros de celulose adaptada para auxiliar na determinação de uma concentração de analito de uma amostra fluida, bem como processo de determinação de uma concentração de analito de uma amostra fluida
BRPI0717430A2 (pt) 2006-09-22 2013-11-12 Bayer Healthcare Llc Sistema de biossensor tendo estabilidade e desempenho de hematócritos maiores
WO2009075951A1 (en) * 2007-12-10 2009-06-18 Bayer Healthcare Llc Rapid-read gated amperometry
JP5856371B2 (ja) 2007-12-10 2016-02-09 バイエル・ヘルスケア・エルエルシーＢａｙｅｒ ＨｅａｌｔｈＣａｒｅＬＬＣ 分析対象物を検出するための試薬及び方法

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103946701A (zh) * 2011-11-18 2014-07-23 株式会社村田制作所 物质的测定方法
CN104321644A (zh) * 2011-12-29 2015-01-28 生命扫描苏格兰有限公司 基于包含分析物的样品的感测物理特性和导出的生物传感器参数的电化学测试条的精确分析物测量
CN104321644B (zh) * 2011-12-29 2017-06-23 生命扫描苏格兰有限公司 基于包含分析物的样品的感测物理特性和导出的生物传感器参数的电化学测试条的精确分析物测量
US9903831B2 (en) 2011-12-29 2018-02-27 Lifescan Scotland Limited Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on sensed physical characteristic(s) of the sample containing the analyte and derived biosensor parameters
CN106795549A (zh) * 2014-08-25 2017-05-31 豪夫迈·罗氏有限公司 对两个电极测试条进行干扰补偿
CN106795549B (zh) * 2014-08-25 2021-06-22 豪夫迈·罗氏有限公司 对两个电极测试条进行干扰补偿
CN113444764A (zh) * 2014-08-25 2021-09-28 豪夫迈·罗氏有限公司 对两个电极测试条进行干扰补偿
CN113444764B (zh) * 2014-08-25 2024-04-19 豪夫迈·罗氏有限公司 对两个电极测试条进行干扰补偿
CN109690304A (zh) * 2016-07-12 2019-04-26 安晟信医疗科技控股公司 通过使用来自两个电极的交替输出信号进行电化学分析的方法

Also Published As

Publication number Publication date
US9239312B2 (en) 2016-01-19
CN101517093B (zh) 2016-01-06
MX2009002830A (es) 2009-05-28
US20140305808A1 (en) 2014-10-16
US9459229B2 (en) 2016-10-04
US20160084792A1 (en) 2016-03-24
CA2664186A1 (en) 2008-03-27
JP5738914B2 (ja) 2015-06-24
US20140061062A1 (en) 2014-03-06
JP5395665B2 (ja) 2014-01-22
JP2010504524A (ja) 2010-02-12
EP2089531A1 (en) 2009-08-19
US20160356738A1 (en) 2016-12-08
NO20091572L (no) 2009-04-21
HK1136605A1 (zh) 2010-07-02
CA2664186C (en) 2021-02-23
EP2089531B1 (en) 2019-07-10
US20110115504A1 (en) 2011-05-19
US20080156662A1 (en) 2008-07-03
EP3543348A1 (en) 2019-09-25
US8728299B2 (en) 2014-05-20
BRPI0717430A2 (pt) 2013-11-12
RU2450263C2 (ru) 2012-05-10
EP3543348B1 (en) 2020-11-18
ES2748685T3 (es) 2020-03-17
RU2009115202A (ru) 2010-10-27
US8702965B2 (en) 2014-04-22
US7862696B2 (en) 2011-01-04
US10261044B2 (en) 2019-04-16
WO2008036516A1 (en) 2008-03-27
TW200829214A (en) 2008-07-16
JP2013145243A (ja) 2013-07-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101517093B (zh) 具有增强的稳定性和血细胞比容性能的生物传感器系统
US9546974B2 (en) Concentration determination in a diffusion barrier layer
CN107576707B (zh) 分析物测试传感器及其系统和测量至少一种分析物的方法
CN101522095B (zh) 瞬时衰变电流分析法
CN101878428B (zh) 用于生物传感器的多孔颗粒试剂组合物、装置和方法
EP2373805B1 (en) Low total salt reagent compositions and systems for biosensors

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: DE

Ref document number: 1136605

Country of ref document: HK

C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20160825

Address after: Basel

Patentee after: BAYER HEALTHCARE LLC

Address before: American New York

Patentee before: Bayer Corp.