CN103718039A - 用于高精度分析物测量的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供了确定样品中分析物浓度的方法，以及结合该方法使用的装置和系统。在确定样品中分析物浓度的方法的一个示例性实施例中，在具有工作电极和反电极的样品分析装置中提供包括分析物的样品。在所述电极之间施加电势，并且确定第一分析物浓度。由所述第一分析物浓度值计算第二分析物浓度值，并且根据温度的影响、填充时间和电容校正第二分析物浓度值以提供最终分析物浓度值。

Description

用于高精度分析物测量的系统和方法

技术领域

本文提供的系统和方法涉及医疗检测领域，具体地，涉及样品(例如包括血液的生理体液)中分析物的存在和/或浓度的检测。

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。响应分析物检测的重要性日益增加，已开发了多种应用于临床和家庭的分析物检测方案和装置。这些装置中的一部分包括电化学电池、电化学传感器、血红蛋白传感器、抗氧化剂传感器、生物传感器和免疫传感器。

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。

能够影响分析物检测的一个血液特征为血细胞比容。血细胞比容的水平在不同的人群中可具有很大差别。作为非限制性例子，患有贫血的人可具有大约20％的血细胞比容水平，而新生儿可具有大约65％的血细胞比容水平。甚至在一段时间内取自相同个体的样品可具有不同的血细胞比容水平。另外，由于高血细胞比容还可提高血液粘度，并且粘度可继而影响与分析物检测有关的其它参数，这使在进行精确的分析物浓度确定中将血细胞比容对样品的影响计算在内是重要的。

将血样中不同血细胞比容水平计算在内的一个方法是从血液中分离血浆，然后重新计算抗原相对于调整后的血浆体积的浓度。例如，通过进行离心步骤可实现分离。将血样中不同血细胞比容水平计算在内的其它方法包括使用血细胞比容的平均计算值，或者在单独的步骤中测量血细胞比容并随后计算抗原相对于血浆值的浓度。然而，据信这些方法并不可取，至少因为它们涉及到不期望的样品处理、花费额外的时间、和/或导致最终确定出现实质性误差。此外，对样品进行分析的环境温度也可对分析物浓度确定精度具有负面影响。

所有传感器元件期望的属性是它们具有长的储存寿命，即传感器元件的传感特性在制造和使用之间(即储存期间)不会有显著的变化。然而，当长时间，和/或以非最佳储存条件如高温度、高湿度等储存时，传感器的性能可能降低。例如，使用此类传感器所进行的分析物浓度确定的精度可能降低。本发明的目的是克服或改善现有技术中的这些缺点和其它缺点。

发明内容

申请人已经认识到，人们期望研发出在大范围的供者、分析物浓度水平、血细胞比容水平、温度和传感器储存条件下获得更精确的分析物浓度测量的方法，所述方法具有较少或不具有此前提到的伴随问题。因此，总体上提供了确定样品中分析物的精确浓度的系统、装置和方法。通常，本文所公开的系统、装置和方法包括对优化的分析物浓度测量值进行一系列的校正，以便提供经校正的具有改善精度的分析物浓度值。

在确定样品中分析物浓度的方法的示例性实施例中，所述方法包括检测样品，所述样品包括引入到电化学传感器的分析物。所述电化学传感器可包括例如间隔配置的两个电极。在其它实施例中，所述两个电极可具有面对的取向。在其它实施例中，所述电化学传感器可包括具有相背取向的两个电极。在一些实施例中，所述电化学传感器可包括葡萄糖传感器。在其它实施例中，所述电化学传感器可包括免疫传感器。在一些实施例中，所述样品可包括血液或全血。在一些实施例中，所述分析物可包括C-反应蛋白。

所述方法还包括使分析物反应以引起分析物在两个电极之间的物理转化。例如，所述分析物的反应可产生能够被所述两个电极作为电流测量的电活性物质。所述方法还包括在离散间隔处测量电流输出以推导传感器中样品的填充时间和具有样品的传感器的电容。所述方法还包括由电流输出确定第一分析物浓度值；由电流输出和第一分析物浓度值计算第二分析物浓度值；根据温度的影响校正第二分析物浓度值以提供第三分析物浓度值；校正作为传感器填充时间的函数的第三分析物浓度值以提供第四分析物浓度值；以及校正作为电容的函数的第四分析物浓度值以提供最终分析物浓度值。

在获得提高的测试条精度的方法的示例性实施例中，所述方法包括提供一批每个测试条均具有两个电极的测试条，所述两个电极被设置在它们之间的试剂间隔开。如本文所用，术语“批”是指来自相同制造运转的多个测试条，假定认为所述多个测试条具有相似的特性。例如，一批可包含来自大约180,000个测试条的制造批次的大约500个测试条。所述方法还包括将包含分析物的参照浓度的参照样品引入到该批测试条中的每一个。所述方法还包括使分析物反应以引起分析物在两个电极之间的物理转化；在离散间隔处测量电流输出以推导进入传感器中的样品的填充时间和具有样品的传感器的电容；以及由电流输出确定第一分析物浓度值。所述方法还包括由电流输出和第一分析物浓度计算第二分析物浓度值；根据温度的影响校正第二分析物浓度值以提供第三分析物浓度值；校正作为传感器填充时间的函数的第三分析物浓度值以提供第四分析物浓度值；以及校正作为电容的函数的第四分析物浓度值以提供针对该批测试条中的每一个的最终分析物浓度值，使得该批测试条的最终分析物浓度值中的至少95％在参照分析物浓度的10％以内。

在前述方法的示例性实施例中，在离散间隔处测量的电流输出可包括第一电流总和i_r以及第二电流总和i₁。在一些实施例中，在其上测量第一电流总和i_r以及第二电流总和i₁的离散间隔可从样品在测试室中沉积的时间开始测量，并且可包括约3.9秒至约4秒的第一间隔和约4.25秒至约5秒的第二间隔。例如，第一电流总和i_r可由下列公式表达：

并且第二电流总和i₁可由下列公式表达：其中i(t)可为在时间t处测量的电流的绝对值。

在前述方法的一些示例性实施例中，确定第一分析物浓度值的步骤可包括用以下形式的公式计算分析物浓度G1：

其中p可为约0.5246；a可为约0.03422；i2可为经抗氧化剂校正的电流值；并且zgr可为约2.25。

在前述方法的一些示例性实施例中，计算第二分析物浓度值的步骤可包括用以下形式的公式计算分析物浓度G2：

$G2={(\frac{i_r}{i_1}-\mathrm{AFO})}^{\{p+\mathrm{kG}1\}}\{{\mathrm{ai}}_2-\mathrm{zgr}\}$ 其中p为约0.5246；a为约0.03422；i2为经抗氧化剂校正的电流值；AFO为约2.88；zgr为约2.25；并且k为约0.0000124。

在前述方法的一些示例性实施例中，第三分析物浓度值可包括每当环境温度大于第一温度阈值时对第二分析物浓度值的第一温度校正，以及每当环境温度小于或等于第一温度阈值时的第二温度校正。

在前述方法的一些示例性实施例中，校正作为传感器填充时间的函数的第三分析物浓度值的步骤可包括基于所述填充时间计算填充时间校正因子。例如，当所述填充时间小于第一填充时间阈值时，所述填充时间校正因子可为约零。又如，当所述填充时间大于第一填充时间阈值并且小于第二填充时间阈值时，可基于所述填充时间计算所述填充时间校正因子。又如，当所述填充时间大于第二填充时间阈值时，所述填充时间校正因子可为恒定值。在一些实施例中，第一填充时间阈值可为约0.2秒，并且第二填充时间阈值可为约0.4秒。

在前述方法的一些示例性实施例中，当第三分析物浓度值小于例如约100mg/dL的分析物浓度阈值时，第四分析物浓度值可等于第三分析物浓度值。当第三分析物浓度值大于例如约100mg/dL时，第四分析物浓度值可为第三分析物浓度值与填充时间校正因子的偏移的乘积。

在前述方法的一些示例性实施例中，当第四分析物浓度值小于第一浓度阈值时，可将最终分析物浓度值设定为约等于第四分析物浓度值。例如，第一浓度阈值可为约100mg/dL。在前述方法的另外的示例性实施例中，当第四分析物浓度值大于第一浓度阈值时，最终分析物浓度值可包括电容校正因子和第四分析物浓度值的乘积。例如，当电容小于第一电容阈值时，用于最终分析物浓度值的电容校正因子可基于所测量的电容，并且当所计算的电容校正因子大于设定值时，可将电容校正因子设定为最大值。

在分析物测量装置的示例性实施例中，所述装置可包括外壳、安装在外壳上并且被配置成容纳分析物测试条的测试条端口连接器、和设置在外壳中的微处理器，所述微处理器连接至所述测试条端口连接器、电源和存储器，使得当分析物测试条联接到测试条端口(样品沉积在测试条的测试室中)时，所述分析物在两个电极之间发生反应，并且提供基于分析物反应期间在离散间隔处测量的输出电流值的一个或多个第一分析物浓度估计值G1、基于分析物反应期间在离散间隔处测量的输出电流值的第二分析物浓度估计值G2、得自第二分析物浓度值G2的经温度校正的分析物浓度值G3、得自第三分析物浓度G3的经样品填充时间校正的分析物浓度值G4、以及得自经样品填充时间校正的分析物浓度值G4的经测试条电容校正的最终浓度值G5。

在分析物测量系统的示例性实施例中，所述系统可包括多个测试条，每个测试条具有在测试室中间隔开的至少两个电极和设置在它们之间以容纳包含分析物的样品的试剂。所述系统还可包括分析物测量装置。所述分析物测量装置可包括具有连接器的测试条端口和联接到测试条端口的微处理器，所述连接器被配置成与每个测试条的相应电极配合。当参照样品在多个测试条中的每一个的测试室中沉积时，所述微处理器可被配置成用每个测试条的电极测量电流、测试条电容和样品填充时间，并且基于电流、样品填充时间和测试条电容确定最终分析物浓度，使得来自该批测试条的最终分析物浓度值中的一部分在分析物阈值之上的分析物参照值的10％以内。

在一些实施例中，所述微处理器可被配置成使得当多个测试条的分析物测试条联接到测试条端口(样品沉积在测试条中)时，样品中分析物在两个电极之间反应以提供基于在离散间隔处测量的输出电流值的第一分析物浓度估计值G1、基于在离散间隔处测量的输出电流值的第二分析物浓度估计值G2、得自第二分析物浓度值G2的经温度校正的分析物浓度值G3、得自第三分析物浓度的经样品填充时间校正的分析物浓度值G4、并且由经样品填充时间校正的分析物浓度值G4的经测试条电容校正的最终浓度值G5。

在示例性实施例中，离散间隔可从样品在测试室中沉积的时间开始测量并且可包括约3.9秒至约4秒的第一间隔和约4.25秒至约5秒的第二间隔。在第一间隔和第二间隔之上测量的输出电流值可包括第一电流总和i_r以及第二电流总和i₁，其中

$i_r=\underset{t=4.25}{\overset{5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right)$ 并且

其中i(t)为在时间t处测量的电流的绝对值。

在一些实施例中，第一分析物浓度值G1可为以下形式的公式的电流值的推导结果：

其中p为约0.5246；a为约0.03422；i₂为经抗氧化剂校正的电流值；并且zgr为约2.25。

在一些实施例中，第二分析物浓度值G2可为以下形式的公式的推导结果：

$G2={(\frac{i_r}{i_1}-\mathrm{AFO})}^{\{p+\mathrm{kG}1\}}\{{\mathrm{ai}}_2-\mathrm{zgr}\}$ 其中p为约0.5246；a为约0.03422；i₂为经抗氧化剂校正的电流值；AFO为约2.88；zgr为约2.25；并且k为约0.0000124。

在一些实施例中，抗氧化剂的电流值i₂可为以下形式的公式：

其中i(4.1)为第三电势期间电流的绝对值；i(1.1)为第二电势期间电流的绝对值；并且i_SS为稳态电流。

在一些实施例中，i_SS可包括以下形式的公式：

其中i(5)为第三电势期间电流的绝对值；π为常数；D为氧化还原物质的扩散系数，并且L为两个电极之间的距离。

在一些实施例中，可通过基于填充时间的填充时间校正因子校正经温度校正的分析物浓度值G3。例如，当所述填充时间小于第一填充时间阈值时，所述填充时间校正因子可为约零。又如，当所述填充时间大于第一填充时间阈值且小于第二填充时间阈值时，可基于所述填充时间计算所述填充时间校正因子。又如，当所述填充时间大于第二填充时间阈值时，所述填充时间校正因子可为恒定值。在一些实施例中，第一填充时间阈值可为约0.2秒，并且第二填充时间阈值可为约0.4秒。

在一些实施例中，经温度校正的分析物浓度值G3可包括每当环境温度大于第一温度阈值时对第二分析物浓度值G2的第一温度校正，以及每当环境温度小于或等于第一温度阈值时的第二温度校正。

在一些实施例中，当经温度校正的浓度值G3小于例如约100mg/dL的浓度阈值时，经填充时间校正的分析物浓度值G4可为经温度校正的浓度值G3，并且当经温度校正的浓度值G3大于例如约100mg/dL的浓度阈值时，经填充时间校正的浓度值G4可为根据填充时间校正因子的第三分析物浓度值的百分比增加。

在一些实施例中，当经样品填充时间校正的分析物浓度值G4小于第一浓度阈值时，可将经测试条电容校正的最终浓度值G5设定为等于第四分析物浓度值。例如，第一浓度阈值可为约100mg/dL。在一些实施例中，当经样品填充时间校正的分析物浓度值G4大于第一浓度阈值时，经测试条电容校正的最终浓度值G5可为电容校正因子和经样品填充时间校正的分析物浓度值G4的乘积。例如，当电容小于第一电容阈值时，用于最终分析物浓度值G5的电容校正因子可基于所测量的电容，并且当所计算的电容校正因子大于设定值时，可将电容校正因子设定为最大值。

在确定样品中分析物浓度的示例性方法的另一个实施例中，所述方法包括将包括分析物的样品引入到电化学传感器。所述方法还包括使分析物反应以引起分析物在两个电极之间的物理转化，以及确定分析物浓度。

在测量样品中经校正的分析物浓度的方法的另一个示例性方法中，所述方法包括在电化学传感器中检测样品的存在。所述电化学传感器可包括两个电极。所述方法还包括使分析物反应以引起分析物的物理转化，确定样品中第一分析物浓度，以及基于第一分析物浓度和一个或多个校正因子计算经校正的分析物浓度。

在一些实施例中，确定分析物浓度的步骤可包括校正样品的填充时间、电化学电池的物理特性、样品的温度、电化学传感器的温度和葡萄糖反应动力学中的一个或多个的步骤。在示例性实施例中，校正葡萄糖反应动力学的步骤可包括计算第一分析物浓度、以及计算取决于第一分析物浓度的第二分析物浓度，使得校正葡萄糖反应动力学的量值与第一分析物浓度的量值成比例。

在一些实施例中，电化学传感器的物理特性可与电化学传感器的使用时间和电化学传感器的储存条件中的至少一个相关。例如，所述物理特性可为电化学电池的电容。

在电化学系统的示例性实施例中，所述系统包括电化学传感器，所述电化学传感器包括被配置成与测试仪配合的电触头。所述电化学传感器可包括间隔关系的第一电极和第二电极以及试剂。所述测试仪可包括被配置成在向测试条施加电压时从电化学传感器接收电流数据的处理器。所述测试仪还可被配置成基于所计算的分析物浓度以及样品的填充时间、电化学传感器的物理特性、样品的温度、电化学传感器的温度和葡萄糖反应动力学中的一个或多个确定经校正的分析物浓度。

在一些实施例中，所述测试仪可包括包含分析物浓度阈值和与样品的填充时间、电化学传感器的物理特性、样品的温度、电化学传感器的温度和葡萄糖反应动力学中的一个或多个相关的多个阈值的数据存储。

在一些实施例中，所述电化学系统可包括被配置成加热电化学传感器的至少一部分的加热元件。在一些实施例中，电化学传感器、测试仪和处理器中的至少一个可被配置成测量样品的温度。

在一些实施例中，所述系统和方法可减少例如不同供者之间和/或不同性别之间的分析物浓度确定的变化。所述方法还可降低尿酸盐浓度对分析物浓度确定的干涉作用。

在一些实施例中，本发明的系统和方法对于处于分析物浓度阈值之上的某些分析物(例如葡萄糖)浓度可实现至少±10％的精度标准，使得一系列分析物浓度评估中的至少95％产生在参照分析物测量值的10％以内精确的分析物浓度值。在另一个示例性实施例中，所述方法对于处于分析物浓度阈值之下的分析物浓度(例如全血样中的血浆葡萄糖)可实现至少±10mg/dL的精度标准，使得一系列分析物浓度评估中至少95％产生在参照分析物测量值的约10mg/dL以内精确的分析物浓度值。例如，所述分析物浓度阈值可为全血样中约75mg/dL血浆葡萄糖。

又如，所述精度标准可在一系列多于约5,000个分析物浓度评估中获得。又如，所述精度标准可在一系列多于约18,000个分析物浓度评估中获得。

对于本领域的技术人员而言，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。

附图说明

本公开的多个特征具体示于所附权利要求书中。通过参考下面的具体实施方式可获得此类特征的较好的理解，具体实施方式示出了例证性的、非限制性的实施例和附图，附图中：

图1A示出了示例性测试条的透视图；

图1B示出了图1A的测试条分解透视图；

图1C示出了图1A的测试条远侧部分的透视图；

图2示出了图1A的测试条的底部平面视图；

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一致的测试条远侧部分的局部侧视图；

图5A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5B示出了包括分析物测试仪和测试条的示例性分析物测量系统；

图5C示出了用于图5B的测试仪的示例性电路板的简化示意图；

图6示出了免疫传感器的示例性实施例的分解图；

图7A示出了测试电压波，其中测试仪在预定时间间隔施加多个测试电压；

图7B示出了由图6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；

图9是使用本文所公开的第一算法和第二算法显示来自男性和女性供者的血样的平均偏差的图表；

图10示出针对包括大约18,970个葡萄糖测定的数据集中的每个数据，参照葡萄糖测量值的偏差对参照葡萄糖测量值的曲线图；

图11示出针对包括大约18,970个葡萄糖测定的数据集中的每个数据，参照葡萄糖测量值的偏差对血细胞比容百分比的曲线图；

图12示出针对包括大约18,970个葡萄糖测定的数据集中的每个数据，参照葡萄糖测量值的偏差对温度测量值的曲线图；

图13示出针对数据集中的多个数据，参照葡萄糖测量值的偏差对测试条储存时间的曲线图，其中葡萄糖浓度小于约75mg/dL；

图14示出针对数据集中的多个数据，参照葡萄糖测量值的偏差对测试条储存时间的曲线图，其中葡萄糖浓度大于约75mg/dL。

具体实施方式

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。

如本文所用，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。就一个示例性实施例进行图解说明或描述的特征，可与其它实施例的特征进行组合。这种修改形式和变型旨在包括在本公开的范围内。

如将在下文更详细的讨论，本公开的系统和方法包括确定第一分析物浓度值；由第一分析物浓度值计算第二分析物浓度值；根据温度的影响校正第二分析物浓度值以提供第三分析物浓度值；校正作为传感器填充时间的函数的第三分析物浓度值以提供第四分析物浓度值；以及校正作为电容的函数的第四分析物浓度值以提供最终分析物浓度值。

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，基于薄层电池设计的葡萄糖测试系统具有相对电极和三脉冲电化学检测，其快速(例如，约5秒或更少的分析时间)、需要少量的样品(例如，约0.4μL或更少)并可提供血糖测量的改进的可靠性和精确度。在用于分析分析物的反应单元中，样品中的葡萄糖可使用葡萄糖脱氢酶被氧化为葡糖酸内酯，并且可使用电化学活性介质来使电子穿梭于酶与工作电极之间。更具体地，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GDH(ox)转化成GDH(red)，如以下化学转化T.1所示。注意，GDH(ox)是指GDH的氧化态，并且GDH(red)是指GDH的还原态。

T.1   D-葡萄糖+GDH(ox)→葡糖酸+GDH(red)

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，本发明的方法可用于具有间隔开的第一电极和第二电极以及试剂层的任意类型的电化学电池传感器。例如，电化学电池传感器可为测试条的形式。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系统和方法。用于本文所述的系统和方法的装置通常包括至少一个电极和一个反电极，可在它们之间施加电势。样品分析装置通常可与用于将电势施加到所述电极之间的组件(例如测试仪)相关。申请人注意到，多种测试仪可用于本文所述的系统和方法。然而，在一个实施例中，所述测试仪包括至少处理器，其可包括被配置成用于执行计算以及被配置成用于数据分类和/或存储的一个或多个控制单元，所述计算能够根据至少一个测量的或计算出的参数来计算校正因子。所述微处理器可为混合信号微处理器(MSP)的形式，例如TexasInstruments MSP430。所述TI-MSP430可被配置成也执行稳压器功能和电流测量功能的一部分。此外，所述MSP430还可包括易失性和非易失性存储器。在另一个实施例中，许多电子组件可按照专用集成电路的形式与微控制器集成。

电化学电池

图1A-4B显示适用于本文所述的方法的示例性测试条62的多个视图。如图所示，测试条62可包括由远端80延伸至近端82并且具有侧边缘56，58的细长主体。主体59的远侧部分可包括具有多个电极64，66和试剂72的样品反应室61，而测试条主体59的近侧部分可包括被配置成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。如本文所用，术语“近侧”表示参照结构更靠近测试仪，并且术语“远侧”表示参照结构远离测试仪。

在所述例证性的实施例中，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电连接至第一电触头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电连接至第二电触头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所示。具体地，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还可包括提供样品入口和/或出口的多个端口70。例如，所述端口中的一个可提供流体样品入口，并且另一个端口可用作出口。

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1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0.01cm²至约0.2cm²，优选约0.02cm²至约0.15cm²，并且更优选约0.03cm²至约0.08cm²的范围内的面积。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，第一电极166和第二电极164的间距可在约1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，随后又扩散回第一电极166处再变为氧化型。

在测试条主体59的近端处，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可包括多种可供选择的电触头，所述电触头被配置成电连接至测试仪。例如，美国专利6,379,513(其全文以引用方式并入本文)公开了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、铂、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。此外，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、以及它们的组合。

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：6,749,887；6,869,411；6,676,995；和6,830,934，这些参考文献中的每一个全文均以引用方式并入本文。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GDH、以及基于FAD的GDH[E.C.1.1.99.10]。以美国公布专利申请2004/0120848公布的，名称为“Method of Manufacturing a Sterilized andCalibrated Biosensor-Based Medical Device”，未决的美国申请10/242,951描述了适于制备试剂层72的一个示例性试剂制剂，其全文以引用方式并入本文。

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，并且第二电极164执行反/参考电极的功能。应该指出的是，除非另外说明，测试条62，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表述。

类似地，如果相对于第二电极164施加足够的负电势，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，并且第一电极166可执行反/参考电极的功能。

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到测试条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)可经由端口70剂量分配到样品反应室61中。在一个方面，端口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5A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电连通。测试仪100可被配置成分别经由第一电触头67和第二电触头63电连接至第一电极166和第二电极164(如图2和5A所示)。如本领域的技术人员将会知道的，多种测试仪可用于本文所述的方法。然而，在一个实施例中，所述测试仪包括至少一个处理器，其可包括被配置成用于执行计算以及被配置成用于数据分类和/或存储的一个或多个控制单元，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因子。所述微处理器可为混合信号微处理器(MSP)的形式，例如Texas Instruments MSP430。所述TI-MSP430可被配置成也执行稳压器功能和电流测量功能的一部分。另外，所述MSP430还可包括易失性和非易失性存储器。在另一个实施例中，许多电子组件可按照专用集成电路的形式与微控制器集成。

如图5A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独立地连接至接脚67a，67b，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是否电连接至测试仪100。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，设置在测试仪100中的电路可在第一电触头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，所述流体检测模式引起测试仪100在第一电极166和第二电极164之间施加约1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将测量所测量电压的降低(例如，如美国专利6,193,873所述，其全文以引用方式并入本文)，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，所测量的电压的降低可低于预定的阈值。自动地识别施加流体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确定流体已被施加到测试条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5B示出了糖尿病管理系统，其包括糖尿病数据管理单元10和葡萄糖测试条42形式的生物传感器。应注意的是，糖尿病数据管理单元(DMU)可称为分析物测量和管理单元、葡萄糖仪、测试仪、以及分析物测量装置。在一个实施例中，DMU可与胰岛素递送装置、附加的分析物测试装置和药物递送装置相组合。所述DMU可经由缆线或合适的无线技术(例如GSM、CDMA、BlueTooth、WiFi等)连接至计算机或服务器。

重新参考图5B，所述DMU10可包括外壳11、使用者界面按钮(16、18和20)、显示器14和测试条端口开口22。使用者界面按钮(16、18和20)可被配置成允许数据输入、菜单导航、以及命令执行。使用者界面按钮18可为双向拨动开关的形式。数据可包括表示与个体的日常生活方式相关的分析物浓度的值和/或信息。与日常生活方式相关的信息可包括个体摄入的食物、使用的药物、健康检查发生率、以及一般的健康状况和运动水平。

DMU10的电子组件可设置在外壳11内的电路板34上。图5C示出了(以简化示意图形式)设置在电路板34的顶部表面上的电子组件。在顶部表面上，所述电子组件可包括测试条端口开口308、微控制器38、非易失性闪速存储器306、数据端口13、实时时钟42、以及多个运算放大器(46-49)。在底部表面上，所述电子组件可包括多个类似开关、背光源驱动器、以及电可擦可编程只读存储器(EEPROM，未示出)。微控制器38可电连接至测试条端口开口308、非易失性闪速存储器306、数据端口13、实时时钟42、多个运算放大器(46-49)、多个类似开关、背光源驱动器、以及EEPROM。

重新参考图5C，所述多个运算放大器可包括增益级运算放大器(46和47)、跨阻抗运算放大器48、以及偏压驱动器运算放大器49。所述多个运算放大器可被配置成提供稳压器功能和电流测量功能的一部分。稳压器功能可指在测试条的至少两个电极之间施加测试电压。电流功能可指测量由所施加的测试电压所得的测试电流。电流测量可用电流-电压转换器来执行。微控制器38可为混合信号微处理器(MSP)的形式，例如Texas InstrumentsMSP430。所述MSP430可被配置成也执行稳压器功能和电流测量功能的一部分。此外，所述MSP430还可包括易失性和非易失性存储器。在另一个实施例中，许多电子组件可按照专用集成电路(ASIC)的形式与微控制器集成。

测试条端口连接器308可位于测试条端口开口22附近并且被配置成与测试条形成电连接。显示器14可为液晶显示器的形式，其用于报告所测量的葡萄糖水平并且用于输入与生活方式相关的信息。显示器14可任选地包括背光源。数据端口13可容纳附接到连接引线的合适的连接器，从而允许葡萄糖仪10被连接至外部装置，诸如个人计算机。数据端口13可为任何允许数据传输的端口，例如串行端口、USB端口、或并行端口。

实时时钟42可被配置成保持与使用者所在地理区域有关的当前时间并且也用于测量时间。实时时钟42可包括时钟电路45、晶体44和超级电容器43。所述DMU可被配置成电连接至电源，例如电池。所述超级电容器43可被配置成长时间地提供电源以便在电源中断的情况下为实时时钟42供电。因此，当电池放电或被更换时，实时时钟不必由使用者重新设置为正确时间。将实时时钟42与超级电容器43一起使用可降低使用者可能不准确地重新设置实时时钟42的风险。

图6示出样品分析装置免疫传感器110的另一个示例性实施例，所述样品分析装置与本文所公开的方法中至少一些结合使用，并且其在2009年9月30日提交的名称为“Adhesive Compositions for Use in anImmunosensor”的美国专利申请序列号12/570,268(Chatelier等人)中有所描述，其内容全文以引入方式并入本文。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到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。这些室可在所述免疫传感器的第一电极、第二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。所述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包括具有在其上成条纹的两种液体试剂130，132的第一电极112。可使用形成电极的多种技术形成第一电极112，但在一个实施例中，可用金喷涂填充了硫酸钡的聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)薄片。所述PET薄片也可用二氧化钛填充。形成电极的其它非限制性例子在2000年11月10日提交的名称为“Electrochemical Cell”的美国专利6,521,110(Hodges等人)中有所公开，其内容全文以引用方式并入本文。

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(如GDH-PQQ)缀合的抗体，所述缓冲剂包含蔗糖以及泊洛沙姆(如

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(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可在第一电极112上干燥。可使用多种技术来干燥试剂130，132，但在一个实施例中，当试剂130，132在第一电极112上成条纹后，一个或多个红外干燥机可应用于试剂130，132。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。此外，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。作为非限制性例子，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130，132之间的喷涂金处形成电绝缘线条，使得试剂132的边缘非常接近或接触到该线条。可使用激光烧蚀或锋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130，132在电极上成条纹之前刻出该线条。此线条可经设计用于使第一电极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还可包括具有一个或多个磁珠134的第二电极114，磁珠134在其上包含表面结合抗原。所述抗原可被配置成与设置在第一电极112上的抗体和在反应室118中的样品反应，如下文详细的描述。本领域的技术人员将认识到，设置在第一电极112和第二电极114上的组分是可互换的。因此，第一电极112可包括一个或多个磁珠134，并且第二电极114可包括在其上成条纹的两种液体试剂130，132。此外，尽管在所示实施例中，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，电极可仅为免疫传感器层的一部分，所述电极作为第一电极或第二电极或多个电极可设置在免疫传感器单层上。此外，由于施加到免疫传感器的电压可以反向和/或交替，第一和第二电极中的每一个可在不同阶段作为工作电极和反电极或反/参考电极。为便于说明的目的，本申请中第一电极被视为工作电极并且第二电极被视为反电极或反/参考电极。

设置在第一电极112和第二电极114之间的隔板116可具有多种形状和大小，但它通常被配置成有利于接合第一电极112和第二电极114以形成免疫传感器110。在一个示例性实施例中，隔板116在两侧上包含粘合剂。为了有利于制造工艺，隔板116还可包括隔板116两侧的每一侧上的防粘衬垫。在将隔板结合到每个电极之前移除每个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作为反应室118，并且所形成的第二个腔可作为检测室120。在一个实施例中，可轻模切隔板116使得反应室118与电极112，114对齐，从而使抗原-抗体在其中进行反应；而使检测室120与电极112，114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可放置在第一电极112上，其放置方式允许第二电极114的磁珠134和第一电极112的第一试剂130至少部分地设置在反应室118中并且第一电极112的第二试剂132的铁氰化物-葡萄糖组合至少部分地设置在检测室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，使得抗凝剂与反应室118和检测室120中的每一个相关联。在一些实施例中，第一电极112和第二电极114中的一个和隔板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，第一电极112、第二电极114中的每一个和隔板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可通过在第一电极112和第二电极114中的一个和隔板116上穿孔形成。在所示实施例中，填充室通过在第一电极112和隔板116上穿孔形成，使得第一电极112上的孔与反应室118重叠。如图所示，填充室122可与检测室120相隔一定距离。此类配置允许样品通过填充室122进入免疫传感器110并且流入反应室118以进行反应，例如与在第一电极112上包含缀合到缓冲剂中的酶的抗体的第一液体试剂130和在第二电极114上成条纹的磁珠134进行反应，而不会进入检测室120。一旦样品反应，即可流入检测室120以与第二液体试剂132(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)发生化学或物理转化。

排气孔124可通过在两个电极112，114中的每一个和隔板116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，但在一个示例性实施例中，所述孔可重叠与反应室118间隔开的检测室120的区域。

排气孔124可以多种不同方式进行密封。在所示实施例中，第一密封组件140位于第一电极112上以密封排气孔124的第一侧，并且第二密封组件142位于第二电极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。作为非限制性例子，密封组件中之一或两个可为亲水性粘合带或

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的壁以使样品可被包含其中。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，则当样品设置在其中时，所述填充室可保持润湿性。此外，密封组件140，142均可选择性地与免疫传感器110相连和分离，以根据需要为免疫传感器110和设置在其中的组件提供排气和/或密封。

一般可在免疫传感器的配置中使用粘合剂。可将粘合剂合并到免疫传感器和本发明的其它样品分析装置中的方法的非限制性例子可见于2009年9月30日提交的名称为“Adhesive Compositions for Use in anImmunosensor”的美国专利申请序列12/570,268(Chatelier等人)中，其内容全文已以引用方式并入。

尽管本公开讨论了多种不同的与免疫传感器有关的实施例，但也可结合本公开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例子包括在下述专利中有所描述的实例：2002年3月21日提交的名称为“Direct Immunosensor Assay”的美国专利申请公布2003/0180814(Hodges等人)，2004年4月22日提交的名称为“Immunosensor”的美国专利申请公布2004/0203137(Hodges等人)，2005的11月21日提交的名称为“Biosensor Apparatus and Methods of Use”的美国专利申请公布2006/0134713(Rylatt等人)，以及美国专利申请序列12/563,091，其要求美国专利申请公布2003/0180814和2004/0203137中的每一个的优先权，以上专利申请中的每一个的全文以引用方式并入本文。

在一个实施例中，免疫传感器110可被配置成放置在测试仪中，所述测试仪例如经由合适电路被配置成向电极112，114施加电势并且测量由所施加的电势产生的电流。在一个实施例中，所述免疫传感器包括用于接合测试仪的一个或多个插片117。还可使用其它结构来使免疫传感器110与测试仪接合。测试仪可包括许多不同结构。例如，测试仪可包括磁体，其被配置成保持免疫传感器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，测试仪的磁体被定位成使得在将免疫传感器110放置于测试仪中时，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，阻止结合到珠134的任何抗体-酶缀合物流入检测室120。

该测试仪的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110。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提供精度，例如，通过消除或去除反应进行时温度变化的影响。

此外，穿孔仪器也可与所述测试仪相关联。该穿孔仪器可被配置成在第一和第二密封组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也可被配置成与控制单元相关联。该控制单元可被配置成执行多种功能。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。在另一个实施例中，该控制单元可被配置成确定血样的血细胞比容值。在另一个实施例中，该控制单元可被配置成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。作为非限制性例子，该控制单元可被配置成测量免疫传感器或测试条的一个或多个室的温度。控制单元也可被配置成测量样品的温度、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。作为其它非限制性例子，该控制单元可被配置成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。在另一个实施例中，该控制单元可被配置成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。

该系统的其它组件也可被配置成进行此类测量。例如，免疫传感器或测试仪可被配置成测量免疫传感器或测试条的一个或多个室的温度，测量或推导样品的温度，或者测量、确定或推导样品和/或系统的多种其它特性和/或性质。另外，本领域的技术人员将认识到，控制单元的这些结构可互换并且选择性地组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。

分析物浓度测试

在操作的一个实施例中，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可通过在预定间隔向测试条62施加多个测试电势执行分析物测试，如图7A所示。分析物测试时间间隔t_G表示执行分析物测试的时间量(但不一定所有的计算都与分析物测试相关联)，其中分析物测试时间间隔t_G可包括第一测试电势E₁的第一测试电势时间间隔t₁、第二测试电势E₂的第二测试电势时间间隔t₂和第三测试电势E₃的第三测试电势时间间隔t₃。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由t_cap指示的时间间隔施加。葡萄糖测试时间间隔t_G可在例如约1秒至约5秒的范围内。

如上所述，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。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相对于第二电极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，下述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1次测量/大约1纳秒至约1次测量/大约100毫秒的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，分析物测试可包括不同数目的开路电压和测试电压。申请人还注意到，分析物测试时间间隔可包括任何数目的开路电势时间间隔。例如，分析物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和/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，分析物测试可包括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和用于第三时间间隔的第三测试电压。

如图7A所示，测试仪100可施加第一测试电势E₁(例如，约-20mY，如图7A所示)以用于第一测试电势时间间隔t₁(例如，在约0至约1秒的范围内)。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，并且优选在约0.2秒至约2秒的范围内，并且最优选在约0.3秒至约1秒的范围内，所述时间从图7A中零(0)秒起始点计。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，持续时间介于测试仪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-100mY的范围内，优选在约-5mY至约-50mY的范围内，并且最优选在约-10mY至约-30mY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t₁期间，测试仪100测量所得第一电流瞬态值，该值可称为i_a(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。第一电流瞬态值可为在第一测试电势时间间隔内的电流值的积分、或在第一测试电势时间间隔期间测量的平均或单个电流值与第一测试电势时间间隔的乘积。在一些实施例中，第一电流瞬态值可包括在第一测试电势时间间隔期间的多个时间间隔之上测量的电流值。在一个实施例中，可在约0.05秒至约1.0秒的范围内，并且优选在约0.1秒至约0.5秒的范围内，并且最优选在约0.1秒至约0.2秒的范围内的时间内测量第一电流瞬态值i_a(t)。在其它实施例中，可在其它所需的时间范围内测量第一电流瞬态值i_a(t)。如下所述，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，仅仅样品中可氧化物质的存在并不总是可充分辨别的因素。

一旦第一时间间隔t₁时间消逝，测试仪100就可在第一电极166和第二电极164之间施加用于第二测试电势时间间隔t₂(例如，约3秒，如图7A所示)的第二测试电势E₂(例如，约-300mV，如图7A所示)。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0mV的范围内，优选在约-600mV至约-100mV的范围内，并且更优选为约-300mV。同样，在图6中指示为t_cap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势E₂后约0.3秒至约0.32秒后被施加，并引起两个周期的具有约109Hz频率和约+/-50mV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i_b(t)。

第二测试电势时间间隔t₂可足够长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，并且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t₂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1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i_pb，随后在第二测试电势时间间隔期间(例如，在约1秒至约4秒的范围内)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1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消逝之后，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(例如，约+300mV，如图7A所示)以用于第三测试电势时间间隔t₃(例如，在约4至约5秒的范围内，如图6所示)。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，该值可称为i_c(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的量值可在约零mV至约600mV的范围内，优选在约100mV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，并且第三测试电势时间间隔t₃为约1秒。如上所述，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之后施加第三测试电势E₃。注意，第一电流瞬态值、第二电流瞬态值或第三电流瞬态值的一部分一般可称为电池电流或电流值。

第三测试电势时间间隔t₃可足够长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，并且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i_pc，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，并且第三测试电势E₃具有与第一极性相反的第二极性。然而，申请人注意到，第一测试电势、第二测试电势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中时所测量的电容量值可大于血样在反应室中时所测量的电容量值。如将在下文更详细讨论，所测量的电容可用于多种方法中，以针对电化学电池的物理特性变化对使用电化学电池得出的测量结果的影响进行校正。例如，所测量的电容的变化可与电化学电池的使用时间和电化学电池的储存条件中的至少一个相关。

作为非限制性例子，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7,195,704和7,199,594,其全文以引入方式并入本文。在测量电容的一个示例性方法中，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，如下文进一步详细描述，可用数学方法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。当电流并未由于分析物氧化或电化学衰减而发生快速改变时，测试电流为相对恒定的。作为另外一种选择，信号增加被信号降低有效地平衡的任何时间段也可作为测量电容的适当时间间隔，所述信号增加由于分析物氧化而出现，所述信号降低伴随电化学衰减而产生。

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，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，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，约-20mV，如图7A所示)持续约1秒以监测液体的填充行为并区分对照溶液和血液。在公式1中，使用测试电流约0.05至约1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，约-300mV，如图7A所示)，使得可在第二电极164处测量极限电流。第二测试电势E₂可包括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之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毫伏的振幅的正弦波。在一个优选的实施例中，在施加第二测试电势E₂之后，该预定量的时间可在约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值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(例如，i_pb)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一致，试剂层72未涂覆到第二电极164上，这导致绝对峰值电流i_pb的量值与绝对峰值电流i_pc的量值相比是较低的。试剂层72可被配置成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i_pc。在一个实施例中，至少试剂层72的酶部分可被配置成当将样品引入到测试条中时基本上不从第一电极扩散到第二电极。

在i_pb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1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i_a(t)的较低的第一测试电势E₁。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所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势E₁，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秒时测量的电容令人惊奇地产生正确且精确的测量值，该测量值不干扰对照溶液/血液辨别测试或血液分析物(例如，葡萄糖)算法。

在第二测试电势E₂之后，可施加第三测试电势E₃(例如，约+300mV，如图7A所示)，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t_cap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，并且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。

在血糖测定的一个实施例中，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而测量电容。下文更详细地描述关于这如何转化成电容测量值的推导。公式1可说明在时间间隔t_cap期间随时间而变化的测试电流量值：

公式1       i(t)＝i_o+st+Isin(ωt+φ)

其中i_o+st项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_o(其是时间零时(过零点)的DC电流)和s(DC电流随时间而改变的斜率)表示。AC电流分量由Isin(ωt+φ)表示，其中I为电流波的振幅，ω为其频率，并且φ为其相对于输入电压波的相移。ω项也可表示为2πf，其中f为AC波的频率，以赫兹为单位。I项也可表示为如公式2所示：

公式2        $I=\frac{V}{\left|Z\right|}$

其中V为施加电压信号的振幅，并且|Z|为复阻抗的量值。项|Z|项也可表示为如公式22所示：

公式3            $\left|Z\right|=\frac{R}{\sqrt{1+{\tan }^2\mathrm{\φ}}}=\frac{R}{\sqrt{1+{\mathrm{\ω}}^2{R}^2{C}^2}}$

其中R为阻抗的实数部分，C为电容。

可从过零点之前四分之一波长到过零点之后四分之一波长对公式1作积分运算，从而得到公式4：

公式4           ${\∫}_{-1/4f}^{1/4f}i\left(t\right)=i_o{\left[t\right]}_{-1/4f}^{1/4f}+\frac{s}{2}{\left[t^2\right]}_{-1/4f}^{1/4f}+I{\∫}_{-1/4f}^{1/4f}\sin (\mathrm{\ωt}+\mathrm{\φ}),$

其可被简化成公式5：

公式5         ${\∫}_{-1/4f}^{1/4f}i\left(t\right)=\frac{i_o}{2f}+\frac{I\sin \mathrm{\φ}}{\mathrm{\πf}}.$

通过将公式2代入公式1，然后代入公式4，然后重新整理，得到公式6：

公式6          $C=\frac{1}{2V}({\∫}_{-1/4f}^{1/4f}i\left(t\right)-\frac{i_o}{2f}).$

公式6中的积分项可使用如公式7所示的电流之和近似计算：

公式7           ${\∫}_{-1/4f}^{1/4f}i\left(t\right)\≈\frac{\frac{1}{n}\underset{k=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}{i}_k}{2f}$

其中从过零点之前四分之一波长到过零点之后四分之一波长对测试电流i_k求和。将公式7代入公式6，得到公式8：

公式8           $C=\frac{\frac{1}{n}\underset{k=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}{i}_k-i_o}{4\mathrm{Vf}},$

其中DC偏移电流i_o可通过对一个围绕过零点的全正弦周期上的测试电流求平均值而获得。

在另一个实施例中，可通过对不是围绕电压过零点而是围绕电流的最大AC分量的电流求和来获得电容测量值。因此，在公式7中，不是对电压过零点两侧上各四分之一波长求和，而是可对围绕电流最大值的四分之一波长的测试电流求和。这相当于假定响应于AC励磁的电路元件是纯电容器，因此φ为大约π/2。因此，公式5可被简化成公式9：

公式9          ${\∫}_{-1/4f}^{1/4f}i\left(t\right)=\frac{i_o}{2f}+\frac{I}{\mathrm{\πf}}.$

据信，在这种情况下这是合理的假定，因为未涂覆的电极被极化使得电流的DC或实分量与施加在用于AC励磁的电压范围内的电压无关。因此，响应于AC励磁的阻抗实部是无限大的，这意味着是纯电容元件。然后可将公式9与公式6一起使用，从而得到不需要积分近似的简化电容公式。最终结果是对不是围绕电压过零点，而是围绕电流的最大AC分量的电流求和时的电容测量值更精确。

CS/血液辨别测式

在一些实施例中，可进行对照溶液(CS)/血液辨别测试。如果CS/血液辨别测试确定样品是血液，则可进行一系列的步骤，这些步骤可包括：应用血糖算法、血细胞比容校正、血液温度校正和错误检查；并且如果CS/血液辨别测试确定样品是CS(即不是血液)，则可进行一系列的步骤，这些步骤可包括：应用CS葡萄糖算法、CS温度校正和错误检查。如果不存在错误，则测试仪输出葡萄糖浓度，但如果存在错误，则测试仪可输出错误信息。

在一个实施例中，使用对照溶液(CS)的特性来区分对照溶液和血液。例如，可使用样品中氧化还原物质的存在和/或浓度、反应动力学和/或电容来区分对照溶液和血液。本文所公开的方法可包括计算表示样品中氧化还原浓度的第一参照值和表示样品与试剂的反应速率的第二参照值的步骤。在一个实施例中，第一参照值为干扰物氧化电流，并且第二参照值为反应完成指数。

在一些实施例中，第三参照值可通过第一参照值与电容指数的乘积计算。电容指数可为任何计算的值，该值为电容或与电容值相关(例如，成比例)。例如，电容指数可为所测量的电容、已知或预定电容、或它们的任何组合。电容指数也可与任何上述电容和经验推导的常数有关。在一个示例性实施例中，电容指数可为已知电容与所测量的电容的比率、或所测量的电容与已知电容的比率。已知电容可为当将血样加载到相同类型的测试条中时用于电流测试的测试条所测量的平均电容。例如，所测量的电容可使用上述算法测量。

在一个实施例中，CS/血液辨别测试可包括第一参照值和第二参照值。第一值可基于第一时间间隔t₁内的电流值来计算，并且第二参照值可基于第二时间间隔t₂和第三时间间隔t₃期间的电流值来计算。在一个实施例中，当使用图7A的测试电压波时，可通过对第一时间电流瞬态期间获得的电流值进行求和来获得第一参照值。作为非限制性例子，第一参照值i_sum可由公式10A表示：

公式10A                 $i_{\mathrm{sum}}=\underset{t=0.05}{\overset{1}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right)$

其中i_sum项为电流值的总和，并且t为时间。在一些实施例中，第一参照值可乘以电容指数，其中电容指数可为已知电容与所测量的电容的比率。在此类实施例中，第三参照值i_capsum可由公式10B表示：

公式10B                     $i_{\mathrm{capsum}}=\frac{C_{\mathrm{av}}}{C_m}\underset{t=0.05}{\overset{1}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right)$

其中C_av为已知平均电容，C_m为所测量的电容，并且t为时间。在公式10B的一个示例性实施例中，C_av与C_m的比率可称为电容指数。在一个示例性实施例中，对于根据本发明实施例的示例性测试条的已知平均电容C_av为约582纳法。

第二参照值，有时称为残余反应指数，可通过第二时间间隔和第三时间间隔期间的电流值的比率Y获得，如公式11所示：

公式11                 $Y=\mathrm{abs}\left(\frac{i\left(3.8\right)}{i\left(4.15\right)}\right)$

其中abs表示绝对值函数，并且对于该具体例子，3.8和4.15分别表示第二和第三时间间隔的时间，以秒为单位。

辨别判据可用于基于公式10A的第一参照值或公式10B的第三参照值和公式11的第二参照来确定样品是否是对照溶液或血液。例如，公式10A的第一参照值或公式10B的第三参照值可与预定阈值进行比较，并且公式11的第二参照值可与预定阈值函数进行比较。预定阈值可为例如约12微安。预定阈值函数可基于使用公式10A或公式10B的第一参照值的函数。更具体地，如公式12所示，其中公式10A中的i_sum或公式10B中的i_capsum的计算值由X表示，预定阈值函数F_pdt可为：

公式12           $F_{\mathrm{PDT}}=Z\frac{X-12}{X}$

其中Z可为常数，例如约0.2。因此，如果公式10A中的i_sum或公式10B中的i_capsum大于或等于例如约12微安的预定阈值，并且如果如公式11所示的第二时间间隔和第三时间间隔期间的电流值的比率Y小于预定阈值函数F_pdt的值，CS/血液辨别测试就可鉴定样品为血液，否则样品为对照溶液。在一个实施例中，CS/血液辨别测试也可由例如公式13表示：

公式13  如果i_capsum≥12并且

则样品为血液，否则样品为对照溶液

上述实施例的非限制性例子包括在下述专利中有所描述的实例：2010年9月10日提交的名称为“Systems and Methods of Discriminating Between aControl Sample and a Test Fluid Using Capacitance”的美国专利申请12/895,067(Chatalier等人)、以及在2010年9月30日提交的名称为“Systems and Methods for Improved Stability of Electrochemical Sensors的美国专利申请12/895,168(Chatelier等人)，以上专利申请中的每一个的全文以引用方式并入本文。

血糖算法

如果样品被鉴定为血样，则可对测试电流值执行血糖算法。假定测试条具有与图1A-4B所示相对或相向布置，并且向测试条施加如图7A或图8A所示的电势波，则第一分析物浓度G1可使用如公式(Eq.)14所示的葡萄糖算法计算：

公式14      $G1={\left(\frac{i_r}{i_l}\right)}^p\{{\mathrm{ai}}_2-\mathrm{zgr}\}$

在公式14中，G1为葡萄糖浓度，i₁为第一电流值，i_r为第二电流值，并且i₂为经抗氧化剂校正的电流值，并且p、zgr和a项为经验推导的校正常数。例如，p可为约0.5246；a可为约0.03422；并且zgr可为约2.25。在本发明的一个实施例中，p可在约0.2至约4，并且优选约0.1至约1的范围内。校正因子a针对电化学电池的具体尺寸。

校正因子zgr是用于计算由试剂层产生的典型背景信号。在加入样品之前，电池的试剂层中可氧化物质的存在可引发背景信号。例如，如果在将样品加入测试条之前，试剂层含有少量铁氰化物(例如还原介质)，则所测量的测试电流会有所提高，该提高并不归因于分析物的浓度。因为对于测试条来说，这将造成全部所测量的测试电流出现恒定偏差，故可使用校正因子zgr校正该偏差。与p和a项类似，zgr也可在校正过程期间计算。用于校正测试条批次的示例性方法如美国专利6,780,645中所述，其全文以引用方式并入本文。公式13的推导可见于2005年9月30日提交的名称为“Methodand Apparatus for Rapid Electrochemical Analysis”的未决的美国公布专利申请2007/0074977(美国申请序列11/240,797)，其全文以引用方式并入本文。公式13中的所有测试电流值(例如，i₁、i_r和i₂)使用电流的绝对值。

在一个实施例中，可由第三电流瞬态值计算电流值i_r，并且可由第二电流瞬态值计算电流值i_l。在公式14和随后公式中陈述所有电流值(例如，i_r、i_l和i₂)可使用电流的绝对值。在一些实施例中，电流值i_r、i_l可为电流瞬态值的时间间隔内的电流值的积分、电流瞬态值的时间间隔内的电流值总和、或电流瞬态值的平均或单个电流值与电流瞬态值的时间间隔的乘积。对于电流值的总和，可将从仅两个电流值或至所有电流值的一系列连续电流测量值相加在一起。可根据如下所述计算电流值i₂。

例如，其中分析物测试时间间隔为5秒长，i₁可为5秒长时间段的3.9至4秒的电流总和，并且i_r可为5秒分析物测试时间间隔的4.25至5秒的电流总和，如下文公式15A和15B所示。

公式15A      $i_r=\underset{t=4.25}{\overset{5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right)$

公式15B     $i_l=\underset{t=3.9}{\overset{4}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right)$

通过公式16，可将第一电流瞬态值的电流量值描述为时间的函数。

公式16    $i_{\mathrm{pb}}\left(t\right)=i_{\mathrm{ss}}\{1+2\underset{n=1}{\overset{\∞}{\mathrm{\Σ}}}\exp \left(\frac{-4{\mathrm{\π}}^2{n}^2\mathrm{Dt}}{L^2}\right)\}$

i_ss项施加第二测试电势E₂之后的稳态电流，D为介体的扩散系数，L为隔板的厚度。应该指出的是，在公式16中，t是指施加第二测试电势E₂之后流逝的时间。通过公式17，可将第三电流瞬态值的电流量值描述为时间的函数。

公式17     $i_{\mathrm{pc}}\left(t\right)=i_{\mathrm{ss}}\{1+4\underset{n=1}{\overset{\∞}{\mathrm{\Σ}}}\exp \left(\frac{-4{\mathrm{\π}}^2{n}^2\mathrm{Dt}}{L^2}\right)\}$

由于第三电流瞬态值由第三测试电势E₃产生，第三测试电势E₃与第二测试电势E₂的极性相反并且在第二测试电势E₂之后立即施加第三测试电势E₃，故与公式16中指数项相比，对于公式17中指数项存在两个不同的因子。应该指出的是，在公式17中，t是指施加第三测试电势E₃之后流逝的时间。

可将第二测试电势时间间隔t₂的峰值电流记为i_pb，并且将第三测试电势时间间隔t₃的峰值电流记为i_pc。如果第二峰值电流i_pb和第三峰值电流i_pc均在分别施加第二测试电势E₂和第三测试电势E₃之后相同短时间测量，例如0.1秒，可由公式17减去公式16以得到公式18。

公式18      i_pc-2i_pb=-i_ss

因为已经确定i_pb主要受干扰物的控制，故i_pc可与i_pb一起使用来确定校正因子。例如，如下所示，i_pc可与i_pb在数学函数中一起使用以确定经校正的电流，该电流与葡萄糖成比例并且对干扰物的敏感度较小。

推导公式19以计算电流i₂，该电流i₂与分析物浓度成比例并且具有归因于干扰物的已除去电流的相对分数。

公式19    $i_2=i_r\left(\frac{i_{\mathrm{pc}}-2i_{\mathrm{pb}}+i_{\mathrm{ss}}}{i_{\mathrm{pc}}+i_{\mathrm{ss}}}\right)$

i_pb项表示第二测试电势时间间隔t₂的电流峰值，并且i_pc项表示第三测试电势时间间隔t₃的电流峰值。i_ss项为稳态电流的估计值，稳态电流是预计在不存在持续的化学反应的情况下施加第三测试电势E₃之后较长时间时出现的电流。将i_ss项添加到公式19的分子和分母两者以允许当不存在葡萄糖时分子接近零。用于计算i_ss的方法的一些例子可见于美国专利5,942,102和6,413,410中，以上专利申请中的每一个的全文以引用方式并入本文。使用电流峰值计算生理样品中的干扰物在2006年3月31日提交的名称为“Methods and Apparatus for Analyzing a Sample in the Presence ofInterferents”的美国公布专利申请2007/0227912(美国专利申请序列11/278,341)中有所描述，其全文以引用方式并入本文。

在一个示例性实施例中，经抗氧化剂校正的电流值i₂可根据公式20计算。

公式20    $i_2=i_r\left(\frac{i\left(4.1\right)-2i\left(1.1\right)+i_{\mathrm{ss}}}{i\left(4.1\right)+i_{\mathrm{ss}}}\right)$

在公式20中，i(4.1)为第三电势E₃期间电流的绝对值；i(1.1)为第二电势E₂期间电流的绝对值；并且i_ss为稳态电流。

在一些实施例中，可根据公式21计算i_ss。

公式21    $i_{\mathrm{ss}}=\frac{i\left(5\right)}{1+4e^{-4{\mathrm{\π}}^{2}D/L^2}}$

在公式21中，i(5)为第三电势期间电流的绝对值；π为常数；D为氧化还原物质的扩散系数，并且L为两个电极之间的距离。

在一些实施例中，第二分析物浓度值可基于第一分析物浓度值G1计算。例如，公式22可用于计算第二分析物浓度值G2，第二分析物浓度值G2不强调在低分析物浓度下的动力学校正。

公式22     $G2={(\frac{i_r}{i_l}-\mathrm{AFO})}^{\{p+\mathrm{kG}1\}}\{a{i}_2-\mathrm{zgr}\}$

在公式22中，p可为约0.5246；a可为0.03422；i₂可为经抗氧化剂校正的电流值；AFO可为约2.88；zgr可为约2.25；并且k可为约0.0000124。通过由不对称因子i_r/i₁减去不对称因子偏移AFO并且提高新的较小不对称因子项至依赖分析物浓度的幂项，可不强调在低分析物浓度下的动力学校正的影响。因此，可获得大范围分析物浓度的较高精度。

当没有涂覆试剂的电极作为电压测量的参照电极时，在图7A和7B中示出的例子显示出第一和第二施加电压的极性为负，而第三施加电压为正。然而，如果涂覆试剂的电极作为电压测量的参照电极，所施加电压的极性可与图7A中示出的顺序相反。例如，在图8A和8B的优选实施例中，第一和第二施加电压的极性为正，而第三施加电压的极性为负。在这两个例子中，葡萄糖的计算是相同的，因为在第一和第二施加电压期间，没有涂覆试剂的电极作为阳极，并且在第三施加电压期间，涂覆试剂的电极作为阳极。

此外，如果测试仪确定样品为对照溶液(对血液而言相反)，测试仪就可存储所得的对照样品葡萄糖浓度，使得使用者可分开查看测试样品浓度数据与对照溶液数据。例如，可将对照溶液葡萄糖浓度存储在单独的数据库中，进行标记和/或删除(即不存储或存储较短时间)。

能够识别对照溶液的另一个优势在于，可对测试仪进行编程以使其自动将对照溶液的测试结果(例如葡萄糖浓度)与对照溶液的预期葡萄糖浓度进行比较。例如，可用对照溶液的预期葡萄糖含量对测试仪进行预编程。作为另外一种选择，使用者可输入对照溶液的预期葡萄糖浓度。当测试仪识别出对照溶液时，测试仪可将测量的对照溶液葡萄糖浓度与预期葡萄糖浓度进行比较以确定该测试仪是否正常运行。如果测量的葡萄糖浓度不在预期范围内，则测试仪可输出警告信息以警示使用者。

温度校正

在所述系统和方法的一些实施例中，由于降低来自温度的影响，可将血液温度校正应用于测试电流值以提供具有提高精度的分析物浓度。用于计算经温度校正的分析物浓度的方法可包括测量温度值并计算温度校正值C_T。温度校正值C_T可基于温度值和分析物浓度(例如葡萄糖浓度)。因此，温度校正值C_T然后可用于针对温度校正分析物浓度。

起初，可获得未经温度校正的分析物浓度，例如来自上文公式22的分析物浓度G2。也可测量温度值。可使用结合到测试仪中的热敏电阻器或其它温度读数装置或通过任何数目的其它机制或装置来测量温度。随后，可执行判定以确定温度值T是否大于第一温度阈值T₁。例如，温度阈值T₁可为约15℃。如果温度值T大于15℃，则可应用第一温度函数来确定温度校正值C_T。如果温度值T不大于15℃，则可应用第二温度函数来确定温度校正值C_T。

用于计算温度校正值C_T的第一温度函数可为公式23的形式：

公式23   C_T=+K₉(T-T_RT)+K₁₀G2(T-T_RT)

其中C_T为校正值，K₉为第九常数(例如，-0.866)，T为温度值，T_RT为室温值(例如，22℃)，K₁₀为第十常数(例如，0.000687)，并且G2为分析物浓度。当T约等于T_RT时，C_T为约零。在一些情况下，第一温度函数可被配置成在室温下基本不用校正，使得可在常规环境条件下减少变化。用于计算第二校正值C_T的第二温度函数可为公式24的形式：

公式24   C_T=+K₁₁(T-T_RT)+K₁₂G2(T-T_RT)+K₁₃(T-T₁)+K₁₄G2(T-T₁)

其中C_T为校正值，K₁₁为第十一常数(例如，-0.866)，T为温度值，T_RT为室温值，K₁₂为第十二常数(例如，0.000687)，G2为分析物浓度，K₁₃为第十三常数(例如，-0.741)，T₁为第一温度阈值(例如，约15℃)，并且K₁₄为第十四常数(例如，0.00322)。

在使用公式23计算C_T之后，可执行一对截断函数以确保C_T被限定在预定范围，从而降低异常值的风险。在一个实施例中，C_T可被限制具有-10至+10的范围。例如，可执行判定以确定C_T是否大于10。如果C_T大于10且温度高于阈值(例如15℃)，则将C_T设定为10。如果C_T不大于10，则执行判定以确定C_T是否小于-10。如果C_T小于-10，可将C_T设定为-10。如果C_T为已在-10和+10之间的值，则一般不需要截断。然而，如果温度小于阈值(例如15℃)，则可将C_T的最大值设定为10+0.92(15-T)。

一旦确定C_T，就可计算经温度校正的分析物浓度。例如，可执行判定以确定未经温度校正的分析物浓度(例如，G2)是否小于100mg/dL。如果G2小于100mg/dL，则可使用公式25通过将校正值C_T加上葡萄糖浓度G2计算经温度校正的分析物浓度G3：

公式25    G3=G2+C_T。

如果G2不小于100mg/dL，则可使用公式26通过将C_T除以100，加上1计算经温度校正的分析物浓度G2；然后，乘以分析物浓度G2(这种方法有效地使用C_T作为百分比校正项)：

公式26      G3=G2[1+0.01(C_T)]。

一旦确定分析物浓度，所述分析物浓度根据温度的影响已被校正，可基于样品的填充时间进行另外的校正。

填充时间校正

在一些实施例中，可基于样品的填充时间对分析物浓度进行校正。此类方法的一个例子公开于在2009年12月30日提交的名称为“Systems，Devices and Methods for Improving Accuracy of Biosensors Using Fill Time”的共同未决的专利申请(申请序列12/649,594)(Ronald C.Chatelier和A1astair M.Hodges)，以及在2010年12月17日提交的“systems，Devicesand Methods for Improving Accuracy of Biosensors Using Fill Time”(申请序列12/971,777)(Ronald C.Chatelier和A1astair M.Hodges)中，它们两者全文均以引用方式并入本文。在用于检测样品中分析物浓度的一个可供选择的实施例中，可基于确定的初始填充速度而非确定的填充时间对误差进行校正。此类方法的一个例子公开于在2009年12月30日提交的名称为“Systems，Devices and Methods for Measuring Whole B1ood Haematocrit Basedon Initial Fill Velocity”的共同未决的专利申请(申请序列号12/649,509)(Ronald C.Chatelier、Dennis Rylatt、Linda Raineri和A1astair M.Hodges)中，并且其全文以引用方式并入本文。

在上述校正填充时间的示例性实施例中，可根据填充时间校正经温度校正的分析物浓度G3以根据下文公式27A和27B获得经填充时间校正的分析物浓度值G4。例如，当G3<100mg/dL时，不需要校正，并且G4可为未经校正的G3值。然而，当G3≥100mg/dL时，可使用公式27B结合公式28A、28B和28C校正G3。

公式27A G4=G3  针对G3<100mg/dL

公式27B G4=G3(1+C_FT/100)   针对G3≥100mg/Dl

在公式27B中的校正因子C_FT可根据填充时间(FT)基于一系列FT的阈值计算。例如，使用FT的两个阈值(Th_l和Th₂)，下列公式可用于计算C_FT。

公式28A   如果Th_l<FT<Th₂，则C_FT=FT_f(FT-Th₁)

公式28B   如果FT<Th₁，则C_FT=0

公式28C   如果FT>Th₂，则C_FT=10

在示例性实施例中，阈值Th₁可为约0.2秒，阈值Th₂可为约0.4秒，并且填充时间因子FT_f可为约41。例如，当血液在小于约0.2秒的时间内充满传感器时，该填充行为可被描述为接近于理想情况。小于约0.2秒的填充时间通常当血细胞比容足够低的情况下发生，此时样品的粘度对样品的填充行为具有最小的影响。作为低血细胞比容的结果，多数葡萄糖据信被分成血浆相，此时其可被快速氧化。在这些情况下，基本不需要针对填充时间的影响校正葡萄糖结果，因此可将校正因子设定为零。作为另外一种选择，当样品中的血细胞比容很高时，样品的粘度可影响样品的填充时间。因此，样品可花费比约0.4秒更长的时间来填充传感器。作为高血细胞比容的结果，多数葡萄糖据信被分成红血细胞，并且较低比率的葡萄糖被氧化。在这些情况下，可根据填充时间校正葡萄糖结果。但是，不过度校正葡萄糖值可以是重要的，因此，在示例性实施例中，校正因子可被限制为约10mg／dL血浆葡萄糖的最大值，或该信号的约10％。经经验推导的线性公式可用于随着填充时间在约0.2至约0.4秒的范围内增加而将校正项在约0至约10的范围内增加。

使用时间／储存校正

在本发明的系统和方法的一些实施例中，可将另外的校正因子应用于经填充时间校正的分析物浓度值G4。这个校正因子可用于通过校正使用时间和／或储存条件对传感器性能的影响提供提高的精度。例如，可测量与传感器的物理特性相关联的参数，并且那个参数可用于计算经校正的分析物浓度。在一些实施例中，与传感器的物理特性相关联的参数可为所测量的传感器电容。

所测量的传感器(例如，在上文更详细描述类型的电化学电池)电容，可与传感器的使用时间和／或储存条件有关。作为非限制性例子，在电化学电池制造中使用的粘合剂由隔层缓慢流入到样品反应室中可影响电化学电池电容。当传感器使用时间，例如储存期间，特别在提高的温度下，粘合剂可流入到反应室中且覆盖传感器的参照和／或反电极。例如，粘合剂可引起电极面积减少，这可影响由传感器获得的测量值精度。电极面积的减少也可与传感器电容的降低相关联。因此，所测量的传感器电容可用于计算校正因子，所述校正因子可用于提高使用传感器获得的读数的精度。

在一个示例性实施例中，计算经校正的分析物浓度的方法可包括测量电化学电池的物理特性(例如，电容)并计算校正因子C_c。校正因子C_c可基于所测量的物理特性。因此，校正因子C_c可用于计算经校正的分析物浓度。

起初，可获得分析物浓度，例如上述经填充时间校正的分析物浓度值G4。也可获得所测量的传感器电容，例如，使用上述电容测量方法。随后，可执行判定以确定所测量的电容值C是否小于电容阈值C₁。在一些实施例中，电容阈值C₁可为相同类型传感器的平均或理想电容。如果电容值C小于电容阈值C₁且如果未经校正的(或此前校正的)分析物浓度G4大于分析物浓度阈值G_th，则可使用电容校正函数来确定校正因子C_c。如果电容值C不小于电容阈值C₁和／或如果未经校正的(或此前校正的)分析物浓度G4不大于分析物浓度阈值G_th，则可将校正因子C_c设定为零。例如，在一个实施例中，电容阈值C₁可为约577纳法，并且分析物浓度阈值G_th(例如，葡萄糖浓度)可为约100mg／dL。因此，如果电容值C和／或分析物浓度G4具有预定范围，则可使用电容校正函数确定校正因子C_c，否则可将校正因子C_c设定为零。

当所测量的电容值C小于电容阈值C₁且未经校正的(或此前校正的)分析物浓度G4大于分析物浓度阈值G_th时，用于计算电容校正因子C_c的电容校正函数可为公式29的形式：

公式29   C_c=K_c(C₁-C)

其中C_c为校正因子，K_c为经验推导的常数(例如，0.051)，C₁为电容阈值(例如，577纳法)，并且C为所测量的电容值。

在计算C_c(例如，使用公式29)之后，可执行一对截断函数以确保C_c被限定在预定范围，从而通过限定应用于数据的最大校正来降低异常值的风险。在一个实施例中，如果C_c大于截断值，可将C_c设定为截断值。例如，可执行判定以确定C_c是否大于截断值(例如，5)。如果C_c大于截断值(例如，5)，则可将C_c设定为截断值(例如，5)。如果C_c不大于截断值，则一般不需要截断。

一旦确定C_c，可计算经电容校正的分析物浓度。例如，可执行判定以确定未经校正的(或此前校正的)分析物浓度G4是否小于分析物浓度阈值G_th(例如，100mg／dL，如果分析物为葡萄糖)。如果G4小于分析物浓度阈值G_th则不应用另外的校正。如果G4大于分析物浓度阈值G_th，则可使用公式30通过将C_c除以100，加上1，然后乘以分析物浓度[G]计算经电容校正的葡萄糖浓度(或最终浓度值)G5：

公式30   G5=G4[1+0.01(C_c)]。

一旦确定分析物浓度，所述分析物浓度针对使用时间和／或储存的影响已被校正，可输出分析物浓度，例如，输出到显示器。

如上所述，本发明的系统和方法对于处于葡萄糖浓度阈值之上的葡萄糖浓度可获得至少±10％的精度标准，使得一系列葡萄糖浓度评估中的至少95％产生在参照葡萄糖测量值的10％以内精确的葡萄糖浓度值。在另一个示例性实施例中，该方法对于处于葡萄糖浓度阈值之下的葡萄糖浓度可获得至少±10mg／dL的精度标准，使得一系列葡萄糖浓度评估中的至少95％产生在约10mg／dL的参照葡萄糖测量值以内精确的葡萄糖浓度值。例如，葡萄糖浓度阈值可为约75mg／dL。申请人注意到，本发明的算法和方法可在一系列多于约5,000个分析物浓度评估中且还可在多于约18,000个分析物浓度评估中获得这些精度标准。例如，本发明的系统和方法可符合或超出目前美国食品和药物管理局对于便携侵入式血糖监测系统的精度的标准和建议。

实例1

通过该实例证明了使用上述电流总和时间窗降低葡萄糖浓度测量中不同供者之间的差异。以下实施例中，所述系统包括具有两个相对的电极的传感器，并使预定试剂与在一个电极上干燥的样品反应。提供来自不同供者的多个样品用于分析以测试本文所公开的系统、装置和方法的性能。样品为来自31个供者的10,240个血样，所述供者覆盖37％-45％的血细胞比容范围。使用第一算法测量并分析电流瞬态值，其依赖约1.4秒至约4.0秒i₁和约4.4秒至约5秒i_r的时间窗。还使用上述第二算法测量所测量的电流瞬态值，具体地，根据上文公式15A和15B计算电流值i_r和i_l。使用第一算法的测试结果的标准偏差为约2.83。使用本文所示和所述的第二算法的测试结果的标准偏差为约1.72。当根据公式15A和15B计算电流值i_r和i_l时，这个结果表明意料之外的精度提高。

实例2

通过该实例证明了使用上述电流总和时间窗降低葡萄糖浓度测量中不同性别之间的差异。以下实施例中，所述系统包括具有两个相对的电极的传感器，并使预定试剂与在一个电极上干燥的样品反应。提供来自30个不同供者的多个样品(15名男性和15名女性)用于分析以测试本文所公开的系统、装置和方法的性能。使用第一算法测量并分析电流瞬态值，其包括约1.4秒至约4.0秒i₁和约4.4秒至约5秒i_r的时间窗。还使用上述第二算法测量所测量的电流瞬态值，具体地，根据上文公式15A和15B计算电流值i_r和i_l。

如图9所示，来自女性的血样趋于具有通过YSI2700临床器械获得的参照葡萄糖测量值的更多正偏差(平均偏差=1.6±2.1SD)，并且来自男性的血样趋于具有通过YSI2700临床器械获得的参照葡萄糖测量值的更多负偏差(平均偏差=-2.5±1.9SD)。虽然不限于任何具体理论，据信不同性别之间差异的原因为葡萄糖氧化动力学在男性和女性之间是不同的(或许由于血细胞中葡萄糖流出比率的差异、或血浆粘度的差异)。因此，申请人针对用于确定葡萄糖浓度的电流瞬态值测试了多个时间窗以确定观察差异不明显的时间窗。

产生最佳结果(即，相对于参照葡萄糖测量值最低偏差)的电流瞬态值的时间窗为约3.9秒至约4.0秒i₁的窗(参见上文公式15B)和约4.25秒至约5秒i_r的窗(参见上文公式15A)。如图9所示，与先前的时间窗(即，约1.4秒至约4.0秒i₁和约4.4秒至约5秒i_r)比较，这些新的时间窗降低通过YSI2700临床器械获得的男性和女性供者两者的参照葡萄糖测量值的偏差。具体地，通过YSI2700临床器械获得的参照葡萄糖测量值的偏差降低到0.7±1.6SD的平均偏差(对于来自女性供者的样品)和-0.4±1.7SD的平均偏差(对于来自男性供者的样品)。因此，对于这两种性别，当使用公式15A和15B时，平均偏差接近于零，并且SD偏差更紧密。

实例3

通过该实例证明了使用上述电流总和时间窗降低葡萄糖浓度测量中尿酸盐浓度的干涉作用。以下实施例中，所述系统包括具有两个相对的电极的传感器，并使预定试剂与在一个电极上干燥的样品反应。提供多个样品用于分析以测试本文所公开的系统、装置和方法的性能。使用第一算法测量并分析电流瞬态值，其包括约1.4秒至约4.0秒i₁和约4.4秒至约5秒i_r的时间窗。还使用本文所示和所述的第二算法测量所测量的电流瞬态值，具体地，根据公式15A和15B计算电流值i_r和i_l。针对具有65、240或440mg／dL的靶血浆葡萄糖水平的样品，确定通过YSI2700临床器械获得的参照葡萄糖测量值的偏差。将这些数据对尿酸盐浓度作图，所述尿酸盐被掺入到正常血细胞比容的血液中。计算每条线的斜率。低斜率表明尿酸盐的低干涉作用。如下文表1所示，第一算法的偏差更加高于上述第二算法的偏差。更具体地，根据公式15A和15B计算的电流值i_r和i_l意外地表明对血液中尿酸盐敏感度比第一算法小5—13倍。

表1

实例4

通过该实例证明了本文所公开的对于具有高血细胞比容血液的填充时间校正算法的效果。以下实施例中，所述系统包括具有两个相对的电极的传感器，并使预定试剂与在一个电极上干燥的样品反应。提供多个样品用于分析以测试本文所公开的系统、装置和方法的性能。样品为包含约15％至约70％的范围内血细胞比容的血样。本文所公开的算法可补偿血液的缓慢填充并且可精确地报导在与70％一样大的血细胞比容中的葡萄糖。这对新生儿测试的结果具有影响，新生儿在出生后的第一个16小时内可具有非常高的血细胞比容。通过YSI2700临床器械获得的参照葡萄糖测量值的葡萄糖偏差对血细胞比容作图。该数据最佳拟合线的斜率指示依赖血细胞比容的葡萄糖响应。低斜率是更理想的。当使用新的时间窗(具体地，根据上文公式15A和15B计算的电流值i_r和i_l)分析用15-70％血细胞比容血液获得的数据时，则偏差对血细胞比容的曲线图的斜率为-0.0278。当所述分析包括上述填充时间校正时，则斜率降低到-0.0098。申请人意外地发现上述填充时间校正降低依赖血细胞比容的葡萄糖响应，因子为2.8。

实例5

通过该实例证明了当使用根据本发明的电容校正算法时提高测试条储存寿命。通常在两个电极之间用热熔性粘合剂制备测试条。如果将传感器长时间储存在高温处，该粘合剂可缓慢流动且部分地覆盖电极。这将降低施加电压时所测量的电流。然而，随着电极面积减小，所测量的电容值也将减小。电容的变化可用于校正葡萄糖响应，如上文公式所述。

偏差对储存时间的曲线图可用于估计产品的储存寿命(通过注意拟合线与误差量极限中的一个相交处的时间)。上述电容校正仅影响高葡萄糖人群(>100mg／dL)。

实际上，较低的斜率趋于与较大的储存寿命相关联。当不使用电容校正时，偏差对储存时间的曲线图的斜率为-0.0559。然而，当针对电容的变化校正数据时，偏差对储存时间的曲线图的斜率降低至-0.0379。因此，当使用上述电容校正算法校正电容的变化时，所述产品将具有比传感器使用时间长大约50％的储存寿命。

实例6

通过该实例证明了由上述校正算法得到更高的总体精度。以下实施例中，所述系统包括具有两个相对的电极的传感器，并使预定试剂与在一个电极上干燥的样品反应。提供来自不同供者的多个样品用于分析以测试本文所公开的系统、装置和方法的性能。数据集包括由下列组成的18,970个葡萄糖测定：

·来自稳定性试验的7,460个测定(用掺入到50、250和500mg／dL血浆葡萄糖的正常血细胞比容血液测试在30℃／65％RH下储存1—18个月的6个测试条批次)，

·在5-45℃之间进行来自温度试验的5,179个测定(用正常血细胞比容血液测试)，和

·来自血细胞比容试验的6,331个测定(15-70％血细胞比容)。

使用上述算法分析来自这些测定的数据。对该“挑战性超集”拟合全算法产生下列拟合参数，其在上文所公开的公式中讨论：

表2

用添加每个方面的算法进行的传感器性能的逐步提高如下文表3所示。将上述庞大的数据集(G1)：首先仅用新的时间窗，然后用用于校正G1的填充时间，接着用用于校正先前结果的电容，再用用于校正先前结果的AF偏移(“AFO”)，并且最后用添加其中(以产生全算法)的依赖葡萄糖的幂项拟合。完成此步以表明由每步算法提供的增量改善。在结果中获得G>75mg／dL的主要变化。性能的提高参见所述算法的每一步。RMS偏差为所计算的当量血浆葡萄糖和所测量的参照值之间的均方根偏差。该偏差相对于参照葡萄糖浓度表达为G(mg／dL)<75mg／dL，并且G(％)>75mg／dL。P10是指在10mg／dL或参照值的10％以内的葡萄糖结果百分比。

表3

设计“不对称因子偏移”和“依赖葡萄糖的幂项”以克服在低葡萄糖处的较小正偏差和在高葡萄糖处的较小负偏差的趋势。将该非理想行为常规地视为偏差对参照血浆葡萄糖作图时的负斜率。在算法中添加“不对称因子偏移”和“依赖葡萄糖的幂项”降低26％负斜率。当葡萄糖水平大于80mg／dL时，这个变化足以在参照血浆葡萄糖值的10％以内输出额外1.55％百分点。

数据集分解结果在表4中示出。在每一种情况下，P10>95％，其符合美国糖尿病协会的优选性能标准。

表4

所述结果也以图示的方式存在于图10—14中，以允许评估没有落在10mg／dL或参照血浆葡萄糖值的10％以内的异常值。图10—12示出对参照葡萄糖、血细胞比容和温度作图的全数据集。图13—14示出分割为G<75mg／dL和G>75mg／dL的稳定性数据。

虽然已经以具体的变型和示例性附图描述了本发明，但本领域的技术人员将认识到本发明不限于所描述的变型或附图。此外，凡是上述的方法和步骤指示以某种顺序发生某些事件的，本领域的技术人员也都将认识到某些步骤的顺序可被修改，并且这样的修改是根据本发明的变型进行的。另外，所述步骤中的某些在可能的情况下可在并行过程中同时执行，以及按如上所述按顺序执行。因此，本专利旨在涵盖本发明的变型，只要这些变型处于在权利要求中出现的本发明公开的实质内或与本发明等同。本文引述的所有出版物和参考文献均明确地以引用方式全文并入本文中。

Claims (75)

1.一种确定样品中分析物浓度的方法，所述方法包括：

检测包括分析物的样品，所述分析物被引入到电化学传感器，所述电化学传感器包括间隔配置的两个电极；

使所述分析物反应以引起所述分析物在所述两个电极之间的物理转化；

在离散间隔处测量电流输出以推导所述传感器中样品的填充时间和所述具有样品的传感器的电容；

由所述电流输出确定第一分析物浓度值；

由所述电流输出和所述第一分析物浓度值计算第二分析物浓度值；

根据温度的影响校正所述第二分析物浓度值以提供第三分析物浓度值；

校正作为所述传感器填充时间的函数的所述第三分析物浓度值以提供第四分析物浓度值；以及

校正作为所述电容的函数的所述第四分析物浓度值以提供最终分析物浓度值。

2.一种获得提高的测试条精度的方法，所述方法包括：

提供一批每个测试条均具有两个电极的测试条，所述两个电极被设置在它们之间的试剂间隔开；

将包含分析物的参照浓度的参照样品引入到该批测试条中的每一个；

使所述分析物反应以引起所述分析物在所述两个电极之间的物理转化；

在离散间隔处测量电流输出以推导进入所述传感器中的样品的填充时间和所述具有样品的传感器的电容；

由所述电流输出确定第一分析物浓度值；

由所述电流输出和所述第一分析物浓度计算第二分析物浓度值；

根据温度的影响校正所述第二分析物浓度值以提供第三分析物浓度值；

校正作为所述传感器填充时间的函数的所述第三分析物浓度值以提供第四分析物浓度值；以及

校正作为所述电容的函数的所述第四分析物浓度值以提供该批测试条中的每一个的最终分析物浓度值，使得该批测试条的最终分析物浓度值中的至少95%在所述参照分析物浓度的10%以内。

3.根据权利要求1或权利要求2中的一项所述的方法，其中在离散间隔处测量的所述电流输出包括第一电流总和i _r 以及第二电流总和i _l ，其中：

并且

其中i(t)为在时间t处测量的电流的绝对值。

4.根据权利要求3所述的方法，其中所述确定第一分析物浓度值的步骤包括用以下形式的公式计算分析物浓度G1：

其中p为约0.5246；a为约0.03422；i ₂ 为经抗氧化剂校正的电流值；并且zgr为约2.25。

5.根据权利要求3所述的方法，其中所述计算第二分析物浓度值的步骤包括用以下形式的公式计算分析物浓度G2：

其中p为约0.5246；a为约0.03422；i ₂ 为经抗氧化剂校正的电流值；AFO为约2.88；zgr为约2.25；并且k为约0.0000124。

6.根据权利要求1或权利要求2中的一项所述的方法，其中所述第三分析物浓度值包括每当环境温度大于第一温度阈值时对所述第二分析物浓度值的第一温度校正，以及每当所述环境温度小于或等于所述第一温度阈值时的第二温度校正。

7.根据权利要求1或权利要求2中的一项所述的方法，其中所述校正作为传感器填充时间的函数的第三分析物浓度值的步骤包括基于所述填充时间计算填充时间校正因子，其中：当所述填充时间小于第一填充时间阈值时，所述填充时间校正因子为约零；当所述填充时间大于所述第一填充时间阈值且小于第二填充时间阈值时，基于所述填充时间计算所述填充时间校正因子；并且当所述填充时间大于所述第二填充时间阈值时，所述填充时间校正因子为恒定值。

8.根据权利要求7所述的方法，其中所述第一填充时间阈值为约0.2秒，并且所述第二填充时间阈值为约0.4秒。

9.根据权利要求8所述的方法，其中当所述第三分析物浓度值小于约100mg/dL时，所述第四分析物浓度值等于所述第三分析物浓度值；并且当所述第三分析物浓度值大于约100mg/dL时，所述第四分析物浓度值为所述第三分析物浓度值与所述填充时间校正因子的偏移的乘积。

10.根据权利要求1或权利要求2中的一项所述的方法，其中当所述第四分析物浓度值小于第一浓度阈值时，将所述最终分析物浓度值设定为等于所述第四分析物浓度值。

11.根据权利要求1或权利要求2中的一项所述的方法，其中当所述第四分析物浓度值大于第一浓度阈值时，所述最终分析物浓度值为电容校正因子和所述第四分析物浓度值的乘积，当所述电容小于第一电容阈值时，所述最终分析物浓度值的电容校正因子基于所测量的电容，并且当所计算的电容校正因子大于设定值时，将所述电容校正因子设定为最大值。

12.一种分析物测量装置，包括：

外壳；

测试条端口连接器，所述测试条端口连接器安装在所述外壳上并且被配置成容纳分析物测试条；以及

设置在所述外壳中的微处理器，所述微处理器连接至所述测试条端口连接器、电源和存储器，使得当具有沉积在测试条的测试室中的样品的分析物测试条联接到测试条端口时，所述分析物在所述两个电极之间发生反应，并且提供基于所述分析物反应期间以离散间隔测量的输出电流值的第一分析物浓度估计值G1、基于所述分析物反应期间以离散间隔测量的输出电流值的第二分析物浓度估计值G2、得自所述第二分析物浓度值G2的经温度校正的分析物浓度值G3、得自所述第三分析物浓度G3的经样品填充时间校正的分析物浓度值G4、以及得自所述经样品填充时间校正的分析物浓度值G4的经测试条电容校正的最终浓度值G5。

13.根据权利要求12所述的装置，其中所述离散间隔包括约3.9秒至约4秒的第一间隔和约4.25秒至约5秒的第二间隔，所述第一间隔和第二间隔从样品沉积在所述测试室中的时间开始测量，使得以所述第一间隔和第二间隔测量的输出电流值包括第一电流总和i_r和第二电流总和i_l，其中

并且

其中i(t)为在时间t处测量的电流的绝对值。

14.根据权利要求13所述的装置，其中所述第一分析物浓度值G1为以下形式的公式的电流值推导结果：

其中p为约0.5246；a为约0.03422；i ₂ 为经抗氧化剂校正的电流值；并且zgr为约2.25。

15.根据权利要求13所述的装置，其中所述第二分析物浓度值G2为以下形式的公式的推导结果：

其中p为约0.5246；a为约0.03422；i ₂ 为经抗氧化剂校正的电流值；AFO为约2.88；zgr为约2.25；并且k为约0.0000124。

16.根据权利要求14或权利要求15中的一项所述的装置，其中i₂进一步地为以下形式的公式：

其中i(4.1)为第三电势期间电流的绝对值；i(1.1)为第二电势期间电流的绝对值；并且i_ss为稳态电流。

17.根据权利要求14或权利要求15中的一项所述的装置，其中i_ss为以下形式的公式：

其中i(5)为第三电势期间电流的绝对值；π为常数；D为氧化还原物质的扩散系数，并且L为所述两个电极之间的距离。

18.根据权利要求12所述的装置，其中通过基于填充时间的填充时间校正因子校正所述经温度校正的分析物浓度值G3，当所述填充时间小于第一填充时间阈值时，所述填充时间校正因子为约零，并且当所述填充时间大于所述第一填充时间阈值且小于第二填充时间阈值时，基于所述填充时间计算所述填充时间校正因子，并且当所述填充时间大于所述第二填充时间阈值时，所述填充时间校正因子为恒定值。

19.根据权利要求19所述的装置，其中所述第一填充时间阈值为约0.2秒，并且所述第二填充时间阈值为约0.4秒。

20.根据权利要求18所述的装置，其中所述经温度校正的分析物浓度值G3包括每当环境温度大于第一温度阈值时对所述第二分析物浓度值G2的第一温度校正，以及每当所述环境温度小于或等于所述第一温度阈值时的第二温度校正。

21.根据权利要求20所述的装置，其中当所述经温度校正的浓度值G3小于约100mg/dL时，所述经填充时间校正的分析物浓度值G4为所述经温度校正的浓度值G3，并且当所述经温度校正的浓度值G3大于约100mg/dL时，所述经填充时间校正的浓度值G4为根据所述填充时间校正因子的第三分析物浓度值的百分比增加。

22.根据权利要求12所述的装置，其中当所述经样品填充时间校正的分析物浓度值G4小于第一浓度阈值时，将所述经测试条电容校正的最终浓度值G5设定为等于所述第四分析物浓度值。

23.根据权利要求12所述的装置，其中当所述经样品填充时间校正的分析物浓度值G4大于第一浓度阈值时，所述经测试条电容校正的最终浓度值G5为电容校正因子和所述经样品填充时间校正的分析物浓度值G4的乘积，所述最终分析物浓度值G5的电容校正因子当电容小于第一电容阈值时基于所测量的电容，并且当所计算的电容校正因子大于设定值时，将所述电容校正因子设定为最大值。

24.一种分析物测量系统，包括：

多个测试条，每个测试条具有在测试室中间隔开的至少两个电极和设置在它们之间以容纳包含分析物的样品的试剂；和

分析物测量装置，所述分析物测量装置包括：

具有连接器的测试条端口，所述连接器被配置成与每个测试条的相应电极配合；以及

微处理器，所述微处理器联接到所述测试条端口，并且当参照样品沉积在所述多个测试条中的每一个的测试室中时，所述微处理器被配置成用每个测试条的电极测量电流、测试条电容和样品填充时间，并且基于所述电流、样品填充时间和所述测试条电容确定最终分析物浓度，使得来自该批测试条的最终分析物浓度值中的一部分在分析物阈值之上的分析物参照值的10%以内。

25.根据权利要求24所述的系统，其中所述微处理器被配置成使得当所述多个测试条中的分析物测试条联接到具有沉积在其中的样品的所述测试条端口时，所述样品中的分析物在所述两个电极之间发生反应，以提供基于以离散间隔测量的输出电流值的第一分析物浓度估计值G1、基于以离散间隔测量的输出电流值的第二分析物浓度估计值G2、得自所述第二分析物浓度值G2的经温度校正的分析物浓度值G3、得自所述第三分析物浓度的经样品填充时间校正的分析物浓度值G4、以及得自所述经样品填充时间校正的分析物浓度值G4的经测试条电容校正的最终浓度值G5。

26.根据权利要求25所述的系统，其中所述离散间隔包括约3.9秒至约4秒的第一间隔和约4.25秒至约5秒的第二间隔，所述第一间隔和第二间隔从样品沉积在所述测试室中的时间开始测量，其中以所述第一间隔和第二间隔测量的输出电流值包括第一电流总和i_r以及第二电流总和i_l，其中：

并且

其中i(t)为在时间t处测量的电流的绝对值。

27.根据权利要求26所述的系统，其中所述第一分析物浓度值G1为以下形式的公式的电流值推导结果：

其中p为约0.5246；a为约0.03422；i ₂ 为经抗氧化剂校正的电流值；并且zgr为约2.25。

28.根据权利要求26所述的系统，其中所述第二分析物浓度值G2为以下形式的公式的推导结果：

其中p为约0.5246；a为约0.03422；i ₂ 为经抗氧化剂校正的电流值；AFO为约2.88；zgr为约2.25；并且k为约0.0000124。

29.根据权利要求27或权利要求28中的一项所述的系统，其中i2进一步地为以下形式的公式：

其中i(4.1)为第三电势期间电流的绝对值；i(1.1)为第二电势期间电流的绝对值；并且i_ss为稳态电流。

30.根据权利要求27或权利要求28中的一项所述的系统，其中i _ss 为以下形式的公式：

其中i(5)为第三电势期间电流的绝对值；π为常数；D为氧化还原物质的扩散系数，并且L为所述两个电极之间的距离。

31.根据权利要求27所述的系统，其中通过基于填充时间的填充时间校正因子校正所述经温度校正的分析物浓度值G3，当所述填充时间小于第一填充时间阈值时，所述填充时间校正因子为约零，并且当所述填充时间大于所述第一填充时间阈值且小于第二填充时间阈值时，基于所述填充时间计算所述填充时间校正因子，并且当所述填充时间大于所述第二填充时间阈值时，所述填充时间校正因子为恒定值。

32.根据权利要求27所述的系统，其中所述经温度校正的分析物浓度值G3包括每当环境温度大于第一温度阈值时对所述第二分析物浓度值G2的第一温度校正，以及每当所述环境温度小于所述第一温度阈值时的第二温度校正。

33.根据权利要求27所述的系统，其中当所述经样品填充时间校正的分析物浓度值G4小于第一浓度阈值时，将所述经测试条电容校正的最终浓度值G5设定为等于所述第四分析物浓度值。

34.根据权利要求25所述的系统，其中当所述经样品填充时间校正的分析物浓度值G4大于第一浓度阈值时，所述经测试条电容校正的最终浓度值G5为电容校正因子和所述经样品填充时间校正的分析物浓度值G4的乘积，当所述电容小于第一电容阈值时，所述最终分析物浓度值的电容校正因子基于所测量的电容，并且当所计算的电容校正因子大于设定值时，将所述电容校正因子设定为最大值。

35.一种确定样品中分析物浓度的方法，所述方法包括：

将包括分析物的样品引入到电化学传感器，所述电化学传感器包括间隔配置的两个电极；

使所述分析物反应以引起所述分析物在所述两个电极之间的物理转化；

确定所述分析物的浓度；

其中所述方法对于高于分析物浓度阈值的分析物浓度实现至少± 10%的精度标准，使得一系列分析物浓度评估中的至少95%产生在参照分析物测量值的10%以内精确的分析物浓度值。

36.根据权利要求35所述的方法，其中所述方法对于低于所述分析物浓度阈值的分析物浓度实现至少± 10mg/dL的精度标准，使得一系列分析物浓度评估中的至少95%产生在参照分析物测量值的约10mg/dL以内精确的分析物浓度值。

37.根据权利要求35所述的方法，其中所述分析物浓度阈值为约75mg/dL。

38.根据权利要求35所述的方法，其中所述精度标准是在一系列多于约5,000个分析物浓度评估中获得的。

39.根据权利要求35所述的方法，其中所述精度标准是在一系列多于约18,000个分析物浓度评估中获得的。

40.根据权利要求35所述的方法，其中所述方法减少不同供者之间和不同性别之间的分析物浓度确定的变化。

41.根据权利要求35所述的方法，其中所述方法降低尿酸盐浓度对所述分析物浓度确定的干涉作用。

42.根据权利要求35所述的方法，其中所述确定分析物浓度的步骤包括校正所述样品的填充时间、所述电化学电池的物理特性、所述样品的温度、所述电化学传感器的温度和葡萄糖反应动力学中的一个或多个的步骤。

43.根据权利要求42所述的方法，其中所述校正葡萄糖反应动力学的步骤包括：

计算第一分析物浓度，以及

计算取决于所述第一分析物浓度的第二分析物浓度，使得所述校正葡萄糖反应动力学的量值与所述第一分析物浓度的量值成比例。

44.根据权利要求42所述的方法，其中所述电化学传感器的物理特性与所述电化学传感器的使用时间和所述电化学传感器的储存条件中的至少一个相关。

45.根据权利要求35所述的方法，其中所述分析物的反应产生电活性物质，所述电活性物质通过所述两个电极作为电流测量。

46.根据权利要求35所述的方法，其中所述两个电极具有相背的取向。

47.根据权利要求35所述的方法，其中所述两个电极具有面对的取向。

48.根据权利要求35所述的方法，其中所述电化学传感器包括葡萄糖传感器。

49.根据权利要求35所述的方法，其中所述电化学传感器包括免疫传感器。

50.根据权利要求35所述的方法，其中所述样品包括血液。

51.根据权利要求35所述的方法，其中所述样品包括全血。

52.一种测量样品中经校正的分析物浓度的方法，所述方法包括：

在电化学传感器中检测所述样品的存在，所述电化学传感器包括两个电极；

使分析物反应以引起所述分析物的物理转化；

确定所述样品中第一分析物浓度；以及

基于所述第一分析物浓度和一个或多个校正因子计算经校正的分析物浓度。

53.根据权利要求52所述的方法，其中所述一个或多个校正因子是根据所述样品的填充时间、所述电化学传感器的物理特性、所述样品的温度和所述电化学传感器的温度中的至少一个计算的。

54.根据权利要求52所述的方法，其中所述电化学传感器的物理特性与所述电化学传感器的使用时间和所述电化学传感器的储存条件中的至少一个相关。

55.根据权利要求52所述的方法，还包括校正葡萄糖反应动力学。

56.根据权利要求55所述的方法，其中校正葡萄糖反应动力学包括计算取决于所述第一分析物浓度的第二分析物浓度，使得所述校正葡萄糖反应动力学的量值与所述第一分析物浓度的量值成比例。

57.根据权利要求52所述的方法，其中所述方法实现至少± 10%的精度标准，使得一系列分析物浓度评估中的至少95%产生在参照分析物测量值的10%以内精确的分析物浓度值。

58.根据权利要求52所述的方法，其中所述分析物的反应产生电活性物质，所述电活性物质通过所述两个电极作为电流测量。

59.根据权利要求52所述的方法，其中所述两个电极具有相背的取向。

60.根据权利要求52所述的方法，其中所述两个电极具有面对的取向。

61.一种电化学系统，包括：

电化学传感器，所述电化学传感器包括被配置成与测试仪配合的电触头，所述电化学传感器包括：

间隔关系的第一电极和第二电极，和

试剂；和

包括处理器的测试仪，所述处理器被配置成在向所述测试条施加电压时从所述电化学传感器接收电流数据，并且所述处理器还被配置成基于所计算的分析物浓度以及所述样品的填充时间、所述电化学传感器的物理特性、所述样品的温度、所述电化学传感器的温度和葡萄糖反应动力学中的一个或多个确定经校正的分析物浓度。

62.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述测试仪包括包含分析物浓度阈值和与所述样品的填充时间、所述电化学传感器的物理特性、所述样品的温度、所述电化学传感器的温度和葡萄糖反应动力学中的一个或多个相关的多个阈值的数据存储。

63.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述系统对于处于分析物浓度阈值之上的分析物浓度实现至少± 10%的精度标准，使得一系列分析物浓度评估中的至少95%产生在±参照分析物测量值的10%以内精确的分析物浓度内的分析物浓度值。

64.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述系统对于处于所述分析物浓度阈值之下的分析物浓度实现至少± 10mg/dL的精度标准，使得一系列分析物浓度评估中的至少95%产生在参照分析物测量值的约10mg/dL以内精确的分析物浓度值。

65.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述分析物浓度阈值为约75mg/dL。

66.根据权利要求61所述的电化学系统，还包括被配置成加热所述电化学传感器的至少一部分的加热元件。

67.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述电化学传感器包括葡萄糖传感器。

68.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述电化学传感器包括免疫传感器。

69.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述电化学传感器、所述测试仪和所述处理器中的至少一个被配置成测量所述样品的温度。

70.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述分析物包括C-反应蛋白。

71.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述分析物包括葡萄糖。

72.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述样品包括血液。

73.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述样品包括全血。

74.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述第一电极和第二电极具有相背的取向。

75.根据权利要求61所述的电化学系统，其中所述第一电极和第二电极具有面对的取向。

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