CN104661593B - 用于测定对血细胞比容不敏感的葡萄糖浓度的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明描述了以下方法和系统，其将多个测试电压施加到测试条并至少测量所述测试条的测试室中的电化学反应所产生的电流瞬态输出，使得可测定大体对所述体液样本中的可影响所述葡萄糖浓度的精确度和准确性的其他物质不敏感的葡萄糖浓度。

Description

用于测定对血细胞比容不敏感的葡萄糖浓度的系统和方法
优先权
根据35 USC§120的规定，本专利申请作为部分继续申请，要求于2012年9月28日在先提交的美国专利申请S.N.13/630,334(代理人案卷号CIL5031USNP)的优先权权益，所述在先提交的申请通过本专利申请对其进行引用而并入，如同在本文完全地阐述。
背景技术
生理流体(例如血液或血液衍生产品)中的分析物检测对于当今社会的重要性日益增加。分析物检测分析法发现用于多种应用中，包括临床实验室测试、家庭测试等，其中此类测试结果在对多种病症的诊断和管理中发挥着重要作用。所关注的分析物包括用于糖尿病管理的葡萄糖、胆固醇等等。响应于分析物检测的此重要性日益增加，已开发了多种用于临床和家庭的分析物检测方案和装置。
对于分析物检测所采用的一种方法是电化学方法。在此类方法中，含水液体样本被放入电化学室中的样本接收室中，该电化学室包括两个电极，例如反电极和工作电极。容许分析物与氧化还原试剂反应以形成其量对应于分析物浓度的可氧化(或可还原)的物质。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)物质的量与初始样本中存在的分析物的量相关。
此类系统易受各种类型的低效率和/或误差的影响。例如，血细胞比容或其他物质可影响方法的结果。
发明内容
本人设计了各种技术，以允许生物传感器系统或其部件中的至少一些从流体样本得出大体对诸如血细胞比容或在葡萄糖浓度测定中影响电化学反应的任何其他因子之类的物质不敏感的精确且准确的葡萄糖浓度。
在一个方面，提供了采用葡萄糖测量系统确定血糖浓度的方法。该系统包括具有生物传感器分析仪的生物传感器。测试仪具有微控制器，该微控制器被配置成对测试条施加多个测试电压并至少测量由测试条的测试室中的电化学反应所产生的电流瞬态输出。该方法可通过以下步骤实现：将测试条插入测试仪的条端口连接器中，以将耦合到测试条的测试室的至少两个电极连接到条测量电路；在样本沉积后启动测试序列，其中该启动包括：在第一持续时间内将大约地电势的第一电压施加到测试室；在第一持续时间后的第二持续时间内将第二电压施加到测试室；在第二持续时间后的第三持续时间内将第二电压改变为不同于第二电压的第三电压；在第三持续时间后的第四持续时间内将第三电压切换为不同于第三电压的第四电压；在第四持续时间后的第五持续时间内将第四电压变更为不同于第四电压的第五电压；在第五持续时间后的第六持续时间内将第五电压调整为不同于第五电压的第六电压；在第六持续时间后的第七持续时间内将第六电压改变为不同于第六电压的第七电压；测量如下至少一者：在接近第二和第三持续时间的第一间隔期间来自测试室的第一电流瞬态输出；在接近第五持续时间的第二间隔期间的第二电流瞬态输出；在接近第六持续时间的第三间隔期间的第三电流瞬态输出；在接近第六和第七持续时间的第四间隔期间的第四电流瞬态输出；在接近第七持续时间的第五间隔期间的第五电流瞬态输出；和在接近第七持续时间的第六间隔期间的第六电流瞬态输出；以及由第一、第二、第三、第四、第五和第六电流瞬态输出中的至少一者计算样本的葡萄糖浓度。
在另一方面，提供了以葡萄糖测量系统测定血糖浓度的方法。该系统包括测试条和测试仪。分析仪具有微控制器，该微控制器被配置成对测试条施加多个测试电压并至少测量由测试条的测试室中的电化学反应所产生的电流瞬态输出。该方法可通过以下步骤实现：将耦合到生物传感器的测试室的至少两个电极连接到测量电路；在样本沉积后启动测试序列，其中该启动包括：在第一持续时间内将大约零电压电势施加到测试室；在第一持续时间后的多个持续时间内将多个电压驱动到测试室，其中在一个持续时间内的大约一毫伏的电压与在该一个持续时间后的另一个持续时间内的另一个电压极性相反，使得极性的变化产生测试室的电流输出瞬态的多个拐折；测量电流输出瞬态的幅度，其中电流的至少两个幅度接近由多个电压中的极性的变化所引起的电流瞬态的相应拐折；以及由来自测量步骤的电流瞬态的幅度计算样本的葡萄糖浓度。
在又一方面，提供了包括至少一个分析物测试条和分析物测试仪的血糖测量系统。至少一个分析物测试条包括基底，该基底具有设置在其上的试剂；和至少两个电极，该至少两个电极接近测试室中的试剂。分析物测试仪包括被设置成连接到两个电极的条端口连接器、功率源和微控制器。微控制器电耦合到条端口连接器和功率源，使得当将测试条插入条端口连接器中并将血液样本沉积在测试室中以用于血液样本中的葡萄糖的化学转化时，通过微控制器由因施加电压所引起的来自测试室的第一、第二、第三、第四、第五或第六电流瞬态输出中的至少一者测定血液样本的葡萄糖浓度。
并且对于这些方面，也可以与这些之前公开的方面或与彼此的各种组合来利用下列特征以得出本发明的各种排列。例如，多个电压可包括幅度相同但极性相反的两个电压；并且测量可包括在接近电流瞬态衰减的间隔期间对电流瞬态衰减的电流瞬态输出求和；多个持续时间可包括第一持续时间后的第二、第三、第四、第五、第六和第七持续时间；多个电压可包括与第三、第五和第七电压极性相反且与第四和第六电压极性相同的电压；第二至第七电压中的每一者可包括约一毫伏；或测量可包括在如下时间内对电流瞬态取样：(a)接近第二持续时间期间的输出电流瞬态的拐折的第一间隔、(b)所施加电压的第五持续时间期间的第二间隔、(c)所施加电压的第六持续时间期间的第三间隔、(d)与所施加电压的第六持续时间期间的第三间隔重叠的第四间隔、(e)第七持续时间期间的第五间隔；以及(f)第七持续时间期间的第六间隔。
并且对于这些方面，也可以与这些之前公开的方面或与彼此的各种组合来利用下列特征以得出本发明的各种排列。例如，第二电压可包括与第三、第五和第七电压极性相反且与第四和第六电压极性相同的电压；第二至第七电压中的每一者可包括约一毫伏；计算可包括利用下述形式的公式：
其中：G代表葡萄糖浓度；
Ia可包括在接近第二持续时间期间的输出电流瞬态的拐折的第一间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
Ib可包括在施加电压的第五持续时间期间的第二间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
Ic可包括在施加电压的第六持续时间期间的第三间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
Id可包括在与施加电压的第六持续时间期间的第三间隔重叠的第四间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
Ie可包括在第七持续时间期间的第五间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；以及
If可包括在第七持续时间期间的第六间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
x1≈1.096e0；
x2≈7.943e-1；
x3≈6.409e-2；
x4≈4.406e0；
x5≈5.087e-3；
x6≈3.936e-3；
x7≈1；
x8≈3.579e1；
x9≈1；
x10≈1；
x11≈1；
x12≈1；
x13≈1。
在本公开的前述方面中，可通过电子电路或处理器来执行确定步骤、估计步骤、计算步骤、运算步骤、导出步骤和/或使用步骤(可能结合公式)。这些步骤还可作为存储在计算机可读介质上的可执行指令被实施；所述指令在由计算机执行时可执行上述方法中的任何一个的步骤。
在本公开的附加方面，存在计算机可读介质，每个介质包括可执行指令，所述可执行指令在由计算机执行时执行上述方法中的任何一个的步骤。
在本公开的附加方面，存在诸如测试仪或分析物测试装置之类的装置，每个装置或测试仪包括被配置成执行上述方法中的任何一个的步骤的电子电路或处理器。
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
并入本文并且构成本说明书的一部分的附图目前示意性地示出本发明的优选实施例，并且与上面所给定的一般描述和下面所给定的详细描述一并起到解释本发明的特征的作用(其中相同的标号表示相同的元件)。
图1A示出了优选的血糖测量系统。
图1B示出了设置在图1A的仪表中的各种元件。
图1C示出了适用于本文所公开的系统和方法的组装测试条的透视图。
图1D示出了适用于本文所公开的系统和方法的未组装测试条的分解透视图；
图1E示出了适用于本文所公开的系统和方法的测试条的近侧部分的扩展透视图；
图2为本文所公开的测试条的一个实施例的底部平面视图；
图3为图2中测试条的侧平面视图；
图4A为图3中测试条的顶部平面视图；
图4B为图4A中测试条的近侧部分的部分侧视图；
图5为示出与本文所公开的测试条的部分电连接的测试仪的简化示意图；
图6A为在测试序列期间施加到生物传感器的输入电势和来自生物传感器的输出电流的曲线图；
图6B为曲线图，示出了随时间变化的电流与葡萄糖(实线)以及电流与血细胞比容(虚线)之间的相关性；
图7为本文所述技术的示例性逻辑流程图；
图8为来自我为获得更准确葡萄糖浓度的初始尝试的结果的图示；
图9A示出了与参考葡萄糖浓度相比的各种测得的葡萄糖浓度的葡萄糖浓度偏差；
图9B示出了与参考血细胞比容值相比的小于75mg/dL的各种测得的葡萄糖浓度的幅度偏差；
图9C示出了与参考血细胞比容值相比的等于或大于75mg/dL的各种测得的葡萄糖浓度的百分比偏差。
图10示出了与参考值相比的示例性技术的性能。
具体实施方式
应结合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。此说明将清楚地使得本领域的技术人员能够制备和使用本发明，并且描述了本发明的多个实施例、改型、变型、替代形式和用途，包括目前据信是实施本发明的最佳模式。
如本文所用，针对任何数值或范围的术语“约”或“大约”指示允许部件的部分或集合执行如本文所述的其指定用途的适当的尺寸公差。更具体地讲，“约”或“近似”可指列举数值的值±40％的范围，例如“约90％”可指81％至99％的数值范围。如本文所用，术语“振荡信号”包括分别改变极性、或交替电流方向、或为多向的电压信号或电流信号。还如本文所用，短语“电信号”或“信号”旨在包括直流信号、交替信号或电磁谱内的任何信号。术语“处理器”；“微处理器”；或“微控制器”旨在具有相同的含义并且旨在可互换使用。另外，如本文所用，术语“患者”、“宿主”、“用户”和“受检者”是指任何人或动物受检者，并非旨在将系统或方法局限于人类使用，但本主题发明在人类患者中的使用代表着优选的实施例。如本文所用，术语“通告”及其术语的变型指示可通过文本、音频、视频或者所有通信模式或通信介质的组合向用户提供通告。
图1A示出了糖尿病管理系统，该系统包括仪表10和葡萄糖测试条62形式的生物传感器。注意，仪表(仪表单元)可被称为分析物测量和管理单元、葡萄糖仪表、仪表以及分析物测量装置。在一个实施例中，仪表单元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。仪表单元可经由缆线或合适的无线技术(例如，GSM、CDMA、BlueTooth、WiFi等)连接到远程计算机或远程服务器。
重新参见图1A，葡萄糖仪表或仪表单元10可包括外壳11、用户界面按钮(16、18和20)、显示器14和条端口开口22。用户界面按钮(16、18和20)被配置成允许数据输入、菜单导航以及命令执行。用户界面按钮18可为双向拨动开关的形式。数据可包括代表分析物浓度的值和/或与个体的日常生活方式有关的信息。与日常生活方式有关的信息可包括个体摄入的食物、使用的药、健康检查发生率和一般的健康状况以及运动水平。仪表10的电子元件可被设置在外壳11内的电路板34上。
图1B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元件。在顶部表面上，电子元件包括条端口连接器22、运算放大器电路35、微控制器38、显示器连接器14a、非易失性存储器40、时钟42和第一无线模块46。在底部表面上，电子元件可包括电池连接器(未示出)和数据端口13。微控制器38可电连接到条端口连接器22、运算放大器电路35、第一无线模块46、显示器14、非易失性存储器40、时钟42、电池、数据端口13和用户界面按钮(16、18和20)。
运算放大器电路35可包括两个或更多个运算放大器，其被配置成提供稳压器功能和电流测量功能的一部分。稳压器功能可指将测试电压施加在测试条的至少两个电极之间。电流功能可指测量由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，例如为Texas Instrument MSP430。TI-MSP 430也可被配置成执行稳压器功能和电流测量功能的一部分。此外，MSP 430也可包括易失性和非易失性存储器。在另一个实施例中，可将电子元件中的许多种以专用集成电路(ASIC)形式与微控制器集成。
条端口连接器22可被配置成与测试条形成电连接。显示器连接器14a可被配置成附接到显示器14。显示器14可为液晶显示器的形式，以用于报告测量的葡萄糖含量，并便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可接收附接到连接引线上的合适的连接器，从而使血糖仪10被连接到外部装置例如个人计算机。数据端口13可为任何允许数据传输的端口，例如为串行端口、USB端口、或并行端口。时钟42可被配置成保持与用户所在地理区域相关的当前时间并且也用于测量时间。仪表单元可被配置成电连接到功率源诸如电池。
图1C-1E、2、3和4B示出了适用于本文所述的方法和系统的示例性测试条62的各种视图。在示例性实施例中，提供了测试条62，其包括从远端80延伸到近端82并具有侧向边缘56、58的细长主体，如图1C所示。如图1D所示，测试条62也包括第一电极层66、第二电极层64，以及夹在两个电极层64和66之间的垫片60。第一电极层66可包括第一电极66、第一连接轨道76和第一接触垫67，其中第一连接轨道76将第一电极66电连接到第一接触垫67，如图1D和4B所示。注意，第一电极66为第一电极层66的一部分，其紧邻试剂层72的下面，如图1D和4B所示。相似地，第二电极层64可包括第二电极64、第二连接轨道78和第二接触垫63，其中第二连接轨道78将第二电极64与第二接触垫63电连接，如图1D、2和4B所示。注意，第二电极64为在试剂层72上方的第二电极层64的一部分，如图4B所示。
如图所示，样本接收室61由第一电极66、第二电极64以及在测试条62的远端80附近的垫片60来限定，如图1D和4B所示。第一电极66和第二电极64可分别限定样本接收室61的底部和顶部，如图4B所示。垫片60的切口区域68可限定样本接收室61的侧壁以及上壁164和下壁166，如图4B所示。在一个方面，样本接收室61可包括提供样本入口和/或排气口的端口70，如图1C至1E所示。例如，端口中的一个可允许流体样本进入，并且另一个端口可以允许空气流出。
在示例性实施例中，样本接收室61(或测试单元或测试室)可以具有较小的容积。例如，室61的容积可以在约0.1微升至约5微升、约0.2微升至约3微升、或优选约0.3微升至约1微升的范围内。要提供较小的样本体积，切口68的面积可以在约0.01cm2至约0.2cm2、约0.02cm2至约0.15cm2、或优选地约0.03cm2至约0.08cm2的范围内。此外，第一电极66和第二电极64的间隔距离可以在约1微米至约500微米，优选地在约10微米和约400微米之间，更优选地在约40微米和约200微米的范围内。相对接近的电极间距可以实现氧化还原循环的形成，其中在第一电极66处生成的氧化介体可扩散到第二电极64，在第二电极处被还原，随后扩散回到第一电极66，再次被氧化。本领域的技术人员将会知道，各种此类容积、面积和/或电极间距均在本公开的实质和范围内。
在一个实施例中，第一电极层66和第二电极层64可为由下列材料形成的导电材料，例如金、钯、碳、银、铂、氧化锡、铱、铟或它们的组合(例如，铟掺杂的氧化锡)。此外，可以通过溅射、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，从而形成电极。在一个示例性实施例中，第一电极层66和第二电极层64可以分别由溅射钯和溅射金制成。可用作垫片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。在一个实施例中，垫片60可具有涂覆在聚酯片的相对侧上的双面粘合剂的形式，其中粘合剂可以是压敏或热活化的。申请人指出，用于第一电极层66、第二电极层64、和/或垫片60的各种其他材料在本公开的实质和范围内。
第一电极66或第二电极64的任一者均可执行工作电极的功能，这取决于施加的测试电压的幅度和/或极性。工作电极可测量与还原介体浓度成比例的限制测试电流。例如，如果电流限制物质为还原介体(如亚铁氰化物)，那么其可以在第一电极66处被氧化，只要相对于第二电极64，测试电压足够大于氧化还原介体电势。在这样的情况下，第一电极66执行工作电极的功能，而第二电极64执行反/参比电极的功能。申请人指出，可以将反/参比电极简称为参比电极或反电极。当工作电极表面处的所有还原介体都已消耗，使得测量的氧化电流与从本体溶液朝工作电极表面扩散的还原介体的通量成比例时，发生限制氧化。术语“本体溶液”是指当还原介体不位于消耗区内时足够远离工作电极的溶液的部分。应该指出的是，除非另外指明，对于测试条62，由测试仪10施加的所有电势在下文中将相对于第二电极64而言。
相似地，如果测试电压足够小于氧化还原介体电势，则还原介体可以在第二电极64处被氧化为限制电流。在这样的情况下，第二电极64执行工作电极的功能，而第一电极66执行反/参比电极的功能。
首先，分析可包括经由端口70向样本接收室61中引入一定量的流体样本。在一个方面，端口70和/或样本接收室61能够使得毛细管作用导致流体样本充满样本接收室61。第一电极66和/或第二电极64可用亲水性试剂涂覆，以促进样本接收室61的毛细管作用。例如，可将具有亲水性部分的硫醇衍生试剂如2-巯基乙磺酸涂覆到第一电极和/或第二电极上。生物传感器和系统的另外细节在下列美国专利No.6179979、6193873、6284125、6413410、6475372、6716577、6749887、6863801、6890421、7045046、7291256、7498132中示出和描述，所有这些专利以引用方式全文并入本文。
在上述测试条62的分析中，试剂层72可包括基于PQQ辅因子和铁氰化物的葡萄糖脱氢酶(GDH)。在另一个实施例中，基于PQQ辅因子的酶GDH可用基于FAD辅因子的酶GDH替代。当血液或对照溶液被剂量分配到样本反应室61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，而GDH(red)是指GDH的还原态。
T.1 D-葡萄糖+GDH(ox)→葡糖酸+GDH(red)
接下来，GDH(red)通过铁氰化物(即氧化介体或Fe(CN)6 3-)重新生成到其活性氧化态，如以下化学转化T.2所示。在重新生成GDH(ox)的过程中，亚铁氰化物(即还原介体或Fe(CN)6 4-)由如T.2所示的反应生成：
T.2 GDH(red)+2 Fe(CN)6 3-→GDH(ox)+2 Fe(CN)6 4-
图5提供了示出与第一接触垫67a、67b和第二接触垫63界面连接的测试仪100的简化示意图。第二接触垫63可用于通过U形凹口65建立与测试仪的电连接，如图1D和2所示。在一个实施例中，测试仪100可包括第二电极连接器101，和第一电极连接器(102a、102b)、测试电压单元106、电流测量单元107、处理器212、存储器单元210以及可视显示器202，如图5所示。第一接触垫67可包括两个指示为67a和67b的尖头。在一个示例性实施例中，第一电极连接器102a和102b分别独立地连接到尖头67a和67b。第二电极连接器101可连接到第二接触垫63。测试仪100可测量尖头67a和67b之间的电阻或电连续性以确定测试条62是否电连接到测试仪10。
在一个实施例中，测试仪100可在第一接触垫67和第二接触垫63之间施加测试电压和/或电流。一旦测试仪100识别到测试条62已被插入，测试仪100就接通并启动流体检测模式。在一个实施例中，流体检测模式导致测试仪100在第一电极66和第二电极64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10测得相对大的电压。当在剂量分配过程中，流体样本将第一电极66和第二电极64之间的间隙桥接起来时，测试仪100将测量在测得电压上的降低，其低于预定阈值，从而导致测试仪10自动启动葡萄糖测试。
申请人已确定，为提取准确以及精确的葡萄糖浓度值，必须调整波形或驱动电压以产生来自生物传感器的稳定电流瞬态输出。这是特别重要的，因为与葡萄糖浓度相关的瞬态中的点的可重复性必须尽可能高。另外，通过提供此类电流瞬态，允许申请人获得几乎对血液样本中的血细胞比容不敏感的用以计算葡萄糖浓度值的若干独立技术。
图6A示出了被认为适合用该特定生物传感器实现申请人目标的特定波形(虚线标记的“Vt”)和所得的电流瞬态(实线标记为“It”)。图6B对其中位于电流瞬态内的葡萄糖以及血细胞比容的相关性(垂直轴)提供了深入理解。将观察到一般在电流响应(即瞬态)内存在表现出对测量的分析物(葡萄糖)以及固有干扰(这里是：血细胞比容)的不同敏感性的区域。这便是本人技术的由来。具体地讲，本人设计了至少一种技术以使得来自瞬态的血细胞比容敏感区的结果可用于校正使用葡萄糖敏感区获得的葡萄糖结果。将注意到电流瞬态内不存在单个点，其不与血细胞比容相关，但同时给出最大葡萄糖相关性。因此，每种技术试图人为地创造此类条件。主要思路是仅使用电流输出瞬态内的稳定点，即尽可能远离峰值来选择取样点。此处从峰值到峰值右侧的取样点的距离是重要的，因为位于取样点之后的点不会影响取样点的稳定性和再现性。本人在此指出，图6A的时间标度与图6B的时间标度相同(具有在零处的相同起始时间)使得可通过叠加或重叠图6B和图6A来比较这两个图。
在设计适当技术时，本人最初利用波形Vt以及公式A来获得图6A的电流瞬态It，公式A具有如下形式：
其中
“g”代表葡萄糖浓度，
I可为接近在测量期间的预定时间间隔(例如，相对于测量序列启动的
约4.9至约5秒)所测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
x1～0.427，并且
x2～25.62。
然而，当进行测试以验证申请人的第一尝试的结果(使用公式A)时，如图8所示，发现当存在低血细胞比容(20％)和高血细胞比容(60％)时，葡萄糖浓度受到很大影响。具体而言，在图8中，使用标准实验室分析仪诸如黄泉仪器(YSI)测试三种不同血细胞比容(20％、38％和60％)内的变化葡萄糖浓度(75mg/dL或更大以及小于75mg/dL)的106个样本S1、S2、S3并与参考(或实际)分析物水平(例如，血糖浓度)进行基准对比。用下述形式的公式测定葡萄糖浓度“g”与校正葡萄糖浓度的偏差：
偏差绝对＝G计算–G参考 公式B。
对于G参考小于75mg/dL的葡萄糖
偏差目标为15mg/dL或20％
公式C。
对于G参考大于或等于75mg/dL的葡萄糖
偏差目标为15mg/dL或10％
其中：
偏差绝对为绝对偏差，
偏差％为百分偏差，
G计算为未校正或校正葡萄糖浓度“g”
以及G参考为参考葡萄糖浓度。
重新参见图8，可以看出20％和60％血细胞比容下的葡萄糖浓度据信严重受到血细胞比容存在的影响，使得样本S1(在20％血细胞比容下)和样本S3(在60％血细胞比容下)的测量值超出优选的上限802和下限804。虽然该初始技术的性能可能是足够的，然而，据信在利用包含非常低(例如，20％)或非常高(例如，60％)血细胞比容的样本的情况下，公式A的初始技术可能无法提供所需性能。
然而，本人能够设计各种技术，这些技术允许系统克服使用公式A的初始技术的该不及预期的性能。具体地讲，参照图7，现在将描述用图1的生物传感器测定葡萄糖浓度的方法700。在步骤702处，该方法可开始于用户将测试条插入测试仪的条端口连接器中，以将耦合到测试条的测试室的至少两个电极连接到条测量电路。在步骤704处，用户将适当样本(例如，生理流体、血液或对照溶液)沉积到测试室上，从而在样本沉积后在步骤706处启动测试序列。步骤706(参照图6A)包括涉及测试序列的多个子步骤，诸如例如在第一持续时间t1内将零电势V1施加到测试室；在第一持续时间t1后的多个持续时间(图6A中的t2、t3、t4、t5、t6和t7)内将多个电压(例如，V2、V3、V4、V5、V6和V7)驱动到测试室，其中一个持续时间(图6A中的t2)内的大约一毫伏的电压(例如，图6A中的V2)与该一个持续时间(即图6A中的t2)后的另一个持续时间(例如，t3)内的另一个电压(例如，图6A中的V3)极性相反，使得极性的变化产生测试室的电流输出瞬态It中的拐折(例如，Ia)。在步骤708处，该步骤可与步骤706的子步骤并行或同时进行，诸如例如测量电流输出瞬态It的幅度(例如，图6A中的Ia、Ib、Ic、Ic和Ie)，该幅度接近由多个电压的极性变化所引起的电流瞬态的相应拐折，或者电流幅度Ie接近电流瞬态It衰减中的间隔Δ5。虽然优选的是在特定时间点对电流幅度取样，但在实施过程中，在电流瞬态It的拐折期间非常短的间隔(例如，图6A中的Δ1…Δ4)以及在电流瞬态It衰减上的预定时间点处的预定间隔Δ5内测量电流幅度。在优选的实施例中，间隔Δ1…Δ4可具有大体相同的取样时间间隔。或者，取样时间间隔Δ1…Δ5可具有不同取样时间间隔。如可在图6A中看出，第二、第四或第六持续时间为约1/2秒，而第三、第五或第七持续时间为约一秒。换句话讲，每个持续时间t1、t2、t3、t4、t5、t6和t7的时间间隔可为不同持续时间。
在步骤710处，逻辑通过如下方式进行：由测量步骤的电流瞬态It的幅度(图6A中的Ia、Ib、Ic、Ic和Ie)计算样本的葡萄糖浓度。例如，可用下列形式的公式1执行葡萄糖计算：
其中：G代表被分析的样本的葡萄糖浓度；
Ia可为在接近第二持续时间期间的输出电流瞬态的拐折的第一间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
Ib可为在施加电压的第五持续时间期间的第二间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
Ic可为在施加电压的第六持续时间期间的第三间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
Id可为在与施加电压的第六持续时间期间的第三间隔重叠的第四间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
Ie可为在第七持续时间期间的第五间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；以及
If可为在第七持续时间期间的第六间隔内测量(或取样和求和)的电流瞬态输出；
x1≈1.096e0；
x2≈7.943e-1；
x3≈6.409e-2；
x4≈4.406e0；
x5≈5.087e-3；
x6≈3.936e-3；
x7≈1；
x8≈3.579e1；
x9≈1；
x10≈1；
x11≈1；
x12≈1；
x13≈1。
此处应注意，图6A中的多个电压V1…VN(其中N≈2、3、4…n)(以虚线示出)可包括幅度相同(即，1毫伏)但极性相反的两个电压。此外，相应电压的多个持续时间可包括第一持续时间后的第二、第三、第四、第五、第六和第七持续时间，其中每个持续时间是相同或不同的，取决于生物传感器系统的操作参数。在相应时间点对电流瞬态输出It(实线)进行测量或取样时，每个时间点处测量的电流瞬态输出可为约每个时间点的电流的总和。例如，第一电流瞬态输出(实线)Ia可为自葡萄糖测量序列启动后约0.8秒至约1.1秒并且优选约0.9秒至约1秒的电流瞬态输出的总和；第二电流瞬态输出Ib可为自葡萄糖测量序列启动后约2.7秒至约2.9秒并且优选约2.75秒至约2.9秒的电流瞬态输出的总和；第三电流瞬态输出Ic可为自葡萄糖测量序列启动后约3.5秒至约3.9秒并且优选约3.6秒至约3.9秒的电流瞬态输出的总和；第四电流输出Id可为自葡萄糖测量序列启动后约3.6秒至约4.1秒并且优选约3.7秒至约4秒的电流瞬态输出的总和；第五电流瞬态输出Ie可为自葡萄糖测量序列启动后约4.1秒至约4.5秒并且优选约4.3秒至约4.4秒的电流瞬态输出的总和；并且第六电流瞬态输出If可为约4.3至约4.7并且优选约4.4秒至约4.6秒的电流瞬态输出的总和。电流瞬态输出的总和对于使产生的结果的精确度最大化是优选的。此外，总和将假定约20Hz的取样频率，使得5秒的测量采集到100个称为电流瞬态的电流样本，此处在图6A中示出。
虽然图7中的步骤706早前已有所描述，但其他变型可以作为该步骤的一部分。例如，其他子步骤可用作该主步骤706的一部分以实现步骤706的目标。具体而言，子步骤可包括在第一持续时间t1内将大约地电势的第一电压V1(以虚线示出)施加到测试室(图6A)以便提供时间延迟，这据信允许启动电化学反应。下一个子步骤可涉及在第一持续时间t1后的第二持续时间t2内将第二电压V2施加到测试室(图6A)；在第二持续时间t2后的第三持续时间t3内将第二电压V2改变为不同于第二电压V2的第三电压V3；在第三持续时间后的第四持续时间t4内将第三电压V3切换为不同于第三电压的第四电压V4；在第四持续时间t4后的第五持续时间t5内将第四电压V4变更为不同于第四电压V4的第五电压V5；在第五持续时间t5后的第六持续时间t6内将第五电压V5调整为不同于第五电压的第六电压V6；在第六持续时间后的第七持续时间t7内将第六电压V6改变为不同于第六电压V6的第七电压V7。在步骤708处，该步骤可与步骤706并行执行，系统对瞬态形式的电流瞬态输出(图6A中的It)进行测量。
步骤706包括子步骤，诸如例如测量如下至少一者：(a)在接近第二和第三持续时间的第一间隔Δ1期间的来自测试室的第一电流瞬态输出(Ia)；(b)在接近第四和第五持续时间的第二间隔Δ2期间的第二电流瞬态输出(Ib)；(c)在接近第六持续时间的第三间隔Δ3期间的第三电流瞬态输出(Ic)；(d)在接近第六持续时间的第四间隔Δ4期间的第四电流瞬态输出(Id)，其中第四间隔与第三间隔重叠；(e)在接近第七持续时间的中间间隔的第五间隔期间的第五电流瞬态输出(Ie)；在接近第七持续时间的中间间隔的第五间隔期间的第六电流瞬态输出(If)。此处应注意，间隔Δ1…Δ4中的每一者可包括非常短的时间段(例如，10毫秒或更短)，在该期间电流瞬态变化非常迅速而显示出瞬态的拐折。例如，第一电流瞬态输出可为相对于测试序列电压V1的启动的约0.8秒至约1.1秒并且优选约0.9秒至约1秒的电流瞬态输出的总和；第二电流瞬态输出可为相对于测试序列电压的启动的约2.3秒至约2.6秒并且优选约2.4秒至约2.5秒的电流瞬态输出的总和；第三电流瞬态输出可为相对于测试序列电压的启动的约3.3秒至约3.6秒并且优选约3.4秒至约3.5秒的电流瞬态输出的总和；第四电流输出可为相对于测试序列电压的启动的约3.8秒至约4.1秒并且优选约3.9秒至约4秒的电流瞬态输出的总和；第五电流瞬态输出可为相对于测试序列电压的启动的约4.8秒至约5.1秒并且优选约4.9秒至约5秒的电流瞬态输出的总和。
步骤710涉及计算样本的葡萄糖浓度。申请人指出可如上文公式1所示那样利用此计算。可将来自步骤710的结果通告给对血糖进行管理的用户。
本文所述的技术还通过测定计算葡萄糖结果与参考葡萄糖结果(此处在图9A-9C和10中示出)之间的偏差或误差来验证。图9A-9C和10中的每一者将在下文单独地讨论。
应注意，本发明不限于本文所述的一种技术或一种特征，而是所有或一些技术(或特征)可以任何合适的排列组合，只要每种排列起到其预期目的的作用即可，其预期目的是允许在几乎不会由于样本的物理特性(例如，血细胞比容)而受到影响的情况下进行葡萄糖测定。
参见图9A，本人指出该图的偏差研究是经由示例性公式1针对大约10520个样本得出的。在图9A中，可以看出对于每个所选参考葡萄糖基准(例如，0mg/dL至600mg/dL)，相当高百分比的样本处于上部葡萄糖偏差范围902与下部偏差904之内(其分别为对于小于75mg/dL的葡萄糖浓度是±8mg/dL并且对于等于或大于75mg/dL的葡萄糖浓度是±10％)。图9A的相关系数R对于葡萄糖为约99.4％并且对于血细胞比容为6.6％，从而证实通过本人的示例性技术测定的葡萄糖浓度在很大程度上不受到血液中的血细胞比容的变化的影响。
参见图9B，在低于75mg/dL的葡萄糖浓度下，在20％至60％的参考血细胞比容的整个范围内比较的来自本人技术的葡萄糖结果G(相对于参考YSI结果)的偏差(以mg/dL为单位)基本上在上边界902a与下边界904a之内。对于图9C中的等于或高于75mg/dL的葡萄糖浓度，与该范围的血细胞比容(从20％到60％)相比，来自本人技术的葡萄糖结果G(相对于参考YSI结果)的偏差百分比(以％为单位)也基本上在偏差阈值的上边界902b与下边界904b之内。
图10示出了独立的临床数据，这证实本人发明向实际生活情况的可转移性。该数据已从临床环境中的116位糖尿病供者获得。已使用如由实验数据得出的系数x1-13基于下载的电流迹线来计算葡萄糖浓度G。未采用错误编码或捕捉。在图9中，大约98.7％的葡萄糖结果在带“A”内并且大约1.3％的葡萄糖结果在葡萄糖结果的带“B”内。如可从图9A-C和10中看出，来自本人技术的结果显示出高得多的准确性，而不需要温度或血细胞比容校正。因此，如所实施的，我们的技术提供了技术贡献，因为可在受到存在于血液中的血细胞比容的最少干扰的情况下获得葡萄糖测量值。
虽然已经就特定的变型和示例性附图描述了本发明，但是本领域普通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，在上述的方法和步骤表示以一定的次序发生某些事件的情况下，本领域的普通技术人员将认识到某些步骤的次序可被修改，并且此类修改形式属于本发明的变型。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。

Claims (18)

1.一种利用葡萄糖测量系统测定血糖浓度的方法，所述葡萄糖测量系统包括测试条和测试仪，所述测试仪具有微控制器，所述微控制器被配置成向所述测试条施加多个测试电压并至少测量由所述测试条的测试室中的电化学反应所产生的电流瞬态输出，所述方法包括：
将所述测试条插入所述测试仪的条端口连接器中以将耦合到所述测试条的所述测试室的至少两个电极连接到条测量电路；
在样本沉积后启动测试序列，其中所述启动包括：
在第一持续时间内将大约地电势的第一电压施加到所述测试室；
在所述第一持续时间后的第二持续时间内将第二电压施加到所述测试室；
在所述第二持续时间后的第三持续时间内将所述第二电压改变为不同于所述第二电压的第三电压；
在所述第三持续时间后的第四持续时间内将所述第三电压切换为不同于所述第三电压的第四电压；
在所述第四持续时间后的第五持续时间内将所述第四电压变更为不同于所述第四电压的第五电压；
在所述第五持续时间后的第六持续时间内将所述第五电压调整为不同于所述第五电压的第六电压；
在所述第六持续时间后的第七持续时间内将所述第六电压改变为不同于所述第六电压的第七电压，其中所述第二电压至所述第七电压中的每者包括约一毫伏；
测量如下至少一者：
在接近所述第二持续时间和所述第三持续时间的第一间隔期间来自所述测试室的第一电流瞬态输出；
在接近所述第五持续时间的第二间隔期间的第二电流瞬态输出；
在接近所述第六持续时间的第三间隔期间的第三电流瞬态输出；
在接近所述第六持续时间和所述第七持续时间的第四间隔期间的第四电流瞬态输出；
在接近所述第七持续时间的第五间隔期间的第五电流瞬态输出；和
在接近所述第七持续时间的第六间隔期间的第六电流瞬态输出；以及
由所述第一电流瞬态输出、所述第二电流瞬态输出、所述第三电流瞬态输出、所述第四电流瞬态输出、所述第五电流瞬态输出和所述第六电流瞬态输出中的至少一者计算所述样本的葡萄糖浓度。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述第二电压包括与所述第三电压、所述第五电压和所述第七电压极性相反且与所述第四电压和所述第六电压极性相同的电压。
3.根据权利要求1所述的方法，其中所述计算包括利用下述形式的公式：
其中：G代表葡萄糖浓度；
Ia包括在接近所述第二持续时间期间的输出电流瞬态的拐折的第一间隔内测量的电流瞬态输出；
Ib包括在所施加电压的第五持续时间期间的第二间隔内测量的电流瞬态输出；
Ic包括在所施加电压的第六持续时间期间的第三间隔内测量的电流瞬态输出；
Id包括在与所施加电压的所述第六持续时间期间的所述第三间隔重叠的第四间隔内测量的电流瞬态输出；
Ie包括在第七持续时间期间的第五间隔内测量的电流瞬态输出；
和
If包括在所述第七持续时间期间的第六间隔内测量的电流瞬态输出；
x1≈1.096e0；
x2≈7.943e-1；
x3≈6.409e-2；
x4≈4.406e0；
x5≈5.087e-3；
x6≈3.936e-3；
x7≈1；
x8≈3.579e1；
x9≈1；
x10≈1；
x11≈1；
x12≈1；并且
x13≈1。
4.根据权利要求3所述的方法，其中所述测量的电流瞬态输出包括取样的电流瞬态输出或求和的电流瞬态输出。
5.一种利用葡萄糖测量系统测定血糖浓度的方法，所述葡萄糖测量系统包括具有生物传感器分析仪的生物传感器，所述分析仪具有微控制器，所述微控制器被配置成向所述生物传感器施加多个测试电压并至少测量由所述生物传感器的测试室中的电化学反应所产生的电流瞬态输出，所述方法包括：
将耦合到所述测试条的所述测试室的至少两个电极连接到生物传感器测量电路；
在样本沉积后启动测试序列，其中所述启动包括：
在第一持续时间内将大约零电压电势施加到所述测试室；
在所述第一持续时间后的多个持续时间内将多个电压驱动到所述测试室，其中在一个持续时间内的大约一毫伏的电压与在所述一个持续时间后的另一个持续时间内的另一个电压极性相反，使得所述极性变化产生所述测试室的电流瞬态输出瞬态的多个拐折；
测量所述电流瞬态输出瞬态的幅度，其中所述电流的幅度中的至少两个接近由所述多个电压中的所述极性变化所引起的所述电流瞬态的相应拐折并且其中所述多个电压包括幅度相同但极性相反的两个电压；并且所述测量包括在接近所述电流瞬态的衰减的间隔期间对所述电流瞬态的所述衰减的电流瞬态输出求和；以及
由来自所述测量步骤的所述电流瞬态的幅度计算所述样本的葡萄糖浓度。
6.根据权利要求5所述的方法，其中所述多个持续时间包括所述第一持续时间后的第二持续时间、第三持续时间、第四持续时间、第五持续时间、第六持续时间和第七持续时间。
7.根据权利要求6所述的方法，其中所述计算包括利用下述形式的公式：
其中：G代表葡萄糖浓度；
Ia包括在接近所述第二持续时间期间的输出电流瞬态的拐折的第一间隔内测量的电流瞬态输出；
Ib包括在所施加电压的第五持续时间期间的第二间隔内测量的电流瞬态输出；
Ic包括在所施加电压的第六持续时间期间的第三间隔内测量的电流瞬态输出；
Id包括在与所施加电压的所述第六持续时间期间的所述第三间隔重叠的第四间隔内测量的电流瞬态输出；
Ie包括在第七持续时间期间的第五间隔内测量的电流瞬态输出；
和
If包括在所述第七持续时间期间的第六间隔内测量的电流瞬态输出；
x1≈1.096e0；
x2≈7.943e-1；
x3≈6.409e-2；
x4≈4.406e0；
x5≈5.087e-3；
x6≈3.936e-3；
x7≈1；
x8≈3.579e1；
x9≈1；
x10≈1；
x11≈1；
x12≈1；并且
x13≈1。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述测量的电流瞬态输出包括取样的电流瞬态输出或求和的电流瞬态输出。
9.根据权利要求6所述的方法，其中所述多个电压包括与第三电压、第五电压和第七电压极性相反且与第四电压和第六电压极性相同的电压。
10.根据权利要求6所述的方法，其中第二电压至第七电压中的每者包括约一毫伏。
11.根据权利要求6所述的方法，其中所述测量包括在如下时间内对所述电流瞬态进行取样：
(a)接近所述第二持续时间期间的输出电流瞬态的拐折的第一间隔，
(b)所施加电压的第五持续时间期间的第二间隔，
(c)所施加电压的第六持续时间期间的第三间隔，
(d)与所施加电压的所述第六持续时间期间的所述第三间隔重叠的第四间隔，
(e)第七持续时间期间的第五间隔；和
(f)所述第七持续时间期间的第六间隔。
12.根据权利要求5所述的方法，其中来自所述计算步骤的所述葡萄糖浓度被通告。
13.一种血糖测量系统，其中所述系统执行权利要求1所述的方法并且包括：
至少一个分析物测试条，所述至少一个分析物测试条包括：
基底，所述基底具有设置在其上的试剂；
邻近测试室中的所述试剂的至少两个电极；
分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：
被设置成连接到所述两个电极的条端口连接器；
功率源；以及
微控制器，所述微控制器电耦合到所述条端口连接器和所述功率源，使得当将所述测试条被插入所述条端口连接器中并将血液样本沉积在所述测试室中以用于所述血液样本中的葡萄糖的化学转化时，通过所述微控制器由因施加电压所引起的来自所述测试室的所述第一电流瞬态输出、所述第二电流瞬态输出、所述第三电流瞬态输出、所述第四电流瞬态输出、所述第五电流瞬态输出或所述第六电流瞬态输出中的至少一者测定所述血液样本的葡萄糖浓度，
其中所述微控制器以下述形式的公式计算葡萄糖浓度：
其中：G代表葡萄糖浓度；
Ia包括在接近所述第二持续时间期间的输出电流瞬态的拐折的第一间隔内测量的电流瞬态输出；
Ib包括在所施加电压的第五持续时间期间的第二间隔内测量的电流瞬态输出；
Ic包括在所施加电压的第六持续时间期间的第三间隔内测量的电流瞬态输出；
Id包括在与所施加电压的所述第六持续时间期间的所述第三间隔重叠的第四间隔内测量的电流瞬态输出；
Ie包括在第七持续时间期间的第五间隔内测量的电流瞬态输出；
和
If包括在所述第七持续时间期间的第六间隔内测量的电流瞬态输出；
x1≈1.096e0；
x2≈7.943e-1；
x3≈6.409e-2；
x4≈4.406e0；
x5≈5.087e-3；
x6≈3.936e-3；
x7≈1；
x8≈3.579e1；
x9≈1；
x10≈1；
x11≈1；
x12≈1；并且
x13≈1。
14.根据权利要求13所述的系统，其中所述测量的电流瞬态输出包括取样的电流瞬态输出或求和的电流瞬态输出。
15.根据权利要求13所述的系统，其中所述多个电压包括幅度相同但极性相反的两个电压；并且所述测量包括在接近所述电流瞬态的衰减的间隔期间对所述电流瞬态的所述衰减的电流瞬态输出求和。
16.根据权利要求13所述的系统，其中所述多个持续时间包括所述第一持续时间后的第二持续时间、第三持续时间、第四持续时间、第五持续时间、第六持续时间和第七持续时间。
17.根据权利要求16所述的系统，其中多个电压包括与所述第三电压、所述第五电压和所述第七电压极性相反且与所述第四电压和所述第六电压极性相同的电压。
18.根据权利要求16所述的系统，其中所述第二电压至所述第七电压中的每者包括约一毫伏。
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Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014140178A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Roche Diagnostics Gmbh Methods of electrochemically measuring an analyte with a test sequence having a pulsed dc block as well as devices, apparatuses and systems incorporating the same
JP6823436B2 (ja) * 2015-12-07 2021-02-03 アークレイ株式会社 目的成分の測定方法および目的成分の測定装置
US10746687B2 (en) * 2015-12-07 2020-08-18 Arkray, Inc. Method for measuring target component and apparatus for measuring target component
CN106897728B (zh) * 2015-12-21 2019-12-17 腾讯科技（深圳）有限公司 基于业务监控系统的样本选择方法、装置和系统
JP6595122B2 (ja) * 2016-11-25 2019-10-23 Ｐｈｃホールディングス株式会社 生体試料の成分を測定する方法
US20180217079A1 (en) * 2017-01-31 2018-08-02 Cilag Gmbh International Determining an analyte concentration of a physiological fluid having an interferent
KR102042749B1 (ko) * 2017-06-02 2019-11-27 주식회사 비바이오 센서 스트립 및 이를 이용한 생체 물질 측정 장치
CA3148386C (en) * 2019-07-24 2023-10-17 Lifescan Ip Holdings, Llc Contamination determination of biosensors used in analyte measurement systems
RU2749982C1 (ru) * 2020-06-05 2021-06-21 Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Федеральный исследовательский центр Институт прикладной физики Российской академии наук" (ИПФ РАН) Способ непрерывного мониторинга уровня глюкозы в биологической жидкости организма и устройство для его реализации
RU202315U1 (ru) * 2020-06-25 2021-02-11 Общество с ограниченной ответственностью "Дельфидиа" Система измерения концентрации глюкозы в крови

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5460996A (en) * 1977-10-22 1979-05-16 Mitsubishi Chem Ind Method of measuring amount of sugar
US5620579A (en) * 1995-05-05 1997-04-15 Bayer Corporation Apparatus for reduction of bias in amperometric sensors
AUPN363995A0 (en) 1995-06-19 1995-07-13 Memtec Limited Electrochemical cell
US6413410B1 (en) 1996-06-19 2002-07-02 Lifescan, Inc. Electrochemical cell
US6863801B2 (en) 1995-11-16 2005-03-08 Lifescan, Inc. Electrochemical cell
AUPN661995A0 (en) * 1995-11-16 1995-12-07 Memtec America Corporation Electrochemical cell 2
AUPO581397A0 (en) 1997-03-21 1997-04-17 Memtec America Corporation Sensor connection means
US6475372B1 (en) 2000-02-02 2002-11-05 Lifescan, Inc. Electrochemical methods and devices for use in the determination of hematocrit corrected analyte concentrations
US6193873B1 (en) 1999-06-15 2001-02-27 Lifescan, Inc. Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
US6716577B1 (en) 2000-02-02 2004-04-06 Lifescan, Inc. Electrochemical test strip for use in analyte determination
US6749887B1 (en) 2001-11-28 2004-06-15 Lifescan, Inc. Solution drying system
US7291256B2 (en) 2002-09-12 2007-11-06 Lifescan, Inc. Mediator stabilized reagent compositions and methods for their use in electrochemical analyte detection assays
EP1934591B1 (en) 2005-09-30 2019-01-02 Ascensia Diabetes Care Holdings AG Gated voltammetry
WO2007133985A2 (en) 2006-05-08 2007-11-22 Bayer Healthcare Llc Abnormal output detection system for a biosensor
DE102006043718B4 (de) * 2006-09-18 2014-12-31 Alexander Adlassnig Bestimmung von Wasserstoffperoxidkonzentrationen
ES2445742T3 (es) 2006-10-05 2014-03-05 Lifescan Scotland Ltd Procedimientos para determinar la presencia de una cantidad suficiente de muestra de fluido en un tira de ensayo
KR101294712B1 (ko) * 2009-03-16 2013-08-08 아크레이 가부시키가이샤 기질 농도의 연속 측정 방법
CN102597759B (zh) 2009-11-10 2016-01-13 拜尔健康护理有限责任公司 用于生物传感器的未足量识别系统
US9222910B2 (en) 2010-06-07 2015-12-29 Bayer Healthcare Llc Underfill management system for a biosensor
AU2011309958B2 (en) * 2010-09-28 2015-11-26 Lifescan Scotland Limited Glucose electrochemical measurement method with error detection
WO2012084194A1 (en) 2010-12-22 2012-06-28 Roche Diagnostics Gmbh Systems and methods to compensate for sources of error during electrochemical testing
US9201038B2 (en) * 2012-07-24 2015-12-01 Lifescan Scotland Limited System and methods to account for interferents in a glucose biosensor
US9005426B2 (en) * 2012-09-28 2015-04-14 Cilag Gmbh International System and method for determining hematocrit insensitive glucose concentration

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