CN104685355A - 改善的分析物测量技术和系统 - Google Patents

Abstract

本发明描述了下述方法和系统，该方法和系统用于对测试条施加多个测试电压并且测量从测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出使得能够确定高度精确的葡萄糖浓度。在一个方面，提供了一种利用包括测试条和测试仪的葡萄糖测量系统来确定血糖浓度的方法。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且测量从测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出。

Description

改善的分析物测量技术和系统

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显著角色。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，已开发了多种应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，含水液体样品被放入电化学室中的样品接收室中，该电化学室包括两个电极，例如反电极和工作电极。允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，以电化学方式估计存在的可氧化(或可还原)物质的量并且该可氧化(或可还原)物质的量与初始样品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。就抵制血细胞比容和干扰还原剂(诸如尿酸)的影响而言，由LifeScan Inc.制造并且以One-Touch Verio(“Verio”)出售的一个血糖测量系统具有显著优异的整体性能。然而，诸如尿酸形式的还原剂之类的干扰物可影响所述方法的结果。具体地讲，从申请人的血糖数据观察到潜在的血细胞比容相关性。例如，考虑下述情况，其中诸如尿酸或亚铁氰化物之类的电活性物质均匀地分布在Verio测试条室中。切换电势之后立即实施的测量处于如下模式中，其中形成的浓度梯度为半无限的：其还没有足够远地移动到室内，所述室受到形成于相对电极处的梯度的影响。

另一观察结果为与葡萄糖无关的内源性还原剂诸如尿酸的影响。据信，Verio测试条利用1.1秒的第二电流并且通过预测基于1.1秒第二电流的第三脉冲测量中的干扰电流的量值来说明干扰：

$i2\mathrm{corr}=\left(\frac{\left|i4.1\right|+b\left|i5\right|-2\left|i1.1\right|}{\left|i4.1\right|+b\left|i5\right|}\right)i_R---\left(7\right)$

其中b～0.678

看起来此函数旨在通过以下方式找到仅仅归因于葡萄糖的i_R分数，即利用如果不存在干扰(i_1.1＝0)则变为1或者如果存在干扰还原剂电流但不存在葡萄糖(i_4.1、i₅仅包括干扰电流)则变为0的函数。如果事实如此，则i2corr应与干扰还原剂无关。

实验表明，尽管i2corr在中等到高葡萄糖下能有效地去除iR对尿酸的依赖性，但在低葡萄糖情况下不完全如此。然而尽管存在i_R的这种相当成功的校正，但葡萄糖结果Gbasic(在校正之前的葡萄糖结果)受到尿酸的显著影响，尤其是在高葡萄糖情况下。

用于葡萄糖结果的式为：

$\mathrm{Gbasic}={\left[\frac{\left|i_R\right|}{\left|i_L\right|}\right]}^p\left(a\right|i2\mathrm{corr}|-\mathrm{zgr})---\left(7.5\right)$

其中p～0.523

a～0.14

zgr～2

据信，尽管Gbasic在高葡萄糖下具有强尿酸依赖性，但i2corr并非如此，因此，可看出，血细胞比容补偿函数在利用高葡萄糖和高干扰还原剂水平进行测试时不能正确地起作用。此问题的部分毫无疑问地归因于如下事实：i_L(1.4秒至4秒的电流的和)严重地受到干扰还原物质的影响。

应当注意，i_L由来自干扰还原剂的基本稳态电流以及来自第二电极的亚铁氰化物和酶的持续扩散导致的增加的葡萄糖电流构成。尿酸对i_L的影响显著大于对i_R的影响。上述分析表明，如果仅检测到葡萄糖电流，血细胞比容补偿函数应如何通过补偿红血细胞的影响来起作用。血细胞比容补偿函数实际上并非被设计成在不同的干扰还原剂水平下正确地起作用。据信，发生的情况是，在高葡萄糖下，i_L增加，由此导致血细胞比容补偿函数的不当较小值和低葡萄糖结果。

由于|i2corr|随着尿试剂的增加而增加，因此减小的干扰校正函数的影响得到部分地补偿。但在高葡萄糖下不会发生此累补偿，其中i2corr较好地起作用。因此，似乎在高葡萄糖下存在对干扰还原剂的过度补偿，实际上血细胞比容补偿函数的输入正受到干扰，由此导致不正确的血细胞比容补偿。

发明内容

尽管上述Verio系统就抵制血细胞比容和诸如尿酸之类的干扰还原剂的影响而言具有极其优异的整体性能，然而测试已表明，Verio测试条并非完全不受到内源性和治疗性还原剂的干扰影响。这些干扰在干扰剂的通常水平下一般为较小的，但按照葡萄糖系统所期望的严格性能需求，可需要移除所有可能的干扰源。为了试图找到降低干扰的方法，申请人建议修改此类系统的葡萄糖测定技术而无需修改测试条化学特性。具体地讲，申请人已发现导致不太理想的性能的技术的部分，并且因此做出更改以改善测试条和系统的性能。

因此，申请人已发现计算分析物样品的分析物浓度的方法的各个方面。在一个方面，提供了一种利用包括测试条和测试仪的葡萄糖测量系统来确定血糖浓度的方法。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测量由测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出。所述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测试条的至少两个电极连接到条测量电路；在样品沉积之后启动测试序列；施加第一电压；将第一电压转换成不同于第一电压的第二电压；将第二电压改变为不同于第二电压的第三电压；测量在第二电压改变为第三电压之后来自电极的电流瞬态的第二电流输出；估计第三电压被维持在电极处之后的近似电流瞬态的稳态电流输出的电流；基于电流瞬态的所述第一、第二和第三电流输出利用以下形式的公式来计算血糖浓度：

$G_1={\left(\frac{\left|{i2\mathrm{corr}}^{\′}\right|}{\left|i_L^{\′}\right|}\right)}^{p^{\′}}\left(a^{\′}\right|{i2\mathrm{corr}}^{\′}|-{\mathrm{zgr}}^{\′}+d);$

其中：G₁包括葡萄糖浓度；

$i_R=\underset{t=4.4}{\overset{t=5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right);$

$i2{\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_R$

其中：

a’、b’、c、d、p’、zgr’包括制造参数；

i_4.1包括在第三电压施加期间测量的电流；

i₅包括在第三电压施加期间测量的电流；

i_1.1包括在第二电压施加期间测量的电流；并且

i₂包括在第二电压施加期间测量的电流。

在此方法中，第一电流输出的测量包括在测试序列启动后约1.1秒处测量至少两个电极的电流输出；测量第二电流输出包括在测试序列启动后约4.1秒处测量至少两个电极的电流输出；估计稳态电流输出包括在测试序列启动后约5秒处测量至少两个电极的电流输出；制造参数a’为大约0.14，b’为大约4.9，c为大约4.24，d为大约11.28，p’为大约0.548，并且zgr’为大约9.38。

在另一方面，提供了一种利用包括测试条和测试仪的葡萄糖测量系统来确定血糖浓度的方法。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测量由测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出。所述方法可通过以下步骤实现：将测试条插入所述测试仪的条端口连接器中将测试条的至少两个电极连接到条测量电路；在样品沉积之后启动测试序列；施加第一电压；利用测试腔室中的试剂来使样品中的分析物从一个形式转换成不同的形式；将第一电压转换成不同于第一电压的第二电压；将第二电压改变为不同于第二电压的第三电压；测量在第二电压改变为第三电压之后来自电极的电流瞬态的第二电流输出；估计第三电压被维持在电极处之后的近似电流瞬态的稳态电流输出的电流；基于第一电流、第二电流和估计的电流导出初始葡萄糖比例电流；基于初始葡萄糖比例电流来用公式表示血细胞比容补偿因子；以及根据导出的初始葡萄糖比例电流和血细胞比容补偿因子来计算葡萄糖浓度。在此特定方法中，导出包括基于下述公式来计算初始葡萄糖比例电流i2Corr’：其中i2Corr’包括初始葡萄糖比例电流，i_4.1包括在第三电压施加期间测量的电流，i₅包括在第三电压施加期间测量的电流；并且i_1.1包括在第二电压施加期间测量的电流；其中i_4.1包括在测试序列启动后约4.1秒时测量的电流，i₅包括在测试序列启动后约5秒处测量的电流；并且i_1.1包括在测试序列启动后约1.1秒处测量的电流；其中所述血细胞比容补偿因子包括初始葡萄糖比例电流除以下述值的比率，所述值为第二电压施加期间的电流输出的积分减去基于第二电压施加期间测量的电流输出的偏移量；血细胞比容补偿因子具有下述形式：

其中p’包括系数并且其中i₂包括在测试序列启动后约2秒处测量的电流并且41i₂包括偏移量。所述方法还包括利用下述形式的公式：

$G_1={\left(\frac{\left|{i2\mathrm{corr}}^{\′}\right|}{\left|i_L^{\′}\right|}\right)}^{\′p}\left(a^{\′}\right|{i2\mathrm{corr}}^{\′}|-{\mathrm{zgr}}^{\′})+d;$

其中：G₁包括葡萄糖浓度；

$i_R=\underset{t=4.4}{\overset{t=5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right);$

$i2{\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_R$

其中：

a’、b’、c、d、p’、zgr’包括制造参数；

i_4.1包括在第三电压施加期间和测试序列启动后大约4.1秒处测量的电流；

i₅包括在第三电压施加期间和测试序列启动后大约5秒处测量的电流；

i_1.1包括在第二电压施加期间和测试序列启动后大约1.1秒处测量的电流；并且

i₂包括在第二电压施加期间和测试序列启动后大约2秒处测量的电流。

在另一个方面，提供了一种包括分析物测试条和分析物测试仪的血糖测量系统。分析物测试条包括其上设置有试剂的基底；和邻近测试腔室中的试剂的至少两个电极。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；电源；和电耦合至条端口连接器和电源的微控制器，所述微控制器被编程以基于血细胞比容补偿因子和初始葡萄糖比例电流来确定葡萄糖浓度G₁，其中所述血细胞比容补偿因子包括下述比率，所述比率包括初始葡萄糖比例电流使得校正测试结果的至少97％在65mg/dL、240mg/dL、或450mg/dL下相比于参考YSI数据在±10mg/dL的相应偏移标准内；在65mg/dL、240mg/dL、或450mg/dL下相比于参考YSI数据在±12mg/dL的相应偏移标准内；以及在65mg/dL、240mg/dL、或450mg/dL下相比于参考YSI数据在±15mg/dL的相应偏移标准内。在此系统中，制造参数a’、b’、c、d、p’、zgr’为使得a’为大约0.14，b’为大约4.9，c为大约4.24，d为大约11.28，p’为大约0.548、并且zgr’为大约9.38。

在另一个方面，提供了一种利用包括测试条和测试仪的葡萄糖测量系统来确定血糖浓度的方法。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测量由测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出。所述方法可通过以下步骤来实现：在样品沉积之后启动测试序列；施加第一电压；利用测试腔室中的试剂来使样品中的分析物从一个形式转换成不同的形式；将第一电压转换成不同于第一电压的第二电压；将第二电压改变为不同于第二电压的第三电压；测量在第二电压改变为第三电压之后来自电极的电流瞬态的第二电流输出；估计第三电压被维持在电极处之后的近似电流瞬态的稳态电流输出的电流；基于第一电流、第二电流和估计的电流来导出初始葡萄糖比例电流；以及基于导出的初始葡萄糖比例电流来用公式表示血细胞比容补偿因子。在此方法中，用公式表示包括将导出的初始葡萄糖比例电流除以第二电压施加期间的电流输出的积分；积分包括相对基于第二电压施加期间的测得电流的积分的偏移量。此方法还可包括以下步骤：基于导出的初始葡萄糖比例电流和血细胞比容补偿因子的补偿来计算葡萄糖浓度；血细胞比容补偿因子具有下述形式：

其中p’包括系数并且其中i₂包括在测试序列启动后约2秒处测量的电流并且41i₂包括偏移量。作为另外一种选择，计算包括利用下述形式的公式：

$G_1={\left(\frac{\left|{i2\mathrm{corr}}^{\′}\right|}{\left|i_L^{\′}\right|}\right)}^{\′p}\left(a^{\′}\right|{i2\mathrm{corr}}^{\′}|-{\mathrm{zgr}}^{\′})+d;$

其中：G₁包括葡萄糖浓度；

$i_R=\underset{t=4.4}{\overset{t=5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right);$

$i2{\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_R$

其中：

a’、b’、c、d、p’、zgr’包括制造参数；

i_4.1包括在第三电压施加期间和测试序列启动后大约4.1秒处测量的电

流；

i₅包括在第三电压施加期间和测试序列启动后大约5秒处测量的电流；

i_1.1包括在第二电压施加期间和测试序列启动后大约1.1秒处测量的电

流；并且

i₂包括在第二电压施加期间和测试序列启动后大约2秒处测量的电流。

在另一个方面，提供了一种利用包括测试条和测试仪的葡萄糖测量系统来确定血糖浓度的方法。测试仪具有微控制器，该微控制器能够对测试条施加多个测试电压并测量由测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出。所述方法可通过以下步骤实现：将测试条插入所述测试仪的条端口连接器中，以将测试条的至少两个电极连接到条测量电路；在样品沉积之后启动测试序列；施加第一电压；利用测试腔室中的试剂来使样品中的分析物从一个形式转换成不同的形式；将第一电压转换成不同于第一电压的第二电压；将第二电压改变为不同于第二电压的第三电压；测量在第二电压改变为第三电压之后来自电极的电流瞬态的第二电流输出；估计第三电压被维持在电极处之后的电流瞬态的近似稳态电流输出；计算血糖浓度。

在另一个实施例中，提供了一种利用包括测试条和测试仪的葡萄糖测量系统来确定血糖浓度的方法。测试仪具有微控制器，该微控制器能够对测试条施加多个测试电压并测量由测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出。所述方法可通过以下步骤实现：将测试条插入所述测试仪的条端口连接器中，以将测试条的至少两个电极连接到条测量电路；在样品沉积之后启动测试序列；施加第一电压；利用测试腔室中的试剂来使样品中的分析物从一个形式转换成不同的形式；将第一电压转换成不同于第一电压的第二电压；将第二电压改变为不同于第二电压的第三电压；测量在第二电压改变为第三电压之后来自电极的电流瞬态的第二电流输出；估计第三电压被维持在电极处之后的电流瞬态的近似稳态电流输出；基于电流瞬态的所述第一、第二和第三电流输出来计算血糖浓度；导出第一校正血糖浓度；以及导出第二校正血糖浓度。第三电压在电动势的大小、极性、或者这两者的组合方面有所不同。

在另一个实施例中，提供了一种利用包括测试条和测试仪的葡萄糖测量系统来确定血细胞比容补偿因子的方法。测试仪具有微控制器，该微控制器能够对测试条施加多个测试电压并测量由测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出。所述方法可通过以下步骤实现：在样品沉积之后启动测试序列；施加第一电压；通过施加多个电压来利用测试腔室中的试剂使样品中的分析物从一个形式转换成不同的形式；测量来自测试腔室的多个电流输出；基于所述多个测量的电流输出来导出初始葡萄糖比例电流；以及基于导出的初始葡萄糖比例电流来用公式表示血细胞比容补偿因子。在此方法中，用公式表示可包括将导出的初始葡萄糖比例电流除以第二电压施加期间测量的电流的积分。积分可包括相对基于第二电压施加期间的测得电流的积分的偏移量。此方法可包括以下步骤：基于所导出的初始葡萄糖比例电流和血细胞比容补偿因子的补偿来计算葡萄糖浓度。具体地讲，血细胞比容补偿因子可为下述形式：

其中p’包括系数并且其中i₂包括在测试序列启动后约2秒处测量的电流并且41i₂包括偏移量。在此方法中，计算可利用下述形式的公式：

$G_1={\left(\frac{\left|{i2\mathrm{corr}}^{\′}\right|}{\left|i_L^{\′}\right|}\right)}^{\′p}\left(a^{\′}\right|{i2\mathrm{corr}}^{\′}|-{\mathrm{zgr}}^{\′})+d;$

其中：G₁包括葡萄糖浓度；

$i_R=\underset{t=4.4}{\overset{t=5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right);$

$i2{\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_R$

其中：

a’、b’、c、d、p’、zgr’包括制造参数；

i_4.1包括在第三电压施加期间和测试序列启动后大约4.1秒处测量的电

流；

i₅包括在第三电压施加期间和测试序列启动后大约5秒处测量的电流；

i_1.1包括在第二电压施加期间和测试序列启动后大约1.1秒处测量的电

流；以及

i₂包括在第二电压施加期间和测试序列启动后大约2秒处测量的电流。

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示出了本文所公开的测试条的一个实施例的底部平面图；

图3示出了图2的测试条的侧平面视图；

图4A示出了图3的测试条的顶部平面图；

图4B示出了图4A的测试条的近侧部分的局部侧视图；

图5示出了显示与本文所公开的测试条的部分电接合的测试仪的简化示意图；

图6大体示出了在确定葡萄糖测量中所涉及的步骤。

图7A示出了图5的测试仪对工作电极和反电极施加规定时间间隔的三脉冲电势波形的例子；

图7B示出了生成的测试生理样品的第一和第二电流瞬态CT；

图8为65mg/dL、240mg/dL和450mg/dL的参考数据下的葡萄糖浓度G1相对于在测量样品中的各种尿酸水平下由现有Verio系统计算出的浓度的曲线图；

图9A为在与图8相同的参考数据和尿酸水平下但利用本发明人发明的新技术计算出的葡萄糖浓度的曲线图；

图9B示出了显示利用现有Verio技术的不同参考葡萄糖数据(65mg/dL、240mg/dL、450mg/dL的标称值)下的各种偏移水平的表IIA；

图9C示出了先前存在技术的表IIA，而图9D示出了新技术的表IIB，其中示出了在与表IIA相同的参考数据下利用新技术获得的偏移水平改善。

图10A为65mg/dL、240mg/dL、和450mg/dL(标称值)的参考数据下的葡萄糖浓度相对于在测量样品中的各种尿酸水平下由现有Verio系统计算出的并且针对温度变化进行校正的浓度的曲线图；

图10B为65mg/dL、240mg/dL、和450mg/dL(标称值)的参考数据下的葡萄糖浓度相对于在测量样品中的各种尿酸水平下由新技术计算出的并且针对温度变化进行校正的浓度的曲线图；

图11A为在19％、30％、40％和50％中的每个血细胞比容水平下由现有Verio系统确定的各种偏移水平下的葡萄糖浓度的曲线图；

图11B为在19％、30％、40％和50％之外的每个血细胞比容水平下由新技术确定的各种偏移水平下的葡萄糖浓度的曲线图；

图12A示出了显示利用现有Verio技术的不同参考葡萄糖数据(65mg/dL、240mg/dL、450mg/dL(标称值))下的各种偏移水平的表IIIA；

图12B示出了显示利用新技术的不同参考葡萄糖数据(65mg/dL、240mg/dL、450mg/dL(标称值))下的各种偏移水平的表IIIB。

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”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。另外，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。

图1A示出了糖尿病管理系统，该糖尿病管理系统包括仪表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，其能够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 MSP 430。TI-MSP 430能够也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能够与测试条形成电连接。显示器连接器14a能够连接到显示器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能够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。仪表单元能够电连接到电源诸如电池。

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并具有侧边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为第二电极层64的一部分，其在试剂层72上方，如图4B所示。

如图所示，样品接收室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可分别限定样品接收室61的底部和顶部，如图4B所示。垫片60的切口区域68可限定样品接收室61的侧壁，如图4B所示。在一个方面，样品接收室61可包括提供样品入口和/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品进入，并且另一个端口可以允许空气流出。

在示例性实施例中，样品接收室61(或测试单元或测试腔室)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。要提供较小的样品体积，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精神和范围内。

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，铟掺杂质氧化锡)。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可具有涂布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精神和范围内。

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大小和/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向样品接收室61中引入一定量的流体样品。在一个方面，端口70和/或样品接收室61能够使得毛细管作用导致流体样品充满样品接收室61。第一电极66和/或第二电极64可用亲水性试剂涂覆，以促进样品接收室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。

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品反应室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.1D-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.2GDH_(red)+2Fe(CN)₆ ^3-→GDH_(ox)+2Fe(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，流体样品将第一电极66和第二电极64之间的间隙桥接起来时，测试仪100将测量在测量电压上的降低，其低于预定阈值，从而导致测试仪10自动启动葡萄糖测试。

参见图6，现就采用上述测试仪10和测试条62的实施例来确定干扰物校正的分析物浓度(例如葡萄糖)的方法600进行说明。在所述方法中，提供了测试仪10和测试条62。测试仪10可包括电子电路，该电子电路可用于对测试条62施加多个电压并且测量从测试条62的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出。测试仪10还可包括具有一组指令的信号处理器，该组指令用于确定本文所公开的流体样品中分析物浓度的方法。在一个实施例中，分析物为血糖。

图7A施加到测试条62规定间隔的多个测试电压的示例性图表。多个测试电压可包括第一时间间隔t₁的第一测试电压E1、第二时间间隔t₂的第二测试电压E2和第三时间间隔t₃的第三测试电压E3。相对于第二测试电压E2，第三电压E3可具有不同的电动势大小、不同的极性、或两者的组合。在优选的实施例中，E3可与E2大小相同，但极性相反。葡萄糖测试时间间隔t_G表示执行葡萄糖测试(但不一定指与葡萄糖测试相关的所有计算)的时间量。葡萄糖测试时间间隔t_G可在约1.1秒至约5秒的范围内。此外，如图6所示，第二测试电压E2可包括恒定(DC)测试电压部分和叠加的交流(AC)测试电压部分，或作为另外一种选择振荡测试电压部分。叠加的交流或振荡测试电压部分可被施加由t_cap所示的时间间隔。

在任何时间间隔内测量的多个测试电流值可以在约1次测量/微秒至约1次测量/100微秒范围内的频率执行，并且优选的是约1次测量/50毫秒。虽然描述了使用三个以连续方式的测试电压的实施例，但葡萄糖测试可包括不同数量的开路电压和测试电压。例如，如可供选择的实施例，葡萄糖测试可包括第一时间间隔的开路电压、第二时间间隔的第二测试电压，以及第三时间间隔的第三测试电压。应该指出的是，“第一”、“第二”和“第三”的引用是为方便起见而选择，并不一定反映测试电压被施加的次序。例如，实施例可具有电势波形，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。

在示例性步骤600中，通过将测试条62插入测试分析仪10中以及将样品沉积在测试条62上来启动葡萄糖测定。在示例性步骤602中，测试分析仪10可在第一电极66和第二电极64之间施加第一测试电压E1(例如，图7A中的大约20mV)第一时间间隔t₁(例如，图7A的1秒)。第一时间间隔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1.1秒的范围内。

第一时间间隔t₁可为足够长的，以使得样品接收室61可被样品完全填充，并且也使得试剂层72可至少部分被溶解或溶剂化。在一个方面，第一测试电压E1可为与介体的氧化还原电势相对接近的值，使得测得相对较小量的还原或氧化电流。图7B显示，与第二时间间隔t₂和第三时间间隔t₃相比，在第一时间间隔t₁内观察到相对较小量的电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，图7A中的第一测试电压E1可在约1mV至约100mV的范围内，优选在约5mV至约50mV范围内，并且最优选在约10mV至约30mV范围内。虽然在优选的实施例中给出的施加电压为正值，但是也可利用负域的相同电压实现受权利要求书保护的本发明的预期目的。在此间隔期间，处理器可在步骤604中对第一电流输出进行取样以采集此间隔上的电流值。

在示例性步骤606中，在施加第一测试电压E1(步骤602)和对输出进行取样(步骤604)之后，测试仪10在第一电极66和第二电极64之间施加第二测试电压E2(例如，图7A中的大约300mV)第二时间间隔t₂(例如，图7A中的约3秒)。第二测试电压E2可具有不同于第一测试电压E1的值，并且可为介体氧化还原电势足够负的值，使得在第二电极64处测量限制氧化电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，第二测试电压E2可在约0mV至约600mV的范围内，优选在约100mV至约600mV的范围内，更优选地为约300mV。

第二时间间隔t₂应为足够长的，以使得可根据限制氧化电流的大小监测还原介体(如亚铁氰化物)的生成速率。通过与试剂层72的酶促反应生成还原介体。在第二时间间隔t₂内，限制量的还原介体在第二电极64处被氧化，而非限制量的氧化介体在第一电极66处被还原，从而在第一电极66和第二电极64之间形成浓度梯度。

在示例性实施例中，第二时间间隔t₂还应当为足够长的，使得足够量的铁氰化物可扩散到第二电极64或者可从试剂扩散到第一电极上。在第二电极64处需要足量的铁氰化物，以使得在第三测试电压E3期间，可测量第一电极66处氧化亚铁氰化物的限制电流。第二时间间隔t₂可小于约60秒，并且优选地可在约1.1秒至约10秒的范围内，并且更优选在约2秒至约5秒的范围内。同样，如图7A中的t_cap所示的时间间隔也可持续一段时间，但在一个示例性实施例中，其持续时间为约20毫秒。在一个示例性实施例中，在施加第二测试电压E2后约0.3秒至约0.4秒之后，施加叠加的交流测试电压部分，并引入频率为约109Hz、振幅为约+/-50mV的正弦波。在此间隔期间，处理器可在步骤608中对第二电流输出进行取样以采集此间隔上的电流值。

图7B示出了在第二时间间隔t2开始后相对较小的峰i_pb，随后在第二时间间隔t₂内氧化电流的绝对值逐渐增大。在从第一电压E1转换成第二电压E2之后，由于内源性或外源性还原剂(例如，尿酸)的氧化，产生小峰值i_pb。此后，在通过试剂层72生成亚铁氰化物，然后扩散到第二电极64，而导致较小的峰i_pb之后，氧化电流的绝对值逐渐减小。

在示例性步骤610中，在施加第一测试电压E2(步骤606)和对输出进行取样(步骤608)之后，测试仪10在第一电极66和第二电极64之间施加第三测试电压E3(例如，图7A中的大约300mV)第三时间间隔t₃(例如，图7A中的约1秒)。第三测试电压E3可为介体氧化还原电势足够正的值，以使得在第一电极66处测量限制氧化电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，第三测试电压E3可在约0mV至约-600mV的范围内，优选在约-100mV至约-600mV的范围内，并且更优选地为约-300mV。

第三时间间隔t₃可为足够长的，以根据氧化电流的大小监测第一电极66附近还原介体(如亚铁氰化物)的扩散。在第三时间间隔t₃内，限制量的还原介体在第一电极66处被氧化，而非限制量的氧化介体在第二电极64被还原。第三时间间隔t₃可在约0.1秒至约5秒的范围内，并且优选在约0.3秒至约3秒的范围内，并且更优选在约0.5秒至约2秒的范围内。

图7B示出了在第三时间间隔t₃开始时相对较大的峰i_pc，随后减小至稳态电流i_ss值。在一个实施例中，第二测试电压E2可具有第一极性，第三测试电压E3可具有与第一极性相反的第二极性。在另一个实施例中，第二测试电压E2可为介体氧化还原电势足够负的值，并且第三测试电压E3可为介体氧化还原电势足够正的值。可在第二测试电压E2之后立即施加第三测试电压E3。然而，本领域技术人员将会知道，可根椐确定分析物浓度的方式选择第二和第三测试电压的大小和极性。

在下文中，申请人描述了用于本文所述的实施例的葡萄糖浓度测定。图7A和图7B示出了Verio测试条瞬态中的事件序列。在测试序列启动后大约1.1秒时(以及由于施加第二电压E2而使第二电极层(64)电极作为工作电极之后不久)，当试剂还没有到达第一电极并且电流可能仅源于血浆中的干扰还原剂(在存在介体的情况下)时，实施电流测量以稍后校正干扰。在约1.4秒和约4秒之间，当(至少第二电压施加E2的此间隔的后半部分中)介体和氧化介体已能够扩散到第二电极时，测量第一葡萄糖比例电流i_l。在通过施加第三电压E3以使第一电极作为工作电极之后不久，实施2个单点测量(在大约4.1秒和5秒时)和一个积分测量i_r。使用分别在1.1秒、4.1秒和5秒时取样的测量结果来校正i_r的来自干扰还原剂的附加电流(i2corr)。使用i_l相对i_r的比率来校正i2corr的血细胞比容效应。

用于改善现有葡萄糖计算的策略为寻找方法来获得两个函数：初始葡萄糖函数i2corr和血细胞比容补偿函数：

${\left(\frac{i_R}{i_L}\right)}^p---\left(7.6\right)$

与干扰还原剂的水平完全无关。所述策略分成两部分进行设计，如下文所述。

用于技术开发的数据和采用改善技术的性能演示

使用来自两个研究的数据来分析当前Verio技术的问题和修正技术函数的相对性能。第一数据集为来自尿酸掺加研究的数据。这涉及3种(未调整血细胞比容)血液和总计7批Verio测试条，以及0-24mg/dl尿酸(基于全血)范围的掺加水平。葡萄糖水平为65、240和450mg/dl。第二数据集¹为采用4批、3个献血者(未调整的尿酸)、5个葡萄糖水平(30、65、240、450和560mg/dl)和5个血细胞比容水平(19、30、40、50和61％)的血细胞比容研究。

初始葡萄糖i2corr推导。上述公式7仅在下述情况下正确地起作用：

i_4.1+bi₅＝2i_1.1             (8)

此时葡萄糖＝0。

或者，换句话讲：

这将导致i2corr在葡萄糖＝0时变为0，或者当i(1.1)＝0时变为iR。这从机制得出，其中i(1.1)表示来自非葡萄糖干扰还原剂的电流，并且i(4.1)和i(5)包含源自葡萄糖和还原剂的电流成分。此外，干扰还原剂对i(4.1)和i(5)的贡献均与i(1.1)成比例，并且包含在(4.1)和i(5)中的葡萄糖相关电流均与葡萄糖成比例。根据这种方案，如果b得到正确地确定，则i2corr表示仅仅源自葡萄糖的iR的部分。

图8示出了来自尿酸掺加研究的平均电流。电流相对于尿酸掺加水平的斜率示于表I中。

可以代数方式进行表示，如果

ei_4.1+bi₅＝ci_1.1          (10)

则

$c=\frac{1+b\left(\frac{{\mathrm{di}}_5}{{\mathrm{di}}_{4.1}}\right)}{\frac{{\mathrm{di}}_{1.1}}{{\mathrm{di}}_{4.1}}}$      (对于e＝1)           (11)

代入来自表I的平均值：

$c=\frac{1+b\left(0.14\right)}{0.401}---\left(11a\right)$

解出c并且代入公式(10)：

ei_4.1+bi₅＝2.76i_1.1             (11c)

如果e设定为1，则公式(11c)变为：

1·i_4.1+bi₅＝2.76i_1.1    (对于b＝0.678)      (8b)

通过比较公式(8)(其限定使校正函数i2corr中的系数值正确起作用的必要条件)和公式(8b)，可看出当前在Verio测试条中使用的和在公式(7)中限定的i2corr不能校正用于干扰物质，因为i(1.1)的系数因2/2.76的因子而太小。这导致在低葡萄糖下不能够完全补偿添加的尿酸。在较高葡萄糖水平下，尿酸电流的相对值对于误差而言太小而为不明显的。

如果i2corr表达为：

$i2\mathrm{corr}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b\left|i_5\right|}\right)i_R---\left(12\right)$

则实际上存在将使i2corr有效的无限个因子，前提条件是b和c之间的关系如公式(11)所限定。如果将不等于1的系数e应用到公式(11c)中的i(1.1)，则系数b和c将变为：

b＝0.678e              (12.5)

c＝2.76e               (12.6)

为了进一步改善葡萄糖测量系统的性能，申请人已对公式12修改如下：

$i2{\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_R---\left(13\right)$

其中b’＝4.9和c’＝4.24为可与发明人新发现的技术一起使用的新系数。

这些系数满足刚刚所述的条件。根据公式(11.c)、(12.5)和(12.6)，其他系数值也将满足这些条件，如下所述：

$i2{\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{e\left|i_{4.1}\right|+0.678e\left|i_5\right|-2.76e\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+0.678e\left|i_5\right|}\right)i_R$

其中e可具有任何值。

血细胞比容补偿推导。对血细胞比容补偿函数(上述公式7.6)作出两个修改以去除血细胞比容补偿函数的干扰物质电流的曲解效应。

第一，使初始葡萄糖函数i2corr’取代公式7.6中的i_R。第二，i₂用于估计i_L中的稳态干扰物电流的量值，并且用于校正i_L，其被标定为i_L’。

使用还原物质的实验表明在2秒时，干扰物电流的衰减刚好差不多已达到完成状态。由于i_L’为1.4秒和4秒之间的积分，并且数据取样是以50毫秒间隔进行的，因此将假定53*i₂将近似为从iL减去以进行校正的值。在实施过程中，据发现41*i₂最有效。因此，i_L’具有下述形式：

         公式14。

这在公式(7.5)中留下乘以血细胞比容补偿因子的zgr’。如果zgr’被视为由污染物(所述污染物溶于血浆中，例如，已存在于试剂中的亚铁氰化物)产生的偏移电流，则这可理解为是因为污染物的扩散将受到红血细胞的影响。但如果存在不受血细胞比容影响的恒定偏移电流，则使所述恒定偏移电流乘以血细胞比容因子将为不合适的。出于这种原因，引入第二偏移常数d。

葡萄糖浓度推导。结合上述两个推导可在公式14中给出葡萄糖浓度计算值。

$G_1={\left(\frac{\left|{i2\mathrm{corr}}^{\′}\right|}{\left|i_l^{\′}\right|}\right)}^{\′p}\left(a^{\′}\right|{i2\mathrm{corr}}^{\′}|-{\mathrm{zgr}}^{\′})+d;---\left(15\right)$

其中：G₁包括葡萄糖浓度；

$i_r=\underset{t=4.4}{\overset{t=5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right);---\left(16\right)$

$i2{\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_r---\left(13\right)$

其中：

a’、b’、c、d、p’、zgr’为导出的制造参数；

i_4.1包括在第三电压施加期间测量的电流；i₅包括在第三电压施加期间测量的电流；i_1.1包括在第二电压施加期间测量的电流；并且i₂包括在第二电压施加期间测量的电流。

在公式15中，通过来自血细胞比容研究的数据的最小二乘拟合来确定值p’(其可不显著不同于原始值p)。系数a’略不同于原始系数，由尿酸研究数据来确定，d和zgr’也是如此。值得关注的是应注意，最佳拟合选择大小接近的值zgr’和d。由于相反的符号，这可意味着事实上不需要偏移。

采用新技术的性能演示。将图9B(新技术)和图9A(现有技术)进行比较，可看出新技术(图9B)事实上消除了G_basic(或者本文互换使用的G₁)中的基本尿酸效应。将图10A和表IIA(图9C，利用先前存在的技术)与图10B和表IIB(图9D，利用新技术及尿酸研究中的数据)进行比较，可看出在最高精度等级(例如，在240mg/dL情况的10mg(或者12％)和12mg(或者15％)下)，性能改善因偏移趋势的消除而为显著的。在血细胞比容研究中，可在图11A和表IIIA(利用先前存在的技术)与图11B和表IIIB(用新技术)之间作比较，所述比较显示正常尿酸下的性能通常为良好的并且总体改善为稍小的，但可看出高血细胞比容下的明确趋势被消除。

如本文所述，申请人已证明可相对于干扰还原剂来改进先前存在技术。申请人已发现如何(a)解决相对于改进的参数来调整用于干扰还原剂电流的i_R(i2corr)，以及(b)在干扰还原剂电流被输入到血细胞比容补偿函数之前利用干扰还原剂电流来解释血细胞比容。在实施改进的技术之后，在10mg或12％的YSI内的结果的百分比(甚至在尿酸浓度和血细胞比容的混合极端情况下)被证明为>99％。这表明具有电流配量序列、电压分布和信号采集程序的Verio测试条/测试仪构型能够实现显著改善的性能。

凭借本文所述和参考图6所述的改进技术，可获得确定高精度葡萄糖浓度的方法，所述方法通过以下步骤来执行：基于第一电流、第二电流和来自测试腔室的估计电流来导出初始葡萄糖比例电流(步骤602、604、606、608、610和612)；计算初始葡萄糖比例电流(步骤614)；基于初始葡萄糖比例电流来用公式表示血细胞比容补偿因子(步骤616)；以及根据导出的初始葡萄糖比例电流和血细胞比容补偿因子来计算葡萄糖浓度(步骤618)；然后，将结果显示给用户(步骤620)并且使测试逻辑返回到后台运行的主程序。所述方法具体地包括将所述测试条插入测试仪的条端口连接器中，以将测试条的至少两个电极连接到条测量电路；在样品沉积之后启动测试序列；施加第一电压；引发样品中的分析物从一种形式到不同形式的变化并且切换到不同于第一电压的第二电压；将第二电压改变为不同于第二电压的第三电压；测量在第二电压改变为第三电压之后来自电极的电流瞬态的第二电流输出；估计第三电压被维持在电极处之后的近似所述电流瞬态的稳态电流输出的电流；基于电流瞬态的第一、第二和第三电流输出利用公式13-16来计算血糖浓度。

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 (19)

1.一种利用葡萄糖测量系统确定血糖浓度的方法，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测量由所述测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出，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，以将所述测试条的至少两个电极连接至条测量电路；

在样品沉积之后启动测试序列；

对第一持续时间施加第一电压；

将所述第一电压转换成不同于所述第一电压的第二电压；

将所述第二电压改变为不同于所述第二电压的第三电压；

测量在所述第二电压改变为所述第三电压之后来自所述电极的电流瞬态的第二电流输出；

估计在所述第三电压被维持在所述电极处之后的近似所述电流瞬态的稳态电流输出的电流；

基于所述电流瞬态的所述第一、第二和第三电流输出利用以下形式的公式来计算血糖浓度：

$G_1={\left(\frac{\left|{i2\mathrm{corr}}^{\′}\right|}{\left|i_L^{\′}\right|}\right)}^{\′p}\left(a^{\′}\right|{i2\mathrm{corr}}^{\′}|-{\mathrm{zgr}}^{\′})+d;$

其中：G₁包括葡萄糖浓度；

$i_R=\underset{t=4.4}{\overset{t=5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right);$

${i2\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_R$

其中：

a’、b’、c、d、p’、zgr’包括制造参数；

i_4.1包括在所述第三电压施加期间测量的电流；

i₅包括在所述第三电压施加期间测量的电流；

i_1.1包括在所述第二电压施加期间测量的电流；并且

i₂包括在所述第二电压施加期间测量的电流。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述测量所述第一电流输出包括在所述测试序列启动后约1.1秒处测量所述至少两个电极的电流输出。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述测量所述第二电流输出包括在所述测试序列启动后约4.1秒处测量所述至少两个电极的电流输出。

4.根据权利要求2所述的方法，其中所述估计所述稳态电流输出包括在所述测试序列启动后约5秒处测量所述至少两个电极的电流输出。

5.根据权利要求1所述的方法，其中所述制造参数a’包括大约0.14，b’包括大约4.9，c包括大约4.24，d包括大约11.28，p’包括大约0.548，并且zgr’包括大约9.38。

6.一种利用葡萄糖测量系统确定血糖浓度的方法，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测量由所述测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出，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，以将所述测试条的至少两个电极连接至条测量电路；

在样品沉积之后启动测试序列；

施加第一电压；

将所述第一电压转换成不同于所述第一电压的第二电压；

将所述第二电压改变为不同于所述第二电压的第三电压；

测量在所述第二电压改变为所述第三电压之后来自所述电极的电流瞬态的第二电流输出；

估计在所述第三电压被维持在所述电极处之后的近似所述电流瞬态的稳态电流输出的电流；

基于所述第一电流、第二电流和估计的电流来导出初始葡萄糖比例电流；

基于所述初始葡萄糖比例电流来用公式表示血细胞比容补偿因子；以及

从所导出的初始葡萄糖比例电流和所述血细胞比容补偿因子来计算葡萄糖浓度。

7.根据权利要求6所述的方法，其中所述导出包括基于下述公式来计算所述初始葡萄糖比例电流i2corr’：其中i2corr’包括所述初始葡萄糖比例电流，i_4.1包括在所述第三电压施加期间测量的电流，i₅包括在所述第三电压施加期间测量的电流；并且i_1.1包括在所述第二电压施加期间测量的电流。

8.根据权利要求7所述的方法，其中i_4.1包括在所述测试序列启动后约4.1秒处测量的电流，i₅包括在所述测试序列启动后约5秒处测量的电流；并且i_1.1包括在所述测试序列启动后约1.1秒处测量的电流。

9.根据权利要求7所述的方法，其中所述血细胞比容补偿因子包括所述初始葡萄糖比例电流除以下述值的比率，所述值为在所述第二电压施加期间的电流输出的积分减去基于在所述第二电压施加期间测量的电流输出的偏移量。

10.根据权利要求9所述的方法，其中所述血细胞比容补偿因子为下述形式：其中p’包括系数并且其中i₂包括在所述测试序列启动后约2秒处测量的电流并且41i₂包括所述偏移量。

11.根据权利要求10所述的方法，其中所述计算包括利用下述形式的公式：

$G_1={\left(\frac{\left|{i2\mathrm{corr}}^{\′}\right|}{\left|i_L^{\′}\right|}\right)}^{\′p}\left(a^{\′}\right|{i2\mathrm{corr}}^{\′}|-{\mathrm{zgr}}^{\′})+d;$

其中：G₁包括葡萄糖浓度；

$i_R=\underset{t=4.4}{\overset{t=5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right);$

${i2\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_R$

其中：

a’、b’、c、d、p’、zgr’包括制造参数；

i_4.1包括在所述第三电压施加期间和所述测试序列启动后大约4.1秒处测量的电流；

i₅包括在所述第三电压施加期间和所述测试序列启动后大约5秒处测量的电流；

i_1.1包括在所述第二电压施加期间和所述测试序列启动后大约1.1秒处测量的电流；并且

i₂包括在所述第二电压施加期间和所述测试序列启动后大约2秒处测量的电流。

12.一种血糖测量系统，包括：

分析物测试条，所述分析物测试条包括：

基底，所述基底具有设置在其上的试剂；

至少两个电极，所述至少两个电极邻近测试腔室中的所述试剂；

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

测试条端口连接器，所述测试条端口连接器被设置成连接至所述两个电极；

电源；和

电耦合至所述条端口连接器和所述电源的微控制器，所述微控制器被编程以基于血细胞比容补偿因子和初始葡萄糖比例电流来确定葡萄糖浓度G₁，其中所述血细胞比容补偿因子包括下述比率，所述比率包括所述初始葡萄糖比例电流使得校正的测试结果的至少97％在65mg/dL、240mg/dL、或450mg/dL下相比于参考YSI数据在±10mg/dL的相应偏移标准内；在65mg/dL、240mg/dL、或450mg/dL下相比于参考YSI数据在±12mg/dL的相应偏移标准内；以及在65mg/dL、240mg/dL、或450mg/dL下相比于参考YSI数据在±15mg/dL的相应偏移标准内。

13.根据权利要求12所述的系统，其中所述制造参数a’、b’、c、d、p’、zgr’为使得a’包括大约0.14，b’包括大约4.9，c包括大约4.24，d包括大约11.28，p’包括大约0.548，并且zgr’包括大约9.38。

14.一种利用葡萄糖测量系统来确定血细胞比容补偿因子的方法，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测量由所述测试条的测试腔室中的电化学反应所得的电流瞬态输出，所述方法包括：

在样品沉积之后启动测试序列；

施加第一电压；

测量来自所述测试腔室的多个电流输出；

基于所述多个测量的电流输出导出初始葡萄糖比例电流；以及

基于所导出的初始葡萄糖比例电流来用公式表示血细胞比容补偿因子。

15.根据权利要求14所述的方法，其中所述用公式表示血细胞比容补偿因子包括使所导出的初始葡萄糖比例电流除以初始葡萄糖比例电流和在第二电压施加期间的电流输出的积分。

16.根据权利要求15所述的方法，其中所述积分包括相对基于在第二电压施加期间测量的电流的所述积分的偏移量。

17.根据权利要求16所述的方法，还包括基于所导出的初始葡萄糖比例电流与所述血细胞比容补偿因子的补偿来计算葡萄糖浓度的步骤。

18.根据权利要求17所述的方法，其中所述血细胞比容补偿因子为下述形式：其中p’包括系数并且其中i₂包括在所述测试序列启动后约2秒处测量的电流并且41i₂包括所述偏移量。

19.根据权利要求18所述的方法，其中所述计算包括利用下述形式的公式：

$G_1={\left(\frac{\left|{i2\mathrm{corr}}^{\′}\right|}{\left|i_L^{\′}\right|}\right)}^{\′p}\left(a^{\′}\right|{i2\mathrm{corr}}^{\′}|-{\mathrm{zgr}}^{\′})+d;$

其中：G₁包括葡萄糖浓度；

$i_R=\underset{t=4.4}{\overset{t=5}{\mathrm{\Σ}}}i\left(t\right);$

${i2\mathrm{corr}}^{\′}=\left(\frac{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|-c\left|i_{1.1}\right|}{\left|i_{4.1}\right|+b^{\′}\left|i_5\right|}\right)i_R$

其中：

a’、b’、c、d、p’、zgr’包括制造参数；

i_4.1包括在第三电压施加期间和测试序列启动后大约4.1秒处测量的电流；

i₅包括在所述第三电压施加期间和所述测试序列启动后大约5秒处测量的电流；

i_1.1包括在第二电压施加期间和所述测试序列启动后大约1.1秒处测量的电流；并且

i₂包括在第二电压施加期间和所述测试序列启动后大约2秒测量的电流。