CN105738430B - 生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置 - Google Patents

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Abstract

本发明一实施例的利用电化学生物传感器的生物样本内待分析物质的浓度检测方法，将全血样品注入所述电化学生物传感器后，施加直流电压来获得感应电流值，接着在短时间内进一步施加阶梯化梯形扰动电压来获得整体感应电流，由这些感应电流值获得预定特征，并将所述一个以上的特征结合为函数导出校准方程，针对各种条件下的所述生物样品通过多元回归分析进行优化，从而最大限度地减小干扰物质导致的检测误差。这种进一步施加扰动电压方式可以保持已用生物传感装置、检测装置及其电路，检测方式的校准方程不变，而且能偶有效地使生物样品内的基质干扰效应，尤其是红细胞比容变化导致的不准确性最小化，从而提高检测准确性，只需对目前市场上供应的检测装置的检测程序进行简单升级，就能显著改善检测准确性。

Description

生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置
技术领域
本发明涉及一种生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置，具体地涉及一种通过计时电流法(chronoamperometry)检测血样浓度时，因血液中的各种干扰物质，尤其是红细胞比容导致检测结果出现较大偏差的情况下，在短时间内进一步施加被阶梯化的梯形波状扰动电压，由施加一定电压及扰动电压的领域的感应电流获得特征(feature)，并将由这些特征组成的函数针对各种条件下的样品通过多元回归分析(multivariableregression analysis)优化为校准方程，以检测出使干扰物质导致的偏差最小化的血样浓度的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置。
背景技术
在临床学上，检测重要物质的浓度对诊断及健康管理是一件重要的事情。尤其，从血液等生物体内的液体中检测出葡萄糖、酮、肌酸、乳酸、中性脂肪、丙酮酸盐、乙醇、胆红素、NAD(P)H、尿酸等代谢物质(待分析物质)的浓度成为疾病诊断、病症管理的核心。
作为一种从生物体内的液体中准确、迅速、经济地检测出临床学上有价值的物质浓度的方法，使用电化学生物传感器的方法被广泛应用。
在这种电化学生物传感器(常被称为“电化学生物传感器(strip)”)中，毛细管结构的样品池(cell)上配置有一对电极(工作电极和辅助电极)，这对电极上涂覆有包含酶、电子传递介质、各种稳定剂及分散剂的试剂。
将使用者的血液放入所述电化学生物传感器的样品池后安装到便携式检测装置，然后通过工作电极施加一定电压并检测由此获得的电流，根据编程的演算法计算出的待分析物质的浓度值就会在所述便携式检测装置的屏幕上显示几秒钟至几分钟。
使用如上所述的电化学生物传感器，代谢物质(即待分析物质)的检测及监控迅速、方便，而且费用也低廉，因此在全世界被广泛被应用。
然而，对于电化学生物传感器，使用者及各国的保健管理机构比起方便性更要求具有准确性，这种要求具体到如ISO 15197:2013的国际标准。
对于检测血液浓度的电化学生物传感器，干扰准确性的因素中重要的干扰因素为血液中的红细胞比容。这是因为氧化/还原物质的移动及扩散速度依赖于包含在全血样品中的红细胞比容，所以会给检测电流信号带来很大影响。
例如，即使是血糖浓度相同的血液，在红细胞比容大的血液中，对氧化/还原物质的移动会产生阻力，导致检测电流信号减小。相反，在红细胞比容低的血液中，检测电流信号会增加。
这种电流信号的增减会将检测的血糖浓度计算得高于或者低于实际浓度，导致检测不准确。为了校正这种不准确性而提出的技术方案是将电化学反应时间调长，或者即使承受检测费用上升也引入额外装置到生物传感器内。
为了最大限度地减小红细胞比容导致的偏差，提出了一种使用过滤器预先除去红细胞后检测待分析物质的方法(美国专利第5,708,247号，第5,951,836号)。该方法虽有效，但需要在传感条上加设过滤器，因此生产工艺变得复杂，产品的费用会增加。
红细胞在血样中干扰物质的扩散和移动，进而改变血液的电阻，因此曾提出过一种方法，使用网结构来减少红细胞比容导致的偏差(美国专利第5,628,890号)。
而且，还提出过一种方法，用试剂使红细胞溶解，以使逸入血浆的血红蛋白起到辅助性地调节随比容的变化而增减的电流信号的作用(美国专利第7,641,785号)。然而，这些方法在较宽的红细胞比容范围内效果有限。
最近，提出了一种方法，通过电化学方法获得附加信号来校正红细胞比容导致的偏差。例如，施加交流电压并检测出血样的阻抗，借以测出红细胞比容，然后利用该值校正分析物质的检测值(美国专利第7,390,667号，美国公开专利第2004-0079652号，第2005-0164328号，第2011-0139634号，第2012-0111739号)。
但是，这种方法为了检测阻抗，除了简单的施加直流电压及检测电流的电路之外，还需要用于检测交流电和阻抗的额外电路，生物传感器也要具有额外的导电性或者阻抗检测电极。因此，该方法存在整体检测系统的复杂性及费用增加的问题(美国专利第7,597,793号，美国公开专利第2011-0139634号)。
另一方面，诸多专利中提出了不使用交流电压，将多个大小不同的方波电压以多个时间间隔混合施加并获得多个感应电流值，然后基于此补偿红细胞比容的方法(美国专利第6,475,372号，第8,460,537号，美国公开专利第2009-0026094号，欧洲公开专利第2,746,759号，WO2013/164632)。
这些方法具有不用替换以往的生物传感器和检测装置也可以适用的优点。但是，这些方法不仅通过待测物质、酶及电子传递介质的电化学反应产生电流，而且通过施加电压突然变化时，留在电极表面的双电层的氧化/还原反应物质的不可控电化学反应也可以产生电流(背景电流：background current)。
因此，在批量生产的生物传感器中，很难做到电极表面状态或者试剂溶解性及反应均匀性在每个条状传感器精确一致，所以施加电压突然变化时产生的背景电流的复现性也难以控制在统计误差范围内。而且，也无法将施加电压突然变化时产生的充电电流精确地控制为在每个生物传感器电极都相同，因此具有校正复现性降低的缺点。
本发明人们发现具有周期性的循环伏安法可有效减少红细胞比容导致的偏差，因此并用过循环伏安法和计时电流法(韩国公开专利第2013-0131117号)。
与为校正红细胞比容混合使用多种方波电压的方法相比，其优点在于，降低电压剧变导致的不稳定充电电流的影响，并且在电压扫描(scan)期间，在电极表面上双电层中的氧化还原物质的浓度相对于电压变化以适当的斜率变化，因此所产生的背景电流的大小控制在特定范围内，从而还可以提升整体校正效果。
只是，在该方法中，利用由循环伏安法获得的电流另行估算红细胞比容，然后将所估算的红细胞比容适用于浓度计算公式来校正红细胞比容的影响，因此具有整体校正效果很大程度取决于所估算的红细胞比容的准确性的缺点。
而且，与仅使用施加方波形一定电压的计时电流法的情形相比，为了稳定地实现循环伏安法并检测出与此对应的感应电流，可能需要复杂的检测电路，这也是该方法的缺点。
曾提出过一种方法，在电化学生物传感器中使用非对称循环伏安法(acyclicvoltammetry)，非对称地适用正向扫描和反方向扫描的电压来求出红细胞比容得到校正的血液的浓度(美国专利第8,287,717号)。
在此方法中同样存在如下缺点：需要通过适当组合感应电流来求出红细胞比容，该感应电流由适用非对称循环伏安法能够获得的电压的函数构成，并将通过另外的计算公式求出的红细胞比容适用于求出血液浓度的公式中，以消除干扰效应，而且需要在宽范围的电压下能够回应快速扫描的额外电路。
除了上面涉及的方法之外，也做出诸多努力试图最大限度地减小或者消除红细胞比容的影响。然而，这些方法大部分需要新的电化学生物传感器结构或者使用具有额外的电路结构的检测装置或者无法使用目前市场上供应的电化学生物传感器及检测装置。
发明内容
本发明是为解决这种问题而提出的，本发明的目的在于提供一种直接使用目前市场上供应的电化学生物传感器和检测装置硬件，只对检测装置的固件进行简单的升级，就能够减小红细胞比容导致的检测误差的生物样品内待检测物质的浓度检测方法及检测装置。
本发明的目的还在于提供一种作为主电压施加一定电压后，接着作为扰动电压施加阶梯化梯形波状电压，以有效、经济地消除或者最大限度地减小血液内物质导致的干扰作用的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置。
另外，本发明的目的在于提供一种使用目前市场上供应的电化学生物传感器和检测装置中用过的计时电流法，并且同时利用计时电流法后接着在短时间内适用阶梯化的梯形波状施加电压而获得的各种信息，在现有产品中使用的校准方法(calibration)几乎保持不变的情况下，也能显著减小红细胞比容的影响的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置。
本发明一实施例的利用电化学生物传感器的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，包括以下步骤：
将液状生物样品注入样品池，该样品池固定有对所述待分析物质的氧化还原反应起到催化作用的氧化还原酶和电子传递介质，且具有工作电极和辅助电极；
将一定直流电压施加到所述工作电极，使所述待分析物质能够开始进行氧化还原反应以及电子传递反应，以获得第一感应电流；
施加所述一定直流电压后，再施加Λ形阶梯化梯形扰动电压，以获得第二感应电流；
由所述第一感应电流或者所述第二感应电流的两点以上的特性点计算出预定特征；及
用由至少一个特征函数构成的校准方程计算出所述待分析物质的浓度，以使所述生物样品内至少一个干扰物质的影响变得最小。
本发明一实施例的利用电化学生物传感器的生物样品内待分析物质的浓度检测装置，包括：
连接器，用于插入样品池，该样品池固定有对所述待分析物质的氧化还原反应起到催化作用的氧化还原酶和电子传递介质，且具有工作电极和辅助电极；
数字模拟转换电路，用于施加一定直流电压和Λ形阶梯化梯形扰动电压，所述一定直流电压用于使所述待分析物质开始进行氧化还原反应以及电子传递反应，所述Λ形阶梯化梯形扰动电压用于施加所述一定直流电压后接着使所述样品池的电位产生波动；
微控制器，用于控制所述数字模拟转换电路，并利用所述Λ形阶梯化梯形扰动电压由校准方程直接求出所述待分析物质的浓度值。
本发明一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置，将针对由一定电压和Λ形阶梯化梯形脉冲(或者扰动电压)构成的施加电压的不同特性的第一感应电流或者第二感应电流变形为预设特征(feature)，并通过适当的统计数学方法获得校准方程，因此消除或者最大限度地减小生物样品的基质导致的干扰效应(matrix effect)，从而能够检测出待测物质的浓度。
在通过本发明一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置能够有效减少的干扰因素中，红细胞比容是血样中的代表性干扰因素，不需要改善电化学生物传感器即电化学生物传感器的结构或者样品，检测装置的结构亦可以直接使用通过施加一定电压来检测电流值的以往的电路。
而且，本发明一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置根本不改变目前市场上普遍采用的计时电流法区间，在其之后施加的扰动电压领域获得校正信号，因此在以往的检测性能及特性保持保持不变的情况下，能够最大限度地减小红细胞比容导致的偏差。
另外，本发明一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置为了最大限度地减小红细胞比容导致的偏差，利用将由感应电流提取的特征(feature)构成的函数与标准实验结果进行比较并通过多元回归分析(multivariable regressionanalysis)获得的校准方程确定待分析物质的浓度，因此不需要另求出红细胞比容的过程，而且能够最大限度地减小另获得两种不同检测值的过程中会发生的复现性变化(fluctuation in precision)的问题。
本发明一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测装置使用根据本发明一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法确定的校准方程对编程的程序进行升级并输入，从而能够直接利用以往的电化学生物传感器和硬件来获得使红细胞比容的影响最小化的待分析物质的浓度。
而且，本发明一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法与求出红细胞比容后另行代入校准方程的方法相比，通过更经济、有效的过程能够更准确地确定待分析物质的浓度。
附图说明
图1为显示Λ-阶梯化梯形扰动电压(Λ-stepladder-type perturbationpotential)的图表，该Λ-阶梯化梯形扰动电压用于本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法。
图2为显示与图1中施加的电压相应的感应电流的图表。
图3为说明Λ-阶梯化梯形扰动电压的结构的图表，该Λ-阶梯化梯形扰动电压用于本发明的优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法。
图4为检测装置的正反面立体图，该检测装置中存储有基于本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法的校准方程。
图5为电路方框图，显示了图4的生物样品内待分析物质的浓度检测装置的电路。
图6为显示本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，根据计时电流法的检测装置的血糖检测值和YSI检测值之间的相关关系的图表。
图7为显示本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，红细胞比容对根据计时电流法的检测装置的血糖检测值的平均值产生的影响的图表(对小于100mg/dL的农度用绝对误差来表示，对100mg/dL以上浓度用相对误差(％)来表示)。
图8为显示本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，并用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压而得到的血糖检测值和YSI检测值之间的相关关系的图表。
图9为显示本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，红细胞比容对利用计时电流法和阶梯化扰动电压得到的血糖检测值的平均值产生的影响的图表(对小于100mg/dL的浓度用绝对误差来表示，对100mg/dL以上浓度用相对误差(％)来表示)。
图10为显示本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法的顺序图。
图11为显示本发明第三实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，并用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压及检测装置检测的温度值而得到的血糖检测值和YSI检测值之间的相关关系的的图表(包括红细胞比容10％、20％、42％、55％、70％的样品)。
图12为显示本发明第三实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，温度对血糖检测值的平均值产生的影响的图表，血糖检测值的平均值是并用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压及检测装置中检测的温度值来获得的(包括红细胞比容10％、20％、42％、55％、70％的样品，对小于100mg/dL的浓度用绝对误差来表示，对100mg/dL以上浓度用相对误差(％)来表示)。
图13为显示本发明第四实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，根据计时电流法的酮体检测值和标准设备检测值之间的相关关系的图表。
图14为显示本发明第四实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，红细胞比容对根据计时电流法的酮体检测值的平均值产生的影响的图表(对小于1.0mmol/L的浓度用乘100的绝对误差来表示，对1.0mmol/L以上浓度用相对误差(％)来表示)。
图15为显示本发明第五实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，利用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压而获得的酮体检测值和标准设备检测值之间的相关关系的的图表。
图16为显示本发明第五实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，红细胞比容对酮体检测值的平均值产生的影响的图表，酮体检测值的平均值是利用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压来获得的(对小于1.0mmol/L的浓度用乘100的绝对误差来表示，对1.0mmol/L以上浓度用相对误差(％)来表示)。
符号说明
10：电化学生物传感器(电化学生物传感器)
100:检测装置
110：连接器
120：电流-电压转换器
130：DAC
140:ADC
150:微控制器
具体实施方式
以下，参照附图详细说明本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置。
在本法说明书中，作为优选实施例说明血糖检测时红细胞比容导致的检测误差的校正，但是同葡萄糖检测一样，对于各种生物体代谢物质，例如β-羟丁酸(β-hydroxybutyric acid)、胆固醇(cholesterol)、甘油三酯(triglyceride)、乳酸(lactate)、丙酮酸(pyruvate)、乙醇(alcohol)、胆红素(bilirubin)、尿酸(uric acid)、苯丙酮尿(phenylketouria)、肌酸(creatine)、肌氨酸酐(creatinine)、葡萄糖-6-磷酸脱氢酶(glucose-6-phosphate dehydrogenase)、NAD(P)H等有机物或者无机物的浓度，通过引入特定酶也能够以相同方法校正检测值。
因此，本发明通过改变包含在样品层组合物中的酶的种类，可应用于各种生物体代谢物质的定量分析。
例如，使用葡萄糖氧化酶(glucose oxidase，GOx)、葡萄糖脱氢酶(glucosedehydrogenase，GDH)、谷氨酸氧化酶(glutamate oxidase)、谷氨酸脱氢酶(glutamatedehydrogenase)、胆固醇氧化酶、胆固醇酯化酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶(ascorbicacid oxidase)、乙醇氧化酶(alcohol oxidase)、乙醇脱氢酶(alcohol dehydrogenase)、胆红素氧化酶等，可对葡萄糖、谷氨酸、乳酸、抗坏血酸、乙醇及胆红素等进行定量分析。
能够与所述酶一起使用的电子传递介质可为二茂铁(ferrocene)、六胺氯化钌(III)(ruthenium hexamine(III)chloride)、铁氰化钾(potassium ferricyanide)、1,10-邻二氮杂菲-5,6-二酮(1,10-phenanthroline-5,6-dione)、作为配位体具有联吡啶(bipyridine)或者邻二氮杂菲的锇络合物(osmium complex)、2,6-二甲基-1,4-苯醌(2,6-dimethyl-1,4-benzoquinone)、2,5-二氯-1,4-苯醌(2,5-dichloro-1,4-benzoquinone)、3,7-二氨基-5-吩噻嗪鎓硫堇(3,7-diamino-5-phenothiaziniumthionine)、1-甲氧基-5-甲基吩嗪硫酸甲酯盐(1-methoxy-5-methylphenazinium methylsulfate)、亚甲蓝(methylene blue)、甲苯胺蓝(toluidine blue)之一，但并不局限于这些化合物，还包括能与促进生物体代谢物质的氧化还原反应的酶一起传递电子的有机及无机电子传递介质。
本发明一实施例的便携式检测装置可以适用逆向型电化学生物传感器，该逆向型电化学生物传感器具有彼此面向地设置在不同平面上的工作电极及辅助电极，在所述工作电极上涂覆有包含基于物质的酶及电子传递介质的试剂组合物。
而且，本发明另一实施例的便携式检测装置可以适用平面型电化学生物传感器，该平面型电化学生物传感器具有设置在同一平面上的工作电极及辅助电极，在所述工作电极上涂覆有包含基于物质的酶及电子传递介质的试剂组合物。
下面，参照图1至图5详细说明本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法及检测装置。
图1和图2为显示Λ-阶梯化梯形扰动电压(Λ-stepladder-type perturbationpotential)和相应得到的感应电流的图表，该Λ-阶梯化梯形扰动电压用于本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，图3为说明Λ-阶梯化梯形扰动电压的结构的图表，该Λ-阶梯化梯形扰动电压用于本发明的优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，图4为检测装置的正反面立体图，该检测装置中存储有基于本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法的校准方程，图5为电路方框图，显示了图4的生物样品内待分析物质的浓度检测装置的电路。
如图1所示，在本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，施加一定电压VDC后连续施加阶梯化梯形扰动电压，由此检测出感应电流。
如图3所示，本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的扰动电压由阶梯化梯形波构成，扰动电压的特征由各阶梯的高度V阶梯、各阶梯的施加时间t阶梯、在整个变化范围内的中间电压与一定电压之差V中心、中间电压与峰值电压之差V峰、整个阶梯化梯形波的峰值电压与相邻的下一个阶梯化梯形波的峰值电压的时间差t周期组成，这些特征值具有下表1所示的范围。
显示阶梯化梯形波范围的表1是本发明的一优选实施例而已，根据应用可进行多种变形。
[表1]
最低值 适当值 最高值
V<sub>阶梯</sub> 0.5mV 1～10mV 20mV
t<sub>阶梯</sub> 0.001sec 0.01～0.05sec 0.1sec
V<sub>DC</sub> 50mV 150～300mV 800mV
V<sub>中心</sub> -150mV -100～100mV 150mV
V<sub>峰</sub> 5mV 12～60mV 150mV
t<sub>周期</sub> 0.01sec 0.05～0.2sec 1sec
在本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，为确定所述待分析物质的浓度而使用的电流值为在第一感应电流或者第二感应电流的一个阶梯或者多个阶梯可以获得的点。
如图4所示，本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测装置100保留现有的电化学生物传感器，即电化学生物传感器10的工作电极和辅助电极结构，并施加改变电位的扰动电压，以便能够在几秒内，优选地在0.1至1秒内获得用于校正的附加信号。
如图5所示，对于本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测装置100，当所述电化学生物传感器10装入连接器110，所述连接器110就会与电流-电压转换器120电连接，在没有额外的扰动电压电路的情况下，微控制器150(MCU)可通过浓度检测装置100所具备的根据计时电流法施加一定电压的数字模拟转换电路130(DAC)，将扰动电压施加到所述电化学生物传感器10的工作电极上。
为此，本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测装置10的固件，首先将可产生预定扰动电压的常数存储到检测装置100的存储器，当施加一定电压时，将既定常数记录在DAC130的寄存器，当施加扰动电压时，以既定时间为周期增加/减少存储在所述存储器中的常数值并记录在DAC130的寄存器。
所述微控制器150根据记录在所述DAC130寄存器中的常数值，将相应电压施加到传感条的两个电极之间。
可以经所述连接器110及所述电流-电压转换器120直接通过模拟数字转换电路120(ADC)测出通过所述电化学生物传感器10检测到的所述第一或者第二感应电流。
将所述扰动电压构成为如图3所示的阶梯波的优点在于，电路比使用交流电或者线性扫描法的方法简单，除此之外，还可以减少使用多种电压脉冲时所产生的对分析有干扰的充电电流。
如图1所示，施加一定电流之后，如果以一定的周期和振幅施加阶梯化梯形波，则在电极附近的扩散层中氧化/还原因素的浓度分布就会出现波动。
这种波动或者扰动给感应电流的特性带来重要的变化，这种变化可作为重要手段，凭借在构成阶梯化梯形波的一个阶梯或者多个阶梯获得的电流值，能够消除或者最大限度地减小红细胞比容的影响。
在此，以第一感应电流或者第二感应电流来表示感应电流是为了表明波动或者扰动导致感应电流的特性变得不相同。
施加一定电压之后，为了消除校准方程中红细胞比容的影响，在短时间内进一步施加具有周期性的阶梯化梯形扰动电压，将该阶梯化梯形扰动电压定义为“Λ-阶梯化梯形扰动电压(Λ-stepladder perturbation potential)或者简单阶梯化的梯形电压(stepladder potential)”。
上述的所谓特性不相同的电流是指，由于依赖血糖和红细胞比容(干扰物质)的方式不同，可作为变量能够有效地分开或者校正红细胞比容的影响的电流。
例如，以适当的时间间隔施加两个以上的电压脉冲，并从各脉冲检测第一感应电流及第二感应电流时，所述第一感应电流及第二感应电流的电流值取决于血糖和红细胞比容，因此能够用血糖和红细胞比容的函数(g1，g2)来表示。
若表示上述两个电流的函数(g1，g2)之间，由于血糖和红细胞比容对电流的贡献方式相同，进而i1＝ki2形式的常数线性公式成立时，归类为特性相同的电流，如果不成立时，表示为特性不相同。
对特性相同的电流进行回归分析时，因变量之间的线性依赖性而不能正确算出红细胞比容的影响或者难以进行校正。
然而，通过施加阶梯化梯形扰动电压能够获得的感应电流，由于各阶梯短时间内升阶或者降阶时，在双电层附近样品波动程度持续改变，所以电子传递速度及充电电流的影响也会随之改变，因此特性会与从计时电流法获得的电流大不一样。
如上所述，因为与一定电压及扰动电压对应的第一感应电流及第二感应电流其特性大不一样，所以将有利于构成本发明一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中所使用的校准方程(calibration equation)的部分称为特性点(characteristicpoint)，并将直接使用这些特性点的电流值或者经适当的变形作为适合用于校准方程的变量的定义为特征(feature)。
在电化学生物传感器中，对于计时电流法的感应电流，生物传感器的试剂在样品池内与样品混合达到均匀的液相时，可通过科特雷耳方程求解近似。
其中，n为在电极被氧化/还原的物质(例如，电子传递介质)中每个分子的移动电子的数量，F为法拉第常数，A为电极面积，D为被氧化/还原的物质在样品内的扩散系数，C为被氧化/还原的物质的浓度。
在计时电流法区间的特性点为施加一定电压后稳定地由科特雷耳方程充分表征的地点的电流值，而在目前的电化学生物传感器中是施加一定电压后经过几秒至几分钟，优选地经过1～10秒的时刻。
如前所述，由阶梯化梯形扰动电压获得的第二感应电流与施加一定电压时所获得的第一感应电流特性大不一样，因此在整个校准方程中可以作为正交性(orthogonality)高的变量。
从对应于所述扰动电压施加区间的第二感应电流中找出特性点及用这些特性点建立特征(feature)的方法如下。
下面的方法是一个例子，根据应用目的可以有多种变形。
1)特定阶梯化梯形波的峰值及谷值电压附近的感应电流
2)在阶梯化梯形波中由各阶梯的感应电流构成的曲线的曲率
3)阶梯化梯形波的峰值电流与谷值电流之差
4)上坡和下坡中间阶梯化梯形波的感应电流
5)各阶梯化梯形波周期的起点及终点的感应电流
6)由阶梯化梯形波获得的感应电流的平均值
7)将由所述1至6的特征获得的电流值用四则运算、指数、对数、三角函数等数学函数来表示进而能够获得的值
如此，从对应于所述扰动电压施加区间的第二感应电流中找出特性点或者用由这些特性点获得的电流值建立特征(feature)，再线性结合该特征并适用多元回归分析(multivariable regression analysis)就能获得使红细胞比容的影响最小化的校准方程。
下面，参照第一至第五实施例详细说明导出使红细胞比容的影响最小化的校准方程的具体方法。
只是，线性结合特征(feature)并适用多元回归分析的校准方程可能会因电极材料、电极排列方式、通道形状、所使用试剂的特性等大不相同。
本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的校准方程可普遍适用于具有包括工作电极和辅助电极的样品池的电化学生物传感器，尤其是要检测的物质为血液中的葡萄糖或者酮体或者电化学上可检测的代谢物质时，有助于肌酸、乳酸、胆固醇、苯丙酮尿、葡萄糖-6-磷酸脱氢酶等的分析。
为实施本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，需要对特征函数通过多元回归分析(multivariable regression analysis)进行优化开发出校准方程，特征函数是用可由对应于一定电压和阶梯化梯形扰动电压的第一及第二感应电流获得的特征(feature)导出的，通过多元回归分析(multivariable regression analysis)进行优化，以便能够用多种条件的样品通过实验最大限度地减小红细胞比容导致的偏差。
然后，将该校准方程编程到检测机的固件上，供分析血样时能够使用。
[第一实施例]:血糖检测方法，利用了对一定电压的感应电流
在本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，电化学生物传感器的样品池为丝印(screen printing)有两个碳电极的一次性电化学生物传感器，所述电极上涂覆有葡萄糖脱氢酶和电子传递介质(thionine,ruthenium hexamine chloride)。
本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的检测装置100为图4中所示的能在市场上购买的CareSens N(商标名称)。
本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法直接使用该检测装置(100)的固件，由微控制器150通过数字模拟转换电路130将一定电压施加于工作电极，从而获得相应的感应电流计算出血糖值。
在23℃温度下进行了实验，标准设备使用了YSI设备。
为确认红细胞比容导致的偏差，可实施如下的血液实验。
通过圆心分离将从静脉血中抽取的血液分离成红细胞和血浆，再以适当的比率重新混合红细胞和血浆，以使样品具有所需的红细胞比容，并准备具有10％、20％、30％、42％、50％、60％、70％的红细胞比容的样品。通过在各样品中添加高浓度的葡萄糖溶液来获得葡萄糖浓度。
如此准备的血样，针对各红细胞比容，使血糖值接近30mg/dL、80mg/dL、130mg/dL、200mg/dL、350mg/dL、450mg/dL、600mg/dL，实际上用标准设备检测并确定各样品的血糖值。
一方面，检测装置100根据现有的计时电流法记录对一定电压的第一感应电流。
这时所施加的电压形式为引入血液后，3秒钟内施加于两个碳电极之间的电压为0V，之后2秒钟内施加于两个碳电极之间的电压为200mV。因此，针对各样品记录5秒后的电流值。
以红细胞比容为42％的样品为标准导出血糖检测计算公式。血糖检测计算公式如下。
葡萄糖(Glucose)＝斜率(slope)*it＝5sec(5秒时的电流值)+截距(intercept)
对于实验数据以最小二乘法计算斜率(slope)和截距(intercept)，以确定血糖检测校准方程。
使用如此导出的校准方程而得到的针对所有红细胞比容样品的计算结果显示在图6及图7中。
图6为显示本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中,根据计时电流法的检测装置的血糖检测值和YSI检测值之间的相关关系的图表，图7为显示本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，红细胞比容对根据计时电流法的检测装置的血糖检测值的平均值产生的影响的图表(对小于100mg/dL的农度用绝对误差来表示，对100mg/dL以上浓度用相对误差(％)来表示)。
如图6及图7所示，在本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，根据计时电流法的检测装置的血糖检测值的平均值对所有红细胞比容维持线性，然而随着红细胞比容的增加斜率减小。
尤其，如图7所示，各血糖检测值对红细胞比容的倾向性，以42％为基准越接近两端偏差越增加。
[第二实施例]校准方程的例子，利用了从施加一定电压和扰动电压后的特性点中提取的特征(feature)
用本发明第一实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的电化学生物传感器10和检测装置100，可导出最大限度地减小红细胞比容的影响的校准方程。
本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中采用的实验环境和样品与本发明第一实施例相同。
本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测装置100与第一实施例的血糖检测装置100和电压施加部分有些不同。
本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测装置100对检测装置100的固件做了如下变更，以便在施加一定电压之后能够施加适当的扰动电压。
本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度监测装置100的固件，将可产生预定扰动电压的常数存储到检测装置100的存储器，当施加一定电压时，将既定常数记录在DAC寄存器，当施加扰动电压时，以既定时间为周期增加/减少存储在所述存储器中的常数值并记录在DAC寄存器。
根据记录在所述DAC寄存器中的常数值，将相应电压施加到电化学生物传感器的两个电极之间。
用这种方法施加的阶梯化梯形扰动电压的结构如下表2。
表[2]
V<sub>阶梯</sub> 2.0mV
t<sub>阶梯</sub> 0.0025sec
V<sub>DC</sub> 200mV
V<sub>中心</sub> 200mV
V<sub>峰</sub> 20mV
t<sub>周期</sub> 0.1sec
如此，用准备的血糖值检测装置100检测调制的样品。此时，将获得的感应电流存储到电脑。
血糖计算公式分析存储数据、提取最佳的特性点、建立特征(feature),并导出由这些特征(feature)组成的校准方程，再通过多元回归分析(multivariableregressionanalysis)确定针对各特征(feature)的系数来完成校准方程。校准方程如下。
其中，i为可由第一感应电流及第二感应电流获得的一个以上的电流值，所使用的特征(feature)如下。
f1＝5秒下的i(一定电压下的感应电流)
f2＝5.4925秒下的i(第六个阶梯化梯形往上的阶梯的某一地点上的感应电流)
f3＝5.4425秒下的i(第五个阶梯化梯形往下的阶梯的某一地点上的感应电流)
f4＝曲率(由第五个阶梯化梯形往下的阶梯的感应电流构成的曲率)
f5＝f1 2
f6＝f2 2
f7＝f3 2
f8＝f4 2
f9＝1/f1
f10＝1/f2
f11＝1/f3
f12＝1/f4
设定由上述特征(feature)组成的模型后，为了使针对各样品所计算的血糖值与在各种红细胞比容的样品条件下由YSI检测的值一致，加入加权值使其接近用第一实施例中使用的检测装置针对标准红细胞比容42％仅用计时电流法获得的浓度，然后通过多元回归法对各特征(feature)的系数进行优化。如此获得的新的校准方程具有即维持现有的基于计时电流法的校正方式又能最大限度地减小干扰物质效果的优点。
校准方程与固件一起存储在检测装置，固件变更为施加一定电压后施加扰动电压。根据新的校准方程所获得的结果显示在图8及图9中。
图8为显示本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，并用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压而得到的血糖检测值和YSI检测值之间的相关关系的图表，图9为显示本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，红细胞比容对利用计时电流法和阶梯化扰动电压得到的血糖检测值的平均值产生的影响的图表(对小于100mg/dL的浓度用绝对误差来表示，对100mg/dL以上浓度用相对误差(％)来表示)。
通过图8可知，并用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压而获得的血糖检测值和YSI检测值之间的相关关系非常紧密，通过图9可知，红细胞比容对利用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压获得的血糖检测值的平均值产生的影响几乎减小到±5％以内。
参照图10说明本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法。
图10为显示本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法的顺序图。
如图10所示，本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，包括以下步骤：将液状生物样品注入样品池，样品池固定有对所述待分析物质的氧化还原反应起到催化作用的氧化还原酶和电子传递介质，且具有工作电极和辅助电极(S110)；将一定直流电压施加到所述工作电极，使所述待分析物质能够开始进行氧化还原反应以及电子传递反应，以获得第一感应电流(S120)；施加所述一定直流电压后，再施加Λ形阶梯化梯形扰动电压，以获得第二感应电流(S130)；由所述第一感应电流或者所述第二感应电流的两点以上的特性点计算出预定特征(S140)；及用由至少一个特征函数构成的校准方程计算出所述待分析物质的浓度，以使所述生物样品内至少两个干扰物质的影响变得最小(S150)。
所述施加一定直流电压后，再施加Λ形阶梯化梯形扰动电压，如前所述是利用既有DAC电路以阶梯波形式进行。
由所述第一感应电流或者所述第二感应电流计算预定特征(feature)的步骤(S140)包括将在所述第一感应电流或者所述第二感应电流的预定特性点的电流值直接使用或者进行变形来求出特征。
[第三实施例]将温度作为附加特征(feature),在多个范围的温度下计算正确的血糖值的校准方程的例子
用本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的电化学生物传感器和检测装置，可以导出使温度及红细胞比容的影响最小化的校准方程。
采用与本发明第二实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的实验环境和样品类似的实验环境和样品。
即，在准备样品时，准备红细胞比容为10％、20％、42％、55％、70％以及血糖浓度为50mg/dL、130mg/dL、250mg/dL、400mg/dL、600mg/dL的样品，并在5℃、12℃、18℃、23℃、33℃、43℃下进行实验。
本发明第三实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的检测装置100与第二实施例一样，在血糖检测装置中修改了电压施加部分。
本发明第三实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的阶梯化梯形扰动电压的结构如下表3
[表3]
V<sub>阶梯</sub> 2.0mV
t<sub>阶梯</sub> 0.005sec
V<sub>DC</sub> 200mV
V<sub>中心</sub> 200mV
V<sub>峰</sub> 20mV
t<sub>周期</sub> 0.2sec
如此，用准备的检测装置100，在各温度下检测调制的样品。此时，将获得的感应电流存储到电脑。
血糖计算式分析存储数据、提取最佳的特性点、建立特征(feature),并导出由这些特征(feature)组成的校准方程，再通过多元回归分析(multivariable regressionanalysis)确定针对各特征(feature)的系数来完成校准方程。校准方程如下。
其中，i为可由第一感应电流及第二感应电流获得的一个以上的电流值，T为独立检测的温度值，所使用的特征(feature)如下。
f1＝5秒下的i(一定电压下的感应电流)
f2＝5.2675秒下的i(位于第二个阶梯化梯形峰值往下的地点上的感应电流)
f3＝5.3675秒下的i(位于第三个阶梯化梯形谷值往上的地点上的感应电流)
f4＝曲率(curvature)(由第二个阶梯化梯形往下的阶梯的感应电流构成的曲率)
f5＝峰值-峰值(Peak-to-Peak)(第二个阶梯化梯形的峰值与谷值电压之差)
f6＝f1 2
f7＝f2 2
f8＝f3 2
f9＝f4 2
f10＝f5 2
f11＝1/f1
f12＝1/f4
f13＝T
f14＝T2
f15＝f1*T
设定由上述特征(feature)组成的模型后，如本发明第二实施例的说明，以标准设备YSI检测的血糖值为基础，通过多元回归法对特征(feature)的系数进行优化。
如此获得的校准方程与固件一起存储在检测装置，固件变更为施加一定电压后施加扰动电压。根据新的校准方程所获得的结果显示在图11及图12。
图11为显示本发明第三实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，并用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压及检测装置检测的温度值而得到的血糖检测值和YSI检测值之间的相关关系的的图表(包括红细胞比容为10％、20％、42％、55％、70％的样品)。
图12为显示本发明第三实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，温度对血糖检测值的平均值产生的影响的图表，血糖检测值的平均值是并用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压及检测装置中检测的温度值来获得的(包括红细胞比容为10％、20％、42％、55％、70％的样品，对小于100mg/dL的浓度用绝对误差来表示，对100mg/dL以上的浓度用相对误差(％)来表示)。
如图10所示，血糖值的检测包括以下步骤：引入血液、施加一定电压、施加阶梯化梯形扰动电压、由感应电流计算特征(feature)、使用新的校准方程获得准确的血糖值。
[第四实施例]用于酮体检测的校准方程的例子
在本发明第四实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，电化学传感器10的样品池为丝印有两个碳电极的一次性电化学生物传感器，电极上涂覆有酮体脱氢酶及电子传递介质(1-甲氧基-5-甲基吩嗪硫酸甲酯盐、六胺氯化钌)的是在23℃下施加一定电压来获得感应电流并计算酮体浓度的情形。
为确认红细胞比容导致的偏差而进行的血液实验与第一实施例类似。准备具有10％、20％、30％、40％、50％、60％、70％的红细胞比容的血样。
针对各红细胞比容，使酮体浓度值接近0.1mmol/L、0.5mmol/L、1mmol/L、2mmol/L、3mmol/L、4.2mmol/L、5mmol/L的，实际上用标准设备(RXMonaco,Randox)检测并确定各样品的酮体浓度值。
一方面，检测装置在与前述实施例中使用的血糖检测装置结构相同，检测装置记录对一定电压的感应电流。
施加电压的方式为从引入血液开始4秒钟内施加于电化学生物传感器内的两个电极之间电压为200mV，下一个4秒钟内施加的电压为0mV，之后2秒钟内再施加200mV电压。
针对各样品记录10秒时的电流值。
以红细胞比容为42％的样品为标准导出酮体检测计算公式。
酮体检测计算公式如下。
酮体(Ketone Body)＝斜率(slope)*it＝10sec(10秒时的电流值)+截距(intercept)
对于实验数据以最小二乘法计算斜率(slope)和截距(intercept)，以导出校准方程。
使用这种酮体检测校准方程而得到针对所有红细胞比容样品的计算结果显示在图13及图14。
图13为显示本发明第四实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，根据计时电流法的酮体检测值和标准设备检测值之间的相关关系的图表，图14为显示本发明的第四实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，红细胞比容对根据计时电流法的酮体检测值的平均值产生的影响的图表(对小于1.0mmol/L的浓度用乘100的绝对误差来表示，对1.0mmol/L以上浓度用相对误差(％)来表示)。
如图13及图14所示，根据计时电流法的酮体检测值的平均值随着红细胞比容的增加斜率减小。
而且，如图14所示，根据计时电流法的酮体检测值对红细胞比容的倾向性，以42％为基准越接近两端偏差越增加。
[第五实施例]用于酮体检测的校准方程的例子，利用了从施加一定电压和扰动电压后的特性点中提取的特征(feature)
用本发明第四实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中使用的电化学生物传感器和检测装置，可导出用于酮体检测的校准方程，利用了从施加一定电压和扰动电压后的特性点中提取的特征(feature)。
实验环境和样品与本发明第四实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中采用的实验环境和样品相同。
检测装置与第四实施例中使用的检测装置在电压施加部分有些不同。即，对检测机的固件做了变更，以便能够在施加以往的一定电压之后，施加下表中记载的扰动电压。
在本发明第五实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，施加电压的方式为在施加第四实施例中使用的电压之后，施加下表4中记载的阶梯化梯形状扰动电压。
[表4]
V<sub>阶梯</sub> 1.5mV
t<sub>阶梯</sub> 0.0025sec
V<sub>DC</sub> 200mV
V<sub>中心</sub> 250mV
V<sub>峰</sub> 15mV
t<sub>周期</sub> 0.1sec
如此，用准备的检测装置检测调制的样品。此时，将获得的感应电流存储到电脑。
血糖计算公式分析存储数据、提取最佳的特性点、建立特征(feature),并导出由这些特征(feature)组成的校准方程，再通过多元回归分析(multivariable regressionanalysis)确定针对各特征(feature)的系数来完成校准方程。
用于检测酮体的校准方程如下。
其中，i为可由第一感应电流及第二感应电流获得的一个以上的电流值，所使用的特征(feature)如下。
f1＝10秒下的电流(一定电压下的感应电流)
f2＝8.12秒下的电流(一定电压初期的感应电流)
f3＝10.27秒下的电流(第三个阶梯化梯形的谷值附近电压下的感应电流)
f4＝10.4925秒下的电流(第五个阶梯化梯形的谷值附近电压下的感应电流)
f5＝曲率(curvature)(由第五个阶梯化梯形往下的阶梯的感应电流组成的曲率)
f6＝f1 2
f7＝f2 2
f8＝f3 2
f9＝f4 2
f10＝f5 2
f11＝1/f1
f12＝1/f5
设定由上述特征(feature)组成的模型后，为了使针对各样品所计算的血糖值与在各种红细胞比容的样品条件下检测的值一致，加入加权值使其接近在标准红细胞比容42％下仅用计时电流法获得的浓度，然后通过多元回归法对各特征(feature)的系数进行优化。
如此获得的校准方程与固件一起存储在检测装置，固件变更为施加一定电压后施加扰动电压。图15和图16显示使用校准方程的结果。
图15为显示本发明第五实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，利用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压而获得的酮体检测值和标准设备检测值之间的相关关系的的图表，图16为显示本发明第五实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法中，红细胞比容对酮体检测值的平均值产生的影响的图表，酮体检测值的平均值是利用计时电流法和阶梯化梯形扰动电压来获得的(对小于1.0mmol/L的浓度用乘100的绝对误差来表示，对1.0mmol/L以上浓度用相对误差(％)来表示)。
比较本发明的第一实施例和第二实施例，比较第四实施例和第五实施例，就可以清楚地知道本发明优选实施例的生物样品内待分析物质的浓度检测方法的效果。
即，在通常使用的根据计时电流法的检测装置中，直接使用常规生物传感器，并且除了通常的电压施加方式之外，进一步在短时间内施加阶梯化梯形扰动电压(图1)，从而在不使用附加校正公式的情况下，由校准方程就能获得使红细胞比容等干扰因子的基质效应(Matrix effect)的影响最小化的结果值。
而且，从本发明的第三实施例可知，将检测装置检测的温度值用作附加特征(feature)来获得校准方程，就能通过简单的演算获得基质效应和温度效应均被最小化的检测结果。

Claims (15)

1.一种生物样品内待分析物质的浓度检测方法，包括以下步骤：
将液状生物样品注入样品池，该样品池固定有对所述待分析物质的氧化还原反应起到催化作用的氧化还原酶和电子传递介质，且具有工作电极和辅助电极；
将一定直流电压施加到所述工作电极，使所述待分析物质能够开始进行氧化还原反应及电子传递反应，以获得第一感应电流；
施加所述一定直流电压后，再施加Λ形阶梯化梯形扰动电压，以获得第二感应电流；
由所述第一感应电流或者所述第二感应电流的两点以上的特性点计算出预定特征；及
用由至少一个特征函数构成的校准方程计算出所述待分析物质的浓度，以使所述生物样品内至少一个干扰物质的影响变得最小，
其中，所述Λ形阶梯化梯形扰动电压的特征由各阶梯的高度V阶梯、各阶梯的施加时间t阶梯、在整个变化范围内的中间电压与一定电压之差V中心、中间电压与峰电压值之差V峰、整个阶梯化梯形波的波峰电压值与相邻的下一个阶梯化梯形波的峰值电压值的时间差t周期构成，
所述一定直流电压和所述Λ形阶梯化梯形扰动电压通过与微控制器联动的同一数字模拟转换电路施加到所述工作电极上，并且
由所述第一感应电流或者第二感应电流中选择对所述待分析物质和干扰物质的线性依赖性不同的特性点，并用所述特性点建立特征，进而导出由所述特征构成的校准方程。
2.根据权利要求1所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述第二感应电流是在获得第一感应电流后的0.1至1秒内获得的。
3.根据权利要求1所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
用所述特性点建立所述特征的方法使用特定阶梯化梯形波的峰值及谷值电压附近的第二感应电流、在所述阶梯化梯形扰动电压下由各阶梯的感应电流构成的曲线的曲率、所述阶梯化梯形扰动电压下的峰值下的电流值和谷值下的电流值之差、上坡和下坡中间阶梯化梯形扰动电压下的感应电流、各阶梯化梯形扰动电压周期的起点和终点的感应电流及由阶梯化梯形扰动电压下获得的感应电流的平均值之一，或者将由此获得的电流值用四则运算、数学函数来表示进而能够获得的值。
4.根据权利要求3所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，所述数学函数选自指数函数、对数函数和三角函数。
5.根据权利要求1所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述校准方程是对将所述特征线性结合的所述特征函数适用多元回归分析而获得的，所述校准方程根据电极材料、电极排列方式、通道形状、所使用试剂的特性而不同。
6.根据权利要求5所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述待分析物质为葡萄糖、β-羟丁酸、胆固醇、甘油三酯、乳酸、丙酮酸、乙醇、胆红素、尿酸、苯丙酮尿、肌酸、肌氨酸酐、葡萄糖-6-磷酸脱氢酶、NADPH、酮体之一。
7.根据权利要求5所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述氧化还原酶为葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、谷氨酸氧化酶、谷氨酸脱氢酶、胆固醇氧化酶、胆固醇酯化酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶、乙醇氧化酶、乙醇脱氢酶、胆红素氧化酶、酮体脱氢酶之一。
8.根据权利要求1所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述电子传递介质为二茂铁、六胺氯化钌(III)、铁氰化钾、1,10-邻二氮杂菲-5,6-二酮、作为配位体具有联吡啶或者邻二氮杂菲的锇络合物，2,6-二甲基-1,4-苯醌、2,5-二氯-1,4-苯醌、3,7-二氨基-5-吩噻嗪鎓硫堇、1-甲氧基-5-甲基吩嗪硫酸甲酯盐、亚甲蓝、甲苯胺蓝之一。
9.根据权利要求1所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述一定直流电压为0～800mV，1秒以上、1分钟以内持续或者间歇地施加所述一定直流电压，在此期间内检测一次或者几次所述第一感应电流。
10.根据权利要求1所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述阶梯化梯形电压一个阶梯的高度V阶梯为0.5～20mV，所述一个阶梯的持续时间t阶梯为0.001至0.1秒，所述阶梯化梯形电压的中心电压与所述一定直流电压之差V中心为-150～150mV，所述阶梯化梯形电压的中心电压与峰值或者谷值电压之差V峰为5～150mV，所述阶梯化梯形电压的周期或者一个峰值与相邻的另一个峰值之间的时间间隔t周期为0.01～1秒。
11.根据权利要求1所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述特征函数为使用由所述一定直流电压获得的感应电流值的函数、使用由所述阶梯化梯形电压获得的感应电流值的函数、使用在检测装置中检测的温度值的函数、将检测的感应电流值用四则运算、数学函数来表示进而能够获得的函数。
12.根据权利要求11所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，所述数学函数选自指数函数、对数函数和三角函数。
13.根据权利要求1所述的生物样品内待分析物质的浓度检测方法，其中，
所述校准方程为以下方程之一，
其中，i为能够由第一感应电流及第二感应电流获得的一个以上的电流值，T为独立检测的温度值。
14.一种生物样品内待分析物质的浓度检测装置，包括：
连接器，用于插入样品池，该样品池固定有对所述待分析物质的氧化还原反应起到催化作用的氧化还原酶和电子传递介质，且具有工作电极和辅助电极；
数字模拟转换电路，用于施加一定直流电压和Λ形阶梯化梯形扰动电压，所述一定直流电压用于使所述待分析物质开始进行氧化还原反应以及电子传递反应，所述Λ形阶梯化梯形扰动电压用于施加所述一定直流电压后接着使所述样品池的电位产生波动；
微控制器，用于控制所述数字模拟转换电路，并利用所述Λ形阶梯化梯形扰动电压由校准方程直接求出所述待分析物质的浓度值，
其中将一定直流电压施加到所述工作电极，使所述待分析物质能够开始进行氧化还原反应及电子传递反应，以获得第一感应电流；
施加所述一定直流电压后，再施加Λ形阶梯化梯形扰动电压，以获得第二感应电流；
其中，所述Λ形阶梯化梯形扰动电压的特征由各阶梯的高度V阶梯、各阶梯的施加时间t阶梯、在整个变化范围内的中间电压与一定电压之差V中心、中间电压与峰电压值之差V峰、整个阶梯化梯形波的波峰电压值与相邻的下一个阶梯化梯形波的峰值电压值的时间差t周期构成；
所述一定直流电压和所述Λ形阶梯化梯形扰动电压通过与微控制器联动的同一数字模拟转换电路施加到所述工作电极上；并且
由所述第一感应电流或者第二感应电流中选择对所述待分析物质和干扰物质的线性依赖性不同的特性点，并用所述特性点建立特征，进而导出由所述特征构成的校准方程。
15.根据权利要求14所述的生物样品内待分析物质的浓度检测装置，其中，
所述微控制器存储可产生预定的所述Λ形阶梯化梯形扰动电压的常数值，当施加一定电压时，将既定常数记录在所述数字模拟转换器的寄存器，当施加所述扰动电压时，以既定时间为周期增加/减少所述常数值并记录在数字模拟转换器的寄存器，以使所述数字模拟转换器根据记录在DAC寄存器的常数值将所述一定电压或者扰动电压施加到所述工作电极和所述辅助电极之间。
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