KR20170028408A - Analyte concentration measurement - Google Patents
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Abstract
분석물 농도를 결정하는 방법은 적어도 2개의 전극들을 갖는 전기화학 셀에서 산화 환원 반응을 사용하고, 전극들 중 하나는 작업 전극이고, 적어도 하나의 전극은 적어도 하나의 산화 환원 매개체에 노출된다. 이 방법은 적어도 하나의 펄스 사이클을 사용하며, 각각의 사이클은 적어도 제1 전위 및 제2 전위를 갖는다. 이 방법은 벌크 용액을 향하여 감소하는 농도로 작업 전극에서 또는 이 부근에서 매개체 농도 구배가 축적되게 하는 축적 시기를 개시시키는 제1 전위를 인가하는 단계; 측정 시기를 개시시키고 작업 전극에서의 확립된 매개체 농도 구배를 고갈시키는 제2 전위를 인가하는 단계; 각각의 사이클의 제2 전위와 관련된 전류를 측정하는 단계; 및 측정된 전류를 사용하여 분석물 농도를 결정하는 단계를 포함한다. 이러한 방식으로, 확산 간섭 인자(DIF), 특히 헤마토크릿(Hct)의 영향이 완화될 수 있다.A method for determining an analyte concentration uses a redox reaction in an electrochemical cell having at least two electrodes, one of the electrodes is a working electrode and the at least one electrode is exposed to at least one redox medium. The method uses at least one pulse cycle, each cycle having at least a first potential and a second potential. The method comprising the steps of: applying a first potential to initiate an accumulation period at which the medium concentration gradient is accumulated at or near the working electrode at a decreasing concentration towards the bulk solution; Initiating a measurement period and applying a second potential that depletes the established median concentration gradient at the working electrode; Measuring a current associated with a second potential of each cycle; And determining the analyte concentration using the measured current. In this way, the influence of the diffusion interference factor (DIF), particularly the hematocrit (Hct), can be mitigated.
Description
본 발명은 확산 간섭 인자(diffusion interfering factor)의 영향을 완화시키는 확산-기반 분석물 농도 측정에 관한 것이다.The present invention is directed to diffusion-based analyte concentration measurements that mitigate the effects of diffusion interfering factors.
자가 혈당 측정(self-monitoring blood glucose, SMBG) 스트립(strip)과 같은 전기화학-기반 센서가 유체 샘플(예를 들어, 전혈(whole blood)) 내의 분석물 농도를 측정/판정하는 데 사용된다. 그러나, 이들의 정확도는 검사 유체에서의 분석물 질량 전달에 영향을 미치는 확산 간섭 인자(DIF), 예컨대 혈액 헤마토크릿(haematocrit)(Hct)으로 인해 어려움을 겪을 수 있는데, 그 이유는 적혈구가 분석물(예컨대, 포도당)의 확산 경로를 막기 때문이다. 제품 정확도 요건을 충족시키기 위해 DIF 완화 기술을 개발할 필요성이 있다.An electrochemical-based sensor, such as a self-monitoring blood glucose (SMBG) strip, is used to measure / determine analyte concentration in a fluid sample (e.g., whole blood). However, their accuracy may suffer due to diffusion interference factors (DIF), such as blood hematocrit (Hct), which affect mass transfer of analytes in the test fluid, For example, glucose). There is a need to develop DIF mitigation techniques to meet product accuracy requirements.
DIF 완화는 능동적 접근 및 수동적 접근으로 분류될 수 있다. 전자는 다음에 DIF 보정에 사용되는 DIF "측정치"를 갖는 DIF 민감성 신호의 사용에 의존한다. 능동적 접근의 문제점은 능동적 접근이 추가 스트립 요소, 더 많은 측정 단계 및 추가 장치/측정기 구성요소/부품과 같은 가외의 메커니즘을 필요로 한다는 것이다. 대조적으로, 수동적 접근은 DIF 비민감성 신호 또는 분석물 측정치에 대해 무시할 수 있는 DIF 영향을 갖는 신호를 사용한다.DIF mitigation can be categorized as active approach and passive approach. The former then relies on the use of a DIF sensitive signal with a DIF "measurement" used for DIF correction. The problem with the active approach is that the active approach requires extra mechanisms such as additional strip elements, more measurement steps and additional device / instrument components / components. In contrast, passive approaches use signals that have negligible DIF effects on DIF non-sensitive signals or analyte measurements.
미국 특허 제8105478B2호는 적합한 전위가 작업 전극에 인가되는 분자 생물학적 검출 시스템에서 매개체(mediator)로서의 산화환원 활성 물질의 농도를 측정하기 위한 펄스 길이를 선택하여, 산화환원 반응으로서 일어나는 산화 과정 및 환원 과정 중 적어도 하나를 유발시키는 방법을 기술한다. 이 방법은 작업 전극의 전위를 펄싱(pulsing)하여 측정 시기(measuring phase) 및 이완 시기(relaxation phase)를 교번적으로 형성하는 단계; 펄스의 종료를 향해 용량성 전류가 패러데이 전류(Faraday current)와 비교하여 상대적으로 작도록 측정 시기 펄스 길이를 선택하는 단계; 및 후속 측정 시기의 시작에서 측정 자체에 의한 매개체의 소비에 의해 야기된 매개체의 농도 변화가 본래의 레벨에 접근하는 최대 가능 정도까지 반전되도록 펄스의 종료를 향해 농도 구배가 이완되게 이완 시기 펄스 길이를 선택하는 단계를 포함한다.U.S. Patent No. 8105478B2 discloses a method of selecting a pulse length for measuring the concentration of an oxidation-reduction active material as a mediator in a molecular biological detection system to which a suitable potential is applied to a working electrode, ≪ / RTI > The method comprises alternately forming a measuring phase and a relaxation phase by pulsing the potential of the working electrode; Selecting the measurement timing pulse length such that the capacitive current toward the end of the pulse is relatively small compared to the Faraday current; And the relaxation timing pulse length to relax the concentration gradient towards the end of the pulse so that the concentration change of the medium caused by the consumption of the medium by the measurement itself at the beginning of the subsequent measurement period is inverted to the maximum possible level approaching the original level .
본 발명에 따르면, 적어도 하나의 펄스 사이클을 사용하여, 적어도 2개의 전극들을 갖는 전기화학 셀(electrochemical cell)에서 산화 환원 반응을 이용하여 분석물 농도를 판정하는 방법으로서, 전극들 중 하나는 작업 전극이고, 적어도 하나의 전극은 적어도 하나의 산화 환원 매개체에 노출되며, 각각의 사이클은 제1 전위 및 제2 전위를 갖는, 상기 분석물 농도를 판정하는 방법으로서, 벌크 용액(bulk solution)을 향하여 감소하는 농도로 작업 전극에서 또는 이 부근에서 매개체의 농도 구배가 축적되게 하는 축적 시기(accumulation phase)를 개시시키는 제1 전위를 인가하는 단계; 측정 시기를 개시시키고 매개체의 확립된 농도 구배를 고갈시키는 제2 전위를 인가하는 단계; 및 확립된 농도 구배의 고갈 동안에 각각의 사이클의 제2 전위와 관련된 전류를 측정하는 단계를 포함하는, 분석물 농도를 판정하는 방법에서 DIF의 영향을 감소시키거나 완화시키는 방법이 제공된다. 측정된 전류는 분석물 농도를 계산하는 데 사용될 수 있다.According to the present invention there is provided a method of determining an analyte concentration using an oxidation-reduction reaction in an electrochemical cell having at least two electrodes using at least one pulse cycle, , Wherein at least one electrode is exposed to at least one redox medium, each cycle having a first electrical potential and a second electrical potential, the method comprising the steps of: Applying a first potential to initiate an accumulation phase that causes the concentration gradient of the medium to accumulate at or near the working electrode at a concentration that is at or near the working electrode; Initiating a measurement period and applying a second potential that depletes the established concentration gradient of the medium; And measuring the current associated with the second potential of each cycle during depletion of the established concentration gradient. A method of reducing or mitigating the effect of DIF in a method for determining analyte concentration is provided. The measured current can be used to calculate the analyte concentration.
포도당 검사를 위해 사이클의 축적 시기에서 작업 전극에서 벌크 용액을 향해 감소하는 농도로 매개체의 농도 구배를 확립시킴으로써, Hct에 대한 전류 감도가 감소되는 반면에, 포도당에 대한 전류 감도가 향상된다.By establishing the concentration gradient of the medium at the concentration decreasing from the working electrode to the bulk solution during the cycle of accumulation for the glucose test, the current sensitivity to Hct is reduced while the current sensitivity to glucose is improved.
농도 구배는 벌크 용액을 향해 점차적으로 그리고 연속적으로 감소할 수 있다. 대안적으로, 농도 구배가 변동되면서, 벌크 용액을 향해 대체로 감소할 수 있다.The concentration gradient may gradually and continuously decrease toward the bulk solution. Alternatively, the concentration gradient may fluctuate and may be substantially reduced toward the bulk solution.
적어도 하나의 전극은 적어도 하나의 산화 환원 매개체로 코팅 될 수 있다. 대안적으로 또는 부가적으로, 전극은 적어도 하나의 산화 환원 매개체를 포함하는 용액 내에 있을 수 있고, 따라서 적어도 하나의 산화 환원 매개체에 노출된다.The at least one electrode may be coated with at least one redox medium. Alternatively or additionally, the electrode can be in a solution comprising at least one redox mediator and is thus exposed to at least one redox medium.
축적 시기는 작업 전극에서 환원을 가질 수 있고, 측정 시기는 작업 전극에서 산화를 가질 수 있다. 대안적으로, 축적 시기는 산화를 가질 수 있고, 측정 시기는 분석물 및 매개체(들)를 수반하는 산화 환원 반응의 특성에 따라 작업 전극에서 환원을 가질 수 있다. 당업계에 공지된 바와 같이, 축적 시기가 환원 또는 산화를 가져야하는지 여부는 매개체가 전극 표면에서 이종 반응을 겪기 전의 매개체 상태(산화되거나 환원됨)에 의존한다. 또한, 하나 초과의 매개체가 일련의 산화 환원 반응들에 사용될 수 있음이 이해될 것이다.The accumulation time may have a reduction at the working electrode, and the measuring time may have oxidation at the working electrode. Alternatively, the accumulation time can be oxidized and the measurement time can be reduced at the working electrode depending on the nature of the redox reaction involving the analyte and the mediator (s). Whether the accumulation period has to have a reduction or oxidation, as is known in the art, depends on the mediator state (oxidized or reduced) before the mediator undergoes a heterogeneous reaction at the electrode surface. It will also be appreciated that more than one medium can be used for the series of redox reactions.
제1 전위 및 제2 전위에 더하여, 추가의 전위들이 전극(들)에 인가될 수 있다. 이러한 추가 전위들은 제1 전위 전에 또는 제2 전위 후에 인가될 수 있다. 예를 들어, 적어도 하나의 펄스 사이클을 인가하기 전에 개시 전위가 인가 될 수 있는데, 여기서 개시 전위는 전극들에서 산화 환원 반응이 실질적으로 없기 위한 개방 회로 또는 전위를 갖는다. 개시 전위는 각각의 펄스 사이클을 인가하기 전에 인가될 수 있다. 모든 경우들에서, 농도 구배를 축적시키는 축적 시기가 측정 시기 바로 앞에 오도록 제2 전위가 제1 전위 바로 뒤를 따라야 한다.In addition to the first potential and the second potential, further potentials may be applied to the electrode (s). These additional potentials may be applied either before the first potential or after the second potential. For example, a start potential may be applied before applying at least one pulse cycle, where the start potential has an open circuit or potential for substantially no redox reaction at the electrodes. The start potential may be applied before each pulse cycle is applied. In all cases, the second potential should follow immediately after the first potential so that the accumulation period for accumulating the concentration gradient is immediately before the measurement time.
제2 전위는 매개체의 확립된 농도 구배의 고갈 후에 벌크 용액을 향해 증가하는 농도로 매개체의 다른 농도 구배가 형성되도록(반대 농도 구배가 확립됨) 하는 것이다.The second potential is such that a different concentration gradient of the mediator is formed (an opposite concentration gradient is established) at an increasing concentration towards the bulk solution after depletion of the established concentration gradient of the mediator.
제1 전위 및 제2 전위의 크기(magnitude)들은 실질적으로 0인 전류 흐름(E0)을 도출하는 전위에 대해 대칭일 수 있다. 제1 전위 및 제2 전위의 크기들은 E0에 대해 비대칭일 수 있다.The magnitudes of the first and second potentials may be symmetric with respect to the potential leading to a current flow (E 0 ) of substantially zero. The magnitudes of the first and second potentials may be asymmetric with respect to E 0 .
제1 전위 및 제2 전위의 지속기간들은 동일할 수 있다. 제1 전위 및 제2 전위의 지속기간들은 상이할 수 있다. 제1 전위 및 제2 전위의 지속기간들은 10분 미만, 바람직하게는 1분 미만, 가장 바람직하게는 5초 미만일 수 있다. 제1 전위 및 제2 전위의 지속기간들은 각각의 펄스 사이클의 총 시간의 5 내지 100%일 수 있다.The durations of the first potential and the second potential may be the same. The durations of the first potential and the second potential may be different. The durations of the first and second potentials may be less than 10 minutes, preferably less than 1 minute, and most preferably less than 5 seconds. The durations of the first potential and the second potential may be 5 to 100% of the total time of each pulse cycle.
본 발명의 다른 태양에 따르면, 적어도 하나의 펄스 사이클을 사용하여, 적어도 2개의 전극들을 갖는 전기화학 셀에서 산화 환원 반응을 이용하여 분석물 농도를 판정하기 위한 검사 측정기(test meter)로서, 전극들 중 하나는 작업 전극이고, 적어도 하나의 전극은 적어도 산화 환원 매개체에 노출되며, 각각의 사이클은 제1 전위 및 제2 전위를 갖는, 상기 분석물 농도를 판정하기 위한 검사 측정기로서, 검사 측정기는, 벌크 용액을 향하여 감소하는 농도로 작업 전극에서 또는 이 부근에서 매개체의 농도 구배를 축적시키는 축적 시기를 개시시키는 제1 전위를 인가하고, 측정 시기를 개시시키고 매개체의 확립된 농도 구배를 고갈시키는 제2 전위를 인가하며, 각각의 사이클의 제2 전위와 관련된 전류를 측정하도록 구성되는, 분석물 농도를 판정하기 위한 검사 측정기가 제공된다. 바람직하게는, 검사 측정기는 측정된 전류를 사용하여 분석물 농도를 계산하도록 구성된다.According to another aspect of the present invention there is provided a test meter for determining an analyte concentration using an oxidation-reduction reaction in an electrochemical cell having at least two electrodes using at least one pulse cycle, Wherein one of the electrodes is a working electrode, at least one electrode is exposed to at least a redox medium, each cycle having a first potential and a second potential, the test meter for determining the analyte concentration, A first potential to initiate an accumulation period for accumulating a concentration gradient of the medium at or near the working electrode at a concentration decreasing toward the bulk solution is applied and a second potential is applied to initiate the measurement period and deplete the established concentration gradient of the medium To determine an analyte concentration, which is adapted to apply a potential and to measure a current associated with a second potential of each cycle The four meter is provided. Preferably, the test meter is configured to calculate the analyte concentration using the measured current.
축적 시기는 환원일 수 있고, 측정 시기는 산화일 수 있다. 대안적으로, 축적 시기는 산화일 수 있고, 측정 시기는 분석물 및 매개체(들)를 수반하는 산화 환원 반응의 특성에 의존하는 환원일 수 있다. 또한, 하나 초과의 매개체가 일련의 산화 환원 반응들에 사용될 수 있음이 이해될 것이다.The accumulation period may be reduction, and the measurement period may be oxidation. Alternatively, the accumulation period can be oxidation and the measurement period can be a reduction depending on the nature of the redox reaction involving the analyte and the mediator (s). It will also be appreciated that more than one medium can be used for the series of redox reactions.
제2 전위는 매개체의 확립된 농도 구배의 고갈 후에 벌크 용액을 향해 증가하는 농도로 매개체의 다른 농도 구배가 형성되도록 하는 것일 수 있다.The second potential may be to cause a different concentration gradient of the mediator to form at an increasing concentration towards the bulk solution after depletion of the established concentration gradient of the mediator.
제1 전위 및 제2 전위의 크기들은 실질적으로 0인 전류 흐름(E0)을 야기하는 전위에 대해 대칭일 수 있다. 제1 전위 및 제2 전위의 크기들은 E0에 대해 비대칭일 수 있다.The magnitudes of the first and second potentials may be symmetrical with respect to the potential causing the current flow (E 0 ) to be substantially zero. The magnitudes of the first and second potentials may be asymmetric with respect to E 0 .
제1 전위 및 제2 전위의 지속기간들은 동일할 수 있다. 제1 전위 및 제2 전위의 지속기간들은 상이할 수 있다. 제1 전위 및 제2 전위의 지속기간들은 10분 미만, 바람직하게는 1분 미만, 가장 바람직하게는 5초 미만일 수 있다. 제1 전위 및 제2 전위의 지속기간들은 각각의 펄스 사이클의 총 시간의 5 내지 100%일 수 있다.The durations of the first potential and the second potential may be the same. The durations of the first potential and the second potential may be different. The durations of the first and second potentials may be less than 10 minutes, preferably less than 1 minute, and most preferably less than 5 seconds. The durations of the first potential and the second potential may be 5 to 100% of the total time of each pulse cycle.
본 발명의 다양한 태양들이 이제 단지 예로서 그리고 다음의 도면을 참조하여 기술될 것이다.
도 1은 전위를 제어함으로써 두 전극들에서 산화환원 반응들을 전환시키는 것을 도시하는 도면.
도 2는 도 1의 산화환원 반응 전환에 의한, 작업 전극(E1)에서의 Mred(환원된 매개체) 농도 구배의 전개를 도시하는 도면.
도 3은 전기화학 셀의 전극들에 인가하기 위한 검사 파형 및 제어 파형을 도시하는 도면.
도 4는 도 3의 파형들을 사용하여 얻은 다양한 샘플들에 대한, 포도당에 대한 전류 감도 대 측정 시간을 도시하는 도면으로서, 여기서 범례의 수치가 백분율로서의 Hct 레벨인 도면.
도 5는 도 3의 파형들의 산화 펄스들 중 4개의 산화 펄스들의 0.3 초에서의 포도당에 대한 전류 감도의 공칭 Hct에 대한 백분율 바이어스(bias)를 도시하는 도면으로서, 여기서 범례의 수치가 도 3에서의 파형들의 펄스 개수인 도면.Various aspects of the present invention will now be described by way of example only and with reference to the following drawings.
Figure 1 illustrates converting redox reactions at two electrodes by controlling the potential.
Fig. 2 shows the evolution of the M red (reduced mediator) concentration gradient at the working electrode E1 by the redox reaction conversion of Fig. 1; Fig.
3 is a diagram showing inspection waveforms and control waveforms to be applied to electrodes of an electrochemical cell;
Figure 4 is a plot showing the current sensitivity versus measurement time for glucose for various samples obtained using the waveforms of Figure 3, where the value of the legend is the Hct level as a percentage;
5 is a plot showing the percent bias for the nominal Hct of the current sensitivity to glucose at 0.3 seconds of the four oxidation pulses of the waveforms of FIG. 3, where the legend values are shown in FIG. 3 Lt; / RTI >
본 발명은 매개체를 사용하는 전기화학-기반 센서들의 작업 전극 및 상대 전극에서의 산화 환원 반응들을 전환 및 제어함으로써 DIF 전류 신호들의 영향을 완화시킨다. 이는 축적 시기 동안에 벌크 샘플에서보다 작업 전극 근처에서 더 높은 농도의 매개체를 생성함으로써 행하여져, 각각의 측정 시기의 시작 시에 매개체 농도 구배가 존재하게 된다. 이상적으로는, 매개체 농도 구배는 작업 전극으로부터 벌크 샘플 내로 10nm 이상만큼 연장된다. 매개체 농도 구배가 상대 전극에 도달해서는 안되며, 따라서 이상적으로는 매개체 구배의 최대 범위가 작업 전극과 상대 전극의 분리보다 적다. 많은 실제적인 구현예에서, 축적 시기의 종료 및 측정 시기의 시작에 의해, 매개체 농도 구배가 작업 전극과 상대 전극 사이의 절반을 넘어서 연장되지 않는 것이 바람직하다.The present invention alleviates the effects of DIF current signals by switching and controlling the redox reactions at working and counter electrodes of electrochemical-based sensors using mediators. This is done by creating a higher concentration of the medium near the working electrode than in the bulk sample during the accumulation period, so that there is a medium concentration gradient at the beginning of each measurement period. Ideally, the medium concentration gradient extends from the working electrode by at least 10 nm into the bulk sample. The median concentration gradient should not reach the counter electrode, so ideally the maximum range of the median gradient is less than the separation of the working electrode and the counter electrode. In many practical embodiments, it is preferred that, by the end of the accumulation period and the beginning of the measurement period, the median concentration gradient does not extend beyond halfway between the working electrode and the counter electrode.
도 1은 하나의 펄스 사이클, 및 2개의 전극들, 즉 작업 전극(E1) 및 상대 전극(E2)을 갖는 전기화학 검사 스트립의 개시된 대응하는 산화 환원 반응들을 도시한다. 두 전극들은 산화 환원 매개체(M)와 효소(Enz)를 포함하는 시약 층으로 덮인다. 스트립을 검사하기 위해, 작업 전극(E1) 및 상대 전극(E2)은 각각 전혈 샘플과 접촉하고, 전기 전위(전압)가 두 전극들 사이에 인가된다. 이는 혈액에서의 산화 환원 반응(동종 산화 환원 반응)과 두 전극들의 표면들에서의 산화 환원 반응(이종 산화 환원 반응) 둘 모두를 초래한다.Figure 1 shows the corresponding corresponding redox reactions of an electrochemical test strip with one pulse cycle and two electrodes, working electrode E1 and counter electrode E2. The two electrodes are covered with a reagent layer containing a redox mediator (M) and an enzyme (Enz). To inspect the strip, working electrode E1 and counter electrode E2 each contact a whole blood sample and an electrical potential (voltage) is applied between the two electrodes. This results in both redox reactions in the blood (homologous redox reactions) and redox reactions on the surfaces of the two electrodes (a heterologous redox reaction).
이종 산화 환원 반응들의 경우, 하나의 전극에서 산화가 일어나고 동시에 다른 전극에서는 환원이 일어난다. 도 1에서, 전위는 일련의 구형파(펄스)들로서 인가된다. 두 전극들에서의 산화 환원 반응들은 펄스들을 환원 전위 (Ered)로부터 산화 전위(Eox)로 변경함으로써 전환된다. 이는 전위의 크기 및 필요한 경우 극성을 제어함으로써 행하여질 수 있다. E0은 실질적으로 0인 산화 환원 반응(환원도 산화도 없음)에 대한 전위이다. E0에 대한 Ered 바이어스(차이) 및 E0에 대한 Eox 바이어스는 동일(즉, 도 1에 도시된 바와 같이 E0에 대해 대칭임)하거나 상이할 수 있다.In the case of the heterogeneous redox reactions, oxidation occurs at one electrode while reduction at the other electrode occurs. In Fig. 1, the potential is applied as a series of square waves (pulses). The redox reactions at both electrodes are switched by changing the pulses from the reduction potential (E red ) to the oxidation potential (E ox ). This can be done by controlling the magnitude of the potential and, if necessary, the polarity. E 0 is a potential for a redox reaction (no reduction nor oxidation) that is substantially zero. E ox E red bias to a bias (the difference) and E 0 to E 0 may or different (being symmetrical with respect to the E 0 as shown in other words, FIG. 1) In the same.
도 1에 예시된 바와 같이, Ered 하에, 산화된 매개체(Mox)는 작업 전극(E1)에서 환원을 겪으면서(반응 3), 환원된 매개체(Mred)는 상대 전극(E2)에서 산화를 겪는다(반응 2). 동시에, 포도당(Gluc)은 효소(Enz)를 수반하여 Mox와 반응하여 혈액 내에 Mred를 생성한다(반응 1). 결과로서, Mred는 작업 전극(E1)에서 출발 Mred 농도(C0)보다 높은 농도(Ci)로 "축적"되고(반응 1 및 반응 3 둘 모두는 Mred를 생성함), 작업 전극(E1) 표면으로부터 벌크 용액을 향해 Mred 농도가 감소하는 Mred 농도 구배가 확립된다(도 2A 및 도 2B 참조). Mred 농도 구배는 다음과 같이 표현 될 수 있다: Cg = (Ci - C0)/ di. 더 큰 Cg는 더 많은 Mred가 전극 표면에 더 가깝게 유지된다는 것을 의미한다.Under, E red As illustrated in Figure 1, oxidized mediator (M ox) is oxidized at the working electrode while undergoing a reduction in (E1) (reaction 3), the reduced mediator (M red) is a counter electrode (E2) (Reaction 2). At the same time, glucose (Gluc) reacts with M ox with enzyme (Enz) to produce M red in the blood (reaction 1). As a result, (the
포도당 농도에 비례하는 반응 1 및 반응 3의 속도(도 1)에 더하여, Cg는 Hct에 의존한다. Hct가 높을수록 전극 표면으로부터 멀어지는 Mred 확산이 느려지고, 따라서 환원 펄스 동안에 더 큰 Cg가 확립된다.In addition to the first reaction and the speed of the reaction 3 (Fig. 1) which is proportional to the glucose concentration, and C g is dependent on the Hct. The higher the Hct, the slower the diffusion of M red away from the electrode surface, and thus a larger C g is established during the reduction pulse.
Ered로부터 Eox로 변화 시, 두 전극들의 이종 산화 환원 반응들이 전환된다(도 1 참조). 포도당 측정을 위해 (Eox 하에) 산화 펄스를 사용하는 경우, 포도당 농도는 반응 5의 속도를 측정함으로써, 예를 들어 전류를 측정함으로써 판정된다. 반응 5의 속도는 작업 전극(E1)의 표면에서 이용가능한 Mred에 비례한다. 반응 5는 충분히 높은 속도로 진행하여, Mred 고갈이 작업 전극(E1)의 표면에서의 (확산을 통한) 그의 공급보다 빠르게 한다. 이는 Mred 농도가 Ci로부터 C0을 거쳐 궁극적으로 Czero로 떨어짐을 의미한다(도 2C의 점선으로 된 농도 구배 선 참조). 작업 전극(E1)의 표면에서의 Mred 농도가 C0 미만으로 감소한 후에, Cg는 음이고 반응 5의 속도는 코트렐(Cottrell) 방정식(하기 참조)에 의해 기술되는 패턴으로 시간에 따라 감소하고, 포도당 측정은 Hct 의존성이다.When changing from E red to E ox , the redox reactions of the two electrodes are reversed (see FIG. 1). For glucose measurement (E ox ), The glucose concentration is determined by measuring the rate of
여기서, i는 전류(암페어)로서 표현되는 반응 5의 속도이고, n은 이종 산화 환원 반응에서 전달된 전자의 개수이고, F는 패러데이 상수(96485 쿨롱/몰)이고, A는 전극 면적(㎠)이고, D는 확산 계수(㎠/sec)이고, t는 검사 시간(초)이고, C 0 은 반응물 출발 농도(몰/㎤)이다.Here, i is the current (amperes) response and five speed of, n is the number of electron transfer in a heterogeneous oxidation-reduction reaction, F is Faraday's constant (96 485 Coulomb / mol), represented as, A is the electrode area (㎠) D is the diffusion coefficient (
Cg가 양인 시간 윈도우에 걸쳐, 반응 5의 속도는 이전의 환원 펄스 동안에 확립된 Mred 확산 및 Mred 농도 구배에 의존한다. Hct의 증가는 Mred 확산을 감소시키지만, Mred 농도 구배를 증가시킨다. 따라서, 포도당 측정에 대한 Hct 영향은 산화 환원 반응 전환을 조작함으로써 보상된다. 이러한 보상된 측정으로부터 이익을 얻기 위해, 전류는 농도 구배 고갈 시기에서만, 즉 농도 구배가 고갈되는 동안에 측정되어야 한다. 고갈 시기 후에, 매개체 농도가 그의 출발 레벨(즉, 축적 시기 이전의 레벨) 아래로 떨어질 때, 전류는 Hct 의존성이 된다.Over the time window where C g is positive, the rate of
축적 시기 동안의 Mred 농도 구배의 확립은, 인가되는 펄스들의 전위 크기 및/또는 극성의 제어, 두 전극들의 유효 표면 비의 제어, 펄스 시간의 제어, 시약 층 성분들 및 양(quantity)의 비의 제어, 또는 이들의 임의의 조합을 포함하지만 이로 한정되지 않는 다양한 방식들로 달성될 수 있다. 하기의 예들에서, 인가된 펄스들의 전위 크기는 매개체 농도 구배를 축적시키고 이후에 작업 전극에서 확립된 매개체 농도 구배를 고갈시키는 데 사용된다. 그러나, 매개체 농도의 축적 및 고갈을 제어하기 위한 다른 기술들이 가능하다.Establishment of the M red concentration gradient during the accumulation period can be accomplished by controlling the potential magnitude and / or polarity of pulses applied, controlling the effective surface ratio of the two electrodes, controlling the pulse time, the ratio of reagent layer components and quantity Or any combination thereof, without departing from the spirit and scope of the invention. In the following examples, the potential magnitude of the applied pulses is used to accumulate the medium concentration gradient and then deplete the established medium concentration gradient at the working electrode. However, other techniques for controlling the accumulation and depletion of the medium concentration are possible.
도 3은 제어 파형(W69) 및 검사 파형(W70)을 도시한다. 검사 파형(W70)과 제어 파형(W69)의 차이는 검사 파형(W70)이 제어 파형(W69)보다 환원 펄스(펄스 2, 4, 6, 8)들에 대해 더 큰 전위 크기를 가져 이들 펄스 동안에 작업 전극(E1)에서의 Mred 농도 구배의 확립을 향상시킨다는 것이다(도 1 참조).Fig. 3 shows the control waveform W69 and the inspection waveform W70. The difference between the inspection waveform W70 and the control waveform W69 is that the inspection waveform W70 has a larger potential size for the reduction pulses (
검사 파형의 산화 펄스 및 환원 펄스 둘 모두는 과전위(over-potential)이다. 이는 전위가 전극들에서의 산화 환원 반응들이 전극을 향한 매개체 및/또는 분석물의 확산에 의해 지배되게 하기에 충분한 크기를 갖는다는 것을 의미한다. 산화 펄스 및 환원 펄스의 크기들은 매개체 및 전극들의 전기화학 특성들을 고려하여 선택되고 제어된다. 산화 펄스 및 환원 펄스 둘 모두는 양, 음 또는 0의 전위를 가질 수 있다.Both the oxidation pulse and the reduction pulse of the inspection waveform are over-potential. This means that the potential has a magnitude sufficient to cause the redox reactions at the electrodes to be dominated by the mediator towards the electrode and / or the diffusion of the analyte. The magnitudes of the oxidation pulse and the reduction pulse are selected and controlled in view of the electrochemical characteristics of the medium and the electrodes. Both the oxidation pulse and the reduction pulse may have a positive, negative or zero potential.
도 3의 각각의 파형은 9 개의 구형 펄스들을 갖는다. 작업 전극(E1)에서, 펄스 2, 4, 6, 8은 환원(도 4에서 음의 전류)으로 이어지고, 펄스 3, 5, 7, 9는 산화(도 4에서 양의 전류)로 이어진다. 펄스 1은 반복되는 펄스 사이클들의 시작 전에 한 번 인가되는 개시 펄스이다(즉, 반복되는 펄스 사이클의 일부가 아님). 펄스 1은 전극들에서의 산화 환원 반응들의 속도가 이종 산화 환원 반응들의 반응 속도론에 의해 좌우되어 스트립 시약 층의 수화/용해를 허용하는 미달 전위(under-potential) 펄스이다(이 펄스의 전위는 E0이거나 E0에 가까워, 작업 전극(E1) 및 상대 전극(E2) 둘 모두에서의 산화 환원 반응을 최소로 유지할 수 있음). 펄스 1은 또한 개방 회로일 수 있다.Each waveform in Figure 3 has nine spherical pulses. At working electrode E1,
이 실험에서 9개의 펄스들의 총 검사 시간은 6.25초에 대해 설계되었지만, 검사는 5초(즉, 펄스 8 및 9가 없음) 이하로 완료 될 수 있다. 작업 전극(E1)에서 양의 전위가 산화로 이어지고 음/0의 전위가 환원으로 이어지도록, 일정 전위기(potentiostat)를 사용하여 파형들을 스트립에 인가하였다. 산화 전류(즉, 도 1의 반응 5로부터 생성된 양의 펄스 전류)는 포도당 측정에 사용된다. 산화 환원 반응 동안에 측정된 전류를 사용하여 포도당 농도를 결정하는 기술들은 당업계에 잘 알려져 있으며, 따라서 상세하게 기술되지 않을 것이다.In this experiment, the total scan time of the nine pulses was designed for 6.25 seconds, but the test could be completed below 5 seconds (i.e. no
W69 및 W70 과도 전류(current transient)들의 실험실 검사 결과들이 도 4에 도시되어 있다. 도 4의 상부 행 및 하부 행은 각각 W69 및 W70에 대한 5개의 목표 포도당 농도(TG)들에서의 검사 시간 대 포도당에 대한 전류 감도(즉, mg/dL 포도당 당 발생된 전류(암페어 단위))의 플롯(plot)을 도시한다. 각각의 목표 포도당 농도에 대해, 동일한 혈액 샘플을 W69 및 W70에 대해 검사하였다. 그래프들에서의 각각의 선은 6회 반복 검사들의 평균 전류 감도를 나타낸다. 각각의 그래프는 5개의 목표 Hct 레벨(20% 내지 60%)들에서의 5개의 평균 전류 감도들을 보여준다.The laboratory test results of W69 and W70 current transients are shown in FIG. The top row and bottom row of Figure 4 show the current sensitivity to glucose (i.e., the current generated per mg / dL glucose in ampere units) versus the test time at five target glucose concentrations (TG) for W69 and W70, ≪ / RTI > For each target glucose concentration, the same blood sample was tested for W69 and W70. Each line in the graphs represents the average current sensitivity of the six iterations. Each graph shows five average current sensitivities at five target Hct levels (20% to 60%).
도 4는 W69의 각각의 그래프에서 양의 펄스(측정 펄스)들의 선들 사이에 명확한 분리가 있음을 보여준다. 보다 높은 Hct는 보다 낮은 전류 감도에 대응한다. 이는 W69 측정 전류들이 Hct 변동에 민감함을 나타낸다. 대조적으로, W70의 그래프들의 경우, 선 분리가 사라지거나 현저히 감소되는데, 즉 DIF로서의 Hct가 효과적으로 설명된다.Figure 4 shows that there is a clear separation between the lines of positive pulses (measurement pulses) in each graph of W69. A higher Hct corresponds to a lower current sensitivity. This indicates that the W69 measured currents are sensitive to Hct fluctuations. In contrast, in the case of the graphs of W70, the line separation is lost or significantly reduced, i.e., the Hct as a DIF is effectively described.
W70은 W69보다 현저하게 더 높은 전류 감도로 이어지는데, 즉 W70은 W69와 비교하여 포도당에 대해 향상된 전류 감도를 갖는다. 전류 감도의 향상은 두 가지 요소로 된다: 1) 도 4에서의 W70 선들은 W69 선들보다 더 큰 크기를 가지며, 2) 각각의 펄스의 W70 선들은 유사한/비슷한 크기(이들이 중첩되면 서로 겹쳐짐)를 가지는 반면, 각각의 펄스의 W69 선들은 시간에 따라 감소하는데, 즉 W70은 검사 시간 전반에 걸쳐 전류 감도를 유지하는 반면, W69는 그러하지 않다. 이는 환원 펄스 동안에 확립된 Mred 농도 구배가 후속의 산화 펄스의 향상된 반응 5로 이어지기 때문이다.W70 leads to a significantly higher current sensitivity than W69, i.e. W70 has improved current sensitivity to glucose compared to W69. The improvement in current sensitivity is twofold: 1) the W70 lines in FIG. 4 have a larger size than the W69 lines; and 2) the W70 lines of each pulse have a similar / similar size (overlapping each other when overlapping) While the W69 lines of each pulse decrease with time, i.e. W70 maintains current sensitivity throughout the test time, whereas W69 does not. This is because the Mred concentration gradient established during the reduction pulse leads to
도 5는 또한 Hct의 완화를 보여주는데, 여기서 백분율 바이어스는 관심대상의 Hct와 공칭 Hct(여기서는 42%로 정의되고, 따라서 이는 0의 바이어스를 가짐) 사이의 전류 감도의 차이이다. 예로서, 산화 펄스 3, 5, 7 및 9(도 3 참조)의 0.3초에서의 전류 감도가 사용된다. W69 결과들의 경우, 공칭 Hct에 대한 바이어스는 Hct가 증가함에 따라 약 20% 내지 -20%의 범위를 가졌다. 대조적으로, W70 결과들의 경우, 공칭 Hct에 대한 바이어스는 +/-10% 미만의 범위를 가지고 감소하였다.Figure 5 also shows the relaxation of Hct, where the percent bias is the difference in current sensitivity between the Hct of interest and the nominal Hct (here defined as 42%, thus having a bias of zero). As an example, current sensitivities of the
전술된 실시예는 펄스 크기의 제어를 사용하여 농도 구배를 확립시킨다. 그러나, DIF 완화 및 특히 Hct 완화는 다른 수단에 의해 달성될 수 있다. 예를 들어, 이는 작업 전극(E1)에 대한 상대 전극(E2)의 유효 표면 비를 증가시키거나 축적 시기 펄스들의 지속기간을 증가시킴으로써 행하여질 수 있었다. 사실, 작업 전극(E1)에서 매개체의 농도 구배를 축적시키는 임의의 기술이 사용될 수 있었다.The above-described embodiment establishes a concentration gradient using control of the pulse magnitude. However, DIF mitigation and especially Hct mitigation can be achieved by other means. For example, this could be done by increasing the effective surface area ratio of the counter electrode E2 to the working electrode E1 or by increasing the duration of the accumulation time pulses. In fact, any technique of accumulating the concentration gradient of the medium at the working electrode E1 could be used.
본 발명은 Hct 비민감성 측정을 제공하는 DIF의 효과를 완화시키기 위한 간단하고 효과적인 기술을 제공한다. 이 방법은 스트립들에 대해 어떠한 변경도 하지 않으면서 기존 제품들에 적용될 수 있었다.The present invention provides a simple and effective technique for alleviating the effects of DIF to provide Hct non-sensitive measurements. This method could be applied to existing products without making any changes to the strips.
당업자는 개시된 배열들의 변형들이 본 발명으로부터 벗어남이 없이 가능하다는 것을 이해할 것이다. 예를 들어, 본 발명은 2개의 전극들만을 갖는 검사 스트립을 참조하여 기술되었지만, 본 발명은 3개 이상의 전극들을 갖는 스트립들에 동등하게 적용될 수 있었다. 동등하게, 수행된 특정 검사들에서 단일 개시 펄스만이 사용되었지만, 축적 및 측정 펄스들의 모든 사이클 전에 개시 펄스가 적용될 수 있었다. 따라서, 특정 실시예의 상기 설명은 단지 예로서 이루어졌으며, 제한의 목적으로 이루어진 것은 아니다. 기술된 작동에 상당한 변경없이 약간의 변경이 이루어질 수 있음이 당업자에게는 명백할 것이다.Those skilled in the art will appreciate that variations of the disclosed arrangements are possible without departing from the invention. For example, although the present invention has been described with reference to a test strip having only two electrodes, the present invention could equally be applied to strips having three or more electrodes. Equally, only a single start pulse was used in certain tests performed, but a start pulse could be applied before every cycle of accumulation and measurement pulses. Accordingly, the above description of specific embodiments is provided by way of example only, and not limitation. It will be apparent to those skilled in the art that slight modifications may be made without substantial modifications to the described operation.
Claims (27)
벌크 용액(bulk solution)을 향하여 감소하는 농도로 상기 작업 전극에서 또는 이 부근에서 매개체 농도 구배를 축적시키는 축적 시기(accumulation phase)를 개시시키는 제1 전위를 인가하는 단계;
측정 시기(measurement phase)를 개시시키고 상기 작업 전극에서의 상기 확립된 매개체 농도 구배를 고갈시키는 제2 전위를 인가하는 단계;
각각의 사이클의 상기 제2 전위와 관련된 전류를 측정하는 단계; 및
상기 측정된 전류를 사용하여 분석물 농도를 결정하는 단계를 포함하는, 분석물 농도를 판정하는 방법.A method of determining an analyte concentration using an oxidation-reduction reaction in an electrochemical cell having at least two electrodes, using at least one pulse cycle, wherein one of the electrodes is a working electrode and at least one Wherein the electrode of the first electrode is exposed to at least one redox mediator, each cycle having at least a first potential and a second potential,
Applying a first potential to initiate an accumulation phase that accumulates a medium concentration gradient at or near the working electrode at a concentration decreasing toward a bulk solution;
Applying a second potential to initiate a measurement phase and deplete the established median concentration gradient at the working electrode;
Measuring a current associated with the second potential of each cycle; And
And determining the analyte concentration using the measured current. ≪ Desc / Clms Page number 22 >
축적 시기를 개시시키고, 벌크 용액을 향하여 감소하는 농도로 상기 작업 전극에서 또는 이 부근에서 매개체 농도 구배를 축적시키는 제1 전위를 인가하며,
측정 시기를 개시시키고, 상기 작업 전극에서의 상기 확립된 매개체 농도 구배를 고갈시키는 제2 전위를 인가하며,
각각의 사이클의 상기 제2 전위와 관련된 전류를 측정하고,
상기 측정된 전류를 사용하여 분석물 농도를 판정하도록 구성되는, 분석물 농도를 판정하기 위한 검사 측정기.A test meter for determining an analyte concentration using an oxidation-reduction reaction in an electrochemical cell having at least two electrodes, using at least one pulse cycle, wherein one of the electrodes is a working electrode, Wherein at least one electrode is exposed to at least a redox medium, each cycle having a first potential and a second potential,
A first potential is applied which starts the accumulation period and accumulates the medium concentration gradient at or near the working electrode at a concentration decreasing toward the bulk solution,
Initiating a measurement period, applying a second potential that depletes the established median concentration gradient at the working electrode,
Measuring a current associated with the second potential of each cycle,
And to determine the analyte concentration using the measured current.
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Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7455975B2 (en) * | 2000-04-14 | 2008-11-25 | Esa Biosciences, Inc. | Electrochemical detection of nucleic acid sequences |
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| WO2005114164A2 (en) * | 2004-05-14 | 2005-12-01 | Bayer Healthcare Llc | Voltammetric systems for assaying biological analytes |
| US7749371B2 (en) * | 2005-09-30 | 2010-07-06 | Lifescan, Inc. | Method and apparatus for rapid electrochemical analysis |
| EP2082222B1 (en) * | 2006-10-05 | 2012-11-21 | Lifescan Scotland Limited | Systems and methods for determining a substantially hematocrit independent analyte concentration |
| US8603768B2 (en) * | 2008-01-17 | 2013-12-10 | Lifescan, Inc. | System and method for measuring an analyte in a sample |
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