TWI504899B - 用於改善使用充填時間之生物感測器之精確度的系統、裝置及方法 - Google Patents

用於改善使用充填時間之生物感測器之精確度的系統、裝置及方法 Download PDF

Info

Publication number
TWI504899B
TWI504899B TW099139130A TW99139130A TWI504899B TW I504899 B TWI504899 B TW I504899B TW 099139130 A TW099139130 A TW 099139130A TW 99139130 A TW99139130 A TW 99139130A TW I504899 B TWI504899 B TW I504899B
Authority
TW
Taiwan
Prior art keywords
sample
time
current
electrodes
analyte
Prior art date
Application number
TW099139130A
Other languages
English (en)
Other versions
TW201128191A (en
Inventor
Ronald C Chatelier
Alastair M Hodges
Original Assignee
Lifescan Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Lifescan Inc filed Critical Lifescan Inc
Publication of TW201128191A publication Critical patent/TW201128191A/zh
Application granted granted Critical
Publication of TWI504899B publication Critical patent/TWI504899B/zh

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/416—Systems
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
    • C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3273—Devices therefor, e.g. test element readers, circuitry

Description

用於改善使用充填時間之生物感測器之精確度的系統、裝置及方法 【相關申請案之交互引用】
此申請案依據35 U.S.C.§120的規定主張作為在2009年12月30日提出申請之發明名稱為「使用充填時間來改善生物感測器之準確度的系統、裝置及方法」之美國專利申請案序號第12/649,594號之部分延續申請案的優先權，特將其全文係併入於此以供參照。
本揭露係關於測定一試樣中之一分析物的濃度，更具體地，係關於以該試樣的充填時間為基礎進行更精確的濃度測定。
對當今社會而言，諸如血液或血液衍生產物之生理流體中的分析物偵檢具有不斷增加的重要性。在包括臨床檢驗室測試、家庭測試等各種應用中發現分析物偵檢檢定的運用，其中這類測試的結果在各種病症狀的診斷及管理中扮演重要角色。受關注的分析物包括用於糖尿病管理的葡萄糖、膽固醇之類。響應此分析物偵檢之日漸增長的重要性，已發展各種用於臨床使用及家用這兩者的分析物偵檢協定與裝置。若干這些裝置包括電化電池、電化感測器、血紅素感測器、抗氧化劑感測器、生物感測器及免疫感測器。
可影響分析物偵檢的血液特徵之一為血比容。血比容的位準在不同人之中可大相逕庭。以非限制的例子來說，患有貧血的人可能具有近乎20%的血比容位準，而新生兒可能具有近乎65%的血比容位準。甚至在一段時間內由相同個體採取的試樣可具有不同的血比容位準。進一步地，由於高血比容亦可增加血液黏度，且黏度可轉而影響其他與分析物偵檢相關的參數，將血比容對試樣的影響納入考量對作出精確的分析物濃度測定而言有其重要性。
在其中將血液試樣中之血比容之變化位準納入考量的一種方式係藉由將血漿與血液分離，之後再針對經過調整的血漿容積重新計算抗原濃度。已藉由例如執行一離心步驟來達成分離。在其中將血液試樣中之血比容之變化位準納入考量的其他方式包括在計算中使用平均血比容或是在一分離步驟中測量血比容，之後再針對血漿值計算抗原濃度。不過，咸信這些方法並不適宜，至少是因為其牽涉到不需要的試樣處理、耗費額外時間及/或導致最終測定的本質誤差。進一步地，試樣在其中進行分析的環境溫度亦可對分析物濃度測定的精確度具有負面影響。
本申請者已了解，為了獲得更精確的分析物濃度測量，將需要發展一方式，其將各種不同的血比容位準及溫度納入考量，且很少或不具有先前所提到之伴隨而來的問題。因此，通常提供用於測定一試樣中之一分析物濃度的系統、裝置及方法。在一用於測定一試樣中之一分析物濃度的方法之一例示性實施例中，該方法包括偵檢一電化感測器中之該試樣的存在。該電化感測器可包括例如兩個電極。該兩電極可包括例如一相反面向的定向。在其他實施例中，該兩電極可包括一面向的定向。
該方法進一步包括以該兩電極測定該試樣的充填時間，並鑑於至少該充填時間來計算一校正因子。該方法亦包括使一分析物反應，以導致該分析物在該兩電極間之一物理轉變，並鑑於該校正因子，以該相同的兩電極測定該分析物的濃度。例如，該分析物的反應可產生一藉由該兩電極測量為一電流的電活性物種。在一些實施例中，充填時間測定及分析物濃度測定兩者可使用該相同的兩電極來測定。
在一用於測量一經校正之分析物濃度的方法之一例示性實施例中，該方法包括偵檢一電化感測器中之該試樣的存在。該電化感測器可包括例如兩個電極。該兩電極可包括例如一相反面向的定向。在其他實施例中，該兩電極可包括一面向的定向。
該方法進一步包括以該兩電極測定該試樣的充填時間。該方法亦包括使一分析物反應，以導致該分析物的物理轉變。該方法進一步包括以該相同的兩電極測定該試樣中之一第一分析物的濃度，並以該第一分析物的濃度及該充填時間為基礎，計算一經校正的分析物濃度。在一些實施例中，充填時間測定及分析物濃度測定兩者可使用該相同的兩電極來測定。
在一實施例中，計算該經校正之分析物濃度的該步驟可包括以該充填時間為基礎來計算一校正因子。在這一類實施例中，該經校正的分析物濃度可以該第一分析物的濃度及該校正因子為基礎來計算得到。在一例示性實施例中，該校正因子可以一系列的臨限值為基礎來進行測定。例如，當該充填時間小於一第一充填時間臨限時，該校正因子可約為零。對另一實例而言，當該充填時間大於一第一充填時間臨限，並小於一第二充填時間臨限時，可鑑於該充填時間來計算該校正因子。對尚有另一實例而言，當該充填時間大於一第二充填時間臨限時，該校正因子可為一常數。
在一些實施例中，計算該經校正之分析物濃度之該步驟的細節可取決於該試樣中之該第一分析物的濃度是否小於或大於一臨限值。例如，計算該經校正之分析物濃度的該步驟可包括當該試樣中之該第一分析物的濃度小於一臨限值時，計算該校正因子及該試樣中之該第一分析物之濃度的總和。對另一實例而言，當該試樣中之該第一分析物的濃度大於一臨限值時，計算該經校正之分析物濃度的該步驟可包括將該校正因子除以一百並加一，以得出一中間項以及將該中間項乘以該第一分析物濃度，以得出一經充填時間校正的分析物濃度。
在上述方法的一些實施例中，可藉由下列來測定該試樣的該充填時間：當引入該試樣時，在該兩電極間施加一電位；測量電池電流，以作為一時間函數；及以作為一時間函數的電池電流為基礎來測定一電流下降時間。在這一類實施例中，該電流下降時間可對應至該試樣的該充填時間。在一些實施例中，測定電流下降時間的該步驟可包括計算一段時間內所測量之電池電流中之最大的負變化值。在一些實施例中，測定電流下降時間的該步驟可包括計算至少兩電流值間的差，其中該差大於一第一預定臨限。在一些實施例中，測定電流下降時間的該步驟可包括計算至少兩電流值間的差，其中該差小於一第二預定臨限。在一些實施例中，測定電流下降時間的該步驟可包括計算該所測量之電流中的斜率，以作為一時間函數，其中該斜率大於一第三預定臨限。在一些實施例中，測定電流下降時間的該步驟可包括計算該所測量之電流中的斜率，以作為一時間函數，其中該斜率小於一第四預定臨限。在一些實施例中，測定電流下降時間的該步驟可包括計算該所測量之電流中之一拐點，以作為一時間函數。測量電池電流以作為一時間函數可包括例如近乎每2毫秒執行電流測量，且以該電流測量為基礎，近乎每10毫秒計算並儲存一平均電流。在一些實施例中，該方法可進一步包括鑑於該試樣的該充填時間來測定該試樣中之一血比容位準。結果，可鑑於所測定的血比容位準來測定該抗原的濃度。
在上述方法的一些實施例中，偵檢一試樣的存在可包括在該兩電極間施加一電位及測量大於一第五預定臨限的電流值變化。在一些實施例中，偵檢一試樣的存在可包括在該兩電極間施加一電位及測量小於一第六預定臨限的電流值變化。在一些實施例中，偵檢一試樣的存在可包括在該兩電極間施加一大致恆定的電流及測量一大於一第七預定臨限的電位變化。在一些實施例中，偵檢一試樣的存在可包括在該兩電極間施加一大致恆定的電流及測量一小於一第八預定臨限的電位變化。在一些實施例中，偵檢該試樣的存在可藉由一分析物測量機器之一微處理器來執行。
該電化電池可包括一葡萄糖感測器。在另一實施例中，該電化電池可包括一免疫感測器。在這一類實施例中，進行濃度分析的該分析物可包括C-反應性蛋白質。該進行分析的試樣可包括血液。在一實施例中，該血液可包括全血。進行濃度分析的該分析物可包括葡萄糖。
在一用於測量一經校正之分析物濃度的方法之一例示性實施例中，該方法包括偵檢一電化感測器中之該試樣的存在。該電化感測器可包括例如兩個電極。該方法進一步包括以該兩電極測定該試樣的充填時間。該方法亦包括使一分析物反應，以導致該分析物的物理轉變。該方法進一步包括以該相同的兩電極測定該試樣中之一第一分析物的濃度，並以該第一分析物濃度及該充填時間為基礎來計算一經校正的分析物濃度。在一些實施例中，充填時間測定及分析物濃度測定兩者可使用該相同的兩電極來測定。
在一實施例中，計算該經校正之分析物濃度的該步驟可包括以該充填時間為基礎計算一校正因子。在這一類實施例中，該經校正的分析物濃度可以該第一分析物濃度及該校正因子為基礎計算得到。在一例示性實施例中，該校正因子可以一系列的臨限值為基礎進行測定。例如，當該充填時間小於一第一充填時間臨限時，該校正因子可約為零。對另一實例而言，當該充填時間大於一第一充填時間臨限且小於一第二充填時間臨限時，該校正因子可鑑於該充填時間來計算得到。對尚有另一實例而言，當該充填時間大於一第二充填時間臨限時，該校正因子可為一常數。
在一些實施例中，計算該經校正之分析物濃度之該步驟的細節可取決於該試樣中之該第一分析物的濃度是否小於或大於一臨限值。例如，計算該經校正之分析物濃度的該步驟可包括當該試樣中之該第一分析物濃度小於一臨限值時，計算該校正因子和該試樣中之該第一分析物濃度的總和。對另一實例而言，當該試樣中之該第一分析物濃度大於一臨限值時，計算該經校正之分析物濃度的該步驟可包括將該校正因子除以一百並加一，以得出一中間項以及將該中間項乘以該第一分析物濃度，以得出一經充填時間校正的分析物濃度。
在一電化系統之一例示性實施例中，該系統包括一電化感測器，其包括建構成與一測試計配對的電接觸。該電化感測器包括位處隔開關係之一第一電極及一第二電極與一試劑。該第一及第二電極可包括例如一相反面向的定向。在其他實施例中，該第一及第二電極可包括一面向的定向。該系統亦包括一測試計，其包括一處理器，該處理器係建構成一旦施加電壓至該測試條，便從該測試條接收電流數據，並進一步建構成以一計算分析物濃度及一測量充填時間為基礎，以該相同的兩電極測定一經校正的分析物濃度。該系統亦可包括一加熱元件，其建構成加熱該電化感測器的至少一部分。在一些實施例中，該測試計可包括數據，其包括內含一分析物濃度臨限、一第一充填時間臨限及一第二充填時間臨限的數據儲存器。在一些實施例中，該電化感測器、該測試計及該處理器的至少一個係建構成測量該試樣的溫度。
在一實施例中，該電化電池可為一葡萄糖感測器。在另一實施例中，該電化感測器可為一免疫感測器。該免疫感測器可包括一第一液體試劑、一第二液體試劑及與一抗原共軛的磁性珠。在一實施例中，該第一液體試劑可包括一抗體，其與一緩衝液中之一酶共軛。該第一液體試劑可鑲條在該下部電極上，並可進行乾燥。該第二液體試劑可包括鐵氰化物、一用於該酶的受質及一稀釋酸性溶液中之一第二媒介物。該第二液體試劑可鑲條在該下部電極上，並可進行乾燥。另一方面，該磁性珠可鑲條在該上部電極上，並進行乾燥。
該免疫感測器亦可包括複數個室、一隔板、一通氣孔及一或多個密封部件。該隔板可配置在該下部及該上部電極之間。該複數個室可包括一反應室、一偵檢室及一充填室。該反應室可形成在該隔板中，並可具有配置在其中之該第一試劑與共軛至該抗原的該磁性珠。該偵檢室亦可形成在該隔板中，並可具有配置在其中的該第二試劑。該充填室可至少部分地形成在該隔板與該下部及該上部電極的其中一個之中，可與該偵檢室隔開一距離，並可重疊至少一部分的該反應室。該通氣孔可至少部分地形成在該隔板、該下部電極和該上部電極的每一個中，可與該反應室隔開一距離，並可重疊至少一部分的該偵檢室。在一實施例中，該一或多個密封部件可為一第一密封部件及一第二密封部件。該第一密封部件可具有耦合至該下部及上部電極之其中之一的一合併抗凝血劑，可配置在該通氣孔上方，並可建構成形成該充填室之一壁與密封該通氣孔兩者。該第二密封部件可耦合至該下部及上部電極的另一個，可配置在該通氣孔上方，並可建構成密封該通氣孔。在一實施例中，該第一密封部件為一親水性黏著帶。至少一個該控制單元、該免疫感測器及該量計可包括一用於測量該試樣之溫度的配置。用來讓該系統計算濃度的該分析物可包括C-反應性蛋白質。引入該電化電池中的該試樣可包括血液。在一實施例中，該血液可包括全血。
該電化感測器亦可為若干其他分析裝置，包括，以非限制的例子來說，電化電池、葡萄糖感測器、葡萄糖量計、血紅素感測器、抗氧化劑感測器、生物感測器及免疫感測器。在一實施例中，該電化感測器為一葡萄糖感測器。該葡萄糖感測器可包括一電化電池，其具有一工作電極及一相對或相對/參考電極。該工作電極及該相對或相對/參考電極可隔開近乎500微米或更小的距離。在一實施例中，一該電極間的間隔位於約80微米至約200微米的範圍內。為了達成一例如本質上在一所需時間內達成一穩態電流的所需結果，可對該間隔進行測定。在一實施例中，一該電極間的間隔係經過選擇，以致來自一相對電極的反應產物到達一工作電極。
該工作及相對或相對/參考電極可具有各種配置。舉例來說，該電極可面向彼此，其可本質上彼此相對或其可具有並列式配置，其中該電極係放置在近乎相同的平面上。該電極可具有本質上相同的對應面積。該電極亦可為平面的。在一實施例中，該電化電池包括一工作電極、一相對電極及一分開的參考電極。在另一實施例中，該電化電池可具有兩個電極對。該等電極對可包括工作、相對、相對/參考及分開之參考電極的任何組合，但在一例示性實施例中，每一對包括一工作電極及一相對或相對/參考電極。在仍有另一實施例中，該電化電池可具有約1.5微升或更小的有效電池容積。該電化電池可為中空。
一電位可藉由若干不同機制(以非限制的例子來說，包括一量計)施加至該電池的電極。該電位量值可取決於若干不同因素，以非限制的例子來說，包括該試樣在該電池內所需的反應。在一實施例中，該電位量值可經過選擇，以致一試樣之一還原形式的電解氧化或一氧化形式的電解還原本質上受擴散控制。
試樣可經由毛細管作用進入該電池。一控制單元可用來測定該試樣進入該電池之一充填時間。在一實施例中，該控制單元可包括一電流流動偵檢器，其建構成測量電池電流，以作為一時間函數，並測定一對應該試樣之充填時間的電流下降。至少一個該控制單元、該電化電池及該量計可建構成測量該試樣的溫度或替代地測量該量計內側或近接附接至該量計之電化感測器之周圍空氣的溫度。
一用於測量一血液試樣中之一抗原的方法之一例示性實施例可包括提供一具有兩電極的免疫感測器及一連接至該電化電池的量計，以便該量計在該免疫感測器之該兩電極間施加一電位。該方法可進一步包括將一包括一抗原的血液試樣引入該免疫感測器、在該兩電極間施加一電位、計算該血液試樣之一充填時間及鑑於該充填時間計算該抗原的濃度。該免疫感測器可進一步包括形成在配置於該兩電極間之一隔板中之一反應室及一偵檢室、至少部分地形成在該隔板及該兩電極的其中之一中的一充填室及至少部分地形成在該隔板及該兩電極中之一通氣孔。該充填室可與該偵檢室隔開一距離，並可重疊至少一部分的該反應室。該通氣孔可與該反應室隔開一距離，並可重疊至少一部分的該偵檢室。該血液試樣的該抗原可為C-反應性蛋白質。該方法可進一步包括測量該血液試樣的溫度。結果，該抗原的濃度可鑑於充填時間來計算得到。
該用於測量一血液試樣的方法可進一步包括在該反應室中提供一第一緩衝液中之一抗體-酶共軛物及一第二緩衝液中之聯結至一抗原的磁性珠。可在該偵檢室中提供一稀釋酸液中的鐵氰化物、葡萄糖及一媒介物。一第一密封件可設置在該通氣孔之一第一側上方，其形成該充填室之一壁，且一第二密封件可設置在該通氣孔之一第二側上方。當引入該免疫感測器時，至少一部分引入該免疫感測器的該血液試樣係從該充填室移動至該反應室。
該方法可進一步包括在一預定時間後藉由刺穿至少一個該密封件而開啟該通氣孔。刺穿至少一個該密封件允許含有未與該磁性珠結合之該抗體-酶共軛物之部分的該血液試樣移動至該偵檢室。更進一步地，該方法可包括催化該偵檢室中的葡萄糖氧化作用，其可導致亞鐵氰化物的形成。可電化地從該亞鐵氰化物偵檢一電流，且可鑑於所偵檢的訊號計算該血液試樣中之該抗原的濃度。
下列詳細敘述須參照圖式閱讀，其中不同圖式中的相同元件具有相同編號。不必按比例繪製的圖式繪示選定的實施例，且非意欲限制本發明的範圍。詳細敘述是經由實例而非經由限制來說明本發明的原理。
如本文所用，針對任何數值或範圍之「約」或「近乎」這些詞指示一適當的尺寸公差，其允許零件或部件集合針對如本文之預期目的起作用。此外，如本文所用，「病患」、「宿主」、「使用者」及「對象」這些詞指的是任何人類或動物對象，且非意欲將系統及方法限制在人類使用，雖說將本發明用在人類病患中代表一較佳的實施例。
現將敘述某些例示性實施例，以提供對本文所揭示之裝置及方法的結構、功能、製造與使用之原理的全面了解。這些實施例的一或多個實例係繪示在伴隨的圖式中。那些熟悉此項技術者將了解本文具體敘述並在伴隨圖式中繪示的裝置及方法為非限制的例示性實施例，且本發明的範圍僅藉由申請專利範圍來定義。關於一例示性實施例所繪示或敘述的特徵結構可與其他實施例的特徵結構相結合。這類的改良及變異係打算包含在本發明的範圍內。
目前所揭示的系統及方法適於用在多種試樣中之多種分析物的測定，尤適於用在全血、血漿、血清、間質流體或其衍生物中的分析物測定。在一例示性實施例中，具有相對電極及快速三脈衝電化偵檢(例如，約5秒或更少的分析時間)之以一薄層電池設計為基礎的葡萄糖測試系統需要一小試樣(例如，約0.4 μL或更小)，並可提供血液葡萄糖測量之改善的可靠性及精確度。在用來檢定分析物的反應電池中，試樣中的葡萄糖可使用葡萄糖脫氫酶將之氧化為葡萄糖酸內酯，且一電化學活性媒介物可用來將電子從酶穿梭搬運至一鈀工作電極。更具體地，一塗佈反應電池中之至少一電極的試劑層可包括以吡咯並喹啉苯醌(PQQ)輔助因子及鐵氰化物為基礎的葡萄糖脫氫酶(GDH)。在另一實施例中，以PQQ輔助因子為基礎的酶GDH可以置換為以黃素腺鹼二核苷酸(FAD)輔助因子為基礎的酶GDH。當將血液或控制溶液給入反應室時，葡萄糖係藉由GDH(ox)氧化，且在過程中將GDH(ox)轉換成GDH(red)，如下列之化學轉換T.1所示。須注意GDH(ox)指的是GDH的氧化狀態，且GDH(red)指的是GDH的還原狀態。
T.1　D-葡萄糖+GDH(ox)→ 葡萄糖酸+GDH(red)
可利用一電位自調器來施加一三脈衝電位波形至工作及相對電極，其導致用於計算葡萄糖濃度的測試電流暫態。此外，從測試電流暫態獲得的額外資訊可用來區別試樣基質，並針對歸因於血比容、溫度變化、電化學活性成分之血液試樣中的變異性進行校正及鑑別可能的系統誤差。
原則上，本方法可與任何類型之具有隔開之第一與第二電極及一試劑層的電化電池併用。例如，一電化電池可為一測試條形式。在一實施態樣中，測試條可包括以一薄間隔物分隔的兩相對電極，且該間隔物係用於定義一在其中設有一試劑層的試樣接收室或區域。本申請人指明其他類型的測試條，包括例如具有共面電極的測試條亦可與本文所述的方法併用。
本文所揭示之用於測定一試樣中之一分析物濃度的方法可與任何試樣分析裝置及/或系統併用。該等裝置典型包括至少一工作電極及一相對電極，在其間可施加一電位。該試樣分析裝置一般可與一用於在電極間施加電位的部件(例如，一量計)關聯。本申請人指明各種的測試計可與本文之系統及方法併用。然而，在一實施例中，測試計包括至少一處理器，其可包括一或多個控制單元，該控制單元係建構成用於執行能夠鑑於至少一經測量或計算的參數來計算一校正因子的計算，亦建構成用於數據的分類及/或儲存。微處理器可為一混合訊號微處理器(MSP)形式(例如，德州儀器(Texas Instruments)MSP 430)。TI-MSP 430可建構成亦執行一部分的電位自調器功能及電流測量功能。此外，MSP 430亦可包括依電性或非依電性記憶體。在另一實施例中，許多電子部件可以特殊應用積體電路的形式與微控制器整合在一起。
試樣分析裝置亦可與一或多個部件關聯，該一或多個部件能夠在引入一試樣至裝置時測量試樣的充填時間。這類部件亦能夠鑑於充填時間來計算試樣中之一分析物的濃度。這類部件在本文中通常稱為控制單元。進一步地，分析物、抗原及抗體這些詞在其中可互換使用，且因此，除非以其他方式指示或一熟悉此項技術者已合理得知，否則一個詞的使用同樣可適用於全部三個詞。
在一用於測定一試樣中之一分析物濃度的方法之一例示性實施例中，將一試樣引入一具有一工作電極及一相對電極之試樣分析裝置的一電化電池中。一電位可施加在電化電池的工作及相對電極之間，並可測定試樣進入例如電化電池之毛細管空間的充填時間。一預脈衝時間可至少鑑於試樣的充填時間來計算，且一電位可施加在工作電極與相對電極之間，並持續等於預脈衝時間的時間長度。可接著測定試樣中的分析物濃度。藉由鑑於充填時間來計算預脈衝時間，可針對分析物濃度達成更精確的結果。例如，可將誤差(例如，那些可歸因於跨試樣的血比容位準改變)納入考量，從而導致試樣中之分析物濃度之更精確的測定。如下文更詳盡的討論，方法亦可將溫度效應納入考量。在用於偵檢一試樣中之一分析物濃度的一替代實施例中，係以所測定的初始充填速度而非所測定的充填時間來校正誤差。這一類方法之一實例係在由Ronald C. Chatelier、Dennis Rylatt、Linda Raineri及Alastair M.Hodges於2009年12月30日提出申請之發明名稱為「用於基於初始充填速度之全血血比容測量之系統、裝置及方法」的美國專利申請案序號第12/649,509號中揭示，特將其全文內容併入於此以供參照。
在一替代實施例中，可測定一血比容位準的估計位準。在一些實施例中，可在未參照關聯之分析物濃度的情況下，測定血比容的估計位準。結果，可作出關於例如貧血疾病的評估。在這一類系統中，僅測量血比容的位準而不作其他濃度測定。以所揭示之教義為基礎來測定血比容位準可允許快速且精確地進行測定，常小於一秒。例如，可僅藉由將血液滴在試樣分析裝置的感測器條上而在小於一秒內測定一滴血液的血比容位準。一旦將血液配置在該條上，幾可瞬時提供血比容位準的數字讀出。
充填時間可以各種方式使用，以改善分析物的濃度測定。例如，試樣的充填時間可用來計算預脈衝時間。藉由鑑於充填時間來調整預脈衝時間，可為耗費較長時間充填感測器的試樣提供較長的反應時間。例如，若試樣包括全血，則血比容位準可為一試樣充填時間中的因子。鑑於充填時間來調整預脈衝時間可因而允許在一血比容位準範圍內測定更精確的濃度。在一些實施例中，血比容位準可聯結至充填時間(例如，可鑑於充填時間來測定血比容的估計位準)。在這一類例子中，血比容位準可在分析物濃度測定中納入考量，以提供更精確的分析物濃度測定。
在一例示性實施例中，圖1所示的步驟可用來測定一試樣中之一分析物的濃度。如所示，首先將一試樣引入裝置。任何類型的試樣分析裝置可與本文所揭示的至少一些系統及方法併用。以非限制的例子來說，這些裝置可包括電化電池、電化感測器、葡萄糖感測器、葡萄糖量計、血紅素感測器、抗氧化劑感測器、生物感測器及免疫感測器。試樣分析裝置之一例示性實施例為一電化感測器。該電化感測器可包括至少兩電極。該至少兩電極可以任何方式建構而成(例如，電極可在相同平面或不同平面上)。可將一試樣引入電化電池中。
在一實施例中，試樣的引入可藉由自動化技術來進行偵檢，其中量計監控電壓、電流或電容的變化，而變化即指示試樣已給入試樣反應室。替代地，生理試樣可藉由手動技術來進行偵檢，其中使用者肉眼觀察試樣反應室的充填並藉由按下一按鈕來啟動測試。在另一實施例中，量計中之光學偵檢器可感測試樣的給入。
試樣充填反應室所耗費的時間可同樣地藉由任何數目的類似技術來進行測量。在一實施例中，可建構電極，以致當將一試樣引入感測器時，隨著試樣充填感測器，第二電極在第一電極之前或同時受到接觸。然而，隨著試樣充填感測器，相對於施加至第二電極的電壓，第一電極在其可承受的電流上受到限制。第一電極可因此限制流入電化感測器的電流。在試樣接觸第一電極之前、與此同時或即刻在此之後，可在電極間施加一電位，以致當第一及第二電極藉由試樣液體橋接時，一電流在其間流動。在本文揭示之方法的一實施例中，在感測器充填期間之電流對時間的響應可用來測定感測器經充分充填的點。例如，充分充填可意指足夠的液體已充填感測器，以完全覆蓋至少第一電極。在一些實施例中，電流對時間的響應可為電流隨時間之變化率中的不連續(例如，電流之增加的下降或減少的增加率)。上述方法的一實例在由Kranendonk等人於2010年9月20日提出申請之發明名稱為「用於改善監控裝置之測量的設備及方法」的美國專利申請案序號第12/885,830號中揭示，其全文內容係併入於此以供參照。
在本文揭示之方法的一實施例中，當引入裝置之試樣充填電池時，可在電化電池的第一及第二電極間施加介於約+10 mV至約+30 mV間的電位，並持續例如約1000 ms的時間週期。在一例示性實施例中，當引入裝置之試樣充填電池時，可在第一及第二電極間施加約+20 mV的電位。在電極間流動的電流可在此期間以預定間隔測量。例如，電流可每2毫秒(「ms」)測量一次，且平均電流可每10 ms儲存一次。例如，可接著藉由一控制單元來分析電流數據。在一些實施例中，控制單元可包括一微處理器。在近乎1000 ms(在此期間試樣充填裝置)之時間內所測量之電流數據的分析可包括測定電流減少一預定量的最近時間。此時間可用作試樣的充填時間(FT)。例如，在一實施例中，電流在40 ms之間隔內減少超過0.4微安培(「μA」)的最近時間可用來測定試樣已充填電池的時間。
在一些實施例中，測定電流下降時間的步驟可包括計算至少兩電流值間的差，其中該差大於或小於一預定臨限值。可採用各種預定的臨限值。例如，當工作電極的面積約為4.2平方毫米且檢定出高達約75%的血比容時，預定臨限值在約40 ms的時間週期中可位於約0.4微安培的範圍內。在其他例示性實施例中，當工作電極的面積約為4.2平方毫米且檢定出高達約60%的血比容時，預定臨限值在約50 ms的時間週期中可位於約0.7微安培至約0.9微安培的範圍內。在一些實施例中，測定電流下降時間的步驟可包括計算所測量之作為一時間函數之電流中的拐點。
在一些實施例中，偵檢試樣的存在可包括在兩電極間施加一電位，並測量大於或小於一預定臨限值的電流值變化。可採用各種預定的臨限值。例如，當工作電極的面積約為4.2平方毫米時，預定臨限值可位於約3微安培的範圍內。在其他實施例中，偵檢試樣的存在可包括在兩電極間施加一大致恆定的電流，並測量大於或小於一預定臨限的電位變化。例如，預定臨限值可位於約200 mV的範圍內。在其他例示性實施例中，臨限值可約為400 mV。
在試樣已充填電池之後，具有一第一極性之一第一電位可施加在第一及第二電極間，並測量所得電流，以作為一時間函數。此第一電位可稱為例如一預脈衝。在一些實施例中，可施加之預脈衝的時間長度可約為5秒。在其他實施例中，可使用上文所討論之任何技術測定之試樣的充填時間(FT)可用來計算可施加一預脈衝的時間長度。此時間週期可稱為例如一預脈衝時間(PPT)。例如，預脈衝時間的計算可允許耗費較長時間以充填感測器的試樣較長的預脈衝時間。在一實施例中，預脈衝時間可根據下列例示性參數進行設定。例如，預脈衝時間可計算如下：
預脈衝時間(PPT)(ms)=3000+(FT-300)×9.3
為此計算目的，針對小於300 ms的充填時間，充填時間可設定為300 ms。此計算允許調整預脈衝時間(PPT)，以允許耗費超過一預定時間量(例如，約300 ms)充填感測器的試樣更長的反應時間。為了簡化計算並對總測試時間設限的目的，若充填時間比一預定時間長度長，則可設定一最大預脈衝時間。例如，在一實施例中，若充填時間大於約500 ms(例如，約515 ms)，則預脈衝時間(PPT)可設定為等於5000 ms。因此，在此例示性實施例中，最小PPT(針對充填時間小於約300 ms)為3000 ms，且最大PPT(針對充填時間大於約500 ms(例如，約515 ms))約為5000 ms。在其他實施例中，可調整預脈衝時間的計算，以便將特定試樣或分析物的其他性質及需求納入考量。例如，可調整用於計算預脈衝時間之上示方程式中的變數及常數，以便提供交替的最大與最小預脈衝時間或其組合。
一旦測定預脈衝時間，可在電池的電極間施加一電位，並持續一段等於預脈衝時間(PPT)的時間，且測量所得電流，以作為一時間函數。至少一部分的數據(作為一時間函數的電流)提供一第一時間-電流暫態。相對於第二電極，第一電位可足夠負，以致第二電極作用如在其中測量一限制氧化電流的工作電極。在經過第一時間間隔後，可在第一與第二電極間施加一第二電位，並持續一第二時間間隔。第二電位導致測量作為一時間函數的電流，以產生一第二時間-電流暫態。在一實施例中，第二電位具有一第二極性，其與第一極性相反。例如，相對於第二電極，第二電位可足夠正，以致第一電極作用如在其中測量一限制氧化電流的工作電極。在一例示性實施例中，第一電位及第二電位的範圍可從約-0.6 V至約+0.6 V。在一實施例中，時間-電流暫態的時間間隔可位於約1秒至10秒的範圍內，較佳的是位於約1至5秒的範圍內。在另一實施例中，第一時間間隔及第二時間間隔的總和小於約5秒。亦須注意第一時間間隔無需與第二時間間隔相同。在一實施例中，在施加第一電位之後即刻施加第二電位。在一替代實施例中，在第一電位及第二電位之間引入一延遲或斷路電位。在另一替代實施例中，當在試樣反應室中偵檢生理試樣後，而在施加第一電位前，引入一延遲。該延遲可位於約0.01及約3秒、較佳的是從約0.05至約1秒、更佳的是從約0.5至約0.9秒的範圍內。
在一例示性實施例中，第一測試電位E1 可施加在電極間，並持續第一測試電位時間T1 (例如，PPT毫秒)。例如，可施加+300 mV的電位。在經過第一測試電位時間T1 (例如，PPT毫秒)後，第二測試電位E2 可施加在電極間，並持續第二測試電位時間間隔T2 (例如，-300 mV持續1000 ms)。在T1 及T2 期間，可測量作為一時間函數的電池電流，本文稱之為時間電流暫態或電流暫態，並於第一測試電位時間間隔T1 期間稱為i a (t )，且於第二測試電位時間間隔T2 期間稱為i b (t )。例如，作為一時間函數的電流可每10 ms測量一次，且每50 ms儲存一次平均電流。至少一部分來自第一與第二電位的數據(作為一時間函數的電流)可提供第一與第二時間-電流暫態。一試樣中之一分析物的濃度接著可使用任何數目的演算法從電流數據測定。
用於測定分析物濃度之演算法的實例至少可在由Chatelier等人在2006年3月31日提出申請之發明名稱為「用於在有干擾物存在下分析一試樣之方法及設備」的美國專利申請案序號第11/278,341號中找到，其全文內容係併入於此以供參照。在一例示性實施例中，電流數據可使用類似上述專利申請案中所揭示的那些之「無校準角落校正演算法」來進行分析。在一實施例中，一分析物濃度可使用如方程式(Eq.)1中所示的演算法來計算。
在方程式1中，G 為分析物濃度，項i l 、i r 及i 2 為電流值，且項p 、zgr 及a 為憑經驗導出的校準常數。
在本發明之一實施例中，p 的範圍可從約0.2至約4，較佳的是從約0.1至約1。校準因子a 可用來將電化電池之尺寸的可能變異納入考量。電化電池的尺寸變異可導致所測量之電流量值成比例的偏移。在某些情況下，製造程序可導致電極區域從一批測試條變動為另一批測試條。針對每一批測試條計算校準因子a 幫助補償電極區域及電池高度的變異。可在一測試條批量的校準程序期間計算項a 。
校準因子zgr 係用於將背景中的變異納入考量。在試樣添加前存在於電池之試劑層內的可氧化物種可貢獻一背景訊號。例如，若在試樣添加至測試條前，試劑層含有少量的亞鐵氰化物(例如，還原的媒介物)，則所測量的測試電流將會有所增加，而這將不會歸因於分析物濃度。由於對一批特定的測試條而言，此將導致所測量的總測試電流中之一固定偏量，因而可使用校準因子Z 來校正此偏量。類似於項p 及a ，Z 亦可在校準程序期間計算得到。用於校準條批量的例示性方法係在美國專利第6,780,645號中敘述，其全文內容係併入於此以供參照。
在一例示性實施例中，p 可為0.51，a 可為0.2，而zgr 可為5。當本文揭示的方法使用校準因子p 、a 及zgr 敘述時，一熟悉此項技術者將了解其使用並非必需。例如，在一實施例中，葡萄糖濃度可在沒有p 、a及/或Z 的情況下計算得到(在方程式1中，p 及/或a 可設定為等於一，且zgr 可設定成等於零)。方程式1的推導可在於2005年9月30日提出申請之發明名稱為「用於快速電化分析之方法及設備」之審理中的美國專利申請案第11/240,797號中找到，特將其全文係併入於此以供參照。
電流值i r 可從第二電流暫態計算得到，且電流值i l 可從第一電流暫態計算得到。方程式1及後續方程式中所陳述之所有電流值(例如，i r 、i l 及i 2 )可使用電流的絕對值。在一些實施例中，電流值i r 、i l 可為一電流暫態之時間間隔內的電流值積分、一電流暫態之時間間隔內的電流值總和或一乘上電流暫態之時間間隔之電流暫態的平均或單一電流值。對電流值總和而言，一連續電流測量的範圍可僅從兩個電流值計算總和或將所有電流值加總在一起。電流值i 2 可如下文討論般計算得到。
例如，在第一時間間隔為5秒長的情況下，i l 可為從5秒長之週期之1.4至4秒的平均電流，且i r 可為從5秒長之週期之4.4至5秒的平均電流，如下列方程式2a及3a所示。
在另一實例中，在第一間隔為5秒長的情況下，i l 可為從5秒長之週期之3.9至4秒的電流總和，且i r 可為從5秒長之週期之4.25至5秒的電流總和，如下列方程式2b及3b所示。
用於第一電流暫態的電流量值可藉由方程式4來敘述為一時間函數。
項i ss 為在施加第一測試電位E1 後的穩態電流，D 為媒介物的擴散係數，L 為間隔物厚度。須注意在方程式4中，t 指的是在施加第一測試電位E1 後所經過的時間。用於第二電流暫態的電流量值可藉由方程式5敘述為一時間函數。
與方程式4中的指數項相比，方程式5中之指數項有二個差因子，因為第二電流暫態係從第二測試電位E2 產生，其與第一測試電位E1 的極性相反，且在第一測試電位E1 後即刻施加。須注意在方程式5中，t 指的是在施加第二測試電位E2 後所經過的時間。
用於第一測試電位之時間間隔T1 的峰值電流可表示為i pa ’ 且用於第二測試電位之時間間隔T2 的峰值電流可表示為i pb 。若第一峰值電流i pa 及第二峰值電流i pb 兩者分別在施加第一測試電位E1 及第二測試電位E2 後的相同短時間(例如，0.1秒)測量，則可從方程式5減去方程式4而得出方程式6。
方程式6　i pb -2i pa =-i ss
由於已測定i pa 主要受干擾物控制，i pb 可與i pa 共同使用，以測定一校正因子。例如，如下文所示，i pb 可在一數學函數中與i pa 併用，以測定一經校正的電流，其與葡萄糖成比例且對干擾物較不敏感。
導出方程式7，以計算電流i 4 ，其與葡萄糖成比例，且已移除掉歸因於干擾物之一相對部分的電流。
將項i ss 加至分子及分母兩者，以在無葡萄糖存在時允許分子趨近於零。針對在大於最小時間之時間的電流，可使用方程式8A來估計項i ss ，其中適用的最小時間可由方程式8B估計得到。
其中，i ss 為施加第二電位後的穩態電流；i 為所測量的電流，其為一時間函數；D 為氧化還原活性分子的擴散係數，其中此係數可由菲克(Fick)第一定律，亦即，J(x ,t )=-D dC(x ,t )/dx，決定；L 為間隔物厚度；且t 為用於施加第二電位的時間，其中t =0係用於第二時間間隔的開始。
在一例示性實施例中，電流值i 2 可根據方程式9來計算。
因此，方程式1可致能在干擾物存在下精確測量分析物的濃度。
如上文所討論，一估計的血比容位準可在不參照關聯之分析物濃度的情況下進行測定。例如，一滴血液的血比容位準可從電流值及一分析物濃度來測定。在一例示性實施例中，估計的血比容(H)可從方程式10導出。
方程式10　H=-162.5 log(ir )+119.1 log(G)+235.4
在一些實施例中，分析物濃度值(G)可鑑於血比容位準(例如，使用方程式11A及11B)來校正。
方程式11A　G′=G+Corr 　針對G<100 mg/dL
方程式11B　G′=G(1+Corr /100)　針對G100 mg/dL
在方程式11A及11B中，校正因子Corr 可使用振幅隨H改變的正弦函數來計算。例如，在H<30%的值，下列方程式可用於計算Corr 。
方程式12A Corr=-0.4(30-H)sin(πG/400)　針對G<400 mg/dL
方程式12B　Corr=0　針對G400 mg/dL
其中Corr的範圍限制為0至-5。
當H>50%時，可使用「不對稱正弦函數」，其中正與負波瓣的振幅不同。然而，該函數為連續函數，以致在校正中沒有突然的步階。例如，可使用方程式13A至13C來計算針對H>50%之Corr。
方程式13A Corr=-0.2(H-50) sin(πG/180)針對G<180 mg/dL
方程式13B　Corr=-0.5(H-50) sin(πG/180)　針對180G270 mg/dL
方程式13C　Corr=+0.5(H-50)　針對G>270 mg/dL
其中針對G<180，Corr的範圍限制為0至-5，且針對G180，Corr的範圍限制為0至5。
在另一實施例中，分析物濃度值(G)可在未導出估計血比容(H)的情況下，鑑於充填時間而使用例如方程式14A(當G<100 mg/dL時)及14B(當G100 mg/dL時)連同方程式15A、15B及15C進行校正。
方程式14A　G′=G+Corr 　針對G<100 mg/dL
方程式14B　G′=G(1+Corr /100)　針對G100 mg/dL
方程式14A及14B中的校正因子Corr 可鑑於充填時間(FT)而以FT的一系列臨限值計算得到。例如，下列方程式可用於計算Corr ，該方程式使用兩個FT的臨限值Th1 及Th2 。
方程式15A　若Th1 <FT<Th2 ，則Corr=50(FT-Th1 )
方程式15B　若FT<Th1 ，則Corr=0
方程式15C　若FT>Th2 ，則Corr=10
在一例示性實施例中，臨限值Th1 可約為0.2秒，且臨限值Th2 可約為0.4秒。例如，當血液在小於約0.2秒內充填感測器時，則其充填行為可形容為接近理想。小於約0.2秒之充填時間通常發生在當血比容足夠低，以致試樣黏度在試樣之充填行為上具有最小影響時。由於低血比容，咸信大部分的葡萄糖均分解為在其中可迅速氧化葡萄糖的血漿相。在這些條件下，很少需要針對充填時間效應來校正葡萄糖結果，且因此校正因子可設定為零。替代地，當試樣中的血比容高時，試樣黏度可影響試樣的充填時間。因此，試樣可耗費超過約0.4秒來充填感測器。由於高血比容，咸信大部分的葡萄糖均分解成紅血球，且因此使少部分的葡萄糖氧化。在這些條件下，可鑑於充填時間來校正葡萄糖結果。然而，重要的是不要過度校正葡萄糖的值，因此，在一例示性實施例中，可將校正因子限制在最大約10 mg/dL血漿葡萄糖或約訊號的10%。隨著充填時間以約0.2至約0.4秒的範圍增加，一憑經驗導出的線性方程式可用於以約0至約10的範圍逐漸增加校正項。
一可連同本文所揭示之至少一些系統及方法使用的裝置之一例示性實施例為一葡萄糖感測器。該葡萄糖感測器可包括一例如圖2A及2B所繪示之電池的電化電池。該電池可包括薄帶膜201，其具有上部及下部表面202、203，且亦可包括定義在配置於下部表面203上之工作電極206及配置於上部表面202上之相對/參考電極205之間的電池區帶204。膜厚度可經過選擇，以達成所需結果(例如，使來自相對電極的反應產物到達工作電極)。例如，膜厚度可經過選擇，以致電極隔開一距離t ，其可足夠靠近，以致相對電極處之電化反應的產物可在測試時間的期間遷移至工作電極，且本質上可達成一穩態擴散輪廓。典型地，t 可小於近乎500微米，或者位於約10微米至約400微米的範圍內，更具體地，位於約80微米至約200微米的範圍內。在一實施例中，電極間之一間隔可經過選擇，以致來自一相對電極的反應產物在檢定結束之前到達一工作電極。
電極亦可具有各種配置。例如，電極可為平面的。進一步地，雖然在所繪示的實施例中，電極205及206係面向彼此且本質上相對，在其他實施例中，電極可僅面向彼此，其可本質上彼此相對或其可具有並列式配置，其中電極係接近地放置在相同的平面上。不同電極配置的實例至少可在Hodges於2003年10月14日提出申請之發明名稱為「電化電池」的美國專利第7,431,820號中找到，特將其全文內容併入於此以供參照。
一試樣沉積或「靶」區域207可定義在膜201的上部表面202之上，並可與電池區帶204隔開大於膜厚度的距離。膜201可具有擴散區帶208，其可在靶區域207及電池區帶204間延伸。一適用的試劑可包括一氧化還原媒介物M 、一酶E 及一pH緩衝液B ，其各自可內含在膜的電池區帶204內及/或在電池區帶204及靶區域207之間。該試劑亦可包括穩定劑之類。在感測器的使用上，可將一滴血液放置在靶區域207上，且血液成分可朝電池區帶204芯吸。
電極205及206各可具有一預先定義的區域。在圖2A及2B的實施例中，電池區帶204可藉由可與電極205及206之邊緣一致的膜邊緣209、210及211，並藉由(相對於靶區域207)電極前緣212及213加以定義。雖然各種其他尺寸及參數可在不偏離本發明範圍的情況下使用，在本實例中，電極可為約600埃厚，並可為從約1至約5 mm寬。
或者，膜的兩側除靶區域207外可覆以疊層214(自平面圖省略)，其可作為防止水從試樣蒸發，並提供設備的機械強健性。咸信水蒸發是不樂見的，因其使試樣濃縮，允許電極乾透且允許溶液冷卻，同時影響擴散係數並減緩酶動力學，雖可如上述般估計出擴散係數。
在圖3所繪示之一替代實施例中，茲提供一用於與本文所揭示之系統及方法併用的中空電化電池。電極305及306可藉由隔開的聚合物壁330支撐，以定義一中空電池。開口331可設置在電池的一側上，藉此可允許一試樣進入孔腔332。在此實施例中，並未使用膜，然而在某些實施例中，可包括膜。電極可具有各種配置，至少如上文所討論者。以非限制的例子來說，電極可隔開小於約500微米，較佳的是位於約10或約20微米至約400微米的範圍內，且更佳的是位於約80微米至約200微米的範圍內。有效電池容積可為約1.5微升或更小。
圖2A、2B及3的電化電池可與本文所揭示的量計、控制單元及裝置、系統及方法的其他部件與步驟併用。進一步關於圖2A、2B及3之電化電池的揭露可在Hodges等人於1998年4月17日提出申請之發明名稱為「電化電池」的美國專利第6,284,125號中找到，特將其全文併入於此以供參照。例如，與本揭露併用的電化電池可具有兩電極對。電極對可包括工作、相對、相對/參考及分開的參考電極的任何組合。
一可與本文揭示之至少一些系統及方法併用的裝置之另一例示性實施例為下述在圖4A至5D中繪示的感測器。感測器可具有測試條62之形式的形式，其包括細長主體59，其係沿著縱軸L從近端80延伸至遠端82，並具有側稜56、58。主體59可包括近接的試樣反應室61，其含有電極164、166及試劑72。測試條主體59可進一步包括用於與一測試計(未繪示)電通訊之安置在遠端的電接觸63、67。
在一實施態樣中，測試條62係由多層形成，包括第一導電層66、間隔物60、第二導電層64。第一導電層66及/或第二導電層64可由各種導電材料形成，在一實施例中，其係設置在一絕緣薄板(未顯示)上。間隔物層60可由各種電絕緣材料形成，且可包括一黏著劑或由一黏著劑形成。一熟悉此項技術者將了解雖然所繪示的是一三層測試條，額外導電或絕緣層可用來形成測試條主體59。
如圖4A至4C中所繪示，近接的試樣反應腔室61可藉由第一導電層66、第二導電層64及間隔物層60來定義。如下文更詳細討論的，反應室61亦可包括試劑72及第一與第二電極166、164。例如，間隔物60中的截去區域68可暴露一部分的第二導電層64及第一導電層66，從而分別定義第一電極166及第二電極164。試劑72的形式可為設置在第一電極166上之一層。
在一實施例中，反應室61係適於分析小容積試樣。例如，試樣反應室61可具有範圍從約0.1微升至約5微升、較佳的是約0.2至約3微升、更佳的是約0.3微升至約1微升的容積。為了容納小的試樣容積，較佳的是使電極彼此接近地隔開。例如，在間隔物60定義第一電極166及第二電極164間的距離之處，間隔物60的高度可位於約1微米至約500微米的範圍內、較佳的是位於約10微米至約400微米的範圍內、更佳的是位於約40微米及約200微米的範圍內。
為了進一步協助縮小反應室61的容積，可調整截去區域68及/或主體59的縱向及/或橫向尺寸。例如，測試條主體59可包括切掉部分51、52，以致反應室61的橫向寬度小於測試條主體59的全寬度(最寬寬度)。切掉部分51、52亦可幫助試樣傳送至反應室61。例如，切掉部分51、52可具有相當於一部分之使用者手指的形狀。當使用者以針扎手指壓出一滴血液時，切掉部分51、52可幫助使用者對準位於他/她手指上的試樣與在主體59之側稜56、58中之一試樣接收埠(例如，開口70)。一熟悉此項技術者將了解雖然所繪示的是兩個切掉部分，測試條主體59可僅包括單一個切掉部分或不包括切掉部分。
如上文所陳述的，測試條主體59的近接部分可包括至少一個用於將試樣傳送至反應室61的試樣傳送埠。例如，截去區域68可橫向延伸至測試條主體59的側稜56、58，以提供兩個用於傳送生理流體至試樣反應室61的開口70。在存在兩開口70之處，其中一個可作用如一用於傳送一流體試樣的試樣接收埠，而另一個則可作用如一通氣孔。一熟悉此項技術者將了解試樣可使用替代結構傳送至試樣反應室61，該等替代結構包括設置在測試條主體59中之不同位置的試樣接收埠及/或通氣孔(例如，設置在第一及/或第二導電層66、64中的試樣接收埠及/或通氣孔)。
在一實施例中，測試條62適於經由毛細管作用將試樣拉入反應室61。例如，反應室61及開口70的尺寸與表面特徵可適於在將一液體試樣(例如，全血)帶入與其中一個開口70接觸時產生毛細管力。一熟悉此項技術者將了解反應室61可包括額外的結構，以協助/產生毛細管力(例如，珠、一多孔膜及/或其他填料)。
如上文所提及，例如試劑72的試劑可配置在反應室61內。試劑72的組成物可依據預定的分析物及預期的試樣形式作變化。在一實施態樣中，試劑72包括至少一媒介物及一酶，並沉積至第一電極166之上。各種媒介物及/或酶係屬於本揭露的精神及範圍。例如，適用的媒介物包括鐵氰化物、鐵莘、鐵莘衍生物、聯吡啶鋨錯合物、釕(III)六亞甲四胺(hexamine)及苯醌衍生物。適用之酶的實例包括葡萄糖氧化酶、以吡咯並喹啉(PQQ)輔助因子為基礎的葡萄糖脫氫酶(GDH)、以菸鹼醯胺腺嘌呤二核甘酸輔助因子為基礎的GDH及以黃素腺嘌呤二核甘酸(FAD)為基礎的GDH(FAD-GDH)。一適於製造試劑層72之例示性的試劑配方係在公開發表為美國公告專利申請案第2004/0120848號之發明名稱為「製造一以經消毒並校準之生物感測器為基礎之醫療裝置的方法」之審理中的美國專利申請案序號第10/242,951號中敘述，特將其全文併入於此以供參照。
在近接試樣室61的遠端，主體59可包括連接軌道，其將第一及第二電極166、164與遠端電接觸63、67電連接。在一實施態樣中，第一導電層66包括第一連接軌道76，其將第一電極166與第一電接觸67電連接。類似地，第二導電層64可包括第二連接軌道78，其將第二電極164與第二電接觸63電連接(圖5A)。
第一及第二導電層亦可定義第一及第二電接觸67、63，其幫助測試條62與一測試計的電接觸。在一實施例中，一部分的第一導電層66遠端地從間隔物層60及第二導電層64的遠端延伸，以定義第一電接觸67。第二電接觸可在第一導電層66中藉由U形凹槽65定義，其暴露一部分的第二導電層64。本申請人指明測試條62可包括各種用於電連接至一測試計的替代電接觸配置。例如，美國專利第6,379,513號揭示電化電池連接結構，特將其全文併入於此以供參照。
圖4A至5D的感測器可與本文所揭示的量計、控制單元及裝置、系統與方法的其他部件及步驟併用。進一步關於圖4A至5D之電化電池的揭露可在由Chatelier等人在3月31日提出申請之發明名稱為「用於在有干擾物存在下分析一試樣之方法及設備」的美國專利申請案序號第11/278,341號中找到，特將其全文內容併入於此以供參照。
用於與本文所揭示之至少一些方法併用之一試樣分析裝置的另一例示性實施例，免疫感測器110，係繪示於圖6中，並在由Chatelier等人於2009年9月30日提出申請之發明名稱為「用於在免疫感測器中使用的黏著劑組成物」的美國專利申請案序號第12/570,268號中敘述，特將其全文內容併入於此以供參照。可在該免疫感測器內形成複數個室，包括一充填室，藉此可將一試樣引入該免疫感測器；一反應室，藉此可使一試樣與一或多個所需材料起反應；及一偵檢室，藉此可測定該試樣之一特定成分的濃度。這些室可形成在該免疫感測器之一下部電極、一上部電極及一隔板的至少一部分中。該免疫感測器亦可包括一通氣孔，以允許空氣依需要進入並逸出該免疫感測器；及第一與第二密封部件，以選擇性地密封該通氣孔的第一及第二側。該第一密封部件亦可形成該充填室之一壁。
如所繪示，免疫感測器110包括下部電極112，其具有兩個鑲條至其上的液體試劑130、132。可使用若干用來形成電極的技術形成下部電極112，但在一實施例中，係以金濺射塗佈一填以硫酸鋇的聚對苯二甲酸乙二酯(PET)薄板。其他形成電極的非限制實例在Hodges等人於2000年11月10日提出申請之發明名稱為「電化電池」的美國專利第6,521,110號中揭示，特將其全文內容併入於此以供參照。
同樣地，液體試劑130、132可具有若干不同的組成物。在一實施例中，第一液體試劑130包括一在緩衝液中與一例如GDH-PQQ之酶共軛的抗體，該緩衝液含有蔗糖及例如Pluronics嵌段共聚物的帕洛沙姆(poloxamer)、例如檸康酸鹽的抗凝血劑及鈣離子。在一實施例中，第二液體試劑132包括在例如稀釋的檸康酸溶液之酸性緩衝液中之鐵氰化物、葡萄糖及例如吩嗪硫酸乙酯(phenazine ethosulfate)之第二媒介物的混合物。可將第一及第二液體試劑130、132乾燥至下部電極112之上。可使用若干技術來使試劑130、132乾燥，但在一實施例中，於試劑130、132鑲條在下部電極112上後，一或多個紅外線乾燥機可施加至試劑130、132。舉例來說，在紅外線乾燥機之後，亦可使用一或多個空氣乾燥機。本文對一第一試劑與一第一液體試劑及一第二試劑與一第二液體試劑的參照可互換地使用，且不必針對一特定實施例指示試劑在一給定時間為其液體或乾燥形式。進一步地，與第一及第二液體試劑關聯的一些成分可依需要互換地使用及/或用在第一及第二液體試劑兩者之中。以非限制的例子來說，抗凝血劑可與第一液體試劑130及第二液體試劑132的任一者或兩者關聯。
一線可形成在試劑130、132間之經濺射塗佈的金中，以致試劑132之一邊緣非常接近或碰觸到該線。該線可使用雷射剝蝕或以銳利的金屬邊緣施加。在一例示性實施例中，該線可在試劑130、132鑲條在電極上前施加。該線可設計為使下部電極112位於偵檢室下方的區段與將位於反應室下方的區段電絕緣。此可在電化檢定期間提供工作電極之一區域的更佳定義。
免疫感測器110亦可包括上部電極114，其具有一或多個在其上含有表面結合抗原的磁性珠134。如在下文所進一步詳細敘述般，抗原可建構成與配置在下部電極112上的抗體及位於反應室118內的試樣起反應。本申請人指明配置在下部電極112及上部電極114之上的成分可互換。因此，下部電極112可包括一或多個磁性珠134，且上部電極114可包括鑲條至其上的兩液體試劑130、132。進一步地，雖然在所繪示的實施例中，電極112的長度形成免疫感測器110的整個主體長度，在其他實施例中，電極可僅為免疫感測器之一層的一部分，其作用如下部或上部電極，或多個電極可配置在免疫感測器的單一層上。進一步地，因為施加至免疫感測器的電壓可翻轉及/或交替，每一下部及上部電極在不同階段可作為工作電極及相對或相對/參考電極。為了便於敘述的目的，在本申請案中，下部電極係視為工作電極，且上部電極係視為相對或相對/參考電極。
配置在下部及上部電極112、114間的隔板116可具有各種形狀及尺寸，但其通常建構成刻意地嚙合下部及上部電極112、114，以形成免疫感測器110。在一例示性實施例中，隔板116在兩側上包括黏著劑。隔板116可進一步在隔板116之兩側的每一側上包括一釋離襯墊。隔板116可以形成至少兩孔腔的方式切割。一第一孔腔可形成作為反應室118，且一第二孔腔可形成作為偵檢室120。在一實施例中，可輕模切隔板116，以致反應室118與電極112、114對準，以允許其中的抗原-抗體反應，而偵檢室120與電極112、114對準，以允許其中之亞鐵氰化物的電化測定。
在一實施例中，隔板116可放置在下部電極112之上，其放置方式允許上部電極114的磁性珠134及下部電極112的第一試劑130至少部分地配置在反應室118中，且下部電極112之第二試劑132的鐵氰化物-葡萄糖組合至少部分地配置在偵檢室120中。可有利地將一抗凝血劑內含在每一第一及第二液體試劑130、132中，以便抗凝血劑與每一反應及偵檢室118、120關聯。在一些實施例中，上部及下部電極112、114的其中之一與隔板116的組合可疊層在一起，以形成一雙層板，而在其他實施例中，每一下部電極112、上部電極114及隔板116的組合可疊層在一起，以形成一三層板。或者，亦可添加額外的層。
充填室122可藉由將一孔沖壓至下部及上部電極112、114的其中之一與隔板116中來形成。在所繪示的實施例中，充填室係藉由將一孔沖壓至下部電極112與隔板116中來形成，以致下部電極112中的孔與反應室118重疊。如所示，充填室122可與偵檢室120隔開一距離。這一類配置允許試樣在不進入偵檢室120的情況下，通過充填室122進入免疫感測器110，並流入反應室118，以與例如第一液體試劑130及磁性珠134起反應，其中第一液體試劑130在第一電極112上包括一緩衝液中與一酶共軛的抗體，而磁性珠134則鑲條在上部電極114上。一旦試樣已起反應，其可接著流入偵檢室120，以用於與例如鐵氰化物、葡萄糖及一酸性緩衝液中之第二媒介物之混合物的第二液體試劑132行交互作用。
通氣孔124可藉由將一孔沖壓通過每一兩電極112、114及隔板116來形成，以致通氣孔124延伸通過免疫感測器110的整體。該孔可以一適當方式(例如，在若干不同位置鑽孔或沖壓)形成，但在一例示性實施例中，其可重疊與反應室118隔開之偵檢室120之一區域。
通氣孔124可以若干不同的方式密封。在所繪示的實施例中，第一密封部件140係位於下部電極112之上，以密封通氣孔124之一第一側，且第二密封部件142係位於上部電極114之上，以密封通氣孔124之一第二側。密封部件可以任何數目的材料製成及/或包括任何數目的材料。以非限制的例子來說，密封部件的任一者或兩者可為親水性黏著帶或思高膠帶(Scotchtape)。密封部件的黏著側可面向免疫感測器110。如所示，第一密封部件140不僅可形成用於通氣孔124之一密封件，且亦可形成用於充填室122之一壁，以便試樣可容納在其中。包括在第一密封部件140之黏著側上的性質可與充填室122關聯。例如，若第一密封部件140包括使其為親水性及/或水溶性的性質，則充填室在一試樣配置於其中時可保持良好濕潤。進一步地，密封部件140、142可選擇性地與免疫感測器110結合或分離，以依需要提供用於免疫感測器110與配置在其中之部件的通氣及/或密封。
黏著劑通常可用在免疫感測器的構造中。可將黏著劑併入本揭露之免疫感測器與其他試樣分析裝置之方式的非限制實例可在Chatelier等人於2009年9月30日提出申請之發明名稱為「用於在免疫感測器中使用的黏著劑組成物」的美國專利申請案序號第12/570,268號中找到，其全文內容已併入於此以供參照。
雖然本揭露討論與免疫感測器相關的各種不同實施例，免疫感測器的其他實施例亦可與本揭露的方法併用。這類實施例的非限制實例包括Hodges等人於2002年3月21日提出申請之發明名稱為「直接免疫感測器檢定」之美國專利申請公報第2003/0180814號、Hodges等人於2004年4月22日提出申請之發明名稱為「免疫感測器」之美國專利申請公報第2004/0203137號、Rylatt等人於2005年11月21日提出申請之發明名稱為「生物感測器設備及使用方法」之美國專利申請公報第2006/0134713號及主張美國專利申請公報第2003/0180814號及第2004/0203137號之每一個之優先權的美國專利申請案序號第12/563,091號中所述者，特將其各篇之全文併入於此以供參照。
在一實施例中，免疫感測器110可建構成放入一量計，該量計係建構成施加一電位至電極112、114，並測量由施加電位所引起的電流。在一實施例中，該免疫感測器包括一或多個用於嚙合一量計的耳片117。其他特徵結構亦可用來嚙合免疫感測器110與一量計。該量計可包括若干不同的特徵結構。舉例來說，該量計可包括一磁鐵，其係建構成使免疫感測器110的某些成分保持在一室中，而其他成分則流至另一室。在一例示性實施例中，該量計的磁鐵係如此定位，以致一旦將免疫感測器110放入該量計，該磁鐵便配置在反應室118下方。此可允許磁鐵協助滯留任何磁性珠134，更具體地，其協助滯留與珠134結合的任何抗體-酶共軛物，使之免於流入偵檢室120。
該量計之一替代的特徵結構包括一加熱元件。一加熱元件可幫助加速反應速率，並藉由降低黏度來幫助試樣以一所需方式流過免疫感測器110。一加熱元件亦可允許將一或多個室及/或一配置在其中的試樣加熱至一預定溫度。加熱至一預定溫度可藉由例如削弱或移除反應發生時的溫度變化效應來幫助提供精確度。
進一步地，一刺穿器械亦可與該量計相關聯。該刺穿器械可建構成在一所需時間刺穿至少一個該第一及第二密封部件，以便空氣可從通氣孔流出，而液體可從反應室流入偵檢室。
免疫感測器110亦可建構成與一控制單元相關聯。該控制單元可建構成執行各種功能。在一例示性實施例中，該控制單元能夠在一試樣引入該裝置時測量其充填時間。在另一實施例中，該控制單元可建構成測定一血液試樣的血比容值。在尚有另一實施例中，該控制單元係建構成鑑於該充填時間計算該試樣中之一分析物的濃度。事實上，該控制單元可包括多種不同的特徵結構，至少部分取決於所需的功能性以及系統設計用來測量充填時間的方法。
該控制單元亦可測量系統的其他實施態樣。以非限制的例子來說，該控制單元可建構成測量該免疫感測器之一或多個室的溫度。其亦可建構成測量試樣溫度、試樣顏色或試樣及/或系統的各種其他特徵及/或性質。以進一步非限制的例子來說，該控制單元可建構成將充填時間的測定結果、分析物濃度的測定結果及/或血比容測量傳達至外部設備。此可以各種方式實現。在一實施例中，該控制單元可硬連線至一微處理器及/或一顯示裝置。在另一實施例中，該控制單元可建構成從該控制單元無線傳輸數據至一微處理器及/或一顯示裝置。
系統的其他部件亦可建構成作出這類測量。例如，免疫感測器或量計可建構成測量免疫感測器之一或多個室的溫度、測量或推斷一試樣的溫度或測量、測定或推斷試樣及/或系統的各種其他特徵及/或性質。更進一步地，本申請人指明一控制單元的這些特徵結構可互換，並選擇性地結合在一單一控制單元中。例如，一控制單元既可測定充填時間，亦可測量一室之溫度。在其他實施例中，至少部分地以各種控制單元的配置及欲執行的所需功能為基礎，多個控制單元可共同使用，以執行各種功能。
實例1
使用一電化系統來測量充填時間係藉由下列實例進行論證。在下列實例中，系統包括一具有兩相對電極的感測器，其中試劑係設計為與在一電極上乾燥的試樣起反應。茲提供複數個用於分析的試樣，以測試本文所揭示之系統、裝置及方法的性能。試樣為含有三個已知之不同血比容位準的血液試樣，以便測試結果的比較可與實際結果相比，以測定系統、裝置及方法的精確度。四個血比容位準為近乎20%、60%及75%。測試三個血比容位準允許在廣泛的濃度位準間確認所揭示之系統、裝置及方法的精確度。
在此實例中，覆以乾燥試劑的電極為第二電極。第一及第二電極覆蓋欲填以液體試樣之室的整個面積。將試樣引入感測器中。雖然將試樣引入感測器中可以各種方式達成，在此實例中，容許每一試樣經由毛細管作用個別進入充填室中。一旦血液開始進入偵檢室，便將300 mV的電位經由該量計施加至電極，並持續近乎四秒。或者，電壓可在血液抵達偵檢室之前或與此同時施加。由此實例所產生之電流對時間暫態的圖繪示於圖7中。如圖7所示，顯示以75%血比容血液所得之時間-電流暫態的線在從約0.1至約0.5秒相對平坦，因為充填程序增加第一電極的面積(其將傾向於增加電流)，且在此同時在第一電極會有電活性物種的電化耗乏(其將傾向於減少電流)。在感測器正以血液充填的同時，這兩種程序近乎匹配。在充填完成(近乎0.5秒)之後，第一程序結束，且第二程序處於支配地位，以便電流突然下降。將電流急遽減少的最新時間視為充填時間。針對20%及60%之血比容血液的結果顯示類似的結果，其中針對60%血比容血液的電流在近乎0.3秒時下降，且針對20%血比容血液的電流在近乎0.1秒時下降。此實驗的結果論證使用電流測量來測定血液之血比容百分比的可行性。
實例2
建構一第二類型的感測器，其包括兩相對電極，且試劑係設計成與在一電極上乾燥的試樣起反應。然而，在此實例中，具有乾燥試劑的電極為第一電極，且如此建構，以致其並未覆蓋液體充填室的整個面積，而第二電極係如此建構，以致其覆蓋液體充填室的較廣面積，並在第一電極與液體接觸前接觸液體。當使用此感測器來測試調整為各種血比容的複數個血液試樣時，將獲得所得之示於圖8的電流圖案。在此實例中，四個血比容位準為近乎30%、44%及62%。如圖8所示，每一痕量的早先部分對應於在此期間充填程序增加工作電極面積從而增加電流的週期。當充填程序完成時，電活性物種的電化耗乏傾向於在由圖中箭頭所指示的時間減少電流。再次將電流急遽減少的時間視為充填時間。感測器的不同配置導致充填時間對血比容之不同的相依性。
實例3
在一電化系統中使用可變的預脈衝時間係藉由下列實例來論證。建構一電位自調器量計，其能夠使用充填時間資訊，以使用上文所討論的方法來改變預脈衝時間。新量計的初始測試係使用肝素化的毛細管血液執行。測試自然血比容及葡萄糖，接著以自然或尖波的葡萄糖位準測試血漿及77%的血液。在原始(固定時間)量計上及在包括上文所揭示之可變預脈衝時間演算法的量計上進行條的測試。使用上文所討論的演算法來分析數據。
圖9顯示當以原始(固定時間)量計測試時，77%血比容血液得出負偏差(-19至-28%)，但當以可變預脈衝時間量計測試時，所有點均位於參考葡萄糖測量的15%以內。一建構成執行一參考葡萄糖測量之商業上可購得的儀器實例為Yellow Springs Instrument(YSI)葡萄糖分析器。針對這兩類型量計的總體統計資料總結於下文的表1之中。
如表1所示，就精確度及精確度而言，可變時間量計優於固定時間量計。
實例4
一以充填時間為基礎進行血比容測定之電化系統的使用係藉由下列實例論證。在此實例中，該系統包括一試樣分析裝置，特別是圖6的免疫感測器110；一量計，其建構成施加一電位；及一控制單元，其建構成測定初始充填速度。特別是，將一電位施加至免疫感測器110的電極，測定一血比容位準，接著使電位反向。分析物濃度隨後鑑於所測定的血比容位準來測定。血比容位準係鑑於試樣的充填時間來測定。
茲提供複數個用於分析的試樣，以測試本文所揭示之系統、裝置及方法的性能。試樣為含有C-反應性蛋白質的血液試樣，且因此所測定的分析物濃度為C-反應性蛋白質的濃度。試樣含有四個已知的不同血比容位準，以便測試結果的比較可與實際結果相比，以測定系統、裝置及方法的精確度。血比容的四個位準為近乎15%、49%、60%及72%。測試四個血比容位準允許在廣泛濃度位準內確認所揭示之系統、裝置及方法的精確度。
在此實例中，在試樣引入之前，免疫感測器係預熱至近乎37℃。與免疫感測器關聯的量計係建構成執行預熱，然而可使用其他替代物。接著將試樣引入免疫感測器。雖然將試樣引入免疫感測器可以各種方式實現，在該實例中，容許每一試樣經由毛細管作用個別進入充填室中。
在經過近乎兩分鐘後，免疫感測器的通氣孔係藉由刺穿第一密封部件來開通。量計之一刺穿器械係用於執行刺穿動作，其轉而允許血液從免疫感測器的反應室流入免疫感測器的偵檢室。隨著血液進入偵檢室，遂經由量計將300 mV的電位施加至電極。如同上文所討論的實例，電流對時間暫態係用於根據上文所討論的方法來測定試樣的充填時間。源自此實例之充填時間對血比容百分比的圖繪示於圖10。在一些實施例中，根據本文所揭示之方法估計的血比容可用於表示相對血漿而非全血的抗原濃度，因為這在病理學中更容易接受。
如上文所討論，在一些實施例中，可需要僅測量血比容位準。因此，以初始電流為基礎的第一計算可為進行該計算所需的唯一步驟。血比容位準的實際測定可像可計算初始電流一樣迅速地測定。因此，以非限制的例子來說，若以第一個50毫秒內的平均值為基礎計算初始電流，則血比容位準可在第一個50毫秒之後進行測定。因此，一血液試樣之一血比容位準的測量可在小於一秒內執行。
實例5
在未進一步導出血比容及針對血比容校正的情況下，以一試樣之充填時間為基礎來校正一分析物測量之一例示性演算法係藉由下列實例論證。在此實例中，所測試的是一含有酶FAD-GDH而非GDH-PQQ的感測器。將一含有葡萄糖的血液試樣施加至該感測器，並施加圖11所示的電位波形。在將第一電位(E1，其在此實例中約為+20 mV)施加至感測器持續約1秒的期間，進行試樣之充填時間的測定。在此實例中，充填時間係測定為從試樣在感測器中的第一偵檢直到在施加第一電位期間測量到電流暫態之變化率的最大值(亦即，i(t)-i(t+dt)的最大值)之時間為止的時間週期。i(t)-i(t+dt)的最大值(亦即，電流最急遽的下降)對應於足夠容積的試樣為了欲實施之分析物測量而完成感測器充填的時間。因為初始訊號為抗氧化劑物種在近乎陽極處之損耗所致的快速電流減少及伴隨感測器充填之較慢的電流增加的組合，在試樣偵檢後近乎第一個0.15秒的期間並未估定充填時間。當這兩種速率匹配時，則達成假穩態電流，且當以血液充填感測器的剩餘部分時，電流少有變化。為此，圖11所示之最早的充填時間約為0.15秒。
在施加第一電位(E1，持續約1秒)之後，持續施加+300 mV的第二測試電位E2約3秒，此後施加-300 mV的第三測試電位E3。i l 及i r 的值係使用方程式2b及3b來計算。i l 的值是計算為從5秒長之週期之3.9至4秒的電流總和，且i r 的值是計算為從5秒長之週期之4.25至5秒的電流總和。接著使用上文的方程式1計算試樣中之一第一葡萄糖濃度。在此實例中，p、a及zgr的值分別為0.5796、0.02722及1.8。
第一葡萄糖濃度接著根據上文的方程式14A、14B、15A、15B及15C並鑑於試樣的充填時間進行校正，針對這些方程式，FT的兩個臨限值，Th1 及Th2 ，分別為0.2秒及0.4秒。如將在下列實例中討論的，本申請人發現根據方程式14A、14B、15A、15B及15C並鑑於充填時間所校正的葡萄糖測量結果改善精確度，且導致偏離參考數據較少的偏差。
實例6
偏離濃度參考值的偏差對試樣充填時間的相依性係在此實例中論證。具有從約0至約70%之血比容範圍的試樣係根據上文所討論的演算法使用FAD-GDH感測器進行測試，但未針對充填時間校正。圖12顯示偏離分析物濃度參考值的試樣偏差取決於試樣的充填時間。例如，如圖12所示，試樣偏差隨充填時間增加而逐漸更負。換言之，對具有較長充填時間的試樣而言，分析物濃度之未校正值的精確度降低。因此，偏差與試樣充填時間有明顯的相依性。
實例7
由鑑於充填時間校正分析物濃度所產生的改善係在此實例中論證。圖13A顯示與圖12所示相同的數據組，其係對照試樣的血比容範圍繪製而成。圖13B顯示當根據上文之方程式14A、14B、15A、15B及15C並鑑於充填時間校正數據時所獲得的改善。如圖13A及13B所繪示，在數據針對充填時間校正後，總體SD偏差從6.2降低至5.7。因此，根據上文的演算法針對充填時間校正提供改善的精確度。
實例8
在臨床設定中使用充填時間校正而增加的精確度係藉由此實例論證。圖14繪示根據上文在實例5中所討論的演算法針對從311個予體所得到之試樣在臨床設定中使用FAD-GDH測試之偏差對充填時間的數據圖。對此數據組而言，充填時間校正所提供的總體SD偏差減少係從5.75至5.58。此臨床數據僅為適度改善，因為大部分的試樣係以約0.2秒或更少的時間充填感測器，且未藉由充填時間演算法進行校正。
實例9
前述實例中的數據係以50 ms的數據密度獲得(亦即，每50 ms儲存一電流值)。如圖15所示，充填時間的較佳解析度可以較快的數據儲存(例如，10 ms的數據密度)獲得。圖15繪示當在感測器中載入具有位於約15%至約72%之範圍內之血比容的血液時所獲得的電流暫態。圖16繪示從圖15之數據計算得到的充填時間數據。圖16顯示原始充填時間值為中空菱形；5個複製的平均值為實心正方形；且±1 SD為垂直條。如圖16所示，充填時間的範圍從約0.06秒至約0.32秒，其中較高血比容的試樣充填得更為緩慢。當針對葡萄糖濃度測試在此實例中所提出的數據時，在使用上文於實例5中所討論之演算法對充填時間進行葡萄糖值的校正後，總體SD偏差從5.08下降至4.71。
本申請人提到這九個實例僅為可如何執行並使用本文所包含之教義的眾多實例中的九個而已。進一步地，雖然本文所揭示的方法、系統及裝置主要是與測定一血液試樣之一分析物濃度併用，且主要聚焦在將可從血液試樣中之變化的充填時間及血比容位準所導致的誤差納入考量中，本申請人提到本文所包含的揭露亦可用於各種含有分析物的其他試樣，並可針對一試樣內含的各種抗原及/或抗體進行測試。
本申請人提到在各種方法、系統及裝置依靠一特定方程式的程度上，所提供的方程式通常是以應用該方程式的實例為基礎。鑑於本揭露，一熟悉此項技術者將能夠在不偏離本發明範圍的情況下，針對其他情形調整所揭示的方程式。
更進一步地，本文所討論的方法(例如，那些與測定濃度及使用系統及裝置相關者)亦不受限於特定步驟或步驟順序，除非另加指定。一熟悉此項技術者將了解可執行本方法的各種順序，且進一步將了解可在不偏離本發明範圍的情況下，修改或增加該步驟。
可與本文揭示之方法併用之某些其他類型之裝置的非限制實例更詳細地在Hodges等人於1997年5月7日提出申請之發明名稱為「電化方法」的美國專利第5,942,102號、Hodges等人於1999年5月18日提出申請之發明名稱為「電化電池」的美國專利第6,174,420號、Chambers等人於1999年9月20日提出申請之發明名稱為「感測器連接機構」的美國專利第6,379,513號、Hodges等人於2000年9月11日提出申請之發明名稱為「加熱式電化電池」的美國專利第6,475,360號、Hodges等人於2000年7月14日提出申請之發明名稱為「血紅素感測器」的美國專利第6,632,349號、Hodges等人於2000年7月14日提出申請之發明名稱為「抗氧化劑感測器」的美國專利第6,638,415號、Hodges等人於2002年12月9日提出申請之發明名稱為「在電化電池及量計間形成電連接的方法」的美國專利第6,946,067號、Hodges於2003年4月3日提出申請之發明名稱為「防止毛細管或蕊線充填裝置之短取樣的方法」的美國專利第7,043,821號及Hodges等人於2002年10月1日提出申請之發明名稱為「電化電池」的美國專利第7,431,820號中討論，特將每一全文併入於此以供參照。
進一步地，在討論本文之揭露用於與一具有特定配置之裝置併用的程度上，可使用多種配置。舉例來說，可與本揭露併用的某些配置包括具有兩個面向彼此之電極的感測器、具有兩個位於相同平面上之電極的感測器及具有三個電極的感測器，其中兩個相對且其中兩個位於相同平面上。這些不同配置可出現在多種裝置中，包括免疫感測器及其他前述裝置。
在不偏離本發明範圍的情況下，該裝置、系統及方法的各種實施態樣可依需要針對不同測定修改與變化。進一步地，以上述實施例為基礎，一熟悉此項技術者將了解本發明之進一步的特徵結構與優點。因此，除了由附加的申請專利範圍所指示的以外，本發明並未受限於已具體呈現並敘述的那些內容。特將所有本文引用之出版品及參考文獻的全文併入於此以供參照。
L．．．縱軸
51．．．切掉部分
52．．．切掉部分
56．．．側稜
58．．．側稜
59．．．細長主體
60．．．間隔物
61．．．試樣反應室
62．．．測試條
63．．．電接觸
64．．．第二導電層
65．．．U形凹槽
66．．．第一導電層
67．．．電接觸
68．．．截去區域
70．．．開口
72．．．試劑
76．．．第一連接軌道
78．．．第二連接軌道
80．．．近端
82．．．遠端
110．．．免疫感測器
112．．．下部電極
114．．．上部電極
116．．．隔板
117．．．耳片
118．．．反應室
120．．．偵檢室
122．．．充填室
124．．．通氣孔
130．．．液體試劑
132．．．液體試劑
134．．．磁性珠
140．．．第一密封部件
142．．．第二密封部件
164．．．電極
166．．．電極
201．．．薄帶膜
202．．．上部表面
203．．．下部表面
204．．．電池區帶
205．．．相對/參考電極
206．．．工作電極
207．．．試樣沉積或「靶」區域
208．．．擴散區帶
209．．．膜邊緣
210．．．膜邊緣
211．．．膜邊緣
212．．．電極前緣
213．．．電極前緣
305．．．電極
306．．．電極
330．．．聚合物壁
331．．．開口
332．．．孔腔
從下列的詳細敘述連同伴隨圖式當可更完整了解本發明，其中：
圖1繪示一根據本發明之一測定試樣中之分析物濃度之方法之例示性方法的流程圖；
圖2A繪示一根據本發明之一電化電池之例示性實施例的側視示意圖(未依比例繪製)；
圖2B繪示圖2A之電化電池的平面圖(從上方所視)；
圖3繪示一根據本發明之一中空電化電池之例示性實施例的橫剖面示意圖(未依比例繪製)；
圖4A繪示一根據本發明之組裝測試的透視圖；
圖4B繪示一根據本發明之未組裝測試條的分解透視圖；
圖4C繪示一根據本發明之測試條之近接部分的展開透視圖；
圖5A繪示一本文所揭示之測試條之一實施例的底視平面圖；
圖5B繪示圖5A之測試條的側視平面圖；
圖5C繪示圖5B之測試條的頂視平面圖；
圖5D為圖5C之測試條之近接部分的部分側視圖；
圖6繪示一根據本發明之一免疫感測器之例示性實施例的分解圖，其中該免疫感測器係建構成與一控制單元併用，該控制單元具有一用於計算充填時間的電化偵檢系統；
圖7繪示一電流對時間暫態的圖，其係使用一電化電池之一例示性實施例連同一用於測試本文所提供之各種血液試樣之例示性實施例執行得到的；
圖8繪示一電流對時間暫態的圖，其係使用一電化電池之另一例示性實施例連同一用於測試本文所提供之各種血液試樣之例示性實施例執行得到的；
圖9繪示使用一根據一例示性實施例的可變預脈衝時間法及一固定時間法所得到之各種血液試樣的測試結果圖；
圖10繪示針對本文所提供之各種血液試樣之充填時間對血比容位準的圖；
圖11繪示一測試電壓波形，其中測試計施加複數個測試電壓並持續規定的時間間隔；
圖12繪示未針對充填時間校正之各種血液試樣的測試結果圖；
圖13A繪示與圖12相同的數據，其係對照試樣的血比容繪製；
圖13B繪示圖12所示的數據圖，其係針對充填時間校正，並對照試樣的血比容繪製；
圖14繪示一臨床設定中之各種血液試樣的測試結果圖；
圖15繪示一電流對時間暫態的圖，其係在將具有位於15%至72%之範圍內之血比容的血液載入電化感測器之另一例示性實施例連同本文所提供之用於測試各種試樣之一例示性實施例時所獲得的。
圖16繪示圖15所示之數據之一替代圖。

Claims (76)

  1. 一種用於測定一試樣中之一分析物濃度的方法，該方法包含：將包括一分析物之一試樣引入一試樣分析裝置之一電化電池，該電化電池具有一工作電極及一相對電極；測定該試樣之一充填時間；鑑於至少該充填時間來計算一預脈衝時間；在該試樣已充填電池之後，在該工作電極與該相對電極間施加一電位，並持續一等於該預脈衝時間的時間長度；及測定該分析物的濃度。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之方法，其中測定該試樣之一充填時間包含：當引入該試樣時，在該工作電極與該相對電極間施加一電位；測量電池電流作為一時間函數；及以作為一時間函數的電池電流為基礎，測定一電流下降時間，其中該電流下降時間對應於該試樣的該充填時間。
  3. 如申請專利範圍第2項所述之方法，其中藉由計算一段時間內所測量之電池電流中之變化的最大負值來達成測定一電流下降時間。
  4. 如申請專利範圍第2項所述之方法，其中測量電池電流作為一時間函數包含：近乎每2毫秒執行電流測量；及近乎每10毫秒以該些電流測量為基礎，計算並儲存一平均電流。
  5. 如申請專利範圍第1項所述之方法，其進一步包含以下步驟：鑑於該試樣的該充填時間來測定該試樣中之一血比容位準。
  6. 如申請專利範圍第5項所述之方法，其中測定該分析物的濃度包括鑑於該測定的血比容位準來計算該分析物的該濃度。
  7. 如申請專利範圍第1項所述之方法，其中該試樣分析裝置包括一葡萄糖感測器。
  8. 如申請專利範圍第1項所述之方法，其中該試樣分析裝置包括一免疫感測器。
  9. 如申請專利範圍第1項所述之方法，其中該試樣包括血液。
  10. 如申請專利範圍第9項所述之方法，其中該血液包括全血。
  11. 一種電化系統，其包括：一電化電池，其具有一下部電極及一上部電極；一量計，其連接至該電化電池，以便該量計在該電化電池之該下部電極與該上部電極間施加一電位；及一控制單元，其連接至該量計，以便該控制單元測定一引入該電化電池之試樣之一充填時間，並使用該充填時間來計算該試樣中之一分析物的濃度，且其中該充填時間對應於一決定的電流下降時間。
  12. 如申請專利範圍第11項所述之電化系統，其進一步包括一加熱元件，其係建構為加熱該電化電池的至少一部分。
  13. 如申請專利範圍第11項所述之電化系統，其中該電化電池包括一免疫感測器。
  14. 如申請專利範圍第13項所述之電化系統，其中該免疫感測器進一步包括：一第一液體試劑，其包括一抗體，該抗體與一緩衝液中之一酶共軛，該第一液體試劑係鑲條在該下部電極上並予以乾燥；一第二液體試劑，其包含鐵氰化物、一用於該酶的基質及一稀釋酸性溶液中之一電化媒介物，該第二液體試劑係鑲條在該下部電極上並予以乾燥；磁性珠，其與一抗原共軛，該些磁性珠係鑲條在該上部電極上並在其上予以乾燥；一隔板，其配置在該下部和上部電極之間； 一反應室，其形成在該隔板中，並具有配置在其中之共軛至該抗原的該第一試劑及該磁性珠；一偵檢室，其形成在該隔板中，並具有配置在其中的該第二試劑；一充填室，其至少部分地形成在該隔板與該下部和上部電極的其中一個之中，與該偵檢室隔開一距離，並與至少一部分的該反應室重疊；一通氣孔，其至少部分地形成在該隔板、該下部電極和該上部電極的每一個之中，與該反應室隔開一距離，並與至少一部分的該偵檢室重疊；一第一密封部件，其具有一併入的抗凝血劑，耦合至該下部和上部電極的其中一個，配置在該通氣孔上方，並建構為形成該充填室之一壁且密封該通氣孔；及一第二密封部件，其耦合至該下部和上部電極的另一個，配置在該通氣孔上方，並建構為密封該通氣孔。
  15. 如申請專利範圍第14項所述之電化系統，其中該第一密封部件包括一親水性黏著帶。
  16. 如申請專利範圍第14項所述之電化系統，其中該免疫感測器、該量計及該控制單元的至少一個包括一測量該試樣溫度的配置。
  17. 如申請專利範圍第14項所述之電化系統，其中該分析物包含C-反應性蛋白質。
  18. 如申請專利範圍第11項所述之電化系統，其中該試樣包含血液。
  19. 如申請專利範圍第18項所述之電化系統，其中該血液包含全血。
  20. 一種用於測量一血液試樣的方法，其包含：提供：一免疫感測器，其具有包含一工作電極與一相對電極之兩電極；及一量計，其連接至該免疫感測器，以便該量計在該免疫感測器的該兩電極間施加一電位；將包括一抗原之一血液試樣引入該免疫感測器；在該兩電極間施加一電位；計算該血液試樣之一充填時間；鑑於該充填時間來測定該抗原的濃度，其中計算該充填時間進一步包含：當引入該試樣時，在該工作電極與該相對電極間施加一電位；測量電池電流作為一時間函數；及以作為一時間函數的電池電流為基礎，測定一電流下降時間，其中該電流下降時間對應於該試樣的該充填時間。
  21. 如申請專利範圍第20項所述之方法，其中該免疫感測器進一步包括： 一反應室及一偵檢室，其形成在配置於該兩電極間之一隔板中；一充填室，其至少部分地形成在該隔板與該兩電極的其中一個之中，與該偵檢室隔開一距離，並與至少一部分的該反應室重疊；一通氣孔，其至少部分地形成在該隔板與該兩電極中，與該反應室隔開一距離，並與至少一部分的該偵檢室重疊；該方法進一步包含：提供：該反應室中之一第一緩衝液中之一抗體-酶共軛物及一第二緩衝液中之聯結至一抗原的磁性珠；該偵檢室中之一稀釋酸液中的鐵氰化物、葡萄糖及一媒介物；一第一密封件，其位於該通氣孔之一第一側上方，並形成該充填室之一壁；及一第二密封件，其位於該通氣孔之一第二側上方，其中當引入一血液試樣至該免疫感測器時，至少一部分的該血液試樣從該充填室移動至該反應室；在一預定時間後藉由刺穿至少一個該第一與第二密封件來開啟該通氣孔，從而允許部分含有未結合至該些磁性珠之該抗體-酶共軛物的該血液試樣移動至該偵檢室； 催化該偵檢室中之該葡萄糖的氧化，其導致亞鐵氰化物的形成；電化地偵檢來自該亞鐵氰化物之一電流；及鑑於偵檢到的該訊號來測定該血液試樣中之該抗原的濃度。
  22. 如申請專利範圍第20項所述之方法，進一步包含：鑑於該試樣的該充填時間來測定該試樣中之一血比容位準，其中鑑於該測定的血比容位準來測定該抗原的濃度。
  23. 如申請專利範圍第20項所述之方法，其中該抗原包含C-反應性蛋白質。
  24. 如申請專利範圍第20項所述之方法，其進一步包含：測量該血液試樣的溫度。
  25. 一種用於測定一試樣中之一分析物濃度的方法，該方法包含：偵檢一電化感測器中之該試樣的存在，該電化感測器包括兩電極；以該兩電極測定該試樣之一充填時間；鑑於至少該充填時間來計算一校正因子；使一分析物起反應，以導致該分析物在該兩電極間之一物理轉變；及 以該相同的兩電極鑑於該校正因子來測定該分析物的濃度，其中測定該試樣的該充填時間包含：當引入該試樣時，在該兩電極間施加一電位；測量一電流作為一時間函數；及以作為時間函數的該電流為基礎，測定一電流下降時間，其中該電流下降時間對應於該試樣的該充填時間。
  26. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算一段時間內之該測量電流中之變化的最大負值。
  27. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算至少兩個電流值間之一差，其中該差大於一第一預定臨限值。
  28. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算至少兩個電流值間之一差，其中該差小於一第二預定臨限值。
  29. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算作為一時間函數之該測量電流中之一斜率，其中該斜率大於一第三預定臨限值。
  30. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算作為一時間函數之該測量電流中之一斜率，其中該斜率小於一第四預定臨限值。
  31. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算作為一時間函數之該測量電流中之一拐點(inflection point)。
  32. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在包含：在該兩電極間施加一電位，及測量大於一第五預定臨限值之電流值中之一變化。
  33. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在包含：在該兩電極間施加一電位，及測量小於一第六預定臨限值之電流值中之一變化。
  34. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在包含：在該兩電極間施加一大致恆定的電流，及測量大於一第七預定臨限值之一電位中之一變化。
  35. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在包含：在該兩電極間施加一大致恆定的電流，及 測量小於一第八預定臨限值之一電位中之一變化。
  36. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在係藉由一分析物測量機器之一微處理器來執行。
  37. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中使該分析物起反應產生一電活性物種，其由該兩電極測量為一電流。
  38. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中該兩電極包括一相反面向的定向。
  39. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中該兩電極包括一面向的定向。
  40. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中該電化感測器包括一葡萄糖感測器。
  41. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中該電化感測器包括一免疫感測器。
  42. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中該試樣包含血液。
  43. 如申請專利範圍第25項所述之方法，其中該試樣包含全血。
  44. 一種用於測量一經校正之分析物濃度的方法，該方法包含：偵檢一電化感測器中之試樣的存在，該電化感測器包括兩電極；以該兩電極測定該試樣之一充填時間；使一分析物起反應，以導致該分析物之一物理轉變；以該相同的兩電極測定該試樣中之一第一分析物濃度；及以該第一分析物濃度及該充填時間為基礎，計算一經校正的分析物濃度，其中測定該試樣的該充填時間包含：當引入該試樣時，在該兩電極間施加一電位；測量一電流作為一時間函數；及以作為一時間函數的該電流為基礎，測定一電流下降時間，其中該電流下降時間對應於該試樣的該充填時間。
  45. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中計算該經校正之分析物濃度的該步驟包含：以該充填時間為基礎來計算一校正因子，其中該經校正的分析物濃度係以該第一分析物濃度及該校正因子作出計算。
  46. 如申請專利範圍第45項所述之方法，其中當該充填時間小於一第一充填時間臨限值時，該校正因子包括約為零。
  47. 如申請專利範圍第45項所述之方法，其中當該充填時間大於一第一充填時間臨限值並小於一第二充填時間臨限值時，該校正因子係鑑於該充填時間作出計算。
  48. 如申請專利範圍第45項所述之方法，其中當該充填時間大於一第二充填時間臨限值時，該校正因子包括一常數值。
  49. 如申請專利範圍第45項所述之方法，其中計算該經校正之分析物濃度的該步驟包括當該試樣中之該第一分析物濃度小於一臨限值時，計算該校正因子及該試樣中之該第一分析物濃度的總和。
  50. 如申請專利範圍第45項所述之方法，其中當該試樣中之該第一分析物濃度大於一臨限值時，計算該經校正之分析物濃度的該步驟包含：將該校正因子除以一百再加一，以得出一中間項；及將該中間項乘以該第一分析物濃度，以得出一經充填時間校正的分析物濃度。
  51. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算一段時間內之該測量電流中之變化的最大負值。
  52. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算至少兩個電流值間之一差，其中該差大於一第一預定臨限值。
  53. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算至少兩個電流值間之一差，其中該差小於一第二預定臨限值。
  54. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算作為一時間函數之該測量電流中之一斜率，其中該斜率大於一第三預定臨限值。
  55. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算作為一時間函數之該測量電流中之一斜率，其中該斜率小於一第四預定臨限值。
  56. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中測定該電流下降時間包括計算作為一時間函數之該測量電流中之一拐點。
  57. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在包含：在該兩電極間施加一電位，及測量大於一第五預定臨限值之電流值中之一變化。
  58. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在包含：在該兩電極間施加一電位，及測量小於一第六預定臨限值之電流值中之一變化。
  59. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在包含：在該兩電極間施加一大致恆定的電流，及測量大於一第七預定臨限值之一電位中之一變化。
  60. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在包含：在該兩電極間施加一大致恆定的電流，及測量小於一第八預定臨限值之一電位中之一變化。
  61. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中偵檢該試樣的存在係藉由一分析物測量機器之一微處理器來執行。
  62. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中使該分析物起反應產生一電活性物種，其由該兩電極測量為一電流。
  63. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中該兩電極包括一相反面向的定向。
  64. 如申請專利範圍第44項所述之方法，其中該兩電極包括一面向的定向。
  65. 一種電化系統，其包括：(a)一電化感測器，其包括建構成與一測試計配對的電接觸，該電化感測器包括：(i)一第一電極與一第二電極，其處於一隔開關係；及(ii)一試劑；及(b)該測試計包括一處理器，其建構成一旦施加電壓至該電化感測器時，便從該電化感測器接收電流數據，並進一步建構成以一經計算之分析物濃度與一經測量之充填時間為基礎，以該相同的兩電極測定一經校正的分析物濃度，且其中該充填時間對應於一決定的電流下降時間。
  66. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該測試計包括數據儲存器，其含有一分析物濃度臨限值、一第一充填時間臨限值及一第二充填時間臨限值。
  67. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其進一步包括一加熱元件，其係建構為加熱該電化感測器的至少一部分。
  68. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該電化感測器包括一葡萄糖感測器。
  69. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該電化感測器包括一免疫感測器。
  70. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該電化感測器、該測試計及該處理器的至少一個係建構成測量該試樣的溫度。
  71. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該分析物包含C-反應性蛋白質。
  72. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該分析物包含葡萄糖。
  73. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該試樣包含血液。
  74. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該試樣包含全血。
  75. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該第一及第二電極包括一相反面向的定向。
  76. 如申請專利範圍第65項所述之電化系統，其中該第一及第二電極包括一面向的定向。
TW099139130A 2009-12-30 2010-12-29 用於改善使用充填時間之生物感測器之精確度的系統、裝置及方法 TWI504899B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US12/649,594 US8101065B2 (en) 2009-12-30 2009-12-30 Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time
US12/971,777 US8623198B2 (en) 2009-12-30 2010-12-17 Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time

Publications (2)

Publication Number Publication Date
TW201128191A TW201128191A (en) 2011-08-16
TWI504899B true TWI504899B (zh) 2015-10-21

Family

ID=44065616

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
TW099139130A TWI504899B (zh) 2009-12-30 2010-12-29 用於改善使用充填時間之生物感測器之精確度的系統、裝置及方法

Country Status (13)

Country Link
US (3) US8101065B2 (zh)
EP (4) EP3349008B1 (zh)
JP (5) JP5635388B2 (zh)
KR (1) KR101293938B1 (zh)
CN (1) CN102116752B (zh)
AU (2) AU2010257393A1 (zh)
BR (1) BRPI1010355A2 (zh)
CA (2) CA2826512C (zh)
ES (3) ES2790736T3 (zh)
HK (2) HK1256941A1 (zh)
IL (1) IL210208A0 (zh)
SG (1) SG172589A1 (zh)
TW (1) TWI504899B (zh)

Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8101065B2 (en) * 2009-12-30 2012-01-24 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time
US8877034B2 (en) 2009-12-30 2014-11-04 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for measuring whole blood hematocrit based on initial fill velocity
US8617370B2 (en) 2010-09-30 2013-12-31 Cilag Gmbh International Systems and methods of discriminating between a control sample and a test fluid using capacitance
US8932445B2 (en) 2010-09-30 2015-01-13 Cilag Gmbh International Systems and methods for improved stability of electrochemical sensors
JP5837613B2 (ja) * 2010-12-31 2015-12-24 シラグ・ゲーエムベーハー・インターナショナルＣｉｌａｇ ＧＭＢＨ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ 高精度分析物測定用システム及び方法
US9946836B2 (en) * 2011-01-31 2018-04-17 Robert Bosch Gmbh Biomarker monitoring device and method
JP2014515108A (ja) * 2011-04-19 2014-06-26 ポーレックス コーポレイション 液体試料の採取、保存、輸送および送達用器具
US9792838B2 (en) 2011-06-30 2017-10-17 Abbott Point Of Care Inc. Methods and devices for determining sensing device usability
WO2013003705A1 (en) * 2011-06-30 2013-01-03 Abbott Point Of Care Inc. Methods and devices for determining sensing device usability
US9903830B2 (en) * 2011-12-29 2018-02-27 Lifescan Scotland Limited Accurate analyte measurements for electrochemical test strip based on sensed physical characteristic(s) of the sample containing the analyte
KR102035472B1 (ko) * 2011-12-29 2019-10-23 라이프스캔 스코트랜드 리미티드 분석물을 함유한 샘플의 감지된 물리적 특성(들) 및 도출된 바이오센서 파라미터에 기초한 전기화학 검사 스트립을 위한 정확한 분석물 측정
US8877023B2 (en) * 2012-06-21 2014-11-04 Lifescan Scotland Limited Electrochemical-based analytical test strip with intersecting sample-receiving chambers
US20140134655A1 (en) * 2012-11-09 2014-05-15 Cilag Gmbh International System and method for detection of sample volume during initial sample fill of a biosensor to determine glucose concentration in fluid samples or sample fill error
ES2715407T3 (es) * 2013-03-14 2019-06-04 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Aproximación progresiva de la concentración de un analito de muestra
US9121050B2 (en) 2013-03-15 2015-09-01 American Sterilizer Company Non-enzyme based detection method for electronic monitoring of biological indicator
US8858884B2 (en) 2013-03-15 2014-10-14 American Sterilizer Company Coupled enzyme-based method for electronic monitoring of biological indicator
TWI610077B (zh) * 2013-07-02 2018-01-01 來富肯蘇格蘭有限公司 基於電化學的分析試驗帶及用於測定一體液取樣中之一分析物的方法
US20150072365A1 (en) * 2013-09-10 2015-03-12 Cilag Gmbh International Magnetically aligning test strips in test meter
US20150068893A1 (en) * 2013-09-12 2015-03-12 Joinsoon Medical Technology Co., Ltd. Biosensor test strip for biosensor test device
US20150096906A1 (en) * 2013-10-07 2015-04-09 Cilag Gmbh International Biosensor with bypass electrodes
CN105334243A (zh) * 2014-07-04 2016-02-17 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种血液分析仪
KR102170067B1 (ko) * 2014-12-19 2020-10-27 에프. 호프만-라 로슈 아게 적어도 하나의 분석물을 전기 화학적으로 검출하기 위한 테스트 엘리먼트
CN106370715A (zh) * 2015-07-21 2017-02-01 天津亿朋医疗器械有限公司 一种血液成分分析方法及装置
KR102540664B1 (ko) * 2015-11-03 2023-06-08 삼성전자주식회사 바이오 센서 및 그의 센싱 방법
TWI609182B (zh) * 2016-11-04 2017-12-21 五鼎生物技術股份有限公司 葡萄糖量測裝置與設備
EP3577449B1 (en) * 2017-02-01 2020-10-07 Universiteit Gent Method and system for determining biomarker concentration
EP3447490A1 (en) * 2017-08-25 2019-02-27 Koninklijke Philips N.V. Analyser for fluid sample analysis
CN107748652B (zh) * 2017-11-07 2021-04-20 深圳市智物联网络有限公司 一种数据存储方法及装置
KR101933457B1 (ko) * 2017-11-21 2018-12-28 (주) 비비비 바이오 센서
KR102178379B1 (ko) * 2018-12-03 2020-11-13 한국전자기술연구원 전기화학식 바이오 센서의 측정방법
CN110095404B (zh) * 2019-05-06 2022-07-29 上海电力学院 一种水介质中不锈钢腐蚀状态监测方法与装置
CN114450585A (zh) * 2019-09-30 2022-05-06 通用生物传感私人有限公司 用于饮料分析的电化学传感器
CN114599961A (zh) * 2020-03-23 2022-06-07 泰尔茂株式会社 测试条
CN115825186A (zh) * 2021-09-16 2023-03-21 爱科来株式会社 测定方法和测定装置
KR20230100948A (ko) * 2021-12-29 2023-07-06 주식회사 아이센스 교정 알람 방법

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5352351A (en) * 1993-06-08 1994-10-04 Boehringer Mannheim Corporation Biosensing meter with fail/safe procedures to prevent erroneous indications
US6193873B1 (en) * 1999-06-15 2001-02-27 Lifescan, Inc. Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
CN1447117A (zh) * 2002-03-21 2003-10-08 生命扫描有限公司 一种直接的免疫传感器和测定方法
US20050000808A1 (en) * 2003-06-09 2005-01-06 I-Sens, Inc. Electrochemical biosensor
TW200613724A (en) * 2004-06-17 2006-05-01 Bayer Healthcare Llc Detecting imcomplete fill of biosensors
WO2008150436A1 (en) * 2007-05-31 2008-12-11 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte determination methods and devices
TW200946902A (en) * 2008-01-17 2009-11-16 Lifescan Inc System and method for measuring an analyte in a sample

Family Cites Families (104)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5316952A (en) * 1991-02-15 1994-05-31 Technical Research Associates, Inc. Blood sample apparatus and method
US5264103A (en) 1991-10-18 1993-11-23 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and a method for measuring a concentration of a substrate in a sample
US6319471B1 (en) 1992-07-10 2001-11-20 Gambro, Inc. Apparatus for producing blood component products
US5391272A (en) * 1992-03-06 1995-02-21 Andcare, Inc. Electrochemical immunoassay methods
US5385846A (en) 1993-06-03 1995-01-31 Boehringer Mannheim Corporation Biosensor and method for hematocrit determination
US5781455A (en) 1993-11-02 1998-07-14 Kyoto Daiichi Kagaku Co., Ltd. Article of manufacture comprising computer usable medium for a portable blood sugar value measuring apparatus
US5582697A (en) * 1995-03-17 1996-12-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same
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
US6174420B1 (en) 1996-11-15 2001-01-16 Usf Filtration And Separations Group, Inc. Electrochemical cell
US6521110B1 (en) 1995-11-16 2003-02-18 Lifescan, Inc. Electrochemical cell
AUPN661995A0 (en) 1995-11-16 1995-12-07 Memtec America Corporation Electrochemical cell 2
US6638415B1 (en) 1995-11-16 2003-10-28 Lifescan, Inc. Antioxidant sensor
US6241862B1 (en) 1996-02-14 2001-06-05 Inverness Medical Technology, Inc. Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
US5858648A (en) 1996-11-04 1999-01-12 Sienna Biotech, Inc. Assays using reference microparticles
US6632349B1 (en) 1996-11-15 2003-10-14 Lifescan, Inc. Hemoglobin sensor
DE69809391T2 (de) 1997-02-06 2003-07-10 Therasense Inc Kleinvolumiger sensor zur in-vitro bestimmung
AUPO581397A0 (en) 1997-03-21 1997-04-17 Memtec America Corporation Sensor connection means
JPH10282037A (ja) * 1997-04-04 1998-10-23 Matsushita Electric Ind Co Ltd 生体成分中の基質の定量法
US7390667B2 (en) 1997-12-22 2008-06-24 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using AC phase angle measurements
US8071384B2 (en) 1997-12-22 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Control and calibration solutions and methods for their use
US7494816B2 (en) 1997-12-22 2009-02-24 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining a temperature during analyte measurement
US7407811B2 (en) 1997-12-22 2008-08-05 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using AC excitation
US6475360B1 (en) 1998-03-12 2002-11-05 Lifescan, Inc. Heated electrochemical cell
US6878251B2 (en) * 1998-03-12 2005-04-12 Lifescan, Inc. Heated electrochemical cell
WO1999060391A1 (en) 1998-05-20 1999-11-25 Arkray, Inc. Method and apparatus for electrochemical measurement using statistical technique
US6830934B1 (en) 1999-06-15 2004-12-14 Lifescan, Inc. Microdroplet dispensing for a medical diagnostic device
EP1080209A2 (en) 1998-10-21 2001-03-07 Arch Development Corporation Methods of treatment of type 2 diabetes
US6475372B1 (en) * 2000-02-02 2002-11-05 Lifescan, Inc. Electrochemical methods and devices for use in the determination of hematocrit corrected analyte concentrations
US6424847B1 (en) 1999-02-25 2002-07-23 Medtronic Minimed, Inc. Glucose monitor calibration methods
US7045054B1 (en) * 1999-09-20 2006-05-16 Roche Diagnostics Corporation Small volume biosensor for continuous analyte monitoring
US7276146B2 (en) 2001-11-16 2007-10-02 Roche Diagnostics Operations, Inc. Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays
ES2238254T3 (es) 1999-12-27 2005-09-01 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor.
US6895263B2 (en) 2000-02-23 2005-05-17 Medtronic Minimed, Inc. Real time self-adjusting calibration algorithm
US7890295B2 (en) 2000-02-23 2011-02-15 Medtronic Minimed, Inc. Real time self-adjusting calibration algorithm
US6571651B1 (en) 2000-03-27 2003-06-03 Lifescan, Inc. Method of preventing short sampling of a capillary or wicking fill device
RU2278612C2 (ru) 2000-07-14 2006-06-27 Лайфскен, Инк. Иммуносенсор
ATE468531T1 (de) * 2001-05-30 2010-06-15 I Sens Inc Biosensor
US6797150B2 (en) 2001-10-10 2004-09-28 Lifescan, Inc. Determination of sample volume adequacy in biosensor devices
CN1920548B (zh) 2001-10-10 2013-05-29 生命扫描有限公司 一种制造电化学电池的方法
WO2003034055A1 (fr) 2001-10-12 2003-04-24 Arkray, Inc. Procede de mesure de concentration et dispositif de mesure de concentration
US7018843B2 (en) 2001-11-07 2006-03-28 Roche Diagnostics Operations, Inc. Instrument
US6872298B2 (en) 2001-11-20 2005-03-29 Lifescan, Inc. Determination of sample volume adequacy in biosensor devices
US6689411B2 (en) 2001-11-28 2004-02-10 Lifescan, Inc. Solution striping system
US6749887B1 (en) 2001-11-28 2004-06-15 Lifescan, Inc. Solution drying system
US6856125B2 (en) 2001-12-12 2005-02-15 Lifescan, Inc. Biosensor apparatus and method with sample type and volume detection
KR100475634B1 (ko) * 2001-12-24 2005-03-15 주식회사 아이센스 일정 소량의 시료를 빠르게 도입할 수 있는 시료도입부를구비한 바이오 센서
US6946067B2 (en) 2002-01-04 2005-09-20 Lifescan, Inc. Method of forming an electrical connection between an electrochemical cell and a meter
JP2005518527A (ja) 2002-02-10 2005-06-23 アガマトリックス， インコーポレイテッド 電気化学的特性についてのアッセイのための方法および装置
US7697966B2 (en) 2002-03-08 2010-04-13 Sensys Medical, Inc. Noninvasive targeting system method and apparatus
US20060134713A1 (en) * 2002-03-21 2006-06-22 Lifescan, Inc. Biosensor apparatus and methods of use
US6964871B2 (en) * 2002-04-25 2005-11-15 Home Diagnostics, Inc. Systems and methods for blood glucose sensing
US6743635B2 (en) 2002-04-25 2004-06-01 Home Diagnostics, Inc. System and methods for blood glucose sensing
US6780645B2 (en) 2002-08-21 2004-08-24 Lifescan, Inc. Diagnostic kit with a memory storing test strip calibration codes and related methods
AU2003234944A1 (en) 2002-08-27 2004-03-18 Bayer Healthcare, Llc Methods of Determining Glucose Concentration in Whole Blood Samples
US7291256B2 (en) 2002-09-12 2007-11-06 Lifescan, Inc. Mediator stabilized reagent compositions and methods for their use in electrochemical analyte detection assays
US20040120848A1 (en) 2002-12-20 2004-06-24 Maria Teodorczyk Method for manufacturing a sterilized and calibrated biosensor-based medical device
US7132041B2 (en) 2003-02-11 2006-11-07 Bayer Healthcare Llc Methods of determining the concentration of an analyte in a fluid test sample
EP1467206A1 (en) 2003-04-08 2004-10-13 Roche Diagnostics GmbH Biosensor system
US7488601B2 (en) 2003-06-20 2009-02-10 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining an abused sensor during analyte measurement
CA2530297C (en) * 2003-06-20 2011-04-12 F. Hoffmann-La Roche Ag Reagent stripe for test strip
US7597793B2 (en) 2003-06-20 2009-10-06 Roche Operations Ltd. System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay
US7452457B2 (en) 2003-06-20 2008-11-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes
US7723099B2 (en) * 2003-09-10 2010-05-25 Abbott Point Of Care Inc. Immunoassay device with immuno-reference electrode
JP2005134372A (ja) * 2003-10-06 2005-05-26 Matsushita Electric Ind Co Ltd 被検物質測定装置
EP3273232A2 (en) 2003-12-04 2018-01-24 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Method of measuring blood component, sensor used in the method, and measuring device
WO2005066638A1 (ja) 2004-01-07 2005-07-21 Arkray, Inc. 試薬部の配置を改良した分析用具および分析方法
EP1733043B1 (en) 2004-03-31 2016-06-01 Bayer HealthCare LLC Method for implementing threshold based correction functions for biosensors
MXPA06013233A (es) 2004-05-14 2007-02-28 Bayer Healthcare Llc Metodos para realizar un ajuste del hematocrito en ensayos de glucosa y dispositivos para los mismos.
EP1751533A2 (en) 2004-05-14 2007-02-14 Bayer Healthcare, LLC Voltammetric systems for assaying biological analytes
WO2006036833A2 (en) 2004-09-24 2006-04-06 The Regents Of The University Of Michigan A nanoliter viscometer for analyzing blood plasma and other liquid samples
KR100698961B1 (ko) * 2005-02-04 2007-03-26 주식회사 아이센스 전기화학적 바이오센서
US20060217602A1 (en) 2005-03-04 2006-09-28 Alan Abul-Haj Method and apparatus for noninvasive targeting
US7547382B2 (en) * 2005-04-15 2009-06-16 Agamatrix, Inc. Determination of partial fill in electrochemical strips
JP4965561B2 (ja) 2005-04-29 2012-07-04 ハネウェル・インターナショナル・インコーポレーテッド サイトメータ細胞計数及びサイズ測定システム
US8211279B2 (en) 2005-06-03 2012-07-03 Board Of Regents Of The University Of Texas System Electrochemistry and electrogenerated chemiluminescence with a single faradaic electrode
GB0511270D0 (en) 2005-06-03 2005-07-13 Hypoguard Ltd Test system
US7695600B2 (en) * 2005-06-03 2010-04-13 Hypoguard Limited Test system
CA2941312C (en) 2005-07-20 2018-05-08 Bayer Healthcare Llc Gated amperometry
US20070024287A1 (en) 2005-08-01 2007-02-01 Mesa Laboratories, Inc. Apparatus and method for measuring liquid conductivity and electrode series capacitance
US7749371B2 (en) 2005-09-30 2010-07-06 Lifescan, Inc. Method and apparatus for rapid electrochemical analysis
CA2986870A1 (en) 2005-09-30 2007-04-12 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Gated voltammetry
US8163162B2 (en) 2006-03-31 2012-04-24 Lifescan, Inc. Methods and apparatus for analyzing a sample in the presence of interferents
US20070235346A1 (en) * 2006-04-11 2007-10-11 Popovich Natasha D System and methods for providing corrected analyte concentration measurements
EP1882745A1 (fr) * 2006-07-25 2008-01-30 The Swatch Group Research and Development Ltd. Système électrochimique de dosage d'un composé biologique par une enzyme
JP4475264B2 (ja) * 2006-10-03 2010-06-09 パナソニック株式会社 バイオセンサ、バイオセンサ用測定装置及び基質の定量方法
ES2375288T3 (es) * 2006-10-05 2012-02-28 Lifescan Scotland Limited Procedimiento para determinar concentraciones de analito corregidas con hematocrito.
US7771583B2 (en) 2006-10-18 2010-08-10 Agamatrix, Inc. Electrochemical determination of analytes
US8409424B2 (en) * 2006-12-19 2013-04-02 Apex Biotechnology Corp. Electrochemical test strip, electrochemical test system, and measurement method using the same
US20080199894A1 (en) 2007-02-15 2008-08-21 Abbott Diabetes Care, Inc. Device and method for automatic data acquisition and/or detection
US7751864B2 (en) 2007-03-01 2010-07-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for operating an electrochemical analyte sensor
EP2176652B1 (en) 2007-07-26 2014-04-23 Nipro Diagnostics, Inc. System and methods for determination of analyte concentration using time resolved amperometry
MX2010001470A (es) 2007-08-06 2010-03-01 Bayer Healthcare Llc Sistema y metodo para la calibracion automatica.
US8778168B2 (en) 2007-09-28 2014-07-15 Lifescan, Inc. Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample
US7783442B2 (en) 2007-10-31 2010-08-24 Medtronic Minimed, Inc. System and methods for calibrating physiological characteristic sensors
JP5066583B2 (ja) * 2008-01-22 2012-11-07 株式会社島津製作所 測定装置並びにそれらを備えた液体採取測定システム
EP2283149A1 (en) 2008-05-13 2011-02-16 General Atomics Electrochemical biosensor for direct determination of percentage of glycated hemoglobin
JP5001220B2 (ja) * 2008-05-23 2012-08-15 株式会社エイアンドティー 基質濃度測定装置と方法およびプログラム
EP2280284A4 (en) * 2008-05-26 2014-10-29 Panasonic Healthcare Co Ltd BIOSENSOR
US8551320B2 (en) * 2008-06-09 2013-10-08 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
US8221994B2 (en) 2009-09-30 2012-07-17 Cilag Gmbh International Adhesive composition for use in an immunosensor
US8101065B2 (en) * 2009-12-30 2012-01-24 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time
US8877034B2 (en) * 2009-12-30 2014-11-04 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for measuring whole blood hematocrit based on initial fill velocity

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5352351A (en) * 1993-06-08 1994-10-04 Boehringer Mannheim Corporation Biosensing meter with fail/safe procedures to prevent erroneous indications
US6193873B1 (en) * 1999-06-15 2001-02-27 Lifescan, Inc. Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
CN1447117A (zh) * 2002-03-21 2003-10-08 生命扫描有限公司 一种直接的免疫传感器和测定方法
US20050000808A1 (en) * 2003-06-09 2005-01-06 I-Sens, Inc. Electrochemical biosensor
TW200613724A (en) * 2004-06-17 2006-05-01 Bayer Healthcare Llc Detecting imcomplete fill of biosensors
WO2008150436A1 (en) * 2007-05-31 2008-12-11 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte determination methods and devices
TW200946902A (en) * 2008-01-17 2009-11-16 Lifescan Inc System and method for measuring an analyte in a sample

Also Published As

Publication number Publication date
ES2645388T3 (es) 2017-12-05
AU2010257393A1 (en) 2011-07-14
HK1256941A1 (zh) 2019-10-04
JP5820015B2 (ja) 2015-11-24
US8101065B2 (en) 2012-01-24
IL210208A0 (en) 2011-05-31
JP2014160090A (ja) 2014-09-04
US20110155589A1 (en) 2011-06-30
JP2017203783A (ja) 2017-11-16
AU2010257465A1 (en) 2011-07-14
CA2826512C (en) 2017-02-28
JP5820014B2 (ja) 2015-11-24
JP5635388B2 (ja) 2014-12-03
ES2790736T3 (es) 2020-10-29
JP2011145291A (ja) 2011-07-28
AU2010257465B2 (en) 2011-11-10
TW201128191A (en) 2011-08-16
KR20110079561A (ko) 2011-07-07
EP3182127B1 (en) 2020-03-18
EP3349008B1 (en) 2020-03-18
SG172589A1 (en) 2011-07-28
CN102116752A (zh) 2011-07-06
US20110155585A1 (en) 2011-06-30
JP6522067B2 (ja) 2019-05-29
US9404888B2 (en) 2016-08-02
CA2726411A1 (en) 2011-06-30
EP3349009A1 (en) 2018-07-18
US20140097097A1 (en) 2014-04-10
CN102116752B (zh) 2016-05-18
EP2360477B1 (en) 2017-09-06
JP2014160091A (ja) 2014-09-04
US8623198B2 (en) 2014-01-07
CA2726411C (en) 2013-11-19
JP2015232581A (ja) 2015-12-24
BRPI1010355A2 (pt) 2012-12-18
ES2791289T3 (es) 2020-11-03
HK1256942A1 (zh) 2019-10-04
EP3349008A1 (en) 2018-07-18
CA2826512A1 (en) 2011-06-30
EP2360477A1 (en) 2011-08-24
JP6258276B2 (ja) 2018-01-10
KR101293938B1 (ko) 2013-08-08
EP3182127A1 (en) 2017-06-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
TWI504899B (zh) 用於改善使用充填時間之生物感測器之精確度的系統、裝置及方法
JP5837613B2 (ja) 高精度分析物測定用システム及び方法
RU2647473C2 (ru) Системы и способы для улучшенной стабильности электрохимических сенсеров
JP6403653B2 (ja) 高精度分析物測定用システム及び方法
JP6609001B2 (ja) 高精度分析物測定用システム及び方法
JP6680702B2 (ja) 高精度分析物測定用システム及び方法
AU2012200759B2 (en) Systems, devices and methods for improving accuracy of biosensors using fill time

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Annulment or lapse of patent due to non-payment of fees