在测试测量序列期间确定错误测量信号的方法和系统的制作方法
在测试测量序列期间确定错误测量信号的方法和系统的制作方法
【专利说明】
[00011优先权
[0002] 本申请根据巴黎公约以及35 USC§§119和120要求于2013年8月29日先期提交的美 国专利申请序列号14/013,516(代理人案卷号DDI5274USNP)的优先权，该专利申请据此以 引用方式并入本申请。
技术领域
[0003] 电化学葡萄糖测试条例如用于OneTouW Ultraui全血测试套件(购自LifeScan， Inc.)的那些被设计成测量糖尿病患者的血液样本中的葡萄糖浓度。葡萄糖的测量可基于 葡萄糖氧化酶(GO)对葡萄糖的选择性氧化来进行。葡萄糖测试条中可发生的反应由下面的 公式1和2来概括。
[0004] 公式1匍萄糖+GO(靴)-匍糖酸+G0(_)
[0005] 公式 2 G0(_)+2Fe(CN)63--G0(靴)+2Fe(CN) 64-
[0006] 如公式1所示，葡萄糖被葡萄糖氧化酶的氧化形式(G0?化》氧化成葡糖酸。应该指 出的是，GO(氧化)还可被称为"氧化酶"。在公式1的反应过程中，氧化酶GO(轉?被转化为其还原 状态，表示为GO??)(即，"还原酶"）。接着，如公式2中所示，还原酶GO??)通过与Fe (CN)63- (被称为氧化介体或铁氰化物)反应而被再氧化回GO爾《。在GOcaFO重新生成回其氧化状态 GO(轉fc)的过程中，Fe(CN)63I皮还原成Fe(CN)6 4I被称为还原介体或亚铁氰化物）。
[0007] 当用施加于两个电极之间的测试电压进行上述反应时，可通过在电极表面处经还 原介体的电化学再氧化来生成测试输出信号。因此，由于在理想环境下，上述化学反应过程 中生成的亚铁氰化物的量与布置在电极之间的样品中葡萄糖的量成正比，所以生成的测试 输出信号将与样品的葡萄糖含量成比例。诸如铁氰化物的介体是接受来自酶(例如葡萄糖 氧化酶)的电子并随后将该电子供给电极的化合物。随着样品中的葡萄糖浓度增加，所形成 的还原介体的量也增加；因此，源自还原介体的再氧化的测试输出信号与葡萄糖浓度之间 存在直接关系。具体地，电子在整个电界面上的转移致使测试输出信号流动(每摩尔被氧化 的葡萄糖对应2摩尔的电子）。因此，由于葡萄糖的引入而产生的测试输出信号可被称为葡 萄糖输出信号。
[0008] 由于获知血液中（尤其是患有糖尿病的人的血液中）的葡萄糖浓度会非常重要，已 经利用上述原理开发出测试仪，以使普通人能够在任何给定的时间对其血液进行采样和测 试，以便确定其葡萄糖浓度。通过测试仪检测所产生的葡萄糖输出信号，并利用借助简单的 数学公式将测试输出信号与葡萄糖浓度联系起来的算法将其转换为葡萄糖浓度读数。一般 来讲，该测试仪与一次性测试条结合使用，除了酶(例如葡萄糖氧化酶)和介体(例如铁氰化 物)之外，一次性测试条可以包括样品接收室和设置在样品接收室内的至少两个电极。在使 用中，使用者可戳刺其手指或其他方便的部位以引起出血，然后将血液样本引入样品接收 室中，从而开始上述化学反应。
【发明内容】
[0009] 在一个方面，申请人已设计出包括至少一个生物传感器和测试仪的葡萄糖测量系 统。生物传感器具有多个电极，包括至少两个在其上设置有试剂的电极。测量仪包括耦合至 功率源、存储器和生物传感器的多个电极的微控制器。在该系统中，微控制器被配置成:在 至少两个电极附近沉积具有葡萄糖的流体样品时将信号驱动到所述至少两个电极以启动 具有试剂的流体样品中的葡萄糖的电化学反应的测试测量序列;在一系列时间间隔的电化 学反应期间测量来自至少一个电极的输出信号以获取每个时间间隔（i)的输出信号的量 值;将输出差异确定为测试测量序列期间的预定时窗内至少两个连续时间间隔的输出信号 的相应量值中的差异;如果该输出差异大于预定阈值，则指数值增量为等于指数的先前值 与输出差异两者之和，并且如果指数大于或等于预定指数值，则通告错误，否则计算输出信 号的葡萄糖值并通告葡萄糖值。
[0010] 在另一方面，申请人提供了一种利用系统来确定流体样品的葡萄糖值的方法。该 系统包括生物传感器和葡萄糖仪，该生物传感器具有至少两个电极和设置于其上的试剂， 该葡萄糖仪具有被配置成连接至所述生物传感器和存储器的微控制器以及功率源。该方法 可通过以下步骤实现:在生物传感器的至少两个电极附近沉积流体样品时，引发测试测量 序列的启动;将输入信号施加至流体样品以使得葡萄糖转化为酶副产物;测量测试序列启 动后预定时窗内流体样品的输出信号瞬态，所述测量包括对一系列时间间隔内的电化学反 应期间的至少一个电极的输出信号进行取样，以获得每个时间间隔的输出信号的量值;将 输出差异确定为测试测量序列期间的预定时窗内至少两个连续时间间隔的输出信号的相 应量值中的差异;如果该输出差异大于零，则将指数值设置为等于指数的先前值与输出差 异两者之和，否则如果指数大于或等于预定指数值，则通告错误，否则计算流体样品的葡萄 糖值并通告葡萄糖值。
[0011] 并且对于这些方面，下列特征也可以结合这些先前公开的方面的各种组合来进行 使用:预定时窗包括从测试序列启动后的约1秒至测试序列启动后的约8秒;预定指数值包 括约2微安并且预定阈值包括约0.5微安;预定时窗包括从测试序列启动后的约2秒至测试 序列启动后的约8秒;预定指数值包括约5并且预定阈值包括约150;计算葡萄糖值包括测量 测试序列启动后的预定时间间隔附近的输出信号的量值以及利用如下公式：
[0012] 对于本领域的技术人员而言，当结合将被首先简要描述的附图来参阅以下对本发 明示例性实施例的更详细说明时，这些和其他实施例、特征和优点将变得显而易见。
【附图说明】
[0013] 并入本文中并且构成本说明书一部分的附图示出当前本发明的优选的实施例，并 且与上面所给出的概述和下面所给出的详述一起用于解释本发明的特征(其中类似的数字 表示类似的元件），其中：
[0014] 图IA示出了优选的血糖测量系统。
[0015]图IB不出了设置在图IA的仪表中的各种兀件。
[0016] 图IC示出了适用于本文所公开的系统和方法的组装测试条的透视图。
[0017] 图ID示出了适用于本文所公开的系统和方法的未组装测试条的分解透视图；
[0018] 图IE示出了适用于本文所公开的系统和方法的测试条的近侧部分的扩展透视图； [0019]图2示出了本文所公开的测试条的一个实施例的底部平面图；
[0020] 图3示出了图2的测试条的侧平面视图；
[0021] 图4A示出了图3的测试条的顶部平面图；
[0022]图4B示出了图4A的测试条的近侧部分的局部侧视图；
[0023] 图5示出了显示与本文所公开的测试条的部分电接合的测试仪的简化示意图；
[0024] 图6A示出了图5的测试仪对工作电极和反电极施加规定时间间隔的三脉冲电势波 形的示例；
[0025] 图6B示出了测试流体样品时生成的输出信号瞬态CT;
[0026] 图7A示出了可能是错误的并因此不适合于分析物检测的瞬态信号输出。
[0027]图7B示出了正常和错误信号瞬态之间的比较；
[0028]图7C示出了用于在lOOmg/dL下进行葡萄糖测量的较大偏差。
[0029] 图8示出了本发明人设计用于在葡萄糖测量过程中检测错误的技术逻辑图。
【具体实施方式】
[0030] 应结合附图来阅读下面的【具体实施方式】，其中不同附图中相同元件的编号相同。 附图（未必按比例绘制)示出所选择的实施例，且并不旨在限制本发明的范围。详细描述以 举例的方式而非限制性方式示出本发明原理。此描述将清楚地使得本领域技术人员能够制 备和使用本发明，并且描述了本发明的多个实施例、适应型式、变型形式、替代形式和用途， 包括目前据信是实施本发明的最佳方式。
[0031] 如本文所用，针对任何数值或范围的术语"约"或"大约"表示允许零件或多个部件 的集合执行如本文所述的其指定用途的适合的尺寸公差。更具体地，"约"或"大约"可指列 举值的值± 10%的范围，例如"约90%"可指81 %至99%的数值范围。另外，如本文所用，术 语"患者"、"宿主"、"使用者"和"受检者"是指任何人或动物受检者，并不旨在将系统或方法 局限于人使用，但本主题发明在人类患者中的使用表示优选的实施例。如本文所用，术语 "振荡信号"包括分别改变极性、或交变电流方向、或为多向的电压信号或电流信号。还如本 文所用，短语"电信号"或"信号"旨在包括直流信号、交变信号或电磁谱内的任何信号。术语 "处理器"、"微处理器"或"微控制器"旨在具有相同的含义并且旨在可互换使用。
[0032]图IA示出了糖尿病管理系统，该系统包括仪表10和葡萄糖测试条62形式的生物传 感器。注意，仪表(仪表单元 )可被称为分析物测量和管理单元、葡萄糖仪、仪表以及分析物 测量装置。在一个实施例中，仪表单元可与胰岛素递送装置、附加的分析物测试装置和药物 递送装置相组合。仪表单元可经由缆线或合适的无线技术（例如，GSM、CDMA、BlueTooth、 WiFi等)连接到远程计算机或远程服务器。
[0033] 重新参见图IA，葡萄糖仪或仪表单元10可包括外壳11、用户界面按钮（16、18和 20)、显示器14和条端口开口 22。用户界面按钮（16、18和20)可被配置成允许数据输入、菜单 导航以及命令执行。用户界面按钮18可为双向切换开关的形式。数据可包括代表分析物浓 度的值和/或与个体的日常生活方式有关的信息。与日常生活方式有关的信息可包括个体 摄入的食物、使用的药物、健康检查发生率和一般的健康条件以及运动水平。仪表1 〇的电子 元件可设置在外壳11内的电路板34上。
[0034] 图IB示出了（以简化示意图形式)设置在电路板34的顶部表面上的电子部件。在顶 部表面上，电子部件包括条端口连接器22、运算放大器电路35、微控制器38、显示器连接器 14a、非易失性存储器40、时钟42和第一无线模块46。在底部表面上，电子部件可包括电池连 接器(未示出）和数据端口 13。微控制器38可电连接到条端口连接器22、运算放大器电路35、 第一无线模块46、显示器14、非易失性存储器40、时钟42、电池、数据端口 13和用户界面按钮 (16、18和20)。
[0035]运算放大器电路35可包括两个或更多个运算放大器，该两个或更多个运算放大器 被配置成提供稳压器功能和信号测量功能的一部分。稳压器功能可指将测试电压施加在测 试条的至少两个电极之间。电流功能可指测量由施加的测试电压所得的测试信号。信号测 量可以用电流-电压转换器来执行。微控制器38可为混合信号微处理器(MSP)的形式，例如 为Texas Instrument MSP 430 JI-MSP 430可被配置成也执行稳压器功能和信号测量功能 的一部分。此外，MSP 430也可包括易失性和非易失性存储器。在另一个实施例中，可将许多 电子部件以专用集成电路(ASIC)的形式与微控制器集成。
[0036]条端口连接器22可被配置为与测试条形成电连接。显示器连接器14a可被配置为 连接到显示器14。显示器14可为液晶显示器的形式，以用于报告测量的葡萄糖含量，并便于 输入与生活方式相关的信息。显示器14可任选地包括背光源。数据端口 13可接收附接于连 接引线上的合适的连接器，从而使血糖仪1 〇 (或1 〇〇)被连接到外部设备(例如个人计算机）。 数据端口 13可为任何允许数据传输的端口，例如为串行端口、USB端口、或并行端口。时钟42 可被配置为保持与用户所在地理区域相关的当前时间并且也用于测量时间。仪表单元可被 配置为电连接到电源诸如电池。
[0037]图1C_1E、2、3和4B示出了适用于本文所述的方法和系统的示例性测试条62的各种 视图。在示例性实施例中，提供了测试条62,其包括从远端80延伸到近端82并具有侧边56、 58的细长主体，如图IC所示。如图ID所示，测试条62也包括第一电极层66、第二电极层64、以 及夹在两个电极层64和66之间的隔件60。第一电极层66可包括第一电极66、第一连接轨道 76和第一接触垫67，其中第一连接轨道76将第一电极66电连接到第一接触垫67，如图ID和 4B所不。注意，第一电极66为第一电极层66的一部分，其紧邻试剂层72的下面，如图ID和4B 所示。相似地，第二电极层64可包括第二电极64、第二连接轨道78和第二接触垫63,其中第 二连接轨道78将第二电极64与第二接触垫63电连接，如图1D、2和4B所示。注意，第二电极64 为第二电极层64的一部分，其在试剂层72上方，如图4B所示。如本文所用，术语"电极层"和 "电极"可互换使用，是指包围电极的大致区域或电极的具体位置。另外，试剂包括酶和诸如 粘结剂之类的其他材料，以及允许试剂在生物传感器中实现其指定用途的其他材料。
[0038]如图所示，样品接收室61由第一电极66、第二电极64以及在测试条62的远端80附 近的垫片60来限定，如图IC所示。第一电极66和第二电极64可分别限定样品接收室61的底 部和顶部，如图4B所示。垫片60的切口区域68可限定样品接收室61的侧壁，如图ID所示。在 一个方面，样品接收室61可包括提供样品入口和/或排气口的端口70，如图IC至IE所示。例 如，端口中的一个端口可允许流体样品进入，并且另一个端口可允许空气流出。
[0039]在示例性实施例中，样品接收室61 (或测试单元或测试室）可以具有较小的容积。 例如，室61的容积可以在约0.1微升至约5微升、约0.2微升至约3微升、或优选地约0.3微升 至约1微升的范围内。要提供较小的样品体积，切口68的面积可以在约0.01cm 2至约0.2cm2、 约0.02cm2至约0.15cm2、或优选地约0.03cm 2至约0.08cm2的范围内。此外，第一电极66和第 二电极64的间隔距离可以在约1微米至约500微米，优选地在约10微米和约400微米之间，并 且更优选地在约40微米和约200微米之间的范围内。相对接近的电极间距可以实现氧化还 原循环的形成，其中在第一电极66处生成的氧化介体可扩散到第二电极64,在第二电极处 被还原，随后扩散回到第一电极66,再次被氧化。本领域的技术人员将会知道，各种此类容 积、面积和/或电极间距均在本公开的实质和范围内。
[0040]在一个实施例中，第一电极层66和第二电极层64可为由下列材料形成的导电材 料，例如金、钯、碳、银、铂、氧化锡、铱、铟或它们的组合(例如，铟掺杂的氧化锡）。此外，可以 通过溅射、无电镀、或丝网印刷工艺将导电材料设置到绝缘片（未示出）上，从而形成电极。 在一个示例性实施例中，第一电极层66和第二电极层64可以分别由溅射钯和溅射金制成。 可用作隔件60的合适的材料包括各种绝缘材料，诸如例如，塑料(例如PET、PETG、聚酰亚胺、 聚碳酸酯、聚苯乙烯）、硅、陶瓷、玻璃、粘合剂、以及它们的组合。在一个实施例中，隔件60可 具有涂布在聚酯片的相对侧上的双面粘合剂的形式，其中粘合剂可以是压敏或热活化的。 申请人指出，用于第一电极层66、第二电极层64、和/或隔件60的各种其他材料在本公开的 实质和范围内。
[0041] 第一电极66或第二电极64的任一者均可执行工作电极的功能，这取决于施加的测 试电压的大小和/或极性。工作电极可测量与还原介体浓度成比例的限制测试信号。例如， 如果信号限制物质为还原介体(如亚铁氰化物），那么其可以在第一电极66处被氧化，只要 相对于第二电极64,测试电压足够大于氧化还原介体电势。在这样的情况下，第一电极66执 行工作电极的功能，而第二电极64执行反电极/参考电极的功能。申请人指出，可以将反电 极/参考电极简称为参考电极或反电极。当工作电极表面处的所有还原介体都已消耗，使得 测量的氧化电流与从本体溶液朝工作电极表面扩散的还原介体的通量成比例时，发生限制 氧化。术语"本体溶液"是指当还原介体不位于消耗区内时足够远离工作电极的溶液的部 分。应该指出的是，除非另外说明，测试条62,由测试仪10(或100)施加的所有电势在下文中 将相对于第二电极64表述。
[0042] 相似地，如果测试电压足够小于氧化还原介体电势，则还原介体可以在第二电极 64处被氧化为限制电流。在这样的情况下，第二电极64执行工作电极的功能，而第一电极66 执行反电极/参考电极的功能。
[0043]首先，分析可包括经由端口 70向样品接收室61中引入一定量的流体样品。在一个 方面，端口 70和/或样品接收室61可被配置成使得毛细管作用导致流体样品充满样品接收 室61。第一电极66和/或第二电极64可用亲水性试剂涂覆，以促进样品接收室61的毛细管作 用。例如，可将具有亲水性部分的硫醇衍生试剂如2-巯基乙磺酸涂覆到第一电极和/或第二 电极上。
[0044]在上述测试条62的分析中，试剂层72可包括基于PQQ辅因子和铁氰化物的葡萄糖 脱氢酶(GDH)。在另一个实施例中，基于PQQ辅因子的酶GDH可用基于FAD辅因子的试剂GDH替 代。当血液或对照溶液被剂量分配到样品反应室61中时，葡萄糖被GDH(縛fc)氧化，并在此过程 中将⑶H(氧化)转化成⑶H(_)，如以下化学转化T. 1所示。注意，GDH(氧化)是指GDH的氧化态，而 GDH(_)是指⑶H的还原态。
[0045] T. I D-葡萄糖+GDH(雛)-葡糖酸+GDH(an)
[0046]然后，GDH(_)通过铁氰化物（即氧化介体或Fe(CN)63J再生回到其活性氧化态，如 以下化学转化T.2所示。在再生GDH(轉fc)的过程中，由如T.2所示的反应生成亚铁氰化物(即还 原介体或Fe (CN) 64一）：
[0047] T.2 GDH(_)+2Fe (CN)63--⑶ H(靴)+2Fe(CN)64-
[0048] 图5提供了示出与第一接触垫67a、67b和第二接触垫63界面连接的测试仪100的简 化示意图。第二接触垫63可用于通过U形凹口65建立与测试仪的电连接，如图ID所示。在一 个实施例中，测试仪10 (或100)可包括第二电极连接器101、和第一电极连接器（l〇2a、 102b)、测试电压单元106、信号测量单元107、处理器212、存储器单元210、以及可视显示器 202,如图5所示。第一接触垫67可包括两个指示为67a和67b的尖头。在一个示例性实施例 中，第一电极连接器l〇2a和102b分别独立地连接到尖头67a和67b。第二电极连接器101可连 接到第二接触垫63。测试仪10(或100)可测量尖头67a和67b之间的电阻或电连续性以确定 测试条62是否电连接到测试仪10(或100)。
[0049]在一个实施例中，测试仪10(或100)可在第一接触垫67和第二接触垫63之间施加 测试电压和/或信号。一旦测试仪1〇(或100)识别到测试条62已被插入，测试仪10(或100)就 接通并启动流体检测模式。在一个实施例中，流体检测模式导致测试仪1 〇 (或1 〇〇)在第一电 极66和第二电极64之间施加约1微安的恒定信号。因为测试条62最初是干燥的，所以测试仪 10(或100)测得相对大的电压。当在剂量分配过程中，流体样品将第一电极66和第二电极64 之间的间隙桥接起来时，测试仪1〇(或100)将测量在测量电压上的降低，其低于预定阈值， 从而导致测试仪1〇(或100)自动启动葡萄糖测试。
[0050] 在一个实施例中，测试仪10(或100)可通过施加多个测试电压来执行葡萄糖测试， 持续规定的间隔，如图6A所示。多个测试电压可包括第一时间间隔^的第一测试电压E1、第 二时间间隔丨 2的第二测试电压E2和第三时间间隔t3的第三测试电压E3。相对于第二测试电 压E2,第三电压E3可具有不同的电动势大小、不同的极性、或两者的组合。在优选的实施例 中，E3可与E2大小相同，但极性相反。葡萄糖测试时间间隔U表示执行葡萄糖测试(但不一 定指与葡萄糖测试相关的所有计算）的时间量。葡萄糖测试时间间隔^可在启动后约1秒至 约5秒的范围内。此外，如图6A所示，第二测试电压E2可包括恒定(DC)测试电压部分和叠加 的交流(AC)测试电压部分，或另选地振荡测试电压部分。叠加的交流或振荡测试电压部分 可被施加由t cap所示的时间间隔。
[0051] 在任何时间间隔内测量的多个测试信号值可以在约1次测量/微秒至约1次测量/ 100微秒范围内的频率执行。虽然描述了使用三个以连续方式的测试电压的实施例，但葡萄 糖测试可包括不同数量的开路电压和测试电压。例如，如可供选择的实施例，葡萄糖测试可 包括第一时间间隔的开路电压、第二时间间隔的第二测试电压，以及第三时间间隔的第三 测试电压。应该指出的是，"第一"、"第二"和"第三"的引用是为方便起见而选择，并不一定 反映测试电压被施加的次序。例如，实施例可具有电势波形，其中可在施加第一和第二测试 电压之前施加第三测试电压。
[0052] 一旦启动葡萄糖检测分析法，测试仪10(或100)可施加第一测试电压El(例如图6A 中的大约20mV)，持续第一时间间隔tK例如图6A中的1秒）。第一时间间隔t可在约0.1秒至 约3秒的范围内，并且优选在约0.2秒至约2秒的范围内，并且最优选在约0.3秒至约1秒的范 围内。
[0053] 第一时间间隔t可为足够长的，以使得样品接收室61可被样品完全填充，并且也 使得试剂层72可至少部分被溶解或溶剂化。在一个方面，第一测试电压El可为与介体的氧 化还原电势相对接近的值，使得测得相对较小量的还原或氧化信号。图6B显示，与第二时间 间隔〖2和第三时间间隔t3相比，在第一时间间隔t内观察到相对较小量的信号。例如，当使 用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，图6A中的第一测试电压El可在约ImV至约IOOmV 的范围内，优选在约5mV至约50mV的范围内，并且最优选在约IOmV至约30mV的范围内。虽然 在优选的实施例中给出的施加电压为正值，但是也可利用负域的相同电压实现受权利要求 书保护的本发明的预期目的。
[0054] 在施加第一测试电压El之后，测试仪10(或100)在第一电极66和第二电极64之间 施加第二测试电压E2(例如，在图6A中大约300mV)，持续第二时间间隔t2(例如，在图6A中约 3秒）。第二测试电压E2可为介体氧化还原电势足够负的值，以使得在第二电极64处测得限 制氧化信号。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，第二测试电压E2可在约 OmV至约600mV的范围内，优选在约IOOmV至约600mV的范围内，并且更优选地为约300mV。
[0055] 第二时间间隔t2应为足够长的，以使得可根据限制氧化电流的大小监测还原介体 (如亚铁氰化物）的生成速率。通过与试剂层72的酶促反应生成还原介体。在第二时间间隔 t2内，限制量的还原介体在第二电极64处被氧化，而非限制量的氧化介体在第一电极66处 被还原，从而在第一电极66和第二电极64之间形成浓度梯度。
[0056] 在示例性实施例中，第二时间间隔〖2也应为足够长的，以使得在第二电极64处可 生成或扩散足量的铁氰化物。在第二电极64处需要足量的铁氰化物，以使得在第三测试电 压E3期间，可测量第一电极66处氧化亚铁氰化物的限制电流。第二时间间隔丨 2可小于约60 秒，并且优选地可在启动后约1秒至约10秒的范围内，并且更优选在约2秒至约5秒的范围 内。同样，如图6A中的t cap所示的时间间隔也可持续一段时间，但在一个示例性实施例中，其 持续时间为约20毫秒。在一个示例性实施例中，在施加第二测试电压E2后约0.3秒至约0.4 秒之后，施加叠加的交流测试电压部分，并引入频率为约109Hz、振幅为约+/-50mV的正弦 波。
[0057] 图6B示出了在第二时间间隔^开始后相对较小的峰ipb，随后在第二时间间隔^内 氧化电流的绝对值逐渐增大。由于还原介体在第一电压El过渡为第二电压E2之后初始消 耗，因此出现较小的峰i pb，本文被称为过渡线TL。此后，在通过试剂层72生成亚铁氰化物，然 后扩散到第二电极64,而导致较小的峰i pb之后，氧化电流的绝对值逐渐减小。
[0058] 在施加第二测试电压E2之后，测试仪10(或100)在第一电极66和第二电极64之间 施加第三测试电压E3(例如在图6A中约-300mV)，持续第三时间间隔t3(例如在图6A中1秒）。 第三测试电压E3可为介体氧化还原电势足够正的值，以使得在第一电极66处测量限制氧化 电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，第三测试电压或信号E3可在约 OmV至约-600mV的范围内，优选在约-IOOmV至约-600mV的范围内，并且更优选地为约-300mV〇
[0059] 第三时间间隔t3可为足够长的，以根据氧化电流的大小监测第一电极66附近还原 介体(如亚铁氰化物）的扩散。在第三时间间隔t 3内，限制量的还原介体在第一电极66处被 氧化，而非限制量的氧化介体在第二电极64被还原。第三时间间隔t 3可在启动后约0.1秒至 约5秒的范围内，并且优选在约0.3秒至约3秒的范围内，并且更优选在约0.5秒至约2秒的范 围内。
[0060] 图6B示出了在第三时间间隔t3开始时相对较大的峰ipc，随后减小至稳态信号iss 值。在一个实施例中，第二测试电压或信号E2可具有第一极性，并且第三测试电压或信号E3 可具有与第一极性相反的第二极性。在另一个实施例中，第二测试电压或信号E2可为介体 氧化还原电势足够负的值，并且第三测试电压E3可为介体氧化还原电势足够正的值。可在 第二测试电压或信号E2之后立即施加第三测试电压或信号E3。然而，本领域技术人员将会 知道，可根椐确定分析物浓度的方式选择第二和第三测试电压或信号的大小和极性。
[0061]可根据测试信号值确定血糖浓度。可使用如公式1所示的葡萄糖计算法计算第一 葡萄糖浓度G1:
I：
[0063]其中h为第一输出测试信号值，
[0064] i2为第二输出测试信号值，
[0065] i3为第三输出测试信号值，并且
[0066] 项A、p和z可为以经验得出的校准常数。
[0067] 公式1中的所有输出测试信号值(例如，LidPi3)使用电流的绝对值。第一测试信 号值和第二测试信号值i 2均可通过第三时间间隔t3内出现的一个或多个预定测试信号值 的平均值或总和来限定。术语i 2为基于第四信号值i4、第五信号值i5和第六信号值i6的第二 信号值，所有这些值均在第三时间间隔内测得。第三测试信号值i 3可通过在第二时间间隔t2 内出现的一个或多个预定测试信号值的平均值或总和来限定。本领域技术人员将会知道， 名称"第一" 、"第二"和"第三"是为方便起见而选择，并不一定反映信号值被计算的次序。公 式1的推导可见于提交于2005年9月30日的，于2010年7月6日获得专利的，题目为"Method and Apparatus for Rapid Electrochemical Analysis"（用于快速电化学分析的方法和 设备）的美国专利No. 7749371中，该专利据此全文以引入方式并入本专利申请。
[0068] 现在参见图6A和6B，第二测试电势时间间隔丨2(图6A)开始（即，过渡线Tl)后观察到 的峰值信号（图6B)可被表示为ipb，并且在第三测试电势时间间隔t3(图6A)开始处呈现的峰 值信号可被表示为i P。。公式2描述了采用包含干扰物并且不含葡萄糖的样品对测试条62进 行测试时，第一信号瞬态CT和第二信号瞬态CT之间的关系。
[0069] 公式 2 ipc-2ipb = -iss
[0070] 由于在第一时间段^内，样品中通常不含葡萄糖，因此据信试剂层72不会生成大 量的还原介体。因此，信号瞬态将仅反映干扰物的氧化。在约1.0秒的较早时间标度处，假定 试剂层72不会由于葡萄糖反应生成显著量的还原介体。此外，假定生成的还原介体大部分 将保持在第一电极66附近，即试剂层72最初沉积的地方，并且不会显著地扩散到第二电极 64。因此，i pb的大小主要归因于在第二电极64处的干扰物氧化，其为直接干扰物电流。
[0071] 在对测试条提供第三电压E3(例如约_300mV)约4.1秒后的持续时间内，在存在葡 萄糖的情况下，试剂层72在第一电极66处由于葡萄糖而反应生成显著量的还原介体。显著 量的还原介体还可由于干扰物与氧化介体可能的氧化作用生成。如前文所述，还原氧化介 体的干扰物有助于形成信号，该信号可被称为间接电流。此外，干扰物还可在第一电极66处 被直接氧化，这可被称为直接电流。对于介体可在工作电极处被氧化的情况，可假定直接氧 化和间接氧化的总和大约等于直接氧化电流，如果工作电极上未沉积氧化的介体，则将测 得该直接氧化电流。概括地说，ipb的大小归因于间接和直接干扰物氧化以及第一电极66或 第二电极64中的一者处的葡萄糖反应。因为已经确定ipb主要受干扰物的控制，故ipc可与i pb 一起使用来确定校正因子。例如，如下所示，可在数学函数中使用iPb与iPC-起来确定校正 信号i 2(COTr)，该校正信号与葡萄糖成正比，并对干扰物的敏感度较小：
[0073] 公式3是以经验推导的以计算信号i2(Ccirr)，所述信号与葡萄糖成比例，并且具有归 因于干扰物的已除去信号的相对分数。在分子和分母中加入项i ss来使得在不存在葡萄糖时 分子接近零。在施加第二电势后确定稳态信号iss在共同未决的专利申请No. 11/278341中有 详细描述，该专利申请以引用方式并入本专利申请中。用于计算iss的方法的一些示例可见 于美国专利5,942，102和6,413,410中，以上专利申请中的每一个的全文以引用方式并入本 文。
[0074] 重新参见公式1，公式3可用项I1UdPi2表示，如基于信号测量i4、i 5、i6和i7,如公 式4所示：
[0076] 其中，与之前一样，i2为第二电流值，其基于第四信号值i4、第五信号值15和第六信 号值i 6(所有这些值均在第三时间间隔t3内测得）以及i7(在一个实施例中为在第一时间间 隔^内测量的第七信号值），并且B和F为以经验得出的常数。下文描述了每个信号测量值的 时窗。
[0077] 现在可将解释分析物中存在干扰物的该技术进一步提炼，用于解释由于温度变化 的影响。在一个示例性实施例中，i7可为第一电压El升至第二电压期间的间隔内测量的测 试信号值，为简便起见，将该间隔指定为进入测试大约1.0秒。虽然已观察到，该上升的信号 i7为第一电压El升至第二电压E2的间隔内过渡线Tl处的电流变化，但上升的信号i7可在由 第一电压El升至第二电压E2的过程中测量的信号（图6B中的启动后0.7秒至1.1秒附近)但 并不是第一电压El完全转换成第二电压E2后测量的信号（图6B的过渡线Tl或约1.1或更多 秒后）限定的合适范围内的时间点处测得。在优选的实施例中，为便于计算处理，申请人将 上升的信号i 7选为测试信号，该信号在进入由El至E2的电压变化导致的信号瞬态等于约 1.1秒的测试时间处测得，但应该清楚，上升的信号i 7可根据相关测试条的具体配置而变 化。
[0078] 可对公式4进行修改，以提供更精确的葡萄糖浓度。代替使用简单的测试信号值的 总和的平均值，可将项^限定为包括峰信号值i Pb和iP。以及稳态信号iss，如公式5所示，其与 公式3类似：
[0080]其中稳态信号iss的计算可基于数学模型、外推法、预定时间间隔内的平均值、它们 的组合、或任何数量的用于计算稳态电流的其它方法。
[0081]另选地，可通过将启动后约5秒处的测试信号值与常数K8(如0.678)相乘来估算 iss。因此，iss约等于i(5)"X"K8。可采用公式6估算项K8:
[0083] 其中数0.975为施加第三测试电压或信号E3后的大约时间（秒），该时间对应于测 试条62的具体实施例的大约5秒时的信号，假定该信号在约0.95秒和1秒之间的时间内线性 变化，为0.95秒和1秒之间的平均信号，假定项D为约5"X" HT6CmVs作为血液中典型扩散系 数，并假定项L为约0.0095cm，其代表隔件60的高度。
[0084] 再次转到公式3,根据图6A和6B中的测试电压或信号以及测试信号波形，iP。可为约 4.1秒处的测试信号值，并且i pb可为启动后约1.1秒处的测试信号值。
[0085] 转回到公式I，i2可被限定为
并且i3可被限定为
[0086] 公式3可与公式1和2组合，从而得到用于确定更精确的葡萄糖浓度的公式，其可对 血样中内源和/或外源干扰物的存在进行补偿，如公式7所示：
[0088] 其中第一葡萄糖浓度G1为血糖计算法的输出，并且项A、p和z为由制造测试条样品 以经验得出的常数。
[0089] 可在其中计算ii、i3和i2的时间间隔的选择在题目为"Methods and Apparatus for Analyzing a Sample in the Presence of Interferents"（在存在干扰物的情况下 用于分析样品的方法和设备）的共同未决的专利申请公开No. 2007/0227912中有所描述，并 且用于校准测试条批件的方法描述于美国专利No.6,780,645中，这两个专利据此均全文以 引用方式并入本专利申请。
[0090] 在优选的实施例中，通过公式8确定公式7的葡萄糖浓度G1，公式8采用信号i2(Ccirr)， (所述信号与葡萄糖成比例，并具有归因于干扰物的已除去信号的相对分数）：
[0096] ir为从启动后约4.4秒至约5秒测量的输出信号；
[0097] h为从启动后约1.4秒至约4秒测量的输出信号；并且对于本文的实施例而言，公 式8.1的12((；。：1：1〇可用公式8.2代替：
[0099] A、B、C、p和zgr为制造参数。
[0100] 对于本文所述的实施例而言，A为约0.192，B为约0.68，C为约2，p为约0.52，并且 zgr为约2。
[0101] 在该具体分析系统的信号瞬态的偏差或错误研究中，假设瞬态衰减过快可导致极 低的偏差。当绝对信号与葡萄糖浓度相关时，其无法成为导致系统范围内所有葡萄糖浓度 处低偏差的错误触发指示。因此，应实施推导方法。然而，此类实施通常与曲线拟合或其他 计算密集型过程相关联。此外，据信，存在将始终导致负面效果的特定瞬态形状。这种模型 的特征在于浅瞬态衰减。遗憾的是，这种模型无法通过绝对信号测量来识别，因为其通过分 析物浓度本身(例如，葡萄糖)调节。
[0102] 本文提出的技术（图8)具有非常低的处理要求，因为该技术仅保留连续点与累积 和的差值。因此，本技术的技术贡献或效应包括让用户比以前更快地知道测量测试是否有 缺陷。本技术的另一个技术贡献是，其防止信号内的具体错误影响最终结果。这保证了由系 统返回的计算分析物浓度结果易于遵循如制造商所描述的精度标准。另一个技术优势是， 这种错误模型可通过极少的代价即可进行有效的筛选，原因是不需要任何形状拟合。易于 在手持式低成本测试仪内进行编程，而不需要增加处理资源。
[0103] 因此，已对微控制器38(其耦合至功率源、存储器和生物传感器62的多个电极)进 行配置，使得该微控制器通过逻辑进程800(图8)被编程为于步骤802处在具有葡萄糖的流 体样品被沉积在至少两个电极附近时将信号驱动至至少两个电极(例如1〇、12、14)，以启动 在生物传感器上具有试剂的流体样品中的葡萄糖的电化学反应的测试测量序列（图6A和 6B)。 微控制器38于步骤804处在一系列时间间隔T(i)的电化学反应期间测量来自至少一个 电极的输出信号（以电流输出I(T)(i)的形式），以获得每个时间间隔i的输出信号的量值。 在步骤806处，微控制器38对从测试窗口 Tw的开始到测试序列的结束的所有测量或取样信 号I(T(i))进行评估。评估806从步骤808处的查询开始以确定评估是否结束。如果查询808 返回"否"，这表明输出信号正被评估的时间间隔T大于测试窗口Tw的结束(其可为测试启动 时间后的2至15秒），则微控制器前进至步骤810以在步骤810处计算葡萄糖值。在步骤812 处，控制器将根据之前的步骤(810或826)通知葡萄糖值或测量信号中的错误指示。如果查 询808返回"是"，这表明输出信号正被评估的时间间隔T小于测试结束时间，则控制器在步 骤816处将取样间隔增加至其在输出信号的评估中的下一时间间隔。在步骤816处，控制器 38对输出信号正被评估处的当前时间点进行评估，以确保当前时间点处于从启动时间到结 束时间的窗口内。如果步骤816处的查询返回"否"，则控制器返回至步骤808,否则如果查询 816返回"是"，这表明测量输出信号正被评估的时间间隔处于该窗口内，则控制器在步骤 818处将输出差异△ I确定为从测试测量序列的开始到结束的预定时窗Tw(图6B)内的至少 两个连续时间间隔i和i+Ι的输出信号的相应量值的差值。
[0104] 在步骤820处，如果输出差异Δ I大于零，则微控制器38将指数"x"增加输出差异Δ I，即，X = X+ Δ I。在查询步骤824处，如果指数"X"大于或等于预定值，则控制器前进至步骤 826以标记或通知错误。否则，如果步骤824处的查询返回"否"（即，x〈a)，则系统返回至步骤 808以确定时间周期是否处于从测试序列开始到测试序列结束时间间隔的时窗之外。如果 查询808返回真或"是"，则系统在步骤810处计算（前文所述)来自输出信号的葡萄糖值，并 且在步骤812处返回至主程序并通知根据公式8至8.2确定的葡萄糖测量或值。假设步骤824 处的查询返回"否"，则在电极的输出信号中不存在错误，并且系统可以通知从步骤810计算 的葡萄糖测量。
[0105] 如所实施的那样，本技术为本领域提供了技术贡献或技术效应，原因是本技术采 用了来自微控制器的尽可能少的资源，即仅需要引入四个参数（"a"、V以及窗口启动时间 "c"和测试序列结束时间"d"）并保留和更新一个变量（"X"）。对于采用条62的系统而言，表1 提供了采用图8的逻辑进程800的此类系统的参数范围。
[0106] 表1:参数
[0108] 本文所述的技术是尽可能最简单的，这表明在测试仪上的实施尽可能采用极少的 资源，即仅需引入四个参数（"a"、"b"、"c"和"d"）并保留和更新两个变量(即，"X"和"y"）。参 数"a"描述了触发错误所需的信号点的总和(其相当于总面积）。参数"b"限定了算法计算所 需的连续测量点的差值（当前信号输出点减去最后点）。参数"c"和"d"限定了其中必定发生 错误以进行错误触发的时窗（其中"c"是启动时间，"d"是结束时间）。只有这两个条件都满 足（即，信号差值之和处于指定时窗Tw内）时才会触发错误。这使得本技术具有可扩展性，其 继而允许在真阳性(即，触发捕获并导致不正确结果的瞬态)和假阳性（即，触发捕获但导致 正确结果的输出瞬态)之前取得适当的平衡。
[0109] 图7A示出了通过本技术识别的一些瞬态。2970个瞬态中的两个被识别为错误（相 当于0.067% )。图7B示出了由同一大血液样本生成的错误瞬态与正确瞬态的差异。所获取 的每个错误都将有助于超过-65%的偏差(基于本文所述的葡萄糖计算），如图7C所示。在图 7A和7B中示出的2970个瞬态中，仅有两个信号输出瞬态为真阳性，并且没有假阳性。
[0110] 虽然已经根据特定的变型和示例性附图描述了本发明，但是本领域普通技术人员 将认识到本发明不限于所描述的变型或附图。此外，其中上述方法和步骤表示按特定次序 发生的特定事件，本文之意是某些特定步骤不必一定按所描述的次序执行，而是可以按任 意次序执行，只要该步骤允许实施例能够用作它们所需的目的。因此，如果存在本发明的变 型并且所述变型属于可在权利要求书中找到的本发明公开内容或等效内容的实质范围内， 则本专利旨在也涵盖这些变型。
【主权项】
1. 一种葡萄糖测量系统，所述葡萄糖测量系统包括： 生物传感器，所述生物传感器具有多个电极，包括至少两个在其上设置有试剂的电极； 和 测量仪，所述测量仪包括： 耦合至功率源、存储器和所述生物传感器的多个电极的微控制器，并且其中所述微控 制器被配置成： 在所述至少两个电极附近沉积具有葡萄糖的流体样品时将信号驱动至所述至少两个 电极以启动具有所述试剂的所述流体样品中的所述葡萄糖的电化学反应的测试测量序列； 在一系列时间间隔内的所述电化学反应期间测量来自至少一个电极的输出信号，以获 得每个时间间隔的所述输出信号的量值； 将输出差异确定为所述测试测量序列期间预定时窗内至少两个连续时间间隔的所述 输出信号的相应量值中的差值； 如果所述输出差异大于预定阈值，则指数值增量为等于所述指数的先前值与所述输出 差异两者之和，并且如果所述指数大于或等于预定指数值，则通告错误，否则计算来自所述 输出信号的葡萄糖值并通告所述葡萄糖值。2. 根据权利要求1所述的系统，其中所述预定时窗包括从测试序列启动后约1秒至所述 测试序列启动后约8秒。3. 根据权利要求1所述的系统，其中所述预定指数值包括约5并且所述预定阈值包括约 300 〇4. 根据权利要求1所述的系统，其中所述预定时窗包括从测试序列启动后约2秒至所述 测试序列启动后约8秒。5. 根据权利要求1所述的系统，其中所述预定指数值包括约5并且所述预定阈值包括约 150〇6. -种使用生物传感器和葡萄糖仪确定流体样品的葡萄糖值的方法，所述生物传感器 具有至少两个电极和设置于其上的试剂，所述葡萄糖仪具有被配置成连接至所述生物传感 器和存储器的微控制器以及功率源，所述方法包括以下步骤： 在所述生物传感器的至少两个电极附近沉积流体样品时，引发测试测量序列的启动； 将输入信号施加至所述流体样品以使得葡萄糖转化为酶副产物； 测量所述测试序列启动后预定时窗内所述流体样品的输出信号瞬态，所述测量包括对 一系列时间间隔内的所述电化学反应期间的至少一个电极的输出信号进行取样，以获得每 个时间间隔的所述输出信号的量值； 将输出差异确定为所述测试测量序列期间的所述预定时窗内至少两个连续时间间隔 的输出信号的相应量值中的差异； 如果所述输出差异大于零，则将指数值设置为等于所述指数的先前值与所述输出差异 两者之和，否则如果所述指数大于预定指数值，则通告错误，否则计算所述流体样品的葡萄 糖值并通告所述葡萄糖值。7. 根据权利要求6所述的方法，其中计算所述葡萄糖值包括测量所述测试序列启动后 预定时间间隔附近的所述输出信号的量值，并且采用以下形式的公式：其中=G1包括葡萄糖测量值；ir为从所述启动后约4.4秒至约5秒测量的输出信号； ii为从所述启动后约1.4秒至约4秒测量的输出信号;并且 A、B、C、p和zgr为制造参数。8. 根据权利要求7所述的方法，其中A包括大约O . 19，B包括大约0.68，C包括大约2，p包 括大约0.52，并且zgr包括大约2。9. 根据权利要求6所述的方法，其中所述预定时窗包括从测试序列启动后约1秒至所述 测试序列启动后约8秒。10. 根据权利要求6所述的方法，其中所述预定指数值包括约2微安并且所述预定阈值 包括约0.5微安。11. 根据权利要求6所述的方法，其中所述预定时窗包括从测试序列启动后约2秒至所 述测试序列启动后约8秒。
【专利摘要】本发明应通过在葡萄糖测量期间识别错误输出信号而允许更精确的电化学测试条测量，从而确保更精确的葡萄糖测试系统和方法。葡萄糖测量系统包括生物传感器(62)，所述生物传感器具有电极和测试仪(10,100)。所述测试仪包括微控制器(38)，所述微控制器被配置成将信号驱动至所述电极，在一系列时间间隔内的所述电化学反应期间测量输出信号，将输出差异(ΔI)确定为连续时间间隔的所述输出信号的差值，并且如果所述输出差异(ΔI)大于阈值，则指数值(x)增加所述输出差异(ΔI)。当最终指数值(x)大于或等于预定指数值时，则通告错误；否则通告所述葡萄糖值。
【IPC分类】G01N33/49, G01N27/327
【公开号】CN105492899
【申请号】CN201480047563
【发明人】M.马勒查
【申请人】生命扫描苏格兰有限公司
【公开日】2016年4月13日
【申请日】2014年8月28日
【公告号】CA2922779A1, EP3039414A1, US20150060299, WO2015028578A1
【专利说明】
[00011优先权
[0002] 本申请根据巴黎公约以及35 USC§§119和120要求于2013年8月29日先期提交的美 国专利申请序列号14/013,516(代理人案卷号DDI5274USNP)的优先权，该专利申请据此以 引用方式并入本申请。
技术领域
[0003] 电化学葡萄糖测试条例如用于OneTouW Ultraui全血测试套件(购自LifeScan， Inc.)的那些被设计成测量糖尿病患者的血液样本中的葡萄糖浓度。葡萄糖的测量可基于 葡萄糖氧化酶(GO)对葡萄糖的选择性氧化来进行。葡萄糖测试条中可发生的反应由下面的 公式1和2来概括。
[0004] 公式1匍萄糖+GO(靴)-匍糖酸+G0(_)
[0005] 公式 2 G0(_)+2Fe(CN)63--G0(靴)+2Fe(CN) 64-
[0006] 如公式1所示，葡萄糖被葡萄糖氧化酶的氧化形式(G0?化》氧化成葡糖酸。应该指 出的是，GO(氧化)还可被称为"氧化酶"。在公式1的反应过程中，氧化酶GO(轉?被转化为其还原 状态，表示为GO??)(即，"还原酶"）。接着，如公式2中所示，还原酶GO??)通过与Fe (CN)63- (被称为氧化介体或铁氰化物)反应而被再氧化回GO爾《。在GOcaFO重新生成回其氧化状态 GO(轉fc)的过程中，Fe(CN)63I皮还原成Fe(CN)6 4I被称为还原介体或亚铁氰化物）。
[0007] 当用施加于两个电极之间的测试电压进行上述反应时，可通过在电极表面处经还 原介体的电化学再氧化来生成测试输出信号。因此，由于在理想环境下，上述化学反应过程 中生成的亚铁氰化物的量与布置在电极之间的样品中葡萄糖的量成正比，所以生成的测试 输出信号将与样品的葡萄糖含量成比例。诸如铁氰化物的介体是接受来自酶(例如葡萄糖 氧化酶)的电子并随后将该电子供给电极的化合物。随着样品中的葡萄糖浓度增加，所形成 的还原介体的量也增加；因此，源自还原介体的再氧化的测试输出信号与葡萄糖浓度之间 存在直接关系。具体地，电子在整个电界面上的转移致使测试输出信号流动(每摩尔被氧化 的葡萄糖对应2摩尔的电子）。因此，由于葡萄糖的引入而产生的测试输出信号可被称为葡 萄糖输出信号。
[0008] 由于获知血液中（尤其是患有糖尿病的人的血液中）的葡萄糖浓度会非常重要，已 经利用上述原理开发出测试仪，以使普通人能够在任何给定的时间对其血液进行采样和测 试，以便确定其葡萄糖浓度。通过测试仪检测所产生的葡萄糖输出信号，并利用借助简单的 数学公式将测试输出信号与葡萄糖浓度联系起来的算法将其转换为葡萄糖浓度读数。一般 来讲，该测试仪与一次性测试条结合使用，除了酶(例如葡萄糖氧化酶)和介体(例如铁氰化 物)之外，一次性测试条可以包括样品接收室和设置在样品接收室内的至少两个电极。在使 用中，使用者可戳刺其手指或其他方便的部位以引起出血，然后将血液样本引入样品接收 室中，从而开始上述化学反应。
【发明内容】
[0009] 在一个方面，申请人已设计出包括至少一个生物传感器和测试仪的葡萄糖测量系 统。生物传感器具有多个电极，包括至少两个在其上设置有试剂的电极。测量仪包括耦合至 功率源、存储器和生物传感器的多个电极的微控制器。在该系统中，微控制器被配置成:在 至少两个电极附近沉积具有葡萄糖的流体样品时将信号驱动到所述至少两个电极以启动 具有试剂的流体样品中的葡萄糖的电化学反应的测试测量序列;在一系列时间间隔的电化 学反应期间测量来自至少一个电极的输出信号以获取每个时间间隔（i)的输出信号的量 值;将输出差异确定为测试测量序列期间的预定时窗内至少两个连续时间间隔的输出信号 的相应量值中的差异;如果该输出差异大于预定阈值，则指数值增量为等于指数的先前值 与输出差异两者之和，并且如果指数大于或等于预定指数值，则通告错误，否则计算输出信 号的葡萄糖值并通告葡萄糖值。
[0010] 在另一方面，申请人提供了一种利用系统来确定流体样品的葡萄糖值的方法。该 系统包括生物传感器和葡萄糖仪，该生物传感器具有至少两个电极和设置于其上的试剂， 该葡萄糖仪具有被配置成连接至所述生物传感器和存储器的微控制器以及功率源。该方法 可通过以下步骤实现:在生物传感器的至少两个电极附近沉积流体样品时，引发测试测量 序列的启动;将输入信号施加至流体样品以使得葡萄糖转化为酶副产物;测量测试序列启 动后预定时窗内流体样品的输出信号瞬态，所述测量包括对一系列时间间隔内的电化学反 应期间的至少一个电极的输出信号进行取样，以获得每个时间间隔的输出信号的量值;将 输出差异确定为测试测量序列期间的预定时窗内至少两个连续时间间隔的输出信号的相 应量值中的差异;如果该输出差异大于零，则将指数值设置为等于指数的先前值与输出差 异两者之和，否则如果指数大于或等于预定指数值，则通告错误，否则计算流体样品的葡萄 糖值并通告葡萄糖值。
[0011] 并且对于这些方面，下列特征也可以结合这些先前公开的方面的各种组合来进行 使用:预定时窗包括从测试序列启动后的约1秒至测试序列启动后的约8秒;预定指数值包 括约2微安并且预定阈值包括约0.5微安;预定时窗包括从测试序列启动后的约2秒至测试 序列启动后的约8秒;预定指数值包括约5并且预定阈值包括约150;计算葡萄糖值包括测量 测试序列启动后的预定时间间隔附近的输出信号的量值以及利用如下公式：
[0012] 对于本领域的技术人员而言，当结合将被首先简要描述的附图来参阅以下对本发 明示例性实施例的更详细说明时，这些和其他实施例、特征和优点将变得显而易见。
【附图说明】
[0013] 并入本文中并且构成本说明书一部分的附图示出当前本发明的优选的实施例，并 且与上面所给出的概述和下面所给出的详述一起用于解释本发明的特征(其中类似的数字 表示类似的元件），其中：
[0014] 图IA示出了优选的血糖测量系统。
[0015]图IB不出了设置在图IA的仪表中的各种兀件。
[0016] 图IC示出了适用于本文所公开的系统和方法的组装测试条的透视图。
[0017] 图ID示出了适用于本文所公开的系统和方法的未组装测试条的分解透视图；
[0018] 图IE示出了适用于本文所公开的系统和方法的测试条的近侧部分的扩展透视图； [0019]图2示出了本文所公开的测试条的一个实施例的底部平面图；
[0020] 图3示出了图2的测试条的侧平面视图；
[0021] 图4A示出了图3的测试条的顶部平面图；
[0022]图4B示出了图4A的测试条的近侧部分的局部侧视图；
[0023] 图5示出了显示与本文所公开的测试条的部分电接合的测试仪的简化示意图；
[0024] 图6A示出了图5的测试仪对工作电极和反电极施加规定时间间隔的三脉冲电势波 形的示例；
[0025] 图6B示出了测试流体样品时生成的输出信号瞬态CT;
[0026] 图7A示出了可能是错误的并因此不适合于分析物检测的瞬态信号输出。
[0027]图7B示出了正常和错误信号瞬态之间的比较；
[0028]图7C示出了用于在lOOmg/dL下进行葡萄糖测量的较大偏差。
[0029] 图8示出了本发明人设计用于在葡萄糖测量过程中检测错误的技术逻辑图。
【具体实施方式】
[0030] 应结合附图来阅读下面的【具体实施方式】，其中不同附图中相同元件的编号相同。 附图（未必按比例绘制)示出所选择的实施例，且并不旨在限制本发明的范围。详细描述以 举例的方式而非限制性方式示出本发明原理。此描述将清楚地使得本领域技术人员能够制 备和使用本发明，并且描述了本发明的多个实施例、适应型式、变型形式、替代形式和用途， 包括目前据信是实施本发明的最佳方式。
[0031] 如本文所用，针对任何数值或范围的术语"约"或"大约"表示允许零件或多个部件 的集合执行如本文所述的其指定用途的适合的尺寸公差。更具体地，"约"或"大约"可指列 举值的值± 10%的范围，例如"约90%"可指81 %至99%的数值范围。另外，如本文所用，术 语"患者"、"宿主"、"使用者"和"受检者"是指任何人或动物受检者，并不旨在将系统或方法 局限于人使用，但本主题发明在人类患者中的使用表示优选的实施例。如本文所用，术语 "振荡信号"包括分别改变极性、或交变电流方向、或为多向的电压信号或电流信号。还如本 文所用，短语"电信号"或"信号"旨在包括直流信号、交变信号或电磁谱内的任何信号。术语 "处理器"、"微处理器"或"微控制器"旨在具有相同的含义并且旨在可互换使用。
[0032]图IA示出了糖尿病管理系统，该系统包括仪表10和葡萄糖测试条62形式的生物传 感器。注意，仪表(仪表单元 )可被称为分析物测量和管理单元、葡萄糖仪、仪表以及分析物 测量装置。在一个实施例中，仪表单元可与胰岛素递送装置、附加的分析物测试装置和药物 递送装置相组合。仪表单元可经由缆线或合适的无线技术（例如，GSM、CDMA、BlueTooth、 WiFi等)连接到远程计算机或远程服务器。
[0033] 重新参见图IA，葡萄糖仪或仪表单元10可包括外壳11、用户界面按钮（16、18和 20)、显示器14和条端口开口 22。用户界面按钮（16、18和20)可被配置成允许数据输入、菜单 导航以及命令执行。用户界面按钮18可为双向切换开关的形式。数据可包括代表分析物浓 度的值和/或与个体的日常生活方式有关的信息。与日常生活方式有关的信息可包括个体 摄入的食物、使用的药物、健康检查发生率和一般的健康条件以及运动水平。仪表1 〇的电子 元件可设置在外壳11内的电路板34上。
[0034] 图IB示出了（以简化示意图形式)设置在电路板34的顶部表面上的电子部件。在顶 部表面上，电子部件包括条端口连接器22、运算放大器电路35、微控制器38、显示器连接器 14a、非易失性存储器40、时钟42和第一无线模块46。在底部表面上，电子部件可包括电池连 接器(未示出）和数据端口 13。微控制器38可电连接到条端口连接器22、运算放大器电路35、 第一无线模块46、显示器14、非易失性存储器40、时钟42、电池、数据端口 13和用户界面按钮 (16、18和20)。
[0035]运算放大器电路35可包括两个或更多个运算放大器，该两个或更多个运算放大器 被配置成提供稳压器功能和信号测量功能的一部分。稳压器功能可指将测试电压施加在测 试条的至少两个电极之间。电流功能可指测量由施加的测试电压所得的测试信号。信号测 量可以用电流-电压转换器来执行。微控制器38可为混合信号微处理器(MSP)的形式，例如 为Texas Instrument MSP 430 JI-MSP 430可被配置成也执行稳压器功能和信号测量功能 的一部分。此外，MSP 430也可包括易失性和非易失性存储器。在另一个实施例中，可将许多 电子部件以专用集成电路(ASIC)的形式与微控制器集成。
[0036]条端口连接器22可被配置为与测试条形成电连接。显示器连接器14a可被配置为 连接到显示器14。显示器14可为液晶显示器的形式，以用于报告测量的葡萄糖含量，并便于 输入与生活方式相关的信息。显示器14可任选地包括背光源。数据端口 13可接收附接于连 接引线上的合适的连接器，从而使血糖仪1 〇 (或1 〇〇)被连接到外部设备(例如个人计算机）。 数据端口 13可为任何允许数据传输的端口，例如为串行端口、USB端口、或并行端口。时钟42 可被配置为保持与用户所在地理区域相关的当前时间并且也用于测量时间。仪表单元可被 配置为电连接到电源诸如电池。
[0037]图1C_1E、2、3和4B示出了适用于本文所述的方法和系统的示例性测试条62的各种 视图。在示例性实施例中，提供了测试条62,其包括从远端80延伸到近端82并具有侧边56、 58的细长主体，如图IC所示。如图ID所示，测试条62也包括第一电极层66、第二电极层64、以 及夹在两个电极层64和66之间的隔件60。第一电极层66可包括第一电极66、第一连接轨道 76和第一接触垫67，其中第一连接轨道76将第一电极66电连接到第一接触垫67，如图ID和 4B所不。注意，第一电极66为第一电极层66的一部分，其紧邻试剂层72的下面，如图ID和4B 所示。相似地，第二电极层64可包括第二电极64、第二连接轨道78和第二接触垫63,其中第 二连接轨道78将第二电极64与第二接触垫63电连接，如图1D、2和4B所示。注意，第二电极64 为第二电极层64的一部分，其在试剂层72上方，如图4B所示。如本文所用，术语"电极层"和 "电极"可互换使用，是指包围电极的大致区域或电极的具体位置。另外，试剂包括酶和诸如 粘结剂之类的其他材料，以及允许试剂在生物传感器中实现其指定用途的其他材料。
[0038]如图所示，样品接收室61由第一电极66、第二电极64以及在测试条62的远端80附 近的垫片60来限定，如图IC所示。第一电极66和第二电极64可分别限定样品接收室61的底 部和顶部，如图4B所示。垫片60的切口区域68可限定样品接收室61的侧壁，如图ID所示。在 一个方面，样品接收室61可包括提供样品入口和/或排气口的端口70，如图IC至IE所示。例 如，端口中的一个端口可允许流体样品进入，并且另一个端口可允许空气流出。
[0039]在示例性实施例中，样品接收室61 (或测试单元或测试室）可以具有较小的容积。 例如，室61的容积可以在约0.1微升至约5微升、约0.2微升至约3微升、或优选地约0.3微升 至约1微升的范围内。要提供较小的样品体积，切口68的面积可以在约0.01cm 2至约0.2cm2、 约0.02cm2至约0.15cm2、或优选地约0.03cm 2至约0.08cm2的范围内。此外，第一电极66和第 二电极64的间隔距离可以在约1微米至约500微米，优选地在约10微米和约400微米之间，并 且更优选地在约40微米和约200微米之间的范围内。相对接近的电极间距可以实现氧化还 原循环的形成，其中在第一电极66处生成的氧化介体可扩散到第二电极64,在第二电极处 被还原，随后扩散回到第一电极66,再次被氧化。本领域的技术人员将会知道，各种此类容 积、面积和/或电极间距均在本公开的实质和范围内。
[0040]在一个实施例中，第一电极层66和第二电极层64可为由下列材料形成的导电材 料，例如金、钯、碳、银、铂、氧化锡、铱、铟或它们的组合(例如，铟掺杂的氧化锡）。此外，可以 通过溅射、无电镀、或丝网印刷工艺将导电材料设置到绝缘片（未示出）上，从而形成电极。 在一个示例性实施例中，第一电极层66和第二电极层64可以分别由溅射钯和溅射金制成。 可用作隔件60的合适的材料包括各种绝缘材料，诸如例如，塑料(例如PET、PETG、聚酰亚胺、 聚碳酸酯、聚苯乙烯）、硅、陶瓷、玻璃、粘合剂、以及它们的组合。在一个实施例中，隔件60可 具有涂布在聚酯片的相对侧上的双面粘合剂的形式，其中粘合剂可以是压敏或热活化的。 申请人指出，用于第一电极层66、第二电极层64、和/或隔件60的各种其他材料在本公开的 实质和范围内。
[0041] 第一电极66或第二电极64的任一者均可执行工作电极的功能，这取决于施加的测 试电压的大小和/或极性。工作电极可测量与还原介体浓度成比例的限制测试信号。例如， 如果信号限制物质为还原介体(如亚铁氰化物），那么其可以在第一电极66处被氧化，只要 相对于第二电极64,测试电压足够大于氧化还原介体电势。在这样的情况下，第一电极66执 行工作电极的功能，而第二电极64执行反电极/参考电极的功能。申请人指出，可以将反电 极/参考电极简称为参考电极或反电极。当工作电极表面处的所有还原介体都已消耗，使得 测量的氧化电流与从本体溶液朝工作电极表面扩散的还原介体的通量成比例时，发生限制 氧化。术语"本体溶液"是指当还原介体不位于消耗区内时足够远离工作电极的溶液的部 分。应该指出的是，除非另外说明，测试条62,由测试仪10(或100)施加的所有电势在下文中 将相对于第二电极64表述。
[0042] 相似地，如果测试电压足够小于氧化还原介体电势，则还原介体可以在第二电极 64处被氧化为限制电流。在这样的情况下，第二电极64执行工作电极的功能，而第一电极66 执行反电极/参考电极的功能。
[0043]首先，分析可包括经由端口 70向样品接收室61中引入一定量的流体样品。在一个 方面，端口 70和/或样品接收室61可被配置成使得毛细管作用导致流体样品充满样品接收 室61。第一电极66和/或第二电极64可用亲水性试剂涂覆，以促进样品接收室61的毛细管作 用。例如，可将具有亲水性部分的硫醇衍生试剂如2-巯基乙磺酸涂覆到第一电极和/或第二 电极上。
[0044]在上述测试条62的分析中，试剂层72可包括基于PQQ辅因子和铁氰化物的葡萄糖 脱氢酶(GDH)。在另一个实施例中，基于PQQ辅因子的酶GDH可用基于FAD辅因子的试剂GDH替 代。当血液或对照溶液被剂量分配到样品反应室61中时，葡萄糖被GDH(縛fc)氧化，并在此过程 中将⑶H(氧化)转化成⑶H(_)，如以下化学转化T. 1所示。注意，GDH(氧化)是指GDH的氧化态，而 GDH(_)是指⑶H的还原态。
[0045] T. I D-葡萄糖+GDH(雛)-葡糖酸+GDH(an)
[0046]然后，GDH(_)通过铁氰化物（即氧化介体或Fe(CN)63J再生回到其活性氧化态，如 以下化学转化T.2所示。在再生GDH(轉fc)的过程中，由如T.2所示的反应生成亚铁氰化物(即还 原介体或Fe (CN) 64一）：
[0047] T.2 GDH(_)+2Fe (CN)63--⑶ H(靴)+2Fe(CN)64-
[0048] 图5提供了示出与第一接触垫67a、67b和第二接触垫63界面连接的测试仪100的简 化示意图。第二接触垫63可用于通过U形凹口65建立与测试仪的电连接，如图ID所示。在一 个实施例中，测试仪10 (或100)可包括第二电极连接器101、和第一电极连接器（l〇2a、 102b)、测试电压单元106、信号测量单元107、处理器212、存储器单元210、以及可视显示器 202,如图5所示。第一接触垫67可包括两个指示为67a和67b的尖头。在一个示例性实施例 中，第一电极连接器l〇2a和102b分别独立地连接到尖头67a和67b。第二电极连接器101可连 接到第二接触垫63。测试仪10(或100)可测量尖头67a和67b之间的电阻或电连续性以确定 测试条62是否电连接到测试仪10(或100)。
[0049]在一个实施例中，测试仪10(或100)可在第一接触垫67和第二接触垫63之间施加 测试电压和/或信号。一旦测试仪1〇(或100)识别到测试条62已被插入，测试仪10(或100)就 接通并启动流体检测模式。在一个实施例中，流体检测模式导致测试仪1 〇 (或1 〇〇)在第一电 极66和第二电极64之间施加约1微安的恒定信号。因为测试条62最初是干燥的，所以测试仪 10(或100)测得相对大的电压。当在剂量分配过程中，流体样品将第一电极66和第二电极64 之间的间隙桥接起来时，测试仪1〇(或100)将测量在测量电压上的降低，其低于预定阈值， 从而导致测试仪1〇(或100)自动启动葡萄糖测试。
[0050] 在一个实施例中，测试仪10(或100)可通过施加多个测试电压来执行葡萄糖测试， 持续规定的间隔，如图6A所示。多个测试电压可包括第一时间间隔^的第一测试电压E1、第 二时间间隔丨 2的第二测试电压E2和第三时间间隔t3的第三测试电压E3。相对于第二测试电 压E2,第三电压E3可具有不同的电动势大小、不同的极性、或两者的组合。在优选的实施例 中，E3可与E2大小相同，但极性相反。葡萄糖测试时间间隔U表示执行葡萄糖测试(但不一 定指与葡萄糖测试相关的所有计算）的时间量。葡萄糖测试时间间隔^可在启动后约1秒至 约5秒的范围内。此外，如图6A所示，第二测试电压E2可包括恒定(DC)测试电压部分和叠加 的交流(AC)测试电压部分，或另选地振荡测试电压部分。叠加的交流或振荡测试电压部分 可被施加由t cap所示的时间间隔。
[0051] 在任何时间间隔内测量的多个测试信号值可以在约1次测量/微秒至约1次测量/ 100微秒范围内的频率执行。虽然描述了使用三个以连续方式的测试电压的实施例，但葡萄 糖测试可包括不同数量的开路电压和测试电压。例如，如可供选择的实施例，葡萄糖测试可 包括第一时间间隔的开路电压、第二时间间隔的第二测试电压，以及第三时间间隔的第三 测试电压。应该指出的是，"第一"、"第二"和"第三"的引用是为方便起见而选择，并不一定 反映测试电压被施加的次序。例如，实施例可具有电势波形，其中可在施加第一和第二测试 电压之前施加第三测试电压。
[0052] 一旦启动葡萄糖检测分析法，测试仪10(或100)可施加第一测试电压El(例如图6A 中的大约20mV)，持续第一时间间隔tK例如图6A中的1秒）。第一时间间隔t可在约0.1秒至 约3秒的范围内，并且优选在约0.2秒至约2秒的范围内，并且最优选在约0.3秒至约1秒的范 围内。
[0053] 第一时间间隔t可为足够长的，以使得样品接收室61可被样品完全填充，并且也 使得试剂层72可至少部分被溶解或溶剂化。在一个方面，第一测试电压El可为与介体的氧 化还原电势相对接近的值，使得测得相对较小量的还原或氧化信号。图6B显示，与第二时间 间隔〖2和第三时间间隔t3相比，在第一时间间隔t内观察到相对较小量的信号。例如，当使 用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，图6A中的第一测试电压El可在约ImV至约IOOmV 的范围内，优选在约5mV至约50mV的范围内，并且最优选在约IOmV至约30mV的范围内。虽然 在优选的实施例中给出的施加电压为正值，但是也可利用负域的相同电压实现受权利要求 书保护的本发明的预期目的。
[0054] 在施加第一测试电压El之后，测试仪10(或100)在第一电极66和第二电极64之间 施加第二测试电压E2(例如，在图6A中大约300mV)，持续第二时间间隔t2(例如，在图6A中约 3秒）。第二测试电压E2可为介体氧化还原电势足够负的值，以使得在第二电极64处测得限 制氧化信号。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，第二测试电压E2可在约 OmV至约600mV的范围内，优选在约IOOmV至约600mV的范围内，并且更优选地为约300mV。
[0055] 第二时间间隔t2应为足够长的，以使得可根据限制氧化电流的大小监测还原介体 (如亚铁氰化物）的生成速率。通过与试剂层72的酶促反应生成还原介体。在第二时间间隔 t2内，限制量的还原介体在第二电极64处被氧化，而非限制量的氧化介体在第一电极66处 被还原，从而在第一电极66和第二电极64之间形成浓度梯度。
[0056] 在示例性实施例中，第二时间间隔〖2也应为足够长的，以使得在第二电极64处可 生成或扩散足量的铁氰化物。在第二电极64处需要足量的铁氰化物，以使得在第三测试电 压E3期间，可测量第一电极66处氧化亚铁氰化物的限制电流。第二时间间隔丨 2可小于约60 秒，并且优选地可在启动后约1秒至约10秒的范围内，并且更优选在约2秒至约5秒的范围 内。同样，如图6A中的t cap所示的时间间隔也可持续一段时间，但在一个示例性实施例中，其 持续时间为约20毫秒。在一个示例性实施例中，在施加第二测试电压E2后约0.3秒至约0.4 秒之后，施加叠加的交流测试电压部分，并引入频率为约109Hz、振幅为约+/-50mV的正弦 波。
[0057] 图6B示出了在第二时间间隔^开始后相对较小的峰ipb，随后在第二时间间隔^内 氧化电流的绝对值逐渐增大。由于还原介体在第一电压El过渡为第二电压E2之后初始消 耗，因此出现较小的峰i pb，本文被称为过渡线TL。此后，在通过试剂层72生成亚铁氰化物，然 后扩散到第二电极64,而导致较小的峰i pb之后，氧化电流的绝对值逐渐减小。
[0058] 在施加第二测试电压E2之后，测试仪10(或100)在第一电极66和第二电极64之间 施加第三测试电压E3(例如在图6A中约-300mV)，持续第三时间间隔t3(例如在图6A中1秒）。 第三测试电压E3可为介体氧化还原电势足够正的值，以使得在第一电极66处测量限制氧化 电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介体时，第三测试电压或信号E3可在约 OmV至约-600mV的范围内，优选在约-IOOmV至约-600mV的范围内，并且更优选地为约-300mV〇
[0059] 第三时间间隔t3可为足够长的，以根据氧化电流的大小监测第一电极66附近还原 介体(如亚铁氰化物）的扩散。在第三时间间隔t 3内，限制量的还原介体在第一电极66处被 氧化，而非限制量的氧化介体在第二电极64被还原。第三时间间隔t 3可在启动后约0.1秒至 约5秒的范围内，并且优选在约0.3秒至约3秒的范围内，并且更优选在约0.5秒至约2秒的范 围内。
[0060] 图6B示出了在第三时间间隔t3开始时相对较大的峰ipc，随后减小至稳态信号iss 值。在一个实施例中，第二测试电压或信号E2可具有第一极性，并且第三测试电压或信号E3 可具有与第一极性相反的第二极性。在另一个实施例中，第二测试电压或信号E2可为介体 氧化还原电势足够负的值，并且第三测试电压E3可为介体氧化还原电势足够正的值。可在 第二测试电压或信号E2之后立即施加第三测试电压或信号E3。然而，本领域技术人员将会 知道，可根椐确定分析物浓度的方式选择第二和第三测试电压或信号的大小和极性。
[0061]可根据测试信号值确定血糖浓度。可使用如公式1所示的葡萄糖计算法计算第一 葡萄糖浓度G1:
I：
[0063]其中h为第一输出测试信号值，
[0064] i2为第二输出测试信号值，
[0065] i3为第三输出测试信号值，并且
[0066] 项A、p和z可为以经验得出的校准常数。
[0067] 公式1中的所有输出测试信号值(例如，LidPi3)使用电流的绝对值。第一测试信 号值和第二测试信号值i 2均可通过第三时间间隔t3内出现的一个或多个预定测试信号值 的平均值或总和来限定。术语i 2为基于第四信号值i4、第五信号值i5和第六信号值i6的第二 信号值，所有这些值均在第三时间间隔内测得。第三测试信号值i 3可通过在第二时间间隔t2 内出现的一个或多个预定测试信号值的平均值或总和来限定。本领域技术人员将会知道， 名称"第一" 、"第二"和"第三"是为方便起见而选择，并不一定反映信号值被计算的次序。公 式1的推导可见于提交于2005年9月30日的，于2010年7月6日获得专利的，题目为"Method and Apparatus for Rapid Electrochemical Analysis"（用于快速电化学分析的方法和 设备）的美国专利No. 7749371中，该专利据此全文以引入方式并入本专利申请。
[0068] 现在参见图6A和6B，第二测试电势时间间隔丨2(图6A)开始（即，过渡线Tl)后观察到 的峰值信号（图6B)可被表示为ipb，并且在第三测试电势时间间隔t3(图6A)开始处呈现的峰 值信号可被表示为i P。。公式2描述了采用包含干扰物并且不含葡萄糖的样品对测试条62进 行测试时，第一信号瞬态CT和第二信号瞬态CT之间的关系。
[0069] 公式 2 ipc-2ipb = -iss
[0070] 由于在第一时间段^内，样品中通常不含葡萄糖，因此据信试剂层72不会生成大 量的还原介体。因此，信号瞬态将仅反映干扰物的氧化。在约1.0秒的较早时间标度处，假定 试剂层72不会由于葡萄糖反应生成显著量的还原介体。此外，假定生成的还原介体大部分 将保持在第一电极66附近，即试剂层72最初沉积的地方，并且不会显著地扩散到第二电极 64。因此，i pb的大小主要归因于在第二电极64处的干扰物氧化，其为直接干扰物电流。
[0071] 在对测试条提供第三电压E3(例如约_300mV)约4.1秒后的持续时间内，在存在葡 萄糖的情况下，试剂层72在第一电极66处由于葡萄糖而反应生成显著量的还原介体。显著 量的还原介体还可由于干扰物与氧化介体可能的氧化作用生成。如前文所述，还原氧化介 体的干扰物有助于形成信号，该信号可被称为间接电流。此外，干扰物还可在第一电极66处 被直接氧化，这可被称为直接电流。对于介体可在工作电极处被氧化的情况，可假定直接氧 化和间接氧化的总和大约等于直接氧化电流，如果工作电极上未沉积氧化的介体，则将测 得该直接氧化电流。概括地说，ipb的大小归因于间接和直接干扰物氧化以及第一电极66或 第二电极64中的一者处的葡萄糖反应。因为已经确定ipb主要受干扰物的控制，故ipc可与i pb 一起使用来确定校正因子。例如，如下所示，可在数学函数中使用iPb与iPC-起来确定校正 信号i 2(COTr)，该校正信号与葡萄糖成正比，并对干扰物的敏感度较小：
[0073] 公式3是以经验推导的以计算信号i2(Ccirr)，所述信号与葡萄糖成比例，并且具有归 因于干扰物的已除去信号的相对分数。在分子和分母中加入项i ss来使得在不存在葡萄糖时 分子接近零。在施加第二电势后确定稳态信号iss在共同未决的专利申请No. 11/278341中有 详细描述，该专利申请以引用方式并入本专利申请中。用于计算iss的方法的一些示例可见 于美国专利5,942，102和6,413,410中，以上专利申请中的每一个的全文以引用方式并入本 文。
[0074] 重新参见公式1，公式3可用项I1UdPi2表示，如基于信号测量i4、i 5、i6和i7,如公 式4所示：
[0076] 其中，与之前一样，i2为第二电流值，其基于第四信号值i4、第五信号值15和第六信 号值i 6(所有这些值均在第三时间间隔t3内测得）以及i7(在一个实施例中为在第一时间间 隔^内测量的第七信号值），并且B和F为以经验得出的常数。下文描述了每个信号测量值的 时窗。
[0077] 现在可将解释分析物中存在干扰物的该技术进一步提炼，用于解释由于温度变化 的影响。在一个示例性实施例中，i7可为第一电压El升至第二电压期间的间隔内测量的测 试信号值，为简便起见，将该间隔指定为进入测试大约1.0秒。虽然已观察到，该上升的信号 i7为第一电压El升至第二电压E2的间隔内过渡线Tl处的电流变化，但上升的信号i7可在由 第一电压El升至第二电压E2的过程中测量的信号（图6B中的启动后0.7秒至1.1秒附近)但 并不是第一电压El完全转换成第二电压E2后测量的信号（图6B的过渡线Tl或约1.1或更多 秒后）限定的合适范围内的时间点处测得。在优选的实施例中，为便于计算处理，申请人将 上升的信号i 7选为测试信号，该信号在进入由El至E2的电压变化导致的信号瞬态等于约 1.1秒的测试时间处测得，但应该清楚，上升的信号i 7可根据相关测试条的具体配置而变 化。
[0078] 可对公式4进行修改，以提供更精确的葡萄糖浓度。代替使用简单的测试信号值的 总和的平均值，可将项^限定为包括峰信号值i Pb和iP。以及稳态信号iss，如公式5所示，其与 公式3类似：
[0080]其中稳态信号iss的计算可基于数学模型、外推法、预定时间间隔内的平均值、它们 的组合、或任何数量的用于计算稳态电流的其它方法。
[0081]另选地，可通过将启动后约5秒处的测试信号值与常数K8(如0.678)相乘来估算 iss。因此，iss约等于i(5)"X"K8。可采用公式6估算项K8:
[0083] 其中数0.975为施加第三测试电压或信号E3后的大约时间（秒），该时间对应于测 试条62的具体实施例的大约5秒时的信号，假定该信号在约0.95秒和1秒之间的时间内线性 变化，为0.95秒和1秒之间的平均信号，假定项D为约5"X" HT6CmVs作为血液中典型扩散系 数，并假定项L为约0.0095cm，其代表隔件60的高度。
[0084] 再次转到公式3,根据图6A和6B中的测试电压或信号以及测试信号波形，iP。可为约 4.1秒处的测试信号值，并且i pb可为启动后约1.1秒处的测试信号值。
[0085] 转回到公式I，i2可被限定为
并且i3可被限定为
[0086] 公式3可与公式1和2组合，从而得到用于确定更精确的葡萄糖浓度的公式，其可对 血样中内源和/或外源干扰物的存在进行补偿，如公式7所示：
[0088] 其中第一葡萄糖浓度G1为血糖计算法的输出，并且项A、p和z为由制造测试条样品 以经验得出的常数。
[0089] 可在其中计算ii、i3和i2的时间间隔的选择在题目为"Methods and Apparatus for Analyzing a Sample in the Presence of Interferents"（在存在干扰物的情况下 用于分析样品的方法和设备）的共同未决的专利申请公开No. 2007/0227912中有所描述，并 且用于校准测试条批件的方法描述于美国专利No.6,780,645中，这两个专利据此均全文以 引用方式并入本专利申请。
[0090] 在优选的实施例中，通过公式8确定公式7的葡萄糖浓度G1，公式8采用信号i2(Ccirr)， (所述信号与葡萄糖成比例，并具有归因于干扰物的已除去信号的相对分数）：
[0096] ir为从启动后约4.4秒至约5秒测量的输出信号；
[0097] h为从启动后约1.4秒至约4秒测量的输出信号；并且对于本文的实施例而言，公 式8.1的12((；。：1：1〇可用公式8.2代替：
[0099] A、B、C、p和zgr为制造参数。
[0100] 对于本文所述的实施例而言，A为约0.192，B为约0.68，C为约2，p为约0.52，并且 zgr为约2。
[0101] 在该具体分析系统的信号瞬态的偏差或错误研究中，假设瞬态衰减过快可导致极 低的偏差。当绝对信号与葡萄糖浓度相关时，其无法成为导致系统范围内所有葡萄糖浓度 处低偏差的错误触发指示。因此，应实施推导方法。然而，此类实施通常与曲线拟合或其他 计算密集型过程相关联。此外，据信，存在将始终导致负面效果的特定瞬态形状。这种模型 的特征在于浅瞬态衰减。遗憾的是，这种模型无法通过绝对信号测量来识别，因为其通过分 析物浓度本身(例如，葡萄糖)调节。
[0102] 本文提出的技术（图8)具有非常低的处理要求，因为该技术仅保留连续点与累积 和的差值。因此，本技术的技术贡献或效应包括让用户比以前更快地知道测量测试是否有 缺陷。本技术的另一个技术贡献是，其防止信号内的具体错误影响最终结果。这保证了由系 统返回的计算分析物浓度结果易于遵循如制造商所描述的精度标准。另一个技术优势是， 这种错误模型可通过极少的代价即可进行有效的筛选，原因是不需要任何形状拟合。易于 在手持式低成本测试仪内进行编程，而不需要增加处理资源。
[0103] 因此，已对微控制器38(其耦合至功率源、存储器和生物传感器62的多个电极)进 行配置，使得该微控制器通过逻辑进程800(图8)被编程为于步骤802处在具有葡萄糖的流 体样品被沉积在至少两个电极附近时将信号驱动至至少两个电极(例如1〇、12、14)，以启动 在生物传感器上具有试剂的流体样品中的葡萄糖的电化学反应的测试测量序列（图6A和 6B)。 微控制器38于步骤804处在一系列时间间隔T(i)的电化学反应期间测量来自至少一个 电极的输出信号（以电流输出I(T)(i)的形式），以获得每个时间间隔i的输出信号的量值。 在步骤806处，微控制器38对从测试窗口 Tw的开始到测试序列的结束的所有测量或取样信 号I(T(i))进行评估。评估806从步骤808处的查询开始以确定评估是否结束。如果查询808 返回"否"，这表明输出信号正被评估的时间间隔T大于测试窗口Tw的结束(其可为测试启动 时间后的2至15秒），则微控制器前进至步骤810以在步骤810处计算葡萄糖值。在步骤812 处，控制器将根据之前的步骤(810或826)通知葡萄糖值或测量信号中的错误指示。如果查 询808返回"是"，这表明输出信号正被评估的时间间隔T小于测试结束时间，则控制器在步 骤816处将取样间隔增加至其在输出信号的评估中的下一时间间隔。在步骤816处，控制器 38对输出信号正被评估处的当前时间点进行评估，以确保当前时间点处于从启动时间到结 束时间的窗口内。如果步骤816处的查询返回"否"，则控制器返回至步骤808,否则如果查询 816返回"是"，这表明测量输出信号正被评估的时间间隔处于该窗口内，则控制器在步骤 818处将输出差异△ I确定为从测试测量序列的开始到结束的预定时窗Tw(图6B)内的至少 两个连续时间间隔i和i+Ι的输出信号的相应量值的差值。
[0104] 在步骤820处，如果输出差异Δ I大于零，则微控制器38将指数"x"增加输出差异Δ I，即，X = X+ Δ I。在查询步骤824处，如果指数"X"大于或等于预定值，则控制器前进至步骤 826以标记或通知错误。否则，如果步骤824处的查询返回"否"（即，x〈a)，则系统返回至步骤 808以确定时间周期是否处于从测试序列开始到测试序列结束时间间隔的时窗之外。如果 查询808返回真或"是"，则系统在步骤810处计算（前文所述)来自输出信号的葡萄糖值，并 且在步骤812处返回至主程序并通知根据公式8至8.2确定的葡萄糖测量或值。假设步骤824 处的查询返回"否"，则在电极的输出信号中不存在错误，并且系统可以通知从步骤810计算 的葡萄糖测量。
[0105] 如所实施的那样，本技术为本领域提供了技术贡献或技术效应，原因是本技术采 用了来自微控制器的尽可能少的资源，即仅需要引入四个参数（"a"、V以及窗口启动时间 "c"和测试序列结束时间"d"）并保留和更新一个变量（"X"）。对于采用条62的系统而言，表1 提供了采用图8的逻辑进程800的此类系统的参数范围。
[0106] 表1:参数
[0108] 本文所述的技术是尽可能最简单的，这表明在测试仪上的实施尽可能采用极少的 资源，即仅需引入四个参数（"a"、"b"、"c"和"d"）并保留和更新两个变量(即，"X"和"y"）。参 数"a"描述了触发错误所需的信号点的总和(其相当于总面积）。参数"b"限定了算法计算所 需的连续测量点的差值（当前信号输出点减去最后点）。参数"c"和"d"限定了其中必定发生 错误以进行错误触发的时窗（其中"c"是启动时间，"d"是结束时间）。只有这两个条件都满 足（即，信号差值之和处于指定时窗Tw内）时才会触发错误。这使得本技术具有可扩展性，其 继而允许在真阳性(即，触发捕获并导致不正确结果的瞬态)和假阳性（即，触发捕获但导致 正确结果的输出瞬态)之前取得适当的平衡。
[0109] 图7A示出了通过本技术识别的一些瞬态。2970个瞬态中的两个被识别为错误（相 当于0.067% )。图7B示出了由同一大血液样本生成的错误瞬态与正确瞬态的差异。所获取 的每个错误都将有助于超过-65%的偏差(基于本文所述的葡萄糖计算），如图7C所示。在图 7A和7B中示出的2970个瞬态中，仅有两个信号输出瞬态为真阳性，并且没有假阳性。
[0110] 虽然已经根据特定的变型和示例性附图描述了本发明，但是本领域普通技术人员 将认识到本发明不限于所描述的变型或附图。此外，其中上述方法和步骤表示按特定次序 发生的特定事件，本文之意是某些特定步骤不必一定按所描述的次序执行，而是可以按任 意次序执行，只要该步骤允许实施例能够用作它们所需的目的。因此，如果存在本发明的变 型并且所述变型属于可在权利要求书中找到的本发明公开内容或等效内容的实质范围内， 则本专利旨在也涵盖这些变型。
【主权项】
1. 一种葡萄糖测量系统，所述葡萄糖测量系统包括： 生物传感器，所述生物传感器具有多个电极，包括至少两个在其上设置有试剂的电极； 和 测量仪，所述测量仪包括： 耦合至功率源、存储器和所述生物传感器的多个电极的微控制器，并且其中所述微控 制器被配置成： 在所述至少两个电极附近沉积具有葡萄糖的流体样品时将信号驱动至所述至少两个 电极以启动具有所述试剂的所述流体样品中的所述葡萄糖的电化学反应的测试测量序列； 在一系列时间间隔内的所述电化学反应期间测量来自至少一个电极的输出信号，以获 得每个时间间隔的所述输出信号的量值； 将输出差异确定为所述测试测量序列期间预定时窗内至少两个连续时间间隔的所述 输出信号的相应量值中的差值； 如果所述输出差异大于预定阈值，则指数值增量为等于所述指数的先前值与所述输出 差异两者之和，并且如果所述指数大于或等于预定指数值，则通告错误，否则计算来自所述 输出信号的葡萄糖值并通告所述葡萄糖值。2. 根据权利要求1所述的系统，其中所述预定时窗包括从测试序列启动后约1秒至所述 测试序列启动后约8秒。3. 根据权利要求1所述的系统，其中所述预定指数值包括约5并且所述预定阈值包括约 300 〇4. 根据权利要求1所述的系统，其中所述预定时窗包括从测试序列启动后约2秒至所述 测试序列启动后约8秒。5. 根据权利要求1所述的系统，其中所述预定指数值包括约5并且所述预定阈值包括约 150〇6. -种使用生物传感器和葡萄糖仪确定流体样品的葡萄糖值的方法，所述生物传感器 具有至少两个电极和设置于其上的试剂，所述葡萄糖仪具有被配置成连接至所述生物传感 器和存储器的微控制器以及功率源，所述方法包括以下步骤： 在所述生物传感器的至少两个电极附近沉积流体样品时，引发测试测量序列的启动； 将输入信号施加至所述流体样品以使得葡萄糖转化为酶副产物； 测量所述测试序列启动后预定时窗内所述流体样品的输出信号瞬态，所述测量包括对 一系列时间间隔内的所述电化学反应期间的至少一个电极的输出信号进行取样，以获得每 个时间间隔的所述输出信号的量值； 将输出差异确定为所述测试测量序列期间的所述预定时窗内至少两个连续时间间隔 的输出信号的相应量值中的差异； 如果所述输出差异大于零，则将指数值设置为等于所述指数的先前值与所述输出差异 两者之和，否则如果所述指数大于预定指数值，则通告错误，否则计算所述流体样品的葡萄 糖值并通告所述葡萄糖值。7. 根据权利要求6所述的方法，其中计算所述葡萄糖值包括测量所述测试序列启动后 预定时间间隔附近的所述输出信号的量值，并且采用以下形式的公式：其中=G1包括葡萄糖测量值；ir为从所述启动后约4.4秒至约5秒测量的输出信号； ii为从所述启动后约1.4秒至约4秒测量的输出信号;并且 A、B、C、p和zgr为制造参数。8. 根据权利要求7所述的方法，其中A包括大约O . 19，B包括大约0.68，C包括大约2，p包 括大约0.52，并且zgr包括大约2。9. 根据权利要求6所述的方法，其中所述预定时窗包括从测试序列启动后约1秒至所述 测试序列启动后约8秒。10. 根据权利要求6所述的方法，其中所述预定指数值包括约2微安并且所述预定阈值 包括约0.5微安。11. 根据权利要求6所述的方法，其中所述预定时窗包括从测试序列启动后约2秒至所 述测试序列启动后约8秒。
【专利摘要】本发明应通过在葡萄糖测量期间识别错误输出信号而允许更精确的电化学测试条测量，从而确保更精确的葡萄糖测试系统和方法。葡萄糖测量系统包括生物传感器(62)，所述生物传感器具有电极和测试仪(10,100)。所述测试仪包括微控制器(38)，所述微控制器被配置成将信号驱动至所述电极，在一系列时间间隔内的所述电化学反应期间测量输出信号，将输出差异(ΔI)确定为连续时间间隔的所述输出信号的差值，并且如果所述输出差异(ΔI)大于阈值，则指数值(x)增加所述输出差异(ΔI)。当最终指数值(x)大于或等于预定指数值时，则通告错误；否则通告所述葡萄糖值。
【IPC分类】G01N33/49, G01N27/327
【公开号】CN105492899
【申请号】CN201480047563
【发明人】M.马勒查
【申请人】生命扫描苏格兰有限公司
【公开日】2016年4月13日
【申请日】2014年8月28日
【公告号】CA2922779A1, EP3039414A1, US20150060299, WO2015028578A1
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