具有用于减轻流体样本漂移的旁路通道的盒装置的制作方法
优先权要求
本申请要求于2018年6月29日提交的美国临时申请62/691,909的优先权，其全部内容通过引用并入本文。
本公开涉及包括微流体的分析测试装置以及用于对容纳在微流体内的流体样本进行测定的方法，并且特别地涉及通过将旁路通道结合到微流体中来减轻流体样本在传感器上的漂移。
背景技术：
现场护理(poc)样本分析系统通常基于一台或多台可重复使用的手持式分析仪(即仪器或读取设备)，这些分析仪使用一次性使用的包含分析元件(例如电极或光学器件)的一次性测试装置(例如盒或带)进行样本测试，以感测分析物(例如ph、氧气和葡萄糖以及各种类型的蛋白质、酶和血细胞。一次性测试装置可以包括流体元件(例如，用于容纳和递送样本到感测电极或光学器件的通道或导管)、校准液(例如，用于以已知浓度的分析物对电极和光学器件进行标准化的水性流体)和具有用于标准化光学系统的已知消光系数的染料。仪器或读取设备可以包含用于操作电极或光学器件、进行测量和执行计算的电路和其他组件。仪器或读取设备还可以具有显示结果并将这些结果例如经由计算机工作站或其他数据管理系统传递给实验室和医院信息系统(分别为lis和his)的能力。仪器或读取设备与工作站之间以及工作站与lis或his之间的通信可以通过例如红外链接、有线连接、无线通信或任何其他形式的能够发送和接收电子信息的数据通信形式或其任何组合来实现。在美国专利no.5,096,669中公开了一种著名的现场护理系统(新泽西州普林斯顿的abbott现场护理系统公司的
现场护理样本测试系统的优点之一是消除了将样本发送到中央实验室进行测试所耗费的时间。现场护理样本测试系统使护士或医生(用户或操作员)可以在患者床边获得可靠的定量分析结果，其质量与在实验室中获得的质量相当。在操作中，护士选择具有所需测试面板的测试装置，从患者身上抽取生物样本，将生物样本分配到测试装置中，可选地密封测试装置，然后将测试装置插入仪器或读取设备中。尽管步骤发生的具体顺序在不同的现场护理系统和提供者之间可能会有所不同，但靠近患者场所提供快速样本测试结果的意图仍然相同。然后，仪器或读取设备执行测试周期，即执行测试所需的所有其他分析步骤。这种简单性使医生可以更快地洞悉患者的生理状况，并通过减少诊断或监测的周转时间，使医生可以更快地做出适当治疗的决定，从而提高成功护理患者的可能性。
现场护理样本测试系统通常包括配置成使用一次性测试装置执行样本测试以确定生物样本中的分析物的仪器或分析仪。所执行的样本测试的类型可以变化，并且可以使用一台或多台一次性测试装置(包括例如定量测试装置(例如电化学测定仪))来实施。电化学检测涉及使用工作电极(例如电流测量电极)和参比电极(例如对向参比电极)，从而将恒定电位施加到工作电极上，以导致氧化还原(redox)反应，该反应可以量化为可记录的电流。电化学传感器已在现场护理(poc)和自检设备的开发(例如葡萄糖试带的开发)中得到广泛使用，因为它们易于与电子仪器对接并降低设备成本。诸如
然而，配置成执行前述电化学测定的现场护理系统可以包括以可溶解形式印刷在例如微环境布置中的传感器上或附近的试剂和底物。微环境传感器结构以多种不同布置中的任一种包括一种或多种试剂和一种或多种底物，使得流体样本(例如全血)到一种或多种试剂和一种或多种底物的引入被局部化到一个或多个传感器上。在分析期间，通过机械过程将样本放置在微环境传感器结构上预定的时间，以将试剂和底物溶解到样本中，并使用一个或多个传感器进行电化学检测。以这种形式印刷试剂和底物与溶解试剂和底物所需的预定时间量以及电化学检测的执行相结合的这种布置，取决于限制传感器上的样本漂移。因此，存在对改进的现场护理盒或测试装置设计的需求，该设计限制传感器上的漂移并且允许使用布置在单个现场护理盒或测试装置中的微环境传感器结构来执行电化学分析。
技术实现要素：
在各种实施例中，提供一种用于测量流体样本中的分析物的测试盒装置，该测试盒装置包括：流体样本进入端口，用于接纳流体样本；保持腔，其流体地连接到进入端口；分叉结，其流体地连接到保持腔；第一通道，其从分叉结分离出来，该第一通道包括上游区域和下游区域；传感器，其位于上游区域内，用于测量流体样本中的分析物；第二通道，其从分叉结分离出来；以及重组结，其将第一通道和第二通道重新结合成第三通道。上游区域的横截面面积大于下游区域的横截面面积，而第二通道的横截面面积小于上游区域的横截面面积且大于下游区域的横截面面积。
在一些实施例中，上游区域的横截面面积与下游区域的横截面面积之比介于从4:1至50:1的范围内。在一些实施例中，第二通道的横截面面积与上游区域的横截面面积之比介于从0.5:1至1:125的范围内，第二通道的横截面面积与下游区域的横截面面积之比介于从1.2:1至100:1的范围内。
可选地，上游区域的横截面面积介于从0.1平方毫米至20平方毫米的范围内。可选地，下游区域的横截面面积介于从0.1平方毫米至10平方毫米的范围内。可选地，第二通道的横截面面积介于从0.1平方毫米至15平方毫米的范围内。上游区域的容积可以介于从0.5微升至50微升的范围内。下游区域的容积可以介于从0.5微升至50微升的范围内。第二通道的容积可以介于从0.5微升至50微升的范围内。第一通道的从分叉结至重组结的总容积可以介于从0.5微升至50微升的范围内。
在一些实施例中，第三通道包括通向测试盒装置外部的大气的通气口。在一些实施例中，测试盒装置还包括引导通道，该引导通道将分叉结与保持腔接合。在一些实施例中，测试盒装置还在保持腔末端处包括缩颈部分或毛细管止挡件。可选地，引导通道在缩颈部分或毛细管止挡件与分叉结之间限定了通道区域。
在一些实施例中，传感器包括涂覆有聚合物层的一个或多个换能器，聚合物层是多孔支撑层，其包含固定在其中的凝血酶可裂解肽，并且凝血酶可裂解肽包含通过凝血酶可裂解酰胺键链接到与凝血酶以外的其他血液蛋白酶无反应的多肽序列的可检测部分。测试传感器可以是凝血酶原时间(pt)传感器、活化部分凝血活酶时间(aptt)传感器或活化凝血时间(act)传感器。
在各种实施例中，提供了一种用于测量流体样本中的分析物的测试盒装置，该测试盒装置包括流体样本进入端口和连接至第一通道和第二通道的分叉结的保持腔。第一通道包括上游区域和下游区域，至少一个分析物传感器处于上游区域，第一通道的上游区域的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积，第二通道的横截面面积小于第一通道的上游区域的横截面面积，而第二通道的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积。
在一些实施例中，第一通道和第二通道在重组结处连接至第三通道。在其他实施例中，第一通道可以终止于第一末端，而第二通道终止于第二末端。可选地，第一通道的上游区域的毛细管作用大于第二通道的毛细管作用，而第一通道的下游区域的毛细管作用小于第二通道的毛细管作用。
在一些实施例中，流体样本通过第一通道和第二通道的流速基本上独立于以下一个或多个性质，这些性质包括：(i)介于从约0.8mpa.s至约3mpa.s的范围内的粘度；(ii)介于从0至80％的范围内的总细胞含量；或(iii)介于从0至80％的范围内的血细胞比容。可选地，测试盒装置还包括连接到保持腔的泵，用于将流体样本从保持腔移动到第一通道和第二通道。
在一些实施例中，至少一个分析物传感器是凝血酶原时间(pt)微环境传感器。在其他实施例中，至少一个分析物传感器是活化部分凝血活酶时间(aptt)微环境传感器。在其他实施例中，至少一个分析物传感器是活化凝血时间(act)微环境传感器。在某些实施例中，至少一个分析物传感器包括凝血酶原时间(pt)微环境传感器和活化部分凝血活酶时间(aptt)微环境传感器。
在一些实施例中，上游区域的横截面面积介于从0.1平方毫米到20平方毫米的范围内。在一些实施例中，下游区域的横截面面积介于从0.1平方毫米至10平方毫米的范围内。在一些实施例中，第二通道的横截面面积介于从0.1平方毫米至15平方毫米的范围内。在一些实施例中，上游区域的长度介于从1毫米至25毫米的范围内。在一些实施例中，下游区域的长度介于从5毫米至30毫米的范围内。在一些实施例中，第二通道的长度介于从1毫米至30毫米的范围内。
在一些实施例中，进入端口具有可关闭的密封件。在一些实施例中，测试盒装置还包括在第一通道的下游区域的末端与重组结之间的截留空气段。可选地，该截留空气段的容积介于从0.1微升至10微升的范围内。保持腔的容积可以介于从5微升至200微升的范围内。
在一些实施例中，测试盒装置还包括塑料壳体，该塑料壳体包括通过双面胶带垫圈接合的第一塑料构件和第二塑料构件。在一些实施例中，第一通道、第二通道和分叉结由第一塑料构件、第二塑料构件和双面胶带垫圈中的一个或多个限定。在一些实施例中，测试盒与仪器接合，并且该仪器包括：(i)致动器，用以向泵施加力；以及(ii)电连接器，其与至少一个分析物传感器电接触。
在一些实施例中，流体样本是血液、稀释的血液、血浆、稀释的血浆、血清、稀释的血清、尿液、稀释的尿液、唾液、稀释的唾液、水性对照液或校准液。
在各个实施例中，提供了一种用于测量流体样本中的凝血酶原时间(pt)和活化部分凝血活酶时间(aptt)的凝血测试盒装置，该凝血测试盒装置包括：流体样本进入端口和与第一通道和第二通道的分叉结连接的保持腔。第一通道包括上游区域和下游区域，pt传感器和aptt传感器位于上游区域，第一通道的上游区域的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积，第二通道的横截面面积小于第一通道的上游区域的横截面面积，而第二通道的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积。
在各种实施例中，提供一种测试系统，其包括：仪器和电连接至该仪器的测试盒装置。该测试盒装置包括流体样本进入端口和连接至第一通道和第二通道的分叉结的保持腔，该第一通道包括上游区域和下游区域，至少一个分析物传感器处于上游区域中，第一通道的上游区域的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积，第二通道的横截面面积小于第一通道的上游区域的横截面面积，而第二通道的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积。
在各种实施例中，提供了一种用于测量流体样本中的分析物的方法，该方法包括：通过进入端口将流体样本引进到保持腔，其中流体样本进入端口和保持腔连接到第一通道和第二通道的分叉结；启动泵以产生压力，来将流体样本从保持腔通过分叉结推入第一通道和第二通道，其中由于第二通道的横截面面积小于第一通道的上游区域的横截面面积，因此流体样本最初优先填充第一通道，而一旦第一通道的上游区域被流体样本充满，则因为第二通道的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积，所以流体样本优先填充第二通道；并且对在第一通道的上游区域中与传感器接触的流体样本进行测定，以便测量流体样本中的分析物。
在一些实施例中，第一通道的上游区域的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积。
在一些实施例中，在第一通道和第二通道中的所泵送流体样本停止在第一通道和第二通道的重组结处附近。第二通道中的所泵送流体样本可以在第一通道中的所泵送流体样本之前到达重组结处，这将空气段截留在第一通道的下游区域的末端与重组结之间。
在一些实施例中，传感器是凝血酶原时间(pt)微环境传感器、活化部分凝血活酶时间(aptt)微环境传感器或活化凝血时间(act)微环境传感器。
在一些实施例中，上游区域的横截面面积介于从0.1平方毫米到20平方毫米的范围内。在一些实施例中，下游区域的横截面面积介于从0.1平方毫米至10平方毫米的范围内。在一些实施例中，第二通道的横截面面积介于从0.1平方毫米至15平方毫米的范围内。可选地，上游区域的长度介于从1毫米至25毫米的范围内。可选地，下游区域的长度介于从5毫米至30毫米的范围内。可选地，第二通道的长度介于从1毫米至30毫米的范围内。
在一些实施例中，截留空气段的容积介于从0.1微升至10微升的范围内。保持腔的容积可以介于从5微升至200微升的范围内。在一些实施例中，流体样本是血液、稀释的血液、血浆、稀释的血浆、血清、稀释的血清、水性对照液或校准液。
在一些实施例中，该方法还包括对在第一通道的上游区域中与另一个传感器接触的流体样本执行附加测定，以便测量流体样本中的不同分析物。该传感器可以是布置在第一通道的上游区域的第一区域中的凝血酶原时间(pt)微环境传感器，并且另一个传感器可以是在第一通道的上游区域的第二区域中的活化部分凝血活酶时间(aptt)微环境传感器。在一些实施例中，该方法还包括用第一区域中的pt试剂和第二区域中的aptt试剂对流体样本进行改性。在一些实施例中，该方法还包括：等待预定的时间量，以使改性后的流体样本扩散到第一区域中作为固定pt底物的第一凝血酶可裂解肽和在第二区域中作为固定aptt底物的第二凝血酶可裂解肽中；并且使用pt传感器确定pt，且使用aptt传感器确定aptt。
在一些实施例中，该方法还包括：基于所测量到的电导率的第一变化来确定流体样本到达传感器上游具有电导率传感器的第一部分的位置；并且基于所测量到的电导率的第二变化来确定流体样本到达传感器下游具有该电导率传感器的第二部分的位置。
在一些实施例中，该方法还包括：基于所测量到的电导率的第一变化来确定流体样本到达另一传感器上游具有电导率传感器的第一部分的位置；并且基于所测量到的电导率的第二变化来确定流体样本到达另一传感器下游具有电导率传感器的第二部分的位置。
在各个实施例中，提供了一种用于测量流体样本中的凝血酶原时间(pt)的凝血测试盒装置，该凝血测试盒装置包括：流体样本进入端口和保持腔，其连接至第一通道和第二通道的分叉结。第一通道包括上游区域和下游区域，pt传感器位于上游区域中，第一通道的上游区域的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积，第二通道的横截面面积小于第一通道的上游区域的横截面面积，而第二通道的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积。
在各种实施例中，提供一种用于测量流体样本中的活化部分凝血活酶时间(aptt)的凝血测试盒装置，该凝血测试盒装置包括：流体样本进入端口和连接至第一通道和第二通道的分叉结的保持腔。第一通道包括上游区域和下游区域，aptt传感器位于上游区域中，第一通道的上游区域的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积，第二通道的横截面面积小于第一通道的上游区域的横截面面积，而第二通道的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积。
在各种实施例中，提供一种用于测量流体样本中的分析物的测试盒装置，该测试盒装置包括：流体样本进入端口，用于接纳流体样本；保持腔，其流体地连接到进入端口；分叉结，其流体地连接到保持腔；第一通道，其从分叉结分离出来，该第一通道包括上游区域和下游区域，其中该下游区域终止于第一末端；传感器，其位于上游区域内，用于测量流体样本中的分析物；以及第二通道，其从分叉结处分离出来，其中第二通道终止于第二末端。上游区域的横截面面积大于下游区域的横截面面积，并且第二通道的横截面面积小于上游区域的横截面面积且大于下游区域的横截面面积。
在一些实施例中，上游区域的横截面面积与下游区域的横截面面积之比介于从4:1至50:1的范围内。在一些实施例中，第二通道的横截面面积与上游区域的横截面面积之比介于从0.5:1至1:125的范围内，而第二通道的横截面面积与下游区域的横截面面积之比介于从1.2:1至100:1的范围内。在一些实施例中，上游区域的横截面面积介于从0.1平方毫米到20平方毫米的范围内。在一些实施例中，下游区域的横截面面积介于从0.1平方毫米至10平方毫米的范围内。在一些实施例中，第二通道的横截面面积介于从0.1平方毫米至15平方毫米的范围内。
在一些实施例中，上游区域的容积介于从0.05微升至50微升的范围内。在一些实施例中，下游区域的容积介于从0.5微升至50微升的范围内。在一些实施例中，第二通道的容积介于从0.5微升至50微升的范围内。在一些实施例中，第一通道的从分叉结到第一末端的总容积介于从0.5微升至50微升的范围内。
在一些实施例中，第一通道还包括通向测试盒装置外部的大气的第一通气口。第一通气口可以位于第一末端。在一些实施例中，第二通道包括通向测试盒装置外部的大气的第二通气口。第二通气口可以位于第二末端。
在一些实施例中，传感器包括涂覆有聚合物层的一个或多个换能器，聚合物层是多孔支撑层，其包含固定在其中的凝血酶可裂解肽，并且凝血酶可裂解肽包含通过凝血酶可裂解酰胺键链接到与凝血酶以外的其他血液蛋白酶无反应的多肽序列的可检测部分。测试传感器可以是凝血酶原时间(pt)传感器、活化部分凝血活酶时间(aptt)传感器或活化凝血时间(act)传感器。
通过参考以下说明书、权利要求书和附图，前述以及其他特征和实施例将变得更加显而易见。
附图说明
鉴于以下非限制性附图，将更好地理解本发明，在附图中：
图1示出了根据各种实施例的微流体回路和电路的表征；
图2a-2g示出了根据各种实施例的微流体回路和电路的表征；
图3a和3b示出了根据各种实施例的串联和并联连接的阻抗元件的等效液阻；
图4a示出了传统的测试盒装置，其包括具有微环境传感器结构的单个传感器通道；
图4b示出了常规测试盒装置的典型流体回路元件；
图4c示出了在流体回路中建模的流体回路元件；
图5a、5b和5c示出了常规测试盒装置中的样本漂移；
图6示出了根据各种实施例的盒示意图；
图7和图8示出了根据各种实施例的包括可溶解试剂/底物和换能器的通道；
图9示出了根据各种实施例的可扩散试剂、固定底物-聚合物层和换能器；
图10a、10b和10c示出了根据各种实施例的微环境传感器的操作原理，该微环境传感器包括固定在聚合物层中或不固定在聚合物层中的试剂和/或底物以及换能器；
图11示出了根据各种实施例的盒示意图；
图12示出了根据各个实施例的固定试剂/底物-聚合物层的制造的侧视图；
图13a、13b和13c示出了根据各种实施例的用于扩散试剂、固定底物-聚合物层和换能器的多种布置；
图14示出了根据各种实施例的传感器的制造的侧视图；
图15和图16示出了根据各种实施例的多个传感器配置；
图17示出了根据各种实施例的一次性感测装置的俯视图；
图18-20示出了根据各种实施例的多个传感器配置；
图21、22a和22b示出了根据各种实施例的电导率传感器的操作原理；
图23示出了根据各种实施例的一次性感测装置和读取装置的等距视图；
图24a示出了根据各种实施例的一次性感测装置的俯视图；
图24b示出了根据各种实施例的替代性一次性感测装置的俯视图；
图25a展示根据各种实施例的一次性感测装置的一部分的俯视图；
图25b示出了根据各种实施例的一次性感测装置的替代部分的俯视图；
图26a示出了根据各种实施例的测试盒装置，其包括具有微环境传感器结构的传感器通道和旁路通道；
图26b示出了根据各种实施例的测试盒装置的流体回路元件，该测试盒装置包括具有微环境传感器结构的传感器通道和旁路通道；
图26c、26d和26e示出了根据各种实施例的使用旁路通道来释放来自传感器通道的压力；
图27a示出了根据各种实施例的在具有传感器通道的常规测试盒装置与具有传感器通道和旁路通道的测试盒装置之间的质量检查代码(qcc)性能的比较；以及
图27b示出了根据各种实施例的在具有传感器通道的常规测试盒装置与具有传感器通道和旁路通道的测试盒装置之间的精度性能的比较。
具体实施例
在下面的描述中，出于解释的目的，阐述了具体细节，以便提供对这里描述的各种实施例的透彻理解。然而，显而易见的是，可以在没有这些具体细节的情况下实践各种实施例。附图和描述不是限制性的。
引言
本公开涉及包括微流体的分析测试装置以及用于对容纳在微流体内的流体样本进行分析的方法，并且特别涉及通过将旁路通道结合到微流体中来减轻流体样本在传感器上的漂移。在各种实施例中，提供了一种用于测量流体样本中的分析物的测试盒装置，该测试盒装置包括被配置成接纳流体样本(例如，血液、血浆、血清、尿液、唾液、脑脊髓液、裂解细胞、对照液、校准液等及其改性和稀释的形式)的入口腔和流体地连接到入口腔并配置成从入口腔接纳流体样本的通道(例如，形成在测试盒装置的一部分内的导管)。该通道可以包括微环境传感器结构，该微环境传感器结构被配置成以局部化方式操作以定量地检测目标分析物。例如，通道可以包括第一微环境传感器和第二微环境传感器，该第一微环境传感器和第二微环境传感器被配置成以局部化方式操作并且能够分别确定第一诊断性凝血时间(例如pt)和与第一诊断性凝血时间不同的第二诊断性凝血时间(例如aptt)。
通常，在分析期间，通过机械过程将流体样本定位在微环境传感器结构上预定的时间量，以将试剂和底物溶解到样本中，并进行定量检测。机械过程通常包括控制泵以将流体样本推过微环境传感器结构。然而，常规测试盒装置中的微流体可能倾向于允许样本在传感器上漂移(样本继续流动并从微环境传感器结构中移出)。通过将常规测试盒装置的微流体与电路进行比较，可以更好地理解样本漂移。如图1所示，微流体回路中的压力驱动层流、粘性不可压缩流的特征可能在于压降(δp)、流速(q)和液阻(rh)，它们可以类似于电路中的压降(δv)、电流(i)以及电阻(re)。更具体地说，如图2a-2g所示，液阻(rh)和电阻(re)可以相当。液阻(rh)取决于粘度η和几何因数(cgeo)(其取决于通道的横截面形状和面积(如图2a-2c所示))，而电阻(re)取决于电阻率(ρe)(如图2d-2f所示)。
此外，微流体回路中的串联和并联液阻器元件可以被建模为电路中的串联和并联电阻器。图3a和3b示出了串联和并联连接的n个阻抗元件的等效液阻(rheq)。电阻的基尔霍夫电流和电压规则可以适用于微流体回路中的阻抗元件。例如，流入节点n的流量总和(q)(可以类似于电流(i))应等于流出节点n的流量总和(q)。此外，微流体通道内的非刚性材料和/或气囊的压缩允许吸收流体体积和能量存储。这可以被描述为液容(ch)，其可以类似于电容(c)。因此，流入液容器的流量可以近似为δqh＝ch(δp/dt)。
这些假设和类比在常规测试盒装置的微流体回路与电路之间的应用展示在图4a、4b和4c中。图4a示出了包括具有微环境传感器结构的单个传感器通道的测试盒装置。图4b示出了测试盒装置的典型流体回路元件，包括：(i)rwell，其是样本井和通向一个或多个传感器的通道/特征的组合或串联液阻；(ii)rs，其是一个或多个传感器上方的单个传感器通道的液阻；(iii)rps，其是一个或多个传感器之后的小通道的液阻；(iv)psample，其是在泵推动样本过程中产生的压力；以及(v)patm，其是大气压。这些流体回路元件可以在图4c所示的流体回路中建模，该流体回路包括一系列液阻器元件，其等效阻抗可以表示为rheq＝rwell+rs+rps。
为了开始测定，压缩空气囊以产生压力(psample)。psample足以克服rwell和rs。现在样本出现在一个或多个传感器上方，如图5a所示。一旦来自微环境传感器结构周围的电导测量传感器的电导率数据表明一个或多个传感器被样本覆盖，分析仪就停止产生psample。然而，样本继续流动(即，样本漂移，如图5b和5c所示)。不受理论的束缚，样本漂移被认为是在一个或多个传感器之后的通道尺寸过大(rps)和盒组件柔顺性(例如，组件的弹性变形和空气体积变化)所导致。通常以当前微流体可获得的最小尺寸来制造在一个或多个传感器之后的通道尺寸，因此rps可能不容易改进以减轻样本漂移。由于以下原因，泵致动停止后，就存在柔顺性：(i)空气的可压缩性；以及(ii)用作泵的空气隔膜的载体材料的松弛。然而，空气的可压缩性和空气隔膜的弹性变形都不能轻易地改进以减轻样本漂移。因此，需要一种新技术来减轻样本漂移并提高利用微环境传感器结构的测试盒装置的性能。
为了解决这些问题并提供改进的测试盒装置，提供了一种测试盒装置，该测试盒装置包括流体样本进入端口和保持腔，该保持腔连接至第一通道(传感器通道)和第二通道(旁路通道)的分叉结。第一通道包括上游区域和下游区域，以及处于上游区域中的传感器(例如，微环境传感器)，第一通道的上游区域的横截面面积大于第一通道的下游区域的横截面面积，第二通道的横截面面积小于第一通道的上游区域的横截面面积，而第二通道的横截面面积大于在第一通道的下游区域的横截面面积。在一些实施例中，第一通道和第二通道在重组结处连接到包括通气口的第三通道。在其他实施例中，第一通道在第一末端处终止并且包括第一通气口(例如在第一末端处的第一通气口)，而第二通道在第二末端处终止并且包括第二通气口(例如在第二末端处的第二通气口)。如本文中所详细讨论那样，第二通道(旁路通道)用作附加阻抗元件，当样本到达第一通道(rps)的下游区域时，该附加阻抗元件用作优选的流动路径以释放过大的压力。在流体样本到达第一通道的下游区域(rps)的横截面区域时对过大的压力的释放起到减轻样本漂移的作用，并允许流体样本在传感器上方放置足够长的时间以完成测试分析。有利地，流体回路和电路之间的类比有助于更好地了解样本漂移问题并指导旁路通道的设计。
如本文所用，术语“微环境传感器”是指这样一种传感器，其配置成使得以足以在传感器处获得所需信号的方式在传感器的紧邻处发生的任何反应都不会可检测地干扰(或影响)在正常使用过程中在相邻的传感器上发生的另一种反应。该微环境传感器结构以多种不同布置中的任一种包括一种或多种试剂和一种或多种底物，使得流体样本(例如全血)到一种或多种试剂和一种或多种底物的引入被局部化到一个或多个微环境传感器。特别地，微环境传感器结构被配置成将一种或多种试剂和/或反应产物彼此物理分离，从而避免一种或多种试剂已经暴露于流体样本后的交叉活化或其他交叉传感器干扰。
尽管以一定的篇幅针对关于具有微环境传感器的测试盒装置的特定设计和/或性能需求的一些特殊性描述了使用旁路通道作为上述样本漂移问题的解决方案，但这并不意味着解决方案限于任何这样的特定设计和/或性能需求。相反，应当理解，在示例性实施例中，本文所述的旁路通道也可以用于利用其他类型的传感器(例如光学传感器、不具有微环境结构的电化学传感器以及光学传感器和电化学传感器的组合)的测试盒装置中。在美国专利号6,379,883、5,200,051和5,514,253中公开了各种预期的传感器，这些专利的全部内容通过引用并入本文。例如，所提出的解决方案对于具有光学传感器并且要求样本在光学数据的采集期间在光学传感器上放置预定时间量的测试盒装置可能特别有用。
电化学系统
电化学检测涉及使用工作电极(例如电流电极)和参比电极(例如对向参比电极)，从而将恒定电位施加到工作电极上，以导致可量化为可记录电流的氧化还原(redox)反应。电化学传感器已在现场护理(poc)和自检装置的开发(例如葡萄糖试带的开发)中得到广泛使用，因为它们易于与电子仪器对接并降低装置成本。诸如
图6示出了根据本发明一些实施例的用于确定诊断性凝血时间的电化学检测系统600(例如，电流测量电化学检测系统)的原理。然而，应当理解，尽管本文描述了用于诊断性凝血时间测定(例如，凝血酶原时间(pt)、活化部分凝血活酶时间(aptt)和活化凝血时间(act)测定)的特定实施例，但是本文所述的微环境传感器结构也可用于检测潜在感兴趣的各种分析物。更具体地说，本发明的电化学检测系统不限于凝血酶的测定。例如，其中酶裂解底物分子以产生电活性部分的任何测定都可以使用本方法。应当理解，可以设计本领域中多种其他已知酶(例如葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶和其他氧化还原酶、基于脱氢酶的酶以及碱性磷酸酶和其他磷酸酶和丝氨酸蛋白酶)的测定，而不脱离本发明的范围。例如，本发明的一些方面可以包括磷酸酶测定，其中在微环境传感器层中存在具有磷酸部分的二茂铁。样本中存在的磷酸酶可渗透微环境传感器并裂解磷酸基团，使释放的二茂铁分子在电极上被氧化。因此，测得的电流可以是裂解反应速率的函数，从而与样本中的磷酸酶活性成比例。
在示例性分析中，可以将流体样本615(例如全血)引入本发明的盒625的样本保持腔620中。此后，可以将流体样本615引入盒的分析区域630(例如，传感器区域)或盒的一个或多个通道内的一个或多个位置，该盒包括一个或多个用于凝血检测并且可选地用于检测目标分析物(例如凝血酶原时间的凝血酶活性和肌钙蛋白i)的传感器。分析区域630包括一个或多个微环境传感器635，该微环境传感器635以任意数量的不同可能布置包括一个或多个电极或换能器637、一种或多种试剂640以及一个或多个底物645。电极、试剂和底物的形式和取向可以根据本发明的实施例而广泛地变化，这将在下文中详细描述。
根据本发明的一些方面，一种或多种试剂640可以包括用于通过内源性或外源性途径诱导凝血的材料。适用于诱导外源性途径(例如pt分析)的材料可以包括一种或多种选自非重组组织因子、重组组织因子、合成或天然脂质、合成或天然磷脂、合成或天然脂质的组合以及合成或天然磷脂的组合的组分。在一些实施例中，一种或多种试剂640内可包括多种其他组分，以有助于一种或多种试剂640的稳定化和沉积/溶解特性。例如，所述一种或多种试剂640还可包含一种或多种选自载体蛋白(例如牛血清白蛋白(bsa))、稳定剂、抗微生物剂、钙盐、钾盐、水溶性聚合物、糖、明胶、琼脂糖、多糖、糖化物、蔗糖、聚乙二醇、磷酸钠、甘氨酸、氨基酸、抗氧化剂、去污剂、缓冲盐和诸如4-(2-羟乙基)-1-哌嗪乙烷磺酸(hepes)缓冲剂之类的缓冲剂的组分。
根据本发明的不同方面，所述一种或多种试剂640可以包括适合于诱导内源性途径的材料。适合于诱导内源性途径(例如aptt或act分析)的材料可以包括一种或多种选自鞣花酸、寅式盐、高岭土、硅藻土、粘土、二氧化硅、合成或天然脂质以及合成或天然磷脂的组分。在一些实施例中，所述一种或多种试剂640内可包括多种其他组分，以有助于一种或多种试剂640的稳定化和/或沉积/溶解特性。例如，所述一种或多种试剂640可以进一步包含一种或多种选自右旋糖酐、糊精、叔丁基谜、缓冲剂、载体蛋白、氨基酸、稳定剂、抗微生物剂、抗氧化剂、去污剂、糖化物、多糖、蔗糖、聚乙二醇、聚乙二醇衍生物、甘氨酸、明胶、诸如4-(2-羟乙基)-1-哌嗪乙烷磺酸(hepes)缓冲剂之类的缓冲剂、鼠李糖、海藻糖和糖的组分。
根据本发明的一些方面，在电源性测定中使用的一种或多种底物645可以具有模拟纤维蛋白原中的凝血酶裂解酰胺键的酰胺键。具体而言，所述一个或多个底物645可包含一种或多种凝血酶可裂解肽，例如选自h-d-phe-pip-arg、h-d-chg-abu-arg、cbz-gly-pro-arg、boc-val-pro-arg、h-d-phe-pro-arg、环己基甘氨酸ala-arg、tos-gly-pro-arg、bz-phe-val-arg、boc-val-pro-arg、ac-val-pro-arg、ac-val-hyp-arg、ac-8-氨基-3,6，二氧杂辛酰基-val-pro-arg、ac-gly-pro-arg、ac-8-氨基-3,6，二氧杂辛酰基-gly-pro-arg、ac-gly-hyp-arg和h-d-chg-abu-arg。凝血酶通常在精氨酸残基的羧基末端裂解酰胺键，因为该键在结构上类似于纤维蛋白原中的凝血酶裂解酰胺键。凝血酶底物反应的产物包括电化学惰性化合物，例如tos-gly-pro-arg、h-d-phe-pip-arg和/或bz-phe-val-arg和电活性化合物或可检测部分，优选选自对氨基苯酚、醌、二茂铁、亚铁氰化物衍生物、其他有机金属物质、对硝基苯胺、邻二苯胺、4,4'-联苯胺、4-甲氧基-2-萘胺、n-苯基-对-苯二胺，n-[对-甲氧基苯基-]-对苯二胺和吩嗪衍生物。选择三肽序列是因为它使底物与凝血酶以外的其他血液蛋白酶几乎无反应，并且凝血酶与分子中的精氨酸酰胺键的反应性与它与纤维蛋白原中的目标酰胺键的反应性非常相似。当血液或血液衍生流体样本或生物样本中存在一种或多种底物645时，通过一种或多种试剂640对凝血途径的活化而产生的活性凝血酶同时转化一种或多种底物645和纤维蛋白原为它们的裂解产物。通过一个或多个换能器637(例如，电化学换能器)检测电化学物质反应产物。
微环境传感器结构
如图7所示，传统poc凝血测定采用了试剂/底物705，其以干燥物质的形式印刷在通道与传感器715的表面相对的壁710(例如盖)上。流体样本720将需要(例如，通过泵振荡)与干燥物质混合，以将试剂/底物705溶解到流体样本720中并产生混合物725，该混合物从通道的顶部向下到传感器715可以呈梯度形式。然而，这样的配置具有至少三个问题或缺点。首先，经由混合物725产生的电活性产物的仅一小部分将到达传感器715的表面并被氧化，因此大部分电活性产物将得不到利用。结果，试剂/底物705的使用效率不高。此外，流体样本720与试剂/底物705掺杂，这是不希望的，因为它可能与可能接触流体样本720的其他传感器发生碰撞(例如，交叉传感器干扰)。其次，为了获得足够的分析精度，试剂/底物705应尽可能均匀地分散在流体样本720中。对于可能限制混合空间和效率的现场护理装置，这可能是一个挑战。当试剂/底物705为固体形式且相对于流体样本720的体积而言在非常小的空间中时，尤其如此。第三，底物可能会干扰试剂和/或凝血因子。例如，在凝血级联反应开始之前，将底物与试剂混合到样本720中可能表现出这种干扰。
与传统poc凝血测定相反，一些实施例(如图8所示)呈现与底物层810相关联的试剂805，该底物层810以局部化方式形成在传感器815的表面附近。如本文所用，术语“底物”是指作为酶促反应的靶标的分子或形成结构基础的物理实体。例如，如图8所示，试剂805和底物810可以作为干燥物质直接印刷在传感器815的表面上。流体样本820可以与试剂805和底物810反应而不用以形成从传感器815到通道顶部的梯度的局部化方式混合(例如，通过被动扩散)(尽管可能需要某种程度的混合，例如，流体振荡)。有利地，直接存在于传感器表面上的试剂和底物的这种布置允许大部分电活性产物被氧化，因此在传感器表面上被利用。由于在即时传感器环境中所需的样本量较小，因此这种传感器布置也是有益的，从而可产生更集中的试剂-样本测定带。
然而，在传统poc凝血测定中明显的一些问题(例如，减轻交叉传感器干扰和底物干扰)可能无法通过图8所示的布置来克服。例如，在传感器附近发生的任何反应都可能潜在地干扰试剂和/或凝血因子，和/或可能干扰在相邻传感器(即，如图8所示，在同一通道内的传感器且在该传感器大约3毫米内的传感器)中发生的另一种反应。这样，这种类型的传感器布置将不会被表征为微环境传感器。然而，已经意外地证明了将底物固定在传感器上以创建微环境传感器来解决许多或所有上述问题。根据这些方面，可以通过交联(例如，紫外线、戊二醛等)、包封、共价结合等来实现固定。如本文所使用，术语“固定”是指微环境传感器的一个方面，该方面在移动上受到很大限制，因此将微环境的该方面局部化到一般区域上。
这种微环境布置的一个示例在图9中示出，其中使用聚合物层915将底物905固定在传感器910的表面上。在一些实施例中，可以通过用包括底物905的聚合物层915涂覆传感器910来执行固定，使得底物905经由聚合物层915固定在传感器910的表面上。换句话说，底物905在传感器910的表面上形成为固定多孔底物-聚合物层，以形成用于以局部化方式保持流体样本920、试剂925和底物905在传感器910的表面上的反应的容器。流体样本920可以与试剂925和底物905反应而无需在传感器910上形成的聚合物层915的界限内(或之上，然后扩散到聚合物层915)以局部化方式混合(尽管可能需要某种程度的混合，例如，流体振荡)。
有利地，直接存在于传感器表面上的固定底物的这种布置允许大部分电活性产物被氧化，并因此在传感器表面上被利用。甚至更有利地，固定底物的这种布置提供了一种微环境，该微环境能够将底物和电活性产物保持在传感器的紧邻范围内，从而在正常使用期间减轻交叉传感器对相邻传感器的干扰。将底物固定在传感器上的其他潜在好处包括：通过将底物与试剂分离来减轻底物干扰，减少材料使用，简化硬件和传感器设计以及提高产物的耐用性。
如图10a、10b和10c所示，微环境传感器可以具有试剂1005和固定底物-聚合物层1010，其以多种不同的布置定位，各组分彼此相互作用而不混合，尽管可能需要一定程度的振荡。例如，如图10a所示，试剂1005可以被定位在固定底物-聚合物层1010内或被其包封(例如，试剂被整合在固定底物-聚合物层内)。如图10b所示，可以将试剂1005涂覆在固定底物-聚合物层1010上(例如，试剂是分配在固定底物-聚合物层的顶部上的单独层)。如图10c所示，试剂1005可以被定位成基本上邻近于固定底物-聚合物层1010和传感器1015的至少一个换能器(例如，试剂位于通道内，使得试剂邻接或位于底物-聚合物层和/或至少一个传感器的交互距离之内，以便仍然可以相互配合起作用)。如本文中所使用，交互距离是指小于传感器在试剂被定位在与传感器相同的平面内或在与传感器相同的通道壁/表面上的约束下的最长尺寸。在不脱离本发明的精神和范围的情况下，其他变型对于本领域技术人员也将是显而易见的，例如，试剂1005可以形成为如图10b和10c所示或者如图10c所示的试剂与如图10b所示的试剂1005的一部分的组合。
如图11所示，在一些实施例中，提供了分析盒1105，其包括：入口室1110，其配置成接纳流体样本1115；以及通道1120，其流体连接至入口室1110，并配置成从入口室1110接纳流体样本1115。通道1120可以包括微环境传感器阵列，例如，第一微环境传感器1125和第二微环境传感器1130。第一微环境传感器1125可以包括第一试剂1135和被配置成检测第一诊断性凝血时间的第一底物1140(例如，固定在聚合物层内的底物)。例如，第一微环境传感器1125可以是包括第一试剂1135的pt传感器，该第一试剂1135包括一种或多种如本文所讨论的，专门用于触发外源性凝血途径的组分和包括具有本文所述的可检测部分的凝血酶可裂解肽的第一底物层1140。第二微环境传感器1130可以包括第二试剂1145和第二底物1150(例如，固定在聚合物层内的底物)，该第二底物被配置成检测第二诊断性凝血时间。例如，第二微环境传感器1130可以是aptt传感器，其包括第二试剂1145和第二底物层1150，该第二试剂1145包含本文所述的一种或多种组分，其专门用于触发内源性凝血途径，而该第二底物层1150包含具有可检测部分的凝血酶可裂解肽(例如，固定在聚合物层中的试剂和底物)。应当理解，尽管关于pt传感器和aptt传感器讨论了上述分析盒1105，但是本发明涵盖了传感器(例如，pt传感器、aptt传感器和act传感器)的各种组合和数量，而不脱离本发明的范围。例如，第一微环境传感器1125可以是pt传感器，而第二微环境传感器1130可以是aptt传感器或act传感器。在另一方面，第一微环境传感器1125是aptt传感器，并且第二微环境传感器1130是pt传感器或act传感器。在另一方面，第一微环境传感器1125是act传感器，并且第二微环境传感器1130可以是aptt传感器或pt传感器。在其他实施例中，微环境传感器之一是pt传感器、aptt传感器或act传感器，并且另一个传感器是用于检测与凝血有关或无关的分析物的传感器。在其他实施例中，微环境传感器中之一是用于检测与凝血无关的分析物的传感器，而另一个传感器是用于检测与凝血相关或无关的分析物的传感器。
有利地，本发明的微环境传感器结构被配置成物理上分离一种或多种试剂和底物，以便一旦一种或多种试剂和底物已经暴露于流体样本就避免级联途径的交叉活化和/或干扰。甚至更有利地，将固定底物和/或试剂聚合物层结合到凝血测定法中提供了进行凝血测定的能力，而无需或同时最小化混合(例如，流体样本在通道中的振荡)，这是因为凝血活化发生在传感器上方的局部集中区域，随后测试反应传播到固定层中，最终导致换能器氧化。
固定底物-聚合物层
在各种实施例中，为了将一种或多种测定彼此物理分离以避免交叉活化并促进电化学或光学信号在换能器上的局部化，可以将固定底物和/或试剂-聚合物层选择性地图案化到传感器上(例如，涂敷在换能器上或正在工作电极/光学检测器上)。如图12所示，可通过旋涂或通过微分配来形成固定聚合物层1205。更具体地说，包含一种或多种试剂和底物以及诸如可光形成聚合物(例如聚乙烯醇(pva))之类的聚合物的水性聚合物基质可用于将一种或多种底物固定在换能器1210上或附近。也可以在水性基质中包含添加剂，其包括但不限于蛋白质，例如bsa、糖或糖醇(例如蔗糖)、山梨糖醇或甘露糖醇。对于聚合物化学领域的技术人员而言，向聚合物层中添加一些物质会导致许多变化，包括但不限于溶胀反应、扩散系数、分子稳定性、孔隙率、迁移率、反应动力学性能等。这些更改可用于根据需要调节微环境传感器的响应。
根据本发明的一些方面，一种或多种底物可以包含一种或多种凝血酶可裂解肽，其选自h-d-phe-pip-arg、h-d-chg-abu-arg、cbz-gly-pro-arg、boc-val-pro-arg、h-d-phe-pro-arg、环己基甘氨酸-ala-arg、tos-gly-pro-arg、bz-phe-val-arg、boc-val-pro-arg、ac-val-pro-arg、ac-val-hyp-arg、ac-8-氨基-3,6，二氧杂辛酰基-val-pro-arg、ac-gly-pro-arg、ac-8-氨基-3，6，二氧杂辛酰基-gly-pro-arg、ac-gly-hyp-arg和h-d-chg-abu-arg。可选地，可以混合这些底物中的两种或更多种以获得固定底物和/或试剂聚合物层中所需的凝血酶活性和扩散特性。
根据本发明的一些方面，包含底物的聚合物可以包含一种或多种材料，可选地呈底物形式。用于聚合物的材料例如可以选自pva、苯乙烯基吡啶鎓聚乙烯醇(sbq-pva)、琼脂糖、聚丙烯酰胺、聚甲基丙烯酸甲酯、n-甲基吡咯烷酮、聚乙烯吡咯烷酮、聚酰亚胺、成膜胶乳，琼脂糖凝胶、聚氨酯、丙烯酸酯、甲基丙烯酸酯、聚乙二醇、聚乳酸、聚(乳酸共乙醇酸)、羟丙基纤维素、纤维素、纤维素衍生物、羟丙基甲基纤维素乙酸琥珀酸酯、菊粉、果聚糖、果聚糖衍生物、聚乙醇酸、elvacetm、羧甲基纤维素、聚乳酸和聚(乳酸共-乙醇酸)。在其中聚合物的材料包括纤维素(例如羟丙基纤维素)的一些实施例中，也可以在水性基质中包含添加剂，例如增塑剂(例如柠檬酸三乙酯、乙酰基柠檬酸三乙酯、丙二醇、甘油、三羟甲基丙烷、聚乙二醇、脂肪酸和其衍生物)和/或交联剂(例如羧酸、乙二醛和与纤维素的可用羟基反应的任何树脂)。材料的交联也可能影响聚合物层的溶胀、渗透性、扩散、反应动力学性能等，以便根据需要调节传感器的响应。
除了选择用于聚合物的材料之外，固定底物和/或试剂的另一个好处包括使用固定底物作为局部干扰中和剂。例如，用于聚合物的材料的选择可以取决于将要使用固定聚合物层执行的诊断性凝血测试的类型。例如，有利地且出乎意料地发现，在固定聚合物层中包含交联的或非交联的sbq-pva可将肝素中和性或肝素不敏感性赋予固定聚合物层。因此，在其中使用固定聚合物层执行的诊断性凝血试验是肝素敏感性试验(例如，已知pt试验对血凝抑制剂(例如肝素)呈中等敏感性)的实施例中，可以选择该聚合物为肝素中和聚合物，例如交联的或非交联的sbq-pva。在一些实施例中，pva可以是光活化茋盐。
在一些实施例中，一种或多种试剂和底物1305可以固定在聚合物层1310内，如图13a所示。根据这些方面，含水底物-聚合物-试剂基质包含一种或多种底物、聚合物(例如可光成型聚合物)(例如pva)，并且一种或多种试剂可用于将一种或多种底物以及一种或多种试剂固定在换能器1315上或附近。固定聚合物层1310可以通过旋涂或通过微分配水性底物-聚合物-试剂基质形成。在优选的实施例中，用于测定(例如aptt或act测试)的一种或多种试剂或底物1305可以被固定在聚合物层1310内，并且包括一种或多种试剂或底物1305的固定试剂-底物-聚合物层1310的干燥体积可以介于从大约0.55至2.0nl的范围内，优选介于从大约1.0-1.5nl的范围内。在一些实施例中，固定聚合物层1310基本上是平坦的，并且具有介于从大约0.1-100微米的范围内的厚度。在另外的或替代的实施例中，固定聚合物层1310基本上是圆顶形的，并且圆顶的最大厚度介于从大约0.1-100微米的范围内。尽管在图13a中示出了试剂不均匀地定位在聚合物层1310的中心区域中，但在某些实施例中，试剂被均匀地分散在整个底物-聚合物层中。
在一些实施例中，一种或多种试剂或底物1305可以形成为在固定聚合物层1310之上和/或附近的单独层，如图13b至图13c所示。此外，可以将一种或多种试剂或底物1305定位或固定在一起或在单独位置上。根据本发明的这些方面，可将一种或多种试剂或底物1305旋涂或印刷在固定聚合物层1310(例如，pva层)之上和/或附近，以将电化学或光学信号定位在换能器1315之上或附近。在优选的实施例中，用于pt测试的一种或多种试剂或底物1305可以与固定聚合物层1310分开形成，并且固定聚合物层1310的干燥体积可以介于从1.5-2.2nl的范围内，优选介于从1.60-2.00nl的范围内。在一些实施例中，固定聚合物层1310基本上是平坦的，并且具有介于从大约0.1-100微米的范围内的厚度。在另外的或替代的实施例中，固定聚合物层1310基本上是圆顶形的，并且圆顶的最大厚度介于从大约0.1-100微米的范围内。
传感器和芯片设计
微型传感器阵列的优选实施例包括至少一个传感器或换能器(例如，工作电极或光学检测器)。例如，微制造的传感器阵列可以包括一对微环境传感器或换能器，其包括第一微环境传感器或换能器(例如pt传感器)以及可选地第二微环境传感器或换能器(例如aptt传感器)。在一些实施例中，微环境传感器或换能器可以分别制造为硅芯片上的相邻结构。
在附加或替代实施例中，除了第一微环境传感器或换能器以及可选地第二微环境传感器或换能器之外，微制造的传感器阵列还可包括一个或多个血液化学传感器。例如，传感器阵列还可以包括被配置成测量钠、钾、钙、氯化物、二氧化碳、葡萄糖、血液尿素氮(bun)、肌酐、ph、分压力co2、分压力o2、乳酸、镁或其他分析物的一个或多个传感器。
在一些实施例中，换能器可以形成为具有金表面的电极，该金表面涂覆有光限定的聚酰亚胺层。例如，如图14所示，可以实现传感器阵列的优选实施例的晶片级微制造。平坦的非导电底物1405可以用作传感器阵列的基座。可以通过常规方式(例如导电印刷)或本领域技术人员已知的微制造技术将导电层1410沉积在底物1405上，以形成至少一个晶体管。导电层1410可以包括诸如金、铂、银、钯、铱或它们的合金之类的贵金属，尽管也可以使用诸如钛和钨或其合金之类的其他非反应性金属，如许多非金属的石墨电极、导电聚合物或其他材料也可以使用。
例如，基极可以在15微米中心上包括5-10微米金盘(例如7微米金盘)的正方形阵列。该阵列可以覆盖直径大约为300至900微米，可选地直径为400-800微米或大约600微米的区域(例如圆形区域)，并且可以通过对厚度达到1.5微米的聚酰亚胺或光致抗蚀剂的薄层进行光图案化而在一底物之上形成，该底物由包括si、sio2、tiw和/或au或它们的组合的一系列层制成。在一些实施例中，基极的工作面积为约130,000至300,000平方微米，直接在传感器上方的样本体积可以为约0.1-0.3微升，并且在芯片上方的样本体积可以为1-3微升。根据本发明的这些方面，在基极的区域中的通道具有的体积与传感器的面积比小于约6微升比约1平方毫米，优选小于约50毫米比约2平方毫米，更优选小于约100微米比约500平方微米。因此，微电极阵列提供了可检测部分的高收集效率，该可检测部分是电活性物质，具有与暴露金属的电容相关联的任何电化学背景电流的贡献降低。特别地，绝缘聚酰亚胺或光致抗蚀剂层中的开口限定了金电极的区域，在该区域处电活性物质(例如对氨基苯酚)可以例如在每分子反应中两个电子被氧化。
可以利用微制造技术(例如，光刻和等离子体沉积)在受限空间中构造多层传感器结构。例如，在美国专利号5,200,051中公开了用于在硅底物上微制造电化学免疫传感器的方法(该专利全文以引用方式并入本文)，并且包括例如分配方法、将底物和试剂附着到包括光形成层的表面的方法以及进行电化学测定的方法。
微型传感器阵列还可以包括电连接件1415和固定聚合物层1420(如以上关于图9、10a、10b、10c、13a、13b和13c所述)，其沉积到导电层1410和/或非导电底物1405的至少一部分上。在本发明中，固定聚合物层1420可以是包含具有可检测部分的凝血酶可裂解肽的多孔聚合物层，该可检测部分被配置成通过产生能够被测量的变化来响应活性凝血酶的存在。
如图15和图16所示，在一些实施例中，微制造的传感器阵列可以包括硅芯片1500，其包括位于硅芯片1500上的微环境电流测量传感器或换能器1505和1510。传感器1505可以经由布线1515连接至第一电流测量引脚1520(例如，临时电连接器)，并且传感器1510可以经由布线1525连接至第二电流测量引脚1530(例如，临时电连接器)。在一些实施例中，传感器1505可以被配置成aptt传感器，并且传感器1510可以被配置成pt传感器，这两者都形成在单个硅芯片1500上并且位于现场护理测试盒的一个或多个通道内。如图15所示，传感器1505可以被构造为目标掩模版设计，该目标掩模版优选地在硅芯片1500的第一区域中包括同心环(例如1、2、3、4或更多个同心环)，并且传感器1510可以被构造为具有目标掩模版设计，该目标掩模版设计优选地在硅芯片1500的第二区域中包括同心环(例如1、2、3、4或更多个同心环)。具体地说，基于每一个传感器1505和1510的印刷和性能特性来选择传感器1505和1510在芯片1500上的设计和布置。然而，本领域普通技术人员应该理解，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以考虑传感器的任何设计或布置。此外，尽管在图15的示例中传感器1505和1510可以是电流测量传感器，但是可以使用其他电化学或光学传感器(例如，光波导和电荷耦合器件(ccd)相机芯片)的其他电化学过程或光学过程。例如，电位传感器可以用于检测诸如na+或k+之类的离子种类。
如本文所述，电流测量传感器或换能器1505和1510可以形成为具有金表面的电极，所述金表面暴露于(例如，没有聚酰亚胺或光致抗蚀剂覆盖)通道的内部环境，并配置成直接接触布置在通道内的生物样本。布线1515和1525可以形成有金表面，该金表面涂覆有光限定的聚酰亚胺或光致抗蚀剂层，使得布线1515和1525与暴露于布置在通道内的生物样本绝缘。布线1515和1525可以形成为包括配置成包含固定试剂-底物-聚合物层的密封环结构1535和1540。例如，固定试剂-底物-聚合物层(如以上关于图4、7a、7b和7c所讨论的那样)可以沉积在密封环结构1535和/或1540内的传感器1505和/或1510的至少一部分上。布线1515和1525分别终止于第一电流测量引脚1520和第二电流测量引脚1530，其用于与分析仪或盒读取器(例如，如美国专利号4,954,087(其全部内容通过引用并入本文)中所述的
在本发明的优选实施例中，分析仪通过第一电流测量引脚1520和第二电流测量引脚1530在每个电流测量传感器1505和1510与参比电极之间施加电势(下面将相对于图17详细描述)，并测量由裂解底物产生的电流变化作为电化学信号。电化学信号与产物在生物样本中的浓度成正比。电流测量传感器1505和1510相对于参比电极具有大约+0.4v的施加电势，并且在另一优选实施例中，电流测量传感器1505和1510相对于参比电极具有约为+0.1v的施加电势。酶反应产物在大约+0.1v时产生的信号可与未反应底物在大约+0.4v时产生的信号区分开。
在使用附接至n-苯基-对-苯二胺或n-[对-甲氧基苯基-]-对苯二胺可检测部分的凝血酶可裂解肽tos-gly-pro-arg、h-d-phe-pip-arg或bz-phe-val-arg的本发明实施例中，在约+0.4v的电压下检测完整底物。在约+0.1v的电压下检测到电反应产物n-苯基-对-苯二胺或n-[对-甲氧基苯基-]-对苯二胺。因此，在这些实施例中，分析仪将电位施加到电流测量传感器1505和1510，并产生与底物在生物样本中的浓度成比例的电化学信号。而且，分析器在产生与底物在生物样本中的浓度成比例的电化学信号下向电流测量传感器1505和1510施加电势。在凝血酶水解底物之后，形成产物，其在电流测量传感器1505和1510处反应，产生与底物产生的信号可区别的信号。
应当注意的是，用于电流测量法检测底物和产物的确切电压将随着底物和产物的化学结构而变化。重要的是，用于检测底物和产物的电压差应足够大，以防止读数之间的干扰。对于某些底物，电化学法检测底物所需的电压高到在缓冲水溶液中无法进行实际测量。在这些情况下，仅需通过电流测量法检测产物即可。
在一些实施例中，图15中所示的硅芯片1500还可以包括电导率传感器1545(例如，血细胞比容传感器)。电导率传感器1545被配置成确定生物样本在电流测量传感器1505和1510处的到达和/或离开。更具体地说，电导率传感器1545垂直于通道或传感器通道的长度，并且电极对之间的电阻，对于每个传感器，可以用来监测生物样本的流体前沿的相对位置。在极端情况下，开路读数指示生物样本已被推离电流测量传感器1505和1510，而闭路读数指示电流测量传感器1505和1510被生物样本覆盖。
如图15所示，电导率传感器1545可包括位于电流测量传感器1505的中点上游的至少两个电极1555和1560(即，第一电极对)。电极1555和1560可以分别经由布线1565和1570连接到电导率低引脚1575和ac电源或电导率高引脚1580(例如，临时电连接器)。布线1565和1570可以形成有金表面，该金表面涂覆有光限定的聚酰亚胺或光致抗蚀剂层，使得布线1565和1570与暴露于布置在通道内的生物样本绝缘。
如图16所示，在另一个实施例中，硅芯片1600还可以包括第三电导电极1605。电极1605可以经由布线1610连接至第二ac源或电导率高引脚1615(例如，临时电连接器)。根据这些方面，第三电极的使用允许两个二进制流体检测事件(例如，两个都是off/on)，这在当前电路和软件限制下很容易检测到。在两个电导电极的情况下(如图15所示)，当前电路和软件依赖于快速连续检测样本电阻中两次“下降”的能力。通常，第一次下降因为它从干燥状态转变为湿润状态并且电路已完成而很大。当样本到达第二电流测量传感器时，电阻的第二次下降要小得多，因此更难与信号噪声和信号的微小变化区分开。另外，每个电阻变化的幅度随着样本特性而变换。相应地并且有利地，在一些实施例中，具有三个电导电极的布置允许使用电导率传感器的两个可切换电导路径(如图15和16所示)。
如图17所示，在一些实施例中，微制造的传感器阵列还可以包括接地芯片1700，该接地芯片包括参比传感器或电极1705。根据本发明的各方面，其中传感器1505和1510是电流测量传感器，参比电极1705可以被配置成对向电极以完成电路。在优选实施例中，参比电极1705可以包括沉积在固体底物(即，ag/agcl参比电极)上的银金属(ag)及其银盐(agcl)。参比电极1705可以经由布线1710连接到参比引脚1715(例如，临时电连接器)。可以将微制造的传感器阵列设计成使得接地芯片1700如关于图15和16更详细地讨论过的位于半导体芯片1500的上游。然而，应当理解，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，用于传感器和接地芯片的其他布置也是可行的。例如，传感器阵列还可以包括一个或多个其他传感器芯片(未显示)，这些芯片被配置成检测各种潜在感兴趣的分析物，例如肌钙蛋白i、肌钙蛋白t、ckmb、降钙素、bhcg、hcg、ntprobnp、probnp、bnp、肌红蛋白、甲状旁腺激素、d-二聚体、ngal、galectin-3和/或psa等分析物。
如图18所示，在优选实施例中，微制造的传感器阵列可以包括硅芯片1800，该硅芯片1800包括位于硅芯片1800的同一竖直平面(a)上的微环境电流测量传感器或换能器1805和1810。传感器1805可以经由布线1815连接至第一电流测量引脚1820(例如，临时电连接器)，并且传感器1810可以经由布线1825连接至第二电流测量引脚1830(例如，临时电连接器)。在一些实施例中，传感器1805可以配置成aptt传感器，而传感器1810可以配置成pt传感器，这两者都形成在单个芯片1800上并且位于现场护理测试盒的通道内。如图18所示，传感器1805可以以甜甜圈形设计构造在传感器1810的上游位置，该传感器1810构造为具有包括多个同心环(例如2、3、4或更多个同心环)的目标掩模版设计。具体地说，基于每一个传感器1805和1810的印刷和性能特性来选择传感器1805和1810在芯片1800上的设计和布置。然而，本领域普通技术人员应该理解，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以考虑传感器的任何设计或布置。此外，尽管在图18的示例中传感器1805和传感器1810是电流测量传感器，但可以使用采用其他电化学或光学传感器的其他电化学过程或光学过程。例如，电位传感器可以用于检测离子种类，例如na+或k+。
如本文所述，传感器或换能器1805和1810可以形成为具有金表面的电极，该金表面暴露于(例如，没有聚酰亚胺或光致抗蚀剂覆盖)于通道的内部环境并且配置成直接接触布置在通道内的生物样本。布线1815和1825可以形成有金表面，该金表面涂覆有光限定的聚酰亚胺层，使得布线1815和1825与暴露于布置在通道内的生物样本绝缘。布线1815和1825可以形成为包括配置成包含固定试剂-底物-聚合物层的密封环结构1835和1840。例如，固定试剂-底物-聚合物层(如以上关于图12、13a、13b和13c所讨论)可以沉积在密封环结构1835和/或1840内的传感器1805和/或1810的至少一部分上。布线1815和1825分别终止于第一电流测量引脚1820和第二电流测量引脚1830，其用于接触分析仪或盒读取器(例如，如美国专利4,954,087中所述的
在一些实施例中，硅芯片1800还包括集成参比电极1845。根据本发明的各方面，其中传感器1805和1810是电流测量传感器，参比电极1845被配置成对向电极以完成电路。参比电极1845可以包括沉积在固体底物上的银金属(ag)及其银盐(agcl)(即ag/agcl参比电极)。参比电极可以通过布线1850连接到ac接地和参比引脚1855(例如，临时电连接器)。布线1850可以形成有金表面，该金表面涂覆有光限定的聚酰亚胺或光致抗蚀剂层，使得布线1850与暴露于布置在通道内的生物样本绝缘。在优选实施例中，参比电极1845被设计成如图18所示的棋盘状图案，以提高参比电极1845的表面的润湿性。具体地说，已经意外地发现，可以使用棋盘图案来改善参比电极1845的润湿性，因为agcl相对疏水并且当使用agcl的固体贴剂时可以促进在参比电极1845的表面上形成气囊，这会导致电路性能不良。
如以上关于硅芯片1800所详细讨论并且如图19所示，在本发明的优选实施例中，分析仪通过第一电流测量引脚1905和第二电流测量引脚1910在每个电流测量传感器1915和1920与参比电极1925之间施加电势，并测量由裂解的底物产生的电流变化作为电化学信号。电化学信号与产物在生物样本中的浓度成正比。电流测量传感器1915和1920相对于参比电极1925具有约+0.4v的施加电势，并且在另一个优选实施例中，电流测量传感器1915和1920相对于参比电极1925具有约+0.1v的施加电势。酶反应产物在大约+0.1v时产生的信号可与未反应底物在大约+0.4v时产生的信号区分开。
返回参考图18，在一些实施例中，硅芯片1800还可以包括电导率传感器1860和1865(其还可以用作血细胞比容传感器)。可以将电导率传感器1860和1865分开以形成两个传感器对，在芯片1800的每一端一对。电导率传感器1860和1865被配置成分别确定生物样本到达和/或离开电流测量传感器1805和1810。更具体地说，电导率传感器1860和1865位于与通道或传感器通道的长度垂直的弧中，并且每个传感器的成对电极之间的电阻可以用于监视生物样本的流体前沿的相对位置。在极端情况下，开路读数指示生物样本已被推离电流测量传感器1805和1810，而闭路读数指示电流测量传感器1805和1810被生物样本覆盖。
如图20所示，电导率传感器2005可以包括至少两个彼此相距预定距离(d1)的电极2010和2015(即，第一电极对)。在一些实施例中，电导率传感器2005可以相对于电流测量传感器2020的中点(v)(例如上游、下游或与中点(v)成一直线)定位在硅芯片2000上。电极2010可以经由布线2025连接至ac电源引脚2030(例如，临时电连接器)。电极2015可以经由布线2035、参比电极2040和布线2045连接至ac接地和参比引脚2050。布线2025和2035可以形成有金表面，该金表面涂覆有光限定的聚酰亚胺或光致抗蚀剂层，使得布线2025和2035与暴露于布置在通道内的生物样本绝缘。
电导率传感器2055可包括至少两个彼此隔开预定距离(d2)的电极2060和2065(即第二电极对)。在一些实施例中，电导率传感器2055可以相对于电流测量传感器2070的中点(x)(例如上游、下游或与中点(x)成直线)定位在硅芯片2000上。电极2060可以经由布线2075、参比电极2040和布线2045连接至ac接地和参比引脚2050。电极2065可以经由布线2080和布线2025连接至ac电源引脚2030。布线2075和2080可以形成有金表面，该金表面涂覆有光限定的聚酰亚胺或光致抗蚀剂层，使得布线2075和2080与暴露于布置在通道内的生物样本绝缘。
在优选实施例中，电导率传感器2005和2055被配置成分别检测生物样本在通道内到达电流测量传感器2020和2070。如图21所示(参考图20)，可基于当生物样本到达电导率传感器2005时的第一电阻下降2105和当生物样本到达电导率传感器2055时的第二电阻下降2110的确定来检测生物样本到达电流测量传感器2020和2070。在另外的或替代的实施例中，在电导率传感器2005和2055中的一个或两个处的电阻升高或尖峰的确定(未示出)可以用于检测位于电流测量传感器2020和2070中一个或两个之上的通道内是否存在气囊。
电导率传感器2005和2055的电阻曲线应当优选地提供两个大致相等振幅的良好定义的电阻下降。在一些芯片设计中，如图22a所示，电导率传感器2205和2210可以在芯片靠近相应的电流测量传感器2215和2220的相对端上被配置成单独条。然而，发现用于这种设计的电阻曲线2200通常包括附加步骤2225，这归因于样本由于参比电极2230的疏水性质而暂时停止在参比电极2230上。应当理解，这可能难以将第二电阻下降解读为参比电极2230或到达第二电导率传感器2210的样本的湿润性。另外，两步之间的时间很短，使计时变得困难，并且第二次到达的电阻下降比第一次下降的电阻下降小得多，从而使检测变得困难。
因此，如图22b所示(参考图20)，在本发明的优选实施例中实现的芯片设计利用电导率传感器2005和2055，其分别分离为包括至少两个以预定距离(d1)和(d2)间隔开的电极2010、2015和2060、2065。如电阻曲线2235中所示，主要电阻下降2240和2245出现在两对电导率传感器2005和2055处。因此，减小了对从参比电极2040的润湿性观察到的附加电阻下降2225(图22a所示)的影响。此外，将电导率传感器2005和2055放置在芯片的前后，以增加电阻下降2240和2245之间的时间，来更好地区分电阻下降2240和2245。此外，在一些实施例中，在电极2010和2015之间提供的间隔或预定距离(d1)的值“n”大于在电极2060和2065之间提供的间隔或预定距离(d2)的值，使得第二电阻下降2245的幅度增加到超过替代芯片设计的电阻下降2250(图22a所示)。例如，(d1)可以被构造为(d2)的两倍，以实现第二电阻下降的幅度增加大约1000欧姆。(d1)超过(d2)的增加有效地将图22b所示芯片设计的电阻下降比增加到超过如图22a所示的芯片设计的电阻下降比。有利地，电阻下降的这种增加允许在电动机或泵位置2255前进/向前期间更好地检测生物样本到达电导率传感器2005和2055的情况。
在一些实施例中，本发明的过程可以包括以受控的速度在芯片上连续地前后移动生物样本。控制电导率传感器2005和2055保持为断路和闭路的时间，能控制生物样本改变方向的位置。例如，分析仪中的气动泵或泵致动器可以被配置成使通道中的生物样本振荡，而生物样本的后缘位于电导率传感器2005的区域中，以便将底物溶解在样本后缘附近的那部分中。振荡可以在0.2至10赫兹范围内的频率下持续1至100秒的时间段。在优选的方法中，振荡可以在约1.5赫兹范围内的频率下持续约20秒的时间段。在另一种优选方法中，振荡可以在大约0.3赫兹的频率处，并且电流测量传感器2020和2070(如图20所示)可以被配置成在每次振荡时产生信号。如果生物样本中存在红细胞或其他元素，例如其他细胞类型、聚合物、蛋白质、颗粒物等，则振荡的频率应足以防止红细胞或其他元素沉淀在电流测量传感器2020和2070。
在一些实施例中，每当生物样本经过电流测量传感器2020和2070振荡时，电流测量传感器2020和2070确定产物的浓度。例如，分析仪可以针对每个电流测量传感器2020和2070存储第一电流测量传感器信号，并且可以存储来自电流测量传感器2020和2070的后续信号，并将其与第一和其他存储信号进行比较以确定电流测量传感器信号的最大变化率。然后可以分析这些数据点，以确定电流测量传感器信号的最大变化率的固定分数。因此，这些数据点可用于确定每个电流测量传感器2020和2070的感兴趣的凝血参数。
在替代实施例中，传感器或换能器可以形成为光学检测器(例如，ccd相机芯片)和光波导。光学检测器可以是来自可检测部分的荧光、化学发光或生物发光辐射的检测器，也可以是可检测部分的吸光度检测器。在这样的实施例中，可检测部分可以是光学染料、荧光发射体、化学发光发射体或生物发光发射体。
在其他实施例中，传感器或换能器可以形成为测试条(例如，葡萄糖测试条，如美国专利申请no.13/724,348(其全部内容结合于此)中所述)。例如，测试条可包括在本文描述的盒内。在一些实施例中，可以将样本手动放置在测试条上，因此本文所述的微流体系统将不需要包含在此类实施例中。如本领域中众所周知，葡萄糖测试条装置可包括无源毛细管流体元件，以将样本输送至传感器或传感器阵列。这样，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，葡萄糖测试条的元件、特征和功能可以适用于本发明。
样本分析系统和过程
如图23所示，系统2300可以包括独立式一次性感测装置或盒2305以及读取器装置或仪器2310(例如分析仪)。在一些实施例中，盒2305是一种一次性装置，其配置成在一次性使用之后丢弃。将要测量的流体样本(例如全血)抽入盒2305中的样本进入孔或端口2315中，盒2305可以通过开槽的开口2320插入读取器2310中。读取器2310可以包括处理器，如本文更详细描述的那样，该处理器配置成执行分析物浓度的测量、电阻的测量，识别芯片被配置成测量的分析物或分析物组，和/或确定流体样本内的诊断性凝血时间。可以通过读取器2310上的端口2335将读取器2310执行的测量和确定输出到显示器2325或其他输出设备(例如打印机或数据管理系统2330)，以输出到计算机端口2340。可以通过wifi、蓝牙链接、红外线等进行传输。在其中盒2305中的传感器2345(例如，微环境传感器)基于电化学操作原理的实施例中，例如第一传感器和可选地第二传感器可以被配置成与读取器2310通过电连接器2350进行电接触。例如，连接器可以是在共同拥有的美国专利no.4,954,087中公开的设计，该专利通过引用整体并入本文。在一些实施例中，pt和aptt传感器可以配置成通过电连接器2350与读取器2310内的测试仪的电连接器连接(例如，请参阅美国专利号5,096,669和4,954,087，它们通过引用整体并入本文)。如共同拥有的美国专利no.5,821,399(该专利也通过引用整体并入本文)中所公开的那样，读取器2310还可以包括用于盒2305中的自动流体流量补偿的方法。
如图24a和24b所示，独立式一次性感测装置或盒2405可包括多个微流体通道和腔，其被配置成使一种或多种流体移动通过盒2405，以进行一项或多项分析测试。在各种实施例中，如图24a所示，独立式一次性感测装置或盒2405具有一种壳体，该壳体包括盖2410(例如，第一塑料构件)、基座2415(例如，第二塑料构件)和薄膜粘合剂垫圈2417(例如双面胶带垫圈构件)，其布置在基座2415和盖2410之间。盖2410、基座2415和垫圈2417中的一个或多个限定盒2405的各种通道和结。盒2405可以配置用于插入读取器中，因此为此目的，盒2405可以包括多个机械和电气连接件(未示出)。有利地，盒2405的特征在于，一旦将流体或生物样本加载到盒2405内，就可以完成对流体或生物样本的分析，并且可以丢弃盒2405，而无需操作员或其他人接触流体或生物样本。
在一些实施例中，盖2410可以由刚性材料，优选地由塑料制成，并且能够在柔性铰链区域2420、2425和2430处重复变形而不会破裂。盖2410可包括罩2435，该罩2435通过柔性铰链2420附接到盖2410的主体。在操作中，在通过样本进入端口2445将流体或生物样本引入样本保持腔2440中之后，可以将罩2435固定在样本进入端口2445的入口上方，从而防止样本泄漏。罩2435可以通过钩2450保持在适当位置。盖2410还可以包括第一可变形构件2455和可选的可变形构件2457，它们可相对于盖2410的主体移动，并且可以分别通过柔性铰链区域2430和2425附接到盖2410。
可以通过第一泵送部件(例如致动臂)来操作可变形构件2455，从而将力施加到由空腔2460和可选地垫圈2417构成的气囊上。在一些实施例中，可变形构件2455的变形使盒2405的通道内的流体排出。可以通过第二泵送部件(例如致动臂)来操作可变形构件2457，从而将力施加到由空腔2461和可选地垫圈2417构成的气囊上。在一些实施例中，可变形构件2457的变形使盒2405的通道内的流体排出。在其他实施例中，可变形构件2457的变形将压力传递到位于空腔2461中充满流体(例如约130微升的分析/洗涤溶液、对照流体或校准流体)的含流体箔包装上，从而使箔包装破裂，并将流体排入通道2463，以便随后在样本分析期间用于其他通道。应当理解，虽然凝血测定形式通常不需要使用这些液体，但通常可能需要这些液体在一个将凝血试验与其他试验(例如，用于分析物(如bnp和肌钙蛋白)的免疫测定中的冲洗液，以及化学测试中的校准液，例如钾、肌酐和葡萄糖)结合在一起的装置中。在其他实施例中，第二泵送部件可以不对可变形构件2457进行操作，而空腔2461可以被配置成废料腔。在其他实施例中，可以不存在第二泵送部件，并且盒2405不存在空腔2461。
由应用于盒2405中的读取器内的机构(相对于图23讨论)在盒2405中产生的附加动作可用于在样本保持腔2440和后续通道2465(引导通道)、2466(传感器通道)和2467(旁路通道)内的受控位置处将一个或多个空气段注入到流体或生物样本中。如免疫测定方法领域的普通技术人员应当理解的那样，空气段可用于以最小量的流体(例如，受限的洗涤周期，其中洗涤体积可以小于流体或生物样本体积的五十倍和/或少于三个独立周期的清洁洗涤缓冲(例如，三个新鲜洗涤缓冲的独立洗涤步骤))来洗涤传感器阵列的传感器表面和周围的通道2466。例如，盖2410还可以包括被薄的柔性膜覆盖的孔。在操作中，施加在薄膜上的压力可以通过垫圈上的小孔将一个或多个空气段排入通道2466中。
在一些实施例中，盖2410的下表面还包括样本保持腔2440，通道2465、2466和2467以及另一个通道2468(例如废物通道)。样本保持腔2440和通道2465、2466和2467可包括一个或多个缩颈部分或毛细管止挡件2470和2471，其通过对流体或生物样本的流动提供阻力来控制流体的流动。任选的涂层(未示出)(例如，干燥试剂涂层)可以在样本保持腔2440和通道2465、2466和2467上提供疏水性表面，其与垫圈孔一起可以控制样本保持腔2440与通道2465、2466和2467之间的流体流动。样本保持空腔2440可以配置成将样本进入端口2445连接至组装好的盒2405中的通道2465、2466和2467。在一些实施例中，通道2468包括排气孔2469，排气孔2469允许通道2465、2466和2467内的气体(例如，气压)被释放到盒2405外部的大气中，这与通道的尺寸设计一起，控制样本保持空腔2440与通道2465、2466和2467之间的流体流动。
根据其中有多个芯片(例如，接地芯片和传感器芯片)的各种实施例，切口2475可以容纳包括至少一个传感器2479(例如，pt、aptt或act微环境传感器)的一个或多个传感器芯片2477或响应表面，以及一个或多个可选的电导率传感器2480。切口2482如果需要的话，可以容纳包括接地电极2486的接地芯片2485作为电化学传感器的返回电流路径，并且还可以容纳可选的电导率传感器。根据其中仅存在单个芯片(例如，组合在一起的接地和传感器芯片)的各个实施例，切口2482和接地芯片2485可以不包括在盒2405中，而是在切口2475中的一个或多个传感器芯片2477上包括接地电极2486。
在一些实施例中，可以提供一种计量部件，其包括由缩颈部分或毛细管止挡件2487界定的样本保持腔2440，并且沿着样本保持腔2440长度方向具有从包括空腔2460的气囊的空气进入点2490。施加在入口点2490上的气压将一计量体积的样本驱动通过缩颈部分或毛细管塞2487。因此，计量体积的样本可以由空气进入点2490和缩颈部分或毛细管止挡件2487之间的样本保持腔2440的体积预先确定。当可变形构件2455移位时，对应于该体积的一定量的样本可以排出到通道2465、2466和2467中。因此，该布置可以提供用于将计量的未计量样本输送到盒2405的各个下游通道中的计量部件。如果需要定量分析物，则计量在某些实施例中可能是有利的。因此，操作者可以免于在测量之前精确地测量样本的体积，从而节省了时间、精力并提高了准确性和可重复性。
在各种实施例中，提供了一种使用盒(例如盒2405)来确定全血样本中的目标分析物的定量测量或诊断性凝血时间的过程。该过程可以包括通过样本进入端口2445将未计量的流体样本引入盒2405的样本保持腔2440中(如图24a所示)。毛细管止挡件2487在此阶段防止流体样本进入通道2465、2466和2467，并且样本保持腔2440充满样本。关闭罩2435以防止流体样本从盒2405泄漏。然后可以将盒2405插入读取装置或设备中，如图23所示并在美国专利no.5,821,399(该专利通过引入整体并入本文)中进一步公开那样。在一些实施例中，将盒插入读取设备中活化第二泵送部件，该第二泵送部件在变形构件2457上产生力，并且在将包装件压在钉(未示出)上时刺穿位于空腔2461中的含流体包装件。由此，流体可以被排入依次到达传感器区域的一个或多个通道(例如通道2463)。此后，第一泵送部件(例如，气动泵的致动臂)的操作使可变形构件2455变形并向空腔2460施加力或压力，从而迫使空气通过通道2492进入空气入口点2490中的样本保持腔2440。毛细管止挡件2487界定了原始流体样本的计量部分。然后，由第一泵送部件和可变形构件2455产生的气压将样本的计量部分通过毛细管塞2487排出。样本进入通道2465、2466和2467，并与一种或多种试剂、一种或多种底物(例如，固定试剂-底物-聚合物层)和/或一种或多种传感器2479(包括一个或多个换能器以及可选地位于接地芯片2485上的接地电极2486)接触。
在替代实施例中，如图24b中所示，独立式一次性传感装置或盒2405具有壳体，该壳体包括盖2410(例如，第一塑料构件)、基座2415(例如，第二塑料构件)和薄膜粘合剂垫圈2417(例如双面胶带垫圈构件)，其布置在基座2415和盖2410之间。如关于图24a详细描述的那样，盖2410、基座2415和垫圈2417中的一个或多个限定了盒2405的各种通道和结。然而，在替代实施例中，另一通道2468(例如，废物通道)和排气孔2469从盒2405移除。相反，通道2466终止于第一末端2493，而通道2467终止于第二末端2494。在一些实施例中，通道2466包括排气孔2495(例如，位于末端2493处的排气孔2495)，其允许通道2465和2466内的气体(例如，气压)被释放到盒2405外部的大气中，其与通道的尺寸设计一起，控制样本保持空腔2440与通道2465、2466和2467之间的流体流动。在一些实施例中，通道2467包括排气孔2497(例如，位于末端2494处的排气孔2497)，其允许通道2465和2467内的气体(例如，气压)被释放到盒2405外部的大气中，其与通道的尺寸设计一起，控制样本保持空腔2440与通道2465、2466和2467之间的流体流动。
流体功能和旁路通道配置
在各种实施例中，提供图25a和25b中所示的一次性盒配置以通过将旁路通道并入微流体中来减轻流体样本在传感器上的漂移。在一些实施例中，流体样本是生物学样本，例如血液、稀释的血液、血浆、稀释的血浆、血清、稀释的血清、尿液、稀释的尿液、唾液、稀释的唾液、脑脊髓液、稀释的脑脊髓液、溶解细胞等；或者流体样本是人工样本，例如水性对照液、稀释的对照液、校准液、稀释的校准液等。如图25a所示，独立式一次性感测装置或盒2505(例如，关于图24a或24b描述的盒2405)包括流体样本进入端口(例如，关于图24a或24b描述的进入端口2445)和连接到第一通道2525(例如，传感器通道)和第二通道2530(例如，旁路通道)的分叉结2520保的持空腔2515。在一些实施例中，在保持空腔2515和分叉结2520之间提供了引导通道2535(例如，引导通道)。例如，引导通道2535可在缩颈部分或毛细管止挡件2540与分叉结2520之间限定通道区域。在一些实施例中，第一通道2525和第二通道2530在重组结2545处连接至第三通道2550。第三通道2550可以包括通气口2551。例如，第一通道2525可以在分叉结2520和重组结2545之间限定第一通道区域；并且第二通道2530可以在分叉结2520和重组结2545之间限定第二通道区域。在其他实施例中，如图25b所示，在该实施例中，第一通道2525在第一末端2552处终止并且包括通气口2553，例如在第一末端2552处的通气口2553，并且第二通道2530在第二末端2554处终止并且包括通气口2555，例如在第二末端2554处的排气孔2555。第一通道可以包括一个或多个传感器2556(例如，微环境传感器)和可选的接地传感器2560。
保持腔2515的宽度介于从0.5毫米至5.0毫米或1.0毫米至2.0毫米的范围内，例如约2.0毫米。保持腔2515的高度介于从0.05毫米至2.0毫米或0.1毫米至0.5毫米的范围内，例如约0.25毫米。保持腔2515的长度介于从5毫米至20毫米或7毫米至15毫米的范围内，例如约12毫米。保持腔2515的体积介于从5微升至200微升或10微升至50微升的范围内，例如约10微升。保持腔2515的横截面面积介于从0.1平方毫米至50平方毫米或0.1平方毫米至20平方毫米的范围内，例如约20平方毫米。引导通道2535的宽度介于从0.5毫米至5.0毫米或2.0毫米至4.5毫米的范围内，例如约2.0毫米。引导通道2535的高度介于从0.05毫米至2.0毫米或0.1毫米至1.0毫米的范围内，例如约0.25毫米。引导通道2535的长度介于从0.5毫米至10毫米或2毫米至7毫米的范围内，例如约2.5毫米。引导通道2535的容积介于从0.5微升至50微升或2.5微升至25微升的范围内，例如约3.5微升。引导通道2535的横截面面积介于从0.1平方毫米至20平方毫米或0.5平方毫米至10平方毫米的范围内，例如约10平方毫米。本文公开的所有范围应当理解为涵盖其中包含的任何和所有子范围。例如，规定的“1到10”范围应被视为包括最小值1和最大值10之间(包括最小值1和最大值10)的任何和所有子范围；也就是说，所有子范围均以最小值1或更大(例如1到6.1)开始，并以最大值10或更小例如5.5到10结束。如本文所使用，术语“基本上”、“约”和“大约”被定义为如本领域的普通技术人员所理解的那样，主要但不一定是全部指定的范围(并且包括全部指定的范围)。在任何公开的实施例中，术语“基本上”、“约”或“大约”可以被替换为“在指定的[百分比]内”，其中该百分比包括0.1％、1％、5％和10％。
在一些实施例中，第一通道2525包括上游区域2565和下游区域2570。在某些实施例中，第一通道的上游区域2565包括在如本文关于图14-22b所描述的一个布置中的一个或多个传感器2556。第一通道2525的上游区域2565的宽度介于从0.5毫米至5.0毫米或1.5毫米至3.0毫米的范围内，例如约1.5毫米。第一通道2525的上游区域2565的高度介于从0.05毫米至1.5毫米或0.1毫米至1.0毫米的范围内，例如约0.25毫米。第一通道2525的上游区域2565的长度介于从1毫米至25毫米或4毫米至15毫米的范围内，例如约4.8毫米。第一通道2525的上游区域2565的容积介于从0.5微升至50微升或1.5微升至25微升的范围内，例如约2.0微升。第一通道2525的上游区域2565的横截面面积介于从0.1平方毫米至20平方毫米或1.0平方毫米至10平方毫米的范围内，例如约5.75平方毫米。第一通道2525的上游区域2565的流速介于从0.1毫米/每秒至40.0毫米/每秒或2.5毫米/每秒至15.0毫米/每秒的范围内，例如约5.0毫米/每秒。在某些实施例中，流速基本上独立于以下一种或多种性质，所述性质包括：(i)介于从约0.8mpa.s至约3mpa.s的范围内的粘度，例如约1.2mpa.s；(ii)介于从0至80％的范围内的总细胞含量，例如约45％；或(iii)介于从0至80％的范围内的血细胞比容，例如约40％。第一通道2525的上游区域2565的毛细管作用大于第一通道2525的下游区域2570的毛细管作用。如本文所使用，“毛细管作用”是由于通道特性(包括但不限于其横截面、长度和液阻)而导致的液体在通道中流动的趋势(例如，具有更大的毛细管作用的通道具有更容易填充的能力)。一个或多个通道的相对毛细管作用可以通过使用摄像头和计时器来凭经验确定，以记录以下项中的一个或多个：(i)通道中的相对流速；(ii)给定流体在分叉处优先流入的通道；以及(iii)流速在给定通道的尺寸发生变化或不连续时的变化。
第一通道2525的下游区域2570的宽度介于从0.05毫米至2.0毫米或0.1毫米至1.0毫米的范围内，例如约0.25微米。第一通道2525的下游区域2570的高度介于从0.05毫米到2.0毫米或从0.15毫米到1.0毫米的范围内，例如大约0.2毫米。第一通道2525的下游区域2570的长度介于从5毫米至30毫米或8毫米至15毫米的范围内，例如大约11毫米。第一通道2525的下游区域2570的容积介于从0.5微升至50微升或1.0微升至10微升的范围内，例如约1.5微升。第一通道2525的下游区域2570的横截面面积介于从0.1平方毫米至10平方毫米或0.5平方毫米至7平方毫米的范围内，例如约2.5平方毫米。第一通道2525的下游区域2570的流速介于从0.1毫米/每秒至40.0毫米/每秒或从1.5毫米/每秒至10.0毫米/每秒的范围内，例如约3.0毫米/每秒。第一通道2525的总长度(从分叉结2520到重组结2545或第一末端2552)介于从5毫米至30毫米的范围内，例如约16毫米。第一通道2525的总容积(从分叉结2520到重组结2545或第一末端2552)介于从0.5微升至50微升或3.0微升至25微升的范围内，例如约20微升。第一通道2525的总流速介于从0.1毫米/每秒至40.0毫米/每秒的范围内或在2.0毫米/每秒至18.0毫米/每秒的范围内，例如约8.0毫米/每秒。在某些实施例中，流速基本上独立于以下一种或多种性质，这些性质包括：(i)介于从约0.8mpa.s至约3mpa.s的范围内的粘度，例如约1.2mpa.s；(ii)介于从0至80％的范围内的总细胞含量，例如约45％；或(iii)介于从0至80％的范围内的血细胞比容，例如约40％。
第二通道2530的宽度介于从0.05毫米至3.0毫米或0.2毫米至2.0毫米的范围内，例如约0.6毫米。第二通道2530的高度介于从0.05毫米至2.0毫米或从0.15毫米至2.0毫米的范围内，例如约0.2毫米。第二通道2530的长度介于从1毫米至30毫米或2毫米至20毫米的范围内，例如约18毫米。第二通道2530的容积介于从0.5微升至50微升或1.0微升至30微升的范围内，例如约15微升。第二通道2530的横截面面积介于从0.1平方毫米至15平方毫米或1.5平方毫米至10平方毫米的范围内，例如约5.0平方毫米。在一些实施例中，第二通道2530的容积小于第一通道2525的总容积。在某些实施例中，第二通道2530的容积比第一通道2525的总容积小0.5至10倍，例如约5倍。在其他实施例中，第二通道2530的容积大于第一通道2525的总容积。在某些实施例中，第二通道2530的容积比第一通道2525的总容积大0.5至10倍，例如约5倍。
第二通道2530的流速介于从0.1毫米/每秒至40.0毫米/每秒的范围内或在3.0毫米/每秒至20.0毫米/每秒的范围内，例如约5.0毫米/每秒。在一些实施例中，第二通道2530的流速大于第一通道2525的总流速。在某些实施例中，第二通道2530的流速比第一通道2525的总流速大0.1至15范围内的倍数，例如约7倍。在某些实施例中，流速基本上独立于以下一种或多种性质，这些性质包括：(i)介于从约0.8mpa.s至约3mpa.s的范围内的粘度，例如约1.2mpa.s；(ii)介于从0至80％的范围内的总细胞含量，例如约45％；或(iii)介于从0至80％的范围内的血细胞比容，例如约40％。在一些实施例中，第二通道2530的毛细管作用小于第一通道2525的上游区域2565的毛细管作用。在某些实施例中，第二通道2530的毛细管作用比第一通道2525的上游区域2565的毛细管作用小0.1至20倍，例如约5倍。在一些实施例中，第二通道2530的毛细管作用大于第一通道2525的下游区域2570的毛细管作用。在某些实施例中，第二通道2530的毛细管作用比第一通道2525的下游区域2570的毛细管作用大0.1至15倍，例如约8倍。
在一些实施例中，第一通道2525的上游区域2565的横截面面积大于第一通道2525的下游区域2570的横截面面积。在某些实施例中，上游区域的横截面面积与下游区域的横截面面积之比例如介于从4:1至50:1或从6:1至15:1的范围内，例如该比率约为6:1。在一些实施例中，第二通道2530的横截面面积小于第一通道2525的上游区域2565的横截面面积。在某些实施例中，第二通道的横截面面积与上游区域的横截面面积之比例如介于从0.5:1至1:125或0.7:1至1:25的范围内，例如该比率约为0.8:1。在其他实施例中，第二通道2530的横截面面积小于第一通道2525的上游区域2565的横截面面积，并且大于第一通道2525的下游区域2570的横截面面积。在某些实施例中，第二通道的横截面面积与上游区域的横截面面积之比例如介于从0.5:1至1:125或0.7:1至1:25的范围内，例如该比率约为0.8:1；而第二通道的横截面面积与下游区域的横截面面积之比介于从1.2:1至100:1或2.0:1至20:1的范围内，例如约为10:1。在其他实施例中，第二通道2530的横截面面积大于第一通道2525的下游区域2570的横截面面积。在某些实施例中，第二通道的横截面面积与下游区域的横截面面积之比例如介于从1.2:1至100:1或2.0:1至20:1的范围内，例如该比率约为10:1。
第三通道2550的宽度介于从0.5毫米至5.0毫米或1.0毫米至3.0毫米的范围内，例如约1.0毫米。第三通道2550的高度介于从0.05毫米至2.5毫米或0.25毫米至1.5毫米的范围内，例如约0.25毫米。第三通道2550的长度介于从1毫米至16毫米或3毫米至10毫米的范围内，例如约10毫米。第三通道2550的容积介于从0.5微升至50微升或1.5微升至20微升的范围内，例如约10微升。第三通道2550的横截面面积介于从0.1平方毫米至20平方毫米或2.0平方毫米至10平方毫米的范围内，例如约8.0平方毫米。
在各种实施例中，独立式一次性感测装置或盒2505还包括在第一通道2525的下游区域2570的末端2580与重组结2545之间的空气2575的截留段。在一些实施例中，截留空气段2575的容积介于从0.1微升至10微升或0.5微升至5.0微升的范围内，例如约5.0微升。
在各种实施例中，提供了一种在一次性盒2505构造中利用传感器对流体样本进行测定的方法，其用于通过将旁路通道合并到微流体中来减轻流体样本在传感器上的漂移。该方法包括通过入口端口将流体样本引进到保持腔2515中，并启动泵(例如，如关于图24a或24b所述的可变形构件2455)以产生压力来推动流体样本从保持腔2515通过分叉结2520进入第一通道2525(例如，传感器通道)和第二通道2530(例如，旁路通道)。最初，因为第二通道2530的横截面面积小于第一通道2525的上游区域2565的横截面面积，所以流体样本优先填充第一通道2525，一旦第一通道2525上游区域2565充满了流体样本，然后流体样本就优先填充第二通道2530，这是因为第二通道2530的横截面面积大于第一通道2525的下游区域2570的横截面面积。
在一些实施例中，在第一通道2525和第二通道2530中的所泵送流体样本停止在第一通道2525和第二通道2530的重组结2545附近。在一些实施例中，第二通道2530中的所泵送流体样本在第一通道2525中的所泵送流体样本之前到达重组结2545，其将空气段2575的一部分截留在第一通道2525的下游区域2570的末端与重组结2545之间。可选地，压力还将流体样本推过缩颈部分或毛细管止挡件(例如，参照图24a或24b描述的缩颈部分或毛细管止挡件2487)到达分叉结2520。在一些实施例中，该方法还可以包括使用电导率传感器来检测流体样本是否在一个或多个传感器2556之上。在一些实施例中，这还可以包括对一个或多个传感器2556上的流体样本执行测定。
在替代实施例中，在第一通道2525和第二通道2530中的所泵送流体样本分别停止在第一末端2552和第二末端2554附近。在一些实施例中，在第一通道2525中的所泵送流体样本到达第一末端2552之前，第二通道2530中的所泵送流体样本到达第二末端2554。可选地，压力还将流体样本推过缩颈部分或毛细管止挡件(例如，参照图24a或24b描述的缩颈部分或毛细管止挡件2487)到达分叉结2520。在一些实施例中，该方法还可以包括使用电导率传感器来检测流体样本是否在一个或多个传感器2556之上。在一些实施例中，这还可以包括对一个或多个传感器2556上的流体样本执行测定。
在一些实施例中，执行测定的方法还可以包括提供或获得一种一次性盒2505，其包括：流体样本进入端口和连接至第一通道2525和第二通道2530的分叉结2520的保持腔2515。第一通道2525和第二通道2530可以在重组结2545处连接至第三通道2550。第一通道2525可包括上游区域2565和下游区域2570，以及上游区域2565中的一个或多个传感器2556。第一通道2525的上游区域2565的横截面面积可以大于第一通道2525的下游区域2570的横截面面积。第二通道2530的横截面面积可以小于第一通道2525的上游区域2565的横截面面积，并且第二通道2530的横截面面积可以大于第一通道2525的下游区域2570的横截面面积。保持空腔2515可以连接到泵(例如，如关于图24a或24b所描述的可变形构件2455)。
在一些实施例中，执行测定的方法还可以包括提供或获得一种一次性盒2505，其包括：流体样本进入端口和连接至第一通道2525和第二通道2530的分叉结2520的保持腔2515。第一通道2525可终止于第一末端2552，而第二通道2530可终止于第二末端2554。第一通道2525可包括上游区域2565和下游区域2570，以及上游区域2565中的一个或多个传感器2556。第一通道2525的上游区域2565的横截面面积可以大于第一通道2525的下游区域2570的横截面面积。第二通道2530的横截面面积可以小于第一通道2525的上游区域2565的横截面面积，并且第二通道2530的横截面面积可以大于第一通道2525的下游区域2570的横截面面积。保持空腔2515可以连接到泵(例如，如关于图24a或24b所述的可变形构件2455)。
在一些实施例中，一次性盒2505被配置用于执行诊断性凝血时间测试。为了将一次性盒2505配置成进行诊断性凝血时间测试，一个或多个传感器2556中的每一个包括至少一个涂覆有聚合物层的换能器。聚合物层可以是多孔支撑层，其包含固定在其中的凝血酶可裂解肽。凝血酶可裂解肽可包含通过凝血酶可裂解酰胺键链接到与凝血酶以外的血液蛋白酶不反应的多肽序列的可检测部分。在某些实施例中，一个或多个传感器2556包括布置在第一通道2525的上游区域2565的第一区域中的微环境凝血酶原时间(pt)传感器和布置在第一通道2525的上游区域2565的第二区域中的微环境活化部分凝血活酶时间(aptt)传感器。在其他实施例中，微环境活化凝血时间(act)传感器布置在第一通道2525的上游区域2565的第二区域中，以替代aptt传感器。
在一些实施例中，通过一个或多个传感器2556对流体样本执行测定包括：用第一区域中的试剂和第二区域中的试剂来改性流体样本，等待预定量的时间以使改性后的流体样本能够在第一区域中扩散到固定底物中并且在第二区域中扩散到固定底物中(固定底物可以是相同或不同的底物)，并使用pt传感器确定pt、使用aptt传感器确定aptt。在某些实施例，对一个或多个传感器2556上的流体样本执行测定包括：用第一区域中的pt试剂和第二区域中的aptt试剂改性流体样本，等待预定量的时间以使改性后的流体样本能够在第一区域中扩散到作为固定pt底物的第一凝血酶可裂解肽并在第二区域中扩散到作为固定aptt底物的第二凝血酶可裂解肽，并使用pt传感器确定pt以及使用aptt传感器确定aptt。在等待预定时间量期间，通过第二通道2530的存在，减轻了流体样本从pt传感器和aptt传感器上的漂移。
在图26a、26b、26c、26d和26e中示出了在微流体回路和电路之间的上述假设和类比对根据本文公开的各个方面的独立式一次性感测装置或盒(例如，如关于图25a和图25b所述的独立式一次性感测装置或盒2505)的应用。图26a示出了测试盒装置2600，其包括具有一个或多个传感器2610的第一通道2605(例如，传感器通道)和用作旁路以释放来自第一通道2605的压力的第二通道2615(例如，旁路通道)。图26b示出了测试盒装置2600的流体回路元件，包括：(i)rwell，其是样本井和通向一个或多个传感器的通道/特征的组合或串联液阻；(ii)rs，其是一个或多个传感器上方的第一通道的上游区域的液阻；(iii)rmicro，其是一个或多个传感器之后的第一通道的下游区域的液阻；(iii)rby，其是第二通道(例如，旁路通道)的液阻；(iv)psample，其是由泵推动样本期间产生的压力；以及(v)patm，其是大气压。
为了开始测定，压缩空气囊以产生压力(psample)。psample足以克服rwell并将样本移至节点(nl)(例如，分叉结)。当样本到达nl时，体积流量会根据相对阻抗进行分配。如图26c所示，由于第一通道2605的上游区域的横截面面积大于旁路通道2615的横截面面积(rs<rby)，所以大部分(并非全部)样本流进入第一通道2605。在psample结束之前，第一通道2605的上游区域已优先填充。之后，样本到达第一通道2605的下游区域。如图5c所示，样本现在存在于一个或多个传感器2610上方。在来自一个或多个传感器2610周围的电导率传感器的电导率数据指示一个或多个传感器2610被样本覆盖之后，分析仪停止一次或在预定时间产生psample。如图26d所示，因为下游区域的横截面面积小于第二通道2615的横截面面积(rmicro>rby)，并且根据相对阻抗分配流量，所以大部分(而非全部)多余压力和样本流进入第二通道2615。如图26e所示，第二通道2615继续是用于多余样本流和压力的优选路径，因此减轻了一个或多个传感器2610上方的样本漂移。
图27a示出了具有传感器通道的测试盒装置2705与具有传感器通道和旁路通道的测试盒装置2710之间的质量检查代码(qcc)(即，分析仪在测试期间显示的错误代码)的比较。如图所示，质量检查代码的事件2715在具有传感器通道和旁路通道的测试盒装置2710(其根据本文所讨论的各个方面进行设计)中显着下降。图27b示出了具有单个传感器通道的常规测试盒装置2705与具有传感器通道和旁路通道的测试盒装置2710之间的pt和aptt测试性能的精度的比较。如图所示，在根据本文讨论的各个方面设计的具有传感器通道和旁路通道的测试盒装置2710中，pt和aptt测试的精度2720明显表现更好(例如，l1更精确)。
尽管已经详细描述了本发明，但是在本发明的精神和范围内的修改对于本领域技术人员将是显而易见的。应当理解，本发明的各方面以及上面和/或所附权利要求中所述的各种实施例和各种特征的部分可以全部或部分地组合或互换。在各种实施例的前述描述中，如本领域技术人员将理解，可以将参考另一实施例的那些实施例与其他实施例适当地组合。此外，本领域技术人员将理解，前述描述仅是示例性的，并不旨在限制本发明。
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