用于生物传感器的多孔颗粒试剂组合物、装置和方法

专利名称：用于生物传感器的多孔颗粒试剂组合物、装置和方法
用于生物传感器的多孔颗粒试剂组合物、装置和方法相关申请的参考本申请要求2007年12月10日提交的题目为“用于生物传感器的多孔颗粒试剂组 合物、装置和方法”的美国临时申请No. 61/012，739的优先权，在此引入它的全部内容作为参考。
背景技术：
生物传感器提供对诸如全血、血清、血浆、尿液、唾液、间质或细胞内液等生物流体 的分析。通常，生物传感器具有用来分析存放在传感带上的样品的测量装置。样品通常是 液态，并且除了生物流体外，也可以是生物流体的衍生物，如提取物、稀释物、滤出物或复水 的沉淀物。生物传感器执行的分析可以测量出一种或多种诸如生物流体中的醇、葡萄糖、尿 酸、乳酸盐、胆固醇、胆红素、游离脂肪酸、甘油三酸酯、蛋白质、酮、苯基丙氨酸或酶等分析 物的存在和/或浓度。这种分析对于诊断和治疗生理异常是有用的。例如，糖尿病患者可 使用生物传感器来测定全血中的葡萄糖水平以调整饮食和/或用药。生物传感器可以被设计成分析一种或多种分析物，并且可以使用不同的样品体 积。一些生物传感器可以分析一滴全血，例如体积为0.25-15微升(μ L)的全血。生物传 感器可以利用台式、便携式和类似测量装置来实施。便携式测量装置可以是手持式的，并且 可以对样品中的一种或多种分析物进行识别和/或量化。便携式测量装置的例子包括可
Tarrytown, New York ^ Bayer HealthCare ^Ascensia Breeze禾口 Elite；
而台式测量装置的例子包括可得自Austin，Texas的CHInstruments的电化学工作站。具 有更短的分析时间、同时具有所希望的准确度和/或精确度的生物传感器为使用者提供了 巨大的好处。在电化学生物传感器中，通过当输入信号施加到样品时分析物或响应于分析物的 物质的氧化/还原反应或氧化还原反应产生的电信号来测量分析物的浓度。输入信号可以 单脉冲或多脉冲、序列或循环的形式来施加。可以在样品中添加诸如酶或类似物质等氧化 还原酶以增强在氧化还原反应过程中电子从第一种物质向第二种物质的转移。酶或类似物 质可以与一种分析物发生反应，从而对所产生的输出信号的一部分提供了特异性。电化学生物传感器通常包括测量装置，而测量装置具有与传感带中的电导体连接 的电触点。无论哪种情况，传感带可以在活有机体的体外、体内或部分体内使用。当在活有 机体体外使用时，将生物流体的样品引入传感带中的样品储集器内。可在引入样品之前、之 后或期间将传感带放在测量装置中以进行分析。当在活有机体体内或部分体内时，可连续 地将传感带浸入样品中，或可间歇地将样品引入传感带中。传感带可以包括部分地隔离一 定体积的样品或向样品开放的储集器。类似地，样品可连续地流经传感带或被中断以进行 分析。对于电化学生物传感器，导体可以由诸如固体金属、金属膏、导电碳、导电碳膏和 导电聚合物等导电物质制成。电导体通常与延伸到样品储集器中的工作电极、反电极、参比 电极、和/或其他电极连接。一个或多个电导体也可以延伸到样品储集器中以获得电极不能提供的功能。可以利用诸如美国专利No. 6，531，040,5, 798，031和5，120，420等中所描述的多 种技术通过在绝缘基体上放置或印刷电极来形成传感带。可以通过在一个或多个导体上放 置一种或多种试剂组合物来形成电极。例如，当工作电极和反电极由同种组合物涂布时，超 过一个的导体可以由同种试剂组合物涂布。不同的试剂组合物可以布置在导体上。因而， 工作电极的试剂组合物可以包含酶、介体和粘合剂，而反电极的试剂组合物则可以包含与 工作电极相同或不同的介体以及粘合剂。试剂组合物可以包括用于促进分析物氧化或还原的诸如氧化还原酶等电离剂以 及有助于分析物和工作电极之间的电子转移的任何介体或其他物质。除了用于将试剂粘合 在一起之外，例如，粘合剂可以帮助红血球的过滤、避免红血球在导体表面的涂布以及氧化 还原酶的稳定。对于本领域技术人员已知的多种技术可以用于将试剂组合物布置在传感带上。试 剂组合物可以布置在导体上，然后干燥。当样品被引入传感带时，试剂组合物开始再水合。 试剂组合物再水合的越快，从中可以获得样品中的分析物浓度的输出信号也越快。从用于 对分析物浓度进行精确测量的传感带获得输出信号越快，分析完成的就越快。因而，包括具 有更短分析时间的试剂组合物同时可以提供所希望的准确度和/或精确度的生物传感器 为使用者提供了巨大的好处。

发明内容
本发明公开了一种用于生物传感器传感带的试剂组合物，其可以在干燥后快速再 水合。所述组合物包括多孔颗粒并优选形成为胶状悬浮液。所述干燥试剂组合物可以在比 从利用固体颗粒的干燥试剂组合物所观察到的更短时间内从传感带提供可用于分析的输 出。来自多孔颗粒组合物的输出信号可以在约3秒内、优选在约2秒以下内与样品的分析 物浓度相关。本发明公开了 一种用于测量样品中的分析物浓度的试剂组合物，其包括约 30% (w/w)的约为20% 50% (w/w)的多孔颗粒悬浮液，所述多孔颗粒具有0.05
10微米的平均直径和至少20% (v/v)的空隙体积；约0.1% 3% (w/w)的至少一种聚合 物材料；以及每微升试剂组合物约0. 1 10活性单位的至少一种酶系。本发明公开了一种用于生物传感器的电极，其包括至少一个导体；以及布置在 所述导体上的至少一种试剂组合物，所述试剂组合物包括平均直径为0. 05 10微米和空 隙体积为至少20% (v/v)的多孔颗粒；约0. 5% 10% (w/w)的至少一种介体；至少一种 聚合物材料；以及至少一种酶系。本发明公开了一种用于测量样品中的分析物浓度的生物传感器传感带，其包括 至少部分地被盖子覆盖的传感器基部；由所述传感器基部形成的至少一个储集器，其中所 述至少一个储集器封住设置在所述基部上的至少两个导体；在形成工作电极的至少一个 导体上的至少一种试剂组合物，所述至少一种试剂组合物包括每微升至少一种试剂组合 物约0. 1 10活性单位的至少一种酶系；约0. 5% 10% (w/w)的至少一种介体；以及 至少一种聚合物材料，其中所述储集器和所述至少一种试剂组合物在将引入样品至所述传 感带的小于约3秒内提供分析物与所述至少一种试剂组合物的氧化还原反应的最大动力学性能，并且其中利用具有至少5个工作循环的门控电流脉冲序列测定所述最大动力学性 能，并且其中工作循环的每个激励的持续时间为0. 4秒，工作循环的每个弛豫的持续时间 为1秒，通过开路提供所述弛豫，在每个激励期间测量至少3个输出电流值，所述激励具有 250mV的基本恒电位，以及样品温度为23°C。本发明公开了一种用于测量样品中的分析物浓度的生物传感器系统，其包括用 于支撑至少2个导体的支撑部件；用于在分析物上选择性进行氧化还原反应的反应部件， 其中所述反应部件包括至少一种聚合物材料；用于测量分析物的氧化还原速率的测量部 件，其中所述测量部件包括至少2个导体；以及其中所述测量部件在将引入样品至所述反 应部件的小于约3秒内测量最大动力学性能下的氧化还原反应速率，以及其中利用具有至 少5个工作循环的门控电流脉冲序列测定所述最大动力学性能，并且其中工作循环的每个 激励的持续时间为0. 4秒，工作循环的每个弛豫的持续时间为1秒，通过开路提供所述弛 豫，在每个激励期间测量至少3个输出电流值，所述激励具有250mV的基本恒电位，以及样 品温度为23°C。本发明公开了一种用于测量样品中的分析物浓度的方法，其包括将包括至少一 种分析物的含水样品引入至试剂组合物，所述试剂组合物包括平均直径为0. 05 10微米 和空隙体积为至少20% (ν/ν)的多孔颗粒以及至少一种聚合物材料；用所述含水样品使所 述试剂组合物再水合；将输入信号施加到所述含水样品；在将所述含水样品引入至所述试 剂组合物的约0. 4 5秒内测量至少一个输出信号电流值；以及从所述至少一个输出信号 电流值测量所述含水样品中的至少一种分析物的浓度。
通过考察附图和详细的说明，本发明的其他系统、方法、特征和优点对于本领域技 术人员将变得显而易见。所有这些额外的系统、方法、特征和优点均意图包括在本说明书和 本发明的保护范围之内，并被所附权利要求书保护。


结合下面的附图和说明可以更好地理解本发明。附图中的组成部分不必依照比例 绘制，而是重点在于解释本发明的原理。图IA为经装配的传感带的立体图。图IB为移除了盖子的传感带的俯视图。图2为图IB的传感带的端视图。图3为利用包括固体粘土颗粒的试剂组合物从生物传感器的传感带得到的输出信号。图4为利用包括多孔氧化硅颗粒的试剂组合物从生物传感器的传感带得到的输
出信号。图5为剂量响应图，显示在将血液样品引入传感带的约2秒内由多孔颗粒试剂组 合物提供的基本上线性的剂量响应。图6代表用于测定与多孔颗粒试剂组合物接触的样品中分析物的存在和/或浓度 的电化学分析方法。图7描绘了利用门控电流输入信号测量生物流体的样品中的分析物浓度的生物 传感器的示意图。
具体实施例方式本发明公开了一种用于生物传感器传感带的试剂组合物，其可以在干燥后快速再 水合。所述组合物包括多孔颗粒并优选形成为胶状悬浮液。多孔颗粒具有0.05 10微米 的平均直径和至少20% (ν/ν)的空隙体积，并且优选由氧化硅构成。包括多孔颗粒的干燥 试剂组合物可以在比从利用固体颗粒的干燥试剂组合物所观察到的更短时间内从传感带 提供可用于分析的输出。包括多孔颗粒的干燥试剂组合物还允许试剂和分析物之间的氧化 还原反应在比从利用固体颗粒的干燥试剂组合物所观 察到的更短时间内达到最大动力学 性能。来自包括多孔颗粒的试剂组合物的输出信号可以在约2秒内与样品的分析物浓 度相关。相对于试剂组合物中利用粘土和其他固体颗粒的传统传感带而言，这是很大的改 进，传统传感带可能需要超过4秒来提供与样品的分析物浓度相关的输出信号。图IA和图IB描述了传感带100。图IA是包括传感器基部110的经装配的传感 带100的立体图，传感带基部至少部分地被包括通风口 130、样品覆盖区140和输入端开口 150的盖子120覆盖。部分封闭的储集器160在基部110和盖子120之间形成。还可以使 用其他传感带设计。可以通过将液体引入开口 150而将用于分析的液体样品转移到储集器160中。液 体填充在储集器160中，同时通过通风口 130排出先前含有的空气。储集器160可以包含 帮助液体样品保留在储集器中的保留组合物(图未示)。保留组合物的例子包括诸如羧甲 基纤维素和聚乙二醇等水膨胀性聚合物和诸如右旋糖苷和聚丙烯酰胺等多孔聚合物基质。图IB为移除了盖子120的传感带100的俯视图。导体170和180可以在介电层 190下面从测量装置接口 155分别连至工作电极175和反电极185。工作电极175和反电 极185可以大体在同一平面上，如图所示，或者在不同平面上(图未示)。工作电极175和 反电极185可以与盖子120的上部隔开至少100 μ m。介电层190可以部分地覆盖电极175 和185，并且可以由诸如绝缘聚合物等任何合适的介电材料制成。反电极185可以支持传感带100的工作电极175处的电化学活性。通过从惰性物 质(诸如碳)形成反电极185且使可溶性氧化还原物质(诸如铁氰化物介体)包括在储集 器160内而将支持工作电极175处的电化学活性的电位提供给传感器系统。在反电极185 处的电位可以是通过从氧化还原对(诸如Ag/AgCl)形成反电极185而获得的参考电位，从 而提供组合的参考_反电极。可选择地，传感带100可以设有第三导体和电极(图未示)， 以向传感器系统提供参考电位。图2为图IB的传感带的端视图，显示了工作电极175和反电极185的层结构。导 体170和180可以直接设置在基部110上。表面导体层270和280任选地可以分别设置在 导体170和180上。表面导体层270、280可以由与导体170、180相同或不同的材料制成。用于形成导体170、180和表面导体层270、280的材料可以包括任何电导体。优选 的电导体为非电离的，使得材料在样品分析过程中不会发生净氧化或净还原。导体170和 180优选包括诸如金、银、钼、钯、铜或钨等的金属膏或金属的薄层。表面导体层270和280 优选包括碳、金、钼、钯或其组合。如果导体上不存在表面导体层，那么导体优选由非电离材 料制成。
表面导体材料可以通过与传感带操作兼容的任何常规方式沉积在导体170和180 上，这些沉积方式包括箔沉积、化学气相沉积、浆料沉积等等。在浆料沉积的情况下，如美国 专利No. 5，798，031中所述，可以油墨形式将混合物涂布在导体170、180上。试剂层275和285可以分别设置在导体170和180的附近和/或其上。术语“在… 上(on)”被定义为“在…上面”并且是相对于所描述的方向而言的。例如，如果第一组件沉 积在第二组件的至少一部分之上，则写成“第一组件沉积在第二组件上”。在另一例子中，如 果第一组件位于第二组件的至少一部分上面，则写成“第一组件在第二组件上”。使用术语 “在…上”时并不排除在所描述的上部组件与下部组件之间还存在着物质。例如，第一组件 可以在其顶面上具有涂层，而第一组件及其顶部涂层的至少一部分上面的第二组件可以写 成“在第一组件上”。因此，使用术语“在…上”可以表示有关的两个组件进行物理接触或不 进行物理接触。试剂层275和285由包括试剂和粘合剂的至少一种试剂组合物形成。粘合剂包括 基本不溶于水的多孔颗粒和基本溶于水的至少一种聚合物材料。多孔颗粒为聚合物材料提 供了额外的物理结构。粘合剂在被样品水合时可以形成凝胶或凝胶状物质。可选层290可 以设置在导体170和/或表面导体层270上。可选层290可以缺乏试剂层275的一种或多 种成分。试剂层275和285可以包括相同或不同的试剂。当包括的试剂相同时，试剂层275 和285可以是同一层。当包括的试剂不同时，在第一试剂层275中的试剂可以选用为工作 电极175，而在第二试剂层285中的试剂可以选用为反电极185。例如，试剂层285中的试 剂可以包括可促进电子在样品和导体180之间自由流动的介体。同样，试剂层275中的试 剂可以包括可促进分析物反应的酶系和可选介体。试剂层275可以包括对分析物具有特异性的酶系，该酶系可促进分析物的反应， 同时增强传感器系统对分析物的特异性，尤其在复杂生物样品中。该酶系可以包括一种或 多种参与分析物的氧化还原反应的酶、辅因子和/或其他部分。例如，醇氧化酶可用于提供 对样品中醇的存在敏感的传感带。该系统可适用于测量血醇浓度。在另一例子中，葡萄糖 脱氢酶或葡萄糖氧化酶可用于提供对样品中葡萄糖的存在敏感的传感带。例如，该系统可 用于测量已知或疑似患有糖尿病的患者中的血糖浓度。试剂层275和285可通过诸如印刷、液体沉积或喷墨沉积等任何便利方式来沉积。 诸如所使用材料的粘度以及筛网尺寸和乳液组合等因素可能影响试剂层275和285的厚 度。当优选较薄的试剂层时，可使用印刷之外的沉积法，诸如微量吸管法、喷墨法或针销沉 积法。这些沉积法一般产生诸如1-10 ym的微米或亚微米厚度的干试剂层。例如，针销沉积 法可提供约lym平均厚度的试剂层。由针销沉积法所产生的试剂层的厚度，例如，可以由 包括在试剂组合物中的聚合物材料和多孔颗粒的量所控制，粘合剂的量越高试剂层越厚。
在传感带上沉积后，试剂组合物经干燥形成试剂层275和285。在干燥过程中，多 孔颗粒被认为保持了悬浮液各成分之间的空间并且减小了组合物引起密集结构的倾向，因 而形成了与海绵的物理特征类似的结构。经再水合，水和诸如葡萄糖等分析物可以快速进 入孔中，从而对组合物进行再水合。可以认为，颗粒中的孔为水提供了可比使用非孔颗粒更 快地进入干燥组合物的内部区域。因而，干燥试剂组合物的物理结构和成分会影响含水样 品对传感带的一个或多个试剂层进行再水合的速率。
除了提供通过干燥试剂组合物的通道外，这些孔还可以大幅增加最初接触样品的一种或多种试剂成分的表面积。例如，通过颗粒的全部孔来吸附介体可以使介体比通过在 固体颗粒外部干燥介体更快地接触样品。可以认为，无论是通过包括多孔颗粒的干燥试剂组合物的试剂的通道和/或其增 加的表面积接触都可以提高试剂组合物的试剂再水合而提供与样品的分析物浓度相关的 输出信号的速度。此外，由于减少了一些试剂组合物成分的分离，因而多孔颗粒可以延长传 感带的保存期。这种成分分离的减少被认为能够更好地稳定活性酶系，因而减小了变性。优选的试剂组合物可以通过混合基本上不可溶的多孔颗粒、聚合物材料、缓冲剂、 表面活性剂、介体和酶系来提供。优选的试剂组合物也可以通过不包括介体和酶系中的一 种或两种来提供。然后，加入水形成具有所希望的稳定性的胶状悬浮液。试剂组合物可以 包括很少或额外的成分。试剂组合物优选包括约1 % 30 % (w/w)的约为20 % 50 % (w/w)的多孔颗粒 在水中的悬浮液。更优选地，组合物包括约2% 15% (w/w)的约为20% 35% (w/w)的 多孔颗粒在水中的悬浮液。目前，特别优选的试剂组合物包括约4% 8% (w/w)的约为 23% 28% (w/w)的多孔颗粒在水中的悬浮液。优选地，多孔颗粒悬浮液和聚合物材料之 间的比例保持在约1 10(w/w)。其他的比例可用于为试剂组合物提供不同的粘度。可以 认为，通过改变多孔颗粒与聚合物材料的比例而产生的胶体形态的改变可以归因于氢键作 用。包含在试剂组合物中的优选多孔颗粒包括平均粒径优选为0. 05 10微米(μ m)、 更优选0. 1 5 μ m的多孔颗粒。目前，多孔颗粒的特别优选的平均粒径为0. 1 0. 5 μ m。 例如，平均直径为0. 1 Iym的多孔颗粒的混合物是目前特别优选的，其中混合物的平均 直径为0.3μπι。多孔颗粒由一种或多种材料制成。粒径可以利用激光散射来测量，例如使 ffi* 自 Irvine, CA 白勺 Horiba Instruments 白勺 LA930 fti。优选地，包含在试剂组合物中的多孔颗粒的空隙体积至少为20% (v/v)，更优选 至少40% (ν/ν) 0目前，特别优选的多孔颗粒的空隙体积至少为65% (ν/ν) 0多孔颗粒的 空隙体积可以通过测量与颗粒体积相关的颗粒孔内所保持的体积来测定，例如可以通过气 体吸附(例如BJH氮气测孔仪)或水银测孔仪来测量。颗粒的平均孔体积可以为约0.5 1毫升/克(mL/g)，更优选为约0.65 0. 85mL/g。优选地，至少为约0. 5立方厘米/克(cc/g)，更优选至少为约0. 7cc/g或0. 9cc/ g的孔体积是孔径为600埃(A)或更小的孔。衍生于粘度的孔体积可以根据例如美国专利 No. 6，841，609中所描述的来测量。目前，特别优选的多孔颗粒其孔体积至少80%是孔径小 于300 A的孔。多孔颗粒的平均表面积可以为约100 200平方米/克(m2/g)，更优选约 140 180m2/g。目前，特别优选的是平均表面积约155 175m2/g的多孔颗粒，例如来自 Columbia，MD的Grace Davison的氧化硅多孔颗粒浆料SYLOJET 733A (阴离子)或733C (阳 离子)。虽然制成多孔颗粒的材料可以是基本上不溶于水溶液并与沉积和分析兼容的任 何材料，但是由诸如氧化硅和沸石等无机物制成的颗粒是目前优选的。氧化硅是目前更优 选的。能够使多孔颗粒在水介质中支持电荷的材料是优选的。诸如氧化硅等材料能够提供 负电荷，诸如沸石等材料能够提供正电荷。氧化硅也可以经修饰而提供负电荷，如ζ电位可达至少+20mV或更优选至少+40mV。优选地，当颗粒悬浮在水中时，平均直径和制成多孔 颗粒的材料用于形成胶体。除了无机物之外，也可以使用在水中基本不溶的有机物、陶瓷和 其他材料。不同于试剂组合物的其他诸如基本溶于水的聚合物、缓冲剂、表面活性剂、水溶性 介体和酶系等成分，多孔颗粒基本上不溶于水。不同于胶状悬浮液，溶液在溶解的分子和溶 剂之间缺乏明确的界面。在溶液中，溶解的分子和溶剂直接接触，而在胶状悬浮液中，颗粒 表面与载液直接接触。因而，载液不溶解构成胶体的多孔颗粒；相反，载液“承载”颗粒。通 过承载颗粒形成悬浮液。悬浮的多孔颗粒和它们保留在其中的载液或液体混合物之间的界面在测量形成 试剂组合物的胶状悬浮液的行为和能力中占主导作用。如果形成胶体的颗粒是分散的或抗 絮凝的，例如不会团聚或絮凝，那么胶状悬浮液可被认为是稳定的。通常，关于胶状悬浮液 的术语稳定性是指悬浮液对随时间而变化的抵抗性。 诸如范德华力等远距离的吸引力被认为是将颗粒聚到一起的力。当胶体颗粒聚到 一起时，胶状悬浮液变得不稳定。这种不稳定通常称作团聚或絮凝，并且会导致团聚的颗粒 从胶状悬浮液中沉淀下来。可选择地，库仑力、空间位阻和其他排斥相互作用被认为可以使 胶体颗粒相互排斥。如果颗粒不能团聚在一起，胶状悬浮液的稳定性就会增加，同时絮凝会 减少。当至少90% (w/w)的颗粒可以被观察到是个体而不是团聚成两个或更多个颗粒的团 聚体时，胶状悬浮液对于絮凝是稳定的。这种测量是通过将悬浮液稀释至Ippm颗粒，再将 稀释的悬浮液放到载物片上，然后用光学显微镜进行观察来完成的。优选地，通过改变多孔颗粒在水中的量，使试剂组合物形成为胶状悬浮液。更优选 地，使试剂组合物形成为对于絮凝稳定的胶状悬浮液。应该被加入以形成胶状悬浮液并产 生所希望的试剂组合物粘度的颗粒的优选量由颗粒的性质、载液的极性和在试剂组合物的 PH值下颗粒携带的电荷决定。除了颗粒的加入量和其他试剂组合物成分的量和性质外，形 成颗粒的材料也可能改变，从而在相似体积量下引起更小或更大的稳定性，这取决于载液。试剂组合物优选包括约0. 1 10 % (w/w)的聚合物材料，更优选约0. 8 3 % (w/ w)。目前，特别优选的试剂组合物包括约1 1. 5% (w/w)的聚合物材料。用作粘合剂的合 适的基本上溶于水的聚合物材料可以包括聚环氧乙烷(ΡΕ0)、羧甲基纤维素(CMC)、聚乙 烯醇(PVA)、羟基亚乙基纤维素(HEC)、羟丙基纤维素(HPC)、乙基羟乙基纤维素、羧甲基乙 基纤维素、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚氨基酸(例如聚赖氨酸)、聚苯乙烯磺酸酯、明胶、丙烯 酸、甲基丙烯酸、顺丁烯二酸酐、其盐、其衍生物及其组合。聚合物材料包括单体、预聚物和 其他形成或具有重复单元的材料。其他聚合物材料也可使用。在这些聚合物材料中，PEO、PVA、CMC和HEC是优选的，PVA是目前更优选的。对于 PVA,重均分子量(Mw)为约8，000 1，000, 000是优选的，Mw为15，000 250，000是更优 选的。目前，Mw为约30，000 50，000的PVA是特别优选的。试剂组合物优选包括约0. 01 1 % (w/w)的表面活性剂，更优选约0. 01 0. 5 % (w/w) 0目前，约0.03 0.2% (w/w)的表面活性剂是特别优选的。表面活性剂可以是有助 于形成具有所希望的粘度和稳定性的胶状悬浮液并且与沉积方法和分析兼容的任何表面 活性剂。目前，诸如N-辛酰基-N-甲基-D-葡萄糖胺(作为MEGA 8出售，可从D0JIND0， Gaithersburg，MD获得)等糖类表面活性剂是优选的。例如，这种表面活性剂每分子包括大约8个氧化乙烯单元。其他优选的表面活性剂是乙氧基化物系的中性表面活性剂， 如PEG-30四甲基癸炔二醇表面活性剂(例如，从Air Products, Allentown, PA得到的 SURFYNOL 485)。能够提高传感带的样品填充率和/或有助于稳定酶系的表面活性剂是优 选的。试剂组合物优选包括保持胶状悬浮液的pH值为约4. 5 7. 5的缓冲剂，更优选约 5 7。可以选择试剂组合物的优选pH值和缓冲剂以保持酶活性。虽然柠檬酸盐系缓冲剂 是目前优选的，但是其他的也可使用。引入到试剂组合物中的缓冲剂的浓度可以为约10 100毫摩尔(mM)。缓冲剂溶液也可使用其他浓度。试剂组合物可以包括基本溶于水的单或双电子介体。基于它们的电化学活性，介 体可以分成两类。单电子转移介体是在电化学反应的条件下能够获取一个额外电子的化学 基团，而双电子转移介体是在反应的条件下能够获取两个额外电子的化学基团。当使用诸 如铁氰化物等单电子转移介体时，优选约0. 5 10% (w/w)，更优选约1. 5 2. 5% (w/w)。 单电子转移介体的例子包括诸如1，1’ _ 二甲基二茂铁、亚铁氰化物和铁氰化物以及六胺合 钌(III)和六胺合钌(II)等化合物。尽管可以使用其他介体，但双电子转移介体是优选的，因为与单电子转移介体相 比，在相同介体摩尔量的情况下，其能够将大约2倍的电子从酶系转移至工作电极。因而， 与单电子转移介体相比，在试剂组合物中可以使用更少量的双电子转移介体。双电子转移介体的例子包括有机醌和对苯二酚，例如菲啉醌；吩噻嗪和吩噁嗪衍 生物；3-(苯基氨基)-3H-吩噁嗪；吩噻嗪；以及7-羟基-9，9- 二甲基-9H-吖啶-2-酮及 其衍生物。优选的双电子转移介体包括3-苯基亚氨基-3H-吩噻嗪(PIPT)和3-苯基亚 氨基-3H-吩噁嗪(PIP0)。更优选的双电子介体包括吩噻嗪衍生物的羧酸或盐，例如铵盐。 目前，特别优选的双电子介体包括(E)-2-(3H-吩噻嗪-3-亚基氨基)苯-1，4-二磺酸、 (E) -5- (3H-吩噻嗪-3-亚基氨基)间苯二甲酸、(E) -3- (3H-吩噻嗪-3-亚基氨基)_5_羧 基苯甲酸铵及其组合。其他双电子介体的例子包括美国专利No. 5，393,615,5, 498，542和 5，520，786中所述的电活性有机分子。试剂组合物也可包括基本溶于水的酶系，其具有由制造商指定的每微升(P L)试 剂组合物约0. 1 10活性单位的单位活性，更优选每y L试剂组合物约1 2活性单位。 由于提供特定单位活性所需的酶的固体重量基本上会因配制批次和制造商改变，因而制造 商对于干燥酶组合物的特定重量所提供的单位活性优选被用于测定加入量。用于试剂组合物的酶系中的优选酶包括醇脱氢酶、乳酸脱氢酶、羟基丁酸脱 氢酶、葡萄糖-6-磷酸脱氢酶、葡萄糖脱氢酶、甲醛脱氢酶、苹果酸脱氢酶和3-羟基类固醇 脱氢酶。优选的酶系是不依赖氧的，因此基本上不被氧所氧化。一种不依赖氧的酶系为葡萄糖脱氢酶(GDH)。使用不同辅酶或辅因子，GDH可以不 同方式由不同介体所介导。根据它们与GDH的缔合情况，诸如黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD) 等辅因子可由主酶紧固，例如FAD-GDH的情况；或诸如吡咯并喹啉醌(PQQ)等辅因子可与主 酶共价连接，例如PQQ-GDH的情况。在这些酶系中的每一个中的辅因子可由主酶或辅酶固 定，脱辅酶可在将酶系添加至试剂组合物之前重构。辅酶也可独立地加入试剂组合物中的 主酶基团中以促进主酶的催化功能，例如在烟碱酰胺腺嘌呤二核苷酸NAD/NADIT或烟酰胺 腺嘌呤二核苷酸磷酸NADP/NADPH+的情况下。
用于生物传感器传感带的传统试剂组合物已经使用了多种类型不溶于水的固体 颗粒以调整组合物的流变性或粘性。传统试剂组合物已经使用了表面经修饰以提供亲水和 疏水特性的固体氧化硅颗粒，如美国专利No. 5，951，836中所述的。具有亲水性内部和经修 饰的疏水性外部的固体颗粒破裂后会暴露出亲水性内部。这些固体颗粒，无论完整或破裂 的，可以直接与先前所述的多孔颗粒相比，后者包括为颗粒提供内部空间的孔并且不需要 利用疏水性增强剂来修饰。与固体颗粒不同，多孔颗粒允许试剂组合物的小的、水溶性成分进入到孔结构中， 同时排斥较大的水溶性成分，例如酶和聚合物材料。因而，在试剂组合物悬浮液的形成过程 中，水溶性介体可以进入孔中。干燥时，介体、缓冲剂和表面活性剂被认为保留在颗粒的孔 中，而较大的聚合物材料和酶系留在颗粒的孔的外部。酶和聚合物材料通常具有超过5纳米(nm)的尺寸范围， 而葡萄糖和铁氰化物分子 的尺寸通常小于lnm。因而，多孔颗粒的优选孔径小于约5nm。根据至少部分地排斥聚合物 材料和酶同时允许介体和分析物进入的要求，其他孔径也可应用。图3为从包括葡萄糖浓度为100或400mg/dL的血液样品的生物传感器传感带得 到的输出信号。用于传感带的试剂组合物的粘合剂包括固体粘土颗粒。粘土是有机/粘土 四烷基铵膨润土，例如从NL Chemicals，Brussels，Belgium作为ΒΕΝΤ0ΝΕ EW得到。通过测 量装置输入至传感带的信号是门控电流脉冲序列，该信号包括由4个弛豫间隔的5个脉冲 激励，例如美国专利申请公开2008/0173552中所述的。激励的持续时间约为1秒，弛豫的 持续时间约为0. 5秒。每个激励过程中记录8个输出电流值。为将来自输入信号的输出电流值与样品的分析物浓度相关联，来自激励的初始电 流值优选大于衰变过程中的值。图3中来自传感带的输出信号没有显示出初始高电流值， 该电流值直到血液样品引入至传感带后约3秒才衰变。因而，在对应于400mg/dL样品的输 出电流310和对应于lOOmg/dL样品的输出电流315中可以观察到具有高初始电流值，然后 是衰变电流值的第一输出电流。为将来自输入信号的输出电流值与样品的分析物浓度相关联，不同的样品分析物 浓度在各输出信号电流值之间也优选显示出基本上恒定的差值。因而，图3中100和400mg/ dL的葡萄糖样品之间的电流差应该是基本相同的，400mg/dL样品的电流值更高。然而，来 自图3的传感带的输出信号直到6 7秒过去对于葡萄糖浓度为100和400mg/dL的血液样 品仍没有显示出电流值之间的基本上恒定的差值。当将400mg/dL样品的初始电流值(320、 330和340)与lOOmg/dL样品的初始电流值(325、335和345)相比时，可以看出这一点。从 图3中可以看出，电流值330和335之间的电流差大于电流值320和325之间的电流差，因 而确定了这些输出电流值与样品的分析物浓度的相关性会导致不准确。将样品引入至传感 带后直到6 7秒过去，才观察到输出信号电流值340和345之间的基本上恒定的差值。优选地，与样品的分析物浓度相关的输出电流值也从包括反映传感带最大动力学 性能的电流数据的衰变中获得。产生输出电流的氧化还原反应的动力学受多种因素的影 响。这些因素可以包括试剂组合物再水合的速率、酶系与分析物反应的速率、酶系转移电子 至介体的速率和介体转移电子至电极的速率。在以上这些和其他影响输出电流的动力学因 子中，试剂组合物再水合的速率被认为具有最大的影响。在门控电流脉冲序列的激励过程中，当具有衰变电流值的激励的初始电流值是从多个激励获得的最大初始电流值时，可以达到传感带的最大动力学性能。优选地，当从具有衰变电流值的激励获得的电流终值是从多个激励获得的最大电流终值时，可以达到传感带 的最大动力学性能。更优选地，在从具有衰变电流值的激励的初始电流值是从多个激励获 得的最大初始电流值时起至从同一激励获得的电流终值是从多个激励获得的最大电流终 值时的时间段内，可以达到传感带的最大动力学性能。用于测量传感带的最大动力学性能的门控电流脉冲序列包括至少5个工作循环， 其激励的持续时间为0. 4秒，弛豫的持续时间为1秒，包括通过样品的零电流并且通过开路 提供。在每个激励期间测量至少3个输出电流值。输入至传感带的电位保持基本不变，为 250mV，样品温度为23°C。在图3中，对于使用固体粘土颗粒的试剂组合物并包括lOOmg/dL葡萄糖样品的传 感带，在从将样品引入至传感带开始的3至4秒之间，在包括输出电流315的激励衰变过程 中输出电流达到最大动力学性能。因为在输出电流315中同时存在从具有衰变电流值的激 励获得的最大初始电流值和最大电流终值，因而确定了这一点。然而，对于图3中包括400mg/dL葡萄糖的传感带，从具有衰变电流值的激励获得 的最大电流终值是输出电流310中的电流值321，而最大初始电流值是来自之后的激励衰 变的电流值330。因而，对于图3中更高的400mg/dL葡萄糖浓度的样品而言，从将样品引 入至传感带直到约4秒至约5秒之间的时间过去并没有达到最大动力学性能。由于来自具 有衰变电流值的激励的最大初始电流值不是电流值320，而是之后观察到的电流值330，因 此直到从将样品引入至传感带的3秒过去后的一段时间反应没有达到最大动力学性能。同 样，由于电流终值322不是从具有衰变电流值的激励观察到的最大值，因此在将样品引入 至传感带5秒后反应即刻经过最大动力学性能的点。与图3中来自固体粘土配方的输出信号相比，图4显示得自以下实施例1的使用 包括多孔氧化硅颗粒的试剂组合物的生物传感器传感带的输出信号。通过测量装置输入至 传感带的信号是包括由7个弛豫隔离的8个激励的门控电流脉冲序列，例如美国专利申请 公开2008/0173552中所述的。通过第8个激励的持续时间约为0. 4秒，通过第7个弛豫的 持续时间约为1秒。在通过第8个激励的持续时间内记录3个输出电流值。对于输出电流值410(300mg/dL)和415 (100mg/dL)，在2秒内观察到在包括60% 血细胞比容(V/V)的葡萄糖浓度为100和300mg/dL的血液样品之间的基本上恒定的差值， 从而允许在约3秒或更少的时间内测定样品的葡萄糖浓度。此外，将样品引入至传感带后 约125毫秒(ms)记录到的初始电流值是分散的，较高浓度300mg/dL样品的初始电流值420 大于100mg/dL样品的初始电流值425。激励电流值也从第一个激励开始减小，有效地消除 了图3中分析的第一个2秒，在此期间，来自前两个激励的输出电流值增加。因而，来自图 4中多孔颗粒试剂组合物的输出信号提供了用于与将样品引入至传感带约2秒后血液样品 的葡萄糖浓度相关的电流值。将得自图4中包括多孔颗粒的试剂组合物的结果与得自图3中包括固体颗粒的试 剂组合物的结果相比，在图3中输出信号的第1秒期间，100和400mg/dL样品的输出电流值 几乎相同。这一结果表明，在葡萄糖分析物、图3中包括固体颗粒的试剂组合物的酶系和介 体之间的氧化还原反应直到将样品引入至传感带后约2秒还没有任何实质性程度的开始。 多孔颗粒试剂组合物的这种增强的性能被认为是源于由多孔颗粒提供的试剂对样品的增强可用性。关于包括多孔颗粒试剂组合物的传感带的最大动力学性能，图4中的输出电流值 确定了在将样品引入至传感带的约2 2. 2秒内对于100和300mg/dL葡萄糖样品均可获 得最大动力学性能。因为电流值430包括了 300mg/dL样品的最大初始电流值和最大电流 终值，电流值440包括了 100mg/dL样品的最大初始电流值和最大电流终值，所以确定了这
——占
；^ o与图3中固体粘土颗粒的试剂组合物不同，对于100和300mg/dL葡萄糖两种样 品，在从引入样品起基本上相同的约2 2. 2秒内，图4中的多孔颗粒试剂组合物提供了最 大动力学性能。因而，多孔颗粒试剂组合物在样品引入的小于约3秒内提供了传感带的最 大动力学性能，优选在样品引入的小于约2. 5秒内。更优选地，在将样品引入至传感带的约 2 2. 5秒内观察到最大动力学性能。多孔颗粒试剂组合物的额外优点在于，观察到反应的 最大动力学性能的时间基本上不依赖于样品的分析物浓度，图3中观察到的固体粘土颗粒 试剂组合物就是这种情况。图5为剂量响应图，显示在将血液样品引入传感带的约2秒时间内由多孔颗粒试 剂组合物提供的基本上线性的剂量响应。通过从具有相同血型的两男两女抽取血液放入预 先在约23-25°C下培养约24士2小时的含肝素钠的管中，制备血液样品。培养后，合并血液， 将血细胞比容水平调整至约41-43 %。然后将血液分成6等份，20 %的葡萄糖储备液用来在 每一等份中产生不同的葡萄糖浓度。将6等份中的每一等份引入至10个传感带，来自10个传感带的每个等份的输出 电流值被平均，并根据对于每个等份测量的参考葡萄糖浓度在图5中绘制出来。使用参考 仪器获得参考浓度值，例如得自 YSI Inc. , Yellow Springs，Ohio 的 YSI 2300STAT PLUS 。 传感带使用以下实施例1的包括多孔氧化硅颗粒的试剂组合物。通过测量装置输入至传感 带的信号是门控电流脉冲序列，如先前结合图4所描述的。选定用于平均的输出电流是在 约2. 125,3. 5和5秒的激励时第一次记录的。从每个直线的R2值中可以看到，在2. 125秒 时从约50 550mg/dL葡萄糖样品获得的葡萄糖浓度值的线性在R2为0. 999时与不同葡 萄糖浓度下在3和5秒时测定的葡萄糖浓度值的线性基本上相同。因而，使用包括多孔氧化硅颗粒的试剂组合物的传感带在将样品引入至传感带的 约2. 2秒或更少的时间内提供了与样品的分析物浓度相关的电流值。获得与样品的分析物 浓度相关的输出电流值的优选时间段是将样品引入至传感带后的小于约5秒，更优选小于 约3秒。目前，优选在将样品引入至传感带后的约0. 4 5秒内获得与样品的分析物浓度 相关的输出电流值，更优选在将样品引入至传感带后的约1. 7 2. 7秒内。优选地，对于全 血中的葡萄糖分析，从约50 550mg/dL葡萄糖测量的浓度值其R2相关值为至少0. 85，更 优选至少0. 90。图6代表用于测定与包括多孔颗粒的试剂组合物接触的样品中分析物的存在和/ 或浓度的电化学分析方法。在610中，将样品引入至包括多孔颗粒试剂组合物的生物传感 器。在620中，样品中的一部分分析物发生氧化还原反应。在630中，任选地将电子从分析 物转移至介体。在640中，可测量物质被输入信号电化学激励。在650中，产生输出信号并 测量。在660中，样品经历弛豫，在670中，输入至少一个额外的激励脉冲。在680中，从输 出信号测量样品的存在和/或浓度，在690中，浓度可以被显示、储存等等。
在610中，将样品引入生物传感器的传感器部分，例如传感带。传感带包括至少一 个工作电极和至少一个反电极。各电极包括一个或多个试剂层，至少一个试剂层由包括多 孔颗粒的试剂组合物形成。相同的试剂组合物可以用在工作电极和反电极上，或者不同的 试剂组合物可以用来使电极的操作便利。例如，工作电极上的试剂组合物能够有助于分析 物的反应，例如酶系和介体，而在反电极上的试剂组合物有助电子在样品和电极表面之间 自由流动，例如还原性物质。在620中，样品中存在的一部分分析物被化学或生物化学地氧化或还原，如被氧 化还原酶氧化或还原。随着样品使多孔颗粒试剂组合物中的试剂水合而发生这种情况。经 氧化或还原，在630中电子任选地可以在分析物和介体之间转移。因而，从诸如分析物或介 体形成电离的可测量物质。在640中，作为在620中带电荷的分析物或在630中带电荷的介体的可测量物质 被输入信号电化学激励(被氧化或被还原)。输入信号可以是在固定序列中产生脉动或打 开和关闭的电信号，例如电流或电位。输入信号是由弛豫间隔的激励脉冲的序列。在电流 脉冲中，激励期间施加的电位在整个持续时间内优选是基本上恒定的电压和极性。将其与 一些传统激励直接相对比，在传统激励的数据记录期间，电压变化或“扫描”通过多个电压 电位和/或极性。输入信号可以具有一个或多个脉冲间隔。脉冲间隔是构成工作循环的脉冲和弛豫 的总和。每个脉冲都具有幅值和宽度。幅值指示电信号的电位或电流等的强度。幅值可以 变化或基本恒定，例如在电流分析期间或在脉冲期间。脉冲宽度是脉冲的持续时间。输入信 号中的脉冲宽度可以变化或基本相同。每个弛豫都具有弛豫宽度，即弛豫的持续时间。输 入信号中的弛豫宽度可以变化或基本相同。通过调整工作循环的激励和弛豫的宽度，门控输入信号可以提高分析的准确度和 /或精确度。优选的输入信号包括在小于2、3或5秒时间内施加的至少2、3、4或8个工作 循环。更优选地，至少2个工作循环在3秒内施加。优选地，每个激励脉冲的宽度从0. 1和 2秒之间独立地选择，更优选从0. 2和1秒之间独立地选择。目前，特别优选的输入信号脉 冲宽度从0. 3和0. 8秒之间独立地选择。优选的脉冲间隔在小于3、2. 5或1. 5秒的范围内。 目前，脉冲宽度为0. 3 0. 5秒且脉冲间隔为0. 7 2秒的输入信号是特别优选的。输入 信号可以具有其他脉冲宽度和间隔。在650中，生物传感器响应于可测量物质和输入信号产生输出信号。输出信号，例 如一个或多个电流值，可以连续或间隔地测量，并且可以作为时间的函数记录下来。适当的 输出信号可以包括达到稳态的信号和瞬时的信号。当电流变化随时间基本恒定时观察到稳 态电流值，例如变化在士 10或士5%之内。瞬时电流值随时间衰变。在660中，样品经历弛豫。测量装置可以通过传感带打开电路，因而允许弛豫。在 弛豫660期间，在激励640期间存在的电流基本上减少至少一半，优选减少一个数量级，更 优选减至零。优选地，零电流状态由开路或本领域技术人员所知的其他方法来达成，以提供 基本上零电流流动。优选地，在弛豫660期间没有记录输出信号。在670中，生物传感器在需要时间内连续地将脉冲从输入信号施加至工作电极和 反电极。可以重复包括激励640和弛豫660的工作循环，或者可以施加具有不同脉冲宽度 和/或间隔的工作循环。
17
在680中，通过将一个或多个电流值与样品的分析物浓度相关联，生物传感器分 析输出信号电流值。优选地，在610中将样品引入至传感带的小于约3秒内从来自初始电 流值大于之后的衰变电流值的激励记录与样品的分析物浓度相关的输出电流值。更优选 地，在610中将样品引入至传感带的小于约3秒内获得与样品的分析物浓度相关的输出电 流值，并且该输出电流值是从激励记录的第一电流值，在该激励中第一电流值之后的电流 值减小。再更优选地，在610中将样品引入至传感带的小于约3秒内获得与样品的分析物 浓度相关的输出电流值，该输出电流值是从激励记录的第一电流值，在该激励中第一电流 值之后的电流值减小，并且在传感带的最大动力学性能期间获得该输出电流值。也可以分 析额外的电流、时间和/或其他值。在690中，分析物浓度值可以被显示、储存以供将来参 考和/或用于其他计算。图7描绘了利用门控电流输入信号测量生物流体的样品中的分析物浓度的生物 传感器700的示意图。生物传感器700包括可以在任何分析仪器中实施的测量装置702和 传感带704，包括台式装置、便携式装置或手持式装置等。生物传感器700可用来测量分析 物浓度，包括葡萄糖、尿酸、乳酸盐、胆固醇、胆红素等。虽然显示了生物传感器700的特定 构造，但它可具有其他构造，包括具有额外部件的构造。传感带704具有形成样品储集器708和具有开口 712的通道710的基底706。储 集器708和通道710可被具有通风口的盖子所覆盖。储集器708限定了部分封闭的容积。 储集器708可含有帮助保持液体样品的组分，例如水膨胀性聚合物或多孔状聚合物基质。 可将试剂沉积在储集器708和/或通道710中。用来形成工作电极704的试剂组合物包括 多孔颗粒并且可以包括一种或多种酶系、介体等物质。可以使用相同或不同的试剂组合物 形成反电极705，优选使用缺乏酶系的试剂组合物。传感带704还可以具有设置在储集器 708附近的样品接口 714。样品接口 714可以部分或完全地环绕在储集器708周围。传感 带704可具有其他构造。样品接口 714具有与工作电极704和反电极705相连接的导体709。各电极可以 基本在同一平面上或者在多于一个的平面上。电极704和705可以设置在形成储集器708 的基底706的表面上。电极704和705可以延伸或突出至储集器708内。介电层可部分地 覆盖导体709和/或电极704和705。样品接口 714可以具有其他电极和导体。测量装置702包括与传感器接口 718和显示器720相连接的电路716。电路716 包括与信号发生器724、可选的温度传感器726和存储介质728相连接的处理器722。信号发生器724响应于处理器722将电输入信号提供给传感器接口 718。电输入 信号可由传感器接口 718传输至样品接口 714，以将电输入信号施加至生物流体的样品。电 输入信号可以是电位或电流，并且可以多脉冲、序列或循环方式施加。信号发生器724也可 作为发生器_记录器记录来自传感器接口的输出信号。可选的温度传感器726测量处于传感带704的储集器中的样品的温度。样品温度 可以被测量，可以从输出信号计算，或者假定与环境温度或实施生物传感器系统的装置的 温度相同或相似。可以使用热敏电阻计、温度计或其他温度感测装置来测量温度。其他技 术可用来测量样品温度。存储介质728可以是磁存储器、光学存储器或半导体存储器、其他存储装置等。存 储介质728可以是固定存储装置、诸如存储卡等可移动存储装置或远程访问的存储装置等。处理器722利用储存在存储介质728中的计算机可读软件代码和数据来实施分析 物分析和数据处理。处理器722可以响应于传感器接口 718处传感带704的存在、将样品 应用到传感带704上、响应于使用者的输入等而开始分析物的分析。处理器722指示信号 发生器724向传感器接口 718提供电输入信号。处理器722可以从可选的温度传感器726 接收样品温度。处理器722从传感器接口 718接收输出信号。该输出信号是响应于储集器 708中的分析物的氧化还原反应而产生的。优选地，处理器722测量输出信号，以在将样品引入至传感带704的小于约3秒内 从来自初始电流值大于之后的衰变电流值的激励获得电流值。更优选地，处理器722测量 输出信号，以在将样品引入至传感带704的小于约3秒内获得电流值，并且该处理器获得从 激励记录的第一电流值，在该激励中第一电流值之后的电流值连续减小。再更优选地，处理 器722测量输出信号，以在将样品引入至传感带704的小于约3秒内获得电流值，获得从激 励记录的第一电流值，在该激励中第一电流值之后的电流值连续减小，并且在传感带的最 大动力学性能期间获得电流值。利用处理器722中的一个或多个相关方程式可以将一个或多个获得的电流值与 样品的分析物浓度相关联。分析物分析的结果可以被输出至显示器720并可以储存在存储 介质728中。优选地，分析物分析的结果可以在将样品引入至传感带的至多5秒内被输出至 显示器720，更优选地，结果可以在将样品引入至传感带的至多3秒内被输出至显示器720。可以图形方式、数学方式、其组合或类似方式来表示使分析物浓度与输出电流值 相关的相关方程式。可通过储存在存储介质728中的程序号码分配(PNA)表、另一种查询 表等来表示相关方程式。可由储存在存储介质728中的计算机可读软件代码来提供与分析 物分析的实施有关的指令。代码可以是目标代码或者描述或控制本文所述功能的任何其他 代码。可在处理器722中对来自分析物分析的数据进行一种或多种数据处理，包括测定衰 变速率、K常数和比例等。传感器接口 718具有与传感带704的样品接口 714中的导体709连接或电连通的 接触点。传感器接口 718将电输入信号从信号发生器724通过接触点传输至样品接口 714 中的导体709。传感器接口 718也将输出信号从样品通过接触点传输至处理器722和/或 信号发生器724。显示器720可以是模拟型或数字型的。该显示器可以是适合显示数值读数的IXD。在使用中，通过将样品引入开口 712而将用于分析的样品转移至储集器708内。 该样品流经通道710，填入储集器708内，同时排出之前所含有的空气。样品与沉积在通道 710和/或储集器708中的试剂发生化学反应。优选地，样品是流体，更优选地，是液体。传感带702与测量装置702邻近设置。邻近包括样品接口 714与传感器接口 718 电连通的位置。电连通包括输入和/或输出信号在传感器接口 718中的接触点与样品接口 714中的导体709之间的有线或无线传输。下面提供的实施例描述了本发明的一个或多个优选的实施方案。在本发明的范围 内可以对下面的实施例做出多种变化。实施例用于混合形成以下试剂组合物的各组分从多种来源获得。通常，PVA、柠檬酸、K2HPO4、铁氰化钾和 MEGA8 表面活性剂从 Sigma-Aldrich，St. Louis,MO 获得。Surfynol 485 表面活性齐Ll从 Air Products, Allentown, PA 获得。酶系从 Amano Enzymes, Nagoya, Japan 获得。多孔颗粒氧化硅浆料从Grace Davison, East Chicago，IN获得。实施例1 试剂组合物I通过在38. 67g水中混合下表I的各组分制备试剂组合物。多孔颗粒浆料包括约 25. 3%的多孔颗粒，pH值为7. 5，混合物中颗粒的平均直径约为4 μ m(利用Horiba LA-910 的D99. 9测量)，每个颗粒的平均孔体积约为0. 74mL/g(N2吸附)，每个颗粒的平均表面积 约为163m2/g (N2吸附)。对于实施例2-9，浆料包括约29. 9 %的多孔颗粒，pH值为4，混合 物中颗粒的平均直径约为1. 20 μ m(利用Horiba LA-910的D99. 9测量)，每个颗粒的平均 孔体积约为0. 70mL/g(N2吸附)。表I 实施例2 试剂组合物II通过在26. 92g水中混合下表II的组分制备缺少酶系的 试剂组合物。表II 实施例3 试剂组合物III通过在29. 18g水中混合下表III的组分制备缺少酶系的试剂组合物。表III 实施例4 试剂组合物IV通过在27. 42g水中混合下表IV的组分制备缺少酶系的试剂组合物。表IV 实施例5 试剂组合物V通过在27. 37g水中混合下表V的组分制备缺少酶系的试剂组合物。表v 实施例6 试剂组合物VI通过在26. 37g水中混合下表VI的组分制备缺少酶系的试剂组合物。表vi 实施例7 试剂组合物VII通过在27. 28g水中混合下表VII的组分制备缺少酶系的试剂组合物。表vii 实施例8 试剂组合物VIII通过在26. 28g水中混合下表VIII的组分制备缺少酶系的试剂组合物。表VIII 实施例9 试剂组合物ix通过在29. 13g水中混合下表ix的组分制备缺少酶系的试剂组合物。表ix 尽管已经描述了本发明的各种实施方案，但是本领域技术人员显然可以在本发明 的范围做出其他实施方案和实施方式。因而，除了根据所附权利要求书及其等同物的约束 之外，本发明并不受限制。
权利要求
一种用于测量样品中的分析物浓度的试剂组合物，其包括约1％～30％(w/w)的约为20％～50％(w/w)的多孔颗粒悬浮液，所述多孔颗粒具有0.05～10微米的平均直径和至少20％(v/v)的空隙体积；约0.1％～3％(w/w)的至少一种聚合物材料；以及每微升试剂组合物约0.1～10活性单位的至少一种酶系。
2.如权利要求1所述的组合物，还包括约0.5% 10% (w/w)的至少一种介体。
3.如权利要求1所述的组合物，还包括约0.01% (w/w)的至少一种表面活性剂。
4.如权利要求1所述的组合物，其中所述多孔颗粒具有约0.5 1毫升/克的平均孔 体积。
5.如权利要求1所述的组合物，其中所述多孔颗粒具有约100 200平方米/克的平 均表面积。
6.如权利要求1所述的组合物，其中所述多孔颗粒由氧化硅形成并且在水中具有阴离 子表面电荷。
7.如权利要求1所述的组合物，其具有约4.5 7. 5的pH值。
8.如权利要求1所述的组合物，还包括至少一种载液，其中所述组合物是胶状悬浮液。
9.如权利要求8所述的组合物，其中所述胶状悬浮液对于絮凝是稳定的。
10.一种用于生物传感器的电极，其包括 至少一个导体；以及布置在所述导体上的至少一种试剂组合物，所述试剂组合物包括 平均直径为0. 05 10微米和空隙体积为至少20% (v/v)的多孔颗粒； 约0. 5% 10% (w/w)的至少一种介体； 至少一种聚合物材料；以及 至少一种酶系。
11.如权利要求10所述的电极，其中所述试剂组合物通过从试剂组合物的胶状悬浮液 干燥水而形成。
12.如权利要求10所述的电极，其中所述试剂组合物还包括约0.01% (w/w)的 至少一种表面活性剂。
13.如权利要求10所述的电极，其中所述多孔颗粒具有约0.5 1毫升/克的平均孔 体积。
14.如权利要求10所述的电极，其中所述多孔颗粒具有约100 200平方米/克的平 均表面积。
15.一种用于测量样品中的分析物浓度的生物传感器传感带，其包括 至少部分地被盖子覆盖的传感器基部；由所述传感器基部形成的至少一个储集器，其中所述至少一个储集器封住设置在所述 基部上的至少两个导体；在形成工作电极的至少一个导体上的至少一种试剂组合物，所述至少一种试剂组合物 包括每微升至少一种试剂组合物约0. 1 10活性单位的至少一种酶系； 约0. 5% 10% (w/w)的至少一种介体；以及至少一种聚合物材料，其中所述储集器和所述至少一种试剂组合物在将引入样品至所述传感带的小于约3秒内 提供分析物与所述至少一种试剂组合物的氧化还原反应的最大动力学性能，并且其中 利用具有至少5个工作循环的门控电流脉冲序列测定所述最大动力学性能，并且其中 工作循环的每个激励的持续时间为0. 4秒， 工作循环的每个弛豫的持续时间为1秒， 通过开路提供所述弛豫， 在每个激励期间测量至少3个输出电流值， 所述激励具有250mV的基本恒电位，以及 样品温度为23°C。
16.如权利要求15所述的传感带，其中所述试剂组合物还包括约0.01% (w/w) 的至少一种表面活性剂。
17.如权利要求15所述的传感带，其中所述试剂组合物还包括平均直径为0.05 10 微米和空隙体积为至少20% (v/v)的多孔颗粒。
18.如权利要求17所述的传感带，其中所述多孔颗粒具有约0.5 1毫升/克的平均 孔体积。
19.如权利要求17所述的传感带，其中所述多孔颗粒具有约100 200平方米/克的 平均表面积。
20.如权利要求15所述的传感带，其中在将引入样品至所述传感带的约2 2.5秒内 提供分析物与所述至少一种试剂组合物的氧化还原反应的最大动力学性能。
21.如权利要求15所述的传感带，其中当从具有衰变电流值的激励获得的初始电流值 是从所述至少5个工作循环获得的最大初始电流值时，达到所述最大动力学性能。
22.如权利要求15所述的传感带，其中当从具有衰变电流值的激励获得的电流终值是 从所述至少5个工作循环获得的最大电流终值时，达到所述最大动力学性能。
23.如权利要求15所述的传感带，其中在从具有衰变电流值的激励获得的初始电流值 是从所述至少5个工作循环获得的最大初始电流值时起至从同一激励获得的电流终值是 从所述至少5个工作循环获得的最大电流终值时的时间段内，达到所述最大动力学性能。
24.如权利要求15所述的传感带，其中所述分析物包括葡萄糖，所述样品包括全血，并 且对于葡萄糖浓度为100 300mg/dL的样品，在将引入样品至所述传感带的基本相同时间 内出现氧化还原反应的最大动力学性能。
25.一种用于测量样品中的分析物浓度的生物传感器系统，其包括 用于支撑至少2个导体的支撑部件；用于在分析物上选择性进行氧化还原反应的反应部件，其中所述反应部件包括至少一 种聚合物材料；用于测量分析物的氧化还原速率的测量部件，其中所述测量部件包括至少2个导体；以及其中所述测量部件在将引入样品至所述反应部件的小于约3秒内测量最大动力学性 能下的氧化还原反应速率，以及其中利用具有至少5个工作循环的门控电流脉冲序列测定所述最大动力学性能，并且其中工作循环的每个激励的持续时间为0. 4秒， 工作循环的每个弛豫的持续时间为1秒， 通过开路提供所述弛豫， 在每个激励期间测量至少3个输出电流值， 所述激励具有250mV的基本恒电位，以及 样品温度为23°C。
26.如权利要求25所述的系统，其中所述反应部件包括约0.1 10活性单位的至少一 种酶系。
27.如权利要求26所述的系统，其中所述反应部件包括约0.5% 10%(w/w)的至少 一种介体。
28.如权利要求25所述的系统，其中所述反应部件还包括约0.01% (w/w)的至 少一种表面活性剂。
29.如权利要求25所述的系统，其中所述反应部件还包括平均直径为0.05 10微米 和空隙体积为至少20% (v/v)的多孔颗粒。
30.如权利要求29所述的系统，其中所述多孔颗粒具有约0.5 1毫升/克的平均孔 体积。
31.如权利要求29所述的系统，其中所述多孔颗粒具有约100 200平方米/克的平 均表面积。
32.如权利要求25所述的系统，其中在将引入样品至所述反应部件的约2 2.5秒内 测量所述最大动力学性能下的氧化还原反应速率。
33.如权利要求25所述的系统，其中当从具有衰变电流值的激励获得的初始电流值是 从所述至少5个工作循环获得的最大初始电流值时，达到所述最大动力学性能。
34.如权利要求25所述的系统，其中当从具有衰变电流值的激励获得的电流终值是从 所述至少5个工作循环获得的最大电流终值时，达到所述最大动力学性能。
35.如权利要求25所述的系统，其中在从具有衰变电流值的激励获得的初始电流值是 从所述至少5个工作循环获得的最大初始电流值时起至从同一激励获得的电流终值是从 所述至少5个工作循环获得的最大电流终值时的时间段内，达到所述最大动力学性能。
36.如权利要求25所述的系统，其中所述分析物包括葡萄糖，所述样品包括全血，并且 对于葡萄糖浓度为100 300mg/dL的样品，所述测量部件在将引入样品至所述反应部件的 基本相同时间内测量氧化还原反应的最大动力学性能。
37.一种用于测量样品中的分析物浓度的方法，其包括将包括至少一种分析物的含水样品引入至试剂组合物，所述试剂组合物包括 平均直径为0.05 10微米和空隙体积为至少20% (v/v)的多孔颗粒以及至少一种聚 合物材料；用所述含水样品使所述试剂组合物再水合； 将输入信号施加到所述含水样品；在将所述含水样品引入至所述试剂组合物的约0. 4 5秒内测量至少一个输出信号电 流值；以及从所述至少一个输出信号电流值测量所述含水样品中的至少一种分析物的浓度。
38.如权利要求37所述的方法，包括在将所述含水样品引入至所述试剂组合物的约 1. 7 2. 7秒内测量至少一个输出信号电流值。
39.如权利要求37所述的方法，其中所述分析物包括葡萄糖，所述含水样品包括全血， 在样品的葡萄糖浓度为约50 550mg/dL时测量至少两个输出信号电流值，并且当与参考 葡萄糖浓度值相关联时，所述至少两个输出信号电流值的R2线性值至少为0. 90。
40.如权利要求37所述的方法，还包括在所述试剂组合物和所述至少一种分析物之间 的氧化还原反应的最大动力学性能期间测量至少一个输出信号电流值，其中利用具有至少 5个工作循环的门控电流脉冲序列测定所述最大动力学性能，并且其中工作循环的每个激励的持续时间为0. 4秒，工作循环的每个弛豫的持续时间为1秒，通过开路提供所述弛豫，在每个激励期间测量至少3个输出电流值，所述激励具有250mV的基本恒电位，以及样品温度为23°C。
41.如权利要求40所述的方法，包括在将所述含水样品引入至所述试剂组合物的约 1. 7 2. 7秒内测量至少一个输出信号电流值。
42.如权利要求40所述的方法，还包括在电流衰变期间测量至少一个输出信号电流值
43.如权利要求37所述的方法，其中所述试剂组合物还包括至少一种介体和至少一种 酶系。
44.如权利要求37所述的方法，其中所述多孔颗粒具有约0.5 1毫升/克的平均孔 体积。
45.如权利要求37所述的方法，其中所述多孔颗粒具有约100 200平方米/克的平 均表面积。
46.如权利要求37所述的方法，还包括在至多5秒内将所述至少一种分析物的测定浓 度输出到显示器。
47.如权利要求37所述的方法，还包括在至多3秒内将所述至少一种分析物的测定浓 度输出到显示器。
48.本发明公开的每一个新颖特征。
全文摘要
本发明公开了一种用于生物传感器传感带的试剂组合物，其可以在干燥后快速再水合。该组合物包括多孔颗粒并优选形成为胶状悬浮液。包括多孔颗粒的干燥试剂组合物可以在比从利用固体颗粒的干燥试剂组合物所观察到的更短时间内从传感带提供可用于分析的输出。来自多孔颗粒组合物的输出信号可以在约2秒内与样品的分析物浓度相关。按此方式，可以在比包括传统组合物的传感带更少的时间内获得对样品中的分析物浓度的精确浓度测定。包括多孔颗粒的干燥试剂组合物还允许试剂和分析物之间的氧化还原反应在比从传统传感带所观察到的更短时间内达到最大动力学性能。
文档编号G01N33/53GK101878428SQ200880117966
公开日2010年11月3日 申请日期2008年12月10日 优先权日2007年12月10日
发明者朱伯儒 申请人:拜尔健康护理有限责任公司