专利名称：用于确定样本流体中的分析物的浓度的系统和方法
技术领域：
本发明涉及一种供在測量流体中的分析物的浓度时使用的測量方法和设备。本发明更具体地但非排他性地涉及可以被用于测量血液中的葡萄糖浓度的方法和设备。
背景技术：
测量物质的浓度、尤其是在存在其它混杂物质的情况下在许多领域中是重要的，并且尤其是在医疗诊断中。例如，诸如血液的体液中的葡萄糖的測量结果对糖尿病的有效治疗而言是关键性的。
糖尿病治疗通常涉及两个类型的胰岛素治疗基础和丸剤。基础胰岛素涉及连续的、例如定时释放的胰岛素。丸剂胰岛素治疗提供附加剂量的更快起作用的胰岛素以调节由各种因素引起的血糖的波动，包括糖和碳水化合物的膳食时间新陈代谢等。血糖波动的适当调节要求血液中的葡萄糖浓度的准确测量。做不到这一点可能产生极端的并发症，包括失明或削弱的四肢中的循环，这可能最終使糖尿病患者丧失他或她的手指、手、脚等的使用。已知用于测量血液样本中的分析物(例如葡萄糖)的浓度的多种方法。此类方法通常属于两类中的ー个光学方法和电化学方法。光学方法一般地涉及反射率或吸收率光谱学以观察试剂中的光谱移位。此类移位是由产生指示分析物浓度的色彩变化的化学反应引起的。替换地，电化学方法一般地涉及指示分析物浓度的安培计或库仑计响应。參见例如授予Columbus的美国专利No. 4，233，029、授予Pace的美国专利No. 4，225，410、授予Columbus的美国专利No. 4, 323, 536、授予Muggli的美国专利No. 4, 008, 448、授予Lilja等人的美国专利No. 4, 654, 197、授予Szuminsky等人的美国专利No. 5, 108, 564、授予Nankai等人的美国专利No. 5, 120, 420、授予Szuminsky等人的美国专利No. 5, 128, 015、授予White的美国专利No. 5，243，516、授予Diebold等人的美国专利No. 5，437，999、授予Pollmann等人的美国专利No. 5，288，636、授予Carter等人的美国专利No. 5，628，890、授予Hill等人的美国专利No. 5，682，884、授予Hill等人的美国专利No. 5，727，548、授予Crismore等人的美国专利No. 5, 997, 817、授予Fujiwara等人的美国专利No. 6, 004, 441、授予Priedel等人的美国专利No. 4，919，770、授予Shieh的美国专利No. 6，054, 039以及授予Beaty等人的美国专利No. 6，645，368，其全部被整体地通过引用结合到本文中。为了用户的方便起见，減少显示血液样本中的葡萄糖水平的指示所需的时间多年来已经是系统设计员的目标。测试时间已经从花费约两分钟来显示读数的早期比色产品減少至约20 40秒的时间。最近，已经描述了短于十秒的测试时间(參见例如美国专利No. 7，276，146和7，276，147)，并且当前市场上的多个产品广告了约五秒的测试时间。在各种专利申请中已经讨论了小于两秒的最短测试时间(參见例如美国专利申请公开物No. 2003/0116447A1和2004/0031682A1 )。但就结果基本上受到混杂干扰物的影响而言，用这些技术，未完全达到短测试时间的实际实用性。用于测量血液中的化学制品的浓度的电化学方法的重要限制是混杂的变量对分析物的扩散和实际的各种活性成组的影响。对血糖測量结果的准确度的限制示例包括血液组成或状态(而不是被测量的方面)的变化。例如，血细胞比容(红血球的浓度)或血液中的其它化学制品的浓度的变化可能影响血液样本的信号生成。血液样本的温度变化是測量血液化学作用中的混杂变量的另ー示例。在其中结果未被针对诸如血细胞比容和温度的其它变量或干扰物进行补偿的应用中，短测试时间之后报告的血糖响应的实用性是有问题的。 相对于血液样本中的血细胞比容，现有技术方法已经依赖于红血球从样本中的血浆的分离，例如，借助于玻璃纤维过滤器或者包含用仅允许血浆进入膜的成孔剂的试剂膜。用玻璃纤维过滤器进行的红血球的分离增加測量所需的血液样本的尺寸，这与测试仪表客户的预期相反。多孔膜仅在減少血细胞比容效果时是部分有效的，并且必须与增加的延迟时间和/或AC測量结果(參见下文)相组合地使用以实现期望的准确度。现有技术方法还已尝试通过使用包括样本在测试条试剂上的较长培育时间的DC測量結果、从而减小样本血细胞比容对测量葡萄糖值的影响的幅值来減少或消除血细胞比容干扰。此类方法还遭受大大增加的测试时间。在美国专利No. 7，407，811以及本申请的母案的公开中教导了用以减少或消除血细胞比容和温度干扰的其它尝试，其中，向样本施加低振幅的AC电势以便基于相角(在本文中也称为“相位”)和从电流响应到AC激励信号的导纳信息来确定某些样本特性。如所教导的，在连续块中施加AC激励信号的多个频率，后面是常规DC激励信号。然而，那些公开指示了本发明人的存在必须施加每个频率、以便从AC和DC激励信号两者获得有用的、已知的且合理地可再现的信息的最小时间极限的意见。尽管那样，实际上从完整的AC方法可实现的最短总测试时间是3秒。替换地，为了在小于3秒中实现实际分析，对在AC激励期间所使用的频率块数目施加限制，即是2个块而不是4个。然而，減少所使用的频率块的数目可能对在修正多个干扰物(例如血细胞比容和温度)时可获得的准确度水平具有负面影响。如在AC激励的这些先前公开中所教导的，通过获得多个修正因数能够针对多个干扰物实现所指示葡萄糖的修正，诸如源自于AC信号激励的多个频率的相位和/或导纳响应数据。当多个修正因数測量干扰物的単独或不同方面时，或者当其受到ー个干扰物而不是另ー个的影响时，其是特别有益的。此外，还可以将被用于确定期望分析物浓度的修正因数或者甚至测量结果用于计算并可选地报告附加參数，诸如血液的血细胞比容水平或血细胞比容范围。通过减少潜在修正因数的数目，例如，測量来自AC激励的仅两个而不是三个、四个或更多频率的相位和/或导纳，潜在有用的信息可能被抛弃。例如，诸如血细胞比容水平或血细胞比容范围的信息对于用户而言可能是有用信息，尤其是对于临床环境中的保健提供者而言，在那里，可以在例行血糖测试中识别由于疾病或治疗而对医疗上显著异常的血细胞比容更加敏感的病人。例如，除葡萄糖浓度之外还提供血细胞比容水平在某些环境中将是有价值的信息片，作为由现有技术提出的解决方案的结果，其可能被丢失。因此，需要一种即使在存在混杂变量的情况下也更准确地測量血糖的系统和方法，所述混杂变量包括血细胞比容、温度和血液中的其它化学制品的浓度的变化。此外需要具有小于2秒的测试时间的此类系统和方法。同样地需要用小于2秒的测试时间来准确地測量任何生物流体的任何在医疗上显著的成分的系统和方法。本发明的目的是提供此类系统和方法。
发明内容
在一个实施例中，公开了ー种用于确定生物流体的医疗上显著的成分的浓度的方法，包括以下步骤向生物流体施加具有AC分量的第一信号；测量对第一信号的第一电流响应；向生物流体施加包括DC信号的第二信号；测量对第二信号的第二电流响应；将第一和第二响应组合；以及确定医疗上显著的成分的浓度指示。在其它实施例中，用于完成各步骤的时间不超过约2秒。在其它实施例中，来自该方法的总系统误差不超过约10%。在其它实施例中，第一信号包括包含多频率激励波形的AC信号，其中，一般地同时地施加而不是连续地施加不同的AC频率以便使用于完成第一和第二信号的施加的时间最小化。本发明可用于多种医疗上显著的成分(或者分析物，因为其还称为例如葡萄糖、乳酸、胆固醇、三酸甘油酯等，葡萄糖是最突出的分析物)和生物流体(或样本流体)，例如血液、血清、血浆、尿液等，血液是最典型的示例。
根据本文中的描述和如在所附权利要求中所阐述的，将理解系统和方法的其它实施例。
将參照附图仅以示例的方式进ー步描述本发明，在附图中
图I是用于使用具有约3. 6μπι的试剂层厚度的生物传感器的测量的电流对比时间的图，其被针对样本施加与DC激励的时间之间的时间參数化。图2是示出在本文所述的第一共变研究中使用的葡萄糖、血细胞比容和温度水平的表格。图3用表格方式举例说明用于本文所述的第一研究的激励信号分布和时序。图4用图的方式举例说明用于本文所述的第一研究的激励信号分布和时序。图5是用于来自本文所述的第一研究的未修正測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图6是用于使用本文所述的方法修正的图5的数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图7是用于使用具有约I. 6μπι的试剂层厚度的生物传感器的测量的电流对比时间的图，其被针对样本施加与DC激励的施加之间的时间參数化。图8是示出本文所述的第一研究中的AC响应的稳定化的导纳对比时间的图。图9是示出本文所述的第一研究中的生物传感器试剂条的截面厚度的图。图10是示出在本文所述的第一研究中使用的全血样本的葡萄糖、血细胞比容和温度水平的表格。图11举例说明被用于本文所述的第二研究的激励信号分布和时序。图12是示出在本文所述的第二研究中使用的三个试剂厚度的測量性能的表格。图13是用于本文所述的第二研究的标准化误差对比基准葡萄糖水平的图。图14是示出用于在本文所述的第二研究中获得的未修正DC数据的预测葡萄糖对比基准葡萄糖的Clark误差网格。图15是示出用于使用AC測量数据修正的图14的DC数据的预测葡萄糖对比基准葡萄糖的Clark误差网格。图16是在本文所述的第三研究中使用的一个实施例多正弦激励波形的图。图17A是用于使用本文公开的方法获得的第三共变血糖测量研究的200ms导纳和相位响应数据的表格。图17B是来自图17A的数据表的导纳幅值对比血细胞比容的图。图17C是来自图17A的数据表的相位对比血细胞比容的图。图18是示出本文所述的第三研究中的几个测试时间处的未修正血糖測量结果评 估以及用于使用本文公开的方法修正的相同数据的测量结果评估两者的表格。图19是用于来自本文所述的第三研究的未修正測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图20是用于使用本文公开的方法修正的图19的数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图21是示出用于图19的未修正数据和图20的已修正数据两者的预测葡萄糖对比基准葡萄糖的Clark误差网格。图22是示出本文所述的第四研究中的几个测试时间处的未修正血糖測量结果评估以及用于使用本文公开的方法修正的相同数据的测量结果评估两者的表格。图23是用于来自本文所述的第四研究的未修正測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图24是用于使用本文公开的方法修正的图23的数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图25是示出用于图23的未修正数据和图24的已修正数据两者的预测葡萄糖对比基准葡萄糖的Clark误差网格。图26是示出用于本文所述的第四共变研究的结果的目标对比实际值的表格。图27是来自本文所述的第四共变研究的导纳幅值对比血细胞比容的图。图28是来自本文所述的第四共变研究的相位对比血细胞比容的图。图29是源自于测量序列的示例性电流响应,该测量序列包括多频率AC激励波形、后面是DC激励，在具有93 mg/dL的目标葡萄糖浓度和70%血细胞比容的全血样本上执行。图30是已知润湿试剂施加过程中的根据涂层重量的估计和测量干燥涂层膜厚度的表格。图31是来自本文所述的第五共变研究的导纳幅值对比血细胞比容的图。图32是在不同测试时间处测量并按血细胞比容共变的DC电流响应的图。图33是来自本文所述的第五研究的用于在900ms处测量的未修正DC测量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图34是根据本文所述的第五研究的用于在900ms处测量且被修正的DC測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图35是根据本文所述的第五研究的用于在IlOOms处测量且被修正的DC測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图36是根据本文所述的第五研究的用于在1500ms处测量且被修正的DC測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。
图37是根据本文所述的第五研究的用于在2000ms处测量且被修正的DC測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图38是根据本文所述的第五研究的用于在2500ms处测量且被修正的DC測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图39是根据本文所述的第五研究的用于在3000ms处测量且被修正的DC測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖的图。图40是示出根据本文所述的第五研究的用于被修正的不同DC测试时间处的已修正响应的TSE的表格。图41是示出根据本文所述的第五研究的用于在900ms处的未修正DC响应数据的预测葡萄糖对比基准葡萄糖的Clark误差网格。图42是示出根据本文所述的第五研究的用于被来自ー个AC频率的响应数据修·正的900ms处的DC响应数据的预测葡萄糖对比基准葡萄糖的Clark误差网格。图43是示出根据本文所述的第五研究的用于被来自另ー AC频率的响应数据修正的900ms处的DC响应数据的预测葡萄糖对比基准葡萄糖的Clark误差网格。图44是示出根据本文所述的第五研究的用于被来自两个AC频率的响应数据修正的900ms处的DC响应数据的预测葡萄糖对比基准葡萄糖的Clark误差网格。
具体实施例方式出于促进对本发明原理的理解的目的，现在将对在图中举例说明的实施例进行參考，并将使用特定语言来描述那些实施例。然而，应理解的是并不意图限制本发明的范围。如本领域的技术人员正常地想到的，可以预期所示设备中的变更和修改以及如本文举例说明的本发明原理的进ー步应用并期望其受到保护。特别地，虽然在血糖测试设备和测量方法方面讨论的本发明，但预期可以将本发明与用于测量其它分析物和其它样本类型的设备一起使用。此类替换实施例要求对本文所讨论的实施例的某些适应，其对于本领域的技术人员来说将是显而易见的。根据本发明的系统和方法允许在超快的测试时间中(即不超过约2秒)准确地测量流体中的分析物。特别地，分析物的测量仍是准确的，尽管存在干扰物，否则其将引起误差。例如，根据本发明的血糖计在没有通常由样本的血细胞比容水平和样本的温度的变化引起的误差的情况下测量全血样本内的血糖的浓度。血糖的准确测量对于糖尿病患者的失明、循环损失以及血糖的不适当调节的其它并发症的预测而言是无价的。根据本发明的系统和方法的附加优点是能够更快速地且用小得多的样本体积来进行測量，使得糖尿病人測量其血糖更加方便。同样地，血液、尿液或其它生物流体中的其它分析物的准确且快速的测量提供改善的大范围的医学条件的诊断和治疗。应认识到的是电化学葡萄糖计通常(但并不总是)在存在试剂的情况下测量血液样本的电化学响应。试剂与葡萄糖反应而产生否则在血液中不存在的载荷子。因此，在存在给定信号的情况下的血液的电化学响应意图主要取决于血糖的浓度。然而，其次，血液对给定信号的电化学响应可以取决于其它因素，包括血细胞比容和温度。參见例如美国专利No. 5，243，516 ；No. 5，288，636 ；No. 5，352，351 ；No. 5，385，846 ;和 No. 5，508，171，其讨论了血细胞比容对血糖測量结果的混杂影响，并且其被整体地通过引用结合到本文中。另外，某些其它化学制品可能影响载荷子通过血液样本的传递，包括例如尿酸、胆红素和氧，从而引起葡萄糖的測量中的误差。本文公开的各种实施例涉及在仍递送被针对混杂的干扰物(假设其为血细胞比容和温度、或其它干扰物)进行修正的分析物測量结果(假设其为血糖或另一流体样本分析物)的同时允许实现较短的测试时间的系统和方法。本文公开的系统和方法使得能够实现小于两秒的测试时间，包括小于一秒的时间。本文所示使用的“总测试时间”被定义为从第ー电信号将被施加于样本时的样本检测(或样本剂量充分性，如果两者都被检测到)到在浓度确定计算中使用的最后ー个测量结果的获取的时间长度。除较短的总测试时间之外，本文公开的实施例导致分析物測量结果具有较低的总系统误差或“TSE”。TSE—般地包括系统和方法的准确度和精度的组合度量。其通常被计 算为(绝对偏置)+2* (精度)，其中，偏置=标准化误差的平均值；精度=StdDev (标准化误差)。通常相对于标准基准值来计算标准化误差。例如，在血糖测量的背景下，对于小于或等于75 mg/dl的基准葡萄糖样本而言，标准化误差=(预测葡萄糖一基准葡萄糖)；但对于大于75 mg/dl的基准葡萄糖样本而言，标准化误差=(预测葡萄糖一基准葡萄糖)*100/ (基准葡萄糖)。本文所使用的短语“具有AC分量的信号”指的是具有ー些交流电势(电压)部分的信号。例如，该信号可以是具有100%交流电势(电压)且没有DC部分的“ AC信号”;该信号可以具有在时间上分离的AC和DC部分；或者该信号可以是具有DC偏移的AC(AC和DC信号被叠加)。在后一种情况下，仍可以将信号描述为具有AC分量，即使可变电势的极性并不交替。示例I和2描述了其中总测试时间被减小的实验的细节。在每个示例中，使用AC块以便生成将被与DC測量结果在算法上组合的修正数据，与在ACXU-CHEK Aviva仪表中使用的已知测量序列类似。也就是说，以连续的方式施加多个AC电势频率，针对每个频率确定电流响应及其它测量数据。然而，在示例I和2中，通过减少用于每个连续AC频率块的时间以及用于DC块的时间来減少总测试时间。示例I详述了在共变研究中使用这些缩减时间块的实验，其使用具有一般试剂层厚度的生物传感器。示例2详述了使用具有可变试剂层厚度的生物传感器的在共变研究中具有缩减时间的实验。使用室内数据获取测试台(DATS电势恒定器)来执行用于示例I和2的測量序列，包括被配置为多仪表测试台的ー组血糖计，其使用已修改代码密钥来对期望的測量參数进行编程。虽然可以利用用于测试序列的多种方法和持续时间来对仪表进行编程和配置，但存在几个限制，诸如在仪表硬件中预先编程的可用频率的选择。此室内测试台在下文中将被称为“DATS”。本文中公开的本发明的某些实施例一般地通过使用多频激励波形技术在较短时间段内在多个频率下利用AC测试数据的收集。示例3和4描述了其中使用多频激励波形的实验的细节。这些多频激励波形是通过将变化频率的多个单独波形加在一起、使得流体样本同时被多个频率激励而形成的。多频激励波形不仅允许有短的測量时间，而且有自适应测量序列，因为AC信号数据收集由于施加的激励的交变极性而并不以DC测量所做的方式永久地改变所感测的化学作用。此外，按照在共同待决公开的美国专利申请 US-2004-0157339-A1、US-2004-0157337-Al、2004/0157338_Al、US-2004-0260511-AUUS-2004-0256248-A1和US-2004-0259180-A1中公开的方法，在低激励AC电势下施加AC信号的附加频率，以便生成非法拉第电流响应，由此，相角提供某些干扰因素的指示，根据此指示能够进行一个或多个干扰物修正的确定并将其用于更准确地确定流体样本中的分析物浓度。然后可以测量所得到的样本响应并通过使用诸如离散傅立叶变换(DFT)的傅立叶变换技术来推导每个激励频率分量。虽然本文中公开的各种示例利用多正弦激励波形，但本领域的技术人员将认识到的是可以使用具有任何期望形状的単独波形来构造多频率波形，诸如三角形、正方形、锯齿形、△形等，仅举几个非限制性示例。用来产生多频率波形的分量AC波形每个可以具有任何期望的频率和任何期望的振幅。多频率技术的使用不仅缩短了收集期望数据所需的时间(因为同时地而不是连续地进行AC測量)，而且更好地相关以进行修正，因为样本在对应于每个时间频率的数据收集期间减少地变化。并且，可以在时间上与DC测量更接近地进行AC測量。各AC和DC測量期间的样本状态之间的更好的相关允许更好的干扰物补偿，即使样本不处于稳定状态。
用于示例3和4的测量是用基于来自Agilent的VXI部件构造的电化学测试台执行的，并且其是可编程的以便以请求的组合和序列向传感器施加AC和DC电势并測量所得到的传感器的电流响应。数据被从电化学分析仪传递至台式计算机以便使用Microsoft Excel 进行分析。可以用具有适当频率响应分析仪和数字信号获取系统的任何市售可编程电势恒定器来执行测量。对于商业用途而言，可以在专用低成本手持式測量设备中执行该方法，诸如ACCU-CHEK AVIVA 血糖计，其中，固件被配置为使得能够以多频波形来实现AC信号的施加。在此类情况下，可以将测量參数包含于或提供给仪表的固件，并且在没有用户交互的情况下自动地执行測量序列和数据评估。例如，使用如上所述的可编程电势稳定器，执行测量并分析结果，其方式为将包含分析物的样本施加于生物传感器并用设备进行检测之后小于2秒的总测试时间是可能的。同样地,可以为ACXU-CHEK AVIVA 血糖计的固件提供被配置和布置成促使測量序列在相同时间段内发生的测量參数，即包含分析物的样本被施加于生物传感器并用仪表进行检测之后小于2秒的总测试时间。当測量数据的评估完成时，通常是获取最后ー个测量结果之后25 50 ms，可以在仪表的数字显示器上显示测量結果。示例I一具有怏谏总测试时间的连续多个AC频率测试
美国专利No. 7，407，811教导了后面是DC块的连续施加的多频率AC块的使用。例如，在美国专利No. 7，407，811中描述的示例5利用后面是DC激励的AC激励的连续施加。激励i信号包括被施加约I. 8秒的10 kHz AC信号、被施加约O. 2秒的20 kHz AC信号、被施加约O. 2秒的2 kHz AC信号、被施加约O. 2秒的I kHz AC信号以及被施加约O. 5秒的DCイ目号。总测试时间是3. O秒。在该专利的示例6中，期望使用被用于该专利中的示例5的相同测试条设计来获得低到I. I秒的总测试时间。为了实现这一点，本发明人不相信其可以简单地在较短的时间段内施加示例5的连续激励。如在专利中所述的
“使用上文中针对示例5所述的相同测试条1700和试剂，利用图24中所示的激励分布以便减少总测试时间。如相对于示例5所述的，可以确定20 kHz和10 kHz下的相角与血细胞比容估计最紧密地相关。因此在示例6中判定使激励的AC部分局限于两个频率以便減少总测试时间。为了实现总测试时间的进ー步減少，与DC信号同时地施加10 kHz AC激励(即具有DC偏移的AC信号)，该理论是此组合模式允许收集用于DC电流、AC相位和AC导纳的同时结果，提供最快速的可能結果。因此，在O. 9秒内施加20 kHz信号。其后，在O. I秒间隔之后同时地施加10 kHz和DC信号达I. O秒。，，
(美国专利No. 7，407，811，第23栏，第23 40行)。美国专利No. 7，407，811的发明人因此相信为了将总测试时间缩短至3. O秒以下，其需要去除AC激励块中的两个(在2 kHz和I kHz的那些)并与DC激励同时地施加其余两个AC激励块中的ー个。在图I和图7中举例说明了现有技术中的此信念的ー个原因，其中，针对其中样本施加之后的AC激励信号的施加时序改变的各种测试示出了所施加的样本对试剂化学作用的测量的DC响应。可以看到当在样本施加之后非常快速地施加DC激励时，响应未显示出预期的Cottrellian衰减,从而使得对于快速测试时间而言样本葡萄糖浓度的准确确定是不可能的。这是因为试剂层内的酶和媒剂可用性、水合作用以及扩散限制了能够以可再现方式进行DC測量多久。传感器之间的试剂水合作用和涂层均匀性是能够多快地測量DC响应的显著因素。
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我们已经发现较短的AC时间是可能的，因为即使在较早的时间，在AC响应数据中也提出了将与诸如血细胞比容的干扰相关的信息。虽然在前IOOms内存在AC的某些稳定化，但甚至在短时间的用于AC的信号也与血细胞比容干扰很好地相关。将以相同的间隔从期望的葡萄糖DC响应收集的信息用于所有期望频率使得能够实现DC葡萄糖响应与AC测量血细胞比容干扰的良好相关或修正。本示例I被构造为演示使用涂有包含葡萄糖氧化酶的均匀试剂制剂的传感器狭缝模(die)以更快的速率运行现有技术连续多AC频率测试技术的可行性。(在美国专利申请公开物No. 2005/0008537中描述了均匀试剂的狭缝模涂敷，其被整体地通过引用结合到本文中。)传感器电极是通过向Melinex 329上进行金溅射( 50 nm)、后面是通过石英上铬掩模的激光烧蚀以形成导电层的图案以定义工作和剂量充分性电极的过程制成的。所使用的结构与在美国专利No. 7，407，811中在图33所示的类似。该电极包括独立于ー对測量电极的一对剂量充分性电极。使用DATS进行测量。DATS配置的益处是设置的容易性和不同温度下的环境室中的快速、多通道数据收集。使用包括被配置为供AC激励測量方法使用的现有仪表的DATS未提出在可编程性方面的某些限制，该可编程性包括块之间的特定过渡时间以及可用AC频率，供DATS使用的仪表的基本上所有的基本、非可编程方面。然而，使用此类现有仪表的有用之处在于在示例I (和以下示例2中)检验的连续多AC频率方法可以是向后兼容的以供现有仪表使用。用具有七个不同葡萄糖目标浓度(50、100、150、250、300、450和550 mg/dL)、三个不同血细胞比容目标浓度(25%、45%和70%)和五个不同温度(8、14、24、35和42°C)的全血样本来执行共变研究。图2的表格详述了被用于本示例I的全血样本组成。使用在9 mV RMS的10 kHz、20 kHz、2 kHz和I kHz的连续施加的AC激励信号来收集AC数据。然后，在IOOms的开路之后，在1300ms开始施加450mV的DC电势。在1400ms开始每IOOms收集DC測量数据，并且在本示例I中分析1525 ms DC数据点(即测试利用I. 525秒的总测试时间)。(在比总测试时间晚的时间取DC数据点以便确认较短总测试时间的耐久性。由于确认了例如I. 525秒或更少的总测试时间的耐久性，所以较长时间处的DC数据点未被用于计算最終結果。)图3的表格将激励信号组成和时序列表，同时在图4中以一般方式用图形呈现了此数据。图5图示仅使用在1525 ms处获取的未修正DC测量结果的用于全部的105个共变样本([G]，％ HCT,で)的约1600个数据点的标准化误差对比基准葡萄糖。使用众所周知的现有技术来执行根据DC測量结果确定预测葡萄糖。如本领域的技术人员将很容易清楚的，測量系统用此类短的仅DC测试时间的表现是极差的，具有51%的总系统误差。如图3和4所示，连续地施加用于本示例I的AC激励电势(I至5)。所述序列在第一次施加10 kHz信号(未示出)以检测样本施加(剂量检测)和毛细管测试室(样本充分性)填充确定之后开始。在美国专利No. 7，597，793中描述了用于下降检测和剂量充分性的、AC測量结果的使用，其被通过弓I用结合到本文中。在将样本充分性确定之后，施加300 ms 10 kHz块以获得AC稳定，后面是在10kHz,20 kHz,2 kHz和I kHz信号的四个附加AC数据块，每个具有100 ms持续时间。本文中的所有时间都是相对于样本剂量充分性的检测开始的。此外，在图3的序列中保持块1，主要用干与ACCU-CHEK AVIVA 相关仪表故障保险的向后兼容，这与本发明无关。另外，块I被用来在相同频率下的下一个块之前使AC稳定。此工作中的某些的目标之ー是示出用于ACCU-CHEK AVIVA 仪表的产品平台的向后兼容的短测试时间。仅用两个频率来执行附加实验以检验时间对比连续AC/DC中的修正的有效性的极限。參见例如图8。在AC测量之后，然后将测量电极保持在开路达100 ms，后面是450 mV DC信号的施加。在姆个激励块之间，存在由50 ms预稳定和25ms拖尾数据传送时段构成的75 ms。在1525 ms处评估测试时间(测试时间=I. 525秒在I. 5秒处使用DC + O. 025s传送时间)。针对四个100 ms AC激励块中的每ー个捕捉AC导纳值以便使用以下等式针对血细胞比容和温度的干扰效应对DC葡萄糖測量结果进行修正
预测葡萄糖=INT + Yi2*Y2 + Pi2*P2 + Yi3*Y3 + Pi3*P3 + Yi4*Y4 + Pi4*P4+ Yi5*Y5 + Pi5*P5 + exp (SLOPE + Ys2*Y2 + Ps2*P2 + Ys3*Y3 + Ps3*P3 + Ys4*Y4 +Ps4*P4 + Ys5*Y5 + Ps5*P5)*DC**P0WER(等式 I)
其中Yi2, Yi3, Yi4, Yi5, Ys2, Ys3, Ys4 和 Ys5 是常数 Pi2, Pi3, Pi4, Pi5, Ps2, Ps3, Ps4 和 Ps5 是常数 Y2是在10 kHz的导纳幅值(第二块)
Y3是在20 kHz的导纳幅值 Y4是在2 kHz的导纳幅值 Y5是在I kHz的导纳幅值 P2是在10 kHz的相角(第二块)
P3是在20 kHz的相角 P4是在2 kHz的相角 P5是在I kHz的相角 INT是截距 SLOPE是斜率
DC是用DC测量结果预测的未修正葡萄糖响应
POWER = Const + Yp2*Y2 + Pp2*P2 + Yp3*Y3 + Pp3*P3 + Yp4*Y4 + Pp4*P4 + Yp5*Y5+ Pp5*P5。等式I证明能够用功率模型来近似系统的剂量一响应。此功率模型的斜率和功率受诸如温度和血细胞比容的共变的影响。由于AC測量(导纳和相位)对这些共变敏感，所以其在斜率和功率方面被用来补偿共变效果。通过用在葡萄糖、温度和血细胞比容共变的情况下收集的数据进行參数估计来建立參数估计。本示例中的DC值选自ー个测量的DC点，并且等式I是单个DC值所特定的。针对更多DC值，即在DC块期间获取的不止ー个电流响应测量结果，更一般的表示是
预测葡萄糖=baO + al*Ieff + a2*Peff + a3*Yef f + ( b4 + exp ( bO + b2*Peff+ b3*Yeff))*Ieff**( cO + c2*Peff + c3*Yeff)
其中Ieff= bVO + bVl*DCl + bV2*DC2 + bV3*DC3 + bV4*D4 + bV5*DC5 +
bV6*DC6
Peff= bPO + bPl*Pl + bP2*P2 + bP3*P3 + bP4*P4 + bP5*P5 + bP6*P6Yeff= bYO + bYl*Yl + bY2*Y2 + bY3*Y3 + bY4*Y4 + bY5*Y5 + bY6*Y6。在美国专利No. 7，407, 811中详细地讨论了使用AC导纳幅值和相位数据来针对血细胞比容和温度的影响对DC葡萄糖响应数据进行修正。类似于图5，图6还图示了用于全部的105个样本的标准化误差对比基准葡萄糖，不同的是已经使用上文所讨论的AC測量和方法对在1525ms处所取的DC測量结果进行了修正。此类修正允许测量系统补偿血细胞比容和温度的干扰效果。如可以看到的，所有测量结果现在以+/-15%的标准化误差下降，具有9. 4%的总系统误差，全部具有仅I. 525秒的测试时间。本示例I因此证明使用多个串联AC激励频率可以实现I. 525秒的极短测试时间以便探测样本并测量阻止葡萄糖值的准确评估的干扰物，并修正测量的葡萄糖值来去除这些干扰物对测量的影响。这个令人惊奇的结果与上文指出的现有技术的教导内容矛盾。试剂厚度的控制
本文所公开的某些实施例、包括从下文的示例2的描述示出的实施例还通过使用诸如通过狭缝模涂敷来向生物传感器表面施加试剂的均匀方法而利用生物传感器试剂厚度的准确控制。本文公开的试剂涂层一般地在厚度上为约I. 6 5 μ m。试剂涂层的均匀度和因此所得到的试剂膜与流体样本的均匀溶解/水合作用使得能够实现很好地与AC測量结果相关以提供被准确地补偿的葡萄糖的可再现性。不均匀试剂厚度由于测量结果的更多可变化性而不利于实现更快速的方法和改善的性能，尤其是在短时间吋。为了获得鲁棒的性能，我们谋求非常均匀的膜。关于与涂层均匀的膜有关的方法描述和公开，參见上文參考的美国专利申请公开物No. 2005/0008537。图I和图7举例说明被施加于试剂化学作用以进行各种测试的样本的测量的DC响应，其中，样本施加之后的DC激励信号的施加定时从约75ms变化至1400ms。图I的水合作用在各条之间不像图7中的更薄试剂那么均匀。在样本施加之后太快地施加DC激励可能导致非Cottrellian响应和因此的不准确的葡萄糖浓度测量結果。使用如在美国专利申请公开物No. 2005/0008537中一般地描述的涂覆方法，用于图I的试剂涂层(50 g/m2涂层重量)为约3.6μπι且对于图7而言(20 g/m2涂层重量)为约I. 6μπι。可以看到的是当在向更薄试剂层施加样本之后非常快速地施加DC激励时，响应开始更加快速地显示出预期的Cottrellian状衰减特性,从而使得快速测试时间内的样本葡萄糖浓度的准确确定成为可能。这是因为用更薄和或更均匀的试剂层厚度实现了酶可用性、水合作用和在试剂层内的扩散，其限制了能够进行DC測量多久。图30示出使用在U. S.2005/0008537公开物中描述的润湿试剂涂敷方法的涂层重量设置及实际测量干燥涂层膜厚度的表格。从该公 开和关于这方面的本领域技术人员将认识到实现每个涂层重量所需的设备操作參数。在美国专利申请公开物No. 2005/0016844和2005/0008537中公开了可用于在生物传感器上形成薄试剂条的技术和方法，其公开从而被整体地通过引用结合到本文中。图8概括了在具有以4μπι、2. 5μπι和2. O μ m的厚度在其上面形成的试剂涂层的生物传感器上执行的测试。表I示出涂敷于在图8中使用的生物传感器上的润湿试剂的ー般组成。该试剂与ACXU-CHEK AVIVA 生物传感器的试剂类似，但是用铣削硅石制备的。由于未铣削硅石可能具有将不利于更薄涂层的颗粒尺寸的问题，使用铣削硅石来减小硅石的平均颗粒尺寸。它们被以不同的涂层重量涂敷，导致不同的測量厚度。目标是从至少针对上厚度水平具有某些前述最优化的用于葡萄糖生物传感器的试剂质量开始。然后，通过使用相同的试剂质量来调整涂层重量，使用狭缝模涂敷方法来制备从约4 Mm至2 Mm的试剂厚度。通过以这种方式制造试剂，还降低了最初针对较厚涂层重量被最优化的活性成分的浓度。表I
泯湿试射
%
Kellro! F0,22 %
CMC__OJ %
Sioernal FK320 DS < titW ) 2.02 %
PVP K251.91 %
Frooiofar 2.ii %
GiucDOR wt0.40 %
PQQ0.01 %
破珀酸#j0.29 %
HFa-it......................................................................0,4Β%
KH2PO4__0.39 %
K2HPO4 X 3 H2O__1.19%
α. Λ 3 31.1144_ 0J3 %
MeqaS__0.28 %
Gerogon T770.03 %
KOH0.14 %_
水总量眺27%
总+汗100.00 %
向每个生物传感器施加血液样本并随着试剂与样本进行水合而向生物传感器施加2kHz或20 kHz的AC激励频率。在一秒内每IOOms测量导纳数据并在图8中绘图。如可以看到的，AC导纳在样本施加之后小于400ms内已经稳定，并且显示IOOms处的AC数据适合于在使用下文公开的程序来修正所得到的DC葡萄糖测试。从在图I和7中所表示的数据，显而易见的是试剂在样本施加之后相当快速地稳定下来。关于被测试的膜，更薄的试剂提供更快地稳定的AC响应且是以更可再现的方式。如本文公开的实现快速测试时间的能力大大地受到试剂膜中的酶和媒剂的水合作用速率以及反应产物到试剂膜下面的电极表面的扩散速率的影响。在美国专利申请公开物No. 2005/0016844和2005/0008537中公开的用于沉积试剂层的狭缝模涂敷方法的使用允许针对试剂的更快速和更可再现溶解、填充时间和水合作用分布沉积均匀的薄膜试剂。图9示出使用这些方法在生物传感器上沉积至2. 5 μ m (标称涂层重量=30 g/m2)的目标厚度的薄膜试剂的表面轮廓测定法測量。如可以看到的，试剂条的中央B区域中的平均厚度是2. 46 用薄试剂膜(在一个实施例中，在厚度上约I. 6 10 μπι，并且在其它实施例中,在厚度上约I. 6 5 μ m)，更快速且更均匀地表现出酶可用性、水合作用和扩散。
在允许样本施加之后更快的测量的更快水合作用方面，薄膜有利于测量。AC稳定看起来比DC响应较少地受到膜厚度的影响。当膜较薄吋，在更早的时间响应于DC激励观察到更像Cottrellian的行为。这可以通过图I和图7的比较来看到。图I示出用于如所示当DC激励在检测到样本充分性之后约100 700 ms开始时提供可变早期I对比T迹线的较厚膜、即50 g/m2的电流响应。相比之下，如图7所示，针对相同时间范围，对于20 g/m2而言，电流响应遵循很好的趋势。另外，在施加DC电势之后约300 ms, I对比T响应变得更像Cottrellian。然而，存在关于薄膜的需要考虑的某些限制。在两个传感器上都需要最小量的酶以便获得线性响应并保持传感器的要求的长期稳定性。本示例中的膜由于其由相同的试剂质量制成而具有按比例減少的酶，因为其被制成得更薄。膜厚度的下限一般地取决于用以提供适当响应和稳定性的试剂质量中的酶的浓度。还可以理解的是将存在厚度的某个下限，其中，涂敷方法及衬底厚度的可变化性将不提供均匀的涂层厚度。对于关于均匀且均质膜厚度的控制的其它问题和公开，參见例如上文參考的美国专利申请公开物No.2005/0008537。示例2—具有怏谏总测试时间和变化试剂厚度的连续多AC频率测试
使用与可从美国印第安纳州印第安纳波利斯市的Roche Diagnostics公司获得的ACCU-CHEK AVIVA 类似的电极和测试结构来执行针对葡萄糖浓度测试多个全血样本的共变研究。以三个厚度2μπι、2. 5μπι和4μπι中的ー个向生物传感器施加具有与来自表I (上文)的相同或基本上类似的组成的基于吡咯并喹啉醌依赖性葡萄糖脱氢酶(PQQ-GDH)的试齐U。如在图10中详述的，用与示例I类似但具有六个葡萄糖浓度、五个血细胞比容水平和五个浓度的全血样本来执行共变研究。如在图11中详述的，连续地施加用于本示例2的AC激励电势。10 kHz剂量检测和样本充分性方法(未示出)后面是300 ms 20 kHz信号、后面是20 kHzUO kHz,2 kHz和
IkHz信号的100 ms施加。然后将测量电极保持在开路达100 ms，后面是550 mV DC信号的施加。由于DATS的现有仪表中的预置定时參数，在每个激励块之间存在50 ms的稳定延迟和25 ms的拖尾数据传送时段。在从约1500 ms开始的总测试时间提取对DC信号的响应的测量结果，并以100 ms的间隔进行測量。针对每个AC激励块捕捉AC导纳值以便使用以下等式针对血细胞比容和温度的干扰效应对DC葡萄糖測量结果进行修正预测葡萄糖=INT + Yi2*Y2 + Pi2*P2 + Yi3*Y3 + Pi3*P3 + Yi4*Y4 + Pi4*P4+ Yi5*Y5 + Pi5*P5 + exp (SLOPE + Ys2*Y2 + Ps2*P2 + Ys3*Y3 + Ps3*P3 + Ys4*Y4 +Ps4*P4 + Ys5*Y5 + Ps5*P5) *DC**P0WER(等式 2)
其中Yi2, Yi3, Yi4, Yi5, Ys2, Ys3, Ys4 和 Ys5 是常数 Pi2, Pi3, Pi4, Pi5, Ps2, Ps3, Ps4 和 Ps5 是常数 Y2是在20 kHz的导纳幅值(第二块)
Y3是在10 kHz的导纳幅值、 Y4是在2 kHz的导纳幅值 Y5是在I kHz的导纳幅值 P2是在20 kHz的相角(第二块)
P3是在10 kHz的相角 P4是在2 kHz的相角 P5是在I kHz的相角 INT是截距 SLOPE是斜率
DC是用DC测量结果预测的未修正葡萄糖响应
POWER = Const + Yp2*Y2 + Pp2*P2 + Yp3*Y3 + Pp3*P3 + Yp4*Y4 + Pp4*P4 + Yp5*Y5+ Pp5*P5。将认识到的是等式2与来自示例I的等式I是基本上相同的。主要的差别仅在于施加不同频率的序列顺序，其中，示例I施加频率序列是10-20-2-1 kHz，示例2施加频率序列是 20_10_2_1 kHz ο使用众所周知的现有技术来确定来自DC测量结果的未修正葡萄糖响应(即未针对血细胞比容和温度的干扰效果进行修正)。然后使用如上文在等式2中详述的AC导纳幅值和相位測量数据针对血细胞比容和温度的干扰效果对此DC葡萄糖响应进行修正。针对每个计算总系统误差、偏置、精度和NVar并在图12中将这些列成表。如可以看到的，用于全部的三个试剂厚度的总系统误差在低到I. 525秒的总测试时间处是非常好的。如上文所參考的，总系统误差或TSE是系统的准确度和精度的组合度量。其通常被定义为(绝对偏置)+2* (精度)。细节如下
偏置=标准化误差的平均值；
精度=StdDev (标准化误差)；
其中
当基准葡萄糖く= 75 mg/dl时，标准化误差=(预测葡萄糖一基准葡萄糖)；以及当基准葡萄糖〉75 mg/dl时，标准化误差=(预测葡萄糖一基准葡萄糖)*100/ (基准葡萄糖)。图13图示如上文详述的用于使用AC測量结果修正的DC測量数据的标准化误差对比基准葡萄糖值。仅使用在1500 ms处所取的DC測量结果(+用于传送的25ms)，因此，此数据表示I. 525秒的实际总测试时间。血细胞比容和温度的干扰效果已被大大减小，对于整个共变研究具有10. 0%的总系统误差。图14是示出用于在1525 ms处所取的所有未修正DC葡萄糖测量结果的预测葡萄糖值对比基准葡萄糖值的Clark误差网格。Clarke误差网格分析(EGA)是在1987年开发的以对与在其仪表中获得的血糖值相比的其当前血糖的病人估计的临床准确度进行量化。參见 Clarke WL, Cox D, Gonder-Frederick LA , Carter ff, Pohl SL: Evaluatingclinical accuracy of systems for self-mom toring 01 blood glucose. DiabetesCare 10:622 - 628，1987。此后Clark误差网格被用来对与基准值相比由测试仪表生成的血糖估计的临床准确定进行量化。EGA —般地被作为用于确定血糖仪表的准确度的标准方法所接受。Clark误差网格将来自基准葡萄糖仪表和评估葡萄糖仪表的测试结果的散点图分 解成五个区域。区域A是在基准传感器的20%内的那些值，区域B包含在20%以外但将不会导致不适当治疗的点，区域C是导致不必要治疗的那些点，区域D是指示检测低血糖的潜在危险故障的那些点，并且区域E是将使高血糖的治疗与高血糖混淆且反之亦然的那些点。在图14中，虚线另外还指示基准传感器的15%内的值。如在图14中可以容易地看到的，未修正葡萄糖值充分地落在+/- 15%误差窗ロ之夕卜，所述误差窗ロ是在Clark误差网格中阐述的期望误差窗ロ。在根据用于血糖监视系统的一般行业实践以及根据FDA指南的葡萄糖测试仪表中，此水平的准确性将被视为不可接受的。图15是示出图14所示的相同DC测试数据的Clark误差网格，不同的是已经使用上文所述的方法针对血细胞比容和温度的干扰效果对数据进行修正。如在图15中可以容易地看到的，被使用AC測量数据针对血细胞比容和温度进行修正的測量系统的性能比仅使用DC測量结果来在极快的总测试时间预测葡萄糖值优越的多。如从以上示例2可以看到的，薄试剂膜(诸如厚度约I. 6 5μπι)的使用和支持用低于2秒的总测试时间来执行被针对血细胞比容和温度的干扰效果进行修正的准确葡萄糖确定的能力。试剂涂层的均匀度和因此所得到的试剂膜与流体样本的均匀溶解/水合作用被认为使得能够实现很好地与AC測量结果相关以提供被准确补偿的葡萄糖测试结果的可再现性。根据示例I和2，已经变得显而易见的是尽管有本领域中的先前的理解，但用缩短的连续AC块和/或通过使用较少的连续AC频率，能够实现较短测试时间。然而，使用更多的频率能够在测量修正中提供益处，尤其是当修正多个变量时或当期望实际上除分析物测量结果之外还提供ー个或多个此类变量的水平或一般范围的指示吋。为了实现这一点，并且仍实现最短的可能测试，探索多频率激励波形的使用，诸如在示例3和4中所阐述的。多频率激励
如在本文中所述，本文公开的某些实施例通过使用多频率激励波形技术在较短时间段内在多个频率下利用AC测试数据的收集。这些多频激励波形是通过将变化频率的多个单独波形加在一起、使得流体样本基本上同时地而不是连续地被多个频率激励而形成的。然后可以测量所得到的样本响应，并且此测量结果将包含对所有激励频率的样本响应。然后通过使用诸如离散傅立叶变换(DFT)的傅立叶变换技术来推导来自每个激励频率分量的特定贡献。虽然本文公开的各种示例利用多正弦激励波形，但本领域的技术人员应认识到可以使用具有任何期望形状的単独波形来构造多频率波形，诸如三角形、正方形、锯齿形、△形等，仅举几个非限制性示例。用来产生多频率波形的分量AC波形每个可以具有任何期望的频率和任何期望的振幅。多频率技术的使用不仅缩短了收集期望数据所需的时间(因为同时地而不是连续地进行AC測量)，而且更好地相关以进行修正，因为样本在对应于每个时间频率的数据收集期间较少地变化。对于利用非常快速的总测试时间的测试尤其如此，其中，在样本施加之后非常短的时间进行測量，并且样本仍经历扩散和与试剂化学作用的反应。并且，可以在时间上与DC测量更接近地进行AC測量。AC与DC之间的更好相关允许更好的干扰物补偿，即使样本不是处于稳态。
用于被针对血细胞比容和温度的干扰效果进行修正的血糖测试系统的示例性现有技术测量序列(诸如在美国专利No. 7，407，811中公开的那些)如下
步骤I :向仪表中的生物传感器施加血液。步骤2 :针对下降检测和/或剂量充分性获取样本的AC測量結果。步骤3 :在一段时间内获取AC測量结果以允许计算用于血细胞比容和温度的修正因数。在许多情况下，连续地向样本施加多个AC激励频率。步骤4 :获取DC测量结果以测量原始(未修正)葡萄糖响应。图5 :使用AC测量结果导出的修正因数针对血细胞比容和温度影响对原始DC响应进行补偿。步骤6 :向用户显示测量結果。此程序相对于在小于2秒内获得测量结果具有某些缺点。虽然可以通过用关于血细胞比容和温度的AC导出数据来修正原始DC葡萄糖测量结果而获得准确的测量结果，但收集AC数据所需的附加时间延长了总测试时间，并且还在时间上将用来达到最終测量结果的各种AC和DC測量结果分离。各种AC和DC測量结果的此时间上的分离在某些情况下可能有一定意义，因为被测试的样本继续经历与试剂的化学反应，并且试剂在此时间期间被水合。也就是说，在其中连续地用不同的波形频率来施加AC信号的測量序列中，用于每个频率的导纳和相位数据虽然仍可用于后续原始DC响应测量结果的修正，但不是理想的，因为每个数据点是在样本ー试剂水合作用一反应动态过程的进展期间的不同时间获取的。通过在AC激励波形内同时地施加所有频率，用于每个频率的导纳和相位数据仍是可単独辨别的，并且有利地涉及样本一试剂动态过程的相同状态。在图29中举例说明从示例性多频率AC激励波形的施加开始测量、后面是DC信号的施加的电流响应。针对示例3和4，使用基于来自Agilent的VXI部件构造的电化学测试台来执行数据获取，并且其是可编程的以便以请求的组合和序列向传感器实际AC和DC电势并测量所得到的传感器的电流响应。示例3—具有怏谏总测试时间的多频率AC测试
用与ACXU-CHEK AVIVA 生物传感器类似的电极结构和与在表I (上文)中阐述的组成相同或类似的试剂进行针对示例3执行的測量。这些传感器是使用包括溅射、激光烧蚀、试剂狭缝模涂敷以及层压的过程的组合使用一般地与ACCU-CHEK AVIVA 生物传感器相同的技术制造的。測量序列由三个基本块构成。第一测量块(未示出)利用被施加于测试条的10240Hz正弦波激励以便检测样本剂量充分性(足以执行测量的毛细管测试室的填充)。在上文參考的美国专利No. 7，597，793中描述了用于下降检测和剂量充分性的AC测量的使用。在检测足够的样本之后，在短时间间隔内(如下文详述)使用多正弦(也称为多音)波形来开始第二测量块来同时地收集用于感兴趣的每个频率的AC导纳幅值和相位数据。被用于本示例3的多正弦波形是通过将四个频率(1024、2048、10240和20480 Hz)的正弦波相加构造的。这些频率被选择，因为根据上文所參考的申请人的关于AC激励的使用的在先公开，已知它们可用于干扰物的修正。已知约20和约10 kH在较高频率范围提供用于血细胞比容的有用修正。由于用于有用离散测量的已知潜力，包括约I和约2 kHz的较低频率范围。一般地，此频率组合允许修正诸如血细胞比容和温度的多个參数。应很好理解的是这些值不必具体地是20 kHz,例如，而是仅在能够合理地独立于要修正的葡萄糖响应来測量干扰物的范围内。较高频率可以更多地与诸如血细胞比容的ー个干扰物相关，而另一频率可以更多地与另ー干扰物相关。将提供最好的总体修正响应的频率或频率组合的最优化将是有用的，并且鉴于本公开，很好地在本领域的技术人员的技术内。然而，在用多频率AC波形工作以减少用以在仍提供良好的修正的短的总测试时间的同时从多个频率收集响应数据的时间时，可以判定使用这些已知范围内的频率将是有用的，以便依赖于过去的经验。另外，先前的经验表明来自不止一个频率的数据能够比在仅ー个频率下测量更好地修正多个干扰物。可以在这里选择四个频率，使得可以使用先前編程的数据分析例程。然而，两个、三个或者甚至五个或更多频率例如也可以提供适当的修正。已经执行了仅用两个AC 频率的某些离散AC方法。针对示例3，多正弦波形由ー个周期的1024 Hz信号、两个周期的2048 Hz信号、10个周期的10240 Hz信号以及20个周期的20480 Hz信号构成。峰值振幅被设置在12. 7mV，但是由于信号的多正弦性质，实际RMS值将明显更低。(RMS是波形的均方根值SQRT[(1/N)*SUM(x2)]。)该波形包括被输入到数模转换器中的16000个数据点并在图16中示出。使用多正弦激励波形的ー个益处是减少了收集用于全部四个频率的数据所需的AC測量时间，因为测量是同时地进行的。多正弦激励波形的另一益处是用于所有频率的AC測量数据被同时地收集并因此较少地受到样本随着其与试剂反应而改变的事实的影响。多正弦波形在剂量充分性的指示之后被施加于试样达300 ms并以100 ms间隔被分析。虽然本示例3利用300 ms的测量时段，但可以采用更长、更短且甚至可变的时间段，具有类似的結果。一般地，为了实现两秒或以下的总测试时间，一个实施例中的用于多正弦测量时段的范围是100 ms至1900 ms。用所使用的ACXU-CHEK AVIVA 测试结构，200 500 ms是足以从试样提供可再现AC响应的时段。虽然使用多正弦信号同时地向样本施加各种激励频率，但可以使用适当的数学函数从AC測量数据提取可归因于每个频率分量的响应，诸如快速傅立叶变换(FFT)或离散傅立叶变换(DFT)或其它数学技术，如本领域的技术人员将认识到的。在本示例3中使用DFT来提取用于每个频率的导纳幅值和相位数据。针对与用于被测试的全部九个样本的剂量充分性之后200 ms相关的时间点，在图17A中示出了用于每个频率的提取导纳数据。在图17B中举例说明了用于示例3的每个频率下的相位与血细胞比容的图，并且在图17C中举例说明了用于示例3的每个频率下的导纳幅值与血细胞比容的图。第二测量块由被施加于样本以便获得原始(未修正)预测葡萄糖读数的550 mV DC信号构成，如在本领域中已知的。从测量数据提取四个DC时间点作为具有在500、600、1000和1500 ms处结束的数据点的100 ms平均数据点(即，达O. 5,0. 6、I. O和I. 5秒的总测试时间)。
使用90、250和600 mg/dL的目标葡萄糖浓度和20、45和70%的目标血细胞比容值为共变研究准备九个全血样本。针对被测试的每个样本，用非线性拟合来分析每个DC时间点并使用300 ms AC导纳幅值和相位数据来计算被使用以下等式对血细胞比容和温度的影响进行补偿的预测葡萄糖响应
预测葡萄糖=INT + Yil*Yl + Pil*Pl + Yi2*Y2 + Pi2*P2 + Yi3*Y3 + Pi3*P3+ Yi4*Y4 + Pi4*P4 + exp (SLOPE + Ysl*Yl + Psl*Pl + Ys2*Y2 + Ps2*P2 + Ys3*Y3 +Ps3*P3 + Ys4*Y4 + Ps4*P4) *DC**P0WER(等式 3)其中 Yil, Yi2, Yi3, Yi4, Ysl, Ys2, Ys3 和 Ys4 是常数
Pil, Pi2, Pi3, Pi4, Psl, Ps2, Ps3 和 Ps4 是常数
Yl是在1024 Hz的导纳幅值
Y2是在2048 Hz的导纳幅值
Y3是在10240 Hz的导纳幅值
Y4是在20480 Hz的导纳幅值
Pl是在1024 Hz的相角
P2是在2048 Hz的相角
P3是在10240 Hz的相角
P4是在20480 Hz的相角
INT是截距
SLOPE是斜率
DC是用DC测量结果预测的未修正葡萄糖响应
POWER 是=Const + Ypl*Yl + Ppl*Pl + Yp2*Y2 + Ρρ2*Ρ2 + Υρ3*Υ3 + Ρρ3*Ρ3 +Υρ4*Υ4 + Ρρ4*Ρ40再次地，此等式是与等式I和2相同的形式，但是如可以看到的，对于200 ms处的同时AC而言变量在从Yl至Y4和Pl至P4范围内，而不是在等式I和2中使用的Y2 Y5和P2 P5。如上文所讨论的，在美国专利No. 7，407, 811中详细地讨论了使用AC导纳幅值和相位数据来针对血细胞比容和温度的影响对DC葡萄糖响应数据进行修正。使用众所周知的现有技术来确定来自DC测量结果的未修正葡萄糖响应(即未针对血细胞比容和温度的干扰效果进行修正)。然后使用如上文在等式3中详述的AC导纳幅值和相位測量数据针对血细胞比容和温度的干扰效果对此DC葡萄糖响应进行修正。针对每个总测试时间(针对已修正和未修正結果)计算总系统误差(TSE)、偏置、精度和NVar，并且在图18中将这些列成表格。如可以容易地看到的，被使用AC測量数据针对血细胞比容和温度进行修正的測量系统的性能比仅使用DC測量结果来预测葡萄糖值优越的多。此外，同时地针对多个激励频率获取AC測量数据允许极快的总测试时间，具有针对I. 5秒、I. O秒、
O.6秒和O. 5秒的总测试时间显示出非常好的TSE值的测量結果。图19图示用于未修正葡萄糖测量结果的标准化误差对比基准葡萄糖值，并且在该数据中能够看到对血细胞比容值的显著依赖。总系统误差是53.8%。图20图示用于相同测量的标准化误差对比基准葡萄糖值，只是这一次，如上文详述的，已经使用AC測量结果修正了 DC測量数据。很明显已基本上减小了血细胞比容的干扰效果，具有14. 2%的总系统误差。此减小是仅使用在剂量充分性指示之后500 ms处所取的AC測量数据实现的。图21是示出用于已修正和未修正的所有上述500 ms数据点的预测葡萄糖值对比基准葡萄糖值的Clark误差网格。如可以容易地看到的，未修正葡萄糖值很好地落在+/-15%误差窗口外面，而已修正数据全部在此极限内。因此，证明了用以实现半秒葡萄糖总测试时间的多频率激励的使用。本示例3的以上数据清楚地显示本文公开的多频率激励技术的使用通过允许样本被多个频率同时地激励并同时地测量样本对那些频率的响应来允许极短的测试时间。即使在半秒总测试时间，数据也提供由干扰物引起的DC测量误差的显著减 小，并且允许以很好地在已接收行业标准内的測量准确度向用户报告本质上瞬时的测量結果。示例4一具有快速总测试时间的多频率AC测试
针对示例4执行的测量是用与示例3相同的电极结构和试剂及相同的測量序列进行的。然而，示例3測量是对具有三个不同目标分析物浓度和用于每个浓度的三个不同血细胞比容水平的样本执行的，而示例4測量是对具有七个不同目标分析物浓度和用于每个浓度的三个血细胞比容水平的样本执行的。如在示例3中发现的，从示例4的測量可获悉使用多正弦激励波形的益处是減少了收集用于全部四个频率的数据所需的AC測量时间，因为测量是同时地进行的。多正弦激励波形的另一益处是用于所有频率的AC測量数据被同时地收集并因此減少地受到样本随着其与试剂反应而改变的事实的影响。使用50、100、140、250、300、450 和 550 mg/dL 的目标葡萄糖浓度和 20,45 和 70%的目标血细胞比容值为共变研究准备二十ー个全血样本。针对被测试的每个样本，用非线性拟合来分析每个DC时间点并使用300 ms AC导纳量值和相位数据来计算被使用以下等式对血细胞比容和温度的影响进行补偿的预测葡萄糖响应
预测葡萄糖=INT + Yil*Yl + Pil*Pl + Yi2*Y2 + Pi2*P2 + Yi3*Y3 + Pi3*P3+ Yi4*Y4 + Pi4*P4 + exp (SLOPE + Ysl*Yl + Psl*Pl + Ys2*Y2 + Ps2*P2 + Ys3*Y3 +Ps3*P3 + Ys4*Y4 + Ps4*P4) *DC**P0WER(等式 4)
其中 Yil, Yi2, Yi3, Yi4, Ysl, Ys2, Ys3 和 Ys4 是常数
Pil, Pi2, Pi3, Pi4, Psl, Ps2, Ps3 和 Ps4 是常数
Yl是在1024 Hz的导纳幅值
Y2是在2048 Hz的导纳幅值
Y3是在10240 Hz的导纳幅值
Y4是在20480 Hz的导纳幅值
Pl是在1024 Hz的相角
P2是在2048 Hz的相角
P3是在10240 Hz的相角
P4是在20480 Hz的相角
INT是截距
SLOPE是斜率
DC是用DC测量结果预测的未修正葡萄糖响应
POWER 是=Const + Ypl*Yl + Ppl*Pl + Yp2*Y2 + Ρρ2*Ρ2 + Υρ3*Υ3 + Ρρ3*Ρ3 +Yp4*Y4 + Ρρ4*Ρ40再次地，此等式是与等式I和2相同的形式，但是与来自示例3的等式3 —祥，一个人可以看到对于200 ms处的同时AC而言变量在从Yl至Y4和Pl至P4范围内，而不是在等式I和2中使用的Y2 Y5和P2 P5。如在示例3中所讨论的，在美国专利No. 7，407, 811中详细地讨论了使用AC导纳幅值和相位数据来针对血细胞比容和温度的影响对DC葡萄糖响应数据进行修正。在图27中举例说明了用于示例4的每个频率下的导纳幅值与血细胞比容的图，并且在图28中举例说明了用于示例4的每个频率下的相位与血细胞比容的图。、
使用众所周知的现有技术来确定来自DC测量结果的未修正葡萄糖响应(即未针对血细胞比容和温度的干扰效果进行修正)。然后使用如上文在等式4中详述的AC导纳幅值和相位測量数据针对血细胞比容和温度的干扰效果对此DC葡萄糖响应进行修正。针对每个总测试时间(针对已修正和未修正結果)计算总系统误差(TSE)、偏置、精度和NVar，并且在图22中将这些列成表格。如可以容易地看到的，被使用AC測量数据针对血细胞比容和温度进行修正的測量系统的性能比仅使用DC測量结果来预测葡萄糖值优越的多。此外，针对多个激励频率同时地获取AC測量数据允许极快的总测试时间。如图22所示，测量结果在I. 525秒、I. 025秒、O. 725秒和O. 625秒的总测试时间处显示出非常好的TSE值。图23图示用于未修正葡萄糖测量结果的标准化误差对比基准葡萄糖值，并且在该数据中能够看到对血细胞比容值的显著依赖。总系统误差是47.5%。图24图示用于相同测量的标准化误差对比基准葡萄糖值，只是这一次，如上文详述的，已经使用AC測量结果修正了 DC測量数据。很明显已基本上减小了血细胞比容的干扰效果，具有10. 2%的总系统误差。在图26中可以看到用于21个此测量运行中的每ー个的測量数据。图25是示出用于已修正和未修正的所有725 ms数据点的预测葡萄糖值对比基准葡萄糖值的Clark误差网格。如可以容易地看到的，大部分未修正葡萄糖值很好地落在+/-15%误差窗口外面，而已修正数据全部在此极限内。因此，证明了用以实现小于四分之三秒的葡萄糖总测试时间的多频率激励的使用。本示例4的以上数据清楚地显示本文公开的多频率激励技术的使用通过允许样本被多个频率同时地激励并同时地测量样本对那些频率的响应来允许极短的测试时间。即使在不足四分之三秒的总测试时间，数据也提供由干扰物引起的DC测量误差的显著减小，并且允许以很好地在已接收行业标准内的測量准确度向用户报告本质上瞬时的测量結果。示例5—在各种DC时间点处具有怏谏总测试时间的连续多AC频率测试
本示例5是使用具有基于标称30 g/m2涂层重量施加的试剂膜厚度的测试传感器与示例2 (上文)类似地执行的，如图30所示，其近似对应于2. 45 μπι的厚度。然而，不同于示例2，使用基于来自Agilent的VXI部件构造的电化学测试台来执行数据获取，并且其是可编程的以便以请求的组合和序列向传感器实际AC和DC电势并測量所得到的传感器的电流响应。上述被进行，因为如关于示例I和2所述的，与DATS —起用于那些测量的现有仪表包括预置參数，其中在前的波形稳定需要強制性时间块、每个频率块之后的拖尾传送以及DC信号施加的初始100 ms中的预置“跳跃”时段，在其期间，不能测量电流响应。然而，针对本示例5，期望的是在没有由DATS的现有仪表施加的预置定时条件的限制的情况下施加连续的多个AC频率。被用于示例3和4的基于Agilent的测试台提供以这种方式对期望測量序列进行编程的灵活性。示例5的目的是探索可以使用被连续地施加并具有20、2、10和I kHz的频率的一组四个短200 ms AC激励块来修正在单个大体上均匀的试剂膜厚度下与血细胞比容共变的DC葡萄糖响应的不同方式。在时间零点开始施加AC激励块，该时间零点是检测到充分样本剂量的时间。因此，AC激励块在时间零点处开始，在其之间不具有开放时段，在约800 ms处结束，在该时间，施加DC激励。在800 ms处开始至3700 ms收集DC响应数据。此数据集被用来分析具有变化AC和DC參数的数据。目标是确定是否在短测试时间内用此均匀薄膜是否达到良好的性能，并确定将ー个或多个AC响应用于修正的效果。图31示出用于被测量的4个AC频率的AC响应对比血细胞比容。所有这些数据表明导纳响应与增加的血细胞比容的反比关系。如可以看到的，20 kHz和10 kHz的较高频率下的测量结果显示出大体上类似的响应，并且2 kHz和I kHz的较低频率下的測量结果显示出大体上类似的响应。然而，较高的频率具有较大的血细胞比容对比导纳关系。 图32示出针对此共变研究收集的未修正DC响应数据，并且很明显，在每个DC测试时间，存在与改变的血细胞比容水平相关联的可变电流响应。图33示出用于使用在900ms处测量的DC响应的共变研究的未修正标准化误差对基准葡萄糖值的典型响应。该未修正响应具有41%的TSE。然而，如图34所示，当使用来自仅两个频率、即20 kHz和2 kHz的AC响应数据来修正900 ms下的DC响应时，存在TSE的显著改善，其已降低至7. 1%。图35 39示出用于再次地仅使用来自AC信号的20 kHz和2 kHz连续施加频率的AC响应数据修正的分别在1100 ms、1500 ms,2000 ms,2500 ms和3000 ms处测量的已修正DC响应的标准化误差图。图40示出根据用于以两种方式修正的DC响应数据的可变DC测试时间的TSE的表格，所述两种方式第一个用20 kHz和2 kHz AC响应数据且第二个用10 kHz和I kHz AC响应数据。在20 kHz和2 kHz的AC响应数据与10 kHz和I kHz响应数据相比提供用于此测试配置(在TSE方面)的更好修正。图40还指示在900 ms的最短测试时间，TSE实际上比在更长的时间更好；也就是说，随着DC测量时间增加，存在TSE的增加，但是随后这后面是在比3000 ms长得多的时间处的TSE的下降。可以相信的是TSE在较短DC測量时间处是较低的，因为在较短的DC测量时间处，AC响应的測量(用于获得修正因数)与DC响应的測量(用于获得分析物相关数据)之间的时间约为仅100 900 ms ο也就是说，大约在时间200 ms, 400 ms,600 ms和800ms处获得AC响应数据，在900和1100 ms处获得较短的DC响应数据。因此，修正因数响应和分析物响应在膜水合作用和反应性质几乎相同时最好地相关。在较短DC相应测量时间处，使得測量结果更接近于具有短扩散距离的电极表面，其中，存在较少由于膜水合作用和膨胀而引起的效果。随着在适度地更长的DC响应时间处进行测量，TSE增加，因为AC修正因数和DC响应更远地分开(不那么相关)，因为膜正在快速地进行水合作用和膨胀，并且正在快速变化的此区域中测量DC响应。然而，在甚至更长的DC测量时间处，例如3000 ms，TSE在实际水合作用和膨胀开始稳定时回落下来，促使DC值具有较少的可变化性且需要用AC修正因数进行的较少修正。因此，在这些较长测量时间处，TSE看起来改善接近于较早DC响应测量时间的TSE的值。通常，在现有技术公开中教导的AC/DC响应在DC响应最稳定时测量DC响应数据，该时间通常较晚，并因此丢失修正因数与分析物响应之间的某些相关。在这里，我们表明我们能够在较早的測量时间测量DC响应并仍在具有減少的测试时间的附加益处的情况下获得可接受的分析物响应。在本示例5的情况下，总测试时间小于I秒(即900 ms)。还可以相信的是在本文中公开的AC修正因数不仅修正血细胞比容影响，而且修正试剂膜状态的可变化性或其它误差源。在本文中描述的示例中，用来检测AC信号响应的电极与被用于DC信号响应的ー些相同，并且因此被涂敷有试剂膜。结果，所有AC响应测量结果受到具有施加的液体样本的试剂膜的状态(例如厚度、膨胀)的影响。查看这些数据的另一方式是从相应的Clark误差网格。图41示出用于在900 msDC测量时间处的未修正DC响应数据的误差网格。图42 44示出利用针对仅20 kHz (图42)、仅2 kHz (图43)以及20 kHz和2 kHz两者(图44)的AC响应数据修正的相同900 msDC測量数据。 来自示例5的数据支持这样的发现，即在900 ms与3000 ms之间的短的总测量时间处能够实现具有良好TSE的分析物測量結果。示例5并不如在示例2中所做的那样随温度共变，因为电化学测试台对执行“环境”研究的贡献较少。因此，根据本示例中的那些响应确定的AC信号响应和修正因数不像如示例2中所示一祥包含关于样本温度变化和修正的信息。然而，使用4个AC频率的AC方法被显示对血细胞比容和温度变化两者进行修正，并且示例5的測量方法将足以用小于1000 ms的测试时间做到这一点。出于本文公开的示例的目的，描述了施加的DC激励并一般地示为用于达到持续时间的单块的施加电势。可以遍及该持续时间或仅在该持续时间中的ー个或仅几个点处获取DC响应数据。然而，未示出或未描述的是包括具有针对每个此类脉冲测量的响应数据的DC激励的两个或更多较短脉冲的DC激励施加。虽然本文中的示例没有ー个举例说明了此类DC激励的使用，但应相信的是本文所述的AC波形、连续和多频率(同吋)波形两者都能够修正从脉冲类型的DC激励获得的响应数据。在以上描述、权利要求和附图中公开的特征可以単独地和以任何相互组合的方式对于在本发明的各种实施例中实现本发明都是重要的。应注意的是类似干“优选地”、“一般地”和“通常”的术语在本文中不是用来限制要求保护的发明的范围或暗指某些特征对于要求保护的发明的结构或功能而言是关键的、必不可少的或者甚至重要的。相反，这些术语仅仅意图突出在本发明的特定实施例中可以利用或者可以不利用的替换或附加特征。出于描述和限定本发明的目的，应注意的是术语“基本上”在本文中用来表示可以归于任何定量比较、值、測量或其它表示的固有不确定性程度。术语“基本上”在本文中还用来表示定量表示在不导致讨论中的主题的基本功能的变化的情况下可以不同于所述基准的程度。已经通过參考本公开的特定实施例详细地描述了本发明，但显而易见的是在不脱离所附权利要求所限定的本发明的范围的情况下可以进行修改和变更。更具体地，虽然在本文中将本发明的某些方面识别为优选或特别有利的，但可以预期本发明不一定局限于本发明的这些优选方面。
权利要求
1.ー种用于确定与试剂化合物接触的生物流体的医疗上显著的成分的浓度的方法，包括以下步骤 a)向生物流体施加具有AC分量的第一信号； b)测量对第一信号的第一响应； c)向生物流体施加第二信号，其中，所述第二信号是DC信号； d)测量对第二信号的第二响应；以及 e)将第一响应与第二响应组合以产生所述医疗上显著的成分的浓度的指示； 其中，所述第一信号包括多频率激励波形。
2.根据权利要求I所述的方法，其中，第一响应包括对应于所述多频率激励波形的每个频率的导纳数据，第二响应包括用DC信号预测的所述医疗上显著的成分的未修正响应，并且其中，将第一响应与第二响应组合包括导纳数据和未修正响应的算法组合以计算生物流体中的所述医疗上显著的成分的预测浓度。
3.根据权利要求I所述的方法，其中，将第一响应与第二响应组合包括根据第一响应来确定干扰物修正、根据第二响应来确定所指示的浓度并使用干扰物修正来修正所指示的浓度的步骤。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，所述医疗上显著的成分包括葡萄糖，所述生物流体包括血液，并且所述第一响应包括基本上仅关于血细胞比容和温度中的一者或两者的信ο
5.根据权利要求I所述的方法，其中，从施加第一信号至測量第二响应的总时间在约2.O秒内。
6.根据权利要求I所述的方法，其中，所述方法具有小于约15%的总系统误差。
7.根据权利要求I所述的方法，其中，所述多频率激励波形包括选自由约IkHz、约2kHz、约10 kHz和约20 kHz构成的组的至少两个频率。
8.根据权利要求7所述的方法，其中，測量第一响应包括大体上同时地测量与包括多频率激励波形的每个频率相对应的导纳和相位信息中的一者或两者。
9.根据权利要求8所述的方法，其中，測量第二响应在測量第一响应之后约1000ms或以下之内发生。
10.一种用于确定全血样本中的葡萄糖浓度的方法，包括 a)向样本施加信号； b)測量对该信号的响应；以及 c)至少使用该响应来确定样本的分析物浓度，其中，该确定具有在约2.O秒或以下之内的总测试时间； 其中，该信号具有包括多频率激励波形的AC分量。
11.权利要求10的方法，其中，该确定具有在约O.5秒与约I. 525秒之间的总测试时间，并且其中，该方法具有小于约11%的总系统误差。
12.—种用于确定生物样本中的感兴趣的分析物的浓度的方法，包括 a)向样本施加具有第一AC分量的第一信号； b)测量对第一信号的第一响应； c)向样本施加具有第二AC分量的第二信号；d)测量对第二信号的第二响应； e)向样本施加具有第三AC分量的第三信号； f)测量对第三信号的第三响应； g)向样本施加第四DC信号； h)测量对第四信号的第四响应；以及 e)至少使用第一、第二和第三响应来确定样本的分析物浓度以针对样本内的至少ー个干扰物的影响对第四响应进行修正，其中，该确定具有在约2. O秒或以下之内的总测试时间。
13.权利要求12的方法，其中，所述确定具有在约O.5秒与约I. 525秒之间的总测试时间。
14.权利要求12的方法，其中，第一、第二和第三信号均包括具有不同频率的AC信号，并且其中，第四信号包括DC信号。
15.权利要求12的方法，其中，所述干扰物包括血细胞比容和温度中的一者或两者。
16.ー种用于确定生物样本中的感兴趣的分析物的浓度的方法，包括 a)向样本施加具有第一AC分量的第一信号； b)测量对第一信号的第一响应，其中，在測量第一响应之前施加第一信号不超过约.100 ms ； c)向样本施加具有第二AC分量的第二信号； d)测量对第二信号的第二响应，其中，在測量第二响应之前施加第二信号不超过约.100 ms ； e)向样本施加具有第三AC分量的第三信号； f)测量对第三信号的第三响应，其中，在測量第三响应之前施加第三信号不超过约.100 ms ； g)向样本施加具有第四AC分量的第四信号； h)测量对第四信号的第四响应，其中，在測量第四响应之前施加第四信号不超过约.100 ms ； i)向样本施加第五DC信号； j)测量对第五信号的第五响应；以及 k)至少使用第一、第二、第三和第四响应来确定样本的分析物浓度以针对样本内的至少ー个干扰物的影响对第五响应进行修正。
17.权利要求16的方法，其中，所述确定具有在约O.5秒与约2. O秒之间的总测试时间。
18.权利要求16的方法，其中，所述干扰物包括血细胞比容和温度中的一者或两者。
19.权利要求16的方法，其中，第一信号是10kHz AC信号，第二信号是20 kHz AC信号，第三信号是I kHz AC信号，并且第四信号是2 kHz AC信号。
20.权利要求16的方法,其中，在测量第五响应之前施加第五信号不超过约200ms ο
21.权利要求16或17的方法，其中，该方法具有在约7.5%和约11%之间的总系统误差。
22.—种用于确定生物样本中的感兴趣的分析物的浓度的方法，包括a)将样本施加于具有在约I.6 μπι和约5 μ m之间的厚度的试剂膜； b)向样本施加信号； c)測量对该信号的响应；以及 d)至少使用该响应来确定样本的分析物浓度，其中，该确定具有在约2.O秒或以下之内的总测试时间。
23.权利要求22的方法，其中，所述确定具有在约O.6秒与约I. 525秒之间的总测试时间。
24.权利要求22的方法，其中，该信号是具有AC分量的信号。
25.权利要求24的方法，其中，所述信号是多频率AC信号。
26.权利要求22的方法，还包括以下步骤 e)向样本施加第二信号；以及 f)测量对第二信号的第二响应； 其中，步骤(d)包括至少使用第一响应来确定样本的分析物浓度以针对样本内的至少一个干扰物的影响对第ニ响应进行修正。
27.权利要求26的方法，其中，所述第二信号是DC信号。
28.ー种用于确定生物样本中的感兴趣的分析物的浓度的方法，包括 a)向被配置成供在电化学分析中使用的电极系统提供具有试剂涂层的电化学生物传感器，该试剂涂层具有小于4 Mffl的厚度； b)向生物传感器提供生物样本，该生物传感器被配置成允许样本接触试剂涂层； c)以电学方式检测样本接触试剂涂层时的时间； d)向样本施加第一信号； e)测量对第一信号的第一响应； f)向样本施加第二信号； g)测量对第二信号的第二响应；以及 h)至少使用第一和第二响应来确定样本的分析物浓度； 其中，第一信号包括具有至少两个连续施加的频率的AC分量，第一响应包括用于每个频率的响应数据，该响应数据包括修正因数信息； 其中，所述第二信号包括DC信号，该第二响应包括指示分析物浓度的电流响应； 其中，基本上在样本接触涂层的时候施加第一信号达从约400 ms至约800 ms的第一时间段； 其中，基本上在用于第一信号的时段之后立即施加第二信号达从约100 ms至约2200ms的第二时间段；以及 其中，所述确定具有在约3. O秒或以下之内的总测试时间和约9. 0%或以下的TSE。
29.权利要求28的方法，其中，所述第二时间段是从约100ms至约300 ms，所述总测试时间在约I. I秒或以下之内，并且所述TSE为约8. 5%或以下。
30.权利要求28的方法，其中，所述AC分量包括4个连续地施加的频率，每个频率被施加不超过200 ms，使得第一时间段不超过800 ms，并且其中，所述第二时间段为约100 ms,所述总测试时间为约900 ms,并且所述TSE为约8. 0%或以下。
全文摘要
本公开涉及用于使用电化学测试过程来测量存在于生物流体中的分析物的量的各种方法。公开了各种实施例，包括AC测试信号的使用和具有在约2.0秒或以下之内的总测试时间和/或具有临床上低的总系统误差的测试的性能。
文档编号G01N33/49GK102667476SQ201080060168
公开日2012年9月12日 申请日期2010年12月23日 优先权日2009年12月30日
发明者E.R.迪博尔德, H.B.小布克, T.A.比蒂 申请人:霍夫曼-拉罗奇有限公司