CN103558284A - 门控电流分析法 - Google Patents

Abstract

本发明描述了用于测定样品中的分析物浓度的传感器系统、装置和方法。包括多个连续激发和弛豫工作循环的门控电流分析脉冲序列可以提供更短的分析时间和/或提高分析的准确度和/或精度。所公开的门控电流分析脉冲序列可以降低由血细胞比容效应、帽隙容积的变化、非稳态情况、介体背底、未填满、样品温度变化以及单组校准常数引起的分析误差。

Description

门控电流分析法

本申请是申请日为2006年7月19日、发明名称为“门控电流分析法”的第200680026346.2号专利申请的分案申请。

相关申请的参考

本申请要求2005年7月20日提交的、题目为“Gated Amperometry(门控电流分析法)”的美国临时申请No.60/700,787和2006年05月08日提交的、题目为“Abnormal Output Detection system for a biosensor(生物传感器的反常输出检测系统)”的美国临时申请No.60/746,771的优先权，并将这两个临时申请的内容并入本文中作为参考。

背景技术

定量测定生物流体中的分析物用于诊断和治疗生理异常。例如，测定诸如血液等生物流体中的葡萄糖水平，对于必须经常检查自己的血糖水平以便调节饮食和/或用药的糖尿病患者是很重要的。

电化学系统已经用于这种类型的分析。在分析过程中，分析物发生了与酶或类似物质（species）的氧化还原反应，从而产生可以测量的并与分析物浓度相关联的电流。通过缩短分析所需的时间，同时提供所期望的准确度和精度，可以让用户充分受益。

用于分析生物流体中的分析物的电化学传感器系统的一个例子包括测量装置和传感带。传感带包括试剂和电极，该试剂在分析期间与分析物发生反应并将分析物的电子转移，该电极通过将传感带与测量装置连接起来的导体而传输上述电子。测量装置具有从传感带接收电子的接点和在各接点之间施加电压差的能力。该装置可以记录穿过传感器的电流并将该电流值转变为样品的分析物含量的评估值。这些传感器系统可以分析一滴全血(WB)，例如体积为1～15微升(μL)的全血。

台式（bench-top）测量装置的例子包括：由美国印第安纳州（Indiana）西拉斐特（West Lafayette）的BAS Instruments公司销售的BAS100B分析仪、由美国德克萨斯州（Texas）奥斯汀（Austin）的CH Instruments公司销售的CH仪器分析仪、由美国堪萨斯州（Kansas）劳伦斯（Lawrence）的CypressSystems公司销售的Cypress电化学工作站以及由美国新泽西州（New Jersey）普林斯顿（Princeton）的Princeton Research Instruments公司销售的EG&G电化学仪器。便携式测量装置的例子包括Bayer Corporation公司的AscensiaBreeze

和Elite

仪表。

传感带可以包括一个工作电极和一个对电极，分析物在工作电极处发生一种电化学反应，而在对电极处发生相对的（oppsite）电化学反应，从而使电流能在这两个电极之间流过。因此，如果在工作电极处发生氧化，则在对电极处发生还原。例如，参见“Fundamentals Of Analytical Chemistry,4^thEdition,D.A.Skoog and D.M.West;Philadelphia:Saunders College Publishing(1982),pp304-341”（D.A.Skoog和D.M.West著作的《分析化学基础》，第四版，费城，桑德斯学院出版(1982年)，第304-341页）。

传感带还可以包括一个真（true）参比电极，从而向测量装置提供不变的参比电位。虽然多种参比电极材料都是已知的，但银(Ag)和氯化银(AgCl)的混合物比较典型，因为这种混合物不溶于分析溶液的含水环境中。参比电极也可以用作对电极。美国专利No.5,820,551中描述了使用这种参比-对电极组合的传感带。

可以通过使用多种技术将电极印刷在绝缘基底上从而形成传感带，上述技术例如是美国专利No.6,531,040、No.5,798,031和No.5,120,420中所描述的那些技术。可以通过涂敷一个或多个电极，诸如工作电极和/或对电极，从而形成一个或多个试剂层。在一个方面，多于一个的上述电极可以由相同的试剂层覆盖，例如当工作电极和对电极上涂敷有相同的组分时。在另一个方面，可以使用2003年10月24日提交的美国临时专利申请No.60/513,817中所描述的方法，将具有不同组分的试剂层印刷或微沉积在工作电极和对电极上。因此，工作电极上的试剂层可以包含酶、介体和粘合剂，而对电极上的试剂层包括粘合剂和可与上述介体相同或不同的可溶性氧化还原物质。

试剂层可以包括用于促进分析物的氧化或还原的离子化制剂，以及有助于让电子在分析物与导体之间转移的任何介体或其他物质。离子化制剂可以是分析物特异性酶，例如葡萄糖氧化酶或葡萄糖脱氢酶，以催化WB样品中的葡萄糖的氧化。试剂层也可以包括将酶与介体保持在一起的粘合剂。下面的表I提供了针对特定分析物而使用的酶与介体的常规组合。

表I

粘合剂可以包括诸如CMC(羧甲基纤维素)和/或PEO(聚环氧乙烷)等各种类型和分子量的聚合物。粘合剂除了将各试剂粘合在一起之外，也可以协助过滤红血细胞，防止它们覆盖在电极表面上。

用于分析生物流体中的分析物的常规电化学传感器系统的例子包括：由美国伊利诺伊州(Illinois)艾伯特公园(Abbott Park)的Abbott公司销售的精度

生物传感器、由美国印第安纳州(Indiana)印第安纳波利斯(Indianapolis)的Roche公司销售的Accucheck

生物传感器以及由美国加利福尼亚州(California)米尔皮塔斯(Milpitas)的Lifescan公司销售的One Touch Ultra

生物传感器。

已经用于量化生物流体中的分析物的一种电化学方法是库仑分析。例如，Heller等在美国专利No.6,120,676中描述了用于全血葡萄糖测量的库仑分析法。在库仑分析中，将很小体积的分析物彻底氧化，并在氧化时间上对电流求积分，从而产生代表分析物浓度的电荷，以此量化分析物浓度。换句话说，库仑分析获取了传感带内的葡萄糖总量。

库仑分析的一个重要方面在于，朝着电荷对时间的积分曲线的末端，电流随时间的变化率变得基本恒定，从而出现稳态情况。库仑分析曲线的这个稳态部分形成相对平直的平坦区，从而就能测定相应的电流。然而，库仑分析法要求整个体积的分析物完全转变以达到稳态情况。结果，这种方法是耗时的，并且不能提供诸如葡萄糖监测产品等电化学装置的用户所需的快速结果。库仑分析的另一问题在于，为了提供准确的结果，必须控制传感器池(sensor cell)使其容积小，这对于大规模生产设备而言可能是难以实现的。

已经用于量化生物流体中的分析物的另一种电化学方法是电流分析。在电流分析中，当将恒定电位(电压)施加在传感带的工作电极和对电极之间时，在读数脉冲期间测量电流。所测量出来的电流用于量化样品中的分析物。电流分析法测量出电化学活性物质(从而测量出分析物)在工作电极附近被氧化或被还原的速率。例如美国专利No.5,620,579、No.5,653,863、No.6,153,069和No.6,413,411中已经描述了生物传感器电流分析法的许多变化。

常规电流分析法的缺点是在施加电位之后电流的非稳态性质。最初，电流相对于时间的变化率非常快，然后随着分析的进行，该变化率由于基本(underlying)扩散过程的变化性质而变慢。直到被还原的介体在电极表面处的消耗速率等于扩散速率之前，是不可能得到稳态电流的。因此，对于电流分析法，在达到稳态情况以前的瞬态周期内测量电流，会导致比在稳态时期内进行测量时更不准确。

“血细胞比容效应”妨碍了准确地分析WB样品中的葡萄糖浓度。WB样品含有红血(RB)细胞和血浆。血浆大部分是水，但含有一些蛋白质和葡萄糖。血细胞比容是RB细胞组分相对于WB样品总体积所占的体积，并通常表示为百分比。全血样品一般具有20％～60％的血细胞比容百分比，其平均水平为～40％。

在用于测定葡萄糖浓度的常规传感带中，葡萄糖可以被酶氧化，然后酶将电子转移给介体。于是，该被还原的介体移动到工作电极并在那里被电化学氧化。被氧化的介体的量可以与在传感带的工作电极与对电极之间流动的电流相关联。在定量方面，在工作电极处测量出来的电流直接正比于介体的扩散系数。血细胞比容效应妨碍了此过程，因为RB细胞阻碍介体向工作电极扩散。随之，血细胞比容效应影响了在工作电极处测量出来的电流的量，而与样品中的葡萄糖的量没有任何关系。

具有变化的RB细胞浓度的WB样品可能导致测量中的不准确度，因为传感器不能辨别出现RB细胞阻止介体向工作电极扩散这种情况的较高介体浓度与较低介体浓度。例如，当分析含有同样葡萄糖水平、而血细胞比容为20%、40%和60%的WB样品时，基于一组校准常数(例如，斜率和截距)的常规传感器系统会报告出三个不同的葡萄糖读数。即使葡萄糖浓度相同，但由于RB细胞妨碍了介体向工作电极扩散，系统就会报告说20%血细胞比容样品比60%血细胞比容样品包含更多的葡萄糖。

人类的正常血细胞比容范围(RBC浓度)为20%～60%，其中间值在40%左右。血细胞比容偏差是指，对于包含不同血细胞比容水平的样品，从参考仪器获得的参考葡萄糖浓度与从便携式传感器系统获得的实验葡萄糖读数之间的差异。上述参考仪器例如是由俄亥俄州(Ohio)黄温泉市(Yellow Springs)的YSI Inc.公司销售的YSI2300STAT PLUS^TM。参考浓度与实验读数之间的差异来源于各个特定全血样品之间的变化的血细胞比容水平。

除了血细胞比容效应以外，当可测量物质浓度与分析物浓度无关联时，也可能引起测量不准确度。例如，当传感器系统测定因分析物氧化而产生的被还原的介体的浓度时，任何不是因分析物氧化而产生的被还原的介体都会导致传感器系统由于介体背底而给出如下判断：在样品中存在有比正确答案更多的分析物。

除了血细胞比容效应和介体背底效应以外，其他因素也可能导致常规电化学传感器系统的测定样品中分析物浓度的能力出现不准确度。在一个方面，因为盛装样品的传感带部分可能在容积上各不相同，因此会引入上述这些不准确度。当没有提供足够的样品来完全填满帽隙容积时，这称为未填满情况，也可能引入不准确度。在其他方面，随机“噪声干扰”以及当传感器系统缺乏准确测定样品温度变化的能力时，可能会将不准确度引入到测量中。

为了克服这些缺点中的一个或多个缺点，常规传感器系统已经尝试了多种技术，这些技术不仅关于传感带的机械设计和试剂选择，而且还关于测量装置向传感带施加电位的方式。例如，用于降低电流分析传感器的血细胞比容效应的常规方法包括：使用过滤器，如美国专利No.5,708,247和No.5,951,836中所公开的那样；反转所施加电流的极性，如WO 01/57510中所公开的那样；以及利用使样品的固有阻抗最大化的方法，如美国专利No.5,628,890中所公开的那样。

已经使用了多种向传感带施加电位的方法，通常称为脉冲方法、脉冲序列或脉冲循环，来解决被测定的分析物浓度中的不准确度问题。例如，在美国专利No.4,897,162中，脉冲方法包括连续施加升降电位，将它们混合在一起从而得到三角型波。此外，在WO 2004/053476以及美国专利文件2003/0178322和2003/0113933中描述的脉冲方法，包括连续施加升降的且改变极性的电位。

其他常规方法将特定电极结构与适合于该结构的脉冲序列结合。例如，美国专利No.5,942,102把由薄层电池提供的特定电极结构与连续脉冲结合起来，使得来自于对电极的反应产物能到达工作电极。这种结合被用来推动反应，直至电流随时间的变化变得恒定，从而在施加电位的步骤(potential step)中使得在工作电极和对电极之间移动的介体达到一个真正的稳态情况。虽然这些方法中的每一种方法都权衡了各种优点和缺点，但没有任何一种方法是理想的。

从上述说明可以看出，仍需要改进的电化学传感器系统，尤其是那些可以在更短时间内更加准确地测定分析物浓度的电化学传感器系统。本发明的系统、装置和方法克服了与常规系统有关的至少一个缺点。

发明内容

提供一种用于测定样品中的分析物的浓度的手持式测量装置，所述装置适合于接纳传感带，所述装置包括：接点；至少一个显示器；以及电路，用于建立所述接点与所述显示器之间的电通信，所述电路包括相互电通信的充电器和处理器，所述处理器使所述充电器在所述接点之间施加在180秒内包括至少3个工作循环的输入信号，每个所述工作循环包括激发和弛豫，其中，所述输入信号在所述输入信号的10秒的持续时间上具有至少为0.01的氧化还原强度，且所述处理器根据具有0.01～1.5秒的持续时间的激发测量输出信号，并在所述处理器确定出所测量的输出信号是根据所述工作循环获得的最大的最后时刻电流值时测定所述样品中的所述分析物的浓度。

提供一种用于减小在被测定的样品中的分析物的浓度中归因于介体背底的偏差的方法，所述方法包括如下步骤：向样品施加输入信号，所述输入信号在180秒内包括至少3个工作循环，且每个所述工作循环包括激发和弛豫，其中，所述输入信号在所述输入信号的10秒的持续时间上具有至少为0.01的氧化还原强度，其中，所述弛豫为0.1～3秒，并包括减小至所述激发的电流的至少一半的电流减小；在所述样品中生成可测量物质；根据激发测量输出电流，所述激发具有0.01～1.5秒的持续时间，其中，所述输出信号响应于所述可测量物质，且其中，所述可测量物质在所述样品中的浓度响应于所述样品中的所述分析物的浓度；以及响应于所述输出信号，测定所述样品中的所述分析物的浓度。

提供一种发信号通知用户向传感带添加额外样品的方法，所述方法包括如下步骤：向与所述传感带的工作电极和对电极接触的样品施加输入信号，所述输入信号在180秒内包括至少3个工作循环，且每个所述工作信号包括激发和弛豫；根据所述至少3个工作循环中的至少两个工作循环的所述激发，测量包括电流的输出信号；根据至少两个所述激发内的所述输出信号，确定衰变常数曲线；根据所述至少两个激发期间的所述衰变常数曲线，判定所述传感带是否未填满；如果所述传感带未填满，则发信号通知用户向所述传感带添加额外样品；以及根据所述输出信号，测定所述样品中的分析物的浓度。

提供一种测定传感带所盛装的样品的温度的方法，所述方法包括如下步骤：预先确定衰变率和温度之间关系；根据在180秒内包括至少3个工作循环的输入信号的至少两个激发期间所记录的电流，测定电流曲线；且将所述电流曲线与所述衰变率和温度之间关系关联起来，以测定所述样品的温度。

提供一种确定施加到样品的在180秒内包括至少3个工作循环的输入信号的持续时间的方法，用于测定样品中的分析物浓度，所述至少3个工作循环中的每个工作循环包括激发，所述方法包括如下步骤：根据依照输出信号在固定时间记录的电流，预先确定多组校准点；将在180秒内包括所述至少3个工作循环的所述输入信号施加到所述样品；根据依照所述至少3个工作循环中的至少一个工作循环的所述激发而测量的输出信号，测定所述样品中的分析物浓度；且响应于所述样品的所测定的分析物浓度，确定施加到所述样品的所述输入信号的持续时间。

下面给出一些定义，以便清楚、忠实地理解说明书和权利要求书。

术语“分析物”被定义为存在于样品中的一种或多种物质。所述分析测定样品中分析物的存在和/或所存在的分析物的浓度。

术语“样品”被定义为一种可能含有未知量分析物的组合物。通常，电化学分析的样品是液体形式，优选地，样品是含水混合物。样品可以是诸如血液、尿液或唾液等生物样品。样品也可以是生物样品的衍生物，例如提取物、稀释液、滤液或复水的沉淀物。

术语“可测量物质”被定义为可以在电化学传感带的工作电极处在适当电位下被氧化或被还原的任意电化学活性物质。可测量物质的例子包括分析物、氧化还原酶和介体。

术语“电流分析法”被定义为一种分析方法，其中，通过对分析物在某一电位下的氧化或还原速率进行电化学测量，测定样品中的分析物浓度。

术语“系统”或“传感器系统”被定义为一种传感带，它通过自己的导体与测量装置相互电通信，使得能够量化样品中的分析物。

术语“传感带”被定义为一种在分析期间盛装样品并提供样品与测量装置之间的电通信的装置。盛装样品的传感带部分通常称为“帽隙(cap-gap)”。

术语“导体”被定义为一种在电化学分析期间保持固定不变的导电物质。

术语“测量装置”被定义为一种或多种电子装置，其可以将电位施加给传感带的导体并测量所得到的电流。测量装置也可以具有响应于所记录的电流值而测定一种或多种分析物的存在和/或浓度的处理能力。

术语“准确度”被定义为由传感带测量出来的分析物的量与样品中的分析物的真实量的接近程度。在一个方面，准确度可以表示为偏差的形式。

术语“精度”被定义为对同一样品的多次分析物测量的接近程度。在一个方面，精度可以表示为多次测量之间的差额(spread)或差异的形式。

术语“氧化还原反应”被定义为在两种物质之间、涉及至少一个电子从第一物质转移到第二物质的化学反应。因此，氧化还原反应包括氧化和还原。氧化半电池反应涉及第一物质失去至少一个电子，而还原半电池反应涉及第二物质增加至少一个电子。被氧化物质的离子电荷增大值等于失去的电子数。同样，被还原物质的离子电荷降低值等于得到的电子数。

术语“介体”被定义为一种可以被氧化或被还原并且可以转移一个或多个电子的物质。介体是电化学分析中的试剂，它不是目标分析物，而是提供对分析物的间接测量。在简单化的系统中，介体响应于分析物的氧化或还原而发生氧化还原反应。然后，被氧化或被还原的介体在传感带的工作电极处发生相对的反应，而恢复到其初始的氧化数。

术语“粘合剂”被定义为一种材料，它向试剂提供物理支持并容纳试剂，同时具有与试剂的化学相容性。

术语“介体背底”被定义为引入到所测量的分析物浓度中的偏差，其可以归因于不响应于基本分析物浓度的可测量物质。

术语“未填满”被定义为当将不足的样品引入传感带中以获得准确分析的时候。

术语“氧化还原对”被定义为具有不同氧化数的化学物质的两种配对物质。将具有较高氧化数的物质还原会产生具有较低氧化数的物质。可选地，将具有较低氧化数的物质氧化会产生具有较高氧化数的物质。

术语“氧化数”被定义为诸如原子等化学物质的形式离子电荷。氧化数越高，例如(III)，则正电性越大；氧化数越低，例如(II)，则正电性越小。

术语“可溶性氧化还原物质”被定义为能够发生氧化或还原并且可以在水（pH值为7，25℃）中以至少1.0克/升的量级溶解的物质。可溶性氧化还原物质包括电活性有机分子、有机过渡金属络合物和过渡金属配位络合物。术语“可溶性氧化还原物质”不包括单质金属和孤立的金属离子，尤其是不包括不溶于或难溶于水的那些。

术语“氧化还原酶”被定义为能促进分析物的氧化或还原的任意酶。氧化还原酶是一种试剂。术语“氧化还原酶”包括：能促进氧化反应的“氧化酶”，在该氧化反应中，分子氧是电子受体；能促进还原反应的“还原酶”，在该还原反应中，分析物被还原，且分子氧不是分析物；以及能促进氧化反应的“脱氢酶”，在该氧化反应中，分子氧不是电子受体。例如，参见“OxfordDictionary of Biochemistry and Molecular Biology,Revised Edition,A.D.Smith,Ed.,New York:Oxford University Press(1997)pp.161,476,477,and560”（A.D.Smith,Ed.编著的《生物化学和分子生物学牛津词典》，修订版，纽约，牛津大学出版社(1997年)，第161、476、477和560页）。

术语“电活性有机分子”被定义为不含金属而又能发生氧化或还原反应的有机分子。电活性有机分子可以作为介体。

术语“有机过渡金属络合物”，也称为“OTM络合物”，被定义为一种络合物，其中，过渡金属通过σ键与至少一个碳原子键合(与过渡金属以σ键键合的碳原子上的形式电荷为-1)或通过π键与至少一个碳原子键合(与过渡金属以π键键合的碳原子上的形式电荷为0)。例如，二茂铁是一种具有两个环茂二烯基(Cp)环的OTM络合物，每个环通过自己的五个碳原子由两个π键和一个σ键与铁中心键合。OTM络合物的另一例子是铁氰化物(III)和它的经过还原的亚铁氰化物(II)配对物，其中六个氰基配位体(六个配位体中的每一个上的形式电荷均为-1)通过碳原子与铁中心以σ键键合。

术语“配位络合物”被定义为一种具有明确定义的配位几何形状的络合物，例如八面体络合物或正方平面（形）络合物。与由自身的键合所定义的OTM络合物不同，配位络合物是由它们的几何形状定义的。因此，配位络合物可以是OTM络合物(例如先前提到的铁氰化物)，或是这样一种络合物，其中，除了碳之外的非金属原子，例如包括氮、硫、氧和磷的杂环原子，以给予方式(datively)与过渡金属中心键合。例如，六亚甲基四胺合钌是一种配位络合物，其具有明确定义的八面体几何形状，其中六个NH₃配位体(6个配位体的每一个上的形式电荷为0)以给予方式与钌中心键合。有机过渡金属络合物、配位络合物和过渡金属键合的更全面讨论可以参见“Collman etal.,Principles and Applications of Organotransition Metal Chemistry(1987)”和“Miessler&Tarr,Inorganic Chemistry(1991)”（Collman等著作的《有机过渡金属化学的原理和应用》(1987年)及Miessler和Tarr著作的《无机化学》(1991年)”。

术语“稳态”被定义为当电化学信号(电流)相对于其独立输入变量(电压或时间)的变化基本上恒定的时候，例如该变化在±10%或±5%之内的时候。

术语“瞬时点”被定义为当可测量物质向导体表面的渐增的扩散速率转变成相对恒定的扩散速率时，所获得的作为时间的函数的电流值。在瞬时点以前，电流随时间迅速改变。类似地，在瞬时点以后，电流衰变率变得相对恒定，从而反映了可测量物质向导体表面的相对恒定的扩散速率。

术语“相对恒定”被定义为当电流值或扩散速率的变化在±20%、±10%或±5%之内的时候。

术语“平均初始厚度”是指在引入液体样品之前的层的平均高度。使用术语“平均”是因为层的顶面不平，具有凸起和凹陷。

术语“氧化还原强度(RI)”被定义为脉冲序列的总激发时间除以总激发时间与总弛豫时间之和。

术语“手持式装置”被定义为可以握持在人手中并且便携的装置。手持式装置的一个例子是Ascensia

Elite血糖监测系统所配备的测量装置，由印第安纳州（IN）埃尔克哈特（Elkhart）的Bayer HealthCare,LLC公司销售。

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，如果第一元件沉积在第二元件的至少一部分之上，则写成第一元件沉积在第二元件上。另一例子中，如果第一元件位于第二元件的至少一部分上面，则写成第一元件在第二元件上。使用术语“在…上”时并不排除在所描述的上部元件与下部元件之间还存在着物质。例如，第一元件可以在其顶面上具有涂层，而第一元件及其顶部涂层的至少一部分上面的第二元件可以写成“在第一元件上”。因此，使用术语“在…上”可以表示有关的两个元件进行物理接触或不进行物理接触。

附图说明

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，而是重点在于解释本发明的原理。此外，在附图中，所有不同视图中的对应部分由相似的附图标记表示。

图1A是装配的传感带的立体图。

图1B是去掉盖子以后的传感带的俯视图。

图2示出了图1B中传感带的端视图。

图3示出了用于测定样品中分析物的存在和浓度的电化学分析方法。

图4A和图4B示出了在施加长读数脉冲和短读数脉冲的期间，具有表面导体和DBL的工作电极。

图5A～图5E示出了脉冲序列的五个例子，用于在引入样品以后，将多个工作循环施加于传感带。

图6A示出了对于包含50、100、200、400和600mg/dL葡萄糖的40%血细胞比容WB样品，图5B所示的脉冲序列的瞬时输出电流。

图6B示出了通过绘出并连接图6A所示的每一瞬时电流曲线的最后一个电流值而得到的电流轮廓曲线。

图6C示出了从由图5E所示的脉冲序列产生的瞬时电流曲线得到的电流轮廓曲线。

图6D解释了使用门控电流分析脉冲序列的电化学系统中与输入信号相关联的输出信号。

图7A和图7B解释了当DBL与短读数脉冲结合时，测量准确度的提高。

图7C和图7D解释了当门控电流分析脉冲序列与DBL结合时，血细胞比容偏差的降低。

图8绘出了当将图5B的脉冲序列施加给包含各种葡萄糖浓度的WB样品时，在多个工作循环处记录的端点电流。

图9A示出了当将2.0μL样品引入10个不同的传感带中时，从图5B所示的脉冲序列得到的瞬时电流曲线。

图9B示出了从图9A转变得到的每个脉冲序列的衰变率作为时间的函数的曲线。

图10绘出了对于50、100和400mg/dL葡萄糖浓度，从脉冲序列测定出来的K常数作为温度的函数。

图11是测量装置的示意图。

具体实施方式

本发明利用了这样一个发现，即，含有多个工作循环的门控电流分析脉冲序列可以为分析提供改进的准确度和精度、同时缩短上述分析的完成时间。每个工作循环包括一次可以在相对恒定的电压下提供的激发。每个工作循环还包括一次可以由开路（open circuit）提供的弛豫。本发明的脉冲序列不必需要附加的延迟和脉冲，例如用于提供试剂再水化的“潜伏(incubation)”延迟、用于更新电极的“熔断(burn-off)”脉冲和用于更新介体氧化态的介体恢复脉冲，以此减少分析时间，从而就可以缩短上述分析所需的时间。

即使具有较短的分析时间，本发明的门控电流分析脉冲序列与常规方法相比仍然可以改进准确度和/或精度。在一个方面，可以通过扩散势垒层与本发明脉冲序列的结合，来减小由血细胞比容效应引入的准确度误差和由于变化的帽隙容积而引入的精度误差。在另一个方面，可以减小另外由非稳态传感器情况和/或介体背底所导致的误差。本发明的门控脉冲序列还使得能够测定瞬时电流和用于模拟稳态情况的轮廓曲线。瞬时电流曲线可用来提供多组校准常数、未填满检测以及测定样品温度的能力，而不是依赖于来自测量装置的温度。

图1A和图1B示出了可以用于本发明的传感带100。图1A是装配的传感带100的立体图，传感带100包括传感器基座110，它至少部分地由包括排放孔130、凹入区140和输入端开口150的盖子120覆盖。在基座110与盖子120之间形成有部分封闭的空间160(即，帽隙)。也可以使用与本发明相符的其他传感带设计，例如美国专利No.5,120,420和No.5,798,031中所描述的那些传感带。

可以通过将液体引入到开口150来将用于分析的液体样品输送到帽隙160中。液体填充帽隙160，同时将先前包含的空气通过排放孔130排出。帽隙160可以含有一种有助于将液体样品保持在该帽隙中的组分(未示出)。这种组分的例子包括诸如羧甲基纤维素和聚乙二醇等遇水膨胀型聚合物，以及诸如葡聚糖和聚丙烯酰胺等多孔状聚合物基质。

图1B示出了去掉盖子120以后的传感带100的俯视图。导体170和180可以在介电层190下面分别从开口150延伸到工作电极175和对电极185。在一个方面，如图所示，工作电极175和对电极185可以基本上位于同一平面。在相关方面，工作电极175和对电极185可以相隔大于200或250μm的距离，并且可以与盖子120的上部相隔至少100μm。介电层190可以部分地覆盖电极175、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。

传感带100的对电极185平衡在工作电极175处的电位。在一个方面，该电位可以是通过如下方式得到的参比电位：由诸如Ag/AgCl等氧化还原对形成对电极185，以提供参比-对电极组合。在另一个方面，该电位可以通过如下方式被提供给传感器系统：由诸如碳等惰性的材料形成对电极185，并且在帽隙160内包括诸如铁氰化物等可溶性氧化还原物质。可选地，传感带100可以设有第三导体和电极(未示出)，以向传感器系统提供参比电位。

图2示出了图1B所示的传感带的端视图，用于说明工作电极175和对电极185的层结构。导体170和180可以直接置于基座110上。视需要，可以在导体170和180上分别沉积表面导体层270和280。表面导体层270、280可以由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（或各材料）可以包括任意导电体。优选的导电体为非离子化(non-ionizing)的，从而该材料在样品分析期间不会发生净氧化(net oxidation)或净还原(net reduction)。导体170、180优选包括一金属膜或金属薄层，例如金、银、铂、钯、铜或钨。表面导体层270、280优选包括碳、金、铂、钯或它们的组合。如果导体没有表面导体层，则该导体优选由非离子化材料制成。

所述表面导体材料可以通过与传感带的工作相符的任何常规方式而沉积在导体170、180上，这些方式包括箔沉积，化学气相沉积，浆料沉积，等等。在浆料沉积的情况下，可以将混合物像墨一样施加于导体170、180，如美国专利No.5,798,031中所描述的那样。

试剂层275和285可以分别沉积在导体170和180上，并且包括试剂，视需要还包括粘合剂。粘合剂材料优选为聚合材料，其至少具有部分水溶性。适当的部分水溶性的、用作粘合剂的聚合材料可以包括聚环氧乙烷（PEO）、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）、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧甲基乙基纤维素、聚乙烯吡咯烷酮（PVP）、诸如聚赖氨酸等聚氨基酸，聚磺苯乙烯、明胶、丙烯酸、甲基丙烯酸、淀粉、它们的顺丁烯二酸酐盐、它们的衍生物以及它们的组合。目前，在上述粘合剂材料中，PEO、PVA、CMC和PVA是优选的，其中CMC和PEO是更优选的。

试剂层275和285除了包括上述粘合剂之外，还可以包括相同或不同的试剂。在一个方面，可以选择存在于第一试剂层275中的试剂以与工作电极175一起使用，而可以选择存在于第二试剂层285中的试剂以与对电极185一起使用。例如，层285中的试剂可以促进电子在样品与导体180之间的自由移动。类似地，层275中的试剂可以促进分析物的反应。

试剂层275可以包括对分析物有特异性的氧化还原酶，其可以促进分析物的反应，同时增强传感器系统对分析物的特异性，尤其是对络合物生物样品中的分析物的特异性。下面在表II中给出一些特异性氧化还原酶和相应分析物的例子。

氧化还原酶(试剂层)	分析物
		葡萄糖脱氢酶	β-葡萄糖
葡萄糖氧化酶	β-葡萄糖
		胆固醇酯酶；胆固醇氧化酶	胆固醇
脂蛋白脂肪酶；甘油激酶；甘油-3-磷酸氧化酶	甘油三酯
		乳酸氧化酶；乳酸脱氢酶；心肌黄酶	乳酸盐
丙酮酸氧化酶	丙酮酸盐
		醇氧化酶	醇
胆红素氧化酶	胆红素
		尿酸酶	尿酸
谷胱甘肽还原酶	NAD(P)H
		一氧化碳氧化还原酶	一氧化碳

表II

目前，特别优选的用于葡萄糖分析的氧化还原酶包括葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、它们的衍生物或它们的组合。

试剂层275还可以包括介体，以有效地将分析物反应的结果传达给表面导体270和/或导体170。介体的例子包括OTM络合物、配位络合物和电活性有机分子。具体的例子包括：二茂铁化合物，亚铁氰化物，铁氰化物，经取代或未经取代的吡咯喹啉醌(PQQ)辅酶，经取代或未经取代的3-苯基亚氨基-3H-吩噻嗪(PIPT)，3-苯基亚氨基-3H-吩噁嗪(PIPO)，经取代或未经取代的苯醌，经取代或未经取代的萘醌，氮(N)氧化物，亚硝基化合物，羟胺，羟基喹啉，黄素，吩嗪，吩嗪衍生物，吩噻嗪，靛酚，以及吲达胺。试剂层中可以包含的这些和其他介体可以参考美国专利No.5,653,863、No.5,520,786、No.4,746,607和No.3,791,988以及欧洲专利No.0354441和No.0330517。

目前，特别优选的用于葡萄糖分析的介体包括铁氰化物、六亚甲基四胺合钌、PIPT、PIPO或它们的组合。可用于生物氧化还原系统的电化学介体的综述可以参见Analytica Clinica Acta.140(1982)，第1-18页。

试剂层275、285可以通过诸如印刷、液相沉积或喷墨沉积等任何便利的方式来沉积。在一个方面，各层是通过印刷进行沉积的。在其他因素相同的情况下，印刷刀的角度会反过来影响试剂层的厚度。例如，当印刷刀与基座110成大约82°角而移动时，层厚可以是大约10μm。类似地，当采用与基座110成大约62°的印刷刀角度时，可以产生30μm的较厚层。因此，印刷刀角度越小，则可以提供的试剂层越厚。除了印刷刀角度之外，诸如所用材料的粘性以及筛分尺寸（screen-size）和乳状液化合物等其他因素也会影响所得到的试剂层275、285的厚度。

工作电极175还可以包括扩散势垒层(DBL)，该DBL与试剂层275一体形成，或是独立的层290，如图2所示。因此，可以将DBL形成为导体上的试剂/DBL组合层、导体上的独立层或试剂层上的独立层。当工作电极175包括独立的DBL290时，试剂层275可以位于或不位于DBL290上。试剂层275可以不位于DBL290上，而是位于能使得试剂溶解于样品中的传感带100的任意部分上。例如，试剂层175可以位于基座110或盖子120上。

DBL提供一个具有内部容积的多孔空间，可测量物质可以置于该空间中。可以选择DBL的孔，使得可测量物质可以扩散到DBL中，同时使得诸如RB细胞等在体积上较大的样品组分基本上全部排除在外。尽管常规的传感带已经使用了各种材料以从工作电极的表面滤除RB细胞，但DBL提供的是用于接纳并隔离样品的一部分可测量物质的内部多孔空间。

当试剂层275包括水溶性粘合剂时，在进行激发之前任何不溶于样品中的粘合剂部分都可以起到一个完整DBL的作用。DBL/试剂组合层的平均初始厚度优选小于30或23微米(μm)，更优选小于16μm。目前，特别优选的DBL/试剂组合层的平均初始厚度为1～30μm或3～12μm。对于特定的激发长度，可以基于可测量物质从DBL到导体表面（例如图2中导体170的表面或表面导体270的表面）的扩散速率何时变得相对恒定，来选择所需的DBL/试剂组合层的平均初始厚度。

此外，对于短激发长度，使用太厚的DBL可能会延迟可测量物质从DBL到导体表面的扩散速率变得相对恒定的时刻。例如，当包括连续的、由0.5秒弛豫分隔的1秒激发的工作循环施加在使用平均初始厚度为30μm的DBL/试剂组合层的工作电极上时，在至少6个工作循环已经施加(>～10秒)之前，可能达不到优选的扩散速率。反过来，当相同的工作循环施加在使用平均初始厚度为11μm的DBL/试剂组合层的工作电极上时，第二次激发(～2.5秒)以后就可以达到相对恒定的扩散速率。因此，对于预定的工作循环，DBL的优选平均初始厚度有一个上限。关于DBL厚度、激发长度和达到相对恒定的扩散速率的时间之间的关联的更深入讨论，可以参考2005年2月22日提交的、题目为“Concentration Determination in a Diffusion BarrierLayer(扩散势垒层中的浓度测定)”的美国临时申请No.60/655,180。

独立的DBL290可以包括能提供所需带孔空间、同时部分地或缓慢地溶于样品中的任何材料。在一个方面，独立的DBL290可以包括不含试剂的试剂粘合剂材料。独立的DBL290的平均初始厚度可以是至少5μm，优选8～25μm，更优选8～15μm。

图3示出了电化学分析方法300，用于测定样品312中分析物322的存在，视情况还测定样品312中分析物322的浓度。在步骤310中，将样品312引入到传感带314，例如图1A～图1B和图2所示的传感带。诸如图2中的试剂层275和/或285等试剂层，开始溶于样品312中，因而使得能够发生反应。关于分析中的这一点，提供试剂与样品312进行反应的初始时间延迟或“潜伏期”可能是有益的。优选地，初始时间延迟可以是1秒～10秒。初始时间延迟的更深入讨论可以参考美国专利No.5,620,579和No.5,653,863。

在反应期间，在步骤320中，样品312中含有的分析物322的一部分例如通过氧化还原酶等发生化学或生物化学氧化或者还原。利用氧化或还原，电子可以视情况在步骤330中在分析物322与介体332之间转移。

在步骤340中，将可测量物质342进行电化学激发(氧化或还原)，该可测量物质可以是来自步骤320的带电荷的分析物322或来自步骤330的带电荷的介体332。例如，当样品312是含有在步骤320中被葡萄糖氧化酶氧化、然后在步骤330中转移一个电子从而将铁氰化物(III)介体还原成亚铁氰化物(II)的葡萄糖的全血时，步骤340的激发将亚铁氰化物(II)在工作电极处氧化成铁氰化物(III)。以此方式，电子选择性地从葡萄糖分析物转移到传感带的工作电极，在那里它可以被测量装置检测。

在激发步骤340期间由激发步骤340导致的电流可以作为时间的函数，在步骤350中记录下来。在步骤360中，样品经历了弛豫。优选地，在步骤360的弛豫期间不记录电流。

在步骤370中，按照在180秒或更短时间段内总共有至少三个工作循环这种方式，重复激发步骤340、记录步骤350和弛豫步骤360至少两次。在步骤380中，可以分析所记录的电流和时间值，从而测定样品312中分析物322的存在和/或浓度。

电流分析传感器系统向传感带施加一个电位(电压)从而激发可测量物质，同时监测电流(安培数)。常规的电流分析传感器系统可以维持该电位，同时测量例如5～10秒连续读数脉冲长度的电流。与常规方法相比，电化学分析方法300中所使用的工作循环用多个短持续时间激发和弛豫取代了连续的长持续时间读数脉冲。

因为与可测量物质存在于传感带的帽隙中不同的是，在540中在工作电极处激发的可测量物质基本上来自DBL内部，因此，分析方法300可以提高分析物测定结果的准确度和/或精度。图4A和图4B示出了在施加长读数脉冲和短激发的期间，具有表面导体430和独立DBL405的工作电极400。当WB样品置于工作电极400上时，RB细胞420覆盖DBL405。样品中存在的分析物在DBL405的外部形成外部可测量物质410。外部可测量物质410的一部分扩散到独立DBL405中，从而得到内部可测量物质415。

如图4A所示，当将一个连续10秒读数脉冲施加给工作电极400时，外部和内部可测量物质410和415都通过氧化态变化而在表面导体430处被激发。在长读数脉冲期间，外部可测量物质410扩散穿过有RB细胞420的样品区并穿过DBL405到达表面导体430。外部可测量物质410在读数脉冲期间扩散穿过RB细胞420，这就把血细胞比容效应引入到分析中。因为在表面导体430处激发的可测量物质的大部分来源于DBL420的外侧，因此，在血细胞比容效应方面，施加在具有DBL的传感带上的长读数脉冲的结果可能与施加在没有DBL的传感带上的短读数脉冲的结果类似。

相反，图4B示出了将短激发施加给配有DBL的传感带400，从而激发内部可测量物质415同时基本上不激发DBL405外部的可测量物质410的情况。在短激发期间，可测量物质410或者保持在DBL405外部，或者基本上不会扩散穿过DBL到达表面导体430。以这种方式，短激发就可以明显降低血细胞比容效应对分析的影响。

通过控制在工作电极处的激发长度，可以分析DBL内部的可测量物质，同时基本上不分析DBL外部的可测量物质。相对于外部可测量物质410的扩散速率，相信DBL405的厚度和内部容积应该能改变内部可测量物质415向工作电极表面导体430的扩散速率。

因为DBL内部的可测量物质可以按照不同于DBL外部的可测量物质的速率扩散至工作电极的导体，因此在工作电极处激发的长度可以选择优先分析的可测量物质。从分子的观点同样可知，DBL内部和外部的可测量物质的不同扩散速率可以允许有差别。

虽然不是想要受到任何特定理论的限制，但目前认为，可测量物质从DBL外部到DBL内的扩散速率是变化的，而可测量物质从DBL内部空间到导体的扩散速率是相对恒定的。DBL外部可测量物质的变化的扩散速率可能是由样品中存在的RB细胞和其他组分导致的，并且可能引起血细胞比容效应。因此，可以通过充分限制对具有向导体扩散的相对恒定扩散速率的可测量物质进行分析，降低由包括RB细胞的样品组分所引入的分析误差(偏差)。

选择性地分析DBL内部的可测量物质的另一优点在于，降低了由于具有不同帽隙容积的传感带而导致的测量不精确性。如果读数脉冲持续而超过帽隙中存在的所有可测量物质基本上都已被分析所用的时间，那么上述分析就不再代表样品中的可测量物质浓度，而是测定出帽隙中的可测量物质的量；这是一个很不同的测量结果。由于激发长度相对于帽隙容积较长，因此电流测量结果将会依赖于帽隙容积，而不是基本的分析物浓度。因此，当脉冲长度“过冲于（overshoot）”帽隙中所存在的可测量物质时，长读数脉冲可能会导致关于分析物浓度的非常不准确的测量结果。

如2004年10月12日提交的、题目为“Concentration Determination ina Diffusion Barrier Layer（扩散势垒层中的浓度测定）”的美国临时申请No.60/617,889中所述的那样，可以选择单个短读数脉冲或激发从而充分地限制DBL的可测量物质激发。当使用单次激发时，可以优选地选择激发长度和DBL的厚度，使得在激发期间实现可测量物质从DBL到导体表面的相对恒定的扩散速率。如果在激发期间没有实现相对恒定的扩散速率，则DBL内的可测量物质浓度就不会准确地代表样品中的可测量物质浓度，从而对分析产生不利影响。此外，单次激发不会有效地降低来自介体的背底信号。

参照图3，激发步骤340、记录步骤350和弛豫步骤360构成一个工作循环，它可以在180秒或更短时间周期内至少三次施加于传感带。更优选地，在独立选择的120秒、90秒、60秒、30秒、15秒、10秒或5秒时间周期内，施加至少4个、6个、8个、10个、14个、18个或22个工作循环。在一个方面，在5～60秒时间周期内施加上述工作循环。在另一个方面，可以在30秒或更短时间内施加3～18个或3～10个工作循环。在另一个方面，可以在3～16秒时间内施加4～8个工作循环。

在工作循环的激发步骤340部分的期间所施加的电位，优选是按照在整个持续时间上基本恒定的电压和极性而施加的。这与在记录数据期间电压发生改变或“历经（swept）”多个电压电位和/或极性的常规读数脉冲形成直接对照。在一个方面，激发步骤340的持续时间至多为4秒或5秒，优选小于3秒、2秒、1.5秒或1秒。在另一个方面，激发步骤340的持续时间为0.01～3秒、0.01～2秒或0.01～1.5秒。更优选地，激发步骤340的持续时间为0.1～1.2秒。

在激发步骤340以后，在步骤360中，测量装置可以通过传感带314打开电路，从而使得系统弛豫。在弛豫步骤360期间，在激发步骤340期间所出现的电流基本上减小至少一半，优选减小一个较大的量级，更优选减小至零。优选地，零电流状态由开路或本领域普通技术人员已知的、用于提供基本上为零的电流的其他方法提供。在脉冲序列的工作循环期间可以提供至少3次弛豫。

在一个方面，弛豫步骤360的持续时间为至少10秒、5秒、3秒、2秒、1.5秒、1秒或0.5秒。在另一个方面，弛豫步骤360的持续时间为0.1～3秒、0.1～2秒或0.1～1.5秒。更优选地，弛豫步骤360的持续时间为0.2～1.5秒并由开路提供。

在弛豫步骤360期间，离子化制剂可以在没有电位的作用下与分析物反应从而生成附加的可测量物质。因此，对于包括葡萄糖氧化酶和铁氰化物介体作为试剂的葡萄糖传感器系统，可以不受弛豫步骤360期间的电位的干扰，就能产生响应于样品的分析物浓度的附加亚铁氰化物(被还原的介体)。

许多常规分析方法在读数脉冲持续时间的期间内连续施加电压。所施加的电压可以具有固定电位，或者可以具有如下电位，其从正电位变化到负电位或从正电位或负电位变化到相对于一个电位的零电位。甚至在零相对电位时，这些方法在读数脉冲期间也持续从传感带获得电流，这使得电化学反应在整个读数脉冲过程中连续发生。因此，产生对应于分析物浓度的可测量物质的反应以及可测量物质向工作电极的扩散都会受到常规读数脉冲的零电位部分期间的电流的影响。

即使在相对于一个电位的零电位时也连续向传感带施加电压并从传感带获得电流的常规方法，与本发明的弛豫根本不同。由于本发明的多个弛豫，本发明所采用的多个工作循环也是明显不同于使用单一长持续时间脉冲进行多次测量的常规方法，例如美国专利No.5,243,516中公开的那些常规方法。与这些常规方法相反，本发明的脉冲序列的每个工作循环都提供了独立扩散和在弛豫期间的分析物反应时间。

图5A～图5E显示了门控电流分析脉冲序列的五个例子，其中在引入样品以后，多个工作循环应用于传感带。在这些例子中，使用方波脉冲；但是，也可以使用与传感器系统和待测样品相符的其他波型。图5C～图5D显示了包括多个具有相同激发时间和开路延迟时间的工作循环的脉冲序列。

图5A～图5B显示了包括9个工作循环的脉冲序列，除了有较长持续时间且电压增大的终端读数脉冲510以外，这些工作循环具有相同激发时间和开路延迟时间。这个终端读数脉冲的增大电压提供了对具有较高氧化电位（oxidation potential）的介体进行检测的能力。关于终端读数脉冲的更全面讨论可以参见2005年4月8日提交的、题目为“Oxidizable Species as anInternal Reference in Control Solutions for Biosensors”的美国临时申请No.60/669,729。

图5A示出了9个工作循环脉冲序列，其中各0.5秒激发通过1秒开路延迟相互隔开，从而得到氧化还原强度(RI)为0.357(5/14)。这样，在图5A中，第二个工作循环具有激发部分520和弛豫部分530。图5B显示了9个工作循环脉冲序列，其中各1秒激发通过0.5秒开路延迟相互隔开，从而得到RI为0.69(10/14.5)。图5C显示了7个工作循环脉冲序列，其中各1秒激发通过1秒开路延迟相互隔开，从而得到RI为0.53(8/15)。终端读数脉冲540的持续时间和电压与7个工作循环期间所用的持续时间和电压相同。图5D显示了6个工作循环脉冲序列，其中那些1.5秒激发通过1秒开路延迟相互隔开，从而得到RI为0.636(10.5/16.5)。如图5C中那样，终端读数脉冲540的持续时间和电压与前面工作循环脉冲的持续时间和电压相同。图5E显示了7个工作循环脉冲序列，其中相对较短的那些0.25秒激发通过相对较长的1.5秒弛豫相互隔开。图5E的脉冲序列以最初的1秒脉冲550开始，并且以1.25秒终端读数脉冲540结束，从而提供了RI为0.25(4/16)。

脉冲序列的RI越高，由介体引入到分析中的背底将会越少。图5A～图5E所示的脉冲序列是氧化性脉冲，被设计成用来激发(即，氧化)被还原的并作为可测量物质的介体。因此，在预定的时间周期内施加在传感带上的氧化电流越大，则因分析物氧化之外的途径而被还原的介体对所记录电流值的贡献可能性越小。

下面的表III提供了脉冲序列(a)和(b)的最后四个工作循环的轮廓曲线的斜率、截距以及截距与斜率之比。对于脉冲序列(a)：

9×(0.5秒开启+1.0秒中断)+0.5秒=14秒，RI=5/14=0.357。

对于脉冲序列(b)：

9×(1.0秒开启+0.375秒中断)+1.0秒=13.375秒，RI=10/13.375=0.748。

表III

截距与斜率之比提供了归因于介体的背底信号的量的评估，其中，较高的比值表示所记录信号的较大部分归因于介体背底。因此，当序列(a)和(b)的脉冲频率（激发次数/总化验时间(秒)）相似且大约为0.7sec^-1时，由脉冲序列(b)所提供的RI的增大，使得归因于介体背底的信号部分降低了不止一半。在进行组合时，脉冲序列的多次激发可以消除对用于更新介体氧化态的初始脉冲的需要。由于背底电流可能受介体的影响，因此对于铁氰化物，优选RI值为至少0.01、0.3、0.6或1的脉冲序列，更优选RI值为0.1～0.8、0.2～0.7或0.4～0.6的脉冲序列。

再参照图3，在步骤350中，可以针对脉冲序列的每个工作循环，将穿过传感带314的导体的电流记录为时间的函数。图6A显示了对于含有50、100、200、400和600mg/dL葡萄糖的40%血细胞比容WB样品，图5B所示的脉冲序列的输出电流作为时间的函数。与导致可测量物质大量氧化的常规长持续时间读数脉冲不同的是，在电流曲线中，每次激发后面有一个中断。

在图6A中，当将输出电流作为时间的函数绘制出来时，每次激发导致一条瞬时电流曲线，其具有初始较高的随着时间衰变的电流值。优选地，工作循环包括短的、独立的激发和阻止系统在每次激发期间到达稳态或电流缓慢衰变情况的弛豫，如常规系统的读数脉冲期间所需的那样。与常规稳态的或缓慢衰变的电流不同的是，从门控电流分析脉冲序列得到了瞬时(快速衰变)电流值，因为可测量物质在工作电极处的电化学反应比可测量物质扩散供应至工作电极的速率更快。

图6B显示了通过将图6A所示的每条瞬时电流曲线的最后一个电流值(即，每次激发的最后一个电流值)连接起来，而得到的轮廓曲线图。该轮廓曲线可以用来模拟在稳态下从常规系统获得的数据，在该稳态下电流随时间的变化基本上是恒定的。

从门控电流分析脉冲序列得到的瞬时电流曲线以及所得到的轮廓电流值根本不同于使用单个读数脉冲从常规分析得到的电流曲线。从单个读数脉冲所记录的电流来自单个弛豫/扩散，而瞬时电流的轮廓曲线中的每个时间点来源于独立的弛豫/扩散过程之后的激发。此外，当激发长度加长时，电流与分析物浓度之间的相关性通常由于血细胞比容效应而可能会减少。因此，与使用较长的、具有组合的多次激发的持续时间的读数脉冲的分析相比，可以提高使用多次短激发的分析的准确度。

再参照图6A，当从激发得到的最后时刻电流值表示从任意激发获得的最大的最后时刻电流值时，就达到电流曲线中的瞬时点605。因此，根据图6A，在近似5秒钟时达到瞬时点。对于每种葡萄糖浓度，可以在每种葡萄糖浓度的轮廓曲线中的最高电流值处达到关于DBL再水化的平衡。因此，当图6A的瞬时电流转变成图6B中的轮廓电流时，对于600mg/dL葡萄糖浓度，读数610(最高)和620(较低)使得在大约5秒钟时达到关于可测量物质向DBL的扩散与DBL再水化的平衡。

在相对恒定的扩散速率下所记录的电流值使不准确度减到最小，相反，试剂的扩散速率和再水化的变化将会引入不准确度。因此，一旦达到相对恒定的扩散速率，那么所记录的电流值就会更准确地对应于可测量物质的浓度，并因而更准确地对应于分析物的浓度。此外，根据图6B，在短短的7秒钟内就可以完成整个分析，因为只要已知轮廓曲线的最高电流值610，它的值可以直接与分析物浓度相关联。如前所述，可以获得额外的数据点，从而降低归因于介体的背底误差。

图6C显示了根据图5E中的脉冲序列所产生的瞬时电流曲线而得到的电流轮廓曲线。在每次的0.25秒激发期间，在中间时刻(～0.125秒)和结束时刻(～0.25秒)记录电流值，其可以用来判定衰变常数。利用较长的具有短激发和相对较长弛豫的初始脉冲，可以在大约4秒内完成分析。

图6D显示了使用门控电流分析脉冲序列的电化学系统中与输入信号有关的输出信号。输入信号是施加给生物流体样品的电位。输入信号包括轮流检测(polling)输入信号和化验输入信号。输出信号是从样品产生的电流。输出信号包括轮流检测输出信号和化验输出信号。样品响应于化验输入信号从全血中的葡萄糖的氧化还原反应产生化验输出信号。输入和输出信号可以针对具有工作电极和对电极的生物传感器。可以使用其他的生物传感器，包括那些具有附加电极和不同结构的生物传感器。可以测量其他的分析物浓度，包括其他生物流体中的那些分析物浓度。可以产生其他的输出信号，包括初始衰减的那些信号和在全部脉冲中衰减的那些信号。

使用时，将生物流体样品置于生物传感器中。生物传感器向样品施加大约-1.25秒～0秒的轮流检测信号。脉冲具有大约5～10毫秒的脉冲宽度和大约125毫秒的脉冲间隔。生物传感器响应于轮流检测输入信号而产生轮流检测输出信号。生物传感器测量轮流检测输出信号。生物传感器可以具有将轮流检测输出信号提供至模拟比较器的输入端的稳压器。

当轮流检测输出信号等于或大于轮流检测阈值时，生物传感器向电极施加从大约0秒到大约7秒的化验输入信号。轮流检测阈值可以约为250nA。比较器可以比较轮流检测输出信号与轮流检测阈值。当轮流检测输出信号超过轮流检测阈值时，比较器的输出信号可以触发化验输入信号的发送。

在化验输入信号期间，生物传感器向工作电极和对电极施加具有大约1秒时间的约400mV电位的第一脉冲的工作循环。第一脉冲之后跟着发生0.5秒弛豫，该弛豫实际上可以是开路等。测量第一脉冲内的化验输出信号或电流并存储在存储装置中。生物传感器可以向工作电极和对电极施加大约1秒时间的约200mV电位的第二脉冲。测量第二脉冲内的化验输出信号或电流并存储在存储装置中。生物传感器由化验输入信号连续地向工作电极和对电极施加脉冲，直至化验周期结束或达到生物传感器所需的时间。化验周期可以约为7秒。生物传感器可以测量并存储每个脉冲内的化验输出信号。

轮流检测输入信号是一种诸如电流或电位等电信号，它按照设定的频率或间隔断续出现或者开启和中断。样品响应于轮流检测输入信号而产生轮流检测输出信号。轮流检测输出信号是一种诸如电流或电位等电信号。生物传感器可以将轮流检测输出信号显示在显示器上和/或可以将化验输出信号存储在存储装置中。生物传感器可以施加轮流检测信号从而检测何时样品与电极连接。生物传感器可以使用其他方法和装置来检测何时要分析样品。

轮流检测输入信号是一种其中轮流检测脉冲序列由轮流检测弛豫分隔的工作循环。在轮流检测脉冲期间，电信号是开启的。在轮流检测弛豫期间，电信号是中断的。开启可以包括有电信号存在时的时间周期。中断可以包括没有电信号存在时的时间周期。中断不应当包括有电信号存在但是其基本上没有多大幅度时的时间周期。电信号可以分别通过关闭和打开电路而在开启与中断之间转换。电路可以通过机械、电力等方式而打开和关闭。

轮流检测输入信号可以具有一个或多个轮流检测脉冲间隔。一个轮流检测脉冲间隔是一个轮流检测脉冲与一个轮流检测弛豫之和。每个轮流检测脉冲具有幅度和轮流检测脉冲宽度。幅度表示电信号的电位、电流等的强度。幅度在轮流检测脉冲期间可以改变或者是个常数。轮流检测脉冲宽度是轮流检测脉冲的持续时间。轮流检测输入信号中的轮流检测脉冲宽度可以改变或基本上相同。每个轮流检测弛豫具有轮流检测弛豫宽度，它是轮流检测弛豫的持续时间。轮流检测输入信号中的轮流检测弛豫宽度可以改变或基本上相同。

轮流检测输入信号可以具有小于大约300毫秒(ms)的轮流检测脉冲宽度和小于大约1秒的轮流检测脉冲间隔。轮流检测输入信号可以具有小于大约100毫秒的轮流检测脉冲宽度和小于大约500毫秒的轮流检测脉冲间隔。轮流检测输入信号可以具有大约0.5毫秒～75毫秒的轮流检测脉冲宽度和大约5毫秒～300毫秒的轮流检测脉冲间隔。轮流检测输入信号可以具有大约1毫秒～50毫秒的轮流检测脉冲宽度和大约10毫秒～250毫秒的轮流检测脉冲间隔。轮流检测输入信号可以具有大约5毫秒的轮流检测脉冲宽度和大约125毫秒的轮流检测脉冲间隔。轮流检测输入信号可以具有其他的脉冲宽度和脉冲间隔。

生物传感器可以在轮流检测周期期间向样品施加轮流检测输入信号。轮流检测周期可以小于大约15分钟、5分钟、2分钟或1分钟。依赖于用户如何使用生物传感器，轮流检测周期可以更长。轮流检测周期可以为大约0.5秒(sec)～15分钟。轮流检测周期可以为大约5秒～5分钟。轮流检测周期可以为大约10秒～2分钟。轮流检测周期可以为大约20秒～60秒。轮流检测周期可以为大约30秒～40秒。轮流检测周期的脉冲间隔可以小于大约200个、100个、50个或25个。轮流检测周期的脉冲间隔可以是大约2～150个。轮流检测周期的脉冲间隔可以是大约5～50个。轮流检测周期的脉冲间隔可以是大约5～15个脉冲间隔。轮流检测周期的脉冲间隔可以是大约10个。可以使用其他的轮流检测周期。

当轮流检测输出信号等于或大于轮流检测阈值时，生物传感器施加化验输入信号。轮流检测阈值可以大于第一脉冲开始时所期望的化验输入信号的大约5%。轮流检测阈值可以大于第一脉冲开始时所期望的化验输入信号的大约15%。轮流检测阈值可以是第一脉冲开始时所期望的化验输入信号的大约5%～50%。可以使用其他的轮流检测阈值。生物传感器可以将等于或大于轮流检测阈值的轮流检测输出信号显示在显示器上。

化验输入信号是一种电信号，例如是电流或电位，它按照设定的频率或间隔断续出现或者开启和中断。样品响应于化验输入信号而产生化验输出信号。化验输出信号是一种电信号，例如是电流或电位。

化验输入信号是由化验弛豫分隔的化验脉冲序列。在化验脉冲期间，电信号是开启的。在化验弛豫期间，电信号是中断的。开启包括有电信号存在时的时间周期。中断包括没有电信号存在时的时间周期，并且不包括有电信号存在但是其基本上没有多大幅度时的时间周期。电信号可以分别通过关闭和打开电路而在开启与中断之间转换。电路可以通过机械、电力等方式而打开和关闭。

化验输入信号可以具有一个或多个化验脉冲间隔。一个化验脉冲间隔是一个化验脉冲和一个化验弛豫之和。每个化验脉冲具有幅度和化验脉冲宽度。幅度表示电信号的电位、电流等的强度。幅度在化验脉冲期间可以改变或者是个常数。化验脉冲宽度是化验脉冲的持续时间。化验输入信号中的化验脉冲宽度可以改变或基本上相同。每个化验弛豫具有化验弛豫宽度，它是化验弛豫的持续时间。化验输入信号中的化验弛豫宽度可以改变或基本上相同。

化验输入信号可以具有小于大约5秒的化验脉冲宽度和小于大约15秒的化验脉冲间隔。化验输入信号可以具有小于大约3秒、2秒、1.5秒或1秒的化验脉冲宽度和小于大约13秒、7秒、4秒、3秒、2.5秒或1.5秒的化验脉冲间隔。化验输入信号可以具有大约0.1秒～3秒的化验脉冲宽度和大约0.2秒～6秒的化验脉冲间隔。化验输入信号可以具有大约0.1秒～2秒的化验脉冲宽度和大约0.2秒～4秒的化验脉冲间隔。化验输入信号可以具有大约0.1秒～1.5秒的化验脉冲宽度和大约0.2秒～3.5秒的化验脉冲间隔。化验输入信号可以具有大约0.4秒～1.2秒的化验脉冲宽度和大约0.6秒～3.7秒的化验脉冲间隔。化验输入信号可以具有大约0.5秒～1.5秒的化验脉冲宽度和大约0.75秒～2.0秒的化验脉冲间隔。化验输入信号可以具有大约1秒的化验脉冲宽度和大约1.5秒的化验脉冲间隔。化验输入信号可以具有其他的脉冲宽度和脉冲间隔。

生物传感器在化验周期期间向样品施加化验输入信号。化验周期可以具有与轮流检测周期相同或不同的持续时间。化验输入信号的化验周期可以小于大约180秒、120秒、90秒、60秒、30秒、15秒、10秒或5秒。化验周期可以是大约1秒～100秒。化验周期可以是大约1秒～25秒。化验周期可以是大约1秒～10秒。化验周期可以是大约2秒～3秒。化验周期可以是大约2.5秒。化验周期的化验脉冲间隔可以小于大约50个、25个、20个、15个、10个、8个、6个或4个。化验周期的化验脉冲间隔可以是大约2～50个。化验周期的化验脉冲间隔可以是大约2～25个。化验周期的化验脉冲间隔可以是大约2～15个。化验周期的化验脉冲间隔可以是大约10个。可以使用其他的化验周期。

图7A和图7B显示了当DBL与短读数脉冲结合时，测量准确度的提高。将全血样品与亚铁氰化物按照1:5稀释比例混合从而作为基本的葡萄糖浓度，然后用1秒读数脉冲进行测量。因此，将初始的20%、40%和60%血细胞比容WB样品稀释成16%、32%和48%血细胞比容(三个血细胞比容值都下降了20%)。20%、40%和60%线分别代表从含有16%、32%和48%血细胞比容的血液样品样中测量出来的电流。

图7A显示了由血细胞比容和由于不含DBL的裸露导体传感带所引起的其他效应而引入的不准确度。将不准确度表示为20%与60%血细胞比容线之间的差(总的血细胞比容偏差间距)，并代表了归因于血细胞比容效应的最大测量不准确度。更小的偏差值代表更准确的结果。如参照图4A在上面讨论的那样，当DBL与较长读数脉冲一起使用时，观测到相似的效果。

相反，图7B显示了当DBL与1秒读数脉冲结合时，20%与60%校准线之间间距的显著减小。如上述图7A所使用的那样，把由PEO聚合物和10%KCl(没有试剂)构成的独立DBL印刷在导体上。有DBL/短读数脉冲时的总偏差血细胞比容间距几乎比没有DBL时的总偏差间距小三分之二。因此，包括多个工作循环、与DBL相结合的脉冲序列可以显著地提高测量准确度并如愿地减小介体背底。

图7C和图7D显示了当门控电流分析脉冲序列与DBL结合时，可以降低血细胞比容偏差。图7C显示出当DBL与图5E的脉冲序列结合并且在14.875秒或与最后脉冲相隔0.125秒记录电流值时，归因于血细胞比容效应的测量偏差在±5%之内。为了比较，图7D显示了当使用16秒(与最后脉冲相隔1.25秒)时刻的电流值来测定样品的葡萄糖浓度时，偏差增大至±15%。因此，激发的持续时间越长，则观测到的血细胞比容偏差越大。

除了本发明能够降低来自血细胞比容效应和介体背底信号的不准确度的能力以外，可以使用每次激发的瞬时电流曲线的组合和所得到的轮廓曲线，以向传感器系统提供多组校准常数，从而提高分析的准确度。可以使用所获得的每组校准常数从而将特定的电流读数与样品中的可测量物质特定浓度关联起来。因此，在一个方面，可以通过对使用多组校准常数得到的葡萄糖值取平均来提高准确度。

常规电化学传感器系统通常使用一组诸如斜率和截距等校准常数，将电流读数转变成对应的样品中的分析物浓度。然而，因为在测量中包含随机噪声干扰，所以单组校准常数可能会导致根据所记录的电流值而测定出来的分析物浓度不准确。

通过在本发明脉冲序列的每个工作循环内的固定时间获取电流值，可以建立多组校准常数。图8绘制了当将图5B所示的脉冲序列施加给包含各种葡萄糖浓度的WB样品时，在8.5秒、10秒、11.5秒、13秒和14.5秒(工作循环6～9和终端读数脉冲的第一部分)记录的端点电流。这五条校准线中的每一条都与其他的相互独立，并且可以按照至少两个途径来使用。

首先，可以使用多组校准常数来测定在脉冲序列期间应当施加的工作循环的数量，从而获得所想要的准确度、精度和化验时间。例如，如果从开始的三次激发获得的电流值表明了高葡萄糖浓度，例如>150或200mg/dL，则传感器系统可以在大约5.5秒时终止分析，从而显著地缩短分析所需的时间。这种缩短是可行的，因为高葡萄糖浓度时的不精确性通常小于较低葡萄糖浓度时的不精确性。相反，如果从开始的三次激发获得的电流值表明了低葡萄糖浓度，例如≤150或100mg/dL，则传感器系统可以将分析延长至大于7秒，例如大于8秒或10秒，从而提高分析的准确度和/或精度。

其次，可以使用多组校准常数从而通过取平均来提高分析的准确度和/或精度。例如，如果目标葡萄糖测量时间是11.5秒，可以利用8.5秒、10秒和11.5秒时的电流，使用对应校准线的斜率和截距计算出葡萄糖浓度；因此就有，G_8.5=(i_8.5–Int_8.5)/Slope_8.5，G₁₀=(i₁₀–Int₁₀)/Slope₁₀，以及G_11.5=(i_11.5–Int_11.5)/Slope_11.5。理论上，这三个葡萄糖值应该是等同的，不同之处仅在于随机偏差(random variation)。因此，可以对葡萄糖值G_8.5、G₁₀和G_11.5取平均，并计算出最终的葡萄糖值(G_8.5+G₁₀+G_11.5)/3。根据校准线取平均值可以将噪声干扰降低1/√3。

诸如图5E所示的包括相对较短的激发和相对较长的弛豫的门控电流分析脉冲序列，其预料不到的效果是简化校准的能力。虽然可以从瞬时和轮廓曲线获得的多组校准常数能够有利于分析的准确度，但诸如图5E所示的脉冲序列也可提供与使用多组校准常数而获得的准确度相似的准确度，其是由单组校准常数得到的。虽然并非是想用任何特定理论来进行限制，但这种结果可能归因于与短弛豫相对的相对较长的弛豫时间。长弛豫时间可以提供这样一种状态，在该状态中，可测量物质在激发期间转变的平均速率与可测量物质扩散至DBL中的速率平衡。按照这种方式，多组校准常数可以塌缩(collapse)为单组，且可以通过在测定分析物浓度之前对所记录的电流数据进行取平均过程，而简化记录数据向分析物浓度的转变。

也可以使用每次激发的瞬时电流曲线的组合和所得到的轮廓曲线来判定传感带是否未被样品填满，从而使得用户能够向传感带添加额外样品。常规传感器系统除了使用工作电极和对电极以外，还可以通过使用第三电极或电极对来判定未填满情况；然而，第三电极或电极对增加了传感器系统的复杂性和成本。

常规的两电极系统可以识别一次分析结果是否为“不良”，但是不能确定该不良分析结果的原因是否由于未填满或有缺陷的传感带而导致的。确定是否由于未填满而导致了不良分析结果的能力是有益的，因为未填满是可以通过向同一传感带添加额外样品并重复分析来校正的，从而防止了将优良的传感带废弃掉。

图9A显示了从图5B所示的脉冲序列获得的瞬时电流曲线，其中进行了10次分析，每次都使用了不同的传感带，并将2.0μL样品引入到传感带中。根据特定传感带的填充速度和帽隙容积，2.0μL样品可能足够或不足以填充传感带。

在图9B中，将图9A的瞬时电流曲线转换成衰变率作为时间的函数的轮廓曲线。在一个方面，衰变率可以表示为从下列任一方程测定出来的K常数：

$K_1=\frac{\ln \left(i_{0.125}\right)-\ln \left(i_{1.0}\right)}{\ln \left(t_{0.125}\right)-\ln \left(t_{1.0}\right)}$

$K_2=\frac{\ln \left(i_{0.5}\right)-\ln \left(i_{1.0}\right)}{\ln \left(t_{0.5}\right)-\ln \left(t_{1.0}\right)}$

其中，值0.125、0.5和1.0的单位为秒。因此，使用衰变过程的K常数，可以将图9A的电流曲线转换成图9B的衰变常数曲线。

图9B显示了未填满的传感器的衰变曲线与正常填满的传感器的衰变曲线之间的重大差别，尤其是在3秒～7秒时间范围内的差别。可以通过比较实际衰变常数与先前选择的值之间的差异，根据衰变常数曲线来确定未填满。例如，如果选择-0.1作为图9B中正常填满的传感器的上限，从3～5秒时间周期期间的激发测定出来的低于-0.1的任何K₁常数值都可以认为是正常填满。类似地，K₁值高于-0.1的任何传感器都可以认为是未填满的。按照这种方式，就可以响应于从瞬时电流曲线获得的衰变率来判定未填满。

因此，图9B中由系列3和系列8表示的传感带是充分填满的，而由系列1～2、系列4～7和系列9～10表示的八个传感带是未填满的。按照这种方式，本发明的门控电流分析脉冲序列允许两电极传感带中的未填满检测，这是常规传感器系统通常需要第三电极才能实现的功能。此外，在不到10秒的时间内就可以进行未填满判定，为测量装置发信号通知用户向传感带添加更多样品提供了时间，上述发信号例如是发送信号至发光显示器件或显示器。

因为可以从瞬时电流曲线判定未填满，可以使用用于测定分析物的存在和/或浓度的相同电流值来判定是否存在未填满情况。因此，不必将电化学分析的持续时间延长至超过浓度测定所需的时间，就可以在脉冲序列的多个工作循环期间判定未填满。

也可以使用每次激发的瞬时电流曲线的组合和所得到的轮廓曲线来确定样品温度变化是否对分析有不利影响。常规传感器系统包括测量装置中的或传感带上的热敏电阻，从而分别提供测量装置或传感带的温度。通常，虽然这个温度接近样品温度，但是测量装置或传感带的温度不同于样品温度。测量装置或传感带与样品的温度差别可能会将偏差引入到分析中。

例如通过使用前面讨论的K常数来确定衰变率，就可以测定样品温度。图10显示了K常数与温度的关系曲线，这些K常数是对于葡萄糖浓度为50、100和400mg/dL，从脉冲序列的第五激发得到的。该关系曲线呈现出绝对值随着温度的升高而增大的衰变率。虽然并非是想用任何特定理论来进行限制，但这种现象可能归因于使得帽隙中的各种组分的扩散速率降低的较低温度。按照这种方式，可以响应于从瞬时电流曲线获得的衰变率来测定样品温度。

因为样品温度可以根据瞬时电流曲线而测定出来，因此，可以使用用于测定分析物的存在和/或浓度的相同电流值来测定样品温度。所以，可以在脉冲序列的多个工作循环期间测定出样品温度，而不必将电化学分析的持续时间延长至超出浓度测定所需的时间。

在一个方面，样品的温度可以通过按照下列方程求解出K来测定：

$K=\frac{\ln i_{0.125}-\ln i_{0.375}}{\ln \left(0.125\right)-\ln \left(0.375\right)}$

其中i_0.125和i_0.375是从对温度变化最敏感的激发开始0.125秒和0.375秒时的电流，该激发例如是产生相对于温度变化最敏感的电流衰变的激发。ln(0.125)和ln(0.375)分别是在0.125秒和0.375秒时刻的自然对数形式。如图10所示，根据这些K常数与温度的关系曲线，可以从关系曲线的相关函数来测定样品温度。相关函数可以是曲线的多项式拟合。从这一关系曲线测定的温度可能不同于装置的温度，且可能会更精确地反映样品温度。

与上述装置相对的是，对样品温度进行测定的优点在于，可以调节分析的时间长短，从而使得有足够的时间让DBL再水化达到平衡，从而提高分析的准确度。例如，如果在脉冲序列期间测定的样品温度为低于环境温度至少5℃或10℃，则可以使脉冲序列变长，例如具有额外的工作循环。

图11是测量装置1100的示意图，包括与电路1110和显示器1130相互电通信的接点1120。在一个方面，测量装置1100是便携的并且适合于手持和接纳诸如图1A所示的带100之类的传感带。在另一个方面，测量装置1100是适合于接纳传感带并实施门控电流分析脉冲序列的手持式测量装置。

接点1120适合于提供与电路1110和传感带的接点（例如图1B所示的传感带100的接点170和180）的电通信。电路1110可以包括充电器1150、处理器1140和计算机可读存储介质1145。充电器1150可以是稳压器、信号发生器，等等。因此，充电器1150可以向接点1120施加电压，同时记录所得到的电流从而起到充电器-记录器的作用。

处理器1140可以与充电器1150、计算机可读存储介质1145和显示器1130相互电通信。如果充电器不适合于记录电流，则处理器1140可以适合于记录接点1120处的电流。

计算机可读存储介质1145可以是诸如磁存储器、光存储器、半导体存储器等任意存储介质。计算机可读存储介质1145可以是固定存储设备或诸如可移动存储卡等可移动存储设备。显示器1130可以是模拟的或数字的，在一个方面可以是适合于显示数值读数的LCD显示器。

当盛装样品的传感带的接点与接点1120相互电通信时，处理器1140可以指示充电器1150向样品施加门控电流分析脉冲序列，从而开始分析。处理器1140可以例如响应于传感带的插入、样品应用于先前插入的传感带或者响应于用户输入，开始分析。

关于实施门控电流分析脉冲序列的指令可由存储在计算机可读存储介质1145中的计算机可读软件码提供。所述码可以是目标码或能说明或控制本申请中所述功能的任意其他码。可以对从门控电流分析脉冲序列得到的数据进行一次或多次数据处理，包括在处理器1140中测定衰变率、K常数、斜率、截距和/或样品温度以及将诸如校正后的分析物浓度等结果输出到显示器1130。利用关于脉冲序列的指令，数据处理可由处理器1140根据存储在计算机可读存储介质1145中的计算机可读软件码来进行。

在并非用于限定范围、应用或实施的前提下，前述的方法和系统可以用如下步骤来实现：

步骤1：启动生物传感器电源

步骤2：进行生物传感器自检

步骤3：进行设置，轮流检测样品应用于传感器中

将ASIC轮流检测电位设定为v_poll

将ASIC阈值水平设定为i_trigger

将轮流检测周期定时器设定为在int_poll处期满

步骤4：用于化验的传感器电流的设置

等待轮流检测周期定时器期满

启动ASIC电荷泵(charge pump)

使ASIC阈值检测器(i_trigger)起作用

使轮流检测电位(v_poll)起作用

选择向传感器施加电位的传感器信道

等待建立时间t_poll

步骤5：检测传感器电流是否超过阈值

步骤6：延迟并再次检测传感器电流

步骤7：基于样品应用的检测

开始计时

发出脉冲序列

步骤8：脉冲1–测量传感器电流i_1,1和i_1,8

在t_p1时刻，脉冲1开始

将脉冲1持续时间设定为d_p1

将脉冲1传感器电位设定为v_p1

选择向传感器施加电位的传感器信道

在t_1,1时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S11

在t_1,8时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S18

步骤9：延迟1–重新标准化电子器件(electronics)

在AD₂读数结束时，延迟1开始，断开传感器信道

在脉冲2开始时，延迟1结束

将电位设定为V_standardize

在t_c1时刻，选择参考电阻器信道然后测量信号，将值存储为AD_R1

在t_c2时刻，选择补偿信道然后测量信号，将值存储为AD_O1

注意：在脉冲1处开始的传感器电流是从AD_R1和AD_O1测量结果计算出来的

步骤10：脉冲2–测量传感器电流i_2,1和i_2,8

在t_p2时刻，脉冲2开始

将脉冲2持续时间设定为d_p2

将脉冲2传感器电位设定为v_p2

选择向传感器施加电位的传感器信道

在t_2,1时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S21

在t_2,8时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S28

步骤11：延迟2–

在AD_S3读数结束时，延迟2开始，断开传感器信道

在脉冲3开始时，延迟2结束

选择补偿(offset)信道，以断开传感器

步骤12：脉冲3–测量传感器电流：i_3,1和i_3,8

在t_p3时刻，脉冲3开始

将脉冲3持续时间设定为d_p3

将脉冲3传感器电位设定为v_p3

选择向传感器施加电位的传感器信道

在t_3,1时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S31

在t_3,8时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S38

步骤13：延迟3–T₁和i_wet

在AD_S38读数结束时，延迟3开始，断开传感器信道

在脉冲4开始时，延迟3结束

将电位设定为V_standardize

在t_c3时刻，选择热敏电阻信道然后测量信号，将值存储为AD_T1

在t_wet时刻，选择补偿信道然后测量信号，将值存储为AD_wet

步骤14：脉冲4–测量传感器电流：i_4,1、i_4,4和i_4,8

在t_p4时刻，脉冲4开始

将脉冲4持续时间设定为d_p4

将脉冲4传感器电位设定为v_p4

选择传感器信道，以向传感器施加电位

在t_4,1时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S41

在t_4,4时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S44

在t_4,8时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S48

步骤15：延迟4–

在AD_S48读数结束时，延迟4开始，断开传感器信道

在脉冲5开始时，延迟4结束

选择补偿信道，以断开传感器

步骤16：脉冲5–测量传感器电流：i_5,1、i_5,4和i_5,8

在t_p5时刻，脉冲5开始

将脉冲5持续时间设定为d_p5

将脉冲5传感器电位设定为v_p5

选择传感器信道，以向传感器施加电位

在t_5,1时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S51

在t_5,4时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S54

在t_5,8时刻，测量传感器信号，将值存储为AD_S58

使ASIC模拟功能失去作用

步骤17：查找一组校准数量的斜率和截距

S=当前这组校准数量的斜率值

Int=当前这组校准数量的截距值

步骤18：对于温度效应，调节斜率和截距

步骤19：计算25℃下的葡萄糖浓度

步骤20：转换成目标参比(血浆与WB参比)

步骤21：检查未填满

步骤22：检查“反常行为”

步骤23：如果葡萄糖低，再检查“反常行为”

步骤25：检查极限葡萄糖水平

步骤26：显示结果

上述算法可以具有其他的子程序，包括那些用于检查诸如样品温度和未填满情况等误差的子程序。下表III中列出了可以用于上述算法中的常数。也可以使用其他常数。

常数	说明	值	单位
				vpoll	轮流检测电压	400	mV
intpoll	轮流检测间隔	125	ms
				tpoll	轮流检测持续时间	10	分钟
itrigger	阈值检测触发电流	250	nA
				tp1	脉冲1开始时刻	0	sec
dp1	脉冲1持续时间	1	秒
				vp1	脉冲1电压水平	400	mV
t1,1	传感器电流读数时刻1	0.125	sec
				t1,8	传感器电流读数时刻2	1.00	sec
tc1	补偿读数时刻	1.125	sec
				tc2	参考读数时刻	1.25	sec
tp2	脉冲2开始时刻	1.5	sec
				dp2	脉冲2持续时间	1	秒
vp2	脉冲2电压水平	200	mV
				t2,1	传感器电流读数时刻3	1.625	sec
t2,8	传感器电流读数时刻4	2.50	sec
				tp3	脉冲3开始时刻	3	sec
dp3	脉冲3持续时间	1	秒
				vp3	脉冲3电压水平	200	mV
t3,1	传感器电流读数时刻5	3.125	sec
				t3,8	传感器电流读数时刻6	4.00	sec
tc3	热敏电阻读数时刻	4.125	sec
				twet	湿式传感器电流读数时刻	4.25	sec
tp4	脉冲4开始时刻	4.5	秒
				dp4	脉冲4持续时间	1	秒
vp4	脉冲4电压水平	200	mV
				t4,1	传感器电流读数时刻7	4.625	sec
t4,4	传感器电流读数时刻8	5.00	sec
				t4,8	传感器电流读数时刻9	5.50	sec
tp5	脉冲5开始时刻	6	sec
				dp5	脉冲5持续时间	1	秒
vp5	脉冲5电压水平	200	mV
				t5,1	传感器电流读数时刻10	6.125	sec
t5,4	传感器电流读数时刻11	6.50	sec
				t5,8	传感器电流读数时刻12	7.00	sec

表III

虽然已经描述了本发明的各种实施例，但是对本领域普通技术人员显而易见的是，在本发明的范围内，也可以有其他实施例和实施方式。

Claims (46)

1.一种用于测定样品中的分析物的浓度的手持式测量装置，其中，所述装置适合于接纳传感带，所述装置包括：

接点；

至少一个显示器；以及

电路，用于建立所述接点与所述显示器之间的电通信，所述电路包括相互电通信的充电器和处理器，所述处理器使所述充电器在所述接点之间施加在180秒内包括至少3个工作循环的输入信号，每个所述工作循环包括激发和弛豫，

其中，所述输入信号在所述输入信号的10秒的持续时间上具有至少为0.01的氧化还原强度，且

所述处理器根据具有0.01～1.5秒的持续时间的激发测量输出信号，并在所述处理器确定出所测量的输出信号是根据所述工作循环获得的最大的最后时刻电流值时测定所述样品中的所述分析物的浓度。

2.根据权利要求1所述的装置，其中，所述样品包括红血细胞。

3.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述处理器还用于在所述接点处测量至少一条电流曲线，并用于响应于所述至少一条电流曲线测定所述样品中的所述分析物的浓度。

4.根据权利要求3所述的装置，其中，所述至少一条电流曲线表示瞬时电流。

5.根据权利要求1所述的装置，其中，所述充电器是充电器-记录器，且所述处理器根据所述记录器测量所述输出信号。

6.根据权利要求1所述的装置，其中，所述处理器响应于接触所述触点的样品使所述充电器施加所述输入信号。

7.根据权利要求1、2、4、5或6所述的装置，其中，所述充电器和所述处理器用于在将所述输入信号施加到所述样品的4秒内测定所述样品中的所述分析物的浓度。

8.一种用于减小在被测定的样品中的分析物的浓度中归因于介体背底的偏差的方法，所述方法包括如下步骤：

向样品施加输入信号，所述输入信号在180秒内包括至少3个工作循环，且每个所述工作循环包括激发和弛豫，其中，所述输入信号在所述输入信号的10秒的持续时间上具有至少为0.01的氧化还原强度，其中，所述弛豫为0.1～3秒，并包括减小至所述激发的电流的至少一半的电流减小；

在所述样品中生成可测量物质；

根据激发测量输出电流，所述激发具有0.01～1.5秒的持续时间，其中，所述输出信号响应于所述可测量物质，且其中，所述可测量物质在所述样品中的浓度响应于所述样品中的所述分析物的浓度；以及

响应于所述输出信号，测定所述样品中的所述分析物的浓度。

9.根据权利要求8所述的方法，其还包括如下步骤：

将所述样品引入传感带，所述传感带包括工作电极和对电极，所述工作电极和所述对电极与所述样品电通信；

使至少一个电子从所述样品中的所述分析物转移到所述传感带中的介体；以及

将所述输入信号施加到所述工作电极和所述对电极，其中，所述输入信号电化学地激发所述可测量物质，且所述可测量物质是从由所述分析物、所述介体和它们的组合构成的群组中选择的。

10.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所述样品包括红血细胞。

11.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所测量的输出信号包括根据所述至少3个工作循环的所述激发获得的最大的最后时刻电流值。

12.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所述可测量物质是被氧化或被还原的介体，所述介体是从由有机过渡金属络合物、配位络合物、电活性有机分子和它们的组合构成的群组中选择的。

13.根据权利要求8或9所述的方法，其包括如下步骤：

根据具有0.1～1.2秒的持续时间的激发，测量所述输出信号。

14.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所述输入信号在3～16秒内包括4～8个工作循环。

15.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所述输入信号在30秒内包括3～18个工作循环。

16.根据权利要求8或9所述的方法，其还包括如下步骤：

激发扩散势垒层内部的所述可测量物质，所述扩散势垒层具有1～30微米的平均初始厚度，所述扩散势垒层包括聚合物粘合剂层，所述聚合物粘合剂层具有部分水溶性；以及

基本上排除对所述扩散势垒层外部的所述可测量物质的激发，其中，所述扩散势垒层提供用于接纳一部分所述可测量物质并使所述一部分可测量物质与所述样品隔离的内部多孔空间。

17.根据权利要求8或9所述的方法，其还包括如下步骤：

当到达所述可测量物质的相对恒定的扩散速率时，根据所述输出信号，确定电流曲线。

18.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所述至少3个工作循环的所述激发中的每个激发具有处于0.1秒～1.5秒的范围中的持续时间，且所述工作循环具有处于约0.2秒～约3.5秒的范围中的脉冲间隔。

19.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所述至少3个工作循环的所述激发中的每个激发具有处于0.4秒～1.2秒的范围中的持续时间，且所述工作循环具有处于约0.6秒～约3.7秒的范围中的脉冲间隔。

20.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所述至少3个工作循环的每个所述激发具有处于0.1秒～3秒的范围中的持续时间，且所述至少3个工作循环的所述激发包括减小至所述激发的电流的至少一半的电流减小。

21.根据权利要求8或9所述的方法，其还包括如下步骤：

根据所述输出信号，确定电流曲线，

其中，响应于所述输出信号测定所述样品中的所述分析物的浓度的步骤包括：根据所述电流曲线，测定所述样品中的所述分析物的浓度。

22.根据权利要求21所述的方法，其中，所述电流曲线包括瞬时衰变，且所述样品中的所述分析物的浓度是根据所述电流曲线的包括所述瞬时衰变的一部分测定的。

23.根据权利要求8或9所述的方法，其还包括如下步骤：

响应于所述输出信号，预先确定多组校准常数。

24.根据权利要求23所述的方法，其中，所述多组校准常数是通过在将所述激发施加到所述样品之后在所述至少3个工作循环的每个所述激发中的固定时间处获取电流值而确定的。

25.根据权利要求23所述的方法，其还包括如下步骤：

响应于所述多组校准常数，测定所述样品中的所述分析物的多个浓度；以及

对所述样品中的所述分析物的所述多个浓度取平均，以测定所述样品中的所述分析物的浓度。

26.根据权利要求8或9所述的方法，其中，所述样品中的所述分析物的浓度是在将所述输入信号施加到所述样品的4秒内测定的。

27.一种发信号通知用户向传感带添加额外样品的方法，所述方法包括如下步骤：

向与所述传感带的工作电极和对电极接触的样品施加输入信号，所述输入信号在180秒内包括至少3个工作循环，且每个所述工作信号包括激发和弛豫；

根据所述至少3个工作循环中的至少两个工作循环的所述激发，测量包括电流的输出信号；

根据所述至少两个激发内的所述输出信号，确定衰变常数曲线；

根据所述至少两个激发期间的所述衰变常数曲线，判定所述传感带是否未填满；

如果所述传感带未填满，则发信号通知用户向所述传感带添加额外样品；以及

根据所述输出信号，测定所述样品中的分析物的浓度。

28.根据权利要求27所述的方法，其还包括如下步骤：

记录所述至少两个激发中每个激发期间的所述电流作为瞬时电流曲线。

29.根据权利要求28所述的方法，其还包括如下步骤：

根据所述至少两个激发中每个激发期间的所述瞬时电流曲线，确定衰变率作为时间的函数的轮廓曲线。

30.根据权利要求29所述的方法，其还包括如下步骤：

使用衰变过程的K常数，将所述衰变率作为时间的函数的轮廓曲线转换成所述衰变常数曲线。

31.根据权利要求27、28、29或30所述的方法，其中，当所述电流曲线的实际衰变常数小于选择值时，所述用户被发信号通知向所述传感带添加所述额外样品.

32.根据权利要求27、28、29或30所述的方法，其中，所述用户被发信号通知在将所述输入信号施加到与所述工作电极和所述对电极接触的样品的3～5秒内向所述传感带添加所述额外样品。

33.一种测定传感带所盛装的样品的温度的方法，所述方法包括如下步骤：

预先确定衰变率和温度之间关系；

根据在180秒内包括至少3个工作循环的输入信号的至少两个激发期间所记录的电流，测定电流曲线；且

将所述电流曲线与所述衰变率和温度之间关系关联起来，以测定所述样品的温度。

34.根据权利要求33所述的方法，其中，所述至少两个激发中的至少一个激发的所述电流曲线被表示为K常数。

35.根据权利要求33或34所述的方法，其还包括如下步骤：

根据所述至少两个激发的所述电流曲线，产生轮廓曲线。

36.根据权利要求33或34所述的方法，其中，所述电流曲线是瞬时电流曲线。

37.根据权利要求33或34所述的方法，其还包括如下步骤：

响应于所述样品的所测定的温度，根据依照所述输入信号而记录的所述电流，测定所述样品的分析物浓度。

38.一种确定施加到样品的在180秒内包括至少3个工作循环的输入信号的持续时间的方法，用于测定样品中的分析物浓度，所述至少3个工作循环中的每个工作循环包括激发，所述方法包括如下步骤：

根据依照输出信号在固定时间记录的电流，预先确定多组校准点；

将在180秒内包括所述至少3个工作循环的所述输入信号施加到所述样品；

根据依照所述至少3个工作循环中的至少一个工作循环的所述激发而测量的输出信号，测定所述样品中的分析物浓度；且

响应于所述样品的所测定的分析物浓度，确定施加到所述样品的所述输入信号的持续时间。

39.根据权利要求38所述的方法，其中，所述多组校准常数是根据在将所述激发施加了所述至少3个工作循环之后的固定时间记录的电流值确定的。

40.根据权利要求38所述的方法，其还包括如下步骤：

根据依照180秒内的所述至少3个工作循环的所述激发而记录的电流，确定电流曲线。

41.根据权利要求40所述的方法，其中，所述电流曲线是瞬时电流曲线。

42.根据权利要求40所述的方法，其还包括如下步骤：

根据所述至少3个工作循环的所述电流曲线，产生轮廓曲线。

43.根据权利要求42所述的方法，其中，用于确定施加到所述样品的所述输入信号的持续时间的所述样品中的分析物浓度是根据所述轮廓曲线的最高电流值测定的。

44.根据权利要求38或43所述的方法，其中，所述输入信号的持续时间是通过施加到所述样品的工作循环的数目确定的。

45.根据权利要求44所述的方法，其中，所述输入信号中的工作循环的数目是响应于所述多组校准常数和所述样品中的所测定的分析物浓度确定的。

46.根据权利要求38或43所述的方法，其中，与在测定出所述样品中的所测定的低分析物浓度时相比，所述样品中的所测定的最高分析物浓度提供更短持续时间的所述输入信号。

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