專利名稱：基于ac測量方法的樣本表征的制作方法
基于AC測量方法的樣本表征
背景技術：
糖尿病治療通常涉及兩個類型的胰島素治療基礎的和餐時的。基礎胰島素指的是常常在上床之前取用的連續的、例如長效釋放的胰島素。餐時胰島素治療提供附加劑量的更快起作用的胰島素以調節由各種因素引起的血糖的波動，包括糖和碳水化合物的新陳代謝。血糖波動的適當調節要求血液中的葡萄糖濃度的準確測量。做不到這一點可能產生極端的并發癥，包括失明和四肢的循環損失，這可能最終使糖尿病患者喪失他或她的手指、手、腳等的使用。
已知用于測量血樣中的分析物(例如葡萄糖)的濃度的多種方法。此類方法通常屬于下述兩類中的ー個光學方法和電化學方法。光學方法一般地涉及反射率或吸收率光譜 學以觀察試劑中的光譜移位。此類移位是由產生指示分析物濃度的色彩變化的化學反應引起的。常規電化學方法一般地包括施加發起感興趣的反應所需的恒定電勢或電勢階躍并測量結果產生的與葡萄糖濃度成比例的電荷或電流。參見例如授予Columbus的美國專利No. 4，233，029、授予Pace的美國專利No. 4，225，410、授予Columbus的美國專利No. 4，323，536、授予Muggli的美國專利No. 4，008，448、授予Lil ja等人的美國專利No. 4, 654, 197、授予Szuminsky等人的美國專利No. 5, 108, 564、授予Nankai等人的美國專利No. 5，120，420、授予Szuminsky等人的美國專利No. 5，128，015、授予White的美國專利No. 5，243，516、授予Diebold等人的美國專利No. 5，437，999、授予Pollmann等人的美國專利No. 5，288，636、授予Carter等人的美國專利No. 5，628，890、授予Hill等人的美國專利No. 5，682，884、授予Hill等人的美國專利No. 5，727，548、授予Crismore等人的美國專利No. 5, 997, 817、授予Fujiwara等人的美國專利No. 6, 004, 441、授予Priedel等人的美國專利No. 4，919，770、授予Shieh的美國專利No. 6，054, 039，其全部被整體地通過引用結合到本文中。根據Cotrell等式，除感興趣的分析物的濃度之外，諸如溫度、電極表面區域以及擴散系數的因數也對所得到的電流有所貢獻。因此，由反應區的溫度變化、電極表面區域的堵塞或到電極表面的反應物擴散的阻礙引起的這些參數的任何變化也將影響所得到的電流。此外，在施加的電勢下也為電化學活性的干擾化合物可能產生附加DC電流并因此產生正偏置葡萄糖濃度。過去已通過使用AC阻抗來獲得上述因素的貢獻的度量并進一歩修正DC電流以進行準確的葡萄糖濃度估計而避免了這些問題中的某些。這些基于AC的方法在于可變頻率的替換電勢的施加和細胞阻抗的測量。參見例如授予Kermani等人的美國專利No.6，797，150、授予Vreeke等人的美國專利申請公開物No. 2004/0079652以及授予RocheDiagnostics GmbH的歐洲專利No. I 639 355,其被整體地通過引用結合到本文中。然而，這些方法由于其AC和DC信號的連續施加及DC電流的穩態性質而延長測量時間。因此，在此領域中需要改進
發明內容
ー個方面涉及用于檢測血液或其它體液中的諸如葡萄糖濃度的分析物濃度的技木。這種技術利用包括在低電勢下產生線性法拉第響應的媒劑系統的電化學測試條。向測試條中的血液施加交流電激勵信號。交流電激勵信號包括低頻信號和具有比低頻信號高的頻率的高頻信號。通過測量對低頻信號的低頻響應、測量對高頻信號的高頻響應、基于低頻響應來估計葡萄糖濃度并基于高頻響應針對ー個或多個引起誤差的變量來修正葡萄糖濃度而確定葡萄糖濃度。根據詳細說明和與之一起提供的附圖，本發明的其它形式、目的、特征、方面、益處、優點和實施例將變得顯而易見。
圖I以圖形方式舉例說明根據本公開的ー個實施例的雙媒介系統。
圖2a 是根據本公開的ー個實施例的 20480、10240、2048、1024、512、256 和 128 Hz的頻率下的AC響應的Zre對比Zim的尼奎斯特圖。圖2b是根據本公開的ー個實施例的用于處于兩個不同激勵模態的兩個不同葡萄糖濃度的20000、10000、2000、1000、512和128 Hz的頻率下的AC響應的Zre對比Zim的尼
奎斯特圖。圖3a是根據本公開的ー個實施例的1024 Hz下的五秒測量時間內的阻抗對比時間的圖，其中，對測試條給予包含150 mg/dl的葡萄糖濃度的血液溶液。圖3b是根據本公開的ー個實施例的1024 Hz下的五秒測量時間內的阻抗對比時間的圖，其中，對測試條給予包含120 mg/dl的葡萄糖濃度的血液溶液。圖4以圖形方式舉例說明根據本公開的ー個實施例的遵循施加的AC激勵信號的用于雙媒介系統的反應序列。圖5是根據本公開的ー個實施例的處于各種葡萄糖濃度的10000、1000、562、316、177、100、46、21、10和8 Hz的頻率下的AC響應的Zre對比Zim的尼奎斯特圖。圖6是根據本公開的ー個實施例的處于各種葡萄糖濃度的10000、1000、562、316、177、100、46、21、10和8 Hz的頻率下的AC響應的Zre對比Zim的波特圖。圖7是根據本公開的ー個實施例的AC響應的Zre對比Zim的尼奎斯特圖。圖8是根據本公開的ー個實施例的用來擬合阻抗數據的等效電路模型的方框圖。圖9以圖形方式舉例說明通過用圖8所示的等效電路模型來擬合阻抗數據而獲得的等效電路值。圖10是根據本公開的ー個實施例的AC響應的Zre對比Zim的尼奎斯特圖。圖11以圖形方式舉例說明通過用圖8所示的等效電路模型來擬合阻抗數據而獲得的等效電路值。圖12以圖形方式舉例說明根據本公開的ー個實施例的遵循施加的AC激勵信號的用于單媒介系統的反應序列。圖13是根據本公開的ー個實施例的AC響應的Zre對比Zim的尼奎斯特圖。
具體實施方式
為了促進對本發明的原理的理解，現在將對在圖中舉例說明的實施例進行參考，并將使用特定語言來描述那些實施例。然而，應理解的是并不從而意圖限制本發明的范圍。如本發明相關領域的技術人員正常地將想到，可以預期所述實施例的任何變更和進ー步修改以及如本文所述的本發明的原理的任何進ー步應用。特別地，雖然在血糖測量方法方面討論了本發明，但可以預期的是本發明測量其它分析物及其它樣本類型。此類替換實施例要求對本文所討論的實施例的某些適應，其對于本領域的技術人員來說將是顯而易見的。如下文將詳細地描述的，向生物傳感器中的體液樣本施加低振幅AC波形并測量阻抗量值、相角、實數或虛數阻抗或與電化學電池性質或生物傳感器有關的其它電阻和電容項。可以根據感興趣的過程(即快速或慢速過程)的時間常數來確定施加的波形的選擇。然后可以通過用等效電路對其值進行擬合來將所測量的可觀察量(相位、角度、量值、實數或虛數阻杭)轉換成電阻和恒定相位元素并進一歩用來提供樣本葡萄糖濃度、血細胞比容和/或溫度的估計。在一個示例中，生物傳感器包括在相對低的施加的電勢差下產生線性法拉第響應的媒劑系統。施加的AC波形的較低頻率下的響應被用來測量葡萄糖濃度，并且較高頻率下的響應被用來檢測溫度和血細胞比容的影響。 在操作中，一旦在生物傳感器上檢測樣本，則施加低振幅AC激勵信號作為工作電極與傳感器的反電極之間的電勢差。可以預期施加的AC激勵信號的不同形態。在ー種情況下，可以作為在整個測試時間內延續的單頻波形來施加AC信號。施加的AC信號的頻率可以選自范圍I Hz至20，000 Hz。第二可能性是通過從高頻掃至低頻或從低頻掃至高頻來測量多個頻率下的細胞阻抗。此外，激勵信號還可以是頻率組合(即包括六個不同頻率的波形)。在一個設想方案中，施加高頻AC信號(其對樣本血細胞比容和/或溫度敏感)達給定時段直至觀察到沒有系統阻抗的顯著變化為止，其后接著施加第二低頻AC信號以確定葡萄糖濃度。為了減少測試時間，可以將高和低頻信號相互疊加。可以通過將阻抗數據與等效電路模型擬合來對其進行處理。等效電路的選擇由對實驗數據的擬合的質量確定。這促進了流體中的分析物的準確測量。特別地，盡管存在否則將引起誤差的干擾物，分析物的測量結果仍是準確的。例如，用這種技術，在沒有通常由血細胞比容或樣本溫度的變化引起的誤差的情況下測量血糖的濃度。血糖的準確測量對于糖尿病患者的失明、循環損失以及血糖的不適當調節的其它并發癥的預測而言是無價的。這種技術允許更快速地且用不那么復雜的儀器來進行測量，使得患有糖尿病的人測量其血糖更加方便。同樣地，血液、尿液或其它生物流體中的其它分析物的準確且快速的測量提供改菩的大范圍的醫學條件的診斷和治療。在用于測量葡萄糖的系統的背景下，將認識到的是電化學葡萄糖計通常(但并不總是)在存在試劑的情況下測量血樣的電化學響應。試劑與葡萄糖反應而產生否則在血液中不存在的載荷子。因此，在存在給定信號的情況下的血液的電化學響應意圖主要取決于血糖的濃度。然而，其次，血液對給定信號的電化學響應可以取決于其它因素，包括血細胞比容和溫度。參見例如美國專利 No. 5, 243, 516 ；No. 5, 288, 636 ；No. 5，352，351 ;Νο·5，385，846 ；Νο. 5，508, 171和No. 6，645，368，其討論了血細胞比容對血糖測量結果的混雜效應，并且其被整體地通過引用結合到本文中。另外，某些其它化學制品可能影響載荷子通過血樣的傳遞，包括例如尿酸、膽紅素和氧，從而引起葡萄糖的測量結果中的誤差。本文公開的各種實施例涉及在仍遞送被針對混雜的干擾物(假設其為血細胞比容和溫度或其它干擾物)進行修正的分析物測量結果(假設其為血糖或另一流體樣本分析物)的同時允許實現較短的測試時間的方法。如這里所使用的，“測試時間”被定義為從第一電信號將被施加于樣本時的樣本檢測(或樣本劑量充分性，如果兩者都被檢測)到在濃度確定計算中使用的最后ー個測量結果的獲取的時間。如這里所使用的，低電勢AC激勵指的是エ作電極與反電極之間的足以產生線性響應的施加的AC電勢差。在一個實施例中，利用雙媒劑系統。與雙媒劑系統和葡萄糖特定化學品組合，所公開的方法能夠提供所研究的樣本的完整頻譜。替換地，可以利用單個媒劑系統。在下文將描述的所選實驗中，基于來自Agilent的VXI部件構造且可編程為以請求的組合和序列向傳感器施加AC電勢并測量所得到的傳感器的當前響應的電化學測試臺來執行測量。可以用電化學ACCU-CHEK AVIVA 血糖條來表示常規傳感器布局，其包括涂有葡萄糖特定化學品的金工件和反電極。在某些實施例中，這些化學試劑包括能夠具體地將葡萄糖氧化并促進到金電極的電子傳遞的酶和媒劑。在實驗期間，將數據從電化學分析儀傳遞至臺式計算機以便使用Microsoft Excel 進行分析。在其它示例中，可以用具有適當頻率響應分析儀和數字信號獲取系統的任何商業上可得到的可編程電勢恒定器來執行測量。例如，可以使用Gamry和CHInstruments電勢恒定器或多通道快速測試臺。對于商業使用而言，可以在專用的低成本手持式測量設備中執行該方法，諸如ACCU-CHEK AVIVA 血糖計。在此類情況下，可以將測量參數包含于和/或提供給儀表的固件，并且在沒有用戶交互的情況下自動地執行測量序列和數據評估。在所選實施例中，媒劑系統包括電子穿梭/媒劑對、輔助因子/媒劑對或媒劑I/媒劑2對或其其它組合。在存在葡萄糖的情況下，可以用圖I所示的方案來描述反應序列。在圖I中，Eral和Em表示選自具體地將葡萄糖氧化的酶類的還原或氧化形式的酶(例如⑶H)。Cofactorra!和Cofactorra表示還原或氧化形式的輔助因子,其能夠促進從酶活性中心到媒劑系統的電子傳遞(例如NAD/NADH)。MedlranMedlmnMec^ral和Med2M表示還原或氧化形式的媒劑，選自能夠促進從電極到另ー媒劑系統的電子傳遞且能夠在施加的電勢下重生并參與快速可逆氧化還原反應的化合物類(例如ニ氮蒽、苯醌、鐵氰化物、過渡金屬絡合物)。通過使用圖I所示的化學作用，能夠在施加足夠量的樣本以填充電化學條的毛細管時測量液體樣本中的葡萄糖濃度。測試包括將葡萄糖溶液(水、血液、血清)給予所述條。一旦選擇了樣本，則向傳感器的工作電極施加包括低振幅電勢差的AC電勢(12 mV RMS或其它)的激勵信號。已經設想了用于施加的AC激勵信號的各種形態。在一個實施例中，作為在整個測試時間內(例如5秒或以下)延續或達到其一部分的單頻波形來施加AC激勵信號。施加的AC信號的頻率選自范圍20，000 Hz至I Hz。在另ー實施例中，在來自上述范圍的多個頻率下測量細胞阻杭。可以作為從高頻至低頻或從低頻至高頻的掃頻來施加所述多個頻率。可以沿著測試時間成塊地將該頻率分組。在另ー實施例中，激勵信號是被相互疊加從而被同時施加的不同頻率的組合。例如，在ー個變體中，激勵信號包括包含六個頻率的波形。在其它實施例中，波形可以包括更少或更多的頻率。圖2a是通過將包含572 mg/dl葡萄糖的控制溶液給予ACXU-CHEK AVIVA 血糖測試條獲得的尼奎斯特圖。施加的AC頻率如下20480、10240、2048、1024、512、256和128Hz0圖2a中的菱形點是通過作為單個頻率來施加AC信號并通過在測試中的3秒處分析數據來由単獨的測量結果重組頻譜而獲得的。方形點是通過作為從20480至1024 Hz的第一掃頻、后面是包括頻率1024至128 Hz的第二塊來施加AC信號而獲得的。圖2b是通過將包含57和572 mg/dl葡萄糖的控制溶液給予ACXU-CHEK AVIVA 血糖測試條獲得的尼奎斯特圖。圖2b中的線2 (“Lin 2”)表示用于57 ms/dl葡萄糖溶液的響應，并且線6(“Lin 6”)表示用于572 mg/dl溶液的響應。施加的AC頻率如下20000、10000、2000、1000、512和128 Hz，并且對于測量結果而言，試劑包括cPES/NA化學品。在圖2b中示出了使用單頻或多頻序列獲得的阻抗響應的比較。如可以看到的，可以發現響應ー般是等效的，無論是使用單個頻率還是多個頻率。因此，已發現通過同時地施加所有頻率能夠減少測量時間。應注意的是存在可以用來表示系統響應的不同方式，諸如及時阻抗、尼奎斯特圖和波特圖。諸如圖2a和2b的尼奎斯特圖顯示不同頻率的實數和虛數阻抗分量(Zre對比Zim)。圖表的形狀提供反應機制、溶液或電極電阻以及反應動カ過程所特定的信息。然而，此類表示存在的一個問題是其不包含明確的頻率信息。此信息在波特圖中更明顯，其中對比頻率的對數對阻抗量值或相角進行繪圖。為了實現準確的測量，需要理解測量系統隨時間推移的演進。認識到穩定條件發生的時間從而知道能夠進行準確測量的時間是有幫助的。例如，理解系統水化膜膨脹停止的時間是有用的。如前所述，本文所述的技術用低頻AC信號來測量葡萄糖水平，并且其用高頻AC信號來測量溫度和血細胞比容的影響。圖3a—般地舉例說明相對于測量血細胞比容的演進延長時間，并且圖3b —般地描繪相對于溫度的此演迸。具體地，圖3a和3b圖示了 1024 Hz下的5秒測量內的AC阻抗響應。在圖3a中，將包含具有20、45和70%血細胞比容水平的150 mg/dl葡萄糖的血液溶液給予ACXU-CHEK AVIVA 血糖測試條。對于圖3b而言，在4、24和40°C下平衡大I分鐘之后將包含120 mg/dl葡萄糖和標稱血細胞比容的血液溶液給予ACXU-CHEK AVIVA 血糖測試條。根據ー種方法，最初施加對血細胞比容和/或溫度敏感的高頻AC信號，直至不存在顯著的系統阻抗變化。然后，施加第二、低頻AC激勵信號。對此激勵低頻AC信號的響應指示樣本的葡萄糖濃度為止。其后，施加第二低頻AC激勵信號。對該激勵低頻AC信號的響應表示樣本的葡萄糖濃度。在一個示例中，通過用等效電路模型擬合來進ー步處理阻抗數據。等效電路的選擇由實驗數據的擬合的質量確定。此外，將電路中的元素的類型和序列與樣本物理性質和在測量期間發生的過程相關聯。下述示例包含特定的情況，其中，使用不同的媒劑系統利用僅基于AC激勵的測量結果來確定水和生物樣本中的葡萄糖濃度。示例I :水溶液中的葡萄糖濃度的測量
示例I的目的是識別用于液體樣本中的葡萄糖的診斷的相關頻率范圍。被用于本示例的葡萄糖測試條包含根據圖I所示的方向進行反應的雙媒劑系統，并且針對本特定示例詳述了圖4所示的方案。第一媒劑是能夠從酶輔助因子(MD)接受電子的取代ニ氮蒽(CPES)。此媒劑還能夠參與快速可逆反應。如應認識到的,這表示通過僅施加低電勢AC激勵信號，ー個人能夠實現媒劑的氧化和還原形式之間的轉換(cPES對比HcPES)，即使在與高頻測量 相關聯的時間標度，并且能夠產生細胞阻抗的相應變化。第二媒劑是亞硝基苯胺(NA)，其在存在酶促反應的情況下被轉換成醌亞胺形式并能夠在施加的電勢下與金電極交換電子。雖然已經參考雙媒劑型系統描述了示例1，但應認識到的是在其它示例中可以使用更少或更多的媒劑(例如一個或三個媒劑)。通常，所選媒劑顯示出快速、可逆、低電勢的電子交換。通過消除NA，將簡化化學基質，并且將降低總測試條成本。然而，NA到媒介系統的包括幫助設定并保持雙安培系統中的電極電勢以及擴展能夠被測試的葡萄糖范圍。針對示例I執行的測試包括以下步驟。
步驟I :將包含 129 (lin 3),524 (Iin 5)和 1000 (lin 1000)mg/dl 葡萄糖的控制溶液給予電化學條。步驟2 :—旦檢測到樣本，則在條上的エ件與反電極之間施加12 mV RMS電勢差AC信號。如果以常規方式來施加AC激勵，則作為從高頻至低頻的掃頻，例如覆蓋頻率范圍20000至10 Hz所需的測量時間將超過10秒。然而，諸如膜水化和膨脹的其它過程在此時間幀中發生并對阻抗響應有所貢獻。為了將酶促反應與此類時間相關事件隔離，針對給定葡萄糖條，作為單頻來施加AC信號達到5秒的時段。針對所選頻率范圍內的期望數目的頻率重復該測量。然后通過考慮在下降檢測之后給定時間(例如3秒)的來自單獨測量結果的阻抗而重組尼奎斯特和波特圖。步驟3 :在施加的AC輸入下，發生圖4所示的反應序列。圖5舉例說明在AC測量期間在3秒處給予129 (lin 3),524 (lin 5)和1000(lin 1000) mg/dl葡萄糖控制溶液時針對cPES/ΝΑ化學品獲得的尼奎斯特圖。施加的AC激勵信號具有以下頻率:10000、1000、562、316、177、100、46、21、10和8 Hz。在圖5的尼奎斯特圖中可以識別兩個不同的頻率范圍I)在高頻下，動カ范圍由具有對葡萄糖濃度敏感的直徑的開放半圓構成；以及2)在低頻下，擴散范圍由Zre和Zim的線性相關構成。圖6 是在 AC 測量期間在 3 秒處給予 129 (lin 3)、524(lin 5 和 1000 (lin 1000)mg/dl葡萄糖控制溶液時針對cPES/ΝΑ化學品獲得的AC響應的Zre和Zim對比頻率的波特圖。施加的AC激勵信號具有以下頻率:10000、1000、562、316、177、100、46、21、10和8 Hz。圖6所示的波特圖暗示用于葡萄糖檢測的相關頻率范圍是1000至100 Hz。在高于1000 Hz的頻率下，阻抗數據對葡萄糖濃度不那么敏感。并且，在低于100 Hz的頻率下，不存在以增加的測量時間為代價的葡萄糖劑量響應的改善。示例2.可變溫度和血細胞比容的血壓樣本中的葡萄糖檢測
示例2包括在下降檢測之后在覆蓋20000至100 Hz范圍的頻率下施加單個低振幅(12mV RMS)電勢差AC激勵信號達5秒。為了簡化,將不例2劃分成2部分。第一部分集中于研究葡萄糖濃度和血細胞比容影響。針對第一部分，使用在室溫下調整的50、150和500 mg/dl的目標葡萄糖濃度及20、45和70%的目標血細胞比容值來制備9個溶液。第二部分僅集中于研究血細胞比容和溫度影響。針對第二部分，制備9個溶液，每個包含120mg/dl的血糖濃度和20、45或70%的血細胞比容值，其是在條在4、24或40°C下平衡之后測量的。示例2. I :葡萄糖/血細胞比容研究
圖7包括當基于在包含在室溫下調整的50、150和500 mg/dl葡萄糖和被調整至20、45和70%的血細胞比容的血液溶液時針對cPES/ΝΑ化學品獲得的九個尼奎斯特圖。該尼奎斯特圖暗示血細胞比容和葡萄糖濃度的影響主要是沿著Zre軸。為了獲得此響應的更透徹理解，進ー步用圖8的等效電路來擬合阻抗數據。等效電路中的元素表示以下各項
Rs:溶液電阻Rct :電荷轉移阻力表示反應動力學的度量反應越快或表面濃度越高，Rct越小 CPEw :擴散電容
CPEdl :用于非均質界面的雙層的電容
圖9以圖形方式舉例說明通過用圖8所示的等效電路模型來擬合阻抗數據而獲得的等效電路元素值。阻抗數據被基于已知的統計方法(諸如卡方或平方和技術，但僅作為兩個示例)以及對被研究的系統的知識擬合到等效電路。如上所述，等效電路使得數據更容易解釋和分析。另外，等效電路元素在給定頻率范圍內包含信息。因此，每個元素與單個頻率點相比較少地受到噪聲的影響。阻抗數據是在給予包含50、150和500 mg/dl葡萄糖和被調整至20、45和70%的血細胞比容的血液溶液時根據cPES/ΝΑ化學品確定的 。在分析圖9之后，變得顯而易見的是血細胞比容值影響電阻項，表明隨血細胞含量増加的電阻。同時，高血細胞比容充當葡萄糖擴散的障礙，產生減小的擴散電容。沿著Rrf和CPEw元素可以看到葡萄糖劑量響應，但是其影響Rs和Cdl項。對于此系統而言，Rs提供樣本血細胞比容的度量，獨立于葡萄糖濃度。示例2. 2 :血細胞比容/溫度研究
針對示例2. 2執行類似分析。圖10包括在4、24或40°C下平衡I分鐘之后在基于包含120 mg/dl葡萄糖和被調整為20、45或70%的血細胞比容的血液溶液時針對cPES/ΝΑ化學品獲得的九個尼奎斯特圖。用如上所述的模型來擬合圖10所示的阻抗數據以確定恒定葡萄糖濃度下溫度和血細胞比容對等效電路元素的影響。在圖11中示出了算法擬合的結果。值得注意的是，溶液電阻(葡萄糖無關項)和電荷轉移電阻值隨增加的溫度而減小，與血細胞比容相比遵循相反的趨勢。雙層電容對樣本溫度的變化敏感。因此，其提供反應區中的溫度的度量，獨立于血細胞比容和葡萄糖濃度。示例3.用新媒劑系統進行的葡萄糖檢測
在以上示例中提出的葡萄糖檢測是基干與兩個媒劑耦合的特定酶促反應，其能夠進ー步將電子傳遞至電極表面以及促進與葡萄糖濃度成比例的細胞阻抗的變化。通過去除媒劑中的ー個，能夠進一歩簡化該化學品。在這種情況下，圖4所示的反應方案將減少至圖12所示的方案。在施加的AC信號下，能夠監視作為酶促反應的結果的媒劑氧化狀態的變化。圖13舉例說明基于不包含葡萄糖、57、572和1200 mg/dl葡萄糖濃度的溶液時針對基于cPES化學品的條獲得的尼奎斯特圖。所測試的頻率是20000、10000、2000和1000 Hz0作為從高頻至低頻的掃頻來施加頻率，從而將測量時間減少至在3秒以下。示例3的結果指示葡萄糖濃度主要在2000和1000 Hz下影響阻抗。通過施加的信號的頻率的適當選擇，基于AC的測量能夠提供要分析的樣本的完整頻譜。然后可以測量所得到的樣本響應并通過使用諸如離散傅立葉變換(DFT)的傅立葉變換技術來推導每個激勵頻率分量。雖然本文公開的各種示例利用多正弦激勵波形，但本領域的技術人員將認識到的是可以使用具有任何期望形狀的単獨波形來構造多頻波形，諸如三角形、正方形、鋸齒形、△形等，僅僅舉幾個非限制性示例。用來產生多頻率波形的分量AC波形每個可以具有任何期望的頻率和任何期望的振幅。多頻率技術的使用不僅縮短了收集期望數據所需的時間(因為同時地而不是連續地進行AC測量)，而且更好地相關以進行修正，因為樣本在對應于每個時間頻率的數據收集期間較少地變化。雖然在附圖和前述說明中示出并詳細地描述了本發明，但本質上應將其視為說明性而非限制性的，應理解的是僅示出并描述了優選實施例，并且期望在由以下權利要求限定的本發明的精神內的所有變更、等價物和修改受到保護。在本說明書中所述的所有公開、專利和專利申請被整體地結合到本說明書中以供參考，如同每個單獨公開、專利或專利申 請被具體地且單獨地通過弓I用結合到本文中并整體地進行闡述一祥。
權利要求
1.ー種方法，包括 為電化學測試條提供在低施加的電勢差下產生線性法拉第響應的媒劑系統； 向媒劑系統引入血液并與測試條的電極接觸； 在測試條的電極之間和跨越血液施加作為電勢差的交流電激勵信號，其中，該交流電激勵信號包括低頻信號和具有比低頻信號高的頻率的高頻信號；以及確定血液的葡萄糖濃度，其中，所述確定葡萄糖濃度包括測量對低頻信號的低頻響應， 測量對高頻信號的高頻響應， 基于低頻響應來估計葡萄糖濃度，以及 基于高頻響應針對ー個或多個引起誤差的變量對葡萄糖濃度進行修正。
2.根據權利要求I所述的方法，還包括 其中，所述ー個或多個引起誤差的變量包括血細胞比容和/或溫度；以及 其中，所述修正葡萄糖濃度包括基于高頻響應針對血細胞比容和/或溫度進行修正。
3.權利要求I或2的方法，其中，所述高頻信號和低頻信號具有相同振幅。
4.權利要求1、2或3的方法，其中，所述低頻信號和高頻信號被連續地或同時地施加。
5.權利要求I至4中的任ー項的方法，還包括將低頻信號和高頻信號疊加以產生交流電激勵信號。
6.權利要求I至5中的任ー項的方法，其中，在ー個變體中的交流電激勵信號包括包含至少六個頻率的波形。
7.權利要求I至6中的任ー項的方法，其中，所述確定葡萄糖濃度包括通過從高頻信號至低頻信號的掃頻或通過從低頻信號至高頻信號的掃頻在多個頻率下測量細胞阻杭。
8.權利要求I的方法，其中，所述確定葡萄糖濃度包括 施加高頻信號直至在高頻響應中觀察到沒有阻抗的顯著變化為止； 觀察到沒有高頻響應的顯著阻抗變化；以及 在所述觀察到沒有高頻響應的顯著阻抗變化之后施加低頻信號。
9.權利要求I至8中的任ー項的方法，其中，所述交流電激勵信號選自IHz至20，OOOHz的范圍。
10.權利要求I至9中的任ー項的方法，其中，所述交流電激勵信號具有至多12mV RMS的電勢。
11.權利要求I至10中的任ー項的方法，其中，所述低頻信號至多為2000Hz，優選地選自1000 Hz至2000 Hz的范圍或選自100 Hz至1000 Hz的范圍。
12.權利要求I至11中的任ー項的方法，其中，所述高頻信號為至少2000Hz0
13.權利要求I至12中的任ー項的方法，其中，所述測量低頻響應和/或高頻響應獨立地包括測量相角、量值、電阻、電容和/或阻杭。
14.權利要求I至13中的任ー項的方法，其中，所述確定葡萄糖濃度包括將低頻響應和高頻響應擬合至等效電路。
15.權利要求I至14中的任ー項的方法，其中，所述媒劑包括單媒劑型系統或雙媒劑型系統。
全文摘要
一個方面涉及用于檢測血液或其它體液中的諸如葡萄糖濃度的分析物濃度的技術。這種技術利用包括在相對低的施加的電勢差下產生線性法拉第響應的媒劑系統的電化學測試條。向測試條中的血液施加交流電激勵信號。交流電激勵信號包括低頻信號和具有比低頻信號高的頻率的高頻信號。通過測量對低頻信號的低頻響應、測量對高頻信號的高頻響應、基于低頻響應來估計葡萄糖濃度并基于高頻響應針對一個或多個引起誤差的變量來修正葡萄糖濃度從而確定葡萄糖濃度。
文檔編號G01N27/22GK102687008SQ201080060828
公開日2012年9月19日 申請日期2010年12月30日 優先權日2010年1月8日
發明者G.利卡, H.B.布克, H.格羅爾 申請人:霍夫曼-拉羅奇有限公司