专利名称：基于ac测量方法的样本表征的制作方法
基于AC测量方法的样本表征
背景技术：
糖尿病治疗通常涉及两个类型的胰岛素治疗基础的和餐时的。基础胰岛素指的是常常在上床之前取用的连续的、例如长效释放的胰岛素。餐时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新陈代谢。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，包括失明和四肢的循环损失，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。
已知用于测量血样中的分析物(例如葡萄糖)的浓度的多种方法。此类方法通常属于下述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。常规电化学方法一般地包括施加发起感兴趣的反应所需的恒定电势或电势阶跃并测量结果产生的与葡萄糖浓度成比例的电荷或电流。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Lil ja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，其全部被整体地通过引用结合到本文中。根据Cotrell等式，除感兴趣的分析物的浓度之外，诸如温度、电极表面区域以及扩散系数的因数也对所得到的电流有所贡献。因此，由反应区的温度变化、电极表面区域的堵塞或到电极表面的反应物扩散的阻碍引起的这些參数的任何变化也将影响所得到的电流。此外，在施加的电势下也为电化学活性的干扰化合物可能产生附加DC电流并因此产生正偏置葡萄糖浓度。过去已通过使用AC阻抗来获得上述因素的贡献的度量并进一歩修正DC电流以进行准确的葡萄糖浓度估计而避免了这些问题中的某些。这些基于AC的方法在于可变频率的替换电势的施加和细胞阻抗的测量。參见例如授予Kermani等人的美国专利No.6，797，150、授予Vreeke等人的美国专利申请公开物No. 2004/0079652以及授予RocheDiagnostics GmbH的欧洲专利No. I 639 355,其被整体地通过引用结合到本文中。然而，这些方法由于其AC和DC信号的连续施加及DC电流的稳态性质而延长测量时间。因此，在此领域中需要改进
发明内容
ー个方面涉及用于检测血液或其它体液中的诸如葡萄糖浓度的分析物浓度的技木。这种技术利用包括在低电势下产生线性法拉第响应的媒剂系统的电化学测试条。向测试条中的血液施加交流电激励信号。交流电激励信号包括低频信号和具有比低频信号高的频率的高频信号。通过测量对低频信号的低频响应、測量对高频信号的高频响应、基于低频响应来估计葡萄糖浓度并基于高频响应针对ー个或多个引起误差的变量来修正葡萄糖浓度而确定葡萄糖浓度。根据详细说明和与之一起提供的附图，本发明的其它形式、目的、特征、方面、益处、优点和实施例将变得显而易见。


图I以图形方式举例说明根据本公开的ー个实施例的双媒介系统。
图2a 是根据本公开的ー个实施例的 20480、10240、2048、1024、512、256 和 128 Hz的频率下的AC响应的Zre对比Zim的尼奎斯特图。图2b是根据本公开的ー个实施例的用于处于两个不同激励模态的两个不同葡萄糖浓度的20000、10000、2000、1000、512和128 Hz的频率下的AC响应的Zre对比Zim的尼
奎斯特图。图3a是根据本公开的ー个实施例的1024 Hz下的五秒测量时间内的阻抗对比时间的图，其中，对测试条给予包含150 mg/dl的葡萄糖浓度的血液溶液。图3b是根据本公开的ー个实施例的1024 Hz下的五秒测量时间内的阻抗对比时间的图，其中，对测试条给予包含120 mg/dl的葡萄糖浓度的血液溶液。图4以图形方式举例说明根据本公开的ー个实施例的遵循施加的AC激励信号的用于双媒介系统的反应序列。图5是根据本公开的ー个实施例的处于各种葡萄糖浓度的10000、1000、562、316、177、100、46、21、10和8 Hz的频率下的AC响应的Zre对比Zim的尼奎斯特图。图6是根据本公开的ー个实施例的处于各种葡萄糖浓度的10000、1000、562、316、177、100、46、21、10和8 Hz的频率下的AC响应的Zre对比Zim的波特图。图7是根据本公开的ー个实施例的AC响应的Zre对比Zim的尼奎斯特图。图8是根据本公开的ー个实施例的用来拟合阻抗数据的等效电路模型的方框图。图9以图形方式举例说明通过用图8所示的等效电路模型来拟合阻抗数据而获得的等效电路值。图10是根据本公开的ー个实施例的AC响应的Zre对比Zim的尼奎斯特图。图11以图形方式举例说明通过用图8所示的等效电路模型来拟合阻抗数据而获得的等效电路值。图12以图形方式举例说明根据本公开的ー个实施例的遵循施加的AC激励信号的用于单媒介系统的反应序列。图13是根据本公开的ー个实施例的AC响应的Zre对比Zim的尼奎斯特图。
具体实施方式

为了促进对本发明的原理的理解，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，应理解的是并不从而意图限制本发明的范围。如本发明相关领域的技术人员正常地将想到，可以预期所述实施例的任何变更和进ー步修改以及如本文所述的本发明的原理的任何进ー步应用。特别地，虽然在血糖測量方法方面讨论了本发明，但可以预期的是本发明測量其它分析物及其它样本类型。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。如下文将详细地描述的，向生物传感器中的体液样本施加低振幅AC波形并测量阻抗量值、相角、实数或虚数阻抗或与电化学电池性质或生物传感器有关的其它电阻和电容项。可以根据感兴趣的过程(即快速或慢速过程)的时间常数来确定施加的波形的选择。然后可以通过用等效电路对其值进行拟合来将所测量的可观察量(相位、角度、量值、实数或虚数阻杭)转换成电阻和恒定相位元素并进一歩用来提供样本葡萄糖浓度、血细胞比容和/或温度的估计。在一个示例中，生物传感器包括在相对低的施加的电势差下产生线性法拉第响应的媒剂系统。施加的AC波形的较低频率下的响应被用来測量葡萄糖浓度，并且较高频率下的响应被用来检测温度和血细胞比容的影响。 在操作中，一旦在生物传感器上检测样本，则施加低振幅AC激励信号作为工作电极与传感器的反电极之间的电势差。可以预期施加的AC激励信号的不同形态。在ー种情况下，可以作为在整个测试时间内延续的单频波形来施加AC信号。施加的AC信号的频率可以选自范围I Hz至20，000 Hz。第二可能性是通过从高频扫至低频或从低频扫至高频来測量多个频率下的细胞阻抗。此外，激励信号还可以是频率组合(即包括六个不同频率的波形)。在一个设想方案中，施加高频AC信号(其对样本血细胞比容和/或温度敏感)达给定时段直至观察到没有系统阻抗的显著变化为止，其后接着施加第二低频AC信号以确定葡萄糖浓度。为了减少测试时间，可以将高和低频信号相互叠加。可以通过将阻抗数据与等效电路模型拟合来对其进行处理。等效电路的选择由对实验数据的拟合的质量确定。这促进了流体中的分析物的准确测量。特别地，尽管存在否则将引起误差的干扰物，分析物的測量结果仍是准确的。例如，用这种技术，在没有通常由血细胞比容或样本温度的变化引起的误差的情况下测量血糖的浓度。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。这种技术允许更快速地且用不那么复杂的仪器来进行测量，使得患有糖尿病的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菩的大范围的医学条件的诊断和治疗。在用于测量葡萄糖的系统的背景下，将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样的电化学响应。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 ;Νο·5，385，846 ；Νο. 5，508, 171和No. 6，645，368，其讨论了血细胞比容对血糖测量结果的混杂效应，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样的传递，包括例如尿酸、胆红素和氧，从而引起葡萄糖的測量结果中的误差。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方法。如这里所使用的，“测试时间”被定义为从第一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。如这里所使用的，低电势AC激励指的是エ作电极与反电极之间的足以产生线性响应的施加的AC电势差。在一个实施例中，利用双媒剂系统。与双媒剂系统和葡萄糖特定化学品组合，所公开的方法能够提供所研究的样本的完整频谱。替换地，可以利用单个媒剂系统。在下文将描述的所选实验中，基于来自Agilent的VXI部件构造且可编程为以请求的组合和序列向传感器施加AC电势并測量所得到的传感器的当前响应的电化学测试台来执行测量。可以用电化学ACCU-CHEK AVIVA 血糖条来表示常规传感器布局，其包括涂有葡萄糖特定化学品的金工件和反电极。在某些实施例中，这些化学试剂包括能够具体地将葡萄糖氧化并促进到金电极的电子传递的酶和媒剂。在实验期间，将数据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。在其它示例中，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商业上可得到的可编程电势恒定器来执行测量。例如，可以使用Gamry和CHInstruments电势恒定器或多通道快速测试台。对于商业使用而言，可以在专用的低成本手持式測量设备中执行该方法，诸如ACCU-CHEK AVIVA 血糖计。在此类情况下，可以将测量參数包含于和/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。在所选实施例中，媒剂系统包括电子穿梭/媒剂对、辅助因子/媒剂对或媒剂I/媒剂2对或其其它组合。在存在葡萄糖的情况下，可以用图I所示的方案来描述反应序列。在图I中，Eral和Em表示选自具体地将葡萄糖氧化的酶类的还原或氧化形式的酶(例如⑶H)。Cofactorra!和Cofactorra表示还原或氧化形式的辅助因子,其能够促进从酶活性中心到媒剂系统的电子传递(例如NAD/NADH)。MedlranMedlmnMec^ral和Med2M表示还原或氧化形式的媒剂，选自能够促进从电极到另ー媒剂系统的电子传递且能够在施加的电势下重生并參与快速可逆氧化还原反应的化合物类(例如ニ氮蒽、苯醌、铁氰化物、过渡金属络合物)。通过使用图I所示的化学作用，能够在施加足够量的样本以填充电化学条的毛细管时測量液体样本中的葡萄糖浓度。测试包括将葡萄糖溶液(水、血液、血清)给予所述条。一旦选择了样本，则向传感器的工作电极施加包括低振幅电势差的AC电势(12 mV RMS或其它)的激励信号。已经设想了用于施加的AC激励信号的各种形态。在一个实施例中，作为在整个测试时间内(例如5秒或以下)延续或达到其一部分的单频波形来施加AC激励信号。施加的AC信号的频率选自范围20，000 Hz至I Hz。在另ー实施例中，在来自上述范围的多个频率下测量细胞阻杭。可以作为从高频至低频或从低频至高频的扫频来施加所述多个频率。可以沿着测试时间成块地将该频率分组。在另ー实施例中，激励信号是被相互叠加从而被同时施加的不同频率的组合。例如，在ー个变体中，激励信号包括包含六个频率的波形。在其它实施例中，波形可以包括更少或更多的频率。图2a是通过将包含572 mg/dl葡萄糖的控制溶液给予ACXU-CHEK AVIVA 血糖测试条获得的尼奎斯特图。施加的AC频率如下20480、10240、2048、1024、512、256和128Hz0图2a中的菱形点是通过作为单个频率来施加AC信号并通过在测试中的3秒处分析数据来由単独的測量结果重组频谱而获得的。方形点是通过作为从20480至1024 Hz的第一扫频、后面是包括频率1024至128 Hz的第二块来施加AC信号而获得的。图2b是通过将包含57和572 mg/dl葡萄糖的控制溶液给予ACXU-CHEK AVIVA 血糖测试条获得的尼奎斯特图。图2b中的线2 (“Lin 2”)表示用于57 ms/dl葡萄糖溶液的响应，并且线6(“Lin 6”)表示用于572 mg/dl溶液的响应。施加的AC频率如下20000、10000、2000、1000、512和128 Hz，并且对于测量结果而言，试剂包括cPES/NA化学品。在图2b中示出了使用单频或多频序列获得的阻抗响应的比较。如可以看到的，可以发现响应ー般是等效的，无论是使用单个频率还是多个频率。因此，已发现通过同时地施加所有频率能够减少测量时间。应注意的是存在可以用来表示系统响应的不同方式，诸如及时阻抗、尼奎斯特图和波特图。诸如图2a和2b的尼奎斯特图显示不同频率的实数和虚数阻抗分量(Zre对比Zim)。图表的形状提供反应机制、溶液或电极电阻以及反应动カ过程所特定的信息。然而，此类表示存在的一个问题是其不包含明确的频率信息。此信息在波特图中更明显，其中对比频率的对数对阻抗量值或相角进行绘图。为了实现准确的測量，需要理解測量系统随时间推移的演进。认识到稳定条件发生的时间从而知道能够进行准确测量的时间是有帮助的。例如，理解系统水化膜膨胀停止的时间是有用的。如前所述，本文所述的技术用低频AC信号来測量葡萄糖水平，并且其用高频AC信号来測量温度和血细胞比容的影响。图3a—般地举例说明相对于测量血细胞比容的演进延长时间，并且图3b —般地描绘相对于温度的此演迸。具体地，图3a和3b图示了 1024 Hz下的5秒测量内的AC阻抗响应。在图3a中，将包含具有20、45和70%血细胞比容水平的150 mg/dl葡萄糖的血液溶液给予ACXU-CHEK AVIVA 血糖测试条。对于图3b而言，在4、24和40°C下平衡大I分钟之后将包含120 mg/dl葡萄糖和标称血细胞比容的血液溶液给予ACXU-CHEK AVIVA 血糖测试条。根据ー种方法，最初施加对血细胞比容和/或温度敏感的高频AC信号，直至不存在显著的系统阻抗变化。然后，施加第二、低频AC激励信号。对此激励低频AC信号的响应指示样本的葡萄糖浓度为止。其后，施加第二低频AC激励信号。对该激励低频AC信号的响应表示样本的葡萄糖浓度。在一个示例中，通过用等效电路模型拟合来进ー步处理阻抗数据。等效电路的选择由实验数据的拟合的质量确定。此外，将电路中的元素的类型和序列与样本物理性质和在測量期间发生的过程相关联。下述示例包含特定的情况，其中，使用不同的媒剂系统利用仅基于AC激励的測量结果来确定水和生物样本中的葡萄糖浓度。示例I :水溶液中的葡萄糖浓度的测量
示例I的目的是识别用于液体样本中的葡萄糖的诊断的相关频率范围。被用于本示例的葡萄糖测试条包含根据图I所示的方向进行反应的双媒剂系统，并且针对本特定示例详述了图4所示的方案。第一媒剂是能够从酶辅助因子(MD)接受电子的取代ニ氮蒽(CPES)。此媒剂还能够參与快速可逆反应。如应认识到的,这表示通过仅施加低电势AC激励信号，ー个人能够实现媒剂的氧化和还原形式之间的转换(cPES对比HcPES)，即使在与高频测量 相关联的时间标度，并且能够产生细胞阻抗的相应变化。第二媒剂是亚硝基苯胺(NA)，其在存在酶促反应的情况下被转换成醌亚胺形式并能够在施加的电势下与金电极交换电子。虽然已经參考双媒剂型系统描述了示例1，但应认识到的是在其它示例中可以使用更少或更多的媒剂(例如一个或三个媒剂)。通常，所选媒剂显示出快速、可逆、低电势的电子交換。通过消除NA，将简化化学基质，并且将降低总测试条成本。然而，NA到媒介系统的包括帮助设定并保持双安培系统中的电极电势以及扩展能够被测试的葡萄糖范围。针对示例I执行的测试包括以下步骤。
步骤I :将包含 129 (lin 3),524 (Iin 5)和 1000 (lin 1000)mg/dl 葡萄糖的控制溶液给予电化学条。步骤2 :—旦检测到样本，则在条上的エ件与反电极之间施加12 mV RMS电势差AC信号。如果以常规方式来施加AC激励，则作为从高频至低频的扫频，例如覆盖频率范围20000至10 Hz所需的测量时间将超过10秒。然而，诸如膜水化和膨胀的其它过程在此时间帧中发生并对阻抗响应有所贡献。为了将酶促反应与此类时间相关事件隔离，针对给定葡萄糖条，作为单频来施加AC信号达到5秒的时段。针对所选频率范围内的期望数目的频率重复该测量。然后通过考虑在下降检测之后给定时间(例如3秒)的来自单独測量结果的阻抗而重组尼奎斯特和波特图。步骤3 :在施加的AC输入下，发生图4所示的反应序列。图5举例说明在AC测量期间在3秒处给予129 (lin 3),524 (lin 5)和1000(lin 1000) mg/dl葡萄糖控制溶液时针对cPES/ΝΑ化学品获得的尼奎斯特图。施加的AC激励信号具有以下频率:10000、1000、562、316、177、100、46、21、10和8 Hz。在图5的尼奎斯特图中可以识别两个不同的频率范围I)在高频下，动カ范围由具有对葡萄糖浓度敏感的直径的开放半圆构成；以及2)在低频下，扩散范围由Zre和Zim的线性相关构成。图6 是在 AC 测量期间在 3 秒处给予 129 (lin 3)、524(lin 5 和 1000 (lin 1000)mg/dl葡萄糖控制溶液时针对cPES/ΝΑ化学品获得的AC响应的Zre和Zim对比频率的波特图。施加的AC激励信号具有以下频率:10000、1000、562、316、177、100、46、21、10和8 Hz。图6所示的波特图暗示用于葡萄糖检测的相关频率范围是1000至100 Hz。在高于1000 Hz的频率下，阻抗数据对葡萄糖浓度不那么敏感。并且，在低于100 Hz的频率下，不存在以增加的测量时间为代价的葡萄糖剂量响应的改善。示例2.可变温度和血细胞比容的血压样本中的葡萄糖检测
示例2包括在下降检测之后在覆盖20000至100 Hz范围的频率下施加单个低振幅(12mV RMS)电势差AC激励信号达5秒。为了简化,将不例2划分成2部分。第一部分集中于研究葡萄糖浓度和血细胞比容影响。针对第一部分，使用在室温下调整的50、150和500 mg/dl的目标葡萄糖浓度及20、45和70%的目标血细胞比容值来制备9个溶液。第二部分仅集中于研究血细胞比容和温度影响。针对第二部分，制备9个溶液，每个包含120mg/dl的血糖浓度和20、45或70%的血细胞比容值，其是在条在4、24或40°C下平衡之后测量的。示例2. I :葡萄糖/血细胞比容研究
图7包括当基于在包含在室温下调整的50、150和500 mg/dl葡萄糖和被调整至20、45和70%的血细胞比容的血液溶液时针对cPES/ΝΑ化学品获得的九个尼奎斯特图。该尼奎斯特图暗示血细胞比容和葡萄糖浓度的影响主要是沿着Zre轴。为了获得此响应的更透彻理解，进ー步用图8的等效电路来拟合阻抗数据。等效电路中的元素表示以下各项
Rs:溶液电阻Rct :电荷转移阻力表示反应动力学的度量反应越快或表面浓度越高，Rct越小 CPEw :扩散电容
CPEdl :用于非均质界面的双层的电容
图9以图形方式举例说明通过用图8所示的等效电路模型来拟合阻抗数据而获得的等效电路元素值。阻抗数据被基于已知的统计方法(诸如卡方或平方和技术，但仅作为两个示例)以及对被研究的系统的知识拟合到等效电路。如上所述，等效电路使得数据更容易解释和分析。另外，等效电路元素在给定频率范围内包含信息。因此，每个元素与单个频率点相比较少地受到噪声的影响。阻抗数据是在给予包含50、150和500 mg/dl葡萄糖和被调整至20、45和70%的血细胞比容的血液溶液时根据cPES/ΝΑ化学品确定的 。在分析图9之后，变得显而易见的是血细胞比容值影响电阻项，表明随血细胞含量増加的电阻。同时，高血细胞比容充当葡萄糖扩散的障碍，产生减小的扩散电容。沿着Rrf和CPEw元素可以看到葡萄糖剂量响应，但是其影响Rs和Cdl项。对于此系统而言，Rs提供样本血细胞比容的度量，独立于葡萄糖浓度。示例2. 2 :血细胞比容/温度研究
针对示例2. 2执行类似分析。图10包括在4、24或40°C下平衡I分钟之后在基于包含120 mg/dl葡萄糖和被调整为20、45或70%的血细胞比容的血液溶液时针对cPES/ΝΑ化学品获得的九个尼奎斯特图。用如上所述的模型来拟合图10所示的阻抗数据以确定恒定葡萄糖浓度下温度和血细胞比容对等效电路元素的影响。在图11中示出了算法拟合的結果。值得注意的是，溶液电阻(葡萄糖无关项)和电荷转移电阻值随增加的温度而减小，与血细胞比容相比遵循相反的趋势。双层电容对样本温度的变化敏感。因此，其提供反应区中的温度的度量，独立于血细胞比容和葡萄糖浓度。示例3.用新媒剂系统进行的葡萄糖检测
在以上示例中提出的葡萄糖检测是基干与两个媒剂耦合的特定酶促反应，其能够进ー步将电子传递至电极表面以及促进与葡萄糖浓度成比例的细胞阻抗的变化。通过去除媒剂中的ー个，能够进一歩简化该化学品。在这种情况下，图4所示的反应方案将减少至图12所示的方案。在施加的AC信号下，能够监视作为酶促反应的结果的媒剂氧化状态的变化。图13举例说明基于不包含葡萄糖、57、572和1200 mg/dl葡萄糖浓度的溶液时针对基于cPES化学品的条获得的尼奎斯特图。所测试的频率是20000、10000、2000和1000 Hz0作为从高频至低频的扫频来施加频率，从而将测量时间减少至在3秒以下。示例3的结果指示葡萄糖浓度主要在2000和1000 Hz下影响阻抗。通过施加的信号的频率的适当选择，基于AC的測量能够提供要分析的样本的完整频谱。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波形，诸如三角形、正方形、锯齿形、△形等，仅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。虽然在附图和前述说明中示出并详细地描述了本发明，但本质上应将其视为说明性而非限制性的，应理解的是仅示出并描述了优选实施例，并且期望在由以下权利要求限定的本发明的精神内的所有变更、等价物和修改受到保护。在本说明书中所述的所有公开、专利和专利申请被整体地结合到本说明书中以供參考，如同每个单独公开、专利或专利申 请被具体地且单独地通过弓I用结合到本文中并整体地进行阐述一祥。
权利要求
1.ー种方法，包括 为电化学测试条提供在低施加的电势差下产生线性法拉第响应的媒剂系统； 向媒剂系统引入血液并与测试条的电极接触； 在测试条的电极之间和跨越血液施加作为电势差的交流电激励信号，其中，该交流电激励信号包括低频信号和具有比低频信号高的频率的高频信号；以及确定血液的葡萄糖浓度，其中，所述确定葡萄糖浓度包括測量对低频信号的低频响应， 测量对高频信号的高频响应， 基于低频响应来估计葡萄糖浓度，以及 基于高频响应针对ー个或多个引起误差的变量对葡萄糖浓度进行修正。
2.根据权利要求I所述的方法，还包括 其中，所述ー个或多个引起误差的变量包括血细胞比容和/或温度；以及 其中，所述修正葡萄糖浓度包括基于高频响应针对血细胞比容和/或温度进行修正。
3.权利要求I或2的方法，其中，所述高频信号和低频信号具有相同振幅。
4.权利要求1、2或3的方法，其中，所述低频信号和高频信号被连续地或同时地施加。
5.权利要求I至4中的任ー项的方法，还包括将低频信号和高频信号叠加以产生交流电激励信号。
6.权利要求I至5中的任ー项的方法，其中，在ー个变体中的交流电激励信号包括包含至少六个频率的波形。
7.权利要求I至6中的任ー项的方法，其中，所述确定葡萄糖浓度包括通过从高频信号至低频信号的扫频或通过从低频信号至高频信号的扫频在多个频率下測量细胞阻杭。
8.权利要求I的方法，其中，所述确定葡萄糖浓度包括 施加高频信号直至在高频响应中观察到没有阻抗的显著变化为止； 观察到没有高频响应的显著阻抗变化；以及 在所述观察到没有高频响应的显著阻抗变化之后施加低频信号。
9.权利要求I至8中的任ー项的方法，其中，所述交流电激励信号选自IHz至20，OOOHz的范围。
10.权利要求I至9中的任ー项的方法，其中，所述交流电激励信号具有至多12mV RMS的电势。
11.权利要求I至10中的任ー项的方法，其中，所述低频信号至多为2000Hz，优选地选自1000 Hz至2000 Hz的范围或选自100 Hz至1000 Hz的范围。
12.权利要求I至11中的任ー项的方法，其中，所述高频信号为至少2000Hz0
13.权利要求I至12中的任ー项的方法，其中，所述测量低频响应和/或高频响应独立地包括測量相角、量值、电阻、电容和/或阻杭。
14.权利要求I至13中的任ー项的方法，其中，所述确定葡萄糖浓度包括将低频响应和高频响应拟合至等效电路。
15.权利要求I至14中的任ー项的方法，其中，所述媒剂包括单媒剂型系统或双媒剂型系统。
全文摘要
一个方面涉及用于检测血液或其它体液中的诸如葡萄糖浓度的分析物浓度的技术。这种技术利用包括在相对低的施加的电势差下产生线性法拉第响应的媒剂系统的电化学测试条。向测试条中的血液施加交流电激励信号。交流电激励信号包括低频信号和具有比低频信号高的频率的高频信号。通过测量对低频信号的低频响应、测量对高频信号的高频响应、基于低频响应来估计葡萄糖浓度并基于高频响应针对一个或多个引起误差的变量来修正葡萄糖浓度从而确定葡萄糖浓度。
文档编号G01N27/22GK102687008SQ201080060828
公开日2012年9月19日 申请日期2010年12月30日 优先权日2010年1月8日
发明者G.利卡, H.B.布克, H.格罗尔 申请人:霍夫曼-拉罗奇有限公司