CN103250050B - 使用电容辨别对照样品与测试流体的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

本文提供了用于区分水性非血液样品(例如，对照溶液)与血液样品的方法。在一方面，所述方法包括使用测试条，其中通过与电化学测试条电连接的仪表测量多个电流瞬态和电容。基于样品的特性(例如，存在的干扰物的量、反应动力学和/或电容)，电流瞬态用于确定样品是血液样品还是水性非血液样品。所述方法还可包括基于这些特性来计算辨别标准。本文还提供了用于区分血液样品与水性非血液样品的系统的各方面。

Description

使用电容辨别对照样品与测试流体的系统和方法
领域
本文提供的系统和方法涉及医疗测试领域，特别是检测在样品(例如，生理学流体，包括血液)内分析物的存在情况和/或浓度。
背景
在当今社会，在生理学流体(例如，血液或血液衍生的产品，例如血浆)中分析物浓度测定日益重要。这样的测定可用于多种应用和情境，包括临床实验室测试、家庭测试等，其中这种测试的结果在诊断和控制多种疾病病况中起到重要的作用。目的分析物包括用于糖尿病控制的葡萄糖、用于监测心血管病况的胆固醇等。
用于分析物浓度测定的测定法的常见方法基于电化学。在这样的方法中，将水性液体样品放置在由至少两个电极(即，工作电极和对电极)组成的电化学电池中的样品反应室中，其中电极具有使得它们适于电流或电量测量的阻抗。让待分析的组分与试剂反应，以形成可氧化的(或可还原的)物质，其量与分析物浓度成比例。随后通过电化学估计存在的可氧化的(或可还原的)物质的量，并与样品中的分析物浓度关联。
自动化装置(例如，电化学测试仪表(test meter))通常用于测定样品中的分析物的浓度。许多测试仪表有利地允许分析物浓度(并且通常多个分析物浓度)储存在仪表的存储器(memory)中。该特征给使用者提供可回顾在某一时间段内分析物浓度水平的能力，通常作为以前收集的分析物水平的平均，其中根据与仪表关联的算法实施这种求平均。然而，为了确保系统适当地起作用，使用者偶尔使用对照流体代替血液样品来实施测试。这样的对照流体(也称为对照溶液)通常为具有已知浓度的葡萄糖的水溶液。使用者可使用对照溶液实施测试，并将显示的结果与已知的浓度比较，以确定是否系统适当地起作用。然而，一旦实施对照溶液测试，对照流体的葡萄糖浓度就储存在仪表的存储器中。因此，当使用者寻求回顾以前的测试和/或以前测试结果的平均浓度时，结果可能趋向于对照流体分析物水平的浓度。
因此，期望能够在测试期间区分对照溶液与样品流体。一种选择为手动标出(flag)流体作为对照或测试流体。然而，优选自动化标出，由于这样使使用者相互作用最小化并提高易用性。
因此，持续感兴趣的是开发新的方法和装置，用于测定样品中的分析物浓度。特别感兴趣的是开发包括能自动化标出样品作为对照流体或测试流体和相应地储存或排除测量的方法和装置。特别感兴趣的是开发适于与基于电化学的分析物浓度测定的测定法一起使用的方法。
概述
本文提供了区分水性非血液样品(例如，对照溶液)与血液样品的系统和方法的各方面。在一个这样的方面，所述方法包括使用其中施用电位并测量电流的电化学电池。本文还描述了用于区分血液样品与非血液样品的电化学方法和系统。
在一种实施方案中，公开了一种用于区分血液样品与非血液样品的方法。所述方法包括将样品引入具有第一和第二电极的电化学电池中，并且在第一电极与第二电极之间施用第一测试电位。随后测量所得到的第一电流瞬态(current transient)。在第一电极与第二电极之间施用第二测试电位，并随后测量第二电流瞬态。还可测量电容，如以下更详细讨论的。所述方法还可包括在第一电极与第二电极之间施用第三测试电位，并测量第三电流瞬态。
基于第一电流瞬态，计算与样品中的氧化还原物类的量相关的第一参考值。此外，基于在第二和第三电流瞬态期间测量的电流值，计算与反应动力学相关的第二参考值。第二参考值可为化学反应的完成百分比的函数。例如，第二参考值可为基于来自第二电流瞬态的至少一个电流值和来自第三电流瞬态的至少一个电流值计算的残余的反应指数(residual reaction index)。在一方面，基于第二电流值与第三电流值的比率计算残余的反应指数。第一和第二参考值可随后用于确定样品是非血液样品还是血液样品。非血液样品可包括对照溶液或一些其它样品例如饮料(例如，运动饮料例如Gatorade®)。
在一方面，计算与测量的电容相关的电容指数。当引入样品时，电容指数例如可与电化学电池的测量的电容成比例。在一些实施方案中，电容指数可与相同类型的电化学电池的测量的电容和平均电容成比例。例如，电容指数可为相同类型的电化学电池的平均电容与测量的电容的比率。在一些实施方案中，通过用第一参考值乘以电容指数，可计算第三参考值。第三参考值可随后与第二参考值组合使用，以确定样品是非血液样品还是血液样品。
在另一方面，所述方法可实施测量样品中的分析物的浓度的步骤。如果发现样品为血液样品，则可储存测得的浓度。相反，如果发现样品为非血液样品，则可标出测得的浓度、单独储存和/或丢弃。
在一种实施方案中，可使用不等式来确定样品是非血液样品还是血液样品。例如，代表凭经验得到的辨别线(discrimination line)的等式可用于评价第二和第三参考值。
在另一方面，在施用第一测试电位的步骤之前将开路电位施用于电化学电池。此外，在施用第一测试电位的步骤之后，可施用开路电位。
本文进一步描述了一种用于区分血液样品与非血液样品的系统。在一种实施方案中，所述系统可包括测试条(test strip)和测试仪表。测试条包括用于与测试仪表和电化学电池匹配的电接触。测试仪表包括处理器，将其配置为从测试条接受电流数据，和含有辨别标准的数据存储，使得基于第一参考值和第二参考值，血液样品可与非血液样品区分。在一些实施方案中，可计算与测量的电容相关的电容指数。当引入样品时，电容指数例如可与电化学电池的测量的电容成比例。在一些实施方案中，电容指数可与相同类型的电化学电池的测量的电容和平均电容成比例。例如，电容指数可包括相同类型的电化学电池的平均电容与测量的电容的比率。在一些实施方案中，通过用第一参考值乘以电容指数，可计算第三参考值。第三参考值可随后与第二参考值组合使用，以确定样品是非血液样品还是血液样品。将代表血液样品的数据与代表非血液样品的数据分开的辨别标准可得自第二参考值和第三参考值。例如，辨别标准可包括凭经验得到的辨别线。所述系统还可包括基本上缺乏氧化还原物类的非血液样品(例如，对照溶液)。本文再进一步描述了一种用于计算辨别标准的方法。可将辨别标准编程到测试仪表中，用于区分血液样品与非血液样品。在一种实施方案中，所述方法包括对于多个水性非血液样品，计算第一参考值和第二参考值，基于第一参考值计算第三参考值，所述第三参考值与电容指数成比例，和对于多个非血液样品，基于第二参考值和第三参考值来计算辨别标准。例如，电容指数可为相同类型的电化学电池的平均电容与电化学电池的测量的电容的比率。对于另一个实例，第一参考值代表抗氧化剂浓度，而第二参考值代表反应动力学。
在一方面，提供了一种用于区分血液样品与水性非血液样品的方法。所述方法包括(a) 将样品引入电化学电池中，其中所述电池可包括(i) 处于间隔开的关系的两个电极和(ii) 试剂。所述方法还可包括以下步骤：(b) 在电极之间施用具有第一极性的第一测试电位，并测量电池电流；(c) 测量电化学电池的电容；(d) 将在第一测试电位期间测量的至少两个电流值求总和，以产生第一参考值，所述第一参考值与在测试液体中氧化还原物类的浓度成比例；(e) 计算与测量的电容相关的电容指数；和(f) 使用所述电容指数和第一参考值以区分血液样品与水性非血液样品。所述方法还可包括计算与反应动力学相关的第二参考值和使用所述电容指数、第一参考值和第二参考值以区分血液样品与水性非血液样品的步骤。例如，所述第二参考值可为化学反应的完成百分比的函数，其也可称为残余的反应指数。在一些示例性实施方案中，电容指数可计算作为相同类型的电化学电池的平均电容与测量的电容的比率。所述方法还可包括通过用第一参考值乘以电容指数计算第三参考值的步骤。第三参考值可随后与第二参考值组合使用，以确定样品是非血液样品还是血液样品。在一些实施方案中，水性非血液样品可为对照溶液。
以上提及的各种参考值可以各种方式测定和/或计算。例如，第一参考值可与样品中的氧化还原物类的浓度成比例，第一参考值可基于来自第一电流瞬态的至少一个电流值计算，和/或第一参考值可基于在第一电流瞬态期间测量的电流值的总和计算。在其中第一参考值可基于在第一电流瞬态期间测量的电流值的总和计算的实施方案中，总和可用等式表示，所述等式为 ，其中t为时间，isum为在从时间n到时间M的时间间隔期间电流值的总和。从n到M的时间间隔可变化。例如，在一种实施方案中，时间间隔可为在约0.05秒-约1.0秒范围的时间。
在其它实施方案中，还可采用各种方式计算或测定第二参考值。例如，第二参考值可基于来自第二电流瞬态的至少一个电流值和来自第三电流瞬态的至少一个电流值，或者第二参考值可基于在大致第二电流瞬态结束时的第二电流值和在大致第三电流瞬态开始时的第三电流值。在其它实施方案中，第二参考值可基于第二电流值与第三电流值的比率，其中所述比率可用等式表示，所述等式为比率，其中i2为第二电流值，而i3为第三电流值。例如，在一种实施方案中，第二电流值可在约3.8秒时测量，第三电流值可在约4.15秒时测量。
在所述方法的各种实施方案中，可利用系统的各种组件的各种取向和/或构型。例如，在一种实施方案中，第一电极和第二电极可具有相对的面排列，其中试剂层可在第一电极上布置而不是在第二电极上布置。在另一实施方案，第一电极和第二电极可与试剂层具有共平面的排列，该试剂层在第一电极上布置而不是在第二电极上布置。
所述方法的各种实施方案还可包括各种另外的或任选的步骤。例如，在一种实施方案中，所述方法可包括测量分析物的浓度的步骤，其中，例如，如果发现样品为对照溶液，则将与对照样品关联的分析物浓度标出。此外，在一种实施方案中，以上确定的步骤还可包括使用不等式，以确定样品是对照溶液还是血液样品。在另一实施方案，以上确定的步骤还可包括比较第三参考值与预定的阈值，和比较第二参考值与预定的阈值函数(例如，为第一参考值的函数的等式)，以确定样品是对照溶液还是血液样品。
在各种实施方案中，以上提及的辨别标准可得自各种来源。例如，在一种实施方案中，辨别标准可得自代表样品中的氧化还原浓度的第一参考值乘以电容指数，和代表样品与试剂的反应速率的第二参考值。在一些实施方案中，计算与测量的电容相关的电容指数。当引入样品时，电容指数例如可与电化学电池的测量的电容成比例。在一些实施方案中，电容指数可与相同类型的电化学电池的测量的电容和平均电容成比例。例如，电容指数可为已知电容(例如，相同类型的电化学电池的平均电容)与测量的电容的比率。在另一实施方案，辨别标准可包括凭经验得到的辨别线。
附图简述
在所附权利要求书中特别阐述本公开内容的各种特征。参考以下阐述说明性、非限制性实施方案的详细说明和附图，可更好地理解这些特征，其中：
图1A为一种示例性测试条的透视图；
图1B为图1A的测试条的分解透视图；
图1C为图1A的测试条的远侧部分的透视图；
图2为图1A的测试条的底平面图；
图3为图1A的测试条的侧平面图；
图4A为图1A的测试条的顶平面图；
图4B为与图4A的箭头4B-4B一致的测试条的远侧部分的部分侧视图；
图5为显示与测试条接触垫(contact pads)电接口连接的测试仪表的简化的示意图；
图6显示测试电压波形，其中测试仪表施加多个测试电压达规定的时间间隔；
图7显示使用图6的测试电压波形产生的测试电流瞬态；
图8A说明测试电压波形，其中与图6相比，测试仪表在相对的极性处施加多个测试电压达规定的时间间隔；
图8B说明使用图8A的测试电压产生的测试电流瞬态；
图9为对于多个血液样品(菱形)和对照溶液样品(正方形)，显示干扰物指数和残余的反应指数之间的关系的图；
图10为对于多个血液样品(菱形)和对照溶液样品(正方形)，在X-轴上显示干扰物指数乘以电容指数，在Y-轴上显示残余的反应指数的图。
详述
现在将描述某些示例性实施方案以提供对本文公开的系统和方法的结构、功能、制造和使用的原则的总体理解。在附图中说明这些实施方案的一个或多个实例。本领域技术人员将理解，本文具体描述并且在附图中说明的系统和方法为非限制性示例性实施方案，并且本公开内容的范围仅由权利要求书限定。结合一个示例性实施方案说明或描述的特征可与其它实施方案的特征组合。这些修改和变化旨在包括在本公开内容的范围内。对于任何数值或范围，本文使用的术语“约”或“近似”表明允许组分的部分或集合如本文描述的预期目的起作用的合适的容许。
目前公开的系统和方法适用于在各种各样的样品中测定各种各样的分析物，特别是适用于在全血或其衍生物中测定分析物，其中特别感兴趣的分析物为葡萄糖。在一方面，本公开内容提供了用于确定施用于测试条的样品是水性非血液样品(例如，对照溶液)还是血液样品的方法的各种实施方案。在一个这样的实施方案，至少两种特性用于区分血液样品与非血液样品。本说明书将集中于区分血液样品与对照溶液。然而，本文提供的系统和方法同样适用于区分血液样品与多种非血液样品(例如，饮料，包括运动饮料，例如Gatorade®)中的任一种。
原则上，本文提供的方法可与具有间隔开的第一和第二电极和试剂层的任何类型的电化学电池一起使用。例如，电化学电池可为测试条形式。在一方面，测试条包括两个通过薄间隔物层分隔的相对的电极，其中这些组件限定其中放置试剂层的样品反应室或区域。申请人注意到其它类型的测试条，包括，例如，具有共平面电极的测试条也可与本文描述的方法一起使用。
图1A-4B显示适于与本文描述的方法一起使用的一种示例性测试条62的各种视图。如所示的，测试条62可包括从近端80到远端82延伸的伸长主体，并且具有侧向边缘56、58。主体59的近侧部分可包括具有多个电极164、166和试剂72的样品反应室61，而测试条主体59的远侧部分可包括配置用于与测试仪表电连通的部件(feature)。在使用中，生理学流体或对照溶液可递送至样品反应室61，用于电化学分析。
在说明性实施方案中，测试条62可包括第一电极层66和第二电极层64，之间安置间隔物层60。第一电极层66可提供第一电极166和用于使第一电极166与第一电接触67电连接的第一连接轨道(first connection track) 76。类似地，第二电极层64可提供第二电极164和用于使第二电极164与第二电接触63电连接的第二连接轨道78。
在一种实施方案中，样品反应室61由第一电极166、第二电极164和间隔物60限定，如图1A-4B所示。具体地，第一电极166和第二电极164分别限定样品反应室61的底部和顶部。间隔物60的切断区域(cutout area) 68可限定样品反应室61的侧壁。在一方面，样品反应室61还可包括多个提供样品入口和/或出口的端口70。例如，端口中的一个可提供流体样品入口，而其它端口可用作出口。
样品反应室61可具有小体积。例如，体积可在约0.1微升-约5微升范围，优选约0.2微升-约3微升，更优选约0.3微升-约1微升。如本领域技术人认识到的，样品反应室61可具有各种其它这样的体积。为了提供小样品体积，切断68可具有约0.01 cm2-约0.2 cm2范围的面积，优选约0.02 cm2-约0.15 cm2，更优选约0.03 cm2-约0.08 cm2。类似地，本领域技术人员将认识到，体积切断68可具有各种其它这样的面积。此外，第一电极166和第二电极164可间隔约1微米-约500微米范围，优选在约10微米-约400微米范围，更优选在约40微米-约200微米范围。在其它实施方案中，这样的范围可在各种其它值范围内变化。电极的紧密间隔(close spacing)还可允许发生氧化还原循环，其中在第一电极166处产生的氧化的介质(mediator)可扩散至第二电极164被还原，随后扩散返回至第一电极166被再次氧化。
在测试条主体59的远端，第一电接触67可用于与测试仪表建立电连接。第二电接触63可通过U-型凹口65由测试仪表接近，如图2中说明的。申请人注意到，测试条62可包括多个配置用于与测试仪表电连接的备选电接触。例如，美国专利号6,379,513公开了电化学电池连接手段，其全部通过引用结合到本文中来。
在一种实施方案中，第一电极层66和/或第二电极层64可为由多种材料例如金、钯、碳、银、铂、氧化锡、铱、铟和它们的组合(例如，掺杂铟的氧化锡)形成的传导性材料。此外，通过各种过程(例如，溅射、无电电镀或丝网印刷过程)，通过在绝缘片(未显示)上布置传导性材料，可形成电极。在一种示例性实施方案中，第二电极层64可为溅射的金电极，第一电极层66可为溅射的钯电极。可用作间隔层60的合适材料包括各种绝缘材料，例如，塑料(例如，PET、PETG、聚酰亚胺、聚碳酸酯、聚苯乙烯)、硅、陶瓷、玻璃、粘合剂和它们的组合。
使用过程(例如狭缝涂布、由管的末端分配、喷墨和丝网印刷)，可在样品反应室61内布置试剂层72。这样的过程例如描述于以下美国专利号6,749,887；6,869,411；6,676,995；和6,830,934，这些参考文献各自通过引用而全文结合到本文中。在一种实施方案中，试剂层72可包括至少一种介质和酶，并且可在第一电极166上沉积。各种介质和/或酶在本公开内容的精神和范围内。例如，合适的介质包括铁氰化物、二茂铁、二茂铁衍生物、锇联吡啶基络合物和醌衍生物。合适的酶的实例包括葡萄糖氧化酶、基于吡咯并喹啉醌(PQQ)辅因子的葡萄糖脱氢酶(GDH)、基于烟酰胺腺嘌呤二核苷酸(NAD)辅因子的GDH和基于FAD的GDH [E.C.I .1.99.10]。适于制备试剂层72的一种示例性试剂制剂描述于题为“Method of Manufacturing a Sterilized and Calibrated Biosensor-Based Medical Device(制造灭菌和校准的基于生物传感器的医疗装置的方法)”的待审的美国申请号10/242,951，作为美国公布的专利申请号2004/0120848公布，其通过引用而全文结合到本文中来。
第一电极166或第二电极164可用作工作电极，其氧化或还原限制量的介质，取决于测试仪表的施用的测试电位的极性。例如，如果电流限制物类为还原介质，其可在第一电极166处氧化，只要关于第二电极164施用足够的正电位即可。在这样的情况下，第一电极166执行工作电极的功能，而第二电极164执行对/参考电极的功能。应注意到，除非另外说明，否则对于测试条62，通过测试仪表100施用的所有电位在下文中关于第二电极164陈述。
类似地，如果关于第二电极164施用足够的负电位，则还原的介质可在第二电极164处氧化。在这样的情况下，第二电极164可执行工作电极的功能，而第一电极166可执行对/参考电极的功能。
在目前公开的方法的一种实施方案中，第一步骤可包括将一定量的目的流体样品引入测试条62中，该测试条62包括第一电极166、第二电极164和试剂层72。流体样品可为全血或其衍生物或级分，或对照溶液。流体样品(例如，血液)可经由端口70投料至样品反应室61。在一方面，端口70和/或样品反应室61可经配置，使得毛细管作用引起流体样品填充样品反应室61。
图5提供与第一电接触67和第二电接触63接口连接的测试仪表100的简化的示意图，第一电接触67和第二电接触63分别与测试条62的第一电极166和第二电极164电连通。测试仪表100可配置为分别经由第一电接触67和第二电接触63与第一电极166和第二电极164电连接(如图2和5所示)。如本领域技术人员认识到的，多种测试仪表可与本文描述的方法一起使用。然而，在一种实施方案中，测试仪表包括至少一种处理器，将其配置用于执行能在血液与对照样品之间辨别的计算，以及配置用于数据分类和/或存储。微处理器可为混合信号微处理器(MSP)形式，例如，Texas Instrument MSP 430。TI-MSP 430可配置为还执行一部分恒电位器功能和电流测量功能。此外，MSP 430还可包括易失性存储器和非易失性存储器。在另一实施方案，许多电子组件可与施用特定的集成电路形式的微控制器集成。
如图5中说明的，电接触67可包括两个叉状物(prong) 67a、67b。在一种示例性实施方案中，测试仪表100与叉状物67a、67b单独连接，使得当测试仪表100与测试条62界面接合时，完成电路。测试仪表100可测量叉状物67a、67b之间的电阻或电连续性，以确定测试条62是否与测试仪表100电连接。申请人注意到，测试仪表100可使用多个传感器和电路，以确定测试条62何时相对于测试仪表100适当安置。
在一种实施方案中，测试仪表100可在第一电接触67与第二电接触63之间施用测试电位和/或电流。一旦测试仪表100识别已插入条62，测试仪表100开启，并启动流体检测模式。在一种实施方案中，流体检测模式引起测试仪表100在第一电极166与第二电极164之间施用1微安的恒定电流。由于测试条62开始时是干燥的，测试仪表100测量到最大电压，其受限于测试仪表100内的硬件。然而，一旦使用者在入口70上引入流体样品，这引起样品反应室61被填充。当流体样品桥接在第一电极166与第二电极164之间的间隙时，测试仪表100将测量到测量的电压下降(例如，描述于美国专利号6,193,873，其通过引用而全文结合到本文中)，其低于预定的阈值，引起测试仪表100自动启动葡萄糖测试。
应注意到，当仅一小部分样品反应室61被填充时，测得的电压可降低低于预定的阈值。自动化识别已施用流体的方法不必然表明样品反应室61已被完全填充，而是可仅证实在样品反应室61中存在一些量的流体。一旦测试仪表100确定流体已施用于测试条62，可能仍需要短的但非零的时间量允许流体完全填充样品反应室61。
在一种实施方案中，一旦测试仪表100已确定流体已引入(例如，投料)到测试条62上，通过向测试条62施用多个测试电位达规定的间隔，测试仪表100可执行葡萄糖测试，如图6说明的。葡萄糖测试时间间隔TG代表执行葡萄糖测试的时间量(但是不必所有的计算与葡萄糖测试关联)，其中葡萄糖测试时间间隔TG可包括第一测试电位E1达第一测试电位时间间隔T1、第二测试电位E2达第二测试电位时间间隔T2和第三测试电位E3达第三测试电位时间间隔T3。此外，如图6中说明的，第二测试电位时间间隔T2可包括恒定的直流电流(DC)测试电压分量和叠加的交流(AC)或振荡测试电压分量。叠加的交流测试电压分量可施用由Tcap指示的时间间隔。在图6中所示的时间间隔仅为实例，并且可在本文更充分描述的范围内。葡萄糖测试时间间隔TG可例如在约1秒-约5秒范围。
如以上讨论的，第一电极166或第二电极164可用作工作电极，其氧化或还原限制量的介质，取决于测试仪表的施用的测试电位的极性。应注意到，除非另外说明，否则测试仪表100所施用的所有电位将在下文中关于第二电极164陈述。然而，申请人注意到，通过测试仪表100施用的测试电位还可关于第一电极166陈述，在这种情况下，以下讨论的测试电位和测量的电流的极性反转。
在第一、第二和第三测试电位时间间隔期间测量的多个测试电流值可在约1次测量/近似1纳秒-约1次测量/近似100毫秒频率范围下实施。申请人注意到，选择名称“第一”、“第二”和“第三”是为了方便，并且不必然反映其中施用测试电位的顺序。例如，一种实施方案可具有其中可在施用第一和第二测试电压之前施用第三测试电压的电位波形。虽然描述了使用以连续方式的三个测试电压的实施方案，但是申请人注意到，葡萄糖测试可包括不同数量的开路和测试电压。申请人还注意到，葡萄糖测试时间间隔可包括任何数量的开路电位时间间隔。例如，在一个或多个测试电位时间间隔之前和/或之后，葡萄糖测试时间间隔可包括仅两个测试电位时间间隔和/或开路电位时间间隔。在另一示例性实施方案，葡萄糖测试可包括开路达第一时间间隔、第二测试电压达第二时间间隔和第三测试电压达第三时间间隔。
如图6所示，测试仪表100可施用第一测试电位E1 (例如，约-20 mV，如图6中说明的)达第一测试电位时间间隔T1 (例如，在约0-约1秒范围)。例如，在图6中，第一测试电位时间间隔T1可从零(0)秒开始，并且可在距零(0)秒起始点的约0.1秒-约3秒，约0.2秒-约2秒，或约0.3秒-约1秒范围的时间段后结束。第一测试电位时间间隔T1可足够长，使得样品反应室61可完全填充样品，并且使得试剂层72可至少部分溶解或成溶剂化物。
在一种实施方案中，测试仪表100可在电极之间施用第一测试电位E1达某一持续时间，该持续时间介于当仪表可检测到条正填充样品时和施用第二测试电位E2之前。在一方面，测试电位E1小。例如，第一测试电位的量值可在约1-约100 mV范围，优选在约5 mV-约50 mV范围，最优选在约10 mV-约30 mV范围。申请人注意到，第一测试电位的极性可表示为正或负值。例如，第一测试电位可关于第二电极164表示为负测试电位，或关于第一电极166表示为正测试电位。与施用较大的电位差比较，较小的电位扰乱还原的介质浓度梯度至较小的程度，但是仍足以得到样品中的可氧化物质的测量。测试电位E1可施用一部分的时间(该时间为介于检测到填充和当施用第二测试电位E2时)，或者可施用全部该时间段。如果使用测试电位E1达一部分的时间，则开路可施用剩余部分的时间。只要施用小电位E1的总时间段足以得到表明在样品中存在的可氧化物质的存在情况和/或量的电流测量，则可施用任何数量的开路和小电压电位施用的组合，它们的顺序和施用次数在该实施方案中不是关键的。在一个优选的实施方案中，小电位E1施用在当检测到填充和当施用第二测试电位E2之间的基本上整个时间段。
在第一时间间隔T1期间，测试仪表100测量所得到的第一电流瞬态，其可称为iα(t)。电流瞬态代表在特定的测试电位时间间隔期间，由测试仪表测量的多个电流值。第一电流瞬态可为在第一测试电位时间间隔内的电流值的积分，或者在第一测试电位时间间隔期间测量的平均或单一电流值乘以第一测试电位时间间隔的时间间隔。在一些实施方案中，第一电流瞬态可包括在第一测试电位时间间隔期间的各种时间间隔期间内测量的电流值。在一种实施方案中，第一电流瞬态i α (t)可测量达约0.05秒-约1.0秒范围的时间。在其它实施方案中，第一电流瞬态i α (t)可测量达其它期望的时间范围，例如在约0.1秒-约0.5秒范围或在约0.1秒-约0.2秒范围的时间。如以下讨论的，一部分或所有的第一电流瞬态可用于本文描述的方法，以确定是对照溶液还是血液样品施用于测试条62。第一瞬态电流(transient current)的量值受样品中可容易氧化的物质的存在情况的影响。血液通常含有容易在第二电极164处氧化的内源和外源化合物。相反，对照溶液可配制，使得其不含可氧化的化合物。然而，血液样品组成可变化，并且高粘度血液样品的第一电流瞬态的量值将通常小于低粘度样品(在一些情况下，甚至小于对照溶液样品)。另外，不完全填充将引起第一电极166和第二电极164的有效面积降低，进而可引起第一电流瞬态降低。因此，由于在血液样品中的变化，样品中可氧化物质的存在情况本身不总是足够的辨别因素。
一旦第一时间间隔T1时间已逝去，测试仪表100可在第一电极166与第二电极164之间施用第二测试电位E2 (例如，约-300 mV，如图6中说明的)达第二测试电位时间间隔T2 (例如，约3秒，如图6中说明的)。第二测试电位E2可为足够负的介质氧化还原电位的值，使得在第二电极164处出现限制氧化电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介质时，第二测试电位E2可在约-600 mV至约零mV范围，优选在约-600 mV至约-100 mV范围，更优选为约-300 mV。同样，在图6中表示为tcap的时间间隔也可持续某一时间范围，但是，在一种示例性实施方案中，持续时间为约20毫秒。在一种示例性实施方案中，在施用第二测试电压V2后约0.3秒-约0.32秒后，施用叠加的交流测试电压分量，并且诱导两个正弦波循环，其频率为约109 Hz，幅度为约+/-50 mV。在第二测试电位时间间隔T2期间，测试仪表100可测量第二电流瞬态ib(t)。
第二测试电位时间间隔T2可足够长，以基于限制氧化电流的量值，监测在样品反应室61中产生还原的介质(例如，亚铁氰化物)的速率。通过在试剂层72中的一系列化学反应，可产生还原的介质。在第二测试电位时间间隔T2期间，限制量的还原介质在第二电极164处氧化，非限制量的氧化的介质在第一电极166处还原，以在第一电极166与第二电极164之间形成浓度梯度。如将描述的，第二测试电位时间间隔T2应足够长，使得在第二电极164处可产生足够量的铁氰化物。在第二电极164处可能需要足够量的铁氰化物，使得可测量用于在第三测试电位E3期间在第一电极166处氧化亚铁氰化物的限制性电流。第二测试电位时间间隔T2可在约0秒-约60秒范围，优选在约1秒-约10秒范围，最优选在约2秒-约5秒范围。
图7显示在第二测试电位时间间隔T2开始时相对小的峰值ipb，接着在第二测试电位时间间隔期间(例如，在约1秒-约4秒范围)逐步提高氧化电流的绝对值。由于在约1秒时初始耗尽还原的介质，出现小的峰值。逐步提高氧化电流归因于通过试剂层72产生亚铁氰化物，接着其扩散至第二电极164。
在第二电位时间间隔T2已逝去后，测试仪表100可在第一电极166与第二电极164之间施用第三测试电位E3 (例如，约+300，如图6中说明的)达第三测试电位时间间隔T3 (例如，在约4-约5秒范围，如图6中说明的)。在第三测试电位时间间隔T3期间，测试仪表100可测量第三电流瞬态，其可称为ic(t)。第三测试电位E3可为足够正的介质氧化还原电位的值，使得在第一电极166处测量限制氧化电流。例如，当使用铁氰化物和/或亚铁氰化物作为介质时，第三测试电位E3的量值可在约零mV-约600 mV范围，优选在约100 mV-约600 mV范围，更优选为约300 mV。
第二测试电位时间间隔T2和第三测试电位时间间隔T3可各自在约0.1秒-约4秒范围。对于示于图6的实施方案，第二测试电位时间间隔T2为约3秒，而第三测试电位时间间隔T3为约1秒。如以上提及的，开路电位时间段可允许在第二测试电位E2与第三测试电位E3之间逝去。或者，在施用第二测试电位E2之后可施用第三测试电位E3。注意到一部分第一、第二或第三电流瞬态通常可称为电池电流或电流值。
第三测试电位时间间隔T3可足够长，以基于氧化电流的量值监测在第一电极166附近的还原介质(例如，亚铁氰化物)的扩散。在第三测试电位时间间隔T3期间，限制量的还原介质在第一电极166处被氧化，而非限制量的氧化介质在第二电极164处被还原。第三测试电位时间间隔T3可在约0.1秒-约5秒范围，优选在约0.3秒-约3秒范围，最优选在约0.5秒-约2秒范围。
图7显示在第三测试电位时间间隔T3开始时相对大的峰值ipc，接着降低至稳态电流。在一种实施方案中，第一测试电位E1和第二测试电位E2均具有第一极性，而第三测试电位E3具有第二极性，该第二极性与第一极性是相对的。然而，申请人注意到，可选择第一、第二和第三测试电位的极性，取决于其中测定分析物浓度的方式和/或取决于其中区分测试样品与对照溶液的方式。
电容测量
在一些实施方案中，可测量电容。电容测量可测量由在电极-液体界面处形成离子层得到的基本上离子的双层电容。某一量值的电容可用于确定样品是对照溶液还是血液样品。例如，当对照溶液在反应室内时，测量的电容的量值可大于当血液样品在反应室中时测量的电容的量值。如以下更详细讨论的，测量的电容可用于各种方法，以区分对照溶液与血液样品。例如，这样的方法可使用测量的电容与当血液样品负载于相同类型的电化学电池中时测量的已知的平均电容的比率。
通过非限制性实例的方式，用于在测试条上实施电容测量的方法和机理可参见美国专利号7,195,704和7,199,594，各自通过引用而全文结合到本文中。在测量电容的一种示例性方法中，将具有恒定分量和振荡分量的测试电压施用于测试条。在这样的情况下，所得到的测试电流可经数学处理，如以下进一步详细描述的，以确定电容值。
通常，当在具有充分-限定的区域(即，在电容测量期间不变化的区域)的工作电极处出现限制性测试电流时，可实施在电化学测试条中最准确和精确的电容测量。当在电极与间隔物之间存在紧密密封时，可出现不随着时间变化的充分-限定的电极区域。由于葡萄糖氧化或电化学衰减，当电流不快速变化时，测试电流相对恒定。或者，当信号的提高(由于葡萄糖氧化而出现的)被信号的降低(伴随电化学衰减)有效平衡的任何时间段也可为用于测量电容的适当的时间间隔。
如果样品在间隔物60与第一电极166之间渗漏，在加入样品之后，第一电极166的面积可潜在地随着时间而变化。在测试条的一种实施方案中，试剂层72可具有大于切断区域68的面积，其引起一部分试剂层72在间隔物60与第一电极层66之间。在某些情况下，在间隔物60与第一电极层66之间介入一部分试剂层72可允许在测试期间润湿的电极面积提高。结果是，在测试期间可出现渗漏，引起第一电极的面积随着时间提高，进而可使电容测量失真。
相比之下，与第一电极166比较，由于在第二电极164与间隔物60之间不存在试剂层，第二电极164的面积随着时间可更稳定。因此，样品不太可能在间隔物60与第二电极164之间渗漏。由于在测试期间面积不变化，在第二电极164处使用限制性测试电流的电容测量可因此更精确。
如以上讨论的并且示于图6，一旦在测试条中检测到液体，在电极之间可施用第一测试电位E1 (例如，约-20 mV，如图7中说明的) 达约1秒，以监测液体的填充行为和区分对照溶液与血液。在等式1中，测试电流使用约0.05-约1秒。该第一测试电位E1可相对低，使得在电池中亚铁氰化物的分布尽可能少地被在第一和第二电极处出现的电化学反应扰乱。
在第一测试电位E1之后，可施用具有较大的绝对量值的第二测试电位E2 (例如，约-300 mV，如图6中说明的)，使得在第二电极164处可测量限制性电流。第二测试电位E2可包括AC电压分量和DC电压分量。AC电压分量可在施用第二测试电位E2后在预定量的时间施用，并且进一步，可为正弦波，其频率为约109赫兹，幅度为约+/-50毫伏。在一个优选的实施方案中，在施用第二测试电位E2之后，预定量的时间可在约0.3秒-约0.4秒范围。或者，预定量的时间可为其中作为时间函数的测试电流瞬态具有约0的斜率的时间。在另一实施方案，预定量的时间可为峰值电流值(例如，ipb)衰减约50%所需的时间。关于DC电压分量，其可在第一测试电位开始时施用。DC电压分量可具有关于第二电极足以在第二电极处引起限制性测试电流(例如，约-300 mV)的量值。
与图4B一致，试剂层72在第一电极166上涂布，而不是在第二电极164上涂布，与绝对峰值电流ipc的量值相比，其引起绝对峰值电流ipb的量值相对低。试剂层72可配置为在分析物存在下产生还原的介质，并且最接近第一电极的还原的介质的量可有助于相对高的绝对峰值电流ipc。在一种实施方案中，当将样品引入到测试条中时，至少试剂层72的酶部分可配置为基本上不从第一电极扩散至第二电极。
在ipb后的测试电流倾向于在大致1.3秒时降至平坦区，并且随后当在第一电极166处产生还原的介质时，电流再次提高，该第一电极166可涂布试剂层72，扩散至第二电极164，该第二电极164不涂布试剂层72。在一种实施方案中，电容测量可在测试电流值的相对平坦区处实施，其可在约1.3秒-约1.4秒时实施。通常，如果在1秒前测量电容，则电容测量可干扰相对低的第一测试电位E1，第一测试电位E1可用于测量第一电流瞬态iα(t)。例如，在-20 mV恒定电压分量之上叠加的+/- 50 mV左右的振荡电压分量可引起测量的测试电流的显著扰动。不仅振荡电压分量干扰第一测试电位E1，而且还可显著扰动在约1.1秒时测量的测试电流，进而可干扰血糖测量，包括，例如，确定抗氧化剂的校正因素。在大量测试和实验之后，意外地，最终确定，在约1.3秒-约1.4秒时测量电容导致准确和精确的测量值，其不干扰对照溶液/血液辨别测试或血糖算法。
在第二测试电位E2之后，可施用第三测试电位E3 (例如，约+300 mV，如图6中说明的)，引起在第一电极166处测量测试电流，该第一电极166可涂布试剂层72。在第一电极上存在试剂层可允许液体在间隔物层与电极层之间渗透，其可引起电极面积提高。
如图6中说明的，在一种示例性实施方案中，在时间间隔tcap期间，可施用109 Hz AC测试电压(+-50 mV，峰对峰)达2个循环。第一循环可用作调节脉冲，第二循环可用于确定电容。可如下得到电容估计：在一部分交流电流(AC)波内对测试电流求总和，减去直流电流(DC)补偿，并使用AC测试电压幅度和AC频率使结果归一化。该计算提供条的电容的度量，当条样品室填充样品时，所述条受条样品室的支配。
在一种实施方案中，可如下测量电容：在其中输入AC电压交叉DC补偿(即，当输入电压的AC分量为零(零交叉点))的时间点的任一侧上，对在四分之一AC波内的测试电流求总和。以下更详细地描述这如何转化为电容的度量的推导。等式1可显示在时间间隔tcap期间测试电流量值作为时间的函数：
其中术语io+st代表由恒定的测试电压分量引起的测试电流。通常，认为DC电流分量随着时间线性变化(由于产生亚铁氰化物的正在进行的葡萄糖反应)，因此，用恒定的io表示，其为在时间零(零交叉点)时的DC电流，并且DC电流的斜率s随着时间t变化。AC电流分量用Isin(ωt+φ)表示，其中I为电流波的幅度，ω为其频率，φ为其相对于输入电压波的相移。术语ω还可表示为2πf，其中f为AC波的频率，以赫兹计。术语I还可如等式2所示来表示：
其中V为施用的电压信号的幅度，¦Z¦为复阻抗的量值。术语¦Z]还可如等式22所示来表示：
其中R为阻抗的实部，C为电容。
等式1可从在零交叉点之前的四分之一波长到在零交叉点之后的四分之一波长进行积分，以得到等式4：
，
其可简化为等式5：
。
通过将等式2代入等式1，随后代入等式4，随后重排，得到等式6：
。
可使用在等式7中所示的电流总和，近似为等式6中的积分项：
其中测试电流ik为从在零交叉点之前的四分之一波长到在零交叉点之后的四分之一波长求总和。将等式7代入等式6，得到等式8：
，
其中通过对在围绕零交叉点的一个完整正弦循环期间的测试电流求平均，可得到DC补偿电流io。
在另一实施方案，通过对不是围绕电压零交叉点，而是围绕电流的最大AC分量的电流求总和，可得到电容测量。因此，在等式7中，不是在电压零交叉点的任一侧上的四分之一波长求总和，测试电流可为围绕最大电流的四分之一波长求总和。这等同于假定响应AC激发的电路元件为纯电容器，因此φ为π/2。因此，等式5可简化为等式9：
。
认为在这种情况下这是合理的假定，因为未涂布的电极被极化，使得DC或电流流动的实分量独立于在用于AC激发的电压范围内施用的电压。因此，响应AC激发的阻抗的实部是无限的，暗示为纯电容元件。等式9可随后与等式6一起使用，以得到不需要积分近似的简化的电容等式。净结果是当对不是围绕电压交叉点，而是围绕电流的最大AC分量的电流求总和时的电容测量值更精确。
CS/ 血液辨别测试
在一种实施方案中，对照溶液(CS)的特性用于区分对照溶液与血液。例如，样品中氧化还原物类的存在情况和/或浓度、反应动力学和/或电容可用于区分对照溶液与血液。本文公开的方法可包括计算代表样品中的氧化还原浓度的第一参考值和代表样品与试剂的反应速率的第二参考值的步骤。在一种实施方案中，第一参考值为干扰物氧化电流，而第二参考值为反应完成百分比。在一些实施方案中，通过用第一参考值乘以电容指数，可计算第三参考值。电容指数可为任何计算值，其为电容或与电容值相关，例如，与电容值成比例。电容指数例如可为测量的电容、已知的或预定的电容或它们的任何组合。电容指数还可与任何前述电容和凭经验得到的常数相关。在一种示例性实施方案中，电容指数可为已知电容与测量的电容的比率或测量的电容与已知电容的比率。已知的电容可为当将血液样品负载于与用于电流测试的测试条相同类型的测试条中时测量的平均电容。例如，使用上述算法可测量测量的电容。
在一种实施方案中，CS/血液辨别测试可包括第一参考值和第二参考值。第一值可基于在第一时间间隔T1内的电流值计算，第二参考值可基于在第二时间间隔T2和第三时间间隔T3二者期间的电流值。在一种实施方案中，当使用图6的测试电压波形时，可通过对在第一时间电流瞬态期间得到的电流值进行求总和，得到第一参考值。通过非限制性实例的方式，第一参考值isum可用等式10表示：
其中术语isum为电流值的总和，t为时间。如以上讨论的，在一些实施方案中，可将第一参考值乘以电容指数，其中电容指数可为已知电容与测量的电容的比率。在这样的实施方案中，第三参考值icapsum可用等式11表示：
其中Cav为已知的平均电容，Cm为测量的电容，t为时间。在等式11的示例性实施方案中，Cav与Cm的比率可称为电容指数，其在以上更详细地讨论。在一种示例性实施方案中，对于根据本发明实施方案的一种示例性测试条，已知的平均电容Cav为约582纳法拉。
在第二时间间隔和第三时间间隔期间，通过电流值的比率Y可得到第二参考值，有时称为残余的反应指数，如等式12所示：
其中abs代表绝对值函数，对于该具体实例，3.8和4.15分别代表第二和第三时间间隔的时间，以秒计。
基于等式10的第一参考值或等式11的第三参考值和等式12的第二参考，辨别标准可用于确定样品是对照溶液还是血液。例如，等式10的第一参考值或等式11的第三参考值可与预定的阈值比较，等式12的第二参考值可与预定的阈值函数比较。预定的阈值可为例如约12微安。预定的阈值函数可基于使用等式10或等式11的第一参考值的函数。更具体地，如等式13说明的，其中isum或icapsum任一个的计算值用X表示，预定的阈值函数Fpdt可为：
其中Z可为常数，例如，约0.2。因此，如果isum或icapsum大于或等于预定的阈值，例如，12微安，并且如果在第二时间间隔和第三时间间隔期间电流值的比率Y(如等式12所示)小于预定的阈值函数Fpdt的值，CS/血液辨别测试可鉴定样品为血液，否则样品为对照溶液。在一种实施方案中，CS/血液辨别测试还可例如用等式14表示：
，则样品为血液，否则为对照溶液。
图9为显示对于多个血液样品和对照溶液样品，第一参考值isum与第二参考值(有时称为残余的反应指数)之间的关系的图。通过在X-轴上绘制第一参考值isum，在Y-轴上绘制第二参考值(有时称为残余的反应指数)，在血液与对照溶液之间可观察到隔离。可画出辨别线，以确定样品是对照溶液还是血液。在图9中，第一参考值isum为在约t=0.05到约t=1之间的第一时间电流瞬态期间得到的电流值的总和，第二参考值为。
通过在X-轴上绘制第一参考值，在Y-轴上绘制第二参考值(有时称为残余的反应指数)，在血液与对照溶液之间可观察到隔离。应注意到，凭经验找到对于第二参考值(有时称为残余的反应指数)所选择电流值的时间(例如，3.8，4.15)。评价大量的电流比率(针对其在血液与对照溶液样品之间辨别的能力)。选择用于第二参考值的比率，由于发现其在血液与对照溶液样品之间产生显著分隔。
图10为显示对于多个血液样品和对照溶液样品，在第三参考值icapsum与第二参考值(有时称为残余的反应指数)之间的关系的图。在图10中，第一参考值icapsum为在约t=0.05到约t=1之间的第一时间电流瞬态期间得到的电流值的总和乘以已知电容与测量的电容的比率。如图10所示，用电容指数修正第一参考值提供在对照溶液与血液样品之间的改进的辨别。
在本文描述的方法中，由第一参考值isum或第三参考值icapsum和第二参考值(有时称为残余的反应指数)的该统计分析得到的信息可被测试仪表用于区分对照溶液与血液样品。测试仪表可计算第一参考值isum或第三参考值icapsum和第二参考值，并且这些值与得到的辨别线(或代表辨别线的等式)关联使用，以区分对照溶液与血液样品。
血糖算法
如果样品鉴定为血液样品，则可对测试电流值执行血糖算法。假定测试条具有相对的面或面对的排列(facing arrangement)，如图1A-4B所示，并且将电位波形施用于测试条，如图6或图8A所示，可使用葡萄糖算法计算葡萄糖浓度[G]，如等式(Eq.) 15所示：
在等式15中，[G]为葡萄糖浓度，i4 为第一电流值，i5为第二电流值，i6 为第三电流值，并且术语p、Z和a为凭经验得到的校准常数。等式15的推导可参见2005年9月30日提交并且题为“Method and Apparatus for Rapid Electrochemical Analysis(快速电化学分析的方法和设备)”的待审的美国公布的专利申请号2007/0074977 (美国申请序列号11/240,797)，其通过引用而全文结合到本文中。在等式15中所有的测试电流值(例如，i4、i5和i6)使用电流的绝对值。第一电流值i4和第二电流值i5由第三电流瞬态计算，第三电流值i6由第二电流瞬态计算。申请人注意到，选择名称“第一”、“第二”和“第三”是为了方便，并且不必反映其中计算电流值的顺序。此外，在等式15中陈述的所有电流值(例如，i4、i5和i6)使用电流的绝对值。
在一种实施方案中，i5 可基于在第三电流瞬态期间收集的一个或多个电流值，i6 可基于在第二电流瞬态期间收集的一个或多个电流值。在另一实施方案中，i5 可基于在大致第三电流瞬态结束时收集的一个或多个电流值，i6 可基于在大致第二电流瞬态开始时收集的一个或多个电流值。对于一部分相应的时间间隔，使用总和、积分或平均，可计算i5 和i6 二者。
在另一实施方案中，术语i4可定义为包括来自第二和第三电流瞬态的峰值电流值，以允许更准确的葡萄糖浓度，如等式16所示：
术语ipb 代表对于第二测试电位时间间隔T2的峰值电流值，术语ipc 代表对于第三测试电位时间间隔T3的峰值电流值。术语iss为稳态电流的估计，其为在不存在正在进行的化学反应下，在施用第三测试电位E3之后，预期长时间出现的电流。用于计算iss的方法的一些实例可参见美国专利号5,942,102和6,413,410，各自通过引用而全文结合到本文中。使用峰值电流值来说明生理学样品中的干扰物描述于2006年3月31日提交并且题为“Methods and Apparatus for Analyzing a Sample in the Presence of Interferents(在存在干扰物下用于分析样品的方法和设备)”的美国公布的专利申请号2007/0227912 (美国专利申请序列号11/278,341)，其通过引用而全文结合到本文中。
在一种实施方案中，等式15和等式16可共同使用来计算血液或对照溶液的葡萄糖浓度。在另一实施方案中，等式15和等式16的算法可用于具有第一组校准因素(即，a、p和zgr)的血液，第二组校准因素可用于对照溶液。当使用两组不同的校准因素时，本文描述的用于在测试流体与对照溶液之间辨别的方法可改进分析物浓度计算的有效性。
此外，如果测试仪表确定样品为对照溶液(与血液相对)，测试仪表可储存对照样品的所得到的葡萄糖浓度，使得使用者可单独于对照溶液数据来回顾测试样品浓度数据。例如，对照溶液的葡萄糖浓度可在单独的数据库中储存、可标出和/或丢弃(即，不储存或储存短的时间段)。
在图6和7中说明的实例显示，当未涂布试剂的电极用作用于电压测量的参考电极时，第一和第二施用的电压的极性为负，而第三施用的电压为正。然而，如果涂布试剂的电极用作用于电压测量的参考电极，则施用的电压可具有与在图6中说明的顺序相对的极性。例如，在图8A和图8B的优选的实施方案中，第一和第二施用的电压的极性为正，第三施用的电压的极性为负。在两种情况下，葡萄糖的计算相同，这是由于未涂布试剂的电极在第一和第二施用的电压期间用作阳极，而涂布试剂的电极在第三施用的电压期间用作阳极。
能识别对照溶液的另一个优点在于测试仪表可经编程，以自动化比较对照溶液的测试结果(例如，葡萄糖浓度)与对照溶液的预期的葡萄糖浓度。例如，用对照溶液预期的葡萄糖水平，可对测试仪表预编程序。或者，使用者可输入对照溶液的预期的葡萄糖浓度。当测试仪表识别对照溶液时，测试仪表可比较测量的对照溶液葡萄糖浓度与预期的葡萄糖浓度，以确定仪表是否适当地起作用。如果测量的葡萄糖浓度在预期的范围之外，则测试仪表可输出警告信息以警告使用者。
基于上述实施方案，本领域技术人员将认识目前公开的系统和方法的其它特征和优点。因此，目前公开的系统和方法不局限于已具体显示和描述的那些，除非如所附权利要求术所表明的。本文引用的所有出版物和参考文献通过引用而全文结合到本文中。

Claims (28)

1.一种用于区分血液样品与水性非血液样品的方法，所述方法包括：
(a) 当将样品引入到电化学电池中时，在第一电极与第二电极之间施用第一测试电位，并测量第一电流瞬态；
(b) 在所述第一电极与第二电极之间施用第二测试电位，所述第二测试电位足以在第二电极处氧化还原的介质，并测量第二电流瞬态；
(c) 测量电化学电池的电容；
(d) 在所述第一电极与第二电极之间施用第三测试电位，所述第三测试电位足以在第一电极处氧化还原的介质，并测量第三电流瞬态；
(e) 基于第一电流瞬态计算第一参考值；
(f) 基于第二和第三电流瞬态计算第二参考值；
(g) 基于至少所测量的电容计算电容指数；
(h) 基于所述第一参考值和所述电容指数计算第三参考值；和
(i) 基于所述第二和第三参考值确定样品是血液样品还是水性非血液样品。
2.权利要求1的方法，其中所述电容指数与所述电化学电池的测量的电容成比例。
3.权利要求2的方法，其中所述电容指数为相同类型的电化学电池的平均电容与电化学电池的测量的电容的比率。
4.权利要求1的方法，其中基于来自所述第一电流瞬态的至少一个电流值计算所述第一参考值。
5.权利要求1的方法，其中基于在第一电流瞬态期间测量的电流值的总和计算所述第一参考值。
6.权利要求5的方法，其中所述总和用等式表示，所述等式为 ，其中t为时间，isum为在从时间n到时间M的时间间隔期间电流值的总和。
7.权利要求1的方法，其中所述第二参考值基于化学反应的完成百分比。
8.权利要求1的方法，其中所述第二参考值基于来自所述第二电流瞬态的至少一个电流值和来自所述第三电流瞬态的至少一个电流值。
9.权利要求1的方法，其中所述第二参考值基于大致在所述第二电流瞬态结束时的第二电流值和大致在所述第三电流瞬态开始时的第三电流值。
10.权利要求9的方法，其中所述第二参考值基于所述第二电流值与所述第三电流值的比率。
11.权利要求1的方法，所述方法还包括测量分析物的浓度的步骤。
12.权利要求11的方法，其中如果发现样品为水性非血液样品，则将与水性非血液样品关联的分析物浓度标出。
13.权利要求1的方法，其中步骤(i)还包括使用两个不等式，以确定样品是水性非血液样品还是血液样品。
14.权利要求1的方法，其中步骤(i)还包括：
比较所述第二参考值与预定的阈值等式；和
比较所述第三参考值与预定的阈值，以确定样品是水性非血液样品还是血液样品。
15.权利要求14的方法，其中所述预定的阈值等式为第三参考值的函数。
16.权利要求1的方法，其中所述水性非血液样品包含对照样品。
17.一种用于区分血液样品与水性非血液样品的系统，所述系统包含：
(a) 测试条，其包括用于与测试仪表和电化学电池匹配的电接触，所述电化学电池包含：
(i) 处于间隔开的关系的第一电极和第二电极；和
(ii) 试剂；和
(b) 测试仪表，其包括适于从所述测试条接受电流数据的处理器和含有辨别标准的数据存储，使得基于第一参考值、第二参考值和电容指数，血液样品可与水性非血液样品区分，
其中所述电容指数包含相同类型的电化学电池的平均电容与电化学电池的测量的电容的比率。
18.权利要求17的系统，其中所述辨别标准得自代表抗氧化剂浓度的第一参考值和代表反应动力学的第二参考值。
19.权利要求17的系统，其中所述辨别标准包括凭经验得到的辨别线。
20.权利要求17的系统，其中所述水性非血液样品为对照溶液。
21.一种用于计算辨别标准的方法，将所述辨别标准编程到测试仪表中，用于区分血液样品与水性非血液样品，所述方法包括：
(a) 对于多个水性非血液样品，计算第一参考值和第二参考值，
(b) 基于所述第一参考值计算第三参考值，所述第三参考值与电容指数成比例；和
(c) 对于多个水性非血液样品，基于所述第二参考值和所述第三参考值来计算辨别标准。
22.权利要求21的方法，其中所述第一参考值代表抗氧化剂浓度，并且第二参考值代表反应动力学。
23.权利要求21的方法，其中所述电容指数包含当引入样品时，相同类型的电化学电池的平均电容与电化学电池的测量的电容的比率。
24.权利要求21的方法，其中所述多个水性非血液样品包含多个对照溶液。
25.一种用于区分血液样品与水性非血液样品的方法，所述方法包括：
(a) 将样品引入电化学电池中，所述电化学电池包含：
(i) 处于间隔开的关系的两个电极；和
(ii) 试剂；
(b) 在电极之间施用具有第一极性的第一测试电位，并测量电池电流；
(c) 测量所述电化学电池的电容；
(d) 将在第一测试电位期间测量的至少两个电流值求总和，以产生第一参考值；
(e) 计算与测量的电容相关的电容指数；
(f) 使用所述电容指数和所述第一参考值以区分血液样品与水性非血液样品。
26.权利要求25的方法，所述方法还包括计算与反应动力学相关的第二参考值；和使用所述电容指数、所述第一参考值和所述第二参考值以区分血液样品与水性非血液样品。
27.权利要求25的方法，其中所述水性非血液样品包含对照溶液。
28.权利要求25的方法，其中所述电容指数包含相同类型的电化学电池的平均电容与电化学电池的测量的电容的比率。
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Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2656058A1 (en) * 2010-12-22 2013-10-30 Roche Diagnostics GmbH Systems and methods to compensate for sources of error during electrochemical testing
US20130188709A1 (en) 2012-01-25 2013-07-25 Sachin G. Deshpande Video decoder for tiles with absolute signaling
US10168313B2 (en) * 2013-03-15 2019-01-01 Agamatrix, Inc. Analyte detection meter and associated method of use
GB2515299B (en) * 2013-06-18 2015-12-30 Suresensors Ltd Methods and apparatus for determining analyte in a sample
US20170038331A1 (en) * 2015-08-05 2017-02-09 Lifescan Scotland Limited System and method for compensating sample-related measurements based on polarization effects of test strips

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2042865A2 (en) * 2007-09-28 2009-04-01 LifeScan, Inc. Systems and methods for distinguishing between a control solution and a physiological sample
EP2138841A2 (en) * 2008-06-09 2009-12-30 LifeScan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample

Family Cites Families (91)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5264103A (en) 1991-10-18 1993-11-23 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and a method for measuring a concentration of a substrate in a sample
US6319471B1 (en) 1992-07-10 2001-11-20 Gambro, Inc. Apparatus for producing blood component products
US5385846A (en) 1993-06-03 1995-01-31 Boehringer Mannheim Corporation Biosensor and method for hematocrit determination
US5781455A (en) 1993-11-02 1998-07-14 Kyoto Daiichi Kagaku Co., Ltd. Article of manufacture comprising computer usable medium for a portable blood sugar value measuring apparatus
US5620579A (en) 1995-05-05 1997-04-15 Bayer Corporation Apparatus for reduction of bias in amperometric sensors
AUPN363995A0 (en) 1995-06-19 1995-07-13 Memtec Limited Electrochemical cell
US6413410B1 (en) 1996-06-19 2002-07-02 Lifescan, Inc. Electrochemical cell
US6521110B1 (en) 1995-11-16 2003-02-18 Lifescan, Inc. Electrochemical cell
US6174420B1 (en) 1996-11-15 2001-01-16 Usf Filtration And Separations Group, Inc. Electrochemical cell
US6638415B1 (en) 1995-11-16 2003-10-28 Lifescan, Inc. Antioxidant sensor
AUPN661995A0 (en) 1995-11-16 1995-12-07 Memtec America Corporation Electrochemical cell 2
US6241862B1 (en) 1996-02-14 2001-06-05 Inverness Medical Technology, Inc. Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
GB9607898D0 (en) * 1996-04-17 1996-06-19 British Nuclear Fuels Plc Improvements in and relating to sensors
US5858648A (en) 1996-11-04 1999-01-12 Sienna Biotech, Inc. Assays using reference microparticles
US6632349B1 (en) 1996-11-15 2003-10-14 Lifescan, Inc. Hemoglobin sensor
EP0958495B1 (en) 1997-02-06 2002-11-13 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor
AUPO581397A0 (en) 1997-03-21 1997-04-17 Memtec America Corporation Sensor connection means
US7407811B2 (en) 1997-12-22 2008-08-05 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using AC excitation
US7494816B2 (en) 1997-12-22 2009-02-24 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining a temperature during analyte measurement
US8071384B2 (en) * 1997-12-22 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Control and calibration solutions and methods for their use
US7390667B2 (en) 1997-12-22 2008-06-24 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using AC phase angle measurements
US6475360B1 (en) 1998-03-12 2002-11-05 Lifescan, Inc. Heated electrochemical cell
EP1081490B1 (en) 1998-05-20 2004-09-08 ARKRAY, Inc. Method and apparatus for electrochemical measurement using statistical technique
US6830934B1 (en) 1999-06-15 2004-12-14 Lifescan, Inc. Microdroplet dispensing for a medical diagnostic device
AU1450900A (en) 1998-10-21 2000-05-08 Arch Development Corporation Methods of treatment of type 2 diabetes
US6475372B1 (en) 2000-02-02 2002-11-05 Lifescan, Inc. Electrochemical methods and devices for use in the determination of hematocrit corrected analyte concentrations
US6424847B1 (en) 1999-02-25 2002-07-23 Medtronic Minimed, Inc. Glucose monitor calibration methods
US6193873B1 (en) 1999-06-15 2001-02-27 Lifescan, Inc. Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
US7045054B1 (en) 1999-09-20 2006-05-16 Roche Diagnostics Corporation Small volume biosensor for continuous analyte monitoring
US7276146B2 (en) 2001-11-16 2007-10-02 Roche Diagnostics Operations, Inc. Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays
JP4050434B2 (ja) * 1999-11-29 2008-02-20 松下電器産業株式会社 サンプルの弁別方法
DE60019547T2 (de) 1999-12-27 2005-10-06 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma Biosensor
US6895263B2 (en) 2000-02-23 2005-05-17 Medtronic Minimed, Inc. Real time self-adjusting calibration algorithm
US7890295B2 (en) 2000-02-23 2011-02-15 Medtronic Minimed, Inc. Real time self-adjusting calibration algorithm
US6571651B1 (en) 2000-03-27 2003-06-03 Lifescan, Inc. Method of preventing short sampling of a capillary or wicking fill device
RU2278612C2 (ru) 2000-07-14 2006-06-27 Лайфскен, Инк. Иммуносенсор
US7431820B2 (en) 2001-10-10 2008-10-07 Lifescan, Inc. Electrochemical cell
US6797150B2 (en) 2001-10-10 2004-09-28 Lifescan, Inc. Determination of sample volume adequacy in biosensor devices
US7018843B2 (en) 2001-11-07 2006-03-28 Roche Diagnostics Operations, Inc. Instrument
US6872298B2 (en) 2001-11-20 2005-03-29 Lifescan, Inc. Determination of sample volume adequacy in biosensor devices
US6689411B2 (en) 2001-11-28 2004-02-10 Lifescan, Inc. Solution striping system
US6749887B1 (en) 2001-11-28 2004-06-15 Lifescan, Inc. Solution drying system
US6856125B2 (en) 2001-12-12 2005-02-15 Lifescan, Inc. Biosensor apparatus and method with sample type and volume detection
US6946067B2 (en) 2002-01-04 2005-09-20 Lifescan, Inc. Method of forming an electrical connection between an electrochemical cell and a meter
KR20040103928A (ko) 2002-02-10 2004-12-09 아가매트릭스, 인코포레이티드 전기 화학적 성질의 분석을 위한 방법 및 장치
US7697966B2 (en) 2002-03-08 2010-04-13 Sensys Medical, Inc. Noninvasive targeting system method and apparatus
US20060134713A1 (en) 2002-03-21 2006-06-22 Lifescan, Inc. Biosensor apparatus and methods of use
US20030180814A1 (en) 2002-03-21 2003-09-25 Alastair Hodges Direct immunosensor assay
US6964871B2 (en) 2002-04-25 2005-11-15 Home Diagnostics, Inc. Systems and methods for blood glucose sensing
US6743635B2 (en) 2002-04-25 2004-06-01 Home Diagnostics, Inc. System and methods for blood glucose sensing
US6780645B2 (en) 2002-08-21 2004-08-24 Lifescan, Inc. Diagnostic kit with a memory storing test strip calibration codes and related methods
AU2003234944A1 (en) 2002-08-27 2004-03-18 Bayer Healthcare, Llc Methods of Determining Glucose Concentration in Whole Blood Samples
US7291256B2 (en) 2002-09-12 2007-11-06 Lifescan, Inc. Mediator stabilized reagent compositions and methods for their use in electrochemical analyte detection assays
US20040120848A1 (en) 2002-12-20 2004-06-24 Maria Teodorczyk Method for manufacturing a sterilized and calibrated biosensor-based medical device
EP1467206A1 (en) 2003-04-08 2004-10-13 Roche Diagnostics GmbH Biosensor system
KR100554649B1 (ko) 2003-06-09 2006-02-24 주식회사 아이센스 전기화학적 바이오센서
US7452457B2 (en) 2003-06-20 2008-11-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes
US7597793B2 (en) 2003-06-20 2009-10-06 Roche Operations Ltd. System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay
US7488601B2 (en) 2003-06-20 2009-02-10 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for determining an abused sensor during analyte measurement
US7723099B2 (en) 2003-09-10 2010-05-25 Abbott Point Of Care Inc. Immunoassay device with immuno-reference electrode
CN100472210C (zh) 2003-12-04 2009-03-25 松下电器产业株式会社 血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
EP1712919B1 (en) 2004-01-07 2012-08-15 ARKRAY, Inc. Analytical instrument having improved arrangement of reagent section and analytical method
JP5011100B2 (ja) 2004-03-31 2012-08-29 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー バイオセンサのためのしきい値ベースの修正関数を具現化する方法及び装置
US8287717B2 (en) 2004-05-14 2012-10-16 Bayer Healthcare Llc Voltammetric systems for assaying biological analytes
EP1751532A1 (en) 2004-05-14 2007-02-14 Bayer Healthcare, LLC Methods for performing hematocrit adjustment in glucose assays and devices for same
US7188515B2 (en) 2004-09-24 2007-03-13 The Regents Of The University Of Michigan Nanoliter viscometer for analyzing blood plasma and other liquid samples
US7418285B2 (en) * 2004-12-29 2008-08-26 Abbott Laboratories Analyte test sensor and method of manufacturing the same
US20060206018A1 (en) 2005-03-04 2006-09-14 Alan Abul-Haj Method and apparatus for noninvasive targeting
US7964089B2 (en) * 2005-04-15 2011-06-21 Agamatrix, Inc. Analyte determination method and analyte meter
EP1893990B1 (en) 2005-06-03 2018-05-02 Board of Regents of the University of Texas System Electrochemistry and electrogenerated chemiluminescence with a single faradaic electrode
GB0511270D0 (en) 2005-06-03 2005-07-13 Hypoguard Ltd Test system
CA2609720C (en) 2005-07-20 2015-06-30 Bayer Healthcare Llc Gated amperometry
US20070024287A1 (en) 2005-08-01 2007-02-01 Mesa Laboratories, Inc. Apparatus and method for measuring liquid conductivity and electrode series capacitance
CA2986870A1 (en) 2005-09-30 2007-04-12 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Gated voltammetry
US7749371B2 (en) 2005-09-30 2010-07-06 Lifescan, Inc. Method and apparatus for rapid electrochemical analysis
US8163162B2 (en) 2006-03-31 2012-04-24 Lifescan, Inc. Methods and apparatus for analyzing a sample in the presence of interferents
US20070235346A1 (en) 2006-04-11 2007-10-11 Popovich Natasha D System and methods for providing corrected analyte concentration measurements
TWI309489B (en) 2006-09-26 2009-05-01 Delta Electronics Inc Foldable electrical connector and power supply apparatus using the same
US7771583B2 (en) 2006-10-18 2010-08-10 Agamatrix, Inc. Electrochemical determination of analytes
US8409424B2 (en) 2006-12-19 2013-04-02 Apex Biotechnology Corp. Electrochemical test strip, electrochemical test system, and measurement method using the same
US20080199894A1 (en) 2007-02-15 2008-08-21 Abbott Diabetes Care, Inc. Device and method for automatic data acquisition and/or detection
US7751864B2 (en) 2007-03-01 2010-07-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for operating an electrochemical analyte sensor
US8080153B2 (en) 2007-05-31 2011-12-20 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte determination methods and devices
AU2008279067A1 (en) 2007-07-26 2009-01-29 Nipro Diagnostics, Inc. System and methods for determination of analyte concentration using time resolved amperometry
JP2010536035A (ja) 2007-08-06 2010-11-25 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー 自動較正のためのシステム及び方法
US7783442B2 (en) 2007-10-31 2010-08-24 Medtronic Minimed, Inc. System and methods for calibrating physiological characteristic sensors
US8673646B2 (en) 2008-05-13 2014-03-18 General Atomics Electrochemical biosensor for direct determination of percentage of glycated hemoglobin
US8221994B2 (en) 2009-09-30 2012-07-17 Cilag Gmbh International Adhesive composition for use in an immunosensor
US8101065B2 (en) 2009-12-30 2012-01-24 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time
US8877034B2 (en) 2009-12-30 2014-11-04 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for measuring whole blood hematocrit based on initial fill velocity
US9445139B2 (en) 2010-10-05 2016-09-13 Microsoft Technology Licensing, Llc Authenticated content discovery

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2042865A2 (en) * 2007-09-28 2009-04-01 LifeScan, Inc. Systems and methods for distinguishing between a control solution and a physiological sample
EP2138841A2 (en) * 2008-06-09 2009-12-30 LifeScan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample

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