專利名稱：測量儀的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種用于改進例如美國專利5243516、5288636、5352351、5385866、和5508171所述的那類測量儀進行的測量的精度的方法和裝置。本發(fā)明的內容在一種儀器中被披露了，但是相信本發(fā)明也可應用于這種統(tǒng)稱類型的其它儀器中。
背景技術：
有許多用于在生物學上確定體液的主要成分的濃度例如血糖濃度的儀器。例如在下述的專利文獻中所述的儀器，美國專利3770607、3838033、3902970、3925183、3937615、4005002、4004908、4086631、4123701、4127448、4124968、4127196、4224125、4225410、4230537、4260680、4263343、4265250、4273134、4301412、4303887、4366033、4407959、4413628、4420564、4431004、4436094、4440175、4477314、4477575、4499423、4517291、4654197、4671288、4679652、4682602、4703756、4711245、4734184、4750496、4759828、4789804、4795542、4805624、4820399、4897162、4897173、4919770、4927516、4935106、4938860、4940945、4970145、4975647、4999582、4999632、5108564、5128015、5243516、5269981、5288636、5312762、5352351、5385864、5395504、5469846、5508171、5508203、和5509410；德國專利說明書3228542；歐洲專利說明書206218、230472、241309、255291、和471896；以及日本公開專利申請JP 63-128252和63-111453。在下述的文獻中也描述了所述方法和裝置Talbott等人的“A New MicrochemicalApproach to Amperometric Analysis”Microchemical Jourmal，Vol.37，pp.5-12(1988)；Nirris等人的“An Electrochemical Capillary FillDevice for the Analysis of Dlucose Incorporating Glucose Oxidaseand Ruthenium(III)Hexamine as Mediator，Electroanalysis”Vol4，pp.1-9(1992)；Cass等人的“Ferrocene-Mediated Enzyme Electrodefor Amperometric Determination of Glucose”Anal.Chem.，Vol.56，pp.667-671(1984)；Zhao的“Contributions of Suspending Medium toElectrical Impedance of Blood”Biochimica et Biophysica Acta，Vol.1201，pp.179-185(1994)；Zhao的，“Electrical Impedance and Haematocrit of Human Blood with VariousAnticoagulants，”Physiol.Meas.，Vol.14，pp.299-307(1993)；Muller，等人的，“Influence of Hematocrit and Platelet Count on Impedance and Reactivity of WholeBlood for Electrical Aggregometry，”Journal of Pharmacological and ToxicologicalMethods，Vol.34，pp.17-22(1995)；Preidel，等人的，“In Vitro Measurements withElectrocatalytic Glucose Sensor in Blood，”Biomed.Biochim.Acta，Vol.48，pp.897-903(1989)；Preidel，等人的，“Glucose Measurements by Electrocatalytic Sensor in theExtracorporeal Blood Circulation of a Sheep，”Sensors and Actuators B，Vol.2，pp.257-263(1990)；Saeger，等人的，“Influence of Urea on the Glucose Measurement byElectrocatalytic Sensor in the Extracorporeal Blood Circulation of a Sheep，”Biomed.Biochim.Acta，Vol.50，pp.885-891(1991)；Kasapbasioglu，等人的，“An ImpedanceBased Ultra-Thin Platinum Island Film Glucose Sensor，”Sensors and Actuators B，Vol.13-14，pp.749-751(1993)；Beyer，等人的，“Development and Application of a NewEnzyme Sensor Type Based on the EIS-Capacitance Structure for BioprocessControl，”Biosensors & Bioelectronics，Vol.9，pp.17-21(1994)；Mohri，等人的，“Characteristic Response of Electrochemical Nonlinearity to Taste Compounds with aGold Electrode Modified with 4-Aminobenzenethiol，”Bull.Chem.Soc.Jpn.，Vol.66，pp.1328-1332(1993)；Cardosi，等人的，“The Realization of Electron Transfer fromBiological Molecules to Electrodes，”Biosensors Fundamentals and Applications，chapt.15(Turner，et al，eds.，Oxford University Press，1987)；Mell，等人的，“AmperometricResponse Enhancement of the Immobilized Glucose Oxidase Enzyme Electrode，”Analytical Chemistry，Vol.48，pp.1597-1601(Sept.1976)；Mell，等人的，“A Model forthe Amperometric Enzyme Electrode Obtained Through Digital Simulation andApplied to the Immobilized Glucose Oxidase System，”Analytical Chemistry，Vol.47，pp.299-307(Feb.1975)；Myland，等人的，“Membrane-Covered Oxygen SensorsAnExact Treatment of the Switch-on Transient，”Journal of the Electrochemical Society，Vol.131，pp.1815-1823(Aug.1984)；Bradley，等人的，“Kinetic Analysis of EnzymeElectrode Response，”Anal.Chem.，Vol.56，pp.664-667(1984)；Koichi的，”Measurements of Current-Potential Curves，6，Cottrell Equation and itsAnalogs.What Can We Know from Chronoamperometry？”Denki Kagaku oyobiKogyo Butsuri Kagaku，Vol.54，no.6，pp.471-5(1986)；Williams，等人的，“Electrochemical-Enzymatic Analysis of Blood Glucose and Lactate，”AnalyticalChemistry，Vol.42，no.1，pp.118-121(Jan.1970)；and，Gebhardt，等人的，“Electrocatalytic Glucose Sensor，”Siemens Forsch.-u.Entwickl.-Bre.Bd.，Vol.12，pp.91-95(1983)。上述的參考文獻并不能完全代表現有技術，也不說明除此之外沒有更好的參考文獻。據推斷不應當存在所謂最好的現有技術。

發(fā)明內容
按照本發(fā)明的一個方面，用于確定生物體液在醫(yī)學上的主要成分的濃度的一種裝置包括用于接收所述體液試樣的容器。所述容器維持一種和所述的在醫(yī)學上的主要成分進行化學反應的化學物質，并支持第一和第二端子，跨越所述端子可以確定所述化學物質和在醫(yī)學上的主要成分進行的化學反應。所述裝置還包括具有分別和所述容器的所述第一和第二端子互補的第一和第二端子的器具。所述容器的第一和第二端子的布置使得分別和所述器具的第一和第二端子接觸，從而使得所述器具能夠確定所述反應。所述器具包括確定控制器，用于在所述器具的第一和第二端子之間施加第一信號，確定容器對第一信號的第一響應，并根據第一響應確定是否繼續(xù)進行生物體液的在醫(yī)學上的主要成分的濃度的確定。
按照本發(fā)明的另一個方面，用于確定生物體液在醫(yī)學上的主要成分的濃度的一種裝置包括用于接收所述體液試樣的容器。所述容器維持一種和所述的在醫(yī)學上的主要成分進行化學反應的化學物質(chemistry)，并支持第一和第二端子，跨越所述端子可以確定所述化學物質和在醫(yī)學上的主要成分進行的化學反應。所述裝置還包括具有分別和所述容器的所述第一和第二端子互補的第一和第二端子的器具。所述容器的第一和第二端子的布置使得分別和所述器具的第一和第二端子接觸，從而使得所述器具能夠確定所述反應。所述器具包括確定控制器，用于在所述器具的第一和第二端子之間施加第一信號，根據所述容器對第一信號的響應確定第一校正值，確定在醫(yī)學上的主要成分的化學反應，并組合校正值和反應確定的結果，從而產生試樣中的在醫(yī)學上的主要成分的濃度的指示。
按照本發(fā)明的另一個方面，用于確定生物體液在醫(yī)學上的主要成分的濃度的一種裝置包括用于接收所述體液試樣的容器，所述容器維持和所述的在醫(yī)學上的主要成分進行化學反應的化學物質，并支持第一和第二端子，跨越所述端子可以確定所述化學物質和在醫(yī)學上的主要成分進行的化學反應。所述裝置還包括具有分別和所述容器的所述第一和第二端子互補的第一和第二端子的器具。所述容器的第一和第二端子的布置使得分別和所述器具的第一和第二端子接觸，從而使得所述器具能夠確定所述反應。所述器具包括確定控制器，用于在所述器具的第一和第二端子之間施加第一信號，根據所述容器對第一信號的響應確定試樣的性質，并產生一個試樣性質的指示。
按照本發(fā)明的一個方面，用于確定生物體液在醫(yī)學上的主要成分的濃度的一種方法包括提供用于接收所述體液試樣的容器，并在所述容器上提供一種和所述的在醫(yī)學上的主要成分進行化學反應的化學物質，并提供第一和第二端子，跨越所述端子可以確定所述化學物質和在醫(yī)學上的主要成分進行的化學反應。所述方法還包括提供一種具有分別和所述容器的所述第一和第二端子互補的第一和第二端子的器具。所述容器的第一和第二端子的布置使得分別和所述器具的第一和第二端子接觸，從而使得所述器具能夠確定所述反應。所述方法還包括在所述器具中提供確定控制器，使所述確定控制器在所述器具的第一和第二端子之間施加第一信號，使所述確定控制器確定容器對第一信號的第一響應，并使所述確定控制器根據第一響應確定是否繼續(xù)進行生物體液的在醫(yī)學上的主要成分的濃度的確定。
按照本發(fā)明的一個方面，用于確定生物體液在醫(yī)學上的主要成分的濃度的一種方法包括提供用于接收所述體液試樣的容器，并在所述容器上提供一種和所述的在醫(yī)學上的主要成分進行化學反應的化學物質，并提供第一和第二端子，跨越所述端子可以確定所述化學物質和在醫(yī)學上的主要成分進行的化學反應。所述方法還包括提供一種具有分別和所述容器的所述第一和第二端子互補的第一和第二端子的器具。所述容器的第一和第二端子的布置使得分別和所述器具的第一和第二端子接觸，從而使得所述器具能夠確定所述反應。所述方法還包括在所述器具中提供確定控制器，用于在所述器具的第一和第二端子之間施加第一信號，根據第一信號確定第一校正值，確定醫(yī)學上的主要成份和化學物質的反應情況，并將校正值和反應確定結果結合起來以產生在試樣中醫(yī)學上主要成分的濃度指示，并產生一個試樣性質的指示。
按照本發(fā)明的一個方面，用于確定生物體液在醫(yī)學上的主要成分的濃度的一種方法包括提供用于接收所述體液試樣的容器，并在所述容器上提供一種和所述的在醫(yī)學上的主要成分進行化學反應的化學物質，并提供第一和第二端子，跨越所述端子可以確定所述化學物質和在醫(yī)學上的主要成分進行的化學反應。所述方法還包括提供一種具有分別和所述容器的所述第一和第二端子互補的第一和第二端子的器具。所述容器的第一和第二端子的布置使得分別和所述器具的第一和第二端子接觸，從而使得所述器具能夠確定所述反應。所述方法還包括在所述器具中提供確定控制器，用于在所述器具的第一和第二端子之間施加第一信號，根據所述容器對第一信號的響應確定試樣的性質，并產生一個試樣性質的指示。
例如，第一信號包括具有交流分量的信號。另外例如，第一信號包括交流信號。
附帶說明，用于確定校正值的方法和裝置、用于確定試樣性質的方法和裝置、用于確定是否繼續(xù)進行在醫(yī)學上生物體液的主要成分的濃度的方法和裝置包括用于確定所述容器端子之間的阻抗的步驟和用于確定所述容器端子之間的阻抗的裝置。


參照下面的詳細說明和用于說明本發(fā)明的附圖可以更好地理解本發(fā)明。其中圖1是用于理解本發(fā)明的電路的示意圖；圖2是按照本發(fā)明構成的儀器的部分方塊圖和部分示意圖；圖3是按照本發(fā)明構成的另一種儀器的部分方塊圖和部分示意圖；圖4是按照本發(fā)明構成的另一種儀器的部分方塊圖和部分示意圖；圖5是利用標準的葡萄糖測試液在幾個40秒葡萄糖濃度確定中獲得的葡萄糖濃度的結果；圖6是利用標準的葡萄糖測試液在幾個10秒葡萄糖濃度確定中獲得的葡萄糖濃度的結果；以及圖7是利用標準的葡萄糖測試液在幾個10秒葡萄糖濃度確定中獲得的葡萄糖濃度的結果。
具體實施例詳細描述使用例如一次性的中間的測量電流的容器(下面有時稱為生物傳感器)的儀器是已知的，當利用具有在生物學上作為主要成分例如葡萄糖的某個相應濃度的生物液體例如血或尿處理時，這種儀器例如提供特征電阻抗。這種測量系統(tǒng)對于生物液體的溫度變化以及由于其它成分的生物液體的存在，在下面被稱為干擾物，而引起的干擾是敏感的。在許多情況下，這些誤差源對生物傳感器的輸出的影響具有和要測量的成分的濃度相同的數量級?？赡懿粫兄瞥鲆环N生物傳感器，其在存在這些誤差源的情況下只測量要測量的成分的濃度。這種現象的一個例子是在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171中所述類型的生物傳感器用于確定全血的葡萄糖濃度時存在的分血器干擾。因為全血含有紅細胞，并因為分血器對于進行這種生物傳感器化驗的每個人而有相當寬的變化范圍，分血器補償的葡萄糖生物傳感器的效用是明顯的。
許多市場上可得到的生物傳感器對于摻雜質的生物液體的量的敏感度也是問題。在測量全血葡萄糖濃度的情況下，例如，許多目前可利用的生物傳感器對于被攙入用于確定葡萄糖濃度的血的量是敏感的。因為目前使用生物傳感器進行的許多化驗例如由監(jiān)視著其自己的葡萄糖濃度的人進行，所以攙入生物傳感器中的血樣的量不能以大的可靠性進行預測，雖然生物傳感器本身的仔細的設計可以避免一些誤差，例如非攙入的生物傳感器、基本上欠攙入的生物傳感器和基本上過攙入的生物傳感器，但是實際上不能考慮攙入量變化的整個范圍。
我們發(fā)現，合適設計的生物傳感器的交流阻抗的實部分量或虛部分量或者這兩個分量的測量對于試樣的溫度和某個物理與化學干擾物的濃度進行了合理的理解。在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171、5437399以及1997，12，5申請的和本申請為同一個代理人的U.S.S.N.08/985840專利申請中所述的一般類型的生物傳感器中，這種物理干擾物例如包括分血器，化學干擾物例如包括膽紅素、尿酸和氧氣。我們發(fā)現，合適設計的生物傳感器的交流阻抗的實部分量或虛部分量或者這兩個分量的測量還對攙入生物傳感器的試樣的量以及試樣的性質，即試樣是否是血或者一些其它的體液，或者是一些控制使用的試樣，例如在儀器的校準和檢修中使用的試樣，提供了合理的理解。我們發(fā)現，試樣溫度、物理和化學干擾物的濃度、試樣的性質和試樣的量可以通過合理地選擇交流頻率，對試樣溫度、物理和化學干擾物的濃度、試樣的性質和試樣的量的影響的確定提供合理的相互隔離而被確定，借以增加例如確定干擾物影響，以及隨后的葡萄糖濃度指示值的校正的精度。我們還發(fā)現，獲得校正的葡萄糖濃度的可接受的精度的讀數的速度可以被顯著地減少。合理地設計的生物傳感器必須能夠允許例如使用具有幾十毫伏的峰值的交流信號確定這些交流阻抗，而不損害生物傳感器在進行交流阻抗確定的前后或在交流阻抗的測定當中的葡萄糖濃度的測量。
僅僅作為例子，我們已經確定，在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171、5437999以及U.S.S.N 08/985840中所述類型的生物傳感器中，能夠使用小于大約1-10Hz范圍內的例如有效值小于40毫伏的低幅值交流信號而沒有直流偏移，以便補償試樣溫度、分血器、膽紅素濃度、尿酸濃度和氧氣濃度，并確定生物傳感器攙入的試樣的性質，和攙入的用于確定葡萄糖濃度的血樣量是否足夠。我們已經確定，例如，在大約1300Hz下，分血器和葡萄糖濃度兩者對交流阻抗具有相當小的影響，而試樣量和試樣性質對交流阻抗具有相當大的相當容易確定的影響。這提供了一種用于確定生物傳感器攙入的試樣量的足夠度和試樣性質的理想方法。如果試樣被確定是血，并且試樣量被確定不足以對分血器、葡萄糖濃度等進行有意義地測試，則測試被中斷，并把測試的中斷通知用戶。
我們已經確定，使用范圍大約為2-10KHz的頻率，試樣溫度和分血器的組合影響可以被和其它感興趣的物理的和化學的干擾物的影響相當有效地隔離。因此，例如，一旦確定試樣量足夠，便可以對生物傳感器施加2KHz的信號，并確定生物傳感器/試樣系統(tǒng)的阻抗的實部和虛部分量。這個指示的阻抗可利用通過實驗確定的系數根據生物傳感器的特性進行調整，并可以和指示的葡萄糖濃度結合，以便獲得一個被補償試樣溫度以及分血器的組合影響的葡萄糖濃度。
這些說明性的確定在血樣的葡萄糖濃度的電流確定之前進行。如果需要，可以避免直流偏移，以便減少影響電流確定的葡萄糖濃度的可能性，必須記住，這在隨后在所述的實施例中即將進行。同樣在所述的實施例中，在電流確定葡萄糖濃度之前，可以進行類似的處理，從而確定其它的干擾葡萄糖濃度確定的化學干擾物的濃度，例如膽紅素、尿酸和氧氣。這些確定在這樣的頻率下進行，在所述頻率下，它們的相互影響以及對其它的物理、化學干擾物的影響被最佳地相互解耦。例如，如果在電流測量容器的化學系統(tǒng)中，膽紅素和尿酸是相互干擾的化學干擾物，頻率或頻率的范圍應當選擇用于膽紅素濃度確定的范圍，該頻率或頻率范圍對于不受試樣中的尿酸和其它物理、化學干擾物的濃度的影響而言是最佳的。類似地，對于尿酸濃度確定必須選擇這樣的頻率，該頻率對于不受試樣中的膽紅素和其它物理、化學干擾物的濃度的影響而言是最佳的。不過，在每種情況下，確定的阻抗被直接地或者通過也可以向用戶顯示或者被存儲在儀器中供將來參考的濃度確定轉換為一個用于指示的葡萄糖濃度的校正系數，以便獲得更精確的葡萄糖濃度確定。
通過分析在在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171、5437999以及U.S.S.N 08/985840中所述類型的電流測量傳感器的等效電路可以更好地理解所述方法和裝置。所述等效電路如圖1所示。在圖1中，電阻20代表電流測量容器的未被補償的電阻，電容22代表在施加有電位差的含有試樣的容器上的雙層電荷的分布電容，電阻24代表容器的化學傳遞電阻，電阻26和電容28代表所謂的瓦氏阻抗。雖然其它類型的電流測量傳感器的電參數模型可能和圖1所示的不同，但是這些模型的類似的分析將得出和此處類似的結論，即，容器或生物傳感器的電阻抗的實部和虛部分量提供了一種用于以一個合理的精度確定干擾物濃度、試樣量和試樣性質對于體液試樣中的生物主要成分的濃度的影響的技術。這些結論給儀器和容器設計者提供了一種有用的技術，用于確定施加于生物傳感器的試樣量的足夠度，用于確定試樣的性質，并用于根據這些干擾物的濃度校正試樣的生物主要成分的指示濃度，使得這些干擾物的濃度對感興趣的生物主要成分的指示濃度的影響被減小，從而提供關于感興趣的生物主要成分的濃度的更精確的信息。
通過分析圖1的等效電路的阻抗的實部和虛部分量的幅值而進行的血樣研究已經確定，在大約1-10KHz的范圍內，阻抗的虛部分量和試樣的葡萄糖濃度的相關性很小，而阻抗的幅值則在很大程度上取決于試樣溫度和分血器的組合，從而允許使用在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171、5437999以及U.S.S.N 08/985840中所述電流測量技術，首先對試樣施加這個頻率范圍內的低幅值的交流信號，確定阻抗的幅值，和要和確定的指示葡萄糖濃度結合的組合試樣溫度/分血器校正系數，從而產生根據試樣溫度和分血器的組合影響進行校正的葡萄糖濃度。類似的技術可以用于確定試樣量和試樣類型。不過，試樣量確定通常決定是否進行其它的化驗。試樣類型確定通常決定儀器是否執(zhí)行葡萄糖濃度子程序，例如包括確定干擾物校正系數，或者執(zhí)行診斷子程序，用于設置儀器稍后執(zhí)行葡萄糖濃度確定。
參看圖2，在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171中所述一般類型的帶狀連接器30用于實現這些專利中所述的一般類型的一次性電流測量傳感器容器或生物傳感器31和儀器32之間的接觸。儀器32的指示葡萄糖濃度的功能性基本上和這些專利所述的相同。不過，按照本發(fā)明，在儀器32中包括附加的功能，即，根據血樣量和試樣溫度與進行化驗的血樣的分血器的組合影響，校正指示葡萄糖濃度。已經確定，8位的模數(A/D)和數模(D/A)計算能力可以使儀器32達到在百分之五十或更低的范圍內的精度。連接器34的第一端34-1通過10KΩ的電阻和開關36的一端36-1相連。開關36的一端36-2和差動放大器38的反相輸入端或負輸入端相連。放大器38的輸出端和開關36的一端36-3相連。開關36的一端36-4和連接器34的一端34-2相連。加于生物傳感器31上的直流激勵由放大器38的輸出建立。為了精確地設置生物傳感器31的直流激勵，來自一端34-1的反饋被返回到放大器38的負輸入端。端子34-1和34-2接觸生物傳感器31上的一個公共電極，用于增加激勵的精度。
連接器34的端子34-3和差動放大器42的負輸入端相連。放大器42的輸出端通過7.5KΩ的電阻44和其負輸入端相連。放大器42的非反相輸入端或正輸入端和電源的公共點相連。放大器42的輸出端和13位A/D轉換器46的輸入端相連。A/D轉換器46的輸出端和處理器48的輸入端相連，處理器48具有支持執(zhí)行在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171中所述的指示葡萄糖測量功能的功能。處理器48的輸出和8位D/A轉換器50的輸入端相連。D/A轉換器50的輸出端和放大器38的正輸入端相連。所示的元件38，42，46和50的功能被包括在一個專用集成電路(ASIC)52中。雖然并不一定如此。其余的所示的儀器32的分血器補償和試樣量確定功能被包括在NEC μPD78054微處理器(μP)54中，后者也具有輸入A/D轉換器56和輸出D/A轉換器58。在圖2中，為清楚起見，輸入A/D轉換器56和輸出D/A轉換器58和μP54的處理功能被分開表示。開關36的端子36-4和A/D轉換器56的輸入端相連。放大器42的輸出端和A/D轉換器56的輸入端相連。D/A轉換器58的輸出端通過0.1μF的電容器和400KΩ的串聯電阻和開關36的端子36-1相連，在本例中用于交流激勵。其中交流激勵信號和由放大器38提供的直流激勵相加。
和端子34-1、-2、與-3相連的生物傳感器容器31的交流阻抗的實部和虛部分量的計算通過在所需的頻率下例如1300Hz或10kHz激勵連接器34-2的端子進行，在此頻率下，要被確定的參數，不論試樣性質或試樣量或分血器或其它感興趣的參數都可以被這樣確定，使得具有足夠的幅值和相位的變化，并且被最佳地解耦，即不干擾在容器31中的血的其它成分的濃度。
由交流激勵和響應進行的容器31的阻抗的實部和虛部分量的計算方法如下。8位的激勵采樣是N個值E(0)，E(1)，E(2)......E(N-1)，這些值通過利用A/D轉換器56對激勵進行采樣而產生。8位的響應采樣是N個值V(0)，V(1)，V(2)......V(N-1)，這些值通過利用A/D轉換器56進行A/D轉換并被返回到微處理器54。連接器34的端子34-2提供一個公共端，這些值以其為參考。比例系數K用于說明激勵和測量中涉及的不同的增益系數。激勵頻率是FHz。采樣速率是MF，其中M例如具有5或更高的值。因而采樣之間的間隔是1/MF秒。按照以下關系計算正弦值和余弦值的數組S(n)和C(n)并將其存于μP54的程序存儲器中；S(n)＝sin(2πF(n/MF))，n＝0 to(N-1)C(n)＝cos(2πF(n/MF))，n＝0 to(N-1).
激勵的實部和虛部分量計算如下Ere=Σn=0N-1S(n)E(n)]]>
響應的實部和虛部分量計算如下Eim=Σn=0N-1C(n)E(n)]]>Vre=Σn=0N-1S(n)V(n)]]>Vim=Σn=0N-1C(n)V(n)]]>激勵和響應的幅值被計算如下E＝(Ere2+Eim2)1/2，V＝(Vre2+Vim2)1/2.
然后可以計算帶的阻抗的幅值|Z|＝KE/V.
還可以計算帶阻抗的相位arctan(VimVre)-arctan(EimEre)=∠z]]>因而，使用圖2所示的那種儀器32進行實際的葡萄糖濃度的測量方法如下。將血樣加入生物傳感器31。在儀器32的電子電路檢測到在生物傳感器31上的小滴的沉積之后，立即在連接器34的端子34-2和34-3之間施加例如1300Hz的交流信號，并由微處理器54通過測量激勵和響應電壓并使用比例系數從而獲得電流來直接采樣所得的電流。計算阻抗的幅值和相位角。使用這些值，查閱在微處理器54的程序存儲器中的查看表從而確定血樣的性質，并且確定是否具有使得繼續(xù)進行化驗的葡萄糖確定階段的足夠的血樣量。如果沒有，則化驗結束，并把這個結果在儀器32的顯示器上顯示。如果具有足夠的量使得能夠繼續(xù)進行葡萄糖確定，則對連接器34的兩端34-2、34-3施加另一個頻率例如10KHz的交流信號，并由微處理器54采樣所得的電流。在這個第二頻率下再次計算阻抗值和相位角，查閱在微處理器54的程序存儲器中的第二查看表，求得指示的葡萄糖對實際的葡萄糖的校正系數。所述校正系數可以是常數例如0，用于表示指示的葡萄糖濃度小于一個第一指示的葡萄糖濃度，也可以是變量，例如表示指示的葡萄糖濃度大于所述第一指示的葡萄糖濃度。在任何情況下，所述的校正被存儲，并例如基本上按照美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171中所述方法進行指示的葡萄糖濃度確定。一旦獲得指示的葡萄糖濃度，則恢復所述的校正并應用于指示的葡萄糖濃度，從而獲得實際的葡萄糖濃度，并在儀器32的顯示器上被顯示與/或儀器32的存儲器中被存儲。
本發(fā)明的另一個實施例如圖3的部分方塊圖和部分示意圖所示。其中，儀器132包括基本上和圖2所示的帶連接器30的類型相同的帶連接器130。帶連接器130被設計用于和生物傳感器31實現接觸。連接器134的第一端134-1通過10KΩ的電阻和開關136的一端136-1相連。開關136的一端136-2和差動放大器138的負輸入端相連。放大器138的輸出端和開關136的一端136-3相連。開關136的一端136-4和連接器134的一端134-2相連。加于生物傳感器31上的直流激勵由放大器138的輸出建立。為了精確地設置生物傳感器31的直流激勵，來自端子134-1的反饋被返回到放大器138的負輸入端。端子134-1和134-2連接生物傳感器31上的一個公共電極，用于增加激勵的精度。連接器134的端子134-3和差動放大器142的負輸入端相連。放大器142的輸出端通過7.5KΩ的電阻144和其負輸入端相連。放大器142的正輸入端和電路電源的公共點相連。放大器142的輸出端和13位A/D轉換器146的輸入端相連。A/D轉換器146的輸出端和處理器148的輸入端相連，處理器148具有支持執(zhí)行在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171中所述的指示葡萄糖測量功能的功能。處理器148的輸出和8位D/A轉換器150的輸入端相連。D/A轉換器150的輸出端和放大器138的正輸入端相連。所示的元件138，142，146和150的功能被包括在一個專用集成電路(ASIC)152中。雖然并不一定如此。
和端子134-1、134-2、以及134-3相連的生物傳感器容器31的交流阻抗的實部和虛部分量的計算通過在所需的頻率下在連接器134的端子134-2、134-3之間施加一個激勵進行，例如利用低幅值的交流電壓源150在合適的頻率范圍例如1Hz-100Hz，或10Hz-10KHz以掃描方式測量要被測量的一部分參數或全部，這些參數可以是，試樣性質、試樣量、試樣溫度/分血器、試樣中的氧氣濃度，或其它任何感興趣的參數，這些參數具有足夠的幅值和相位的改變，并且具有最佳的相互解耦，即，獨立于容器31中的試樣的其它成分的濃度。
在圖3所示的實施例中，低幅值的交流電壓激勵在求和節(jié)點152和選擇的直流偏移156相加，如果其可用于幫助確定感興趣的干擾物的濃度的話。在所示的實施例中，交流電壓和直流偏移在微處理器158的控制下產生，處理器158可以是用于管理上述的儀器132的功能的同一個微處理器，也可以是一個單獨的微處理器。微處理器158被編程，根據要被其確定的干擾物的濃度對交流電壓源150掃頻和調節(jié)直流偏移。用這種方式，可以在最佳的頻率范圍和用于隔離特定的干擾物濃度的直流偏移下容易地確定干擾物的濃度。如果微處理器158用于控制掃描和偏移，則不需要提供從求和節(jié)點152到微處理器158的外部連接。因為微處理器158將要確定容器31的頻率響應，和被確定的頻率響應相關的頻率可以在確定頻率響應時存儲在微處理器158的存儲器中。不過，如果在確定頻率響應時需要使用一些其它機理，也可以向微處理器158提供電壓源150的輸出頻率以及直流偏移156的反饋。在任何情況下，由運算放大器164提供求和節(jié)點152和任何反饋通路160與容器31之間的隔離，放大器164的輸入端和求和節(jié)點152相連，其輸出端通過一個合適數值的電阻和放大器138的反饋通路相連，用于驅動容器31。類似地，容器31和微處理器158的頻率響應確定輸入端的隔離由和放大器142的輸出相連的運算放大器166提供。按照已知的方式進行容器31的頻率響應的確定，例如通過快速富氏變換(FFT)或者其它已知的微處理器158執(zhí)行的頻率響應確定程序。然后把容器31的頻率響應特性和存儲的要被確定其濃度的干擾物的頻率響應特性比較，從而確定干擾物的濃度，并確定和指示的葡萄糖濃度相關的校正值，或者被存儲用于以后的指示葡萄糖濃度的校正，或者立即和指示的葡萄糖濃度相結合，從而獲得校正的葡萄糖濃度。
同樣，一般地說，儀器132首先利用各個最佳解耦的交流幅值和各個最佳解耦的直流偏移，確定容器31在各個最佳解耦的頻率范圍內的各個頻率響應，接著確定指示的葡萄糖濃度，接著對于這樣確定的干擾物濃度校正指示的葡萄糖濃度。不過，如前所述，可能需要在這些干擾物的濃度被確定之前，在某個環(huán)境下利用某個干擾物使儀器132首先確定指示的葡萄糖濃度。
本發(fā)明的另一個實施例以圖4的部分方塊圖和部分示意圖示出。其中，儀器232包括和圖2所示的帶連接器30相同類型的帶連接器230。帶連接器230被設計用于和生物傳感器31實現接觸。連接器234的第一端234-1和差動放大器238的負輸入端相連。放大器238的輸出端和連接器234的一端234-2相連。加于生物傳感器31上的直流激勵由放大器238的輸出建立。為了精確地設置生物傳感器31的直流激勵，來自端子234-1的反饋被返回到放大器238的負輸入端。端子234-1和234-2連接生物傳感器31上的一個公共電極，用于增加激勵的精度。連接器234的端子234-3和差動放大器242的負輸入端相連。放大器242的輸出端通過8.25KΩ的電阻244和其負輸入端相連。放大器242的正輸入端和1.667V的基準電位相連。放大器242的輸出端和14位A/D轉換器246的輸入端相連。A/D轉換器246的輸出端和處理器248的輸入端相連，處理器248具有支持執(zhí)行在美國專利5243516、5288636、5352351、5385846、5508171中所述的指示葡萄糖測量功能的功能。處理器248的輸出端口和13位D/A轉換器250的輸入端相連。所示的放大器238和D/A轉換器250被集成在一個器件上。放大器238具有一種開路關斷方式，使得可以取消圖2和圖3所示的實施例中的開關36和136，借以在某種程度上簡化電路。在其它方面，圖4所示的電路的功能基本上和圖2、3所示的電路的功能相同。D/A轉換器250的輸出端和放大器238的正輸入端相連。所示的元件238、242、246、248、250被包括在一個ASIC 252中，雖然并不一定如此。D/A轉換器250和A/D轉換器246的精度和分辨率使得能夠實現交流和直流帶電流的測量，因而簡化了電路。
同樣，應當理解，在很大程度上，特定容器的物理和化學設計決定容器的電特性。因此，至少在同樣程度上，這些物理化學設計特性決定容器對于每個干擾物和不同的試樣類型以及不同的試樣量的響應。例如，如果不參考特定容器的物理化學特性，則不能預計在哪個頻率范圍分血器的濃度和尿酸或者和膽紅素的濃度能夠最佳地解耦。還需要進行一些研究，用于確定這些最佳的頻率范圍。不過，一旦容器的物理化學特性為已知，這些研究將是常規(guī)的。
通過參看圖5-7可以更好地理解減少用于獲得血的葡萄糖濃度的補償指示值所需的時間。圖5表示利用標準的葡萄糖測試液在幾個40秒內獲得的葡萄糖濃度的結果。具有圖5所示結果的化驗沒有進行上述的阻抗確定和對于溫度與分血器的組合影響的補償，而使用現有技術的方法對于溫度和分血器進行補償。圖6表示利用標準的葡萄糖測試液在幾個10秒內獲得的葡萄糖濃度的結果。具有圖6所示結果的化驗沒有進行上述的阻抗確定和對于溫度與分血器的組合影響的補償，而同樣使用現有技術的方法對于溫度和分血器進行補償。圖7表示利用標準的葡萄糖測試液在幾個10秒內獲得的葡萄糖濃度的結果。具有圖7所示結果的化驗使用上述的阻抗確定和對于溫度與分血器的組合影響的補償。比較這些圖可以看出，利用上述的阻抗確定和補償技術使得在這些測試液中獲得可比的葡萄糖濃度確定所需的時間減少了4倍。
權利要求
1.一種可以和可處理的電化學傳感器一起使用的儀器，用于檢測和/或量化一種液體樣本中的的分析物，包括裝置，用于在檢測到對插入儀器中的測試帶施加采樣后，控制指示采樣中的分析物的電流，其中在檢測到施加采樣后10秒或更短的時間測量電流。
2.根據權利要求1所述的儀器，其中在檢測到施加采樣后10秒或更短的時間測量電流。
全文摘要
一種用于確定生物體液(例如血液)在醫(yī)學上的主要成分(例如葡萄糖)的濃度的裝置(31，32，132)和方法，包括提供用于接收所述體液(例如血液)試樣的容器(31)。所述容器(31)維持一種和所述的在醫(yī)學上的主要成分(例如葡萄糖)進行化學反應的化學物質，并具有第一和第二端子，跨越所述端子可以確定所述化學物質和在醫(yī)學上的主要成分進行的化學反應。一種器具(32，132)具有分別和所述容器的所述第一和第二端子互補的第一(34－2，134－2)和第二(34－3，134－3)端子。提供確定控制器(52，54，148，158)。所述裝置用于確定試樣的類型和在試樣中的在醫(yī)學上的主要成分的濃度。
文檔編號G01N27/327GK1598564SQ20041008694
公開日2005年3月23日 申請日期1998年12月21日 優(yōu)先權日1997年12月22日
發(fā)明者T·A·貝蒂, L·S·庫恩, V·斯維特尼克, D·W·布爾克 申請人:羅赫診斷器材公司