CN1432130A - 快速响应葡萄糖传感器 - Google Patents

Abstract

一种用于检测液体样品中的分析物如葡萄糖的一次性电化学传感器由布置在样品容纳腔中的工作电极和参比电极以及布置在样品容纳腔中并在工作电极上面的试剂层制成。该试剂层含有至少一种在分析物存在下产生电化学信号的酶。样品容纳腔的体积小于1.5μl，并且使得传感器在10秒或更短的时间内提供与分析物量相关的测量。该传感器与一种仪表组合使用来检测液体样品中的分析物。合适的仪表具有一个定时电路其用于在检测到样品涂敷到插入该仪表内的试条上后控制表示样品中分析物的电流的测量。该定时电路使得在检测到样品施加后15秒或更短的时间内进行电流测量。

Description

快速响应葡萄糖传感器

发明领域

本申请涉及糖尿病人用来监测血糖浓度的一次性电化学类型的葡萄糖传感器。

发明背景

一次性带状电化学葡萄糖传感器已经在市场上销售了10多年，并且描述在各种专利中，包括美国专利4,711,245、5,708,247和5,802,551。这些传感器利用氧化还原介体来促进在酶与电极之间的电荷交换。这些装置比过去的光学技术提供了明显的优点，例如血不会进入仪表并且仪表本身往往更轻且更不笨重；但是它们也存在一些缺点。电化学测试结果通常受样品中存在的其它电活性物质影响，并且还受样品中的氧含量和血细胞比容的影响。

受电活性物质干扰的原因是非常直接的。容易氧化的物质导致电流增大，这导致读数升高。电流增大是由于在电极表面的直接氧化或通过氧化还原催化而产生。一些制造商已经尝试通过使用辅助电极进行背景扣除来解决该问题。虽然这种方法有用，其增加额外的制造步骤；增加成本和额外的测量及其相关的误差，从而降低精度。背景扣除也可能导致校正过度，因为干扰氧化还原催化的效率在两个电极上可能不同，这取决于分析物浓度。

氧和血细胞比容效应是相关的。氧是葡萄糖氧化酶的天然辅助因子，所以在氧的存在下，在氧与氧化还原介体之间存在强烈的竞争，导致信号的降低。类似地，由于血红蛋白是高效率的氧输送介质，高样品血细胞比容将导致信号降低。已经提出了保持血细胞远离电极表面的隔离膜，来降低血细胞比容效应(美国专利5,658,444)。这种方法增加了额外的制造步骤，并且无论如何仅对部分基于氧的效应有效。

因此，对于提供血分析物浓度，特别是葡萄糖浓度的读数的一次性电化学装置仍然存在需求，其受干扰物存在的影响最小。

发明概述

根据本发明，提供了一种用于检测在液体样品中的分析物如葡萄糖的一次性电化学传感器。该传感器包括分布在样品容纳腔中的工作电极和参比电极，分布在样品容纳腔中并覆盖工作电极的试剂层，所述试剂层包含至少一种在分析物存在下产生电化学信号的酶，其中，样品容纳腔的体积小于1.5μl，并且其中所述传感器提供一种测量，其在10秒或更短的期间内与分析物量充分好地相关(例如R²＞0.95)，使得可以在分析物的精密准确检测和定量中使用该测量结果。

该传感器与仪表联合用来检测液体样品中的分析物。合适的仪表包含用于控制在检测应用到插入仪器中的测试带上的样品之后测量表示样品中分析物的电流的定时电路，其中，定时电路使得电流测量在样品应用的检测后15秒或更短的时间进行。

附图简述

图1表示试剂物质在一次性电极附近的扩散移动；

图2表示根据本发明的第一个实施方案的生物传感器的截面图；

图3表示根据本发明的第二个实施方案的生物传感器的截面图；

图4表示用于面对面传感器装置的卷筒纸印刷的设备；

图5表示部分构造的面对面传感器装置；

图6表示根据本发明的传感器的截面图；

图7表示相关系数与测试时间的曲线；

图8表示根据本发明的仪表的外观；

图9A-C表示根据本发明的传感器的结构；

图10表示商品带与根据本发明的快速反应带的比较。

发明详述

改善电化学带性能的关键在于设计所述带使得介导的反应比干扰反应优先进行。在葡萄糖检测情况下，分析物特异的反应是一种介导反应，其涉及还原介体的酶产生，然后介体在电极表面氧化。所以，我们总结出，应该建立该测试使得这些反应在靠近电极表面处发生，以便提供最大的收集效率。

在测试过程中发生扩散过程是值得考虑的。考虑样品到如图1所示的测试带上的涂敷。测试带在其干燥状态包含涂敷含有酶的试剂层的电极E和一种介体M。测试样品含有葡萄糖G、电化学干扰物I和氧O₂，其可以束缚到血红蛋白Hb上。在涂敷样品时，存在E和M远离电极朝向测试样品的净扩散通量和G和I朝向电极的净扩散通量。因此，在样品涂敷后非常短的时间内，大多数酶仍然靠近电极，与葡萄糖的反应具有导致在被捕获的足够靠近电极的还原介体分子产生的高可能性。在较长时间时，许多酶已经“更深”地扩散到样品中并且可以与这里的葡萄糖反应。这有两种作用，首先，存在还原的酶被O₂而不是被M氧化的高可能性，因为M的浓度随着离电极距离增大而减小并且O₂的浓度在远离电极处会增大(由于该相同的反应)。即使还原的酶不与M反应，随着可检测信号的产生，还原的M扩散回电极被重新氧化的可能性小。其次，刚刚描述的反应顺序具有耗尽向内扩散的G的作用，因此，实际到达电极附近的G量减少，在电极附近，G可以以一定的效率被检测。很清楚，这两种元素都是样品中存在氧时信号减小的原因。

类似地，普通干扰物是容易被氧化的物质，如抗坏血酸、醋氨酚和尿酸，它们在到达电极表面时与可能存在的还原的介体一起被氧化。由于这种效果只有在I在电极表面附近存在时产生，所以，其将在发生I到电极的扩散之前短时间内处于其最小值。

从这种机理解释明显看出，对干扰物和血细胞比容/氧含量这两个问题的一种解决方案是在非常短的时间内进行测量。另一种解决方案是限制样品体积，使得与样品体积相比，电极的表面积非常大。一种良好的结构是保证电极上的样品层非常薄(例如＜200微米)的结构。限制样品体积的一个益处是溶液的流体动力学更迅速稳定。用大的样品体积，样品中的对流作用导致测量噪音。通过以薄膜形式保持小样品体积，对流作用被最小化。这意味着用小样品体积可以使测量更早。

实际上，这些解决方案是相关的，并且都在本发明的生物传感器中实施。因此，本发明提供了一次性电化学传感器及相关仪表，它们可以用于在比以前已知的系统中更短的时间内进行样品中分析物量的电化学测量，例如对于血糖浓度的定量。本发明的传感器利用短测量时间和小样品体积之间的协同作用来获得优异的性能。低样品体积使得可以进行更早的测量，因为流体动力学作用更早稳定，因此有助于在短时间内测量。小样品体积还必需短时间测量，因为在较长时间时小信号会消失，并因此不能提供可靠的读数。通过选择这种结构，我们保证保持高介体浓度使得介体能更有效地与氧竞争还原的酶。

从患者的观点来看，获得利用小样品体积的装置是非常希望的。问题是创造利用小样品体积的装置来产生分析物浓度的可靠测定。该过程的第一部分是小体积样品容纳腔的确定。由电极的面积和电极之间的间隙厚度确定该腔的体积。对于可以通过任何给定印刷法获得的电极面积存在下限，该下限由边缘清晰度和印刷公差决定。在使用已知电极印刷油墨时改善该精度的一种方法是用共同转让的国际专利申请No.WO 00/42422中所述的印刷方法，该专利申请引入本文作为参考。

一旦电极的“面积”最小化，则由电极表面之间的间隙进一步确定样品体积。主要目标是薄而一致的间隙。但是，应该记住，如果通过使用非常薄的间隙(即＜200微米)获得小样品体积，则不满足半无限扩散的正常条件。因为这一点，扩散层可以延伸在整个间隙上，并且明显耗尽样品。在这些情况下，装置的精度受到决定间隙尺寸的组装过程的精度的额外因素影响。在测量时间和间隙尺寸精度变得重要的尺寸之间存在一种关系，其可以通过考虑下式来理解： $L=\sqrt{\mathrm{Dt}}$ 其中，L是扩散长度，D是扩散系数，t是时间。当测试时间从15秒减小到5秒时，扩散长度减小 倍。这实际上意味着通过缩短测定时间，可以进一步减小间隙尺寸，而不会进入间隙精度变成装置精度主要因素的限制条件中。因此，例如假定扩散系数为10^-5cm²sec^-1，则5秒的测试需要大于70微米的间隙，相比之下，15秒的测试需要125微米的间隙。考虑这些因素，一种用于根据本发明的传感器的合适结构具有体积小于1.5μl的样品容纳腔。结合关于间隙尺寸的考虑，这意味着工作电极的希望尺寸应该使得工作电极的表面积与间隙尺寸的比例为约O.5-100mm。在一种特别优选的结构中，每个电极的面积为0.8mm²，间隙为100-150微米，限定了体积为O.5-O.8μl的样品容纳腔。

图2表示根据本发明的第一种实施方案的电化学传感器10。电极11和12在基板13上形成。基板13与垫片14、15和上盖16组合确定腔17，在其中发生电化学反应。在一个典型的实施方案中，电极的表面积为5mm²，腔体体积合适的是小于1.5μl，优选的是小于1μl，最优选的是小于0.5μl。

图2中所示类型的装置可以制造如下。电极11和12沉积在基板13上。具体沉积方式由电极性质决定，尽管丝网印刷对于许多材料是优选的技术。在腔体中暴露于样品的电极面积由在电极上沉积绝缘屏蔽来确定。(见共同转让的国际专利公开No.WO/00/42422)。然后沉积试剂层。该层可以覆盖这两个电极，或者其被限定在工作电极上的区域。垫片14和15然后以图形方式在电极周围形成。在一个优选的实施方案中，这些垫片通过印刷一层干燥高度约150μm的粘结剂形成。该垫片确定了毛细间隙，而不需要利用预先形成的固体材料，因此明显有利于本发明装置的生产。最后的步骤是应用盖板16来完成腔17。在该优选的实施方案中，盖板16通过粘贴垫片14和15固定在该装置上。

图9A-C表示用于生产根据本发明的传感器的制造技术的具体实施方案。该图表示一个单一的传感器，但是应该理解，一般可以制备一个以上的传感器。图9A表示在盖板堆叠以前的装置的结构。在该阶段的传感器有两个沉积在基板(为了清楚起见，未示出)的电极11、12。到这些电极的电连接未示出。试剂衬垫100例如含有用于分析物的合适的酶，沉积在两个电极上。粘结剂垫101、102和103沉积在试剂垫的三个侧面上。然后把两个亲水薄膜(如3M9962，100微米后表面活性剂处理的光学透明的聚酯薄膜)104、105放在两个位置上，一个跨过粘结剂垫101和102并覆盖电极和试剂垫，另一个覆盖粘结剂垫103的一部分，以提供用于容纳盖板116的具有一致高度的支撑(图9B)。这些片疏水薄膜的位置在两个电极上产生毛细作用腔。薄膜的亲水涂层通过毛细作用促进测试液体移动进入所产生的样品腔中。在没有垫片或薄膜的区域中形成的间隙106使得当测试液体进入所产生的样品腔中时，空气可以从腔后面逸出。应用压敏胶粘带作为在亲水薄膜上的上盖116。上盖116合适地用聚酯薄膜制成并且可以涂敷热活化粘结剂或压敏粘结剂。最后的步骤是把切割该装置以产生合适开口的样品腔，例如沿着图9B的实线C-C切割。图9C表示在沿着实线C-C切割后该装置的端部视图。如图所示，到样品腔的毛细作用进口110由基板13、粘结垫101、102和亲水薄膜104以及上盖116限定。薄膜104和105由粘结垫101和102支撑。

图3表示根据本发明的第二个实施方案的电化学传感器20。电极21和22分别形成在基板23上和上盖26上。基板23与垫片24、25以及上盖26结合限定腔27，在腔27中发生电化学反应。该传感器构造为具有小体积和在基板23和上盖26之间的薄间隙，例如50-200微米。应该注意，对于相同尺寸的装置，电极的表面积为二倍，因为其折叠的面对面的结构。

具有该结构的装置可以使用卷筒纸印刷技术制造，如在2000年3月28日提出的共同转让的美国专利申请09/537,599中所述，该专利引入本文作为参考。该技术利用图4中示意表示的类型的设备。基板31的移动卷筒提供在供料滚32上，并被输送通过一些印刷台33、34和35，其每一个在基板上印刷不同的层。印刷台的数量可以是任何数量并且取决于用于制造特定装置所需的层数。在连续的印刷台之间，卷筒纸优选的是被输送通过干燥器36、37和38，使每一层在进入下一次沉积之前干燥。在最后的干燥器38之后，印刷后的卷筒纸被收集在卷绕辊上或者直接引入到后加工设备39中。为了在该设备中制造具有图3所示结构的装置，如图5所示，在基板70上沉积平行的导轨71和72、试剂层73和绝缘层74。然后把基板沿着在两个导轨之间的折叠线折叠，产生一种其中两个面对面电极被试剂层分开的传感器。具有在样品腔内对面布置的电极的电极几何形状是有利的，因为由于溶液电阻产生的电压降小，这是分开电极的溶液层薄的结果。

在上述的本发明的每一个实施方案中，所述腔由绝缘材料限定。用于此目的的合适绝缘材料包括尼龙、聚酯、聚碳酸酯和聚氯乙烯。用作基板的合适材料包括聚酯薄膜，例如300微米聚酯膜，和其它绝缘基板材料如聚氯乙烯(PVC)和聚碳酸酯。可以用来形成绝缘屏蔽的具体的聚酯基可印刷介电材料是ERCON R488-B(HV)-B2 Blue。在腔体内，用导电材料形成工作电极和参比电极。合适的导电材料包括导电碳、金、铂、铝或掺杂的半导体材料如n型SnO₂。优选的导电碳材料是ERCON ERC1、ERCON ERC2和Acheson Carbon Electrodag 423。具有这些规格的碳可以得自Ercon，Inc.(Walham，Massachusetts，USA)，或Acheson Colloids(Princes Rock，Plymouth，England)。半导体电极提供一种有吸引力的选择，因为它们可以用来进行酶或试剂层其它成分的表面连接。这提供了与固定有关的益处，还可以在试剂与电极之间的进行直接电子传递。

电极可以由不同材料制造或者可以具有相同的材料。其中电极具有相同组成(例如，碳电极)的实施方案可以提供一些优点。具体地，单一电极材料的使用使得可以在单一步骤中沉积工作电极和参比电极，从而从生产过程中排除电极印刷步骤。这两个电极可以印刷得非常靠近，因为二者之间的间隔仅由在一个丝网(公差约200微米)上的原图决定并且在各个印刷过程(公差超过0.5毫米)之间可以实现不对齐的间隔。这使得反应区域更紧凑并且因此导致覆盖电极所需的血液体积减小。

工作电极具有一个或多个沉积在电极上的试剂层，其含有用于检测目标分析物的酶和介体。因此，例如在葡萄糖传感器中，试剂层可能包含一种酶如葡萄糖氧化酶和一种介体如铁氰酸盐、金属茂化合物、苯醌、吩嗪鎓(phenazinium)盐、氧化还原指示剂DCPIP和咪唑取代的锇化合物。试剂层可以是同时包含酶和介体的单层，也可以由多个亚层构成，其中一些亚层含有酶或酶和介体，一些亚层仅含有介体。

因为本发明的装置意欲以短时间间隔使用，所以，电极的一个重要特性是快速水合的能力。水合速度由试剂层组成决定。利用在US5,708,247(其引入本文作为参考)和国际专利公开WO 00/42422中所述类型的二氧化硅基试剂层的电极体系可以快速润湿和水合并且因此其适合于在本发明的传感器中使用。用于本发明传感器的电极的试剂层的最佳材料是快速水合形成与电极表面保持接触并把试剂保持在电极附近的凝胶的材料。如果试剂层在水合后快速分散，则试剂(特别是酶试剂)快速从电极表面附近损失掉，但是在电极表面附近它们最有益于产生反映样品中分析物浓度的信号。

试剂层还必须包含一种介体，其形式可用于在反应分析物浓度的信号产生中立即沉淀。在分析物如被酶氧化的葡萄糖的情况下，这意味着介体必须快速溶解并以氧化形式存在。在由Medisense以商品名QID^TM和EXACTECH^TM销售的商品葡萄糖试条中，介体实际上以还原形式存在并且必须在可以参与葡萄糖检测反应之前被原位氧化。这限制了试条的响应时间，并阻碍了其以短测试时间使用。

在参比电极的情况下，电极需要快速水合，并且还能足够快地稳定，以便瞬间产生由工作电极所需要的电流，即在200毫秒内水合。常规的银/氯化银参比电极不能足够快地稳定。另一方面，铁-铁氰酸盐参比电极可以非常迅速地平衡。在该设计中，使用快速稳定或分散的含介体层。在本发明的具体实施方案中，使用带有含有作为介体的铁氰酸钾的试剂层的碳油墨电极。在羟乙基纤维素-二氧化硅基底中使用葡萄糖氧化酶作为酶，加入聚合物来提高该配方的亲水性。该系统具有非常高的表面积并且非常快地润湿。

除了工作电极和参比电极以外，本发明的装置可以被构造成包含第三个电极。第三个电极可以是虚(dummy)电极，用于补偿背景反应，或者是传统三电极系统的反电极。第三个电极还可以是相同的工作电极。

在以上讨论的本发明的实施方案中，所有的层快速加溶或水合。虽然迅速加溶或至少氧化介体的水合不是干扰物消耗的问题，并且可能有助于实现这种要求，但是它对于含酶层却完全不是一个良好的特性，如前所述，因为这促进了酶从其最有益处的电极附近区域迅速扩散出去。所以，结合这两方面的一种有用的结构表示在图6中。在本发明的该实施方案中，传感器60具有腔67，其由底板63、垫片64、65和上盖66构成。两个碳电极61、62分布在腔67内的底板63上。电极62涂敷较薄的含有酶和介体的粘性凝胶层(例如5微米)。两个电极61、62然后用较厚(例如25微米)的含有介体但不含酶的分散体层69覆盖。

在本发明的另一个实施方案中，构成两个单独的层以进一步减小干扰物的影响。在干扰物的化学消耗时列出的一种方法是提供在外面有过量被氧化介体的试剂层。在一种特别引人注意的结构中，电极涂敷含有酶和介体的薄试剂层并且然后涂敷仅含有介体的厚层。两层都沉积在限制扩散但是迅速水合的基质中，因此其可以携带电流。通过把酶限制在薄层中，酶大部分保持在电极附近，使得上述副反应不重要。厚的外介体层由于其扩散限制性基质提供了向内扩散干扰物的障碍并保持在希望的位置上。可以在含有在迅速水合的可分散基质中的介体的第一和第二层之外含有一种任选的第三层。通过保证样品体积小，样品中的干扰物总量又被保持最小，并且被氧化的介体在再生时的浓度高，因此，介体有效地除去干扰物。明显地，在更长的时间时，介体的局部浓度会降低，因为其扩散到样品中，并且干扰也会更明显。在我们的经验中，样品体积小于1μl，优选的是0.5μl是理想的。

根据本发明制造的传感器可以在远比使用已知传感器获得的更短的时间内进行测量。通过缩短测试时间，血细胞比容效应可以减少。如果该传感器包含用对一些血液成分如白细胞和红血球有阻碍作用的试剂层覆盖的电极，则在短时间内到达电极的流体将明显含有比长时间时更少的这些成分。

图7表示相关系数对测试时间的曲线。在非常短的测试时间内，相关性差，因为系统还没有稳定。在非常长的测试时间，相关性也开始降低。给定通过缩短测试时间限制干扰的目的，测试合适的是用由实线表示的制度进行，其对于下述传感器将小于10秒，优选的是约为5秒。本发明的一次性传感器与测试仪表一起工作在该时间范围内提供准确测定葡萄糖。因此，构造传感器在短时间内提供准确可靠信息的信号，并且插入传感器的仪表适合于在该时间内收集信息。

图8表示根据本发明的典型手持仪表的外观。与传统仪表相同，本发明的仪表有外壳81，带有用于显示结果的显示器82，和槽83，用于插入一次性传感器。可以包含按钮85和/或开关，用于操作该仪表，包括储存结果的调出、校正检查等。本发明的仪表与传统仪表不同之处是在外壳内的内电子部分。在传统仪表中，液体样品(例如血滴)加入到在外壳中的一次性传感器开始测量循环，在此期间试剂溶解并读数。循环开始也可以通过由使用者按动按钮来触发，虽然这不是优选的。在仪表中的微处理器通常周期性(例如每1/2秒)地处于“休眠”模式和“苏醒”模式，以检查中断信号。如果程序检测到中断标志被设定，则表明试条已经插入到仪表中或者开始按钮已经被按下，程序进入RUN(运行)模式。在该模式下，通常向试条施加电压并且微处理器监测脉冲宽度监测器的输出，其表明由试条形成的任何电流量。一旦样品应用到试条上，电流就流过，因为试条已经施加了极化电压。该起始电流的监测开始了计时程序。由微处理器控制计时。存在两种晶体：用于操作功能的4MHz时钟(即进行测量)和保持关闭模式时间的32mHz时钟。在计时过程开始时，施加的电压可以(1)保持在恒定值或(2)按照预定的曲线变化。在这两种情况的任一种中，在预定时间后测量电流以评估样品中分析物的量。通过实施例，表示在图7中的数据被收集在系统中，在该系统中，样品涂敷在t＝0时检测，外加电压被去掉2秒，在此期间，试条是开路的，然后重新施加相同的电压。在多个时间点测量电流并在每个时间点确定电流与分析物浓度的相关性。

在现有技术已知的市售仪表中，建立测量循环以便在样品检测后20-60秒进行电流测量。在本发明的仪表中，其特别适用于与本发明的快速响应试条一起使用，建立测量循环，以便在样品检测后15秒或更短的时间进行电流测量，优选的是在样品检测后5-10秒的时间进行电流测量。

现在参考以下非限制形式实施例进一步描述本发明。

                         实施例1

使用在图9A-C所示的程序和以下材料制备根据本发明的快速响应葡萄糖传感器：

基板：聚酯薄膜

碳墨配方：Ercon导电碳

试剂层组成：如下所述

粘结剂：水基丙烯酸共聚物粘结剂(Apollo Adhesives)

亲水薄膜：3M100微米亲水薄膜9962

上盖：压敏粘结剂涂敷的聚酯带(Tape Specialities)

试剂层形成如下：通过加入1M柠檬酸，把100ml的100mM柠檬酸三钠水溶液调节到pH＝5。向该溶液中加入5g羟乙基纤维素(HEC)、1g聚乙烯醇、1g PVP-VA S-630聚(乙烯基吡咯烷酮乙酸乙烯酯)和0.5ml DC 1500 Dow Corning消泡剂，并均化混合。使该混合物静置一整夜使气泡分散，然后用作配制涂料组合物的原料。手动把7.5g Cab-o-Sil TS610逐渐加入到HEC溶液中，直至加入总量的约4/5。加入其余部分并均化混合。然后把该混合物辊压12小时。然后加入11g铁氰酸钾并均化混合直至完全溶解。最后，加入2.8g葡萄糖氧化酶制剂(250单位/mg)，然后充分混合成为溶液。所得的配料已经准备好，用于印刷，并且可以冷冻储存。

使用这些传感器测试标准葡萄糖溶液并且在葡萄糖加入到传感器中以后不同的时间测定电流。对于每个时间间隔，确定在实际葡萄糖浓度与测定葡萄糖浓度之间的相关系数。图7表示结果曲线。如图所示，在向传感器中加入葡萄糖后5秒时，相关系数达到最大的高值。

                     实施例2

与实施例1一样制备根据本发明的快速响应葡萄糖传感器。利用这些传感器确定在暴露于不同浓度葡萄糖后5秒时的电流量。为了比较，在相同条件下试验MedisenseQID葡萄糖传感器。图10图解表示该试验的结果。如图所示，根据本发明的快速响应传感器响应的线性度非常好(R²＝0.999)。在5秒时QID传感器的线性度没有那么好(R²＝0.863)。

Claims (16)

1.一种用于检测液体样品中分析物的一次性电化学传感器，其包含在样品容纳腔中布置的工作电极和参比电极、布置在样品容纳腔内且在工作电极上的试剂层，所述试剂层包含在分析物存在下产生电化学信号的酶，其中样品容纳腔的体积小于1.5μl并且其中所述传感器在10秒或更短的时间内提供一种与分析物量相关联的测量。

2.权利要求1的传感器，其中，所述试剂层还包含电子转移介体。

3.权利要求2的传感器，其中，所述分析物是葡萄糖，酶是葡萄糖氧化酶，介体是铁氰酸盐。

4.前述权利要求任一项的传感器，其中，所述试剂层含有二氧化硅。

5.前述权利要求任一项的传感器，其中，所述参考电极是铁-铁氰酸盐电极。

6.前述权利要求任一项的传感器，其中，所述工作电极由参杂的半导体材料制成。

7.前述权利要求任一项的传感器，其还包含三个在所述基板上形成的粘结剂垫，第一个粘结剂垫布置在试剂层的第一个边上，第二个粘结剂垫布置在与第一个粘结剂垫相对的试剂层的第二个边上，从而使试剂层和下面的电极布置在第一个和第二个粘结剂垫之间，并且第三个粘结剂垫布置在与第一和第二个边不同的试剂层的第三个边上并且与试剂层分开，所述粘结剂垫限定了样品容纳腔的厚度。

8.前述权利要求任一项的传感器，其中，所述工作电极和参比电极以面对面的结构布置在样品容纳腔内的相对表面上。

9.前述权利要求任一项的传感器，其中，所述试剂层覆盖工作电极和参比电极。

10.一种与一次性电化学传感器组合使用的仪表，用于检测和/或定量液体样品中的分析物，其包含一个定时电路，用于在样品涂敷到插入该仪表中的测试条的测试后，控制表示样品中分析物的电流测量，其中，所述定时电路使得在检测样品涂敷后15秒或更短的时间进行电流测量。

11.权利要求10的仪表，其中，所述定时电路使得在检测样品涂敷后10秒或更短的时间进行电流测量。

12.权利要求10的仪表，其中，所述定时电路使得在检测样品涂敷后5秒或更短的时间进行电流测量。

13.权利要求10-12的任一项的仪表，其中，所述仪表包含一种手持式外壳，在其中布置定时电路，所述外壳有一个用来在其中容纳传感器的开口。

14.一种电化学检测液体样品中的分析物的系统，其包括：

(a)一种一次性电化学传感器，其包含布置在样品容纳腔内的工作电极和参比电极，布置在所述样品容纳腔内并在工作电极上的试剂层，所述试剂层包含在分析物存在下产生电化学信号的酶，其中，所述样品容纳腔的体积小于1.5μl并且其中所述传感器提供一种在10秒或更短的时间内与分析物量向关联的测量；和

(b)一种用于容纳所述一次性电化学传感器的测试仪表，所述仪表包含一个定时电路，用于在测试样品涂敷到插入该仪表中的测试条后，控制表示样品中分析物的电流测量，其中，所述定时电路使得在检测到样品涂敷后15秒或更短的时间进行电流测量。

15.一种制造检测分析物的一次性电化学传感器的方法，其包括以下步骤：

(a)在基板上形成工作电极和参比电极；

(b)在工作电极和参比电极上形成绝缘层，所述绝缘层具有其中形成的开口，通过该开口至少一部分工作电极和参比电极被暴露；

(c)至少在工作电极的暴露部分上形成试剂层，所述试剂层在快速水合基质中包含至少一种在分析物存在下产生电化学信号的酶；

(d)在所述基板上形成三个粘结剂垫，第一个粘结剂垫布置在试剂层的第一个边，第二个粘结剂垫布置在与第一个粘结剂垫相对的试剂层的第二个边，从而使试剂层和下面的电极布置在第一个和第二个粘结剂垫之间，并且第三个粘结剂垫布置在与第一和第二个边不同的试剂层的第三个边上并且与试剂层分开；

(e)在第一个和第二个粘结剂垫上层叠第一个亲水薄膜，所述亲水薄膜跨过在第一个和第二个粘结剂垫之间的间隙，并且第二个亲水薄膜覆盖在第三个粘结剂垫上；和

(f)把上盖粘和在亲水薄膜上，从而形成一个样品腔，其由所述基板、所述第一个和第二个粘结剂垫和所述第一个亲水薄膜限定。

16.权利要求15的方法，其还包括在靠近与所述试剂层的第三边相对的试剂层的第四边附近的位置沿着通过第一和第二个粘结剂垫延长的线切割该装置的步骤。

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