TW201416668A - 用於計算一葡萄糖生物感測器中之干擾物的系統與方法 - Google Patents

用於計算一葡萄糖生物感測器中之干擾物的系統與方法 Download PDF

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    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
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Abstract

利用一葡萄糖測量計以及一生物感測器使葡萄糖測量的準確度改善之各種實施例。原則上，其藉由使用脈衝信號輸入至該生物感測器中，並選擇至少一來自該生物感測器中較不受到該液體樣本中可能存在之干擾化學物質的影響特定脈衝輸出，以測定一葡萄糖濃度。

Description

用於計算一葡萄糖生物感測器中之干擾物的系統與方法
本案係關於一種用於計算一葡萄糖生物感測器中之干擾物的系統與方法。
那些使用於例如由LifeScan公司所販賣之OneTouch® Ultra®全血測試組中之電化學葡萄糖測試條，係被設計為測量來自糖尿病患者之血液樣本中的葡萄糖濃度。葡萄糖的測量可依賴經葡萄糖氧化酶(glucose oxidase,GO)作用而造成的葡萄糖物理性轉換(選擇性氧化)來達成。以下的方程式1以及2概述葡萄糖生物感測器中可發生的反應。
方程式1 葡萄糖+葡萄糖氧化酶(GO(ox)) → 葡萄糖酸+葡萄糖氧化酶(GO(red))
方程式2 葡萄糖氧化酶(GO(red))+2 Fe(CN)6 3- → 葡萄糖氧化酶(GO(ox))+2 Fe(CN)6 4-
如方程式1所示，葡萄糖被氧化態之葡萄糖氧化酶氧化後生成葡萄糖酸。須注意的是葡萄糖氧化酶(GO(ox))也可被稱作為一「被氧化的酵素」。在方程式1所示的化學反應中，該被氧化的酵素葡萄糖氧化酶(GO(ox))被轉換為其還原形式，其以葡萄糖氧化酶(GO(red))表示(即為「被還原的酵素」)。接著如方程式2所示，被還原的酵素葡萄糖氧化酶(GO(red))與Fe(CN)6 3-(也被稱作為被氧化的媒介物 或鐵氰化鉀)反應而再被氧化回葡萄糖氧化酶(GO(ox))。在葡萄糖氧化酶(GO(red))再生或轉換回其氧化態葡萄糖氧化酶(GO(ox))的期間，Fe(CN)6 3-被還原為Fe(CN)6 4-(也被稱作為被還原的媒介物或亞鐵氰化鉀)。
當以一施加於兩個電極間的測試電壓來進行上述的反應時，在該電極表面之該被還原的媒介物之電化學再氧化反應將產生一測試電流。因此，在理想的狀況下，既然經上述化學反應所生成的亞鐵氰化鉀係為與位於該兩個電極之間的該樣本中之葡萄糖數量正比，則產生的該測試電流也將與該樣本中的葡萄糖含量成比例。一媒介物(例如鐵氰化鉀)係為能接收來自一酵素(例如葡萄糖氧化酶)之電子，接著再將該電子傳遞至一電極上的化合物。當該樣本中的葡萄糖濃度增加，被還原的媒介物之形成數量也將增加；因此，由被還原的媒介物之再氧化反應所造成的測試電流與葡萄糖濃度兩者之間具有直接的關係。特別是，該些電子穿過電性介面的轉移將導致一測試電流的流動(每氧化1莫耳的葡萄糖將產生2莫耳的電子)。因此，可將加入葡萄糖而產生的測試電流視為一葡萄糖電流。
因為知曉血液中的葡萄糖濃度是非常重要的，尤其是對於糖尿病患者來說，因此目前已依據上述的原理發展出不同形式的血糖計，如陣發性葡萄糖測量計或連續性葡萄糖監測儀，以讓一般大眾能隨時測定其血糖濃度。該葡萄糖計偵測產生的葡萄糖電流，並使用一可藉由單純的數學算式將該測試電流關聯至葡萄糖濃度的演算法則來將該葡萄糖電流轉換為葡萄糖濃度讀值。在常見的葡萄糖計中，其會與一生物感測器(可拋棄式的)連用；除了該酵素(例如葡萄糖氧化酶)以及該媒介物(例如鐵氰化鉀)外，該生物感測器可包括一樣本接收槽以及設置在該樣本接收槽中的至少兩個電極。使用時，使用者扎破手指或其他可接受的部位以引發血流，再將一血液樣本加入該樣本接收槽中，而開始上述之化學反應。
對於以電化學感測器所進行的葡萄糖測量來說，這樣的測量方式容易被血液樣本中存在的內源性及外源性物質(干擾物質)影響而造成測量誤差。這樣的干擾物質會經由兩種機制而造成測 量誤差。第一，該干擾物可能會直接在該電極表面被氧化而產生一誤差電流。第二，該干擾物可能會與該媒介物發生反應而產生一誤差電流。
申請人已發現一種技術的各種實施例，其可讓使用一分析物測量計以及一生物感測器所進行的分析物測量之精確度改善；其主要是藉由將脈衝信號輸入至該生物感測器，以及選擇來自該生物感測器之至少一特定輸出，來測定一比較未受該液體樣本中可能存在的干擾化學物質影響之分析物濃度。特別是，申請人發現當施加一正電位至一具有一樣本的電化學生物感測器時，該樣本將透過三種機制來產生一電流反應：(1)藉著由酵素反應所生成的一合適之被還原接受者(例如亞鐵氰化鉀)之氧化反應來產生一分析物信號；(2)藉由被血液中之干擾物質所還原的該接受者之氧化反應來產生一干擾物信號；以及(3)藉由血液中之干擾物質的直接氧化反應來來產生一干擾物信號。在另一方面，當接在一正電位之後施予該樣本一負電位時，該樣本將透過兩種機制來產生一電流反應：(1)該被還原的接受者之氧化形式(如鐵氰化鉀)於該正脈衝期間產生，再於該負脈衝期間被還原為其原本的形式(如亞鐵氰化鉀)；以及(2)任何電化學上可逆的干擾物質被還原回其起始形式。申請人注意到任何電化學上不可逆的干擾物質將不會被還原回其起始形式，且因此將無法對於後續的脈衝貢獻任何干擾物信號。來自於血液中之電化學上不可逆的干擾物質之直接氧化反應的干擾物質信號將因而降低。因此，電化學上不可逆干擾物質對測量於該起始負脈衝以及該後續的正脈衝期間之電流反應的貢獻將降低。延續以上的論點，相較於使用由單一、正電壓脈衝的施予所得之電流反應的分析物測定，在使用具有正以及負電壓脈衝之脈衝式波形的情況下，一使用由起始或一後續負脈衝的施予所造成之電流反應來作的分析物測定，或一使用由接在一負脈衝後之一正脈衝的施予所造成之電流反應來作的分析物測定，其中因為血液中具不可逆電化學 活性之干擾物質的存在所產生之誤差電流，以及因此而在該分析物測定產生之測量誤差皆將降低。
依據上述的發現，申請人設計了一包括一生物感測器以及一分析物測量計之分析物測量系統的一個態樣。該生物感測器具有至少兩個電極以及一置放於接近該等至少兩個電極的試劑。該分析物測量計包括一電源供應以及用於儲存資料之記憶體以及一微處理器。該微處理器耦接至該電源供應以及該記憶體以及該生物感測器。該微處理器被配置為藉由以下步驟來測定一生理樣本中的一分析物濃度：依照順序施予正及負電脈衝至該等至少兩電極，其中該正電脈衝為複數個，其中在至少一不連續的間隔中，至少有一正電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中，以及在至少一不連續的間隔中，至少有一負電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中在一預定時段內，自該等至少兩個電極為該第一電脈衝以外的每一該複數個電脈衝獲得至少一電流輸出；以及依據該至少一電流輸出來計算一分析物濃度。
在第二方面中，本發明提供一個分析物測量系統，其包含一生物感測器以及一分析物測量計。該生物感測器具有至少兩個電極以及一置放於接近該等至少兩個電極的試劑。該分析物測量計包括一電源供應以及用於儲存資料之記憶體以及一微處理器。該微處理器耦接至該電源供應以及該記憶體以及該生物感測器。該微處理器被配置為藉由以下步驟來測定一生理樣本中的一分析物濃度：依照順序施予正及負電脈衝至該等至少兩電極，其中該順序中具有數個電脈衝，該些電脈衝係施加於不連續的間隔中，且在每一間隔中，每一該正電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中，以及至少有一負電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中；自該等至少兩個電極，於一第一預定時段之每一時間期間獲得至少一第一電流輸出，其中該第一電流輸出係由該順序中至少一正電脈衝之施加所造成的，且該至少一正電脈衝非為該第一正脈衝；自該等至少兩個電極，於一第二預定時段之每一時段獲得至少一第二電流輸出，其中該第二電流輸出係由該順序中至少一負電脈衝之施加所造成的；以及依據該第一以及第二電流輸出中至少一電流輸出來計算一分析物濃度。
在第三方面中，本發明提供一種使用分析物測量計以及生物感測計來測定一生理樣本中的分析物濃度之方法。該分析物測量計具有一耦接至一電源供應及記憶體的微處理器。該生物感測器具有一置放於至少兩個電極上的試劑。該方法可由以下步驟達成：加入一生理液體樣本至接近該生物感測器之該等至少兩個電極的該試劑上；依照順序施予複數個正以及負電脈衝至該等至少兩個電極，其中該順序具有複數個正電脈衝，且一正電脈衝為該順序中的第一個脈衝，以及在相鄰於該順序中之最終的脈衝中包含至少一正電脈衝，該施予步驟包括：於不連續的時間間隔中驅動該複數個正電脈衝，以及在每一間隔中，該些正電脈衝之每一電脈衝的電壓係在一大致恆定的振幅中，以及在至少一不連續的時間間隔中驅動至少一負電脈衝，以及在該至少一不連續的時間間隔中，該至少一負電脈衝的電壓係在一大致恆定的振幅中；於一第一預定持續時間中，自該等至少兩個電極測量一第一電流輸出，其中該第一電流輸出係由該順序中至少一負電脈衝之施加所造成的；於一第二預定時段中，自該等至少兩個電極測量一第二電流輸出，其中該第一電流輸出係由該順序中至少一負電脈衝之施加所造成的；依據該第一以及第二電流輸出中至少一電流輸出來測定一分析物濃度；以及公佈來自該測定步驟之該分析物濃度。
在上述的每一方面中，可單獨或聯合使用下述的每一特徵。例如，該生物感測器可包括一基板，且該等至少兩個電極係置放於該基板上，其中該等至少兩個電極可包括三個電極，該等三個電極其中的一個電極包括一參考電極，以及該等三個電極剩餘的兩個電極為工作電極；該至少一電流輸出包含該最終電脈衝之一負電流輸出；該微處理器係配置為以下列形式的一方程式來計算該分析物濃度：
其中 I N 可為來自該順序中的最終電脈衝之一負電流輸出； 斜率可為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距可為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
或者，該微處理器係配置為以下列形式的一方程式來計算該分析物濃度：
其中 I E 可為該第一電流輸出 I P 該第二電流輸出 I N 之平均； I P 可為至少一電流輸出，或自該第一正脈衝以外的每一正脈衝所測量的該些第一輸出電流之平均電流輸出； I N 可為至少一電流輸出，或自該順序中的每一負脈衝所測量的該些第二輸出電流之平均電流輸出；斜率可為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距可為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
再一次地，可使用下述的每一個特徵。例如，每一該些第一輸出電流以及該些第二輸出電流可為在該k次脈衝之每次脈衝中的一預定時間上所測量之一輸出電流；每一該些第一輸出電流可為在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的一預定持續時間中的該些正輸出電流之一總和；該些第二輸出電流之每一輸出電流可為在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的一預定持續時間中的該些負輸出電流之一總和，以及k可為任何至少為2的整數；該微處理器係配置為以下列形式的一方程式來計算該分析物濃度：
其中 I P 可為該順序中的該第一正電脈衝以外的該順序之正電脈衝所測量的輸出電流之一平均；斜率可為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距可為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
另外，可單獨或聯合使用下述的每一特徵：該分析物濃度可為該分析物濃度G P 以及G N 之總合的一平均；該第一次電流可為在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的該第一預定時段中的該些電流輸出之一平均；該第一次電流可為在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的該第一預定時段中的該些電流輸出之一總合；該第二次電流可為在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的該第二預定時段中的該些電流輸出之一平均；該第二次電流可為在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的該第二預定時段中的該些電流輸出之一總和；每一該些第一以及第二預定時段之時段皆可為約相同長度的持續時間；該第一預定時段可為約200毫秒以及該第二預定時段包含約200毫秒；該電脈衝的順序可具有約4個電脈衝；該電脈衝的順序可具有約6個電脈衝；該電脈衝的順序可具有約10個電脈衝；該正電脈衝之該振幅可為約400毫伏特，以及該負電脈衝之該振幅可為約負400毫伏特；該正電脈衝之持續時間可為自約0.5秒至約5秒之間的任一持續時間長度；該負電脈衝之持續時間可為自約0.5秒至約5秒之間的任一持續時間長度。
當參考下列本發明示範實施例中更詳細的敘述，並結合第一個簡述之附圖時，該領域中熟諳此技藝者將清楚可知這些和其它的實施例、特徵及優點。
3‧‧‧遠端部分
4‧‧‧近端部分
5‧‧‧基板
7‧‧‧參考電極軌道
8‧‧‧第一工作電極軌道
9‧‧‧第二工作電極軌道
10‧‧‧參考電極
11‧‧‧參考接觸墊
12‧‧‧第一工作電極
13‧‧‧第一接觸墊
14‧‧‧第二工作電極
15‧‧‧第二接觸墊
16‧‧‧絕緣層
16’‧‧‧絕緣層
17‧‧‧測試條檢測桿
22a‧‧‧試劑層
22b‧‧‧試劑層
22’‧‧‧試劑層
24‧‧‧第一黏著墊
26‧‧‧第二黏著墊
28‧‧‧黏著部份
29‧‧‧隔板
34’‧‧‧親水膜層
38’‧‧‧頂層
50‧‧‧傳導層
60‧‧‧黏著層
70‧‧‧親水層
80‧‧‧頂層
92‧‧‧樣本接收槽
94‧‧‧血液樣本
100‧‧‧生物感測器
100’‧‧‧另一生物感測器
200‧‧‧分析物計
204‧‧‧顯示器
206‧‧‧使用者介面輸入
208‧‧‧第一標記
210‧‧‧使用者介面輸入
212‧‧‧第二標記
214‧‧‧使用者介面輸入
216‧‧‧第三標記
218‧‧‧資料埠
220‧‧‧測試條埠連接器
300‧‧‧處理器
302‧‧‧記憶體
304‧‧‧特定應用積體電路
306‧‧‧類比介面
308‧‧‧核心
310‧‧‧唯讀記憶體
312‧‧‧隨機存取記憶體
314‧‧‧輸入輸出埠
316‧‧‧類比/數位轉換器
318‧‧‧時脈
320‧‧‧顯示器驅動器
402‧‧‧電流暫態
406‧‧‧時間
500‧‧‧順序
502‧‧‧正脈衝
504‧‧‧負脈衝
506‧‧‧正脈衝
508‧‧‧負脈衝
510‧‧‧輸出脈衝
510a‧‧‧衰減暫態
510b‧‧‧衰減暫態
510c‧‧‧衰減暫態
510d‧‧‧衰減暫態
512a‧‧‧輸出脈衝峰值
512b‧‧‧輸出脈衝峰值
512c‧‧‧輸出脈衝峰值
512d‧‧‧輸出脈衝峰值
600‧‧‧順序
601‧‧‧電脈衝
602‧‧‧電脈衝
603‧‧‧電脈衝
604‧‧‧電脈衝
605‧‧‧電脈衝
606‧‧‧電脈衝
620‧‧‧電流暫態
620a‧‧‧峰值
620b‧‧‧峰值
620c‧‧‧峰值
620d‧‧‧峰值
620e‧‧‧峰值
620f‧‧‧峰值
622a‧‧‧衰減暫態
622b‧‧‧衰減暫態
622c‧‧‧衰減暫態
622d‧‧‧衰減暫態
622e‧‧‧衰減暫態
622f‧‧‧衰減暫態
700‧‧‧順序
702‧‧‧正脈衝
704‧‧‧負脈衝
706‧‧‧正脈衝
708‧‧‧負脈衝
710‧‧‧輸出暫態
710a‧‧‧暫態
710b‧‧‧暫態
710c‧‧‧暫態
710d‧‧‧暫態
712a‧‧‧峰值
712b‧‧‧峰值
712c‧‧‧峰值
712d‧‧‧峰值
800‧‧‧順序
801‧‧‧正脈衝
802‧‧‧負脈衝
803‧‧‧正脈衝
804‧‧‧負脈衝
805‧‧‧正脈衝
806‧‧‧負脈衝
807‧‧‧正脈衝
808‧‧‧負脈衝
809‧‧‧正脈衝
810‧‧‧負脈衝
810‧‧‧輸出暫態
811a‧‧‧衰減電流暫態
811b‧‧‧衰減電流暫態
811c‧‧‧衰減電流暫態
811d‧‧‧衰減電流暫態
811e‧‧‧衰減電流暫態
811f‧‧‧衰減電流暫態
811g‧‧‧衰減電流暫態
811h‧‧‧衰減電流暫態
811i‧‧‧衰減電流暫態
811j‧‧‧衰減電流暫態
812a‧‧‧峰值
812b‧‧‧峰值
812c‧‧‧峰值
812d‧‧‧峰值
812e‧‧‧峰值
812f‧‧‧峰值
812g‧‧‧峰值
812h‧‧‧峰值
812i‧‧‧峰值
812j‧‧‧峰值
附圖係併入本文中並組成本發明之部分，其說明了目前本發明較佳的實施例，且結合上述提供的概要說明及下文提供的詳細說明，即可解釋本發明的特徵(其中相同的圖式編號表示相同的元件)，其中：圖1描繪一分析物測量系統。
圖2描繪分析物測量計200中之元件的簡化示意圖。
圖3A描繪圖1中的該系統之生物感測元件100。
圖3B描繪圖1中的該系統之另一生物感測元件100’。
圖4A描繪一已知系統的施加電位對時間的作圖。
圖4B描繪該已知系統的該生物感測元件之輸出電流對時間的作圖。
圖5A描繪四個電脈衝被驅動至較佳實施例中的該生物感測器中之圖示。
圖5B描繪來自該生物感測器之四個對應的輸出脈衝，其係由圖5A中之該些輸入脈衝所造成的。
圖6A描繪六個電脈衝被驅動至較佳實施例中的該生物感測器中之圖示。
圖6B描繪來自該生物感測器之六個對應的輸出脈衝，其係由圖6A中之該些輸入脈衝所造成的。
圖7A描繪四個脈衝被驅動至較佳實施例中的該生物感測器中之圖示，其中該四個脈衝與圖5A中的四個脈衝相似，但是具有較長持續時間。
圖7B描繪來自該生物感測器之四個對應的輸出脈衝，其係由圖7A中之該些輸入脈衝所造成的。
圖8A描繪十個電脈衝被驅動至較佳實施例中的該生物感測器中之圖示。
圖8B描繪來自該生物感測器之十個對應的輸出脈衝，其係由圖8A中之該十個輸入脈衝所造成的。
圖9A-9D描繪其他可用於本文所揭露之技術的脈衝波形。
圖10A以及10B描繪當把尿酸作為一干擾物加入該測量樣本中時，偏差的降低。
圖11-13描繪當把其它種的干擾物(例如多巴胺、乙醯胺苯酚或抗壞血 酸)加入該測量樣本中，且使用本發明之該技術並與一已知的系統以及一參照基準比較時，偏差的降低。
圖14描繪一測定葡萄糖濃度之方法的邏輯圖，其中該方法係根據本文所描述之技術。
本發明的實施模式
必須參考圖式來閱讀以下的詳細說明，其中不同圖形中的相同元件具有相同編號。圖式不一定按比例繪製，描繪選定的實施例且不打算限制本發明的範圍。此詳細說明是以範例方式而非以限制方式來說明本發明的原理。此說明能使熟悉此項技術者得以製造並使用本發明，且其敘述本發明之若干實施例、改變、變異、替代與使用，包括當前咸信為實行本發明之最佳模式者。
如本文所述，針對任何數值或範圍之「大約」或「近乎」的詞係指一適當的尺寸公差，其允許部件或部件之集合以在本文所述之意圖產生作用。另外，本文中所使用的術語「病患」、「主體」以及「個體」係指任何人類或動物個體，其並未意圖將該些系統以及方法限制至僅供人類使用，雖然將本發明用於一人類病患係為一較佳的實施例。
圖1描繪一分析物測量計200，其與一依據本文所描繪與敘述之方法及技術來製造的生物感測器一起用於測試一個體之血液中的分析物水平。分析計200可包括使用者介面輸入(206,210,214)，其可為按鈕的形式，以用於輸入資料、瀏覽選單以及執行命令。資料可包括代表分析物濃度的數值，及/或關於個體之日常生活型態的資訊。關於個體之日常生活型態的資訊可包括個體攝取的食物、用藥、健康檢查、基本健康狀況以及運動程度。分析計200也可包括一顯示器204，其可用於報告測量到的分析物水平，以及便於生活型態相關資訊的輸入。
分析計200可包括一第一使用者介面輸入206、一第二使用者介面輸入210以及一第三使用者介面輸入214。使用者介面輸入206、210以及214使輸入與分析儲存於該測試裝置中之資料較為便利，讓使用者可以經由顯示在該顯示器204上的該使用者介面瀏覽相關資訊。使用者介面輸入206、210以及214包括一第一標記208、一第二標記212以及一第三標記216，其協助將使用者介面輸入聯結至顯示器204上的符號。
可藉由將一生物感測器100插入一測試條埠連接器220、藉由按壓並短暫地按住第一使用者介面輸入206，或藉由偵測通過資料埠218的資料傳輸來啟動分析計200。可藉由將生物感測器100移除、藉由按壓並短暫地按住第一使用者介面輸入206、藉由瀏覽並選擇主選單螢幕上的分析計關閉選項，或藉由在一預訂時間內不按壓任何按鈕來關閉分析計200。顯示器104可選擇性地包括一背光模組。
在一實施例中，可將分析計200配置為當其自一第一生物感測器批次轉換至一第二生物感測器批次時，不從例如任何外部來源接收一校正輸入。因此，在一例示的實施例中，該分析計被配置為不從外部來源接收一校正輸入，其中該外部來源為例如依使用者介面(如輸入206、210及214)、一插入的測試條、一分離的公式碼鑰或一公式碼條、資料埠218。當所有的生物感測器批次具有基本上一致的校正特性時，這樣的校正輸入即為非必要的。該校正輸入可為一特定生物感測器批次所賦予之一組數值。該校正輸入(例如批次斜率以及批次截距數值)可預設在該分析計中，其將於下敘述。
參照圖2，其顯示分析物測量計200之一例示的內部架構。分析物測量計200可包括一處理器300，在本文所敘述以及描繪的一些實施例中，其為一32位元的精簡指令集計算微控制器(RISC microcontroller)。在本文所敘述以及描繪的一較佳實施例中，處理器300較佳地係選自由德州達拉斯的德州儀器公司所生產之超低功率微控制器的MSP 430家族。該處理器可經由一輸入輸出埠314雙向連接至一記憶體302，在本文所敘述以及描繪的一些實施例中，其為一電子式可清除程式化唯讀記憶體(EEPROM)。該處理器300亦 透過輸入輸出埠214連接該資料埠218、該使用者輸入介面206、210及214、及一顯示驅動器320。資料埠218可連接至處理器300，因此能讓資料於記憶體302以及一外部裝置(例如一個人電腦)之間傳輸。使用者介面輸入206、210以及214係為直接連接至處理器300。處理器300經由顯示器驅動器320來控制顯示器204。記憶體302可在製造分析物測量計200時，即預先載入校正資訊，例如批次斜率以及批次截距數值。在接收到一來自經過測試條埠連接器220之該測試條的合適的信號(例如電流)時，處理器300可獲取及使用此預先載入的校正資訊，以使用該信號以及該校正資訊來計算一相對應的分析物水平(例如血液分析物濃度)，而不需要接收來自任何外部來源之校正輸入。
在本文所敘述以及描繪的實施例中，分析物測量計200可包括一特定應用積體電路304(ASIC)，以提供用於測量血液中之分析物水平的電子電路，其中該血液已被施加至一插入測試條埠連接器220之生物感測器100上。類比電壓可藉由一類比介面306傳入和傳出特定應用積體電路304。可藉由一類比/數位轉換器316將來自類比介面306的類比信號轉換為數位信號。處理器300進一步包括一核心308、一唯讀記憶體310(含有一計算機碼)、一隨機存取記憶體312以及一時脈318。在一實施例中，該處理器300被配置(或被程式化)為關閉所有該使用者介面輸入，除了在該顯示器單元於例如一分析物測量後的一時段中顯示一分析物數值時之單一輸入。在一替代的實施例中，該處理器300被配置(或被程式化)為忽略任何來自該使用者介面輸入之輸入，除了在該顯示器單元顯示一分析物數值時之單一輸入。
圖3A為一生物感測器100的例示分解透視圖，其可包括置放在一基板5上的七個層次。該置放在基板5上的七個層次可為一傳導層50(也可被稱為電極層50)、一絕緣層16、兩重疊的試劑層22a以及22b、一包括黏著部份24、26以及28的黏著層60、一親水層70，以及一頂層80。生物感測器100可經由一系列的步驟來製造，其中使用例如一網版印刷製程將該傳導層50、絕緣層16、試劑層22以及黏著層60係依序置放在基質5上。可從一捲筒材料來將 親水層70以及頂層80置放與疊層於基板5上，其可為一整合的疊層或一分離的層次。如圖3A所顯示的，生物感測器100具有一遠端部分3以及一近端部分4。
生物感測器100可包括一樣本接收槽92，血液樣本可經由該樣本接收槽92來吸取。如圖3A所描繪的，樣本接收槽92可在一近端包括一進口以及在生物感測元件100的側邊緣包括一出口。可施加一血液樣本94至該進口以填充一樣本接收槽92，以使分析物可被測量。如圖3A所描繪的，鄰近試劑層22的一第一黏著墊24以及一第二黏著墊26的每一側邊緣皆界定了樣本接收槽92的一側壁。如圖3A所描繪的，樣本接收槽92的一底部部分或「底板」可包括一部份的基板5、傳導層50以及絕緣層16。如圖3A所描繪的，樣本接收槽92的一頂部部分或「頂板」可包括遠端親水部分32。
如圖3A所描繪的，對於生物感測器100，可將基板5用作為一基底以協助支撐後續施加的各層次。基板5可呈一聚酯薄片(例如一聚對苯二甲酸乙二酯材料，PET；其為由三菱公司供應之Hostaphan PET)的形式。基板5可為一捲筒的形式，其標稱尺寸為350微米厚、370毫米寬以及約60米長。
需要一傳導層以形成可用於分析物電化學測量之電極。可使用網版印刷至基質5上的碳墨來製作傳導層50。在一網版印刷製程中，將碳墨加到一網版上，再使用一刮漿板將碳墨轉印穿過該網版。該印刷的碳墨可利用約140℃的熱風烘乾。該碳墨可包括VAGH樹脂、碳黑、石墨(KS15)以及用於樹脂、碳以及石磨混合物的一或多種溶劑。更具體地來說，該碳墨中可包括碳黑與VAGH樹脂之比例約為2.90：1，以及石墨與碳黑之比例約為2.62：1。
如圖3A所描繪的，對於生物感測器100，傳導層50可包括一參考電極10、一第一工作電極12、一第二工作電極14、一第一接觸墊13、一第二接觸墊15、一參考接觸墊11、一第一工作電極軌道8、一第二工作電極軌道9、一參考電極軌道7，以及一測試條檢測桿17。該傳導層可由碳墨所構成。第一接觸墊13、第二接觸墊15，以及參考接觸墊11可適用於電性連接至一分析物測量計。第 一工作電極軌道8提供一個從第一工作電極12到第一接觸墊13的連續導電通路。類似地，第二工作電極軌道9提供一從第二工作電極14到第二接觸墊15的連續導電通路。類似地，參考電極軌道7提供一從參考電極10到參考接觸墊11的連續導電通路。測試條檢測桿17係電性連接至參考接觸墊11。如圖3A所描繪的，一分析物測量計可藉由測量參考接觸墊11以及測試條檢測桿17之間的連續性，來檢測感知生物感測器100是否已妥當地插入。圖3B中顯示該生物感測器100之一替代版本，標示為生物感測器100’。在此版本中，頂層38’、親水膜層34’以及隔板29已被結合起來而形成一整合組裝以安裝至該基質5上，且試劑層22’被置放於靠近絕緣層16’。
圖4A為一已知的以一合適的分析物測量計(例如一葡萄糖計)以及一合適的生物感測器(例如一葡萄萄測試條)來測量一分析物(例如葡萄糖)之分析物測量技術的例示圖表。在此例示的系統中，一測試電壓被施予至生物感測器100中。在加入一液體樣本至生物感測器100前，分析物測量計200係處在一液體檢測模式下，其中一約為400毫伏特之測試電壓V T1 被施加至第二工作電極14以及參考電極10之間。較佳地，一約為400毫伏特之第二測試電壓V T2 被同時施加至第一工作電極12以及參考電極10之間。或者，也可同時施加該第二測試電壓以讓施加該第一測試電壓之一時間間隔與施加該第二測試電壓中之一時間間隔重疊。在生理液體檢測之前的液體檢測時間間隔時，該分析物測量計可處在一液體檢測模式下。在該液體檢測模式中，分析物測量計200會決定何時施加一液體至生物感測器100，以讓該液體潤濕第二工作電極14以及參考電極10。一旦因為例如在第二工作電極14所測量到的測試電流有一顯著的增加，而使分析物測量計200辨識到該生理液體已經被施加了，則分析物測量計200會在此所謂的起始時間指定一零第二標記以作為「0」，且開始測試時間間隔 T 1 。當該測試時間間隔 T 1 完成時，該測試電壓即被移除。為簡單起見，圖4A只顯示該施加至生物感測器100之第一測試電壓V T1 。
以下描述如何自該已知的電流輸出暫態(也就是圖4B中，該測量到的以微安培為單位之電流反應，其為時間之函數)來測定葡萄糖濃度，其中該電流輸出暫態係測量於圖4A中之該測試電壓被施加至該已知的生物感測器100時。
在圖4A，該施加至生物感測器100之測試電壓大致係為自約+100毫伏特至約+600毫伏特。在一實施例中，該電極包括碳墨以及該媒介物為鐵氰化鉀，以及該待測的分析物為葡萄糖，該測試電壓為約+400毫伏特。其它的分析物、媒介物以及電極材料組合將會需要不同的測試電壓。該測試電壓402的持續時間大致為一反應期間後的約2秒到約4秒，且典型地為一反應期間後的約3秒。通常，時間 T 1 係相對於在該生物感測器的電極上檢測到該樣本之時間點來測量。在圖4A中，當電壓V T1 維持持續時間T1時，該第一工作電極的電流暫態402係在零時開始產生(同樣的，額外電極電流暫態也可相對於該零時產生)。該電流暫態402漸增至一最大近似峰值時間Tp，在該時間，該電流緩慢地下降直至零時後的約5秒。在時間406測量一工作電極的電流值「Ig」。因為該生物感測器包括一個以上的工作電極，該生物感測器可提供電流暫態402之外的複數個電流暫態。當有一個以上的工作電極時，在取樣時間Te的該電流輸出Ig會被加總起來以推導出可用於測定葡萄糖濃度的輸出電流。須注意的是在一實施例中，該時間Te被選作為在某一間隔的一單一時間點(或由多個時間點組成的一範圍)，其中該間隔係來自於在時間Tp的一峰值電流輸出。或者，該時間Te可為自該測試順序之起始時間0的一固定時間點。在又另一替代方案中，該時間Te可為選自一與該樣本之至少一物理性質相關的表格中之一時間點。此可變動的測試時間之細節係顯示並描述於美國臨時專利申請案第US 61/581,087號(2011年12月29日送件、代理人案號DDI5220USPSP)；美國臨時專利申請案第61/581,089號(2011年12月29日送件、代理人案號DDI5220USPSP1)；美國臨時專利申請案第61/581,099號(2011年12月29日送件、代理人案號DDI5220USPSP2)；以及美國臨時專利申請案第61/581,100號 (2011年12月29日送件、代理人案號DDI5220USPSP)，且該些申請案於此併入本申請案中以作為參考。
可以由校正碼偏移的知識以及該特定生物感測器100的斜率來計算該葡萄糖濃度。「截距」以及「斜率」為藉由測量來自一批次的測試條之校正資料所得到的數值。通常從該批次中隨機選擇大約1500條測試條。將來自捐贈者的體液摻入分析物並調整到各種分析物水平，通常為六種不同的葡萄糖濃度。一般來說，會將來自12位不同捐贈者的血液調整到該六種濃度水平中的每一水平。將來自同一捐贈者以及同一水平的血液加到八條測試條上，如此該批次總共進行12×6×8=576個測試。這些是藉由使用一標準的實驗室分析儀(例如美國YSI公司(Yellow Springs Instrument)出品的儀器)來測量，以將實際的分析物水平(例如血糖濃度)當作為基準。將測量到的葡萄糖濃度對實際的葡萄糖濃度作圖(或將測量到的電流對YSI所測量的電流作圖)。將測量到的葡萄糖濃度對實際的葡萄糖濃度作圖(或將測量到的電流對YSI所測量的電流作圖)，且提供一該圖之最小平方直線方程式y=mx+c以為該批次剩下的測試條提供批次斜率m以及批次截距c的數值。
作為生物感測器100的分析物(例如葡萄糖)計算之一實例(圖3A)，其假設在圖4B中於412為該第一工作電極所作的該取樣電流數值為1600微安培，而於412的該第二工作電極之該電流數值為1400微安培，且該生物感測器之校正碼中的截距為500微安培，以及該斜率為18微安培/毫克/分升。之後即可使用下列的方程式3來測定葡萄糖濃度G：G=[(Ig)-截距]/斜率 方程式3
其中 Ig 為測量自該電極之電流(圖4B)或測量自該些電極之電流總合；斜率係為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中； 截距係為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；由方程式3 G=[(1600+1400)-500]/18，因此G=143.33毫微安培，約等於143毫克/分升。
須注意的是可提供某些偏移至每一工作電極之該電流值以抵銷在該測試計200的電性電路中的誤差或延遲時間。也可用溫度補償來確保該結果會以一參考溫度(像是例如約攝氏20度的室溫)做校正。
申請人發現對於含有干擾物的血液樣本，可獲得較準確之葡萄糖測量，其較不受這些干擾物偏斜(或在所屬領域稱之為「偏置」)該葡萄糖測量結果，而使其與YSI實驗室所得之數值有所偏離。相較於目前已知的用於降低由不可逆的具電化學活性之干擾物質所造成誤差電流的方法，申請人所用之方法是有利的。如本文中所使用的術語「干擾物」或「干擾物質」係指在一生物系統中的生化反應所生成的物質，且非該生理液體樣本所固有的，例如尿酸、乙醯胺苯酚、多巴胺、抗壞血酸等之類的物質。
在該已知的方法中，可藉由在一專用的電極直接地測量其電流，再根據此測量到的電流對最終葡萄糖濃度施予一校正，來降低該干擾物的偏斜效應。該已知的方法需要在該測試條上的一額外的電極。這樣額外的電極會需要一較大的測試槽，而較大的測試槽就會需要較多的樣本。因此相對於直接測量與校正的方法，申請人的電壓脈衝技術將降低對測試槽體積的要求。
具體地說，申請人的新技術包括藉由以申請人所發明的、至目前為止新穎且非顯而易知的方式來施加複數個正以及負電脈衝至該等至少兩個電極，來測定一生理樣本中的葡萄糖濃度。如圖5A所示，以在不連續的時間間隔上之一順序500的正以及負脈衝(502、504、506以及508)之形式來提供輸入電壓500。每一正脈衝(例如502、506)係施加於分隔開的間隔「d」中，且在每一間隔「d」中，每一該正電脈衝之電壓被維持在一大致恆定的振幅中。該間隔之長度 可為自約0.2秒至約6秒。每一負脈衝(例如504)係施加於該些在分隔開的間隔「d」中的正脈衝之間。在至少一不連續的間隔「d」中，該至少一負電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中。該負脈衝504可被維持在一大致恆定的振幅中，其時間長度可為一自約0.2秒至約6秒之間隔。每一該正以及負脈衝係呈交替的順序，且該第一脈衝可為一第一極性，以及該第二脈衝可為一相對的極性。在較佳實施例中，該第一極性可為一正極性，且該正以及負電脈衝係依序被施加至該等至少兩電極。
在申請人的方法中，該複數個正電脈衝可包括該第一以及與該脈衝順序中之最終的脈衝(例如502以及506)相鄰之脈衝。至少有一負電脈衝(例如脈衝504)相鄰於該脈衝順序中之該最終正脈衝。該最終脈衝較佳地為一負脈衝(例如508)。須注意的是該複數個正電脈衝係施加在不連續、分隔開的時間間隔上，其中在每一間隔中，該正電脈衝之電壓被維持在一大致恆定的振幅中。至少一負電性脈衝(例如負脈衝504或508，圖5A)被施加在至少一不連續的時間間隔上，其中在每一間隔中，該負電脈衝之電壓被維持在一大致恆定的振幅中。
參照例示的圖5B，每一施加至該生物感測器的脈衝(圖5A)將導致該分析物(在此例中為葡萄糖)以及在該生物感測器中的試劑於每一輸出脈衝開始時(圖5A)，提供輸出脈衝510(在圖5B中顯示一輸出暫態波形)以及相對應的輸出脈衝峰值(512a、512b、512c以及512d)。在此，以一隨時間的電流輸出來代表該輸出暫態510，並將該輸出暫態510顯示為數個衰減暫態510a、510b、510c以及510d，其中每一該些暫態皆從個別的峰值512a、512b、512c以及512d衰減。特別是，該系統獲得(例如藉由取樣或測量一電流暫態)來自該生物感測器之該至少兩電極的一電流輸出 I P ，其是由該些電脈衝502、504以及506之順序500中的該第一脈衝502以外之至少一電脈衝的施加所造成的。可在時間 Tp2 測量該電流輸出 I P ，其為自該時間點 Tp2 至該衰減暫態結束，或至下一個脈衝開始時的輸出電流之平均或總合(圖5B)。該系統也獲得來自該生物感測器之一輸出電流 I N1 ，其是由 該第一負脈衝504(圖5A)於時間 T N1 之施加所造成的，以及另一輸出電流 I N2 ，其是由該些電脈衝502、504、506以及508之順序中的該最終電脈衝(例如脈衝508)於時間 T N2 之施加所造成的。可將該輸出電流 I N1 以及 I N2 的總合(或以平均來替代)指定為電流輸出 I N 。須注意可在個別的時間 T N1 以及 T N2 來測量每一該些輸出電流 I N1 以及 I N2 。或者，由每一個別的時間點 T N1 以及 T N2 至該衰減暫態的結束 T NE (或下一個脈衝的開始)之該些輸出電流的平均或總合，在此將其持續時間顯示為雙箭頭。
該系統可利用該第一以及第二電流輸出 I P 以及 I N ，並以呈下列形式的方程式4來測定該葡萄糖濃度：
其中 I E 該可為該第一電流輸出 I P 以及該第二電流輸出 I N 之平均； I P 可為至少一電流輸出，或自該第一正脈衝以外的每一正脈衝所測量的該些第一輸出電流之平均電流輸出( I P2 、I P3 、I P4 、I P5 ...I Pk 其中k=脈衝的總數)； I N 可為至少一電流輸出，或自該順序中的每一負脈衝所測量的該些第二輸出電流之平均電流輸出( I N1 、I N2 、I N3 ...I Nk )；斜率可為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距可為自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
或者，當該生物感測器包括兩工作電極時，該系統可利用方程式3來測定該葡萄糖濃度，其中可從每一該些工作電極獲得每一該電流輸出 I P 以及電流輸出 I N 。當有一個以上的電流輸出時，可將來自每一該些工作電極的該些正輸出電流 I P2 、I P3 、I P4 、I P5 ...I Pk (其中k為該些脈衝的總數目)之平均與來自每一該些工作電極的該些負輸出電流 I N1 、I N2 、I N3 ...I Nk (其中k為該些脈衝的總數目)之平均一 起用作為上述的方程式3中之電流 I 。為了在相似的術語 I P 與 I P2 、I P3 、I P4 、I P5 ...I Pk 之間作區別，申請人將 I P (或 I N )指定為「電流輸出」，而 I P2 、I P3 、I P4 、I P5 ...I Pk (或 I N1 、I N2 、I N3 、I N4 ...I Nk )系列則為「輸出電流」。
申請人發現當至少該最終的負電流被用於葡萄糖計算時，就特定的干擾物來說，在一葡萄糖測量以及藉由YSI實驗室設備所得的一對照葡萄糖測量之間的誤差(或「偏差」)被降低了。例如，如在圖11中所見的，當該干擾物為抗壞血酸且該波形為「1」時，與波形為0的控制組比較起來(與參照YSI數值比較起來高約10毫克/分升)，偏差在負脈衝中(約5毫克/分升)的降低較正脈衝中(約7毫克/分升)的降低來得多。由於申請人發現可藉由使用特別選擇的負脈衝來降低某些干擾物的偏差，因此較佳的是當要抵銷特定的干擾物時，個別地使用某些來自該選擇的正電流或選擇的負電流之葡萄糖濃度，以及該兩個葡萄糖讀值其中之一可被用作為向使用者公布的葡萄糖讀值。例如，可將該微處理器配置為使用該選擇的負脈衝之輸出以及呈下列形式的方程式5來計算該葡萄糖濃度：
其中 I N 可包括自該順序的該最終電脈衝所測量的該第二電流輸出；斜率可包括自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距可包括自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
在另一方面，也可將該微處理器配置為以呈下列形式的方程式6來計算該葡萄糖濃度：
其中 I P 可包括為一除了該些脈衝的順序中之第一正脈衝以外的一脈衝所測量之該第一電流輸出；斜率可包括自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距可包括自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
或者，也可將方程式5以及6中的葡萄糖測量(來自個別的正以及負脈衝)一起平均以提供使用者一葡萄糖濃度。
在此也於圖6A以及6B中顯示另一實施例。在圖6A中，該系統可產生一具有「k」個電脈衝600之順序，其包括在分隔開的間隔上之正脈衝602、606、610以及在該些正電脈衝之分隔開的間隔之間的負脈衝604以及608。提供至該生物感測器100的電脈衝600之該順序會產生該電流暫態620，其包括峰值620a、620b、620c、620d、620e以及620f。該暫態620之每一峰值包括一相對應的衰減暫態622a、622b、622c、622d、622e以及622f。
如同圖5A以及5B的實施例，在圖6A以及6B中該系統獲得(例如藉由取樣或測量一電流暫態)一來自該生物感測器的電流輸出 I P ，其是由電脈衝601、602、603、604、605以及606之順序600中的該最終電脈衝(例如正脈衝610)之施加所造成的。或者，可使用一系列輸出電流來代替該電流輸出。特別是，可在個別的時間 T p2 以及 T p3 上測量每一該輸出電流 I P2 、I P3 。每一該時間點 T p2 以及 T p3 可為一時間點，其約為該電流暫態之總持續時間的75%，其中該電流暫態係起始於該峰值且結束於當該電流成為自 T p2 至 Tp E (圖6B)以及自 T p3 至 Tp E 的電流輸出，或成為該些電流輸出之總合。該系統也會獲得一電流輸出 I N 以作為該些輸出電流 I N1 、I N2 、I N3 之平均或總 合。如前所述，該系統可利用方程式4、5、6中任一個或其組合中的該第一以及第二電流輸出 I P 以及 I N 來測定該葡萄糖濃度。或者，當該生物感測器包括兩工作電極時，該系統可利用方程式3來測定該葡萄糖濃度，其中可自每一該些工作電極獲得每一該電流 I P 以及電流 I N 。具體來說，可將來自每一該些工作電極的該電流 I P 之平均與來自每一該些工作電極的該電流 I N 之平均一起用作為上述之方程式3中的該電流 I 。
圖7A以及7B描繪又另一實施例，其中該系統使用一電信號的脈衝順序來獲得葡萄糖濃度。在圖7A的該順序中，該間隔「d」比圖5A或圖6A中的該持續時間或間隔長。特別是，該持續時間「d」為圖5A或圖6A中之該持續時間長度的兩倍，因此延長整體的時間，其中測量葡萄糖反應的時間是約4秒至約7秒。
參照圖7A，該複數個正電脈衝可包括該第一以及與該脈衝順序中之最終的脈衝(例如702以及706)相鄰之脈衝。至少有一負電脈衝(例如脈衝708)為該脈衝順序中之最終脈衝。須注意的是該複數個正電脈衝係被施加在不連續的分隔開之時間間隔「d」上，且在每一此時間間隔上，該正電脈衝的電壓被維持在一大致恆定的振幅中。至少一負電脈衝(例如負脈衝704或708，圖7A)被施加在至少一不連續的時間間隔上，且在每一此時間間隔上，該負電脈衝的電壓被維持在一大致恆定的振幅中。
參照例示的圖7B，施加至該生物感測器的每一該些脈衝(在圖7A中)將造成該葡萄糖與試劑的物理性轉化，以提供(在生物感測器100中)一輸出暫態710(在圖7B中)以及在每一輸出脈衝起始時之相對應的峰值(圖7A)。於此將該些峰值劃分為712a、712b、712c以及712d。在此，以一隨時間的電流輸出來代表該輸出暫態710，並將該輸出暫態710顯示為數個暫態710a、710b、710c以及710d，其中每一該些暫態皆從個別的峰值712a、712b、712c以及712d衰減。特別是，該系統獲得(例如藉由取樣或測量一電流暫態)一來自該生物感測器之該至少兩電極的電流輸出 I P ，其是由電脈衝702、704、706以及708之順序700中的該第一脈衝以外的一電脈衝之施加所造成 的。在這樣的情況下，於此使用之該正脈衝必須為該第一正脈衝702以外的脈衝，在此例中其為脈衝706。可在時間 Tp2 上測量該電流輸出 I P ，且該電流輸出 I P 可被輸出電流識別符號 I P2 所代表，或被從 Tp 2 至 T pE 的每一時間點上之該些輸出電流的總合所代表。(圖7B)。該系統也獲得來自該生物感測器的一電流輸出 I N ，其是由該些脈衝702、704、706以及708之順序中的該最終電脈衝(例如脈衝708)之施加所造成的。因為有兩個負脈衝，因此該電流輸出 I N 被當作是在時間 T N1 以及 T N2 上的一平均，或是該輸出電流 I N1 以及 I N2 的總合(其為測量自 T N1 或 T N2 至個別的 T nE )。因此，該系統可利用方程式4、5、6中任一個或其組合中的該第一以及第二電流輸出 I P 以及 I N 來測定該葡萄糖濃度。當該系統使用兩或多個工作電極時，該系統可在方程式3-6中任一個或其組合中使用自每一該些工作電極所獲得之該兩個電流的平均。
圖8A以及8B描繪又另一實施例，其中該系統使用一電位800的脈衝順序來獲得葡萄糖濃度。在此實施例中，將該電位800以十個脈衝(801-810)的形式提供至該生物感測器中，其中該些脈衝中的五個脈衝(801、803、805、807、809)為正脈衝，而其餘五個脈衝(802、804、806、808、810)為負脈衝。其中四個正脈衝的持續時間大致等於約0.5秒，而該最終的正脈衝809之持續時間為約1秒，以及該最終的負脈衝之持續時間為約4秒。來自該生物感測器的輸出為電流暫態811，其包括峰值812a、812b、812c、812d、812e、812f、812g、812h、812i及812j，以及衰減電流暫態811a、811b、811c、811d、811e、811f、811g、811h、811i及811j。
參照例示的圖8B，施加至該生物感測器的每一該些脈衝(在圖8A中)將在該生物感測器100中造成該葡萄糖與試劑的反應，以提供一輸出暫態811a-811j(在圖8B中)，以及在每一輸入脈衝起始時之相對應的峰值812a-812j(圖8A)。在此，以一隨時間的電流輸出來代表該輸出暫態810，並將該輸出暫態810顯示為數個暫態811a-811j，其中每一該些暫態皆從個別的峰值812a-812j衰減。特別是，該系統獲得(例如藉由取樣或測量一電流暫態)一來自該生物感測 器之該至少兩電極的電流輸出 I P ，其是由電脈衝808以及809之順序800中的該最終電脈衝(例如706)之施加所造成的。如在前述的實施例中，該系統可獲得該最終正脈衝的該些電流輸出之其中一個或僅一個，或該最終負脈衝的該電流輸出，以用於測定該葡萄糖濃度。該系統可獲得該最終正脈衝的該電流輸出以及該最終負脈衝的該電流輸出兩者之平均，以測定該葡萄糖濃度。
或者，該系統可獲得除了該第一脈衝以外的所有脈衝(包括正以及負脈衝)之輸出電流的平均，以測定該葡萄糖濃度。可在個別的時間 Tp2...T p4 測量該些輸出電流 I P2 、I P3 、I P4 、I P5 ， 或或藉由在每一預定時間點 Tp2...T p4 (或持續時間)上的每一脈衝之該些輸出電流的總合來測量該些輸出電流 I P2 、I P3 、I P4 、I P5 (圖8B)。該系統也從該生物感測器獲得一電流輸出 I N 其是由一與脈衝801-810之該順序中的該最終電脈衝(例如脈衝808)相鄰之脈衝的施加所造成的。該電流輸出 I N 可為該最終負脈衝811j的電流輸出。或者，可將電流輸出 I N 表示為在時間點 T N1 ...T N5 所測量的該些輸出電流之平均。也可利用從 T N1 至 T NE 、 T N2 至 T NE 、 T N3 至 T NE 、 T N4 至 T NE 以及 T N5 至 T NE (以雙箭頭辨識符號來表示每一持續時間)的該些電流輸出之平均或總合來代表該電流輸出 I N 。此後，該系統可利用方程式4、5、6中任一個或其組合中的該第一以及第二電流輸出 I P 以及 I N 來測定該葡萄糖濃度。當該系統使用兩或多個工作電極時，該系統可在方程式3-6中任一個或其組合中使用自每一該些工作電極所獲得之該兩個電流的平均。
在該系統中，該生物感測器100可具有一基板，其中以三個電極的形式將該等至少兩個電極置放於該基板上，該等三個電極其中之一為一參考電極，且該等三個電極其於兩個為工作電極。該些脈衝可為自3個至約10個之間任意數量的交替脈衝，且該正電脈衝的振幅可為自約200毫伏特至約600毫伏特，以及該負電脈衝的振幅可為自約-200毫伏特至約-600毫伏特，其中該正或負電脈衝的持續時間可為自約0.25秒至約2秒之間的任何持續時間。
為獲得波形1-4的校正曲線以用於評估該新技術與該已知技術的誤差或偏差，因此在濃度範圍為50至600毫克/分升的標稱血糖濃度下測量與圖5-8中的電流暫態相似之電流暫態。關於該些電流暫態之探討如下。在圖4A的該已知恆定電壓驅動電壓的狀況中，在該葡萄糖測量開始後的4.81秒和5.00秒之間的平均電流被用以測定該葡萄糖濃度，而在脈衝波形1-3的狀況中，有兩個電流值被提取。第一，獲得在每一時間間隔中的一預定時段內(例如該最終負脈衝的最後約200毫秒)所測量的該平均電流。第二，獲得在每一時間間隔中的一預定時段內(例如該最終正脈衝的最後約200毫秒)所測量的該平均電流。這些電流值與使用YSI 2700臨床儀器(由YSI LifeSciences所提供，可參照http：//www.ysilifesciences.com/index.php？page=ysi-2700-select-bioprocess-monitoring)進行的葡萄糖參考測量一起用於提供葡萄糖的基準測量，此基準測量被拿來與以感測器進行的測量作比較，以提供偏差資料以及建立葡萄糖校正曲線，此種技術已為所屬領域具一般知識者清楚知悉，因此為了敘述的簡明起見，將不在此作進一步的解說。
在濃度約為70毫克/分升的標稱血糖濃度下，該血液樣本被摻入干擾物質，其具體為乙醯胺苯酚，尿酸，多巴胺和抗壞血酸(圖10-13)。測量摻入干擾物的每一溶液中之葡萄糖數值。使用波形1的該最終負脈衝以及使用波形2、3以及4的該最終正以及負脈衝，以獲得比較校正曲線，並為波形1-4的每一該些正以及負脈衝計算葡萄糖濃度。由於該電流與參考葡萄糖測量兩者關係中的非線性特性，因此在全脈衝波形的狀況中採用二次校正。
使用個別的葡萄糖校正曲線來測定每個干擾物質所造成的相對於該參考葡萄糖測量之誤差或「偏差」。圖10A以及10-12呈現對於偏差的測量。另外，也探討干擾物(在此例中為尿酸)濃度的漸增對於誤差電流降低之效果(表示為毫克/分升葡萄糖)的影響，其結果顯示於圖10B中。該「偏差」為該葡萄糖測量與YSI參照資料比較時，其中的相對誤差之估計值；該偏差可以下列形式的方程式來決定： 方程式7 偏差 abs =G 計算 -G 參考
當G參考低於75毫克/分升葡萄糖濃度時。
呈現於圖10A、11-13以及10B中的結果顯示，相對於使用由單一的正電壓脈衝(波形0)之施加所造成的電流反應來進行的葡萄糖測量，在使用「脈衝」波形(波形1-4)的葡萄糖測量中，由該血液樣本中具不可逆之電化學活性的干擾物質造成之該誤差電流被降低了，進而使得該葡萄糖測定中的測量誤差(或「偏差」)也跟著降低了。再者，在加入的尿酸水平達到約12毫克/分升前，使用脈衝波形來降低由尿酸造成的該誤差電流皆是有效的，超過該濃度後就未再觀察到進一步的降低。雖然超過約12毫克/分升後就未再觀察到進一步的降低，但是此上限已超過一般人類血液中的尿酸濃度，其通常是在3-9毫克/分升的範圍中。
參照圖10A，其分析由尿酸造成的偏差，可看出對於該已知的波形「0」，該偏差約為40毫克/分升，而對於波形「1」、「2」、「3」以及「4」(其中每一波形包括該最終正脈衝以及相鄰於該最終負脈衝的脈衝)，有以百分比表示之偏差的降低(以箭頭表示)，這樣幅度的降低被申請人認為是有利的。例如，在圖10A中，偏差最大的降幅為波形4的約50%，而最小的為波形3的約10%。圖10A中的波形1以及2之偏差的降幅約為28%。如圖10B所示，申請人進一步注意到隨著加入該葡萄糖樣本中的尿酸數量，此偏差的降低會呈線性地增加，直至尿酸濃度達到約15毫克/分升。
可從圖10B中的該波形1-4，以另一種形式看出這樣降低尿酸造成的偏差之能力，其中尿酸係從5.9毫克/分升(或12.5毫克/分升)開始被加入該些波形1-4的樣本中。對於波形1，誤差或偏差的降低約為6毫克/分升(或12毫克/分升)，其實際上呈現1：1的對應關係。對於波形2，當該使用此波形的樣本中被加入約5毫克/分升至20毫克/分升的尿酸時，偏差降低的效果似乎比1：1更好。儘管如此，波形1以及2似乎仍有限制，當尿酸的濃度逐漸增加超過約15毫克/分升後，波形1以及2中的偏差降低效果就無法再進一步地提 升。雖然波形3顯示良好的偏差降低效果(在尿酸濃度為12毫克/分升時，偏差降低效果約為3毫克/分升，以及在尿酸濃度為25毫克/分升時，偏差降低效果約為8毫克/分升)，但沒有像波形1以及2那麼好。直至尿酸濃度達13毫克/分升前，波形4的偏差降低效果大致上與波形1和2相符。然而，一旦該尿酸濃度增加超過13毫克/分升後，波形4就無法達到波形1和2的表現水平，頂多只能快要達到波形3的偏差降低效果。
出乎申請人的意料，對於那些傾向造成該葡萄糖濃度之讀值低於YSI參照數值的干擾物(例如多巴胺)，偏差降低的效果(以箭頭表示於圖11的波形1-4中)也極為顯著，幾乎所有由多巴胺造成之誤差的波形皆能降低至少70%。例如，在波形1中，該葡萄糖讀值較YSI參照數值低約3毫克/分升，而該已知的技術(波形0)則獲得一較YSI參照數值低約14毫克/分升的葡萄糖讀值，因此誤差降低了75%。
也有測試其它的干擾物，而與YSI參照數值比較起來，該些摻入干擾物的樣本之葡萄糖讀值的降低或該葡萄糖測量中的偏差也極為顯著且出乎意料。如圖12所顯示的，對於乙醯胺苯酚(其濃度為15毫克/分升)，波形1、2以及4的該葡萄糖讀值之偏差(與參照數值比較)至少降低約20%。當干擾物為乙醯胺苯酚(濃度為15毫克/分升)時，該偏差的降低非常的顯著，其最大值約為75%(波形4)，最小值約為50%(波形3)。如圖13中所顯示的，當干擾物為抗壞血酸(濃度為4.5毫克/分升)時，波形1、2以及4之該偏差降低至少20%。
可以根據本文所描述的系統來實現一用於測定一葡萄糖濃度的方法。圖14中顯示一例示的邏輯圖。在此方法中，該些步驟可包括在步驟1402中，將一生理液體樣本置放在接近該生物感測器之該至少兩電極的該試劑上。通常，該生物感測器係被配置為容許該液體樣本與該生物感測器上的該試劑反應。特別是，會以一開放電路的形式來提供一起始準備延遲。此起始準備延遲之目的在於允許該樣本在該起始電壓脈衝(其可為正極性)施加前，浸濕該葡萄糖感測化學部分，進而導致一尖峰電流反應的測量。在每一例示的波形1-4 中，係施加持續時間約為1秒的起始準備延遲。然而依據該葡萄糖感測化學部分的潤濕速率，例如約0.5秒至約5秒的起始準備延遲也是合適的。在步驟1404中，該方法包括依照順序施加一複數個正以及負電脈衝至該等至少兩電極，其中該順序具有一複數個正電脈衝，且其中一正電脈衝為該順序中第一個脈衝，以及至少一正電脈衝與該順序中的最終電脈衝相鄰。須注意的是在較佳實施例當中，有提供一持續時間約為0.5秒至約5秒的起始正電壓脈衝。由此脈衝之施加所造成的該電流反應據信為包含一誤差電流，其係透過該血液中的干擾物質之直接氧化而產生的。在該起始正脈衝後，該系統可切換到至少一持續時間約為0.5秒至約5秒的負電壓脈衝。由此些脈衝之施加所造成的該電流反應據信為包含一降低的誤差電流，其係透過該血液中的干擾物質之直接氧化而產生的。其據信為藉由後續的正以及負脈衝(例如圖5A、6A、7A或8A)，經由此些脈衝之施加所造成的電流反應(在例如圖5B、6B、7B或8B中)包含一降低的誤差電流，其係透過該血液中的干擾物質之直接氧化而產生的。
再參照圖14，其中須注意的是該施加步驟1404進一步包括步驟1406，其為在不連續的時間間隔中驅動該複數個正電脈衝，且在每一間隔中，每一該些正電脈衝之電壓係維持在一大至恆定的振幅中；以及在步驟1408中，在至少一不連續的時間間隔中驅動至少一負電脈衝，且在該至少一不連續的間隔中，該至少一負電脈衝之電壓係維持在一大至恆定的振幅中，為了說明之目的而將其顯示於圖5A、6A、7A以及8A中。在對於分析物的測定中，該系統可被配置為使用步驟1410或1412兩者之一，或使用步驟1410以及1412兩者。在原先的配置中，該系統可考量在步驟1410中，執行在一第一預定持續時間中，測量一來自該生物感測器的第一電流輸出(圖5B、6B、7B或8B中)之步驟，其中該電流輸出係由該順序中的至少一負電脈衝之施加所造成的。或者，該系統可考量僅包括步驟1412，其中該邏輯執行在一第二預定時段中，測量一來自該生物感測器的第二電流輸出，其中該電流輸出係由該順序中的至少一負電脈衝之施加所造成的。在該後一種配置中，該系統考量步驟1410以及1412兩者，以 讓該系統進行至步驟1414。在步驟1414，該邏輯依據該第一以及第二電流輸出兩者至少一個來測定一葡萄糖濃度；以及公佈該測定步驟1416之結果(在步驟1418中)。在該測定步驟1416中，可憑藉一合適的關聯來決定該葡萄糖濃度，其中該關聯係代表與該試劑的反應中實際被轉化之葡萄糖的比例。這樣合適的關聯可包括方程式3或方程式4。如本文中所使用的術語「公佈」係代表可通過文字、音訊、視訊或任何適用於與一使用者、與該使用者之照護員或一醫療服務提供者通信之模式的組合，來提供一公告。
雖已藉由特定變化例及例示圖來說明本發明，此技藝中具有通常知識者可理解本發明不限於所述之變化例或圖形。此外，雖然先前描述的方法與步驟指出某些情況會以某些順序發生，其應意指某些步驟不需要以所描述之順序來執行，而可以任何順序來執行，只要該步驟能使實施例以其預期目的來運行。因此，本專利意圖涵蓋落在揭示內容之精神內或與申請專利範圍中出現之等效變化例。
100‧‧‧生物感測器
100’‧‧‧另一生物感測器
200‧‧‧分析物計
204‧‧‧顯示器
206‧‧‧使用者介面輸入
208‧‧‧第一標記
210‧‧‧使用者介面輸入
212‧‧‧第二標記
214‧‧‧使用者介面輸入
216‧‧‧第三標記
218‧‧‧資料埠

Claims (23)

  1. 一種分析物測量系統，其包含：一生物感測器，其具有至少兩個電極以及一置放於接近該等至少兩個電極的試劑；一分析物測量計，其包含：一電源供應；記憶體，其用於儲存資料；以及一微處理器，其耦接至該電源供應以及該記憶體以及該生物感測器，且該微處理器被配置為藉由以下步驟來測定一生理樣本中的一分析物濃度：依照順序施予正及負電脈衝至該等至少兩電極，其中該正電脈衝為複數個；且在至少一不連續的間隔中，至少有一正電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中；以及在至少一不連續的間隔中，至少有一負電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中；在一預定時段內，除了該等至少兩個電極的複數個電脈衝的第一電脈衝之外，自每一該複數個電脈衝獲得至少一電流輸出；以及依據該至少一電流輸出來計算一分析物濃度。
  2. 一種分析物測量系統，其包含：一生物感測器，其具有至少兩個電極以及一置放於接近該等至少兩個電極的試劑；一分析物測量計，其包含：一電源供應；記憶體，其用於儲存資料；以及一微處理器，其耦接至該電源供應以及該記憶體以及該生物感測器，且該微處理器被配置為藉由以下步驟來測定一生理樣本中的一分析物濃度：依照順序施予正及負電脈衝至該等至少兩電極，其中該順序中具有數個電脈衝，該些電脈衝係施加於不連續的間隔中；且在每一間隔中，每一該正電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中，以及至少有一負電脈衝之電壓係在一大致恆定的振幅中； 自該等至少兩個電極，於一第一預定時段之每一時間期間獲得至少一第一電流輸出，其中該第一電流輸出係由該順序中至少一正電脈衝之施加所造成的，且該至少一正電脈衝非為該第一正脈衝；自該等至少兩個電極，於一第二預定時段之每一時間期間獲得至少一第二電流輸出，其中該第二電流輸出係由該順序中至少一負電脈衝之施加所造成的；以及依據該第一以及第二電流輸出中至少一電流輸出來計算一分析物濃度。
  3. 如申請專利範圍第1項之系統，其中該生物感測器包含一基板，且該等至少兩個電極係置放於該基板上，其中該等至少兩個電極包含三個電極，該等三個電極中任一個電極包括一參考電極，以及該等三個電極其餘的兩個電極為工作電極。
  4. 如申請專利範圍第1項之系統，其中該至少一電流輸出包含該最終電脈衝之一負電流輸出。
  5. 如申請專利範圍第4項之系統，其中該微處理器係配置為以下列形式的一方程式來計算該分析物濃度： 其中 I N 包含來自該順序中的最終電脈衝之一負電流輸出；斜率包含自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距包含自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
  6. 如申請專利範圍第2項之系統，其中該微處理器係配置為以下列形式的一方程式來計算該分析物濃度： 其中 I E 包含該第一電流輸出 I P 以及該第二電流輸出 I N 之平均； I P 包含至少一電流輸出，或自該第一正脈衝以外的每一正脈衝所測量的該些第一輸出電流之平均電流輸出； I N 包含至少一電流輸出，或自該順序中的每一負脈衝所測量的該些第二輸出電流之平均電流輸出；斜率包含自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距包含自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
  7. 如申請專利範圍第6項之系統，其中該順序包含k次脈衝，且該些第一輸出電流以及該些第二輸出電流包含在該k次脈衝之每次脈衝中的一預定時間上所測量之一輸出電流。
  8. 如申請專利範圍第7項之系統，其中該些第一輸出電流之每一輸出電流包含在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的一預定持續時間中的該些正輸出電流之一總和。
  9. 如申請專利範圍第7項之系統，其中該些第二輸出電流之每一輸出電流包含在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的一預定持續時間中的該些負輸出電流之一總和。
  10. 如申請專利範圍第9項之系統，其中該k至少為2。
  11. 如申請專利範圍第5項之系統，其中該微處理器係配置為以下列形式的一方程式來計算該分析物濃度： 其中 I P 包含自該順序中的該第一正電脈衝以外的該順序之正電脈衝所測量的輸出電流之一平均；斜率包含自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及 截距包含自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
  12. 如申請專利範圍第11項之系統，其中該分析物濃度包含該分析物濃度G P 以及G N 之總合的平均。
  13. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該些脈衝的順序包含k次的脈衝，以及該第一次電流包含在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的該第一預定時段中的該些電流輸出之一平均。
  14. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該些脈衝的順序包含k次的脈衝，以及該第一次電流包含在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的該第一預定時段中的該些電流輸出之一總合，其中該k包含至少為2的任一整數。
  15. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該些脈衝的順序包含k次的脈衝，以及該第二次電流包含在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的該第二預定時段中的該些電流輸出之一平均，其中該k包含至少為2的任一整數。
  16. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該些脈衝的順序包含k次的脈衝，以及該第二次電流包含在該具有k次脈衝之順序中的每一脈衝中的該第二預定時段中的該些電流輸出之一總和，其中該k包含至少為2的任一整數。
  17. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該第一以及第二預定時段之每一時段皆包含約相同長度的持續時間。
  18. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該第一預定時段包含約200毫秒以及該第二預定時段包含約200毫秒。
  19. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該正電脈衝之該振幅包含約400毫伏特，以及該負電脈衝之該振幅包含約負400毫伏特。
  20. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該正電脈衝之持續時間包含自約0.5秒至約5秒之間的任一持續時間長度。
  21. 如申請專利範圍第3項之系統，其中該負電脈衝之持續時間包含自約0.5秒至約5秒之間的任一持續時間長度。
  22. 一種使用分析物測量計來測定一生理樣本中的分析物濃度之方法，其中該分析物測量計具有一微處理器耦接至一電源供應及記憶體以及一生物感測器具有一試劑置放於至少兩個電極上，該方法包含：加入一生理液體樣本至接近該生物感測器之該等至少兩個電極的該試劑上；依照順序施予複數個正及負電脈衝至該等至少兩個電極，其中該順序具有複數個正電脈衝，且一正電脈衝為該順序中的第一個脈衝，以及在相鄰於該順序中之最終的脈衝中包含至少一正電脈衝，該施予步驟包括：於不連續的時間間隔中驅動該複數個正電脈衝，以及在每一間隔中，該些正電脈衝之每一電脈衝的電壓係在一大致恆定的振幅中，以及在至少一不連續的時間間隔中驅動至少一負電脈衝，以及在該至少一不連續的時間間隔中，該至少一負電脈衝的電壓係在一大致恆定的振幅中；於一第一預定持續時間中，自該等至少兩個電極測量一第一電流輸出，其中該第一電流輸出係由該順序中至少一負電脈衝之施加所造成的；於一第二預定時段中，自該等至少兩個電極測量一第二電流輸出，其中該第一電流輸出係由該順序中至少一負電脈衝之施加所造成的；依據該第一以及第二電流輸出中至少一電流輸出來測定一分析物濃度；以及公佈來自該測定步驟之該分析物濃度。
  23. 如申請專利範圍第22項之方法，其中該測定步驟包含以下列形式的一方程式來計算該分析物濃度： 以及其中： I E 包含該第一電流輸出 I P 以及該第二電流輸出 I N 之平均； I P 包含自該第一正脈衝以外的每一正脈衝所測量的該些第一輸出電流之平均電流輸出； I N 包含自該順序中的每一負脈衝所測量的該些第二輸出電流之平均電流輸出；斜率包含自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中；以及截距包含自一批次的生物感測元件之校正測試所獲得的數值，其中此特定的生物感測器係來自該批次的生物感測元件之中。
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