TWI603083B

TWI603083B - 用以測量樣品中之分析物及計算血容比鈍感血糖濃度之系統及方法

Info

Publication number: TWI603083B
Application number: TW103104194A
Authority: TW
Inventors: 斯蒂芬布萊絲
Original assignee: 希拉格國際有限公司
Priority date: 2013-02-12
Filing date: 2014-02-10
Publication date: 2017-10-21
Also published as: EP2956765A1; EP2956765B1; EP2956765B9; HK1217537A1; US20140224674A1; TW201447300A; WO2014125420A1; US9261478B2

Description

用以測量樣品中之分析物及計算血容比鈍感血糖濃度之系統及方法

關於施加複數個測試電壓至測試條並測量測試條之測試槽中電化學反應所產生之電流暫態輸出的方法及系統。

對當今社會而言，諸如血液或血液衍生產物之生理流體中的分析物偵測具有不斷增加的重要性。分析物偵測檢定用在包括臨床實驗室測試、家庭測試等各種應用中，其中這類測試的結果在診斷與管理各種病情中扮演重要角色。受關注的分析物包括用於糖尿病管理的葡萄糖、膽固醇之類。響應此分析物偵測之日漸增長的重要性，已發展各種用於臨床與家庭使用兩者的分析物偵測規程和裝置。

用於分析物檢測的一類方法是電化學方法。在這樣的方法中，將含水液體樣品放入電化學電池中的樣品接收腔室中，該電化學電池包括兩個電極，例如相對和工作電極。使該分析物與一氧化還原反應物反應以形成一可被氧化(或可被還原)的物質，其含量對應至該分析物濃度。然後電化學地估計可氧化(或可還原)物質的存在量並與存在於初始樣品中的分析物量相關聯。

這樣的系統很容易受到各種類形的無效率或誤差之影響。例如，血容比及干擾物質可能會影響該方法之結果。

申請人已發現一迄今為止未知的新穎技術，可使分析物量測有更高的精細度和準確度，即使在樣品中存在有可能會影響分析物量測準確度之各種不同的物質含量。在一個態樣中，提供了一種使用葡萄糖量測系統測定血糖濃度的方法。該系統包括測試條及測試計。該測試計具有一配置用於施加複數個測試電壓至該測試條以及量測一由該測試條之一測試槽中的電化學反應所造成的電流暫態輸出之微控制器。該方法可以藉由以下來實現：在置放一樣品後開始一測試序列；使樣品中之葡萄糖從一形式轉變為一不同形式；切換該第一電壓至與該第一電壓不同的第二電壓；改變該第二電壓至與該第二電壓不同的第三電壓；至少在該第一電壓切換至該第二電壓的期間或之後的任何時間點，量測來自該些電極之電流暫態之一第一電流輸出；至少在該測試槽中維持該第三電壓的期間或之後的任何時間點，量測該電流暫態之一第二電流輸出；以及根據該第一及第二電流輸出的比值的對數來計算血糖濃度。

在又另一個態樣中，本發明提供一分析物測量系統，其包括一生物感測器及一分析物量測計。該生物感測器具有至少兩個電極，且鄰近該等電極處置放有試劑。該分析物量測計包括一用於插入該生物感測器的埠，以使該量測計之微控制器與該至少兩個電極電性連接，使得在置放一液體樣品後，該微控制器會開始一測試序列以測量來自施加至該生物感測器之電極之電壓之第一及第二電流輸出並根據該第一及第二電流的比值的對數來測定分析物濃度。

以下特徵可以個別與上述各個態樣組合，或者這些特徵可以一起與上述各個態樣組合以形成在本發明範疇內之變體。例如，在一測試序列開始後約2.25秒測量該第一電流輸出並在該測試序列開始後約4.4秒測量該第二電流輸出且k可包括約2.5；該第一電流輸出可包括在該測試序列開始後約1秒至該測試序列開始後約4秒所測得的電流輸出總和，且該第二電流輸出可包括在該測試序列開始後約4秒至該測試序列開始後約5秒所測得的電流輸出總和；或者該計算可包括使用如下形式之方程式：

其中 G 代表葡萄糖濃度

I _T包含從一批測試條之線性回歸分析所得到的截距； S _L包含從一批測試條的線性回歸分析所得到的斜率； I ₁包含一第一電流輸出，其係測得自在該測試序列開始後約1秒至約4秒間之任何時間點之電流暫態； I ₂包含一第二電流輸出，其係測得自在該測試序列開始後約4秒至約5秒間之任何時間點之電流暫態；以及 k 包含一自約1至約2的係數。

在前述的揭示態樣中，方法中所述的步驟，例如測量、估計、計算、運算、導出及/或使用(可能與一方程式連結)可以一電子回路或一處理器執行。這些步驟也可以作為儲存於電腦可讀媒體上之可執行指令來實施；當以一電腦執行時，該等指令可以執行前述方法中任一者之步驟。

在本揭露之另外的態樣中，有多個電腦可讀媒體，每一媒體包含可執行指令，當以一電腦執行時，該等指令執行前述方法中任一者之步驟。

在本揭露之另外的態樣中，有多個裝置，如測試量測計或分析物測試裝置，每個裝置或量測計包含一經配置以執行前述方法中任一者之步驟的電子電路或處理器。

當參考下列本發明例示性實施例中更詳細的敘述，並結合第一個簡述之附圖時，熟悉此項領域技術者將清楚可知這些和其它的實施例、特徵及優點。

10‧‧‧量測計/測試計

11‧‧‧外殼

13‧‧‧資料埠

14‧‧‧顯示器

14a‧‧‧顯示器連接器

16‧‧‧使用者介面按鈕

18‧‧‧使用者介面按鈕

20‧‧‧使用者介面按鈕

22‧‧‧測試條埠通路

34‧‧‧電路板

35‧‧‧運算放大電路

38‧‧‧微控制器

40‧‧‧非揮發性記憶體

42‧‧‧時脈

46‧‧‧第一無線模組

56‧‧‧側邊緣

58‧‧‧側邊緣

60‧‧‧間隔

61‧‧‧樣品接收槽

62‧‧‧葡萄糖測試條

63‧‧‧第二接觸墊

64‧‧‧第二電極層、第二電極

65‧‧‧U型切口

66‧‧‧第一電極層、第一電極

67‧‧‧第一接觸墊

67a‧‧‧第一接觸墊、叉尖

67b‧‧‧第一接觸墊、叉尖

68‧‧‧切口

70‧‧‧埠

72‧‧‧反應劑層

76‧‧‧第一連接軌跡

78‧‧‧第二連接軌跡

80‧‧‧遠端

82‧‧‧近端

100‧‧‧測試計

101‧‧‧第二電極連接器

102a‧‧‧第一電極連接器

102b‧‧‧第一電極連接器

106‧‧‧測試電壓單元

107‧‧‧電流量測單元

164‧‧‧第一壁

166‧‧‧第二壁

202‧‧‧視覺顯示器

210‧‧‧記憶體單元

212‧‧‧處理器

併入本文且構成此說明書之一部分的附圖說明本發明之目前較佳的實施例，並連同上文給定的先前技術及下文給定的實施方式共同用於解釋本發明的特徵(其中相同數字表示相同元件)。

圖1A說明較佳的血糖量測系統。

圖1B說明位在圖1A的測試計中的各種組件。

圖1C說明適用於本文揭示的系統和方法中的組裝測試條之立體圖；圖1D說明適用於本文揭示的系統和方法中的未組裝測試條之分解立體圖；圖1E說明適用於本文揭示的系統和方法中的測試條之近端部分的放大立體圖；圖2為本文揭示的測試條之一個實施例的底部平面圖；圖3為圖2的測試條之側邊平面圖；圖4A為圖3的測試條之頂部平面圖；圖4B為圖4A的測試條之近端部分的部分側視圖；圖5為圖示與本文揭示的部分測試條電接面的測試計之簡化示意圖；圖6A顯示由圖5之測試計以規定的時間間隔，施加至工作電極以及相對電極的三階脈衝電位波形之實例；圖6B顯示因為施加圖6A中所施加之電壓而由生理樣品所產生之電流暫態CT；圖7A說明該新穎的簡化技術對大約兩千個測試樣品的準確度，其係與樣品的實際值相比；圖7B說明該習知但計算複雜的技術對大約兩千個測試樣品的準確度，其係與樣品的實際值相比；以及圖8說明一替代技術對大約兩千個樣品的準確度，其與圖7B中的習知技術相比亦為一良好技術。

必須參考圖式來閱讀以下的詳細說明，其中不同圖式中的類似元件係以相同方式編號。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理論。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。

如本說明書中所用者，用於任何數值或範圍上之用語「約」或「約略」係指合適的尺度容差，而讓部分或組件集合能夠針對其所欲之目的(如本說明書中所述者)發揮作用。更具體的說，「約」或「大約」可參照所述數值±10%的範圍，例如「約90%」可意指81%~99%之數值範圍。此外，如本文所述，「病患」、「宿主」、「使用者」及「對象」的詞係指任何人類或動物對象，且並未打算將這些系統及方法限制於人類用途而已，即使將本發明用於人類病患中代表一較佳的實施例。本文中所使用的「震盪訊號」包括電壓訊號或電流訊號，其分別改變電流的極性或交替方向或為多方向的。如本文中所使用，用語組「電訊號」或「訊號」係包括直流訊號、交流訊號或電磁頻譜內的任何訊號。術語「處理器」、「微處理器」或「微控制器」係具有同樣含意且可被互換使用。如本文中所使用，用語「告示」及其字根詞變化指示可經由文字、音訊、視覺或所有模式組合或對使用者的通信媒體提供告示。

圖1A說明包括測試計10和處於血糖測試條62形式的生物感測器之糖尿病管理系統。值得注意的是，可以將測試計(測試計單元)指稱為分析物量測和管理單元、血糖計、測試計以及分析物量測裝置。在一實施例中，該量測計單元可與一胰島素輸送裝置、一額外的分析物測試裝置以及一藥物輸送裝置結合。可以將該測試計單元經由纜線或適當的無線技術例如GSM、CDMA、藍牙、WiFi及類似者連接至遠端電腦或遠端伺服器。

請參照回圖1A，血糖計或測試計單元10可以包括外殼11、使用者介面按鈕(16、18及20)、顯示器14以及條埠開口22。使用者介面按鈕(16、18及20)可設以允許輸入數據、瀏覽選單及執行命令。使用者介面按鈕18可以處在雙向扳動式開關的形式。資料可包括代表分析物濃度或資訊的數值，其中該資訊與個人的日常生活型態相關。有關每日生活方式的資訊可以包括食物攝取、藥物使用、健康檢查事件以及一般健康狀況與個人之運動程度。可以將測試計10之電子組件配置於電路板34上，電路板34在外殼11內部。

圖1B說明(以簡要示意的形式)配置於電路板34之頂部表面上的電子元件。於該頂部表面上，該等電子元件包括條埠連接器22、操作放大器電路35、微控制器38、顯示器連接器14a、非揮發性記憶體40、時鐘42以及第一無線模組46。在底部表面上，該等電子元件可以包括電池連接器(未顯示)及資料埠13。微控制器38可以電連接至條埠連接器22、操作放大器電路35、第一無線模組46、顯示器14、非揮發性記憶體40、時鐘42、電池、數據埠13以及使用者介面按鈕(16、18及20)。

運算放大電路35可包括兩個或多個運算放大器，其配置為提供一部分的恆電位儀功能以及電流量測功能。電位自調器功能可以指稱在測試條之至少二電極之間施加測試電壓。該電流功能可指由該施加的測試電壓所造成之一測試電流的量測。該電流測量可以使用電流對電壓轉化器來進行。微控制器38可為一混合信號微處理器(MSP)，例如德州儀器混合信號微處理器430。該德州儀器混合信號微處理器430可被配置為亦執行一部分的該恆電位儀功能以及該電流量測功能。此外，該混合信號微處理器430也可包括揮發性以及非揮發性記憶體。在另一實施例中，可將許多該電子元件與該微控制器整合為一特定應用積體電路(ASIC)的形式。

可將測試條埠連接器22配置為用以形成一至該測試條的電性連接。可將顯示器連接器14a配置為附加至顯示器14。顯示器14可為一液晶顯示器的形式，用於報告量測的葡萄糖水平，以及便於生活型態相關資訊的進入。顯示器14可選擇性地包括一背光。資料埠13可接收一連結至一連接導線的合適連接器，因此讓葡萄糖計10鏈結至一外部裝置，例如一個人電腦。資料埠13可為任何能允許資料傳輸的埠，例如一串列、通用串列匯流排或一平行埠。時鐘42可設以保持與使用者所在地理區域相關的現行時間，也可用於測量時間。可將該量測計單元配置為電性連接至一電力供應，例如一電池。

圖1C至1E、2、3以及4B顯示一適用於本文所描述之方法以及系統的例示性測試條62之不同視圖。在一實施例中提供一測試條62，其包括一自一遠端80延伸至一近端82的長型主體，且其具有側邊緣56、58，如圖1C所描繪。如圖1D所顯示，該測試條62也包括一第一電極層66，一第二電極層64以及一間隔60夾在該兩電極層64以及66之間。該第一電極層66可包括一第一電極66、一第一連接軌跡76以及一第一接觸墊67，其中該第一連接軌跡76 電性連接該第一電極66至該第一接觸墊67，如圖1D以及4B所顯示。需注意該第一電極66為該第一電極層66之一部分，其緊接在該反應劑層72的下方，如圖1D以及4B所顯示。類似地，該第二電極層64可包括一第二電極64、一第二連接軌跡78以及一第二接觸墊63，其中該第二連接軌跡78電性連接該第二電極64至該第二接觸墊63，如圖1D、2以及4B所顯示。需注意該第二電極64為該第二電極層64之一部分，其就在該反應劑層72的上方，如圖4B所顯示。

如顯示的，該樣品接收槽61由靠近該測試條62之該遠端80的該第一電極66、第二電極64以及該間隔60所界定，如圖1D以及4B所顯示。該第一電極66以及該第二電極64可個別地界定樣品接收槽61之該底部以及該頂部，如圖4B所描繪。該間隔60的一切口區域68可界定該樣品接收槽61的側壁，如圖4B所描繪。在一態樣中，該樣品接收槽61可包括埠70，其提供一樣品進口或一開孔，如圖1C至1E所顯示。例如，其中一個埠可以允許流體樣品進入，並且其他的埠可以允許空氣流出。

在例示性的實施例中，樣品接收腔室61(或測試槽或測試腔室)可以具有小的容積。例如，腔室61可以具有範圍從約0.1微升至約5微升、約0.2微升至約3微升、或較佳約0.3微升至約1微升的容積。為了提供小的樣品容積，切口68可以具有範圍從約0.01cm²至約0.2cm²、約0.02cm²至約0.15cm²或較佳約0.03cm²至約0.08cm²的面積。此外，第一電極66與第二電極64可以具有範圍從約1微米至約500微米的間隔，較佳的是介於約10微米及約400微米之間，更佳的是介於約40微米及約200微米之間。電極的相對緊密間距還可以允許氧化還原循環發生，其中在第一電極66產生的氧化媒介物可以擴散到第二電極64而變成還原，而且後續擴散回第一電極66而再次變成氧化。所屬領域具一般知識者將了解像這樣的不同容積、面積或電極之間隔皆不脫離本發明之構思與範疇。

在一個實施例中，第一電極層66和第二電極層64可以是由諸如金、鈀、碳、銀、鉑、氧化錫、銥、銦或上述之組合(例如摻雜銦的氧化錫)等材料所形成的傳導性材料。此外，可以藉由濺鍍、無電極電鍍或網版印刷製程將傳導性材料配置於絕緣片(未圖示)上來形成該等電極。在一個例示性的實施例中，第一電極層66和第二電極層64可以分別從濺鍍鈀和濺鍍金製成。可以用來作為隔片60的適當材料包括各種絕緣材料，例如塑膠(例如PET、PETG、聚醯亞胺、聚碳酸酯、聚苯乙烯)、矽、陶瓷、玻璃、黏著劑及上述之組合。在一個實施例中，隔片60可以處於在聚酯片的相對側上塗覆雙側黏著劑的形式，其中該黏著劑可以是壓力敏感或熱活化的。申請人指出用於該第一電極層66、該第二電極層64或間隔60之其他不同的材料皆不脫離本發明之構思與範疇。

該第一電極66或該第二電極64兩者其中之一可執行一工作電極的功能，其取決於該施加測試電壓的幅度或極性。該工作電極可以量測與還原媒介物濃度成比例的有限測試電流。例如，假使電流限制物種為還原媒介物(例如亞鐵氰化物)，則該還原媒介物可以在第一電極66被氧化，只要相對於第二電極64測試電壓足夠大於氧化還原媒介物電位。在這樣的情況下，第一電極66執行工作電極的功能而第二電極64執行相對/參考電極的功能。申請人注意到的是，可以將相對/參考電極簡稱為參考電極或相對電極。當全部的還原媒介物已經在工作電極表面耗竭時發生有限的氧化，使得測得的氧化電流與還原媒介物從整體溶液往工作電極表面擴散的通量成比例。用語「整體溶液」係指足夠遠離工作電極的溶液部分，其中還原媒介物不在耗竭區內。應當注意的是，除非另有對於測試條62的陳述，否則此後所有由測試計10施加的電位將被相對於第二電極64陳述。

類似地，假使測試電壓足夠小於氧化還原媒介物的電位，則還原媒介物可以在第二電極64被氧化成為有限的電流。在這樣的情況下，第二電極64執行工作電極的功能而第一電極66執行相對/參考電極的功能。

一開始，分析可以包括經由埠70將一量的流體樣品引入樣品接收腔室61。在一態樣中，該埠70或該樣品接收槽61可被配置為利用毛細作用來讓該液體樣品填充該樣品接收槽61。可使用一親水性試劑來塗佈該第一電極66或第二電極64以促進該樣品接收槽 61的毛細作用。例如，可將具有一親水基的硫醇基衍生物(如：2-巰基乙烷磺酸)塗佈在該第一電極或該第二電極上。

在以上測試條62的分析中，試劑層72可以包括以PQQ輔助因子及鐵氰化物為基礎的血糖脫氫酶(GDH)。在另一實施例中，以PQQ輔助因子為基礎的酶GDH可以被置換為以FAD輔助因子為基礎的酶GDH。當將血液或控制溶液給入樣品反應腔室61時，血糖被GDH_(ox)氧化，而且在過程中將GDH_(ox)轉化為GDH_(red)，如以下的化學轉化T.1所示。須注意GDH_(ox)指稱的是的氧化狀態，而GDH_(red)指稱的是的還原狀態。

T.1 D-葡萄糖+GDH_(ox) → 葡萄糖酸+GDH_(red)

接下來，GDH_(red)再藉由鐵氰化鉀(即為被氧化的媒介物或Fe(CN)₆ ^3-)重新生成回其具活性的氧化態，如以下的化學反應式T.2所示。在重新生成GDH_(ox)的過程中，亞鐵氰化鉀(即為被還原的媒介物或Fe(CN)₆ ^4-)是由化學反應式T.2所示的反應中生成的：T.2 GDH_(red)+2 Fe(CN)₆ ^3- → GDH_(ox)+2 Fe(CN)₆ ^4-

圖5提供一簡化示意圖，其顯示一測試計100接合一第一接觸墊67a、67b以及一第二接觸墊63。可使用該第二接觸墊63來經由一U型切口65建立一電性連接至該測試計，如圖2所描繪。在一實施例中，該測試計100可包括一第二電極連接器101，以及一第一電極連接器(102a、102b)、一測試電壓單元106、一電流量測單元107、一處理器212、一記憶體單元210，以及一視覺顯示器202，如圖5所顯示。第一接觸墊67可以包括兩個表示為67a和67b的分叉。在一個例示性的實施例中，第一電極連接器102a和102b分別單獨連接至分叉67a和67b。第二電極連接器101可以連接至第二接觸墊63。測試計100可以量測分叉67a和67b之間的電阻或電連續性，以測定測試條62是否電連接至測試計10。可在此處利用該電極64及66，使用交變信號來檢測該樣品的物理特性。或者，可在測試槽中提供單獨的附加電極以用於使用交變信號檢測該樣品的物理特性。

圖6A為複數個照預定的時間間隔施加至該測試條62的測試電壓之例示性圖表。該複數個測試電壓可包括時間長度為一第一時間間隔t ₁之一第一測試電壓E1、時間長度為一第二時間間隔t ₂之一第二測試電壓E2、時間長度為一第三時間間隔t ₃之一第三測試電壓E3。該第三電壓E3可在電動勢的幅度上、極性上或兩者的結合上與該第二測試電壓E2不同。在一較佳實施例中，E3可與E2有同樣的幅度但是相反的極性。一葡萄糖測試時間間隔t _G代表一數量的時間，其用以執行該葡萄糖測試(但不一定是與該葡萄糖測試相關的所有計算)。葡萄糖測試時間間隔t _G之範圍可為約1.1秒至約5秒。此外，如圖6A中所描繪，該第二測試電壓E2可包括一直流(DC)測試電壓部分，以及一疊加的交流(AC)或交替震盪的測試電壓部分。可以t _cap表示的一時間間隔來施加該疊加交替或震盪的測試電壓部分。

於任何該時間間隔期間量測到的該複數個測試電流值，其取樣頻率範圍可以從約每微秒量測一次至約每100毫秒量測一次，較佳地係約每50毫秒量測一次。雖然於此描述一連續地使用三個測試電壓的實施例，該葡萄糖測試可包括不同數量的開路以及測試電壓。例如，作為一種替代實施例，該葡萄糖測試可包括時間長度為一第一時間間隔之一開路、時間長度為一第二時間間隔之一第二測試電壓、時間長度為一第三時間間隔之一第三測試電壓。應注意的是上述使用的「第一」、「第二」以及「第三」是為了表達上的方便，並不一定反映該些測試電壓的施加序列。例如，一實施例可具有一電位波形，其中可在施加該第一以及第二測試電壓前施加該第三測試電壓。

在該例示性系統中，該系統之方法可在第一電極66以及第二電極64之間施加一時間長度為第一時間間隔t ₁(例如圖6A中的1秒)之第一測試電壓E1(例如圖6A中的約20mV)。該第一時間間隔t ₁之範圍為約0.1秒至約3秒，且較佳地為約0.2秒至約2秒，且最佳地為約0.3秒至約1.1秒。

該第一時間間隔t ₁可為足夠長以讓樣品可完全地充滿該樣品接收或測試槽61(由第一壁164和第二壁166部分地限定)，且讓該反應劑層72可至少部分地溶解或溶劑化。在一方面，該第一測試電壓E1可為一相對接近該媒介物之該氧化還原電位的數值，以讓一相對小的還原或氧化電流被量測。圖6B顯示在該第一時間間隔t ₁期間觀察到與該第二時間間隔t ₂以及第三時間間隔t ₃相較之下相對小量的電流。例如，當使用鐵氰化物或亞鐵氰化物作為該媒介物時，圖6A中的該第一測試電壓E1之範圍可為約1毫伏(「mV」)至約100mV，較佳地為約5mV至約50mV，且最佳地為約10mV至約30mV。雖然在該較佳的實施例中，該施加的電壓為正值，但是也可利用該相同但是為負值的電壓來完成本發明之該預期的目的。

請參照回圖6A，在施加該第一測試電壓E1之後，該測試計10(透過該微控制器)於第一電極66以及第二電極64之間施加一第二測試電壓E2(例如，圖6A中的約300mV)，其時間長度為一第二時間間隔t ₂(例如，圖6A中的約3秒)。該第二測試電壓E2可為一與該第一測試電壓E1不同的數值，且與該媒介物氧化還原電位比較起來可足夠負，以讓一極限氧化電流在該第二電極64被量測。例如，當使用鐵氰化物或亞鐵氰化物作為該媒介物時，該第二測試電壓E2之範圍可為約0mV至約600mV，較佳地為約100mV至約600mV，且更佳地為約300mV。

該第二時間間隔t ₂應足夠長以使被還原的媒介物(例如亞鐵氰化鉀)之產生速率可依據一極限氧化電流的幅度來監測。被還原的媒介物是藉由與該反應劑層72的酵素反應來產生的。在該第二時間間隔t ₂中，一極限數量之被還原的媒介物在第二電極64被氧化，且一非極限數量之被氧化的媒介物在第一電極66被還原，以在第一電極66以及第二電極64之間形成一濃度梯度。

在一例示性的實施例中，該第二時間間隔t ₂應足夠長以使一足夠數量的鐵氰化鉀可擴散至該第二電極64或從該第一電極上的該反應劑擴散。在該第二電極64需要一足夠數量的鐵氰化鉀，以讓一在該第一電極66氧化亞鐵氰化鉀之極限電流可在該第三測試電壓E3時被量測。該第二時間間隔t ₂可少於約60秒，且其範圍較佳地可為約1.1秒到約10秒，更佳地可為約2秒到約5秒。同樣地，在圖6A中該標示為t _cap的時間間隔也可持續超過一時間範圍，但是在一例示性的實施例中，其為期約20毫秒。在一例示性的實施例中，在施加該第二測試電壓E2後再約0.3秒至約0.4秒後施加該疊加交替的測試電壓部分，且引發一具有頻率為約109Hz且振幅為約+/-50mV之正弦波。

圖6B顯示在該第二時間間隔t ₂開始之後有一相對小的尖峰i _pb，接著為在該第二時間間隔t ₂期間的一氧化電流之絕對值的逐漸增加。該小尖峰i _pb是因為在一自第一電壓E1至第二電壓E2的轉換後，內源或外源的還原因子(例如尿酸)之氧化所造成的。隨後，在因為亞鐵氰化鉀的產生而造成該小尖峰i _pb後，氧化電流有一逐漸且絕對的降低，其中該亞鐵氰化鉀的產生是由反應劑層72所導致的，接著該亞鐵氰化鉀再擴散至第二電極64。

在施加該第二測試電壓E2之後，該測試計10在該第一電極66以及該第二電極64之間施加一第三測試電壓E3(例如圖6A中的約-300mV)，其時間長度為一第三時間間隔t ₃(例如圖6A中的1秒)。該第三測試電壓E3可為一與該媒介物氧化還原電位比較起來足夠正的數值，以讓一極限氧化電流在該第一電極66被量測。例如，當使用鐵氰化物或亞鐵氰化物作為該媒介物時，該第三測試電壓E3之範圍可為約0mV至約-600mV，較佳地為約-100mV至約-600mV，且更佳地為約-300mV。

該第三時間間隔t ₃可足夠長，以用於依據該氧化電流的幅度來監測靠近該第一電極66之被還原的媒介物(例如亞鐵氰化鉀)之擴散。在該第三時間間隔t ₃中，一極限數量之被還原的媒介物在第一電極66被氧化，且一非極限數量之被氧化的媒介物在第二電極64被還原。該第三時間間隔t ₃之範圍可為約0.1秒到約5秒，且較佳地為約0.3秒到約3秒，且更佳地可為約0.5秒到約2秒。

圖6B顯示在該第三時間間隔t ₃起始時有一相對大的尖峰i _pc，接著降低成一穩態電流i _ss數值。在一實施例中，該第二測試電壓E2可具有一第一極性以及該第三測試電壓E3可具有一與該第一極性相反的第二極性。在另一實施例中，該第二測試電壓E2與該媒介物氧化還原電位比較起來可為足夠負，以及該第三測試電壓E3與該媒介物氧化還原電位比較起來可為足夠正。可在該第二測試電壓E2後緊接著施加該第三測試電壓E3。然而，熟悉此項技術者將了解到可依據測定分析物濃度之方式來選擇該第二以及第三測試電壓的幅度以及極性。

請參照圖6B，在從該第二電壓轉變至該第三電壓之後，該系統亦測量來自該電極之電流暫態之一第二電流輸出，接著在該電極維持該第三電壓之後，該系統繼續估算一接近該電流暫態之一穩態電流輸出的電流。

之後，該系統根據該第一、第二及第三電流暫態之電流輸出以及該分析物計算係數計算出血糖濃度。特別地是，利用如方程式1所示之葡萄糖演算法可計算出該葡萄糖濃度G：其中i ₁係一第一測試電流值，i ₂係一第二測試電流值，i ₃係一第三測試電流值，且該術語a、p、及z可以是根據經驗導出的分析物計算係數。

所有方程式1中的測試電流值(例如i ₁、i ₂及i ₃)均使用該電流的絕對值。該第一測試電流值i ₁及該第二測試電流值i ₂可以藉由一或多個在第三時間間隔t ₃期間發生的預先測定的測試電流值的平均值或總和來各自定義。術語i ₂係一第二電流值，其係根據在第三時間間隔期間所測得之一第四電流值i ₄、一第五電流值i ₅及一第六電流值i ₆。該第三測試電流值i ₃可以藉由一或多個在第二時間間隔t ₂期間發生的預先測定的測試電流值的平均值或總和來定義。熟悉此項技術者將瞭解到選擇「第一」、「第二」及「第三」的名稱係為了方便起見，並不必然反映計算該電流值的序列。方程式1的導出可在美國專利第7,749,371號(2010年7月6日公告，於2005年9月30日申請，標題為「快速電化學分析的方法和裝置」)中找到，其全文均併入本申請案中作為參考。

現在參照圖6A及6B，在t ₁結束時及第二測試電位時間間隔t ₂開始時(圖6A)所觀察到的尖峰電流(圖6B)可表示為i _pb，且在第三測試電位時間間隔t ₃開始時(圖6A)顯示的尖峰電流可表示為i _pc。方程式2描述當一測試條62以一含有干擾物且沒有葡萄糖的樣品測試時，第一電流暫態CT及第二電流暫態CT之間的關係。

方程式2 i _pc -2i _pb=-i _ss

在樣品中沒有葡萄糖的情況下，一般認為該反應劑層72不會產生大量被還原的媒介物。因此，該電流暫態只會反映出干擾物的氧化。在約1.0秒的早期時間標度，假設反應劑層72因為葡萄糖反應而不會產生顯著量的被還原的媒介物。此外，假設該產生的被還原的媒介物主要會維持在第一電極66附近(其係反應劑層72最初被存放的地方)，並且不會顯著擴散到第二電極64。因此，該i _pb的大小主要歸因於在第二電極64的干擾物的氧化，其係一直接的干擾物電流。

在已提供該第三電壓E3至該測試條後(例如約-300mV)的約4.1秒的期間，在葡萄糖的存在下，反應劑層72因為葡萄糖反應會在第一電極66產生一顯著量的被還原的媒介物。一顯著量的被還原的媒介物也可因為被氧化的媒介物與干擾物之可能氧化而產生。正如前面提到的，干擾物減少被氧化的媒介物會促成一電流，其可稱為一間接電流。此外，也可直接在第一電極66氧化干擾物，其可稱為一直接電流。對於該媒介物可在工作電極被氧化的情況，可假設該直接氧化和間接氧化的總和近似等於一直接氧化電流，其係當該工作電極上未置放有被氧化的媒介物時會測得之電流。總而言之，該i _pc的大小係歸因於直接和間接的干擾物氧化，以及在該第一電極66中的葡萄糖反應。由於已測定i _pb主要受干擾物控制，i _pc可與i _pb共同使用以測定一校正因子。例如，如下面所示，i _pb可在一數學函數中與i _pc併用以測定一經校正的電流i _2(Corr)，其與葡萄糖成正比且對干擾物較鈍感：

應注意到i _pb係在該第二測試電位時間間隔t ₂開始後測得且i _pc係在該第三測試電位時間間隔t ₃開始時測得。申請人注意到，基於圖6A及6B中的測試電壓以及測試電流波形，i _pc可能為在約4.1秒的測試電流值，且i _pb可能為在約1.1秒的測試電流值。

方程式3係根據經驗導出以計算電流i _2(Corr)，其係與葡萄糖成正比且已移除掉歸因於干擾物之一相對部分的電流。將術語i _ss加至分子及分母兩者，以在無葡萄糖存在時允許分子趨近於零。應用該第二電位後對穩態電流i _ss的測定在美國專利第8,163,162號中有詳述，其在此併入本申請案中作為參考。其他計算i _ss的方法實例可在美國專利第5,942,102及6,413,410號中找到，其中每個的全文皆併入本申請案中作為參考。

接下來，將在約5秒的測試電流值乘以一常數K ₈(例如0.678)以估計 i _ss。因此， i _ss可近似表示為 i (5)×K ₈。術語K ₈可利用方程式4來估計，其中該數字0.975係關於在施用該第三電壓E3後的時間(秒)，其對應於測試條62之特定實施例中在約5秒的電流，其係在0.95及1秒間的平均電流(假設在約0.95秒及1秒間為一隨著時間的線性變化)，該術語D為血液中的典型擴散係數，假定為約每秒5×10^-6cm²，且該術語L代表間隔60的高度，假定為約0.0095cm：

因此，一第一血糖濃度G可藉由方程式5測定，該方程式係利用電流i _2(Corr)(其與葡萄糖成正比且已移除掉歸因於干擾物之一相對部分的電流)：其中：；；以及其中 a、b、c、p 及 zgr 係葡萄糖計算係數。

雖然在該較佳的實施例中，該施加的電壓為正值，但是也可利用該相同但是為負值的電壓來完成本發明之該預期的目的。

在此例示性性實施例中，i _pb係在約1.1秒測得的電流；i _pc係在約4.1秒從測試條62的電極測得的電流；i _ss係在約5秒測得的電流。為了便於符號表示，用於此習知葡萄糖濃度計算的方程式5.1可用下面如方程式5.2的符號來表示：

應注意到雖然從方程式5及5.2得出的結果是讓人滿意的，八個方程式必須利用6個閾值，其使用11個係數及68個電流測量值。這增加了該微控制器的計算負擔，同時增加了複雜性以及在微控制器韌體中犯錯的更大可能性。

因此，本發明人發現了一種迄今為止的新穎技術，藉由根據兩個所測得電流的比值的對數，可取得和習知技術一樣精確的葡萄糖結果但卻更簡單得多。沒有料到的是，該電流比的對數被發現與生理液體樣品的葡萄糖濃度強烈地且線性地相關，並且與該液體樣品的的血容比有較弱的相關性。亦即，該新穎但較簡單的技術與習知(但複雜)的技術一樣精確，但該新穎技術普遍對血容比的干擾影響鈍感。

該新穎技術包含使用兩種電流測量值：(1)一第一電流 I ₁(在第一極性)，其係得自由602所定義之時間範圍中至少任何時間點之電流暫態CT，其係在該第一電壓E1切換至該第二電壓E2之期間或之後的電流輸出暫態CT(例如，典型地為自圖6B中之測試序列開始後約1秒至約4秒)；及(2)一第二電流 I ₂(較佳為與該第一電流極性相反)，其係得自由604所定義之整個時間範圍中至少任何時間點之電流暫態CT，其係在維持該第三電壓E3之後的電流輸出暫態CT(例如，典型地為該測試序列開始後約4秒至約5.5秒)。該第一電流 I ₁與該第二電流 I ₂的比值絕對值係表示為「r」。接著該比值的對數(乘以該第二電流)係表示為數量X(量值為微安(microamperes))。數量X係與該生理液體樣品之葡萄糖濃度強烈且線性地相關，並與該液體樣品之血容比有較弱的相關性或基本上鈍感。因此可根據從一批生物感測器之電流暫態之線性回歸分析所得到的「截距」或I _T以及從該同批生物感測器之電流暫態之S _L之「斜率」來測定葡萄糖濃度或「G」。

概括地說，可以從下列方程式6.1-6.3中一系列的測量和計算來測定葡萄糖結果：G=I _T+S _L * X 方程式6.1

X=log(kr)I ₂ 方程式6.2

其中：G代表葡萄糖濃度

I _T代表從一批生物感測器之線性回歸分析所得到的截距； S _L代表從一批生物感測器之線性回歸分析所得到的斜率； I ₁代表一在第一極性的第一電流，其係測得自在該測試序列開始後約1秒至約4秒間之任何時間點之電流暫態； I ₂代表一在第二極性的第二電流，其係測得自在該測試序列開始後約4秒至約6秒間之任何時間點之電流暫態；X代表一電流幅度，其與該葡萄糖濃度成正比；以及k代表一自約1至約2的係數。

可將方程式6.1-6.3結合在一起以得出方程式6.4：

從方程式6.1可清楚看出該葡萄糖濃度G一般為該第一電流與該第二電流的比值的對數，且其他的術語 I _T、 S _L及k係針對一特定批次的測試條的製造參數。

與其用在一特定的時間點所測得的電流作為 I ₁或 I ₂，取而代之的是使用在一預定的時間間隔內所測得之第一電流和第二電流各自的電流總和，其中該時間間隔係參照相對於該測試序列的開始時間。在一實例中，該第一電流可為自該開始時間後約1.4秒至該開始時間後約4秒間所測得之電流輸出的總和，且該第二電流可為自該開始時間後約4.2秒至該開始時間後約5秒間所測得之電流輸出的總和。可在一個適當的時間間隔(例如每5毫秒至50毫秒)採樣該電流輸出以用於相加。該第一及第二電流輸出可各自為下面的形式：

總而言之，可看出與習知技術(其利用八個方程式，帶有6個閾值，其使用11個係數及68個電流測量值)相比，分析物濃度可以用三個方程式、兩個電流測量值和一個係數來確定。此外，本發明人的新穎技術也較簡單，可使分析物濃度的計算更加快速，驗證測試證實該新穎技術(圖7B)可與該習知技術(圖7A)相媲美，其係在ISO要求的參考分析物數據的±15mg/dL或15%(以較大者為準)內。該新穎技術不只較簡單，其亦通常不受範圍為20%至60%血容比的血容比干擾影響。

如圖7A所示，對於該新穎技術，在三個不同批的測試條中約有2160個測試條被測得其葡萄糖濃度範圍為約61mg/dL至約585mg/dL(血容比為19%-61%)。以自測試序列開始後約2.25秒量測之該第一電流輸出 I ₁，自該測試序列開始後約4.4秒量測之該第二電流輸出 I ₂以及約2.5的係數k，圖7A的結果顯示根據該新穎技術的計算結果(亦即圖7A中y軸的「計算的葡萄糖結果」)相對於實驗室級別的測量結果(亦即圖7A中x軸的「實際的葡萄糖結果」)，約有99.0%的葡萄糖濃度在ISO的要求內。該新穎技術使約99.0%的測試樣品在ISO的要求內，與更複雜且計算密集的習知技術(會使約99.8%的測試樣品在ISO的要求內，此處如圖7B中所示)相比亦為一非常良好之技術。

熟悉此項技術者將瞭解到為該第一及第二電流選擇不同的時間點將會得出不同的結果，使得一些結果可能會比圖7B中的原始技術更準確或不準確。例如，在一替代實施例中，該第一電流輸出 I ₁係在約4秒時量測且該第二電流輸出 I ₂係在約5秒時量測，係數k設定為約1.2，與圖7A(99%)或圖7B(99.8%)中的結果相比，圖8中的結果指出約95.2%被測量的樣品在該ISO的要求內。

雖然該替代實施例可能沒有那麼高百分比的葡萄糖濃度在ISO的要求內，應認為該值在擬定作為分析物測試條的用途上仍是可行的。

雖已藉由特定變化例及例示性圖來說明本發明，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，在上述方法及步驟指示以某種序列發生之特定事件之處，此技藝中具有通常知識者可理解可修改某些步驟的序列且這類修改係根據本發明之變化例。另外，當可行時，可以在平行程序中共同地執行，還有如上述般相繼地執行其中一些步驟。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。