TWI632365B - 葡萄糖量測系統以及用以自一生物感測器取得葡萄糖濃度之方法 - Google Patents

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Abstract

本案係關於可利用一生物感測器得到更加準確的分析物濃度的系統以及方法，其係藉由取得兩種校準代碼，一個代碼用於因製造變異所生的批次校準而另一個代碼用於因流體試樣之所量測物理特性所生的時間校準。

Description

葡萄糖量測系統以及用以自一生物感測器取得葡萄糖濃度之方法
本案係關於可利用一生物感測器得到更加準確的分析物濃度的系統以及方法。
本申請案主張先前申請之美國專利申請案序號第13/896,986號(2013年5月17日申請，代理人案號DDI5265USNP)以及序號第61/824549號(2013年5月17日申請)之優先權利益，茲引用先前申請案併入本案以供參照。
電化學葡萄糖測試條(如LifeScan,Inc.提供之OneTouch® Ultra®全血測試套組中所使用的測試條)係被設計用來測量一糖尿病病人之生理流體試樣中的葡萄糖濃度。該葡萄糖測量法可基於酵素葡萄糖氧化酶(GO)對葡萄糖的選擇性氧化反應。該反應可作用於一葡萄糖測試條，概括為下列式1及式2。
式1 葡萄糖+GO(ox) → 葡糖酸(Gluconic Acid)+GO(red)
式2 GO(red)+2 Fe(CN)6 3- → GO(ox)+2 Fe(CN)6 4-
如式1所示，葡萄糖被氧化態之葡萄糖氧化酶(GO(ox))氧化為葡糖酸。須注意的是GO(ox)亦可被稱為「氧化態酵素」。在方程式1過程中的反應過程期間，該氧化態酵素GO(ox)被轉換成還原態，其表示為GO(red)(即「還原態酵素」)。接著，如式2所示，還原態酵素GO(red)藉由與Fe(CN)6 3-(被指稱為氧化媒介物亦或鐵氰化物)反應 再氧化回GO(ox)。於再產生GO(red)回氧化態GO(ox)的過程中，Fe(CN)6 3-被還原回Fe(CN)6 4-(被指稱為還原媒介物亦或亞鐵氰化物)。
當上述反應是以施加於兩個電極之間呈電位形式的一測試訊號進行時，可藉由已還原的媒介物在電極表面處的電化學再氧化作用，而產生呈電流形式的一測試訊號。因此，由於在一理想環境中，在上述之化學反應期間所產生之亞鐵氰化物之量係與定位於電極之間之試樣中的葡萄糖量有直接比例關係，因此所產生之測試輸出訊號將與試樣之葡萄糖含量成比例。一媒介物(如鐵氰化物)為一種從一酵素(如葡萄糖氧化酶)接收電子然後將電子提供給一電極的化合物。當試樣中的葡萄糖濃度增加，所形成之還原態媒介物的量也會增加；因此，測試輸出訊號(產生自還原態媒介物之再氧化)與葡萄糖濃度之間具有一直接關係。特別是，該些電子穿過電性介面的轉移將導致一測試輸出訊號的流動(每氧化態之1莫耳的葡萄糖將產生2莫耳的電子)。因此，由導入葡萄糖所得的測試輸出訊號可稱為葡萄糖輸出訊號。
上面提到之電化學生物感測器可大量生產，大約每年生產數億且甚至數十億之此種生物感測器。極大批數的相同產品之製造不可避免地導致所得產品的變異增加。除其他因素外，這是由以下因素之變異所驅使：製造設定(生產線)；使用的材料；以及容積輸出量(強調製造能力)。一般而言，良好作業規範之任務是透過控制所有的處理程序以及材料參數(設定、關鍵品質因素等等)而限制所遭遇的變異，而與通過完整的產品特性化及其可製造性所得到的知識具一致性。然而，無論製造處理程序的操作端再怎麼良好，完美再現的生產線是永遠無法達成的。通常在製造產品所需的精力、達成的產率、生產的產品量、以及產品所需滿足的規範效能目標之間調和折衷。在製造過程中控制量越精細，整體產品通常越昂貴。
一種其他人已運用來處理製造變異之技術是接受較低之產率。舉例而言，如果產率為90%的所製造生物感測器中具有廣泛變異，生產者可以單純地放棄較大百分比(50%或以上)不在可接 受製造變異中的生物感測器。然而，這樣會因為大量丟棄生物感測器而導致浪費以及增加的成本。
另一種技術是運用校準參數，即熟悉本領域之技術人員所稱的校準斜率以及校準截距。簡言之，可藉由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電流作圖)而產生校準曲線，且該圖之最小平方配適之式為y=m*mx+c以對該批或批次所剩下的測試條提供批次斜率m以及批次截距c的數值。此圖可分為若干離散區域且對圖內每一區域指定一代碼。代碼本身以於其上執行校準之特定批次的截距以及斜率兩者編索引。
利用PCT/GB2012/053279、PCT/GB2012/053277、以及PCT/GB2012/053276(其具有美國臨時專利申請案第61/581,087號、第61/581,089號、第61/581,099號、及第61/581,100號、以及第61/654,013號之優先權)中所說明、顯示以及請求的近來發明之更準確的測試量測系統及方法，申請人已發明一種新穎且更準確的測試條所用的新技術，以確保參考基準的緊密一致性。特定而言，申請人已發明一種方法，其可使生物感測器透過使用二種校準代碼而達成更準確的分析物濃度，一個代碼用於因製造變異所生的批次校準，而另一個代碼用於因流體試樣之所量測的物理特性所生的時間校準。時間校準代碼允許更準確地判定何時取樣或量測生物感測器所輸出的訊號，而校準代碼確保與參考基準的緊密一致性。
在第一態樣中，申請人發明一種系統用以判定一流體中的分析物濃度。該系統包括一生物感測器以及一處理器。該生物感測器具有經組態以接收一輸入訊號的至少一電極，該輸入訊號起始設置於該至少一電極上的一流體試樣與一酵素之間的一電化學反應。該處理器連接到一記憶體以及一電源供應器，以驅動至少一輸入訊號至該生物感測器之該至少一電極。在此系統中，該處理器經組態以取得一批次校準代碼以及一計時校準代碼，使得該處理器基於計時校準代碼，自測試測量序列之一開始判定自該試樣量測輸出訊號之一 特定時間，並依在該特定時間所量測之該等輸出訊號以及該批次校準代碼來確定該流體試樣中的一分析物量。
在第二態樣中，申請人已發明一種系統用以判定一流體中之分析物濃度。該系統包括一生物感測器以及一處理器。該生物感測器具有經組態以接收一輸入訊號之至少一電極，該輸入訊號起始設置於該至少一電極上的一流體試樣與一酵素之間的一電化學反應；該處理器連接到一記憶體以及一電源供應器，以驅動至少一輸入訊號至該生物感測器之該至少一電極，該處理器經組態以鄰近一特定時間而量測輸出訊號，該特定時間由該計時校準代碼及自該測試測量一開始之一標稱時間所指定，使得依鄰近該特定時間之所量測訊號輸出以及該校準代碼而計算出該流體中之一葡萄糖濃度，且告示該葡萄糖濃度。
進一步，發明人已發明分析物測量技術之第三態樣，用以自一生物感測器取得葡萄糖濃度，該生物感測器具有經組態以連接一血糖儀之至少一電極，該方法可由下列步驟達成：使一流體試樣與該至少一電極接觸，以開始一測試測量；取得一計時校準代碼；基於該計時校準代碼而計算自該測試測量之開始的一特定時間點(tc)用以取樣該試樣之一訊號輸出；施加一訊號輸入至該試樣；量測該試樣從一測試測量之開始的一訊號輸出；鄰近在該測試測量之開始後的至少該特定時間點處判定至少一特定訊號輸出；取得一校準代碼；自該至少一特定訊號輸出以及該校準代碼計算出一葡萄糖濃度。
在又一第四態樣中，申請人已發明一種以一生物感測器判定一葡萄糖濃度之方法。該生物感測器具有經組態以連接至一血糖儀之一訊號源的至少一電極。該方法可以藉由以下步驟來實現：取得一校準代碼以及一計時校準代碼；施加一輸入訊號至該試樣，以使該試樣中的該葡萄糖產生一物理變化並開始一測試測量；鄰近一特定時間而自該試樣量測一訊號輸出，該特定時間係由該計時校準代碼及自該測試測量一開始之一標稱時間所指定；依該量測步驟的該訊號輸出及該取得步驟的該校準代碼，計算出該流體中的一葡萄糖濃度；以及告示來自該計算步驟之該葡萄糖濃度。
在第五態樣中，申請人已發明一種以一生物感測器判定一葡萄糖濃度之方法。該生物感測器具有經組態以連接至一血糖儀之一訊號源的至少一電極。該方法可以藉由以下步驟來實現：在一流體試樣與該至少一電極接觸時，隨即起始一測試測量序列之開始；取得該生物感測器之一計時乘數係數(y1)以及一計時加成係數(y2)；依該校準乘數係數及該校準加成係數，導出測量該試樣所輸出之訊號的特定時間點；取得該生物感測器之一斜率校準(x1)以及一截距校準(x2)；自該測試測量之開始量測該試樣所輸出之一訊號；鄰近在該測試測量之開始後的至少該特定時間點判定至少一特定訊號輸出；自該至少一特定訊號輸出、該斜率校準以及該截距校準計算出一葡萄糖濃度；以及告示來自該計算步驟之該葡萄糖濃度。
在第六態樣中，申請人已發明一種以一生物感測器判定一流體中的一分析物濃度的方法。該生物感測器經組態以利用一分析物量測計進行測量。該方法可以藉由以下步驟來實現：驅動一訊號進入該生物感測器；當一輸出訊號高於一預定臨限值時，開始一測試序列；取得該生物感測器特定之一批次校準代碼及該生物感測器特定之計時校準代碼；基於來自該計時校準代碼之資訊而判定自該測試序列之開始之一特定時間用以量測來自該生物感測器之輸出訊號；在該特定時間量測該等輸出訊號；依在該特定時間所量測的該等輸出訊號以及該批次校準代碼來確定該流體中之分析物量。
在第七態樣中，申請人已提供一種系統用以判定在具有待判定之分析物的一流體試樣中的分析物濃度。該系統包括一生物感測器以及一量測計。該生物感測器具有儲存於該生物感測器中的一批次校準代碼以及一計時校準代碼。該量測計經組態以取得該校準代碼以及該計時校準代碼，使得用以量測該生物感測器的輸出訊號的一測量時間是自該計時校準代碼取得，而該試樣中的該分析物之一表示是自該批次校準代碼及該量測的該等輸出訊號所取得。
且對於這些不同態樣，下面的特徵也可與先前揭露之彼等態樣以各種組合來利用：該計時校準代碼係與一時間乘數值以及一加成值相關聯；該校準代碼係與該生物感測器之一特定批次之一 斜率及該生物感測器之一特定批次之一截距相關聯；該取得批次校準代碼之步驟可包含從該生物感測器的一儲存容器或是該生物感測器本身中之一者傳輸該批次校準代碼至該血糖儀之一接收器；該傳輸步驟可包含對設置在該生物感測器中之一RFID標籤供電，以將該批次校準代碼傳輸至設置於該血糖儀中之一RFID讀取器；該取得計時校準代碼之步驟可包含從該生物感測器的一儲存容器或是該生物感測器本身中之一者傳輸該計時校準代碼至該血糖儀；該傳輸步驟可包含對設置在該生物感測器中之一RFID標籤供電，以將該計時校準代碼傳輸至設置於該血糖儀中之一RFID讀取器；該取得步驟可包含從該生物感測器的一儲存容器或是該生物感測器本身中之一者傳輸該校準乘數係數及該校準加成係數至該血糖儀；該取得步驟可包含從該生物感測器的一儲存容器或是該生物感測器本身中之一者傳輸該斜率校準以及該截距校準至該血糖儀。
在本揭示內容之上述態樣中，該等判定、估計、計算、運算、導出及/或利用(可能結合一式)之步驟可由一電子電路或一處理器執行。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。
在本揭示內容之另外的態樣中，具有若干電腦可讀媒體，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。
在本揭示內容之另外的態樣中，具有若干裝置，如測試儀或分析物測試裝置，每個裝置或量測計包含一經組態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，並結合首先簡述之附圖時，該領域中熟諳此技藝者將清楚可知此等和其它的實施例、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
10a‧‧‧附加電極/屏蔽或接地電極
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‧‧‧測試條偵測桿/接觸墊
19a‧‧‧第三物理特性感測電極
19b‧‧‧第四物理特性感測電極/第 三電極軌道
20a‧‧‧物理特性感測電極
20b‧‧‧第四電極軌道
22‧‧‧試劑層
22’‧‧‧試劑層
22a‧‧‧重疊試劑層
22b‧‧‧重疊試劑層
24‧‧‧黏附部分
26‧‧‧黏附部分
28‧‧‧黏附部分
29‧‧‧間隔
32‧‧‧末端親水部分
34‧‧‧親水膜層
38‧‧‧頂層
50‧‧‧導電層/電極層
60‧‧‧黏附層
70‧‧‧親水層
80‧‧‧頂層
92‧‧‧試樣接收室/測試室
92a‧‧‧入口
94‧‧‧封蓋
95‧‧‧生理流體試樣
100‧‧‧測試條
101‧‧‧RFID標籤
102‧‧‧儲存藥瓶
200‧‧‧量測計
204‧‧‧顯示器
206‧‧‧第一使用者介面輸入
208‧‧‧第一標記
210‧‧‧第二使用者介面輸入
212‧‧‧第二標記
214‧‧‧第三使用者介面輸入
216‧‧‧第三標記
218‧‧‧資料埠
220‧‧‧測試條埠連接器
221‧‧‧測試條偵測線
300‧‧‧處理器
302‧‧‧記憶體
304‧‧‧特定應用積體電路(ASIC)
306‧‧‧類比界面
308‧‧‧核心
310‧‧‧ROM
312‧‧‧RAM
314‧‧‧輸入輸出(I/O)埠
316‧‧‧類比/數位(A/D)轉換器
318‧‧‧時鐘
320‧‧‧顯示驅動器
322‧‧‧無線收發器
401‧‧‧第二測試訊號/第一測試訊號/電壓
402‧‧‧電流暫態/訊號暫態/輸出暫態
404‧‧‧電流暫態/訊號暫態/輸出 暫態
406‧‧‧點/輸出訊號
408‧‧‧間隔
502~520‧‧‧步驟
併入本文且構成本說明書部分之附圖，繪示本發明之目前較佳的實施例，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繪示具有測試條100以及量測計200之分析物量測系統。
圖2A以簡化的示意形式繪示量測計200之組件。
圖2B以簡化示意圖繪示量測計200之一變化形式之較佳的實施。
圖3A繪示圖1系統中之該測試條100，其中具有兩個位於量測電極上游之物理特性感測電極。
圖3B繪示圖3A之該測試條之一變化形式，其中一屏蔽或接地電極係被提供於鄰近測試室的入口；圖3C繪示圖3B之該測試條的一變化形式，其中一試劑區域往上游延伸至覆蓋至少一個物理特性感測電極；圖3D繪示圖3A、圖3B及圖3C之測試條100之一變化形式，其中該測試條的某些組件被整合成一個單一單元；圖3B繪示圖3A之該測試條之一變化形式，其中一個物理特性感測電極係放置在鄰近入口處，而其他物理特性感測電極係位於測試槽的末端，而該等量測電極係放置於該成對的物理特性感測電極之間。
圖3C及圖3D繪示圖3A或圖3B之變化形式，其中該等物理特性感測電極係彼此相鄰地放置於該測試室的末端，且該等量測電極係位於該等物理特性感測電極的上游。
圖4A繪示時間之於對圖1之該測試條所施加電位的一圖。
圖4B繪示時間之於從圖1之該測試條所輸出訊號的一圖。
圖5繪示代表可從本發明所搜集的多種技術中之一者的邏輯圖。
圖6以所生產批數(亦即，整體斜率&截距位置被標記為「全部」)展示理想校準設定之變異(斜率&截距)。
圖7展示每一批數所達成準確度之差異(亦即，正向位移等同於改良，而負向位移表示不利效果)。
應參考圖式來閱讀以下的詳細說明，其中不同圖式中的相似元件係以相同編號表示。圖式不一定按比例繪製，其等描繪選定的實施例且不旨在限制本發明的範圍。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。本說明能明確地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、適應例、變化例、替代例與使用，包括當前咸信為實行本發明之最佳模式者。
如本文中所使用，用於任何數值或範圍上之用語「約」或「大約」係指合適的尺寸容差，其允許部件或組件之集合能夠針對其所欲之目的(如本文中所述者)發揮作用。更具體而言，「約」或「大約」可指所述數值±10%的數值範圍，如「約90%」可指其數值範圍是81%至99%。此外，如本文中所使用，「病患」、「宿主」、「使用者」及「對象」的用語係指任何人類或動物對象，且不旨在將這些系統或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。如本文中所使用，「振盪訊號」包括電壓訊號或電流訊號，其等分別改變電流的極性或交替方向或為多方向性的。亦在本文中使用的詞組「電訊號」或「訊號」係旨在包括直流電訊號、交流訊號或電磁頻譜內的任何訊號。用語「處理器」、「微處理器」、或「微控制器」係旨在具有同樣含意且可被互換使用。如本文中所使用，用語「告示」及其字根詞變化形式係指示可經由文字、音訊、視覺或所有通信模式或媒體之組合而對使用者提供之告示。為了通知使用者定性方面的結果，可以提供一指標，以經由紅色指標(或閃爍訊息)來表示該結果是在所要範圍之外，或藉由綠色指標或類似者表示該結果在該所要範圍之內。
圖1繪示一測試儀200，其藉由本文說明及詳述的方法與技術所製造之一測試條來測試一個體之血液中分析物(如葡萄糖)的位準。測試儀200可包括使用者介面輸入(206、210、214)，其可為一按鈕的形式，用以輸入資料、導覽選單及執行指令。資料可包括代表分析物濃度的數值及/或與一個體之每日生活型態相關的資訊。與每日生活型態相關之資訊可包括一個體的食物攝取、藥物使用、健康檢查事件、整體健康狀態及運動程度。測試儀200可同時包括一顯示器204，其可用來報告測得之葡萄糖位準及用來便於輸入生活型態相關資訊。
該測試儀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、及一第三使用者介面輸入214。該等使用者介面輸入206、210及214便於輸入及分析儲存於該測試裝置中的資料，從而使一使用者能透過顯示於顯示器204上之該使用者介面來導覽。該等使用者介面輸入206、210及214包括一第一標記208、一第二標記212、及一第三標記216，該等標記有助於將使用者介面輸入相關聯到顯示器204上的符號。
測試儀200可藉由插入一測試條100(或其在相關申請案中的變化形式)至一測試條埠連接器220、藉由按壓或短暫按住第一使用者介面輸入206、或藉由偵測通過資料埠218的資料流量來開啟。測試儀200可藉由移除測試條100(或其在相關申請案中的變化形式)、按壓或短暫按住第一使用者介面輸入206、導覽至並選擇一主選單螢幕中的量測計關閉選項、或藉由不按壓任何按鈕持續一預定時間來關閉。顯示器204可以選擇性地包括背光。
在一實施例中，測試儀200可經組態成在從第一測試條批次轉換至第二測試條批次時不接收(舉例而言)一來自任何外部來源的校準輸入。因此，在一例示性實施例中，量測計經組態以從外部來源(如一使用者界面(例如輸入206、210、214)、一插入的測試條、單獨的代碼密鑰、RFID標籤、近場通訊標籤、條碼、或代碼條)接收至資料埠218之校準輸入。該校準輸入可為歸屬於一特定的測試條批次的一組數值。例如，該校準輸入可包括用於一特定測試條批次的批次斜率及批次截距值。該校準輸入(例如批次斜率以及批次截距數值)可預設在該量測計中，其將於下文敘述。
參照圖2A，其顯示測試儀200之一例示性內部配置。測試儀200可包括一處理器300，其在本文敘述或說明的一些實施例中係一32位元RISC微處理器。在本文描述或說明之較佳實施例中，處理器300較佳係選自由德州達拉斯之德州儀器(Texas Instruments)製造的超低功率微處理器MSP 430系列。該處理器可透過輸入/輸出(I/O)埠314雙向連接至記憶體302，其在本文敘述及說明的一些實施例中係一EEPROM。該處理器300亦透過I/O埠314 連接至資料埠218、使用者介面輸入206、210及214、以及一顯示驅動器320。資料埠218可連接至處理器300，讓資料可在記憶體302及一外部裝置(如一部個人電腦)之間傳遞。合適的無線收發器322係提供於量測計之中，以使量測計能夠讀取儲存於貼附於生物感測器或藥瓶的可讀式記憶體標籤(例如，舉例而言射頻識別標籤或RFID標籤101)中的校準代碼以及計時代碼(圖1)。RFID之實例為本領域所周知，例如，舉例而言，歐洲專利案EP1825806、美國專利案US8390455、US8358210、或者US8410939，茲引用其等完整之揭示內容併入本申請案。
在一實施例中，使用者輸入界面206、210以及214係直接連接至處理器300。處理器300透過顯示驅動器320控制顯示器204。在製造測試儀200的期間，可將校準資訊(例如關於校準代碼之批次斜率及批次截距值)預先載入記憶體302。處理器300一旦透過測試條埠連接器220從該測試條接收到適當的訊號(如電流)，便可存取及使用此預先載入的校準資訊，以利用該訊號與校準資訊來計算一相對應的分析物位準(如血糖濃度)，而不需自任何外部來源接收校準輸入。
在本文敘述及說明的實施例中，測試儀200可包括一特定應用積體電路(ASIC)304，以提供電子電路用於測量已施加至插入至測試條埠連接器220中之測試條100(或其在相關申請案之變化形式)之血液中的葡萄糖位準。類比電壓可藉由一類比界面306傳入或傳出ASIC 304。來自類比界面306的類比訊號可利用類比/數位(A/D)轉換器316轉換成數位訊號。處理器300進一步包括一核心308、一ROM 310(含有電腦代碼)、一RAM 312及一時鐘318。在一實施例中，例如在一分析物測量後的一段期間，該處理器300係組態成(或編程成)停用所有使用者介面輸入，除了由該顯示器單元顯示分析物數值時的單一輸入外。在一替代的實施例中，該處理器300係組態成(或編程成)忽略來自所有使用者介面輸入的任何輸入，除了由該顯示器單元顯示分析物數值時的單一輸入外。該量測計200的詳細敘述與說明係顯示並敘述於國際專利公開申請案 WO2006040200，茲引用該案併入本申請案，如同在本文完整提出一般。
圖3A為測試條100之例示性分解透視圖，其可包括設置於基板5上的七個層。該等設置於基板5上的七個層可為一第一導電層50(亦可稱為電極層50)、一絕緣層16、兩個重疊試劑層22a與22b、一黏附層60(其包括黏附部分24、26及28)、一親水層70、以及一形成該測試條100之封蓋94的頂層80。測試條100可由一系列步驟製造，其中使用例如一網版印刷製程，將該導電層50、絕緣層16、試劑層22及黏附層60依序放置於基板5之上。需注意該等電極10、12及14係設置用於接觸該試劑層22a及22b，而該等物理特性感測電極19a及20a係被隔開且不與該試劑層22接觸。親水層70及頂層80係可自輥機設置並層疊至基板5之上，作為一整合疊層(integrated laminate)或個別層。測試條100具有遠端部分3及近端部分4，如圖3A中所示。
測試條100可包括一試樣接收室92使一生理流體試樣95可透過其汲取或被放置(圖3B)。本文所述之該生理流體試樣可為血液。試樣接收室92可包含一位於測試條100之近端的入口及位於側邊緣的出口，如圖3A所示。一流體試樣95可沿著軸L-L(圖3B)被施加至入口來填滿試樣接收室92以測量葡萄糖。如圖3A所描繪的，鄰近試劑層22的一第一黏附墊24以及一第二黏附墊26的每一側邊緣皆界定了試樣接收室92的一側壁。如圖3A所描繪的，試樣接收室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，試樣接收室92的一頂部部分或「頂板」可包括末端親水部分32。關於測試條100，如圖3A所示，基板5可用作一用於幫助支撐後續施加層的基座。基板5可為一聚酯片的形式，如聚對苯二甲酸乙二酯(PET)材料(Mitsubishi供應之Hostaphan PET)。基板5可為一輥形式，標稱為350微米厚、370毫米寬且約60公尺長。
形成可用於電化學測量葡萄糖之電極需要一導電層。第一導電層50可由網版印刷至基板5上的碳墨製成。在一網版 印刷程序中，將碳墨載入到一網版上並接著使用刮刀轉印通過網版。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)、及一或多種用於樹脂、碳及石墨混合物的溶劑。更具體而言，該碳墨可於碳墨中併入一碳黑：VAGH樹脂約為2.90：1之比例，及一石墨：碳黑約為2.62：1之比例。
關於測試條100，如圖3A所示，第一導電層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、第三及第四物理特性感測電極19a及19b、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、及一測試條偵測桿17。該等物理特性感測電極19a及20a係被提供有各自的電極軌道19b及20b。該導電層可由碳墨所構成。第一接觸墊13、第二接觸墊15、及參考接觸墊11可被調適成電性連接到一測試儀。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。相似地，第二工作電極軌道9提供一個從第二工作電極14到第二接觸墊15的連續導電通路。相似地，參考電極軌道7提供一個從參考電極10到參考接觸墊11的連續導電通路。將測試條偵測桿17電性連接到參考接觸墊11。將第三及第四電極軌道19b及20b連接到各自的電極19a及20a。一測試儀可藉由測量參考接觸墊11與測試條偵測桿17之間的連續性而偵測出測試條100已正確插入，如圖3A所示。
測試條100之變化形式顯示於申請人之相關申請案序號第61/581,087號、第61/581,089號、第61/581,099號、及第61/581,100號(全部皆於2011年12月29日同一日申請)；美國臨時專利申請序號第61/654,013號(於2012年5月31日申請)；以及國際專利申請案PCT/GB2012/053279、PCT/GB2012/053277以及PCT/GB2012/053276(於2012年12月28日申請)(以下簡稱「相關申請案」)。申請人之用意為，在本文中所請求之本發明範圍也可適用於但不限於在這些先前申請的相關申請案中所述的各種測試條。
在圖3B之實施例(其係圖3A之測試條的變化形式)中，提供一附加電極10a作為複數個電極19a、20a、14、12及10中 任一者的延伸。需注意的是，內建的屏蔽或接地電極10a係用以減少或消除任何使用者之手指或身體與該等特性測量電極19a和20a之間的電容耦合。該接地電極10a可讓任何電容被導離該等感測電極19a及20a。為此，接地電極10a可連接至其他五個電極之任一者或連接至其自身在量測計上用以連接至接地之單獨接觸墊(與軌道)，而不是透過各自的軌道7、8及9連接至一或多個接觸墊15、17、13。在一較佳實施例中，該接地電極10a係連接至三個電極中之其上放置有試劑22的一個電極。在最佳實施例中，該接地電極10a係連接至電極10。接地電極的優點在於，使該接地電極連接至該參考電極(10)以致不會對該工作電極測量產生任何額外的電流(其可能來自該試樣中的背景干擾化合物)。進一步藉由連接屏蔽或接地電極10a至電極10，這被認為有效增加相對電極10之尺寸，相對電極10之尺寸尤其在高訊號時可具限制性。在圖3B之實施例中，配置試劑使得其等不與測量電極19a以及20a接觸。或者，在圖3C之實施例中，該試劑22係配置成使該試劑22接觸感測電極19a及20a中至少一者。
如圖3D所示之測試條100的替代性版本，該頂層38、親水膜層34及間隔29結合在一起以形成一整合總成用於安裝至該基板5，且試劑層22'係設置為緊鄰絕緣層16'。
在圖3B之實施例中，該等分析物測量電極10、12及14係大致上設置為與圖3A、圖3C中或圖3D中之電極11、13及15之組態相同。或者，感測物理特性(例如，血容比)位準的電極可以空間分隔組態設置，其中一電極19a鄰近測試室92之入口92a，而另一電極20a位於測試室92的相對端部(顯示於相關申請案之圖3B中)，或感測電極兩者皆為遠離入口92a(顯示於相關申請案之圖3C以及圖3D中)。至少一個該生物感測器上的電極係設置與試劑層22接觸。
在圖3C以及圖3D中，物理特性(例如，血容比)感測電極19a及20a設置為彼此毗鄰，且可置放於沿軸線L-L鄰近電極14並位於其下游的測試室92之入口92a的相對端部，或鄰近入口92a(圖3A至圖3D)。在所有該些實施例中，該等物理特性感測電極 係與該試劑層22間隔開，使得當含有葡萄糖的流體試樣(例如血液或組織間隙液)存在時，該等物理特性感測電極不會受該試劑的電化學反應所影響。
正如已知的，習知以電化學為基礎的分析物測試條係採用一工作電極與一相關聯的相對/參考電極及酵素試劑層以促進與目標分析物的電化學反應，且因而判定該分析物的存在及/或濃度。例如，一用於判定流體試樣中葡萄糖濃度的以電化學為基礎的分析物測試條可採用一包括該酵素葡萄糖氧化酶及該媒介物鐵氰化物(其在該電化學反應期間還原至該媒介物亞鐵氰化物)的酵素試劑。此等習知分析物測試條和酵素試劑層係說明於，例如，美國專利第5,708,247號、第5,951,836號、第6,241,862號、和第6,284,125號；上述各專利係於此併入本申請案作為參考。在此方面，本文提供之各種實施例中所採用的該試劑層可包括任何適合的試樣可溶性酵素試劑，其中酵素試劑的選擇取決於所欲判定之分析物及體液試樣。例如，若欲判定一流體試樣中的葡萄糖，酵素試劑層22可包括葡萄糖氧化酶或葡萄糖去氫酶以及其他功能操作上必要的成分。
一般而言，酵素試劑層22包括至少一酵素及一媒介物。適合的媒介物之實例包括，例如，釕、氯化六氨釕(III)、鐵氰化物、鐵莘、鐵莘衍生物、鋨聯砒啶基複合物及醌衍生物。適當酵素的實例包括葡萄糖氧化酶、使用吡咯並喹啉醌(PQQ)輔助因子的葡萄糖脫氫酶(GDH)、使用煙醯胺腺嘌呤二核苷酸(NAD)輔助因子的GDH、和使用黃素腺嘌呤二核苷酸(FAD)輔助因子的GDH。可在製造過程中使用任何適合的技術來施加酵素試劑層22，例如網版印刷法。
申請人指出酵素試劑層亦可包含適合的緩衝劑(例如三(羥甲基)氨基甲烷鹽酸鹽(Tris HCl)、檸康酸鹽(Citraconate)、檸檬酸鹽及磷酸鹽)、羥乙基纖維素[HEC]、羧甲基纖維素、乙基纖維素與褐藻酸鹽、酵素穩定劑及其他該領域習知的添加物。
關於用於體液試樣中的分析物濃度測定的電極和酵素試劑層之用途的進一步詳細內容，儘管不存在相移測量電極、分析 測試條及本文所述相關方法，係於美國專利第6,733,655號中，其在此完全併入本申請案作參考。
在該測試條之各種實施例中，有兩種是對放置在該測試條上之流體試樣的測量。其中一種測量的是該流體試樣中分析物(例如葡萄糖)的濃度，而另一種測量的是相同試樣中的物理特性(例如，血容比)。該物理特性(例如，血容比)的測量係用來修改或修正該葡萄糖測量，以移除或減少紅血球對葡萄糖測量的影響。兩種測量(葡萄糖及血容比)可以依序、同時或期間重疊來執行。例如，可以先執行該葡萄糖測量，接著是該物理特性(例如，血容比)；可以先執行該物理特性(例如，血容比)測量，接著是該葡萄糖測量；兩種測量同時進行；或一測量的期間可與其他測量的期間重疊。各種測量係根據圖4A及圖4B詳細討論如下。
圖4A係一施加至測試條100及其如圖3A至圖3D所示的變化形式之測試訊號的例示性圖表。在一流體試樣施加至測試條100(或其在相關申請案之變化形式)之前，測試儀200係處於一流體偵測模式，其中約400毫伏的第一測試訊號係被施加於第二工作電極與參考電極之間。約400毫伏的第二測試訊號401較佳為同時施加於第一工作電極(例如，測試條100的電極12)與參考電極(例如，測試條100的電極10)之間。或者，該第二測試訊號亦可同時施加使該第一測試訊號之施加的時間間隔與該第二測試電壓之施加的時間間隔重疊。該測試儀可在起始時間為零的生理流體之偵測之前，在流體偵測時間間隔 T FD 期間處於一流體偵測模式。在該流體偵測模式中，測試儀200會判定何時一流體被施加至測試條100(或其在相關申請案之變化形式)使得該流體濕潤第一工作電極12或第二工作電極14及參考電極10。一旦測試儀200因為(例如)在相對於參考電極10之第一工作電極12或第二工作電極14之一者(或兩個電極)處所測得的測試電流足夠增加而辨識該生理流體已施加，測試儀200在零時間「0」處指定一零秒標記並開始測試序列時間間隔 T S 。測試儀200可以一合適的取樣率取樣電流暫態輸出，例如，舉例來說，每1毫秒到每100毫秒。在測試時間間隔 T S 完成後，該測試訊號會被除 去。為簡單起見，圖4A只顯示施加到測試條100(或其在相關申請案之變化形式)的第一測試訊號401。
此後，說明如何由在圖4A的測試電壓施加至該測試條100(或其在相關申請案之變化形式)時測得的已知電流暫態(例如，以時間為函數之所測得的電流響應(奈安培))判定葡萄糖濃度。
在圖4A中，施加至測試條100(或其在相關申請案之變化形式)的第一及第二測試電壓一般約從+100毫伏至約+600毫伏。在一實施例中，其中電極包括碳墨且媒介物包含鐵氰化物，該測試訊號係約+400毫伏。其他媒介物及電極材料組合將需要不同的測試電壓，如熟悉該領域之技藝人士所習知。測試電壓的持續時間通常為一反應期間之後約1至約5秒，典型地為反應期間後約3秒。一般而言，測試序列時間 T S 係相對於時間 t 0 所測量。當在圖4A中維持該電壓401達期間 T S 時會產生輸出訊號，如圖4B所示，且該第一工作電極12的電流暫態402在零時間開始產生，而同樣地該第二工作電極14的電流暫態404也在該零時間產生。需注意的是，當該等訊號暫態402及404置於相同參考零點，以物理術語來解釋該過程的話，在該兩個訊號之間會有一微小的時間差，其係由該室中的流體沿著軸L-L流向各該工作電極12及14所造成。然而，該等電流暫態係於該微控制器中取樣並組態以具有相同起始時間。在圖4B中，該等電流暫態逐漸增加直到一近似峰值的峰值時間 T p ，而在該時間，電流慢慢降低直到零時間後大約2.5秒或5秒中之一者。在點406處，大約在5秒時，可以測量各工作電極12及14的輸出訊號並將其相加在一起。或者，可將來自該等工作電極12及14其中僅一者的訊號加倍。由該特定測試條100及其變化形式的測試條參數(例如批次校準代碼偏移及批次z1)的知識可計算該分析物(例如，葡萄糖)濃度。在測試序列期間的各種時間位置處可取樣輸出暫態402及404以導出訊號IE(藉由加總各個電流IWE1及IWE2，或是將IWE1或IWE2其中之一加倍)。
需注意的是，「批次截距」(或「z2」)以及「批次斜率」(或「z1」)為生物感測器之參數值，其是藉由量測一批數或批次測試條的校準資料所得到的。作為校準參數的批次斜率為熟悉此項技 術者所清楚理解，其指的是由所量測分析物之預定量(單位)所產生電訊號量。類似地，批次截距亦為熟悉此項技術者所清楚理解，其為由生物感測器輸出訊號對應參考葡萄糖濃度之圖形的線性回歸所判定之值。為判定批次斜率以及截距，一般從批數或批次隨機選擇大約1500測試條。將提供者的生理流體(例如血液)分到各種分析物位準，一般為六個不同的葡萄糖濃度。一般來說，來自12個不同提供者的血液會被分到六個位準中的每一者。八個測試條由來自相同提供者及位準給予血液，因此該批數總共執行了12×6×8=576個測試。利用標準實驗室分析儀(如Yellow Springs Instrument(YSI))來測量得到這些對實際分析物位準(例如，血糖濃度)的基準。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電流作圖)，且該圖之最小平方適配之式為y=mx+c以為該批或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。申請人亦提供了在判定一分析物濃度期間導出該批次斜率的方法和系統。該「批次斜率」(或「z1」)可因此被定義為所量測葡萄糖濃度對比實際葡萄糖濃度(或測得電流對比YSI電流)所繪製圖的最佳配適線(line of best fit)之測得或導出的梯度。該「批次截距」(或「z2」)可因此被定義為所量測葡萄糖濃度對比實際葡萄糖濃度(或測得電流對比YSI電流)所繪製圖的最佳配適線與y軸的交叉點。
在此值得注意的是，前面所述的各種組件、系統和程序使申請人能提供本領域中迄今未有的分析物量測系統。具體而言，此系統包括一測試條，其具有一基板和連接到各別電極連接器的複數個電極。該系統進一步包括一分析物量測計200，其具有一外殼、一測試條埠連接器(其經組態以連接至該測試條之各別電極連接器)、以及一微控制器300，如圖2B所示。該微處理器300係與該測試條埠連接器220電連通以施加電訊號或感測來自該複數個電極的電訊號。
再參照圖2B，其為一量測計200的較佳實施細節，其中圖2A和圖2B中相同的標號具有共同的說明。在圖2B中，一測試條埠連接器220係由五條線連接至該類比介面306，該五條線包括 一阻抗感測線EIC以接收來自物理特性感測電極的訊號、驅動訊號至該(等)物理特性感測電極的交流訊號線AC、參考電極的參考線、以及來自各別工作電極1及工作電極2的電流感測線。一測試條偵測線221亦可提供用於該連接器220以指示一測試條的插入。該類比介面306提供四個輸入至該處理器300：(1)實阻抗Z'；(2)虛阻抗Z"；(3)自該生物感測器之工作電極1取樣或測得的輸出訊號或Iwe1；(4)自該生物感測器之工作電極2取樣或測得的輸出訊號或Iwe2。從該處理器300到該介面306有一輸出，以驅動頻率為25kHz到約250kHz或更高之任何數值的振盪訊號AC至該等物理特性感測電極。一相位差P(以度計數)可由實阻抗Z'以及虛阻抗Z"所決定。推導流體試樣之物理特性的阻抗感測技術之細節可搜集自PCT/GB2012/053279、PCT/GB2012/053277以及PCT/GB2012/053276，其優先權為美國臨時專利申請序號第61/581,087號、第61/581,089號、第61/581,099號、及第61/581,100號；及第61/654,013號，茲引用此等專利申請案之全部併入本申請案以供參照，如同在本文完整提出一般。
此後可自如下的式3來判定葡萄糖濃度G0：G 0=[I E -z 2]÷z 1 式3
其中IE為一訊號(例如，與分析物濃度成比例的電流)，其可為來自生物感測器中所有電極的總電流(例如，來自感測器100中的所有五個電極，工作電極12以及14兩者(其中IE=I we1 +I we2 或IE=2*((I we1 +I we2 )/2))或替代地來自其中一工作電極，其中IE=2* I we1 ，或IE=2* I we2 ；I we1 為在設定取樣時間時針對第一工作電極所量測的訊號(例如，電流)；I we2 為在設定取樣時間時針對第二工作電極所量測的訊號(例如，電流)；z1係得自一批次測試條之校準測試的值，而該特定測試條係來自該批次測試條； z2係得自一批次測試條之校準測試的值，而該特定測試條係來自該批次測試條。
變數z1及z2在製造後校準時可為彼此關聯，使得可以使用一單一代碼以代表相關斜率(即z1)以及截距(即z2)。亦即，可使用一單一代碼以關聯兩個校準參數，且可使用多重代碼來代表相關的校準參數對。舉例而言，表1說明了36個代碼的每一個關聯到相關的斜率以及截距參數，以確保一批次的生物感測器經校準為標準化的生物感測器葡萄糖測量響應。雖然代碼(1-36)是數字，但他們也可以被表示為以字母表示的代碼或甚至包括文字與數字的在批次放行的時點，收集關於z1及z2值的適當設定之測試資訊，並指定批次校準代碼(參見表1)。此資訊在包裝以及批次放行之前，被以合適的方法(例如，舉例而言RFID、條碼或NFC)鎖定於生物感測器或藥瓶102中。
在式3中，輸出訊號Iwe1或Iwe2是在測試測量序列期間的特定時間(或在特定間隔)t c 所量測。特定時間t c 可自下列式4得出：t c =(t u -t n )y 1+y 2+t n 式4
其中t c 為特定時間(以秒為單位)；t u 包括指定之取樣時間(以秒為單位)；t n 包括標稱取樣時間(以秒為單位)；y1包括自表2所導出的無因次時間乘數因子；以及y2包括自表2所導出的時間加成分量(以秒為單位)。
在某些實施例中，標稱取樣時間t n 可為2.5秒或5秒。在此等實施例中，指定的取樣時間t u 之決定可如PCT/GB2012/053276所示以及所述，其已在之前併入作參照，並在附錄以副本附上。特定言之，如PCT/GB2012/053276所述，「指定之取樣時間」可藉由了解流體試樣之物理特性而(自相同申請案的式7)判定，其較佳定義為阻抗特性IC或H。一旦判定流體的阻抗特性IC或H(如相同申請案中所述)，可設定「指定之取樣時間」或t u 為等於其中x1係約4.3e5；x2係約-3.9；以及x3係約4.8(全部在此相關申請案中說明)。
無因次時間乘數因子y1以及時間加成因子可由從1至30的計時校準代碼所得出，如此處表2所示。在表2中，時間乘數y1及時間加成因子y2可由儲存在生物感測器或儲存藥瓶102上的 單一代碼相關聯並傳輸到量測計，該量測計在記憶體中亦儲存有與表2相同的數組，如此一來，舉例而言如果生物感測器具有代碼「8」，量測計就知道要提取y1~1.05以及y2~(-0.05)。
或者，如式5，式3可表示為批次斜率以及批次截距之相對值：G 0=[I E -z 2 z 4]÷(z 1 z 2) 式5
其中：
G為葡萄糖濃度讀數[mg/dL]
IE為最終檢測時間時的電流[nA]
z1為斜率[nA/(mg/dL)]-經硬寫碼於量測計中且不能改變
z2為截距[nA]-經硬寫碼於量測計中且不能改變
z3為斜率乘數[無因次]-(參見表3)
z4為截距乘數[無因次]-(參見表3)
其中式5係用於相對校準修正，表3可藉由判定相對修正而加以運用，同時應記住批次斜率以及批次截距在量測計中係固定為單一值。因此，表3提供連結到斜率乘數以及截距乘數的(與表1)相同數目的校準代碼，除固定的斜率及截距是儲存在量測計之中且各別的乘數允許調整固定斜率以及截距外。
現在將參照圖4A、圖4B以及圖5敘述有關申請人發明技術之解釋。在圖5中，邏輯圖500顯示圖1、圖2A、圖2B、圖3A至圖3D中所繪示的系統之運用。邏輯500開始於步驟502，其中一輸入訊號(例如，在圖4A中約400mV的電壓)被施加到電極12以及14之至少其一。在步驟504，流體試樣95可被放置到電極的其中之一上。流體試樣可啟動電化學反應，其將提供可被偵測的輸出訊號。在步驟506，一旦輸出自電極中之一者的訊號高於一預設臨限值(例如，高於約0nA)時，處理程序指定此為測試序列TS之開始並起始測試間隔的一計時器(圖4B於開始時間「0.0」)。在複數個時間點或位置T1、T2、T3、...TN的任一時間，處理器亦可測量或取樣來自至少一個工作電極(12及14)的輸出訊號Iwe1或Iwe2。如圖4B中可見，該等時間位置可為該測試序列TS中任何的時間點或間隔。
例如，測得該輸出訊號的時間位置可為與靠近2.8秒的時間位置T2.8重疊之一在1.5秒處的單一時間位置(圖4B中)T1.5或一間隔408(例如，間隔~10毫秒或更多，取決於系統的取樣率)。在 圖5的步驟508，處理器自生物感測器或含生物感測器的藥瓶102取得計時校準代碼(如表2)，使得可在鄰近式4之特定取樣時間時進行輸出訊號測量。在步驟510，系統基於在測試序列TS期間的「指定取樣時間」t u 判定特定時間t c ，以量測電極的輸出訊號。為計算此「指定取樣時間」t u ，如國際專利申請案PCT/GB2012/053276所示及所述以及以上(由相同申請案之式7)所記載，處理器可量測流體試樣之阻抗特性「IC」，以獲得相關申請案以及本揭示內容之「指定取樣時間」。標稱時間t n 可指定為約2.5秒。
當然，在步驟508以及510正在執行時，步驟512可與步驟508以及510同一時間完成，或早於或晚於步驟508以及510，以在測試序列TS之全部或部分中量測訊號輸出402以及404。雖然訊號輸出402以及404(圖4B)係針對整個測試序列取樣或量測，在通常情況下，鄰近特定時間tc的該等訊號輸出將會被運用以計算葡萄糖濃度。在步驟514，此系統可在特定時間tc(或在與特定時間重疊的間隔中)從至少一電極提取輸出訊號。在步驟516，此系統可自生物感測器或含有(一或多個)生物感測器的藥瓶102取得批次校準代碼。藉由在步驟516所取得的批次校準代碼，系統可以查詢它的記憶體，以判定與特定校準代碼相關聯的相對應之批次斜率z1以及批次截距z2。在步驟518，系統利用這些值(z1及z2)兩者連同在特定時間t c 所量測的輸出訊號IE來計算或判定流體試樣中的葡萄糖濃度(該流體試樣可為生理流體，如血液、眼淚、汗水或合成流體，如對照液)。
總括來說，流程圖500所述及所示的方法允許申請人取得準確的葡萄糖濃度，其係藉由：在步驟504，使流體試樣與至少一電極接觸以開始一測試測量；在步驟508，取得一計時校準代碼；在步驟510，基於計時校準代碼而計算從測試測量的開始之一特定時間點(tc)用以取樣試樣的一訊號輸出；在步驟502，施加一訊號輸入到試樣；在步驟512，從一測試測量開始時量測來自試樣之一訊號輸出；在步驟514，在鄰近測試測量之開始後的至少特定時間點處判定至少一特定訊號輸出；在步驟516，取得校準代碼；以及在步驟518，自至少一特定訊號輸出以及校準代碼計算一葡萄糖濃度。簡言之，申請 人已發明一種利用兩個校準代碼之技術：一個代碼用於時間校準而一個代碼用於批次校準。
作為測試條100(圖3A至圖3F及其在相關申請案中之變化形式)的分析物計算(如葡萄糖)的一實例，假定(僅在此實例中)生物感測器100具有嵌入於生物感測器的RFID標籤101，使得校準代碼以及計時檢測校準代碼兩者皆儲存於RFID標籤101中，以供量測計以及其相關讀取器322後續擷取。此種RFID系統之實例是眾所周知，並敘述於(例如)美國專利公開申請案第20100148972號以及US20120305419。或者，一微型條碼可刻印在生物感測器或藥瓶之上，以便量測計進行後續讀取以及擷取。在此實例中，假定批次校準代碼為「15」而計時校準代碼為「23」。因此，對於校準代碼「15」，量測計透過其處理器可以從其記憶體判定批次斜率z1為9.5nA/(mg/dL)且因此批次截距z2為450nA(表1)。對於計時校準代碼「23」，量測計可自其記憶體判定式4中的時間乘數因子y1約為1.05，而式4中的時間加成分量y2約為0.1秒。對於此實例，其亦假定標稱時間約為5秒，而基於流體的感測阻抗，指定之取樣時間約為5.5秒。由式4可知，系統取樣流體的特定時間t c 如下所列：t c =(t u -t n )y 1+y 2+t n 以及tu=2秒；t n =2.5秒；y1=1.05；以及y2=0.1秒
t c =2.1秒
使用約為2.1秒的特定取樣時間tc，在步驟514中，系統提取所量測的輸出訊號，在本實例中第一工作電極12的輸出訊號約為1600奈安培(在從測試序列開始約2.1秒時量測)，而第二工作電極14的輸出訊號406約為1300奈安培，且測試條的校準代碼指 出批次截距z2約為450奈安培(也是在從開始約2.1秒時量測)而批次斜率z1約為9.5奈安培/mg/dL。
從式3可得；G0=[(1600+1300)-450]/9.5，且因此G0~258mg/dL。
在此應注意，雖然已給予關於一生物感測器100的實例(其具有兩個工作電極(圖3A至圖3D(及其相關申請案中之變化形式)中的12及14)以使各別工作電極測得的訊號加總在一起以提供一總測得電流 I E )，在測試條100的一變化形式(只有一個工作電極(電極12或14))中可將產生自兩個工作電極中僅其中一個電極的訊號乘以二。除了一總測量訊號外，也可用來自各工作電極的訊號平均值來做為本文所述式3的總測量訊號 I E ，且當然在適當修改操作係數(如該領域中熟諳此技藝者所習知)後，可產生相較於加總測得訊號之實施例中較低的總測量訊號 I E 。或者，該測得的訊號平均值可以乘以二，並用來作為式3.3中的 I E ，而不需要如先前實例去導出操作係數。應注意，這裡的分析物(例如葡萄糖)濃度不針對任何物理特性(例如，血容比值)來校準，且該訊號值Iwe1及Iwe2可能有某些偏移而導致該量測計200之電子電路中的錯誤或延時。也可用溫度補償來確保該等結果會以一參考溫度(像是例如約攝氏20度的室溫)做校準。
申請人的發明原則已可由以下非限制性實例加以證明。
實例
在此實例中，取得14批數的測試條100並分為兩類，第一類標記為「未運用校準代碼」而第二類標記為「運用校準代碼」。對於第二類的已運用校準參數之測試條，校準參數判定為「斜率」或z1；「截距」或z2；「乘數」或y1；以及「加成時間」或y2。每一批數的此等校準參數總結於表4之中。
表4：實例中編碼參數的最佳設定
使用這些批數的測試條進行葡萄糖測試測量，並將各兩種類別的每一批數結果整理於表5。表5顯示兩個類別(「無校準編碼」以及「運用校準編碼」)以兩欄方式呈現，其在第一欄中以批數序列1至14作為索引。對於表格的每一列，在第二至第五中每一者的數字代表符合第一列中的臨限值的試樣百分比，亦即針對各兩種類別，相較於參考YSI之葡萄糖結果小於100mg/dL而在「15mg/dL」之內；或者相較於參考YSI之葡萄糖結果大於或等於100mg/dL而在±「15%」之內。
由表5結果的回顧證實了申請人利用針對批次以及時間兩者的雙重編碼技術所具有之優勢。具體而言，對於葡萄糖濃度低於100mg/dL而言，在14批數中，運用在本文中大致敘述的校準編碼的9個批數(即批數4至9、11至13)在參考YSI之±15mg/dL之內具有較高的百分比之結果；而只有兩個未運用校準編碼的批數(批數10以及14)超出其等運用校準編碼的對應部分，但即便如此這些超出並不多(批數10為99.8%對99.6%而批數14為97.8%對96.4%)。
對於100mg/dL或以上的葡萄糖結果而言，校準編碼的批數較未編碼批數表現為具有更高的百分比(批數1至4、6至8、11、以及12)的批數數量為更多。應注意，未編碼的批數中的確具有四個批數(批數5、9、10、13、以及14)超過校準編碼批數，但再次重提，應注意的是每一批數的差異量值並不被認為較編碼校準批數具有實質上的優勢。
圖7以圖形繪示批數1至14之改善。在圖7中，0%的虛線表示沒有任何改善，而虛線之上的任意點表示改善百分比，而虛線之下的任意點表示不利效果。具體來說，應注意的是在702，大於或等於100mg/dL的葡萄糖結果中有三批數歷經了不利效果。在704指出，在低值(低於100mg/dL)及高值(100mg/dL或以上)兩者都有兩個批數歷經了不利效果。然而，總體而言，藉由使用申請人的雙重批次以及時間校準編碼，至少一半的批數顯示明顯改進。
總而言之，由圖5可見，在已生產批數的生物感測器中，校準參數(斜率以及截距)具有廣泛的變異。相反地，本發明之實施例(如相關的圖1至圖5、表1至表3所示及所述)確保較具重現性的產品可被此領域病患所運用。這並非藉由在製造時點由複雜且昂貴的處理程序以及材料所達成，而是藉由確立自黃金標準產品設定所得的偏差，並將此資訊在測試時點時傳遞給病患或使用者。由於利用相關於圖1至圖5、表1至表3所例示敘述的雙重校準編碼，整體的批次間變異性被處理並且最小化(由表5及圖7所示)。
雖已就特定變化例及例示性圖式來說明本發明，但此技藝中具有通常知識者將理解本發明不限於所述之變化例或圖式。此外，雖然先前描述的方法與步驟指出某些事件以某種順序發生，其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，只要該等步驟能使實施例以其等預期目的來運行。因此，本發明旨在使本專利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。

Claims (18)

  1. 一種葡萄糖量測系統，其包含：一生物感測器，其具有經組態以接收一輸入訊號的至少一電極，該輸入訊號起始設置於該至少一電極上的一流體試樣與一酵素之間的一電化學反應；以及一處理器，其連接到一記憶體以及一電源供應器，以驅動至少一輸入訊號至該生物感測器之該至少一電極，該處理器經組態以自該生物感測器取得一批次校準代碼以及一計時校準代碼，使得該處理器基於該計時校準代碼而判定自測試測量序列之一開始之一特定時間，輸出訊號係量測於該特定時間，並依在該特定時間所量測的該等輸出訊號以及該批次校準代碼來確定該流體試樣中的一分析物量。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之葡萄糖量測系統，其中該處理器經組態以鄰近一特定時間量測輸出訊號且該特定時間亦係由自測試測量之一開始之一標稱時間所指定，且其中告示該葡萄糖濃度。
  3. 如申請專利範圍第1項或第2項之葡萄糖量測系統，其中該計時校準代碼係與一時間乘數值以及一加成值相關聯。
  4. 如申請專利範圍第1項或第2項之葡萄糖量系統，其中該校準代碼係與該生物感測器之一特定批次之一斜率及該生物感測器之一特定批次之一截距相關聯。
  5. 一種用以自一生物感測器取得葡萄糖濃度之方法，該生物感測器具有經組態以連接一血糖儀之至少一電極，該方法包含下列步驟：使一流體試樣與該至少一電極接觸，以開始一測試測量；自該生物感測器取得一計時校準代碼；基於該計時校準代碼而計算自該測試測量之開始的一特定時間點用以取樣該試樣之一訊號輸出；施加一訊號輸入至該試樣；從一測試測量之開始自該試樣量測一訊號輸出； 判定鄰近在該測試測量之開始後的至少該特定時間點之至少一特定訊號輸出；取得一校準代碼；自該至少一特定訊號輸出以及該校準代碼來計算出一葡萄糖濃度。
  6. 如申請專利範圍第5項所述之方法，其中該生物感測器具有經組態以連接至一血糖儀之一訊號源的至少一電極，其中該施加一輸入訊號至該試樣之步驟以使該試樣中的葡萄糖產生一物理變化並開始該測試測量；其中自該試樣量測一訊號輸出之步驟在鄰近該特定時間發生，該特定時間亦係自該測試測量之一開始之一標稱時間所指定；以及進一步包含告示來自該計算步驟之該葡萄糖濃度之步驟。
  7. 如申請專利範圍第5項之方法，其中該計時校準代碼係與一時間乘數值以及一加成值相關聯。
  8. 如申請專利範圍第6項之方法，其中該計時校準代碼係與一時間乘數值以及一加成值相關聯。
  9. 如申請專利範圍第5項或第6項之方法，其中該校準代碼係與該生物感測器之一特定批次之一斜率及該生物感測器之一特定批次之一截距相關聯。
  10. 如申請專利範圍第5項之方法，其中該取得該批次校準代碼之步驟包含從該生物感測器的一儲存容器或是該生物感測器本身中之一者傳輸該批次校準代碼至該血糖儀之一接收器。
  11. 如申請專利範圍第8項之方法，其中使一流體試樣與該至少一電極接觸之步驟起始一測試測量序列之開始；其中該生物感測器之該時間乘數值係一計時乘數係數(y1)以及該時間加成值係一計時加成係數(y2)；其中該計算用以自該試樣量測訊號輸出的該特定時間點係依一校準乘數係數及一校準加成係數發生； 其中該校準代碼係與該生物感測器之一斜率校準(x1)以及一截距校準(x2)相關聯，其中該計算該葡萄糖濃度之步驟發生在使用該至少一特定訊號輸出、該斜率校準以及該截距校準。
  12. 如申請專利範圍第11項之方法，其中該取得該校準代碼之步驟包含對設置在該生物感測器中之一RFID標籤供電，以將該批次校準代碼傳輸至設置於該血糖儀中之一RFID讀取器。
  13. 如申請專利範圍第5項之方法，其中該取得該計時校準代碼步驟包含從該生物感測器的一儲存容器或是該生物感測器本身中之一者傳輸該計時校準代碼至該血糖儀。
  14. 如申請專利範圍第13項之方法，其中該傳輸步驟包含對設置在該生物感測器中之一RFID標籤供電，以將該計時校準代碼傳輸至設置於該血糖儀中之一RFID讀取器。
  15. 如申請專利範圍第11項之方法，其中該取得步驟包含從該生物感測器的一儲存容器或是該生物感測器本身中之一者傳輸該校準乘數係數及該校準加成係數至該血糖儀。
  16. 如申請專利範圍第11項之方法，其中該取得步驟包含從該生物感測器的一儲存容器或是該生物感測器本身中之一者傳輸該斜率校準以及截距校準至該血糖儀。
  17. 如申請專利範圍第5項之方法，該方法進一步包含：當一輸出訊號高於一預定臨限值時，開始一測試序列；以及其中該批次校準代碼係特定於該生物感測器及該計時校準代碼係特定於該生物感測器。
  18. 一種葡萄糖量測系統，其包含：一生物感測器，其具有經組態以接收一輸入訊號的至少一電極，該輸入訊號起始設置於該至少一電極上的一流體試樣與一酵素之間的一電化學反應；以及一處理器，其連接到一記憶體以及一電源供應器，以驅動至少一輸入訊號至該生物感測器之該至少一電極，該處理器經組態以自該生物感測器取得一批次校準代碼以及一計時校準代碼，使得該處理器基 於該計時校準代碼而判定自測試測量序列之一開始之一特定時間，輸出訊號係量測於該特定時間，並依在該特定時間所量測的該等輸出訊號以及該批次校準代碼來確定該流體試樣中的一分析物量；其中該生物感測器係一主要為平面的電化學測試條；以及其中該處理器係經組態以執行如申請專利範圍第11項所述之方法；且其中該葡萄糖濃度係經儲存以待告示。
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