TWI634328B - 測定液體樣本中血球比容不敏感的葡萄糖值之方法及系統 - Google Patents

測定液體樣本中血球比容不敏感的葡萄糖值之方法及系統 Download PDF

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    • G01N33/66—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood sugars, e.g. galactose

Abstract

一種技術的各種實施例以取樣一生物感測器中的每一電極在不同時距的輸出訊號以獲得各別葡萄糖估計值，其包含一種其中至少一組合之電極在各種時距所量測的輸出訊號共同加總以提供一組合的葡萄糖估計值。

Description

測定液體樣本中血球比容不敏感的葡萄糖值之方法及系統
本發明關於一種葡萄糖量測系統。
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，係被設計為量測來自糖尿病患者之血液樣本中的葡萄糖濃度。該葡萄糖量測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，概括為下列方程式1及2。
方程式1 葡萄糖+GO(ox) → 葡糖酸(Gluconic Acid)+GO(red)
方程式2 GO(red)+2 Fe(CN)6 3- → 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(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，如方程式2所示還原態酵素GO(red)被Fe(CN)6 3-(被指稱為氧化媒介物亦或鐵氰化物任意一種)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任意一種)。
當上述的反應以一施加於兩個電極間的測試電壓來進行時，在該電極表面之還原媒介物之電化學再氧化反應將產生一測試輸出訊號。因 此，在理想環境下，既然經上述化學反應所生成的亞鐵氰化鉀量係與位於該兩個電極之間的該樣本中之葡萄糖量正比，則產生的該測試輸出訊號也將與該樣本中的葡萄糖含量成比例。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。當樣本中的葡萄糖濃度增加，所形成還原媒介物的量也會增加；因此該測試輸出訊號(由該還原態媒介物再氧化產生)及葡萄糖濃度之間為有一直接的關係。特別是，該些電子穿過電性介面的轉移導致一測試輸出訊號的流動(每氧化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。
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測試計以讓一般大眾能隨時測定其血糖濃度。該測試計偵測產生的葡萄糖輸出訊號，並使用一可藉由單純的數學算式將該測試輸出訊號關聯至葡萄糖濃度的演算法則來將該輸出訊號轉換為葡萄糖濃度讀值。一般而言，測試計會與一可拋棄式的測試條連用；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，該可拋棄式的測試條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。
在一態樣中，申請人已設計一種葡萄糖量測系統，其包括一生物感測器及一測試計。該生物感測器具有複數個電極，該些複數個電極具有一試劑設置於其上。一測試計包括一微控制器，其耦接至一電源、記憶體及該生物感測器之該複數個電極。該微控制器係經配置以：在施加一液體樣本近接該至少二電極之後，施予一訊號至該至少二電極，以開始該液體樣本中之葡萄糖與酵素一電化學反應之一檢測量測程序；獲得代表該液體樣本中之該葡萄糖之一估計值，其係來自每一該些複數個電極在從該檢測量測程序之開始的複數個選定時距之各別輸出訊號；獲得代表該液體樣本中之該葡萄糖之另一估計值，其係來自每一該些複數個電 極在從該檢測量測程序之開始的複數個特定時距之各別輸出訊號之一組合；以及測定該液體樣本之一最終葡萄糖值，其係來自該液體樣本中之該葡萄糖之所有該些估計值之一中位數。
在一第二態樣中，提供一種以一生物感測器及一葡萄糖計自液體樣本測定一葡萄糖值之方法。該生物感測器具有至少二電極及設置於其上的試劑。該葡萄糖計具有一微控制器配置為連接至該生物感測器、及至一記憶體及一電源。該方法可以藉由以下來實現：當一液體樣本沉積近接該些至少二電極時，啟動一檢測量測程序之一開始；施予一輸入訊號至具有該液體樣本之該些複數個電極以引起一葡萄糖轉化為一酶副產品；測定複數個葡萄糖濃度估計值，其係來自由該些複數個電極及該液體樣本之該些複數個輸出訊號暫態；以及推導出一最終葡萄糖濃度，其係來自全部該些複數個葡萄糖濃度估計值之一中位數。
對於這些態樣，下面的特徵也可與先前揭露之態樣以各種組合來利用：該微控制器獲得一葡萄糖估計值，其係來自該些複數個電極中之一電極在從該檢測量測程序之開始在約1.5秒、1秒、1.7秒、1.2秒及0.7秒之該輸出訊號；該微控制器獲得一葡萄糖估計值，其係來自該些複數個電極中之另一電極在從該檢測量測程序之開始在約4.4秒、1.2秒、2.5秒、3.7秒及3.4秒之該輸出訊號；該微控制器獲得一葡萄糖估計值，其係來自該些複數個電極之二電極在從該檢測量測程序之開始在約2.5秒、0.7秒、1.5秒、1.2秒和0.5秒之該些各別輸出訊號之加總；該一電極之該葡萄糖估計值是以下式之一方程式所獲得： 其中G1可包括該第一葡萄糖估計值；I t1 可為從該檢測程序之開始約1.5秒之一時距取樣之一輸出訊號； I t2 可包括從該檢測程序之開始約1秒之一時距取樣之一輸出訊號；I t3 可包括從該檢測程序之開始約1.7秒之一時距取樣之一輸出訊號；I t4 可包括從該檢測程序之開始約1.2秒之一時距取樣之一輸出訊號；I t5 可包括從該檢測程序之開始約0.7秒之一時距取樣之一輸出訊號；x 1 可包括約為1.6之一係數；x 2 可包括約為1.9E-01之一係數；x 3 可包括約為-3.6E-01之一係數；x 4 可包括約為1.2E+01之一係數；x 5 可包括約為1.6之一係數；x 6 可包括約為1.7E-02之一係數；x 7 可包括約為2.1E-01之一係數；x 8 可包括約為-4.0E-01之一係數；x 9 可包括約為2.4之一係數；x 10 可包括約為2.1之一係數；x 11 可包括約為4.6E-01之一係數；以及x 12 可包括約為3.9E-01之一係數；該另一電極之該葡萄糖估計值是以下式之一方程式所獲得： 其中G2可包括該第二葡萄糖估計值；I t1 可包括從該檢測程序之開始約4.4秒之一時距取樣之一輸出訊號；I t2 可包括從該檢測程序之開始約1.2秒之一時距取樣之一輸出訊號； I t3 可包括從該檢測程序之開始約2.5秒之一時距取樣之一輸出訊號；I t4 可為從該檢測程序之開始約3.7秒之一時距取樣之一輸出訊號；I t5 可為從該檢測程序之開始約3.4秒之一時距取樣之一輸出訊號；x 1 可包括約為8.5E-01之一係數；x 2 可包括約為7.4E-01之一係數；x 3 可包括約為-4.2之一係數；x 4 可包括約為5.7之一係數；x 5 可包括約為1.4之一係數；x 6 可包括約為5E-02之一係數；x 7 可包括約為1.3E-01之一係數；x 8 可包括約為-1.5之一係數；x 9 可包括約為2.4之一係數；x 10 可包括約為6E-01之一係數；x 11 可包括約為-8.6之一係數；以及x 12 可包括約為1.9E-01之一係數；該些二電極之該葡萄糖估計值是以下式之一方程式所獲得： 其中Gc可包括該組合的葡萄糖估計值；I t1 可包括該些複數個電極在從該檢測程序之開始約2.5秒之一時距取樣之輸出訊號之一加總；I t2 可包括該些複數個電極在從該檢測程序之開始約0.7秒之一時距取樣之輸出訊號之一加總；I t3 可包括該些複數個電極在從該檢測程序之開始約1.5秒之一時距取樣之輸出訊號之一加總； I t4 可包括該些複數個電極在從該檢測程序之開始約1.2秒之一時距取樣之輸出訊號之一加總；I t5 可包括該些複數個電極在從該檢測程序之開始約0.5秒之一時距取樣之輸出訊號之一加總；x 1 可包括約為1之一係數；x 2 可包括約為3.1之一係數；x 3 可包括約為-1.9E01之一係數；x 4 可包括約為2.7E01之一係數；x 5 可包括約為9.8之一係數；x 6 可包括約為2.6之一係數；x 7 可包括約為-6.5之一係數；x 8 可包括約為-1.9E01之一係數；以及x 9 可包括約為6.7E01之一係數；x 10 可包括約為1.9E01之一係數；x 11 可包括約為-2.3E01之一係數；以及x 12 可包括約為3.9E-01之一係數。
藉由參考以下本發明之例示性實施例更詳細的敘述，並配合首先將簡述之附圖，熟知此項技藝者將可清楚了解這些和其它實施例、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
17‧‧‧測試條偵測桿
22‧‧‧試劑層
24‧‧‧黏附部分
26‧‧‧黏附部分
28‧‧‧黏附部分
29‧‧‧隔板
32‧‧‧遠端親水部分
34‧‧‧親水膜層
38‧‧‧頂層
50‧‧‧第一導電層
60‧‧‧黏附層
70‧‧‧親水層
80‧‧‧頂層
92‧‧‧樣本接收槽
94‧‧‧封蓋
95‧‧‧液體樣本
100‧‧‧測試條
200‧‧‧測試計
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‧‧‧類比界面
308‧‧‧核芯
310‧‧‧唯讀記憶體
312‧‧‧隨機存取記憶體
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
400‧‧‧電壓
402‧‧‧輸出訊號
404‧‧‧輸出訊號
900‧‧‧處理程序
100'‧‧‧測試條
100"‧‧‧測試條
16'‧‧‧絕緣層
19a‧‧‧感測電極
19b‧‧‧電極軌道
20a‧‧‧感測電極
20b‧‧‧電極軌道
22'‧‧‧試劑層
22a‧‧‧試劑層
22b‧‧‧試劑層
34'‧‧‧親水膜層
38'‧‧‧頂層
802、804、806、808、810、812、814、816、818、820、822‧‧‧步驟
902、904、906‧‧‧步驟
92a‧‧‧入口
L-L‧‧‧軸線
併入本文且組成本發明一部分之該附圖，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(其中相似的編號表示相似的元件)，其中：圖1繪示一葡萄糖量測系統。
圖2繪示分析量測計200中之元件的簡化示意圖。
圖3A繪示圖1中的該系統之測試條100。
圖3B為透視圖繪示用於圖1之系統之一替代測試條100'。
圖3C繪示用於圖5之系統之具有阻抗量測電極的一生物感測器條100”。
圖3D繪示圖3C之測試條之平面圖。
圖4A繪示隨著時間經過施加電位於圖1或圖3C之測試條的圖。
圖4B繪示隨著時間經過從圖1或圖3C之測試條輸出電流的圖。
圖5繪示例示性技術中所運用的邏輯處理程序。
圖6A及6B提供每一估計之葡萄糖值G1(由工作電極WE1所量測)、G2(由工作電極WE2所量測)、Gc(由WE1及WE2之一加總所量測)，及最終葡萄糖值Gf之比較。
圖6C及6D提供每一估計之葡萄糖值G1(由工作電極WE1所量測)、G2(由工作電極WE2所量測)、Gc(由WE1及WE2之一加總所量測)，及最終葡萄糖值Gf之變異係數(CV)及標準偏差(SD)比較。
圖7A提供已知技術、估計之葡萄糖值G1(由工作電極WE1所量測)、G2(由工作電極WE2所量測)、Gc(由來自WE1及WE2之所量測訊號一加總所量測)，及最終葡萄糖值Gf在量測低於83mg/dL之參考葡萄糖的準確度比較。
圖7B提供已知技術、估計之葡萄糖值G1(由工作電極WE1所量測)、G2(由工作電極WE2所量測)、Gc(由WE1及WE2兩者的訊號之一加總所量測)，及最終葡萄糖值Gf在量測等於或高於83mg/dL之參考葡萄糖的準確度比較。
圖8A繪示參考及使用本人技術之量測的葡萄糖值對於低於83mg/dL之參考葡萄糖值的「偏差」或誤差(以±10mg/dL表示)；圖8B繪示參考及使用本人技術之量測的葡萄糖值對於等於或高於83mg/dL之參考葡萄糖值的「偏差」或誤差(以±12%誤差表示)；圖9繪示本人技術之一替代邏輯。
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，包括當前一般認為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。本文中所使用的詞組「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。
圖1繪示一葡萄糖量測系統，其具有測試條100及測試計200，其藉由本文說明及詳述的方法與技術來測試一個體血液中葡萄糖濃度。測試計200可包括使用者輸入介面(206、210、214)，其可為一按鈕的形式，用以輸入數據、導引選單及執行指令。數據可包括代表分析物濃度的數值及/或與一個體每日的生活型態相關的訊息。與每日生活型態相關之訊息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。測試計200可同時包括一顯示器204，其可用來報告測得之葡萄糖濃度及用來便於輸入生活型態相關訊息。
該測試計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及一第三使用者介面輸入214。該使用者介面輸入206、210及214便於輸入及分析儲存於該測試裝置中的數據，使一使用者能透過顯示於顯示器204之該使用者介面來操作。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，其幫助使用者介面輸入聯結到顯示器204上的符號。
可藉由將一測試條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的資料傳輸來啟動測試計200。可藉由移除測試條100、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測試計關閉選項，或藉由在一預訂時間內不按壓任何按鈕來關閉測試計200。顯示器204可以選擇性地包括背光。
在一具體實施例中，測試計200可被配置成當第一測試條批次轉換成第二測試條批次時不接收一例如來自任何外部來源的校正輸入。因此，在一例示性實施例中，該測試計係經配置以不接收從外部源(如一使用者介面(例如輸入206、210、214)，一插入的測試條、單獨的代碼密鑰、或代碼條或無線或有線的代碼)輸入到資料埠218的一校正。 當所有該測試條批次具有一實質上相同的校正特性時，此一校正輸入是不需要的。該校正輸入可為來自一特定的測試條批次的一組數值。例如，該校正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。該校正輸入，如批次斜率及批次截距值可預設至如下文所述的測試計中。
參照圖2其顯示測試計200之一例示性內部配置。測試計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位元精簡指令電腦(RISC)微處理器。在本文描述或說明之較佳實施例中，處理器300較佳係選自於德州達拉斯之德州儀器(Texas Instruments)生產的超低功率微處理器MSP 430家族。該處理器可透過輸入輸出(I/O)埠314雙向連接至記憶體302，其在本文敘述或說明的一些具體實施例中係一電子抹除式可複寫唯讀記憶體(EEPROM)。該處理器300亦透過I/O埠314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可連接至該處理器300，讓數據可在記憶體302及一外部裝置(如一部個人電腦)之間傳遞。使用者介面輸入208、210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。在製造測試計200的期間可預先將記憶體302裝載校正資訊，例如批次斜率及批次截距值。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)，便可存取或使用這些預先裝載的校正資訊，以利用該訊號與校正資訊來計算一相對應的分析物濃度(如血糖濃度)，而不需接收來自任何外部來源之校正輸入。
在本文敘述或說明的實施例中，測試計200可包括一特定應用積體電路(ASIC)304，以提供用於量測血液中葡萄糖濃度的電子電路，該電子電路已加入插入測試條埠連接器220之測試條100。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、一唯讀記憶體(ROM)310(含有電腦代碼)、一隨機存取記憶體(RAM)312及一時鐘318。在一實施例中，例如在一分析物量測後的期間，該處理器300係配置成(或經由程式設計)關閉所有使用者介面的輸入，除了根據該顯示器元件顯示的分析物數值的單一輸入。在一替代的實施例中，該處理器300係配置成(或經由程式設計)忽略來自所有使用者介面輸入的任何輸入，除了根據該顯示器元件顯示的分析物數值的單一輸入。
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。該置放在基板5上的七個層次可為一傳導層50(亦稱為電極層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的黏附層60、一親水層70，以及一頂層80。測試條100可由一系列步驟製造，其使用例如一絲網印刷製程，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。親水層70及頂層80係可由捲筒材料設置並層疊至基板5之上，作為一整合疊層(integrated laminate)或個別的層。應註明的是試劑包括酵素及其他材料(例如黏合劑及其他使試劑在生物感測器中達成指定用途功能之材料)兩者。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可包括樣本接收槽92，透過該接收槽可汲取血液樣本。 樣本接收槽92可包含一位於該測試條100之近端的入口及側邊緣的出口，如圖3A所示。可施加一血液樣本94至該入口以填充一樣本接收槽92，以使葡萄糖可被量測。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。
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放置的層的基座。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提供之Hostaphan PET)。基板5可為一滾筒形式，表面上為350微米厚370毫米寬且約60公尺長。
構成可用於電化學量測葡萄糖之電極需要一導電層。可使用網版印刷至基質5上的碳墨來製作傳導層50。在一網板印刷程序中，將碳墨載到一網板上並接著使用刮刀轉印通過網板。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。更特別地是，該碳墨可合併一碳黑：VAGH樹脂約2.90：1之比例，及一石墨：碳黑約2.62：1之比例於碳墨中。
如圖3A所描繪的，對於測試條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可被改造成電性連接到一測試計。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。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。一測試計可藉由量測參考接觸墊11與測試條偵測桿17之間的連續性偵測測試條100已正確插入，如圖3A所示。
一個測試條100的替代版本所示為圖3B之條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3C為再一測試條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。該設置於基板5上的七個層可為一個第一導電層50 (亦可稱為電極層50)、一個絕緣層16、兩個重疊試劑層22a與22b、一個黏附層60(其包括黏附部分24、26及28)、一個親水層70及一個形成該測試條100”之封蓋94的頂層80。測試條100”可由一系列步驟製造，其使用例如一網印製程，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。需注意該電極10、12及14係設置用於接觸該試劑層22a及22b，而該物理特性感測電極19a及20a係隔開且不與該試劑層22接觸。親水層70及頂層80係可由捲筒材料設置並層疊至基板5之上，作為一整合疊層(integrated laminate)或個別的層。測試條100具”有遠端部分3及近端部分4，如圖3C中所示。
測試條100可”包含一樣本接收槽92可使一生理液體樣本95通過或放置於其中(圖3D)。本文所述之該生理液體樣本可為血液。樣本接收槽92可包含一位於該測試條100”之近端的入口及側邊緣的出口，如圖3C所示。液體樣本95可沿軸線LL(圖3D)被施加到入口以填充樣本接收槽92，所以使得葡萄糖可被量測。如圖3C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的側邊緣各界定一樣本接收槽92的壁。如圖3C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3C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。關於測試條100”，如圖3C所示，基板5可用作一用於幫助支撐後續放置的層的基座。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提供之Hostaphan PET)。基板5可為一滾筒形式，表面上為350微米厚370毫米寬且約60公尺長。
構成可用於電化學量測葡萄糖之電極需要一導電層。第一導電層50可由絲網印刷至基板5上的碳墨製成。在一網板印刷程序中，將碳墨載到一網板上並接著使用刮刀轉印通過網板。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。更特別地是，該碳墨可合併一碳黑：VAGH樹脂約2.90：1之比例，及一石墨：碳黑約2.62：1之比例於碳墨中。
關於測試條100”，如圖3C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。該物理特性感測電極19a及20b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可被改造成電性連接到一測試計。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。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。一測試計可藉由量測參考接觸墊11與測試條偵測桿17之間的連續性偵測測試條100已正確插入，如圖3C所示。
圖4A為施加至如本文所述之例示性測試條測試電壓之一例示性圖表。在液體樣本施加到例示性測試條之前，測試計200是處於液體偵測模式中，其中施加合適大小(例如，約400毫伏)的第一測試電壓到第二工作電極14及參考電極10之間。較佳的是，一約為400毫伏之第二測試電壓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距與施加該第二測試電壓中之一時距重疊。在於設定為零之開始時間(但在沉積液體樣本之後)進行生理液體偵測之前的液體偵測時距 t FD 期間，測試計可為液體偵測模式。在該液體偵測模式中，當一液體被施加至例示性測試條使得該液體濕潤第二工作電極14及參考電極10時，測試計200進行測定。一旦測試計200因為例如在第二工作電極14測得的測試輸出訊號足夠增加而辨識該生理液體已施加，測試計200指定一零秒標記(參照為時間「0」)並開始該測試時距 T S 。當該測試時距 T S 完成時，該測試電壓即被移除。為簡單起見，圖4A只顯示施加到例示性測試條的第一測試電壓。
在此之後，在本文描述及說明有關如何從輸出訊號暫態(即以量測電氣輸出訊號感應為時間之函數，單位為奈安)測定各種葡萄糖估計值之敘述，其中輸出訊號暫態之量測是在圖4A測試電壓施加到生物感測器100、100’或100”時。
現在參照圖4A、4B及5，其說明本人之測定液體樣本(其可為血液或控制/校正樣本)葡萄糖濃度之技術。在圖5之步驟802中，啟動測試計(經由例如一開關或插入一測試條)。在步驟804，測試計施加測試訊號至測試條之電極，一般是從約+100毫伏至約+600毫伏。在一實施例中，其中該電極包含碳墨且該媒介物為鐵氰化物，該測試量測訊號係約+400毫伏。其他的媒介物以及電極材料組合將會需要不同的測試電壓或訊號。如圖4A所示，測試電壓之期間一般為一反應週期後5秒，在典型的情況中，為一反應週期後約3秒以及不超過10秒。典型地，相較於時間 t 0 量測時間 T S 。當液體沉積不存在時，電壓400被保持為如圖4A所示。在液體偵測期間，系統監測(從步驟808及810)從至少一電極12或14的輸出訊號(圖4B)因葡萄糖及試劑之間的酶反應而造成電極輸出訊號是否具有足夠的上升。一旦訊號因反應具有足夠的輸出(圖4B)測試量測定時器設定為零並開始為步驟812之 T S 之期間，以及量測每一電極10、12及14之輸出訊號。也就是說，在步驟812，假設葡萄糖及試劑之反應於零時間在第一工作電極產生一輸出訊號暫態402，以及同樣地在第二工作電極產生一輸出訊號暫態404，如圖4B其中所示。輸出訊號402及404(從各別工作電極)在時距“i”中被量測或取樣，如此使得在較佳實施例中，約略具有200~400個取樣間隔。輸出訊號暫態在時距或峰值時間逐步建立大小之一頂點，在此點之後輸出訊號慢慢地下降，直至約略零時間的5秒後，並在Tend達到穩態。
在步驟814，系統獲得代表液體樣本中的葡萄糖的估計值，其是由複數個電極中的每一個在從檢測量測程序開始的複數個選定時距的各別輸出訊號所得。特定而言，系統在特定時距的檢測程序期間為每一工作電極12及14量測或取樣輸出訊號。如圖4B所示，系統可在從Tstart開始的約0.7秒、1秒、1.2秒、1.5秒、1.7秒、2.5秒、3.4秒、3.7秒 及4.4秒之時距，為每一電極量測輸出大小(以微安為單位)。或者，系統可量測整體檢測程序Ts的輸出訊號，儲存時距“i”(其中i=1、2、3...400)的訊號大小到記憶體以及從記憶體抽取每一電極在近接0.7、1、1.2、1.5、1.7、2.5、3.4、3.7及4.4秒的時距之訊號大小。一旦每一電極在特定時距的輸出訊號大小已被抽取時，系統會由下列方程式3計算所估計的葡萄糖濃度：
其中：Ge代表一電極e的葡萄糖濃度，其中e=1、2、3、...、n；I t1 可包括從該檢測程序之開始之一第一時距取樣之一輸出訊號；I t2 可包括從該檢測程序之開始之一第二時距取樣之一輸出訊號；I t3 可包括從該檢測程序之開始之一第三時距取樣之一輸出訊號；I t4 可包括從該檢測程序之開始之一第四時距取樣之一輸出訊號；I t5 可包括從該檢測程序之開始之一第五時距取樣之一輸出訊號；以及x 1 ...x 12 可包括每一電極的各別係數。
通過這樣的實例，本人已測定由第一工作電極所估計的葡萄糖濃度可由上述方程式3所獲得，其以方程式3.1之形式，如下所示：
其中G1為第一工作電極的第一葡萄糖估計值；I t1 為第一電極在從該檢測程序之開始約1.5秒之一時距所量測之一輸出訊號；I t2 為第一電極在從該檢測程序之開始約1秒之一時距所量測之一輸出訊號；I t3 為第一電極在從該檢測程序之開始約1.7秒之一時距所量測之一輸出訊號；I t4 為第一電極在從該檢測程序之開始約1.2秒之一時距所量測之一輸出訊號；I t5 為第一電極在從該檢測程序之開始約0.7秒之一時距所量測之一輸出訊號；x 1 為約1.6之一係數；x 2 為約1.9E-01之一係數；x 3 為約-3.6E-01之一係數；x 4 為約1.2E+01之一係數；x 5 為約1.6之一係數；x 6 為約1.7E-02之一係數；x 7 為約2.1E-01之一係數；x 8 為約-4.0E-01之一係數；x 9 為約1E01之一係數；x 10 為約2.1之一係數；x 11 為約4.6E-01之一係數；以及x 12 為約3.9E-01之一係數。
類似地，可由第二工作電極以方程式3.2形式獲得葡萄糖濃度之一估計值，如下所示：
其中G2是從第二工作電極獲得之一第二葡萄糖估計值；I t1 為第二電極在從該檢測程序之開始約4.4秒之一時距所量測之一輸出訊號；I t2 為第二電極在從該檢測程序之開始約1.2秒之一時距所量測之一輸出訊號；I t3 為第二電極在從該檢測程序之開始約2.5秒之一時距所量測之一輸出訊號；I t4 為第二電極在從該檢測程序之開始約3.7秒之一時距所量測之一輸出訊號；I t5 為第二電極在從該檢測程序之開始約3.4秒之一時距所量測之一輸出訊號；x 1 為約8.5E-01之一係數；x 2 為約7.4E-01之一係數；x 3 為約-4.2之一係數；x 4 為約5.7之一係數；x 5 為約1.4之一係數；x 6 為約5E-02之一係數； x 7 為約1.3E-01之一係數；x 8 為約-1.5之一係數；x 9 為約2.4之一係數；x 10 為約6E-01之一係數；x 11 為約-8.6之一係數；以及x 12 為約1.9E-01之一係數。
系統可獲得代表液體樣本中之葡萄糖之另一估計值，其係來自每一電極之各別輸出訊號之一組合。也就是說，每一電極在每一複數個特定時距所量測的訊號被加總在一起成為此特定時距。舉例而言，在圖4B中，其中訊號為在0.7秒之大小組合，系統會在t0.7秒量測從每一電極402及404的訊號，並且將其加總在一起以估算葡萄糖。由此可從複數個電極的加總獲得所估計的葡萄糖值，在一個實施例中是以下列形式之方程式3.3：
其中Gc為該組合的葡萄糖估計值；I t1 為該些複數個電極(例如電極12及14)在該檢測程序之開始約2.5秒之一時距所取樣之輸出訊號之一加總；I t2 為該些複數個電極(例如電極12及14)在該檢測程序之開始約0.7秒之一時距所取樣之輸出訊號之一加總；I t3 為該些複數個電極(例如電極12及14)在該檢測程序之開始約1.5秒之一時距所取樣之輸出訊號之一加總；I t4 為該些複數個電極(例如電極12及14)在該檢測程序之開始約1.2秒之一時距所取樣之輸出訊號之一加總； I t5 為該些複數個電極(例如電極12及14)在該檢測程序之開始約0.5秒之一時距所取樣之輸出訊號之一加總；x 1 可包括約為1之一係數；x 2 可包括約為3.1之一係數；x 3 可包括約為-1.9E01之一係數；x 4 可包括約為2.7E01之一係數；x 5 可包括約為9.8之一係數；x 6 可包括約為2.6之一係數；x 7 可包括約為-6.5之一係數；x 8 可包括約為-1.9E01之一係數；以及x 9 可包括約為6.7E01之一係數；x 10 可包括約為1.9E01之一係數；x 11 可包括約為-2.3E01之一係數；以及x 12 可包括約為3.9E-01之一係數。
表A提供作為參數及訊號量測之一例示性歸納，其係參照各別方程式3.1、3.2及3.3於檢測程序開始後之時距。
一旦已測定複數個估計的葡萄糖濃度(其中複數個是取決於生物感測器的電極數)，系統可以藉由從該組葡萄糖估計值取得一中位數值，以獲得代表液體樣本中的實際葡萄糖的一最終葡萄糖。舉例而言，如果G1=110mg/dL，G2=115mg/dL以及G3=112mg/dL，系統將設定最終葡萄糖值等於中位數值G3(其界於G1及G2之間)或112mg/dL。
一般認為上述技術允許量測系統可以在各種估計值之中選擇具有最佳準確度及精確度者。也就是說，在給定在一個對葡萄糖及血球比容兩者皆敏感的訊號及另一個具有更高的精確度的訊號之間進行選擇，而其中訊號都相當分歧，系統會選擇介於這些分歧訊號之間的訊號，即這些分歧訊號的中位數。這可在圖6A及6B中隱含地被看見，其中第一工作電極12或WE1的訊號顯示出與葡萄糖及血球比容更大的相關性，然而在圖6C及6D中，第二電極14或WE2的訊號顯示出較低的變異係數(CV%)及標準偏差(SD，以微安培表示)。圖7A及7B確認本人的目前技術往往會提供較低誤差或偏差的更大的再現性。具體而言，就圖7A而言，無論是否運用第一葡萄糖估計值、第二葡萄糖估計值或者組合的葡萄糖估計值(G1、G2、或GC)之其中任一，估計值(或最終結果)之其中任一對於適當位於±10mg/dL偏差內的值，具有80%以上的再現性(對於參考葡萄糖量測為低於83mg/dL)。相反地，使用已知量測技術，再現性總是小於約略70%。類似地，如圖7B中所示，三個估計值(G1、G2、Gc)及最終結果Gf相較於已知技術實質上具 有更高的再現性。因此，一般認為本人的技術已提供本領域至少一技術效果或技術貢獻，而其為迄今不可得者。
圖8A顯示針對小於83mg/dL的量測值，葡萄糖量測值的偏差或誤差(相較於參考值)實質上是在±10mg/dL的期望偏差或誤差範圍之內。類似地，圖8B驗證相較於參考值，葡萄糖量測(等於或超過83mg/dL)的偏差實質上是在期望範圍的±12%之內。就圖8A及8B中的準確度之技術效能可被歸納於下列表1：
如表1中所可見到，最終葡萄糖估計值Gf(其為G1、G2、Gc之中位數)具有最佳的效能，整體而言為94.7%。對於低於83mg/dL之量測，組合的葡萄糖估計值Gc表現優於Gf，其具有98.4%的量測在±10mg/dL之內，而當個體葡萄糖量測是超過83mg/dL時，最終葡萄糖估計值Gf表現較好，其具有93.8%的量測在可接受的偏差±12%之內。
從表1可知，其顯示組合的葡萄糖估計值Gc對於低於一預定底限TH(在此情況中83mg/dL)量測會更加正確。再者，從表1可知，其也顯示最終葡萄糖Gf對於超過上述預定底限TH的葡萄糖量測會更正確。因此，本人已提供一種變異，其中系統被程式化為識別當被估計的葡萄糖值之其中任一為低於一定底限TH時(例如，低於83mg/dL)， 系統會設定最終葡萄糖Gf為等於組合的葡萄糖估計值Gc，而不是所有三個葡萄糖估計值的中位數。在另一方面，當葡萄糖估計值之其中任一為高於另一個預定底限TH(例如，80mg/dL)，系統將設定最終葡萄糖值Gf為等於複數個葡萄糖估計值(例如，G1、G2、Gc)之一中位數或者是第一葡萄糖估計值G1。這個替代實施例於圖9中說明為處理程序900。
在圖9中，步驟802-820與相對於圖5之先前述明部分相同，及因此這裡將不再重複。因此，將從步驟818開始說明，其中在測定組合的葡萄糖估計值之後，在步驟902進行查詢為是否任一估計值為低於一預定底限，例如，舉例而言，80mg/dL或100mg/dL。如果查詢回報一不正確(false)，系統會獲得(在步驟820)稍早獲得的複數個葡萄糖估計值之中位數為最終葡萄糖值Gf。如果查詢902回報一正確(true)，系統會設定(在步驟904)最終的葡萄糖值Gf為等於組合的葡萄糖估計值。步驟820使得本人的系統利用特定測試條在高於一定底限的葡萄糖估計值處的感應，其中估計值之一中位數較為正確，如先前所述之表1中的Gf。同樣地，步驟904使得本人的系統在任一葡萄糖估計值小於底限TH時更加正確，如在表1中組合的葡萄糖估計值Gc所記述。在步驟906，系統返回主常式。
雖然處理程序900是基於從表1在達成更高的準確度方面所收集的洞察力，但一般認為如本文所述技術之效能，應參照當進行大批量的量測時的技術精確度加以考慮。具體而言，使用四種不同技術，約略19014條(來自約21批次)來測試葡萄糖量測的精確度。這個測試被歸納於下列表2：
從表2，其可看到雖然第二葡萄糖估計值G2的標準差最低，然而它具有最高的變異係數5.39%。SD及CV之間的最佳權衡似為表2中的最終葡萄糖值Gf。此驗證了選定方法的精確度改良，因為準確度及精確度的最佳情形被組合在一起而取得最高的執行成果(‘Gf’)，如前文有關圖5所說明。
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程序發生，其應意指某些步驟不需要以所描述之程序來執行，而可以任何程序來執行，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。

Claims (10)

  1. 一種葡萄糖量測系統，其包含：一生物感測器，其具有複數個電極，該複數個電極具有一試劑安置於其上；以及一測試計，其包括：一微控制器，其耦接至一電源、記憶體及該生物感測器之該複數個電極，且其中該微控制器係經配置用以：在施加一液體樣本近接該複數個電極的至少二電極之後，施予一訊號至該至少二電極，以開始該液體樣本中葡萄糖與該試劑的電化學反應之一檢測量測程序；於從該檢測量測程序開始的複數個選定時距，自該至少二電極中一者的輸出訊號獲得代表該液體樣本中葡萄糖之一第一葡萄糖估計值；其中該第一葡萄糖估計值係從該檢測量測程序開始的1.5秒、1秒、1.7秒、1.2秒及0.7秒之間距自該至少二電極中一者的輸出訊號擷取而得；於從該檢測量測程序開始的複數個選定時距，自該至少二電極中另一者的輸出訊號獲得代表該液體樣本中葡萄糖之一第二葡萄糖估計值；其中該第二葡萄糖估計值係從該檢測量測程序開始的4.4秒、1.2秒、2.5秒、3.7秒及3.4秒之間距自該至少二電極中另一者的輸出訊號擷取而得；於從該檢測量測程序開始的複數個特定時距，自該至少二複數個電極中該至少二電極的輸出訊號之一組合獲得代表該液體樣本中葡萄糖之一第三葡萄糖估計值；以及 由該液體樣本中所有葡萄糖的該等葡萄糖估計值的一中位數來測定該液體樣本之一最終葡萄糖值。
  2. 如申請專利範圍第1項之系統，其中該一個電極之該第一葡萄糖估計值是以下式之方程式所獲得： 其中G1和該第一葡萄糖估計值成正比；I t1 包含於從該檢測程序開始的約1.5秒時距所取樣的輸出訊號；I t2 包含於從該檢測程序開始的約1秒時距所取樣的輸出訊號；I t3 包含於從該檢測程序開始的約1.7秒時距所取樣的輸出訊號；I t4 包含於從該檢測程序開始的約1.2秒時距所取樣的輸出訊號；I t5 包含於從該檢測程序開始的約0.7秒時距所取樣的輸出訊號；x 1 包含約為1.6之係數；x 2 包含約為1.9E-01之係數；x 3 包含約為-3.6E-01之係數；x 4 包含約為1.2E+01之係數；x 5 包含約為1.6之係數；x 6 包含約為1.7E-02之係數；x 7 包含約為2.1E-01之係數；x 8 包含約為-4.0E-01之係數；x 9 包含約為1E01之係數； x 10 包含約為2.1之係數；x 11 包含約為4.6E-01之係數；以及x 12 包含約為3.9E-01之係數。
  3. 如申請專利範圍第1項之系統，其中該另一電極之該第二葡萄糖估計值是以下式之方程式所獲得： 其中G2和該第二葡萄糖估計值成正比；I t1 包含從該檢測程序開始的約4.4秒時距所取樣的輸出訊號；I t2 包含從該檢測程序開始的約1.2秒時距所取樣的輸出訊號；I t3 包含從該檢測程序開始的約2.5秒時距所取樣的輸出訊號；I t4 包含從該檢測程序開始的約3.7秒時距所取樣的輸出訊號；I t5 包含從該檢測程序開始的約3.4秒時距所取樣的輸出訊號；x 1 包含約為8.5E-01之係數；x 2 包含約為7.4E-01之係數；x 3 包含約為-4.2之係數；x 4 包含約為5.7之係數；x 5 包含約為1.4之係數；x 6 包含約為5E-02之係數；x 7 包含約為1.3E-01之係數；x 8 包含約為-1.5之係數；x 9 包含約為2.4之係數； x 10 包含約為6E-01之係數；x 11 包含約為-8.6之係數；以及x 12 包含約為1.9E-01之係數。
  4. 如申請專利範圍第1項之系統，其中該微控制器係從該檢測量測程序開始的約2.5秒、0.7秒、1.5秒、1.2秒和0.5秒之間距，自該複數個電極中之該至少二電極的各別輸出訊號之加總獲得一葡萄糖估計值。
  5. 如申請專利範圍第4項之系統，其中該至少二電極之該第三葡萄糖估計值是以下式之方程式所獲得： 其中Gc和該第三葡萄糖估計值成正比；I t1 包含從該檢測程序開始的約2.5秒時距所取樣之該至少二電極之輸出訊號之加總；I t2 包含從該檢測程序開始的約0.7秒時距所取樣之該至少二電極之輸出訊號之加總；I t3 包含從該檢測程序開始的約1.5秒時距所取樣之該至少二電極之輸出訊號之加總；I t4 包含從該檢測程序開始的約1.2秒時距所取樣之該至少二電極之輸出訊號之加總；I t5 包含從該檢測程序開始的約0.5秒時距所取樣之該至少二電極之輸出訊號之加總；x 1 包含約為1之係數；x 2 包含約為3.1之係數；x 3 包含約為-1.9E01之係數；x 4 包含約為2.7E01之係數；x 5 包含約為9.8之係數；x 6 包含約為2.6之係數； x 7 包含約為-6.5之係數；x 8 包含約為-1.9E01之係數；以及x 9 包含約為6.7E01之係數；x 10 包含約為1.9E01之係數；x 11 包含約為-2.3E01之係數；以及x 12 包含約為3.9E-01之係數。
  6. 一種以一生物感測器及一葡萄糖計來自一流體樣本測定一葡萄糖值之方法，該生物感測器具有至少二電極以及安置於該至少二電極上的試劑，該葡萄糖計具有經組態成與該生物感測器、一記憶體及一電源相連接的一微控制器，該方法包含下列步驟：當該流體樣本置放近接該至少二電極時，啟動一檢測量測程序之開始；施予一輸入訊號至具有該液體樣本之該至少二電極以引起自一葡萄糖轉化為一酶副產品；由自該至少二電極及該液體樣本之複數個輸出訊號測定複數個葡萄糖濃度估計值；其中一第一葡萄糖濃度估計值係從該檢測量測程序開始的1.5秒、1秒、1.7秒、1.2秒及0.7秒之間距自該至少二電極中一者的輸出訊號擷取而得；其中一第二葡萄糖濃度估計值係從該檢測量測程序開始的4.4秒、1.2秒、2.5秒、3.7秒及3.4秒之間距自該至少二電極中另一者的輸出訊號擷取而得；以及自所有該複數個葡萄糖濃度估計值之一中位數推導出一最終葡萄糖濃度。
  7. 如申請專利範圍第6項之方法，其中該測定步驟包含以下式之方程式來由該至少二電極中一者之輸出訊號計算該第一葡萄糖濃度估計值： 其中G1與該該第一葡萄糖濃度估計值成正比；I t1 包含從該檢測程序開始的約1.5秒時距所取樣的輸出訊號；I t2 包含從該檢測程序開始的約1秒時距所取樣的輸出訊號；I t3 包含從該檢測程序開始的約1.7秒時距所取樣的輸出訊號；I t4 包含從該檢測程序開始的約1.2秒時距所取樣的輸出訊號；I t5 包含從該檢測程序開始的約0.7秒時距所取樣的輸出訊號；x 1 包含約為1.6之係數；x 2 包含約為1.9E-01之係數；x 3 包含約為-3.6E-01之係數；x 4 包含約為1.2E+01之係數；x 5 包含約為1.6之係數；x 6 包含約為1.7E-02之係數；x 7 包含約為2.1E-01之係數；x 8 包含約為-4.0E-01之係數；x 9 包含約為1E01之係數；x 10 包含約為2.1之係數；x 11 包含約為4.6E-01之係數；以及x 12 包含約為3.9E-01之係數。
  8. 如申請專利範圍第7項之方法，其中該測定步驟包含以下式之方程式來由該第至少二電極中另一者之輸出訊號計算該第二葡萄糖濃度估計值： 其中G2與該第二葡萄糖濃度估計值成正比；I t1 包含從該檢測程序開始的約4.4秒時距所取樣的輸出訊號；I t2 包含從該檢測程序開始的約1.2秒時距所取樣的輸出訊號；I t3 包含從該檢測程序開始的約2.5秒時距所取樣的輸出訊號；I t4 包含從該檢測程序開始的約3.7秒時距所取樣的輸出訊號；I t5 包含從該檢測程序開始的約3.4秒時距所取樣的輸出訊號；x 1 包含約為8.5E-01之係數；x 2 包含約為7.4E-01之係數；x 3 包含約為-4.2之係數；x 4 包含約為5.7之係數；x 5 包含約為1.4之係數；x 6 包含約為5E-02之係數；x 7 包含約為1.3E-01之係數；x 8 包含約為-1.5之係數。x 9 包含約為2.4之係數；x 10 包含約為6E-01之係數；x 11 包含約為-8.6之係數；以及x 12 包含約為1.9E-01之係數。
  9. 如申請專利範圍第6項之方法，其中測定該複數個葡萄糖濃度估計值包含於檢測量測程序開始的第三複數個時距獲得該至少二電極之訊號輸出的加總。
  10. 如申請專利範圍第9項之方法，其中該測定步驟包含以下式之方程式來由該至少二電極之輸出訊號的加總計算一組合的葡萄糖估計值： 其中Gc與該組合的葡萄糖估計值成正比；I t1 包含在從該檢測程序開始的約4.4秒時距所取樣的該至少二電極之輸出訊號的加總；I t2 包含在從該檢測程序開始的約2.5秒時距所取樣的該至少二電極之輸出訊號的加總；I t3 包含在從該檢測程序開始的約0.7秒時距所取樣的該至少二電極之輸出訊號的加總；I t4 包含在從該檢測程序開始的約1.2秒時距所取樣的該至少二電極之輸出訊號的加總；I t5 包含在從該檢測程序開始的約0.5秒時距所取樣的該至少二電極之輸出訊號的加總；x 1 包含約為1之係數；x 2 包含約為3.1之係數；x 3 包含約為-1.9E01之係數；x 4 包含約為2.7E01之係數；x 5 包含約為9.8之係數；x 6 包含約為2.6之係數；x 7 包含約為-6.5之係數；x 8 包含約為-1.9E01之係數；以及x 9 包含約為6.7E01之係數；x 10 包含約為1.9E01之係數；x 11 包含約為-2.3E01之係數；以及x 12 包含約為3.9E-01之係數。
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