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TWI615610B - 基於含有分析物樣本的所感測物理特性和所導出之生化感測器參數對電化學測試條之精確分析物量測 - Google Patents

基於含有分析物樣本的所感測物理特性和所導出之生化感測器參數對電化學測試條之精確分析物量測 Download PDF

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TWI615610B
TWI615610B TW101151342A TW101151342A TWI615610B TW I615610 B TWI615610 B TW I615610B TW 101151342 A TW101151342 A TW 101151342A TW 101151342 A TW101151342 A TW 101151342A TW I615610 B TWI615610 B TW I615610B
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TW
Taiwan
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sample
signal
electrodes
biochemical sensor
test sequence
Prior art date
Application number
TW101151342A
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English (en)
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TW201337260A (zh
Inventor
麥克 馬萊哈
安東尼 史密斯
大衛 麥科爾
Original Assignee
來富肯蘇格蘭有限公司
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 來富肯蘇格蘭有限公司 filed Critical 來富肯蘇格蘭有限公司
Publication of TW201337260A publication Critical patent/TW201337260A/zh
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Abstract

本發明提供一方法之不同實施例，該方法使用一生化感測器來得到一較精確的分析物濃度，藉由測定包含該分析物之該樣本至少一物理性質，及導出與該生化感測器相關之一參數以獲得精確的葡萄糖濃度。

Description

基於含有分析物樣本的所感測物理特性和所導出之生化感測器參數對電化學測試條之精確分析物量測
本發明係有關於對電化學測試條之精確分析物量測，尤其是基於含有分析物樣本的所感測物理特性和所導出之生化感測器參數對電化學測試條之精確分析物量測。
電化學葡萄糖測試條(如LifeScan,Inc.公司提供之OneTouch® Ultra®全血測試套組中所使用的測試條)係經設計用來測量一糖尿病病人之生理液體樣本中的葡萄糖濃度。該葡萄糖量測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)→葡萄糖酸(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))氧化為葡萄糖酸。須注意的是GO(ox)亦可被稱為「氧化態酵素」。在方程式1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-(如同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-(如同還原態媒介物亦 或亞鐵氰化物任意一種)。
當以一測試訊號(形式為施予兩個電極之間的電位)進行前述反應時，可由該電極表面之該還原態媒介物的電化學再氧化反應產生一形式為電流的測試訊號。因此，既然在理想環境下，在前述化學反應過程中產生的亞鐵氰化物的量與置於兩個電極間樣本中葡萄糖的量直接地成正比，則該產生的測試輸出訊號應與該樣本的葡萄糖含量成正比。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，還原態媒介物的含量也會增加；因此該測試輸出訊號(自該還原態媒介物再氧化的結果)及葡萄糖濃度之間為有一直接的關係。特別是跨越電交界處之電子轉移會導致一測試輸出訊號流動(每莫耳氧化的葡萄糖有2莫耳電子)。因此，因葡萄糖傳入而產生之該測試輸出訊號可參照為一葡萄糖輸出訊號。
電化學生化感測器可能會被某些血液成分的存在逆向影響，其可能非預期地影響量測並導致偵測訊號不精確。該不精確性可能導致葡萄糖讀值不精確，例如，讓該病患未能察覺潛在危險的血糖濃度。如一實施例，該血液血球容積比值(即紅血球佔血液含量中的百分比)會錯誤地影響分析物濃度測量結果。
紅血球細胞在血液中含量的變化可造成可拋式電化學測試條所測量之葡萄糖讀值的差異。一般來說，在高血球容積比時會出現負偏差(即計算出的分析物濃度較低)，而在低血球容積比時會出現正偏差(即計算出的分析物濃度較高)。舉例來說，當血球容積比高時，紅血球可能妨礙酵素與電化學媒介物的反應、降低化學溶解速率(因可溶解化學反應物的血漿體積較少)及減慢媒介物的擴散速度。當電化學反應過程產生較少電流時，這些因素可導致一低於預期的葡萄糖讀值。相反的，在低血球容積比時，可能影響電化學反應的紅血球數目比預期的少，且可產生一較高的測量輸出訊號。此外，生理液體樣本阻抗也同樣決定於血球容積比，其可影響電壓及/或電流的測量。
許多方法已被用來降低或避免基於血球容積比的血糖值差異。如將測試條設計為含有篩孔以去除樣本中的紅血球，或加入數種化合物或設計配方以增加紅血球的黏度來減低濃度測定時低血球容積比的效應。 其他測試條包括溶解試劑，及配置為可測定血紅素濃度以試圖校正血球容積比的系統。再者，配置生化感測器以透過交替訊號測量液態樣本的電反應，或測量光照射該生理液態樣本後的光學差異改變來測量血球容積比，或基於樣本室填滿時間的功能來測量血球容積比。這些感應器有某些缺點。一般的技術在偵測血球容積比時的策略為利用測得的血球容積比值來校正或更改測得的分析物濃度，該技術大致被揭示於且詳述於下列各個美國專利申請案，公開號為：2010/0283488、2010/0206749、2009/0236237、2010/0276303、2010/0206749、2009/0223834、2008/0083618、2004/0079652、2010/0283488、2010/0206749、2009/0194432、或美國專利號：7,972,861及7,258,769，所有列舉之申請案已併入此案以供參考。
申請人提供了各種技術實施例實施改善的葡萄糖量測，其利用批次斜率及物理性質(例如血球容積比)之間的關係導出一新的批次斜率，其可基於一電化學生化感測器的該導出批次斜率而被用來測定該分析物的濃度。優點在於，此新技術不需依靠校正或調整來測量一分析物，因此可減少測試時間並同時提高精確率。
在本發明的第一態樣中，提供了一種可讓使用者獲得較佳精確性之分析物濃度測試結果的方法。該方法可由以下步驟達成：對一樣本施以一訊號以測定該樣本之物理性質；驅動另一訊號至該樣本以造成該樣本之物理性質之轉變；從該樣本測量至少一輸出訊號；自該生化感測器之測試順序開始後，在複數個預定時間位置中之一所量測之該至少一輸出訊號，及該生化感測器之至少一預定參數來獲得該樣本之一分析物之估計濃度；基於該樣本之物理性質來產生該生化感測器之第一參數因子；基於該生化感測器之第一參數因子以及測試順序開始後的複數個預定時間位置之一所測量之該至少一輸出訊號來計算該分析物之第一濃度；基於估計的分析物濃度及該樣本的物理性質來產生該生化感測器之第二參數因子；基於該生化感測器之第二參數因子以及測試順序開始後的複數個預定時間位置之一所測量之該至少一輸出訊號來計算第二分析物濃度；基於該分析物之第一濃度以及該樣本之物理性質來產生該生化感測器之第三參數因子；基於該生化感測器之第三參 數因子以及測試順序開始後的複數個預定時間位置之一所量測之該至少一輸出訊號來計算第三分析物濃度；以及公告該分析物之第一、第二及第三濃度中至少一濃度。
在另一態樣中，本發明提供一種可讓使用者獲得較佳精確性之分析物濃度測試結果的方法。該方法可以下列步驟達成：在放置一樣本後開始一分析物測試順序；對該樣本施以一訊號以測定該樣本之物理性質；驅動另一訊號至該樣本以造成該樣本之物理性質轉變；測量該樣本至少一輸出訊號；自測試順序開始後的複數個預定時間位置中之一所量測之該至少一輸出訊號來導出一估計的分析物濃度；基於該估計的分析物濃度及該樣本之物理性質來獲得該生化感測器之一新參數；基於該生化感測器之新參數及測試順序開始後的複數個時間位置之該或另一個時間位置所測量的一輸出訊號來計算一分析物濃度；以及公告該分析物濃度。
在本發明之進一步一態樣中，提供一種可讓使用者獲得較佳精確性之分析物濃度測試結果的方法，該方法可由下列步驟來達成：在放置該樣本於該生化感測器後開始一分析物測試順序；對該樣本施以一訊號以測定該樣本之物理性質；驅動另一訊號至該樣本以造成該樣本之物理性質轉變；測量該樣本至少一輸出訊號；基於該樣本之物理性質來產生該生化感測器之第一新批次參數；基於該生物感測元件之第一新批次參數以及測試順序開始後的複數個預定時間位置之一所測量的一輸出訊號來計算一第一分析物濃度；以及公告該第一分析物濃度。
在前述的揭示態樣中，該測量、估計、計算、運算、導出及/或使用(可能在方程式連結)的步驟可以一電子回路或一處理器執行。該等步驟也可以作為儲存於電腦可讀媒體中的執行指令來執行，當電腦執行該指令時可執行任一上述方法之該等步驟。
在另一揭示態樣中，每個該電腦可讀取媒體中含有執行指令，當電腦執行該等指令時即執行任一上述方法之該等步驟。
在另一揭示態樣中有諸如測試量測計或分析測試裝置之裝置，各個裝置或量測計包含一電子回路或處理器，其裝配用來執行上述提及的任一種方法之步驟。
對於本發明所屬領域技術人員，參考下列本發明舉例之具體 實施例中更詳細的敘述，並結合首先簡述之附圖將可清楚顯現出這些及其他的實施例、特色及優點。
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/電極
10a‧‧‧外加的電極/接地電極
11‧‧‧參考接觸墊
12‧‧‧第一工作電極/電極
13‧‧‧第一接觸墊
14‧‧‧第二工作電極/電極
15‧‧‧第二接觸墊
16‧‧‧絕緣層
17‧‧‧條狀偵測桿
19a‧‧‧第三物理性質感應電極
20a‧‧‧第四物理性質感應電極
22‧‧‧試劑層/試劑
22’‧‧‧試劑層
22a‧‧‧試劑層
22b‧‧‧試劑層
24‧‧‧黏附部分
26‧‧‧黏附部分
28‧‧‧黏附部分
32‧‧‧遠端親水部分
34‧‧‧親水膜層
38‧‧‧頂層
50‧‧‧第一導電層(電極層)
60‧‧‧黏附層
70‧‧‧親水層
80‧‧‧頂層
92‧‧‧樣式接收室/測試室
92a‧‧‧入口
94‧‧‧封蓋
95‧‧‧生理液體樣本
100‧‧‧測試條
200‧‧‧測試量測計
104‧‧‧顯示器
206‧‧‧使用者輸入介面
208‧‧‧第一標記
210‧‧‧第二使用者輸入介面
212‧‧‧第二標記
214‧‧‧第三使用者輸入介面
216‧‧‧第三標記
218‧‧‧數據端口
220‧‧‧測試條埠連接器
221‧‧‧測試條偵測線
300‧‧‧處理器
302‧‧‧記憶體
304‧‧‧應用積體電路
306‧‧‧類比界面
308‧‧‧核心
310‧‧‧唯讀記憶體
312‧‧‧隨機存取記憶體
314‧‧‧I/O埠
316‧‧‧A/D轉換器
318‧‧‧計時器
320‧‧‧顯示驅動器
401‧‧‧第二測試訊號
402‧‧‧瞬態電流/瞬態訊號
404‧‧‧瞬態訊號
406‧‧‧步驟
408‧‧‧間隔
502a‧‧‧較高葡萄糖濃度
504a‧‧‧較高葡萄糖濃度
506a‧‧‧較高葡萄糖濃度
502b‧‧‧中等葡萄糖濃度
504b‧‧‧中等葡萄糖濃度
506b‧‧‧中等葡萄糖濃度
502c‧‧‧低葡萄糖濃度
504c‧‧‧低葡萄糖濃度
506c‧‧‧低葡萄糖濃度
600‧‧‧系統模組
602‧‧‧模組
604‧‧‧模組
614‧‧‧模組
616‧‧‧模組
618‧‧‧模組
610‧‧‧模組
624‧‧‧模組
622‧‧‧模組
610‧‧‧模組
608‧‧‧模組
606‧‧‧模組
612‧‧‧告示器
626‧‧‧模組
700‧‧‧第二種方法的變化
702‧‧‧步驟
704‧‧‧步驟
706‧‧‧步驟
708‧‧‧步驟
710‧‧‧步驟
712‧‧‧步驟
714‧‧‧步驟
716‧‧‧步驟
718‧‧‧步驟
L-L‧‧‧軸
本說明書所併入及組成部分之附圖，用以說明目前本發明較佳的實施例，以及結合上述提供的概要說明及下文提供的詳細說明，即可解釋本發明的技術特徵(其中相同的圖式編號表示相同的元件)，其中：圖1說明一分析物測量系統。
圖2A以簡化圖式說明量測計200之組件。
圖2B以簡化圖式說明量測計200一較佳的實施變化態樣。
圖3A說明圖1系統中之該測試條100，其具有兩個物理性質感應電極，位於量測電極之上游。
圖3B說明圖3A測試條之變化態樣，其於測試室入口鄰近處提供一屏蔽或接地電極。
圖3C說明圖3B測試條之變化態樣，其將試劑區域往上游延伸以遮蓋到至少一個物理性質感應電極。
圖3D說明圖3A、3B及3C之測試條100之變化態樣，其中測試條的某些組件合併組合為單一元件。
圖3B說明圖3A測試條之變化態樣，其中一物理性質感應電極放置靠近入口，及其他物理性質感應電極則是與量測電極配置在測試單元的末端，該量測電極配置於該成對的物理性質感應電極之間。
圖3C及3D說明圖3A或3B測試條之變化態樣，其中物理性質感應電極相鄰配置且與量測電極配置於測試室的末端，該量測電極配置於該物理性質感應電極的上游。
圖3E及3F說明物理性質感應電極排列類似於圖3A、3B、3C或3D所示，其中該成對物理性質感應電極靠近於該測試室的入口。
圖4A說明隨著時間施加電位於圖1測試條。
圖4B說明隨著時間從圖1測試條輸出訊號。
圖5說明該生化感測器之參數與該液態樣本之物理性質的關聯。
圖6說明各種模組之整體系統圖，其體現至少三種用於測量分析物濃度的技術。
圖7說明一替代的第四種技術，圖7作為模板，其可適用於圖6所示的任一種技術。
圖8A及8B說明表5中使用的已知技術中不同批次的生化感測器之精確性。
圖9A及9B說明第一種創新技術改善表5中不同批次的生化感測器之精確性。
圖10A及10B說明第二種創新技術改善表5中不同批次的生化感測器之精確性。
圖11A及11B說明第三種創新技術改善表5中不同批次的生化感測器之精確性。
以下附錄揭示內容之創新特點如以下附錄實施例所述。參考以下對於實施例的詳細描述，可對於本公開之特色與優點有更佳的理解，其中該些實施例利用本公開之原理，且該些伴隨的圖式中同樣的數字代表同樣的元件，其中：圖12為一根據本揭示內容之一實施例的手持測試計的簡化描繪；圖13為圖12之手持測試計的各區塊的簡化塊解圖；圖14為一依據相位位移之血容比量測區塊的簡化塊解圖，根據本揭示內容其可在實施例中使用；圖15為一簡化的雙低通濾波器之子區塊的註解示意圖，其可在本揭示內容之實施例中使用；圖16為一簡化的轉阻抗放大器(TIA)的註解示意圖，其可在本揭示內容之實施例中使用；圖17為一簡化之描繪一雙低通濾波器子區塊、一校正負載子區塊、一分析測試條取樣槽介面子區塊、一轉阻抗放大器子區塊、一XOR相位位移量測子區塊以及一Quadratur DEMUX相位位移量測子區塊的註解示意圖，其可在本揭示內容之實施例中基於相位位移的血球容積比量測區塊中使用；以及圖18為一根據本揭示內容之一實施例，描繪一使用手持測試計方法之各個階段的流程圖。
以下的詳細說明必須參考圖式來解讀，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限制本發明的範圍。此詳細說明是做為例示性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，其允許部件或元件之集合以在本文所述之意圖產生作用。更具體的說，「約」或「大約」可指稱所述數值±10%的範圍，如約90%可視為其數值範圍是81~99%。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」包含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。本文中的用語「電訊號」或「訊號」係包含直流訊號、交流訊號或任何電磁波頻譜訊號。本文中所使用的術語「處理器」、「微處理器」或「微控制器」意圖具有相同的涵義且可被互換使用。本文中所使用的術語「告示」及以此為字根的變化詞表示一告示可經由文字的、聽覺的、視覺的或所有通訊模式或媒體之組合來提供給使用者。為了告知使用者一定性方面的結果，可提供一個標記透過使用一個紅色標記(或閃爍的訊號)以指示是否該結果在所要求的範圍之外，或透過一個綠色標記表示在範圍內。
圖1說明一測試量測計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血液中分析物(如葡萄糖)的濃度。測試量測計200可包含使用者輸入介面(206、210、214)，其可為一按鈕的型式，用以輸入數據、引導選單及執行指令。數據可包含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含一個體的攝取食物、使用藥物、健康檢查事項、整體健康狀態及運動程度。測試量測計200可同時包含一顯示器204，其可用以報告量測的葡萄糖濃度及用以便於輸入生活型態相關訊息。
該測試量測計200可包含一第一使用者輸入介面206、一第二使用者輸入介面210、及一第三使用者輸入介面214。該使用者輸入介面206、210及214便於輸入及分析儲存於測試裝置中的數值，便於使用者由利用顯示於顯示器204之使用者輸入介面來操作。使用者輸入介面206、210及214包含一第一標記208、一第二標記212及一第三標記216，其幫助使用者輸入介面聯結到顯示器204上的符號。
測試量測計200可藉由插入一測試條100(或其在優先權申請案中揭示之變化型式)至一測試條埠連接器220、藉由壓或短暫抵住第一使用者輸入介面206、或藉由偵測通過資料埠218的數據流來開啟。測試量測計200可藉由移除測試條100(或其在優先權申請案中揭示之變化型式)、壓或暫持第一使用者輸入介面206、操作至一主選單屏幕及選擇一關閉量測計選項、或藉由不按壓任何按鈕持續一段預定時間來關機。顯示器104可選擇性含有一背光。
在一具體實施例中，測試量測計200可配置成不接收來自任何外部來源的校正輸入，例如當從第一測試條批次轉換成第二測試條批次時。因此，在一例示性實施例中，該量測計係配置成不接收一外部來源之校正輸入，例如：一使用者輸入介面(如輸入介面206、210、214)、一插入之測試條、一分離的代碼鍵或一代碼條、資料埠218。當所有測試條批次具有基本上一致的校正特性時，該校正輸入是不必要的。該校正輸入可為來自於一特定的測試條批次的一組數值，例如該校正輸入可包含一特定測試條批次的批次斜率及批次截距值。該校正輸入，如該批次斜率及批次截距值(intercept value)可被預先設定於量測計中，如以下將描述的。
參照圖2A，其顯示測試量測計200之一例示性內部設計，測試量測計200可包含一處理器300，其在本文描述及說明的某些實施例中為一32-位元簡易指令集電腦(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。該處理器可為透過I/O埠314雙向連接至記憶體302，其在本文描述或說明的一些實施例中係一電子可抹除可程式化唯讀記憶體(EEPROM)。該處理器300亦透過I/O埠214連接一資料埠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，從而可在記憶體302及一外部裝置(如個人電腦)間傳遞數據。使用者輸入介面206、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。記憶體302可在製造該測試量測計200時預先裝載校正資訊，例如批次斜率及批次截距值。在經由測試條埠連接器220從測試條接收到適當的訊號(如電流)時，此預先裝載的校正資訊可被處理器300存取及使用，以利用該訊號與不含任何從外部來源接收到校正輸入之校正資訊來計算一相對應的分析物濃度(如血糖濃度)。
在本文所述及說明之具體實施例中，測試量測計200可包含一特定應用積體電路(ASIC)304，用以提供使用在插入測試條埠連接器220之測試條100(或其在優先權申請案中揭示之變化型式)中，用來測量血液中葡萄糖濃度之電子回路。類比電壓可以一類比介面306的方式通過或來自ASIC 304，自類比界面306發出之類比訊號可被A/D轉換器316轉換為數位訊號。處理器300進一步包括一核心308、一唯讀記憶體(ROM)310(含有電腦編碼)、一隨機存取記憶體(RAM)312及一計時器318。在一具體實施例中，例如在一分析物測量後的期間，該處理器300被配置(或程式化)成關閉所有使用者介面的輸入，除了基於該顯示器單元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被配置(或程式化)成忽略來自所有使用者介面的任何輸入，除了基於該顯示器單元顯示的分析物數值的單一輸入。國際專利申請案公開號WO 2006040200所顯示及敘述的量測計200之詳細描述及說明在此也併入本申請案中作為參考，就如同本文中完全提出該申請案。
圖示3A為測試條100之一例示性分解透視圖，其可包含配置於基板5上的七個層，配置於基板5上的七個層可為一第一導電層50(亦可將其指稱為電極層50)、一絕緣層16、兩個重疊的試劑層22a及22b、一黏附層60其包含黏附部分24、26及28、一親水層70及一形成該測試條100之一封蓋94的頂層80。測試條100可由一系列步驟製造，其使用，例如一網板印刷製程，將該導電層50、絕緣層16、試劑層22及黏附層60依序配置於基板5之上。須注意該電極10、12及14係配置用來接觸該試劑層22a及22b，而第三物理性質感應電極19a及第四物理性質感應電極20a 係被分開設置並且不與試劑層22接觸。親水層70及頂層80可被從輥料配置並層疊至基板5之上，為一集合層壓體或者分離的單層。該測試條100如圖3A所示具有一遠端部分3及近端部分4。
測試條100可包含一樣本接收室92使一生理液體樣本95被流通過或放置於其上(圖3B)。本文所述之該生理液體樣本可為血液。樣本接收室92可包含一位於該測試條100近端的入口及在邊緣的出口，如圖3A所示。一液體樣本95可沿著軸L-L(圖3B)被放置於該入口以填滿一樣本接收室92，使葡萄糖可被測量。該第一黏附平板24及一第二黏附平板26的邊緣位置相鄰於試劑層22，各自界定該樣本接收室92的邊壁，如圖3A所示。樣本接收室92的一底端部分或「底板」可包含基板5的一部分、導電層50、及絕緣層16，如圖3A所示。樣本接收室92的一頂端部分或「頂板」可包含遠端親水部分32，如圖3A所示。關於測試條100，如圖3A所示，基板5可用來作為一幫助支撐隨後放置的層的基座。基板5可以是一聚酯片的形式，如聚乙烯四苯二甲酸鹽(PET)材料(Mitsubishi供應之Hostaphan PET)。基板5可為一滾筒型式，通常為350微米厚370毫米寬及約60公尺長。
構成可用於葡萄糖電化學測量之電極需要一導電層。第一導電層50可由碳墨以網板印刷法印刷到基板5之上而製作。在一網板印刷程序中，將碳墨裝載到一網板上並接著使用刮刀轉印通過網板。該印刷後的碳墨可以140℃熱風烘乾。該碳墨可包含VAGH樹脂、碳黑、石墨(KS15)及一或多個樹脂、碳及石墨混合物的溶劑。更明確的說，該碳墨可混合一比例的碳黑：VAGH樹脂約為2.90：1，及一比例的石墨：碳黑約為2.62：1在碳墨中。
關於測試條100，如圖3A所示，第一導電層50可包含一參考電極10、一第一工作電極12、一第二工作電極14、第三及第四物理性質感應電極19a及20a、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及一條狀偵測桿17。該第三物理性質感應電極19a及第四物理性質感應電極20a個別與第三電極軌道19b及第四電極軌道20b一起裝備。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可被裝配 以電性連接到一測試量測計。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提供從第二工作電極14至第二接觸墊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。將條狀偵測桿17電性連接到參考接觸墊11。第三及第四電極軌道19b及20b個別連接到第三物理性質感應電極19a及第四物理性質感應電極20a。T一測試量測計可藉由測量參考接觸墊11與條狀偵測桿17之間的連續性，來偵測測試條100已正確插入，如圖3A所示。
該測試條100的變化型式(圖3A、3B、3C、或3D)已示於本申請案的優先權申請案申請號：61/581,087；61/581,089；61/581,099；及61/581,100，申請日皆為同一天2011年12月29日；及美國臨時專利申請案申請號61/654,013，申請日為2012年5月31日。申請人申明本發明所要求保護的範圍也適用於這些先前的申請案中所描述的各種測試條。
在圖3B之實施例中，其係一圖3A測試條之變化型式，一外加的電極10a裝配作為多個第三物理性質感應電極19a、第四物理性質感應電極20a、14、12及10中任一個的延伸。必須留意的是，內建的屏蔽或接地電極10a係用來減少或消除任何的使用者手指或身體及第三物理性質感應電極19a和第四物理性質感應電極20a之間的電容耦合。該接地電極10a可讓任何電容從該第三物理性質感應電極19a及第四物理性質感應電極20a引導排開，為達到該項功能，該接地電極10a可連接到其他五個電極中的任何一個。在較佳實施例中，該接地電極10a係連接至三個具有試劑22配置於其上的電極之其中一者，在最佳具體實施例中，該接地電極10a係連接於電極10。一接地電極的優點在於，連接該接地電極至該參考電極(10)，不會帶任何可能來自樣本中背景干擾化合物之額外電流到該工作電極測量。進一步連接至電極10，被認為可有效增加該相對電極10的大小，尤其在高訊號會成為限制。在圖3B之具體實施例中，該試劑被配置讓其不會與該第三物理性質感應電極19a及第四物理性質感應電極20a接觸。或者，在圖3C之具體實施例，該試劑22被配置讓試劑22接觸到至少一個感應電極19a及20a。
在測試條100的其他變化型式，如圖3D所示，該頂層38、 親水膜層34及分隔物29共同結合形成一集成組件，用以配置靠近絕緣層16’之試劑層22’到基板5上。
在圖3B之具體實施例，該分析物測量電極10、12及14大致上被配置為圖3A、3C或3D的結構。或者，該感應物理性質(如血球容積比)之電極可被配置在一隔離開的結構中，其中一第三物理性質感應電極19a靠近該測試室92的入口92a，且另一個第四物理性質感應電極20a是在測試室92的另一端(示於優先權申請案中的圖3B)或兩個感應電極是設置於入口92a的遠側(示於優先權申請案中的圖3C和3D)。該生化感測器的至少一個以上的電極設置與試劑層22接觸。
在圖3C、3D、3E及3F，該第三物理性質(如血球容積比)感應電極19a及第四物理性質感應電極20a係彼此相鄰配置，並可能被設置在相鄰的測試室92的入口92a之另一端並沿著軸線L-L在電極14的下游，或是設置在入口92a(旁圖3A-3E及3F)。在所有具體實施例中，該物理性質感應電極係與試劑層22隔離開來，讓物理性質感應電極不會被含有葡萄糖的液體樣本(如血或間質液)中存在的試劑電化學反應所影響。
正如已知的，常規的基於電化學之分析物測試條採用一工作電極連同相關聯的計數器/參考電極和酵素試劑層，以便於與目標的分析物進行電化學反應，並且由此測定該分析物的存在及/或濃度。例如，一用來測量一液體樣本中葡萄糖濃度的基於電化學之分析物測試條可採用含有葡萄糖氧化酶及媒介物鐵氰化物(其在電化學反應過程中還原成媒介物亞鐵氰化物)之酵素試劑。該常規的分析物測試條和酵素試劑層已描述於，如美國專利5,708,247、5,951,836、6,241,862和6,284,125，上述每個專利已併入本申請案作參考。由此觀來，本案不同具體實施例採用的該試劑層可包含任何適合的樣本-可溶性酵素試劑，該酵素試劑的選擇可視該欲測定之分析物及該體液樣本而定。例如，如欲測量一液體樣本中的葡萄糖，則酵素試劑層22可包含葡萄糖氧化酶或葡萄糖去氫酶與其他功能操作上必要的成分。
一般而言，酵素試劑層22包含至少一酵素及一媒介物。適合的媒介物實例包括：釕(ruthenium)、三氯化六銨合釕(Hexaammine Ruthenium(III))、鐵氰化物、二(環戊二烯)亞鐵、二(環戊二烯)亞鐵衍生物、鋨聯吡啶基複合物及對苯二酮衍生物。適合的酵素實例包括：葡萄糖氧化 酶、使用吡咯並喹啉苯醌(PQQ)輔助因子的葡萄糖脫氫酶(GDH)、使用菸鹼醯胺腺嘌呤二核甘酸(NAD)輔助因子的GDH及使用黃素腺鹼二核苷酸(FAD)輔助因子的GDH。可以在製造過程中使用任何適合的技術施加酵素試劑層22，例如網板印刷法。
申請人指出該酵素試劑層可能也包含適合的緩衝劑(例如：三氨基甲烷鹽酸鹽(Tris HCl)、檸康酸鹽(Citraconate)、檸檬酸鹽(Citrate)及磷酸鹽)、羥乙基纖維素(HEC)、羧甲基纖維素、乙基纖維素及褐藻酸鹽、酵素穩定劑及其他本領域已知的添加物。
更詳細的關於測定體液樣本中的分析物濃度的電極和酵素試劑層的用途，儘管沒有相位移測量電極，分析測試條及本文所述之相關方法，係述於美國專利第6,733,655號中，其在此完全併入本申請案作參考。
該測試條多個不同具體實施例中，有兩種量測是將液體樣本放置在該測試條之上。一種量測是關於該液體樣本中該分析物(如葡萄糖)之濃度，而另一種則是關於相同樣本中的物理性質(如血球容積比)。該物理性質(如血球容積比)量測是用來修飾或校正該葡萄糖測量質，以去除或降低紅血球對葡萄糖測量值的影響。兩種量測(葡萄糖及血球容積比)可以按順序、同時或重疊的持續時間來執行。例如，該葡萄糖測量可以先執行，而後接著該物理性質(如血球容積比)測量；該物理性質(如血球容積比)測量可以先執行，而後接著該葡萄糖測量；兩種測量同時進行；或一量測的測量過程中可與另一量測的測量過程重疊，本文所述各個量測在下文參照圖4A與4B詳加討論。
圖4A係一使用於測試條100及其圖3A~3F變化型式之測試訊號的例示性圖表。在一液體樣本放置到測試條100(或其在優先權申請案中的變化型式)之前，測試量測計200設置於一液體檢測模式中，在該模式中的第一測試訊號係施加在第二工作電極和參考電極之間，約400毫伏。約400毫伏的第二測試訊號401較佳係同時施加在第一工作電極(例如，測試條100之電極12)和參考電極(例如，測試條100之電極10)之間。另外，該第二測試訊號也可同時被執行，因此該第一測試訊號的應用時間間隔會與第二測試電壓的應用時間間隔重疊。該測試量測計可能在生理液體起始時間為零的檢測之前，在液體檢測時間間隔 T FD 時，設置為一液體 檢測模式。在液體檢測模式中，當該液體放置到該測試條100(或其在優先權申請案中的變化型式)時測試量測計200開始測定，該液體會濕潤無論是第一工作電極12或第二工作電極14及參考電極10。當測試量測計200辨識該生理液體已放置後，由於，例如對照該參考電極10，在第一工作電極12或第二工作電極14(或同時兩個電極)上足量的測試電流被測量到增加，測試量測計200會於零時「0」輸入一為零之第二標記及開始該測試時間間隔 T S 。測試量測計200可以在一個合適的採樣率採樣電流瞬態輸出，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。簡化說明，圖4A僅示出了第一測試訊號401施加到測試條100(或其在優先權申請案中的變化型式)。
然後，關於如何從該已知的瞬態電流(例如，將測得的電流回應以一奈米安培作為時間函數)測定葡萄糖濃度的說明，該瞬態電流是在當圖4A的測試電壓施加到測試條100(或其在優先權申請案中的變化型式)時測量得到。
在圖4A中，該施加到測試條100(或其在優先權申請案中的變化型式)之第一及第二測試電壓，大約是從約+100毫伏到約+600毫伏。在一具體實施例中，其中該電極包括碳墨以及該媒介物包括鐵氰化物，該測試訊號大約+400毫伏。其他媒介物及電極材料組合將需要不同的測試電極，如該領域中熟習技藝之人士所習知。該測試電壓的持續時間通常為在一反應期間之後約1秒至約5秒，典型地為反應期間後約3秒。一般而言，測試順序時間 T S 係相對於時間 t 0 來測量。在圖4A中的 T S 期間維持電壓401，產生輸出訊號，與該第一工作電極12在零時產生之瞬態電流402，及同樣該第二工作電極14也同時在零時產生之瞬態電流404一併顯示於圖4B。其指出當該瞬態訊號402及404放置在相同的參考零點以作為解釋步驟，在物理術語中，由於在液體流過腔室直至各個沿著軸L-L的工作電極12和14，在兩個訊號之間有一個微小的時間差。然而該瞬態電流已採樣且在微控制器中配置為擁有相同起始時間。在圖4B，該瞬態電流建立一峰值鄰近峰值時間 Tp ，於該時該電流慢慢降低直到大約零時後的2.5或5秒之一。在該點406，大約在5秒時，該工作電極12及14之各個輸出訊號可被量測並加在一起。此外，從該工作電極12及14之一的單一訊號可被加倍。從 該特別的測試條100及其變化型式之該測試條參數知識(如批次的校正碼偏移及批次的斜率)，可計算得到該分析物(如葡萄糖)的濃度。輸出瞬態電流402及404可被取樣以在測試順序流程中的不同時間位置驅動訊號IE(藉由加總電流IWE1和IWE2，或將IWE1或IWE2其中一個加倍)。
得注意的是，「截距」和「斜率」是藉由測量從一特定或一批次測試條之校正數據所得到的該生化感測器之參數值。通常情況下，大約有1500個測試條是隨機選自該批數或批次。將提供者的生理液體(例如：血液)分到各種分析物層級，通常為六個不同的葡萄糖濃度。通常，來自12個不同的提供者的血液會被分至六個層級中的每個層級。八個測試條為來自相同提供者及層級的給定血液，因此該批數總共執行了12×6×8=576個測試。利用實驗室標準分析器，如Yellow Springs Instrument(YSI)來測量得到這些實際分析物濃度(例如，血液中葡萄糖的濃度)的基準。繪製一葡萄糖濃度測量值對比葡萄糖濃度實際值的圖(或測得電流對比YSI電流)，且以最小平方將該圖適配一公式y=mx+c，以用來提供該批數或批次其餘測試條之一批次斜率m及批次截距c之值。申請人還提供了在量測一分析物濃度過程導出的該批次斜率的方法和系統。因此，可將該「批次斜率」或「斜率」定義為最佳適配該葡萄糖濃度量測值對葡萄糖濃度實際值繪製的曲線圖(或測得的電流對YSI電流)之線的量測或導出梯度。因此，可將該「批次截距」或「截距」定義為最佳適配該葡萄糖濃度量測值對葡萄糖濃度實際值繪製的曲線圖(或量測的電流對YSI電流)之線與y軸相交之點。
在此值得的注意的是，前面所述的各個組件、系統和步驟，讓申請人能提供本案所屬領域先前沒有揭示的分析物量測系統，特別是，該系統包含一個測試條，其具有一基板和多個連接到各個電極連接器的電極。該系統進一步包含一分析物量測計200，其具有一外殼、一測試條埠連接器配置用以連接至該各個測試條之電極連接器、及一微控制器300，如圖2B所示。該微處理器300與該測試條埠連接器220電性連接，以施加電訊號或感應來自該多個電極之電訊號。
參照圖2B為一量測計200的較佳具體實施細節，其中圖2A和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 藉由五條線被連接至該類比介面306，包括一阻抗感應線EIC來接收源自物理性質感應電極的訊號、交流訊號線AC驅動訊號至該物理性質感應電極、一參考電極之參考線、及源自各個工作電極1及工作電極2之電流感應線。一測試條偵測線221亦可用來讓該連接器220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)實際阻抗Z’；(2)虛擬阻抗Z”；(3)從該生化感測器或I we1 之工作電極1取樣或量測的輸出訊號；(4)從該生化感測器或I we1 之工作電極2取樣或量測的輸出訊號。一從處理器300到介面306之輸出驅動一從25kHz到約250kHz或更高頻率中任何數值的振盪訊號的AC至該物理性質感應電極。一相差P(以度表示)可從實際阻抗Z’及虛擬阻抗Z”測量，其中：P=tan-1{Z”/Z’}方程式3.1
及從介面306之線Z’及Z”可測定M之大小(以歐姆表示，常被寫為|Z|)，其中：
Figure TWI615610BD00001
在該系統，該微處理器係設置用來：(a)施加第一訊號到該多個電極，使一由液體樣本的物理性質定義的批次斜率可被導出，及(b)施予第二訊號到該多個電極，使一分析物濃度基於該導出之批次斜率來測定。在這個系統，該測試條或生化感測器之多個電極包含至少兩個電極以測量該物理性質，及至少其他兩個電極用來測量該分析物濃度。舉例來說，該至少兩個電極及該至少其他兩個電極係配置在該基板上所提供的同一個腔室中。另外，該至少兩個電極及至少其他兩個電極係配置在該基板上所提供的不同腔室中。在一些具體實施例中顯示，所有該電極係配置在該基板界定的同一平面。尤其是在本文所述之一些具體實施例中，一試劑係配置靠近該至少其他兩個電極，且沒有試劑配置於該至少兩個電極上。注意在本系統中特色之一，是能夠在放置液體樣本(其可為一生理樣本)至該生化感測器上後10秒內提供一精確的分析物測量做為該測試順序的一部分。
作為一測試條100(圖3A~3F及或其在優先權申請案中的變化型式)之分析物(如葡萄糖)計算的實例，其是假設於圖4B，該第一工作電極12之該取樣輸出訊號在406大約是1600奈米安培，而該第二工作電極 14之輸出訊號在406大約是1300奈米安培，及該測試條之該校正碼指出該截距約為500奈米安培及該斜率約為18奈米安培/mg/dL。之後即可使用如下的方程式3.3來測定葡萄糖濃度G0：G 0 =[(I E )-截距]/斜率 方程式3.3
其中IE係一訊號(如：正比於分析物濃度之電流)，其可為源自所有該生化感測器中電極的總電流(如：來自感測器100中的所有五個電極，工作電極12及14(其中IE=I we1 +I we2 或IE=2*((I we1 +I we2 )/2))或來自於該工作電極之其一，其中IE=2*I we1 ，或IE=2*I we2 ；I we1 係該第一工作電極在該設定取樣時間測量之訊號(即電流)；I we2 係該第二工作電極在該設定取樣時間測量之訊號(即電流)；斜率為該於一批次測試條之校正測試獲得之數值，其中該特定的測試條來自該批次測試條；截距為該於一批次測試條之校正測試獲得之數值，其中該特定的測試條來自該批次測試條。
從方程式3.3；G0=[(1600+1300)-500]/18，及G0~133mg/dL。
在這裡應注意到，已給予關於一具有兩個工作電極之生化感測器100的實例(圖3A~3F中的12及14及其在優先權申請案中的變化型式)，其中各個工作電極測得的訊號係加總在一起以提供一總測量電流 I E ，在測試條100的變化形式(只有一個工作電極(電極12或14任意一個))中僅從兩個工作電極中的一個電極產生的訊號可以乘以二。除了一總測量訊號外，也可用來自各個工作電極的訊號平均來做為本文所述方程式3.3、5、6、6.1、7及7.1的總測量訊號 I E ，且當然在適當修改操作係數(如本領域技術人員所習知)後，可產生相較於測得訊號加總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，並用來作為方程式3.3、5、6、6.1、7及7.1中的 I E ，而不需要如先前實例去導出操作係數。值得注意的是該分析物(即葡萄糖)濃度在此不校正於任何物理性質(例如，血球比容 積比)，且某些偏移量可能提供至該訊號值Iwe1及Iwe2以說明量測計200之電子回路中的錯誤或延遲時間。也可用溫度補償來保證該結果會以一參照溫度做校正，例如室溫下大約20攝氏度左右。
我們發現LifeScan(由Ultra brand銷售)現有的葡萄糖測試條的瞬態輸出電流變化取決於葡萄糖濃度及血球容積比。該變化值顯示於圖5中，其在較高葡萄糖濃度(502a、504a、506a)或中等葡萄糖濃度(502b、504b、506b)該瞬態電流明顯的基於物理性質的層度(例如血球容積比)的作用改變，及在低葡萄糖濃度(502c、504c、506c)該瞬態電流不會如高或中等葡萄糖濃度一樣明顯的基於血球容積比的作用改變。具體而言，在高血糖濃度，該瞬態電流502a、504a、506a(於30%、42%及55% Hct)在電流輸出於開始測試順序之該峰值後的約1.5秒，隨著時間保持大致一致的間距。相同地，在中等血糖濃度，該瞬態電流502b、504b、506b(於30%、42%及55% Hct)電流輸出於開始測試順序之該峰值後的約1.5秒，隨著時間保持大致一致的間距。在低血糖濃度，該瞬態電流502c、504c、506c(於30%、42%及55% Hct)一般交匯在一起於開始測試順序之該峰值後的約1.5秒。
基於這些觀測結果，申請人發現這些測試於Lo-G之測試條之參數(例如：批次截距或批次斜率)、中等葡萄糖濃度502b、504b、506b、及相對於30%、42%及55%血球容積比程度之Hi-G濃度之間的關係。特別是申請人從回歸分析發現該測試條的參數(例如：批次截距或批次斜率)與血球容積比程度有關。之後，該生物偵測器藉由得知的該樣本之物理性質(例如：血球容積比)及回歸分析，該關係可被用來讓帶狀參數(例如，批次截距或批次斜率)符合不同程度的物理性質(例如，血球容積比)，從而以讓這類生化感測器達到以往無法完成之更精確的葡萄糖濃度測量。
現在，該葡萄糖濃度(G0)可從訊號IE測得，關於申請人的技術的描述之測定該液體樣本之物理性質IC(例如血球容積比、溫度、黏度、密度及類似者)對應顯示於圖2B。在圖2B，該系統200(圖2A及2B)施加一第一振盪輸入訊號AC(圖2B)以一第一頻率(例如，約25千赫茲或更高)到至少一個該感應電極。亦設置該系統以測量或偵測一第一震盪輸出訊號EIC，其中特別關於測量一第一輸入及輸出震盪訊號間的第一時間差△t1。在同時間或者在重疊時間期間，該系統可能亦施加一第二震盪訊號AC(為 了簡潔起見，未示出)以一第二頻率(例如，約100千赫茲至約1兆赫茲或更高，及較佳約為250千赫茲)到一成對的電極，並測量或偵測一第二震盪輸出訊號，其可能涉及測量一第一輸入及輸出震盪訊號間的第二時間差△t2(未顯示)。關於這些訊號(AC及EIC)，該系統系基於所述第一和第二時間差△t1及△t2估計該液體樣本的物理性質(例如，血球容積比、黏度、溫度、密度等)。該物理性質的估計可使用方程式完成：
Figure TWI615610BD00002
其中各個C1、C2、及C3係該測試條之一操作常數；及m1代表一從回歸分析數據得到之參數。
在此例示性的技術詳細內容，可見於美國專利臨時申請案SN.61/530,795，申請日為2011年9月2日，發明名稱：「以血球容積比使用訊號時間差校正電化學測試條之葡萄糖量測」，代理人檔案編號DDI-5124USPSP，其在此被併入本文中做為參考。
另一種測定物理性質(例如，血球容積比)的技術可以是物理性質(例如，血球容積比)的兩次獨立測量。其可透過測定以下來達成：(a)在第一頻率的該液體樣本之阻抗和(b)該第二頻率該液體樣本的實質上高於第一頻率相位角。在這個技術中，該液體樣本被模型化為具有未知的電抗和未知阻抗的電路。在這個模式中，一用於測量的阻抗(如編以符號「|Z|」)：(a)可以從所施加的電壓、一電壓通過已知的阻抗器(例如：該固有測試條的阻抗)、和該電壓通過該未知阻抗Vz來決定；及同樣的，對於測量值(b)該相位角可由本領域熟習技藝之人士從該輸入及輸出訊號之間的一時間差來測得。這些技術的詳細內容顯示及敘述於美國專利臨時申請案S.N.61/530,808，申請日為2011年9月2日(代理人檔案編號DDI5215PSP)，其在此併入本文中做為參考。亦可使用其他適合測定該液體樣本之物理性質(例如，血球容積比、黏度或密度)的技術，像是例如美國專利號4,919,770、美國專利號7,972,861，美國專利申請案公開號2010/0206749、2009/0223834或「Electric Cell-Substrate Impedance Sensing(ECIS)as a Noninvasive Means to Monitor the Kinetics of Cell Spreading to Artificial Surfaces」，作者為 Joachim Wegener、Charles R.Keese及Ivar Giaever，出版於Experimental Cell Research 259,158-166(2000)doi：10.1006/excr.2000.4919，可於網路取得：http：//www.idealibrary.coml；「Utilization of AC Impedance Measurements for Electrochemical Glucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity」由Takuya Kohma、Hidefumi Hasegawa、Daisuke Oyamatsu、及Susumu Kuwabata發表於Bull.Chem.Soc.Jpn.Vol.80,No.1,158-165(2007)，所有文件皆併入做參考。
其他測量該物理性質的技術可藉由得知該樣本之相位差(例如，相位角)及阻抗大小而獲得。在一實例中，下述的關係為用來估計該樣本之物理性質或阻抗特性(“IC”)：IC=M 2*y 1+M*y 2+y 3+P 2*y 4+P*y 5 方程式4.2
其中：M代表一測得阻抗的大小值|Z|，單位為歐姆；P表一在輸入及輸出訊號之間的相位差(以角度為單位)；y 1 係提供之數值約-3.2e-08及±10%、5%或1%(取決於輸入訊號的頻率，可為零)；y 2 係提供之數值約4.1e-03及±10%、5%或1%(取決於輸入訊號的頻率，可為零)；y 3 係提供之數值約-2.5e+01及±10%、5%或1%；y 4 係提供之數值約1.5e-01及±10%、5%或1%(取決於輸入訊號的頻率，可為零)；以及y 5 係提供之數值約5.0及±10%、5%或1%(取決於輸入訊號的頻率，可為零)。
這裡應注意，當該輸入的AC訊號的頻率是高的(例如，大於75kHz)，則與阻抗M大小值有關的參數y 1 及y 2 可能是此處所例示性數值的±200%，而每個的參數可包括零或甚至一負值。另一方面，其中該AC輸入訊號的頻率是低的(例如，小於75kHz)，則與相位角P大小值有關的參數y 4 及y 5 可能是此處所例示性數值的±200%，而每個的參數可包括零或甚至一負值。這裡指出，H或HCT的大小，如本文所示，是大致相等於IC 的大小。在一個例示性實施例中，H或HCT等於IC如本文中所使用的H或HCT。
在另一個替代實施例中提供了方程式4.3。方程式4.3可在不使用相位角的情況下精確導出二次曲線關係，如方程式4.2。
Figure TWI615610BD00003
其中：IC是阻抗特性[%]；M是阻抗的大小[歐姆]；y1此處提供的數值係約1.2292e1及±10%、5%或1%；y2此處提供的數值係約-4.3431e2及±10%、5%或1%；y3此處提供的數值係約3.5260e4及±10%、5%或1%。
憑藉本文提供的不同元件、系統及理論，申請人達成測定液體(其可為一種生理樣本)的分析物濃度的至少四個方法(及方法的變化)，其較以往有更好的精確性。
該發明之實施方式之一可參照圖6了解且尤其可參照系統模組600。在系統模組600中，其假定一使用者已放置一液體樣本在模組602且已偵測足夠的輸出訊號(圖4B)來啟動該測試順序計時器TN。在模組604，在複數個時間點或位置之任一個T1、T2、T3、....TN，該系統(圖2B)驅動一訊號，從至少一工作電極(12及14)量測或取樣該輸出訊號 I E 。如圖4B中可見，該時間位置可為測試順序TS中任何的時間點或間隔。舉例來說，測量輸出訊號的時間位置可為在1.5秒的單一時間位置T1.5或一間隔408(如約10毫秒或以上的間隔，其取決於該系統的取樣速率)，其與接近2.8秒的該時間位置T2.8重疊。
參照圖6，在模組604中，在該訊號之驅動的同一時間、之後或甚至之前，該系統亦可施予另一訊號以量測模組606中該樣本的物理性質 IC 。提供該訊號IC至一生化感測器參數產生器608，其可為一查表或矩陣，其被配置來提供該生化感測器的新參數( x 1 )，其可為該生化感測器100 之一新的批次斜率或批次截點。提供該產生器608之輸出及在複數個預定時間位置之其中一個時間位置所量測的輸出訊號 I E 至一計算模組610。配置該計算模組610以提供第一分析物濃度於告示器612以通知使用者第一分析物結果。
關於該產生器模組608，該系統可利用下述的例示性表1。在表1中，基於多批該生化感測器之過去迴歸分析，將該樣本的阻抗特性(在此實例中被標定作為估計的百分比血球容積比)與一新生化感測器參數因子x1(與批次斜率相關)相關聯。
Figure TWI615610BD00004
一旦使用方程式4.3中另一個版本的IC，則在表1A中不需要使用以%表示的IC。也就是說，可以用歐姆表示的阻抗|Z|的大小來取代IC。此方式移除在系統或量測計中的IC計算(其省去密碼空間及計算時間，因此使較便宜的量測計能夠更佳地處理手頭上的任務)。在此實例中，表1A可被修改為表1B：
Figure TWI615610BD00005
另一方面，配置該計算模組610以使用如下形式之方程式5：
Figure TWI615610BD00006
其中 G 1 代表第一分析物濃度； I E 代表來自至少一電極的總輸出訊號(如：電流)，其係量測於複數個預定時間位置的其中一個時間位置，T1、T2、T3、....TN~測試順序間隔(其中，T1~1.0秒，T2~1.01秒，T3~1.02秒)； P1 代表該生化感測器的一截點參數； P2 代表該生化感測器的一斜率參數；以及 x 1 代表基於該樣本物理性質的第一生化感測器參數因子(在表1A或1B中)。
在方程式5中，對於本文描述的特定實施例，P1約為475奈安培及 P2 約為9.5奈安培/(mg/dL)。
一般相信即使透過模組606、608及610所提供的結果比現存的技術更加精確，精確性仍可獲得改善。特別地，該發明者已提供一第二種取代技術，如圖6顯示的模組602、604、606、614、616及618。因為模組604及606已在先前描述作為提供輸出訊號IE及該物理性質訊號IC之用，這些模組不需在第二種技術中被描述。
在模組614中，基於在預定時間位置之其中一個時間位置(如在2.5秒)所量測的該輸出訊號，該系統獲得一估計的分析物濃度(GEST)。將該估計的分析物濃度(GEST)與針對模組616的物理性質訊號IC一起使用以產生一第二生化感測器參數因子x2在方程式3.3中，該參數因子x2是基於該物理性質IC及估計分析物GEST兩者以達到存在的生化感測器參數的倍增因素(如該參數為斜率或截點)。
藉由文中描述之生化感測器的過去回歸分析以測定該生化感測器參數因子x2。同樣地，一曲線適配方程式、一矩陣或一查表可被利用於模組616以產生需要的生化感測器參數因子x2。為了容易計算，利用一查表以降低該處理器300的計算負擔。表2顯示例示性的查表：
Figure TWI615610BD00007
與表1A之情況相似，若在方程式4.3中使用另一個版本的IC，則在表2A中不需要使用以%表示的IC。也就是說，可以用歐姆表示的阻抗|Z|的大小來取代IC。此方式移除在系統或量測計中的IC計算(其省去密碼空間及計算時間，因此使較便宜的量測計能夠更佳地處理手頭上的任 務)。在此實例中，表2A可被修改為表2B：
Figure TWI615610BD00008
如本技術領域之通常知識者所知，當該葡萄糖估計無法符合該表格時，一種內插法可被用於本文所述之所有表格中的數據之間。
再參照圖6，模組618利用該參數因子x2(在表2A或2B中)及該被量測或取樣的輸出訊號IE以計算第二分析物濃度G2。配置模組 618以使用如下形式之方程式6：
Figure TWI615610BD00009
其中 G 1 代表第一分析物的濃度； I E 代表來自至少一電極的總輸出訊號(如：電流)，其係量測於複數個預定時間位置的其中一個時間位置，T1、T2、T3、....TN~測試順序間隔(其中，T1~1.0秒，T2~1.01秒，T3~1.02秒)； P1 代表該生化感測器的一截點參數； P2 代表該生化感測器的斜率參數，其中P2約為9.5奈安培/(mg/dL)；以及 x 2 代表基於該樣本的物理性質及該估計的分析物濃度GEST的第二生化感測器參數因子 其中：
Figure TWI615610BD00010
I E 代表在複數個預定時間位置之其中一個或另一個時間位置T1、T2、T3、....TN~測試順序間隔(其中T1~1.0秒，T2~1.01秒，T3~1.02秒，從該生化感測器量測的一總輸出訊號(如：電流)； P1 代表該生化感測器的截點參數；及 P2 代表該生化感測器的斜率參數。
在本文及優先權申請案所描述之特定實施例的試條，對於方程式6及6.1兩者的時間位置均從該測試順序開始約5秒，其中 P1 約為475奈安培且 P2 約為9.5奈安培/(mg/dL)。
一旦該模組618已獲得第二分析物濃度G2，該告示器模組620可提供結果給使用者。
在第三種取代方法(於此顯示其與模組602、604、606、608、610、622、624及626相關)中，一般相信與第一或第二種技術相比，第三種技術可產生較大的改善。
因為模組602、604、606、608及610已在先前描述，這些模組不需要在第三種技術中被提及。參照圖6，配置模組622以接收來自於模組610的第一分析物濃度結果G1及來自於模組606的物理性質，以使第三參數因子x3可以產生。如在模組616中，可利用一查表(像是例如表3)，但發明者並不打算被限制於本文所描述的查表。在表3A中，藉由將該分析物濃度G1與該物理性質連結，該系統可獲得所需的因子。舉例來說，其中第一分析物濃度為225mg/dL且該估計的血球容積比約為57%，從表3A可確定該參數因子x3為0.82。
Figure TWI615610BD00011
Figure TWI615610BD00012
與表2A之情況相似，若在方程式4.3中使用另一個版本的IC，則在表3A中不需要使用以%表示的IC。也就是說，可以用歐姆表示的阻抗|Z|的大小來取代IC。此方式移除在系統或量測計中的IC計算(其省去代碼空間及計算時間，因此使較便宜的量測計能夠更佳地處理手頭上的任務)。在此實例中，表3A可被修改為表3B：
Figure TWI615610BD00013
Figure TWI615610BD00014
該因子x3(在表3A或3B中)接著被利用於方程式7中，作為步驟716的一部分以獲得第三分析物的濃度G3
Figure TWI615610BD00015
其中 G 3 代表第一分析物的濃度； I E 代表在複數個預定時間位置的其中一個時間位置T1、T2、T3、....TN~測試順序間隔(其中T1~1.0秒，T2~1.01秒，T3~1.02秒)，從該生化感測器量測的一總輸出訊號(如：電流)； P1 代表該生化感測器的一截點參數； P2 代表該生化感測器的斜率參數；以及 x 3 代表基於樣本的物理性質及第一分析物濃度G1的第三生化感測器參數因子。
在方程式7，於本文中描述的特定實施例， P1 約為475奈安培及 P2 約為9.5奈安培/(mg/dL)。
透過本文描述，申請人已得到獲得精確分析物濃度的方法。該方法可藉由以下步驟達成：在步驟606，施予一訊號至該樣本以測定該樣本的一物理性質；驅動另一訊號至該樣本以引起該樣本的物理轉變；在步驟604，量測來自樣本的至少一輸出訊號；在步驟614，從自測試順序開始，在複數個預定時間位置(TPRED是T1，T2，T3...TN之至少一種)之其中一個時間位置的至少一輸出訊號(IE)及該生化感測器(P1或P2)的至少一個預定參數，得到一估計的分析物濃度(GEST)；在步驟608，基於樣本的物理性質(IC)，產生該生化感測器的第一參數因子(x1)；在步驟610，基於該生化感測器的第一參數因子(x1)及自該測試順序開始，在複數個預定時間位置(TPRED)的其中一個時間位置所量測的至少一輸出訊號(IE)，計算第一分析物濃度；在步驟616，基於該樣本(95)的估計的分析物濃度(GEST)及物理性質(IC)，產生該生化感測器的第二參數因子(x2)；在步驟d618，基於該生化感測器的第二參數因子(x2)及自測試順序開始，在複數個預定時間位置(TPRED)之其中一個時間位置所量測的至少一輸出訊號(IE)，計算第二分析物濃度(G2)；在步驟622，基於第一分析物濃度(G1)及物理性質IC，產生該生化感測器的第三參數因子(x3)；在步驟624，基於該生化感測器(x3)的第三參數因子及自測試順序開始，複數個預定時間位置(TPRED)之其中一個時間位置所量測的至少一輸出訊號(IE)，計算第三分析物濃度(G3)；以及在步驟626，告示第一、第二及第三分析物濃度(G1,G2,G3)之至少一個分析物濃度。
圖7說明第二種方法的變化(圖6中的模組602、604、606、614、616、618及620)。在此方法中，其被假設使用者已開啟該生化感測器(如插入該測試條至該量測計的埠連接器)。在步驟702，當施予一電壓時，放置一樣本於該生化感測器上(圖4A)。當樣本弄濕該電極，自一工 作電極產生一輸出訊號(圖4B)。在步驟704，一旦該輸出訊號升到超過0時，該系統假定一測試正在進行中且啟動該測試順序。值得注意的是，在該樣本投予期間，測試順序啟動的前後，在步驟706，該系統可能施予一訊號AC至該樣本以量測或估計該樣本的物理性質。在步驟708，一定時器可在大約與步驟704相同的時間開始，以確保在測試間隔T期間的適當時間位置，自該工作電極的輸出訊號進行取樣。在步驟710，可驅動另一訊號至該樣本以量測來自工作電極的輸出訊號(如以奈安培形式的輸出訊號)。在步驟712，在測試間隔T中，從該時間位置之一的適當時間位置藉由量測輸出訊號與方程式6.1結合，獲得一估計的分析物濃度。在一較佳的實施例中，用於取得該估計分析物濃度之該時間位置約為2.5秒或約5秒的時間點，及可使用重疊每個該些時間點的任何適當的時間間隔，且在方程式6.1中，P1的數值(如截點)約為792奈安培及P2(如斜率)約為10.08nA/(mg/dL)。在步驟714，物理性質IC和該估計的分析物濃度皆可被該系統使用以測定該生化感測器的新生化感測器之參數P2NEW。藉由該生化感測器的回歸分析可產生此參數P2NEW，如先前所提及，並可透過曲線適配、矩陣或查表獲得。對於在處理器300上的計算負荷的降低，可利用如表4之一查表。
Figure TWI615610BD00016
Figure TWI615610BD00017
一旦該系統已獲得新的生化感測器參數或P2New，用此參數P2New可計算該分析物濃度 G 2A ，如方程式7所使用：
Figure TWI615610BD00018
其中 G 2A 代表第二分析物濃度； I E 代表在複數個預定時間位置的其中一個時間位置，從該生化感測器所量測的一總輸出訊號(如：電流)； P1 代表該生化感測器的截點參數； P2 NEW 代表基於該估計的分析物濃度GEST及物理性質IC的生化感測器之斜率參數。
其中：
Figure TWI615610BD00019
I E 代表在複數個預定時間位置的其中一個或另一個時間位置，從該生化感測器所量測的總輸出訊號(如：電流)； P1 代表該生化感測器的截點參數；以及 P2 代表該生化感測器的斜率參數。
在本文中所描述的特定實施例中，對於方程式7，P1約400奈安培；在約5秒該訊號 I E 被量測；對於方程式7.1，P1約792奈安培；對於方程式7.1，P2約10.1nA/(mg/dL)及對於方程式7.1，在約2.5秒該訊號 I E 被量測或抽樣。
值得注意的是，相對於先前所描述的新技術，在該預定時間(如約2.5秒或5秒)的一量測訊號可被使用來代替表2-3中該分析物濃度的估計值。這是由於當該估計值係透過以該生化感測器參數因子P1及P2相乘及相除來推算時，這些表格中的分析物估計值就其本身而論為該量測訊號的結果。就其本身而論，該量測的訊號可以該表格中的原始值來使用，而不用利用因子P1及P2對此表格中的估計值做額外的數學運算。
為了驗證發明人所達到的這些改善，以習知技術對總共13234條之多批10條進行生化感測器的測試，並與本發明的第一種到第三種技術做比較。這裡將該結果總結於表5中。
Figure TWI615610BD00020
值得注意的是，改善定量可藉由該「誤差」在血球容積比的不同準位被顯示。計算以此實例所描述的方法測定之每個葡萄糖濃度的誤差，其為葡萄糖量測中相對誤差的估計值。以方程式測定每個葡萄糖的濃度之誤差： Bias abs = G 計算 -G 參考 (針對G 參考 少於100mg/dL葡萄糖
及
Figure TWI615610BD00021
針對G 參考 大於或等於100mg/dL葡萄糖)
其中 Bias abs 為絕對誤差， Bias %為百分比誤差， G 計算 為透過本文之方法測定的葡萄糖濃度，及 G 參考 為參考葡萄糖濃度。
將實驗所獲得的結果作圖並如圖8-11所示。圖8A以圖式說明，如何在已知的技術中，在35%血球容積比以下，將100mg/dL下的該些葡萄糖結果，偏移至上限15mg/dL以外，及在超過45%的較高血球容積比，偏移至下限-15mg/dL以下。圖8B以圖式說明，如何在已知的技術中，在35%血球容積比以下，將100mg/dL或超過100mg/dL的該些葡萄糖結果，偏移至上限15%以外，及對於高於45%的較高血球容積比，偏移至下限-15%以下。
相反地，當第一種技術用於該相同的樣本組時，該結果指出對於低於100mg/dL的分析物濃度，使用第一種技術(圖9A)之結果比習知技術好的多(圖8A)。同樣地，對於在100mg/dL或大於100mg/dL的分析物濃度，第一種技術的結果(圖9B)亦較習知技術好(圖8B)。
關於第二種技術(圖10A及10B)，與習知技術(圖8A及8B)相比，當數據的質心與圖式交叉比對，該結果與習知技術同樣令人印象深刻，甚至比習知技術(或第一方法)更好。
針對第三種技術(圖11A及11B)，值得注意的是，第二種及第三種技術之間並沒有明顯的差異(參考表5)，然而，這主要是透過表1及2的校正大小。若使用葡萄糖「槽」之較精密解析度及血球容積計，相信可得到第三種技術結果的改善。
如在第二種或第三種技術中所見，對於少於100mg/dL的葡萄糖濃度，至少95%該批測試條之最終分析物濃度值是在參考分析物濃度 的±15mg/dL內。
應被注意的是，施予第一訊號及驅動第二訊號的步驟是按順序，其順序可先是第一訊號接著是第二訊號或者是兩個訊號按順序重疊；或者，可先是第二訊號接著是第一訊號或者是兩個訊號按順序重疊。或者，施予第一訊號及驅動第二訊號可同時發生。
值得注意的是在該較佳的實施例中，對於葡萄糖濃度進行一訊號輸出之量測之後，估計該物理性質(如：血球容積比)。或者，可在估計、量測或獲得該物理性質(如：血球容積比)程度之後，量測該葡萄糖濃度。
雖然該方法可能僅指定一取樣時間點，該方法可包括依需求在多個時間點取樣，舉例來說，從該測試順序開始直到開始至少約10秒後連續性取樣該訊號輸出(如：在特定的取樣時間，例如，每一毫秒至100毫秒)且在接近測試順序的末端儲存用於處理的結果。申請人注意到適當的取樣時間係從該測試順序開始後量測，但可利用任何適當的數據以決定何時採樣輸出訊號。就實務上來說，該系統可被編程，以在整個測試順序期間在一適當的時間取樣間隔取樣該輸出訊號，舉例來說，每100毫秒或甚至低於約1毫秒取樣一次。在此變化中，在特定的取樣時間點T所取樣的訊號輸出係用於計算該分析物濃度之數值。
該系統於量測的時間位置T1、T2、T3...TN取樣該生化感測器的輸出訊號，其係基於估計的分析物及量測或估計的物理性質的兩種定性種類，並基於實際的生理液體樣本的大樣本大小之回歸分析被預先確定。申請人指出該適當的取樣時間係從該測試順序開始被量測，但可利用任何的適當數據以測定何時採樣該輸出訊號。就實務上來說，在整個測試順序期間，在一適當的時間取樣間隔，該系統可被編程以取樣該輸出訊號，舉例來說，每100毫秒或甚至低於約1毫秒取樣一次。在測試順序期間，經取樣整個訊號輸出暫態，該系統可在測試順序的末端附近執行所有需要的計算，而非試圖同步取樣時間與設定時間點，由於系統延遲，其可導入時間差。
藉由本文所提供的描述及教示，申請人能設計一葡萄糖測試條，其具有一基質、複數個設置於該基質上的電極及連接至各別的電極連 接器。該測試條100包含放置於複數個電極之至少一個電極上的至少一試劑，其中至少一電極被配置以感測放置於至少一電極上的液體樣本之物理性質，且施用輸入訊號至該樣本後，至少另一電極被配置以量測自該樣本的輸出訊號。該測試條包括與一葡萄糖量測計一起使用的說明。該說明包括被嵌入在一適當通訊媒介(如：紙、電腦、網路、聲音或視覺媒介或其類似物)中的標記，告知該使用者插入該測試條的電極連接器至該葡萄糖量測計的測試條埠。被指示用來與該葡萄糖試條一起使用的該量測計包含一測試條埠連接器(配置來連接一測試條的各自電極連接器)，及一與該測試條埠連接器電子通訊的微處理器，其係用來在一測試順序期間施予電子訊號，或感測來自該測試條複數個電極(連接到該測試條的各自電極連接器)的電子訊號。該說明進一步包括被嵌入在一適當通訊媒介(如：紙、電腦、網路、聲音或視覺媒介或其類似物)中的標記，告知該使用者將一液體樣本放置在複數電極之至少一個電極的鄰近以使該微處理器300可做以下操作：(a)放置一樣本後，開始一分析物測試順序；(b)施予一訊號至該樣本以決定該樣本的物理性質；(c)驅動另一訊號至該樣本；(d)從該電極的至少一個電極，量測至少一輸出訊號；(e)從該測試順序開始的複數個預定時間位置的其中一個時間位置，從至少一輸出訊號導出一估計的分析物濃度；(f)基於該估計的分析物濃度及該樣本的物理性質，獲得該生化感測器的新參數；(g)基於該生化感測器的新參數及從開始一測試順序，在複數個預定時間位置的其中一個或另一個時間位置量測的一輸出訊號，計算一分析物濃度；以及(h)告示該分析物濃度。
雖然於本文所描述的方法已針對葡萄糖的測定，該方法亦可用於其他的分析物(熟悉該領域之通常知識者適當的修飾)，其被該液體樣本之物理性質所影響，其中該分析物被放置於該液體樣本中。舉例來說，一生理液體樣本的物理性質(如：血球容積比、黏度或密度及類似物)可解釋在液體樣本中的酮或膽固醇測定，該液體樣本可為生理性的液體、校準或控制液體。其他的生化感測器之配置亦可被利用。舉例來說，於以下美國專利揭示及描述之該生化感測器，可與本文所述之各種實施例一起利用：美國專利號6179979、6193873、6284125、6413410、6475372、6716577、6749887、6863801、6890421、7045046、7291256、7498132，以上全部其 全文皆併入本文中作為參考。
如已知，該物理性質的偵測不需要透過交流訊號來完成，但可利用其他的方法來完成。舉例來說，可利用一適當的感測器(如美國專利公開號20100005865或EP1804048 B1)以測定黏度或其他物理性質。或者，該黏度可被測定且基於已知的血球容積比及黏度之間的關係被用以導出血球容積比，如Oguz K.Baskurt、M.D.,Ph.D.,1及Herbert J.Meiselman,Sc.D.發表的「Blood Rheology and Hemodynamics」，Seminars in Thrombosis and Hemostasis，第29卷第5號，2003年。
如先前描述，該微控制器或一相同的微控制器(及允許該微控制器在預期的環境中以其預期的目的運作的相關元件，像是如圖2B中的處理器300)可與電腦編碼或軟體指令被利用以實施本文中所描述的方法及技術。申請人注意到，圖2B中的該例示性微控制器300(與可功能性操作該處理器300的適當元件)係以軟體嵌入或以圖6及圖7中邏輯圖表示的電腦軟體裝載，且該微控制器300與關聯的連接器220和介面306及其相等物係用於以下步驟之裝置：(a)在測試順序期間，施予第一及第二輸入訊號至放置於該生化感測器上的樣本上；(b)從第一及第二輸入訊號之其中一個之輸出訊號，量測該樣本的物理性質；(c)基於第一及第二輸入訊號之另一個，從該測試順序開始，在複數個預定時間點的其中一個時間點，導出一估計的葡萄萄濃度；(d)基於該物理性質及該估計的葡萄糖濃度，產生該生化感測器的新參數；及以及(e)基於該生化感測器的新參數及在複數個預定時間位置的其中一個或另一個時間位置輸出的訊號，計算一葡萄糖濃度。
特別地，值的注意的是用於執行功能(a)-(e)的工具(及它們的硬體或軟體相等物)包括第一技術的模組602、604、606、608及610，第二技術的模組602、604、606、614、616及618，及第三技術的模組602、604、606、608、610、622及624。
此外，雖然本發明已基於特定的變化及說明的圖示描述，在 本屬技術領域之通常知識者將了解本發明不限定於該變化或圖示描述。此外，雖然先前描述的方法與步驟指出某種情況發生在於一定的順序中，其意指一定的步驟不需要在描述的順序中被執行，而是只要以任何使步驟允許實施例以它們預期的目的進行運作的順序。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。
實施例
以下實施例可能會或可能不會被主張：
實施例1. 一種利用具有至少兩個電極及放置於至少一電極上的試劑的生化感測器測定一液體樣本中一分析物濃度之方法，該方法包含：放置一液體樣本於至少一電極上以開始一分析物測試順序；施予一訊號於該樣本以測定該樣本的物理性質；驅動另一訊號至該樣本以引起該樣本的物理轉變；量測自至少一該電極因該樣本的物理轉變所產生之至少一輸出訊號；從自該測試順序開始，在複數個預定時間位置之其中一個時間位置的至少一輸出訊號及該生化感測器的至少一個預定參數，獲得一估計的分析物濃度；基於該樣本的物理性質來產生該生化感測器的第一參數因子；基於該生化感測器的第一參數因子及自該測試開始，在複數個預定時間位置之其中一個時間位置量測的至少一輸出訊號，計算第一分析物濃度；基於該估計的分析物濃度及該樣本的物理性質，產生該生化感測器的第二參數因子；基於該生化感測器的第二參數因子及自該測試開始，在複數個預定時間位置之其中一個時間位置量測的至少一輸出訊號，計算第二分析物濃度；基於第一分析物濃度及物理性質，產生該生化感測器 的第三參數因子；基於該生化感測器的第三參數因子及自該測試開始，在複數個預定時間位置之其中一個時間位置量測的至少一輸出訊號，計算第三分析物濃度；以及告示該第一、第二及第三分析物濃度中的至少一個。
實施例2. 一種利用具有至少兩個電極及放置在至少一電極上的試劑的生化感測器測定一液體樣本中的一分析物濃度之方法，該方法包含：放置一樣本後，開始一分析物測試順序；施予一訊號至該樣本以測定該樣本的物理性質；驅動另一訊號至該樣本以引起該樣本的物理轉變；量測自至少一該電極因該樣本的物理轉變所產生之至少一輸出訊號；自該測試順序開始，在複數個預定時間位置之其中一個時間位置，從至少一輸出訊號的量測，導出一估計的分析物濃度；基於該估計的分析物濃度及該樣本的物理性質，獲得該生化感測器的新的參數；基於該生化感測器的新參數及自該測試順序開始，在複數個預定時間位置的其中一個或另一個時間位置量測的一輸出訊號，計算一分析物濃度；以及告示該分析物濃度。
實施例3. 一種利用具有至少兩個電極及放置在至少一電極上的試劑的生化感測器測定一液體樣本中的一分析物濃度之方法，該方法包含：放置一樣本於在該生化感測器上後，開始分析物測試順序；施予一訊號至該樣本以測定該樣本的物理性質；驅動另一訊號至該樣本以引起該樣本的物理轉變；量測自至少一該電極因該樣本的物理轉變所產生之至 少一輸出訊號；基於該樣本的物理性質，產生該生化感測器的第一新批次參數；基於該生化感測器的第一新批次參數及自該測試順序開始，在複數個預定時間位置的其中一個時間位置量測的一輸出訊號，計算第一分析物濃度；以及告示該第一分析物濃度。
實施例4. 如實施例3所述之方法，進一步包含：基於該物理性質及該第一分析物濃度，產生該生化感測器的第三參數；基於該生化感測器的該第三參數及自該測試順序開始，在複數個預定時間位置的其中一個時間位置量測的一輸出訊號，計算一第三分析物濃度；以及告示該第三分析物濃度並取代該第一分析物濃度。
實施例5. 如實施例1-3所述之任一種方法，其中該生化感測器的該參數包含一批次斜率且該生化感測器之新參數包含一新的批次斜率。
實施例6. 如實施例5所述之方法，其中可按照順序施予該第一訊號及驅動該第二訊號。
實施例7. 如實施例1-3所述之任一種方法，其中施予的該第一訊號與驅動的該第二訊號重疊。
實施例8. 如實施例1-3所述之任一種方法，其中該第一訊號的施予包含導入一交流訊號至該樣本，以致從該交流訊號的輸出可測定該樣本的物理性質。
其中該物理性質包含黏度、血球容積比、溫度及樣本的密度，或其組合中之至少一者。
實施例9. 如實施例5所述之方法，其中該物理性質包含代表該樣本的血球容積比之阻抗特性且該分析物包含葡萄糖。
實施例10. 如實施例9所述之方法，其中該樣本的該阻抗特性可利用一方程式測定： IC=M 2*y 1+M*y 2+y 3+P 2*y 4+P*y 5 方程式4.2
其中：IC代表該阻抗特性；M代表一量測的阻抗之大小|Z|(歐姆)；P代表在輸入或輸出訊號間的相位差(度)；y 1 為於此提供的數值，可約為-3.2e-08及±10%、5%或1%(且視輸入訊號的頻率而定，可為0)；y 2 為於此提供的數值，可約為4.1e-03及±10%、5%或1%(且視輸入訊號的頻率而定，可為0或甚至是負值)；y 3 為於此提供的數值，可約為-2.5e+01及±10%、5%或1%；y 4 為於此提供的數值，可約為1.5e-01及±10%、5%或1%(且視輸入訊號的頻率而定，可為0或甚至是負值)；以及y 5 為於此提供的數值，可約為5.0及±10%、5%或1%(且視輸入訊號的頻率而定，可為0或甚至是負值)。
實施例11. 如實施例9的方法，其中該導入包含在不同各自的頻率驅動第一及第二交互的訊號，其中第一頻率可低於第二頻率。
實施例12. 如實施例11所述之方法，其中該第一頻率可較該第二頻率低至少一數量級。
實施例13. 如實施例11或實施例12所述之方法，其中該第一頻率包含約10kHz至約250kHz之範圍中的任一頻率。
實施例14. 如實施例5所述之方法，其中在該測試順序期間用於量測至少一輸出訊號之複數個預定時間位置的其中一個時間位置可在測試順序開始後約2.5秒。
實施例15. 如實施例14所述之方法，其中複數個預定時間位置的其中一個時間位置包含一時間間隔，其與該測試順序開始後2.5秒的時間點重疊。
實施例16. 如實施例5所述之方法，其中在該測試順序期 間用於量測至少一輸出訊號之複數個預定時間位置的另一個時間位置可在測試順序開始後約5秒之時間點。
實施例17.如實施例5所述之方法，其中該複數個預定時間位置的其中一個時間位置包含自該時間順序開始後短於五秒的任何時間點。
實施例18. 如實施例5所述之方法，其中該複數個預定時間位置的另一個時間位置包含自該時間順序開始後短於十秒的任何時間點。
實施例19. 如實施例17或實施例18所述之任一方法，其中複數個預定時間位置之其中一個時間位置包含開始該測試順序後，重疊2.5秒時間點之一時間間隔，及複數個預定時間位置的另一個時間位置包含在該測試順序開始後重疊5秒時間點之一時間間隔。
實施例20. 如實施例1或實施例2所述之任一方法，其中該估計的分析物濃度的計算可利用一方程式計算：
Figure TWI615610BD00022
其中 G1代表第一分析物的濃度；I E 代表在複數個預定時間位置的其中一個時間位置，量測自該生化感測器的總輸出訊號；P1代表該生化感測器的截點參數，其中P1可約為475奈安培；P2代表該生化感測器的斜率參數，其中P2可約為9.5奈安培/(mg/dL)。
實施例21. 如實施例1所述之方法，其中該第一分析物濃度的計算可利用一方程式計算：
Figure TWI615610BD00023
其中 G1代表第一分析物的濃度；I E 代表在複數個預定時間位置的其中一個時間位置，量測自該生化感測器的總輸出訊號； P1代表該生化感測器的截點參數，其中P1可約為475奈安培；P2代表該生化感測器的斜率參數，其中P2可約為9.5奈安培/(mg/dL)；以及x2代表基於該樣本的該物理性質的生化感測器之參數因子。
實施例22. 如實施例1或實施例2所述之方法，其中該第二分析物濃度的計算可利用一方程式計算：
Figure TWI615610BD00024
G2代表第二分析物的濃度；I E 代表在該複數個預定時間位置的其中一個或另一個時間位置，量測自該生化感測器的總輸出訊號；P1代表該生化感測器的截點參數，其中P1可約為475奈安培；P2代表代表該生化感測器的斜率參數，其中P2可約為9.5奈安培/(mg/dL)；以及 x 3 代表從一矩陣(基於該估計的分析物濃度及該樣本的該物理性質兩者)所獲得的因子。
實施例23. 如實施例1或實施例4所述之方法，其中該第三分析物濃度的計算係以一方程式計算：
Figure TWI615610BD00025
G3代表第三分析物的濃度；I E 代表在該複數個預定時間位置的其中一個或另一個時間位置，量測自該生化感測器的總輸出訊號；P1代表該生化感測器的截點參數，其中P1可約為475奈安培；P2代表該生化感測器的斜率參數，其中P2可約為9.5奈安培/(mg/dL)；以及 x 3 代表從一矩陣(基於該第一分析物濃度及該樣本的該物理性質兩者)所獲得的因子。
實施例24. 如實施例5所述之方法，其中該至少兩個電極及該至少兩個其他的電極被設置在該基質所提供的相同腔室中。
實施例25. 如任一先前實施例所述之方法，其中該至少兩個電極包含兩個電極以量測該物理性質及該分析物濃度。
實施例26. 如任一先前實施例所述之方法，其中該至少兩個電極包含至少兩個電極之一第一組以測定該樣本的物理性質，及至少兩個其他電極之一第二組以測定該分析物濃度。
實施例27. 如實施例25及26所述之任一方法，其中所有電極被設置於該生化感測器的基板所限定的相同平面上。
實施例28. 如實施例26所述之方法，其中第三電極可被設置於靠近至少兩個電極的該第一組及連接到至少兩個其他電極的該第二組。
實施例29. 如實施例25-27所述之任一系統，其中一試劑可被設置於靠近該至少兩個其他電極及未有試劑被設置於該至少兩個電極上。
實施例31. 一種分析物量測系統，其包含：一測試條，包括：一基板；複數個電極連接至個別的電極連接器；以及一分析儀，其包括：一外殼；一測試條埠連接器，其連接至該測試條的該個別電極連接器；以及一微處理器，在一測試順序期間，其與該測試條埠連接器電性連接以施加電信號或感應自複數個電極的電子訊號，其中在該測試順序期間，該微處理器可被設置來：(a)放置一樣本後，開始一分析物測試順序； (b)施加一訊號至該樣本以測定該樣本的一物理性質；(c)驅動另一訊號至該樣本；(d)從至少一個電極量測至少一輸出訊號；(e)自該測試順序開始，在複數個預定時間位置的其中一個時間位置，從至少一輸出訊號推導出一估計的分析物濃度；(f)基於該估計分析物濃度及該樣本的物理性質，獲得該生化感測器的新參數；(g)基於該生化感測器的新參數及從開始該測試順序的複數個預定時間位置的其中一個或另一個時間位置所量測的一輸出訊號，計算分析物濃度；以及(h)告示該分析物濃度。
實施例32. 如實施例31所述之系統，其中該複數個電極包含至少兩個電極以量測該物理性質及至少兩個其他電極以量測該分析物濃度。
實施例33. 如實施例32所述之系統，其中設置該至少兩個電極及至少兩個其他電極位於該基板上的相同的腔室中。
實施例34. 如實施例31所述之系統，其中該複數個電極包含兩個電極以量測該物理性質及該分析物濃度。
實施例35. 如實施例31-34所述之任一系統，其中所有該電極被設置於該基板所限定的相同平面上。
實施例36. 如實施例31-35所述之任一系統，其中一試劑可被設置於靠近該至少兩個其他電極且未有試劑被設置於該至少兩個電極上。
實施例37. 如實施例31所述之系統，其中在該測試順序期間用於量測至少一輸出訊號之複數個預定時間位置的其中一個時間位置可在測試順序開始後的約2.5秒。
實施例38. 如實施例31所述之系統，其中該複數個預定時間位置的其中一個時間位置包含一時間間隔，其與該測試順序開始後2.5 秒的時間點重疊。
實施例39. 如實施例31所述之系統，其中在該測試順序期間用於量測至少一輸出訊號之複數個預定時間位置的另一個時間位置可為測試順序開始後約5秒之時間點。
實施例40. 如實施例31所述之系統，其中該複數個預定時間位置的其中一個時間位置包含自測試順序開始後五秒內之任何時間點。
實施例41. 如實施例31之系統，其中該複數個預定時間位置之另一個時間位置包含自測試順序開始後十秒內之任何時間點。
實施例42. 如實施例40或41之系統，其中該複數個預定時間位置之其中一個時間位置包含一時間間隔，其與自測試順序開始後2.5秒之時間點重疊，且該複數個預定時間位置之其他時間位置包含一時間間隔，其與自測試順序開始後5秒之時間點重疊。
實施例43. 一葡萄糖量測計，其包含：一外殼；一測試條埠連接器，其配置為用以連接一生化感測器之個別電子連接器；以及用於以下步驟之裝置(a)在測試順序期間對一放置於該生化感測器上之樣本施予第一以及第二輸入訊號；(b)自第一與第二輸入訊號兩者之一的輸出訊號量測該樣本之物理性質；(c)在該自測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一個時間位置，依據該第一與第二輸入訊號兩者之另一導出估計的葡萄糖濃度；(d)依據該物理性質以及該估計的葡萄糖濃度產生該生化感測器之一新參數；以及(e)在該複數個預定時間位置之其中一個時間位置或另一個時間位置，依據該生化感測器之新參數及一輸出訊號來計算一葡萄糖濃度； 以及一告示器以提供自該裝置輸出之葡萄糖濃度。
實施例44. 如實施例43之量測計，其中用以量測之裝置包含施予第一交替的訊號至該生化感測器的裝置以及施予第二不變的訊號至該生化感測器的裝置。
實施例45. 如實施例43之量測計，其中該用以導出之裝置包含在自測試順序開始，依據預定的取樣時間點估計一分析物濃度的裝置。
實施例46. 如實施例43之量測計，其中該用以產生之裝置包含使該物理性質與該估計的葡萄糖濃度以及該生化感測器之新的參數互相關聯的裝置。
實施例47. 如實施例43之量測計，其中該用以計算之裝置包含自該生化感測器之新的參數以及於該複數個預定時間位置之另一個時間位置量測到的一電流，來測定一葡萄糖濃度。
實施例48. 如實施例47之量測計，其中該複數個時間點之一包含自測試順序開始約2.5秒的一時間點，且該複數個預定的時間位置之另一個時間位置包含自自測試順序開始約5秒的一時間點。
實施例49. 如實施例47之量測計，其中該複數個時間點之一包含自自測試順序開始約2.5秒的一時間間隔，且該複數個預定的時間位置之另一個時間位置包含自自測試順序開始約5秒的一時間間隔。
實施例50. 一展示精確度提高的測試條之方法，該方法包含：提供一批測試條；加入一包含分析物之參考濃度的參考樣本至該批次測試條中的每條測試條以開始測試順序；使每條測試條上的該分析物與一試劑反應以造成接近該兩個電極的該分析物之物理轉變；施予該參考樣本一訊號以測定該參考樣本之一物理性質；驅動另一訊號至該參考樣本； 自該測試條量測至少一輸出訊號；自量測於該自測試順序開始的複數個預定的時間位置之一的該至少一輸出訊號，來導出該參考樣本之一估計分析物濃度；依據該參考樣本的該估計分析物濃度以及該參考樣本的物理性質來獲得該測試條之一新參數；依據該測試條的該新參數以及一量測於自測試順序開始的該複數個預定的時間位置之另一個時間位置的輸出訊號，來計算該參考樣本之一分析物濃度，以提供一分析物濃度值給該批次測試條中每一測試條，並使得該批次測試條中的最終分析物濃度值之至少95%落於該參考分析物濃度的±15%範圍中。
實施例51. 如實施例50之方法，其中該些葡萄糖濃度等於或大於100mg/dL者，其至少86%之該葡萄糖濃度係落於15%內。
實施例52. 如實施例50-51之任一方法，其中該生化感測器之參數包含一批次斜率以及該生化感測器之新的參數包含一新的批次斜率。
實施例53. 如實施例52之方法，其中該施予第一訊號以及該驅動第二訊號可為連續動作。
實施例54. 如實施例50-51之任一方法，其中該施予第一訊號與該驅動第二訊號重疊。
實施例55. 如實施例50-51之任一方法，其中該施予第一訊號包含導入該樣本一交替的(alternating)訊號，使得該樣本之物理性質可自該交替的訊號之一輸出訊號測定，其中該物理性質包含該樣本之黏度、血球容積比、溫度、密度或以上的組合中之至少一者。
實施例56. 如實施例52之方法，其中該物理性質包含阻抗特性，其係代表該樣本之血球容積比，且該分析物包含葡萄糖。
實施例57. 如實施例56之方法，其中該導入包含驅動第一以及第二交替的訊號，其中該兩個訊號各自之頻率不同且第一頻率可 低於第二頻率。
實施例58. 如實施例57之方法，其中該第一頻率可較第二頻率低至少一個數量級。
實施例59. 如實施例57或58之方法，其中該第一頻率包含約10kHz至250kHz範圍中之任一頻率。
實施例60. 如實施例52之方法，其中該為量測至少一輸出訊號之測試順序期間的複數個預定時間位置之其中一個時間位置可為自測試順序開始後約2.5秒。
實施例61. 如實施例60之方法，其中該複數個預定時間位置之其中一個時間位置包含一時間間隔，其與自測試順序開始後約2.5秒之時間點重疊。
實施例62. 如實施例61之方法，其中該為量測至少一輸出訊號之測試順序期間的複數個預定時間位置之另一個時間位置可為自測試順序開始後約5秒。
實施例63. 如實施例52之方法，其中該複數個預定時間位置之其中一個時間位置包含自測試順序開始後五秒內之任何時間點。
實施例64. 如實施例52之方法，其中該複數個預定時間位置之另一個時間位置包含自測試順序開始後十秒內之任何時間點。
實施例65. 如實施例63或64之一之方法，其中該複數個預定時間位置之其中一個時間位置包含一時間間隔，其與自測試順序開始後2.5秒之時間點重疊，且該複數個預定時間位置之其他時間位置包含一時間間隔，其與自測試順序開始後5秒之時間點重疊。
實施例66. 一葡萄糖測試條，其包含：一基板；複數個電極放置於基板上且連接至個別之電極連接器；至少一試劑放置於至少之一個該複數個電極上，其中至少之一個該些電極配置用以感測放置於該至少一電極上之液態樣本的一物理性質，且至少另一個該些電極配置用以 量測施予輸入訊號至該樣本後的，來自該樣本的輸出訊號；以及一葡萄糖量測計之說明，該說明包括指標讓使用者將該測試條之該電極連接器插入該葡萄糖量測計之一測試條埠，其中該量測計包含一測試條埠連接器，其配置用以連接至一測試條之個別電極連接器，及一微處理器，其與該測試條埠連接器電子通訊以在測試順序期間施予電子訊號或感測來自該測試條之複數個電極之電子訊號，其中在測試順序期間該測試條連接至該測試條之該個別電極連接器，該說明更進一步包含指標，讓使用者將一液態樣本放置於接近至少一個該複數個電極以使該微處理器可用以實行：(a)在放置樣本後開始分析物測試順序；(b)對該樣本施予一訊號以測定該樣本之物理性質；(c)驅動另一訊號至該樣本；(d)量測來自該至少一個電極中之至少一輸出訊號；(e)自該於測試序列開始後之複數個預定時間位置之其中一個時間位置量測到之該至少一輸出訊號導出一估計的分析物濃度；(f)依據該估計的分析物濃度與該樣本之物理性質獲得該生化感測器之一新的參數；(g)依據該生化感測器之該新的參數與自該測試序列開始後之複數個預定時間位置之其中一個時間位置或另一個時間位置量測到之一輸出訊號來計算分析物濃度；以及(h)告示該分析物濃度。
實施例67. 如1至66之任一實施例之方法、系統、量測計、測試條或生化感測器，其中H代表之該物理性質大致相等於由下式所得之阻抗特性：IC=M 2*y 1+M*y 2+y 3+P 2*y 4+P*y 5
其中：IC代表阻抗特性；M代表經量測的阻抗之大小|Z|(歐姆)；P代表輸入與輸出訊號的相位差(度)；y 1 約為-3.2e-08； y 2 約為4.1e-03；y 3 約為-2.5e+01；y 4 約為1.5e-01；以及y 5 約為5.0.
實施例68. 如1至66之任一之實施例之方法、系統、量測計、測試條或生化感測器，其中H代表之該物理性質大致相等於由下式所得之阻抗特性：
Figure TWI615610BD00026
其中：其中IC代表阻抗特性(%)；M代表阻抗值大小(歐姆)；y1約為1.2292e1 y2約為-4.3431e2 y3約為3.5260e4。
附錄
以下附錄原呈現於美國專利申請號13/250,525(代理人檔案編號DDI5209USNP)以及PCT/GB2012/052421(代理人檔案編號DDI5209WOPCT)並被併入於部分之以下每個先前美國臨時申請案做參考：61/581,087(代理人檔案編號DDI5220USPSP)；61/581,089(代理人檔案編號DDI5220USPSP1)；61/581,099(代理人檔案編號DDI5220USPSP2)；以及61/581,100(代理人檔案編號DDI5221USPSP)；以及61/654,013(代理人檔案編號DDI5228USPSP)，其形成本發明之部分揭示內容且在上文中被併入做為參考：以下揭示內容大致係關於醫療裝置，尤其係關於測試計與相關方法。
在醫療領域中，測定(如偵測及/或濃度量測)一液態樣本中的一分析物極為重要。例如測定一體液樣本如：尿液、血液、血漿或組織間液中含有的葡萄糖、酮體、膽固醇、脂蛋白、三酸甘油酯、乙醯胺基酚及/或HbA1c濃度是被需要的。這些測定能以手持測試計結合分析測試條來達成(如：依據電化學分析測試條)。
以下的詳細說明必須參考圖式圖12至18來解讀，其中不同圖形中的相同元件具有相同編號。該些圖式僅為解釋的目的描繪例示性實施例，其不一定按比例繪製且不限制本揭示內容的範圍。該些詳細說明以例示性的方式，而非以限制的方式闡明本揭示內容的各原理。該些說明可使本發明所屬技術領域具一般知識之人員清楚了解以實施並利用本發明，並描述本揭示內容的幾個實施例、改變、變異、替代與使用，包含當前被相信為實現本發明之最佳的形式。
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，其允許部件或元件之集合以在本文所述之意圖產生作用。一般來說，基於本發明中實施例揭露之用於量測一體液樣本(即一全血樣本)中分析物的(如：葡萄糖)、搭配使用一分析測試條的手持測試計包含：一外殼、一微控制器區塊置放於該外殼內以及一基於相位位移之血球容積比量測區塊(又被稱為基於相位位移之血球容積比電路)。在這樣的手持測試計中，該基於相位位移之血球容積比量測區塊包含一訊號產 生子區塊、一低通濾波器子區塊、一分析測試條樣本槽介面子區塊、一轉阻抗放大器子區塊以及一相位偵測器子區塊。再者，該基於相位位移之血球容積比量測區塊以及該微控制器區塊被配置為量測一插入該手持測試計之一分析測試條上以樣本槽中一體液樣本之該相位位移，以及該微控制器區塊也被配置用以基於該量測到之相位位移來計算該體液樣本之血球容積比。
基於本實施例中之手持測試計之益處在於藉由量測該全血樣本之血球容積比，然後在測定分析物時使用該量測到之血球容積比，如此在全血樣本中之分析物測定(如：測定葡萄糖)時可提供改善之精確度。
一旦本發明所屬技術領域具一般知識之人被告知本發明，他或她將認同一商業上現有的、可依據本發明來輕易修改成一手持測試計之手持測試計實例為LifeScan Inc.(苗必達，加州)銷售的OneTouch® Ultra® 2葡萄糖量測計。更多可被修改的手持測試計的例示性可見於美國專利申請揭示內容號2007/0084734(公開於2007年4月19日)和2007/0087397(公開於2007年4月19日)以及國際專利申請揭示內容號WO2010/049669(公開於2010年5月6日)，在此將以上各案之全文併入本文中作為參考。
圖12為基於本揭示內容中一實施例之手持測試計100的簡化描繪。圖13為手持測試計100之不同區塊的簡化區塊圖。圖14為手持測試計100之基於相位位移之血球容積比量測區塊的簡化結合區塊圖。圖15為手持測試計100之一雙低通濾波器子區塊的簡化註解示意圖。圖16為手持測試計100之一轉阻抗放大器子區塊的簡化註解示意圖。圖17為手持測試計100之部分的基於相位位移之血球容積比量測區塊的簡化註解示意圖。
參照圖12至17，其中的手持測試計100包含一顯示器102、一複數個使用者介面按鈕104、一測試條連接埠106、一USB介面108以及一外殼110(見於圖12)。特別參照圖13手持測試計100也包括一微控制器區塊112、一基於相位位移之血球容積比量測區塊114、一顯示器控制區塊116、一記憶體區塊118以及其他電子元件(未顯示)用以施予一測試電壓至分析測試條(圖12中標示為TS)以及量測一電化學反應(如：複數個測試電流值)以及基於該電化學反應來測定一分析物。為簡化目前的 說明，該些圖並未描繪出所有電子電路。
顯示器102可為例如：一被配置為可顯示一螢幕影像之一液晶螢幕顯示器或一雙穩態顯示器。一螢幕影像之例示性可包含一葡萄糖濃度、一日期與時間、一錯誤訊息以及一使用者介面以指導一終端使用者如何進行測試。
測試條連接埠106被配置為操作上連接一分析測試條TS，如一依據電化學之分析測試條被配置為測定一全血樣本中之葡萄糖的一分析測試條。因此該分析測試條被配置為操作插入測試條連接埠106，以及藉由例如適合之電性接觸器，來操作接合基於相位位移之血球容積比量測區塊114。
USB介面108可為本領域具一般知識者所知之任何適合的介面。USB介面108基本上為一被配置提供電源以及一資料傳輸線至手持測試計100之被動元件。
當一分析測試條接合至手持測試計100或前述以外，一體液樣本(例如一全血樣本)將被引入該分析測試條之一樣本室中。該分析測試條可包含選擇性地以及定量地將一分析物轉換為另一預定之化學形式之酵素試劑。例如，該分析測試條可包含具有鐵氰化物以及葡萄糖氧化酶之酵素試劑，以將葡萄糖物理性地轉換為氧化態型式。
手持測試計100之記憶體區塊118包含一合適的演算法、且能與微處理器區塊112一起被配置為依據該分析測試條之電化學反應以及該引入之樣本之該血球容積比來測定一分析物。例如在測定分析物血糖時，該血球容積比可被用以抵消該血球容積比對於以電化學方式測定之血糖濃度的影響。
微控制器區塊112被置於外殼110中並可包含任何為本領域具一般知識之人所知的、合適的微控制器及/或微處理器。一這樣合適的微控制器為一商業上現有的、來自美國德州達拉斯的德州儀器公司、零件編號MSP430F5138的微控制器。此微控制器可產生一頻率範圍25至250kHz之方形波以及一相同頻率範圍的90度相位位移波，因此可作為一訊號產生s區塊，更進一步如下所述。MSP430F5138也具有數位轉類比(A/D)處理能力，適合用於量測本揭示內容之實施例中使用的基於相位位移之血球容 積比量測區塊產生的電壓。
特別參照圖14，基於相位位移之血球容積比量測區塊114包含一訊號產生子區塊120、一低通濾波器子區塊122、一分析測試條樣本槽介面子區塊124、一可選的校正負載區塊126(位於圖14中虛線內)、一轉阻抗放大器子區塊128以及一相位偵測器子區塊130。
如下所進一步敘述，基於相位位移之血球容積比量測區塊114以及微控制器區塊112被配置為藉由如量測一或多個驅動通過該體液樣本之高頻電子訊號的該相位位移之方式，來量測一插入於該手持測試計的分析測試條之樣本槽中的該體液樣本之該相位位移。再者，微控制器區塊112被配置為依據量測到之相位位移來計算該體液之血球容積比。微控制器區塊112可藉由例如使用一類比/數位轉換器來量測一接收自一相位偵測器子區塊之電壓，再轉換該電壓成一相位位移，然後使用一合適之演算法或檢查表來轉換該相位位移成一血球容積比之值的方式來計算血球容積比。當被告知本揭示內容之內容，本領域具一般知識者將認同如此一演算法及/或檢查表將被配置為考量到如：該測試條之幾何形狀(包含電極區域大小以及樣本室容量)以及訊號頻率等不同因子。
已確定一全血樣本之該電抗與該樣本之血球容積比之間存在一關係。一體液樣本(即一全血樣本)被電學模型化為對應之電容與電阻元件的結果指出當強制一交流訊號通過該體液樣本，該交流訊號之相位位移將會隨該交流電壓之頻率以及該樣本之血球容積比兩者變動。再者，模型化指出當該訊號之頻率在約10kHz至25kHz範圍時，該血球容積比對於該相位位移具有一相對較弱的影響，而在約250kHz至500KHz範圍時，對該相位位移有最強的影響。因此一體液樣本之該血球容積比可以以例如驅動已知頻率之交流訊號通過該體液樣本並偵測該些訊號之相位位移的方式來量測。例如當一頻率在250kHz至500KHz範圍中的一訊號之該相位位移可做為該主要量測時，一頻率在10kHz至25kHz範圍中的一訊號之相位位移在如此一血球容積比量測中可被用做一參考讀值。
特別參照圖14至17，訊號產生子區塊120可為任何合適的訊號產生區塊，且被配置為產生一具期望頻率之方型波(0V至Vref)。若需要，該一訊號產生子區塊可被整合進微控制器區塊112。
訊號產生子區塊120產生之訊號被傳達至一被配置為轉換該方形波成一預定頻率之正弦波訊號之一雙低通濾波器子區塊122。圖15中之該雙LPF被配置為提供第一頻率(例如一在10kHz至25kHz範圍中的頻率)之一訊號以及第二頻率(例如一在250kHz至500kHz範圍中的頻率)之一訊號兩者至該分析測試條樣本槽介面子區塊以及一分析測試條之樣本室(也被指稱為該HCT量測槽)。該第一以及第二頻率的選擇可以使用圖15中的IC7開關來完成。圖15中的該雙LPF包含使用兩個合適的操作放大器(IC4以及IC5)，例如現有可用的來自美國德州達拉斯的德州儀器公司的高速、電壓回饋、CMOS操作放大器，料號為OPA354。
參照圖15，F-DRV代表低或高頻率(例如25kHz或250kHz)兩者之一的一輸入方型波且連接至IC4以及IC5兩者。訊號Fi-HIGH/LOW(來自該微控制器)藉由開關IC7選擇雙低通濾波器子區塊122之該輸出。圖15之C5被配置為以阻斷自該HCT量測槽至雙低通濾波器子區塊122之該操作電壓。
雖然圖15中描繪一特定的雙LPF，雙低通濾波器子區塊122可為任一本領域具一般知識者所知之合適的低通濾波器子區塊，例如任一合適的多回饋低通濾波器或一Sallen與Key低通濾波器。
低通濾波器子區塊122產生之該正弦波被傳達至分析測試條樣本槽介面子區塊124，其於該處被驅動穿越該分析測試條之樣本槽(也被指稱為一HCT量測槽)。分析測試條樣本槽介面子區塊124可為任一合適的樣本槽介面子區塊，包含例如一介面區塊被配置為與藉由置放於該樣本槽中的該分析測試條之第一電極以及第二電極來操作連接該分析測試條之該樣本槽。在如此的配置中，該訊號可藉由該第一電極以及藉由描繪於圖17中該第二電極、來自該樣本槽之接收(藉由該轉阻抗放大器子區塊)來被驅動進入該樣本槽(自該低通濾波器子區塊)。
驅動該訊號穿越該樣本槽所產生之電流被轉阻抗放大器子區塊128接收，且為了傳達至相位偵測器子區塊130而被轉換為一電壓訊號。
轉阻抗放大器子區塊128可為任一本領域具一般知識者所知之合適的轉阻抗子區塊。圖16為一個這樣的轉阻抗放大器子區塊(依據 兩OPA354操作放大器IC3以及IC9)的簡化註解區塊示意圖。TIA子區塊128之第一階段是以例如400mV來操作，其限制該交流電振幅至+/-400mV。TIA子區塊128之第二階段是以Vref/2來操作，為一配置允許該微控制器類比/數位輸入之該完整時距之一輸出的產生。TIA子區塊128之C9作為只容許一交流電正弦波訊號通過之一阻斷元件。
相位偵測器子區塊130可為任一合適的相位偵測器子區塊，其產生一能被微控制器區塊112使用一擷取功能來做回讀之數位頻率，或一能被微控制器區塊112使用一類比/數位轉換器來做回讀之類比電壓。圖17描繪一示意圖，其包括兩個該相位偵測器子區塊，亦即一XOR相位偵測器(在圖17之上半部且包含IC22以及IC23)以及一Quadratur DEMUX相位偵測器(在圖17之下半部且包含IC12以及IC13)。
圖17並描繪一校正負載子區塊126，其包含一開關(IC16)以及一虛擬負載R7以及C6。校正負載子區塊126被配置為為了一相位補償之該動態量測，如此提供一相位補償以供校正使用，其中該相位補償係為補償一由電阻器R7產生之已知的零度相位位移。C6被配置為強制一預定的些微相位位移來用以，例如：補償由至樣本槽的追蹤訊號中的寄生電容所造成之相位延遲，或補償在電子電路(LPF以及TIA)中之相位延遲。
圖17中之該Quadratur DEMUX相位偵測器電路包含兩部分，一部分對該輸入的交流電訊號之電阻部分，以及一部分對該輸入的交流電訊號之反應部分。如此兩部分的使用能夠同時量測該交流電訊號之電阻與反應部分兩者，且量測範圍覆蓋0度至360度。圖17中該Quadratur DEMUX電路產生兩分離之輸出電壓。這些輸出電壓之一代表該「同相量測」且與該交流電訊號之「電阻部分」成正比，另一輸出電壓代表該「正交量測」且與該交流電訊號之「反應部分」成正比。該相位位移由下式計算：Φ=tan-1(V正交相移/V同相)
如此一Quadratur DEMUX相位偵測器電路亦可使用於量測該樣本槽中一體液樣本之該電阻抗。假定在沒有限制的狀況下，該電阻抗可與該相位位移或其獨立地被使用於測定該體液樣本的該血球容積比。一被強制穿過該樣本槽之訊號的振幅可用該Quadratur DEMUX電路之兩輸出電壓來計算，如下式： 振幅=SQR((V正交相移)2+(V同相)2)
此振幅可接著與一為校正負載區塊126之該已知電阻所量測之振幅比較，以測定該電阻抗。
該XOR相位偵測器部分有一從0度至180度的量測範圍，或另一從負90度至正90度的量測範圍，取決於該「從μC之輸入方形波」是否與該正弦波同相或是設定為一90度相位位移。不論該工作週期如何改變，該XOR相位偵測器製造一總是兩倍於該輸入頻率之輸出頻率。若兩輸入完全同相則該輸出為低，若兩輸入為180度位移則該輸出總是為高。藉由結合該輸出訊號(例如經由一簡化RC元件)，可產生直接成正比於兩輸入間之相位位移的一電壓。
當被告知本揭示內容之內容，本領域具一般知識者將認同本揭示內容之實施例中使用的相位偵測器子區塊可為任一合適的形式，以及包含例如使用上昇邊緣捕獲技術、雙邊緣捕獲技術、XOR技術以及同步解調變技術之形式。
由於低通濾波器子區塊122、轉阻抗放大器子區塊128以及相位偵測器子區塊130可引進一餘差的相位位移至基於相位位移之血球容積比量測區塊114，校正負載區塊126可被選擇性地包含於該基於相位位移之血球容積比量測區塊。校正負載區塊126在性質上被配置為基本上具電阻的(如一33k-歐姆之負載)，以及因此不會在激發電壓與產生電流之間感應出相位位移。校正負載區塊126被配置為接入穿過該電路以給予一「0」之校正讀值。當校正後，該手持測試計可量測一體液樣本之該相位位移，減去該「0」之讀值以計算一修正的相位位移，以及隨後基於該修正的相位位移來計算該體液樣本之血球容積比。
圖18為一流程圖，描繪為使用一手持測試計以及分析測試條(例如依據電化學之分析測試條)之方法200中的各階段。在步驟210之方法200，包含引入一全血樣本至該分析測試條之一樣本槽。
在步驟220，該樣本槽中之該全血樣本之一相位位移是以一依據相位位移之量測區塊以及一手持測試計之一微控制器區塊來量測。方法200進一步包含依據使用該微控制器區塊(參照圖18中之步驟230)所量測之相位位移來計算該全血樣本之血球容積比。
當被告知本揭示內容，本揭示內容所屬技術領域具一般知識之人將認同根據本揭示內容中之實施例的方法，包含方法200，可根據本揭示內容中以及於此所述之實施例輕易地被修改為包含手持測試計之任一該技術、效益(benefit)以及特色。舉例來說，若需要，引入的體液樣本中之一分析物使用該分析測試條、手持測試計以及由計算出的血球容積比。
圖12至18之符號說明：
100...手持測試計
102...顯示器
104...使用者介面按鈕
106...測試條連接埠
108...USB介面
110...外殼
112...微處理器區塊
114...血球容積比量測區塊
116...顯示器控制區塊
118...記憶體區塊
120...訊號產生子區塊
122...低通濾波器子區塊
124...分析測試條樣本槽介面子區塊
126...可選的校正負載區塊
128...轉阻抗放大器子區塊
130...相位偵測器子區塊
TS...測試條
600‧‧‧系統模組
602‧‧‧模組
604‧‧‧模組
614‧‧‧模組
616‧‧‧模組
618‧‧‧模組
610‧‧‧模組
624‧‧‧模組
622‧‧‧模組
610‧‧‧模組
608‧‧‧模組
606‧‧‧模組
612‧‧‧告示器
626‧‧‧模組

Claims (48)

  1. 一種利用一具有一第一組至少兩個電極以及放置於至少一該電極之一試劑的生化感測器從一液態樣本測定分析物濃度之方法，該方法包含：將該液態樣本放置於至少一電極以開始一分析物測試順序；對該樣本施予一第一訊號以測定該樣本之物理性質；驅動一第二訊號至該樣本以引起該樣本之一物理轉變；量測自從該樣本之至少一輸出訊號；自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者所量測之該至少一輸出訊號，以及該生化感測器之至少一預定參數來獲得一估計的一分析物濃度；基於該樣本之物理性質來產生該生化感測器之一第一參數因子；基於該生化感測器之第一參數因子以及自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者所量測之至少一輸出訊號，來計算一第一分析物濃度；基於該估計的分析物濃度以及該樣本之物理性質來產生該生化感測器之一第二參數因子；基於該生化感測器之第二參數因子以及自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者所量測之至少一輸出訊號，來計算一第二分析物濃度；基於該第一分析物濃度以及該物理性質來產生該生化感測器之一第三參數因子；基於該生化感測器之第三參數因子以及自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者所量測之至少一輸出訊號，來計算一第三分析物濃度；以及告示該第一、第二以及第三分析物濃度中之至少一者；其中該生化感測器之參數包含一批次斜率以及該生化感測器之該新的參數包含一新的批次斜率；其中該物理性質包含一阻抗特性，其係代表該樣本之血球容積比，及該分析物包含葡萄糖；以及 其中該樣本之阻抗特性可以下式計算得到：IC=M 2*y 1+M*y 2+y 3+P 2*y 4+P*y 5 方程式4.2其中：IC代表阻抗特性；M代表經量測的阻抗之大小|Z|(歐姆)；P代表輸入與輸出訊號的相位差(度)；y 1 此處提供的數值約為-3.2e-08及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；y 2 此處提供的數值約為4.1e-03及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；y 3 此處提供的數值約為-2.5e+01及±10%、5%或1%；y 4 此處提供的數值約為1.5e-01及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；以及y 5 此處提供的數值約為5.0及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)。
  2. 一種利用一具有一第一組至少兩個電極以及放置於至少一該電極之一試劑的生化感測器從一液態樣本中測定一分析物濃度之方法，該方法包含：在放置該樣本後即開始一分析物測試順序；對該樣本施予一第一訊號以測定該樣本之一物理性質；驅動一第二訊號至該樣本以引起該樣本之一物理轉變；從該樣本量測至少一輸出訊號；自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者所量測之該至少一輸出訊號來導出一估計的分析物濃度；基於該樣本估計的分析物濃度以及該樣本之物理性質來獲得該生化感測器之一新的參數；基於該生化感測器之新的參數以及自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者或另一者上所量測的一輸出訊號，來計算一分析物濃度；以及 告示該分析物濃度；其中該生化感測器之參數包含一批次斜率以及該生化感測器之該新的參數包含一新的批次斜率；其中該物理性質包含一阻抗特性，其係代表該樣本之血球容積比，及該分析物包含葡萄糖；以及其中該樣本之阻抗特性可以下式計算得到：IC=M 2*y 1+M*y 2+y 3+P 2*y 4+P*y 5 方程式4.2其中：IC代表阻抗特性；M代表經量測的阻抗之大小|Z|(歐姆)；P代表輸入與輸出訊號的相位差(度)；y 1 此處提供的數值約為-3.2e-08及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；y 2 此處提供的數值約為4.1e-03及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；y 3 此處提供的數值約為-2.5e+01及±10%、5%或1%；y 4 此處提供的數值約為1.5e-01及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；以及y 5 此處提供的數值約為5.0及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)。
  3. 一種利用一具有一第一組至少兩個電極以及放置於至少一該電極之一試劑之生化感測器從一液態樣本中測定一分析物濃度之方法，該方法包含：在放置該樣本於該生化感測器後即開始一分析物測試順序；對該樣本施予一第一訊號以測定該樣本之一物理性質；驅動一第二訊號至該樣本以引起該樣本之一物理轉變；從該樣本量測至少一輸出訊號；基於該樣本之物理性質來產生該生化感測器之一第一新的批次參數； 基於該生化感測器之第一新的批次參數以及自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者所量測的一輸出訊號，來計算一第一分析物濃度；以及告示該第一分析物濃度；其中該生化感測器之參數包含一批次斜率以及該生化感測器之該新的參數包含一新的批次斜率；其中該物理性質包含一阻抗特性，其係代表該樣本之血球容積比，及該分析物包含葡萄糖；以及其中該樣本之阻抗特性可以下式計算得到：IC=M 2*y 1+M*y 2+y 3+P 2*y 4+P*y 5 方程式4.2其中：IC代表阻抗特性；M代表經量測的阻抗之大小|Z|(歐姆)；P代表輸入與輸出訊號的相位差(度)；y 1 此處提供的數值約為-3.2e-08及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；y 2 此處提供的數值約為4.1e-03及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；y 3 此處提供的數值約為-2.5e+01及±10%、5%或1%；y 4 此處提供的數值約為1.5e-01及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)；以及y 5 此處提供的數值約為5.0及±10%、5%或1%(並依據該輸入訊號的頻率可為零或甚至負值而定)。
  4. 如申請專利範圍第3項之方法，其更進一步包含：基於該物理性質以及該第一分析物濃度來產生該生化感測器之一第三參數；基於該生化感測器之第三參數以及自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者所量測的一輸出訊號，來計算一第三分析物濃度；以及 告示該第三分析物濃度以代替該第一分析物濃度。
  5. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中該施予該第一訊號之步驟以及該驅動該第二訊號之步驟可為連續次序。
  6. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中該施予該第一訊號之步驟與該驅動該第二訊號之步驟重疊。
  7. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中該施予該第一訊號之步驟包含導入樣本一交替的訊號至該樣本，使得該樣本之物理性質可自該交替的訊號之一輸出訊號測定，其中該物理性質包含該樣本之黏度、血球容積比、溫度及密度或以上的組合中之至少一者。
  8. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中H代表之該物理性質大致相等於由下式所得之阻抗特性： 其中：IC代表阻抗特性(%)；M代表阻抗值大小(歐姆)；y1約為1.2292e1 y2約為-4.3431e2 y3約為3.5260e4。
  9. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中該導入之步驟包含驅動在不同的各自頻率下的第一以及第二交替的訊號，其中該第一頻率可低於該第二頻率。
  10. 如申請專利範圍第9項之方法，其中該第一頻率可較該第二頻率低至少一個數量級。
  11. 如申請專利範圍第9項之方法，其中該第一頻率包含約10kHz至250kHz範圍中之任一頻率。
  12. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中該用以量測在該量測順序期間之至少一輸出訊號的複數個預定時間位置之其中一者可為自該測試順序開始後約2.5秒。
  13. 如申請專利範圍第12項之方法，其中該複數個預定時間位置之其中一者包含一時間間隔，其與一自該測試順序開始後約2.5秒之時間點重疊。
  14. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中用以在該測試順序期間量測至少一輸出訊號的該複數個預定時間位置的另一個時間位置可為自該測試順序開始後約5秒之一時間點。
  15. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中該複數個預定時間位置之其中一者包含自該測試順序開始後五秒內之任何時間點。
  16. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中該複數個預定時間位置之另一者包含自該測試順序開始後十秒內之任何時間點。
  17. 如申請專利範圍第15項之方法，其中該複數個預定時間位置之其中一者包含一時間間隔，該時間間隔與自該測試順序開始後2.5秒之一時間點重疊，及該複數個預定時間位置之另一者包含一時間間隔，其與自該測試順序開始後5秒之一時間點重疊。
  18. 如申請專利範圍第1項或第2項之方法，其中該計算估計的分析物濃度之步驟可以下式計算： 其中 GEST代表一第一分析物濃度；I E 代表從至少一電極於複數個預定時間位置之其中一者量測到之一總輸出訊號；P1代表該生化感測器之一截距參數，其中P1可為約475奈安培；以及P2代表該生化感測器之一斜率參數，其中P2可為約9.5奈安培/(mg/dL)。
  19. 如申請專利範圍第1項之方法，其中該計算該第一分析物濃度可以下式計算： 其中 G1代表一第一分析物濃度；I E 代表從至少一電極於複數個預定時間位置之其中一者量測到之一總輸出訊號；P1代表該生化感測器之一截距參數，其中P1可為約475奈安培；P2代表該生化感測器之一斜率參數，其中P2可為約9.5奈安培/(mg/dL)；以及x2代表基於該樣本之物理性質之生化感測器的參數因子。
  20. 如申請專利範圍第1項之方法，其中該計算該第二分析物濃度之步驟可以以下式計算： G2代表一第二分析物濃度； I E 代表從至少一電極於該複數個預定時間位置之其中一者或另一者所量測到之一總輸出訊號；P1代表該生化感測器之一截距參數，其中P1可為約475奈安培；P2代表該生化感測器之一斜率參數，其中P2可為約9.5奈安培/(mg/dL)；以及 x 3 代表一自基於該估計的分析物濃度以及該樣本的物理性質兩者之矩陣所得的因子。
  21. 如申請專利範圍第1或4項之方法，其中該計算該第三分析物濃度之步驟可以下式計算： G3代表一第三分析物濃度；I E 代表從至少一電極於該複數個預定時間位置之其中一者或另一者所量測到之一總輸出訊號；P1代表該生化感測器之一截距參數，其中P1可為約475奈安培；P2代表該生化感測器之一斜率參數，其中P2可為約9.5奈安培/(mg/dL)；以及 x 3 代表一自基於該第一分析物濃度以及該樣本的物理性質兩者之矩陣所得的因子。
  22. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法，其中該第一組至少兩個電極以及一第二組至少兩個電極係設置在該配置於該基板上之相同的腔室中。
  23. 如申請專利範圍第1至4項中任一項之方法，其中該第一組至少兩個電極包含兩個用以量測該物理性質以及該分析物濃度之電極。
  24. 如申請專利範圍第1至4項中任一項之方法，其中該第一組至少兩個 電極以測定該樣本之物理性質，以及一第二組至少兩個電極以測定該分析物濃度。
  25. 如申請專利範圍第23項之方法，其中所有該電極皆設置在由該生化感測器之一基板所界定的一相同平面上。
  26. 如申請專利範圍第23項之方法，其中一第三電極可設置於接近該第一組至少兩個電極並連接至一第二組至少兩個電極。
  27. 如申請專利範圍第23項之方法，其中一試劑可設置於接近一第二組至少兩個電極及不放置任何試劑於該第一組至少兩個電極。
  28. 一種分析物量測系統，其包含：一測試條，其包含：一基板；複數個電極，其連接至個別之電極連接器，該複數個電極包括一第一組至少兩個電極及一第二組至少兩個電極；以及一分析物量測計，其包含：一外殼；一測試條埠連接器，其配置為用以連接該測試條之個別電極連接器；以及一微處理器，其與該測試條埠連接器形成電子通訊以在一測試順序期間施予電子訊號或感測來自該複數個電極之電子訊號，其中在該測試順序期間該微處理器可配置為用以：(a)在放置一樣本後開始一分析物測試順序；(b)對該樣本施予一訊號以測定該樣本之一物理性質；(c)驅動另一訊號至該樣本；(d)量測來自該複數個電極中至少一者之至少一輸出訊號；(e)自於該測試順序開始後之複數個預定時間位置之其中一者量測到之該至少一輸出訊號導出一估計的分析物濃度； (f)基於該估計的分析物濃度與該樣本之物理性質求得該生化感測器之一新的參數；(g)基於該生化感測器之該新的參數與自該測試順序開始後之複數個預定時間位置之其中一者或另一者所量測到之一輸出訊號來計算一分析物濃度；以及(h)告示該分析物濃度。
  29. 如申請專利範圍第28項之系統，其中該第一組至少兩個電極量測該物理性質以及該第二組至少兩個電極量測該分析物濃度。
  30. 如申請專利範圍第29項之系統，其中該第一組至少兩個電極以及該第二組至少兩個電極係設置在該配置於該基板上提供之相同的腔室中。
  31. 如申請專利範圍第28項之系統，其中該複數個電極包含兩個電極用以量測該物理性質以及該分析物濃度。
  32. 如申請專利範圍第28至第31項任一項之系統，其中該複數個電極係設置在由該基板所界定的相同平面上。
  33. 如申請專利範圍第28至第31項任一項之系統，其中一樣本可設置於接近該第二組至少兩個電極，及不設置試劑於該第一組至少兩個電極上。
  34. 如申請專利範圍第28項之系統，其中該用以在該測試順序期間量測至少一輸出訊號的複數個預定時間位置之其中一者可為自該測試順序開始後的約2.5秒。
  35. 如申請專利範圍第28項之系統，其中該複數個預定時間位置之其中一者包含一時間間隔，其與一自該測試順序開始後約2.5秒之時間點重疊。
  36. 如申請專利範圍第28項之系統，其中該用以在該測試順序期間量測至少一輸出訊號的複數個預定時間位置之另一者可為自該測試順序開始後約5秒的一時間點。
  37. 如申請專利範圍第28項之系統，其中該複數個預定時間位置之其中一者包含自該測試順序開始後五秒內任何時間點。
  38. 如申請專利範圍第28項之系統，其中該複數個預定時間位置之另一者包含自該測試順序開始後十秒內之任何時間點。
  39. 如申請專利範圍第37或第38項之系統，其中該複數個預定時間位置之其中一者包含一時間間隔，其與自該測試順序開始後2.5秒之一時間點重疊，及該複數個預定時間位置之另一者包含一時間間隔，其與自該測試順序開始後5秒之一時間點重疊。
  40. 一種葡萄糖量測計，其包含：一外殼；一測試條埠連接器，其配置為用以連接一生化感測器之個別電子連接器；以及一用於以下步驟之裝置：(a)一用以施予之裝置在一測試順序期間對一設置於該生化感測器上之樣本施予一第一以及一第二輸入訊號；(b)一用以量測之裝置自該第一與該第二輸入訊號其中一者的輸出訊號量測該樣本之一物理性質；(c)一用以導出之裝置在自該測試順序開始的複數個預定時間位置之其中一者，基於該第一與該第二輸入訊號兩者之另一者導出一估計的葡萄糖濃度；(d)一用以產生之裝置基於該物理性質以及該估計的葡萄糖濃度產生該生化感測器之一新的參數；以及 (e)一用以計算之裝置基於該生化感測器之新的參數以及一在該複數個預定時間位置之其中一者或另一者之輸出訊號計算一葡萄糖濃度；以及一告示器以提供得自該裝置之該葡萄糖濃度一輸出。
  41. 如申請專利範圍第40項之量測計，其中該用以量測之裝置包括一用以施予一第一交替的訊號至該生化感測器以及用以施予一第二不變的訊號至該生化感測器的裝置。
  42. 如申請專利範圍第40項之量測計，其中該用以導出之裝置包含一用以基於在自該測試順序開始後之一預定的取樣時間點估計一分析物濃度的裝置。
  43. 如申請專利範圍第40項之量測計，其中該用以產生之裝置包含一用以使該物理性質與該估計的葡萄糖濃度以及該生化感測器之新的參數互相關聯的裝置。
  44. 如申請專利範圍第40項之量測計，其中該用以計算之裝置包含一用以自該生化感測器之新的參數以及於該複數個預定時間位置之另一者量測到的一電流，來測定一葡萄糖濃度的裝置。
  45. 如申請專利範圍第44項之量測計，其中該複數個預定時間位置之一者包含自該測試順序開始後約2.5秒的一時間點，及該複數個預定時間位置之另一者包含自該測試順序開始後約5秒的一時間點。
  46. 如申請專利範圍第44項之量測計，其中該複數個預定時間位置之一者包含在該測試順序開始約2.5秒的一時間間隔，及該複數個預定時間位置之另一者包含在測試順序開始約5秒的一時間間隔。
  47. 一種展示複數個精確度提高之測試條的方法，該方法包含：提供一批次葡萄糖測試條；加入一含有一葡萄糖參考濃度的參考樣本至該批次測試條中的每個測試條以開始一測試順序；使每個測試條上的該葡萄糖與一試劑反應以造成二電極之間的該葡萄糖之一物理轉變；施予一訊號至該參考樣本以測定該參考樣本之一物理性質；驅動另一訊號至該參考樣本；量測該測試條之至少一輸出訊號；從自該測試順序開始的複數個預定的時間位置之一者所量測的該至少一輸出訊號導出該參考樣本之一估計的葡萄糖濃度；基於該參考樣本的該估計的葡萄糖濃度以及該參考樣本的該物理性質來獲得該測試條之一新的參數；基於該測試條的新的參數以及一自該測試順序開始的該複數個預定的時間位置之另一者所量測的輸出訊號，來計算該參考樣本之一葡萄糖濃度，以提供該批次測試條中每一測試條一葡萄糖濃度值，並使得該批次測試條中的至少95%之葡萄糖濃度值落於該葡萄糖參考濃度的±15mg/dL內。
  48. 如申請專利範圍第47項之方法，其中該些葡萄糖濃度等於或大於100mg/dL者，其至少86%之葡萄糖濃度落於±15%內。
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