本发明提供一种生物传感器以及生物测量系统，所述生物传感器用以感测生物样本，且具有表示生物传感器的特性的代码。此生物传感器包括机体以及导电层。导电层配置在基底的第一侧面。导电层包括第一回路以及第二回路。第一回路形成于第一端点与第二端点之间，且具有第一阻抗。第二回路形成于第二端点与第三端点之间，且具有第二阻抗。代码根据第一阻抗与第二阻抗之间的比较结果所决定。本发明能自动地读取生物传感器的代码，避免获得错误的测量结果，提高了整体生物测量系统的操作便利性。
1.一种生物传感器，用以感测一生物样本，且具有表示该生物传感器的特性的一代码，包括：一基底，以及
一导电层，配置在该基底的一第一侧面，其中，该导电层包括：一第一回路，形成于一第一端点与一第二端点之间，且具有一第一阻抗；
一第二回路，形成于该第二端点与一第三端点之间，且具有一第二阻抗；以及一第三回路，形成于该第三端点与一第四端点之间，且具有一第三阻抗；
其中，该代码根据该第一阻抗与该第二阻抗之间的一比较结果以及该第一阻抗与该第三阻抗之间的一比较结果所决定。
一生物反应层，配置在该基底的一第二侧面的一生物反应区，且具有一化学试剂；
其中，该第二侧面相对于该第一侧面，且该生物样本放置在该生物反应区以与该生物反应层的该化学试剂接触。
3.如权利要求2所述的生物传感器，其中，该代码表示该化学试剂的反应特性。
4.如权利要求3所述的生物传感器，其中，该生物传感器感测该生物样本的葡萄糖。
5.如权利要求1所述的生物传感器，其中，该第一回路以及该第二回路具有大致相同的线宽，且该第一阻抗以及该第二阻抗分别根据该第一回路以及该第二回路的长度来决定。
6.如权利要求1所述的生物传感器，其中，该代码表示该生物传感器的制造信息。
7.如权利要求1所述的生物传感器，其中，该第一回路以及该第二回路以网板印刷技术设置在该基底上。
8.如权利要求1所述的生物传感器，该生物传感器为一血糖测量仪。
其中，当该比较结果表示该第二阻抗大于该第一阻抗时，该代码具有一第一数值；
其中，当该比较结果表示该第二阻抗等于该第一阻抗时，该代码具有一第二数值；
其中，当该比较结果表示该第二阻抗小于该第一阻抗时，该代码具有一第三数值；以及其中，该第一数值、该第二数值、以及该第三数值彼此相异。
10.一种生物测量系统，用以感测一生物样本，包括：
一生物传感器，具有表示该生物传感器的特性的一代码，且包括：一基底，具有一第一侧面以及与该第一侧面相对的一第二侧面；
一生物反应层，配置在该基底的该第二侧面的一生物反应区，且具有一化学试剂，其中，该生物样本放置该生物反应区以与该生物反应层的该化学试剂接触；以及一导电层，配置在该基底的该第一侧面，其中，该导电层包括：一第一回路，形成于一第一端点与一第二端点之间，且具有一第一阻抗；以及一第二回路，形成于该第二端点与一第三端点之间，且具有一第二阻抗；以及一第三回路，形成于该第三端点与一第四端点之间，且具有一第三阻抗；以及一生物测量装置，连接该生物传感器；
其中，该生物测量装置获得该第一阻抗以及该第二阻抗，且根据该第一阻抗与该第二阻抗之间的一比较结果以及该第一阻抗与该第三阻抗之间的一比较结果来决定该代码的一数值；以及其中，该生物测量装置根据该代码来对该生物样本的一分析物进行一测量操作。
11.如权利要求10所述的生物测量系统，其中，该代码表示该化学试剂的反应特性。
12.如权利要求10所述的生物测量系统，其中该生物传感器感测该生物样本的葡萄糖。
13.如权利要求10所述的生物测量系统，其中，该第一回路以及该第二回路具有大致相同的线宽，且该第一阻抗以及该第二阻抗分别根据该第一回路以及该第二回路的长度来决定。
14.如权利要求10所述的生物测量系统，其中，该代码表示该生物传感器的制造信息。
15.如权利要求10所述的生物测量系统，其中，该导电层的该第一回路以及该第二回路以网板印刷技术设置在该基底上。
16.如权利要求10所述的生物测量系统，其中，该生物测量装置包括：一控制电路，产生一第一控制信号以及一第二控制信号；
一切换电路，耦接该控制电路以接收该第一控制信号，且具有一第一输入端、耦接一参考接地的一第二输入端、以及处于一浮接状态的一第三输入端，其中，在一第一测量期间，该切换电路根据该第一控制信号来将该第一端点耦接至该第一输入端且将该第二端点耦接至该第二输入端，且，在一第二测量期间，该切换电路根据该第一控制信号来将该第三端点耦接至该第一输入端且将该第二端点耦接至该第二输入端；
一产生电路，耦接该控制电路以接收一第二控制信号，且根据该第二控制信号来产生一预设电压至该切换电路的该第一输入端；
一测量电路，耦接该切换电路的该第一输入端，且测量在该第一输入端上的电流以在该第一测量期间产生一第一测量信号且在该第二测量期间产生一第二测量信号；
一处理电路，耦接该测量电路，接收该第一测量信号以及该第二测量信号，且分别根据该第一测量信号以及该第二测量信号来获得一第一处理信号以及一第二处理信号，其中，该第一处理信号以及该第二处理信号分别表示该第一阻抗以及该第二阻抗；
一存储器，耦接该处理电路，且储存该第一处理信号以及该第二处理信号；
一比较电路，耦接该存储器以接收该第一处理信号以及该第二处理信号，且对该第一处理信号以及该第二处理信号来执行一比较操作以产生表示该比较结果的一比较信号；以及一映射电路，耦接该比较电路，且根据该比较结果来决定该代码的该数值。
17.如权利要求16所述的生物测量系统，其中，在该第一测量期间以及该第二测量期间的每一者中，该切换电路根据该第一控制信号来将该第四端点耦接该第三输入端。
18.如权利要求10所述的生物测量系统，其中，该生物测量装置根据该代码来设定该生物测量操作的至少一参数以测量该生物样本的该分析物。
19.如权利要求10所述的生物测量系统，其中，该生物测量装置包括：一显示屏幕，显示对该分析物进行该测量操作的测量结果。
20.如权利要求10所述的生物测量系统，其中，该生物测量系统为一血糖测量系统。
生物传感器以及生物测量系统
技术领域
[0001] 本发明涉及一种生物传感器，尤其涉及一种生物传感器，具有表示其特性的代码。
背景技术
[0002] 目前的生物测量仪，下文以血糖测量仪为例，多为利用在生化检测试片上进行来自身体的血液(例如指尖)与酵素的化学反应，以实现血糖测量。然而，由于制造程序上的限制，于不同批次工艺所制造的生化检测试片具有不同的特性，例如酵素反应特性。酵素反性特征的变化可能会影响血糖的测量结果。因此，对于每一工艺而言，制造商需设定关于生化检测试片的酵素反应特性的代码。当使用者使用血糖测量仪时，可通过血糖测量仪上的键盘输入这些代码，或者将刻录有这些代码的密码卡(code card)插入血糖测量仪。当血糖测量仪读取这些代码后，则可根据代码来改变或设定血糖测量操作的参数，以使得血糖测量结果不会受到酵素反应特性变化的影响。在实际操作上，使用者可能会输入错误的代码，或者使用者可能会插入错误的密码卡或忘记插入密码卡。这些情况下，可能会导致血糖测量偏差。如此一来，可能会延误使用者接受治疗的时机，或者使其服用偏差的药物剂量，甚是危害使用者的身命安全。
发明内容
[0003] 因此，期望提供一种用来感测生物样本的生物传感器，其具有代表生物传感器的特性的代码。当生物传感器连接一生物测量装置时，生物测量装置能自动地读取生物传感器的代码，其避免获得错误的测量结果，也提高了整体生物测量系统的操作便利性。
[0004] 为了克服现有技术的缺陷，本发明提供一种生物传感器，用以感测生物样本，且具有表示生物传感器的特性的代码。此生物传感器包括机体以及导电层。导电层配置在基底的第一侧面。导电层包括第一回路以及第二回路。第一回路形成于第一端点与第二端点之间，且具有第一阻抗。第二回路形成于第二端点与第三端点之间，且具有第二阻抗。代码根据第一阻抗与第二阻抗之间的比较结果所决定。
[0005] 本发明提供一种生物测量系统，用以感测生物样本。此生物测量系统包括生物传感器以及生物测量装置。生物传感器具有表示生物传感器的特性的代码，且包括基底、生物反应层、以及导电层。基底具有第一侧面以及与第一侧面相对的第二侧面。生物反应层配置在基底的第二侧面的生物反应区，且具有化学试剂。生物样本放置生物反应区以与生物反应层的化学试剂接触。导电层配置在基底的第一侧面。导电层包括第一回路以及第二回路。第一回路形成于第一端点与第二端点之间，且具有第一阻抗。第二回路形成于第二端点与第三端点之间，且具有第二阻抗。生物测量装置连接生物传感器。生物测量装置获得第一阻抗以及第二阻抗，且根据第一阻抗与第二阻抗之间的比较结果来决定代码的数值。生物测量装置根据代码来对生物样本的分析物进行测量操作。
附图说明
[0006] 图1表示根据本发明实施例的生物传感器的侧面图；
[0007] 图2表示生物传感器的基底的一侧面；
[0008] 图3A表示生物传感器的基底的另一侧面；
[0009] 图3B表示在图3A的侧面上的代码图案；
[0010] 图4表示根据本发明实施例的生物测量系统；
[0011] 图5表示根据本发明实施例，图4的生物测量系统中的生物测量装置；以及[0012] 图6A～图6D表示在生物测量系统中，测量各个回路的电流的示意图。
[0013] 其中，附图标记说明如下：
[0014] 1～生物传感器；4～生物测量系统
[0015] 10～基底；10a、10b～基底的侧面；
[0016] 11～导电层：12～生物反应层；
[0017] 20～反应区；21、22～电极；
[0018] 30...33～回路；40～生物测量装置；
[0019] 41～插槽；42～显示面板；
[0020] 50～控制电路；51～切换电路；
[0021] 52～产生电路；53～测量电路；
[0022] 54～处理电路；55～存储器；
[0023] 56～比较电路；57～映射电路；
[0024] R、C1、W1、C2、W2～端点；
[0025] GND～接地电位；I30...I33～电流；
[0026] S50A、S50B、S50C～控制信号；
[0027] S53A、S53B、S53C、S53D～测量信号；
[0028] S54A、S54B、S54C、S54D～处理信号；
[0029] S56A、S56B、S56C～比较信号；
[0030] T51A、T51B、T51C～输入端；
[0031] V52～特定电压。
具体实施方式
[0032] 为使本发明的上述目的、特征和优点能更明显易懂，下文特举一较佳实施例，并配合附图，作详细说明如下。
[0033] 图1表示根据本发明一实施例的生物传感器的侧面图。生物传感器1用来感测生物样本的至少一分析物，参阅图1，生物传感器1具有基底10、导电层11、以及生物反应层12。导电层11配置在基底10的一侧面10a，而生物反应层12配置在与基底10的侧面10a相对的另一侧面10b。
[0034] 图2表示前述基底10的侧面10b。参阅图2，生物反应层12配置在侧面10b的生物反应区20内。生物反应层12具有化学试剂。当收集自使用者的生物样本被滴入、吸入或放置在生物反应区20内时，生物样本中的至少一分析物与该生物反应层12的化学试剂接触而进行化学作用。举例来说，生物样本可以是使用者的血液，分析物是血液中的葡萄糖(血糖)，而生物反应层12的化学试剂包括一种酵素。当使用者的血液被滴入、吸入或放置在生物反应区20内时，血液中的葡萄糖与化学试剂(酵素)进行化学作用。须说明的是，在图1与图2中，生物反应层12与生物反应区20的大小仅为一示范例子。在实际应用上，生物反应层12与生物反应区20的大小可依据生物传感器1的大小、生物样本的取样数量、或实际需求等因素来决定。
[0035] 图3A表示基底10的侧面10a。导电层11具有代码图案，其决定出表示生物传感器1特性的代码d，例如表示生物传感器1的制造时间(日期或周数酵素)或校正信息等。此代码图案包括至少两个回路。在此实施例中，以四个回路为例来说明。参阅图3A，具有五个端点R、C1、W1、C2、以及W2配置在导电层的下缘处。代码图样包括形成在端点R与C1之间的回路、端点C1与W1之间的回路、在端点W1与C2之间的回路、以及在端点C2与W2之间的回路。为了清楚显示，代码图案显示于图3B。参阅图3B，回路30形成于端点R与C1之间，回路31形成于端点C1与W1之间，回路32形成于端点W1与C2之间、且回路33形成于端点C2与W22之间。在图1与图3A～图3B中，导电层11的大小仅为一示范例子。在实际应用上，导电层11的大小的设计依据之一为代码图案的大小。
[0036] 在本发明实施例中，代码的值是根据回路30～33的阻抗所决定。回路30～33的各自阻抗可通过改变各自的线宽或长度来改变。举例来说，在回路30～33具有大致相同线宽的条件或情况下，回路30～33的各自长度决定了各自的阻抗。在图3A～图3B的实施例中，回路30的阻抗作为一参考阻抗。回路31的阻抗大于回路30的阻抗，回路32的阻抗小于回路30的阻抗，且回路33的阻抗等于回路30的阻抗。
[0037] 在一实施例中，回路30～33以网板印刷技术来设置在基底10上。当回路30～33以不同的浆料来印刷时，即使在大致相同的线宽及长度条件，回路30～33亦可能具有不同的阻抗。
[0038] 图4表示根据本发明实施例的生物测量系统。参阅图4，生物测量系统4包括图1的生物传感器1以及生物测量装置40。在一实施例中，生物传感器1为一血糖测量仪，且生物测量系统4为一血糖测量系统。以下将以血糖测量系统作为例子来说明生物测量系统4。当使用者欲测量或得知血液中的葡萄糖浓度时，需先将生物传感器1插入至生物测量装置40的插槽41中，之后将血液滴入、吸入或放置在生物反应区20。参阅图2与图4，基底
10的侧面10b上还设置有电极21与22，其连接生物反应层12。当血液中的葡萄糖与化学试剂(酵素)进行电化学反应时，生物测量装置40可通过电极21与22来获得上述电化学反应所引起的电信号，以对血液中的葡萄糖浓度进行测量操作。
[0039] 此外，当生物传感器1插入至生物测量装置40的插槽41时，生物测量装置40还测量回路30～33的各自阻抗。当生物测量装置40得知回路30～33的各自阻抗后，生物测量装置40根据得知的阻抗来决定代码的值。接着，生物测量装置40根据决定的代码来设定测量操作的至少一个参数，使得生物测量装置40可依据该参数来对血液的葡萄糖浓度进行测量操作。以测量葡萄糖浓度举例来说，根据生物传感器1的代码而设定的至少一个参数，与作为化学试剂的酵素的反应特性相关。因此，当生物传感器1插入至生物测量装置40的插槽41时，生物测量装置40可自动地读取生物传感器1的代码。如此一来，即使使用者使用不同批次工艺所制造的生物传感器1，生物测量装置40仍可准确地测量使用者血液中的葡萄糖浓度。测量结果不会受到不同批次工艺所导致的不同反应特性所影响，提高测量精准度。
[0040] 当生物测量装置40获得血液中的葡萄糖浓度后，可将测量结果显示于生物测量装置40的一显示屏幕42上，且使用者或医疗人员可容易地从显示屏幕42上得知血液中的葡萄糖浓度。
[0041] 以下将说明生物测量装置40如何决定生物传感器1的代码。
[0042] 图5表示根据本发明实施例的生物测量装置40。参阅图5A，生物测量装置40包括控制电路50、切换电路51、产生电路52、测量电路53、处理电路54、存储器55、比较电路56、以及映射电路(mapping circuit)57。在此实施例中，控制电路50、产生电路52、测量电路53、处理电路54、存储器55、比较电路56、以及映射单元57包括在生物测量装置40的为控制单元内。控制单元50产生控制信号S50A、S50B、以及S50C。切换电路52耦接控制电路50以接收控制信号S50A。切换电路52具有三个输入端T51A、T51B、以及T51C。输入端T51A耦接参考接地GND，且输入端T51C处于浮接状态(floating state)。当生物传感器1插入至生物测量装置40时，切换电路51根据控制信号S51A来将端点R、C1、W1、C2、以及W2中的三个端点分别耦接输入端T51A、T51B、以及T51C。产生电路52以及测量电路53都耦接输入端T51A。
[0043] 当生物传感器1插入至生物测量装置40时，生物感测装置40开始去执行血液中葡萄糖浓度的测量。在第一测量期间，切换电路51将端点R耦接至输入端T51A，将端点C1耦接至输入端(GND)T51B，以及将端点C2耦接至输入端(浮接)T51C，如图6A所示。产生电路52耦接控制电路50以接收控制信号S50B。产生电路52根据控制信号S50B来产生预设电压V52，以通过输入端T51A传送至端点R。在此时，引起了由端点R至端点C1(GND)的电流I30，且电流I30的电流量根据预设电压V52以及形成于端点R与C1间的回路30的阻抗来决定。同时，测量电路53测量在耦接于端点R的输入端T51A上的电流I30，以产生用来表示电流I30的电流量的测量信号S53A。接着，耦接测量电路53的处理电路54接收测量信号S53A，且根据测量信号S53A来产生处理信号S54A。此技术领域的人士根据欧姆定律(Ohm′s Law)已知，对于一导体而言，流经该导体的电流与该导体的阻抗成反比。因此，通过测量信号S53A而衍生自电流I30的处理信号S54A可表示回路30的阻抗。存储器55耦接处理电路54，且接收并储存处理信号S54A。
[0044] 在第二测量期间，切换电路51将端点W1耦接至输入端T51A，将端点C1耦接至输入端(GND)T51B，以及将端点C2耦接至输入端(浮接)T51C，如图6B所示。产生电路52根据控制信号S50B来产生预设电压V52，以通过输入端T51A传送至端点W1。在此时，引起了由端点W1至端点C1(GND)的电流I31，且电流I31的电流量根据预设电压V52以及形成于端点C1与W1间的回路31的阻抗来决定。同时，测量电路53测量在耦接于端点W1的输入端T51A上的电流I31，以产生用来表示电流I31的电流量的测量信号S53B。接着，处理电路54接收测量信号S53B，且根据测量信号S53B来产生处理信号S54B。根据欧姆定律，通过测量信号S53B而衍生自电流I31的处理信号S54B可表示回路31的阻抗。存储器55接着接收并储存处理信号S54B。
[0045] 在第三测量期间，切换电路51将端点W1耦接至输入端T51A，将端点C2耦接至输入端(GND)T51B，以及将端点C1耦接至输入端(浮接)T51C，如图6C所示。产生电路52根据控制信号S50B来产生预设电压V52，以通过输入端T51A传送至端点W1。在此时，引起了由端点W1至端点C2(GND)的电流I32，且电流I32的电流量根据预设电压V52以及形成于端点W1与C2间的回路32的阻抗来决定。同时，测量电路53测量在耦接于端点W1的输入端T51A上的电流I32，以产生用来表示电流I32的电流量的测量信号S53C。接着，处理电路54接收测量信号S53C，且根据测量信号S53C来产生处理信号S54C。根据欧姆定律，通过测量信号S53C而衍生自电流I32的处理信号S54C可表示回路32的阻抗。存储器55接着接收并储存处理信号S54C。
[0046] 在第四测量期间，切换电路51将端点W2耦接至输入端T51A，将端点C2耦接至输入端(GND)T51B，以及将端点C1耦接至输入端(浮接)T51C，如图6D所示。产生电路52根据控制信号S50B来产生预设电压V52，以通过输入端T51A传送至端点W2。在此时，引起了由端点W2至端点C2(GND)的电流I33，且电流I33的电流量根据预设电压V52以及形成于端点W2与C2间的回路33的阻抗来决定。同时，测量电路53测量在耦接于端点W2的输入端T51A上的电流I33，以产生用来表示电流I33的电流量的测量信号S53D。接着，处理电路54接收测量信号S53D，且根据测量信号S53D来产生处理信号S54D。根据欧姆定律，通过测量信号S53D而衍生自电流I33的处理信号S54D可表示回路33的阻抗。存储器55接着接收并储存处理信号S54D。
[0047] 在此实施例中，第一、第二、第三、以及第四测量期间是依序地发生。在其他实施例中，第一、第二、第三、以第四测量期间的发生顺序可根据统需求而定。
[0048] 在所有的处理信号S54A～S54D都由处理电路54产生且由存储器55所接收并储存后，存储器55根据控制信号S50C来将处理信号S54A～S54D输出至比较电路56。比较电路56接着对处理信号S54A～S54D执行一比较操作，以根据比较操作的结果来产生比较信号S56A～S56C。举例来说，比较电路56通过比较处理信号S54A～S54D的电压位准来执行比较操作。如上所述，比较信号S54A～S54D可分别表示回路30～33的阻抗。因此，比较信号可表示回路30～33的阻抗的比较结果。在此实施例中，表示回路30的阻抗的处理信号S54A作为参考阻抗。换句话说，回路30的阻抗作为参考阻抗，以用于回路30～33的阻抗比较。详细来说，比较电路56比较处理信号S54A的电压位准与处理信号S54B的位准的电压位准以产生比较信号S56A，其作为回路30与31的阻抗间的比较结果。比较电路56比较处理信号S54A的电压位准与处理信号S54C的位准的电压位准以产生比较信号S56B，其作为回路30与32的阻抗间的比较结果。比较电路56比较处理信号S54A的电压位准与处理信号S54D的位准的电压位准以产生比较信号S56C，其作为回路30与33的阻抗间的比较结果。对于比较信号S56A～S56C的每一者而言，比较信号根据比较结果而有三个不同状态中的一种。
[0049] 在比较电路56完成对于处理信号S54A～S54D的比较操作后，比较电路56将比较信号S56A～S56C传送至映射电路57。至映射电路57各种不同的数值，其对应具有各种不同状态组合的比较信号S56A～S56C。当映射电路57接收到比较信号S56A～S56C，映射电路57根据比较信号S56A～S56C的状态组合来决定一对应数值。此决定的数值则作为在基板10的一侧面10a上代码图案所表示的生物传感器1的代码的数值。
[0050] 表1表示储存在映射电路57的数值与具有各种不同状态组合的比较信号S56A～S56C之间的对应关系。在表1中，具有状态“M”的比较信号表示回路31～33中一者的阻抗等于回路30的阻抗(参考阻抗)。具有状态“H”的比较信号表示回路31～33中一者的阻抗大于回路30的阻抗(参考阻抗)。具有状态“L”的比较信号表示回路31～33中一者的阻抗小于回路30的阻抗(参考阻抗)。
[0051]
[0052] 表1
[0053] 举例来说，在图3A～图3B的实施例中，回路31的阻抗大于回路30的阻抗，回路32的阻抗小于回路30的阻抗，且回路33的阻抗等于回路30的阻抗。因此，比较信号S56A～S56C的状态分别为“H”、“L”、以及“M”。其对应的数值为11，其作为生物传感器1的代码的数值。接着，生物测量装置40可根据数值“12”的代码来设定测量操作的至少一参数。
[0054] 本发明虽以较佳实施例揭示如上，然其并非用以限定本发明的范围，任何本领域普通技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，当可做些许的更动与润饰，因此本发明的保护范围当视所附的权利要求所界定的范围为准。
