基于包含分析物的样品的感测物理特性和导出的生物传感器参数的电化学测试条的精确分析物测量
阅读：401发布：2024-02-27
专利汇可以提供基于包含分析物的样品的感测物理特性和导出的生物传感器参数的电化学测试条的精确分析物测量专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 提供了下述方法的各种 实施例 ，所述方法允许利用 生物 传感器 来获得更加精确的分析物浓度，具体方式为确定包含所述分析物的所述样品的至少一个物理特性具体地讲血细胞比容、以及基于此特征导出与所述 生物传感器 相关的参数以获得精确的 葡萄糖 浓度。，下面是基于包含分析物的样品的感测物理特性和导出的生物传感器参数的电化学测试条的精确分析物测量专利的具体信息内容。
1.一种利用生物传感器来从流体样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个上的试剂，所述方法包括：
在样品沉积到生物传感器上时启动分析物测试序列；
将第一信号施加到所述样品以确定所述样品的物理特性；
将第二信号驱动到所述样品以引起所述样品的物理转化；
从所述样品测量至少一个输出信号；
基于所述样品的物理特性来生成所述生物传感器的第一新批参数；
基于所述生物传感器的第一新批参数和自所述测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处测量的输出信号来计算第一分析物浓度；
通告所述第一分析物浓度；
基于所述物理特性和所述第一分析物浓度来生成所述生物传感器的第三参数；
基于所述生物传感器的第三参数和在从所述测试序列启动时计的多个预定时间位置的一个处测量的输出信号来计算第三分析物浓度；以及
通告所述第三分析物浓度而不是所述第一分析物浓度。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述生物传感器的所述第一新批参数包括新的批斜率。
3.根据权利要求2所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
4.根据权利要求1所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠，或者
其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得可由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性，
其中所述物理特性包括所述样品的粘度、血细胞比容、温度和密度中的至少一个，或它们的组合。
5.根据权利要求2所述的方法，其中所述物理特性包括表示所述样品的血细胞比容的阻抗特性，并且所述样品包括葡萄糖。
6.根据权利要求5所述的方法，其中利用下述形式的公式来确定所述样品的阻抗特性：
其中：IC表示阻抗特性；
M表示以欧姆为单位的测量的阻抗的幅值│Z│；
P表示以度为单位的输入信号和输出信号之间的相位差；
y1为约3.2e-08；
y2为约4.1e-03；
y3为约-2.5e+01；
y4为约1.5e-01；并且
y5为约5.0，或者
其中由H表示的所述物理特性大体等于由下述形式的公式确定的阻抗特性：
其中：
IC表示阻抗特性[%]
M表示阻抗的幅值[Ohm]
y1为约1.2292e1
y2为约–4.3431e2
y3为约3.5260e4。
7.根据权利要求4所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中用于驱动所述第一交替信号的第一频率低于用于驱动所述第二交替信号的第二频率。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级，并且/或者其中所述第一频率包括在约10kHz至约250kHz范围内的任何频率。
9.根据权利要求2所述的方法，其中用于测量所述测试序列期间的至少一个输出信号的所述多个预定时间位置中的一个为在所述测试序列启动之后约2.5秒。
10.根据权利要求9所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括与所述测试序列启动之后2.5秒的时间点重叠的时间间隔。
11.根据权利要求2所述的方法，其中用于测量所述测试序列期间的至少一个输出信号的所述多个预定时间位置的另一个为在所述测试序列启动之后约5秒的时间点。
12.根据权利要求2所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括从所述测试序列启动时计小于5秒的任何时间点，或者
其中所述多个预定时间位置中的另一个包括从所述测试序列启动时计小于10秒的任何时间点。
13.根据权利要求12所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括与所述测试序列启动之后2.5秒的时间点重叠的时间间隔，并且所述多个预定时间位置中的另一个包括与所述测试序列启动之后5秒的时间点重叠的时间间隔。
14.根据权利要求1所述的方法，其中计算所述第三分析物浓度利用下述形式的公式来计算：
G3表示第三分析物浓度；
IE表示在所述多个预定时间位置中的一个或另一个处
测量的得自至少一个电极的总输出信号；
P1表示所述生物传感器的截距参数，其中P1为约475nA；
P2表示所述生物传感器的斜率参数，其中P2为约9.5nA/(mg/dL)；并且x3表示得自基于所述第一分析物浓度和所述样品的物理特性的矩阵的因子。
15.根据权利要求2所述的方法，其中所述至少两个电极和至少两个其他电极设置在提供于所述生物传感器的衬底上的同一腔室中。
16.根据权利要求1所述的方法，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极，或者
其中所述至少两个电极包括用以确定所述样品的物理特性的第一组至少两个电极和用以确定所述分析物浓度的第二组至少两个其他电极。
17.根据权利要求16所述的方法，其中全部所述电极均设置在由所述生物传感器的衬底限定的同一平面上，并且/或者
其中靠近所述第二组至少两个其他电极来设置试剂并且不在所述第一组至少两个电极上设置试剂。
18.根据权利要求16所述的方法，其中第三电极靠近所述第一组至少两个电极设置并且连接至所述第二组至少两个其他电极。
基于包含分析物的样品的感测物理特性和导出的生物传感器
参数的电化学测试条的精确分析物测量
[0001] 优先权
[0002] 本专利申请要求2011年12月29日提交的美国临时专利申请序列号61/581,087(代理人案卷号DDI5220USPSP)、61/581,089(代理人案卷号DDI5220USPSP1)、61/581,099(代理人案卷号DDI5220USPSP2)、和61/581,100(代理人案卷号DDI5221USPSP)；2012年5月31日提交的美国临时专利申请序列号61/654,013(代理人案卷号DDI5228USPSP)；2012年12月28日提交的国际专利申请PCT/GB2012/053276(代理人案卷号DDI5220WOPCT)和PCT/GB2012/053277(代理人案卷号DDI5228WOPCT)的优先权的权益，并且上述所有专利申请(“优先权专利申请”)均全文以引用方式并入本文。
背景技术
[0003] 电化学葡萄糖测试条(例如，用于 全血测试套件(可得自LifeScan公司)中的那些)被设计用于测量糖尿病患者的生理流体样品中的葡萄糖浓度。葡萄糖的测量可基于葡萄糖氧化酶(GO)对葡萄糖的选择性氧化来进行。葡萄糖测试条中可发生的反应由下面的公式1和2概括。
[0004] 公式1葡萄糖+GO(ox)→葡萄糖酸+GO(red)
[0005] 公式2 GO(red)+2 Fe(CN)63-→GO(ox)+2 Fe(CN)64-
[0006] 如公式1中所示，葡萄糖被葡萄糖氧化酶的氧化形式(GO(ox))氧化成葡萄糖酸。应该指出的是，GO(ox)还可被称为“氧化的酶”。在公式1的反应过程中，氧化酶GO(ox)被转化为其还原状态，其被表示为GO(red)(即，“还原酶”)。接着，如公式2中所示，还原酶GO(red)通过与Fe(CN)63-(被称作氧化介体或铁氰化物)的反应而被再氧化回GO(ox)。在GO(red)重新生成回其氧化状态GO(ox)的过程中，Fe(CN)63-被还原成Fe(CN)64-(被称作还原介体或亚铁氰化物)。
[0007] 当利用施加于两个电极之间的电势形式的测试信号进行上述反应时，可通过在电极表面处经还原介体的电化学再氧化来生成电流形式的测试信号。因此，由于在理想环境下，上述化学反应过程中生成的亚铁氰化物的量与布置在电极之间的样品中葡萄糖的量成正比，所以生成的测试输出信号将与样品的葡萄糖含量成比例。诸如铁氰化物的介体是能够接受来自酶(例如葡萄糖氧化酶)的电子并随后将所述电子供给电极的化合物。随着样品中的葡萄糖浓度增加，所形成的还原介体的量也增加；因此，源自还原介体的再氧化的测试输出信号与葡萄糖浓度之间存在直接关系。具体地，电子在整个电界面上的转移致使测试输出信号流动(每摩尔被氧化的葡萄糖对应2摩尔的电子)。因此，由于葡萄糖的引入而产生的测试输出信号可被称为葡萄糖输出信号。
[0008] 当某些血液成分存在时，会对测量产生不良影响并导致检测信号不精确，从而对电化学生物传感器产生负面影响。例如，该不精确性将会使葡萄糖读数不准，造成患者无法察觉具有潜在危险的血糖含量。作为一个例子，血液的血细胞比容含量(即红细胞在血液中所占的数量百分比)会对所得分析物浓度的测量造成错误影响。
[0009] 血液中红细胞容积的变化会造成一次性电化学测试条所测量的葡萄糖读数出现变化。通常，高血细胞比容下会出现负偏差(即计算出的分析物浓度偏低)，低血细胞比容下会出现正偏差(即计算出的分析物浓度偏高)。在高血细胞比容下，例如，血红细胞可能会阻碍酶和电化学媒介物的反应，降低化学溶解率，因为用于使化学反应物成溶剂化物的血浆量较低并且媒介物的扩散速度慢。这些因素会造成比预期葡萄糖读数偏低，因为电化学过程中产生的电流较小。相反，在低血细胞比容下，可影响电化学反应的红细胞数量比预期要少，因而测量的输出信号也更大。此外，生理流体样品电阻也与血细胞比容相关，这会影响电压和/或电流测量。
[0010] 已采取了多个策略来降低或避免基于血细胞比容的变型对血糖造成的影响。例如，测试条已被设计成具有多个可将样本中的红细胞去除的网眼，或者含有多种化合物或制剂，用以提高红细胞的粘度并减弱低血细胞比容对浓度确定的影响。为了校正血细胞比容，其他测试条包括了细胞溶解剂和被配置成确定血红蛋白浓度的系统。另外，生物传感器已被配置成通过下述方式来测量血细胞比容：测量经过交流电信号的流体样品的电响应或利用光照射生理流体样品之后的光学变型的变化、或者基于样品腔室填充时间的函数来测量血细胞比容。这些传感器具有某些缺点。涉及血细胞比容检测的策略的通用技术为使用所测量的血细胞比容值来校正或改变所测量的分析物浓度，所述技术大致示于和描述于下述相应的美国专利申请公布中：美国专利申请2010/0283488；2010/0206749；2009/0236237；2010/0276303；2010/0206749；2009/0223834；2008/0083618；2004/0079652；
2010/0283488；2010/0206749；2009/0194432；或美国专利7,972,861和7,258,769，所有这些专利申请和专利均以引用方式并入本文。
发明内容
2010/0283488；2010/0206749；2009/0194432；或美国专利7,972,861和7,258,769，所有这些专利申请和专利均以引用方式并入本文。
发明内容
[0011] 申请人已提供出允许利用批斜率和物理特性(如，血细胞比容)之间的关系导出新的批斜率来改进葡萄糖测量的技术的各种实施例，所述技术可用于基于电化学生物传感器的此导出的批斜率来确定分析物浓度。有利的是，这种新技术不依赖于对分析物测量进行校正或修改，因此减少了测试时间，同时提高了精度。
[0012] 在本公开的第一方面，提供了允许使用者获得具有较高精度的分析物浓度结果的方法。所述方法可通过以下步骤实现：将信号施加到样品以确定样品的物理特性；将另一个信号驱动到样品以引起样品的物理转化；从样品测量至少一个输出信号；从自测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处的至少一个输出信号和生物传感器的至少一个预定参数来获得估计的分析物浓度；基于样品的物理特性来生成生物传感器的第一参数因子；基于生物传感器的第一参数因子和在自测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个处测量的至少一个输出信号来计算第一分析物浓度；基于所估计的分析物浓度和样品的物理特性来生成生物传感器的第二参数因子；基于生物传感器的第二参数因子和在自测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个处测量的至少一个输出信号来计算第二分析物浓度；基于第一分析物浓度和物理特性来生成生物传感器的第三参数因子；基于生物传感器的第三参数因子和在自测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个处测量的至少一个输出信号来计算第三分析物浓度；以及通告第一、第二、和第三分析物浓度中的至少一个。
[0013] 在另一方面，提供了一种允许使用者获得具有较高精度的分析物浓度结果的方法。所述方法可通过以下步骤实现：在样品沉积时启动分析物测试序列；将信号施加到样品以确定样品的物理特性；将另一个信号驱动到样品以引起样品的物理转化；从样品测量至少一个输出信号；从自测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处测量的至少一个输出信号来导出估计的分析物浓度；基于所估计的分析物浓度和样品的物理特性来获得生物传感器的新参数；基于生物传感器的新参数和在自测试序列启动的多个预定时间位置中的一个或另一个处测量的输出信号来计算分析物浓度；以及通告分析物浓度。
[0014] 在本公开的另一方面，提供了一种允许使用者获得具有较高精度的分析物浓度结果的方法。所述方法可通过以下步骤实现：在样品沉积到生物传感器上时启动分析物测试序列；将信号施加到样品以确定样品的物理特性；将另一个信号驱动到样品以引起样品的物理转化；从样品测量至少一个输出信号；基于样品的物理特性来生成生物传感器的第一新批参数；基于生物传感器的第一新批参数和在自测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处测量的输出信号来计算第一分析物浓度；以及通告第一分析物浓度。
[0015] 在本公开的上述方面中，可通过电子电路和处理器来执行确定步骤、估计步骤、计算步骤、运算步骤、导出步骤和/或使用步骤(可能结合公式)。这些步骤还可作为存储在计算机可读介质上的可执行指令被实施；所述指令在由计算机执行时可执行上述方法中的任何一个的步骤。
[0016] 在本公开的附加方面，存在计算机可读介质，每个介质包括可执行指令，所述可执行指令在由计算机执行时执行上述方法中的任何一个的步骤。
[0017] 在本公开的附加方面，存在诸如试验测试仪或分析物测试装置之类的装置，每个装置或测试仪包括被配置成执行上述方法中的任何一个的步骤的电子电路或处理器。
附图说明
[0020] 图1示出了分析物测量系统。
[0021] 图2A以简化示意图形式示出了测试仪200的部件。
[0022] 图2B以简化示意图示出了测试仪200的变型的优选具体实施。
[0023] 图3A示出了图1的系统的测试条100，其中存在位于测量电极的上游的两个物理特性感测电极。
[0024] 图3B示出了图3A的测试条的变型，其中提供了屏蔽或接地电极以靠近测试腔室的入口；
[0026] 图3D示出了图3A、图3B、和图3C的测试条100的变型，其中测试条的某些部件已被一起整合成单个单元；
[0027] 图3B示出了图3A的测试条的变型，其中一个物理特性感测电极设置为靠近入口并且另一个物理特性感测电极位于测试池的终端处，且测量电极设置在所述一对物理特性感测电极之间。
[0028] 图3C和图3D示出了图3A或图3B的变型，其中物理特性感测电极彼此相邻地设置在测试腔室的终端处，并且测量电极位于物理特性感测电极的上游。
[0029] 图3E和图3F示出了类似于图3A、图3B、图3C、或图3D的物理特性感测电极排列，其中所述一对物理特性感测电极靠近测试腔室的入口。
[0030] 图4A示出了时间相对于施加到图1的测试条的电势的曲线图。
[0031] 图4B示出了时间相对于来自图1的测试条的输出电流的曲线图。
[0032] 图5示出了生物传感器的参数和流体样品的物理特性之间的关系。
[0033] 图6示出了实施用于确定分析物浓度的至少三种技术的各个模块的完整系统图。
[0034] 图7示出了可供选择的第四种技术，其中图7为可用于图6中的技术中的任何一个的模板。
[0035] 图8A和图8B示出了针对已知技术的用于表5中的各组生物传感器的精度。
[0036] 图9A和图9B示出了针对第一新技术的表5中的各组生物传感器的精度的改进。
[0037] 图10A和图10B示出了针对第二新技术的用于表5中的各组生物传感器的精度的改进。
[0038] 图11A和图11B示出了针对第三新技术的用于表5中的各组生物传感器的精度的改进。
具体实施方式
[0039] 应结合附图来阅读下面的详细说明，其中不同附图中的类似元件编号相同。附图未必按比例绘制，其示出了所选择的实施例并不旨在限制本发明的范围。该详细说明以举例的方式而非限制性方式来说明本发明的原理。此说明将清楚地使得本领域的技术人员能够制备和使用本发明，并且描述了本发明的多个实施例、改型、变型、替代形式和用途，包括目前据信是实施本发明的最佳模式。
[0040] 如本文所用，针对任何数值或范围的术语“约”或“大约”表示允许部件或多个组件的集合执行如本文所述的其指定用途的适当的尺寸公差。更具体地讲，“约”或“近似”可指列举数值的值±10％的范围，例如“约90％”可指81％至99％的数值范围。另外，如本文所用，术语“患者”、“宿主”、“使用者”和“受检者”是指任何人或动物受检者，并非旨在将系统或方法局限于人类使用，但本主题发明在人类患者中的使用代表着优选的实施例。如本文所用，术语“振荡信号”包括分别改变极性、或交替电流方向、或为多向的电压信号或电流信号。还如本文所用，短语“电信号”或“信号”旨在包括直流信号、交替信号或电磁谱内的任何信号。术语“处理器”；“微处理器”；或“微控制器”旨在具有相同的含义并且旨在可互换使用。如本文所用，术语“通告”及其术语的变型指示可通过文本、音频、视频或者所有通信模式或通信介质的组合向用户提供通告。为了向用户通知结果的定性方面，可提供标记，以通过红色标记(闪烁消息)来指示结果在所需的范围之外、或者通过绿色标记等来指示结果在范围之内。
[0041] 图1示出了用通过本文所示和所述的方法和技术生产的测试条来测试个体的血液中的分析物(如，葡萄糖)水平的试验测试仪200。试验测试仪200可包括用户界面输入键206,210,214，其可采取按钮的形式，用于输入数据、菜单导航和执行命令。数据可包括表示分析物浓度的值和/或与个体的日常生活方式相关的信息。与日常生活方式相关的信息可包括个体食物摄取、药物使用、健康检查的发生率、总体健康状态和运动水平。试验测试仪
200还可包括显示器204，其可用于报告所测量的葡萄糖水平，且便于输入生活方式相关信息。
200还可包括显示器204，其可用于报告所测量的葡萄糖水平，且便于输入生活方式相关信息。
[0042] 试验测试仪200可包括第一用户界面输入键206、第二用户界面输入键210和第三用户界面输入键214。用户界面输入键206,210和214方便输入和分析存储在测试装置中的数据，使用户能通过显示器204上显示的用户界面进行导航。用户界面输入键206,210和214包括第一标记208、第二标记212和第三标记216，其有助于将用户界面输入键与显示器204上的字符相关联。
[0043] 可通过将测试条100(或其优先应用中的变型)插入到测试条端口连接器220内、通过按压并短暂地保持第一用户界面输入键206、或者通过检测整个数据端口218上的数据流量来开启试验测试仪200。可通过取出测试条100(或其优先应用中的变型)、按压并短暂地保持第一用户界面输入键206、导航到主菜单屏幕并从主菜单屏幕选择测试仪关闭选项、或者通过在预定时间内不按压任何按钮来关闭试验测试仪200。显示器104可任选地包括背光源。
[0044] 在一个实施例中，试验测试仪200可被配置成可在例如从第一测试条批转换到第二测试条批时不从任何外部源接收校准输入。因此，在一个示例性实施例中，测试仪被配置成可不从外部源接收校准输入，所述外部源例如是用户界面(例如，输入键206,210,214)、插入的测试条、单独的代码键或代码条、数据端口218。当所有的测试条批具有基本一致的校准特性时，这种校准输入是不必要的。校准输入可以是归于特定测试条批的一组值。例如，校准输入可包括特定测试条批的批斜率和批截距值。校准输入(例如，批斜率和截距值)可预设在测试仪中，如下文将描述。
[0045] 参照图2A，示出了试验测试仪200的示例性内部布局。试验测试仪200可包括处理器300，其在本文所述和所示的一些实施例中为32位的RISC微控制器。在本文所述和所示的优选实施例中，处理器300优选地选自由Texas Instruments(Dallas Texas)制造的MSP 430系列的超低功率微控制器。处理器可以经I/O端口314双向连接至存储器302，所述存储器在本文所述和所示的一些实施例中为EEPROM。另外经I/O端口214连接至处理器300的是数据端口218、用户界面输入键206,210和214以及显示驱动器320。数据端口218可连接到处理器300，从而使得数据能够在存储器302和外部装置(例如个人计算机)之间传输。用户界面输入键206,210和214直接连接到处理器300。处理器300借助显示驱动器320控制显示器
204。在试验测试仪200的制备期间，存储器302可预装有校准信息，例如批斜率和批截距值。
在通过测试条端口连接器220从测试条接收到合适的信号(例如电流)时，该预装的校准信息就可以由处理器300访问和使用，以便利用信号和校准信息计算出对应的分析物水平(例如血糖浓度)，而不用从任何外部源接收校准输入。
204。在试验测试仪200的制备期间，存储器302可预装有校准信息，例如批斜率和批截距值。
在通过测试条端口连接器220从测试条接收到合适的信号(例如电流)时，该预装的校准信息就可以由处理器300访问和使用，以便利用信号和校准信息计算出对应的分析物水平(例如血糖浓度)，而不用从任何外部源接收校准输入。
[0046] 在本文所述和所示的实施例中，试验测试仪200可包括专用集成电路(ASIC)304，以便提供在对已施用到插入测试条口连接器220内的测试条100(或者其优先应用中变型)上的血液中的葡萄糖水平的测量过程中使用的电子电路。模拟电压可经由模拟接口306传递到ASIC 304或从ASIC 304传递出。来自模拟接口306的模拟信号可通过A/D转换器316转换为数字信号。处理器300还包括核308、ROM 310(含有计算机代码)、RAM 312和时钟318。在一个实施例中，处理器300配置成(或编程为)：例如在分析物测量后的一个时间段使所有的用户界面输入均无效，在显示单元作出分析物值显示后即进行的单个输入除外。在一可选实施例中，处理器300配置成(或编程为)：忽略来自所有用户界面输入键的任何输入，在显示单元作出分析物值显示后即进行的单个输入除外。测试仪200的详细说明和阐释示于和描述于国际专利申请公开WO2006040200中，该专利申请全文以引用方式并入本文。
[0047] 图3A是测试条100的示例性分解透视图，其可包括设置在衬底5上的七个层。设置在衬底5上的七个层可为第一导电层50(其还可称为电极层50)、绝缘层16、两个重叠的试剂层22a和22b、包括粘合部分24、26和28的粘合剂层60、亲水层70和形成测试条100的覆盖件94的顶层80。测试条100可通过一系列步骤来制造，其中利用例如丝网印刷工艺来将导电层
50、绝缘层16、试剂层22和粘合剂层60依次沉积在衬底5上。需注意，电极10、12、和14被设置为接触试剂层22a和22b，而物理特性感测电极19a和20a为间隔开的并且不与试剂层22接触。亲水层70和顶层80可卷材设置并层合到衬底5上，作为一体式层合物或者作为单独的层。如图3A所示，测试条100具有远侧部分3和近侧部分4。
50、绝缘层16、试剂层22和粘合剂层60依次沉积在衬底5上。需注意，电极10、12、和14被设置为接触试剂层22a和22b，而物理特性感测电极19a和20a为间隔开的并且不与试剂层22接触。亲水层70和顶层80可卷材设置并层合到衬底5上，作为一体式层合物或者作为单独的层。如图3A所示，测试条100具有远侧部分3和近侧部分4。
[0048] 测试条100可包括其中可吸取或沉积生理流体样品95的样品接收腔室92(图3B)。本文所讨论的生理流体样品可为血液。样品接收腔室92可包括在近端处的入口和在测试条
100侧边缘处的出口，如图3A所示。可沿着轴线L-L(图3B)来将流体样品95施加到入口以填充样品接收腔室92，使得可测量葡萄糖。邻近试剂层22布置的第一粘结垫24和第二粘结垫
26的侧边缘分别限定样品接收腔室92的壁，如图3A所示。样品接收腔室92的底部或者“底板”可包括衬底5、导电层50和绝缘层16的一部分，如图3A所示。样品接收腔室92的顶部或者“顶板”可包括远侧亲水部分32，如图3A所示。对于测试条100，如图3A所示，衬底5可用作有助于支撑随后施加的层的衬底。衬底5可采取聚酯薄片的形式，所述聚酯薄片例如是聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)材料(由Mitsubishi供应的Hostaphan PET)。衬底5可为卷形式，标称
350微米厚，370毫米宽，以及大约60米长。
100侧边缘处的出口，如图3A所示。可沿着轴线L-L(图3B)来将流体样品95施加到入口以填充样品接收腔室92，使得可测量葡萄糖。邻近试剂层22布置的第一粘结垫24和第二粘结垫
26的侧边缘分别限定样品接收腔室92的壁，如图3A所示。样品接收腔室92的底部或者“底板”可包括衬底5、导电层50和绝缘层16的一部分，如图3A所示。样品接收腔室92的顶部或者“顶板”可包括远侧亲水部分32，如图3A所示。对于测试条100，如图3A所示，衬底5可用作有助于支撑随后施加的层的衬底。衬底5可采取聚酯薄片的形式，所述聚酯薄片例如是聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)材料(由Mitsubishi供应的Hostaphan PET)。衬底5可为卷形式，标称
350微米厚，370毫米宽，以及大约60米长。
[0049] 导电层被用来形成电极，所述电极可用于对葡萄糖的电化学测量。第一导电层50可由丝网印刷到衬底5上的碳素油墨制成。在丝网印刷工艺中，碳素油墨被加载到丝网上，然后利用刮墨刀将油墨透过丝网转印。印刷的碳素油墨可利用约140℃的热空气干燥。碳素油墨可包括VAGH树脂、碳黑、石墨(KS15)和用于所述树脂、碳和石墨的混合物的一种或多种溶剂。更具体地，碳素油墨可包含在碳素油墨中比率为约2.90：1的碳黑：VAGH树脂、以及比率为约2.62：1的石墨：碳黑。
[0050] 如图3A所示，对于测试条100，第一导电层50可包括参比电极10、第一工作电极12、第二工作电极14、第三和第四物理特性感测电极19a和19b、第一接触垫13、第二接触垫15、参考接触垫11、第一工作电极轨道8、第二工作电极轨道9、参比电极轨道7、和测试条检测棒17。物理特性感测电极19a和20a具有相应的电极轨道19b和20b。导电层可由碳素油墨形成。
第一接触垫13、第二接触垫15和参考接触垫11可适于电连接至试验测试仪。第一工作电极轨道8提供从第一工作电极12至第一接触垫13的电连续通道。相似地，第二工作电极轨道9提供从第二工作电极14至第二接触垫15的电连续通道。相似地，参比电极轨道7提供从参比电极10至参考接触垫11的电连续通道。测试条检测棒17电连接至参考接触垫11。第三和第四电极轨道19b和20b连接到相应的电极19a和20a。试验测试仪可通过测量参考接触垫11与测试条测棒17之间的导通来检测测试条100已被正确插入，如图3A所示。
第一接触垫13、第二接触垫15和参考接触垫11可适于电连接至试验测试仪。第一工作电极轨道8提供从第一工作电极12至第一接触垫13的电连续通道。相似地，第二工作电极轨道9提供从第二工作电极14至第二接触垫15的电连续通道。相似地，参比电极轨道7提供从参比电极10至参考接触垫11的电连续通道。测试条检测棒17电连接至参考接触垫11。第三和第四电极轨道19b和20b连接到相应的电极19a和20a。试验测试仪可通过测量参考接触垫11与测试条测棒17之间的导通来检测测试条100已被正确插入，如图3A所示。
[0051] 测试条100的变型(图3A、3B、3C、或3D)示于2011年12月29日提交的申请人的优先权专利申请序列号61/581,087、61/581,089、61/581,099、和61/581,100；以及2012年5月31日提交的美国临时专利申请序列号61/654,013。申请人的意图在于本文受权利要求保护的本发明的范围还适用于在这些先前提交的专利申请中描述的多个测试条。
[0052] 在图3B的实施例(其为图3A的测试条的变型)中，提供附加电极10a以作为多个电极19a、20a、14、12和10中的任何一个的延伸件。必须指出的是，内置式屏蔽或接地电极10a用于降低或消除用户手指或身体与特性测量电极19a和20a之间的任何电容耦合。接地电极10a允许任何电容背离感测电极19a和20a。为此，可将接地电极10a连接到其他五个电极中的任何一个或连接到其自身的单独接触垫片(和轨道)，所述单独接触垫用于连接到测试仪上的地而非经由相应的轨道7、8和9连接到接触垫15、17、13中的一个或多个。在优选的实施例中，接地电极10a连接到其上设置有试剂22的三个电极中的一个。在最优选的实施例中，接地电极10a连接到电极10。作为接地电极，有利的是将接地电极连接到参比电极(10)，以便不对工作电极测量产生任何附加电流，所述附加电流可来自样品中的背景干扰复合物。
此外通过将屏蔽或接地电极10a连接到电极10，据信能有效地增加反电极10的尺寸，所述尺寸尤其在高信号情况下可成为限制性的。在图3B的实施例中，试剂被布置使得其不与测量电极19a和20a接触。作为另外一种选择，在图3C的实施例中，试剂22被布置使得试剂22接触感测电极19a和20a中的至少一个。
此外通过将屏蔽或接地电极10a连接到电极10，据信能有效地增加反电极10的尺寸，所述尺寸尤其在高信号情况下可成为限制性的。在图3B的实施例中，试剂被布置使得其不与测量电极19a和20a接触。作为另外一种选择，在图3C的实施例中，试剂22被布置使得试剂22接触感测电极19a和20a中的至少一个。
[0053] 在测试条100的另选的型式中，如此处在图3D所示，顶层38、亲水膜层34和垫片29已结合在一起以形成一体式组件，所述一体式组件用于安装到具有设置在绝缘层16’附近的试剂层22’的衬底5。
[0054] 在图3B的实施例中，分析物测量电极10、12和14设置成与图3A、3C、或3D大致相同的构型。作为另外一种选择，用于感测物理特性(如，血细胞比容)水平的电极可设置成间隔开的构型，其中一个电极19a靠近测试腔室92的入口92a，并且另一个电极20a位于测试腔室92的相对末端(示于优先权专利申请的图3B中)，或者两个感测电极均远离入口92a(示于优先权专利申请的图3C和3D中)。生物传感器上的电极中的至少一个被设置为接触试剂层22。
[0055] 在图3C、图3D、图3E和图3F中，物理特性(如，血细胞比容)感测电极19a和20a为彼此邻近设置的，并且可布置在测试腔室92附近的入口92a的相对末端和沿轴线L-L的电极14的下游或邻近入口92a(图3A-3E和3F)处。在这些实施例的全部中，物理特性感测电极与试剂层22间隔开，使得这些物理特性感测电极在包含葡萄糖的流体样品(例如，血液或间质液)存在的情况下不受试剂的电化学反应的影响。
[0056] 众所周知，常规的基于电化学的分析物测试条采用工作电极以及相关联的反电极/参比电极和酶试剂层，以有利于与感兴趣分析物的电化学反应，并且由此来确定此分析物的存在和/或浓度。例如，用于确定流体样品中的葡萄糖浓度的基于电化学的分析物测试条可采用包含葡萄糖氧化酶和介体铁氰化物(其在电化学反应期间被还原为介体亚铁氰化物)的酶试剂。此类常规分析物测试条和酶试剂层在例如美国专利5,708,247；5,951,836；6,241,862；和6,284,125中有所描述，这些专利中的每一个均以引用的方式并入本文。就这一点而言，本文提供的各种实施例中所采用的试剂层可包括任何合适的样品可溶性酶试剂，其中酶试剂的选择取决于待确定的分析物和体液样品。例如，如果流体样品中的葡萄糖待确定，则酶试剂层22可包括葡萄糖氧化酶或葡萄糖脱氢酶以及用于功能操作所必需的其他成分。
[0057] 一般来讲，酶试剂层22包括至少酶和介体。合适的介体的例子包括例如钌、六胺络钌(III)氯化物、铁氰化物、二茂铁、二茂铁衍生物、锇联吡啶复合物、和醌衍生物。合适的酶的实例包括：葡萄糖氧化酶；葡萄糖脱氢酶(GDH)，其使用吡咯喹啉醌(PQQ)辅因子；GDH，其使用烟酰胺腺嘌呤二核苷酸(NAD)辅因子；以及GDH，其使用黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)辅因子。可在制备期间利用任何适合的技术(包括例如丝网印刷)来施加酶试剂层22。
[0058] 申请人指出，酶试剂层还可包含合适的缓冲剂(例如，三羟甲基氨基甲烷-HCI、柠康酸盐、柠檬酸盐、和磷酸盐)、羟乙基纤维素[HEC]、羧甲基纤维素、乙基纤维素和藻酸盐、酶稳定剂、以及本领域中已知的其他添加剂。
[0059] 有关在不存在本文所述的相移测量电极、分析测试条和相关方法的情况下利用电极和酶试剂层来确定体液样品中的分析物浓度的其他细节在美国专利6,733,655中有所描述，该专利全文以引用方式并入本文。
[0060] 在测试条的各种实施例中，对沉积在测试条上的流体样品进行了两个测量。一个测量为流体样品中的分析物(如，葡萄糖)的浓度的测量，而另一个测量为同一样品的物理特性(如，血细胞比容)的测量。物理特性(如，血细胞比容)的测量用于修正或校正葡萄糖测量，以便消除或降低红血细胞对葡萄糖测量的影响。两个测量(葡萄糖和血细胞比容)可在持续时间内按照顺序、同时地、或重叠地执行。例如，可首先执行葡萄糖测量，然后执行物理特性(如，血细胞比容)测量；首先执行物理特性(如，血细胞比容)测量，然后执行葡萄糖测量；两个测量同时执行；或者一个测量的持续时间可与另一个测量的持续时间重叠。下文中参照图4A、图4B来详细地论述每个测量。
[0061] 图4A为施加到测试条100及其变型(此处示于图3A-图3F中)的测试信号的示例性图表。在将流体样品施加到测试条100(或者其在优先权专利申请中的变型)之前，试验测试仪200处于流体检测模式，其中在第二工作电极和参比电极之间施加约400毫伏的第一测试信号。优选地同时在第一工作电极(如，测试条100的电极12)和参比电极(如，测试条100的电极10)之间施加约400毫伏的第二测试信号401。作为另外一种选择，还可同时施加第二测试信号，使得施加第一测试电压的时间间隔与施加第二测试电压的时间间隔重叠。在为零的起始时间检测到生理流体之前的流体检测时间间隔TFD期间，试验测试仪可处于流体检测模式。在流体检测模式中，试验测试仪200确定流体何时被施加到测试条100(或者其在优先权专利申请中的变型)，使得流体润湿第一工作电极12或第二工作电极14以及参比电极10。一旦试验测试仪200由于例如在第一工作电极12或第二工作电极14(或两个电极)处所测量的测试电流相对于参比电极10充分增大而识别出生理流体已施加，则试验测试仪200在时间“0”处分配为零的第二标记，并启动测试序列时间间隔TS。试验测试仪200可以合适的取样速率(例如，每隔1毫秒至每隔100毫秒)来对电流瞬态输出信号进行取样。在测试时间间隔TS结束时，移除测试信号。为简单起见，图4A仅示出施加到测试条100(或者其在优先权专利申请中的变型)的第一测试信号401。
[0062] 在下文中，描述了如何从已知的电流瞬态(例如，随时间变化的以纳安计的所测量的电流响应)来确定葡萄糖浓度，所述电流瞬态是在将图4A的测试电压施加到测试条100(或者其在优先权专利申请中的变型)时测量的。
[0063] 在图4A中，施加到测试条100(或者其在优先权专利申请中的变型)的第一测试电压和第二测试电压通常为约+100毫伏至约+600毫伏。在其中电极包括碳素油墨并且介体包括铁氰化物的一个实施例中，测试信号为约+400毫伏。其他介体和电极材料组合将需要不同的测试电压，这对于本领域中的技术人员而言是已知的。测试电压的持续时间通常为反应期后约1至约5秒，一般为反应期后约3秒。通常，测试序列时间TS是相对于时间t0测量的。当电压401保持图4A中的TS的持续时间时，产生如此处在图4B所示的输出信号，其中第一工作电极12的电流瞬态402始于零时刻处产生，同样第二工作电极14的电流瞬态404也相对于零时刻产生。应该指出的是，尽管信号瞬态402和404已设置在相同的参考零点上以用于解释该方法的目的，但在物理条件下，两个信号之间存在微小的时间差，这是由于腔室内的流体沿着轴线L-L流向工作电极12和14中的每一个。然而，将电流瞬态在微控制器中进行取样和配置以具有相同的开始时间。在图4B中，电流瞬态在接近峰值时间Tp时增加到峰值，此时电流缓慢地下降直至接近零时刻之后2.5秒或5秒中的一者。在大约5秒时的点406处，可测量工作电极12和14中的每一个的输出信号并且将它们进行加和。作为另外一种选择，可将得自工作电极12和14中的仅一者的信号进行翻倍。由特定测试条100及其变型的测试条参数(如，批校准代码偏置和批斜率)的知识，可计算分析物(如，葡萄糖)的浓度。在测试序列期间，可在不同时间点对输出瞬态402和404进行取样，以导出信号IE(通过对电流IWE1和IWE2中的每一个进行加和或者对IWE1或IWE2中的一者进行翻倍)。
[0064] 应该指出的是，“截距”和“斜率”是通过测量一组或一批测试条的校准数据而获得的生物传感器的参数值。通常从所述组或批中随机选择1500个左右的测试条。来自供体的生理流体(如，血液)被分类为多种分析物水平：通常6个不同的葡萄糖浓度。通常，来自12个不同的供体的血液被分类为所述六个水平中的每一个。八个测试条被给予来自相同供体和水平的血液，使得针对该组总共进行12×6×8＝576个测试。通过使用标准实验室分析器，如黄泉仪器(Yellow Springs Instrument,YSI)测量这些测试条，并且以实际分析物水平(例如血糖浓度)为基准。绘制测量的葡萄糖浓度相对于实际葡萄糖浓度(或测量的电流与YSI电流)的曲线图，按等式y＝mx+c最小二乘法来拟合所述曲线图，以给出批斜率m和批截距c的数值，从而用于所述组或批中的剩余测试条。申请人还已提供出其中在分析物浓度的确定期间导出批斜率的方法和系统。“批斜率”或“斜率”可因此被限定为针对相对于实际葡萄糖浓度(或测量的电流与YSI电流)绘制的测量的葡萄糖浓度的图进行最佳拟合的线的测量或导出的斜率。“批截距”或“截距”可因此被限定为针对相对于实际葡萄糖浓度(或测量的电流与YSI电流)绘制的测量的葡萄糖浓度的图进行最佳拟合的线与y轴相交的点。
[0065] 此处值得指出的是，先前所述的各种部件、系统和程序允许申请人提供本领域内迄今不可获得的分析物测量系统。具体地，此系统包括具有衬底和多个电极的测试条，所述多个电极连接至相应的电极连接器。所述系统还包括分析物测试仪200，所述分析物测试仪200具有外壳、被配置成连接测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器、和微控制器
300，如此处在图2B中所示。微处理器300与测试条端口连接器220电连通以施加电信号或感测得自多个电极的电信号。
300，如此处在图2B中所示。微处理器300与测试条端口连接器220电连通以施加电信号或感测得自多个电极的电信号。
[0066] 参见图2B，示出了测试仪200的优选具体实施的细节，其中图2A和图2B中的相同数字具有共同的描述。在图2B中，测试条端口连接器220通过五条线连接至模拟接口306，所述五条线包括阻抗感测线EIC(用以接收来自物理特性感测电极的信号)、交替信号线AC(用以将信号驱动到物理特性感测电极)、参比电极的基准线、以及相应工作电极1和工作电极2的电流感测线。还可为连接器220提供测试条检测线221以指示测试条的插入。模拟接口306为处理器300提供四个输入：(1)阻抗实部Z’；(2)阻抗虚部Z”；(3)从生物传感器的工作电极1取样或测量的输出信号或Iwe1；(4)从生物传感器的工作电极2取样或测量的输出信号或Iwe1。存在从处理器300到接口306的一个输出，以将振荡信号AC(具有约25kHz至约250kHz的任何值或更大值)驱动到物理特性感测电极。可从阻抗实部Z’和阻抗虚部Z”来确定相位差P(度)，其中：
[0067] P＝tan-1{Z”/Z’} 公式3.1
[0068] 并且可从接口306的线Z’和Z”确定幅值M(以欧姆表示并且通常写为│Z│)，其中：
[0069] 公式3.2
[0070] 在这种系统中，微处理器被配置成：(a)将第一信号施加到所述多个电极使得导出由流体样品的物理特性限定的批斜率以及(b)将第二信号施加到所述多个电极使得基于所导出的批斜率来确定分析物浓度。对于这种系统而言，测试条或生物传感器的多个电极包括用以测量物理特性的至少两个电极和用以测量分析物浓度的至少两个其他电极。例如，所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于衬底上的同一腔室中。作为另外一种选择，所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于衬底上的不同腔室中。应该指出的是，对于一些实施例，全部电极均设置在由衬底限定的同一平面上。具体地讲，在本文所述的实施例的一些中，靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且不在所述至少两个电极上设置试剂这种系统中值得注意的一个特征在于如下能力，即在将流体样品(其可为生理样品)沉积到生物传感器上后约10秒内提供精确的分析物测量以作为测试序列的部分。
[0071] 作为测试条100(图3A-图3F及其在优先权专利申请中的变型)的分析物计算(如，葡萄糖)的一个例子，在图4B中假定，第一工作电极12在406处的取样输出信号为约1600纳安，而第二工作电极14在406处的取样输出信号为约1300纳安，并且测试条的校准代码指示截距为约500纳安并且斜率为约18nA/mg/dL。然后可利用以下公式3.3来确定葡萄糖浓度G0：
[0072] G0＝[(IE)-截距]/斜率 公式3.3
[0073] 其中
[0074] IE为如下信号(如，与分析物浓度成比例的电流)，所述信号可为得自生物传感器中的全部电极的总电流(如，得自传感器100中的全部五个电极、得自两个工作电极12和14(其中IE＝Iwe1+Iwe2或IE＝2*((Iwe1+Iwe2)/2))、或者作为另外一种选择得自工作电极中的一个，其中IE＝2*Iwe1，或IE＝2*Iwe2)；
[0075] Iwe1为在设定取样时间处针对第一工作电极测量的信号(如，电流)；
[0076] Iwe2为在设定取样时间处针对第二工作电极测量的信号(如，电流)；
[0077] 斜率为从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值；
[0078] 截距为从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0079] 根据公式3.3；G0＝[(1600+1300)-500]/18，并且因此G0～133mg/dL。
[0080] 此处应该指出的是，已给出与生物传感器100相关的例子，所述生物传感器100具有两个工作电极(图3A-3F中的12和14及其在优先权专利申请中的变型)，使得将得自相应工作电极的所测量的信号加在一起以提供总测量电流IE，在其中存在仅一个工作电极(电极12或电极14)的测试条100的变型中，可将得自两个工作电极中的仅一个的信号乘以2。除了总测量信号之外，可将得自每个工作电极的信号的平均值作为总测量信号IE用于本文所述的公式3.3、5、6、6.1、7、和7.1，当然，需要对运算系数进行适当的修正(这对于本领域的技术人员而言是已知的)以补偿较低的总测量电流(相比于其中将所测量的电流加在一起的实施例)。作为另外一种选择，可将所测量的信号的平均值乘以2并且用作公式3.3、5、6、6.1、7、和7.1中的IE，且无需如先前的例子那样来推导运算系数。应该指出的是，此处未针对任何物理特性(如，血细胞比容值)来校正分析物(如，葡萄糖)浓度，并且可将一定的偏置提供到信号值Iwe1和Iwe2以补偿测试仪200的电路中的错误或延迟时间。还可以用温度补偿确保将结果校准至参照温度，例如约20摄氏度的室温。
[0081] 我们已经发现，由LifeScan公司(以商品名Ultra销售)制备的现有葡萄糖测试条具有随葡萄糖浓度和血细胞比容而变化的电流输出瞬态。这些变化可见于图5中，其中在葡萄糖的高水平(502a、504a、506a)和葡萄糖的中水平(502b、504b、506b)下，电流瞬态随物理特性(如，血细胞比容)水平而明显地变化，并且在低葡萄糖水平(502c、504c、506c)下，电流瞬态随血细胞比容的变化不如高葡萄糖或中葡萄糖水平明显。具体地讲，在高葡萄糖水平下，电流瞬态502a、504a、506a(针对30％、42％和55％Hct)在峰值(位于测试序列开始后约1.5秒处)之后随时间推移保持大体一致的电流输出间距。类似地，在中葡萄糖水平下，电流瞬态502b、504b、和506b(针对30％、42％和55％Hct)在峰值(位于测试序列开始后约1.5秒处)之后随时间推移保持大体一致的电流输出间距。在低葡萄糖水平下，电流瞬态502c、
504c、和506c(针对30％、42％、和55％Hct)在峰值(位于测试序列开始后约1.5秒处)之后大体会聚到一起。
504c、和506c(针对30％、42％、和55％Hct)在峰值(位于测试序列开始后约1.5秒处)之后大体会聚到一起。
[0082] 基于这些观察结果，申请人已发现，在Lo-G、中葡萄糖水平502b、504b、506b、和Hi-G水平下相对于30％、42％、和55％血细胞比容水平测试的这些测试条的参数(如，批截距或批斜率)之间存在关系。具体地，申请人由回归分析已发现测试条参数(如，批截距或批斜率)与血细胞比容水平相关。因此，通过得知样品的物理特性(如，血细胞比容)和生物传感器的回归分析，此关系可用于允许测试条参数(如，批截距或批斜率)适应物理特性(如，血细胞比容)的不同水平，以便实现迄今针对此类型的生物传感器无法取得的较精确的葡萄糖浓度测量。
[0083] 既然可根据信号IE来确定葡萄糖浓度G0，则可相对于图2B来描述用以确定流体样品的物理特性IC(如，血细胞比容、温度、粘度、密度等)的申请人的技术。在图2B中，系统200(图2A和图2B)将第一频率(如，约25kHz或更高)下的第一振荡输入信号AC(图2B)施加到感测电极中的至少一个。所述系统还被建立以测量或检测第一振荡输出信号EIC，这具体地涉及测量第一输入振荡信号和第一输出振荡信号之间的第一时间差Δt1。在同一时间或在重叠的时间段期间，所述系统还可将第二频率(例如，约100kHz至约1MHz或更高，并且优选地为约250kHz)下的第二振荡输入信号AC(为简明起见未示出)施加到一对电极并且随后测量或检测第二振荡输出信号，这可涉及测量第一输入振荡信号和第一输出振荡信号之间的第二时间差Δt2(未示出)。从这些信号(AC和EIC)中，所述系统基于第一时间差和第二时间差Δt1和Δt2来估计流体样品的物理特性(如，血细胞比容、粘度、温度、密度等)。可通过应用下述形式的公式来完成物理特性的估计：
[0084] 公式4.1
[0085] 其中
[0086] C1、C2和C3中的每一个均为测试条的运算常数，并且
[0087] m1表示得自回归数据的参数。
[0088] 这种示例性技术的细节可见于2011年9月2日提交的名称为“Hematocrit Corrected Glucose Measurements for Electrochemical Test Strip Using Time Differential of the Signals”的美国临时专利申请S.N.61/530,795(代理人案卷号DDI-5124USPSP)中，该专利以引用方式并入本文。
[0089] 用以确定物理特性(如，血细胞比容)的另一技术可通过物理特性(如，血细胞比容)的两个独立测量来实现。这可通过确定如下参数来获得：(a)流体样品在第一频率下的阻抗和(b)流体样品在显著高于第一频率的第二频率下的相位角。在这种技术中，流体样品被建模成具有未知电抗和未知阻抗的电路。利用这种模型，可通过所施加的电压、已知在电阻器两端的电压(如，测试条固有阻抗)、和未知阻抗Vz两端的电压来确定用于测量(a)的阻抗(由符号“│Z│”表示)；并且相似地，对于测量(b)而言，本领域中的技术人员可通过输入信号和输出信号之间的时间差来测量相位角。这种技术的细节示于和描述于2011年9月2日提交的待审的临时专利申请S.N.61/530,808(代理人案卷号DDI5215PSP)中，该专利申请以引用方式并入本文。还可利用用于确定流体样品的物理特性(如，血细胞比容、粘度、或密度)的其他合适的技术，例如，美国专利4,919,770、美国专利7,972,861、美国专利申请2010/0206749、2009/0223834、或者由Joachim Wegener、Charles R.Keese、和Ivar Giaever发表并且由Experimental Cell Research 259,158–166(2000))doi:10.1006/
excr.2000.4919)出版的可从http://www.idealibrary.com在线获得的“Electric Cell–Substrate Impedance Sensing(ECIS)as a Noninvasive Means to Monitor the Kinetics of Cell Spreading to Artificial Surfaces”；由Takuya Kohma、Hidefumi Hasegawa、Daisuke Oyamatsu、和Susumu Kuwabata发表并且由Bull.Chem.Soc.Jpn.(第80卷，第1期，第158–165页(2007))出版的“Utilization of AC Impedance Measurements for Electrochemical Glucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity”，所有这些文献均以引用方式并入本文。
excr.2000.4919)出版的可从http://www.idealibrary.com在线获得的“Electric Cell–Substrate Impedance Sensing(ECIS)as a Noninvasive Means to Monitor the Kinetics of Cell Spreading to Artificial Surfaces”；由Takuya Kohma、Hidefumi Hasegawa、Daisuke Oyamatsu、和Susumu Kuwabata发表并且由Bull.Chem.Soc.Jpn.(第80卷，第1期，第158–165页(2007))出版的“Utilization of AC Impedance Measurements for Electrochemical Glucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity”，所有这些文献均以引用方式并入本文。
[0090] 可通过得知相位差(如，相位角)和样品阻抗数值来获得用以确定物理特性的另一技术。在一个例子中，提供下述关系以用于估计样品的物理特性或阻抗特性(“IC”)：
[0091] IC＝M2*y1+M*y2+y3+P2*y4+P*y5 公式4.2
[0092] 其中：M表示测量的阻抗的幅值│Z│(欧姆)；
[0093] P表示输入信号和输出信号之间的相位差(度)；
[0094] y1为约-3.2e-08和此处提供的数值的±10％、5％或1％(并且取决于输入信号的频率，可为0)；
[0095] y2为约-4.1e-03和此处提供的数值的±10％、5％或1％(并且取决于输入信号的频率，可为0)；
[0096] y3为约-2.5e+01和此处提供的数值的±10％、5％、或1％；
[0097] y4为约-1.5e-01和此处提供的数值的±10％、5％或1％(并且取决于输入信号的频率，可为0)；并且
[0098] y5为约5.0和此处提供的数值的±10％、5％或1％(并且取决于输入
[0099] 信号的频率，可为0)。
[0100] 此处应该指出的是，在输入AC信号的频率较高(如，大于75kHz)的情况下，则与阻抗M的幅值相关的参数项y1和y2可为本文给定的示例性数值的±200％，使得这些参数项中的每一个可包括零或甚至负值。在另一方面，在输入AC输入信号的频率较低(如，小于75kHz)的情况下，与相位角P相关的参数项y4和y5可为本文给定的示例性数值的±200％，使得这些参数项中的每一个可包括零或甚至负值。此处应该指出的是，本文所用的H或HCT的幅值大体等于IC的幅值。在一个示例性的具体实施中，当H或HCT用于本专利申请中时，H或HCT等于IC。
[0101] 在另一个可供选择的具体实施中，提供了公式4.3。公式4.3为二次方程关系的精确推导，且未使用公式4.2中的相位角。
[0102] 公式4.3
[0103] 其中：
[0104] IC为阻抗特性[％]；
[0105] M为阻抗的幅值[Ohm]；
[0106] y1为约1.2292e1和此处提供的数值的±10％、5％或1％；
[0107] y2为约–4.3431e2和此处提供的数值的±10％、5％或1％；
[0108] y3为约3.5260e4和此处提供的数值的±10％、5％或1％。
[0109] 凭借本文所提供的各种部件、系统和见解，申请人已实现了从流体样品(其可为生理样品)确定分析物浓度的至少四种技术(以及此类方法的变型)，所述技术具有迄今为止更高的精度。
[0110] 可参照图6并且具体地参照系统模块600来理解本公开的具体实施中的至少一个。在系统模块600中，假定用户已在模块602处沉积流体样品并且已检测到足够的输出信号(图4B)以启动测试序列定时器TN。在模块604处，所述系统(图2B)驱动信号以测量或取样输出信号IE，所述输出信号为在多个时间点或位置T1、T2、T3、…TN中的任何一个处得自至少一个工作电极(12和14)的输出信号。如在图4B中可见，时间位置可为测试序列TS中的任何时间点或时间间隔。例如，测量输出信号的时间位置可为1.5秒处的单个时间位置T1.5或与接近2.8秒的时间位置T2.8重叠的间隔408(如，～10毫秒间隔或更长间隔，这取决于系统的取样速率)。
[0111] 返回到图6，在模块604中，在驱动信号的同时、之后、或甚至之前，所述系统还可施加另一个信号以在模块606中测量样品的物理特性IC。将信号IC提供到生物传感器参数生成器608，所述生物传感器参数生成器608可为被配置成提供生物传感器的新参数(x1)的查找表或矩阵，所述新参数可为用于生物传感器100的新批斜率或批截距。将生成器608的输出与在多个预定时间位置中的一个处测量的输出信号IE一起提供到计算模块610。计算模块610被配置成将第一分析物浓度提供给通告器612，以向用户报告第一分析物结果。
[0112] 对于生成器模块608而言，所述系统可采用以下示例性的表1。在表1中，样品的阻抗特性(其在这种情况下被指定为估计的血细胞比容百分比)与基于生物传感器的批的历史回归分析的新生物传感器参数因子x1(与批斜率相关)相关。
[0113]
[0114] 一旦使用公式4.3中的IC的替代型式，就无需使用表1A中的IC(以％表示)。即，可利用阻抗的幅值|Z|(欧姆)来代替IC。这消除了系统或测试仪中的IC的计算(这样节省了代码空间和计算时间，因此允许实现较低成本的测试仪，以更好地处理当前的任务)。在这种情况下，表1A可被修改成表1B：
[0115]
[0116]
[0117] 另一方面，计算模块610被配置成使用下述形式的公式5：
[0118] 公式(5)
[0119] 其中G1表示第一分析物浓度；
[0120] IE表示在多个预定时间位置T1、T2、T3、…TN～测试序列间隔(其中T1～1.0秒、T2～1.01秒、T3～1.02秒)中的一个处测量的得自至少一个电极的总输出信号(如，电流)；
[0121] P1表示生物传感器的截距参数；
[0122] P2表示生物传感器的斜率参数；并且
[0123] x1表示基于样品的物理特性的第一生物传感器参数因子(在表1A中或表1B中)。
[0124] 在公式5中，对于本文所述的具体实施例而言，P1为约475nA并且P2为约9.5nA/(mg/dL)。
[0125] 据信，尽管由模块606、608和610提供的结果比现有技术更精确，但仍可获得改善的精度。具体地，发明人已提供出第二可供选择的技术，如此处在图6中示为模块602、604、606、614、616和618。由于模块604和606此前被描述为提供输出信号IE和物理特性信号IC，因此在第二技术中无需提及这些模块。
[0126] 在模块614中，所述系统基于在预定时间位置的一个处(如，在2.5秒处)测量的输出信号来获得估计的分析物浓度(G估计)。将所估计的分析物浓度(G估计)与物理特性信号IC一起用于模块616，以生成第二生物传感器参数因子x2。参数因子x2基于物理特性IC和所估计的分析物G估计，以实现公式3.3中的现有生物传感器参数(如，参数为斜率或截距)的倍增因子。
[0127] 生物传感器参数因子x2是通过本文所述的生物传感器的历史回归分析来确定的。由此，可将曲线拟合公式、矩阵或查找表用于模块616，以生成所需的生物传感器参数因子x2。为了减少计算，使用查找表来降低处理器300上的计算负荷。示例性的查找表在此处示于表2中：
[0128]
[0129] 类似于表1A的情况，如果使用公式4.3中的IC的另选型式，则不需要使用表2A中的IC(以％表示)。即，可利用阻抗的幅值|Z|(欧姆)来代替IC。这消除了系统或测试仪中的IC的计算(这样节省了代码空间和计算时间，因此允许实现较低成本的测试仪，以更好地处理当前的任务)。在这种情况下，表2A可被修改成表2B：
[0130]
[0131] 正如本领域的技术人员所熟知的是，在葡萄糖估计值与表不匹配时，可在提供于本文所述的全部表中的数据之间使用内插法。
[0132] 重新参见图6，模块618利用参数因子x2(在表2A或2B中)和测量的或取样的输出信号输出信号IE来计算第二分析物浓度G2。模块618被配置成使用下述形式的公式6：
[0133] 公式(6)
[0134] 其中G1表示第一分析物浓度；
[0135] IE表示在多个预定时间位置T1、T2、T3、…TN～测试序列间隔(其中T1～1.0秒、T2～1.01秒、T3～1.02秒)中的一个处测量的得自至少一个电极的总输出信号(如，电流)；
[0136] P1表示生物传感器的截距参数；
[0137] P2表示生物传感器的斜率参数，其中P2为约9.5nA/(mg/dL)；并且
[0138] x2表示基于样品的物理特性和所估计的分析物浓度G估计的第二生物传感器参数因子；
[0139] 其中：
[0140] 公式(6.1)
[0141] IE表示在多个预定时间位置T1、T2、T3、…TN～测试序列间隔(其中T1～1.0秒、T2～1.01秒、T3～1.02秒)中的一个或另一个处测量的生物传感器的总输出信号；
[0142] P1表示生物传感器的截距参数，并且
[0143] P2表示生物传感器的斜率参数。
[0144] 在本文和优先权专利申请中所述的测试条的具体实施例中，用于公式6和6.1的时间位置为自测试序列启动的约5秒，其中P1为约475nA和P2为约9.5nA/(mg/dL)。
[0145] 一旦模块618已获得第二分析物浓度G2，通告器模块620就可将结果提供给用户。
[0146] 在此处相对于模块602、604、606、608、610、622、624、和626示出的第三可供选择的形式中，拒信此第三技术相比于第一技术和第二技术可产生更大的改进。
[0147] 由于模块602、604、606、608、和610先前已进行描述，因此在第三技术中无需提及这些模块。参照图6，模块622被配置成接收得自模块610的第一分析物浓度结果G1和得自模块606的物理特性，使得可生成第三参数因子x3。尽管在模块616中可使用查找表(例如，表3)，然而，发明人并不旨在限于本文所述的查找表。在表3A中，所述系统可通过使物理特性与分析物浓度G1相关联来获得所需的因子。例如，在第一分析物浓度为225mg/dL并且所估计的血细胞比容为约57％的情况下，根据表3A确定参数因子x3为0.82。
[0148]
[0149] 类似于表2A的情况，如果使用公式4.3中的IC的另选型式，则不需要使用表3A中的IC(以％表示)。即，可利用阻抗的幅值|Z|(欧姆)来代替IC。这消除了系统或测试仪中的IC的计算(这样节省了代码空间和计算时间，因此允许实现较低成本的测试仪，以更好地处理当前的任务)。在这种情况下，表3A可被修改成表3B：
[0150]
[0151] 然后作为步骤716的一部分将因子x3(在表3A或3B中)用于公式7中，以获得第三分析物浓度G3。
[0152] 公式(7)
[0153] 其中G3表示第一分析物浓度；
[0154] IE表示在多个预定时间位置T1、T2、T3、…TN～测试序列间隔(其中T1～1.0秒、T2～1.01秒、T3～1.02秒)中的一个处测量的生物传感器的总输出信号(如，电流)；
[0155] P1表示生物传感器的截距参数；
[0156] P2表示生物传感器的斜率参数；并且
[0157] x3表示基于样品的物理特性和第一分析物浓度G1的第三生物传感器参数因子。
[0158] 在公式7中，对于本文所述的具体实施例而言，P1为约475nA和P2为约9.5nA/(mg/dL)。
[0159] 凭借本文提供的描述，申请人已获得了用于获得精确分析物浓度的方法。所述方法可通过以下步骤实现：在步骤606处，将信号施加到样品以确定样品的物理特性；将另一个信号驱动到样品以引起样品的物理转化；在步骤604处，从样品测量至少一个输出信号；在步骤614处，由从测试序列启动的多个预定时间位置(TPRED为T1、T2、T3、…TN中的至少一个)中的一个处的至少一个输入信号(IE)和生物传感器的至少一个预定参数(P1或P2)来获得估计的分析物浓度(G估计)；在步骤608处，基于样品的物理特性(IC)来生成生物传感器的第一参数因子(x1)；在步骤610处，基于生物传感器的第一参数因子(x1)和在自测试序列启动的多个预定时间位置(TPRED)的一个处测量的至少一个输出信号(IE)来计算第一分析物浓度；在步骤616处，基于所估计的分析物浓度(G估计)和样品(95)的物理特性(IC)来生成生物传感器的第二参数因子(x2)；在步骤618处，基于生物传感器的第二参数因子(x2)和在自测试序列启动的多个预定时间位置(TPRED)的一个处测量的至少一个输出信号(IE)来计算第二分析物浓度(G2)；在步骤622处，基于第一分析物浓度(G1)和物理特性IC来生成生物传感器的第三参数因子(x3)；在步骤624处，基于生物传感器的第三参数因子(x3)和在自测试序列启动的多个预定时间位置(TPRED)的一个处测量的至少一个输出信号(IE)来计算第三分析物浓度(G3)；以及在步骤626处，通告第一、第二、和第三分析物浓度(G1、G2、G3)中的至少一个。
[0160] 图7示出了第二技术(图6中的模块602、604、606、614、616、618和620)的变型。在此技术中，假定用户已开启生物传感器(如，将测试条插入到测试仪的端口连接器内)。在步骤702处，将样品沉积到生物传感器上，同时施加电压(图4A)。当样品润湿电极时，从工作电极产生输出信号(图4B)。一旦输出信号上升到零上方，所述系统就在步骤704处假定测试正在进行并且启动测试序列。应该指出的是，在样品施用期间、在测试序列启动之前、或在测试序列启动之后，所述系统可在步骤706处将信号AC施加到样品以测量或估计样品的物理特性。在步骤708处，可在与步骤704大致相同的时间处启动定时器，以确保在测试间隔T期间的适当时间位置处对得自工作电极的输出信号进行取样。在步骤710处，可将另一个信号驱动到样品内以从工作电极测量输出信号(如，以nA形式表示的输出信号)。在步骤712处，通过在适当时间位置处测量输出信号并且利用测试间隔T中的时间位置中的一个结合公式
6.1来导出估计的分析物浓度。在优选的实施例中，用于导出所估计的分析物浓度的时间位置为约2.5秒或约5秒的时间点，可使用与这些时间点中的每一个重叠的任何合适的时间间隔，并且在公式6.1中P1的值(即，截距)为约792nA，P2(即，斜率)为约10.08nA/(mg/dL)。在步骤714处，系统可使用物理特性IC和所估计的分析物浓度来确定用于生物传感器的新生物传感器参数P2新。此参数P2新可通过生物传感器的回归分析来生成(如先前所指出的那样)，并且可通过曲线拟合、矩阵、或查找表来获得。为了降低处理器300上的计算负荷，可采用查找表(例如，表4)。
6.1来导出估计的分析物浓度。在优选的实施例中，用于导出所估计的分析物浓度的时间位置为约2.5秒或约5秒的时间点，可使用与这些时间点中的每一个重叠的任何合适的时间间隔，并且在公式6.1中P1的值(即，截距)为约792nA，P2(即，斜率)为约10.08nA/(mg/dL)。在步骤714处，系统可使用物理特性IC和所估计的分析物浓度来确定用于生物传感器的新生物传感器参数P2新。此参数P2新可通过生物传感器的回归分析来生成(如先前所指出的那样)，并且可通过曲线拟合、矩阵、或查找表来获得。为了降低处理器300上的计算负荷，可采用查找表(例如，表4)。
[0161]
[0162]
[0163] 一旦系统已获得新生物传感器参数或P2新，就可利用此参数P2新来计算分析物浓度G2A，如结合公式7所用：
[0164] 公式(7)
[0165] 其中G2A表示第二分析物浓度；
[0166] IE表示在多个预定时间位置的一个处测量的生物传感器的总输出信号(如，电流)；
[0167] P1表示生物传感器的截距参数；
[0168] P2新表示基于估计的分析物浓度G估计和物理特性IC的生物传感器的斜率参数[0169] 其中：
[0170] 公式(7.1)
[0171] IE表示在多个预定时间位置的一个或另一个处测量的生物传感器
[0172] 的总输出信号(如，电流)；
[0173] P1表示生物传感器的截距参数，并且
[0174] P2表示生物传感器的斜率参数。
[0175] 在本文所述的具体实施例中，用于公式7的P1为约400nA；信号IE为在约5秒处测量的；用于公式7.1的P1为约792nA；用于公式7.1的P2为约10.1nA/(mg/dL)并且用于公式7.1的信号IE为在约2.5秒处测量的或取样的。
[0176] 应该指出的是，相对于先前所述的新技术，除了表2-3中的分析物浓度的估计值之外，可使用预定时间(如，约2.5秒或5秒)处的测量信号。这归因于如下事实：这些表中的分析物估计值为测量信号的结果，并且因此当测量信号与生物传感器参数因子P1和P2相乘或相除时得出估计值。因此，测量信号可与其表中的原始数值一起使用，而非利用因子P1和P2来进行附加的数学处理以获得此表中的估计值。
[0177] 为了验证由发明人获得的改进结果，利用已知的技术以及本发明的第一至第三技术(作为对比)来针对生物传感器执行多组测试条(每组10个测试条)的测试，共计测试13234个测试条。结果在此处汇总于表5中。
[0178] 表5：每组的结果
[0179]
[0180] 应该指出的是，改进结果的量化可由不同血细胞比容水平下的“偏差”示出。针对利用此例子中描述的方法确定的每种葡萄糖浓度来计算偏差，所述偏差为葡萄糖测量值相对误差的估计值。使用以下形式的公式确定每种葡萄糖浓度的偏差：
[0181] 对于G参照小于100mg/dL葡萄糖的情况，偏差绝对＝G计算–G参照，并且[0182] 对于G参照大于或等于100mg/dL葡萄糖的情况，
[0183] 其中
[0184] 偏差绝对为绝对偏差，
[0185] 偏差％为百分偏差，
[0186] G计算为通过本文的方法确定的葡萄糖浓度，并且
[0187] G参照为参照葡萄糖浓度。
[0188] 得自实验的结果在此处绘制并且显示为图8-11。图8A以图示的形式示出了低于100mg/dL的这些葡萄糖结果在已知技术中偏移的具体方式，即，在血细胞比容低于35％的情况下偏移到15mg/dL的上边界之外并且在高于45％的较高血细胞比容的情况下偏移到-
15mg/dL的下边界之下。图8B以图示的形式示出了等于或高于100mg/dL的这些葡萄糖结果在已知技术中偏移的具体方式，即，在血细胞比容低于35％的情况下偏移到15％的上边界之外并且在高于45％的较高血细胞比容的情况下偏移到-15％下边界之下。
15mg/dL的下边界之下。图8B以图示的形式示出了等于或高于100mg/dL的这些葡萄糖结果在已知技术中偏移的具体方式，即，在血细胞比容低于35％的情况下偏移到15％的上边界之外并且在高于45％的较高血细胞比容的情况下偏移到-15％下边界之下。
[0189] 相比之下，当针对同一样品组使用第一技术时，结果表明，对于低于100mg/dL的分析物浓度而言，使用第一技术(图9A)的结果远好于已知技术(图8A)。相似地，对于等于或大于100mg/dL的分析物浓度而言，第一技术的结果(图9B)也好于已知技术(图8B)。
[0190] 对于第二技术(图10A和10B)而言，相比于已知技术(图8A和8B)，当比较这些附图中的数据质心时，结果同样显著或者甚至好于已知技术。
[0191] 对于第三技术(图11A和11B)而言，此处应该指出的是，第二和第三技术之间不存在显著差异(参见表5)，然而这在很大程度上取决于校正表1&2的大小。如果使用用于葡萄糖和血细胞比容的“阵元”的较高分辨率，则据信可获得用于第三技术的结果的改进。
[0192] 如在第二技术或第三技术中可见，对于低于100mg/dL的葡萄糖浓度而言，此批测试条的最终分析物浓度的至少95％在参照分析物浓度的±15mg/dL之内。
[0193] 应该指出的是，施加第一信号和驱动第二信号的步骤按顺序次序进行，其中所述顺序可为首先施加第一信号随后驱动第二信号，或者两个信号在序列中重叠地施加；作为另外一种选择，首先驱动第二信号然后施加第一信号，或者两个信号在序列中重叠地施加。作为另外一种选择，施加第一信号和驱动第二信号可同时进行。
[0194] 应该指出的是，在优选的实施例中，在物理特性(如，血细胞比容)的估计之前执行用于葡萄糖浓度的信号输出的测量。作为另外一种选择，可在葡萄糖浓度的测量之前估计、测量、或获得物理特性(如，血细胞比容)水平。
[0195] 尽管所述方法可仅指定一个取样时间点，但所述方法可包括对所需的多个时间点进行取样，例如，从测试序列启动连续地(如，在指定取样时间处(例如，每隔1毫秒至每隔100毫秒))对信号输出进行取样，直到启动之后至少约10秒，并且在接近测试序列结束时存储结果以便进行处理。申请人指出，适当的取样时间是从测试序列启动测量的，但可使用任何适当的数据以便确定何时对输出信号进行取样。实际上，所述系统可被编程以在整个测试序列期间的适当时间取样间隔处对输出信号进行取样，例如，每隔100毫秒或甚至短至约每隔1毫秒进行一次取样。在此变型中，在指定的取样时间点T处取样信号的输出为用于计算分析物浓度的值。
[0196] 所述系统对生物传感器的输出信号进行取样的测量时间位置T1、T2、T3…TN基于所估计的分析物的定性类别和测量的或估计的物理特性，并且是基于实际生理流体样品的大样本量的回归分析来预先确定的。申请人指出，适当的取样时间是从测试序列启动测量的，但可使用任何适当的数据以便确定何时对输出信号进行取样。实际上，所述系统可被编程以在整个测试序列期间的适当时间取样间隔处对输出信号进行取样，例如，每隔100毫秒或甚至短至约每隔1毫秒进行一次取样。通过在测试序列期间对整个信号输出瞬态进行取样，所述系统可在测试序列接近结束时执行全部所需的计算，而非尝试使取样时间与设定时间点同步，这样可由于系统延迟而引入计时误差。
[0197] 凭借本文提供的描述和教导内容，申请人能够设计出具有衬底、设置在衬底上并连接至相应的电极连接器的多个电极的葡萄糖测试条。测试条100包括设置在所述多个电极中的至少一个上的至少一种试剂，其中所述电极中的至少一个被配置成感测沉积在至少一个电极上的流体样品的物理特性并且所述电极中的至少另一个被配置成在将输入信号施加到样品时从样品测量输出信号。可用于葡萄糖测试仪的指令与测试条包括在一起。所述指令包括嵌入在适当通信介质(如，纸材、计算机、互联网、音频或视觉介质等)中的用户标记，以将测试条的电极连接器插入到葡萄糖测试仪的测试条端口。指示与葡萄糖测试条一起使用的测试仪包括测试条端口连接器和微处理器，所述测试条端口连接器被配置成连接至测试条的相应的电极连接器，所述微处理器与测试条端口连接器电连通以在测试序列期间施加电信号或者感测得自连接至测试条的相应电极连接器的测试条的多个电极的电信号。所述指令还包括嵌入在适当通信介质(如，纸材、计算机、互联网、音频或视觉介质等)的用户标记，以将流体样品沉积在多个电极中的至少一个的附近，使得微处理器300能够操作以：(a)在样品沉积时启动分析物测试序列；(b)将信号施加到样品以确定样品的物理特性；(c)将另一个信号驱动到样品；(d)从所述电极中的至少一个测量至少一个输出信号；(e)在从测试序列启动的多个预定时间位置的一个处由至少一个输出信号导出估计的分析物浓度；(f)基于所估计的分析物浓度和样品的物理特性来获得生物传感器的新参数；(g)基于生物传感器的新参数和在自测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个或另一个处测量的输出信号来计算分析物浓度；以及(h)通告分析物浓度。
[0198] 尽管本文所述的技术涉及葡萄糖的确定，但所述技术还可应用于受流体样品的物理特性影响的其他分析物(由本领域内的技术人员进行适当修改)，其中分析物设置在流体样品中。例如，生理流体样品的物理特性(如，血细胞比容、粘度或密度等)可用于确定流体样品中的酮或胆固醇，所述流体样品可为生理流体、校准流体、或对照流体。还可使用其他生物传感器构型。例如，如下美国专利所示和所述的生物传感器可与本文所述的各种实施例一起使用：美国专利6179979；6193873；6284125；6413410；6475372；6716577；6749887；6863801；6890421；7045046；7291256；7498132，所有这些专利均全文以引用方式并入本文。
[0199] 众所周知，物理特性的检测不必通过交替信号来实现，而且可利用其他技术实现。例如，可使用合适的传感器(如，美国专利申请公开20100005865或EP1804048 B1)来确定粘度或其他物理特性。作为另外一种选择，粘度可被确定并且可用于基于血细胞比容与粘度之间的已知关系来推导出血细胞比容，所述已知关系在Oguz K.Baskurt,M.D.,Ph.D.,1和Herbert J.Meiselman,Sc.D.的“Blood Rheology and Hemodynamics”(Seminars in Thrombosis and Hemostasis,第29卷，第5期，2003年)中有所描述。
[0200] 如先前所述，微控制器或等效微处理器(以及允许微控制器在目标环境中用于其预定目的的相关部件，例如，图2B中的处理器300)可与计算机代码或软件指令一起使用以执行本文所述的方法和技术。申请人指出，图2B中的示例性微控制器300(以及用于处理器300的功能操作的合适的部件)与固件一起嵌入或与由图6或7中的逻辑图表示的计算机软件一起装载，并且微控制器300、连同相关的连接器220和接口306及其等同结构为用于下述目的的装置：
[0201] (a)在测试序列期间将第一输入信号和第二输入信号施加到沉积在生物传感器上的样品；
[0202] (b)由第一输入信号和第二输入信号中的一个的输出信号来测量样品的物理特性；
[0203] (c)基于第一输入信号和第二输入信号中的另一个在自测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处来导出估计的葡萄糖浓度；
[0204] (d)基于物理特性和所估计的葡萄糖浓度来生成生物传感器的新参数；和[0205] (e)基于生物传感器的新参数和在所述多个预定时间位置的一个或另一个处输出的信号来计算葡萄糖浓度。
[0206] 具体地，应该指出的是，用于执行功能(a)-(e)的装置(及其硬件或软件等同结构)包括用于第一技术的模块602、604、606、608、和610；用于第二技术的模块602、604、606、614、616、和618；以及用于第三技术的模块602、604、606、608、610、622、和624。
[0207] 此外，虽然已经以特定的变型和示例性附图描述了本发明，但本领域的普通技术人员将认识到，本发明并不限于所描述的变型或附图。此外，其中上述的方法和步骤表示按特定次序发生的特定事件，本文之意是某些特定步骤不必一定按所描述的次序执行，而是可以按任意次序执行，只要所述步骤允许实施例能够用作它们所需的目的。因此，本专利旨在涵盖本发明的变型，只要这些变型处于在权利要求中出现的本发明公开的实质内或与本发明等同。
[0208] 实施例
[0209] 下述实施例可受或不受权利要求书保护：
[0210] 实施例1：一种利用生物传感器来从流体样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个上的试剂，所述方法包括：
[0211] 将流体样品沉积在至少一个电极上，以启动分析物测试序列；
[0212] 将信号施加到所述样品以确定所述样品的物理特性；
[0213] 将另一个信号驱动到所述样品以引起所述样品的物理转化；
[0214] 测量因所述样品的物理转化而得自所述电极中的至少一个的至少一个输出信号；
[0215] 从自所述测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处的至少一个输出信号和所述生物传感器的至少一个预定参数来获得估计的分析物浓度；
[0216] 基于所述样品的物理特性来生成所述生物传感器的第一参数因子；
[0217] 基于所述生物传感器的第一参数因子和在自所述测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个处测量的至少一个输出信号来计算第一分析物浓度；
[0218] 基于所估计的分析物浓度和所述样品的物理特性来生成生物传感器的第二参数因子；
[0219] 基于所述生物传感器的第二参数因子和在自所述测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个处测量的至少一个输出信号来计算第二分析物浓度；
[0220] 基于所述第一分析物浓度和所述物理特性来生成所述生物传感器的第三参数因子；
[0221] 基于所述生物传感器的第三参数因子和在自所述测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个处测量的至少一个输出信号来计算第三分析物浓度；以及
[0222] 通告所述第一、第二、和第三分析物浓度中的至少一个。
[0223] 实施例2：一种利用生物传感器从流体样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个上的试剂，所述方法包括：
[0224] 在样品沉积时启动分析物测试序列；
[0225] 将信号施加到所述样品以确定所述样品的物理特性；
[0226] 将另一个信号驱动到所述样品以引起所述样品的物理转化；
[0227] 测量因所述样品的物理转化而得自所述电极中的至少一个的至少一个输出信号；
[0228] 从自所述测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处测量的至少一个输出信号来导出估计的分析物浓度；
[0229] 基于所估计的分析物浓度和所述样品的物理特性来获得所述生物传感器的新参数；
[0230] 基于所述生物传感器的新参数和在自所述测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个或另一个处测量的输出信号来计算分析物浓度；以及
[0231] 通告所述分析物浓度。
[0232] 实施例3：一种利用生物传感器来从流体样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个上的试剂，所述方法包括：
[0233] 在样品沉积到所述生物传感器上时启动分析物测试序列；
[0234] 将信号施加到所述样品以确定所述样品的物理特性；
[0235] 将另一个信号驱动到所述样品以引起所述样品的物理转化；测量因所述样品的物理转化而从所述电极中的至少一个产生的至少一个输出信号；
[0236] 基于所述样品的物理特性来生成所述生物传感器的第一新批参数；
[0237] 基于所述生物传感器的第一新批参数
[0238] 和在自所述测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处测量的输出信号来计算第一分析物浓度；以及
[0239] 通告所述第一分析物浓度。
[0240] 实施例4：根据实施例3所述的方法，还包括：
[0241] 基于所述物理特性和所述第一分析物浓度来生成所述生物传感器的第三参数；
[0242] 基于所述生物传感器的第三参数和在自所述测试序列启动的多个预定时间位置的一个处测量的输出信号来计算第三分析物浓度；以及
[0243] 通告所述第三分析物浓度以取代所述第一分析物浓度。
[0244] 实施例5：根据实施例1-3中任一项所述的方法，其中所述生物传感器的参数包括批斜率并且所述生物传感器的新参数包括新批斜率。
[0245] 实施例6：根据实施例5所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0246] 实施例7：根据实施例1-3中任一项所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0247] 实施例8：根据实施例1-3中任一项所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品，使得可由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性，其中所述物理特性包括所述样品的粘度、血细胞比容、温度、和密度中的至少一个、或它们的组合。
[0248] 实施例9：根据实施例5所述的方法，其中所述物理特性包括表示所述样品的血细胞比容的阻抗特性，并且所述样品包括葡萄糖。
[0249] 实施例10：根据实施例9所述的方法，其中所述样品的阻抗特性
[0250] 可利用下述形式的公式来确定：
[0251] IC＝M2*y1+M*y2+y3+P2*y4+P*y5
[0252] 公式4.2
[0253] 其中：IC表示所述阻抗特性；
[0254] M表示测量的阻抗的幅值|Z|(欧姆)；
[0255] P表示所述输入信号和所述输出信号之间的相位差(度)；
[0256] y1可为约-3.2e-08和此处提供的所述数值的±10％、5％或1％(并且取决于所述输入信号的频率，可为0)；
[0257] y2可为约4.1e-03和此处提供的所述数值的±10％、5％或1％(并且取决于所述输入信号的频率，可为0或甚至为负数)；
[0258] y3可为约-2.5e+01和此处提供的所述数值的±10％、5％或1％；
[0259] y4可为约1.5e-01和此处提供的所述数值的±10％、5％或1％(并且取决于所述输入信号的频率，可为0或甚至为负数)；并且
[0260] y5可为约5.0和此处提供的所述数值的±10％、5％或1％(并且取决
[0261] 于所述输入信号的频率，可为0或甚至为负数)。
[0262] 实施例11：根据实施例9所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率可低于所述第二频率。
[0263] 实施例12：根据实施例11所述的方法，其中所述第一频率可比所述第二频率低至少一个数量级。
[0264] 实施例13：根据实施例11或实施例12所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约250kHz范围内的任何频率。
[0265] 实施例14：根据实施例5所述的方法，其中用于测量所述测试序列期间的至少一个输出信号的所述多个预定时间位置中的一个可为在所述测试序列启动之后约2.5秒。
[0266] 实施例15：根据实施例14所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括与所述测试序列启动之后2.5秒的时间点重叠的时间间隔。
[0267] 实施例16：根据实施例5所述的方法，其中用于测量所述测试序列期间的至少一个输出信号的所述多个预定时间位置中的另一个可为在所述测试序列启动之后约5秒的时间点。
[0268] 实施例17：根据实施例5所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括自所述测试序列启动的小于5秒的任何时间点。
[0269] 实施例18：根据实施例5所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的另一个包括自所述测试序列启动的小于10秒的任何时间点。
[0270] 实施例19：根据实施例17或实施例18中的一项所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括与所述测试序列启动之后2.5秒的时间点重叠的时间间隔，并且所述多个预定时间位置中的另一个包括与所述测试序列启动之后5秒的时间点重叠的时间间隔。
[0271] 实施例20：根据实施例I或实施例2中的一项所述的方法，其中计算所估计的分析物浓度可利用下述形式的公式来计算：
[0272]
[0273] 其中G1表示第一分析物浓度；
[0274] IE表示在所述多个预定时间位置中的一个处测量的所述生物传感器的
[0275] 总输出信号；
[0276] P1表示所述生物传感器的截距参数，其中P1可为约475nA；
[0277] P2表示所述生物传感器的斜率参数，其中P2可为约9.5nA/(mg/dL)。
[0278] 实施例21：根据实施例1所述的方法，其中计算所述第一分析物的浓度可利用下述形式的公式来计算：
[0279]
[0280] 其中G1表示第一分析物浓度；
[0281] IE表示在所述多个预定时间位置的一个处测量的所述生物传感器的总输出信号；
[0282] P1表示所述生物传感器的截距参数，其中P1可为约475nA；
[0283] P2表示所述生物传感器的斜率参数，其中P2可为约9.5nA/(mg/dL)；并且[0284] X2表示基于所述样品的物理特性的生物传感器参数因子。
[0285] 实施例22：根据实施例1或实施例2所述的方法，其中计算所述第二分析物浓度可利用下述形式的公式来计算：
[0286]
[0287] G2表示第二分析物浓度；
[0288] IE表示在所述多个预定时间位置中的一个或另一个处测量的所述生物传感器的总输出信号；
[0289] P1表示所述生物传感器的截距参数，其中P1可为约475nA；
[0290] P2表示所述生物传感器的斜率参数，其中P2可为约9.5nA/(mg/dL)；并且[0291] x3表示得自基于所估计的分析物浓度和所述样品的物理特性的矩阵的因子。
[0292] 实施例23：根据实施例1或实施例4所述的方法，其中计算所述第三分析物浓度可利用下述形式的公式来计算：
[0293]
[0294] G3表示第三分析物浓度；
[0295] IE表示在所述多个预定时间位置中的一个或另一个处测量的所述生物传感器的总输出信号；
[0296] P1表示所述生物传感器的截距参数，其中P1可为约475nA；
[0297] P2表示所述生物传感器的斜率参数，其中P2可为约9.5nA/(mg/dL)；并且[0298] x3表示得自基于所述第一分析物浓度和所述样品的物理特性的矩阵的因子。
[0299] 实施例24：根据实施例5所述的方法，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0300] 实施例25：根据前述实施例中任一项所述的方法，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[0301] 实施例26：根据前述实施例中任一项所述的方法，其中所述至少两个电极包括用以确定所述样品的物理特性的第一组至少两个电极和用以确定分析物浓度的第二组至少两个其他电极。
[0302] 实施例27：根据实施例25和26中任一项所述的方法，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0303] 实施例28：根据实施例26所述的方法，其中第三电极可设置为靠近所述第一组至少两个电极并且连接至所述第二组至少两个其他电极。
[0304] 实施例29：根据实施例25-27中的任一项所述的系统，其中可靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且可不在所述至少两个电极上设置试剂。
[0305] 实施例31：一种分析物测量系统，包括：
[0306] 测试条，所述测试条包括：
[0307] 衬底；
[0308] 连接到相应电极连接器的多个电极；和
[0309] 分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：外壳；
[0310] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0311] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以在测试序列期间施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，
[0312] 其中所述微处理器可被配置成在所述测试序列期间：
[0313] (a)在样品沉积时启动分析物测试序列；
[0314] (b)将信号施加到所述样品以确定所述样品的物理特性；
[0315] (c)将另一个信号驱动到所述样品；
[0316] (d)从所述电极中的至少一个测量至少一个输出信号；
[0317] (e)从自所述测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处的所述至少一个输出信号来导出估计的分析物浓度；
[0318] (f)基于所估计的分析物浓度和所述样品的物理特性来获得所述生物传感器的新参数；
[0319] (g)基于所述生物传感器的新参数和在自所述测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个或另一个处测量的输出信号来计算分析物浓度；以及
[0320] (h)通告所述分析物浓度。
[0321] 实施例32：根据实施例31所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0322] 实施例33：根据实施例32所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0323] 实施例34：根据实施例31所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[0324] 实施例35：根据实施例31-34中任一项所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0325] 实施例36：根据实施例31-35中的任一项所述的系统，其中可靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且可不在所述至少两个电极上设置试剂。
[0326] 实施例37：根据实施例31所述的系统，其中用于测量所述测试序列期间的至少一个输出信号的所述多个预定时间位置中的一个可为在所述测试序列启动之后约2.5秒。
[0327] 实施例38：根据实施例31所述的系统，其中所述多个预定时间位置中的一个包括与所述测试序列启动之后2.5秒的时间点重叠的时间间隔。
[0328] 实施例39：根据实施例31所述的系统，其中用于测量所述测试序列期间的至少一个输出信号的所述多个预定时间位置中的另一个可为在所述测试序列启动之后约5秒的时间点。
[0329] 实施例40：根据实施例31所述的系统，其中所述多个预定时间位置中的一个包括自所述测试序列启动的小于5秒的任何时间点。
[0330] 实施例41：根据实施例31所述的系统，其中所述多个预定时间位置中的另一个包括自所述测试序列启动的小于10秒的任何时间点。
[0331] 实施例42：根据实施例40或41所述的系统，其中所述多个预定时间位置中的一个包括与所述测试序列启动之后2.5秒的时间点重叠的时间间隔，并且所述多个预定时间位置中的另一个包括与所述测试序列启动之后5秒的时间点重叠的时间间隔。
[0332] 实施例43：一种葡萄糖测试仪，包括：
[0333] 外壳；
[0334] 被配置成连接至生物传感器的相应电连接器的测试条端口连接器；和下述装置，所述装置用于：
[0335] (a)在测试序列期间将第一输入信号和第二输入信号施加到沉积在所述生物传感器上的样品；
[0336] (b)由所述第一输入信号和第二输入信号中的一个的输出信号来测量所述样品的物理特性；
[0337] (c)基于所述第一输入信号和第二输入信号中的另一个在自所述测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处来导出估计的葡萄糖浓度；
[0338] (d)基于所述物理特性和所估计的葡萄糖浓度来生成生物传感器的新参数；以及[0339] (e)基于所述生物传感器的新参数和所述多个预定时间位置中的一个或另一个处的输出信号来计算葡萄糖浓度；
[0340] 和
[0341] 通告器，所述通告器提供得自所述装置的葡萄糖浓度的输出。
[0342] 实施例44：根据实施例43所述的测试仪，其中用于进行测量的所述装置包括用于将第一交替信号施加到所述生物传感器以及用于将第二恒定信号施加到所述生物传感器的装置。
[0343] 实施例45：根据实施例43所述的测试仪，其中用于进行导出的所述装置包括用于基于自所述测试序列启动的预定取样时间点来估计分析物浓度的装置。
[0344] 实施例46：根据实施例43所述的测试仪，其中用于进行生成的所述装置包括使所述物理特性与所估计的葡萄糖浓度和所述生物传感器的新参数相关联的装置。
[0345] 实施例47：根据实施例43所述的测试仪，其中用于进行计算的所述装置包括根据所述生物传感器的新参数和在所述多个预定时间位置中的另一个处测量的电流来确定葡萄糖浓度。
[0346] 实施例48：根据实施例47所述的测试仪，其中所述多个时间点中的一个包括自所述测试序列启动的约2.5秒处的时间点，并且所述多个预定时间位置中的另一个包括自所述测试序列启动的约5秒处的时间点。
[0347] 实施例49：根据实施例47所述的测试仪，其中所述多个时间点中的一个包括自所述测试序列启动的约2.5秒处的时间间隔，并且所述多个预定时间位置中的另一个包括自所述测试序列启动的约5秒处的时间间隔。
[0348] 实施例50：一种验证提高的测试条精度的方法，所述方法包括：
[0349] 提供一批测试条；
[0350] 将包含参照浓度的分析物的参照样品引入到所述一批测试条中的每个测试条以启动测试序列；
[0351] 使所述分析物与每个测试条上的试剂起反应以引起所述分析物在所述两个电极附近的物理转化；
[0352] 将信号施加到所述参照样品以确定所述参照样品的物理特性；
[0353] 将另一个信号驱动到所述参照样品；
[0354] 从所述测试条测量至少一个输出信号；
[0355] 从自所述测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处测量的所述至少一个输出信号来导出所述参照样品的估计的分析物浓度；
[0356] 基于所述参照样品的所估计的分析物浓度和所述参照样品的物理特性来获得所述测试条的新参数；
[0357] 基于所述测试条的新参数和在自所述测试序列启动的所述多个预定时间位置中的另一个处测量的输出信号来计算所述参照样品的分析物浓度，以提供所述一批测试条中的每个测试条的分析物浓度值，使得所述一批测试条的最终分析物浓度的至少95％在所述参照分析物浓度的±15％之内。
[0358] 实施例51：根据实施例50所述的方法，其中对于等于或大于100mg/dL的葡萄糖浓度而言，所述葡萄糖浓度的至少86％在±15％的范围内。
[0359] 实施例52：根据实施例50-51中任一项所述的方法，其中所述生物传感器的参数包括批斜率并且所述生物传感器的新参数包括新批斜率。
[0360] 实施例53：根据实施例52所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0361] 实施例54：根据实施例50-51中任一项所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0362] 实施例55：根据实施例50-51中任一项所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品，使得可由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性，其中所述物理特性包括所述样品的粘度、血细胞比容、温度、和密度中的至少一个、或它们的组合。
[0363] 实施例56：根据实施例52所述的方法，其中所述物理特性包括表示所述样品的血细胞比容的阻抗特性，并且所述样品包括葡萄糖。
[0364] 实施例57：根据实施例56所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率可低于所述第二频率。
[0365] 实施例58：根据实施例57所述的方法，其中所述第一频率可比所述第二频率低至少一个数量级。
[0366] 实施例59：根据实施例57或实施例58所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约250kHz范围内的任何频率。
[0367] 实施例60：根据实施例52所述的方法，其中用于测量所述测试序列期间的至少一个输出信号的所述多个预定时间位置中的一个可为在所述测试序列启动之后约2.5秒。
[0368] 实施例61：根据实施例60所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括与所述测试序列启动之后2.5秒的时间点重叠的时间间隔。
[0369] 实施例62：根据实施例61所述的方法，其中用于测量所述测试序列期间的至少一个输出信号的所述多个预定时间位置中的另一个可为在所述测试序列启动之后的约5秒的时间点。
[0370] 实施例63：根据实施例52所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括自所述测试序列启动的小于5秒的任何时间点。
[0371] 实施例64：根据实施例52所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的另一个包括自所述测试序列启动的小于10秒的任何时间点。
[0372] 实施例65：根据实施例63或实施例64中的一项所述的方法，其中所述多个预定时间位置中的一个包括与所述测试序列启动之后2.5秒的时间点重叠的时间间隔，并且所述多个预定时间位置中的另一个包括与所述测试序列启动之后5秒的时间点重叠的时间间隔。
[0373] 实施例66：一种葡萄糖测试条，包括：
[0374] 衬底；
[0375] 设置在所述衬底上并且连接至相应电极连接器的多个电极；
[0376] 设置在所述多个电极中的至少一个上的至少一种试剂，其中所述电极中的至少一个被配置成感测沉积在所述至少一个电极上的流体样品的物理特性，并且所述电极中的另一个被配置成在将输入信号施加到所述样品时从所述样品测量输出信号。以及与葡萄糖测试仪一起使用的指令，所述指令包括用以将所述测试条的电极连接器插入所述葡萄糖测试仪的测试条端口的用户标记，其中所述测试仪包括被配置成连接到测试条的相应的电极连接器的测试条端口连接器和微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以在测试序列期间施加电信号或感测得自连接至所述测试条的相应电极连接器的多个电极的电信号，所述指令还包括用以将流体样品沉积在所述多个电极中的至少一个附近的用户标记，使得所述微处理器能够操作以：(a)在样品沉积时启动分析物测试序列；(b)将信号施加到所述样品以确定所述样品的物理特性；(c)将另一个信号驱动到所述样品；(d)从所述电极中的至少一个测量至少一个输出信号；(e)从自所述测试序列启动的多个预定时间位置中的一个处的所述至少一个输出信号来导出估计的分析物浓度；(f)基于所估计的分析物浓度和所述样品的物理特性获得所述生物传感器的新参数；(g)基于所述生物传感器的新参数和在自所述测试序列启动的所述多个预定时间位置中的一个或另一个处测量的输出信号来计算分析物浓度；以及(h)通告所述分析物浓度。
[0377] 实施例67：根据实施例1-66中任一项所述的方法、系统、测试仪、测试条或生物传感器，其中由H表示的所述物理特性大体等于由下述形式的公式确定的阻抗特性：
[0378] IC＝M2*y1+M*y2+y3+P2*y4+P*y5
[0379] 其中：IC表示阻抗特性；
[0380] M表示测量的阻抗的幅值|Z|(欧姆)；
[0381] P表示所述输入信号和所述输出信号之间的相位差(度)
[0382] y1为约-3.2e-08；
[0383] y2为约4.1e-03；
[0384] y3为约-2.5e+01；
[0385] y4为约1.5e-01；并且
[0386] y5为约5.0。
[0387] 实施例68：根据实施例1-66中任一项所述的方法、系统、测试仪、测试条或生物传感器，其中由H表示的所述物理特性大体等于由下述形式的公式确定的阻抗特性：
[0388]
[0389] 其中：
[0390] IC表示所述阻抗特性[％]
[0391] M表示所述阻抗的幅值[Ohm]
[0392] y1为约1.2292el
[0393] y2为约-4.343le2
[0394] y3为约3.5260e4。
[0395] 本公开的附加方面
[0396] 部分“A”
[0397] 最初提供在美国临时专利申请序列号61/581,087(代理人案卷号DDI5220USPSP)中的下述方面形成本公开的部分：
[0398] 1.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个上的试剂，所述方法包括：
[0399] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0400] 将第一电信号施加到所述样品以测量所述样品的物理特性；
[0401] 基于所测量的物理特性利用下述形式的公式来导出所述试剂的批斜率：
[0402] x＝aH2+bH+c
[0403] 其中x表示导出的批斜率；
[0404] H为测量的或估计的血细胞比容；
[0405] a表示约l.4e-6，
[0406] b表示约-3.8e-4，
[0407] c表示约3.6e-2；
[0408] 将第二电信号驱动到所述样品；以及
[0409] 从所述至少两个电极中的至少一个测量输出电流；基于所测量的输出电流和导出的批斜率利用下述形式的公式来计算分析物浓度：
[0410]
[0411] 其中
[0412] G0表示分析物浓度
[0413] IE表示由在预定时间处测量的结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)；
[0414] 截距表示一批生物传感器的校准参数；
[0415] x表示得自导出步骤的导出的批斜率。
[0416] 2.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个上的试剂，所述方法包括：
[0417] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0418] 将第一电信号施加到所述样品以测量所述样品的物理特性；
[0419] 基于所测量的物理特性来导出所述试剂的批斜率；
[0420] 将第二电信号驱动到所述样品；以及
[0421] 从所述至少两个电极中的至少一个测量输出电流；基于所测量的输出电流和得自所述样品的所测量的物理特性的导出的批斜率来计算分析物浓度。
[0422] 3.根据方面A1或方面A2所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0423] 4.根据方面A1或方面A2所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0424] 5.根据方面A1或方面A2所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0425] 6.根据方面A1或方面A2所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导至所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0426] 7.根据方面A5或方面A6中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0427] 8.根据方面A5或方面A6中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括所述样品的粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0428] 9.根据方面A5所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0429] 10.根据方面A9所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0430] 11.根据方面A10所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0431] 12.根据方面A2所述的方法，其中所述导出包括利用下述形式的公式来计算批斜率：
[0432] x＝aH2+bH+c
[0433] 其中x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率；
[0434] H为测量的或估计的血细胞比容；a表示约l.4e-6，b表示约-3.8e-4，c表示约3.6e-2。
[0435] 13.根据方面A12所述的方法，其中所述分析物浓度的计算包括利用下述形式的公式：
[0436]
[0437] 其中
[0438] G0表示分析物浓度
[0439] IE表示在所述测试序列启动之后计约5秒的预定时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)；
[0440] 截距表示一批生物传感器的校准参数；
[0441] x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率。
[0442] 14.一种分析物测量系统，包括：
[0443] 测试条，所述测试条包括：
[0444] 衬底；
[0445] 连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：
[0446] 外壳；
[0447] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0448] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以在测试序列期间施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成在所述测试序列期间：(a)将第一电信号施加到所述多个电极使得导出由生理流体样品的物理特性限定的批斜率以及(b)将第二电信号施加到所述多个电极使得基于所导出的批斜率来确定分析物浓度。
[0449] 15.根据方面A14所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0450] 16.根据方面A14所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0451] 17.根据方面A14所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[0452] 18.根据方面A14所述的系统，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[0453] 19.根据方面A16、A17、或A18中的一项所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0454] 20.根据方面A17或方面A18中的一项所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且不在所述至少两个电极上设置试剂。
[0455] 21.根据方面A14所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述批斜率：
[0456] x＝aH2+bH+c
[0457] 其中x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率；
[0458] H表示测量的或估计的血细胞比容；a表示约l.4e-6，b表示约-3.8e-4，c表示约3.6e-2。
[0459] 22.根据方面A21所述的系统，其中利用下述形式的公式来确定所述分析物浓度：
[0460]
[0461] 其中
[0462] G0表示分析物浓度
[0463] IE表示由在预定时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)；
[0464] 截距表示一批测试条的校准参数；
[0465] x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率。
[0466] 23.一种分析物测量系统，包括：
[0467] 测试条，所述测试条包括：
[0468] 衬底；
[0469] 连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：
[0470] 外壳；
[0471] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0472] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成在测试序列期间：(a)将第一电信号施加到所述多个电极使得导出由生理流体样品的物理特性限定的批斜率以及(b)将第二电信号施加到所述多个电极使得基于所导出的批斜率来确定分析物浓度，所导出的批斜率得自所述测试序列启动约10秒内的所述样品的物理特性。
[0473] 24.根据方面A23所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0474] 25.根据方面A23所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0475] 26.根据方面A23所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[0476] 27.根据方面A23所述的系统，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[0477] 28.根据方面A24、A25、或A26中的一项所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0478] 29.根据方面A23或方面A24中的一项所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且不在所述至少两个电极上设置试剂。
[0479] 30.根据方面A23所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述批斜率：
[0480] x＝aH2+bH+c
[0481] 其中x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率；
[0482] H表示测量的或估计的血细胞比容；a表示约l.4e-6，b表示约-3.8e-4，c表示约3.6e-2。
[0483] 31.根据方面A30所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算分析物浓度：
[0484]
[0485] 其中
[0486] G0表示分析物浓度
[0487] IE表示由在预定时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)；
[0488] 截距表示一批测试条的校准参数；
[0489] x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率。
[0490] 32.一种获得提高的测试条精度的方法，所述方法包括：
[0491] 提供一批测试条；
[0492] 将包含参照浓度的分析物的参照样品引入到所述一批测试条中的每一个以启动测试序列；
[0493] 使所述分析物与所述测试条上的试剂起反应以引起所述分析物在两个电极之间的物理转化；
[0494] 确定所述参照样品的物理特性；
[0495] 基于所述参照样品的确定的物理特性来导出所述一批测试条的批斜率；
[0496] 在所述测试序列期间的预定时间点处对所述参照样品的电输出进行取样；
[0497] 基于所限定的批斜率和取样的电输出来计算分析物浓度以提供所述一批测试条中的每一个的最终分析物浓度值，使得所述一批测试条的最终分析物浓度值中的至少95％在所述参照分析物浓度的15％之内。
[0498] 33.根据方面A32所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0499] 34.根据方面A32所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0500] 35.根据方面A32所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0501] 36.根据方面A32所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导到所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0502] 37.根据方面A35或方面A36中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0503] 38.根据方面A35或方面A36中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括所述样品的粘度、血细胞比容和密度中的至少一个。
[0504] 39.根据方面A34所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0505] 40.根据方面A39所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0506] 41.根据方面A40所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0507] 42.根据方面A32所述的方法，其中所述导出包括利用下述形式的公式来计算批斜率：
[0508] x＝aH2+bH+c
[0509] 其中x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率；
[0510] H表示测量的或估计的血细胞比容；a表示约l.4e-6，b表示约-3.8e-4，c表示约3.6e-2。
[0511] 43.根据方面A42所述的方法，其中所述分析物浓度的计算包括利用下述形式的公式：
[0512]
[0513] 其中
[0514] G0表示分析物浓度
[0515] IE表示由在预定时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)；
[0516] 截距表示一批测试条的校准参数；
[0517] x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率。
[0518] 44.一种从生理样品确定分析物浓度的方法，所述方法包括：
[0519] 将生理样品沉积在生物传感器上；
[0520] 将电信号施加到所述样品以使所述分析物转换成不同材料；
[0521] 测量所述样品的物理特性；
[0522] 评估从所述样品输出的信号；
[0523] 从所测量的物理特性导出所述生物传感器的参数；以及
[0524] 基于所述生物传感器的所导出的参数和所述样品的信号输出来确定分析物浓度。
[0525] 45.根据方面A44所述的方法，其中所述测量包括将第一电信号施加到所述样品以测量所述样品的物理特性。
[0526] 46.根据方面A44所述的方法，其中所述评估包括将第二电信号驱动到所述样品。
[0527] 47.根据方面A46所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0528] 48.根据方面A46所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0529] 49.根据方面A46所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0530] 50.根据方面A44所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导到所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0531] 51.根据方面A49或方面A50中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0532] 52.根据方面A49或方面A50中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容和密度中的至少一个。
[0533] 53.根据方面A49所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0534] 54.根据方面A53所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0535] 55.根据方面A54所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0536] 56.根据方面A44所述的方法，其中所述导出包括利用下述形式的公式来计算批斜率：
[0537] x＝aH2+bH+c
[0538] 其中x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率；
[0539] H表示测量的或估计的血细胞比容；a表示约1.4e-6，b表示约-3.8e-4，c表示约3.6e-2。
[0540] 57.根据方面A56所述的方法，其中所述分析物浓度的计算包括利用下述形式的公式：
[0541]
[0542] 其中
[0543] G0表示分析物浓度
[0544] IE表示由在预定时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)；
[0545] 截距表示一批测试条的校准参数；
[0546] x表示得自所述导出步骤的导出的批斜率。
[0547] 部分“B”
[0548] 最初提供在美国临时专利申请序列号61/581,089(代理人案卷号DDI5220USPSP1)中的下述方面形成本公开的部分：
[0549] 1.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个电极上的试剂，所述方法包括：
[0550] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0551] 将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性；
[0552] 获得所述样品的物理特性；
[0553] 基于所获得的物理特性来指定取样时间；
[0554] 将第二电信号驱动到所述样品；以及
[0555] 在所述指定取样时间处从所述至少两个电极中的至少一个电极测量输出电流；
[0556] 基于所测量的输出电流来计算分析物浓度。
[0557] 2.根据方面B1所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0558] 3.根据方面B1所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0559] 4.根据方面B1所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0560] 5.根据方面B1所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导到所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0561] 6.根据方面B4或方面B5中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0562] 7.根据方面B1所述的方法，其中所述物理特性包括所述样品的粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0563] 8.根据方面B4所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0564] 9.根据方面B8所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0565] 10.根据方面B9所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0566] 11.根据方面B1所述的方法，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0567]
[0568] 其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0569] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0570] x1为约4.3e5；
[0571] x2为约-3.9，并且
[0572] x3为约4.8。
[0573] 12.根据方面B11所述的方法，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：
[0574]
[0575] 其中
[0576] G0表示分析物浓度
[0577] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)
[0578] 斜率表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值；并且[0579] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0580] 13.一种分析物测量系统，包括：
[0581] 测试条，所述测试条包括：
[0582] 衬底；
[0583] 连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：
[0584] 外壳；
[0585] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0586] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以在测试序列期间施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成在所述测试序列期间：(a)将第一电信号施加到所述多个电极从而导出由生理流体样品的物理特性确定的指定取样时间点，(b)将第二电信号施加到所述多个电极，以及(c)在所述指定取样时间点处从所述多个电极测量电流输出，使得确定分析物浓度。
[0587] 14.根据方面B13所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0588] 15.根据方面B14所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0589] 16.根据方面B14所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[0590] 17.根据方面B14所述的系统，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[0591] 18.根据方面B15、B16、或B17中任一项所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0592] 19.根据方面B16或方面B17所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且不在所述至少两个电极上设置试剂。
[0593] 20.根据方面B13所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0594]
[0595] 其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0596] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0597] x1表示约4.3e5；
[0598] x2表示约-3.9；并且
[0599] x3表示约4.8。
[0600] 21.根据方面B20所述的系统，其中利用下述形式的公式来确定所述分析物浓度：
[0601]
[0602] 其中
[0603] G0表示分析物浓度
[0604] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)；
[0605] 斜率表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值；并且[0606] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0607] 22.一种分析物测量系统，包括：
[0608] 测试条，所述测试条包括：
[0609] 衬底；
[0610] 连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：
[0611] 外壳；
[0612] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0613] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成在测试序列期间：(a)将第一电信号施加到所述多个电极从而导出由生理流体样品的物理特性确定的指定取样时间点，(b)将第二信号施加到所述多个电极，以及(c)在所述指定取样时间点处测量从所述多个电极中的一个输出的电流使得基于所述测试序列启动约10秒内的所述指定取样时间点来确定所述样品的分析物浓度。
[0614] 23.根据方面B22所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0615] 24.根据方面B23所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0616] 25.根据方面B23所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[0617] 26.根据方面B23所述的系统，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[0618] 27.根据方面B23、B24、B25、或B26中任一项所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0619] 28.根据方面B22或方面B23所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且不在所述至少两个电极上设置试剂。
[0620] 29.根据方面B22所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0621]
[0622] 其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0623] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0624] x1表示约4.3e5；
[0625] x2表示约-3.9；并且
[0626] x3表示约4.8。
[0627] 30.根据方面B29所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述分析物浓度：
[0628]
[0629] 其中
[0630] G0表示分析物浓度
[0631] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)
[0632] 斜率表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值；并且[0633] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0634] 31.一种从生理样品确定分析物浓度的方法，所述方法包括：
[0635] 将生理样品沉积在在其上设置有试剂的生物传感器上；
[0636] 将电信号施加到所述样品和所述试剂以使所述分析物转换成不同材料；
[0637] 获得所述样品的物理特性；
[0638] 基于所获得的物理特性来指定对电流输出进行取样的时间点；
[0639] 在所述指定取样时间点处测量信号输出；以及基于所述样品的所测量的信号输出来确定分析物浓度。
[0640] 32.根据方面B31所述的方法，其中所述获得包括将第二电信号驱动到所述样品以导出所述样品的物理特性。
[0641] 33.根据方面B44所述的方法，其中所述施加包括将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性，并且所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0642] 34.根据方面B33所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0643] 35.根据方面B33所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0644] 36.根据方面B33所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导到所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0645] 37.根据方面B35或方面B36中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0646] 38.根据方面B36或方面B37中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0647] 39.根据方面B36所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0648] 40.根据方面B39所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0649] 41.根据方面B40所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0650] 42.根据方面B31所述的方法，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0651]
[0652] 其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0653] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0654] x1表示约4.3e5；
[0655] x2表示约-3.9；并且
[0656] x3表示约4.8。
[0657] 43.根据方面B42所述的方法，其中所述分析物浓度的所述计算包括利用下述形式的公式：
[0658]
[0659] 其中
[0660] G0表示分析物浓度
[0661] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束电流的和来确定的电流(与分析物浓度成比例)；
[0662] 斜率表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值；并且[0663] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0664] 部分“C”
[0665] 最初提供在美国临时专利申请序列号61/581,099(代理人案卷号DDI5220USPSP2)中的下述方面形成本公开的部分：
[0666] 1.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个电极上的试剂，所述方法包括：
[0667] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0668] 将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性；
[0669] 获得所述样品的物理特性；
[0670] 基于得自所述获得步骤的所述物理特性来指定取样时间；
[0671] 基于得自所述获得步骤的所述物理特性来导出所述试剂的批斜率；
[0672] 将第二电信号驱动到所述样品；以及
[0673] 在所述指定取样时间处从所述至少两个电极中的至少一个电极测量输出信号；
[0674] 基于在所述指定取样时间处所测量的输出信号和所导出的批斜率来计算分析物浓度。
[0675] 2.根据方面C1所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0676] 3.根据方面C1所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0677] 4.根据方面C1所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0678] 5.根据方面C1所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导到所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0679] 6.根据方面C4或方面C5中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0680] 7.根据方面C1所述的方法，其中所述物理特性包括所述样品的粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0681] 8.根据方面C4所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0682] 9.根据方面C8所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0683] 10.根据方面C9所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0684] 11.根据方面C1所述的方法，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0685] 其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0686] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0687] x1为约4.3e5；
[0688] x2为约-3.9；并且
[0689] x3为约4.8。
[0690] 12.根据方面C11所述的方法，其中利用下述形式的公式来确定所导出的斜率：
[0691] 新斜率＝aH2+bH+c
[0692] 其中H为测量的或估计的物理特性(如，血细胞比容)；
[0693] a为约1.35e-6，
[0694] b为约-3.79e-4，
[0695] c为约3.56e-2。
[0696] 13.根据方面C12所述的方法，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：
[0697]
[0698] 其中
[0699] G0表示分析物浓度
[0700] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束信号的和来确定的信号(与分析物浓度成比例)；
[0701] 新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；并且
[0702] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0703] 14.一种分析物测量系统，包括：
[0704] 测试条，所述测试条包括：
[0705] 衬底；
[0706] 连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：
[0707] 外壳；
[0708] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0709] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以在测试序列期间施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成在所述测试序列期间：(a)将第一电信号施加到所述多个电极从而导出由生理流体样品的物理特性确定的指定取样时间点和批斜率，(b)将第二电信号施加到所述多个电极，以及(c)在所述指定取样时间点处测量从所述多个电极中的一个输出的信号使得由所述特定时间点处的所测量的信号和所述批斜率来确定分析物浓度。
[0710] 15.根据方面C14所述的系统，其中所述多个电极包括包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0711] 16.根据方面C15所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0712] 17.根据方面C15所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[0713] 18.根据方面C15所述的系统，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[0714] 19.根据方面C16、C17、或C18中的一项所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0715] 20.根据方面C17或方面C18中的一项所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且不在所述至少两个电极上设置试剂。
[0716] 21.根据方面C14所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0717] 其中“指定取样时间”n被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0718] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0719] x1表示约4.3e5；
[0720] x2表示约-3.9；并且
[0721] x3表示约4.8。
[0722] 22.根据方面C21所述的方法，其中利用下述形式的公式来确定所导出的斜率：
[0723] 新斜率＝aH2+bH+c
[0724] 其中H为测量的或估计的物理特性(如，血细胞比容)；
[0725] a为约1.35e-6，
[0726] b为约-3.79e-4，
[0727] c为约3.56e-2。
[0728] 23.根据方面C22所述的方法，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：
[0729]
[0730] 其中
[0731] G0表示分析物浓度
[0732] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束信号的和来确定的信号(与分析物浓度成比例)；
[0733] 新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；并且
[0734] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0735] 24.一种分析物测量系统，包括：
[0736] 测试条，所述测试条包括：
[0737] 衬底；
[0738] 连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：
[0739] 外壳；
[0740] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0741] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成在测试序列期间：
[0742] (a)将第一电信号施加到所述多个电极从而导出由生理流体样品的物理特性确定的指定取样时间点和测试条的批斜率，
[0743] (b)将第二电信号施加到所述多个电极，以及
[0744] (c)在所述指定取样时间点处测量从所述多个电极中的一个输出的信号使得基于所述测试序列启动约10秒内的所述指定取样时间点和批斜率来确定所述样品的分析物浓度。
[0745] 25.根据方面C24所述的系统，其中所述多个电极包括包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0746] 26.根据方面C24所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0747] 27.根据方面C24所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[0748] 28.根据方面C24所述的系统，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[0749] 29.根据方面C24、C25、C26、或C27中的一项所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0750] 30.根据方面C23或方面C24中的一项所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且不在所述至少两个电极上设置试剂。
[0751] 31.根据方面C24所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0752] 其中“指定取样时间”n被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0753] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0754] x1表示约4.3e5；
[0755] x2表示约-3.9；并且
[0756] x3表示约4.8。
[0757] 32.根据方面C31所述的系统，其中利用下述形式的公式来确定所导出的斜率：
[0758] 新斜率＝aH2+bH+c
[0759] 其中新斜率表示所导出的斜率；
[0760] H为测量的或估计的物理特性(如，血细胞比容)；
[0761] a为约1.35e-6，
[0762] b为约-3.79e-4，
[0763] c为约3.56e-2。
[0764] 33.根据方面C32所述的方法，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：
[0765]
[0766] 其中
[0767] G0表示分析物浓度
[0768] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束信号的和来确定的信号(与分析物浓度成比例)；
[0769] 新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；并且
[0770] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0771] 34.一种获得提高的测试条精度的方法，所述方法包括：
[0772] 提供一批测试条；
[0773] 将包含参照浓度的分析物的参照样品引入到所述一批测试条中的每一个以启动测试序列；
[0774] 使所述分析物反应以引起所述分析物在所述两个电极之间的物理转化；
[0775] 确定所述参照样品的物理特性；
[0776] 基于所述确定的物理特性来导出所述一批测试条的批斜率；
[0777] 在由所测量的物理特性限定的所述测试序列期间的指定取样时间点处对所述参照样品的电输出进行取样；
[0778] 基于所述指定时间点和所导出的批斜率来计算分析物浓度以提供所述一批测试条中的每一个的最终分析物浓度值，使得所述一批测试条的最终分析物浓度值中的至少95％在所述参照分析物浓度的±15％之内。
[0779] 35.根据方面C34所述的方法，其中所述反应包括将第二电信号驱动到所述样品，并且所述确定包括将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性，并且所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0780] 36.根据方面C35所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0781] 37.根据方面C34所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0782] 38.根据方面C34所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导到所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0783] 39.根据方面C37或方面C38中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0784] 40.根据方面C37或方面C38中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0785] 41.根据方面C37所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0786] 42.根据方面C41所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0787] 43.根据方面C41所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0788] 44.根据方面C34所述的方法，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0789] 其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0790] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0791] x1表示约4.3e5；
[0792] x2表示约-3.9；并且
[0793] x3表示约4.8。
[0794] 45.根据方面C44所述的方法，其中利用下述形式的公式来确定所导出的斜率：
[0795] 新斜率＝aH2+bH+c
[0796] 其中H为测量的或估计的物理特性(如，血细胞比容)；
[0797] a为约1.35e-6，
[0798] b为约-3.79e-4，
[0799] c为约3.56e-2。
[0800] 46.根据方面C45所述的方法，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：
[0801]
[0802] 其中
[0803] G0表示分析物浓度
[0804] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束信号的和来确定的信号(与分析物浓度成比例)；
[0805] 新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；并且
[0806] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0807] 47.一种从生理样品确定分析物浓度的方法，所述方法包括：
[0808] 将生理样品沉积在在其上设置有试剂的生物传感器上；
[0809] 将电信号施加到所述样品和所述试剂以使所述分析物转换成不同材料；
[0810] 获得所述样品的物理特性；
[0811] 基于得自所述指定步骤的所述物理特性来指定用于对信号输出进行取样的时间点；
[0812] 导出所述生物传感器的批斜率；
[0813] 在所述指定取样时间点处测量信号输出；以及
[0814] 基于所述样品在所述指定取样时间点处的所测量的信号输出和所导出的批斜率来确定分析物浓度。
[0815] 48.根据方面C47所述的方法，其中所述获得包括将第二电信号驱动到所述样品以导出所述样品的物理特性。
[0816] 49.根据方面C48所述的方法，其中所述施加包括将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性，并且所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[0817] 50.根据方面C49所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0818] 51.根据方面C50所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0819] 52.根据方面C50所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导到所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0820] 53.根据方面C51或方面C52中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0821] 54.根据方面C52或方面C53中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0822] 55.根据方面C53所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0823] 56.根据方面C55所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0824] 57.根据方面C56所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0825] 58.根据方面C47所述的方法，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[0826] 其中“指定取样时间”n被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[0827] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[0828] x1表示约4.3e5；
[0829] x2表示约-3.9；并且
[0830] x3表示约4.8。
[0831] 59.根据方面C58所述的方法，其中利用下述形式的公式来确定所导出的斜率：
[0832] 新斜率＝aH2+bH+c
[0833] 其中H为测量的或估计的物理特性(如，血细胞比容)；
[0834] a为约1.35e-6，
[0835] b为约-3.79e-4，
[0836] c为约3.56e-2。
[0837] 60.根据方面C59所述的方法，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：
[0838]
[0839] 其中
[0840] G0表示分析物浓度
[0841] IE表示由在所述指定取样时间处测量的所述结束信号的和来确定的信号(与分析物浓度成比例)；
[0842] 新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；并且
[0843] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0844] 61.根据方面C12、C22、C32、C44、或C59中的相应项所述的方法或系统，其中a为约-1.98e-6；b为约-2.87e-5；并且c为约2.67e-2。
[0845] 部分“D”
[0846] 最初提供在美国临时专利申请序列号61/581,100(代理人案卷号DDI5221USPSP)中的下述方面形成本公开的部分：
[0847] 1.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个上的试剂，所述方法包括：
[0848] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0849] 将第一电信号施加到所述样品以测量所述样品的物理特性；
[0850] 将第二电信号驱动到所述样品以引起所述分析物与所述试剂的酶反应；
[0851] 基于自所述测试序列启动的预定取样时间点来估计分析物浓度；
[0852] 从包括矩阵的查找表中选择取样时间点，其中所述被估计分析物的不同定性类别在所述矩阵的最左列中示出，并且所测量的物理特性的不同定性类别在所述矩阵的最顶行中示出，并且所述取样时间提供在所述矩阵的剩余单元格中；
[0854] 利用在所述选定取样时间点处进行取样的所述测量的输出信号来根据下述形式的公式计算分析物浓度：
[0855]
[0856] 其中G0表示分析物浓度；
[0857] IT表示由在指定取样时间T处测量的所述结束信号的和来确定的信号(与分析物浓度成比例)；
[0858] 斜率表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值；并且[0859] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
[0860] 2.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个上的试剂，所述方法包括：
[0861] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0862] 将第一电信号施加到所述样品以测量所述样品的物理特性；
[0863] 将第二电信号驱动到所述样品以引起所述分析物与所述试剂的酶反应；
[0864] 基于自所述测试序列启动的预定取样时间点来估计分析物浓度；
[0865] 基于所测量的物理特性和所估计的分析物浓度来选择取样时间点；
[0866] 测量在所述选定取样时间点处从所述样品输出的信号；
[0867] 利用在所述选定取样时间点处进行取样的所述测量的输出信号来计算分析物浓度。
[0868] 3.根据方面D1或方面D2所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动为顺序的。
[0869] 4.根据方面D1或方面D2所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0870] 5.根据方面D1或方面D2所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0871] 6.根据方面D5所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0872] 7.根据方面D5或方面D6中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0873] 8.根据方面D5所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0874] 9.根据方面D8所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0875] 10.根据方面D8所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0876] 11.根据方面D1或方面D2所述的方法，其中所述测量包括在所述测试序列启动对所述信号输出连续地取样，直至所述启动之后至少约10秒。
[0877] 12.根据方面D2所述的方法，还包括基于所述输出信号在预定时间处的测量值来估计分析物浓度。
[0878] 13.根据方面D12所述的方法，其中所述预定时间包括自所述测试序列启动的约5秒。
[0879] 14.根据方面D12所述的方法，其中所述估计包括相对于查找表来比较所估计的分析物浓度和所测量的物理特性，所述查找表具有相对于不同取样测量时间进行索引的所述样品的分析物浓度和物理特性的不同相应范围，使得获得用于从所述样品测量所述第二信号的输出的时间点以用于所述计算步骤。
[0880] 15.根据方面D2所述的方法，其中所述计算步骤包括利用下述形式的公式：
[0881]
[0882] 其中G0表示分析物浓度；
[0883] IT表示由在指定取样时间T处测量的所述结束信号的和来确定的信号(与分析物浓度成比例)；
[0884] 斜率表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值；并且[0885] 截距表示从此特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值
[0886] 16.一种分析物测量系统，包括：
[0887] 测试条，所述测试条包括：
[0888] 衬底；
[0889] 连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：外壳；
[0890] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0891] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成：(a)将第一电信号施加到所述多个电极使得确定生理流体样品的物理特性；(b)基于所述测试序列期间的预定取样时间点来估计分析物浓度；以及(c)在所述测试序列期间的由所述确定的物理特性指定的取样时间点处来将第二电信号施加到所述多个电极，使得从所述第二电信号计算分析物浓度。
[0892] 17.根据方面D16所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0893] 18.根据方面D17所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0894] 19.根据方面D17所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[0895] 20.根据方面D18或方面D19的一个所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0896] 21.根据方面D18或方面D19的一个所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且可在所述至少两个电极上设置试剂。
[0897] 22.一种分析物测量系统，包括：
[0898] 测试条，所述测试条包括：
[0899] 衬底；
[0900] 连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：
[0901] 外壳；
[0902] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[0903] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成：(a)在测试序列期间将第一电信号施加到所述多个电极使得确定生理流体样品的物理特性；(b)基于测试序列期间的预定取样时间点来估计分析物浓度；以及(c)在所述测试序列期间的由所述确定的物理特性指定的取样时间点处来将第二电信号施加到所述多个电极，使得由所述测试序列启动约10秒内的所述第二电信号来计算分析物浓度。
[0904] 23.根据方面D23所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[0905] 24.根据方面D23所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[0906] 25.根据方面所述的D23系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[0907] 26.根据方面D24或方面D25之一所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[0908] 27.根据方面D24或方面D25之一所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且可在所述至少两个电极上设置试剂。
[0909] 28.一种获得提高的测试条精度的方法，所述方法包括：
[0910] 提供一批测试条；
[0911] 将包含参照浓度的分析物的参照样品引入到所述一批测试条中的每一个以启动测试序列；
[0912] 使所述分析物与设置在所述测试条中的每一个上的试剂起反应以引起所述分析物在所述两个电极之间的物理转化；
[0913] 基于所述样品在自所述测试序列启动的预定时间点处的测量的信号输出来估计分析物浓度；
[0914] 确定所述参照样品的物理特性；
[0915] 在所述测试序列期间的由所测量的物理特性和所估计的分析物浓度限定的指定时间点处来对所述参照样品的电输出进行取样；
[0916] 基于所述指定取样时间点来计算分析物浓度以提供所述一批测试条中的每一个的最终分析物浓度值，使得对于约30％至约55％的所述样品的血细胞比容范围而言，所述一批测试条的最终分析物浓度值中的至少95％在参照分析物浓度的±10％之内。
[0917] 29.根据方面D28所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动为顺序的。
[0918] 30.根据方面D28所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0919] 31.根据方面D28所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0920] 32.根据方面D28所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将电磁信号引导到所述样品使得由所述电磁信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0921] 33.根据方面D31或方面D32中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0922] 34.根据方面D31或方面D32中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0923] 35.根据方面D30所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0924] 36.根据方面D35所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0925] 37.根据方面D36所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0926] 38.根据方面D29所述的方法，其中所述测量包括在所述测试序列启动对所述信号输出连续地取样，直至所述启动之后至少约10秒。
[0927] 39.根据方面D29所述的方法，还包括基于所述输出信号在预定时间处的测量值来估计分析物浓度。
[0928] 40.根据方面D39所述的方法，其中所述估计包括相对于查找表来比较所估计的分析物浓度和所测量的物理特性，所述查找表具有相对于不同取样测量时间进行索引的所述样品的分析物浓度和物理特性的不同相应范围，使得获得用于从所述样品测量所述第二信号的输出的时间点以用于所述计算步骤。
[0929] 41.一种从生理样品确定分析物浓度的方法，所述方法包括：
[0930] 将生理样品沉积在生物传感器上以启动测试序列；
[0931] 引发所述样品中的所述分析物进行酶反应；
[0932] 估计所述样品中的分析物浓度；测量所述样品的至少一个物理特性；
[0933] 基于所估计的分析物浓度和得自所述测量步骤的至少一个物理特性来限定从所述测试序列启动的时间点以对所述生物传感器的输出信号进行取样；
[0934] 在所述限定时间点处来对所述生物传感器的输出信号进行取样；
[0935] 利用所述限定时间
[0936] 点处的取样信号来确定分析物浓度。
[0937] 42.根据方面D41所述的方法，其中所述测量包括将第一电信号施加到所述样品以测量所述样品的物理特性；所述引发步骤包括将第二电信号驱动到所述样品；所述测量包括评估得自所述至少两个电极在所述测试序列启动之后的特定时间点处的输出信号，其中所述时间点被设定为至少所测量的物理特性的函数；并且所述确定步骤包括由所述时间点处的所测量的输出信号来计算分析物浓度。
[0938] 43.根据方面D41所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动为顺序的。
[0939] 44.根据方面D41所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[0940] 45.根据方面D41所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[0941] 46.根据方面D41所述的方法，还包括基于自所述测试序列启动的预定取样时间点来估计分析物浓度。
[0942] 47.根据方面D46所述的方法，其中所述限定包括基于所测量的物理特性和所估计的分析物浓度来选择限定时间点。
[0943] 48.根据方面D45或方面D46中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[0944] 49.根据方面D44或方面D45中任一项所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容、和密度中的至少一个。
[0945] 50.根据方面D46所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率低于所述第二频率。
[0946] 51.根据方面D50所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[0947] 52.根据方面D51所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[0948] 53.根据方面D41所述的方法，其中所述测量包括在所述测试序列启动对所述信号输出连续地取样，直至所述启动之后至少约10秒。
[0949] 54.根据方面D53所述的方法，还包括基于所述输出信号在预定时间处的测量值来估计分析物浓度。
[0950] 55.根据方面D54所述的方法，其中所述估计包括相对于查找表来比较所估计的分析物浓度和所测量的物理特性，所述查找表具有相对于不同取样测量时间进行索引的所述样品的分析物浓度和物理特性的不同相应范围，使得获得用于从所述样品测量所述第二信号的输出的时间点以用于所述计算步骤。
[0951] 56.根据方面D1至D55中任一项所述的方法或系统，其中从包括矩阵的查找表中选择取样时间点，其中所述被估计分析物的不同定性类别在所述矩阵的最左列中示出，并且所测量的物理特性的不同定性类别在所述矩阵的最顶行中示出，并且所述取样时间提供在所述矩阵的剩余单元格中。
[0952] 部分“E”
[0953] 最初提供在美国临时专利申请序列号61/654,013(代理人案卷号DDI5228USPSP)中的下述方面形成本公开的部分：
[0954] 1.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个电极上的试剂，所述方法包括：
[0955] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0956] 将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性；
[0957] 在与所述测试序列重叠的第一取样时间段将第二电信号驱动到所述样品以获得从所述样品输出的第一瞬态信号，所述第一瞬态信号与所述第一取样时间段期间的时间和幅值相关联；
[0958] 基于所述样品的物理特性来提取所述第一取样时间段中的所述测试序列期间的指定取样时间；
[0959] 基于所述指定取样时间来限定第二取样时间段使得所述第二取样时间段与所述第一取样时间段重叠；
[0960] 从所述第一瞬态信号获得相对于所述第二取样时间段标引的第二瞬态信号；
[0961] 将所述第二瞬态信号相对于所述第二取样时间段分成离散间隔；
[0962] 导出所述第二瞬态信号在所述第二取样时间段中的选定离散间隔处的相应幅值；以及
[0963] 基于所述第二瞬态信号在所述选定离散间隔处的相应幅值来确定分析物浓度。
[0964] 2.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个电极上的试剂，所述方法包括：
[0965] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0966] 将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性；
[0967] 在与所述测试序列重叠的第一取样时间段将第二电信号驱动到所述样品以获得从所述样品输出的第一瞬态信号，所述第一瞬态信号与所述第一取样时间段期间的时间和幅值相关联；
[0968] 基于所述样品的物理特性来提取所述第一取样时间段中的所述测试序列期间的指定取样时间；
[0969] 从所述第一瞬态信号获得第二取样时间段内的第二瞬态信号；
[0970] 导出所述第二瞬态信号在所述第二取样时间段中的选定间隔处的相应幅值；以及[0971] 基于所述第二瞬态信号在所述选定时间间隔处的相应幅值来确定分析物浓度。
[0972] 3.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个电极上的试剂，所述方法包括：
[0973] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0974] 将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性；
[0975] 提取第一取样时间段中的指定取样时间；
[0976] 在所述第一取样时间段将第二信号施加或驱动到所述样品，
[0977] 测量或取样在所述第一取样时间段期间从所述样品输出的第一瞬态信号；
[0978] 限定包括所述第一取样时间段中的所述指定取样时间的特定时间范围；
[0979] 获得所述第一瞬态信号在所述特定时间范围内的相应离散间隔处的多个幅值，以及
[0980] 基于得自所述获得步骤的所述第一瞬态信号的幅值来确定所述分析物浓度。
[0981] 4.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个电极上的试剂，所述方法包括：
[0982] 将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0983] 将第一电信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性；
[0984] 提取第一取样时间段中的指定取样时间；
[0985] 在所述第一取样时间段将第二信号施加或驱动到所述样品，测量或取样在所述第一取样时间段期间从所述样品输出的第一瞬态信号；
[0986] 获得在除约所述指定取样时间之外的时间间隔处输出的所述第一瞬态信号的多个幅值；以及
[0987] 基于得自所述获得步骤的所述第一瞬态信号的多个幅值来确定所述分析物浓度。
[0988] 5.一种利用生物传感器来从生理样品确定分析物浓度的方法，所述生物传感器具有至少两个电极和设置在所述电极中的至少一个电极上的试剂，所述方法包括：
[0989] 针对所述多个生物传感器中的每一个来将生理样品沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；
[0990] 针对所述多个生物传感器中的每一个来将第一信号施加到所述样品以导出所述样品的物理特性；
[0991] 针对所述多个生物传感器中的每一个来提取第一取样时间段中的指定取样时间；
[0992] 针对所述多个生物传感器中的每一个来在所述第一取样时间段将第二信号施加或驱动到所述样品；
[0993] 针对所述多个生物传感器中的每一个来测量或取样在所述第一取样时间段期间从所述样品输出的第一瞬态信号；
[0994] 针对所述多个生物传感器中的每一个来限定包括所述第一取样时间段中的所述指定取样时间的特定时间范围；
[0995] 针对所述多个生物传感器中的每一个来获得所述第一瞬态信号在所述特定时间范围内的相应时间间隔处的多个幅值；以及
[0996] 针对所述多个生物传感器中的每一个基于得自所述获得步骤的所述第一瞬态信号的幅值来确定所述分析物浓度，使得在30％、42％和55％血细胞比容中的每一个下，通过所述确定步骤对所述多个生物传感器中的每一个确定的多个分析物浓度相比于参照值的误差小于±15％。
[0997] 6.根据方面E1、E2、或E3中的一项所述的方法，其中所述特定时间范围包括在所述指定取样时间之前测量的第一瞬态信号的幅值。
[0998] 7.根据方面E1、E2、E3、E4、或E5中任一项所述的方法，其中提取所述指定取样时间的步骤包括基于所述样品的物理特性来计算所述第一取样时间段中的限定的指定取样时间。
[0999] 8.根据方面E6所述的方法，其中用于所述限定的指定取样时间的所述计算步骤包括利用下述形式的公式：
[1000]
[1001] 其中“指定取样时间n”被指定为从所述测试序列启动的对所述生物传感器的输出信号进行取样的时间点，
[1002] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[1003] x1为约4.3e5；
[1004] x2为约(-)3.9；并且
[1005] x3为约4.8。
[1006] 9.根据方面E8所述的方法，其中限定所述第二取样时间段的步骤包括获得所述限定的指定取样时间与预定时间位置之间的差的绝对值，以限定开始时间(T1)和约等于所述指定取样时间点的结束时间(T2)，并且所述第一取样时间段包括从沉积所述样品的步骤开始计大约10秒或更短。
[1007] 10.根据方面E8所述的方法，其中所述获得步骤还包括限定第二取样时间段，所述第二取样时间段与所述第一取样时间段重叠并且包括所述第一瞬态信号的一部分及其相对于所述第二取样时间段的时间的幅值，其中所述部分被指定为第二瞬态信号。
[1008] 11.根据方面E9所述的方法，其中获得所述第二瞬态信号的步骤包括从所述第一瞬态信号提取所述第一瞬态信号的一部分，所述部分被指定为位于所述第二取样时间段内的第二瞬态信号。
[1009] 12.根据方面E11所述的方法，其中所述第二瞬态信号在选定离散时间间隔处的相应幅值的导出包括计算所述第二瞬态信号在每个选定时间间隔期间的幅值。
[1010] 13.根据方面E12所述的方法，其中所述分开可包括将所述第二瞬态信号按照从大约所述开始时间处的间隔1到大约所述结束时间处的间隔22的顺序分成至少22个间隔。
[1011] 14.根据方面E13所述的方法，其中通过利用下述形式的公式来获得分析物浓度的确定值：
[1012]
[1013] 其中：
[1014] G表示分析物浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔17处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔13处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔5处的幅值；I4≈第二瞬态信号在间隔3处的幅值；I5≈第二瞬态信号在间隔22处的幅值；x1≈0.75；x2≈337.27；x3≈(-)16.81；x4≈1.41；并且x5≈2.67。
[1015] 15.根据方面El0所述的方法，其中通过利用下述形式的公式来获得分析物浓度的确定值：
[1016]
[1017] 其中：
[1018] G表示分析物浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔11处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔7处的幅值；x1≈0.59；x2≈2.51；x3≈(-)12.74；x4≈(-)188.31；并且x5≈9.2。
[1019] 16.根据方面E13所述的方法，其中通过利用下述形式的公式来获得分析物浓度的确定值：
[1020]
[1021] 其中G表示分析物浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔20处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔22处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔19处的幅值；x1≈20.15；x2≈1.0446；x3≈0.95；x4≈1.39；x5≈(-)0.71；x6≈0.11.
[1022] 17.根据方面E13所述的方法，其中通过利用下述形式的公式来获得分析物浓度的确定值：
[1023]
[1024] 其中：
[1025] I1≈第二瞬态信号在间隔5处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔1处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔2处的幅值；I4≈第二瞬态信号在间隔10处的幅值；I5≈第二瞬态信号在间隔22处的幅值；x1≈0.70，x2≈0.49；x3≈28.59，x4≈0.7，并且x5≈15.51。
[1026] 18.根据方面El 0所述的方法，其中通过利用下述形式的公式来获得分析物浓度的确定值：
[1027]
[1028] 其中：
[1029] G表示葡萄糖浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔19处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔16处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔11处的幅值；I4≈第二瞬态信号在间隔5处的幅值；x1≈(-)1.68；x2≈0.95；x3≈(-)4.97；x4≈6.29；x5≈3.08；x6≈(-)5.84；x7≈(-)0.47；x8≈
0.01。
0.01。
[1030] 19.根据方面E10所述的方法，其中通过利用下述形式的公式来获得分析物浓度的确定值：
[1031]
[1032] 其中：
[1033] G表示葡萄糖浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔16处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔5处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔12处的幅值；I4≈第二瞬态信号在间隔14处的幅值；x1≈l.18；x2≈0.97；x3≈(-)1132；x4≈38.76；x5≈(-)39.32；x6≈0.0928；x7≈{-)0.85；x8≈4.75；x9≈(-)9.38；并且x10≈0.25。
[1034] 20.根据方面E14-E19中任一项所述的方法，其中所述第二瞬态信号在所述多个离散间隔中的每一个处的幅值包括每个离散间隔处的测量的幅值的平均幅值。
[1035] 21.根据方面E1、方面E2、或方面E3中任一项所述的方法，其中所述第一信号的施加和所述第二信号的驱动按顺序次序进行。
[1036] 22.根据方面E1、方面E2、或方面E3中任一项所述的方法，其中所述第一信号的施加与所述第二信号的驱动重叠。
[1037] 23.根据方面E1、方面E2、或方面E3中任一项所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交替信号引导到所述样品使得由所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[1038] 24.根据方面E1、方面E2、或方面E3中任一项所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将光学信号引导到所述样品使得由所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。
[1039] 25.根据方面E24所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。
[1040] 26.根据方面E1、方面E2、或方面E3中任一项所述的方法，其中所述物理特性包括所述样品的粘度、血细胞比容、或密度中的至少一个。
[1041] 27.根据方面E24所述的方法，其中所述引导包括驱动不同相应频率下的第一交替信号和第二交替信号，其中第一频率包括低于所述第二频率的频率。
[1042] 28.根据方面E25所述的方法，其中所述第一频率比所述第二频率低至少一个数量级。
[1043] 29.根据方面E26所述的方法，其中所述第一频率包括在约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。
[1044] 30.根据方面E1、方面E2、或方面E3中任一项所述的方法，其中所述获得包括从所述第一瞬态信号提取相对于所述第二取样时间段标引的第二瞬态信号。
[1045] 31.根据方面E1、方面E2、或方面E3中任一项所述的方法，其中所述获得包括从所述第一瞬态信号去除所述第二取样时间段之外的信号，以保留位于所述第二取样时间段内的所述第二瞬态信号。
[1046] 32.根据方面E30或方面E31中的一项所述的方法，其中所述导出包括存储所述第二瞬态信号在所述第二取样时间段中的每个离散间隔处的幅值。
[1047] 33.一种分析物测量系统，包括：
[1048] 测试条，所述测试条包括：
[1049] 衬底；
[1050] 设置在所述衬底上并且连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：外壳；
[1051] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[1052] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以在测试序列期间施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成：(a)将第一电信号施加到所述多个电极使得导出所述样品的物理特性从而提供指定取样时间，(b)将第二电信号施加到所述多个电极，(c)从所述多个电极测量第一瞬态信号；(d)从所述第一输出信号中提取第二瞬态输出信号；(e)确定所述第二瞬态输出信号在至少22个离散时间间隔上的幅值；以及(f)由所述第二瞬态输出信号在所述至少22个离散时间间隔中的选定间隔处的所述幅值来计算所述分析物浓度。
[1053] 34.一种分析物测量系统，包括：
[1054] 测试条，所述测试条包括：
[1055] 衬底；
[1056] 设置在所述衬底上并且连接至相应电极连接器的多个电极；和分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：外壳；
[1057] 被配置成连接至所述测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器；和[1058] 微处理器，所述微处理器与所述测试条端口连接器电连通以在测试序列期间施加电信号或感测得自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成：(a)将第一电信号施加到所述多个电极使得导出所述样品的物理特性从而提供指定取样时间，(b)将第二电信号施加到所述多个电极，(c)从所述多个电极测量第一瞬态信号；(d)从所述第一输出信号中提取第二瞬态输出信号；(e)确定所述第二瞬态输出信号在至少22个离散时间间隔上的幅值；以及(f)由所述第二瞬态输出信号在所述22个离散时间间隔中的选定间隔处的所述幅值计算所述分析物浓度以在所述测试序列启动后约10秒内通告所述分析物浓度。
[1059] 35.根据方面E33或方面E34中的一项所述的系统，其中所述多个电极包括用以测量所述物理特性的至少两个电极和用以测量所述分析物浓度的至少两个其他电极。
[1060] 36.根据方面E35所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
[1061] 37.根据方面E35所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在提供于所述衬底上的不同腔室中。
[1062] 38.根据方面E37所述的系统，其中所述不同腔室彼此相邻地设置在所述衬底的边缘上。
[1063] 39.根据方面E35所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其他电极设置在接收流体样品的共用腔室中。
[1064] 40.根据方面E35所述的系统，其中所述至少两个电极包括用以测量所述物理特性和所述分析物浓度的两个电极。
[1065] 41.根据方面E33-E40中的一项所述的系统，其中全部所述电极均设置在由所述衬底限定的同一平面上。
[1066] 42.根据方面E33-E40中的一项所述的系统，其中靠近所述至少两个其他电极来设置试剂，并且不在所述至少两个电极上设置试剂。
[1067] 43.根据方面E33或方面E34所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述指定取样时间：
[1068]
[1069] 其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，
[1070] H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；
[1071] x1表示约4.3e5，
[1072] x2表示约(-)3.9；并且
[1073] x3表示约4.8。
[1074] 44.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中所述微
[1075] 处理器利用下述形式的公式来计算所述分析物浓度：
[1076]
[1077] 其中：
[1078] G表示分析物浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔17处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔13处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔5处的幅值；I4≈第二瞬态信号在间隔3处的幅值；I5≈第二瞬态信号在间隔22处的幅值；x1≈0.75；x2≈337.27；x3≈(-)16.81；x4≈1.41；并且x5≈2.67。
[1079] 45.根据方面E33、E34、或E44中任一项所述的系统，其中所述微处理器利用下述形式的公式来计算所述分析物浓度：
[1080]
[1081] 其中：
[1082] G表示分析物浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔处11的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔7处的幅值；x1≈0.59；x2≈2.51；x3≈(-)12.74；x4≈(-)188.31；并且x5≈9.2。
[1083] 46.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中所述微处理器利用下述形式的公式来计算所述分析物浓度：
[1084]
[1085] 其中G表示分析物浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔20处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔22处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔19处的幅值；x1≈20.15；x2≈1.0446；x3≈0.95；x4≈1.39；x5≈(-)0.71；x6≈0.11。
[1086] 47.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中所述微处理器利用下述形式的公式来计算所述分析物浓度：
[1087]
[1088] 其中：
[1089] I1≈第二瞬态信号在间隔5处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔1处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔2处的幅值；I4≈第二瞬态信号在间隔10处的幅值；I5≈第二瞬态信号在间隔22处的幅值；x1≈0.70，x2≈0.49，x3≈28.59，x4≈0.7，并且x5≈15.51。
[1090] 48.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中所述微处理器利用下述形式的公式来计算所述分析物浓度：
[1091]
[1092] 其中：
[1093] G表示葡萄糖浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔19处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔16处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔11处的幅值；I4≈第二瞬态信号在间隔5处的幅值；x1≈(-)1.68；x2≈0.95；x3≈(-)4.97；x4≈6.29；x5≈3.08；x6≈(-)5.84；x7≈(-)0.47；x8≈
0.01。
0.01。
[1094] 49.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中所述微处理器利用下述形式的公式来计算所述分析物浓度：
[1095]
[1096] 其中：
[1097] G表示葡萄糖浓度；I1≈第二瞬态信号在间隔16处的幅值；I2≈第二瞬态信号在间隔5处的幅值；I3≈第二瞬态信号在间隔12处的幅值；I4≈第二瞬态信号在间隔14处的幅值；x1≈1.18；x2≈0.97；x3≈(-)11.32；x4≈38.76；x5≈(-)39.32；x6≈0.0928；x7≈(-)0.85；x8≈1.75；x9≈(-)9.38；并且x10≈＝0.25。
[1098] 50.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中所述第二瞬态信号在所述多个离散时间间隔中的每一个处的所述幅值包括在每个间隔中进行取样的所述信号的平均幅值。
[1099] 51.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中在30％血细胞比容下，由所述微处理器计算的多个分析物浓度相比于参照值的误差低于±15％。
[1100] 52.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中与42％血细胞比容下，由所述微处理器计算的所述多个分析物浓度相比于参照值的误差低于±15％。
[1101] 53.根据方面E33、E34、或E41中任一项所述的系统，其中在55％血细胞比容下，由所述微处理器计算的多个分析物浓度相比于参照值的误差低于±15％。
[1102] 部分“F”
[1103] 最初提供在美国临时专利申请序列号13/250,525(代理人案卷号DDI5209USNP)和PCT/GB2012/052421(代理人案卷号DDI5209WOPCT)中的下述方面形成本公开的部分并且以引用方式并入本文：
[1104] 1.一种与分析测试条一起使用以确定体液样品中的分析物的手持式试验测试仪，所述手持式试验测试仪包括：
[1105] 外壳；
[1106] 设置在所述外壳中的微控制器块；和
[1107] 基于相移的血细胞比容测量块，所述基于相移的血细胞比容测量块包括：
[1108] 信号生成子块；
[1109] 低通滤波器子块；
[1110] 分析测试条样品池接口子块；
[1111] 互阻抗放大器子块；和
[1112] 相检测器子块，
[1113] 其中，所述基于相移的血细胞比容测量块和微控制器块被配置成测量插入所述手持式试验测试仪中的分析测试条的样品池中的体液样品的所述相移，并且
[1114] 其中，所述微控制器块被配置成基于所测量的相移来计算所述体液的所述血细胞比容。
[1115] 2.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述基于相移的血细胞比容测量块和微控制器块被配置成使用第一频率的信号和第二频率的第二信号来测量所述相移。
[1116] 3.根据方面F2所述的手持式试验测试仪，其中所述体液样品为全血样品，并且其中所述第一频率在10kHz至25kHz的范围内，并且所述第二频率在250kHz至500kHz的范围内。
[1117] 4.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述相检测器子块被配置为上升沿捕获相检测器。
[1118] 5.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述相检测器子块被配置为双沿捕获相检测器。
[1119] 6.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述相检测器子块被配置为XOR相检测器。
[1120] 7.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述相检测器子块被配置为同步调制相检测器。
[1121] 8.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，还包括被配置成与所述分析测试条样品池接口子块并联的校准负载子块。
[1122] 9.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述信号生成子块被配置成生成至少第一频率的第一电信号和第二频率的第二电信号。
[1123] 10.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述基于相移的血细胞比容测量块和微控制器块被配置成通过迫使已知频率的信号穿过所述体液样品并且测量所述信号的所述相移来测量插入所述手持式试验测试仪中的分析测试条的样品池中的体液样品的所述相移。
[1124] 11.根据方面F9所述的手持式试验测试仪，其中所述第一频率在10kHz至25kHz的范围内，并且所述第二频率在250kHz至500kHz的范围内，并且
[1125] 其中所述基于相移的血细胞比容测量块和微控制器块被配置成使得所述第一频率的所述信号在体液样品的所述相移的所述测量期间被用作参照信号。
[1126] 12.根据方面F9所述的手持式试验测试仪，其中所述信号生成块与所述微控制器块集成在一起。
[1127] 13.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述分析测试条样品池接口块被配置成通过设置在所述样品池中的所述分析测试条的第一电极和第二电极来与所述分析测试条的样品池可操作地接合。
[1128] 14.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述分析测试条是被配置成用于确定全血样品中的葡萄糖的基于电化学的分析测试条。
[1129] 15.根据方面F1所述的手持式试验测试仪，其中所述相检测器子块被配置为正交多路复用相检测器。
[1130] 16.一种用于采用手持式试验测试仪和分析测试条的方法，所述方法包括：
[1131] 将全血样品引入分析测试条的样品池中；
[1132] 使用手持式试验测试仪的基于相移的测量块和微控制器块来测量所述样品池中的所述体液样品的相移；和
[1133] 使用所述微控制器块基于所测量的相移来计算全血样品的所述血细胞比容。
[1134] 17.根据方面F16所述的方法，还包括：
[1135] 使用所述分析测试条、手持式试验测试仪和所计算的血细胞比容来确定所引入的体液样品中的分析物。
[1136] 18.根据方面F17所述的方法，其中所述分析测试条是基于电化学的分析测试条，并且所述分析物为葡萄糖。
[1137] 19.根据方面F16所述的方法，其中所述测量步骤包括利用基于相移的测量电路块来测量所述相移，所述基于相移的测量电路块包括：
[1138] 信号生成子块；
[1139] 低通滤波器子块；
[1140] 分析测试条样品池接口子块；
[1141] 互阻抗放大器子块；和
[1142] 相检测器子块。
[1143] 20.根据方面F19所述的方法，其中所述相检测器子块被配置为上升沿捕获相检测器。
[1144] 21.根据方面F19所述的方法，其中所述相检测器子块被配置为双沿捕获相检测器。
[1145] 22.根据方面F19所述的方法，其中所述相检测器子块被配置为XOR相检测器。
[1146] 23.根据方面F19所述的方法，其中所述相检测器子块被配置为同步调制相检测器。
[1147] 24.根据方面F19所述的方法，其中所述相检测器子块被配置为正交多路复用相检测器。
[1148] 25.根据方面F16所述的方法，其中所述基于相移的血细胞比容测量块和微控制器块被配置成使用第一频率的信号和第二频率的第二信号来测量所述相移。
[1149] 26.根据方面F25所述的方法，其中所述体液样品为全血样品，并且其中所述第一频率在10kHz至25kHz的范围内，并且所述第二频率在250kHz至500kHz的范围内。
[1150] 附录
[1151] 下述附录形成本公开的部分并且以引用方式并入本文，所述附录最初提供在美国临时专利申请序列号13/250,525(代理人案卷号DDI5209USNP)和PCT/GB2012/052421(代理人案卷号DDI5209WOPCT)中，所述PCT/GB2012/052421结合上文的方面“F”并且以引用方式并入以作为如下先前提交的美国临时专利申请序列号中的每一个的部分：61/581,087(代理人案卷号DDI5220USPSP)；61/581,089(代理人案卷号DDI5220USPSP1)；61/581,099(代理人案卷号DDI5220USPSP2)；以及61/581,100(代理人案卷号DDI5221USPSP)、和61/654,013(代理人案卷号DDI5228USPSP)。
[1152] 本公开在下文中整体涉及医疗装置，具体地讲，涉及试验测试仪和相关方法。
[1153] 医学领域中特别关注流体样品中被分析物的确定(如检测和/或浓度测量)。例如，可期望确定如尿液、血液、血浆或间质液等体液样品中葡萄糖、酮体、胆固醇、脂蛋白、甘油三酯、对乙酰氨基酚和/或HbA1c的浓度。使用与分析测试条(例如，基于电化学的分析测试条)结合的手持式试验测试仪能够实现这类确定。
[1154] 本公开的新特征结构具体地阐述于方面F中。参考以下具体实施例和附图，将更好地理解本公开的特征结构和优点，所述具体实施例阐明了采用本公开原理的示例性实施例，附图中相同的数字表示相同的元件，图中：
[1155] 图12为根据本发明的实施例的手持式试验测试仪的简化图；
[1156] 图13为图12的手持式试验测试仪的各个块的简化方框图；
[1157] 图14为可在根据本公开的实施例中采用的基于相移的血细胞比容测量块的简化方框图；
[1158] 图15为可在本公开的实施例中采用的双低通滤波器子块的简化标注示意图；
[1159] 图16为可在本公开的实施例中采用的互阻抗放大器(TIA)子块的简化标注示意图；
[1160] 图17为示出可在本公开的实施例的基于相移的血细胞比容测量块中采用的双低通滤波器子块、校准负载子块、分析测试条样品池接口子块、互阻抗放大器子块、XOR相移测量子块、和正交多路复相移测量子块的简化标注示意性方框图。并且
[1161] 图18为示出采用根据本公开实施例的手持式试验测试仪的方法中的各阶段的流程图。
[1162] 应结合附图来阅读下面的详细说明，其中不同附图中的类似元件编号相同。各附图未必按比例绘制，仅出于说明的目的描绘示例性的实施例，并非旨在限制本公开的范围。该具体实施方式以举例的方式而非限制性的方式来说明本公开的原理。此描述将使得本领域技术人员能够制备和使用本公开，并且描述了本公开的若干实施例、修改形式、变型形式、替代形式、和用途，包括目前认为的实施本公开的最佳方式。
[1163] 如本文所用，针对任何数值或范围的术语“约”或“大约”表示允许部件或多个组件的集合执行如本文所述的其指定用途的适当的尺寸公差。
[1164] 一般来讲，根据本公开的实施例的与分析测试条一起使用以确定体液样品(即全血样品)中分析物(诸如葡萄糖)的手持式试验测试仪包括外壳、设置在外壳中的微控制器块、以及基于相移的血细胞比容测量块(也称为基于相移的血细胞比容电路)。在这种手持式试验测试仪中，基于相移的血细胞比容测量块包括信号生成子块、低通滤波器子块、分析测试条样品池接口子块、互阻抗放大器子块，以及相检测器子块。此外，基于相移的血细胞比容测量块和微控制器块被配置成测量插入手持式试验测试仪中的分析测试条的样品池中的体液样品的相移，并且微控制器块还被配置成基于所测量的相移来计算体液样品的血细胞比容。
[1165] 根据本公开的实施例的手持式试验测试仪的有益之处在于，其通过测量全血样品的血细胞比容并且随后在分析物确定期间采用所测量的血细胞比容来提供全血样品中的分析物确定(诸如葡萄糖确定)的提高的精度。
[1166] 一旦本领域技术人员获悉本公开，他或她将认识到，可被容易地改进成根据本公开所述的手持式试验测试仪的手持式试验测试仪的例子为可从LifeScan Inc.(Milpitas,California)商购获得的 葡萄糖测试仪。还可被改进的手持式试验测试仪的附加例子存在于美国专利申请公开2007/0084734(2007年4月19日公开)和2007/
0087397(2007年4月19日公开)和国际公开号WO2010/049669(2010年5月6日公开)中，以上文献中每一个均以引用的方式全文并入本文中。
0087397(2007年4月19日公开)和国际公开号WO2010/049669(2010年5月6日公开)中，以上文献中每一个均以引用的方式全文并入本文中。
[1167] 图12为根据本公开的实施例的手持式试验测试仪100的简化图。图13为手持式试验测试仪100的各个块的简化方框图。图14为手持式试验测试仪100的基于相移的血细胞比容测量块的简化组合方框图。图15为手持式试验测试仪100的双低通滤波器子块的简化标注示意图。图16为手持式试验测试仪100的互阻抗放大器子块的简化标注示意图。图17为手持式试验测试仪100的基于相移的血细胞比容测量块的部分的简化标注示意性方框图。
[1168] 参见图12至17，手持式试验测试仪100包括显示器102、多个用户界面按钮104、测试条端口连接器106、USB接口108和外壳110(参见图12)。具体参见图13，手持式试验测试仪100还包括微控制器块112、基于相移的血细胞比容测量块114、显示器控制块116、存储器块
118和其他电子部件(未示出)，以用于向分析测试条(在图12中标记为TS)施加测试电压，并且还用于测量电化学响应(例如多个测试电流值)以及基于该电化学响应确定分析物。为了简化当前的描述，附图没有示出所有此类电子电路。
118和其他电子部件(未示出)，以用于向分析测试条(在图12中标记为TS)施加测试电压，并且还用于测量电化学响应(例如多个测试电流值)以及基于该电化学响应确定分析物。为了简化当前的描述，附图没有示出所有此类电子电路。
[1169] 显示器102可为例如配置成示出屏幕图像的液晶显示器或双稳显示器。屏幕图像的例子可包括葡萄糖浓度、日期和时间、错误信息和用于指示终端用户如何执行测试的用户界面。
[1170] 测试条端口连接器106被配置成与诸如基于电化学的分析测试条的分析测试条TS可操作地接合，该基于电化学的分析测试条被配置成用于确定全血样品中的葡萄糖。因此，分析测试条被配置成用于可操作地插入测试条端口连接器106中，并且通过例如合适的电触点与基于相移的血细胞比容测量块114可操作地接合。
[1171] USB接口108可为本领域技术人员已知的任何合适的接口。USB接口108基本上为无源部件，其被配置成为手持式试验测试仪100提供电力并提供数据线。
[1172] 一旦分析测试条与手持式试验测试仪100接合，或者在接合之前，体液样品(例如全血样品)就被引入到分析测试条的样品室中。分析测试条可包含酶试剂，该酶试剂选择性地且定量地将分析物转化为另一种预定的化学形式。例如，分析测试条可包含具有铁氰化物和葡萄糖氧化酶的酶试剂，使得葡萄糖可物理地转化为氧化形式。
[1173] 手持式试验测试仪100的存储器块118包括合适的算法，并且可被配置为连同微控制器块112一起基于分析测试条的电化学响应和引入样品的血细胞比容来确定分析物。例如，在分析物血糖的确定中，可使用血细胞比容来补偿血细胞比容对电化学确定的血糖浓度的影响。
[1174] 微控制器块112设置在外壳110内，并且可包括本领域的技术人员已知的任何合适的微控制器和/或微处理器。一种这样的合适的微控制器是商购自Texas Instruments(Dallas,TX USA)的零件号为MSP430F5138的微控制器。该微控制器可生成25至250kHz的方波和相同频率的90度相移波，从而用作下文进一步所述的信号生成子块。MSP430F5138还具有适于测量由在本公开的实施例中采用的基于相移的血细胞比容测量块所生成的电压的模拟-数字(A/D)处理能力。
[1175] 具体参见图14，基于相移的血细胞比容测量块114包括信号生成子块120、低通滤波器子块122、分析测试条样品池接口子块124、任选的校准负载块126(在图14的虚线内)、互阻抗放大器子块128，以及相检测器子块130。
[1176] 如下文进一步所述，基于相移的血细胞比容测量块114和微控制器块112被配置成通过例如测量驱动穿过体液样品的一个或多个高频电信号的相移来测量插入手持式试验测试仪中的分析测试条的样品池中的体液样品的相移。此外，微控制器块112被配置成基于所测量的相移来计算体液的血细胞比容。微控制器块112可通过例如采用A/D转换器测量从相检测器子块接收的电压，将该电压转换为相移，然后采用合适的算法或查找表将相移转换为血细胞比容值来计算血细胞比容。一旦获悉本公开，本领域技术人员将认识到，这样的算法和/或查找表将被配置成考虑到各种因素，例如条几何形状(包括电极面积和样品室体积)和信号频率。
[1177] 已经确定，全血样品的电抗与该样品的血细胞比容之间存在关系。作为并联电容和电阻部件的体液样品(即全血样品)的电模型表明，当交流电(AC)信号被迫使通过体液样品时，AC信号的相移将取决于AC电压和样品血细胞比容两者的频率。此外，模型表明当信号频率在约10kHz至25kHz的范围内时血细胞比容对相移具有相对较小的影响，而当信号频率在约250kHz至500KHz的范围内时血细胞比容对相移具有最大的影响。因此，可通过例如驱动已知频率的AC信号穿过体液样品并且检测其相移来测量体液样品的血细胞比容。例如，频率在10kHz至25kHz范围内的信号的相移可用作这种血细胞比容测量中的参照读数，而频率在250kHz至500kHz范围内的信号的相移可用作主要测量。
[1178] 具体参见图14至17，信号生成子块120可为任何合适的信号生成块，并且被配置成生成所需频率的方波(0V至Vref)。如果需要，这种信号生成子块可以集成到微控制器块112中。
[1179] 由信号生成子块120所生成的信号被传送至双低通滤波器子块122，该双低通滤波器子块122被配置成将方波信号转换成预定频率的正弦波信号。图15的双LPF被配置成为分析测试条样品池接口子块和分析测试条的样品室(也称为HCT测量池)提供第一频率(例如在10kHz至25kHz范围内的频率)的信号和第二频率(例如在250kHz至500kHz范围内的频率)的信号。使用图15的开关IC7来完成第一频率和第二频率的选择。图15的双LPF包括采用两个合适的运算放大器(IC4和IC5)，例如商购自Texas Instruments(Dallas,Texas,USA)的零件号为OPA354的高速的、电压反馈的CMOS运算放大器的运算放大器。
[1180] 参见图15，F-DRV代表低频率或高频率(例如25kHz或250kHz)的方波输入，并且连接至IC4和IC5。信号Fi-HIGH/LOW(来自微控制器)通过开关IC7选择双低通滤波器子块122的输出。图15中的C5被配置成阻断来自HCT测量池的双低通滤波器子块122的工作电压。
[1181] 虽然图15示出了具体的双LPF，但是双低通滤波器子块122可以为本领域技术人员已知的任何合适的低通滤波器子块，包括例如任何合适的多反馈低通滤波器，或Sallen和Key低通滤波器。
[1182] 由低通滤波器子块122所产生的正弦波被传送至分析测试条样品池接口子块124，在此其被驱动穿过分析测试条的样品池(也称为HCT测量池)。分析测试条样品池接口块124可为任何合适的样品池接口块，其包括例如被配置成通过设置在样品池中的分析测试条的第一电极和第二电极与分析测试条的样品池可操作地接合的接口块。如图17所示，在此类配置中，信号可通过第一电极驱动(从低通滤波器子块)进入样品池，并且通过第二电极从样品池(通过互阻抗放大器子块)拾取。
[1183] 通过驱动信号穿过样品池产生的电流由互阻抗放大器子块128拾取，并且被转换为电压信号以传送至相检测器子块130。
[1184] 互阻抗子块128可为本领域技术人员已知的任何合适的互阻抗子块。图16为一个此类的互阻抗放大器子块(基于两个OPA354运算放大器，IC3和IC9)的简化标注示意性方框图。TIA子块128的第一级在例如400mV下运行，其将AC振幅限制为+/-400mV。TIA子块128的第二级在Vref/2下运行，其为能够生成微控制器A/D输入的满量程输出的配置。TIA子块128的C9用作只允许AC正弦波信号通过的阻断部件。
[1185] 相检测器子块130可为产生数字频率或模拟电压的任何合适的相检测器子块，该数字频率可通过使用捕获功能由微控制器块112读回，该模拟电压可通过使用模数转换器由微控制器块112读回。图17示出了包括两个此类的相检测器子块，即XOR相检测器(在图17的上半部并且包括IC22和IC23)和正交多路复用相检测器(在图17的下半部并且包括IC12和IC13)的示意图。
[1186] 图17还示出了包括开关(IC16)和虚负载R7和C6的校准负载子块126。校准负载子块126被配置成用于由电阻器R7产生的零度已知相移的相偏移动态测量，从而提供用于在校准中使用的相偏移。C6被配置成强加预定的微小相移(例如)以补偿由到样品池的信号迹线中的寄生电容引起的相位延迟，或者补偿电路(LPF和TIA)中的相位延迟。
[1187] 图17的正交多路复用相检测器电路包括两部分，一部分用于输入AC信号的电阻部分，而一部分用于输入AC信号的电抗部分。使用这样的两部分能实现AC信号的电阻部分和电抗部分的同时测量，并且使测量范围覆盖0度至360度。图17的正交多路复用电路生成两个单独的输出电压。这些输出电压中的一者代表“同相测量”并且与AC信号的“电阻”部分成比例，另一个输出电压代表“正交测量”并且与信号的“电抗”部分成比例。相移按如下计算：
[1188] Φ＝tan-1(V正交相/V同相)
[1189] 还可采用这样正交多路复用相检测器电路来测量样品池中的体液样品的阻抗。在不受束缚的情况下，假设阻抗可与相移一同被采用或各自独立地被采用来确定身体样品的血细胞比容。被迫使通过样品池的信号的振幅可使用正交多路复用电路的两个电压输出按如下计算：
[1190] 振幅＝SQR((V正交相)2+(V同相)2)
[1191] 然后该振幅可与校准负载块126的已知电阻器的测量的振幅进行比较以确定阻抗。
[1192] XOR相检测器部分具有0°至180°的测量范围，或者作为另外一种选择具有-90°至+90°的测量范围，这取决于“来自μC的方波输入”是与正弦波同相还是被设定成90°相移。XOR相检测器产生总是为输入频率的两倍的输出频率，然而占空比会改变。如果两个输入完全同相，则输出为低的，如果两个输入偏移180°，则输出总为高的。通过对输出信号进行积分(例如通过简单的RC元件)可生成与两个输入之间的相移成正比的电压。
[1193] 一旦获悉本公开，本领域技术人员将认识到，在本公开的实施例中采用的相检测器子块可采用任何合适的形式，并且包括例如采用上升沿捕获技术、双沿捕获技术、XOR技术、和同步解调技术的形式。
[1194] 由于低通滤波器子块122、互阻抗放大器子块128和相检测器子块130可将残余相移引入基于相移的血细胞比容测量块114，所以校准负载块126可任选地包括在基于相移的血细胞比容测量块中。校准负载块126被配置成基本上电阻性的性质(例如33千欧姆负载)，因此不会在激励电压与生成的电流之间引起相移。校准负载块126被配置成接通整个电路以给出“零”校准读数。一旦校准，手持式试验测试仪便可测量体液样品的相移，减去“零”读数来计算校正的相移，并且随后基于校正的相移来计算身体样品的血细胞比容。
[1195] 图18为示出采用手持式试验测试仪和分析测试条(例如基于电化学的分析测试条)的方法200的各阶段的流程图。在步骤210处，方法200包括将全血样品引入分析测试条的样品池。
[1196] 在步骤220处，使用手持式试验测试仪的基于相移的测量块和微控制器块来测量样品池中的全血样品的相移。方法200还包括使用微控制器块基于所测量的相移来计算全血样品的血细胞比容(参见图18的步骤230)。
[1197] 一旦获悉本公开，本领域技术人员将认识到，可易于通过结合根据本公开的实施例和本文所述的手持式试验测试仪的任何技术、有益效果和特性来改进包括方法200在内的根据本公开的实施例的方法。例如，如果需要，使用分析测试条、手持式试验测试仪和计算的血细胞比容来确定引入的体液样品中的分析物。
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