CN107003269A - 基于测量的温度、物理特性和估计的分析物值确定分析物测量时间的电化学测试条的准确分析物测量 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了一种方法的多种实施方案，所述方法允许利用生物传感器通过以下方式来获得更准确的分析物浓度：确定代表包含所述分析物的所述样品的至少一个物理特性信号，以及基于测量的温度、物理特性和估计的分析物值来选择分析物测量取样时间。

Description

基于测量的温度、物理特性和估计的分析物值确定分析物测 量时间的电化学测试条的准确分析物测量
背景技术
电化学葡萄糖测试条，诸如用于全血测试试剂盒(可购自LifeScan公司)中的那些，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和公式2来概括。
公式1葡萄糖+GO(氧化)→葡糖酸+GO(还原)
公式2GO(还原)+2Fe(CN)6 3-→GO(氧化)+2Fe(CN)6 4-
如公式1中所示，葡萄糖被葡萄糖氧化酶的氧化形式(GO(氧化))氧化成葡糖酸。应当指出的是，GO(氧化)还可被称为“氧化的酶”。在公式1的反应过程中，氧化的酶GO(氧化)被转化为其还原状态，其被表示为GO(还原)(即，“还原的酶”)。接着，如公式2中所示，还原的酶GO(还原)通过与Fe(CN)6 3-(被称为氧化介体或铁氰化物)的反应而被再氧化回GO(氧化)。在GO(还原)重新生成回其氧化态GO(氧化)的过程中，Fe(CN)6 3-被还原成Fe(CN)6 4-(被称为还原介体或亚铁氰化物)。
当利用施加于两个电极之间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生成测试电流。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定位在电极之间的样品中葡萄糖的量成正比，所以生成的测试电流将与样品的葡萄糖含量成比例。诸如铁氰化物的介体是接受来自酶(诸如葡萄糖氧化酶)的电子并随后将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，源自还原介体再氧化的测试电流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电流流动(每摩尔被氧化的葡萄糖对应2摩尔电子)。因此，由于葡萄糖的引入而产生的测试电流可被称为葡萄糖信号。
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准确，从而对电化学生物传感器产生负面影响。例如，测量不准确可导致葡萄糖读数不准确，使得患者无法察觉潜在地危险的血糖含量。作为一个示例，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。
血液中红细胞容积的变化会使一次性电化学测试条所测量的葡萄糖读数出现差异。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与电化学介体的反应，降低化学溶解速率，因为用于使化学反应物成溶剂化物的血浆量较低并且介体的扩散速度慢。这些因素会造成比预期的葡萄糖读数低，因为电化学过程中产生的信号较小。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/或电流测量结果。
目前已采用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，测试条被设计成具有多个可将样品中的红细胞去除的筛目，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，其它测试条已包括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：测量经过交变电流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，所述技术通常示于和描述于下述相应的美国专利申请公布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中，所有这些专利申请公布和专利据此均以引用方式并入本申请。
发明内容
我们设计出一种改进的技术(及对其的变型)来测量分析物浓度，使得分析物浓度对分析物估计的温度和流体样品的物理特性(例如粘度或血细胞比容)不太敏感。在一个实施方案中，我们已设计出包括测试条和分析物测量仪的分析物测量系统。测试条包括连接至相应电极连接器的多个电极。测量仪包括外壳、被配置成连接至测试条的相应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来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)在沉积样品时启动分析物测试序列；(b)将信号施加至样品以确定代表样品的物理特性信号；(c)将另一个信号驱动至样品；(d)测量来自所述电极中的至少一个电极的至少一个输出信号；(e)测量样品、测试条或测量仪中的一者的温度；(f)基于测量的温度来确定物理特性信号的温度补偿值；(g)由从所述测试序列启动时起作为参考的多个预定时间间隔中的一个处的所述至少一个输出信号导出估计的分析物浓度；(h)基于测量的温度来确定估计的分析物浓度的温度补偿值；(i)基于(1)物理特性信号的温度补偿值和(2)估计的分析物浓度的温度补偿值来选择相对于测试序列启动的分析物测量取样时间点或时间间隔；(j)基于所选择的分析物测量取样时间点或时间间隔处的输出信号的量值来计算分析物浓度；以及(k)通告分析物浓度。
在另一个实施方案中，我们已设计出包括测试条和分析物测量仪的分析物测量系统。测试条包括连接至相应电极连接器的多个电极。测量仪包括外壳、被配置成连接至测试条的相应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来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)在沉积样品时启动分析物测试序列；(b)将信号施加至样品以确定代表样品的物理特性信号；(c)将另一个信号驱动至样品；(d)测量来自所述电极中的至少一个电极的至少一个输出信号；(e)测量样品、测试条或测量仪中的一者的温度；(f)由从所述测试序列启动时起作为参考的多个预定时间间隔中的一个处的所述至少一个输出信号导出估计的分析物浓度；(g)基于以下项选择相对于测试序列启动的分析物测量取样时间点或时间间隔：(1)测量的温度，(2)物理特性信号，(3)估计的分析物浓度；(i)基于所选择的分析物测量取样时间点或时间间隔处的输出信号的量值来计算分析物浓度；以及(k)通告分析物浓度。
在另一个实施方案中，我们已设计出包括测试条和分析物测量仪的分析物测量系统。测试条包括连接至相应电极连接器的多个电极。测量仪包括外壳、被配置成连接至测试条的相应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来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)在沉积样品时启动分析物测试序列；(b)将信号施加至样品以确定样品的物理特性信号；(c)将另一个信号驱动至样品；(d)测量来自所述电极中的至少一个电极的至少一个输出信号；(e)测量样品、测试条或测量仪中的一者的温度；(f)由从所述测试序列启动时起作为参考的多个预定时间间隔中的一个处的所述至少一个输出信号导出估计的分析物浓度；(g)确定所测量的温度是否在多个温度范围中的一个温度范围内；(h)基于在多个温度范围中所选的一个温度范围内所估计的分析物浓度和代表样品的物理特性信号来选择分析物测量取样时间；(i)基于来自所选的分析物测量取样时间图的分析物测量取样时间或时间间隔处的输出信号的量值来计算分析物浓度；以及(j)通告分析物浓度。
在另一个实施方案中，我们设计了一种方法，该方法利用具有至少两个电极的测试条和设置在电极中的至少一个上的试剂从流体样品确定分析物浓度。该方法可通过以下步骤实现：将流体样品沉积在所述至少两个电极中的任何一个上以启动分析物测试序列；将第一信号施加至样品以测量样品的物理特性；将第二信号驱动至所述样品以引发分析物与试剂的酶反应；基于从测试序列启动时起的预定取样时间点来估计分析物浓度；测量生物传感器或周围环境中的至少一者的温度；从根据测量的温度索引的多个查找表中获得查找表，每个查找表具有针对不同取样时间点索引的估计分析物的不同定性类别和测量或估计物理特性的不同定性类别；从在获取步骤中获得的查找表中选择取样时间点；在从所述获取步骤中获得的查找表中所选择的测量取样时间处对从所述样品输出的信号进行取样；根据以下形式的公式由在所选择的测量取样时间处取样的测量输出信号计算分析物浓度：
其中
G0表示分析物浓度；
IT表示在所选择的取样时间T处测量的信号(与分析物浓度成比例)；
斜率表示从该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
截距表示从该特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
在另一种变型中，我们设计了一种方法，该方法利用具有至少两个电极的测试条和设置在电极中的至少一个上的试剂从流体样品确定分析物浓度。该方法可通过以下步骤实现：将流体样品沉积在生物传感器上以启动测试序列；引发样品中的分析物进行酶反应；估计样品中的分析物浓度；测量样品的至少一种物理特性；测量生物传感器或周围环境中的至少一者的温度；从根据测量的温度索引的多个查找表中获得查找表，每个查找表具有针对不同取样时间点索引的估计分析物的不同定性类别和测量或估计物理特性的不同定性类别；从在获取步骤中获得的查找表中选择取样时间点；在从所述获取步骤中获得的查找表中所选择的测量取样时间处对从所述样品输出的信号进行取样；以及由所选择的测量取样时间处的取样信号来确定分析物浓度。
并且对于这些方面而言，也可以在这些先前所公开方面的多种组合中使用以下特征：获得可包括将第二信号驱动至所述样品以导出代表样品的物理特性信号；施加可包括将第一信号施加至样品以导出代表样品的物理特性信号，并且第一信号的施加与第二信号的驱动可按顺序次序进行；第一信号的施加可与第二信号的驱动重叠；施加可包括将第一信号施加至样品以导出代表样品的物理特性信号，并且第一信号的施加可与第二信号的驱动重叠；第一信号的施加可包括将交变信号引导至样品使得从交变信号的输出来确定代表样品的物理特性信号；第一信号的施加可包括将光学信号引导至样品使得从光学信号的输出来确定代表样品的物理特性信号；物理特性信号可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性信号可包括粘度、血细胞比容、温度和密度中的至少一者；所述引导可包括驱动不同相应频率下的第一交变信号和第二交变信号，其中第一频率低于第二频率；第一频率可比第二频率低至少一个数量级；第一频率可包括在约10kHz至约250kHz、或约10kHz至约90kHz范围内的任何频率；并且/或者可利用下述形式的公式来计算指定分析物测量取样时间：
其中
“指定取样时间”被指定为从测试序列启动时起的对测试条的输出信号(例如，输出信号)进行取样的时间点，
H表示或为代表样品的物理特性信号；
x1为约4.3e5，或者等于4.3e5，或者等于4.3e5+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；
x2为约-3.9，或者等于-3.9，或者等于-3.9+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；并且
x3为约4.8，或者等于4.8，或者等于4.8+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。
应当指出的是，分析物测量取样时间点可选自包括矩阵的查找表，其中所估计分析物的不同定性类别在矩阵的最左列中示出，测量的或估计的物理特性信号的不同定性类别在矩阵的最顶行中示出，并且分析物测量取样时间提供在矩阵的剩余单元格中。在上述方面中的任何一者中，所述流体样品可为血液。在上述方面中的任何一者中，所述物理特性信号可包括样品的粘度、血细胞比容或密度中的至少一者，或者物理特性信号可为血细胞比容，其中任选地，血细胞比容水平在30％和55％之间。在上述方面中的任何一者中，在H表示或为代表样品的物理特性信号的情况下，其可为测量的、估计的或确定的血细胞比容，或者可为血细胞比容的形式。在上述方面中的任何一者中，可从测量的特性，诸如样品的阻抗或相位角，来确定物理特性信号。在上述方面中的任何一者中，由IE和/或T表示的信号可为电流。
在本公开的上述方面中，可通过电子电路或处理器来进行确定步骤、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)。这些步骤作为存储在计算机可读介质上的可执行指令也可被实施；所述指令在由计算机执行时可进行上述方法中的任何一个方法的步骤。
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进行上述方法中的任何一个方法的步骤。
在本公开的附加方面，存在诸如测量仪或分析物测试装置之类的装置，每个装置或测量仪包括被配置成进行上述方法中的任何一个方法的步骤的电子电路或处理器。
对于本领域的技术人员而言，当结合将被首先简要描述的附图来参阅以下对本发明示例性实施方案的更详细说明时，这些和其它实施方案、特征和优点将变得显而易见。
附图说明
并入本文中并且构成本说明书一部分的附图示出当前本发明的优选的实施方案，并且与上面所给出的概述和下面所给出的详述一起用于解释本发明的特征(其中类似的数字表示类似的元件)，其中：
图1示出了分析物测量系统。
图2A以简化示意图形式示出了测量仪200的部件。
图2B以简化示意图形式示出了测量仪200的变型的优选具体实施。
图3A(1)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信号感测电极。
图3A(2)示出了图3A(1)的测试条的变型，其中提供了屏蔽或接地电极以靠近测试室的入口；
图3A(3)示出了图3A(2)的测试条的变型，其中试剂区域已向上游延伸以覆盖物理特性信号感测电极中的至少一个；
图3A(4)示出了图3A(1)、图3A(2)和图3A(3)的测试条100的变型，其中测试条的某些部件已被整合在一起形成单个单元；
图3B示出了图3A(1)、图3A(2)或图3A(3)的测试条的变型，其中一个物理特性信号感测电极靠近入口设置并且另一个物理特性信号感测电极位于测试池的终端处，并且测量电极设置在一对物理特性信号感测电极之间。
图3C和图3D示出了图3A(1)、图3A(2)或图3A(3)的变型，其中物理特性信号感测电极彼此相邻地设置在测试室的终端处，并且测量电极位于物理特性信号感测电极的上游。
图3E和图3F示出了相似于图3A(1)、图3A(2)或图3A(3)的物理特性信号感测电极排列的物理特性信号感测电极排列，其中所述一对物理特性信号感测电极靠近测试室的入口。
图4A示出了时间相对于施加至图1测试条的电势的曲线图。
图4B示出了时间相对于来自图1测试条的输出电流的曲线图。
图5A示出了当使用已知的分析物测量技术时，由于血液样品中的血细胞比容对环境(例如，周围)变化或测量仪本身敏感，针对分析物所遇到的问题。
图5B示出了我们早期专利申请中描述的早期技术的类似问题。
图5C示出了我们的示例性生物传感器的阻抗特性对温度的敏感度。
图5D示出了各种葡萄糖浓度在42％血细胞比容下的偏差或误差也与温度有关。
图6示出了通过校正温度敏感度来实现更准确的分析物确定的示例性方法的逻辑图。
图7示出了对图6所示技术的变型的逻辑图。
图8示出了从生物传感器的测试室中的酶电化学反应测量到的典型瞬态输出信号。
图9A示出了在没有利用图6和图7之一所示技术的情况下，对于每个目标分析物值，生物传感器对样品中的血细胞比容的敏感度的散点图。
图9B示出了使用与图9A相同的参数的散点图，但是使用我们的新技术来降低生物传感器对随温度变化的血细胞比容的敏感度。
具体实施方式
应参考附图来阅读下面的具体实施方式，其中不同附图中类似要素相同地编号。未必按比例绘制的附图描绘所选择的实施方案，并不旨在限制本发明的范围。具体实施方式以举例的方式而不是限制性方式示出本发明的原理。此具体实施方式将明确地使得本领域技术人员能够制备和使用本发明，并且描述了本发明的若干实施方案、适应型式、变型形式、替代形式和用途，包括目前据信是实施本发明的最佳方式。
如本文所用，针对任何数值或范围的术语“约”或“大约”表示允许零件或多个部件的集合执行如本文所述的其指定用途的合适的尺寸公差。更具体地，“约”或“大约”可指列举值的值±10％的范围，例如“约90％”可指81％至99％的值范围。另外，如本文所用，术语“患者”、“宿主”、“用户”和“受检者”是指任何人或动物受检者，并不旨在将系统或方法局限于人使用，但本主题发明在人类患者中的使用代表优选的实施方案。如本文所用，术语“振荡信号”包括分别改变极性、或交变电流方向、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、交变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。
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(例如，葡萄糖)水平的测量仪200。测量仪200可包括用户界面输入(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的食物摄取、药物使用、健康检查的发生率、总体健康状态和运动水平。测量仪200还可包括显示器204，其可用于报告所测量的葡萄糖水平，且便于进入生活方式相关的信息。
测量仪200可包括第一用户界面输入206、第二用户界面输入210和第三用户界面输入214。用户界面输入206、210和214方便进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与显示器204上的字符相关联。
可通过将测试条100(或者其变型400、500或600)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206、或者通过检测整个数据端口218上的数据流量来开启测量仪200。可通过取出测试条100(或者其变型400、500或600)、按压并短暂地保持第一用户界面输入206、导航到主菜单屏幕并从主菜单屏幕选择测量仪关闭选项、或者通过在预定时间内不按压任何按钮来关闭测量仪200。显示器104可任选地包括背光。
在一个实施方案中，测量仪200可被配置成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，在一个示例性实施方案中，测量仪被配置成不从外部源接收校准输入，所述外部源诸如用户界面(诸如输入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，此类校准输入是不必要的。校准输入可为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，诸如批斜率和截距值，可预设在测量仪中，如下文将描述。
参考图2A，示出了测量仪200的示例性内部布局。测量仪200可包括处理器300，其在本文所述和所示的一些实施方案中为32位的RISC微控制器。在本文所述和所示的优选实施方案中，处理器300优选地选自由Texas Instruments(Dallas Texas)制造的MSP430系列超低功率微控制器。处理器可经I/O端口314双向连接至存储器302，存储器302在本文所述和所示的一些实施方案中为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206、210和214以及显示驱动器320。数据端口218可连接至处理器300，从而使数据能够在存储器302和外部装置(诸如个人计算机)之间传输。用户界面输入206、210和214直接连接至处理器300。处理器300经由显示驱动器320控制显示器204。在测量仪200的制备期间，存储器302可预装有校准信息，诸如批斜率和批截距值。在通过条端口连接器220从测试条接收到合适的信号(诸如电流)时，可由处理器300访问和使用预装的校准信息，从而利用信号和校准信息计算出对应的分析物水平(诸如血糖浓度)，而不需从任何外部源接收校准输入。
在本文所述和所示的实施方案中，测量仪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(或者其变型400、500或600)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传送到ASIC 304或从ASIC304传送出。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还包括芯308、ROM 310(含有计算机代码)、RAM 312和时钟318。在一个实施方案中，处理器300被配置成(或编程为)：例如在分析物测量后的一段时间使所有用户界面输入无效，除了在显示单元作出分析物值显示时即进行的单个输入之外。在一个另选的实施方案中，处理器300配置成(或编程为)：忽略来自所有用户界面输入的任何输入，除了在显示单元作出分析物值显示时即进行的单个输入之外。测量仪200的详细说明和阐释示于和描述于国际专利申请公布WO2006070200中，该专利申请据此以引用方式并入本申请，如同在本文完全阐述一样。
图3A(1)为测试条100的示例性分解透视图，所述测试条可包括设置在衬底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设置为与试剂层22a和22b接触，而物理特性信号感测电极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可自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(1)所示，测试条100具有远侧部分3和近侧部分4。
测试条100可包括其中可吸取或沉积生理流体样品95的样品接收室92(图3A(2))。本文所述的生理流体样品可为血液。样品接收室92可包括位于近端的入口和位于测试条100的侧边缘处的出口，如图3A(1)所示。流体样品95可沿轴L-L(图3A(2))施加至入口以装填样品接收室92，使得能够测量葡萄糖。邻近试剂层22定位的第一粘合剂垫片24和第二粘合剂垫片26的侧边缘各自限定样品接收室92的壁，如图3A(1)所示。样品接收室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(1)所示。样品接收室92的顶部部分或者“顶板”可包括远侧亲水部分32，如图3A(1)所示。对于测试条100，如图3A(1)所示，衬底5可用作有助于支撑随后所施加的层的衬底。衬底5可为聚酯片的形式，该聚酯片诸如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微米厚乘370毫米宽乘大约60米长。
导电层被用来形成可用于对葡萄糖进行电化学测量的电极。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，将碳素油墨加载到丝网上，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℃的热空气进行干燥。碳素油墨可包括VAGH树脂、碳黑、石墨(KS15)和用于该树脂、碳和石墨混合物的一种或多种溶剂。更具体地，碳素油墨可在碳素油墨中包含比率为约2.90:1的碳黑:VAGH树脂、以及比率为约2.62:1的石墨:碳黑。
如图3A(1)所示，对于测试条100，第一导电层50可包括参考电极10、第一工作电极12、第二工作电极14、第三物理特性信号感测电极19a和第四物理特性信号感测电极20a、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、参考电极轨道7和条检测棒17。物理特性信号感测电极19a和20a设置有相应的电极轨道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可适于电连接至测量仪。第一工作电极轨道8提供从第一工作电极12到第一接触垫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，参考电极轨道7提供从参考电极10至参考接触垫11的电连续通道。条检测棒17电连接至参考接触垫11。第三电极轨道19b和第四电极轨道20b连接到相应的电极19a和20a。测量仪可通过测量参考接触垫11与条检测棒17之间的导通来检测测试条100已被正确插入，如图3A(1)所示。
图3B-3F示出了测试条100的变型(图3A(1)、3A(2)、3A(3)或3A(4))。简而言之，就测试条100的变型(示例性地示于图3A(2)、图3A(2)和图3B至图3F中)而言，这些测试条包括设置在工作电极上的酶试剂层、设置在第一图案化导电层之上并且被配置成限定分析测试条内的样品腔室的图案化垫片层、以及设置在第一图案化导电层之上的第二图案化导电层。第二图案化导电层包括第一相移测量电极和第二相移测量电极。此外，第一相移测量电极和第二相移测量电极设置在样品腔室中并且被配置成与手持式试验测量仪一起来测量电信号的相移，所述电信号被迫使在分析测试条的使用期间通过引入到样品腔室中的体液样品。此类相移测量电极在本文中还称为体液相移测量电极。本文所述的各种实施方案的分析测试条据信是有利的，因为例如第一相移测量电极和第二相移测量电极设置在工作电极和参比电极上方，因而允许具有有利低体积的样品腔室。这与如下构型形成对比，其中第一相移测量电极和第二相移测量电极设置为与工作电极和参考电极成共面关系，因而需要较大的体液样品体积和样品腔室使得体液样品能够覆盖第一相移测量电极和第二相移测量电极以及工作电极和参考电极。
在图3A(2)的实施方案(其为图3A(1)的测试条的变型)中，提供附加电极10a作为多个电极19a、20a、14、12和10中的任何一个电极的延伸件。必须注意的是，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连接至其他五个电极中的任何一个电极或连接至其自身的单独接触垫(和轨道)，该单独接触垫用于连接至测量仪上的地而非经由相应的轨道7、8和9连接至接触垫15、17、13中的一个或多个。在优选的实施方案中，接地电极10a连接至其上设置有试剂22的三个电极中的一个。在最优选的实施方案中，接地电极10a连接至电极10。作为接地电极，有利的是将接地电极连接至参考电极10，以便不对工作电极测量产生任何附加电流，该附加电流可来自样品中的背景干扰化合物。此外通过将屏蔽或接地电极10a连接至电极10，据信能有效地增加反电极10的尺寸，该尺寸尤其在高信号情况下可成为限制性的。在图3A(2)的实施方案中，试剂被布置为使得其不与测量电极19a和20a接触。另选地，在图3A(3)的实施方案中，试剂22被布置为使得试剂22接触感测电极19a和20a中的至少一个。
在测试条100的可供选择的型式中，此处如在图3A(4)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衬底5，该衬底具有设置在绝缘层16’附近的试剂层22’。
在图3B的实施方案中，分析物测量电极10、12和14设置成与图3A(1)、图3A(2)、或图3A(3)中大体相同的构型。然而，用以感测物理特性信号(例如，血细胞比容)水平的电极19a和20a设置成间隔开的构型，其中一个电极19a靠近测试室92的入口92a并且另一个电极20a位于测试室92的相对末端。电极10、12、和14设置为与试剂层22接触。
在图3C、图3D、图3E和图3F中，物理特性信号(例如，血细胞比容)感测电极19a和20a设置为彼此相邻，并且可布置在测试室92的入口92a的相对末端92b处(图3C和图3D)或邻近入口92a(图3E和图3F)处。在所有这些实施方案中，物理特性信号感测电极与试剂层22间隔开，使得这些物理特性信号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。
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/参考电极和酶试剂层，以有利于与所关注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方式并入本文。就这一点而言，本文提供的各种实施方案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406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它组分。
一般来讲，酶试剂层406包括至少酶和介体。合适的介体的示例包括例如钌、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。合适的酶的示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406。
申请人指出，酶试剂层406还可包含合适的缓冲剂(诸如，例如，Tris HCl、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它添加剂。
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。
根据实施方案的分析测试条可被配置成例如与手持式测量仪的分析测试条样品池接口可操作地电连接并一起使用，如共同未决的专利申请13/250,525[暂时由代理人案卷号DDI5209USNP标识]中所述，该专利申请以引用方式并入本申请中。
在测试条的各种实施方案中，对沉积在测试条上的流体样品进行了两种测量。一种测量为流体样品中的分析物(例如，葡萄糖)的浓度的测量，而另一种测量为同一样品的物理特性信号(例如，血细胞比容)的测量。两种测量(葡萄糖和血细胞比容)可在持续时间内按照顺序、同时地或重叠地进行。例如，可首先进行葡萄糖测量，然后进行物理特性信号(例如，血细胞比容)测量；首先进行物理特性信号(例如，血细胞比容)测量，然后进行葡萄糖测量；两种测量同时进行；或者一种测量的持续时间可与另一种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。
图4A为施加至测试条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。在将流体样品施加至测试条100(或者其变型400、500、或600)之前，测量仪200处于流体检测模式，其中在第二工作电极和参考电极之间施加约400毫伏的第一测试信号。优选地同时在第一工作电极(例如，测试条100的电极12)和参考电极(例如，测试条100的电极10)之间施加约400毫伏的第二测试信号。另选地，还可同时施加第二测试信号，使得施加第一测试信号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，测量仪可处于流体检测模式。在流体检测模式中，测量仪200确定流体何时被施加至测试条100(或者其变型400、500或600)，使得流体润湿相对于参考电极10的第一工作电极12或第二工作电极14(或者这两个电极)。一旦测量仪200由于例如在第一工作电极12和第二工作电极14中的一者或两者处测量的测试电流充分增大而识别出生理流体已施加，则测量仪200在零时刻“0”处分配为零的第二标记，并启动测试时间间隔TS。测量仪200可以合适的取样速率，诸如，例如，每隔1毫秒至每隔100毫秒来对电流瞬态输出进行取样。在测试时间间隔TS结束时，移除测试信号。为简单起见，图4A仅示出施加至测试条100(或者其变型400、500或600)的第一测试信号。
在下文中，描述了如何从已知的信号瞬态(例如，作为时间的函数以纳安计的测量电信号响应)来确定葡萄糖浓度，所述电流瞬态是在将图4A的测试电压施加至测试条100(或者其变型400、500、或600)时测量的。
在图4A中，施加至测试条100(或本文所述的变型)的第一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方案中，测试信号为约+400毫伏。其它介体和电极材料组合将需要不同的测试电压，如本领域技术人员已知的。测试电压的持续时间通常为反应期后约1至约5秒，并且通常为反应期后约3秒。通常，测试序列时间TS是相对于时间To测量的。当电压401被保持图4A中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702始于零时刻处产生，同样第二工作电极14的电流瞬态704也相对于零时刻产生。应当指出的是，尽管信号瞬态702和704已放置在相同的参照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，这是因为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706处，可测量工作电极12和14中的每一个电极的输出信号并且将它们进行加和。另选地，可将得自工作电极12和14中的仅一者的信号进行翻倍。
重新参见图2B，系统驱动信号以测量或取样在多个时间点或位置T1、T2、T3…TN中的任一个处得自至少一个工作电极(12和14)的输出信号IE。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秒处的单个时间点T1.5或与接近2.8秒的时间点T2.8重叠的间隔708(例如，～10毫秒间隔或更长间隔，这取决于系统的取样速率)。
基于特定测试条100及其变型的测试条参数(例如，批校准代码偏移和批斜率)的知识，可计算分析物(例如，葡萄糖)的浓度。在测试序列期间，可对输出瞬态702和704进行取样，以导出多个时间间隔处的信号IE(通过对电流IWE1和IWE2中的每一者进行加和或者对IWE1或IWE2中的一者进行翻倍)。基于图3B至图3F中的特定测试条100及其变型的批校准代码偏移和批斜率的知识，可计算分析物(例如，葡萄糖)浓度。
应当指出的是，“截距”和“斜率”是通过测量一批测试条的校准数据而获得的值。通常从组或批中随机选择1500个左右的测试条。来自供体的生理流体(例如，血液)被分类为多种分析物水平：通常6种不同的葡萄糖浓度。通常，来自12个不同供体的血液被分类为六种水平中的每一个。八个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，诸如Yellow Springs Instrument(YSI)测量这些条，并且以实际分析物水平(例如血糖浓度)为基准。测量出的葡萄糖浓度的曲线图相对于实际葡萄糖浓度(或测量出的电流与YSI电流)描绘，按等式y＝mx+c最小二乘拟合成该曲线图，以针对该组或批中剩余的条赋值给批斜率m和批截距c。申请人还提供了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(或测量的电流相对于YSI电流)绘制的测量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(或测量的电流相对于YSI电流)绘制的测量葡萄糖浓度的图进行最佳拟合的线与y轴相交的点。
此处应当指出的是，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。该系统还包括分析物测量仪200，该分析物测量仪具有外壳、被配置成连接至测试条的相应电极连接器的测试条端口连接器以及微控制器300，此处如图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来自多个电极的电信号。
参见图2B，示出了测量仪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306，五条线包括阻抗感测线EIC(用以接收来自物理特性信号感测电极的信号)、交变信号线AC(用以将信号驱动至物理特性信号感测电极)、参考电极的基准线，以及相应工作电极1和工作电极2的信号感测线。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取样或测量的信号或者Iwe1；(4)从生物传感器的工作电极2取样或测量的信号或者Iwe2。存在从处理器300到接口306的一个输出，以将具有25kHz至约250kHz之间的任意值或更大值的振荡信号AC驱动至物理特性信号感测电极。可从阻抗实部Z’和阻抗虚部Z”来确定相位差P(以度为单位)，其中：
P＝tan-1{Z”/Z’} 公式3.1
并且可从接口306的线Z’和Z”来确定量值M(以欧姆表示并且通常写为│Z│)，其中：
在这种系统中，微处理器被配置成：(a)将第一信号施加至多个电极使得导出由流体样品的物理特性信号限定的批斜率以及(b)将第二信号施加至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于测量物理特性信号的至少两个电极和用于测量分析物浓度的至少两个其它电极。例如，至少两个电极和至少两个其它电极设置在提供于衬底上的同一腔室中。另选地，至少两个电极和至少两个其它电极设置在提供于衬底上的不同腔室中。应当指出的是，对于一些实施方案，所有电极均设置在由衬底限定的同一平面上。具体地，在本文所述实施方案的一些中，将试剂设置在所述至少两个其它电极附近，并且不将试剂设置在所述至少两个电极上。这种系统中值得注意的一个特征在于如下能力，即在将流体样本(其可为生理样本)沉积到生物传感器上约10秒内提供准确分析物测量以作为测试序列的部分。
作为测试条100(图3A(1)、图3A(2)或图3A(3)以及其图3B至图3F中的变型)的分析物计算(例如，葡萄糖)的示例，在图4B中假定，第一工作电极12在706处的取样信号值为约1600纳安，而第二工作电极14在706处的信号值为约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。然后可从以下公式3.3确定葡萄糖浓度G0：
G0＝[(IE)-截距]/斜率 公式3.3
其中
IE为如下信号(与分析物浓度成比例)，所述信号为得自生物传感器中的所有电极的总信号(例如，对于传感器100而言，得自两个电极12和14(或者Iwe1+Iwe2))；
Iwe1为在设定的分析物测量取样时间处针对第一工作电极测量的信号；
Iwe2为在设定的分析物测量取样时间处针对第二工作电极测量的信号；
斜率为从该特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值；
截距为从该特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
根据公式3.3；得出G0＝[(1600+1300)-500]/18，并且因此，G0＝133.33纳安，约133mg/dL。
此处应当指出的是，尽管已相对于具有两个工作电极(图3A(1)中的12和14)的生物传感器100给出示例使得已将得自相应工作电极的所测量的电流加在一起以提供总测量电流IE，但在其中仅存在一个工作电极(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电极的信号乘以2。除了总信号之外，可将得自每个工作电极的信号的平均值用作本文所述的公式3.3、6、和8-11的总测量电流IE，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)，相比于其中将测量电流加在一起的实施方案，以补偿较低的总测量电流IE。另选地，可将测量信号的平均值乘以2并且用作公式3.3、6和8-11中的IE，且无需如先前的示例那样来导出运算系数。应当指出的是，此处未针对任何物理特性信号(例如，血细胞比容值)来校正分析物(例如，葡萄糖)浓度，并且可将一定的偏移提供到信号值Iwe1和Iwe2以补偿测量仪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考温度，诸如例如约20℃的室温。
既然可根据信号IE来确定葡萄糖浓度(G0)，则提供了对用以确定流体样品的物理特性信号(例如，血细胞比容)的申请人技术的描述。在系统200(图2)中，微控制器将第一频率(例如，约25千赫)下的第一振荡输入信号800施加至一对感测电极。所述系统还被建立以测量或检测来自第三电极和第四电极的第一振荡输出信号802，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100千赫至约1兆赫或更高，并且优选地为约250千赫)下的第二振荡输入信号(为简明起见未示出)施加至一对电极，并且随后测量或检测来自第三电极和第四电极的第二振荡输出信号，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)。从这些信号中，系统基于第一时间差Δt1和第二时间差Δt2来估计流体样品的物理特性信号(例如，血细胞比容)。此后，系统能够导出葡萄糖浓度。可通过应用以下形式的公式来完成物理特性信号(例如，血细胞比容)的估计：
其中
C1、C2和C3中的每一个均为测试条的运算常数，并且m1表示得自回归数据的参数。
该示例性技术的详细内容可见于2011年9月2日提交的名称为“HematocritCorrected Glucose Measurements for Electrochemical Test Strip Using TimeDifferential ofthe 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。
用以确定物理特性信号(例如，血细胞比容)的另一技术可通过物理特性信号(例如，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电阻的电路。利用这种模型，可通过所施加的电压、在已知电阻器两端上的电压(例如，测试条固有电阻)、和在未知阻抗Vz两端上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。该技术的详细信息在2011年9月2日提交的待审临时专利申请61/530,808(代理人案卷号DDI5215PSP)中有所示出和描述，该专利以引用方式并入。还可利用用于确定流体样品的物理特性信号(例如，血细胞比容、粘度、温度或密度)的其他合适的技术，例如，美国专利4,919,770、美国专利7,972,861、美国专利申请公布2010/0206749或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出版的可由http://www.idealibrary.coml在线获得的“Electric Cell–Substrate Impedance Sensing(ECIS)asaNoninvasiveMeanstoMonitortheKineticsofCell Spreading to ArtificialSurfaces”；由Takuya Kohma、Hidefumi Hasegawa、Daisuke Oyamatsu和SusumuKuwabata发表并且由Bull.Chem.Soc.Jpn.(第80卷，第1期，158–165(2007))出版的“UtilizationofACImpedanceMeasurements for Electrochemical Glucose SensingUsing Glucose Oxidase to Improve DetectionSelectivity”，所有这些文献均以引用方式并入本文。
可通过得知相位差(例如，相位角)和样品阻抗量值来获得用以确定物理特性信号(例如，血细胞比容、密度或温度)的另一技术。在一个示例中，提供下述关系以用于估计样品的物理特性信号或阻抗特性(“IC”)，如在公式4.2中定义的：
IC＝M2*y1+M*y2+y3+P2*y4+P*y5 公式4.2
其中：M表示测量阻抗的量值│Z│(欧姆)；
P表示输入信号和输出信号之间的相位差(度)；
y1为约-3.2e-08±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)；
y2为约4.1e-03±此处所提供数值的10％、5％或1％(取决于输入信号的频率，可为0)；
y3为约-2.5e+01±此处所提供数值的10％、5％或1％；
y4为约1.5e-01±此处所提供数值的10％、5％或1％(取决于输入信号的频率，可为0)；并且
y5为约5.0±此处提供的数值的10％、5％或1％(并且取决于输入信号的频率，可为零)。
此处应当指出的是，在输入AC信号的频率较高(例如，大于75kHz)的情况下，则与阻抗M的量值相关的参数项y1和y2可为本文给定的示例性值的±200％，使得这些参数项中的每一个可包括零或甚至为负值。在另一方面，在输入AC信号的频率较低(例如，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值的±200％，使得这些参数项中的每一个可包括零或甚至为负值。此处应当指出的是，本文所用的H或HCT的量值通常等于IC的量值。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。
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。
其中：
IC为阻抗特性[％]；
M为阻抗的量值[欧姆]；
y1为约1.2292e1±此处提供的数值的10％、5％或1％；
y2为约-4.3431e2±此处提供的数值的10％、5％或1％；
y3为约3.5260e4±此处提供的数值的10％、5％或1％。
凭借本文所提供的各种部件、系统、和见解，申请人实现了从流体样品(其可为生理样品)来确定分析物浓度的至少四种技术(以及此类方法的变型)。这些技术在2014年4月24日提交的共同拥有的先前美国专利申请14/353,870(代理人案卷号DDI5220USPCT，其要求2011年12月29日的优先权权益)、2014年4月24日提交的美国专利申请14/354,377(代理人案号DDI5228USPCT，其要求2011年12月29日的优先权权益)，以及2014年4月25日提交的美国专利申请14/354,387(代理人案卷号DDI5246USPCT，其要求2012年5月31日的优先权权益)中广泛详细地进行了显示和描述，所有先前的申请(以下称为“早期申请”)据此以引用方式并入本文，如同在本文完全阐述一样。
如在我们的早期申请中广泛描述的那样，在表1中使用测量或估计的物理特性IC以及估计的分析物浓度GE以导出测量样品的测量时间T，如参照合适的数据，例如测试测定序列的启动。例如，如果所测量的特性为约30％并且所估计的葡萄糖(例如，通过在约2.5至3秒处进行取样)为约350，则表1中微控制器应对流体进行取样的时间为约7秒(如参照测试序列启动数据)。又如，在所估计的葡萄糖为约300mg/dL并且所测量的或估计的物理特性为60％的情况下，指定取样时间将为约3.1秒，如表1所示。
表1：相对于估计的G和测量或估计的物理特性的取样时间T
申请人指出，适当的分析物测量取样时间是从测试序列启动时起测量的，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，该系统可被编程以在整个测试序列期间的适当取样时间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，该系统可在测试序列接近结束时进行全部所需的计算，而非尝试使分析物测量取样时间与设定时间点同步，这样可因系统延迟而引入计时误差。该技术的细节在早期申请中有所示出和描述。
一旦在指定时间(其由测量的或估计的物理特性控制)处测量测试腔室的信号输出IT，随后就将信号IT用于下文的公式9中以计算分析物浓度(在这种情况下，葡萄糖)。
其中
G0表示分析物浓度；
IT表示由在指定分析物测量取样时间T处测量的结束信号之和确定的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定分析物测量取样时间T处测量的总电流；
斜率表示从该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通常为约0.02；并且
截距表示从该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通常为约0.6至约0.7。
应当指出的是，施加第一信号和驱动第二信号的步骤是按以下次序的顺序进行的，所述次序可为首先施加第一信号随后驱动第二信号，或者两个信号按顺序地重叠；另选地，首先驱动第二信号然后施加第一信号，或者两个信号按顺序地重叠。另选地，施加第一信号和驱动第二信号可同时进行。
在所述方法中，施加第一信号的步骤涉及将由适当功率源(例如，测量仪200)提供的交变信号引导至样品使得从交变信号的输出来确定代表样品的物理特性信号。正被检测的物理特性信号可为粘度、血细胞比容或密度中的一者或多者。该引导步骤可包括驱动不同相应频率下的第一交变信号和第二交变信号，其中第一频率低于第二频率。优选地，第一频率比第二频率低至少一个数量级。例如，第一频率可为约10kHz至约100kHz范围内的任何频率，第二频率可为约250kHz至约1MHz或更高。如本文所用，短语“交变信号”或“振荡信号”可具有极性交变的信号的一些部分、或全交流电流信号、或具有直流电流偏移量的交流电流、或甚至与直流电流信号结合的多向信号。
关于2012年12月28日提交并公布为WO2013/098563的国际专利申请PCT/GB2012/053276的表2示出并描述了进一步的改进，因此这里不再重复。
我们最近发现，在我们的早期申请中描述的本测量系统中，由于温度(在此指定为“tmp”)对葡萄糖估计和阻抗特性的影响而存在变化。这意味着，在这种系统中在室温下得到的测量取样时间T对于相同葡萄糖和血细胞比容组合在温度极值下可能不合适，从而导致测量仪输出结果的潜在不准确。结合图5A和图5B示出了该问题。
在图5A中，在22℃和44℃下测试了我们已知技术(其中对于各种葡萄糖值和血细胞比容在约5秒内进行测量)的性能。因为测试涉及在22℃和44℃下的温度，图5A分为左图和右图。在图5A的左图中，对于各种葡萄糖测量，与参照目标相比在22℃下系统对血细胞比容的敏感度(即，偏差)显示为在100mg/dL或更低的±0.5％内(参考标号502)。当仍在22℃下时，偏差随着目标葡萄糖浓度增加(从100mg/dL至400mg/dL)而开始增加，如标号504所示。当现有系统在44℃下进行测试时，会出现对血细胞比容的敏感度增加的类似图案，如图5A的右图所示。在图5A的右图中，其中所有测量在44℃下进行，在506处，当参照葡萄糖为约100℃或甚至更小偏差时，偏差通常在可接受的范围内。然而，在参照葡萄糖高于100mg/dL时，可以看到偏差或误差在508处增加，使得偏差在可接受的范围之外。
在图5B中，相同的实验组(图5A中所使用的)配合来自我们早期申请的技术使用，其中测量取样时间T被选择作为(a)在预定时间(例如，约2.5秒)获取的估计测量GE和(b)由样品的阻抗特性IC表示的流体样品的物理特性的函数。在图5B的左图中，可以看出当系统在22℃下进行测试时，对于小于100mg/dL至超过300mg/dL的葡萄糖浓度，偏差或误差在可接受的范围内，如510所示。在44℃下(图5B的右图)，对于高于约250mg/dL的参照或目标葡萄糖浓度，关于血细胞比容的偏差或误差通常在范围内，如512所示。然而，对于低于约250mg/dL至100mg/dL或更低的参照葡萄糖浓度，偏差或误差在44℃下测试时显著增加，此处如514所示。
因此，我们设计了一种前所未有的新技术来改进我们的早期技术。具体地，这种新技术通过取样或测量来自两个工作电极的信号确定在约2.5秒取得的葡萄糖估计值或GE，计算测得的输出信号之和，然后应用斜率和截距项来确定葡萄糖浓度估计值。用于由WE1和WE2信号的和计算估计葡萄糖的公式在公式6中给出，其中GE是估计的葡萄糖，IWE,2.54s是在2.54秒时的信号(或以纳安为单位的电流)，cE是截距，并且mE是斜率。在公式6中，mE的值为约12.1nA/mg/dL，并且cE为约600nA。
应当指出的是，根据我们技术的阻抗和葡萄糖估计值输入均对温度敏感，此处分别如图5C和图5D所示，其中图5C中的阻抗被示为随着温度tmp的变化而变化，并且在图5D中可以看到平均偏差(或误差)相对于测量的温度tmp的变化而变化。为了校正温度的影响，我们设计了一种技术，其中对葡萄糖估计值(GE)补偿温度影响，在公式7中指定为GETC：
其中GE是来自公式1的估计的葡萄糖，tmp是测量仪温度，t0是标称温度(22℃)。所有系数汇总在表2中：
表2
系数 值
G00 -0.3205
G10 1.0659
G01 0.225
G11 -0.022
G02 0.0319
G12 0.0008
G03 -0.0026
由阻抗特性表示的物理特性通过公式8补偿：
其中|Z|TC是温度补偿阻抗的量值，并且
tmp是温度，并且t0是标称温度(22℃)。
所有系数汇总在下表3中：
表3
系数 值
M00 1115.906
M10 0.976
M01 -125.188
M11 0.0123
M02 -3.851
在我们技术的一个具体实施中，开发了根据在测试序列期间的测量的温度tmp来索引的多个表(表4至表8)。也就是说，按测量的温度tmp指定适当的表(其中找到时间T)。一旦获得了适当的表，该表的列由阻抗特性(或|Z|TC)指定并且其行由GETC指定。在如由系统输入确定的测量的温度tmp下，每个流体样品(例如血液或对照溶液)只有一个测定时间T。列标题为每列提供阻抗特性IC(指定为|Z|TC)的边界。表4至表8中每个表的第一列标题到最终列标题的变化由在温度极值下经平均温度校正的阻抗和血细胞比容的6个标准偏差限定。这样做是为了防止测量仪在阻抗特性IC(指定为|Z|TC)的量值被认为在范围内时返回错误。每个表内的温度补偿葡萄糖估计GETC值表示该行的葡萄糖上边界。最后一行适用于高于588mg/dL的所有葡萄糖估计值。
用于选择适当取样时间的五个表由温度阈值tmp1、tmp2、tmp3和tmp4限定。这些表分别如表4至表8所示。在表4中，阈值tmp1被指定为约15℃；在表5中，tmp2被指定为约20℃；在表6中，tmp3被指定为约28℃；在表7中，tmp4被指定为约33℃左右；并且在表8中，tmp5被指定为约40℃。应当指出的是，这些温度范围值是针对本文所述的系统，而实际值可根据所使用的测试条和测量仪的参数而不同，我们并不旨在将我们权利要求的范围限于这些值。
在这一点上，有必要描述我们结合图6和图7设计的技术。从图6开始，前面描述的微控制器可被配置成在测量仪和测试条系统的操作期间执行一系列步骤。具体地，在步骤606，可以将流体样品沉积到测试条的测试室上，并将测试条插入测量仪中(步骤604)。微处理器在步骤608启动测试测定序列监视，以确定在样品沉积时何时启动测试序列(即设定启动测试序列时钟)，并且一旦检测到液体样品(在步骤608返回“是”)，微处理器在步骤612将输入信号施加至样品以确定代表样品的物理特性信号。该输入信号通常是交变信号，从而可获得样品的物理特性(以阻抗的形式)。大约在同一时间，针对阻抗的温度补偿，样品、测试条或测量仪中的一者的测量的温度tmp也可以通过内置在测量仪中的热敏电阻来确定。可以在步骤614对阻抗特性(如上面公式8所讨论的)进行温度补偿。在步骤616，微控制器将另一个信号驱动至样品，并测量来自电极中的至少一个电极的至少一个输出信号，从而由从所述测试序列启动时起作为参考的多个预定时间间隔中的一个处的至少一个输出信号导出估计的分析物浓度GE。在步骤618，处理器基于测量的温度tmp对估计的分析物浓度进行温度补偿。然后处理器基于(1)物理特性信号|Z|TC的温度补偿值和(2)估计的分析物浓度GETC的温度补偿值，由合适的计算来选择相对于测试序列启动的分析物测量取样时间点T或时间间隔。为了节省处理能力，可使用与表4至表8相对应的多个查找表，而无需处理器基于(1)测量的温度(tmp)、(2)温度补偿葡萄糖估计值GETC和(3)温度补偿物理特性信号或阻抗|Z|TC来执行广泛的计算以达到指定的取样时间T(在步骤622、626、630、634、636等中的一个步骤)。处理器在步骤644基于在步骤622、626、630、634、636等中的一个步骤(例如在步骤636')在所选择的分析物测量取样时间点或时间间隔T处获得的输出信号的量值来计算分析物浓度。注意，逻辑600中内含错误陷阱，以通过在步骤636(或步骤636')设定在步骤638返回错误的上限来防止无限循环。如果在步骤636(或636')没有错误，则处理器可以在步骤646通过屏幕或音频输出来通告分析物浓度。
例如，假设由于测量的温度tmp小于tmp1而选择表4。因此，如果来自步骤614的补偿的物理特性IC(在此称为|Z|TC)被确定为在48605欧姆和51459欧姆之间的值，并且在步骤618估计和补偿的葡萄糖GETC返回大于约163mg/dL并且小于或等于约188mg/dL的值，则系统选择为约3.8秒的测量取样时间T，这里在表4中重点示出。
表4：第一测量时间取样图(粗体数字表示时间，以秒为单位)
根据测量的温度tmp的实际值，在其余表5至表8中也应用相同的技术。表5：第二测 量时间取样图(粗体数字表示时间，以秒为单位)
表6：第三测量时间取样图(粗体数字表示时间，以秒为单位)
表7：第四测量时间取样图(粗体数字表示时间，以秒为单位)
表8：第四测量时间取样图(粗体数字表示时间，以秒为单位)
然后在步骤644(图6)中使用在T(其中T选自表4至表8中的一个表)测量的输出信号(通常以纳安为单位)，以计算公式9中的葡萄糖浓度GU：
在约5秒的标称测定时间内，由材料组批次的校准得到m的值为约9.2nA/mg/dL，并且c为约350nA。由公式9得出的葡萄糖浓度GU随后在步骤646通过显示屏或音频输出来通知。
对于表4至表8中的每一个表，代替使用温度补偿的葡萄糖估计值GETC和温度补偿的阻抗特性(或|Z|TC)作为输入，表可利用未补偿的葡萄糖估计值GE和未补偿的|Z|，但是表中的测量时间T可以在涵盖测量的温度tmp的每个温度范围内相对于参照葡萄糖目标归一化。这在本发明的另一变型中示出，如图7所示。
图7在大多数方面与图6相似，因此在此不再重复图6和图7之间的相似步骤。然而，应当指出的是，图7中的技术既不存在对葡萄糖估计值的补偿也不存在对阻抗特性的补偿。然后，测量时间T的选择取决于多个图，由此每个图与测量的温度tmp、测量的温度tmp下的未补偿葡萄糖GE和测量的温度tmp下的未补偿阻抗|Z|相关联。
结果。将我们的技术用于选自3个独立的碳材料组的5批测试条。所有试剂油墨均为同一类型。在血细胞比容测试实验中，在10、14、22、30、35和44℃的温度下对测试条批进行测试(5个葡萄糖水平(40、65、120、350和560，以mg/dL为单位)和3个血细胞比容水平(29％、42％、56％)。已知技术在5秒内的血细胞比容敏感度(在我们的Ultra测试条系列产品中)示于图9A中，我们最新技术的血细胞比容敏感度示于图9B中。
在图9A的已知技术中，可以看出，在10℃的图(图9A的左上图)中，在葡萄糖浓度为约100mg/dL至约400mg/dL时对血细胞比容的敏感度超出了0.5％偏差/血细胞比容％的可接受范围，并且在图9A中随着温度升高到14℃(中心图)再到20℃(右上图)，葡萄糖值增加时误差也增加。从30℃(图9A的左下图)到35℃(中心下图)再到44℃(图9A的右下图)，对血细胞比容的敏感度在±0.5％/血细胞比容％的可接受范围内。
采用我们本发明的技术得到的图9B中的结果与采用我们已有技术得到的结果(图9A)形成鲜明对照。误差或偏差在10℃、14℃、22℃、30℃、35℃到44℃的范围内几乎相同。因此，可以减轻宽温度范围(例如，10℃至44℃)内的血细胞比容敏感度差异，从而改进葡萄糖测量。
尽管所述方法可仅指定一个分析物测量取样时间点，但所述方法可包括对所需的多个时间点进行取样，诸如例如，从测试序列启动时起连续地(例如，在指定的分析物测量取样时间处诸如，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。在此变型中，指定分析物测量取样时间点(其可不同于预定分析物测量取样时间点)处的取样信号输出为用于计算分析物浓度的值。
应当指出的是，在优选的实施方案中，在血细胞比容的估计之前执行用于该值(其与分析物(例如，葡萄糖)浓度在一定程度上成比例)的信号输出的测量。另选地，可在初始葡萄糖浓度的测量之前估计血细胞比容水平。在任一种情况下，通过公式3.3并利用在2.5秒或5秒中的约一者处进行取样的IE(如在图8中所示)来获得估计的葡萄糖测量GE，通过公式4获得物理特性信号(例如，Hct)并且通过利用信号瞬态1000在指定分析物测量取样时间点处所测量的信号输出ID(例如，在3.5秒或6.5秒处进行取样的测量信号输出ID)来获得葡萄糖测量G。
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它分析物(由本领域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信号(例如，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。还可使用其它生物传感器构型。例如，如下美国专利所示并所述的生物传感器可与本文所述的各种实施方案一起使用：美国专利6179979、6193873、6284125、6413410、6475372、6716577、6749887、6863801、6890421、7045046、7291256、7498132，所有这些专利全文均以引用方式并入本文。
众所周知，物理特性的检测不必通过交变信号来实现，但是可利用其它技术来实现。例如，可使用合适的传感器(例如，美国专利申请公布20100005865或EP1804048B1)来确定粘度或其他物理特性。另选地，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HerbertJ.Meiselman,Sc.D.的“Blood Rheology and Hemodynamics”，Seminars in ThrombosisandHemostasis，第29卷，第5期，2003年中有所描述。
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或图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：(a)基于所感测的或估计的物理特性来确定指定分析物测量取样时间，该指定分析物测量取样时间为参照将样品沉积在测试条上启动测试序列的至少一个时间点或间隔，以及(b)基于该指定分析物测量取样时间点确定分析物浓度。
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，只要该步骤使实施方案能够实现其预期目的。因此，如果存在本发明的变型并且所述变型属于可在权利要求书中找到的本发明公开内容或等效内容的实质范围内，则本专利旨在也涵盖这些变型。

Claims (38)

1.一种分析物测量系统，包括：
测试条，所述测试条包括：
衬底；
多个电极，所述多个电极连接至相应电极连接器；以及
分析物测量仪，所述分析物测量仪包括：
外壳；
测试条端口连接器，所述测试条端口连接器被配置成连接至所述测试条的所述相应电极连接器；以及
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来自所述多个电极的电信号，
其中所述微处理器可被配置成在所述测试序列期间：
(a)在样品沉积时启动分析物测试序列；
(b)将信号施加至所述样品以确定代表所述样品的物理特性信号；
(c)将另一个信号驱动至所述样品；
(d)测量来自所述电极中的至少一个电极的至少一个输出信号；
(e)测量所述样品、测试条或测量仪中的一者的温度；
(f)基于所测量的温度来确定所述物理特性信号的温度补偿值；
(g)由从所述测试序列启动时起作为参考的多个预定时间间隔中的一个处的所述至少一个输出信号导出估计的分析物浓度；
(h)基于所测量的温度来确定所估计的分析物浓度的温度补偿值；
(i)基于(1)所述物理特性信号的所述温度补偿值和(2)所估计的分析物浓度的所述温度补偿值来选择相对于所述测试序列启动的分析物测量取样时间点或时间间隔；
(j)基于所选择的分析物测量取样时间点或时间间隔处的所述输出信号的量值来计算分析物浓度；以及
(k)通告所述分析物浓度。
2.一种分析物测量系统，包括：
测试条，所述测试条包括：
衬底；
多个电极，所述多个电极连接至相应电极连接器；以及
分析物测量仪，所述分析物测量仪包括：
外壳；
测试条端口连接器，所述测试条端口连接器被配置成连接至所述测试条的所述相应电极连接器；以及
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来自所述多个电极的电信号，
其中所述微处理器被配置成在所述测试序列期间：
(a)在样品沉积时启动分析物测试序列；
(b)将信号施加至所述样品以确定所述样品的物理特性信号；
(c)将另一个信号驱动至所述样品；
(d)测量来自所述电极中的至少一个电极的至少一个输出信号；
(e)测量所述样品、测试条或测量仪中的一者的温度；
(f)由从所述测试序列启动时起作为参考的多个预定时间间隔中的一个处的所述至少一个输出信号导出估计的分析物浓度；
(g)基于以下项选择相对于所述测试序列启动的分析物测量取样时间点或时间间隔：
(1)所测量的温度，
(2)所述物理特性信号，
(3)所估计的分析物浓度；
(i)基于所选择的分析物测量取样时间点或时间间隔处的所述输出信号的量值来计算分析物浓度；以及
(j)通告所述分析物浓度。
3.一种分析物测量系统，包括：
测试条，所述测试条包括：
衬底；
多个电极，所述多个电极连接至相应电极连接器；以及
分析物测量仪，所述分析物测量仪包括：
外壳；
测试条端口连接器，所述测试条端口连接器被配置成连接至所述测试条的所述相应电极连接器；以及
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来自所述多个电极的电信号，
其中所述微处理器被配置成在所述测试序列期间：
(a)在样品沉积时启动分析物测试序列；
(b)将信号施加至所述样品以确定所述样品的物理特性信号；
(c)将另一个信号驱动至所述样品；
(d)测量来自所述电极中的至少一个电极的至少一个输出信号；
(e)测量所述样品、测试条或测量仪中的一者的温度；
(f)由从所述测试序列启动时起作为参考的多个预定时间间隔中的一个处的所述至少一个输出信号导出估计的分析物浓度；
(g)确定所测量的温度是否在多个温度范围中的一个温度范围内；
(h)基于在多个温度范围中所选的一个温度范围内所估计的分析物浓度和代表所述样品的所述物理特性信号来选择分析物测量取样时间；
(i)基于来自所选择的分析物测量取样时间图的所述分析物测量取样时间或时间间隔处的所述输出信号的量值来计算分析物浓度；以及
(j)通告所述分析物浓度。
4.根据权利要求3所述的测量系统，其中所述多个温度范围内的每个温度范围包括与相应的估计的分析物值和物理特性信号相关联的多个测量取样时间。
5.根据权利要求3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信号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它电极。
6.根据权利要求3所述的系统，其中所述至少两个电极和所述至少两个其它电极设置在提供于所述衬底上的同一腔室中。
7.根据权利要求3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信号和所述分析物浓度的两个电极。
8.根据权利要求3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。
9.根据权利要求3所述的系统，其中试剂可靠近所述至少两个其它电极设置并且可没有试剂设置在所述至少两个电极上。
10.根据权利要求3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间隔中的一个可为在所述测试序列启动后约2.5秒。
11.根据权利要求3所述的系统，其中所述多个预定时间间隔中的一个包括与所述测试序列启动后2.5秒的时间点重叠的时间间隔。
12.根据权利要求3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间隔中的另一个可为在所述测试序列启动后约5秒的时间点。
13.根据权利要求3所述的系统，其中所述多个预定时间间隔中的一个包括从所述测试序列启动时起小于5秒的任何时间点。
14.根据权利要求3所述的系统，其中所述多个预定时间间隔中的另一个包括从所述测试序列启动时起小于10秒的任何时间点。
15.根据权利要求3所述的系统，其中所述多个预定时间间隔中的一个包括与所述测试序列启动后2.5秒的时间点重叠的时间间隔，并且所述多个预定时间间隔中的另一个包括与所述测试序列启动后5秒的时间点重叠的时间间隔。
16.一种葡萄糖测量仪，所述葡萄糖测量仪包括：
外壳；
测试条端口连接器，所述测试条端口连接器被配置成连接至生物传感器的相应电连接器；以及
下述装置，所述装置用于：
(a)在测试序列期间将第一输入信号和第二输入信号施加至沉积在所述生物传感器上的样品；
(b)由所述第一输入信号和所述第二输入信号中的一者的输出信号来测量代表所述样品的物理特性信号；
(c)测量所述生物传感器或所述测量仪中的一者的温度；
(d)基于所述第一输入信号和所述第二输入信号中的另一者在从所述测试序列启动时起作为参考的多个预定时间间隔中的一个处来导出估计的葡萄糖浓度；
(e)基于所测量的温度、物理特性信号和所估计的葡萄糖浓度来确定测量取样时间；以及
(f)基于所述测量取样时间来计算葡萄糖浓度；
以及
通告器，所述通告器提供得自所述装置的所述葡萄糖浓度的输出。
17.根据权利要求16所述的测量仪，其中用于测量的所述装置包括用于将第一交变信号施加至所述生物传感器以及用于将第二恒定信号施加至所述生物传感器的装置。
18.根据权利要求16所述的测量仪，其中用于导出的所述装置包括用于基于从所述测试序列启动时起的预定分析物测量取样时间点来估计分析物浓度的装置。
19.根据权利要求16所述的测量仪，其中用于导出的所述装置包括使所述物理特性信号与所估计的葡萄糖浓度和所测量的温度相关联的装置。
20.根据权利要求18所述的测量仪，其中所述预定分析物测量取样时间间隔包括从所述测试序列启动时起约2.5秒的时间间隔。
21.一种利用测试条从流体样品确定分析物浓度的方法，所述测试条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：
将流体样品沉积在所述至少两个电极中的任何一个上以启动分析物测试序列；
将第一信号施加至所述样品以测量所述样品的物理特性；
将第二信号驱动至所述样品以引发所述分析物与所述试剂的酶反应；
基于从所述测试序列启动时起的预定取样时间点来估计分析物浓度；
测量所述生物传感器或周围环境中的至少一者的温度；
从根据所测量的温度索引的多个查找表中获得查找表，每个查找表具有针对不同取样时间点索引的所估计的分析物的不同定性类别和所测量或估计的物理特性的不同定性类别；
从在所述获取步骤中获得的所述查找表中选择取样时间点；
在从所述获取步骤中获得的所述查找表中所选择的测量取样时间处对从所述样品输出的信号进行取样；
根据以下形式的公式由在所述选择的测量取样时间处取样的测量输出信号来计算分析物浓度：
其中
G0表示分析物浓度；
IT表示在所选择的取样时间T处测量的信号(与分析物浓度成比例)；
斜率表示从所述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
截距表示从所述特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
22.一种确定流体样品的分析物浓度的方法，所述方法包括：
将流体样本沉积在生物传感器上以启动测试序列；
引发所述样本中的所述分析物进行酶反应；
估计所述样本中的分析物浓度；
测量所述样本的至少一个物理特性；
测量所述生物传感器或周围环境中的至少一者的温度；
从根据所测量的温度索引的多个查找表中获得查找表，每个查找表具有针对不同取样时间点索引的所估计的分析物的不同定性类别和所测量或估计的物理特性的不同定性类别；
从在所述获取步骤中获得的所述查找表中选择取样时间点；
在从所述获取步骤中获得的所述查找表中所选择的测量取样时间处对从所述样品输出的信号进行取样；以及
由所选择的测量取样时间处的取样信号确定分析物浓度。
23.根据权利要求22所述的方法，其中所述测量包括将第一信号施加至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信号驱动至所述样品；所述测量包括在所述测试序列启动后的所选择的测量取样时间处评估来自所述生物传感器的至少两个电极的输出信号，其中所述时间被设定为至少所测量或估计的物理特性和所估计的分析物浓度的函数。
24.根据权利要求23所述的方法，所述方法还包括基于从所述测试序列启动时起的预定取样时间点来估计分析物浓度。
25.根据权利要求24所述的方法，其中所述限定包括基于来自所述估计步骤的所测量或估计的物理特性和所估计的分析物浓度两者来选择限定的时间点。
26.根据权利要求23所述的方法，所述方法还包括基于预定时间处的所述输出信号的测量来估计分析物浓度。
27.根据权利要求26所述的方法，其中所述预定时间包括从所述测试序列启动时起约2.5秒。
28.根据权利要求27所述的方法，其中所述计算步骤包括利用以下形式的公式：
其中
G0表示分析物浓度；
IT表示在指定取样时间T处测量的信号(与分析物浓度成比例)；
斜率表示从所述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
截距表示从所述特定测试条所在的一批测试条的校准测试中获得的值。
29.根据权利要求28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进行。
30.根据权利要求28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。
31.根据权利要求30所述的方法，其中所述第一信号的施加包括将交变信号引导至所述样本，使得由所述交变信号的输出确定所述样本的物理特性。
32.根据权利要求31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至所述样本，使得由所述电磁信号的输出确定所述样本的物理特性。
33.根据权利要求23所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容、温度和密度中的至少一者。
34.根据权利要求23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。
35.根据权利要求23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变信号和第二交变信号，其中第一频率低于所述第二频率。
36.根据权利要求35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。
37.根据权利要求35所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约250kHz范围内的任何频率。
38.根据权利要求23所述的方法，其中所述取样包括在所述测试序列启动时连续地对所述信号输出进行取样，直至所述启动后至少约10秒。
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