CN104136918A - 基于包含分析物的样品的感测物理特性用于电化学测试条的精确分析物测量 - Google Patents

Abstract

本发明公开了利用生物传感器来确定葡萄糖浓度，方法为确定所述血样的至少一个物理特性，通常为血细胞比容百分比，并且导出批斜率、取样时间中的一个或者它们的组合，由此来获得葡萄糖浓度。

Description

基于包含分析物的样品的感测物理特性用于电化学测试条的精确分析物测量

优先权

本申请要求先前于2011年12月29日同一天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)；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(代理人案卷号DDI5228USPSP)的优先权的权益，并且上述所有先前申请在此均全文以引用方式并入本文。

背景技术

电化学葡萄糖测试条，诸如用于全血测试套件(可购自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和公式2概括。

公式1 葡萄糖+GO_(ox)→葡萄糖酸+GO_(red)

公式2 GO_(red)+2Fe(CN)₆ ^3-→GO_(ox)+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_(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，氧化的酶GO_(ox)被转化为其还原状态，其被表示为GO_(red)(即，“还原的酶”)。接着，如公式2中所示，还原的酶GO_(red)通过与Fe(CN)₆ ^3-(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)₆ ^3-被还原成Fe(CN)₆ ^4-(被称作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能够接受来自酶(诸如葡萄糖氧化酶)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摩尔的电子)。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精确，从而对电化学生物传感器产生负面影响。例如，测量不精确将会使葡萄糖读数不精确，使得患者无法察觉潜在的危险的血糖含量。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。

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，生理流体样品电阻与血细胞比容相关，这会影响电压和/或电流测量。

已采取了多个策略来降低或避免血细胞比容基变化对血糖造成的影响。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，其他测试条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：测量经过交替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测量的血细胞比容值来校正或改变测量的分析物浓度，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在此并入本申请。

发明内容

申请人已提供允许利用批斜率和物理特性(例如，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这种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正，因此减少了测试时间，同时提高了精度。

在申请人的公开的第一方面，提供了一种利用生物传感器(其可为测试条的形式，但不限于测试条)来从流体样品(其可为生理样品)确定分析物浓度的方法。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。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；将第一信号施加至样品以测量或估计样品的物理特性；基于所测量的或估计的物理特性利用下述形式的公式来导出生物传感器的批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示导出的批斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a表示约1.4e-6，或者等于1.4e-6，或者等于1.4e-6+/-10％、5％或1％；

b表示约-3.8e-4，或者等于-3.8e-4，或者等于-3.8e-4+/-10％、5％或1％；

c表示约3.6e-2，或者等于3.6e-2，或者等于-3.6e-2+/-10％、5％或1％；

将第二信号驱动至所述样品；并从所述至少两个电极中的至少一个测量输出信号；基于所测量的输出信号和导出的批斜率利用下述形式的公式来计算分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)，所述信号可为在预定的或指定的取样时间处测量的总信号；

截距表示一批生物传感器的校准参数；

x表示或为从导出步骤所导出的批斜率。

在申请人的公开的第二方面，提供了一种利用生物传感器(其可为测试条的形式，但不限于测试条)来从流体样品(其可为生理样品)确定分析物浓度的方法。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。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；将第一信号施加至样品以测量样品的物理特性；基于所测量的或估计的物理特性来导出生物传感器的批斜率；将第二信号驱动至所述样品；以及从所述至少两个电极中的至少一个测量输出信号；基于所测量的输出信号和从样品的测量的或估计的物理特性导出的批斜率来计算分析物浓度。

在本文所述的方面的任何一个中，下述特征也可以结合此前所公开的方面的各种组合来进行使用：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；第一信号的施加可包括将交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；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样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括样品的粘度、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替信号和第二交替信号，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；并且/或者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。

在这些方面中，所述导出包括利用下述形式的公式来计算批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示或为从导出步骤导出的批斜率；

H表示或为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示约1.4e-6，或者等于1.4e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示约-3.8e-4，或者等于-3.8e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示约3.6e-2，或者等于3.6e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

此外，分析物浓度的计算可包括利用下述形式的公式：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在预定时间处(例如，2.5秒或5秒中的至少一者处、或者测试序列启动之后2.5秒或5秒(大约或精确的)中的一者处)测量的总信号；并且其中总信号是指将得自每个电极的一个信号进行加和或者将得自一个电极的信号进行翻倍；

截距表示或为一批生物传感器的校准参数；

x表示或为从导出步骤导出的批斜率。

在申请人的公开的第三方面，提供了一种包括测试条和分析物测试仪的分析物测量系统。测试条包括衬底以及连接至相应电极连接器的多个电极。分析物测试仪包括外壳、测试条端口、和处理器。测试条端口连接器被配置成连接至该测试条的相应电极连接器。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)将第一信号施加至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)将第二电信号施加至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。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述多个电极可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；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的同一腔室中；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的不同腔室中；所述至少两个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；所述多个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；作为另外一种选择，全部电极均设置在由衬底限定的同一平面上；试剂可设置为靠近所述至少两个其他电极，并且没有试剂设置在所述至少两个电极上；并且/或者可利用下述形式的公式来计算批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示或为从导出步骤导出的批斜率；

H表示或为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示约1.4e-6，或者等于1.4e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示约-3.8e-4，或者等于-3.8e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示约3.6e-2，或者等于3.6e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

此外，在这些方面中，可利用下述形式的公式来确定分析物浓度：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在预定的或指定的取样时间处测量的总信号；

截距表示或为一批测试条的校准参数；

x表示或为从导出步骤导出的批斜率。

在申请人的公开的第四方面，提供了一种包括测试条和分析物测试仪的分析物测量系统。测试条包括衬底以及连接至相应电极连接器的多个电极。分析物测试仪包括外壳、测试条端口、和处理器。测试条端口连接器被配置成连接至测试条的相应电极连接器。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)将第一信号施加至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)将第二信号施加至所述多个电极使得基于导出的批斜率来确定分析物浓度，所导出的批斜率在所述测试序列启动约10秒内从所述样品的物理特性获得。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述多个电极可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；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的同一腔室中；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的不同腔室中；所述至少两个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；所述多个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；全部电极均可设置在由衬底限定的同一平面上；试剂设置为靠近所述至少两个其他电极，并且没有试剂设置在所述至少两个电极上；并且/或者可利用下述形式的公式来计算批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示或为从导出步骤导出的批斜率；

H表示或为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示约1.4e-6，或者等于1.4e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示约-3.8e-4，或者等于-3.8e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示约3.6e-2，或者等于3.6e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

在这些方面中，可利用下述形式的公式来计算分析物浓度：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)，所述信号可为在预定的或指定的取样时间处测量的总信号；

截距表示或为一批测试条的校准参数；

x表示或为从导出步骤导出的批斜率。

在申请人的公开的第五方面，提供了一种验证测试条的提高的精度的方法。所述方法可通过以下步骤实现：提供一批测试条；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；使所述分析物与每个测试条上的试剂反应以引起分析物在所述两个电极附近(可在所述两个电极之间)的物理转化；确定参照样品的物理特性；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；在测试序列期间的预定时间点处对参照样品的电输出进行取样；基于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，使得该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±15％之内。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述确定可包括将第一信号施加至样品以测量样品的物理特性；所述取样可包括将第二信号驱动至所述样品；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；第一信号的施加可包括将交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；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样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括粘度、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替信号和第二交替信号，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/或者所述导出可包括利用下述形式的公式来计算批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示或为从导出步骤导出的批斜率；

H表示或为测量的、确定的、或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示约1.4e-6，或者等于1.4e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示约-3.8e-4，或者等于-3.8e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示约3.6e-2，或者等于3.6e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

在这些方面中，分析物的计算可包括利用下述形式的公式：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)，所述信号可为在预定的或指定的取样时间处测量的总信号；

截距表示或为一批测试条的校准参数；

x表示或为从导出步骤导出的批斜率。

在申请人的公开的第六方面，提供了一种从流体样品(其可为生理样品)来确定分析物浓度的方法。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在生物传感器上；将信号施加至样品以使分析物转换成不同材料；测量或估计样品的物理特性；评估得自样品的信号输出；基于所测量的或估计的物理特性导出生物传感器的参数；以及基于所述生物传感器的导出的参数和所述样品的信号输出来确定分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述测量可包括将第一信号施加至样品以测量样品的物理特性；所述评估可包括将第二信号驱动至所述样品；第一信号的施加和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；第一信号的施加可包括将交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；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样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括粘度、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替信号和第二交替信号，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；导出的参数可为批斜率；并且/或者所述导出可包括利用下述形式的公式来计算批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示或为从导出步骤导出的批斜率；

H表示或为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示约1.4e-6，或者等于1.4e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示约-3.8e-4，或者等于-3.8e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示约3.6e-2，或者等于3.6e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

在这些方面中，分析物的计算可包括利用下述形式的公式：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)，所述信号可为在预定的或指定的取样时间处测量的总信号；

截距表示或为一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

在申请人的公开的第七方面，提供了一种利用生物传感器(如测试条)来从流体样品(其可为生理样品)确定分析物浓度的方法。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。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性；获得样品的物理特性；基于获得的物理特性来指定取样时间；将第二信号驱动至所述样品；在指定的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；以及基于所测量的输出信号来计算分析物浓度。

对于本公开的第七方面而言，下述特征也可以各种组合来进行使用：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；第一信号的施加可包括将交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；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样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括样品的粘度、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替信号和第二交替信号，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取样时间：

其中

“指定的取样时间”被指定为从测试序列启动时计的对测试条的输出信号(如，输出信号)进行取样或测量的时间点，

H表示样品的物理特性；

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％。

另外，在申请人的公开的第七方面，可利用下述形式的公式来所述分析物浓度的计算：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

斜率表示或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；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第八方面，提供了一种包括测试条和试验测试仪的分析物测量系统。测试条包括衬底和连接至相应电极连接器的多个电极。分析物测试仪包括外壳、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。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测试序列期间：(a)将第一信号施加至所述多个电极，使得导出从生理流体样品的物理特性来确定的指定取样时间，(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及(c)在指定的取样时间点处从所述多个电极测量信号输出使得确定分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述多个电极可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；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的同一腔室中；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的不同腔室中；所述至少两个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；所述多个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；全部电极均可设置在由衬底限定的同一平面上；试剂可设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上；并且/或者可利用下述形式的公式来计算指定取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从测试序列启动时计的对测试条的输出信号(如，输出信号)进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

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％。

另外，在这些方面中，可利用下述形式的公式来确定分析物浓度：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

斜率表示或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；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第九方面，提供了一种包括测试条和试验测试仪的分析物测量系统。测试条包括衬底和连接至相应电极连接器的多个电极。分析物测试仪包括外壳、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。微处理器与测试条端口连接器电连通以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测试序列期间：(a)将第一信号施加至所述多个电极，使得导出从生理流体样品的物理特性来确定的指定取样时间，(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及(c)在指定的取样时间点处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于在测试序列启动约10秒内的指定的取样时间点来确定样品的分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述多个电极可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；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的同一腔室中；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的不同腔室中；所述至少两个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；全部电极均可设置在由衬底限定的同一平面上；试剂可设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上；并且/或者可利用下述形式的公式来计算指定取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从测试序列启动时计的对测试条的输出信号(如，输出信号)进行取样的时间点，

H表示或为样品的物理特性；

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％。

另外，对于这些方面而言，可利用下述形式的公式来计算分析物浓度：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

斜率表示或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；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第十方面，提供了一种从流体样品(其可为生理样品)来确定分析物浓度的方法。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在其上沉积有试剂的生物传感器(如测试条)上；将信号施加至样品和试剂以使分析物转换成不同材料；获得样品的物理特性；基于获得的物理特性来指定对信号输出进行取样的时间点；在指定的取样时间点处测量信号输出；以及基于样品的测量的信号输出来确定分析物浓度。

并且对于这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述获得可包括将第二信号驱动至所述样品以导出样品的物理特性；所述施加可包括将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性，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；所述施加可包括将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性，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替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；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样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括粘度、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替信号和第二交替信号，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取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从测试序列启动时计的对测试条的输出信号(如，输出信号)进行取样的时间点，

H表示或为样品的物理特性；

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％。

另外，分析物的计算可包括利用下述形式的公式：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

斜率表示或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；并且

截距表示或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。

除了上述方面之外，申请人已提供允许利用两个一定程度地相关的关系来改进葡萄糖测量的技术的各种实施例：(a)取样时间点和血细胞比容之间的关系，用以导出或计算从生物传感器来获取输出测量的指定的取样时间点；以及(b)批斜率和物理特性(例如，血细胞比容)之间的关系，用以允许导出新批斜率。这两个关系用于确定较精确的分析物浓度(即，基于指定取样时间和导出的批斜率)。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。

在申请人的公开的第十一方面，提供了一种利用生物传感器来从流体样品(其可为生理样品)确定分析物浓度的方法。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。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性；获得样品的物理特性；基于得自获得步骤的物理特性来指定取样时间；基于得自获得步骤的物理特性来导出生物传感器的批斜率；将第二信号驱动至所述样品；以及在指定的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；以及基于指定的取样时间处的测量输出信号和导出的批斜率来计算分析物浓度。

并且对于这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：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；第一信号的施加可包括将交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；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样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括样品的粘度、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替信号和第二交替信号，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取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从测试序列启动时计的对测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示样品的物理特性；

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％。

另外，对于上文指出的这些方面而言，可利用下述形式的公式来确定导出的批斜率：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示约1.4e-6，或者等于1.35e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示约-3.8e-4，或者等于-3.79e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示约3.6e-2，或者等于3.56e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

此外，利用下述形式的公式来执行分析物浓度的计算：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

新斜率表示或为从所测量的或估计的物理特性导出的值；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第十二方面，提供了一种包括测试条和分析物测试仪的分析物测量系统。测试条包括衬底和连接至相应电极连接器的多个电极。分析物测试仪包括外壳、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测试序列期间：(a)将第一信号施加至所述多个电极使得导出从生理流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点和批斜率，(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及(c)在指定的取样时间点处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于在指定的时间点处所测量的信号和批斜率来确定分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述多个电极可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；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的同一腔室中；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的不同腔室中；所述至少两个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；所述多个电极可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；全部电极均可设置在由衬底限定的同一平面上；试剂可设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上；并且/或者可利用下述形式的公式来计算指定取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示或为样品的物理特性；

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％。

在此前在上文指出的这些方面中，利用下述形式的公式来确定导出的斜率：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示约1.4e-6，或者等于1.35e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示约-3.8e-4，或者等于-3.79e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示约3.6e-2，或者等于3.56e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

此外，对于这些方面而言，利用下述形式的公式来执行分析物浓度的计算：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

新斜率表示或为从所测量的或估计的物理特性导出的值；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第十三方面，提供了一种包括测试条和分析物测试仪的分析物测量系统。测试条包括衬底和连接至相应电极连接器的多个电极。分析物测试仪包括外壳、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测试序列期间：(a)将第一信号施加至所述多个电极使得导出从生理流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点和测试条的批斜率，(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及(c)在指定的取样时间点处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于在测试序列启动约10秒内的指定的取样时间点和批斜率来确定样品的分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述多个电极可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；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的同一腔室中；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的不同腔室中；所述至少两个电极可包括用以测量物理特性和分析物浓度的两个电极；所述多个电极可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；全部电极均可设置在由衬底限定的同一平面上；试剂可设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上；指定取样时间可利用下述公式来计算：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示或为样品的物理特性；

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％。

对于此前指出的这些方面而言，可利用下述形式的公式来确定导出的斜率：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示或为约1.4e-6，或者等于1.35e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示或为约-3.8e-4，或者等于-3.79e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示或为约3.6e-2，或者等于3.56e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

此外，对于这些方面而言，利用下述形式的公式来执行分析物浓度的计算：

其中G₀表示分析物浓度或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

新斜率表示或为从所测量的或估计的物理特性导出的值；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第十四方面，提供了一种验证测试条的提高的精度的方法。所述方法可通过以下步骤实现：提供一批测试条；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；使分析物反应以引起分析物在所述两个电极附近(可在所述两个电极之间)的物理转化；确定参照样品的物理特性；基于所确定的物理特性来导出所述一批测试条的批斜率；在测试序列期间的由测量的或估计的物理特性限定的指定的时间点处对参照样品的电输出进行取样；以及基于指定的时间点和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，使得该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±15％之内。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述反应可包括将第二信号驱动至所述样品并且确定可包括将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性，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；所述反应可包括将第二信号驱动至所述样品并且确定可包括将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性，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替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；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样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括粘度、血细胞比容、温度、和密度中的至少一者；引导可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取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从测试序列启动时计的对测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示或为样品的物理特性；

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％

另外，对于这些此前公开的方面而言，可利用下述形式的公式来确定导出的斜率：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示或为约1.4e-6，或者等于1.35e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示或为约-3.8e-4，或者等于-3.79e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示或为约3.6e-2，或者等于3.56e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

此外，对于这些方面而言，利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

新斜率表示或为从所测量的或估计的物理特性导出的值；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第十五方面，提供了一种从流体样品(其可为生理样品)来确定分析物浓度的方法。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在其上沉积有试剂的生物传感器上；将信号施加至样品和试剂以使分析物转换成不同材料；获得样品的物理特性；基于得自获得步骤的物理特性来指定对信号输出进行取样的时间点；导出生物传感器的批斜率；在指定的取样时间点处测量信号输出；以及基于指定的取样时间处的样品的测量信号和导出的批斜率来确定分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：获得可包括将第二信号驱动至所述样品以导出样品的物理特性；施加可包括将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性，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样品的物理特性，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替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；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样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括粘度、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替信号和第二交替信号，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取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示或为样品的物理特性；

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％。

对于此前公开的这些方面而言，可利用下述形式的公式来确定导出的斜率：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a表示或为约1.4e-6，或者等于1.35e-6，或者等于1.4e-6+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

b表示或为约-3.8e-4，或者等于-3.79e-4，或者等于-3.8e-4+/-此处提供的数值的10％、5％或1％；

c表示或为约3.6e-2，或者等于3.56e-2，或者等于-3.6e-2+/-此处提供的数值的10％、5％或1％。

此外，利用下述形式的公式来执行分析物浓度的计算：

其中

G₀表示或为分析物浓度

I_E表示或为在指定取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间处测量的总信号；

新斜率表示或为从所测量的或估计的物理特性导出的值；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第十六方面，提供了一种利用生物传感器来从流体样品(其可为生理样品)确定分析物浓度的方法。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。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；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计的预定取样时间点来估计分析物浓度；从包括矩阵的查找表中选择取样时间点，其中被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的不同定性类别在矩阵的最顶行中示出，并且取样时间提供在矩阵的剩余单元格中；在得自查找表的所述选择的取样时间点处从样品测量信号输出；利用在所述选择的取样时间点处进行取样的测量的输出信号来根据下述形式的公式计算分析物浓度：

其中

G₀表示或为分析物浓度；

I_T表示或为在指定取样时间T处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间T处测量的总信号；

斜率表示或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；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第十七方面，提供了一种利用生物传感器来从流体样品(其可为生理样品)确定分析物浓度的方法。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。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)沉积在所述至少两个电极上以启动分析物测试序列；将第一信号施加至样品以测量或估计样品的物理特性；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计的预定取样时间点来估计分析物浓度；从包括矩阵的查找表中选择取样时间点，其中被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的不同定性类别在矩阵的最顶行中示出，并且取样时间提供在矩阵的剩余单元格中；在选定取样时间点处，从样品测量信号输出；以及利用在所述选定的取样时间点处进行取样的测量的输出信号来计算分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：第一信号的施加和第二信号的驱动按顺序次序进行；第一信号的施加可与第二信号的驱动重叠；第一信号的施加包括将交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定所述样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括粘度、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替信号和第二交替信号，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；第一频率可包括约10kHz至约250kH、或者约10kHz至约90kHz范围内的任何频率；所述测量可包括在测试序列启动时对信号输出连续地取样，直至启动之后至少约10秒；其还可包括基于输出信号在预定时间处的测量结果来估计分析物浓度的步骤；所述估计可包括相对于查找表来比较估计的分析物浓度和测量的或估计的物理特性，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，使得获得用于从样品测量所述第二信号的输出的时间点以用于计算步骤；并且/或者计算步骤可包括利用下述形式的公式：

其中

G₀表示或为分析物浓度；

I_T表示或为在指定取样时间T处测量的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间T处测量的总信号；

斜率表示或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；并且

截距表示或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。

在申请人的公开的第十八方面，提供了一种包括测试条和分析物测试仪的分析物测量系统。测试条包括衬底和连接至相应电极连接器的多个电极。分析物测试仪包括外壳、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：(a)将第一信号施加至所述多个电极，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)在测试序列期间的由所确定的物理特性指定的取样时间点处，将第二信号施加至所述多个电极，使得利用第二信号来计算分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述多个电极可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；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的同一腔室中；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的不同腔室中；全部电极均可设置在由衬底限定的同一平面上；并且/或者试剂可设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

在申请人的公开的第十九方面，提供了一种包括测试条和分析物测试仪的分析物测量系统。测试条包括衬底和连接至相应电极连接器的多个电极。分析物测试仪包括外壳、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：(a)在测试序列期间将第一信号施加至所述多个电极，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)在测试序列期间的由确定的物理特性指定的取样时间点处，将第二信号施加至所述多个电极，使得在测试序列启动约10秒内从第二信号来确定分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述多个电极可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；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的同一腔室中；所述至少两个电极和所述至少两个其他电极可设置在提供于衬底上的不同腔室中；全部电极均可设置在由衬底限定的同一平面上；并且/或者试剂可设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

在申请人的公开的第二十方面，提供了一种验证测试条的提高的精度的方法。所述方法可通过以下步骤实现：提供一批测试条；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；使分析物与设置在测试条中每一个上的试剂反应以引起分析物在所述两个电极附近(可在所述两个电极之间)的物理转化；基于样品在从测试序列启动时计的预定时间点处所测量的信号输出来估计分析物浓度；确定参照样品的物理特性；在测试序列期间的由测量的或估计的物理特性和估计的分析物浓度限定的指定时间点处来对参照样品的电输出进行取样；基于指定时间点来计算分析物浓度以提供所述一批测试条中的每个测试条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，该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。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述确定可包括将第一信号施加至样品以测量样品的物理特性；所述反应可包括将第二信号驱动至所述样品；第一信号的施加和第二信号的驱动按顺序次序进行；第一信号的施加可与第二信号的驱动重叠；第一信号的施加包括将交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性；第一信号的施加包括将电磁信号引导至样品使得从电磁信号的输出来确定样品的物理特性；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括粘度、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；第一频率可包括约10kHz至约250kH、或者约10kHz至约90kHz范围内的任何频率；并且/或者所述测量可包括在测试序列启动时对信号输出连续地取样，直至启动之后至少约10秒；其还可包括基于输出信号在预定时间处的测量结果来估计分析物浓度的步骤；所述估计可包括相对于查找表来比较估计的分析物浓度和测量的或估计的物理特性，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，使得获得用于从样品测量所述第二信号的输出的时间点以用于计算步骤。

在申请人的公开的第二十一方面，提供了一种从流体样品(其可为生理样品)来确定分析物浓度的方法。所述方法可通过以下步骤实现：将流体样品(其可为生理样品)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；测量样品的至少一个物理特性；基于估计的分析物浓度和得自测量步骤的至少一个物理特性来限定从测试序列启动时计的时间点以对生物传感器的输出信号进行取样；在限定时间点处来对生物传感器的输出信号进行取样；利用限定时间点处的取样信号来确定分析物浓度。

并且就这些方面而言，下述特征也可以结合这些此前所公开的方面的各种组合来进行使用：所述测量可包括将第一信号施加至样品以测量样品的物理特性；引发步骤可包括将第二信号驱动至所述样品；所述测量可包括评估得自所述至少两个电极的在所述测试序列启动之后的时间点处的输出信号，其中所述时间点被设定为至少测量的或估计的物理特性的函数；评估得自所述至少两个电极的在所述测试序列启动之后的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；确定步骤可包括利用所述时间点处的测量输出信号来计算分析物浓度；第一信号的施加和第二信号的驱动按顺序次序进行；第一信号的施加可与第二信号的驱动重叠；第一信号的施加包括将交替信号引导至所述样品使得从交替信号的输出来确定所述样品的物理特性；其还可包括基于从所述测试序列启动时计的预定取样时间点来估计分析物浓度的步骤；所述限定可包括基于测量或估计的物理特性和估计的分析物浓度来选择限定时间点；物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；物理特性可包括粘度、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；第一频率可包括约10kHz至约250kH、或者约10kHz至约90kHz范围内的任何频率；所述测量可包括在测试序列启动时对信号输出连续地取样，直至启动之后至少约10秒；其还可包括基于输出信号在预定时间处的测量结果来估计分析物浓度的步骤；并且/或者所述估计可包括相对于查找表来比较估计的分析物浓度和测量的或估计的物理特性，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，使得获得用于从样品测量所述第二信号的输出的时间点以用于计算步骤。

在第十六至第二十一方面中，取样时间点可选自包括矩阵的查找表，其中被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的不同定性类别在矩阵的最顶行中示出，并且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，或者物理特性可为血细胞比容，其中，任选的是，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表示或为样品的物理特性的情况下，其可为测量的、估计的、或确定的血细胞比容，或者可呈血细胞比容的形式。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。在上述方面中的任何一者中，由I_E和/或I_T表示的信号可为电流。

在本公开的前述方面中，可通过电子电路或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)。这些步骤作为存储在计算机可读介质上的也可执行指令可被实施；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。

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。

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。

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例的更详细说明时，这些和其他实施例、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例，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试仪200的部件。

图2B以简化示意图形式示出了测试仪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腔室的入口；

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一起整合成单个单元；

图3B示出了图3A(1)、3A(2)或3A(3)的所述测试条的变型，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。

图3C和3D示出了图3A(1)、3A(2)或3A(3)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。

图3E和3F示出了相似于图3A(1)、3A(2)或3A(3)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。

图3G为根据本公开的实施例的分析测试条的简化分解透视图；

图3H为图3G的分析测试条的简化顶视图；

图3I为图3H的分析测试条沿图3H的线A-A截取的横截面侧视图；

图3J为图3H的分析测试条沿图3H的线B-B截取的横截面侧视图；并且

图3K为根据本公开的实施例的分析测试条的简化分解透视图；

图3L为图3K的分析测试条的电绝缘衬底以及第一图案化导体层中的一部分的简化顶视图；

图3M为图3K的分析测试条的第一图案化垫片层的简化顶视图；

图3N为图3K的分析测试条的第二图案化垫片层的简化顶视图；

图3O为图3K的分析测试条沿图2A的线A-A截取的简化横截面侧视图；

图3P为根据本公开的另一个实施例的分析测试条的简化分解透视图；

图3Q为图3P的分析测试条的电绝缘衬底和第一图案化导体层的简化顶视图；

图3R为图3P的分析测试条的第二图案化垫片层和第二图案化导体层的一部分的简化顶视图；

图3S为图3P的分析测试条的第三图案化垫片层的简化顶视图；

图3T为图3P的分析测试条沿图3Q的线B-B截取的简化横截面侧视图；

图4A示出了时间相对于施加至图1的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5示出了施加至测试腔室的示例性波形和从测试腔室测量的以显示波形之间的时间延迟的波形。

图6A1示出了用以实现较精确的分析物确定的示例性方法的逻辑图。

图6A2示出了批斜率和物理特性(例如，血细胞比容)之间的一种关系。

图6A3示出了得自利用本文的示例性技术来执行的试验测量的数据，使得对于约30％至约55％的血细胞比容范围而言，所述数据显示具有小于±15％的偏差。

图6B1示出了用以实现较精确的分析物确定的示例性方法的逻辑图。

图6B2示出了取样时间点和血细胞比容之间的一种关系。

图6B3示出了得自利用本文的示例性技术来执行的试验测量的数据，使得对于约30％至约55％的血细胞比容范围而言，所述数据显示具有小于±25％的偏差。

图6C1示出了用以实现较精确的分析物确定的示例性方法的逻辑图。

图6C2示出了取样时间点和血细胞比容之间的一种关系。

图6C3示出了斜率和血细胞比容之间的一种关系。

图6C4示出了得自利用本文的示例性技术来执行的试验测量的数据，使得对于约30％至约55％的血细胞比容范围而言，所述数据显示具有小于±25％的偏差。

图6D1示出了用以实现较精确的分析物确定的示例性方法的逻辑图。

图6D2示出了生物传感器的信号输出瞬态和用于确定分析物的时间点范围、以及分析物浓度的估计值。

图6D3示出了得自利用本文的示例性技术来执行的试验测量的数据，使得对于约30％至约55％的血细胞比容范围而言，所述数据显示具有小于约±10％的偏差。

图7示出了生物传感器的信号输出瞬态和用于确定分析物的时间点范围，以及分析物浓度的估计值。

具体实施方式

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，“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。

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。数据可包括代表分析物浓度的值和/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摄入的食物、使用的药物、健康检查的发生率、一般的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。

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。

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(或者其变型400、500或600)、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。

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，此类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，诸如批斜率和截距值，可预设在测试仪中，如下文将描述。

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可连接至处理器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直接连接至处理器300。处理器300经由显示驱动器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。一旦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)，该预装的校准信息就可以从处理器300访问和使用，从而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)，而不从任何外部源接收校准输入。

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。模拟电压可通过模拟接口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还包括芯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WO2006070200中，该专利申请全文以引用方式并入本文。

图3A(1)为测试条100的示例性分解透视图，所述测试条100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可自卷材设置并层合到基片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的样品接收腔室92(图3A(2))。本文所述的生理流体样品可为血液。样品接收腔室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。可沿着轴线L-L(图3A(2))来将流体样品95施加至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布置的第一粘合剂垫片24和第二粘合剂垫片26的侧边缘分别限定样品接收腔室92的壁，如图3A(1)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(1)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(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可以为卷形式，标称350微米厚，370毫米宽，以及大约60米长。

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确定。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。

如图3A(1)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、参照接触垫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、和条检测棒17。物理特性感测电极19a和20a提供有相应的电极轨道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和参照接触垫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至参照接触垫11的电连续通道。检测棒17电连接至参照接触垫11。第三和第四电极轨道19b和20b连接至相应的电极19a和20a。试验测试仪可通过测量参照接触垫11与条测棒17之间的导通来检测测试条100已被正确插入，如图3A(1)所示。

测试条100的变型(图3A(1)、3A(2)、3A(3)、或3A(4))示于图3B-3T中。简而言之，就测试条100的变型(示例性地示于3A(2)、图3A(2)和图3B至图3T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试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内的体液样品。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例的分析测试条据信是有利的，因为例如第一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，其中第一和第二相移测量电极设置为与工作电极和参比电极成共面关系，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和第二相移测量电极以及工作电极和参比电极。

在图3A(2)的实施例(其为图3A(1)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或连接至其自身的单独接触垫(和轨道)，所述单独接触垫用于连接至测试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。在优选的实施例中，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。在最优选的实施例中，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连接至电极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3A(2)的实施例中，试剂被布置为使得其不与测量电极19a和20a接触。作为另外一种选择，在图3A(3)的实施例中，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具有设置在绝缘层16’附近的试剂层22’的衬底5。

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(1)、图3A(2)、或图3A(3)大体相同的构型。然而，用以感测物理特性(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。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(例如，血细胞比容)感测电极19a和20a设置为彼此相邻，并且可布置在测试腔室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)。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。

参见图3G至图3J，基于电化学的分析测试条400包括电绝缘衬底层402、设置在电绝缘衬底层上的第一图案化导电层404、酶试剂层406(为清楚起见仅示于图3G中)、图案化垫片层408、设置在第一图案化导电层404上方的第二图案化导电层410、和电绝缘顶层412。图案化垫片层408被配置为使得基于电化学的分析生物测试条400还包括其中利用图案化垫片层408形成的样品腔室414，所述图案化垫片层408限定样品腔室414的外壁。

第一图案化导电层404包括三个电极：反电极404a(也称为参比电极)、第一工作电极404b、和第二工作电极404c(参见图3G)。

第二图案化导电层410包括第一相移测量电极411和第二相移测量电极413。第二图案化导电层410还包括第一相移探针触点416和第二相移探针触点418。

在使用基于电化学的分析测试条400来确定体液样品中的分析物(例如，全生理流体样品中的血液葡萄糖浓度)的过程中，相关测试仪(未示出)利用电极404a、404、和404c来监测基于电化学的分析测试条的电化学响应。电化学响应可为例如所关注的电化学反应感应电流。然后，考虑到由体液样品的相移确定的体液样品的物理特性(例如，血细胞比容)，可使此类电流的幅值与存在于被研究的体液样品中的分析物的量相关联。在此类应用期间，体液样品被施加至基于电化学的分析测试条400，并且从而被接收在样品腔室414中。

电绝缘衬底层402可为本领域技术人员已知的任何合适的电绝缘衬底，包括例如尼龙衬底、聚碳酸酯衬底、聚酰亚胺衬底、聚氯乙烯衬底、聚乙烯衬底、聚丙烯衬底、乙醇酸聚酯(PETG)衬底、聚苯乙烯衬底、硅衬底、陶瓷衬底、玻璃衬底、或聚酯衬底(例如，7毫米厚的聚酯衬底)。电绝缘衬底可具有任何适当的尺寸，包括(例如)约5mm的宽度尺寸，约27mm的长度尺寸和约0.5mm的厚度尺寸。

第一图案化导电层404可由任何合适的导电材料形成诸如，例如金、钯、碳、银、铂、氧化锡、铱、铟、或它们的组合(如掺杂铟的氧化锡)。此外，可采用任何合适的技术或技术组合来形成第一图案化导电层404，所述技术包括例如溅射、蒸镀、化学镀、丝网印刷、接触印刷、激光烧蚀、或凹版印刷。图案化导电层的典型的、但非限制性的厚度在5纳米至400纳米的范围内。

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他成分。

一般来讲，酶试剂层406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。合适的酶的例子包括：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，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。

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。

图案化垫片层408可由任何合适的材料形成，所述材料包括例如95微米厚的双面压敏粘合剂层、热活化粘合剂层、或热定型粘合剂塑性层。图案化垫片层408的厚度可例如在约1微米至约500微米的范围内，优选地在约10微米与约400微米之间，更优选地在约40微米与约200微米之间。

第二图案化导电层410可由任何合适的导电材料形成，所述导电材料包括例如铜、银、钯、金、和导电性碳材料。第二图案化导电层410可例如设置在电绝缘顶层412的下表面上(如图3G-3J所示)或嵌入在电绝缘顶层412的下表面中。第二图案化导电层410可具有任何合适的厚度，所述厚度包括例如20微米至400微米范围内的厚度。

第二图案化导电层410的第一相移测量电极411和第二相移测量电极413在样品腔室414内由适于相移测量的间隙(在图3J的水平方向上)隔开。此间隙可在例如20微米至1,400微米的范围内，其中典型的间隙为500微米。而且，第一相移测量电极111和第二相移测量电极113的暴露于样品腔室414内的体液样品的表面积通常为0.5mm²，但可例如在0.1mm²至2.0mm²的范围内。

基于电化学的分析测试条400可例如通过将第一图案化导电层404、酶试剂层406、图案化垫片层408、第二图案化导电层410、和电绝缘顶层412连续顺序排列形成在电绝缘衬底层402上来制造。可使用本领域技术人员已知的任何合适技术来实现这种连续顺序排列形成过程，所述技术包括例如丝网印刷、光刻法、凹版印刷、化学气相沉积、溅射、条带层合技术、以及它们的组合。

根据实施例的分析测试条可被配置成例如与手持式试验测试仪的分析测试条样品池接口可操作地电连接(经由例如第一和第二相移探针触点416和418)并且一起使用，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文且副本提供在附录中。

已经确定，全流体样品的电抗与此样品的物理特性(例如，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(例如，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，交替信号的相移将取决于交替信号电压的频率和样品的物理特性(例如，血细胞比容)两者。因此，可通过例如驱动已知频率(或已知多个频率)的交替信号通过体液样品并且检测其相移来测量体液样品的物理特性(例如，血细胞比容)。本文所述的各种实施例的分析测试条的相移测量电极尤其适用于此类相移测量，因为第一和第二相移测量电极与存在于样品腔室中的体液样品直接接触。此外，可使用由相移测量确定的体液样品物理特性(例如，血细胞比容)来补偿分析物确定期间的物理特性(例如，血细胞比容)的影响。

申请人指出，本文所述的与手持式试验测试仪一起使用以确定体液样品(例如，全血样品)中的分析物(例如，葡萄糖)的分析测试条(例如，基于电化学的分析测试条)的各种实施例可包括电绝缘衬底、设置在电绝缘衬底上并且具有工作电极和参比电极的第一图案化导体层。分析测试条还可包括设置在工作电极上的酶试剂层、第一图案化垫片层、和第二图案化垫片层，所述第一图案化垫片层位于第一图案化导体层上方的并且限定分析测试条内的第一样品接收槽和分析物确定样品腔室，所述第二图案化垫片层位于第一图案化垫片层上方并且限定至少第二样品接收槽。另外，分析测试条还包括与第二样品接收槽流体连通的体液相移样品腔室。此外，分析生物传感器的第一样品接收槽和分析物确定样品腔室与分析测试条的第二样品接收槽和体液相移样品腔室隔开。

申请人认为本文所述的各种实施例的分析测试条为有利的，因为例如分析物确定样品腔室和体液相移样品腔室之间的隔离(流体隔离和电隔离)避免了体液样品中的分析物的确定与体液中的相移测量之间的潜在干扰。申请人指出，可通过如下方式获得某些优点：通过第一图案化垫片层和/或第二图案化垫片层的部分(可为较薄的)来使第一样品接收槽和分析物确定腔室与第二样品接收槽和体液相移样品腔室分隔开，由此提供具有小而机械稳定的横截面的分析测试条。

参见图3K至图3O，基于电化学的分析测试条500包括电绝缘衬底层502、设置在电绝缘衬底层上的第一图案化导体层504、酶试剂层506(为清楚起见仅示于图3K中)、第一图案化垫片层508、第二图案化垫片层510、和顶部覆盖件511。在图3K的实施例中，第一图案化垫片层508和第二图案化垫片层510被示为双层结构。然而，本文提供的各种实施例中所采用的第一图案化垫片层和第二图案化垫片层可为一体层或任何其他合适形式的层。

第一图案化垫片层508被配置成使得基于电化学的分析测试条500还包括第一样品接收槽512和分析物确定样品腔室514。第一图案化垫片层508还被配置成限定体液相移样品腔室516和分析物确定样品腔室通气孔518(为清楚起见未示于图3K中)。

第二图案化垫片层510被配置成限定第二样品接收槽520和体液相移腔室通气孔522(为清楚起见未示于图3K中)。

第一图案化导体层504包括第一相移测量电极524、第二相移测量电极526、两个工作电极528a和528b、以及参比电极530。为清楚起见，图3L示出了仅第一相移测量电极524和第二相移测量电极526，而未示出第一图案化导体层504的全部。

第一样品接收槽512和分析物确定样品腔室514与第二样品接收槽520和体液相移样品腔室516流体隔离并且电隔离(具体地参见图3O，其中为清楚起见省去了第一和第二图案化导体层)。此外，在图3O的实施例中，体液相移样品腔室与分析物确定样品腔室设置成并列构型。

在使用基于电化学的分析测试条500来确定体液样品中的分析物(例如，全血样品中的血液葡萄糖浓度)的过程中，相关测试仪(未示出)利用工作电极和参比电极来监测基于电化学的分析测试条的电化学响应。电化学响应可为例如所关注的电化学反应感应电流。然后，考虑到由体液样品的相移确定的体液样品的血细胞比容，可使此类信号的幅值与存在于被研究的体液样品中的分析物的量相关联。在此类应用期间，体液样品被施加至基于电化学的分析测试条500，并且从而被接收在分析物确定样品腔室514和体液相移样品腔室516中。

电绝缘衬底层502可为本领域技术人员已知的任何合适的电绝缘衬底，包括例如尼龙衬底、聚碳酸酯衬底、聚酰亚胺衬底、聚氯乙烯衬底、聚乙烯衬底、聚丙烯衬底、乙醇酸聚酯(PETG)衬底、聚苯乙烯衬底、硅衬底、陶瓷衬底、玻璃衬底、或聚酯衬底(例如，7毫米厚的聚酯衬底)。电绝缘衬底可具有任何适当的尺寸，包括(例如)约5mm的宽度尺寸，约27mm的长度尺寸和约0.5mm的厚度尺寸。

第一图案化导体层504可由任何合适的导电材料形成，例如金、钯、碳、银、铂、氧化锡、铱、铟、或它们的组合(例如，掺杂铟的氧化锡)。此外，可采用任何合适的技术或技术组合来形成第一图案化导体层504，所述技术包括例如溅射、蒸镀、化学镀、丝网印刷、接触印刷、激光烧蚀、或凹版印刷。图案化导体层的典型的、但非限制性的厚度在5纳米至500纳米的范围内。

申请人指出，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506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。

一般来讲，酶试剂层506包括至少酶和介体。合适的介体的例子包括例如铁氰化物、二茂铁、二茂铁衍生物、锇联吡啶复合物、以及醌衍生物。合适的酶的例子包括：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506。

申请人指出，酶试剂层506还可包含合适的缓冲剂(诸如，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。

有关在不存在本文所述的相移测量电极、体液相移样品腔室和第二样品接收槽、分析测试条、以及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。

第一和第二图案化垫片层508和510可分别由任何合适的材料形成，所述材料包括例如95微米厚的双面压敏粘合剂层、热活化粘合剂层、或热定型粘合剂塑性层。第一图案化垫片层508可具有(例如)约1微米至约500微米范围内的厚度，优选地在约10微米与约400微米之间，更优选地在约40微米与约600微米之间。

基于电化学的分析测试条500可例如通过将第一图案化导体层504、酶试剂层506、第一图案化垫片层508、和第二图案化垫片层510连续依次排列形成在电绝缘衬底层502上来制造。可使用本领域技术人员已知的任何合适技术来实现这种连续顺序排列形成过程，所述技术包括，例如丝网印刷、光刻法、凹版印刷、化学气相沉积、溅射、条带层合技术、以及它们的组合。

根据实施例的分析测试条可被配置成例如与手持式试验测试仪的分析测试条样品池接口可操作地电连接并且一起使用，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文且副本提供在附录中。

已经确定，流体样品的电抗与此样品的物理特性(例如，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(例如，全血样品)的电模型表明，当交替信号(例如，交流电(AC)信号)被迫使通过体液样品时，交替信号的相移将取决于交替信号电压的频率和样品的物理特性(例如，血细胞比容)两者。因此，可通过例如驱动已知频率的交替信号通过体液样品并且检测其相移来测量体液样品的物理特性(例如，血细胞比容)。本文所述的各种实施例的分析测试条的相移测量电极尤其适用于此类相移测量，因为第一和第二相移测量电极与存在于样品腔室中的体液样品直接接触。此外，可使用由相移测量确定的体液样品物理特性(例如，血细胞比容)来补偿分析物确定期间的物理特性(例如，血细胞比容)的影响。

参见图3P至图3T，基于电化学的分析测试条600包括电绝缘衬底层602、设置在电绝缘衬底层上的第一图案化导体层604、酶试剂层606(为清楚起见仅示于图3P中)、第一图案化垫片层608、第二图案化导体层609、第二图案化垫片层610、和顶部覆盖件611。在图3P的实施例中，第一图案化垫片层608和第二图案化垫片层610被示为双层结构。然而，本文提供的各种实施例中所采用的第一图案化垫片层和第二图案化垫片层可为一体层或任何其他合适形式的层。

第一图案化垫片层608被配置成使得基于电化学的分析测试条600还包括第一样品接收槽612、分析物确定样品腔室614、和分析物确定样品腔室通气孔618(未示于图3P中但以虚线示于图3R中)。分析物确定样品腔室通气孔618被配置成有助于将体液样品经由第一样品接收槽612引入到分析物确定样品腔室614内。

第二图案化垫片层610被配置成限定第二样品接收槽620、体液相移样品腔室616、和体液相移腔室通气孔622(未示于图3P中但以虚线示于图3S中)。体液相移腔室通气孔622被配置成有助于将体液样品经由第二样品接收槽620引入到体液相移样品腔室616内。

第一图案化导体层604包括两个工作电极628a和628b(示于图3P和3Q中)和参比电极630(也示于图3P和3Q中)。第二图案化导体层609包括第一相移测量电极624和第二相移测量电极626，设置在第一图案化垫片层608上方，并且嵌入在第二图案化垫片层610的双层结构中。

第一样品接收槽612和分析物确定样品腔室614与第二样品接收槽620和体液相移样品腔室616流体隔离并且电隔离(具体地参见图3T，其中为清楚起见未示出第一和第二图案化导体层)。

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(例如，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(例如，血细胞比容)的测量。物理特性(例如，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(例如，血细胞比容)测量；首先执行物理特性(例如，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。下文中参考图4A、图4B和图5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-3T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，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(例如，测试条100的电极12)和参比电极(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。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T_FD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至测试条100(或者其变型400、500、或600)，使得流体润湿相对于参比电极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T_S。试验测试仪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，作为时间的函数的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T_S是相对于时间t₀测量的。当电压401保持图4A中的T_S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。应该指出的是，尽管信号瞬态702和704已设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。

重新参见图2B，所述系统驱动信号以测量或取样输出信号I_E，所述输出信号为在多个时间点或位点T₁、T₂、T₃、…、T_N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，时间位点可为测试序列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点可为1.5秒处的单个时间点T_1.5或与接近2.8秒的时间点T_2.8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，可在不同时间点对输出瞬态702和704进行取样，以导出信号I_E(通过对电流I_WE1和I_WE2中的每一个进行加和或者对I_WE1或I_WE2中的一者进行翻倍)。基于图3B至图3T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。

应该指出的是，“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(例如，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同一供体和水平的血液，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(或测量的电流相对于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，此处如在图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来自多个电极的电信号。

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(用以将信号驱动至物理特性感测电极)、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I_we1；(4)从生物传感器的工作电极2取样或测量的信号或者I_we2。存在从处理器300到接口306的一个输出，以将具有约25kHz至约250kHz的任何值或更大值的振荡信号AC驱动至物理特性感测电极。可从阻抗实部Z’和阻抗虚部Z”来确定相位差P(度)，其中：

P＝tan^-1{Z”/Z’}   公式3.1

并且可从接口306的线Z’和Z”来确定幅值M(以欧姆表示并且通常写为│Z│)，其中：

$M=\sqrt{{\left(Z^{\′}\right)}^2+{\left(Z^{\′\′}\right)}^2}$    公式3.2

在此系统中，所述微处理器被配置成：(a)将第一信号施加至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)将第二电信号施加至所述多个电极使得基于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，在本文所述的实施例的一些中，试剂设置为靠近所述至少两个其他电极，并且没有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，即在将流体样品(其可为生理样品)沉积到生物传感器上约10秒内提供精确的分析物测量以作为测试序列的部分。

作为测试条100(图3A(1)、3A(2)、或3A(3)、及其在图3B-3T中的变型)的分析物计算(例如，葡萄糖)的一个例子，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。然后可利用以下公式3.3来确定葡萄糖浓度G₀：

G₀＝[(I_E)-截距]/斜率   公式3.3

其中

I_E为如下信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为得自生物传感器中的全部电极的总信号(例如，对于传感器100而言，得自两个工作电极12和14(或者I_we1+I_we2))；

I_we1为在设定取样时间处针对第一工作电极测量的信号；

I_we2为在设定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；G₀＝[(1600+1300)-500]/18，并且因此G₀＝133.33Na～133mg/dL。

此处应该指出的是，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给出例子使得已将得自相应工作电极的测量电流加在一起以提供总测量电流I_E，但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电流I_E用于本文所述的公式3.3、6、和8-11，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)，相比于其中将每个取样时间点处的测量电流加在一起的实施例，以补偿每个取样时间处的较低的总测量的电流。作为另外一种选择，可将测量的信号的平均值乘以2并且用作公式3.3、6、和8-11中的I_E，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(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I_we1和I_we2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。

既然可根据信号I_E来确定葡萄糖浓度G₀，则可相对于图5来描述用以确定流体样品的物理特性(例如，血细胞比容)的申请人的技术。在图5中，系统200(图2)将第一频率(例如，约25kHz)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(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)。由从这些信号中，系统基于第一时间差Δt₁和第二时间差Δt₂来估计血样的物理特性(例如，血细胞比容)。其后，所述系统能够导出葡萄糖浓度。可通过应用下述形式的公式来完成物理特性(例如，血细胞比容)的估计：

   公式4.1

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。

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“HematocrI_T Corrected Glucose Measurements for Electrochemical Test StripUsing Time Differential of the Signals”的美国临时专利申请序列号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(例如，血细胞比容)的另一技术可通过物理特性(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)血样在第一频率下的阻抗和(b)血样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、已知在电阻器两端上的电压(例如，测试条固有阻抗)、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。这种技术的细节示于并描述于2011年9月2日提交的共同未决的临时专利申请序列号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。还可利用用于确定生理流体样品的物理特性(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、美国专利申请公开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)as a NoninvasiveMeans to Monitor the Kinetics of Cell Spreading to Artificial Surfaces”；由Takuya Kohma、Hidefumi Hasegawa、Daisuke Oyamatsu、和SusumuKuwabata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 ElectrochemicalGlucose Sensing Using Glucose Oxidase to Improve Detection Selectivity”，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)和样品阻抗幅值来获得用以确定物理特性(例如，血细胞比容、密度、或温度)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”)：

IC＝M²*y₁+M*y₂+y₃+P²*y₄+P*y₅   公式4.2

其中：M表示测量阻抗的幅值│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)；

y₃为约-2.5e+01±此处提供的数值的10％、5％或1％；

y₄为约1.5e-01±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

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0)。

此处应该指出的是，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的幅值通常等于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。

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。

$\mathrm{IC}=\frac{-y_2+\left|\sqrt{y_2^2-\left({4y}_3(y_1-M)\right)}\right|}{{2y}_1}$    公式4.3

其中：

IC为阻抗特性[％]；

M为阻抗的幅值[Ohm]；

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)。

参照图6A1，所述方法涉及在步骤904处将流体样品(其可为生理样品)沉积在已插入到测试仪内(步骤902)的生物传感器(例如，如图3A(1)、3A(2)、或3A(3)-3T所示的测试条的形式)上。一旦启动测试仪200，电压就将施加至测试条100(或者其变型400、500、或600)，并且当样品沉积于测试腔室上时，所施加的电压将样品中的分析物物理地转换成不同形式，这是因为分析物与测试腔室内的试剂的酶反应。当样品流入测试池的毛细管槽时，获得样品的至少一个物理特性(步骤908A)。具体地，获得物理特性的步骤(步骤908A)可包括将第一信号施加至样品以测量样品的物理特性，而引发酶反应的步骤906A可涉及将第二信号驱动至所述样品，并且测量步骤(步骤912A)可需要评估所述至少两个电极在测试序列启动之后的时间点处的输出信号，其中新批斜率被设定成(在步骤910A处)是至少测量的或估计的物理特性(步骤908A)的函数。

用以导出较精确的分析物浓度测量的新批斜率的设定值得参照图7和图6A2来论述。申请人已经发现，由LifeScan公司(以商品名Ultra销售)制备的现有葡萄糖测试条具有根据葡萄糖浓度和血细胞比容的信号输出瞬态的变型。这些变型可见于图7中，其中在葡萄糖的高水平(“High-G”)或葡萄糖的中等水平(“Mid-G”)下，信号瞬态作为物理特性(例如，血细胞比容)水平的函数而明显地变化，并且在低葡萄糖水平(“Lo-G”)下，信号瞬态作为血细胞比容函数的变化不如在High-G或Mid-G中明显。具体地，在High-G下，信号瞬态1000a、1002a、和1004a(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信号输出间距。相似地，在Mid-G下，信号瞬态1000b、1002b、和1004b(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信号输出间距。在Low-G下，信号瞬态1000c、1002c、和1004c(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。

基于这些观察结果，申请人已发现，在Lo-G、Mid-G、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批斜率之间存在关系。具体地，申请人已发现，这些测试条的批斜率为相对于血细胞比容水平大体弯曲的，此处如在图6A2中所示。在图6A2中，批斜率在低(例如，30％)、中等(例如，42％)、和高(例如，55％)血细胞比容下以大体弯曲的方式下降。因此，通过从上文的公式4得知样品的物理特性(例如，血细胞比容)，可利用图6A2中的关系，以允许公式3.3中的斜率适应物理特性(例如，血细胞比容)的不同水平，以便实现更精确的葡萄糖浓度测量。

应该指出的是，尽管图6A2中的斜率“x”似乎为直线，但斜率“x”实际上为曲线并且已针对图6A2中内在的物理特性(例如，血细胞比容)和斜率之间的关系拟合出曲线。申请人发现，用于图6A2的这种拟合曲线为具有下述形式的二次方程：

新斜率＝aH²+bH+c   公式5

其中

新斜率为导出的或计算的新批斜率；

H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

可使用公式5来代替相对于图6A2进行绘图，这取决于处理器的可用计算能力。此方法的可用性在此处可见于图6A3中，该图为不同葡萄糖范围下的多个测试条以及使用公式5和6获得的血细胞比容水平相对于偏差％的曲线图。在图6A3中，可以看出，事实上在约30％、42％、和约55％的不同葡萄糖范围(低、中、和高)下的全部葡萄糖浓度均具有小于+10％的偏差。

继续图6A1的示例性方法，一旦在步骤908A处从公式4得知物理特性(例如，Hct～55％)，就可利用图6A2的曲线图来确定适当的批斜率，所述批斜率在此处指定为“新斜率”(其为约0.019)。作为另外一种选择，可使用公式5基于所测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)来导出新斜率。将此新斜率(得自图6A2或公式5)与公式3.3中的特定测试条批的批截距(Intercept)一起使用，如在下文的公式6中所示。

   公式6.

其中

G₀表示分析物浓度

I_E为如在指定取样时间点处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

x或“新斜率”为从图6A2中的关系或从公式5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。

一旦在指定时间处(通常在约2.5秒或约5秒处)测量测试腔室的信号输出I_E，随后就将信号I_E与新斜率(批)和截距(批)一起用于上文的公式6中以计算分析物浓度(在这种情况下，葡萄糖)。此处应该指出的是，I_E可为得自仅一个工作电极的电流(在生物传感器具有仅一个工作电极的情况下)、得自两个工作电极的电流输出的和、得自一个工作电极的乘以2的电流、或者得自两个工作电极的平均电流。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，或者两个信号按顺序地重叠；作为另外一种选择，首先驱动第二信号然后施加第一信号，或者两个信号按顺序地重叠。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。

在所述方法中，施加第一信号的步骤涉及将从适当功率源(例如，测试仪200)提供的交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性。正被检测的物理特性可为粘度、血细胞比容、温度、或密度中的一者或多者。所述引导可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，其中第一频率低于第二频率。优选的是，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，并且第二频率可为约250kHz至约1MHz或更高。如本文所用，短语“交替信号”可具有极性交替的信号的一些部分、或全交流电流信号、或具有直流电流偏移的交流电流、或甚至与直流电流信号结合的多向信号。

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，诸如，例如从测试序列启动时计连续地(例如，在指定的取样时间处诸如，每隔10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时计测量的，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，诸如例如，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处输出的取样信号为用于计算分析物浓度的值。

应该指出的是，在优选的实施例中，在血细胞比容的测量或估计之前来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来测量或估计血细胞比容水平。

因此，作为本文提供的教导内容的另一个有益效果，实现了一种验证相比先前测试条的精度提高的方法。此方法涉及提供一批测试条，通常一批至少约1500个测试条(并且在一些情况下，每批至多1百万个测试条)，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(“参照样品”包含“参照”或“已知”浓度的分析物，例如，葡萄糖)。所述方法涉及使分析物与每个测试条上的试剂反应以引起分析物在两个电极附近的物理转化；确定参照样品的物理特性；基于参照样品的确定的物理特性来导出所述一批测试条的生物传感器参数(例如，批斜率)；在测试序列的预定时间点处对参照样品的电输出取样；以及基于导出的生物传感器参数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，使得对于约30％至约55％的血细胞比容范围而言，该批测试条的分析物浓度值中的至少95％在参照分析物浓度的±15％之内，此处如在图6A3所示(分析物进行“物理转化”，具体地讲“酶反应”以形成不同材料的例子，所述不同材料为通过葡萄糖氧化酶来将葡萄糖氧化成的D-葡糖酸-δ-内酯和过氧化氢(例如，在分析物为葡萄糖并且试剂包含葡萄糖氧化酶的情况下))。

在图6A3中，执行实验以量化上文指出的方法对于葡萄糖测量的改进。改进的量化可由血细胞比容不同水平下的“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：

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

对于G_参照大于或等于100mg/dL葡萄糖的情况，

其中

偏差_绝对为绝对偏差，

偏差％为百分偏差，

G_计算为通过本文的方法确定的葡萄糖浓度，并且

G_参照为参照葡萄糖浓度。

如在图6A3中可见，对于约30％血细胞比容至约55％血细胞比容的血细胞比容而言，利用此技术获得的葡萄糖浓度中的大部分或者实际上全部均在约±15％偏差之内。具体地，在区1010A处，仅一个大于100mg/dL的葡萄糖浓度在-15％的偏差之外；在中等血细胞比容区1012A处，少许葡萄糖浓度在-15％的偏差范围之外，并且在高血细胞比容区1014A处，较多的葡萄糖浓度分散在-15％的偏差之外(相比于区1010A和1012A)。

参照图6B1，另一个技术涉及在步骤904B处将流体样品(其可为生理样品)沉积在已插入到测试仪内(步骤902B)的生物传感器(例如，如图3A(1)、3A(2)、或3A(3)-3T所示的测试条的形式)上。一旦启动测试仪200，电压就将施加至测试条100(或者其变型400、500、或600)，并且当样品沉积于测试腔室上时，所施加的电压将样品中的分析物物理地转换成不同形式，这是因为分析物与测试腔室内的试剂的酶反应。当样品流入测试池的毛细管槽时，获得样品的至少一个物理特性(步骤908B)。具体地，获得或测量物理特性的步骤(步骤908B)可包括将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性，而引发酶反应(例如，通过将电信号施加至样品和试剂)的步骤906B可涉及将第二信号驱动至所述样品，并且测量步骤(步骤912B)可需要测量所述至少两个电极在测试序列启动之后的时间点处的输出信号，其中取样时间被指定为(在步骤910B处)是至少测量的或估计的物理特性(步骤908B)的函数。

在所述方法的变型中，施加第一信号的步骤涉及将由适当功率源(例如，测试仪200)提供的交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性。正被检测的物理特性可为样品(其可并非为生理流体，例如校准流体)的粘度、血细胞比容、或密度中的一者或多者。所述引导可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，其中第一频率低于第二频率。优选的是，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，并且第二频率可为约250kHz至约1MHz或更高。如本文所用，短语“交替信号”可具有极性交替的信号的一些部分、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。

一旦从合适的技术来确定或获得样品的物理特性，就可使用物理特性来指定测试序列期间的能够测量测试腔室的输出信号的取样时间点。具体地，申请人已发现物理特性和取样时间点之间的关系，此处如在图7中所示。这种关系已得到进一步的探索，使得申请人能够导出样品的取样时间点与样品的物理特性(例如，血细胞比容)之间的直接关系，此处如在图6B2中所示。因此，通过从上文的公式4得知样品的物理特性(例如，血细胞比容)，可利用图6B2中的关系，以允许指定取样时间点来适应物理特性(例如，血细胞比容)的不同水平，以便实现相比先前更精确的葡萄糖浓度测量。

重新参见图7，可以看出，随着分析物浓度(与信号输出成比例)的增加，高葡萄糖浓度(由1002a、1004a和1006a表示)的峰值相比于中等葡萄糖浓度(由1002b、1004b和1006b表示)的峰值向右偏移。相似地，中等葡萄糖浓度的峰值相比于低葡萄糖浓度(由1002c、1004c和1006c表示)的峰值也向图7的右侧偏移。此处还可看出，低葡萄糖浓度(1002c、1004c和1006c)比中等葡萄糖浓度(1002b、1004b和1006b)更早达到稳态。与中等葡萄糖浓度相比，高葡萄糖浓度(1002a、1004a和1006a)重复这种模式。

基于图7中的数据，申请人能够导出感测的物理特性与取样时间之间的二级关系，此处如在图6B2中所示。在图6B2中，基于约30％、42％和约55％的血细胞比容值以及这些血细胞比容范围上的葡萄糖值(得自图7)来拟合曲线。申请人发现此拟合曲线为下述形式的公式：

   公式7

其中，

“取样时间”被指定为(为方便起见)从测试序列启动时计的对测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示样品的物理特性；

x₁为约4.3e5；

x₂为约-3.9；并且

x₃为约4.8。

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，从测试序列启动时计连续地(例如，在指定的取样时间处诸如，每隔10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时计测量的，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处采样信号的输出为用于计算分析物浓度的值。

重新参见图6B1，所述方法现在可基于在指定的时间点处取样的所测量的信号(步骤912B)来确定分析物浓度(步骤914B)，所指定的时间点为样品的获得的或测量的或估计的物理特性的函数(例如，得自图6B2的曲线图或公式7)。即，一旦已利用公式7指定取样时间T，所述方法就从测试腔室(例如，腔室92)测量输出信号，使得可利用取样的输出以及公式3.3来提供分析物(例如，葡萄糖)浓度。

作为另外一种选择，取代公式7或者除了公式7之外，还可利用此处参照表1示例性表示的查找表来指定适当的取样时间点。在表1中，所述系统的处理器利用物理特性的值来查找对生物传感器的信号输出进行取样或测量以确定分析物浓度的适当时间。例如，一旦物理特性已得到确定(在这种情况下，约33％血细胞比容)，就可从表1获得利用生物传感器100的信号输出来确定分析物浓度的时间，所述表1示出所述系统必须对该信号输出进行取样的时间为测试序列启动之后大约5.32秒。

表1

物理特性(如，血细胞比容％)	取样时间T(秒)
		30	5.56
31	5.46
		32	5.38
33	5.32

物理特性(如，血细胞比容％)	取样时间T(秒)
		34	5.26
35	5.2
		36	5.16
37	5.12
		38	5.08
39	5.06
		40	5.02
41	5
		42	5
43	4.98
		44	4.96
45	4.96
		46	4.94
47	4.92
		48	4.92
49	4.9
		50	4.9
51	4.9
		52	4.88
53	4.88
		54	4.88
55	4.86

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，或者两个信号按顺序重叠；作为另外一种选择，首先驱动第二信号然后施加第一信号，或者两个信号按顺序重叠。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。

应该指出的是，在优选的实施例中，在物理特性(例如，血细胞比容)的估计之前来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来估计、测量、或获得物理特性(例如，血细胞比容)水平。

因此，作为本文提供的教导内容的另一个有益效果，实现了一种验证相比先前测试条的精度提高的方法。此方法涉及提供一批测试条，通常一批至少约1500个测试条(并且在一些情况下，每批至多1百万个测试条)，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。所述方法涉及使分析物与试剂反应以引起分析物在两个电极之间的物理转化；确定参照样品的物理特性；估计分析物浓度；在测试序列期间的由样品的测量的或估计的物理特性和估计的分析物浓度限定的指定时间点处对参照样品的电输出取样；以及基于指定取样时间来计算分析物浓度，使得对于约30％至约55％的血细胞比容范围而言，该批测试条的分析物浓度值中的至少95％在参照分析物浓度的约25％之内，此处如图6B3所示。

如在图6B3中可见，对于约30％血细胞比容至约55％血细胞比容的血细胞比容而言，利用此技术获得的葡萄糖浓度中的大部分或者实际上全部均在±约25％偏差之内。具体地，在区1010B处，仅一个大于100mg/dL的葡萄糖浓度在-15％的偏差之外；在中等血细胞比容区1012B处，少许葡萄糖浓度在约-25％的偏差范围之外，并且在高血细胞比容区1014B处，较多的葡萄糖浓度分散在约-25％的偏差之外(相比于区1010B和1012B)。

然而可参照图6C1来理解另一个技术。此技术涉及在步骤904C处将流体样品(其可为生理样品)沉积在已插入到测试仪内(步骤902C)的生物传感器(例如，如图3A(1)、3A(2)、或3A(3)-3T所示的测试条的形式)上。一旦启动测试仪200，电压就将施加至测试条100(或者其变型400、500、或600)，并且当样品沉积于测试腔室上时，所施加的电压将样品中的分析物物理地转换成不同形式，这是因为分析物与测试腔室内的试剂的酶反应。当样品流入测试池的毛细管槽时，获得样品的至少一个物理特性(步骤908C)。具体地，获得或测量物理特性的步骤(步骤908C)可包括将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性，而引发酶反应(例如，通过将信号施加至样品和试剂)的步骤906C可涉及将第二信号驱动至所述样品，并且测量步骤(步骤912C)可需要测量所述至少两个电极在测试序列启动之后的时间点处的输出信号，其中利用至少测量的或估计的物理特性(步骤908C)的函数，指定取样时间点(在步骤909C处)并且导出批斜率(步骤910C)。

在所述方法的变型中，施加第一信号的步骤涉及将由适当功率源(例如，测试仪200)提供的交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性。正被检测的物理特性可为粘度、血细胞比容、或密度中的一者或多者。所述引导可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，其中第一频率低于第二频率。优选的是，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，并且第二频率可为约250kHz至约1MHz或更高。如本文所用，短语“交替信号”可具有极性交替的信号的一些部分、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。

一旦从合适的技术来确定或获得样品的物理特性，就可使用物理特性来指定测试序列期间的能够测量测试腔室的输出信号的取样时间点(步骤909)。具体地，申请人已发现物理特性和取样时间点之间的关系，此处如在图7中所示。这种关系已得到进一步的探索，使得申请人能够导出样品的取样时间点与样品的物理特性(例如，血细胞比容)之间的直接关系，此处如在图6C2中所示。因此，通过从上文的公式4得知样品的物理特性(例如，血细胞比容)，可利用图6C2中的关系，以允许指定取样时间点来适应物理特性(例如，血细胞比容)的不同水平，以便实现更精确的分析物(例如，葡萄糖)浓度测量。

重新参见图7，可以看出，随着分析物浓度(与信号输出成比例)的增加，高葡萄糖浓度(由1002a、1004a和1006a表示)的峰值相比于中等葡萄糖浓度(由1002b、1004b和1006b表示)的峰值向右偏移。相似地，中等葡萄糖浓度的峰值相比于低葡萄糖浓度(由1002c、1004c和1006c表示)的峰值也向图7A的右侧偏移。此处还可看出，低葡萄糖浓度(1002c、1004c和1006c)比中等葡萄糖浓度(1002b、1004b和1006b)更早达到稳态。与中等葡萄糖浓度相比，高葡萄糖浓度(1002a、1004a和1006a)重复这种模式。

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，从测试序列启动时计连续地(例如，在指定的取样时间处诸如，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。申请人指出，适当的取样时间是从测试序列启动时计测量的，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处取样的信号输出为用于计算分析物浓度的值。

作为另外一种选择，取代公式7或者除了公式7之外，还可利用此处参照表1示例性表示的查找表来指定适当的取样时间点T。在表1中，所述系统的处理器利用物理特性的值来查找对生物传感器的信号输出进行取样或测量以确定分析物浓度的适当时间。例如，一旦物理特性已得到确定(在这种情况下，约33％血细胞比容)，就可从表1中获得利用生物传感器100的信号输出来确定分析物浓度的时间，所述表1示出所述系统必须对该信号输出进行取样的时间为测试序列启动之后大约5.32秒。

为了进一步改善结果的精度，所述方法可需要评估得自所述至少两个电极的测试序列启动之后时间点处的输出信号，其中作为至少测量的或估计的物理特性(步骤908C)的函数来导出新批斜率(在步骤910C处)。

用以导出较精确的分析物浓度测量的新批斜率(步骤910C)的设定值得参照图7和图6C3来论述。申请人还已发现，在Lo-G、Mid-G、和Hi-G水平下相对于图7的30％、42％、和55％血细胞比容水平测试的这些测试条的批斜率之间存在关系。具体地，申请人已发现，这些测试条的批斜率为相对于血细胞比容水平大体弯曲的，此处如在图6C3中所示。在图6C3中，批斜率在低(例如，30％)、中等(例如，42％)、和高(例如，55％)血细胞比容下以大体弯曲的方式下降。因此，通过从上文的公式4得知样品的物理特性(例如，血细胞比容)，可利用图6C3中的关系，以允许公式3.3中的斜率可针对物理特性(例如，血细胞比容)的不同水平进行计算，以便实现更精确的葡萄糖浓度测量。

应该指出的是，尽管图6C3中的斜率“x”似乎为直线，但斜率“x”实际上为曲线并且已针对图6C3中内在的物理特性(例如，血细胞比容)和斜率之间的关系拟合出曲线。用于图6C3的这种拟合曲线已被申请人发现并且由上文的公式5来限定。应该指出的是，由于针对本文所述的实施例来调整取样时间，则结合下述系数来优选地使用公式5：a为约-1.98e-6±10％；b为约-2.87e-5±10％；并且c为约2.67e-2±10％。这些调整源自下述事实：在不同的取样时间处计算新系数(a、b、和c)，而此前，取样时间固定在约5秒处。这将导致不同的系数a、b、和c，以便最大化精度。如果本领域技术人员将使用与先前相同的系数a、b、和c，则技术人员仍能够获得分析物浓度，但所得的估计值将变差。此处的驱动因素在于葡萄糖相对血细胞比容的斜率随信号瞬态而变化，因此当取样时间在约3.5秒和约6秒之间变化时需要不同的斜率。

应该指出的是，可使用公式5来代替相对于图6C3进行绘图，这取决于处理器的可用计算能力。继续图6C1的示例性方法，一旦在步骤908C处从公式4得知物理特性(例如，Hct～55％)，就可利用图6C3的曲线图或公式5来确定适当的批斜率，所述批斜率在此处指定为“新斜率”(其为约0.019)。作为另外一种选择，可使用公式5从所测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)来导出新斜率。将此新斜率(得自图6C3或公式5)与申请人已发现的批截距(截距)和取样时间关系一起使用，如此前相对于公式5所述。

重新参见图6C1，所述方法现在可基于从样品的所测量的或估计的物理特性(步骤910C)导出的新批斜率(即，新斜率)以及在指定的时间点(步骤909)处取样的测量信号(步骤912C)来确定分析物浓度(步骤914C)，所指定的时间点为样品所获得的或测量的或估计的物理特性的函数(例如，得自图6C2的曲线图或公式5)。即，一旦已利用公式5指定取样时间并且利用公式6指定新斜率，所述方法就从测试腔室(例如，腔室92)测量输出信号，使得可利用取样的输出以及公式3.3来提供分析物(例如，葡萄糖)浓度。

在一个实施例中，基于公式3.3的修改形式来确定分析物(例如，葡萄糖)浓度，所述修改形式在此处如公式8所示：

   公式8

其中

G₀表示分析物浓度

I_E为如在指定取样时间点处所测量的信号(与分析物浓度成比例)；

“新斜率”为从图6C3中的关系或从公式5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。

一旦在约3秒至约8秒之间任何时刻的指定时间(步骤909)处测量测试腔室的信号输出I_E，随后就将信号I_E与新斜率(批)和截距(批)一起用于上文的公式8中以计算分析物浓度(在这种情况下，葡萄糖)。截距包括一批生物传感器的制造参数，并且在本文所述的实施例中，截距通常为约0.7至约0.6。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，或者两个信号按顺序地重叠；作为另外一种选择，首先驱动第二信号然后施加第一信号，或者两个信号按顺序地重叠。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。

应该指出的是，在优选的实施例中，在物理特性(例如，血细胞比容)的估计之前来执行用于分析物(例如，葡萄糖)浓度的信号输出的测量。作为另外一种选择，可在分析物(例如，葡萄糖)浓度的测量之前来估计、测量、或获得物理特性(例如，血细胞比容)水平。

因此，作为本文提供的教导内容的另一个有益效果，实现了一种验证相比先前测试条的精度提高的方法。此方法涉及提供一批测试条，通常一批至少约1500个测试条(并且在一些情况下，每批至多1百万个测试条)，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。所述方法涉及使分析物与试剂反应以引起分析物在两个电极之间的物理转化；确定参照样品的物理特性；导出测试条的批斜率；在测试序列期间的由样品的测量的或估计的物理特性限定的指定时间点处对参照样品的电输出取样；以及基于指定时间和导出的批斜率来计算分析物浓度，使得对于约30％至约55％的血细胞比容范围而言，该批测试条的分析物浓度值中的至少95％在参照分析物浓度的约±15％之内，此处如图6C4所示。

如在图6C4中可见，对于约30％血细胞比容至约55％血细胞比容的血细胞比容而言，利用此技术获得的葡萄糖浓度中的大部分或者实际上全部均在±约15％偏差之内。具体地，在区1010C处，没有一个大于100mg/dL的葡萄糖浓度在-15％的偏差之外；在中等血细胞比容区1012C处，少许葡萄糖浓度在15％的偏差范围之外，并且在高血细胞比容区1014C处，稍多个葡萄糖浓度分散在15％的偏差之外(相比于区1010C和1012C)。

然而可参照图6D1来理解另一个技术。此技术涉及在步骤904处将流体样品(其可为生理样品)沉积在已插入到测试仪内(步骤902)的生物传感器(例如，如图3A(1)、3A(2)、或3A(3)-3T所示的测试条的形式)上。一旦启动测试仪200，电压就将施加至测试条100(或者其变型400、500、或600)，并且当样品沉积于测试腔室上时，所施加的信号将样品中的分析物物理地转换成不同形式，这是因为分析物与测试腔室内的试剂的酶反应。当样品流入测试池的毛细管槽时，获得样品的至少一个物理特性(步骤908)以及分析物浓度的估计值(步骤910)。基于所获得的物理特性(步骤908)和估计的分析物浓度(步骤910)，限定取样时间点，在所述取样时间点处测量在测试序列期间从样品的信号输出(在步骤914处)并且将此信号在步骤916中用于计算分析物浓度。具体地，获得物理特性的步骤(步骤908)可包括将第一信号施加至样品以测量样品的物理特性，而引发酶反应的步骤906可涉及将第二信号驱动至所述样品，并且测量步骤(步骤914)可需要评估所述至少两个电极在测试序列启动之后的时间点处的输出信号，其中所述时间点被设定成(在步骤912处)是至少测量的或估计的物理特性(步骤908)和估计的分析物浓度(步骤910)的函数。

在步骤912中确定适当时间点作为所测量的或估计的物理特性的函数，所述时间点可通过使用被编程到所需系统的微处理器内的查找表来确定。例如，可提供查找表，所述查找表允许所述系统利用样品的所测量的或已知的物理特性(例如，血细胞比容或粘度)来选择用于分析物(例如，葡萄糖或酮)的适当取样时间。

具体地，可基于分析物的先前估计和测量的或已知的物理特性来确定适当取样时间，以获得相对于参照值给出最小误差或偏差的适当取样时间。在此技术中，提供了查找表，在所述查找表中，限定的取样时间点与(a)估计的分析物浓度和(b)样品的物理特性相关。例如，可将表2编程到测试仪内以提供矩阵，在所述矩阵中，被估计分析物的定性类别(低、中等、和高葡萄糖)形成主列，并且所测量的或估计的物理特性的定性类别(低、中等、和高)形成标题行。在第二列中，t/Hct为相对42％标称血细胞比容而言的每％血细胞比容差的经实验确定的时间偏移值。例如，“中等葡萄糖”下的55％血细胞比容将指示出(42-55)*90＝-1170ms的时间偏移。将-1170毫秒的时间加到约5000毫秒的初始测试时间上，由此给出(5000-1170＝3830毫秒)～3.9秒。

表2

所述系统应对生物传感器的输出信号进行取样的时间T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定的。申请人指出，适当的取样时间是从测试序列启动时计测量的，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，诸如例如，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，这样可因系统延迟而引入计时误差。

申请人在下文中将相对于生理流体样品中的葡萄糖的特定分析物来讨论查找表2。血糖的定性类别限定在表2的第一列中，其中低于约70mg/dL的低血糖浓度被指定为“Lo-葡萄糖”；高于约70mg/dL但低于约250mg/dL的血糖浓度被指定为“Mid-葡萄糖”；并且高于约250mg/dL的血糖浓度被指定为“Hi-葡萄糖”。

在测试序列期间，可通过对适当时间点处，通常在典型的10秒测试序列期间的5秒处的信号进行取样来获得“估计的分析物”。在此5秒时间点处被取样的测量允许获得对分析物(在这种情况下，血糖)的精确估计。所述系统可随后参照查找表(例如，表2)来确定在指定取样时间T处何时从测试腔室测量信号输出，所述确定基于两个标准：(a)估计的分析物和(b)样品的物理特性的定性值。对于标准(b)而言，物理特性的定性值被分解成三个子类别：低Hct、中等Hct、和高Hct。因此，如果所测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)较高(例如，高于46％)并且所估计的葡萄糖也较高，则根据表2，所述系统用来测量测试腔室的信号输出的测试时间将为约3.6秒。另一方面，如果测量的血细胞比容较低(例如，低于38％)并且估计的葡萄糖较低，则根据表2，所述系统用来测量测试腔室的信号输出的测试时间T将为约5.5秒。

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I_T，随后就将信号I_T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)。

   公式9

其中

G₀表示分析物浓度；

I_T表示从在指定取样时间T处测量的结束信号的和来确定的信号(与分析物浓度成比例)，所述信号可为在指定取样时间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；

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。

应该指出的是，施加第一信号和驱动第二信号的步骤是按顺序的，其中所述顺序可为首先施加第一信号随后驱动第二信号，或者两个信号按顺序地重叠；作为另外一种选择，首先驱动第二信号然后施加第一信号，或者两个信号按顺序地重叠。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。

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，测试仪200)提供的交替信号引导至样品使得从交替信号的输出来确定样品的物理特性。正被检测的物理特性可为粘度、血细胞比容、或密度中的一者或多者。所述引导可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，其中第一频率低于第二频率。优选的是，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，并且第二频率可为约250kHz至约1MHz或更高。如本文所用，短语“交替信号”或“振荡信号”可具有极性交替的信号的一些部分、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。

基于所述技术的附加研究对表2的进一步精化允许申请人设计出下文所示的表3。

表3.相对于估计的G和测量的或估计的物理特性的取样时间S

如在表2中，将测量的或估计的物理特性与估计的分析物浓度一起用于表3中以导出将测量的样品的时间S。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，则微控制器应对流体进行取样的时间为约7秒。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。

对于结合表3使用的实施例而言，所估计的葡萄糖浓度由下述公式提供：

   公式10

其中G_估计表示估计的葡萄糖浓度；

I_E为在约2.5秒处测量的信号；

x₁为斜率(例如，x₁＝1.3e01)；

x₂为截距(例如，x₂＝6.9e02)

由所估计的葡萄糖，可利用下述公式来确定葡萄糖浓度：

   公式11

其中：G_o表示葡萄糖浓度；

I_S为在得自表3的指定的取样时间点S处测量的信号；

x₃为斜率(例如，x₃＝9.6)；并且

x₂为截距(例如，x₄＝4.8e02)。

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，从测试序列启动时计连续地(例如，在指定的取样时间处诸如，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，指定取样时间点(其可不同于预定取样时间点)处的取样信号输出为用于计算分析物浓度的值。

应该指出的是，在优选的实施例中，在血细胞比容的估计之前来执行用于该值(其与分析物(例如，葡萄糖)在一定程度上成比例)的信号输出的测量。作为另外一种选择，可在初始葡萄糖浓度的测量之前来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I_E(如在图6D2中所示)来获得估计的葡萄糖测量G_E，通过公式4获得物理特性(例如，Hct)并且通过利用信号瞬态1000在指定取样时间点处所测量的信号输出I_D(例如，在3.5秒或6.5秒处进行取样的测量信号输出I_D)来获得葡萄糖测量G。

因此，作为本文提供的教导内容的另一个有益效果，实现了一种验证相比先前测试条的精度提高的方法。此方法涉及提供一批测试条，通常一批至少约1500个测试条(并且在一些情况下，多达1百万个或更多个测试条)，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。所述方法涉及使分析物与试剂反应以引起分析物在两个电极之间的物理转化；确定参照样品的物理特性；估计分析物浓度；在测试序列期间的由样品的测量的或估计的物理特性和估计的分析物浓度限定的指定时间点处对参照样品的电输出取样；以及基于指定时间来计算分析物浓度，使得对于约30％至约55％的血细胞比容范围而言，该批测试条的分析物浓度值中的至少95％在参照分析物浓度的约±10％之内，此处如图6D3所示。

在图6D3中，执行实验以量化上文指出的方法对于葡萄糖测量的改进。改进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相对误差的估计值。

如在图6D3中可见，对于约30％血细胞比容至约55％血细胞比容的血细胞比容而言，利用此技术获得的葡萄糖浓度中的大部分或者实际上全部均在±约10％偏差之内。这被认为是在固定时间点处(通常在从测试序列启动时计2.5秒或5秒中的约一者处)对输出信号瞬态进行取样的现有技术的突破，因为这种特定类型的测试条通常不能显示出低于±20％的任何偏差。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包括至少设置在所述多个电极中的至少一个上的试剂，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至样品时测量来自样品的输出信号。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(例如，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。指示的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来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(例如，纸材、计算机、互联网、音频或视频介质等)中的用户标记，以将流体样品沉积在所述多个电极中的至少一个附近，使得微处理器300能够操作以：(a)将第一信号施加至所述多个电极，使得确定沉积在所述多个电极上的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)在测试序列期间的由确定的物理特性指定的取样时间点处，将第二信号施加至所述多个电极，使得利用第二信号来计算分析物浓度。

相似地，申请人能够设计出具有衬底、设置在衬底上并连接至相应电极连接器的多个电极的葡萄糖测试条100。所述测试条包括至少设置在所述多个电极中的至少一个上的试剂，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至样品时测量来自样品的输出信号。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(例如，纸材、计算机、互联网、音频或视频装置等)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。指示的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来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。所述指令还包括用户标记以将流体样品沉积在所述多个电极中的至少一个附近使得微处理器能够操作以：(a)将第一信号施加至所述多个电极，使得导出从流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点，(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及(c)在指定的取样时间点处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得确定分析物浓度。

同样，申请人能够设计出具有衬底、设置在衬底上并连接至相应电极连接器的多个电极的葡萄糖测试条。所述测试条包括至少设置在所述多个电极中的至少一个上的试剂，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至样品时测量来自样品的输出信号。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(例如，纸材、计算机、互联网、音频或视频装置等)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。指示的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来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。所述指令还包括用户标记以将流体样品沉积在所述多个电极中的至少一个附近使得微处理器能够操作以：(a)将第一信号施加至所述多个电极使得导出从流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点和批斜率，(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及(c)在指定的取样时间点处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于指定的取样时间点处所测量的信号和批斜率来确定分析物浓度。

相似地，申请人能够设计出具有衬底、设置在衬底上并连接至相应电极连接器的多个电极的葡萄糖测试条。所述测试条包括至少设置在所述多个电极中的至少一个上的试剂，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至样品时测量来自样品的输出信号。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(例如，纸材、计算机、互联网、音频或视频装置等)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。指示的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来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。所述指令还包括用户标记以将流体样品沉积在所述多个电极中的至少一个附近使得微处理器能够操作以：(a)将第一信号施加至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)将第二信号施加至所述多个电极使得基于导出的批斜率来确定分析物浓度。

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(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。

众所周知，物理特性的检测不必通过交替信号来实现，但是可利用其他技术实现。例如，可使用合适的传感器(例如，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”,中有所描述，Seminars in Thrombosis and Hemostasis，第29卷，第5期，2003年。

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诸如，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(连同用于处理器300的功能操作的合适的部件)与固件一起嵌入或与由图6A(1)、图6B(1)、图6C(1)、或图6D(1)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及其等同物为下述装置，用于(a)基于感测的或估计的物理特性来确定指定取样时间，所指定的取样时间为在将样品沉积到测试条上时从测试序列启动时计所引用的至少一个时间点或间隔、以及(b)基于指定的取样时间点来确定分析物浓度。作为另外一种选择，用于所述确定的装置可包括下述装置，所述装置用于将第一信号施加至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、以及将第二信号施加至所述多个电极使得基于导出的批斜率和指定取样时间来确定分析物浓度。此外，用于所述确定的装置可包括下述装置，所述装置用于基于从测试序列启动时计的预定取样时间来估计分析物浓度、以及从估计的分析物浓度和感测的或估计的物理特性的矩阵中选择指定的取样时间点。此外，用于所述确定的装置可包括下述装置，所述装置用于基于所感测的或估计的物理特性来选择批斜率、以及利用批斜率来确定指定的取样时间点。

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于它们所需的目的。因此，在本发明具有变型且所述变型处于本公开的实质内或等同于出现在权利要求中的发明的程度上，本专利还旨在涵盖这些变型。

实施例

下述实施例可受或不受权利要求书保护：

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：

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或估计所述样品的物理特性；

基于所测量的或估计的物理特性利用下述形式的公式来导出所述生物传感器的批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示导出的批斜率；

H表示所述样品的测量的或估计的物理特性；

a表示约l.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2；

将第二信号驱动至所述样品；以及

从所述至少两个电极中的至少一个测量输出信号；

基于所测量的输出信号和导出的批斜率利用下述形式的公式来计算分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示一批生物传感器的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

2.一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：

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或估计所述样品的物理特性；

基于所测量的或估计的物理特性来导出所述生物传感器的批斜率；

将第二信号驱动至所述样品；

从所述至少两个电极中的至少一个测量输出信号；以及

基于所测量的输出信号和从所述样品的测量的或估计的物理特性导出的批斜率来计算分析物浓度。

3.根据实施例1或实施例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.根据实施例1或实施例2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

5.根据实施例1或实施例2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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

6.根据实施例1或实施例2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从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

7.根据实施例5或实施例6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。

8.根据实施例5或实施例6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、温度、和密度中的至少一者或者它们的组合

9.根据实施例5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。

10.根据实施例9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。

11.根据实施例10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。

12.根据实施例2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：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

H表示所述样品的测量的或估计的物理特性；

a表示约1.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2。

13.根据实施例12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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在选自所述测试序列启动之后约2.5秒或约5秒中的一者的预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示一批生物传感器的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

14.一种分析物测量系统，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；以及分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：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相应电极连接器；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)将第一信号施加至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)将第二信号施加至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。

15.根据实施例14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。

16.根据实施例15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。

17.根据实施例15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。

18.根据实施例14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。

19.根据实施例15、16、17、或18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。

20.根据实施例15、16、或17中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

21.根据实施例14所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

H表示所述样品的测量的或估计的物理特性；

a表示约l.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2。

22.根据实施例21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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

23.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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测试序列期间：

(a)将第一信号施加至所述多个电极，使得导出由流体样品的物理特性限定的批斜率，以及

(b)将第二信号施加至所述多个电极，使得基于在所述测试序列启动之后约10秒内由所述样品的物理特性获得的所导出的批斜率来确定分析物浓度

24.根据实施例23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。

25.根据实施例24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。

26.根据实施例24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。

27.根据实施例23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。

28.根据实施例24、25、26、或27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。

29.根据实施例24、25、或26中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

30.根据实施例23所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

H表示所述样品的测量的或估计的物理特性；

a表示约l.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2。

31.根据实施例30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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

32.一种验证测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

使所述分析物与每个测试条上的试剂反应以引起所述分析物在所述两个电极附近的物理转化；

确定所述参照样品的物理特性；

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；

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；

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个测试条的最终分析物浓度值，使得该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。

33.根据实施例32所述的方法，其中所述确定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。

34.根据实施例32或实施例33所述的方法，其中所述取样包括将第二信号驱动至所述样品。

35.根据实施例34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。

36.根据实施例34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。

37.根据实施例34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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

38.根据实施例34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从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

39.根据实施例37或实施例38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。

40.根据实施例37或实施例38所述的方法，其中所述物理特性包括粘度、血细胞比容、温度、密度中的至少一者或者它们的组合。

41.根据实施例37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。

42.根据实施例41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。

43.根据实施例42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。

44.根据实施例32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：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

H表示所述样品的确定的或估计的物理特性；

a表示约l.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2。

45.根据实施例44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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示所述一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

46.一种从流体样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将流体样品沉积在生物传感器上；

将电信号施加至所述样品以使所述分析物转换成不同材料；

测量或估计所述样品的物理特性；

评估来自所述样品的信号输出；

基于所测量的或估计的物理特性导出所述生物传感器的参数；以及

基于所述生物传感器的导出的参数和所述样品的信号输出来确定分析物浓度。

47.根据实施例46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。

48.根据实施例46或实施例47所述的方法，其中所述评估包括将第二信号驱动至所述样品。

49.根据实施例48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。

50.根据实施例48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。

51.根据实施例48所述的方法，其中所述第一信号的施加包括

将交替信号引导至所述样品使得从所述交替信号的输出确定所述样品的物理特性。

52.根据实施例48所述的方法，其中所述测量包括将光学信号引导至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

53.根据实施例51或实施例52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。

54.根据实施例51或实施例52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、温度、和密度中的至少一者或者它们的组合。

55.根据实施例51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。

56.根据实施例55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。

57.根据实施例56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。

58.根据实施例46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：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

H表示所述样品的测量的或估计的物理特性；

a表示约1.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2。

59.根据实施例57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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

60.一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电极上的试剂，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导出所述样品的物理特性；

获得所述样品的物理特性；

基于所获得的物理特性来指定取样时间；

将第二信号驱动至所述样品；以及

在所指定的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；

基于所测量的输出信号来计算分析物浓度。

61.根据实施例60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。

62.根据实施例60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。

63.根据实施例60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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

64.根据实施例60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从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

65.根据实施例63或实施例64中的一项所述的方法，其中所述物理特性包括血细胞比容并且所述分析物包括葡萄糖。

66.根据实施例60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、温度、和密度中的至少一者。

67.根据实施例63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。

68.根据实施例67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。

69.根据实施例68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。

70.根据实施例60所述的方法，其中所述生物传感器为测试条并且利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性，

x₁为约4.3e5；

x₂为约-3.9；并且

x₃为约4.8。

71.根据实施例70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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所述指定取样时间处测量的信号(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。

72.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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)将第一信号施加至所述多个电极使得导出流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点，

(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得确定分析物浓度。

73.根据实施例72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。

74.根据实施例73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。

75.根据实施例73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。

76.根据实施例72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。

77.根据实施例73、74、75、或76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。

78.根据实施例73、74、或75中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

79.根据实施例72所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

80.根据实施例79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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在所指定的取样时间处测量的信号(值或测量；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。

81.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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测试序列期间：

(a)将第一信号施加至所述多个电极使得导出流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点，

(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于在所述测试序列启动之后约10秒内的所指定的取样时间来确定所述样品的分析物浓度。

82.根据实施例81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。

83.根据实施例82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。

84.根据实施例82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。

85.根据实施例81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。

86.根据实施例82、83、84、或85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。

87.根据实施例82、83、或84中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

88.根据实施例81所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

89.根据实施例88所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在所指定的取样时间处测量的信号(值或测量；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。

90.一种从流体样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将流体样品沉积到在其上沉积有试剂的生物传感器上；

将信号施加至所述样品和所述试剂以使所述分析物转换成不同材料；

获得所述样品的物理特性；

基于所获得的物理特性来指定对信号输出进行取样的时间点；

在所指定的取样时间处测量信号输出；以及

基于所述样品的测量信号输出来确定分析物浓度。

91.根据实施例90所述的方法，其中所述施加包括将第二信号驱动至所述样品。

92.根据实施例91所述的方法，其中所述获得包括将第一信号施加至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。

93.根据实施例91所述的方法，其中所述获得包括将第一信号施加至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与所述第二信号的驱动重叠。

94.根据实施例92或实施例93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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

95.根据实施例92或实施例93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从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

96.根据实施例94或实施例95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。

97.根据实施例94或实施例95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。

98.根据实施例94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。

99.根据实施例98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。

100.根据实施例99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。

101.根据实施例90所述的方法，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

102.根据实施例101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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在所指定的取样时间处测量的信号(值或测量；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。

103.一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电极上的试剂，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导出所述样品的物理特性；

获得所述样品的物理特性；

基于得自所述获得步骤的所述物理特性来指定取样时间；

基于得自所述获得步骤的所述物理特性来导出所述生物传感器的批斜率；

将第二信号驱动至所述样品；以及

在所指定的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；

基于在所指定的取样时间处测量的输出信号和所导出的批斜率来计算分析物浓度。

104.根据实施例103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。

105.根据实施例103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。

106.根据实施例103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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

107.根据实施例103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从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

108.根据实施例106或实施例107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。

109.根据实施例103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、温度、和密度中的至少一者。

110.根据实施例106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。

111.根据实施例110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。

112.根据实施例111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。

113.根据实施例103所述的方法，其中所述生物传感器为测试条并且利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁为约4.3e5；

x₂为约-3.9；并且

x₃为约4.8。

114.根据实施例113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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

115.根据实施例114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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所述指定的取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

新斜率表示从所测量的或估计的物理特性导出的值；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。

116.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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)将第一信号施加至所述多个电极，使得导出流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点和批斜率，

(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于所指定的取样时间处的所测量的信号和所述批斜率来确定分析物浓度。

117.根据实施例116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。

118.根据实施例117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。

119.根据实施例117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。

120.根据实施例116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。

121.根据实施例117、118、119、或120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。

122.根据实施例117、118、或119中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

123.根据实施例116所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

124.根据实施例123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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

125.根据实施例124所述的系统，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所述指定的取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

新斜率表示从所测量的或估计的物理特性导出的值；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。

126.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：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相应电极连接器；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测试序列期间：

(a)将第一信号施加至所述多个电极，使得导出流体样品的物理特性来确定的所述测试条的指定的取样时间点和批斜率，

(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于在所述测试序列启动之后约10秒内的所指定的取样时间和批斜率来确定所述样品的分析物浓度。

127.根据实施例126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。

128.根据实施例127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。

129.根据实施例127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。

130.根据实施例126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。

131.根据实施例127、128、129、或130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。

132.根据实施例127、128、或129中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

133.根据实施例126所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

134.根据实施例133所述的系统，其中利用下述形式的公式来确定所导出的批斜率：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

135.根据实施例134所述的系统，其中

利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所述指定的取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

新斜率表示从所测量的或估计的物理特性导出的值；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。

136.一种验证测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

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；

确定所述参照样品的物理特性；

基于所确定的物理特性来导出所述一批测试条的批斜率；

在所述测试序列期间的由所测量的或估计的物理特性限定的指定的取样时间处对所述参照样品的电输出进行取样；

基于所指定的取样时间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个测试条的最终分析物浓度值，使得该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。

137.根据实施例136所述的方法，其中所述反应包括将第二电信号驱动至所述样品，并且所述确定包括将第一信号施加至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。

138.根据实施例136所述的方法，其中所述反应包括将第二信号驱动至所述样品并且所述确定包括将第一信号施加至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与所述第二信号的驱动重叠。

139.根据实施例137或实施例138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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

140.根据实施例137或实施例138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从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

141.根据实施例139或实施例140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。

142.根据实施例139或实施例140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。

143.根据实施例139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。

144.根据实施例143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。

145.根据实施例143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。

146.根据实施例136所述的方法，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

147.根据实施例146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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

148.根据实施例147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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所述指定的取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

新斜率表示从所测量的或估计的物理特性导出的值；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。

149.一种从流体样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将流体样品沉积到在其上沉积有试剂的生物传感器上；

将信号施加至所述样品和所述试剂以使所述分析物转换成不同材料；

获得所述样品的物理特性；

基于得自所述获得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；

导出所述生物传感器的批斜率；

在所指定的取样时间处测量信号输出；以及

基于所述样品在所指定的取样时间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。

150.根据实施例149所述的方法，其中所述施加包括将第二信号驱动至所述样品。

151.根据实施例150所述的方法，其中所述获得包括将第一信号施加至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。

152.根据实施例150所述的方法，其中所述获得包括将第一信号施加至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与所述第二信号的驱动重叠。

153.根据实施例151或实施例152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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

154.根据实施例151或实施例152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从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

155.根据实施例153或实施例154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。

156.根据实施例153或实施例154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。

157.根据实施例153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。

158.根据实施例157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。

159.根据实施例158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。

160.根据实施例149所述的方法，其中所述生物传感器为测试条并且利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

161.根据实施例160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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

162.根据实施例161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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所述指定的取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

新斜率表示从所测量的或估计的物理特性导出的值；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。

163.根据实施例114、124、134、147、或161中的相应一项所述的方法或系统，其中取代前述实施例中引用的数值，a为约-1.98e-6；b为约-2.87e-5；并且c为约2.67e-2。

164.一种利用生物传感器来从流体样品来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起所述分析物和所述试剂的酶反应；

基于从所述测试序列启动时计的预定取样时间点来估计分析物浓度；

从查找表中选择取样时间点，所述查找表具有相对于不同取样时间点进行索引的所估计的分析物的不同定性类别和所测量的或估计的物理特性的不同定性类别；

在得自所述查找表的所述选定的取样时间点处测量来自所述样品的信号输出；

利用在所述选定的取样时间点处进行取样的所测量的输出信号来根据下述形式的公式计算分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度；

I_T表示在选定取样时间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。

165.一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：

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起所述分析物和所述试剂的酶反应；

基于从所述测试序列启动时计的预定取样时间点来估计分析物浓度；

基于所测量的或估计的物理特性和所估计的分析物浓度来选择取样时间点；

在所述选定的取样时间点处从所述样品测量信号输出；

利用在所述选定的取样时间点处进行取样的测量输出信号来计算分析物浓度。

166.根据实施例164或实施例165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。

167.根据实施例164或实施例165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。

168.根据实施例164或实施例165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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

169.根据实施例168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。

170.根据实施例168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。

171.根据实施例168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。

172.根据实施例171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。

173.根据实施例171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。

174.根据实施例164或实施例165所述的方法，其中所述测量包括在所述测试序列启动时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。

175.根据实施例165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计小于约十秒的任何时间点。

176.根据实施例165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计约2.5秒。

177.根据实施例175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或估计的物理特性，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。

178.根据实施例165所述的方法，其中所述计算步骤包括利用下述形式的公式：

其中

G₀表示分析物浓度；

I_T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。

179.一种分析物测量系统，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；以及分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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：

(a)将第一信号施加至所述多个电极使得确定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；

(c)将第二电信号在所述测试序列期间的由所确定的物理特性指定的取样时间点处施加至所述多个电极，使得利用所述第二信号来计算分析物浓度。

180.根据实施例179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。

181.根据实施例180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。

182.根据实施例180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。

183.根据实施例181或实施例182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。

184.根据实施例181或实施例182所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

185.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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：

(a)在测试序列期间将第一信号施加至所述多个电极使得确定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)将第二电信号在所述测试序列期间的由所确定的物理特性指定的取样时间点处施加至所述多个电极，使得基于在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。

186.根据实施例185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。

187.根据实施例185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。

188.根据实施例185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。

189.根据实施例187或实施例188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。

190.根据实施例187或实施例188所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

191.一种验证测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

使所述分析物与设置在所述测试条中每一个上的试剂反应以引起所述分析物在所述两个电极附近的物理转化；

基于所述样品在从所述测试序列启动时计的预定时间点处所测量的信号输出来估计分析物浓度；

确定所述参照样品的物理特性；

在所述测试序列期间的由所测量的或估计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；

基于所指定的时间点来计算分析物浓度以提供所述一批测试条中的每个测试条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，该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±10％之内。

192.根据实施例191所述的方法，其中所述确定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。

193.根据实施例191或实施例192所述的方法，其中所述反应包括将第二信号驱动至所述样品。

194.根据实施例193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。

195.根据实施例193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。

196.根据实施例192或实施例193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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

197.根据实施例189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品使得基于所述电磁信号的输出来确定所述样品的物理特性。

198.根据实施例196或实施例197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。

199.根据实施例196或实施例197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。

200.根据实施例196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。

201.根据实施例200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。

202.根据实施例201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。

203.根据实施例191所述的方法，其中所述取样包括在所述测试序列启动时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。

204.根据实施例191的所述方法，其中所述预定时间包括从所述测试序列启动时计小于约10秒的任何时间点。

205.根据实施例204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或估计的物理特性，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。

206.一种从流体样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将流体样品沉积在生物传感器上以启动测试序列；

引发所述样品中的所述分析物进行酶反应；

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；

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时计的时间点以对所述生物传感器的输出信号进行取样；

在所限定的时间点处来对所述生物传感器的输出信号进行取样；

利用所限定的时间点处的取样信号来确定分析物浓度。

207.根据实施例206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；所述取样包括在所述测试序列启动之后的时间点处评估得自所述生物传感器的至少两个电极的输出信号，其中所述时间点被设定为至少所测量的或估计的物理特性的函数；并且所述确定步骤包括利用所述时间点处的所述测量输出信号来计算分析物浓度。

208.根据实施例207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。

209.根据实施例207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。

210.根据实施例207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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

211.根据实施例206所述的方法，还包括基于从所述测试序列启动时计的预定取样时间点来估计分析物浓度。

212.根据实施例211所述的方法，其中所述限定包括基于所测量的或估计的物理特性和所估计的分析物浓度来选择限定时间点。

213.根据实施例210或实施例211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。

214.根据实施例209或实施例210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。

215.根据实施例210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。

216.根据实施例215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。

217.根据实施例216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。

218.根据实施例206所述的方法，其中所述取样包括在所述测试序列启动时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。

219.根据实施例218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结果来估计分析物浓度。

220.根据实施例219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或估计的物理特性，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，使得获得用于对得自所述样品的所述第二信号的输出进行取样的时间点以用于所述计算步骤。

221.根据实施例164至220中任一项所述的方法或系统，其中所述取样时间点选自包括矩阵的查找表，其中所估计的分析物的不同定性类别在所述矩阵的最左列中示出，

所测量的或估计的物理特性的不同定性类别在所述矩阵的最顶行中示并且所述取样时间提供在所述矩阵的剩余单元格中。

222.根据实施例1-221中任一项所述的方法或系统，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：

IC＝M2*y1+M*y2+y3+P2*y4+P*y5

其中：IC表示阻抗特性；

M表示测量阻抗的幅值|Z|(欧姆)；

P表示所述输入信号和所述输出信号之间的相位差(度)

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。

223.根据实施例1-221中任一项所述的方法或系统，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：

$\mathrm{IC}=\frac{{-y}_2+\left|\sqrt{y_2^2-\left({4y}_3(y_1-M)\right)}\right|}{{2y}_1}$

其中：

IC表示阻抗特性[％]

M表示阻抗的幅值[Ohm]

y₁为约1.2292el

y₂为约-4.3431e2

y₃为约3.5260e4。

224.一种葡萄糖测试条，包括：

衬底；

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；

至少设置在所述多个电极中的至少一个上的试剂，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至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至测试条的相应电极连接器的测试条端口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连接至所述测试条的相应电极连接器的所述测试条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)将第一信号施加至所述多个电极使得确定沉积在所述多个电极上的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确定的物理特性指定的取样时间点处，将第二信号施加至所述多个电极，使得利用所述第二信号来计算分析物浓度。

225.一种葡萄糖测试条，包括：

衬底；

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；

至少设置在所述多个电极中的至少一个上的试剂，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至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至测试条的相应电极连接器的测试条端口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连接至所述测试条的相应电极连接器的所述测试条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)将第一信号施加至所述多个电极，使得导出流体样品的物理特性来确定的指定取样时间，(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得确定分析物浓度。

226.一种葡萄糖测试条，包括：

衬底；

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；

至少设置在所述多个电极中的至少一个上的试剂，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至所述样品时从所述样品测量输出信号；以及

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至测试条的相应电极连接器的测试条端口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连接至所述测试条的相应电极连接器的所述测试条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)将第一信号施加至所述多个电极使得导出流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点和批斜率，(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于所指定的取样时间处的所测量的信号和所述批斜率来确定分析物浓度。

227.一种葡萄糖测试条，包括：

衬底；

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；

至少设置在所述多个电极中的至少一个上的试剂，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至所述样品时从所述样品测量输出信号；以及

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至测试条的相应电极连接器的测试条端口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连接至所述测试条的相应电极连接器的所述测试条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)将第一信号施加至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)将第二信号施加至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。

本公开的附加方面

部分“A”

最初出现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：

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以测量所述

样品的物理特性；

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：

x＝aH²+bH+c

其中x表示导出的批斜率；

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；

将第二电信号驱动至所述样品；以及

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所导出的批斜率利用下述形式的公式来计算分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从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)，

截距表示一批生物传感器的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

2.一种利用生物传感器来从生理样品来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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以测量所述样品的物理特性；

基于所测量的物理特性来导出所述试剂的批斜率；

将第二电信号驱动至所述样品；

以及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从所述样品的所测量的物理特性导出的批斜率来计算分析物浓度。

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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

11.根据方面A10所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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：

x＝aH²+bH+c

其中x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

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。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从在所述测试序列启动之后约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)；

截距表示一批生物传感器的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

14.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：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相应电极连接器；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)将第一电信号施加至所述多个电极使得导出从流体样品的物理特性限定的批斜率以及(b)将第二电信号施加至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。

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。

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。

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。

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。

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。

20.根据方面A17或方面A18中的一项中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

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：

x＝aH²+bH+c

其中x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

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。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从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)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

23.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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测试序列期间：(a)将第一电信号施加至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)将第二电信号施加至所述多个电极使得基于在所述测试序列启动约10秒内从所述样品的物理特性获得的所导出的批斜率来确定分析物浓度。

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。

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。

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。

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。

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。

29.根据方面A23或方面A24中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

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：

x＝aH²+bH+c

其中x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

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。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从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)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

32.一种获得测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

使所述分析物与所述测试条上的试剂反应以引起所述分析物在两个电极之间的物理转化；

确定所述参照样品的物理特性；

基于所述参照样品的所确定的物理特性来导出所述一批测试条的批斜率；

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；

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，使得该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。

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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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粘度、血细胞比容和密度中的至少一者。

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。

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。

41.根据方面A40所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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：

x＝aH²+bH+c

其中x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

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。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从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)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

44.一种从生理样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将生理样品沉积在生物传感器上；

将电信号施加至所述样品以使所述分析物转换成不同材料；

测量所述样品的物理特性；

评估来自所述样品的信号输出；

从所测量的物理特性导出所述生物传感器的参数；

以及基于所述生物传感器的导出的参数和所述样品的信号输出来确定分析物浓度。

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至所述样品以测量所述样品的物理特性。

46.根据方面A44所述的方法，其中所述估计包括将第二电信号驱动至所述样品。

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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性

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。

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者。

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。

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。

55.根据方面A54所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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：

x＝aH²+bH+c

其中x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

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。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从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)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

部分“B”

最初出现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：

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以导出所述

样品的物理特性；

获得所述样品的物理特性；

基于所获得的物理特性来指定取样时间；将第二电信号驱动至所述样品；以及

在所指定的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；

基于所测量的输出电流来计算分析物浓度。

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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

10.根据方面B9所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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指定的取样时间：

其中“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁为约4.3e5；

x₂为约-3.9；并且

x₃为约4.8。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从在所指定的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)；

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。

13.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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)将第一电信号施加至所述多个电极使得导出从生理流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点，(b)将第二电信号施加至所述多个电极，以及(c)在所指定的取样时间处测量从所述多个电极中的一个输出的电流使得确定分析物浓度。

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。

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。

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。

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。

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。

19.根据方面B16或方面B17所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

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指定的取样时间：

其中“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从在所指定的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)；

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。

22.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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测试序列期间：(a)将第一电信号施加至所述多个电极使得导出从生理流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点，(b)将第二电信号施加至所述多个电极，以及(c)在所指定的取样时间处测量从所述多个电极中的一个输出的电流使得基于在所述测试序列启动约10秒内的所指定的取样时间来确定所述样品的分析物浓度。

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。

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。

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。

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。

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。

28.根据方面B22或方面B23所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

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指定的取样时间：

其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

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分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从在所述“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)

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。

31.一种从生理样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将生理样品沉积到在其上沉积有试剂的生物传感器上；

将电信号施加至所述样品和所述试剂以使所述分析物转换成不同材料；

获得所述样品的物理特性；

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；

在所指定的取样时间处测量信号输出；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。

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至所述样品以导出所述样品的物理特性。

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至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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

41.根据方面B40所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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指定的取样时间：

其中“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

43.根据方面B42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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从在所指定的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)；

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。

部分“C”

最初出现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：

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以导出所述样品的物理特性；

获得所述样品的物理特性；

基于得自所述获得步骤的所述物理特性来指定取样时间；

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；

将第二电信号驱动至所述样品；以及

在所指定的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；

基于在所指定的取样时间处测量的输出信号和所导出的批斜率来计算分析物浓度。

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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

10.根据方面C9所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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指定的取样时间：

其中“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁为约4.3e5；

x₂为约-3.9；并且

x₃为约4.8。

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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示从在所述指定的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)；

新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；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。

14.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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)将第一电信号施加至所述多个电极使得导出从生理流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点和批斜率，(b)将第二电信号施加至所述多个电极，以及(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于所指定的时间点处所测量的信号和所述批斜率来确定分析物浓度。

15.根据方面C14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。

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。

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。

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。

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。

20.根据方面C17或方面C18中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极，并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

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指定的取样时间：

其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示基于在所述指定的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)；

新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；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。

24.一种分析物测量系统，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的；以及

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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测试序列期间：

(a)将第一电信号施加至所述多个电极从而导出生理流体样品的物理特性以确定指定的取样时间点和测试条的批斜率，

(b)将第二电信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得基于在所述测试序列启动约10秒内的所指定的取样时间和批斜率来确定所述样品的分析物浓度。

25.根据方面C24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。

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。

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。

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。

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。

30.根据方面C23或方面C24中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极，并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

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指定的取样时间：

其中“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8

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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示基于在所述指定的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)；

新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；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。

34.一种获得测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

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；

确定所述参照样品的物理特性；

基于所确定的物理特性来导出所述一批测试条的批斜率；

在所述测试序列期间的由所测量的物理特性限定的指定的取样时间点处对所述参照样品的电输出进行取样；

基于所指定的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，使得该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。

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至所述样品，并且所述确定包括将第一电信号施加至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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

43.根据方面C41所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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指定的取样时间：

其中“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示基于在所述指定的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)；

新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；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。

47.一种从生理样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将生理样品沉积到在其上沉积有试剂的生物传感器上；

将电信号施加至所述样品和所述试剂以使所述分析物转换成不同材料；

获得所述样品的物理特性；

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；

导出所述生物传感器的批斜率；

在所指定的取样时间处测量信号输出；以及

基于所述样品在所指定的取样时间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。

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至所述样品以导出所述样品的物理特性。

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至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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

57.根据方面C56所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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指定的取样时间：

其中“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8

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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中H为测量的或估计的物理特性(例如，血细胞比容)；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示基于在所述指定的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)；

新斜率表示从所测量的物理特性导出的值；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。

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。

部分“D”

最初出现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：

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以测量所述样品的物理特性；

将第二电信号驱动至所述样品以引起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计的预定取样时间点来估计分析物浓度；

从包括矩阵的查找表中选择取样时间点，其中所估计的分析物的不同定性类别在所述矩阵的最左列中示出，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；

在得自所述查找表的所述选定的取样时间点处测量来自所述样品的信号输出；

利用在所述选定的取样时间点处进行取样的所测量的输出信号来根据下述形式的公式计算分析物浓度：

其中G₀表示分析物浓度；

I_T表示从在指定取样时间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)；

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。

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以测量所述样品的物理特性；

将第二电信号驱动至所述样品以引起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计的预定取样时间点来估计分析物浓度；

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；

在所述选定的取样时间点处测量来自所述样品的信号输出；

利用在所述选定的取样时间点处进行取样的所测量的输出信号来计算分析物浓度。

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按顺序进行。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

10.根据方面D8所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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时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。

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结果来估计分析物浓度。

13.根据方面D12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计约5秒。

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。

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：

其中G₀表示分析物浓度；

I_T表示从在指定取样时间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)；

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

16.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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来自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成：(a)第一电信号施加至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)将第二电信号在由所确定的物理特性指定的所述测试序列期间的指定的取样时间点处施加至所述多个电极使得利用所述第二电信号来计算分析物浓度。

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。

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。

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。

20.根据方面D18或方面D19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。

21.根据方面D18或方面D19所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

22.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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来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至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)将第二电信号在由所确定的物理特性指定的所述测试序列期间的指定的取样时间点处施加至所述多个电极使得利用所述测试序列启动约10秒内的所述第二电信号来确定分析物浓度。

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。

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。

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。

26.根据方面D24或方面D25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。

27.根据方面D24或方面D25所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

28.一种获得测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

使所述分析物与设置在所述测试条中的每一个上的试剂反应以引起所述分析物在所述两个电极之间的物理转化；

基于所述样品在从所述测试序列启动时计的预定时间点处所测量的信号输出来估计分析物浓度；

确定所述参照样品的物理特性；

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；

基于所指定的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，该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。

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按顺序进行。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得基于所述电磁信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

37.根据方面D36所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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时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。

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结果来估计分析物浓度。

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。

41.一种从生理样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将生理样品沉积在生物传感器上以启动测试序列；

引发所述样品中的所述分析物进行酶反应；

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；

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时计的时间点以对所述生物传感器的输出信号进行取样；

在所限定的时间点处来对所述生物传感器的输出信号进行取样；利用所述限定时间

点处的取样信号来确定分析物浓度。

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电信号驱动至所述样品；所述测量包括在所述测试序列启动之后的时间点处评估得自所述至少两个电极的输出信号，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利用所述时间点处的所述测量输出信号来计算分析物浓度。

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按顺序进行。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

46.根据方面D41所述的方法，还包括基于从所述测试序列启动时计的预定取样时间点来估计分析物浓度。

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。

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。

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、和密度中的至少一者。

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。

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。

52.根据方面D51所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

53.根据方面所述D41的方法，其中所述测量包括在所述测试序列启动时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。

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结果来估计分析物浓度。

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。

56.根据方面D1至D55中任一项所述的方法或系统，其中所述取样时间点选自包括矩阵的查找表，其中所估计的分析物的不同定性类别在所述矩阵的最左列中示出，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。

部分“E”

最初出现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：

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以导出所述样品的物理特性；

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至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；

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；

基于所指定的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；

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；

将第二瞬态信号相对于第二取样时间段分成离散间隔；

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

基于所述第二瞬态信号在所述选定的离散间隔处的相应幅值来确定分析物浓度。

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以导出所述样品的物理特性；

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至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；

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；

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；

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

基于所述第二瞬态信号在所述选定的时间间隔处的相应幅值来确定分析物浓度。

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以导出所述样品的物理特性；

提取第一取样时间段中的指定取样时间；

在所述第一取样时间段将第二信号施加或驱动至所述样品内，

测量或取样在第一取样时间段期间从样品输出的第一瞬态信号；

限定包括所述第一取样时间段中的所指定的取样时间的特定时间范围；

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

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。

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：

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；

将第一电信号施加至所述样品以导出所述样品的物理特性；

提取第一取样时间段中的指定取样时间；

在所述第一取样时间段将第二信号施加或驱动至所述样品内，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；

获得在除约所指定的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

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。

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：

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；

针对所述多个生物传感器中的每一个来将第一信号施加至所述样品以导出所述样品的物理特性；

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；

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至所述样品；

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；

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指定的取样时间的特定时间范围；

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指定的时间范围内的相应离散间隔处的多个幅值；以及

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％。

6.根据方面El、E2、或E3中的一项所述的方法，其中所指定的时间范围包括在所指定的取样时间之前测量的第一瞬态信号的幅值。

7.根据方面El、E2、E3、E4、或E5中任一项所述的方法，其中提取所指定的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。

8.根据方面E6所述的方法，其中用于所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：

其中“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述生物传感器的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁为约4.3e5；

x₂为约(—)3.9；并且

x₃为约4.8。

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限定的指定取样时间与预定时间位点之间的差的绝对值，以限定开始时间(T1)和约等于所指定的取样时间的结束时间(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。

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。

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。

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。

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。

14.根据方面E13所述的方法，其中分析物浓度的所述确定通过利用下述形式的公式来获得：

$G=\frac{{\left(\frac{\left|I_3\right|}{\left|I_4\right|}\right)}^{x_1}\×\left(\frac{\left|I_2\right|+x_4\left|I_5\right|-x_5\left|I_1\right|}{\left|I_2\right|+x_4\left|I_5\right|}\right|I_5\left|\right)-x_2}{x_3}$

其中：

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。

15.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：

$G=\frac{x_1{\left(\right|I_1\left|\right)}^{(x_2-\frac{x_3}{\left|I_2\right|})}-x_4}{x_5}$

其中：

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。

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：

$G=\frac{x_1\ln {\left(x_2\frac{\left|I_1\right|}{\left|I_2\right|}\right)}^{x_3}{\left|I_3\right|}^{x_4}-x_5}{x_6}$

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。

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：

$G=\frac{x_3{\left|\frac{I_1}{I_2}\right|}^{(x_1-x_2|\frac{I_3}{I_4}\left|\right)}\×\left|I_5\right|-x_5}{x_4}$

其中：

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。

18.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：

$G=\frac{({\left|\frac{I_1}{I_2}\right|}^{x_1}\×\frac{x_2{\left|I_3\right|}^2+x_3\left|I_3\right|+x_4}{x_5\left|I_4\right|+x_6})-x_7}{x_8}$

其中：

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12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。

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：

$G=\frac{({\left|\frac{I_1}{I_2}\right|}^{x_1}\×\frac{x_2{\left|I_3\right|}^3+x_3{\left|I_3\right|}^2+x_4\left|I_3\right|+x_5}{x_6+{\left|I_4\right|}^2+x_7\left|I_4\right|+x_8})-x_9}{x_{10}}$

其中：

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。

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幅值的平均幅值。

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。

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。

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至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

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。

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、或密度中的至少一者。

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。

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。

29.根据方面E26所述的方法，其中所述第一频率包括约10kHz至约90kHz范围内的任何频率。

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。

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。

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。

33.一种分析物测量系统，包括：

测试条，所述测试条包括：

衬底；

多个电极，所述多个电极设置在所述衬底上并且连接至相应电极连接器；以及

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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来自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成：(a)将第一电信号施加至所述多个电极使得所述样品的物理特性被导出以提供指定取样时间，(b)将第二电信号施加至所述多个电极，(c)从所述多个电极测量第一瞬态输出信号；(d)从所述第一输出信号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)基于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。

34.一种分析物测量系统，包括：

测试条，所述测试条包括：

衬底；

多个电极，所述多个电极设置在所述衬底上并且连接至相应电极连接器；以及

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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来自所述多个电极的电信号，所述微处理器被配置成：(a)将第一电信号施加至所述多个电极使得所述样品的物理特性被导出以提供指定取样时间，(b)将第二电信号施加至所述多个电极，(c)从所述多个电极测量第一瞬态输出信号；(d)从所述第一输出信号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)基于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以在所述测试序列启动约10秒内通报所述分析物浓度

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

42.根据方面E33-E40中的一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

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指定的取样时间：

其中“指定的取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的血细胞比容形式的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约(—)3.9；并且

x₃表示约4.8。

44.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：

$G=\frac{{\left(\frac{\left|I_3\right|}{\left|I_4\right|}\right)}^{x_1}\×\left(\frac{\left|I_2\right|+x_4\left|I_5\right|-x_5\left|I_1\right|}{\left|I_2\right|+x_4\left|I_5\right|}\right|I_5\left|\right)-x_2}{x_3}$

其中：

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≈2.61。

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：

$G=\frac{x_1{\left(\right|I_1\left|\right)}^{(x_2-\frac{x_3}{\left|I_2\right|})}-x_4}{x_5}$

其中：

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。

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：

$G=\frac{x_1\ln {\left(x_2\frac{\left|I_1\right|}{\left|I_2\right|}\right)}^{x_3}{\left|I_3\right|}^{x_4}-x_5}{x_6}$

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。

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：

$G=\frac{x_3{\left|\frac{I_1}{I_2}\right|}^{(x_1-x_2|\frac{I_3}{I_4}\left|\right)}\×\left|I_5\right|-x_5}{x_4}$

其中

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。

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：

$G=\frac{({\left|\frac{I_1}{I_2}\right|}^{x_1}\×\frac{x_2{\left|I_3\right|}^2+x_3\left|I_3\right|+x_4}{x_5\left|I_4\right|+x_6})-x_7}{x_8}$

其中：

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≈(—)168；x₂≈0.95；x₃≈(—)4.97；x₄≈6.29；x₅≈3.08；x₆≈(—)5.84；x₇≈(—)0.41；x₈≈0.01。

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：

$G=\frac{({\left|\frac{I_1}{I_2}\right|}^{x_1}\×\frac{x_2{\left|I_3\right|}^3+x_3{\left|I_3\right|}^2+x_4\left|I_3\right|+x_5}{x_6+{\left|I_4\right|}^2+x_7\left|I_4\right|+x_8})-x_9}{x_{10}}$

其中：

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。

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。

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％。

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％。

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％。

部分“F”

最初出现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，所述专利以引用方式并入本文形成本公开的部分：

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：

外壳；

设置在所述外壳中的微控制器块；以及

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：

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；和

相检测器子块，

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

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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以及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。

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

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信号在体液样品的所述相移的测量期间被用作参照信号。

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。

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。

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。

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。

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：

将全血样品引入分析测试条的样品池中；

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在所述样品池中的所述体液样品的相移；以及

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。

17.根据方面F16所述的方法，还包括：

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。

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。

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：

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；和

相检测器子块。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

附录

下述附录形成本公开的部分并且以引用方式并入本文，所述附录最初出现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)。

本公开在下文中整体涉及医疗装置，具体地，涉及试验测试仪和相关方法。

医学领域中特别关注流体样品中分析物的确定(例如检测和/或浓度测量)。例如，可期望确定诸如尿液、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此类确定。

本公开的新特征具体地阐述于方面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和优点，所述具体实施例阐明了采用本公开原理的例证性实施例，附图中相同的数字表示相同的元件，图中：

图8为根据本发明的实施例的手持式试验测试仪的简化图；

图9为图8的手持式试验测试仪的各个块的简化方框图；

图10为如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；

图11为如可在申请人的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；

图12为如可在申请人的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；

图13为示出如可在申请人的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

图14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。

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的编号相同。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。此描述将明确使得本领域技术人员能够制备和使用本公开，并且描述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。

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。

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)。在此类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。

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。

一旦本领域技术人员获悉本公开，他或她将认识到，可被容易地修改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2葡萄糖仪表。还可被修改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。

图8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9为手持式试验测试仪100的各个块的简化方框图。图10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11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12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13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。

参见图8至13，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8)。具体参见图9，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8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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。一种此类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。

具体参见图10，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10的虚线内)、互阻抗放大器子块128，以及相检测器子块130。

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，这此类算法和/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。

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。

具体参见图10至13，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，此类信号生成子块可以集成到微控制器块112中。

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，所述双低通滤波器子块122被配置成将方波信号转换成预定频率的正弦波信号。图11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(诸如在10kHz至25kHz范围内的频率)的信号和第二频率(诸如在250kHz至500kHz范围内的频率)的信号。使用图11的开关IC7来完成第一频率和第二频率的选择。图11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。

参见图11，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11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。

虽然图11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。

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13所示，在此类配置中，信号可经由第一电极驱动(从低通滤波器子块)进入样品池，并且经由第二电极从样品池(通过互阻抗放大器子块)拾取。

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。

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12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)的简化的标注示意性方框图。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。

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13示出了包括两个此类的相检测器子块，即XOR相检测器(在图13的上半部并且包括IC22和IC23)和正交多路复用相检测器(在图13的下半部并且包括IC12和IC13)的示意图。

图13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。

图13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13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：

Φ＝tan^-1(V_正交相/V_同相)

还可采用此类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：

振幅＝SQR((V_正交相)²+(V_同相)²)

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。

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相检测器产生的输出频率总是输入频率的两倍，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。

一旦获悉本公开，本领域技术人员将认识到，在申请人的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。

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)以及，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。

图14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。

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14的步骤230)。

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、有益效果和特性来修改包括方法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。

Claims (142)

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：

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或估计所述样品的物理特性；

基于所测量的或估计的物理特性来导出所述生物传感器的批斜率；

将第二信号驱动至所述样品；

从所述至少两个电极中的至少一个测量输出信号；以及

基于所测量的输出信号和从所述样品的所测量的或估计的物理特性导出的批斜率来计算分析物浓度。

2.一种验证测试条的提高的精度的方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

使所述分析物与每个测试条上的试剂反应以引起所述分析物在所述两个电极附近的物理转化；

确定所述参照样品的物理特性；

基于所述参照样品的所确定的物理特性来导出所述一批测试条的限定的批斜率；

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；

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个测试条的最终分析物浓度值，使得该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。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述确定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。

4.根据权利要求2或权利要求3所述的方法，其中所述取样包括将第二信号驱动至所述样品。

5.一种从流体样品确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将流体样品沉积在生物传感器上；

将信号施加至所述样品以使所述分析物转换成不同材料；

测量或估计所述样品的物理特性；

评估来自所述样品的信号输出；

从所测量的或估计的物理特性导出所述生物传感器的参数；以及

基于所述生物传感器的所导出的参数和所述样品的所述信号输出来确定分析物浓度。

6.根据权利要求5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。

7.根据权利要求5或权利要求6所述的方法，其中所述评估包括将第二信号驱动至所述样品。

8.根据权利要求1、4和7中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加和所述第二信号的所述驱动按顺序次序进行。

9.根据权利要求1、4和7中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加和所述第二信号的所述驱动重叠。

10.根据权利要求1、4和7-9中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加包括将交替信号引导至所述样品，使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

11.根据权利要求1、4和7-9中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加包括将光学信号引导至所述样品，使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

12.根据前述权利要求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、温度、和密度中的至少一者或者它们的组合。

13.根据前述权利要求中任一项所述的方法，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。

14.根据权利要求10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。

15.根据权利要求14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。

16.根据权利要求14或权利要求15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。

17.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述导出包括利用下述形式的公式来计算批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

H表示所述样品的所测量的、确定的、或估计的物理特性；

a表示约1.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2。

18.根据权利要求17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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示一批生物传感器的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

19.根据权利要求18所述的方法，其中所述预定时间为所述测试序列启动后约2.5秒。

20.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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)将第一信号施加至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)将第二信号施加至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。

21.根据权利要求20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。

22.根据权利要求21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。

23.根据权利要求21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。

24.根据权利要求20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。

25.根据权利要求20-24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。

26.根据权利要求21-23中任一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

27.根据权利要求20-26中任一项所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所述批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

H表示所述样品的所测量的或估计的物理特性；

a表示约1.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2。

28.根据权利要求27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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定的或指定的取样时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

29.根据权利要求20-28中任一项所述的系统，其中在所述测试序列启动约10秒内从所述样品的所述物理特性来获得所导出的批斜率。

30.一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电极上的试剂，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导出所述样品的物理特性；

获得所述样品的物理特性；

基于所获得的物理特性来指定取样时间；

将第二信号驱动至所述样品；以及

在所指定的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；

基于所测量的输出信号来计算分析物浓度。

31.根据权利要求30所述的方法，其中所述第一信号的所述施加和所述第二信号的所述驱动按顺序次序进行。

32.根据权利要求30所述的方法，其中所述第一信号的所述施加和所述第二信号的所述驱动重叠。

33.一种从流体样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将流体样品沉积到在其上沉积有试剂的生物传感器上；

将信号施加至所述样品和所述试剂以使所述分析物转换成不同材料；

获得所述样品的物理特性；

基于所获得的物理特性来指定对信号输出进行取样的时间点；

在所指定的取样时间处测量信号输出；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。

34.根据权利要求33所述的方法，其中所述施加包括将第二信号驱动至所述样品。

35.根据权利要求34所述的方法，其中所述获得包括将第一信号施加至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所述施加和所述第二信号的所述驱动按顺序次序进行。

36.根据权利要求33所述的方法，其中所述获得包括将第一信号施加至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所述施加和所述第二信号的所述驱动重叠。

37.根据权利要求30、35和36中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加包括将交替信号引导至所述样品，使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

38.根据权利要求30、35和36中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加包括将光学信号引导至所述样品，使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

39.根据权利要求30-38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、温度、和密度中的至少一者或者它们的组合。

40.根据权利要求30-39中任一项所述的方法，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。

41.根据权利要求37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。

42.根据权利要求41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。

43.根据权利要求41或权利要求42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。

44.根据权利要求30-43中任一项所述的方法，其中所述生物传感器为测试条，并且利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁为约4.3e5；

x₂为约-3.9；并且

x₃为约4.8。

45.根据权利要求44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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在所指定的取样时间处测量的信号(值或测量；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。

46.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：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相应电极连接器；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)将第一信号施加至所述多个电极使得导出流体样品的物理特性来确定的指定取样时间，

(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得确定分析物浓度。

47.根据权利要求46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。

48.根据权利要求47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。

49.根据权利要求47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。

50.根据权利要求46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。

51.根据权利要求47-50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。

52.根据权利要求47-49中任一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极，并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

53.根据权利要求46-52中任一项所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测

试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

54.根据权利要求53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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在所指定的取样时间处测量的信号(值或测量；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。

55.根据权利要求46-54中任一项所述的系统，其中基于在所述测试序列启动约10秒内的所指定的取样时间来确定所述样品的分析物浓度。

56.一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电极上的试剂，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；

将第一信号施加至样品以导出样品的物理特性；

获得所述样品的物理特性；

基于得自所述获得步骤的所述物理特性来指定取样时间；

基于得自所述获得步骤的所述物理特性来导出所述生物传感器的批斜率；

将第二信号驱动至所述样品；以及

在所指定的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；

基于在所指定的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。

57.根据权利要求56所述的方法，其中所述第一信号的所述施加和所述第二信号的所述驱动按顺序次序进行。

58.根据权利要求56所述的方法，其中所述第一信号的所述施加和所述第二信号的所述驱动重叠。

59.一种验证测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

使所述分析物反应以引起所述分析物在所述两个电极附近的物理转化；

确定所述参照样品的物理特性；

基于所确定的物理特性来导出所述一批测试条的批斜率；

在所述测试序列期间的由所测量的或估计的物理特性限定的指定的取样时间处对所述参照样品的输出进行取样；

基于所指定的取样时间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个测试条的最终分析物浓度值，使得该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。

60.根据权利要求59所述的方法，其中所述反应包括将第二信号驱动至所述样品，并且所述确定包括将第一信号施加至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所述施加和所述第二信号的所述驱动按顺序次序进行。

61.根据权利要求59所述的方法，其中所述反应包括将第二信号驱动至所述样品，并且所述确定包括将第一信号施加至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所述施加和所述第二信号的所述驱动重叠。

62.一种从流体样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将流体样品沉积到在其上沉积有试剂的生物传感器上；

将信号施加至所述样品和所述试剂以使所述分析物转换成不同材料；

获得所述样品的物理特性；

基于得自所述获得步骤的所述物理特性来指定对信号输出进行取样的时间点；

导出所述生物传感器的批斜率；

在所指定的取样时间处测量信号输出；以及

基于所述样品在所指定的取样时间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。

63.根据权利要求62所述的方法，其中所述施加包括将第二信号驱动至所述样品。

64.根据权利要求63所述的方法，其中所述获得包括将第一信号施加至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所述施加和所述第二信号的所述驱动按顺序次序进行。

65.根据权利要求63所述的方法，其中所述获得包括将第一信号施加至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所述施加和所述第二信号的所述驱动重叠。

66.根据权利要求56、60、61、64和65中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加包括将交替信号引导至所述样品使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

67.根据权利要求56、60、61、64和65中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加包括将光学信号引导至所述样品使得从所述光学信号的输出来确定所述样品的物理特性。

68.根据权利要求56-67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、温度、和密度中的至少一者。

69.根据权利要求56-68中任一项所述的方法，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。

70.根据权利要求66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。

71.根据权利要求70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。

72.根据权利要求70或权利要求71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。

73.根据权利要求56-72中任一项所述的方法，其中所述生物传感器为测试条，并且利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x_l为约4.3e5；

x₂为约-3.9；并且

x₃为约4.8。

74.根据权利要求73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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

75.根据权利要求73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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约-1.98e-6，

b为约-2.87e-5，

c为约2.67e-2。

76.根据权利要求74或权利要求75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：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所述指定取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

新斜率表示从所测量的或估计的物理特性导出的值；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。

77.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

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相应电极连接器；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)将第一信号施加至所述多个电极，使得导出从流体样品的物理特性来确定的指定的取样时间点和批斜率，

(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出，使得基于所指定的取样时间处的所测量的信号和所述批斜率来确定分析物浓度。

78.根据权利要求77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。

79.根据权利要求78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。

80.根据权利要求78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。

81.根据权利要求77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。

82.根据权利要求77-81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。

83.根据权利要求78-80中任一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

84.根据权利要求77-83中任一项所述的系统，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x_l表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

85.根据权利要求84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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

86.根据权利要求84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：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约-1.98e-6,

b为约-2.87e-5，

c为约2.67e-2。

87.根据权利要求85或权利要求86所述的系统，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所指定的取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

新斜率表示从所测量的或估计的物理特性导出的值；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。

88.根据权利要求77-87中任一项所述的系统，其中基于在所述测试序列启动约10秒内的所指定的取样时间和批斜率来确定所述样品的分析物浓度。

89.一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起所述分析物和所述试剂的酶反应；

基于从所述测试序列启动时计的预定取样时间点来估计分析物浓度；

从查找表中选择取样时间点，所述查找表具有相对于不同取样时间点进行索引的所估计的分析物的不同定性类别和所测量的或估计的物理特性的不同定性类别；在从所述查找表中的所述选定的取样时间点处对得自所述样品的信号输出进行取样；

从在所述选定的取样时间点处进行取样的所测量的输出信号来根据下述形式的公式计算分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度；

I_T表示在所述选定的取样时间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。

90.一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起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计的预定取样时间点来估计分析物浓度；

基于所测量的或估计的物理特性和所估计的分析物浓度来选择取样时间点；

在所述选定的取样时间点处对得自所述样品的信号输出进行取样；

从在所述选定的取样时间点处进行取样的测量的输出信号来计算分析物浓度。

91.一种验证测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

使所述分析物与设置在所述测试条中的每一个上的试剂反应以引起所述分析物在所述两个电极附近的物理转化；

基于所述样品在从所述测试序列启动时计的预定时间点处测量的信号输出来估计分析物浓度；

确定所述参照样品的物理特性；

在所述测试序列期间的由所测量的或估计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；

基于所指定的时间点来计算分析物浓度以提供所述一批测试条中的每个测试条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％在所述参照分析物浓度的±10％之内。

92.根据权利要求91所述的方法，其中所述确定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。

93.根据权利要求92所述的方法，其中所述反应包括将第二信号驱动至所述样品。

94.一种从流体样品来确定分析物浓度的方法，所述方法包括：

将流体样品沉积在生物传感器上以启动测试序列；

引发所述样品中的所述分析物进行酶反应；

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；

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时计的时间点，以对所述生物传感器的输出信号进行取样；

在所限定的时间点处来对所述生物传感器的输出信号进行取样；

从在所限定的时间点处取样的信号来确定分析物浓度。

95.根据权利要求94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之后的时间点处评估得自所述生物传感器的至少两个电极的输出信号，其中所述时间点被设定为至少所测量的或估计的物理特性的函数；并且所述确定步骤包括从在所述时间点处所测量的输出信号来计算分析物浓度。

96.根据权利要求94所述的方法，还包括基于从所述测试序列启动时计的预定取样时间点来估计分析物浓度。

97.根据权利要求96所述的方法，其中所述限定包括基于所测量的或估计的物理特性和所估计的分析物浓度来选择限定的时间点。

98.根据权利要求90、91和94中任一项所述的方法，还包括基于预定时间处的所述输出信号的测量结果来估计分析物浓度。

99.根据权利要求98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计约2.5秒。

100.根据权利要求98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或估计的物理特性，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，使得获得用于对得自所述样品的所述第二信号的输出进行测量的时间点，以用于所述计算步骤。

101.根据权利要求90所述的方法，其中所述计算步骤包括利用下述形式的公式：

其中

G₀表示分析物浓度；

I_T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。

102.根据权利要求89、90、93和95中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加和所述第二信号的所述驱动是顺序的。

103.根据权利要求89、90、93和95中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加和所述第二信号的所述驱动重叠。

104.根据权利要求89、90、93、95、102和103中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加包括将交替信号引导至所述样品，使得从所述交替信号的输出来确定所述样品的物理特性。

105.根据权利要求89、90、93、95、102和103中任一项所述的方法，其中所述第一信号的所述施加包括将电磁信号引导至所述样品，使得从所述电磁信号的输出来确定所述样品的物理特性。

106.根据权利要求89-105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、温度、和密度中的至少一者。

107.根据权利要求89-106中任一项所述的方法，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。

108.根据权利要求104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。

109.根据权利要求108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。

110.根据权利要求108或权利要求109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。

111.根据权利要求89-110中任一项所述的方法，其中所述取样包括在所述测试序列启动时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。

112.根据权利要求89-111中任一项所述的方法，其中所述取样时间点选自包括矩阵的查找表，其中所估计的分析物的不同定性类别在所述矩阵的最左列中示出，所测量的或估计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。

113.一种分析物测量系统，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

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：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相应电极连接器；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：

(a)将第一信号施加至所述多个电极使得确定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)将第二信号在所述测试序列期间的由所确定的物理特性指定的取样时间点处施加至所述多个电极，使得从用所述第二信号来计算分析物浓度。

114.根据权利要求113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。

115.根据权利要求114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。

116.根据权利要求114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。

117.根据权利要求113-116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。

118.根据权利要求114-116中任一项所述的系统，其中试剂设置为靠近所述至少两个其他电极并且没有试剂设置在所述至少两个电极上。

119.根据权利要求113-118中任一项所述的系统，其中从在所述测试序列启动约10秒内的所述第二信号来确定所述分析物浓度。

120.根据权利要求113-119中任一项所述的系统，其中所述取样时间点选自包括矩阵的查找表，其中所估计的分析物的不同定性类别在所述矩阵的最左列中示出，所测量的或估计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。

121.一种葡萄糖测试仪，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相应电极连接器；和

装置，所述装置用于：

(a)基于沉积在所述测试条的多个电极上的样品的感测的或估计的物理特性来确定指定的取样时间，所指定的取样时间为在将样品沉积到所述测试条上时，从启动测试序列时计引用的至少一个时间点或间隔；以及

(b)基于所指定的取样时间点来确定分析物浓度。

122.根据权利要求121所述的测试仪，其中用于确定的装置包括下述装置，所述装置用于将第一信号施加至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，以及用于将第二信号施加至所述多个电极使得基于所导出的批斜率和所指定的取样时间来确定分析物浓度。

123.根据权利要求121所述的测试仪，其中用于确定的装置包括下述装置，所述装置用于基于从所述测试序列启动时计的预定取样时间点来估计分析物浓度，以及用于从估计的分析物浓度和感测的或估计的物理特性的矩阵中选择指定的取样时间点。

124.根据权利要求121所述的测试仪，其中用于确定的装置包括下述装置，所述装置用于基于所感测的或估计的物理特性来选择批斜率，以及

用于由所述批斜率来确定所指定的取样时间点。

125.一种验证测试条的提高的精度方法，所述方法包括：

提供一批测试条；

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；

使所述分析物与所述试剂反应以引起所述分析物在所述两个电极之间的物理转化；

确定所述参照样品的物理特性；

估计所述分析物浓度；

在所述测试序列期间的由所述样品的所测量的或估计的物理特性和所估计的分析物浓度限定的指定的取样时间点处，对所述参照样品的电输出进行取样；

以及基于所指定的取样时间来计算分析物浓度以提供所述一批测试条中的每个测试条的最终分析物浓度值，使得对于约30％至约55％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％在所述参照分析物浓度的约25％之内。

126.一种分析物测试仪，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测试条的相应电极连接器；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者感测来自连接至所述测试条的相应电极连接器的所述测试条的多个电极的电信号，

其中所述微处理器被配置成在所述测试序列期间：

(a)将第一信号施加至所述多个电极使得导出由沉积在所述多个电极的流体样品的物理特性限定的批斜率，以及

(b)将第二信号施加至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。

127.根据权利要求126所述的测试仪，其中利用下述形式的公式来计算所述批斜率：

x＝aH²+bH+c

其中

x表示从所述导出步骤导出的批斜率；

H表示所述样品的测量的或估计的物理特性；

a表示约l.4e-6，

b表示约-3.8e-4，

c表示约3.6e-2。

128.根据权利要求127所述的测试仪，其中利用下述形式的公式来确定所述分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在预定时间处测量的信号(值或测量；与分析物浓度成比例)；

截距表示一批测试条的校准参数；

x表示从所述导出步骤导出的批斜率。

129.根据权利要求126-128中任一项所述的测试仪，其中从在所述测试序列启动约10秒内的所述样品的所述物理特性来获得所导出的批斜率。

130.一种分析物测试仪，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测试条的相应电极连接器；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连接至所述测试条的相应电极连接器的所述测试条的多个电极的电信号，

其中所述微处理器被配置成在所述测试序列期间：

(a)将第一信号施加至所述多个电极使得导出由沉积在所述多个电极上的流体样品的物理特性确定的指定取样时间，

(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出使得确定分析物浓度。

131.根据权利要求130所述的测试仪，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

132.根据权利要求131所述的测试仪，其中利用下述形式的公式来确定所述分析物浓度：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示或为在所指定的取样时间处测量的信号(值或测量；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。

133.根据权利要求130-132中任一项所述的测试仪，其中基于在所述测试序列启动约10秒内的所指定的取样时间来确定所述样品的分析物浓度。

134.一种分析物测试仪，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测试条的相应电极连接器；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者感测来自连接至所述测试条的相应电极连接器的所述测试条的多个电极的电信号，

其中所述微处理器被配置成在所述测试序列期间：

(a)将第一信号施加至所述多个电极使得导出由沉积在所述多个电极上的流体样品的物理特性确定的指定的取样时间点和批斜率，

(b)将第二信号施加至所述多个电极，以及

(c)在所指定的取样时间处从所述多个电极中的一个测量信号输出，使得基于所指定的取样时间处的所测量的信号和所述批斜率来确定分析物浓度。

135.根据权利要求134所述的测试仪，其中利用下述形式的公式来计算所指定的取样时间：

其中

“指定取样时间”被指定为从所述测试序列启动时计的对所述测试条的输出信号进行取样的时间点，

H表示所述样品的物理特性；

x₁表示约4.3e5；

x₂表示约-3.9；并且

x₃表示约4.8。

136.根据权利要求135所述的测试仪，其中利用下述形式的公式来确定所导出的斜率：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约1.35e-6，

b为约-3.79e-4，

c为约3.56e-2。

137.根据权利要求135所述的测试仪，其中利用下述形式的公式来确定所导出的斜率：

新斜率＝aH²+bH+c

其中

新斜率表示所导出的斜率；

H为测量的或估计的物理特性；

a为约-1.98e-6，

b为约-2.87e-5，

c为约2.67e-2。

138.根据权利要求136或权利要求137所述的测试仪，其中利用下述形式的公式来执行所述分析物浓度的计算：

其中

G₀表示分析物浓度

I_E表示在所指定的取样时间处测量的信号(与分析物浓度成比例)；

新斜率表示从所测量的或估计的物理特性导出的值；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。

139.根据权利要求134-138中任一项所述的测试仪，其中基于在所述测试序列启动约10秒内的所指定的取样时间和批斜率来确定所述样品的分析物浓度。

140.一种分析物测试仪，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测试条的相应电极连接器；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者感测来自连接至所述测试条的相应电极连接器的所述测试条的多个电极的电信号，

其中所述微处理器被配置成：

(a)将第一信号施加至所述多个电极，使得确定沉积在所述多个电极上的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确定的物理特性指定的取样时间点处，将第二信号施加至所述多个电极，使得从所述第二信号来计算分析物浓度。

141.根据权利要求140所述的测试仪，其中利用在所述测试序列启动约10秒内的所述第二信号来确定所述分析物浓度。

142.根据权利要求140或权利要求141所述的测试仪，其中所述取样时间点选自包括矩阵的查找表，其中所估计的分析物的不同定性类别在所述矩阵的最左列中示出，并且所测量的或估计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。