基於測量的溫度、物理特性和估計的分析物值確定分析物測量時間的電化學測試條的準確分析物測量的製作方法

2023-04-30 23:15:16

背景技術：
：電化學葡萄糖測試條，諸如用於全血測試試劑盒(可購自lifescan公司)中的那些，設計用於測量糖尿病患者的生理流體樣品中的葡萄糖濃度。葡萄糖的測量可基於葡萄糖氧化酶(go)對葡萄糖的選擇性氧化來進行。葡萄糖測試條中可發生的反應由下面的公式1和公式2來概括。公式1葡萄糖+go(氧化)→葡糖酸+go(還原)公式2go(還原)+2fe(cn)63-→go(氧化)+2fe(cn)64-如公式1中所示，葡萄糖被葡萄糖氧化酶的氧化形式(go(氧化))氧化成葡糖酸。應當指出的是，go(氧化)還可被稱為「氧化的酶」。在公式1的反應過程中，氧化的酶go(氧化)被轉化為其還原狀態，其被表示為go(還原)(即，「還原的酶」)。接著，如公式2中所示，還原的酶go(還原)通過與fe(cn)63-(被稱為氧化介體或鐵氰化物)的反應而被再氧化回go(氧化)。在go(還原)重新生成回其氧化態go(氧化)的過程中，fe(cn)63-被還原成fe(cn)64-(被稱為還原介體或亞鐵氰化物)。當利用施加於兩個電極之間的測試信號進行上述反應時，可通過在電極表面處經還原介體的電化學再氧化生成測試電流。因此，由於在理想環境下，上述化學反應過程中生成的亞鐵氰化物的量與定位在電極之間的樣品中葡萄糖的量成正比，所以生成的測試電流將與樣品的葡萄糖含量成比例。諸如鐵氰化物的介體是接受來自酶(諸如葡萄糖氧化酶)的電子並隨後將電子供給電極的化合物。隨著樣品中的葡萄糖濃度增加，所形成的還原介體的量也增加；因此，源自還原介體再氧化的測試電流與葡萄糖濃度之間存在直接關係。具體地，電子在整個電界面上的轉移致使測試電流流動(每摩爾被氧化的葡萄糖對應2摩爾電子)。因此，由於葡萄糖的引入而產生的測試電流可被稱為葡萄糖信號。當某些血液成分存在時，會對測量產生不良影響並導致檢測信號不準確，從而對電化學生物傳感器產生負面影響。例如，測量不準確可導致葡萄糖讀數不準確，使得患者無法察覺潛在地危險的血糖含量。作為一個示例，血液的血細胞比容含量(即紅細胞在血液中所佔的數量百分比)會對所得分析物濃度的測量造成錯誤影響。血液中紅細胞容積的變化會使一次性電化學測試條所測量的葡萄糖讀數出現差異。通常，高血細胞比容下會出現負偏差(即計算出的分析物濃度偏低)，低血細胞比容下會出現正偏差(即計算出的分析物濃度偏高)。在高血細胞比容下，例如，血紅細胞可能會阻礙酶與電化學介體的反應，降低化學溶解速率，因為用於使化學反應物成溶劑化物的血漿量較低並且介體的擴散速度慢。這些因素會造成比預期的葡萄糖讀數低，因為電化學過程中產生的信號較小。相反，在低血細胞比容下，可影響電化學反應的紅細胞數量比預期要少，因而測量的信號也更大。此外，生理流體樣品電阻也與血細胞比容相關，這會影響電壓和/或電流測量結果。目前已採用了多個策略來降低或避免基於血細胞比容的變型對血糖造成的影響。例如，測試條被設計成具有多個可將樣品中的紅細胞去除的篩目，或者含有多種化合物或製劑，用以提高紅細胞的粘度並減弱低血細胞比容對濃度確定的影響。為了校正血細胞比容，其它測試條已包括細胞溶解劑和被配置成確定血紅蛋白濃度的系統。另外，生物傳感器已被配置成通過下述方式來測量血細胞比容：測量經過交變電流信號的流體樣品的電響應或利用光照射生理流體樣品之後的光學變型的變化，或者基於樣品室填充時間的函數來測量血細胞比容。這些傳感器具有某些缺點。涉及血細胞比容檢測的策略的通用技術為使用所測量的血細胞比容值來校正或改變所測量的分析物濃度，所述技術通常示於和描述於下述相應的美國專利申請公布2010/0283488、2010/0206749、2009/0236237、2010/0276303、2010/0206749、2009/0223834、2008/0083618、2004/0079652、2010/0283488、2010/0206749、2009/0194432或美國專利7,972,861和7,258,769中，所有這些專利申請公布和專利據此均以引用方式併入本申請。技術實現要素：我們設計出一種改進的技術(及對其的變型)來測量分析物濃度，使得分析物濃度對分析物估計的溫度和流體樣品的物理特性(例如粘度或血細胞比容)不太敏感。在一個實施方案中，我們已設計出包括測試條和分析物測量儀的分析物測量系統。測試條包括連接至相應電極連接器的多個電極。測量儀包括外殼、被配置成連接至測試條的相應電極連接器的測試條埠連接器和微處理器，所述微處理器與測試條埠連接器電連通以在測試序列期間施加電信號或感測來自所述多個電極的電信號。所述微處理器被配置成在所述測試序列期間：(a)在沉積樣品時啟動分析物測試序列；(b)將信號施加至樣品以確定代表樣品的物理特性信號；(c)將另一個信號驅動至樣品；(d)測量來自所述電極中的至少一個電極的至少一個輸出信號；(e)測量樣品、測試條或測量儀中的一者的溫度；(f)基於測量的溫度來確定物理特性信號的溫度補償值；(g)由從所述測試序列啟動時起作為參考的多個預定時間間隔中的一個處的所述至少一個輸出信號導出估計的分析物濃度；(h)基於測量的溫度來確定估計的分析物濃度的溫度補償值；(i)基於(1)物理特性信號的溫度補償值和(2)估計的分析物濃度的溫度補償值來選擇相對於測試序列啟動的分析物測量取樣時間點或時間間隔；(j)基於所選擇的分析物測量取樣時間點或時間間隔處的輸出信號的量值來計算分析物濃度；以及(k)通告分析物濃度。在另一個實施方案中，我們已設計出包括測試條和分析物測量儀的分析物測量系統。測試條包括連接至相應電極連接器的多個電極。測量儀包括外殼、被配置成連接至測試條的相應電極連接器的測試條埠連接器和微處理器，所述微處理器與測試條埠連接器電連通以在測試序列期間施加電信號或感測來自所述多個電極的電信號。所述微處理器被配置成在所述測試序列期間：(a)在沉積樣品時啟動分析物測試序列；(b)將信號施加至樣品以確定代表樣品的物理特性信號；(c)將另一個信號驅動至樣品；(d)測量來自所述電極中的至少一個電極的至少一個輸出信號；(e)測量樣品、測試條或測量儀中的一者的溫度；(f)由從所述測試序列啟動時起作為參考的多個預定時間間隔中的一個處的所述至少一個輸出信號導出估計的分析物濃度；(g)基於以下項選擇相對於測試序列啟動的分析物測量取樣時間點或時間間隔：(1)測量的溫度，(2)物理特性信號，(3)估計的分析物濃度；(i)基於所選擇的分析物測量取樣時間點或時間間隔處的輸出信號的量值來計算分析物濃度；以及(k)通告分析物濃度。在另一個實施方案中，我們已設計出包括測試條和分析物測量儀的分析物測量系統。測試條包括連接至相應電極連接器的多個電極。測量儀包括外殼、被配置成連接至測試條的相應電極連接器的測試條埠連接器和微處理器，所述微處理器與測試條埠連接器電連通以在測試序列期間施加電信號或感測來自所述多個電極的電信號。所述微處理器被配置成在所述測試序列期間：(a)在沉積樣品時啟動分析物測試序列；(b)將信號施加至樣品以確定樣品的物理特性信號；(c)將另一個信號驅動至樣品；(d)測量來自所述電極中的至少一個電極的至少一個輸出信號；(e)測量樣品、測試條或測量儀中的一者的溫度；(f)由從所述測試序列啟動時起作為參考的多個預定時間間隔中的一個處的所述至少一個輸出信號導出估計的分析物濃度；(g)確定所測量的溫度是否在多個溫度範圍中的一個溫度範圍內；(h)基於在多個溫度範圍中所選的一個溫度範圍內所估計的分析物濃度和代表樣品的物理特性信號來選擇分析物測量取樣時間；(i)基於來自所選的分析物測量取樣時間圖的分析物測量取樣時間或時間間隔處的輸出信號的量值來計算分析物濃度；以及(j)通告分析物濃度。在另一個實施方案中，我們設計了一種方法，該方法利用具有至少兩個電極的測試條和設置在電極中的至少一個上的試劑從流體樣品確定分析物濃度。該方法可通過以下步驟實現：將流體樣品沉積在所述至少兩個電極中的任何一個上以啟動分析物測試序列；將第一信號施加至樣品以測量樣品的物理特性；將第二信號驅動至所述樣品以引發分析物與試劑的酶反應；基於從測試序列啟動時起的預定取樣時間點來估計分析物濃度；測量生物傳感器或周圍環境中的至少一者的溫度；從根據測量的溫度索引的多個查找表中獲得查找表，每個查找表具有針對不同取樣時間點索引的估計分析物的不同定性類別和測量或估計物理特性的不同定性類別；從在獲取步驟中獲得的查找表中選擇取樣時間點；在從所述獲取步驟中獲得的查找表中所選擇的測量取樣時間處對從所述樣品輸出的信號進行取樣；根據以下形式的公式由在所選擇的測量取樣時間處取樣的測量輸出信號計算分析物濃度：其中g0表示分析物濃度；it表示在所選擇的取樣時間t處測量的信號(與分析物濃度成比例)；斜率表示從該特定測試條所在的一批測試條的校準測試中獲得的值；並且截距表示從該特定測試條所在的一批測試條的校準測試中獲得的值。在另一種變型中，我們設計了一種方法，該方法利用具有至少兩個電極的測試條和設置在電極中的至少一個上的試劑從流體樣品確定分析物濃度。該方法可通過以下步驟實現：將流體樣品沉積在生物傳感器上以啟動測試序列；引發樣品中的分析物進行酶反應；估計樣品中的分析物濃度；測量樣品的至少一種物理特性；測量生物傳感器或周圍環境中的至少一者的溫度；從根據測量的溫度索引的多個查找表中獲得查找表，每個查找表具有針對不同取樣時間點索引的估計分析物的不同定性類別和測量或估計物理特性的不同定性類別；從在獲取步驟中獲得的查找表中選擇取樣時間點；在從所述獲取步驟中獲得的查找表中所選擇的測量取樣時間處對從所述樣品輸出的信號進行取樣；以及由所選擇的測量取樣時間處的取樣信號來確定分析物濃度。並且對於這些方面而言，也可以在這些先前所公開方面的多種組合中使用以下特徵：獲得可包括將第二信號驅動至所述樣品以導出代表樣品的物理特性信號；施加可包括將第一信號施加至樣品以導出代表樣品的物理特性信號，並且第一信號的施加與第二信號的驅動可按順序次序進行；第一信號的施加可與第二信號的驅動重疊；施加可包括將第一信號施加至樣品以導出代表樣品的物理特性信號，並且第一信號的施加可與第二信號的驅動重疊；第一信號的施加可包括將交變信號引導至樣品使得從交變信號的輸出來確定代表樣品的物理特性信號；第一信號的施加可包括將光學信號引導至樣品使得從光學信號的輸出來確定代表樣品的物理特性信號；物理特性信號可包括血細胞比容並且分析物可包括葡萄糖；物理特性信號可包括粘度、血細胞比容、溫度和密度中的至少一者；所述引導可包括驅動不同相應頻率下的第一交變信號和第二交變信號，其中第一頻率低於第二頻率；第一頻率可比第二頻率低至少一個數量級；第一頻率可包括在約10khz至約250khz、或約10khz至約90khz範圍內的任何頻率；並且/或者可利用下述形式的公式來計算指定分析物測量取樣時間：其中「指定取樣時間」被指定為從測試序列啟動時起的對測試條的輸出信號(例如，輸出信號)進行取樣的時間點，h表示或為代表樣品的物理特性信號；x1為約4.3e5，或者等於4.3e5，或者等於4.3e5+/-此處提供的數值的10％、5％或1％；x2為約-3.9，或者等於-3.9，或者等於-3.9+/-此處提供的數值的10％、5％或1％；並且x3為約4.8，或者等於4.8，或者等於4.8+/-此處提供的數值的10％、5％或1％。應當指出的是，分析物測量取樣時間點可選自包括矩陣的查找表，其中所估計分析物的不同定性類別在矩陣的最左列中示出，測量的或估計的物理特性信號的不同定性類別在矩陣的最頂行中示出，並且分析物測量取樣時間提供在矩陣的剩餘單元格中。在上述方面中的任何一者中，所述流體樣品可為血液。在上述方面中的任何一者中，所述物理特性信號可包括樣品的粘度、血細胞比容或密度中的至少一者，或者物理特性信號可為血細胞比容，其中任選地，血細胞比容水平在30％和55％之間。在上述方面中的任何一者中，在h表示或為代表樣品的物理特性信號的情況下，其可為測量的、估計的或確定的血細胞比容，或者可為血細胞比容的形式。在上述方面中的任何一者中，可從測量的特性，諸如樣品的阻抗或相位角，來確定物理特性信號。在上述方面中的任何一者中，由ie和/或t表示的信號可為電流。在本公開的上述方面中，可通過電子電路或處理器來進行確定步驟、估計步驟、計算步驟、運算步驟、導出步驟和/或使用步驟(可能結合公式)。這些步驟作為存儲在計算機可讀介質上的可執行指令也可被實施；所述指令在由計算機執行時可進行上述方法中的任何一個方法的步驟。在本公開的附加方面，存在計算機可讀介質，每個介質包括可執行指令，所述可執行指令在由計算機執行時進行上述方法中的任何一個方法的步驟。在本公開的附加方面，存在諸如測量儀或分析物測試裝置之類的裝置，每個裝置或測量儀包括被配置成進行上述方法中的任何一個方法的步驟的電子電路或處理器。對於本領域的技術人員而言，當結合將被首先簡要描述的附圖來參閱以下對本發明示例性實施方案的更詳細說明時，這些和其它實施方案、特徵和優點將變得顯而易見。附圖說明併入本文中並且構成本說明書一部分的附圖示出當前本發明的優選的實施方案，並且與上面所給出的概述和下面所給出的詳述一起用於解釋本發明的特徵(其中類似的數字表示類似的元件)，其中：圖1示出了分析物測量系統。圖2a以簡化示意圖形式示出了測量儀200的部件。圖2b以簡化示意圖形式示出了測量儀200的變型的優選具體實施。圖3a(1)示出了圖1的系統的測試條100，其中存在位於測量電極的上遊的兩個物理特性信號感測電極。圖3a(2)示出了圖3a(1)的測試條的變型，其中提供了屏蔽或接地電極以靠近測試室的入口；圖3a(3)示出了圖3a(2)的測試條的變型，其中試劑區域已向上遊延伸以覆蓋物理特性信號感測電極中的至少一個；圖3a(4)示出了圖3a(1)、圖3a(2)和圖3a(3)的測試條100的變型，其中測試條的某些部件已被整合在一起形成單個單元；圖3b示出了圖3a(1)、圖3a(2)或圖3a(3)的測試條的變型，其中一個物理特性信號感測電極靠近入口設置並且另一個物理特性信號感測電極位於測試池的終端處，並且測量電極設置在一對物理特性信號感測電極之間。圖3c和圖3d示出了圖3a(1)、圖3a(2)或圖3a(3)的變型，其中物理特性信號感測電極彼此相鄰地設置在測試室的終端處，並且測量電極位於物理特性信號感測電極的上遊。圖3e和圖3f示出了相似於圖3a(1)、圖3a(2)或圖3a(3)的物理特性信號感測電極排列的物理特性信號感測電極排列，其中所述一對物理特性信號感測電極靠近測試室的入口。圖4a示出了時間相對於施加至圖1測試條的電勢的曲線圖。圖4b示出了時間相對於來自圖1測試條的輸出電流的曲線圖。圖5a示出了當使用已知的分析物測量技術時，由於血液樣品中的血細胞比容對環境(例如，周圍)變化或測量儀本身敏感，針對分析物所遇到的問題。圖5b示出了我們早期專利申請中描述的早期技術的類似問題。圖5c示出了我們的示例性生物傳感器的阻抗特性對溫度的敏感度。圖5d示出了各種葡萄糖濃度在42％血細胞比容下的偏差或誤差也與溫度有關。圖6示出了通過校正溫度敏感度來實現更準確的分析物確定的示例性方法的邏輯圖。圖7示出了對圖6所示技術的變型的邏輯圖。圖8示出了從生物傳感器的測試室中的酶電化學反應測量到的典型瞬態輸出信號。圖9a示出了在沒有利用圖6和圖7之一所示技術的情況下，對於每個目標分析物值，生物傳感器對樣品中的血細胞比容的敏感度的散點圖。圖9b示出了使用與圖9a相同的參數的散點圖，但是使用我們的新技術來降低生物傳感器對隨溫度變化的血細胞比容的敏感度。具體實施方式應參考附圖來閱讀下面的具體實施方式，其中不同附圖中類似要素相同地編號。未必按比例繪製的附圖描繪所選擇的實施方案，並不旨在限制本發明的範圍。具體實施方式以舉例的方式而不是限制性方式示出本發明的原理。此具體實施方式將明確地使得本領域技術人員能夠製備和使用本發明，並且描述了本發明的若干實施方案、適應型式、變型形式、替代形式和用途，包括目前據信是實施本發明的最佳方式。如本文所用，針對任何數值或範圍的術語「約」或「大約」表示允許零件或多個部件的集合執行如本文所述的其指定用途的合適的尺寸公差。更具體地，「約」或「大約」可指列舉值的值±10％的範圍，例如「約90％」可指81％至99％的值範圍。另外，如本文所用，術語「患者」、「宿主」、「用戶」和「受檢者」是指任何人或動物受檢者，並不旨在將系統或方法局限於人使用，但本主題發明在人類患者中的使用代表優選的實施方案。如本文所用，術語「振蕩信號」包括分別改變極性、或交變電流方向、或為多向的電壓信號或電流信號。還如本文所用，短語「電信號」或「信號」旨在包括直流信號、交變信號或電磁譜內的任何信號。術語「處理器」、「微處理器」、或「微控制器」旨在具有相同的含義並且旨在可互換使用。圖1示出了用通過本文所示和所述的方法和技術生產的測試條來測試個體的血液中的分析物(例如，葡萄糖)水平的測量儀200。測量儀200可包括用戶界面輸入(206,210,214)，其可採取按鈕的形式，用於輸入數據、菜單導航和執行命令。數據可包括表示分析物濃度的值和/或與個體的日常生活方式相關的信息。與日常生活方式相關的信息可包括個體的食物攝取、藥物使用、健康檢查的發生率、總體健康狀態和運動水平。測量儀200還可包括顯示器204，其可用於報告所測量的葡萄糖水平，且便於進入生活方式相關的信息。測量儀200可包括第一用戶界面輸入206、第二用戶界面輸入210和第三用戶界面輸入214。用戶界面輸入206、210和214方便進入和分析存儲在測試裝置中的數據，使用戶能通過顯示器204上顯示的用戶界面進行導航。用戶界面輸入206、210和214包括第一標記208、第二標記212和第三標記216，其有助於將用戶界面輸入與顯示器204上的字符相關聯。可通過將測試條100(或者其變型400、500或600)插入到測試條埠連接器220內、通過按壓並短暫地保持第一用戶界面輸入206、或者通過檢測整個數據埠218上的數據流量來開啟測量儀200。可通過取出測試條100(或者其變型400、500或600)、按壓並短暫地保持第一用戶界面輸入206、導航到主菜單屏幕並從主菜單屏幕選擇測量儀關閉選項、或者通過在預定時間內不按壓任何按鈕來關閉測量儀200。顯示器104可任選地包括背光。在一個實施方案中，測量儀200可被配置成在例如從第一測試條批轉換到第二測試條批時不從任何外部源接收校準輸入。因此，在一個示例性實施方案中，測量儀被配置成不從外部源接收校準輸入，所述外部源諸如用戶界面(諸如輸入206、210、214)、插入的測試條、單獨的代碼鍵或代碼條、數據埠218。當所有的測試條批具有基本一致的校準特性時，此類校準輸入是不必要的。校準輸入可為歸於特定測試條批的一組值。例如，校準輸入可包括特定測試條批的批斜率和批截距值。校準輸入，諸如批斜率和截距值，可預設在測量儀中，如下文將描述。參考圖2a，示出了測量儀200的示例性內部布局。測量儀200可包括處理器300，其在本文所述和所示的一些實施方案中為32位的risc微控制器。在本文所述和所示的優選實施方案中，處理器300優選地選自由texasinstruments(dallastexas)製造的msp430系列超低功率微控制器。處理器可經i/o埠314雙向連接至存儲器302，存儲器302在本文所述和所示的一些實施方案中為eeprom。另外經i/o埠214連接至處理器300的是數據埠218、用戶界面輸入206、210和214以及顯示驅動器320。數據埠218可連接至處理器300，從而使數據能夠在存儲器302和外部裝置(諸如個人計算機)之間傳輸。用戶界面輸入206、210和214直接連接至處理器300。處理器300經由顯示驅動器320控制顯示器204。在測量儀200的製備期間，存儲器302可預裝有校準信息，諸如批斜率和批截距值。在通過條埠連接器220從測試條接收到合適的信號(諸如電流)時，可由處理器300訪問和使用預裝的校準信息，從而利用信號和校準信息計算出對應的分析物水平(諸如血糖濃度)，而不需從任何外部源接收校準輸入。在本文所述和所示的實施方案中，測量儀200可包括專用集成電路(asic)304，以便提供在對已施用到插入測試條口連接器220內的測試條100(或者其變型400、500或600)上的血液中的葡萄糖水平的測量過程中使用的電子電路。模擬電壓可經由模擬接口306傳送到asic304或從asic304傳送出。來自模擬接口306的模擬信號可通過a/d轉換器316轉換為數位訊號。處理器300還包括芯308、rom310(含有計算機代碼)、ram312和時鐘318。在一個實施方案中，處理器300被配置成(或編程為)：例如在分析物測量後的一段時間使所有用戶界面輸入無效，除了在顯示單元作出分析物值顯示時即進行的單個輸入之外。在一個另選的實施方案中，處理器300配置成(或編程為)：忽略來自所有用戶界面輸入的任何輸入，除了在顯示單元作出分析物值顯示時即進行的單個輸入之外。測量儀200的詳細說明和闡釋示於和描述於國際專利申請公布wo2006070200中，該專利申請據此以引用方式併入本申請，如同在本文完全闡述一樣。圖3a(1)為測試條100的示例性分解透視圖，所述測試條可包括設置在襯底5上的七個層。設置在襯底5上的七個層可為第一導電層50(其還可稱為電極層50)、絕緣層16、兩個重疊的試劑層22a和22b、包括粘合部分24、26和28的粘合劑層60、親水層70和形成測試條100的覆蓋件94的頂層80。測試條100可通過一系列步驟來製造，其中利用例如絲網印刷工藝來將導電層50、絕緣層16、試劑層22和粘合劑層60依次沉積在襯底5上。需注意，電極10、12和14設置為與試劑層22a和22b接觸，而物理特性信號感測電極19a和20a為間隔開的並且不與試劑層22接觸。親水層70和頂層80可自卷材設置並層合到襯底5上，作為一體式層合物或者作為單獨的層。如圖3a(1)所示，測試條100具有遠側部分3和近側部分4。測試條100可包括其中可吸取或沉積生理流體樣品95的樣品接收室92(圖3a(2))。本文所述的生理流體樣品可為血液。樣品接收室92可包括位於近端的入口和位於測試條100的側邊緣處的出口，如圖3a(1)所示。流體樣品95可沿軸l-l(圖3a(2))施加至入口以裝填樣品接收室92，使得能夠測量葡萄糖。鄰近試劑層22定位的第一粘合劑墊片24和第二粘合劑墊片26的側邊緣各自限定樣品接收室92的壁，如圖3a(1)所示。樣品接收室92的底部或者「底板」可包括襯底5、導電層50和絕緣層16的一部分，如圖3a(1)所示。樣品接收室92的頂部部分或者「頂板」可包括遠側親水部分32，如圖3a(1)所示。對於測試條100，如圖3a(1)所示，襯底5可用作有助於支撐隨後所施加的層的襯底。襯底5可為聚酯片的形式，該聚酯片諸如聚對苯二甲酸乙二醇酯(pet)材料(由mitsubishi供應的hostaphanpet)。襯底5可為卷形式，標稱350微米厚乘370毫米寬乘大約60米長。導電層被用來形成可用於對葡萄糖進行電化學測量的電極。第一導電層50可由絲網印刷到襯底5上的碳素油墨製成。在絲網印刷工藝中，將碳素油墨加載到絲網上，然後利用刮墨刀將油墨透過絲網轉印。印刷的碳素油墨可利用約140℃的熱空氣進行乾燥。碳素油墨可包括vagh樹脂、碳黑、石墨(ks15)和用於該樹脂、碳和石墨混合物的一種或多種溶劑。更具體地，碳素油墨可在碳素油墨中包含比率為約2.90:1的碳黑:vagh樹脂、以及比率為約2.62:1的石墨:碳黑。如圖3a(1)所示，對於測試條100，第一導電層50可包括參考電極10、第一工作電極12、第二工作電極14、第三物理特性信號感測電極19a和第四物理特性信號感測電極20a、第一接觸墊13、第二接觸墊15、參考接觸墊11、第一工作電極軌道8、第二工作電極軌道9、參考電極軌道7和條檢測棒17。物理特性信號感測電極19a和20a設置有相應的電極軌道19b和20b。導電層可由碳素油墨形成。第一接觸墊13、第二接觸墊15和參考接觸墊11可適於電連接至測量儀。第一工作電極軌道8提供從第一工作電極12到第一接觸墊13的電連續通道。相似地，第二工作電極軌道9提供從第二工作電極14至第二接觸墊15的電連續通道。相似地，參考電極軌道7提供從參考電極10至參考接觸墊11的電連續通道。條檢測棒17電連接至參考接觸墊11。第三電極軌道19b和第四電極軌道20b連接到相應的電極19a和20a。測量儀可通過測量參考接觸墊11與條檢測棒17之間的導通來檢測測試條100已被正確插入，如圖3a(1)所示。圖3b-3f示出了測試條100的變型(圖3a(1)、3a(2)、3a(3)或3a(4))。簡而言之，就測試條100的變型(示例性地示於圖3a(2)、圖3a(2)和圖3b至圖3f中)而言，這些測試條包括設置在工作電極上的酶試劑層、設置在第一圖案化導電層之上並且被配置成限定分析測試條內的樣品腔室的圖案化墊片層、以及設置在第一圖案化導電層之上的第二圖案化導電層。第二圖案化導電層包括第一相移測量電極和第二相移測量電極。此外，第一相移測量電極和第二相移測量電極設置在樣品腔室中並且被配置成與手持式試驗測量儀一起來測量電信號的相移，所述電信號被迫使在分析測試條的使用期間通過引入到樣品腔室中的體液樣品。此類相移測量電極在本文中還稱為體液相移測量電極。本文所述的各種實施方案的分析測試條據信是有利的，因為例如第一相移測量電極和第二相移測量電極設置在工作電極和參比電極上方，因而允許具有有利低體積的樣品腔室。這與如下構型形成對比，其中第一相移測量電極和第二相移測量電極設置為與工作電極和參考電極成共面關係，因而需要較大的體液樣品體積和樣品腔室使得體液樣品能夠覆蓋第一相移測量電極和第二相移測量電極以及工作電極和參考電極。在圖3a(2)的實施方案(其為圖3a(1)的測試條的變型)中，提供附加電極10a作為多個電極19a、20a、14、12和10中的任何一個電極的延伸件。必須注意的是，內置式屏蔽或接地電極10a用於降低或消除用戶手指或身體與特性測量電極19a和20a之間的任何電容耦合。接地電極10a允許任何電容背離感測電極19a和20a。為此，可將接地電極10a連接至其他五個電極中的任何一個電極或連接至其自身的單獨接觸墊(和軌道)，該單獨接觸墊用於連接至測量儀上的地而非經由相應的軌道7、8和9連接至接觸墊15、17、13中的一個或多個。在優選的實施方案中，接地電極10a連接至其上設置有試劑22的三個電極中的一個。在最優選的實施方案中，接地電極10a連接至電極10。作為接地電極，有利的是將接地電極連接至參考電極10，以便不對工作電極測量產生任何附加電流，該附加電流可來自樣品中的背景幹擾化合物。此外通過將屏蔽或接地電極10a連接至電極10，據信能有效地增加反電極10的尺寸，該尺寸尤其在高信號情況下可成為限制性的。在圖3a(2)的實施方案中，試劑被布置為使得其不與測量電極19a和20a接觸。另選地，在圖3a(3)的實施方案中，試劑22被布置為使得試劑22接觸感測電極19a和20a中的至少一個。在測試條100的可供選擇的型式中，此處如在圖3a(4)所示，頂層38、親水膜層34和墊片29已結合在一起以形成一體式組件，所述一體式組件用於安裝到襯底5，該襯底具有設置在絕緣層16』附近的試劑層22』。在圖3b的實施方案中，分析物測量電極10、12和14設置成與圖3a(1)、圖3a(2)、或圖3a(3)中大體相同的構型。然而，用以感測物理特性信號(例如，血細胞比容)水平的電極19a和20a設置成間隔開的構型，其中一個電極19a靠近測試室92的入口92a並且另一個電極20a位於測試室92的相對末端。電極10、12、和14設置為與試劑層22接觸。在圖3c、圖3d、圖3e和圖3f中，物理特性信號(例如，血細胞比容)感測電極19a和20a設置為彼此相鄰，並且可布置在測試室92的入口92a的相對末端92b處(圖3c和圖3d)或鄰近入口92a(圖3e和圖3f)處。在所有這些實施方案中，物理特性信號感測電極與試劑層22間隔開，使得這些物理特性信號感測電極在包含葡萄糖的流體樣品(例如，血液或間質液)存在的情況下不受試劑的電化學反應的影響。眾所周知，常規的基於電化學的分析物測試條採用工作電極以及相關聯的反電極/參考電極和酶試劑層，以有利於與所關注分析物的電化學反應，並且由此來確定此分析物的存在和/或濃度。例如，用於確定流體樣品中的葡萄糖濃度的基於電化學的分析物測試條可採用包含葡萄糖氧化酶和介體鐵氰化物(其在電化學反應期間被還原為介體亞鐵氰化物)的酶試劑。此類常規分析物測試條和酶試劑層在例如美國專利5,708,247、5,951,836、6,241,862和6,284,125中有所描述，這些專利中的每一個均以引用方式併入本文。就這一點而言，本文提供的各種實施方案中所採用的試劑層可包括任何合適的樣品可溶性酶試劑，其中酶試劑的選擇取決於待確定的分析物和體液樣品。例如，如果流體樣品中的葡萄糖待確定，則酶試劑層406可包括葡萄糖氧化酶或葡萄糖脫氫酶以及用於功能操作所必需的其它組分。一般來講，酶試劑層406包括至少酶和介體。合適的介體的示例包括例如釕、六胺絡釕(iii)氯化物、鐵氰化物、二茂鐵、二茂鐵衍生物、鋨聯吡啶複合物和醌衍生物。合適的酶的示例包括葡萄糖氧化酶；葡萄糖脫氫酶(gdh)，其使用吡咯喹啉醌(pqq)輔因子；gdh，其使用煙醯胺腺嘌呤二核苷酸(nad)輔因子；以及gdh，其使用黃素腺嘌呤二核苷酸(fad)輔因子。可在製備期間利用任何適合的技術，包括例如絲網印刷，來施加酶試劑層406。申請人指出，酶試劑層406還可包含合適的緩衝劑(諸如，例如，trishcl、檸康酸鹽、檸檬酸鹽和磷酸鹽)、羥乙基纖維素[hec]、羧甲基纖維素、乙基纖維素和藻酸鹽、酶穩定劑、以及本領域中已知的其它添加劑。有關在不存在本文所述的相移測量電極、分析測試條和相關方法的情況下利用電極和酶試劑層來確定體液樣品中的分析物濃度的其他細節在美國專利6,733,655中有所描述，該專利全文以引用方式併入本文。根據實施方案的分析測試條可被配置成例如與手持式測量儀的分析測試條樣品池接口可操作地電連接並一起使用，如共同未決的專利申請13/250,525[暫時由代理人案卷號ddi5209usnp標識]中所述，該專利申請以引用方式併入本申請中。在測試條的各種實施方案中，對沉積在測試條上的流體樣品進行了兩種測量。一種測量為流體樣品中的分析物(例如，葡萄糖)的濃度的測量，而另一種測量為同一樣品的物理特性信號(例如，血細胞比容)的測量。兩種測量(葡萄糖和血細胞比容)可在持續時間內按照順序、同時地或重疊地進行。例如，可首先進行葡萄糖測量，然後進行物理特性信號(例如，血細胞比容)測量；首先進行物理特性信號(例如，血細胞比容)測量，然後進行葡萄糖測量；兩種測量同時進行；或者一種測量的持續時間可與另一種測量的持續時間重疊。下文中參照圖4a、圖4b來詳細地論述每個測量。圖4a為施加至測試條100及其變型(此處示於圖3a-圖3f中)的測試信號的示例性圖表。在將流體樣品施加至測試條100(或者其變型400、500、或600)之前，測量儀200處於流體檢測模式，其中在第二工作電極和參考電極之間施加約400毫伏的第一測試信號。優選地同時在第一工作電極(例如，測試條100的電極12)和參考電極(例如，測試條100的電極10)之間施加約400毫伏的第二測試信號。另選地，還可同時施加第二測試信號，使得施加第一測試信號的時間間隔與施加第二測試電壓的時間間隔重疊。在為零的起始時間檢測到生理流體之前的流體檢測時間間隔tfd期間，測量儀可處於流體檢測模式。在流體檢測模式中，測量儀200確定流體何時被施加至測試條100(或者其變型400、500或600)，使得流體潤溼相對於參考電極10的第一工作電極12或第二工作電極14(或者這兩個電極)。一旦測量儀200由於例如在第一工作電極12和第二工作電極14中的一者或兩者處測量的測試電流充分增大而識別出生理流體已施加，則測量儀200在零時刻「0」處分配為零的第二標記，並啟動測試時間間隔ts。測量儀200可以合適的取樣速率，諸如，例如，每隔1毫秒至每隔100毫秒來對電流瞬態輸出進行取樣。在測試時間間隔ts結束時，移除測試信號。為簡單起見，圖4a僅示出施加至測試條100(或者其變型400、500或600)的第一測試信號。在下文中，描述了如何從已知的信號瞬態(例如，作為時間的函數以納安計的測量電信號響應)來確定葡萄糖濃度，所述電流瞬態是在將圖4a的測試電壓施加至測試條100(或者其變型400、500、或600)時測量的。在圖4a中，施加至測試條100(或本文所述的變型)的第一和第二測試電壓通常為約+100毫伏至約+600毫伏。在其中電極包括碳素油墨並且介體包括鐵氰化物的一個實施方案中，測試信號為約+400毫伏。其它介體和電極材料組合將需要不同的測試電壓，如本領域技術人員已知的。測試電壓的持續時間通常為反應期後約1至約5秒，並且通常為反應期後約3秒。通常，測試序列時間ts是相對於時間to測量的。當電壓401被保持圖4a中ts的持續時間時，產生如此處在圖4b所示的輸出信號，其中第一工作電極12的電流瞬態702始於零時刻處產生，同樣第二工作電極14的電流瞬態704也相對於零時刻產生。應當指出的是，儘管信號瞬態702和704已放置在相同的參照零點上以用於解釋該方法的目的，但在物理條件下，兩個信號之間存在微小的時間差，這是因為腔室內的流體沿著軸線l-l流向工作電極12和14中的每一個。然而，將電流瞬態在微控制器中進行取樣和配置以具有相同的開始時間。在圖4b中，電流瞬態在接近峰值時間tp時增加到峰值，此時電流緩慢地下降直至接近零時刻之後2.5秒或5秒中的一者。在大約5秒時的點706處，可測量工作電極12和14中的每一個電極的輸出信號並且將它們進行加和。另選地，可將得自工作電極12和14中的僅一者的信號進行翻倍。重新參見圖2b，系統驅動信號以測量或取樣在多個時間點或位置t1、t2、t3…tn中的任一個處得自至少一個工作電極(12和14)的輸出信號ie。如在圖4b中可見，時間位置可為測試序列ts中的任何時間點或時間間隔。例如，測量輸出信號的時間位置可為1.5秒處的單個時間點t1.5或與接近2.8秒的時間點t2.8重疊的間隔708(例如，～10毫秒間隔或更長間隔，這取決於系統的取樣速率)。基於特定測試條100及其變型的測試條參數(例如，批校準代碼偏移和批斜率)的知識，可計算分析物(例如，葡萄糖)的濃度。在測試序列期間，可對輸出瞬態702和704進行取樣，以導出多個時間間隔處的信號ie(通過對電流iwe1和iwe2中的每一者進行加和或者對iwe1或iwe2中的一者進行翻倍)。基於圖3b至圖3f中的特定測試條100及其變型的批校準代碼偏移和批斜率的知識，可計算分析物(例如，葡萄糖)濃度。應當指出的是，「截距」和「斜率」是通過測量一批測試條的校準數據而獲得的值。通常從組或批中隨機選擇1500個左右的測試條。來自供體的生理流體(例如，血液)被分類為多種分析物水平：通常6種不同的葡萄糖濃度。通常，來自12個不同供體的血液被分類為六種水平中的每一個。八個條被給予來自相同供體和水平的血液，使得針對該組總共進行12×6×8＝576個測試。通過使用標準實驗室分析器，諸如yellowspringsinstrument(ysi)測量這些條，並且以實際分析物水平(例如血糖濃度)為基準。測量出的葡萄糖濃度的曲線圖相對於實際葡萄糖濃度(或測量出的電流與ysi電流)描繪，按等式y＝mx+c最小二乘擬合成該曲線圖，以針對該組或批中剩餘的條賦值給批斜率m和批截距c。申請人還提供了其中在分析物濃度的確定期間導出批斜率的方法和系統。「批斜率」或「斜率」可因此被限定為針對相對於實際葡萄糖濃度(或測量的電流相對於ysi電流)繪製的測量葡萄糖濃度的圖進行最佳擬合的線的測量或導出的斜率。「批截距」或「截距」可因此被限定為針對相對於實際葡萄糖濃度(或測量的電流相對於ysi電流)繪製的測量葡萄糖濃度的圖進行最佳擬合的線與y軸相交的點。此處應當指出的是，先前所述的各種部件、系統和程序允許申請人提供本領域內迄今不可獲得的分析物測量系統。具體地，此系統包括具有襯底和多個電極的測試條，所述多個電極連接至相應的電極連接器。該系統還包括分析物測量儀200，該分析物測量儀具有外殼、被配置成連接至測試條的相應電極連接器的測試條埠連接器以及微控制器300，此處如圖2b中所示。微處理器300與測試條埠連接器220電連通以施加電信號或感測來自多個電極的電信號。參見圖2b，示出了測量儀200的優選具體實施的細節，其中圖2a和圖2b中的相同數字具有共同的描述。在圖2b中，測試條埠連接器220通過五條線連接至模擬接口306，五條線包括阻抗感測線eic(用以接收來自物理特性信號感測電極的信號)、交變信號線ac(用以將信號驅動至物理特性信號感測電極)、參考電極的基準線，以及相應工作電極1和工作電極2的信號感測線。還可為連接器220提供測試條檢測線221以指示測試條的插入。模擬接口306為處理器300提供四個輸入：(1)阻抗實部z』；(2)阻抗虛部z」；(3)從生物傳感器的工作電極1取樣或測量的信號或者iwe1；(4)從生物傳感器的工作電極2取樣或測量的信號或者iwe2。存在從處理器300到接口306的一個輸出，以將具有25khz至約250khz之間的任意值或更大值的振蕩信號ac驅動至物理特性信號感測電極。可從阻抗實部z』和阻抗虛部z」來確定相位差p(以度為單位)，其中：p＝tan-1{z」/z』}公式3.1並且可從接口306的線z』和z」來確定量值m(以歐姆表示並且通常寫為│z│)，其中：在這種系統中，微處理器被配置成：(a)將第一信號施加至多個電極使得導出由流體樣品的物理特性信號限定的批斜率以及(b)將第二信號施加至多個電極使得基於所導出的批斜率來確定分析物濃度。對於這種系統而言，測試條或生物傳感器的多個電極包括用於測量物理特性信號的至少兩個電極和用於測量分析物濃度的至少兩個其它電極。例如，至少兩個電極和至少兩個其它電極設置在提供於襯底上的同一腔室中。另選地，至少兩個電極和至少兩個其它電極設置在提供於襯底上的不同腔室中。應當指出的是，對於一些實施方案，所有電極均設置在由襯底限定的同一平面上。具體地，在本文所述實施方案的一些中，將試劑設置在所述至少兩個其它電極附近，並且不將試劑設置在所述至少兩個電極上。這種系統中值得注意的一個特徵在於如下能力，即在將流體樣本(其可為生理樣本)沉積到生物傳感器上約10秒內提供準確分析物測量以作為測試序列的部分。作為測試條100(圖3a(1)、圖3a(2)或圖3a(3)以及其圖3b至圖3f中的變型)的分析物計算(例如，葡萄糖)的示例，在圖4b中假定，第一工作電極12在706處的取樣信號值為約1600納安，而第二工作電極14在706處的信號值為約1300納安，並且測試條的校準代碼指示截距為約500納安並且斜率為約18na/mg/dl。然後可從以下公式3.3確定葡萄糖濃度g0：g0＝[(ie)-截距]/斜率公式3.3其中ie為如下信號(與分析物濃度成比例)，所述信號為得自生物傳感器中的所有電極的總信號(例如，對於傳感器100而言，得自兩個電極12和14(或者iwe1+iwe2))；iwe1為在設定的分析物測量取樣時間處針對第一工作電極測量的信號；iwe2為在設定的分析物測量取樣時間處針對第二工作電極測量的信號；斜率為從該特定測試條所在的一批測試條的校準測試中獲得的值；截距為從該特定測試條所在的一批測試條的校準測試中獲得的值。根據公式3.3；得出g0＝[(1600+1300)-500]/18，並且因此，g0＝133.33納安，約133mg/dl。此處應當指出的是，儘管已相對於具有兩個工作電極(圖3a(1)中的12和14)的生物傳感器100給出示例使得已將得自相應工作電極的所測量的電流加在一起以提供總測量電流ie，但在其中僅存在一個工作電極(電極12或電極14)的測試條100的變型中，可將得自兩個工作電極中的僅一個電極的信號乘以2。除了總信號之外，可將得自每個工作電極的信號的平均值用作本文所述的公式3.3、6、和8-11的總測量電流ie，當然，需要對運算係數進行適當的修正(這對於本領域的技術人員而言是已知的)，相比於其中將測量電流加在一起的實施方案，以補償較低的總測量電流ie。另選地，可將測量信號的平均值乘以2並且用作公式3.3、6和8-11中的ie，且無需如先前的示例那樣來導出運算係數。應當指出的是，此處未針對任何物理特性信號(例如，血細胞比容值)來校正分析物(例如，葡萄糖)濃度，並且可將一定的偏移提供到信號值iwe1和iwe2以補償測量儀200的電路中的錯誤或延遲時間。還可以用溫度補償確保將結果校準至參考溫度，諸如例如約20℃的室溫。既然可根據信號ie來確定葡萄糖濃度(g0)，則提供了對用以確定流體樣品的物理特性信號(例如，血細胞比容)的申請人技術的描述。在系統200(圖2)中，微控制器將第一頻率(例如，約25千赫)下的第一振蕩輸入信號800施加至一對感測電極。所述系統還被建立以測量或檢測來自第三電極和第四電極的第一振蕩輸出信號802，這具體地涉及測量第一輸入振蕩信號和第一輸出振蕩信號之間的第一時間差δt1。在同一時間或在重疊的時間段期間，所述系統還可將第二頻率(例如，約100千赫至約1兆赫或更高，並且優選地為約250千赫)下的第二振蕩輸入信號(為簡明起見未示出)施加至一對電極，並且隨後測量或檢測來自第三電極和第四電極的第二振蕩輸出信號，這可涉及測量第一輸入振蕩信號和第一輸出振蕩信號之間的第二時間差δt2(未示出)。從這些信號中，系統基於第一時間差δt1和第二時間差δt2來估計流體樣品的物理特性信號(例如，血細胞比容)。此後，系統能夠導出葡萄糖濃度。可通過應用以下形式的公式來完成物理特性信號(例如，血細胞比容)的估計：其中c1、c2和c3中的每一個均為測試條的運算常數，並且m1表示得自回歸數據的參數。該示例性技術的詳細內容可見於2011年9月2日提交的名稱為「hematocritcorrectedglucosemeasurementsforelectrochemicalteststripusingtimedifferentialofthesignals」的美國臨時專利申請s.n.61/530,795(代理人案卷號ddi-5124uspsp)中，該專利以引用方式併入本文。用以確定物理特性信號(例如，血細胞比容)的另一技術可通過物理特性信號(例如，血細胞比容)的兩個獨立測量來實現。這可通過確定如下參數來獲得：(a)流體樣品在第一頻率下的阻抗和(b)流體樣品在顯著高於第一頻率的第二頻率下的相位角。在這種技術中，流體樣品被建模成具有未知電抗和未知電阻的電路。利用這種模型，可通過所施加的電壓、在已知電阻器兩端上的電壓(例如，測試條固有電阻)、和在未知阻抗vz兩端上的電壓來確定用於測量(a)的阻抗(由符號「│z│」表示)；並且相似地，對於測量(b)而言，本領域中的技術人員可通過輸入信號和輸出信號之間的時間差來測量相位角。該技術的詳細信息在2011年9月2日提交的待審臨時專利申請61/530,808(代理人案卷號ddi5215psp)中有所示出和描述，該專利以引用方式併入。還可利用用於確定流體樣品的物理特性信號(例如，血細胞比容、粘度、溫度或密度)的其他合適的技術，例如，美國專利4,919,770、美國專利7,972,861、美國專利申請公布2010/0206749或2009/0223834，或者由joachimwegener、charlesr.keese和ivargiaever發表並且由experimentalcellresearch259,158–166(2000)doi:10.1006/excr.2000.4919出版的可由http://www.idealibrary.coml在線獲得的「electriccell–substrateimpedancesensing(ecis)asanoninvasivemeanstomonitorthekineticsofcellspreadingtoartificialsurfaces」；由takuyakohma、hidefumihasegawa、daisukeoyamatsu和susumukuwabata發表並且由bull.chem.soc.jpn.(第80卷，第1期，158–165(2007))出版的「utilizationofacimpedancemeasurementsforelectrochemicalglucosesensingusingglucoseoxidasetoimprovedetectionselectivity」，所有這些文獻均以引用方式併入本文。可通過得知相位差(例如，相位角)和樣品阻抗量值來獲得用以確定物理特性信號(例如，血細胞比容、密度或溫度)的另一技術。在一個示例中，提供下述關係以用於估計樣品的物理特性信號或阻抗特性(「ic」)，如在公式4.2中定義的：ic＝m2*y1+m*y2+y3+p2*y4+p*y5公式4.2其中：m表示測量阻抗的量值│z│(歐姆)；p表示輸入信號和輸出信號之間的相位差(度)；y1為約-3.2e-08±此處提供的數值的10％、5％或1％(並且取決於輸入信號的頻率，可為0)；y2為約4.1e-03±此處所提供數值的10％、5％或1％(取決於輸入信號的頻率，可為0)；y3為約-2.5e+01±此處所提供數值的10％、5％或1％；y4為約1.5e-01±此處所提供數值的10％、5％或1％(取決於輸入信號的頻率，可為0)；並且y5為約5.0±此處提供的數值的10％、5％或1％(並且取決於輸入信號的頻率，可為零)。此處應當指出的是，在輸入ac信號的頻率較高(例如，大於75khz)的情況下，則與阻抗m的量值相關的參數項y1和y2可為本文給定的示例性值的±200％，使得這些參數項中的每一個可包括零或甚至為負值。在另一方面，在輸入ac信號的頻率較低(例如，小於75khz)的情況下，與相位角p相關的參數項y4和y5可為本文給定的示例性值的±200％，使得這些參數項中的每一個可包括零或甚至為負值。此處應當指出的是，本文所用的h或hct的量值通常等於ic的量值。在一個示例性的具體實施中，當h或hct用於本專利申請中時，h或hct等於ic。在另一個可供選擇的具體實施中，提供了公式4.3。公式4.3為二次方程關係的精確推導，且未使用公式4.2中的相位角。其中：ic為阻抗特性[％]；m為阻抗的量值[歐姆]；y1為約1.2292e1±此處提供的數值的10％、5％或1％；y2為約-4.3431e2±此處提供的數值的10％、5％或1％；y3為約3.5260e4±此處提供的數值的10％、5％或1％。憑藉本文所提供的各種部件、系統、和見解，申請人實現了從流體樣品(其可為生理樣品)來確定分析物濃度的至少四種技術(以及此類方法的變型)。這些技術在2014年4月24日提交的共同擁有的先前美國專利申請14/353,870(代理人案卷號ddi5220uspct，其要求2011年12月29日的優先權權益)、2014年4月24日提交的美國專利申請14/354,377(代理人案號ddi5228uspct，其要求2011年12月29日的優先權權益)，以及2014年4月25日提交的美國專利申請14/354,387(代理人案卷號ddi5246uspct，其要求2012年5月31日的優先權權益)中廣泛詳細地進行了顯示和描述，所有先前的申請(以下稱為「早期申請」)據此以引用方式併入本文，如同在本文完全闡述一樣。如在我們的早期申請中廣泛描述的那樣，在表1中使用測量或估計的物理特性ic以及估計的分析物濃度ge以導出測量樣品的測量時間t，如參照合適的數據，例如測試測定序列的啟動。例如，如果所測量的特性為約30％並且所估計的葡萄糖(例如，通過在約2.5至3秒處進行取樣)為約350，則表1中微控制器應對流體進行取樣的時間為約7秒(如參照測試序列啟動數據)。又如，在所估計的葡萄糖為約300mg/dl並且所測量的或估計的物理特性為60％的情況下，指定取樣時間將為約3.1秒，如表1所示。表1：相對於估計的g和測量或估計的物理特性的取樣時間t申請人指出，適當的分析物測量取樣時間是從測試序列啟動時起測量的，但可使用任何適當的數據以便確定何時對輸出信號進行取樣。實際上，該系統可被編程以在整個測試序列期間的適當取樣時間間隔處對輸出信號進行取樣，例如，每隔100毫秒或甚至短至約每隔1毫秒進行一次取樣。通過在測試序列期間對整個信號輸出瞬態進行取樣，該系統可在測試序列接近結束時進行全部所需的計算，而非嘗試使分析物測量取樣時間與設定時間點同步，這樣可因系統延遲而引入計時誤差。該技術的細節在早期申請中有所示出和描述。一旦在指定時間(其由測量的或估計的物理特性控制)處測量測試腔室的信號輸出it，隨後就將信號it用於下文的公式9中以計算分析物濃度(在這種情況下，葡萄糖)。其中g0表示分析物濃度；it表示由在指定分析物測量取樣時間t處測量的結束信號之和確定的信號(與分析物濃度成比例)，所述信號可為在指定分析物測量取樣時間t處測量的總電流；斜率表示從該特定測試條所在的一批測試條的校準測試中獲得的值並且通常為約0.02；並且截距表示從該特定測試條所在的一批測試條的校準測試中獲得的值並且通常為約0.6至約0.7。應當指出的是，施加第一信號和驅動第二信號的步驟是按以下次序的順序進行的，所述次序可為首先施加第一信號隨後驅動第二信號，或者兩個信號按順序地重疊；另選地，首先驅動第二信號然後施加第一信號，或者兩個信號按順序地重疊。另選地，施加第一信號和驅動第二信號可同時進行。在所述方法中，施加第一信號的步驟涉及將由適當功率源(例如，測量儀200)提供的交變信號引導至樣品使得從交變信號的輸出來確定代表樣品的物理特性信號。正被檢測的物理特性信號可為粘度、血細胞比容或密度中的一者或多者。該引導步驟可包括驅動不同相應頻率下的第一交變信號和第二交變信號，其中第一頻率低於第二頻率。優選地，第一頻率比第二頻率低至少一個數量級。例如，第一頻率可為約10khz至約100khz範圍內的任何頻率，第二頻率可為約250khz至約1mhz或更高。如本文所用，短語「交變信號」或「振蕩信號」可具有極性交變的信號的一些部分、或全交流電流信號、或具有直流電流偏移量的交流電流、或甚至與直流電流信號結合的多向信號。關於2012年12月28日提交並公布為wo2013/098563的國際專利申請pct/gb2012/053276的表2示出並描述了進一步的改進，因此這裡不再重複。我們最近發現，在我們的早期申請中描述的本測量系統中，由於溫度(在此指定為「tmp」)對葡萄糖估計和阻抗特性的影響而存在變化。這意味著，在這種系統中在室溫下得到的測量取樣時間t對於相同葡萄糖和血細胞比容組合在溫度極值下可能不合適，從而導致測量儀輸出結果的潛在不準確。結合圖5a和圖5b示出了該問題。在圖5a中，在22℃和44℃下測試了我們已知技術(其中對於各種葡萄糖值和血細胞比容在約5秒內進行測量)的性能。因為測試涉及在22℃和44℃下的溫度，圖5a分為左圖和右圖。在圖5a的左圖中，對於各種葡萄糖測量，與參照目標相比在22℃下系統對血細胞比容的敏感度(即，偏差)顯示為在100mg/dl或更低的±0.5％內(參考標號502)。當仍在22℃下時，偏差隨著目標葡萄糖濃度增加(從100mg/dl至400mg/dl)而開始增加，如標號504所示。當現有系統在44℃下進行測試時，會出現對血細胞比容的敏感度增加的類似圖案，如圖5a的右圖所示。在圖5a的右圖中，其中所有測量在44℃下進行，在506處，當參照葡萄糖為約100℃或甚至更小偏差時，偏差通常在可接受的範圍內。然而，在參照葡萄糖高於100mg/dl時，可以看到偏差或誤差在508處增加，使得偏差在可接受的範圍之外。在圖5b中，相同的實驗組(圖5a中所使用的)配合來自我們早期申請的技術使用，其中測量取樣時間t被選擇作為(a)在預定時間(例如，約2.5秒)獲取的估計測量ge和(b)由樣品的阻抗特性ic表示的流體樣品的物理特性的函數。在圖5b的左圖中，可以看出當系統在22℃下進行測試時，對於小於100mg/dl至超過300mg/dl的葡萄糖濃度，偏差或誤差在可接受的範圍內，如510所示。在44℃下(圖5b的右圖)，對於高於約250mg/dl的參照或目標葡萄糖濃度，關於血細胞比容的偏差或誤差通常在範圍內，如512所示。然而，對於低於約250mg/dl至100mg/dl或更低的參照葡萄糖濃度，偏差或誤差在44℃下測試時顯著增加，此處如514所示。因此，我們設計了一種前所未有的新技術來改進我們的早期技術。具體地，這種新技術通過取樣或測量來自兩個工作電極的信號確定在約2.5秒取得的葡萄糖估計值或ge，計算測得的輸出信號之和，然後應用斜率和截距項來確定葡萄糖濃度估計值。用於由we1和we2信號的和計算估計葡萄糖的公式在公式6中給出，其中ge是估計的葡萄糖，iwe,2.54s是在2.54秒時的信號(或以納安為單位的電流)，ce是截距，並且me是斜率。在公式6中，me的值為約12.1na/mg/dl，並且ce為約600na。應當指出的是，根據我們技術的阻抗和葡萄糖估計值輸入均對溫度敏感，此處分別如圖5c和圖5d所示，其中圖5c中的阻抗被示為隨著溫度tmp的變化而變化，並且在圖5d中可以看到平均偏差(或誤差)相對於測量的溫度tmp的變化而變化。為了校正溫度的影響，我們設計了一種技術，其中對葡萄糖估計值(ge)補償溫度影響，在公式7中指定為getc：其中ge是來自公式1的估計的葡萄糖，tmp是測量儀溫度，t0是標稱溫度(22℃)。所有係數匯總在表2中：表2係數值g00-0.3205g101.0659g010.225g11-0.022g020.0319g120.0008g03-0.0026由阻抗特性表示的物理特性通過公式8補償：其中|z|tc是溫度補償阻抗的量值，並且tmp是溫度，並且t0是標稱溫度(22℃)。所有係數匯總在下表3中：表3係數值m001115.906m100.976m01-125.188m110.0123m02-3.851在我們技術的一個具體實施中，開發了根據在測試序列期間的測量的溫度tmp來索引的多個表(表4至表8)。也就是說，按測量的溫度tmp指定適當的表(其中找到時間t)。一旦獲得了適當的表，該表的列由阻抗特性(或|z|tc)指定並且其行由getc指定。在如由系統輸入確定的測量的溫度tmp下，每個流體樣品(例如血液或對照溶液)只有一個測定時間t。列標題為每列提供阻抗特性ic(指定為|z|tc)的邊界。表4至表8中每個表的第一列標題到最終列標題的變化由在溫度極值下經平均溫度校正的阻抗和血細胞比容的6個標準偏差限定。這樣做是為了防止測量儀在阻抗特性ic(指定為|z|tc)的量值被認為在範圍內時返回錯誤。每個表內的溫度補償葡萄糖估計getc值表示該行的葡萄糖上邊界。最後一行適用於高於588mg/dl的所有葡萄糖估計值。用於選擇適當取樣時間的五個表由溫度閾值tmp1、tmp2、tmp3和tmp4限定。這些表分別如表4至表8所示。在表4中，閾值tmp1被指定為約15℃；在表5中，tmp2被指定為約20℃；在表6中，tmp3被指定為約28℃；在表7中，tmp4被指定為約33℃左右；並且在表8中，tmp5被指定為約40℃。應當指出的是，這些溫度範圍值是針對本文所述的系統，而實際值可根據所使用的測試條和測量儀的參數而不同，我們並不旨在將我們權利要求的範圍限於這些值。在這一點上，有必要描述我們結合圖6和圖7設計的技術。從圖6開始，前面描述的微控制器可被配置成在測量儀和測試條系統的操作期間執行一系列步驟。具體地，在步驟606，可以將流體樣品沉積到測試條的測試室上，並將測試條插入測量儀中(步驟604)。微處理器在步驟608啟動測試測定序列監視，以確定在樣品沉積時何時啟動測試序列(即設定啟動測試序列時鐘)，並且一旦檢測到液體樣品(在步驟608返回「是」)，微處理器在步驟612將輸入信號施加至樣品以確定代表樣品的物理特性信號。該輸入信號通常是交變信號，從而可獲得樣品的物理特性(以阻抗的形式)。大約在同一時間，針對阻抗的溫度補償，樣品、測試條或測量儀中的一者的測量的溫度tmp也可以通過內置在測量儀中的熱敏電阻來確定。可以在步驟614對阻抗特性(如上面公式8所討論的)進行溫度補償。在步驟616，微控制器將另一個信號驅動至樣品，並測量來自電極中的至少一個電極的至少一個輸出信號，從而由從所述測試序列啟動時起作為參考的多個預定時間間隔中的一個處的至少一個輸出信號導出估計的分析物濃度ge。在步驟618，處理器基於測量的溫度tmp對估計的分析物濃度進行溫度補償。然後處理器基於(1)物理特性信號|z|tc的溫度補償值和(2)估計的分析物濃度getc的溫度補償值，由合適的計算來選擇相對於測試序列啟動的分析物測量取樣時間點t或時間間隔。為了節省處理能力，可使用與表4至表8相對應的多個查找表，而無需處理器基於(1)測量的溫度(tmp)、(2)溫度補償葡萄糖估計值getc和(3)溫度補償物理特性信號或阻抗|z|tc來執行廣泛的計算以達到指定的取樣時間t(在步驟622、626、630、634、636等中的一個步驟)。處理器在步驟644基於在步驟622、626、630、634、636等中的一個步驟(例如在步驟636')在所選擇的分析物測量取樣時間點或時間間隔t處獲得的輸出信號的量值來計算分析物濃度。注意，邏輯600中內含錯誤陷阱，以通過在步驟636(或步驟636')設定在步驟638返回錯誤的上限來防止無限循環。如果在步驟636(或636')沒有錯誤，則處理器可以在步驟646通過屏幕或音頻輸出來通告分析物濃度。例如，假設由於測量的溫度tmp小於tmp1而選擇表4。因此，如果來自步驟614的補償的物理特性ic(在此稱為|z|tc)被確定為在48605歐姆和51459歐姆之間的值，並且在步驟618估計和補償的葡萄糖getc返回大於約163mg/dl並且小於或等於約188mg/dl的值，則系統選擇為約3.8秒的測量取樣時間t，這裡在表4中重點示出。表4：第一測量時間取樣圖(粗體數字表示時間，以秒為單位)根據測量的溫度tmp的實際值，在其餘表5至表8中也應用相同的技術。表5：第二測量時間取樣圖(粗體數字表示時間，以秒為單位)表6：第三測量時間取樣圖(粗體數字表示時間，以秒為單位)表7：第四測量時間取樣圖(粗體數字表示時間，以秒為單位)表8：第四測量時間取樣圖(粗體數字表示時間，以秒為單位)然後在步驟644(圖6)中使用在t(其中t選自表4至表8中的一個表)測量的輸出信號(通常以納安為單位)，以計算公式9中的葡萄糖濃度gu：在約5秒的標稱測定時間內，由材料組批次的校準得到m的值為約9.2na/mg/dl，並且c為約350na。由公式9得出的葡萄糖濃度gu隨後在步驟646通過顯示屏或音頻輸出來通知。對於表4至表8中的每一個表，代替使用溫度補償的葡萄糖估計值getc和溫度補償的阻抗特性(或|z|tc)作為輸入，表可利用未補償的葡萄糖估計值ge和未補償的|z|，但是表中的測量時間t可以在涵蓋測量的溫度tmp的每個溫度範圍內相對於參照葡萄糖目標歸一化。這在本發明的另一變型中示出，如圖7所示。圖7在大多數方面與圖6相似，因此在此不再重複圖6和圖7之間的相似步驟。然而，應當指出的是，圖7中的技術既不存在對葡萄糖估計值的補償也不存在對阻抗特性的補償。然後，測量時間t的選擇取決於多個圖，由此每個圖與測量的溫度tmp、測量的溫度tmp下的未補償葡萄糖ge和測量的溫度tmp下的未補償阻抗|z|相關聯。結果。將我們的技術用於選自3個獨立的碳材料組的5批測試條。所有試劑油墨均為同一類型。在血細胞比容測試實驗中，在10、14、22、30、35和44℃的溫度下對測試條批進行測試(5個葡萄糖水平(40、65、120、350和560，以mg/dl為單位)和3個血細胞比容水平(29％、42％、56％)。已知技術在5秒內的血細胞比容敏感度(在我們的ultra測試條系列產品中)示於圖9a中，我們最新技術的血細胞比容敏感度示於圖9b中。在圖9a的已知技術中，可以看出，在10℃的圖(圖9a的左上圖)中，在葡萄糖濃度為約100mg/dl至約400mg/dl時對血細胞比容的敏感度超出了0.5％偏差/血細胞比容％的可接受範圍，並且在圖9a中隨著溫度升高到14℃(中心圖)再到20℃(右上圖)，葡萄糖值增加時誤差也增加。從30℃(圖9a的左下圖)到35℃(中心下圖)再到44℃(圖9a的右下圖)，對血細胞比容的敏感度在±0.5％/血細胞比容％的可接受範圍內。採用我們本發明的技術得到的圖9b中的結果與採用我們已有技術得到的結果(圖9a)形成鮮明對照。誤差或偏差在10℃、14℃、22℃、30℃、35℃到44℃的範圍內幾乎相同。因此，可以減輕寬溫度範圍(例如，10℃至44℃)內的血細胞比容敏感度差異，從而改進葡萄糖測量。儘管所述方法可僅指定一個分析物測量取樣時間點，但所述方法可包括對所需的多個時間點進行取樣，諸如例如，從測試序列啟動時起連續地(例如，在指定的分析物測量取樣時間處諸如，每隔1毫秒至每隔100毫秒)對信號輸出進行取樣，直到啟動之後至少約10秒，並且在接近測試序列結束時存儲結果以便進行處理。在此變型中，指定分析物測量取樣時間點(其可不同於預定分析物測量取樣時間點)處的取樣信號輸出為用於計算分析物濃度的值。應當指出的是，在優選的實施方案中，在血細胞比容的估計之前執行用於該值(其與分析物(例如，葡萄糖)濃度在一定程度上成比例)的信號輸出的測量。另選地，可在初始葡萄糖濃度的測量之前估計血細胞比容水平。在任一種情況下，通過公式3.3並利用在2.5秒或5秒中的約一者處進行取樣的ie(如在圖8中所示)來獲得估計的葡萄糖測量ge，通過公式4獲得物理特性信號(例如，hct)並且通過利用信號瞬態1000在指定分析物測量取樣時間點處所測量的信號輸出id(例如，在3.5秒或6.5秒處進行取樣的測量信號輸出id)來獲得葡萄糖測量g。儘管本文所述的技術涉及葡萄糖的確定，但所述技術還可應用於受流體樣品的物理特性影響的其它分析物(由本領域的技術人員進行適當修改)，其中分析物設置在流體樣品中。例如，生理流體樣品的物理特性信號(例如，血細胞比容、粘度或密度等)可用於確定流體樣品中的酮或膽固醇，所述流體樣品可為生理流體、校準流體或對照流體。還可使用其它生物傳感器構型。例如，如下美國專利所示並所述的生物傳感器可與本文所述的各種實施方案一起使用：美國專利6179979、6193873、6284125、6413410、6475372、6716577、6749887、6863801、6890421、7045046、7291256、7498132，所有這些專利全文均以引用方式併入本文。眾所周知，物理特性的檢測不必通過交變信號來實現，但是可利用其它技術來實現。例如，可使用合適的傳感器(例如，美國專利申請公布20100005865或ep1804048b1)來確定粘度或其他物理特性。另選地，粘度可被確定並且可用於基於血細胞比容與粘度之間的已知關係來推導出血細胞比容，所述已知關係在oguzk.baskurt,m.d.,ph.d.,1和herbertj.meiselman,sc.d.的「bloodrheologyandhemodynamics」，seminarsinthrombosisandhemostasis，第29卷，第5期，2003年中有所描述。如先前所述，微控制器或等效微處理器(以及允許微控制器在目標環境中用於其預定目的的相關部件，例如，圖2b中的處理器300)可與計算機代碼或軟體指令一起使用以執行本文所述的方法和技術。申請人指出，圖2b中的示例性微控制器300(以及用於處理器300的功能操作的合適的部件)與固件一起嵌入或與由圖6或圖7中的邏輯圖表示的計算機軟體一起裝載，並且微控制器300、連同相關的連接器220和接口306及其等同結構為用於下述目的的裝置：(a)基於所感測的或估計的物理特性來確定指定分析物測量取樣時間，該指定分析物測量取樣時間為參照將樣品沉積在測試條上啟動測試序列的至少一個時間點或間隔，以及(b)基於該指定分析物測量取樣時間點確定分析物濃度。此外，雖然已經以特定的變型和示例性附圖描述了本發明，但本領域的普通技術人員將認識到，本發明並不限於所描述的變型或附圖。此外，其中上述方法和步驟表示按特定次序發生的特定事件，本文之意是某些特定步驟不必一定按所描述的次序執行，而是可以按任意次序執行，只要該步驟使實施方案能夠實現其預期目的。因此，如果存在本發明的變型並且所述變型屬於可在權利要求書中找到的本發明公開內容或等效內容的實質範圍內，則本專利旨在也涵蓋這些變型。當前第1頁12