041] 其中所述微控制器利用以下形式的公式来确定所述分析物浓度：
[0043]其中:Go表示分析物浓度；
[0044] Is可以包括在指定取样时间处测量的信号；
[0045] X3可以包括特定批次的生物传感器的校准斜率;并且
[0046] X4可以包括特定批次的生物传感器的截距。
[0047] 此外，在前述方法中的每一者中，以下步骤也可与前文所公开的实施例以多种组 合使用。例如，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 将第二信号驱动至样品；测量可包括评估生物传感器的至少两个电极在测试序列启动后的 时间点处的输出信号，其中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 确定步骤可包括根据在所述时间点测量的输出信号计算分析物浓度;基于从测试分序列启 动计的预定取样时间点来估计分析物浓度;限定可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两者来选择限定的时间点;基于在预定时间处的输出信号的测量来估 计分析物浓度;预定时间可包括从测试序列启动计的约2.5秒;估计可包括相对于查找表比 较所估计的分析物浓度和所测量的或估计的物理特性，该查找表具有相对于不同的样品测 量时间索引的不同相应范围的样品的分析物浓度和物理特性，从而获得测量来自样品的第 二信号的输出的时间点以用于计算步骤;施加第一信号和驱动第二信号是连续的；施加第 一信号与驱动第二信号重叠;施加第一信号可包括将交替信号引导至样品，从而根据样品 的交替信号的输出确定样品的物理特性;施加第一信号可包括将电磁信号引导至样品，从 而根据电磁信号的输出确定样品的物理特性;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;物理特性可包括血细胞比容并且分析物可包括葡萄糖；引导可包括以不 同的相应频率驱动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 比第二频率低至少一个数量级；第一频率可包括约10kHz至约250kHz范围内的任何频率； 40;取样可包括在测试序列启动时直至启动后至少约10秒对信号输出进行连续取样，并且 预定阈值可包括约10至约30之间的任何值;计算步骤可包括利用以下形式的公式：
[0049] 其中
[0050] Go表示分析物浓度；
[0051 ] It表不在指定取样时间Tss处测得的彳目号；
[0052]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 [0053]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。
[0054] 在本公开的上述方面中，可通过电子电路或处理器来进行确定步骤、估计步骤、计 算步骤、运算步骤、导出步骤和/或使用步骤(可能结合公式）。这些步骤作为存储在计算机 可读介质上的可执行指令也可被实施;所述指令在由计算机执行时可进行上述方法中的任 何一个方法的步骤。
[0055] 在本公开的附加方面，存在计算机可读介质，每个介质包括可执行指令，所述可执 行指令在由计算机执行时进行上述方法中的任何一个方法的步骤。
[0056] 在本公开的附加方面，存在诸如测量仪或分析物测试装置之类的装置，每个装置 或测量仪包括被配置成进行上述方法中的任何一个方法的步骤的电子电路或处理器。
[0057] 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】
[0058]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：
[0059] 图1A示出了包括测量仪和生物传感器的分析物测量系统。
[0060] 图1B示出了包括测量仪和生物传感器的另一个分析物测量系统。
[0061] 图2A以简化示意图形式示出了测量仪200的部件。
[0062]图2B以简化示意图形式示出了测量仪200的变型的优选具体实施。
[0063]图2C为图1A和图1B的手持式测量仪的各个块的简化框图；
[0064]图2D为如可在根据本公开的实施例中采用的物理特性测量块的简化框图；
[0065]图2E为如可在本公开的实施例中采用的双低通滤波器子块的简化标注示意图； [0066]图2F为如可在本公开的实施例中采用的互阻抗放大器(TIA)子块的简化标注示意 图；
[0067]图2G为示出如可在本公开的实施例的物理特性测量块中采用的双低通滤波器子 块、校准负载子块、生物传感器样品池接口子块、互阻抗放大器子块、X0R相移测量子块、和 正交多路复用相移测量子块的简化标注示意性框图。
[0068] 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。
[0069] 图3A(2)示出了图3A(1)的测试条的变型，其中提供了屏蔽或接地电极以靠近测试 室的入口；
[0070] 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；
[0071] 图3A(4)示出了图3A(1)、图3A(2)和图3A(3)的测试条100的变型，其中测试条的某 些部件已被整合在一起形成单个单元；
[0072]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 电极靠近入口设置并且另一个物理特性感测电极位于测试池的终端处，并且测量电极设置 在所述一对物理特性感测电极之间。
[0073]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 地设置在测试室的终端处，并且测量电极位于物理特性感测电极的上游。
[0074]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室的入口。
[0075] 图4A示出了时间相对于施加至图3A(1)、图3A(2)、图3A(3)和图3B-3F的生物传感 器的电势的曲线图。
[0076] 图4B示出了时间相对于图3A (1)、图3A(2)、图3A(3)和图3B-3F的生物传感器的输 出电流的曲线图。
[0077]图5示出了施加至测试室的示例性波形和从测试室测量的以显示波形之间的时间 延迟的波形。
[0078] 图6示出了实现更精确的分析物确定的示例性方法的逻辑图，该方法具有对生物 传感器的样品填充不足的错误检测。
[0079] 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。
[0080] 图8示出了得自利用本文的示例性技术来进行的测试测量的数据，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。
[0081] 图9示出了输出信号瞬态的斜率，其中该斜率随时间而增加，因此不适用于分析物 测量。
[0082] 图10示出了两个取样时间点之间的输出信号瞬态的斜率，该斜率下降，从而指示 电流瞬态趋于稳定状态，使得该取样的信号适用于分析物测量。
【具体实施方式】
[0083]应参考附图来阅读下面的详细说明，其中不同附图中类似的要素相同编号。附图 (未必按比例绘制)示出所选择的实施例，而且并不旨在限制本发明的范围。以下的详细说 明以举例的方式而非限制方式例示了本发明的原理。此描述将明确地使得本领域技术人员 能够制备和使用本发明，并且描述了本发明的若干实施例、适应型式、变型形式、替代形式 和用途，包括目前据信是实施本发明的最佳方式。
[0084]如本文所用，针对任何数值或范围的术语"约"或"大约"表示允许零件或多个部件 的集合执行如本文所述的其指定用途的适合的尺寸公差。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"、"用户"和"受试者"是指任何人或动物受试者，并不旨在将系统或方法局 限于人使用，但本主题发明在人类患者中的使用代表优选的实施例。如本文所用，术语"振 荡信号"包括分别改变极性、或交替电流方向、或为多向的电压信号或电流信号。还如本文 所用，短语"电信号"或"信号"旨在包括直流信号、交替信号或电磁谱内的任何信号。术语 "处理器"、"微处理器"、或"微控制器"旨在具有相同的含义并且旨在可互换使用。如本文所 用，术语"通告"及其根源术语的变型指示可经由文本、音频、视频或者所有通信模式或通信 介质的组合向用户提供通告。
[0085]图1A示出了利用通过本文所示和所述的方法和技术生产的生物传感器来测试个 体的血液中分析物（例如，葡萄糖）水平的测量仪200。测量仪200可包括用户界面输入键 206、210、214，其可采取按钮的形式，用于输入数据、菜单导航和执行命令。数据可包括表示 分析物浓度的值和/或与个体的日常生活方式相关的信息。与日常生活方式相关的信息可 包括个体食物摄取、药物使用、健康检查的发生率、总体健康状态和运动水平。测量仪200还 可包括显示器204,其可用于报告所测量的葡萄糖水平，且便于输入生活方式相关信息。 [0086] 测量仪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便于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,所述标记有助于将用户界面输入键与显示器 204上的字符相关联。
[0087] 可通过将生物传感器100(或其变型)插入条端口连接器220中、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测量仪 200。可通过取出生物传感器100(或其变型）、按压并短暂地保持第一用户界面输入键206、 导航到主菜单屏幕并从主菜单屏幕选择测量仪关闭选项、或者通过在预定时间内不按压任 何按钮来关闭测量仪200。显示器104可任选地包括背光源。
[0088]在一个实施例中，测量仪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，测量仪被配置成不 从外部源接收校准输入，该外部源诸如用户界面(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。当所有生物传感器批具有基本一致的校准特性 时，这种校准输入是不必要的。校准输入可为赋予特定生物传感器批的一组值。例如，校准 输入可包括特定生物传感器批的批"斜率"值和批"截距"值。校准输入，诸如批斜率和截距 值，可预设在测量仪中，如下文将描述。
[0089] 参考图2A，示出了测量仪200的示例性内部布局。测量仪200可包括处理器300，其 在本文所述和所示的一些实施例中为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。处理器可以经由I/O端口 314双向连接至存储器302,该存储器在本文所 述和所示的一些实施例中为EEPROM。另外经由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(诸如个人计算机)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。在测 量仪200的生产期间，存储器302可预装有校准信息，诸如批斜率和批截距值。一旦经由条端 口连接器220从测试条接收合适的信号(诸如电流），该预装的校准信息就可通过处理器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(诸如血糖浓度），而不从 任何外部源接收校准输入。
[0090]在本文所述和所示的实施例中，测量仪200可包括专用集成电路(ASIC)304,以提 供在测量血液中葡萄糖水平中使用的电子电路，所述血液已施加至插入条端口连接器220 中的测试条100(或其变型）。模拟电压可经由模拟接口306传送到ASIC 304或从ASIC 304传 送出。来自模拟接口 306的模拟信号可通过A/D转换器316转换为数字信号。处理器300还包 括核308、R0M 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被配 置成(或编程为）：诸如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无效，除 了在显示单元作出分析物值显示后即进行的单个输入之外。在另选的实施例中，处理器300 被配置成(或编程为）：忽略来自所有用户界面输入键的任何输入，除了在显示单元作出分 析物值显示后即进行的单个输入之外。测量仪200的详细说明和阐释示于并描述于国际专 利申请公开W02006070200中，该专利申请全文以引用方式并入本文。
[0091] 参见图1B和2C至2G，提供了手持式测量仪200的另一个实施例。这种型式的测量仪 200包括显示器102、多个用户界面按钮104、条端口连接器106、USB接口 108以及外壳。具体 参见图1B和图2C，手持式测量仪200还包括微控制器块112、物理特性测量块114、显示器控 制块116、存储器块118和其他电子部件(未示出），以用于向生物传感器施加测试电压，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测定分析物。为了简 化当前的描述，附图没有示出所有此类电子电路。
[0092] 显示器102可以为例如被配置成显示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最终用户如何执行测试 的用户界面。
[0093]条端口连接器106被配置成与诸如基于电化学的生物传感器的生物传感器100可 操作地接合，该基于电化学的生物传感器被配置成用于确定全血样品中的葡萄糖。因此，生 物传感器被配置用于可操作地插入条端口连接器106中，并且经由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。
[0094] USB接口 108可以是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测量仪200提供电力并提供数据线。
[0095] 一旦生物传感器与手持式测量仪200接合，或者在接合之前，体液样品（例如全血 样品）就被引入生物传感器的样品室中。生物传感器可包含将分析物有选择地并且定量地 转化成另一种预定化学形式的酶试剂。例如，生物传感器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。
[0096]手持式测量仪200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-起基于生物传感器的电化学响应和引入样品的血细胞比容来测定分析物。例如，在 分析物血糖的测定中，可使用血细胞比容来补偿血细胞比容对电化学测定的血糖浓度的影 响。
[0097]微控制器块112设置在外壳内，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 (Dal las, TX USA)的部件号为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。
[0098] 具体参见图2D，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、生物传感器样品池接口子块124、任选的校准负载块126(在图2D的虚线内）、 互阻抗放大器子块128，以及相检测器子块130。
[0099]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测量 仪中的生物传感器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，诸如条几何形状(包括电极面积和样品室体积） 和信号频率。
[0100]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电压和样品的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