CN110383064B

CN110383064B - 校正生物传感器的导电元件中的无补偿电阻的方法以及装置和***

Info

Publication number: CN110383064B
Application number: CN201780080264.4A
Authority: CN
Inventors: T.A.比蒂
Original assignee: F Hoffmann La Roche AG
Current assignee: F Hoffmann La Roche AG
Priority date: 2016-10-24
Filing date: 2017-09-01
Publication date: 2021-06-29
Anticipated expiration: 2037-09-01
Also published as: EP3529612A4; JP6923647B2; KR102286694B1; WO2018080637A1; TW201821793A; CA3041623A1; CN110383064A; KR20190072607A; TWI657243B; EP3529612A1; JP2019533159A; US20200025707A1

Abstract

提供了用于在电化学分析物测量期间校正生物传感器的导电元件中的无补偿电阻的影响的方法，其中这种方法包括理论上将生物传感器的导电元件的区域分别分段为多个导电“方块”，并通过测量导电元件的一个或多个路径或图案的电阻然后除以导电元件的路径或图案中的无补偿导电方块的理论数量以获得一个或多个无补偿电阻值，使用该信息来计算或确定生物传感器的导电元件在使用时的Ω/方块的薄层电阻。通过从测量阻抗的实部减去无补偿电阻，可以补偿、校正和/或最小化测量误差。

Description

校正生物传感器的导电元件中的无补偿电阻的方法以及装置和***

相关申请的交叉引用

本专利申请要求美国临时专利申请号62/411,727（在2016年10月24日提交）的优先权和权益，该申请通过引用并入本文，如同其全部内容在此阐述一样。

技术领域

本公开大体上涉及数学和医学/医疗诊断，更具体地，涉及校正、补偿和/或最小化可能存在于用于电化学测量体液样本的分析物中的生物传感器的导电元件中的无补偿电阻的影响。

背景技术

用于分析体液中的分析物的装置、***和方法以及在其中使用的生物传感器是众所周知的。例如，已知基于电化学的测量方法通常依赖于将电流（电流测定法）、电位（电位测定法）或累积电荷（库仑法）与分析物浓度相关联，该方法通常与目标分析物结合产生带电荷载体的检测试剂相结合使用。用于进行这种电化学测试的生物传感器通常为一次性测试元件，如测试条。

通常，生物传感器具有反应区，该反应区包括与一种或多种检测试剂连通的测量电极，所述检测试剂直接接触体液样本并因此与其发生化学相互作用。在一些安培和库仑电化学测量***中，测量电极附接到测试仪中的电子电路，该测试仪向测量电极提供电位并测量生物传感器对该电位（例如，电流、阻抗、电荷等）的响应。因此，将生物传感器附接/***测试仪中，测试仪然后测量体液样本中的分析物与检测试剂之间的反应以确定分析物浓度，其中测量的响应与分析物浓度成比例。

对于电极、导电迹线、接触垫/端子和任何其他导电元件由导电薄膜（例如，碳墨、导电聚合物、金属、贵金属、银浆及其混合物等）制成的生物传感器，将反应区连接到测试仪中的电子电路的导电迹线的电阻可以测量几百欧姆（Ω）或更多。该电阻引起沿迹线长度的电位降，使得呈现给反应区中的测量电极的电位小于测试仪施加到生物传感器的接触垫的电位。

从测试仪中的电子电路与WE和CE的接触垫之间的接触点到反应区中接近相应WE和CE的点的电位降可以通过使电子电路施加增加的电压以在反应区获得期望电压，从而补偿通过导电元件的任何IR降来补偿。参见例如美国专利号7,569,126。这可以假设薄层电阻（R_s）被合理控制在经验上不太精确地完成，或者可以通过使用开尔文（或电压感测）连接更精确和动态地完成。遗憾的是，在WE和/或CE中，小区域仍未得到补偿，因为它们超出了测试***的补偿区域或环路（即，无补偿电阻或R_UNC）。

例如，图1示出了连接到通用测量装置102（诸如测试仪）的传统双电极电化学生物传感器100。测量装置102包括测量电路102a。当测量装置102施加电压时，可以在具有目标分析物的样本存在的情况下发生电化学反应。然后，可以通过测量装置102检测由分析物的存在产生的后续电流值，并且可以分析该电流值以确定样本中的分析物浓度。更具体地，测量装置102可以在生物传感器与工作电极（WE）迹线110和对电极（CE）迹线108的触点之间施加电位差V₁，并测量产生的回路电流（I_LOOP）。测量装置102还可以通过V₁/I_LOOP计算负载或单元的阻抗（Z）。在一些情况下，WE迹线110和/或CE迹线108的阻抗可影响总阻抗计算。然而，如果电流和迹线电阻小，则与生物传感器100连接和迹线相关的电流 ×电阻（I×R）损耗保持很小。在这种低电阻连接迹线的情况下，负载电位V₂将近似等于V₁，并且计算精度不受I×R损耗的影响。

在一些生物传感器中，通过减少|V₁|或者通过增加负载阻抗可以使I_LOOP保持较小。然而，后者不在测量装置的控制范围内，因为它被确定为生物传感器设计的性质和样本的性质（例如，具有较低回路电阻的生物传感器）。通过使用高导电（即金属）材料，通过保持迹线变宽，和/或通过保持迹线变厚，可以保持平面基材上的迹线电阻小。遗憾的是，这三种属性可能难以在小型、廉价的一次性生物传感器中维持，因为小型化推动减小的迹线宽度，并且成本压力推动较便宜的最小厚度的导电材料。

如上所述，已知开尔文连接并将其用作电阻抗测量技术。这种测量技术采用单独的载流迹线对和电压感测（或参考）迹线，以实现对未知负载阻抗的更精确测量（即，四端子感测）。将一个或多个远程连接的电压感测迹线添加到一个或多个电极允许激励电路检测在负载处或其附近可用的电位。这种布置允许测量电路调节V₁以补偿导电元件的载流路径以及电压源和负载之间的连接中的I ×R损耗。测量电路的激励可以配置为基于期望电位和感测电位之间的差值在宽范围的迹线和负载电阻上动态地调节V₁电位。

例如，图2-3示出了具有样本接收室114的常规双电极电化学生物传感器200，其中生物传感器200连接到通用测量装置102，如测试仪。当与图1的生物传感器100相比时，生物传感器200包括以WE电压感测迹线112的形式的一个开尔文连接，其与WE 104的一端电连通。通过这种配置，测量电路可以通过将激励增加到V₁'=V₁+I×R，迫使V₂更接近期望的V₁来补偿沿着WE迹线110的I×R损耗。通过使用WE电压感测迹线112，通过减小例如WE迹线110的宽度，可以使生物传感器的导电元件更窄。同样地，通过使用WE电压感测迹线112，可以通过减小WE迹线110的厚度或通过使WE迹线110来自更具电阻的材料来使生物传感器200更便宜。沿着CE迹线108的I×R损耗将对V₂误差具有与图1中相同的影响。测量电路感测输入端应具有高输入阻抗，理想上将WE感测迹线112的电流限制为0 nA。还可以使用额外的电压感测迹线。参见例如图4；以及美国专利号7,540,947；7556723；7569126；8231768；8388820；8496794；8568579；8574423；8888974；8888975；8900430；9068931；9074997；9074998；9074999；9075000；9080954；9080955；9080956；9080957；9080958；9,080,960和9,086,372。

然而，电压感测迹线具有限制。例如，物理、经济或实用考虑可能限制电压感测迹线连接到生物传感器的导电元件的位置，并且因此多大程度表示这些导线在有效负载处的真实操作电位。此外，任何电压感测迹线连接“之后”或“之外”的额外（例如，无补偿）迹线电阻可能成为负载阻抗计算误差的重要来源，因为测量电流增加，负载阻抗减小或迹线电阻增加或变化。

因此，需要一种补偿、校正和/或最小化可能存在于用于电化学分析体液样本中的分析物的生物传感器的导电元件中的无补偿电阻（R_UNC）的影响，从而增加生物传感器计算准确性和可靠性的改进方法。

发明内容

本公开涉及鉴于可能存在于具有低导电率的导电元件或具有高度可变的薄层电阻的导电元件的生物传感器中的R_UNC改善分析物测量***的电化学分析物测量精度和可靠性。本文的发明构思通过将生物传感器的导电元件（例如，CE和WE）的区域分别分成理论数量的导电“方块”，并通过测量导电元件的一个或多个路径或图案的电阻并除以该导电元件的路径或图案中的导电方块的理论数量（即，由电压感测迹线形成的一个或多个补偿回路），使用该信息以Ω/方块计算或确定在使用时的生物传感器的R_s来实现。然后通过将R_s乘以在用于确定R_s的导电元件的图案或路径“之后”、“超出”或“外部”的理论的无补偿的导电方块的数量来获得R_UNC的值。通过从测量阻抗的实部减去R_UNC，可以补偿、校正和/或最小化测量误差。本发明构思可以结合到如本文所述并在下面更详细描述的示例性装置、***和方法中。

例如，提供了用于在电化学分析物测量期间补偿、校正和/或最小化生物传感器的导电元件中R_UNC的影响的方法。这些方法包括提供具有一个或多个导电元件的生物传感器，其中这种导电元件可以为WE、WE迹线、WE接触垫、WE电压感测迹线、WE电压感测接触垫、CE、CE迹线、CE接触垫、CE电压感测迹线和CE电压感测接触垫中的一种或多种。

该方法还包括向导电元件施加或提供电位，然后用至少两个触点测量导电元件的至少一个结构的电阻。在一些情况下，电阻为包括电压感测迹线的至少一个补偿回路的电阻。

在一些情况下，所施加或提供的电位包括一个或多个交流（AC）分量。在某些情况下，一个或多个AC分量包括至少20kHz的分段。在特定情况下，一个或多个AC分量包括第一10kHz段、20kHz段，第二10kHz段、2kHz段和1kHz段的序列。在其他情况下，所施加或提供的电位进一步包括一个或多个直流（DC）分量。

该方法还包括确定导电元件中存在的一个或多个补偿回路的R_s，其中一个或多个补偿回路包括电压感测连接。在一些情况下，可以通过测量一个或多个补偿回路的电阻并将测量的回路电阻除以其中的导电方块的数量来计算R_s。

该方法还包括确定在至这些生物传感器的导电元件的电压感测迹线连接“之后”、“超出”或“外部”的电阻R_UNC。在某些情况下，R_UNC可以通过将R_s乘以在任何电压感测迹线连接“之后”、“超出”或“外部”（即，在补偿回路“之后”、“超出”或“外部”）的导电元件的路径或图案中存在的无补偿的导电方块的数量来计算。

该方法还包括通过从测量阻抗的实部减去R_UNC来调整、补偿和/或最小化R_UNC的影响。

该方法还包括鉴于所调节的、补偿的和/或最小化的R_UNC确定目标分析物的浓度。

鉴于上述情况，还提供了用于在电化学分析物测量期间校正无补偿电阻的装置和***。这样的装置可以为一种至少具有与控制器/微控制器相关联的可编程处理器的测试仪，该控制器/微控制器与存储器相连并与测试信号生成和测量电路相关联，该测试信号生成和测量电路可操作以生成测试信号、将信号施加到生物传感器并且测量生物传感器对测试信号的一个或多个响应，其中测试仪被配置为执行如本文所述的方法。

这种***可包括如本文所述的测试仪和至少一个用于测试仪中的生物传感器。

因此，本文描述的装置、***和方法可用于监测和治疗疾病和病症，以及用于调整疾病或紊乱的治疗。

从下面的描述中将更好地理解本发明构思的这些和其他优点、效果、特征和目的。在说明书中，参考了附图，附图形成了本说明书的一部分，并且在附图中通过说明而非限制的方式示出了本发明构思的实施例。

附图说明

当考虑下面的详细描述时，除了上述那些之外的优点、效果、特征和目的将变得更加明显。这种详细描述参考以下附图，其中：

图1为现有技术双电极电化学生物传感器的简化示意图。

图2为具有单个开尔文感测连接的现有技术双电极电化学生物传感器的简化示意图。

图3为图2的双电极电化学生物传感器在电化学测量期间的示意图。

图4为具有多个开尔文感测连接的双电极电化学生物传感器的简化示意图。

图5为包括测量装置和生物传感器的示例性测试***的简化示意图。

图6为测试条形式的示例性生物传感器或测试元件的透视图。

图7为根据本公开的具有补偿开尔文连接的共面双电极生物传感器的简化图。

图8为图7的双电极生物传感器的测量电路的简化示意性示例。

图9为图7的双电极生物传感器的简化图，其示出了分段成导电方块的WE和CE。

图10为示出在图7的双电极生物传感器中的电极之间流动的电流值的电流分布图。WE电流（I_WE）由方块以μA表示，并且CE电流（I_CE）由圆圈以μA表示。

图11为示出图7的双电极生物传感器中的电极之间的电压电位的电压电位分布图。WE电压（V_WE）由方块以mV表示，并且CE电压（V_CE）由圆圈以μA表示。

图12为示出在具有300Ω负载的图7的双电极生物传感器中的电极之间的电流值的电流分布图。WE电流（I_WE）由方块以μA表示，并且CE电流（I_CE）由圆圈以μA表示。

图13为示出了对于R_s为1Ω/方块的测量单元中具有均匀电流分布的双电极生物传感器中的可能的电压电位差误差的电压分布图。WE电压（V_WE）由方块（■）以mV表示，并且CE电压（V_CE）由圆圈（●）以μA表示。电位差误差由三角形（▲）表示。

图14示出了当使用图7的双电极生物传感器测量分布式300Ω负载时其他薄层电阻的可能的电位差误差。1Ω/方块、2Ω/方块、3Ω/方块、4Ω/方块和5Ω/方块的电位差误差分别由三角形、短划线、加号、X和方块表示。

图15为阐述根据本公开的操作生物传感器或测试***的示例性方法的步骤的流程图。

图16为示出基于低R_s（3.8Ω方块）和高R_s（4.75Ω/方块）与标称R_s（4.21Ω/方块）使用生物传感器分析作为感知血细胞比容（HCT；11.6％，25.6％，43.4％，55.0％，64.6％，69.8％）的函数的葡萄糖执行的操作结果的曲线图。

图17示出了可以结合图16使用的将R（或Z_REAL）转换为HCT的一个示例。低R_s由三角形（▲）以Ω/方块表示，标称R_s由圆圈（●）以Ω/方块表示，并且高R_s由方块（■）以Ω/方块表示。

在附图的几个视图中，相应的附图标记表示相应的部件。

尽管本发明构思易于进行各种修改和替换形式，但是其示例性实施例在附图中以示例的方式示出并且在本文中详细描述。然而，应该理解，下面的示例性实施例的描述并非旨在将本发明的构思限制于所公开的特定形式，而是相反，其目的是涵盖落入本文描述的实施例和所附的权利要求所限定的本发明的精神和范围内的所有优点、效果、特征和目标。因此，应该参考本文所述的实施例和所附的权利要求来解释本发明构思的范围。因此，应当指出，本文描述的实施例可以具有在解决其他问题中有用的优点、效果、特征和目的。

具体实施方式

现在将在下文中参考附图更全面地描述本发明装置、***和方法，附图中示出了本发明构思的一些但不是全部的实施例。实际上，本发明装置、***和方法可以以许多不同的形式实施，并且不应该被解释限于本文阐述的实施例；相反，提供这些实施例是为了使本公开可以满足适用的法律要求。

同样，受益于前述描述和相关附图中呈现的教导，本公开所属领域的技术人员将想到本文所述的本发明装置、***和方法的许多修改和其他实施例。因此，应当理解，本发明装置、***和方法不限于所公开的特定实施例，并且修改和其他实施例旨在包括在所附权利要求的范围内。尽管本文采用了特定术语，但它们仅以一般性和描述性意义使用，而不是出于限制的目的。

除非另外定义，否则本文使用的所有技术和科学术语具有与本公开所属领域的技术人员通常理解的含义相同的含义。尽管与本文描述的那些类似或等同的任何方法和材料可用于实施或测试本方法，但本文描述了优选的方法和材料。

此外，不定冠词“一”或“一个”对元件的引用并不排除存在不止一个元件的可能性，除非上下文明确要求存在一个且仅一个元件。因此，不定冠词“一”或“一个”通常意味着“至少一个”。同样，术语“具有”、“包含”或“包括”或其任何语法变体以非排他的方式使用。因此，这些术语可以指的是除了由这些术语引入的特征之外，在该语境中描述的实体中不存在另外特征的情况以及存在一个或多个另外特征的情况。例如，表达“A具有B”、“A包含B”和“A包括B”可以指的是两种情况：除了B之外，A中不存在其他元件（即，A唯一并且排他性地由B组成）的情况，以及除了B之外，在A中还存在一个或多个另外元件，诸如元件C、元件C和D或甚至另外元件的情况。

概述

本公开涉及补偿、校正和/或最小化通常存在于用于电化学分析物测量***的生物传感器的导电元件中的R_UNC的影响。通过使用精确且已知的电极几何结构和电极***的设计，可以确定询问生物传感器的整体R_s和R_UNC，并在数学上用于校正由无补偿区域产生的测量电流和阻抗值的误差以提供更准确和可靠的分析物浓度。

通过这种方式，仔细的电极单元设计和迹线连接可以减少可能存在于生物传感器的导电元件中的开尔文（即电压感测迹线）连接“之后”、“超出”或“外部”的R_UNC的数量并且最小化有效电位误差。然而，通过仔细的电极单元设计不能完全消除R_UNC。因此，例如，图7和9的部分616、620、624和618、622和626表示被认为在有助于R_UNC的点X和Y“之后”、“超出”或“外部”的导电元件的区域。此外，理想的生物传感器设计可能受到***要求、物理尺寸、成本约束、并且甚至设计复杂性的限制。同样地，印刷或喷镀的导电膜的R_s难以精确控制并且可能因批次而异。因此，对于给定的电极几何形状，小的无补偿区域中的电阻变化可能影响基于电化学的分析物检测中的阻抗测量。

此外，R_s可以基于用于基材的材料和应用于基材的厚度而变化。在电化学生物传感器中，使用金作为迹线材料，金可以使用金属喷镀工艺施加到基材上。在某些情况下，金可以单独用作迹线材料，例如500Å金层。在该厚度下，金层可以对厚度具有灵敏度和约-0.032（Ω/sq）/nm的喷镀时间。进一步将厚度减小到例如100Å可以使迹线对厚度和喷镀时间（例如，-0.8（Ω/sq）/nm）的变化更敏感。因此，可以看出，使用较厚的材料可以允许跨迹线的电阻的较小变化，使得对每个/方块的给定电阻的估算对这些变化不太敏感。

另选地，混合材料可用于提供阻抗的适当变化，同时降低材料成本。一种这样的混合材料为金/钯复合材料。在一个示例中，可以在300Å的钯层上沉积100Å的金层。该混合材料通常具有4.2Ω/方块的R_s，而500Å的金层通常具有1.59Ω/方块的R_s。此外，金/钯混合迹线材料随着温度的升高可以表现出电阻的线性增加。例如，对于300Å钯层上的100Å金层，平均电阻可以增加约为+4.22mΩ/方块/°C。

有利地，宽场激光烧蚀可以产生具有合理的准确度和精度的在薄金属层中具有平面导电元件的生物传感器。在本文中，尺寸精度足以允许通过测量导电元件中的一个或多个选定区域（诸如补偿回路（即CE接触垫、CE迹线、CE电压感测迹线和CE电压感测接触垫和/或WE接触垫、WE迹线、WE电压感测迹线和WE电压感测接触垫））的电阻并除以其中的导电“方块”的理论数量来确定生物传感器的一个或多个导电元件在使用时的Ω/方块的R_s。如本文所用，“薄层电阻”或“R_s”意指应用于足够薄的均匀导电层以被认为是二维（长度（L）和宽度（W）；因为厚度（T）<<L和W）的概念。

理论上，这种导电层/薄层的电阻（R）可以近似为R（Ω）=R_s×（L/W），其中L/W的单位抵消并因此意指区域的方块单位。然而，在实验上，可以测量生物传感器上的一个或多个回路电阻，然后计算R_s，也可考虑测量时的实际温度。然后可以通过将R_s乘以生物传感器的导电路径中的无补偿导电方块的理论数量来预测R_UNC，所述导电路径分别在至CE和/或WE的电压感测迹线连接“之后”、“超出”或“外部”，如下面的公式1所示。

如本文所用，“导电方块”或“多个导电方块”是指生物传感器的导电元件中的理论上指定或限定的区域，其为导电元件中导电路径的纵横比的无单位测量，该导电路径分解为可以在导电路径的无补偿和有效部分中通过实验或理论确定的多个方块（基于宽度）。在某种意义上，导电路径的有效表面积近似为多个方块。本领域技术人员理解，导电元件中的方块的数量可以为偶数或奇数个方块，并且还可以包括分数。然而，方块的数量将受到导电元件的整体几何形状的限制，因为该数量基于导电元件的面积（例如，矩形几何形状的L×W）。

在本文中，可以通过实验估算、计算或确定生物传感器的导电元件（即，CE和WE几何形状）中的导电方块的数量。通过这种方式，生物传感器的R_UNC可粗略估算为：

R_UNC

公式1

然后可以从相关阻抗（Z）测量的实部中减去R_UNC，并且可以将R_UNC用于校正测量的阻抗计算，以最小化由于导电元件的R_s的值或变化导致的不准确性（例如，Z'_REAL（Ω）

Z_REAL（Ω）-R_UNC）。

如本文所用，“寄生电阻”为无意的附加电阻，其导致沿着生物传感器的导电元件（例如，电极、迹线和接触垫等）的长度不期望的电位（即，电压）降。因此，在反应区中呈现给测量电极（例如CE和WE）的电位明显小于通过诸如测试仪的测量装置施加在生物传感器的接触垫上的电位。在许多情况下，可以通过使用电压感测连接在生物传感器设计内补偿寄生电阻，所述电压感测连接可以用于动态调节测量装置的施加电位以在感测连接点处实现期望的电位。同样，并且如本文所用，“无补偿电阻”或“R_UNC”表示不通过电压感测连接校正的寄生电阻。因为在反应区内发生的反应阻抗可以在生物传感器的R_UNC的数量级内，所以被测量的信号可以由于R_UNC引起的I×R降而具有明显的偏移。如果此偏移量从生物传感器到生物传感器不等，则测量结果中将包含噪声或误差。

为了沿任何导电路径操纵电阻，可以改变其长度或宽度（从而改变“方块”的数量）或者可以改变导电层的厚度或材料（从而改变R_s）以增加或减小该特定导电路径的预测电阻值以落在期望的电阻值范围内。以通常的直线路径以外的各种图案和配置确定特定导电路径的方块的数量在本领域的普通技术范围内，并且本文不需要进一步说明。

有利地，本文的测试***和方法可用于实现可针对特定生物传感器或测试***以及***的操作参数定制的各种校准、补偿或校正，以改善电化学测量的准确性和可靠性。

包括测量装置和生物传感器的***

本文的测试***可包括测量装置和一个或多个生物传感器。尽管本文描述的方法可以与具有各种设计并且利用各种制造工艺和技术制造的测量装置和生物传感器一起使用，但是示例性测试***包括测量装置102，诸如可操作地与电化学生物传感器100耦合的测试仪在图5中示出。

通常，测量装置102和生物传感器100可操作以确定提供给生物传感器100的样本中一种或多种目标分析物的浓度。在一些情况下，样本可以为体液样本，诸如例如全血、血浆、唾液、血清、汗液或尿液。在其他情况下，样本可以为另一种类型的流体样本，其用于测试一种或多种电化学反应性分析物（诸如含水环境样本）的存在或浓度。

在图5中，生物传感器100为单独使用的测试元件，其可移除地***测量装置102的连接端子（或生物传感器端口）40中。如本文所用，“生物传感器”是指能够基于例如具有或怀疑具有目标分析物的流体样本的特定反应或性质来定性或定量检测一种或多种目标分析物的装置。根据与其相关联的检测方法，生物传感器（也称为测试元件）可以分为基于电的传感器、基于磁的传感器、基于质量的传感器和基于光的传感器。本文特别感兴趣的为基于电的传感器，尤其是电化学传感器。

在一些情况下，生物传感器100被配置为双分析物，诸如葡萄糖和酮生物传感器，并且包括用于电化学测量葡萄糖和酮的特征和功能。参见例如国际专利申请公开号WO2014/068024和WO 2014/068022。在其他情况下，生物传感器100被配置为电化学测量其他分析物，诸如例如氨基酸、抗体、细菌、碳水化合物、药物、脂质、标记物、核酸、肽、蛋白质、毒素、病毒和其他分析物。

测量装置102通常包括入口（或输入）装置44、控制器、与控制器/微控制器相关联的存储器以及与控制器相关联并与存储器（未示出）连接的可编程处理器。另外，测量装置102包括诸如电子显示器42的输出端，其连接到处理器并用于向用户显示包括分析物浓度或其他测试结果的各种类型的信息。此外，测量装置102包括相关的测试信号产生和测量电路（未示出），其可操作以产生测试信号、将信号施加到生物传感器100以及测量生物传感器100对测试信号的一个或多个响应。处理器还与连接端子40连接，并且可操作以在存储器中处理和记录与检测通过使用一个或多个生物传感器100获得的分析物的存在和/或浓度相关的数据。连接端子40包括被配置为与导电元件的接触垫接合的连接器。此外，测量装置102包括与处理器连接的用户输入装置，其可由用户访问以向处理器提供输入，其中处理器还可编程以从用户输入装置接收输入命令并提供响应输入命令的输出。

处理器还与通信模块或链路连接，以促进与测量装置102的无线传输。在一种形式中，通信链路可用于在测量装置102与另一装置或方（诸如案例工作者、护理人员、父母、监护人或医疗保健提供者，包括护士、药剂师、主要或二级保健医生和急救医疗专业人员，只是提供一些可能性）之间交换消息、警告或其他信息。通信链路还可用于下载测量装置102的编程更新。作为非限制性示例，通信链路可以被配置用于通过移动电话标准技术（包括第三代（3G）和***（4G）技术）或者通过BLUETOOTH®、ZIGBEE®、Wibree、超宽带（UWB）、无线局域网（WLAN）、通用分组无线服务（GPRS）、全球微波接入互操作性（WiMAX或WiMAN）、无线医疗遥测（WMTS）、无线通用串行总线（WUSB）、全球移动通信***（GSM）、短消息服务（SMS）或WLAN 802.11x标准发送和接收信息。

因此，控制器可以包括被配置为单个单元或多部件形式的一个或多个部件，并且可以为可编程的、状态逻辑机器或其他类型的专用硬件，或可编程和专用硬件的混合组合。控制器的一个或多个部件可以为定义数字电路、模拟电路或两者的电子种类。作为电子电路的补充或替代，控制器可包括一个或多个机械或光学控制元件。

在包括电子电路的一些示例中，控制器包括可操作地耦合到一个或多个至少部分地定义存储器的固态存储器器件的集成处理器。通过这种方式，存储器包含由处理器执行的操作逻辑，该处理器为微处理器并且被安排用于根据微处理器执行的程序的一个或多个例程在存储器中读取和写入数据。

另外，存储器可以包括一种或多种类型的固态电子存储器，并且另外地或可选地可以包括磁性或光学种类。例如，存储器可以包括固态电子随机存取存储器（RAM）、顺序存取存储器（SAM）（诸如“先进先出”（FIFO）种类或“后进先出”（LIFO）种类）、可编程只读存储器（PROM）、电可编程只读存储器（EPROM）或电可擦除可编程只读存储器（EEPROM）；或任何这些类型的组合。此外，存储器可以为易失性的、非易失性的或易失性和非易失性变体的混合组合。存储器中的一些或全部可以为便携式的，诸如磁盘、磁带、记忆棒、盒式磁带、代码芯片等。存储器可以至少部分地与处理器集成和/或可以为一个或多个部件或单元的形式。

在某些情况下，测量装置102可以使用可移动存储钥匙，其可***插口或其他接收装置中并与存储器或控制器通信以提供与校准码、测量方法、测量技术和信息管理相关的信息。在美国专利号5,366,609和5,053,199中公开了这种可移动存储钥匙的示例。

控制器还可以包括信号调节器、滤波器、限幅器、模数（A/D）转换器、数模（D/A）转换器、通信端口或本领域出现的其他类型运算符。

返回到输入装置44，它可以由多个按钮输入装置定义，尽管输入装置44可以包括一个或多个其他类型的输入装置，如键盘、鼠标或其他指示装置、触摸屏、触摸垫、滚球或语音识别输入子***。

同样，显示器42可以包括一个或多个输出装置，如操作员显示器，其可以为阴极射线管（CRT）型、液晶显示器（LCD）型、等离子体型、发光二极管（LED）型、有机发光二极管（OLED）型、打印机等。可以包括其他输入和显示装置，诸如扬声器、语音发生器、语音识别***，触觉显示器、电子有线或无线通信子***等。

如上所述，连接端子40包括被配置为与本文所述的生物传感器的导电元件的接触垫接合的连接器。测量装置102和生物传感器100之间的连接用于在导电元件的电极上施加具有电位或一系列电位的测试信号，并随后接收在存在目标分析物的情况下由检测试剂产生的电化学信号，并且可以与分析物的浓度相关联。通过这种方式，处理器被配置为评估电化学信号以评估分析物的存在和/或浓度，其中评估结果可以存储在存储器中。

在一些情况下，测量装置102可以被配置为血糖测量仪，并且包括如在手册“Accu-Chek®Aviva血糖仪所有者手册”（2007年）中所述的ACCU-CHEK®AVIVA®仪表的特征和功能，该手册的一部分在美国专利号6,645,368中公开。在其他情况下，测量装置102可以配置成电化学测量一种或多种其他分析物，诸如例如氨基酸、抗体、细菌、碳水化合物、药物、脂质、标记物、核酸、蛋白质、肽、毒素、病毒和其他分析物。关于配置用于电化学测量方法的示例性测量装置的其他细节公开在例如美国专利号4,720,372；4,963,814；4,999,582；4,999,632；5,243,516；5,282,950；5,366,609；5,371,687；5,379,214；5,405,511；5,438,271；5,594,906；6,134,504；6,144,922；6,413,213；6,425,863；6,635,167；6,645,368；6,787,109；6,927,749；6,945,955；7,208,119；7,291,107；7,347,973；7,569,126；7,601,299；7,638,095和8,431,408中。

除了测量装置102之外，测试***还包括如图2-4和6中示意性所示的一个或多个生物传感器10、100或200。

关于图6，生物传感器10的非导电支撑基材12包括面向隔片14的第一表面18和与第一表面18相对的第二表面20。此外，支撑基材12具有相对的第一端22和第二端24以及在第一端22和第二端24之间延伸的相对的侧边缘26、28。在一些情况下，支撑基材12的第一端22和第二端24以及相对的侧边缘26、28形成大致矩形的形状。另选地，第一端22和第二端24和相对的侧边缘26、28可以布置成形成各种形状和尺寸中的任何一种，使得生物传感器10能够如本文所述起作用。在一些情况下，支撑基材12可由柔性聚合物制成，包括但不限于聚酯或聚酰亚胺，诸如聚萘二甲酸乙二醇酯（PEN）或聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET）。另选地，支撑基材12可由任何其他合适的材料制成，使得支撑基材12能够如本文所述起作用。

形成导电元件的电导体设置在支撑基材12的第一表面18上。电导体可以由包括但不限于铝、碳（例如，石墨）、钴、铜、镓、金、铟、铱、铁、铅、镁、汞（作为汞齐）、镍、铌、锇、钯、铂、铼、铑、硒、硅（例如，高度掺杂的多晶硅）、银、钽、锡、钛、钨、铀、钒、锌、锆及其组合的材料制成。在一些情况下，导电元件通过激光烧蚀或激光划线与电导体的其余部分隔离，激光烧蚀或激光划线这两者都是本领域公知的。通过这种方式，导电元件可以通过从宽大地围绕电极延伸的区域移除电导体来制造，诸如通过宽场烧蚀，或者最低限度地，诸如通过线划线。另选地，导电元件可以通过其他技术制造，诸如层压、丝网印刷、光刻等。

在示例性实施例中，生物传感器10具有全宽端剂量（“FWED”）毛细管通道30，其仅在一侧界定并且位于支撑基材的第一端22处。参见例如国际专利申请公开号WO 2015/187580。然而，可以设想毛细管通道30也可以为传统的毛细管通道（即，在不止一侧上限制）。

在FWED型生物传感器中，隔片14在支撑基材12的相对侧边缘26、28之间延伸，以部分地形成具有盖的毛细管通道30。可以设想隔片14可由单个部件或甚至多个部件制成。无论如何，隔片14应包括基本平行于支撑基材12的第一端22并面向支撑基材12的第一端22的端边缘32，从而通过在支撑基材12的整个宽度上延伸来限定毛细管通道30的边界。另选地，如上所述，端边缘32可包括位于支撑基材12的第一端22和第二端24与相对的侧边缘26、28之间的多个部分，以形成大致U形的图案以限定在测试元件10的第一端22处具有样本入口的毛细管通道30的边界（未示出）。其他合适的实施例设想形成半卵形、半圆形或其他形状的毛细管通道的端边缘28，并且端边缘32的一个或多个部分可包括沿其长度（未示出）全部或部分的线性或非线性边缘。

隔片14由绝缘材料制成，诸如例如包括涂有粘合剂的聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET）-聚酯的柔性聚合物。合适材料的一个特定非限制性示例包括PET膜，其两侧可涂覆有压敏粘合剂。隔片14可以由多种材料构成，并且包括内表面34，内表面34可以使用多种市售粘合剂中的任何一种或组合而联接到支撑基材12的第一表面18。另外，当支撑基材12的第一表面18暴露并且未被电导体覆盖时，盖16可以通过焊接（如加热或超声波焊接）联接到支撑基材12。还可以设想，支撑基材12的第一表面18可以印刷有例如产品标签或说明书（未示出）以用于测试元件10。

在一些情况下，可以省略隔片14，并且毛细管腔室30可以仅由支撑基材12和盖16限定。参见例如美国专利号8,992,750。

此外，在示例性实施例中，盖16在支撑基材12的相对侧边缘26、28之间延伸并且延伸到支撑基材12的第一端22。另选地，盖16可延伸超过第一端22预定距离，使得生物传感器10能够如本文所述起作用。因此，在示例性实施例中，毛细管通道30被限定为盖16和支撑基材12之间的空间，其由支撑基材12的第一端22和相对的侧边缘26、28以及隔片14的端边缘32限定。

盖16可以由绝缘材料制成，诸如例如，包括涂有粘合剂的PET-聚酯的柔性聚合物。合适材料的一个特定非限制性示例包括透明或半透明PET膜。盖16可以由多种材料构成，并且包括下表面36，下表面36可以使用多种市售粘合剂中的任何一种或组合与隔片14联接。另外，盖16可以通过焊接（如加热或超声波焊接）联接到隔片14。

尽管未在图6中示出，但是生物传感器包括具有导电元件的电极***，所述导电元件例如但不限于为至少一个CE/WE电极对、一个或多个导电通路或迹线以及导电材料的接触垫或端子，所述导电材料设置在例如支撑件的第一表面上，使得电极***为共面的。然而，可以设想电极***可以在相对的表面上形成，使得一个电极***位于支撑件的第一表面上，而另一个电极***位于盖的相对表面上。参见例如美国专利号8,920,628。无论如何，导电材料通常以这样的方式布置在基材上以提供一个或多个导电元件。

可以使用多种技术提供导电材料的特定布置，所述技术包括化学气相沉积、激光烧蚀、层压、丝网印刷、光刻以及这些和其他技术的组合。用于去除部分导电材料的一种特定方法包括激光烧蚀或激光划线，更具体地宽场激光烧蚀，如例如美国专利号7,073,246和7,601,299中所公开的。通过这种方式，导电元件可以通过广泛地（诸如通过宽场烧蚀，或者最低限度地，诸如通过线划线）从基材上去除导电材料来制造。另选地，导电元件可以通过其他技术制造，诸如层压、丝网印刷、光刻等。

简而言之，激光烧蚀技术通常包括烧蚀导电材料，诸如金属层或包括绝缘材料和导电材料的多层组合物（例如，涂覆或层压到绝缘材料上的金属层的金属层压板）。金属层可包含纯金属、合金或为金属导体的其他材料。金属或类金属导体的示例包括但不限于铝、碳（如石墨和/或石墨烯）、铜、金、铟、镍、钯、铂、银、钛、它们的混合物和这些材料的合金或固溶体。在一个方面，选择的材料基本上不与生物***反应，所述材料的非限制性示例包括但不限于金、铂、钯、碳和氧化铱锡。金属层可以为任何期望的厚度，在一种特定的形式中，约为500Å。

如本文所用，“约”是指在一个或多个值的统计学上有意义的范围内，该值包括但不限于规定的浓度、长度、宽度、高度、角度、重量、分子量、pH、序列同一性、时间范围、温度或体积的值。这样的值或范围可以在给定值或范围的数量级内，通常在20％内，更通常在10％内，甚至更通常在5％内。“约”所包含的可允许的变化将取决于所研究的特定***，并且本领域技术人员可以容易地理解。

关于本文的生物传感器，示例性导电元件可包括WE、WE迹线和WE接触垫中的一者或多者，其中导电迹线部分在WE之间延伸并将WE电耦合到其相应的接触垫。同样地，导电通路包括CE、CE迹线和CE接触垫中的一者或多者，其中导电迹线部分在CE之间延伸并且将CE电耦合到其相应的接触垫。如本文所用，“工作电极”或“WE”意指在有或没有介体作用的情况下分析物被电氧化或电还原的电极，而术语“对电极”或“CE”意指与一个或多个WE配对并通过其传递电流大小相等且与通过WE的电流符号相反的电化学电流的电极。CE还包括也用作参考电极（即，对/参考电极）的对电极。

如上所述，导电元件包括一个或多个电压感测引线（即，开尔文连接），其中这种引线可以为电气通信（即，经由导线）中的WE电压感测（WE）迹线的形式，其一端带有WE或WE迹线，另一端终止于WE接触垫，以及电气通信中的CE电压感测（CE）迹线，其一端带有CE或CE迹线，另一端终止于CE接触垫。参见例如国际专利申请公开号2013/017218。关于电压感测迹线及其补偿功能的其他细节可以在例如美国专利号7,569,126中找到。

导电元件还可以包括一个或多个样本充足电极（SSE）、SSE接触垫以及在SSE和SSE接触垫之间延伸并电耦合SSE和SSE接触垫的相应SSE迹线。如果包括，SSE可用于实施许多技术以确定应用于生物传感器的样本的充足性。参见例如国际专利申请公开号WO 2014/140170和WO 2015/187580。

导电元件还可以包括一个或多个完整性电极（IE），其可以用于验证导电元件是完整的，如国际专利申请公开号WO 2015/187580中所述。

导电元件还可以包括呈形成电阻网络的多个可选择电阻元件形式的信息电路，如国际专利申请公开号WO 2013/017218和美国专利申请公开号2015/0362455中所述。在电阻网络中编码的信息可以涉及生物传感器的属性，包括但不限于校准信息、生物传感器类型、制造信息等。

关于可在本文中使用的示例性诊断测试元件配置的其他细节在例如国际专利申请公开号WO 2014/037372、2014/068022和2014/068024；美国专利申请公开号2003/0031592和2006/0003397；以及美国专利号5,694,932；5,271,895；5,762,770；5,948,695；5,975,153；5,997,817；6,001,239；6,025,203；6,162,639；6,207,000；6,245,215；6,271,045；6,319,719；6,406,672；6,413,395；6,428,664；6,447,657；6,451,264；6,455,324；6,488,828；6,506,575；6,540,890；6,562,210；6,582,573；6,592,815；6,627,057；6,638,772；6,755,949；6,767,440；6,780,296；6,780,651；6,814,843；6,814,844；6,858,433；6,866,758；7,008,799；7,025,836；7,063,774；7,067,320；7,238,534；7,473,398；7,476,827；7,479,211；7,510,643；7,727,467；7,780,827；7,820,451；7,867,369；7,892,849；8,180,423；8,298,401；8,329,026；RE42560；RE42924和RE42953中公开。

方法

本文的方法可包括在电化学分析物测量期间补偿、校正和/或最小化生物传感器的导电元件的导电路径中的R_UNC。该方法可以包括本文所述的步骤，并且这些步骤可以但不是必须按所述顺序进行。然而，也可以设想其他顺序。此外，可以在时间上和/或单独地或以多个重复的步骤并行和/或重叠地执行单个或多个步骤。此外，该方法可以包括另外的未指定的步骤。

如上所述，本文的发明构思包括通过理论上将导电元件（例如CE和WE）的区域分割成多个导电方块，通过校正、补偿和/或最小化沿着与电化学测量结合使用的生物传感器的导电元件的导电路径的R_UNC来提高分析物测量***的精确度和可靠性。因此，该方法可以包括确定一个或多个R_s，然后确定存在于生物传感器的导电元件中的R_UNC（其考虑导电方块的数量），并且随后从相关阻抗测量的实部减去R_UNC。另选地，R_UNC可以用于校正测量的阻抗计算，以最小化由于导电元件R_s的值或变化引起的不准确性。

因此，图7示出了共面的双电极生物传感器600的简化图，该传感器具有导电元件，诸如两个电压感测（或参考）迹线（由交叉影线指示；WE感测迹线602，CE感测迹线604）、WE迹线606、CE迹线608、WE 610、CE 612和反应区614（由浅阴影指示）。在反应区614内，整个或大部分回路电流（I_LOOP；I_A-I_H；图9中所示）可以分别沿WE 610和CE 312的有效部分620、622分布。相反，WE 610的端部624和CE 612的端部626（其不与反应区614内的样本接触）可能不会有助于在有效部分620、622之间产生的任何依赖于反应的电流。因此，WE 610包括无补偿的连接部分616、有效部分620和端部624。同样，CE 612包括无补偿的连接部分618、有效部分622和端部626。

如上所述，电压感测迹线602、604可以耦合到测量装置，并且可以连接到高输入阻抗，从而将电压感测迹线602、604中的电流减小到接近0nA。通过减少或消除电压感测迹线602、604中的电流，在CE 612和WE 610处施加的电压差不受电压感测迹线602、604的阻抗的影响。

在图7中，位置“X”和“Y”指示WE 610和CE 612的无补偿连接部分616、618开始的区域（即，在感测连接“之后”，其中感测连接被指示为点X和Y）。在点X和Y之间，由于沿着无补偿的连接部分616、618的欧姆损耗，负载两端的真实电压电位差可以为可变的并且小于由测量装置（未示出）提供的电压。

因此如图8所示，无补偿的有效部分620、622之间的真实负载阻抗分别与WE 610和CE 612的无补偿连接部分616、618串联，并且可以表示为一对集总电阻器R_WE和R_CE。更具体地，测量电路700可以被建模为电阻元件的集合，其包括表示WE 610的无补偿连接部分616的集总电阻的第一电阻器（R_WE）702和表示CE 612的无补偿连接部分618的集总电阻的第二电阻器（R_CE）704。负载电阻器（R_LOAD）706表示WE 610和CE 612的无补偿有效部分620、622之间的真实阻抗。因此，适当设计的测量电路将试图将电压感测迹线中的电流限制为零并且保持点X和Y之间的电位差V₁。

如图9所示，上述模型可以扩展到图7的***600。特别地，图9示出了WE 610和CE612的有效部分中无补偿的导电方块的总数的简单近似，其中附加电阻的不期望的影响为在点X和Y之间的无补偿的I×R损耗。随着I或者R增加，电极之间的平均电位差减小。此外，承载较大电流的导电方块将比承载较小电流的导电方块具有成比例地更大的影响。

这里，无补偿的连接部分616、无补偿的有效部分620和WE 610的端部624，以及无补偿的连接部分618、无补偿的有效部分622和CE 612的端部626在理论上被分段为多个导电方块802、804。例如，这些部分可以分别分成十二（12）个导电方块802a-802l、804a-804l。然而，本领域技术人员应理解，CE和WE的这些部分所分成的导电方块的数量可以并且将根据生物传感器的导电元件的结构而变化。

在一种配置中，WE 610的无补偿连接部分616可以由WE导电方块802a-802c表示，以及CE 612的无补偿连接部分618可以由CE导电方块804a-804c表示。此外，WE 610的无补偿有效部分620可以由WE导电方块802d-802k表示，以及CE 612的无补偿有效部分622可以由CE导电方块804d-804k表示。此外，WE 610的端部624可以由WE导电方块802I表示，并且CE612的端部626可以由CE导电方块604I表示。如上所述，端部624、626不与样本接触，因此不会对无补偿的有效部分620、622之间产生的任何依赖于反应的电流有贡献。

整个I_LOOP可以流过CE迹线608和CE导电方块804a-804k。在这方面，I_LOOP可以沿着八（8）个CE导电方块804d-804k均匀分布，如I_A-I_H所示。在一些情况下，电流可能不是在CE导电方块804d-804k上不对称分布。例如，在CE导电方块804d和WE导电方块802k之间流动的电流I_H可以明显大于在CE导电方块804k和WE导电方块802d之间流动的电流I_A。然而，通常，沿WE610的电流分布反映了CE 612的电流分布。

如图10中所示，可以沿WE 610和CE 612绘制作为距离的函数的电流。这里，沿WE610的电流从WE导电方块802I（在反应区域外）的0开始、沿WE导电方块802k-802d增加并通过WE导电方块802c达到全I_LOOP。因此，总电流I_LOOP可用下式表示：

公式2

换句话说，可以在每个无补偿的有效部分620、622中的八（8）个导电方块之间均匀地划分有效电流（真实电流将是电极之间的实际电位差的线性函数）。在图9中，总WE电流累积从右向左移动（即，WE导电方块802l至802c）。WE导电方块802l中的电流为零，因为它在有效部分620之外。进入WE导电方块802k右边缘的电流为0，离开方块802k左边缘的电流为I_H。类似地，离开WE导电方块802j的左边缘的电流为[I_G+I_H]。这继续通过WE导电方块802d。有效部分620中的每个无补偿导电方块承载I_LOOP电流的一部分，从而随着至点X的距离减小而增加。约7/8的I_LOOP进入WE导电方块802d的右边缘，并且整个I_LOOP通过WE导电方块802d的左边缘。图9的WE具有三个无补偿的连接方块（802a-c），其承载整个WE I_LOOP电流。由于I×R损耗是对测量误差的主要影响，因此仅承载I_LOOP的一小部分的导电方块对作为承载整个回路电流的方块的电位误差基本上没有贡献。因此，可以将每个WE导电方块的电流估算为左右平均值，如下：

；

公式3

；

公式4

；

公式5

；

公式6

；

公式7

；

公式8

；

公式9

；

公式10

公式11

公式12

；以及

公式13

公式14。

如上所述，并非每个导电方块都承载相同的电流。每个有效方块仅承载总电流的一部分，因此平均有效电流可估算为I_LOOP/2。通过这种方式，总R_WE的简单近似以及总R_CE的简单近似可以被计算为单独的迹线电阻率乘以反应区域外的导电方块（即，CE或者WE的无补偿连接部分616、618中的导电方块）加上反应区中的一半导电方块（即CE或WE的无补偿活性部分620、622中的导电方块）。因此，对于图7和9中所示的***600，WE和CE的简单近似R_UNC（即，R_WE和R_CE）可以通过将R_s乘以反应区外的三（3）个导电方块加上反应区中的八（8）个导电方块的一半（即I_LOOP/2），可按如下计算：

因此，如果上述***600连接到理想的10kΩ负载并且|V₁|=10 mV，则生物传感器测得的I_LOOP等于10 mV/（14Ω+10kΩ）=0.9986μA，并且计算出的“负载”电阻等于10.014kΩ（+0.14％误差）。相应的WE-CE电位差将是有效恒定的10 mV，如图11中所示。另选地，如果上述***600连接到300Ω的理想负载并且|V₁|=10.0 mV，则生物传感器测得的I_LOOP等于10mV/（14Ω+300Ω）=31.85μA，并且计算出的“负载”电阻将等于314Ω（+4.46％误差）。此外，相应的WE-CE电位差将≤10 mV，如图12中所示。然而，本领域技术人员应理解，现实世界的迹线电流可能更复杂，并且可能不沿理想的正交路径流动。

图13示出了对于1Ω/方块的R_s，在测量单元中使用均匀电流分布的电位差误差。更具体地，图14示出了当使用图7和图9的示例性电极布置测量分布的300Ω负载时其他薄层电阻的可能的电位差误差。如可以看出，随着R_s增加，电位降也增加（在WE和CE无补偿的有效部分620、622内分别在WE和CE导电方块802d-802k和804d-804k上不是恒定的）。

因此，并且如上所示，电极单元设计和迹线连接可以减少电压感测迹线未考虑的R_UNC的量，并且可以将有效电位误差控制到期望值。然而，给定的生物传感器设计可能受到***要求、物理尺寸、成本约束或设计复杂性的限制。此外，印刷或喷镀的导电膜的R_s可能难以精确控制并且可能因批次而异。

典型的导体R_s为电子浓度和迁移率的函数。在100K以上，金属导体的薄层电阻通常随温度线性增加。碳或半导体材料则相反。对于碳或半导体材料，R_s通常随着温度升高至约250K而降低（非线性）。类似的原理可适用于液体样本。例如，溶液温度的升高可降低其粘度并增加离子在溶液中的迁移率，从而降低其体电阻。因此，由印刷或喷镀产生的精密导体通常不具有成本效益。另外，可容忍的生产变化可能在精确阻抗测量中施加不可接受的误差。因此，为了提高精度和更宽的测量范围，本文提供的机制可用于校正（在使用时）由低导电率或高度可变的R_s导体制成的生物传感器上的其他方面未知阻抗的测量。

因此，本文所述的校正/补偿/最小化方法可以结合到已知的分析物测量方法中，以校正电化学生物传感器的导电元件中的无补偿电阻，从而改善使用这种生物传感器的分析物测量***。

鉴于上述情况，该方法可以通过将其中具有或怀疑具有一种或多种目标分析物的体液施加到生物传感器中来开始。在将体液样本施加到生物传感器的给药端并使检测试剂再水化之后，分析物测量方法包括将一种或多种电位的测试序列应用于生物传感器的导电元件。这种测试序列可以由测量装置从其连接端子施加到导电元件的一个或多个接触垫。

通常，测试序列包括如本领域已知的一个或多个AC分量（可选的）和/或一个或多个DC分量。参见例如国际专利申请公开号WO 2014/140718；WO 2014/140164；WO 2014/140170；WO 2014/140172；WO 2014/140173；以及WO 2014/140177，以及美国专利号7,338,639；7,390,667；7,407,811；7,417,811；7,452,457；7,488,601；7,494,816；7,597,793；7,638,033；7,751,864；7,977,112；7,981,363；8,148,164；8,298,828；8,377,707和8,420,404。

因此，对于阻抗测量，测试序列应包括至少一个AC分量。这样的分量可以包括多个AC分段，诸如例如，从约2个分段到约10个分段，从约3个分段到约9个分段，从约4个分段到约8个分段，从约5个分段到约7个分段，或约6个分段。在其他情况下，AC分量可包括约2个分段、约3个分段、约4个分段、约5个分段、约6个分段、约7个分段、约8个分段、约9个分段或约10个分段。在其他情况下，AC分量可具有不止10个分段，即约15个分段、约20个分段或约25个分段。在其他情况下，AC分量可以包括1个分段，该分段具有同时施加的多个低频AC信号。

本领域技术人员理解，AC分段的数量将受到响应的复杂性、相关的频率范围和可用于执行测量的时间的限制。较高的频率通常需要高带宽电子器件和更快的采样，而较低的频率需要更长的时间并且通常更嘈杂。因此，最大段数将是这些参数的折衷，选择区分样本和所关注的环境和/或混杂因素所需的最小计数和频率跨度。

AC分量的每个分段中的每个信号的频率可以为约1kHz至约20kHz、约2kHz至约19kHz、约3kHz至约18kHz、约4kHz至约17kHz、约5kHz至约16kHz、约6kHz至约15kHz、约7kHz至约14kHz、约8kHz至约13kHz、约9kHz至约12kHz或约10kHz至约约11kHz。在其他情况下，AC分量中的每个分段的频率可以为约1kHz、约2kHz、约3kHz、约4kHz、约5kHz、约6kHz、约7kHz、约8kHz、约9kHz、约10kHz、约11kHz、约12kHz、约13kHz、约14kHz、约15kHz、约16kHz、约17kHz、约18kHz、约19kHz或约20kHz。在其他情况下，AC分量的每个分段中的每个信号的频率可以大于20kHz，即约30kHz、约40kHz或约50kHz。在一些情况下，一个或多个分段可以具有相同的频率，而在其他情况下，每个分段具有与其他分段不同的频率。然而，四个频率通常是足够的。通过测量***时钟的最大频率的简单整数除法可以容易地产生所使用的确切频率。

然而，对于诸如仪表的廉价的电池供电的手持式仪器，AC分量的一段中的信号的最大频率限制可以高达约100kHz。除此之外，对模拟带宽、采样率、存储和处理速度的增长的需求迅速增加，而典型生物传感器响应的虚部随频率变得越来越小。频率越低，采样时间越长，并且采样时间越长，也比较精确。

AC分量通常包括至少两（2）个不同的低振幅信号。例如，AC分量可以包括在两（2）个频率（诸如例如，约10kHz或约20kHz，接着约1kHz或约2kHz）的两（2）个分段。在其他情况下，AC分量包括多个低振幅信号。例如，AC分量可以具有在四（4）个频率（诸如例如，约10kHz、约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz）的五（5）个分段。另选地，AC分量可以具有在四（4）个频率（诸如例如，约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz）的四（4）个分段。另选地，AC分量可以具有在约10kHz、约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz下同时施加的四（4）个频率。另选地，AC分量可以具有多频激励波形，其同时施加期望的低振幅AC信号。AC频率可以按顺序施加，或者组合并同时施加并经由傅里叶变换进行分析。

可以施加低振幅AC信号的分量约500毫秒至约1.5秒、约600毫秒至约1.25秒、约700毫秒至约1000毫秒或约800毫秒至约900毫秒。另选地，可以施加低振幅AC信号的分量约500毫秒、约600毫秒、约700毫秒、约800毫秒、约900毫秒、约1000毫秒、约1.25秒或约1.5秒。特别地，可以施加低幅度AC信号的分量约100毫秒至约300毫秒。

然而，本领域技术人员应理解可以改变AC分段的数量、频率、持续时间和顺序。

可以在测试序列期间的任何时间获得AC电流响应信息。如果在电化学电池被DC极化之后获得，则在较低频率下的阻抗结果可能受到分析物浓度的影响。在一些情况下，可以在测试序列的早期获得一系列AC电流响应测量。将流体样本施加到测试元件后不久进行的测量将受到扩散、温度和试剂溶解度的影响。在其他情况下，可以在施加足够的样本以允许响应稳定之后的足够时间获得AC响应电流测量值，并且在第一秒内避免瞬态响应。同样，响应电流测量可以在一个或多个频率处进行。由于它们的电容性质，以八进位或十进位频率分开的多个AC测量可以提供不同的灵敏度或更容易的操纵。

关于电化学测量方法中的示例性AC分量的其他细节公开在例如美国专利号7,338,639；7,390,667；7,407,811；7,417,811；7,452,457；7,488,601；7,494,816；7,597,793；7,638,033；7,751,864；7,977,112；7,981,363；8,148,164；8,298,828；8,377,707和8,420,404中。

测试序列还可包括一个或多个DC分量。这样的分量可以包括多个脉冲，诸如，从约2个脉冲到约10个脉冲，从约3个脉冲到约9个脉冲，从约4个脉冲到约8个脉冲，从约5个脉冲到约7个脉冲，或约6个脉冲。在其他情况下，DC分量可包括约2个脉冲、约3个脉冲、约4个脉冲、约5个脉冲、约6个脉冲、约7个脉冲、约8个脉冲、约9个脉冲或约10个脉冲。在其他情况下，DC分量可以具有不止10个脉冲，即约15个脉冲、约20个脉冲或约25个脉冲。如本文所用，“脉冲”表示至少一个激励和一个恢复周期。

DC分量通常包括恒定施加的电位差，该电位差在约0 mV至约+450 mV电位差之间交替变化，或者可以通过传统DC电化学方法分析的其他缓慢时变电位差。然而，本领域技术人员应理解，所施加的电位差的范围可以并且将根据所使用的分析物和试剂化学性质而变化。因此，激励脉冲电位可以大于、小于或等于约+450 mV。激励电位的示例包括但不限于50mV、75 mV、100 mV、125 mV、150 mV、175 mV、200 mV、225 mV、250 mV、275 mV、300 mV、325mV、350 mV、375 mV、400 mV、425 mV、450 mV、475 mV、500 mV、525 mV、550 mV、575 mV、600mV、625 mV、650 mV、675 mV、700 mV、725 mV、750 mV、775 mV、800 mV、825 mV、850 mV、875mV、900 mV、925 mV、950 mV、975 mV或1000 mV。

无论数量如何，可施加每个DC脉冲约50毫秒至约500毫秒、约60毫秒至约450毫秒、约70毫秒至约400毫秒、约80毫秒至约350毫秒、约90毫秒至约300毫秒、约100毫秒至约250毫秒、约150毫秒至约200毫秒或约175毫秒。另选地，可施加每个脉冲约50毫秒、约60毫秒、约70毫秒、约80毫秒、约90毫秒、约100毫秒、约125毫秒、约150毫秒、约175毫秒、约200毫秒、约225毫秒、约250毫秒、约275毫秒、约300毫秒、约325毫秒、约350毫秒、约375毫秒、约400毫秒、约425毫秒、约450毫秒、约475毫秒或约500毫秒。特别地，可以施加+450 mV的每个DC脉冲约250毫秒，并且可以施加0 mV的每个DC脉冲约500毫秒。另选地，可以施加每个脉冲小于约50毫秒或大于约500毫秒。

通常，选择每个DC脉冲的斜率以提供相对于由近似理想的电位转变提供的峰值电流约50％或更大的峰值电流减小。在某些情况下，每个脉冲可以具有相同的斜率。在其他情况下，一些脉冲可以具有相同的斜率，而其他脉冲可以具有不同的斜率。在其他情况下，每个脉冲具有其自己的斜率。例如，有效斜率可以为约5 mV/msec至约75 mV/msec或约10 mV/msec至约50 mV/msec、15 mV/msec至约25 mV/msec或约20 mV/msec。另选地，斜率可以为约5 mV/msec、约10 mV/msec、约15 mV/msec、约20 mV/msec、约25 mV/msec、约30 mV/msec、约35 mV/msec、约40 mV/msec、约45 mV/msec、约50 mV/msec、约55 mV/msec、约60 mV/msec、约65 mV/msec、约70 mV/msec或约75 mV/msec。特别地，斜率可以为约40 mV/msec至约50mV/msec。

在DC分量中，施加的DC电位可以在脉冲之间固定在约0 mV以提供恢复脉冲，从而使其成为通常连续的激励波形。这与本领域通常已知的测试序列形成对比，所述测试序列规定在正DC脉冲之间使用开路，从而排除收集和分析正脉冲之间的电流的可能性。如本文所用，“恢复脉冲”是指应用于足够长的与目标分析物（例如，葡萄糖）的电化学反应被“关闭”的恢复期的零电位脉冲（例如，约-10 mV至约+10 mV），从而允许***在随后用另一个正DC脉冲进行询问之前返回到固定的起始点。

因此，示例性DC分量可以在约0 mV和约+450 mV之间交替变化（即，脉冲）（在双安培计模式中）。另选地，示例性DC分量可以在约-450 mV和约+450 mV之间交替变化。

与AC分量类似，本领域技术人员应理解可以改变DC分量中的脉冲的数量、电位、持续时间和顺序。

记录对测试序列的响应并用于评估体液样本中的分析物浓度和/或存在。重要的响应信息包括但不限于对测试序列中的激励脉冲和/或恢复脉冲的电流响应的持续时间、形状和/或大小。这些信息不仅可以用于确定分析物浓度，还可以校正诸如HCT的干扰物和温度，还可以润湿试剂和样本扩散，以及检测试剂厚度的变化。

关于示例性电化学测量方法的其他细节公开在例如美国专利号4,008,448；4,225,410；4,233,029；4,323,536；4,891,319；4,919,770；4,963,814；4,999,582；4,999,632；5,053,199；5,108,564；5,120,420；5,122,244；5,128,015；5,243,516；5,288,636；5,352,351；5,366,609；5,385,846；5,405,511；5,413,690；5,437,999；5,438,271；5,508,171；5,526,111；5,627,075；5,628,890；5,682,884；5,727,548；5,762,770；5,858,691；5,997,817；6,004,441；6,054,039；6,254,736；6,270,637；6,645,368；6,662,439；7,073,246；7,018,843；7,018,848；7,045,054；7,115,362；7,276,146；7,276,147；7,335,286；7,338,639；7,386,937；7,390,667；7,407,811；7,429,865；7,425,457；7,488,601；7,494,816；7,545,148；7,556,723；7,569,126；7,597,793；7,638,033；7,731,835；7,751,864；7,977,112；7,981,363；8,148,164；8,298,828；8,329,026；8,377,707和8,420,404，以及RE36268、RE42560、RE42924和RE42953中公开。可以在本文中使用的其他示例性电化学测量方法在国际专利申请公开号WO 2014/140718；WO 2014/140164；WO 2014/140170；WO 2014/140172；WO 2014/140173；以及WO 2014/140177中公开。

分析物浓度可以通过算法和/或与检测试剂中释放或消耗并经由电极***测量的氧化还原当量（例如电子）的量的算法和/或相关性来确定，其中这些算法和/或相关性是本领域已知的。

除了分析物测量步骤之外，分析物测量方法还可以包括上述校正/补偿步骤。也就是说，该方法还可以包括通过以例如导电方块的形式测量导电元件的一个或多个图案的电阻，然后除以导电元件的图案中无补偿的导电方块的理论数以获得R_UNC来确定在使用时以Ω/方块为单位的生物传感器的R_s，R_UNC随后可用于校正导电元件中的无补偿电阻。

在一些情况下，并且现在参考图15，校正/补偿步骤可以由处理器或控制器或测量装置的其他部件来执行，作为非限制性示例，所述部件耦合到生物传感器，诸如通过如图5中所示的连接终端（或生物传感器端口）。

图15中所示的非限制性处理步骤可以在处理部件1402处开始，处理部件1402测量一个或多个回路电阻，并且在处理部件1404处，确定导电元件的R_s，诸如：

公式15

在处理部件1406处，该过程包括确定包含在给定的单元（例如，CE或WE）中的R_UNC的量，诸如：

，

这种导电方块为用于确定R_s的导电元件的图案或路径“之后”、“超出”或“外部”的那些导电方块

公式16

可以估算、通过实验确定、理论上识别或模拟WE、CE中的导电方块的数量。

在处理部件1408处，该过程包括使用测量的回路电流确定单元阻抗和相位，诸如：

公式17

在处理部件1410处，该过程包括将阻抗转换为实分量和虚分量，诸如：

公式18

公式19

在处理部件1412处，该过程包括校正R_UNC，这可以通过减去R_UNC来校正实际阻抗来实现，诸如：

公式20

在处理部件1414处，该过程包括可选地将实分量和原始虚分量转换为校正的幅度和相位，诸如：

公式21

在处理部件1416处，该过程包括确定分析物浓度值。在某些情况下，用校正的Z'和θ'代替原始测量值。在处理部件1416处，如果尚未考虑所有评估标准，则可以重复该过程。一些非限制性标准可以包括频率或温度范围（诸如基于来自包括在测量装置中的热敏电阻的温度读数）。也就是说，如果尚未针对每个频率或针对操作温度范围完成上述步骤，则可以重复该过程。

示例

考虑到以下非限制性示例，将更全面地理解本发明构思，这些示例出于说明而非限制的目的而提供。

例1：

图16示出了用于评估在存在不同HCT的情况下（例如，11.6％、25.6、43.4％、55.0％、64.6％和69.8％）从用于分析固定葡萄糖浓度的电化学生物传感器的操作结果的一个示例。具体地，图16示出了来自血液样本和具有R_s为4.2Ω/方块的混合金属导电元件的生物传感器的平均数据。因此，图16示出了所证明的灵敏度变化，其随着样本电导率降低（较低的HCT）而变得更明显。

更具体地，在该示例中，执行实验以测量2μA的DC响应和具有434Ω的实部的高频阻抗。在没有R_UNC校正的情况下，并且如图17所示，Z_real基于标称电阻率直接转换为44.4HCT。如图16中所示，选择正确的校准曲线（49.96mg/dL/μA），并且所测量的2μA电流正确地转换为≈99.9mg/dL（例如，49.96mg/dL/μA×2μA=99.92mg/dL）。

如果生物传感器基材的电阻率比标称值高≈13％（例如，4.75Ω/方块），则未校正的434Ω Z_real测量值将转换为HCT=37.4。将从图16中选择不正确的校准曲线（44.92mg/dL/μA），并且测量的2μA电流转换为≈89.8mg/dL（-10％误差；例如，44.92mg/dL/μA×2μA=89.84 mg/dL）。图17示出了用于将R（或Z_REAL）转换为HCT的一个示例，其可以与图16中所示的数据结合使用。

另一方面，如果生物传感器基材的电阻率比标称值低10％（例如，3.80Ω/方块），则未校正的434Ω Z_real将转换为HCT=51.6。将选择不正确的校准曲线（59.9mg/dL/μA），并且测量的2μA电流转换为≈119.8mg/dL（+20％误差；例如59.9mg/dL/μA×2μA=119.8mg/dL）。因此，可以看出，上述用于选择适当校准的***和方法产生了生物传感器或测试条的最终分析精度的实质性改进。

为了进一步说明本文方法的有效性，进行了另外四项研究，其中R_s分别在0.2、3.8、4.2和4.8Ω/方块变化。表格1示出了由具有合理厚度的导电材料制成的电极的结果，其中R_s为约0.2Ω/方块。如果电极具有低R_s，那么基本上没有要校正的明显R_UNC。对于R_UNC区域，电极设计具有约十六（16）个方块；因此，当平均值20 kHz|Z_REAL|从约249.8Ω到约474.6Ω时，R_UNC=16×0.2Ω/方块=3.6Ω，其校正不大。因此，Z_REAL校正的葡萄糖（mg/dL）类似于未校正的R_UNC值。因此，Z_REAL为在示例性测量方法中从AC分量获得的值，并且为将具有来自HCT和R_UNC的贡献的测量值。在这种情况下，即使针对R_UNC校正该值，差异也很小，因为R_UNC很小。

表格1：R_UNC对浓度误差的贡献（近理想地，R_s=0.2Ω/方块；葡萄糖参考值=120 mg/dL）

相反，表格2-4示出了R_s值逐渐增加的结果。这里，测试条具有导电性较差的薄膜电极，因此与表格1的测试条相比具有更高的电阻性，这表明如何校正R_UNC可以改善计算的葡萄糖。这约为用正常制造方法看到的范围。

表格2：R_UNC对浓度误差的贡献（低R_s=3.8Ω/方块；葡萄糖参考值=120 mg/dL）

表格3：R_UNC对浓度误差的贡献（标称R_s=4.2Ω/方块，葡萄糖参考值=120 mg/dL）

表格4：R_UNC对浓度误差的贡献（高R_s=4.8Ω/方块；葡萄糖参考值=120 mg/dL）

如这些表格所示，在每个检查的HCT中，R_s越大，葡萄糖误差就越大。然而，本文所述的补偿方法能够在HCT范围内将葡萄糖误差校正至120mg/dL的目标葡萄糖值的±3％以内。

本文引用的所有专利、专利申请、专利申请公开和其他出版物均通过引用结合到本文中，如同阐述其全部内容一样。

已经结合目前被认为是最实用和优选的实施例描述了本发明构思。然而，已经通过说明的方式陈述了本发明构思，并且不旨在局限于所公开的实施例。因此，本领域技术人员应认识到，本发明构思旨在涵盖在所附权利要求中阐述的本发明构思的精神和范围内的所有修改和替换布置。编号的实施例陈述如下。

编号实施例

作为上述实施例的补充或替代，描述了以下实施例：

1.一种补偿、校正或最小化生物传感器中无补偿电阻以用于确定分析物浓度的方法，所述方法包括以下步骤：

施加所述生物传感器的两个导电元件之间的电位差，其中，所述生物传感器包括：

非导电支撑基材，

导电元件，其中，所述导电元件设置在非导电基材的表面上，并且其中，所述导电元件包括工作电极、工作电极迹线、工作电极接触垫、工作电极电压感测迹线、工作电极电压感测接触垫、对电极、对电极迹线、对电极接触垫、对电极电压感测迹线以及对电极电压感测接触垫中的一者或多者，以及

检测试剂，其接触一个或多个所述导电元件，

其中，所述两个导电元件为工作电极和对电极，其中，所述工作电极和对电极各自可分段为无补偿的连接部分和无补偿的有效部分，其中，所述无补偿的连接部分在至所述工作电极和/或对电极的任何相应的电压感测迹线连接之后开始，并且其中，每个无补偿的连接部分和无补偿的有效部分进一步分段为多个导电方块；

通过测量一个或多个回路电阻，将每个回路电阻除以回路中的预定数量的方块，并在数学上组合结果以确定表示导电元件的薄层电阻，基于施加的电位差确定所述工作电极和对电极的薄层电阻；

基于所述薄层电阻和导电方块的数量确定所述工作电极和所述对电极的无补偿电阻；并且基于所确定的无补偿电阻来数学地补偿或校正阻抗。

2.根据实施例1所述的方法，其中，所述电位包括至少一个交流（AC）分量。

3.根据实施例2所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约10kHz、约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

4.根据实施例2所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

5.根据实施例2所述的方法，其中，所述电位进一步包括至少一个直流（DC）分量。

6.根据实施例5所述的方法，其中，所述至少一个DC分量包括倾斜至或从约0 V至约450 mV的多个电位脉冲，其中每个脉冲被恢复间隔分开，在所述恢复间隔期间，在所述对电极和所述工作电极之间施加约0 mV的电位差。

7.根据实施例5所述的方法，其中，所述至少一个DC分量包含在约-450 mV至约+450 mV之间交替变化的多个电位脉冲。

8.根据实施例1所述的方法，进一步包括确定具有或怀疑具有目标分析物的体液样本中的分析物浓度的步骤，其中，所述体液与检测试剂流体接触。

9.一种电化学测量体液样本中目标分析物浓度或存在的方法，该方法包括以下步骤：

将体液样本应用于生物传感器，其中，所述生物传感器包括：非导电支撑基材，

导电元件，其中，所述导电元件设置在非导电基材的表面上，并且其中，所述导电元件包括工作电极、工作电极迹线、工作电极接触垫、工作电极电压感测迹线、对电极、对电极迹线、对电极接触垫以及对电极电压感测迹线中的一者或多者，以及

检测试剂，其接触一个或多个所述导电元件，其中，所述两个导电元件为工作电极和对电极，其中，所述工作电极和对电极各自可分段为无补偿的连接部分和无补偿的有效部分，其中，所述无补偿的连接部分在至所述工作电极和/或对电极的任何相应的电压感测迹线连接之后开始，并且其中，每个无补偿的连接部分和无补偿的有效部分进一步分段为多个导电方块；

将电测试序列应用于所述生物传感器的两个导电元件并测量其响应信息，其中，所述电测试序列包括至少一个AC分量和至少一个DC分量；

通过测量一个或多个回路电阻，将每个回路电阻除以一个或多个回路中的预定数量的方块，并在数学上组合结果以确定表示导电元件的薄层电阻，基于施加的电位差确定所述工作电极和对电极的薄层电阻；

基于所述薄层电阻和导电方块的数量确定所述工作电极和所述对电极的无补偿电阻；

基于所确定的无补偿电阻在数学上补偿或校正阻抗；并且使用对所述测试序列的响应信息并基于DC分量和数学上补偿或校正的阻抗，利用测试仪确定一个或多个分析物浓度。

10.根据实施例9所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约10kHz、约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

11.根据实施例9所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

12.根据实施例9所述的方法，其中，所述至少一个DC分量包括倾斜至或从约0 V至约+450 mV的多个电位脉冲，其中每个脉冲被恢复间隔分开，在所述恢复间隔期间，在所述对电极和所述工作电极之间施加约0 mV的电位差。

13.根据实施例9所述的方法，其中，所述至少一个DC分量包含在约-450 mV至约+450 mV之间交替变化的多个电位脉冲。

14.根据实施例9所述的方法，其中，所述目标分析物为葡萄糖。

15.一种提高测试仪中生物传感器计算精度和可靠性的方法，该方法包括以下步骤：

为所述测试仪提供生物传感器，其中，所述生物传感器包括：

非导电支撑基材，

检测试剂，其接触一个或多个所述导电元件，

基于导电方块的数量和薄层电阻确定所述工作电极和所述对电极的无补偿电阻；以及

通过从测量阻抗的实部减去无补偿电阻来数学地补偿或校正阻抗。

16.根据实施例15所述的方法，其中，所述电位包括至少一个交流（AC）分量。

17.根据实施例16所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约10kHz、约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

18.根据实施例16所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

19.一种被配置为执行实施例1至8中任一项所述的方法的装置。

20.根据实施例19所述的装置，其中，所述装置为血糖仪。

21.一种***，包括实施例19所述的装置和至少一个生物传感器。

22.根据实施例21所述的***，其中，所述***为自我监测血糖（SMBG）***。

23.一种被配置为执行实施例9至14中任一项所述的方法的装置。

24.根据实施例23所述的装置，其中，所述装置为血糖仪。

25.一种***，包括实施例23所述的装置和至少一个生物传感器。

26.根据实施例25所述的***，其中，所述***为自我监测血糖（SMBG）***。

27.一种被配置为执行实施例15至18中任一项所述的方法的装置。

28.根据实施例27所述的装置，其中，所述装置为血糖仪。

29.一种***，包括实施例27所述的装置和至少一个生物传感器。

30.根据实施例29所述的***，其中，所述***为自我监测血糖（SMBG）***。

附图标号列表

10 生物传感器 16 盖

12 支撑基材 18 第一表面

14 隔片 20 第二表面

22 端部 608 CE迹线

24 端部 610 WE

26 侧边缘 612 CE

28 侧边缘 614 反应区

30 毛细管通道 616 WE无补偿连接部分

32 端边缘

34 内表面 618 CE无补偿连接部分

36 下表面

40 连接端子 620 WE无补偿的有效部分

42 显示器

44 入口装置 622 CE无补偿的有效部分

100 生物传感器

102 测量装置 624 WE端

102a 测量电路 626 CE端

104 工作电极（WE） 700 测量电路

106 对电极（CE） 702 第一电阻器

108 CE迹线 704 第二电阻器

110 WE迹线 706 负载电阻器

112 WE电压感测迹线 802 WE导电方块

114 样本接收室

802a-c WE无补偿的连接部分导电方块

116 CE流 118 点“B”

802d-k WE无补偿的有效部分导电方块

120 点“A” 122 WE流

802I WE端导电方块

124 CE电压感测迹线 804 CE导电方块

200 生物传感器

804a-c CE无补偿的连接部分导电方块

300 生物传感器

600 生物传感器

804d-k CE无补偿的有效部分导电方块

602 WE电压感测迹线

604 CE电压感测迹线

804I CE端导电方块

606 WE迹线

1402 计算步骤（单位阻抗和相位）

1410 计算步骤（无补偿电阻）

1404 转换步骤 1412 校正步骤

1406 测量步骤 1414 转换步骤

1408 计算步骤（薄层电阻）

1416 评估步骤

Claims

施加电位差至所述生物传感器，其中，所述生物传感器包括：

多个导电元件，其至少包括工作电极、工作电极电压感测迹线、对电极和对电极电压感测迹线；以及

检测试剂，其接触一个或多个所述导电元件；

其中，在所述工作电极和所述对电极之间施加所述电位差，并且，所述工作电极和所述对电极各自可分段为无补偿的连接部分和无补偿的有效部分，其中，所述无补偿的连接部分在至所述工作电极和/或所述对电极的相应的电压感测迹线连接之后开始，并且其中，每个无补偿的连接部分和无补偿的有效部分可进一步分段为多个导电方块;

通过测量由所述工作电极、所述对电极、和所述电压感测迹线形成的一个或多个补偿回路的电阻，将所述一个或多个补偿回路的每个电阻除以所述补偿回路中的预定数量的方块，并在数学上组合结果以确定表示所述导电元件的薄层电阻，基于所述施加的电位差确定所述工作电极和所述对电极的薄层电阻；

基于所述薄层电阻和所述导电方块的数量确定所述工作电极和所述对电极的无补偿电阻;以及

基于所述确定的无补偿电阻在数学上补偿或校正阻抗。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述电位包括至少一个交流（AC）分量。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约10kHz、约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

4.根据权利要求2所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

5.根据权利要求2所述的方法，其中，所述电位进一步包括至少一个直流（DC）分量。

6.根据权利要求5所述的方法，其中，所述至少一个DC分量包括倾斜至或从约0 V至约+450 mV的多个电位脉冲，其中每个脉冲被恢复间隔分开，在所述恢复间隔期间，在所述对电极和所述工作电极之间施加约0 mV的电位差。

7.根据权利要求5所述的方法，其中，所述至少一个DC分量包含在约-450 mV至约+450mV之间交替变化的多个电位脉冲。

8.根据权利要求1所述的方法，进一步包括确定具有或怀疑具有目标分析物的体液样本中的分析物浓度的步骤，其中，所述体液与检测试剂流体接触。

9.一种电化学测量体液样本中目标分析物浓度或存在的方法，所述方法包括以下步骤：

将所述体液样本应用于生物传感器，其中，所述生物传感器包括：

在所述生物传感器中的工作电极的非导电基材支撑导电元件；

多个导电元件，其至少包括工作电极、工作电极迹线、工作电极接触垫、工作电极电压感测迹线和对电极中的一者或多者；以及

检测试剂，其接触一个或多个所述导电元件；

其中，所述导电元件被布置为补偿回路和无补偿部分，所述无补偿部分进一步包括无补偿连接部分和无补偿有效部分，其中，所述无补偿部分在所述工作电极电压感测迹线至所述工作电极的连接之后开始，并且其中，所述补偿回路、所述无补偿连接部分和所述无补偿有效部分中的每者可分段为多个导电方块；

施加电位差至所述生物传感器；

响应于所述电位差和所述补偿回路中的所述多个导电方块的第一预定数量，基于通过所述补偿回路产生的电阻的测量来确定所述多个导电方块中的一个或多个导电方块的薄层电阻；

基于所述一个或多个导电方块的所述薄层电阻和所述无补偿部分中的所述多个导电方块的第二预定数量来确定所述工作电极的无补偿电阻；

将电测试序列应用于所述生物传感器的所述工作电极和所述对电极并测量其响应信息，其中，所述电测试序列包括至少一个AC分量和至少一个DC分量;

基于所述无补偿电阻在数学上补偿或校正阻抗；以及

使用对所述测试序列的响应信息并基于DC分量和数学上补偿或校正的阻抗，利用测试仪确定一个或多个分析物浓度。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约10kHz、约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

11.根据权利要求9所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

12.根据权利要求9所述的方法，其中，所述至少一个DC分量包括倾斜至或从约0 V至约450 mV的多个电位脉冲，其中每个脉冲被恢复间隔分开，在所述恢复间隔期间，在所述对电极和所述工作电极之间施加约0 mV的电位差。

13.根据权利要求9所述的方法，其中，所述至少一个DC分量包含在约-450 mV至约+450mV之间交替变化的多个电位脉冲。

14.根据权利要求9所述的方法，其中，所述目标分析物为葡萄糖。

15.一种提高生物传感器计算精度和可靠性的方法，所述方法包括以下步骤：

提供一种生物传感器，其中，所述生物传感器包括：

多个导电元件，其至少包括工作电极、工作电极迹线、工作电极接触垫、工作电极电压感测迹线、工作电极电压感测接触垫和对电极中的一者或多者；以及

检测试剂，其接触一个或多个所述导电元件，

其中，所述导电元件被布置为补偿回路和无补偿部分，所述无补偿部分进一步包括无补偿连接部分和无补偿有效部分，其中，所述无补偿部分在任何电压感测迹线至所述工作电极的连接之后开始，并且其中，所述补偿回路、所述无补偿连接部分和所述无补偿有效部分中的每者可进一步分段为多个导电方块；

施加电位差至所述生物传感器；

基于所述一个或多个导电方块的所述薄层电阻和所述无补偿部分中的所述多个导电方块的第二预定数量来确定所述工作电极的无补偿电阻；以及

16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述电位包括至少一个交流（AC）分量。

17.根据权利要求16所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约10kHz、约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

18.根据权利要求16所述的方法，其中，所述至少一个AC分量包括约20kHz、约10kHz、约2kHz和约1kHz的频率，并且其中，施加每个频率约0.5秒至约1.5秒。

19.一种被配置为执行权利要求1至8中任一项所述的方法的装置。

20.根据权利要求19所述的装置，其中，所述装置为血糖仪。

21.一种包括权利要求19所述的装置和至少一个生物传感器的***。

22.根据权利要求21所述的***，其中，所述***为自我监测血糖（SMBG）***。

23.一种被配置为执行权利要求9至14中任一项所述的方法的装置。

24.根据权利要求23所述的装置，其中，所述装置为血糖仪。

25.一种包括权利要求23所述的装置和至少一个生物传感器的***。

26.根据权利要求25所述的***，其中，所述***为自我监测血糖（SMBG）***。

27.一种被配置为执行权利要求15至18中任一项所述的方法的装置。

28.根据权利要求27所述的装置，其中，所述装置为血糖仪。

29.一种包括权利要求27所述的装置和至少一个生物传感器的***。

30.根据权利要求29所述的***，其中，所述***为自我监测血糖（SMBG）***。