具有改进的采样时间偏移的电化学分析中的电容检测

摘要

本发明提供了通过确定电化学测试电池的电容来确定电化学生物传感器测试电池的填充充分性的方法和系统。

权利要求

1.一种确定生物传感器室的电容的方法，所述生物传感器室具有设置在所述室中且耦合到微控制器的两个电极，所述方法包括：在样品沉积在所述生物传感器室中时引发样品的电化学反应；

向所述室施加预定频率的振荡输入信号；

基于预定频率下来自所述室的输出信号的预定采样率/周期来确定用于测量来自所述室的输出信号的第一采样时间间隔；

在与所述第一采样时间间隔不同的第二采样时间间隔处对来自所述室的输出信号进行采样，使得在所述第二采样时间间隔的每个连续处而不是在所述第一采样时间间隔处测量每个采样输出信号的大小；

基于采样步骤的采样输出信号来确定来自所述室的输出信号和来自所述室的振荡输入信号之间的相位角；以及由所述相位角来计算所述室的电容。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述第二采样时间间隔基于相对于所述第一采样时间间隔的预定偏移时间。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述第一采样时间间隔包括来自所述室的输出信号的大小的每次阶跃变化之间的持续时间。

4.根据权利要求2所述的方法，其中所述偏移时间包括第一采样时间间隔的百分比。

5.根据权利要求4所述的方法，其中所述百分比包括所述第一采样时间间隔的5%至30%的范围。

6.根据权利要求1所述的方法，其中所述确定用于测量来自所述室的输出信号的第一采样时间间隔包括：确定预定频率下来自所述室的输出信号的一个波的持续时间；

划分每个波的多个测量样本的所述持续时间以获得持续时段；以及将所述第一采样时间间隔设定成与所述持续时段大体相等。

7.根据权利要求1所述的方法，其中所述确定用于测量来自所述室的输出信号的第一采样时间间隔包括：评价来自所述室的输出信号以确定来自所述室的输出信号的每次阶跃变化之间的持续时段；以及将所述第一采样时间间隔设定成与所述持续时段大体相等。

8.根据权利要求3所述的方法，其中所述偏移时间包括第一采样时间间隔的百分比。

9.根据权利要求8所述的方法，其中所述第一采样时间间隔的百分比包括所述第一采样时间间隔的5%至30%的范围。

10.根据权利要求1所述的方法，其中所述计算包括用相位角补偿计算电容以说明用于对来自所述室的输出信号进行采样的电路中的相移。

11.根据权利要求1或权利要求10中的一项所述的方法，其中所述计算包括用下列形式的公式计算电容：

其中：

C 表示电容；

表示总电流；

表示总电流和电阻器电流之间的相位角；

表示相位角补偿；

f 表示频率；并且

V 表示电压。

12.根据权利要求11所述的方法，其中所述相位角补偿包括3度至20度的任何值。

13.根据权利要求12所述的方法，其中所述相位角补偿包括11度。

14.根据权利要求11所述的方法，其中所述计算包括：在所述频率的一个周期内对来自所述室的多个电流输出进行采样；

获得采样电流输出的平均值；

从所述多个电流输出的每个采样电流中减去所述平均值；以及由从所述多个电流输出的每个采样电流中减去所述平均值之后获得的结果中提取所有负值的均方根值以提供所述总电流输出。

15.根据权利要求14所述的方法，其中所述计算包括：由所述采样电流输出确定从负值到正值的电流的至少一个交叉点；以及对所述电流的至少一个交叉点附近插值以确定第一角度，在所述第一角度处，所述电流从正到负或从负到正变化。

16.根据权利要求15所述的方法，其中对所述电流的至少一个交叉点插值包括：对来自所述采样电流输出的另一个交叉点插值以确定另一个角度，在所述另一个角度处，所述电流从正到负或从负到正变化；以及从所述另一个角度减去180度以提供第二角度。

17.根据权利要求16所述的方法，其中从所述另一个角度减去180度以提供第二角度还包括计算所述第一角度和所述第二角度的平均值。

18.根据权利要求5所述的方法，其中所述计算包括将所述振荡输入信号和来自所述室的输出信号之间的角度的差值确定为所述相位角。

19.一种分析物测量系统，包括：

分析物测试条，所述分析物测试条包括：

基底，所述基底具有设置在其上的试剂；

至少两个电极，所述至少两个电极接近所述测试条的生物传感器测试室中的试剂；

分析物测试仪，所述分析物测试仪包括：

测试条端口连接器，所述测试条端口连接器被设置成连接到所述两个电极；

电源；和

微控制器，所述微控制器电耦合到所述测试条端口连接器和所述电源，所述微控制器被编程为：(a) 引发所述生物传感器测试室中的电化学反应；向所述生物传感器测试室施加预定频率的振荡电压；

(b) 基于预定频率下来自所述生物传感器测试室的输出信号的预定采样率/周期来确定用于测量来自所述生物传感器测试室的输出信号的第一采样时间间隔；

(c) 在与所述第一采样时间间隔不同的第二采样时间间隔处对来自所述生物传感器测试室的输出信号进行采样，使得在所述第二采样时间间隔的每个连续处而不是在所述第一采样时间间隔处测量每个采样输出信号的大小；

(d) 基于所述采样输出信号来确定来自所述生物传感器测试室的电流输出和振荡电压之间的相位角；以及(e) 基于所确定的相位角来计算所述生物传感器测试室的电容。

20.根据权利要求19所述的系统，其中所述第二采样时间间隔基于相对于所述第一采样时间间隔的预定偏移时间。

21.根据权利要求20所述的系统，其中所述第一采样时间间隔包括来自所述生物传感器测试室的输出信号的大小的每次阶跃变化之间的持续时间。

22.根据权利要求20或权利要求21中的一项所述的系统，其中所述偏移时间包括第一采样时间间隔的百分比。

23.根据权利要求22所述的系统，其中所述百分比包括所述第一采样时间间隔的5%至

30%的范围。

说明书

具有改进的采样时间偏移的电化学分析中的电容检测

[0001] 优先权

[0002] 本申请作为先已提交的2011年2月24日提交的申请S.N.13/034,281(代理人案卷号DDI-5196)和2011年2月25日提交的国际专利申请PCT/GB2011/000267(代理人案卷号P056478WO)的部分继续申请根据35USC§120要求优先权，所述的两个申请均要求2010年2月25日提交的美国临时专利申请S.N.61/308,167(代理人案卷号DDI-5196)的优先权，所有的申请都以全文引用的方式并入本申请中。

背景技术

[0003] 生理体液(例如血液或血液衍生产品)中的分析物检测对于当今社会的重要性日益增加。分析物检测分析法发现用于多种应用中，包括临床实验室测试、家庭测试等，此类测试结果在对多种疾病病症的诊断和管理中扮演着十分重要的角色。所关注的分析物包括用于糖尿病管理的葡萄糖、胆固醇等等。响应分析物检测的重要性日益增加，已开发了多种应用于临床和家庭的分析物检测方案和装置。

[0004] 对于分析物检测所采用的一种方法是电化学方法。在此类方法中，含水液体样品被放入到电化学电池中的样品容纳测试电池中，该电化学电池包括两个电极，例如反电极和工作电极。允许分析物与氧化还原试剂反应以形成其量对应于分析物浓度的可氧化(或可还原)的物质。然后，以电化学方式估算存在的可氧化(或可还原)物质的量且该可氧化(或可还原)物质的量与初始样品中存在的分析物的量相关。

[0005] 此类系统易受各种类型的低效率和/或误差的影响。例如，温度的变化可影响方法的结果。如在家庭应用或第三世界国家中常见的情况那样，当该方法在不受控的环境中进行时，尤其如此。当样品量不足以获得准确结果时，也可能出现误差。部分填充的测试条可潜在地提供不准确的结果，这是因为测量的测试电流与用样品润湿的工作电极的面积成比例。因此，部分填充的测试条可在某些条件下提供负向偏移的葡萄糖浓度。

[0006] 为了缓解这些问题中的一些问题，生物传感器研究者已转向使用测试室的电容来确定测试室的填充充分性。美国专利No.6,856,125、No.6,872,298、No.7,195,704和No.7,199,594中示出和描述了例子，所有的专利都以引用方式并入本申请中。

发明内容

[0007] 申请人相信并联测试条电阻在确定填充的生物传感器测试条中的影响被忽略，这导致在测试条中的电容的不准确的高测量值，尤其是在遇到较低并联电阻时。申请人的发明的示例性实施例考虑了这种影响，并且同时消除了确定生物传感器电化学测试电池中的电阻的必要性。

[0008] 在一个方面，提供一种确定测试条的电化学生物传感器测试电池的电容的方法。测试室具有设置在室中且耦合到微控制器的至少两个电极。该方法能够通过以下步骤实现：在样品沉积在生物传感器室中时引发样品的电化学反应；向室施加预定频率的振荡信号；基于预定频率下输出信号的预定采样率/周期来确定用于测量输出信号的第一采样时间间隔；在与第一采样时间间隔不同的第二采样时间间隔处对来自室的输出信号进行采样，使得在第二采样时间间隔的每个连续处而不是在第一时间间隔处测量每个采样输出信号的大小；基于采样步骤的采样输出信号来确定来自室的输出信号和振荡输入信号之间的相位角；以及由该相位角来计算室的电容。在该方面的变型中，第二采样时间间隔基于相对于第一采样时间间隔的预定偏移时间或者第一采样时间间隔包括输出信号的大小的每次阶跃变化之间的持续时间；并且偏移时间包括第一采样时间间隔的百分比，其中该百分比包括第一采样时间间隔的约5％至约30％的范围。在该方面的另一个变型中，确定可以包括：确定预定频率下信号的一个波的持续时间；划分每个波的多个测量样本的持续时间以获得持续时间；以及将第一采样时间间隔设定成与持续时间大体相等。在又一个变型中，确定可以包括评价输出信号以确定输出信号的每次阶跃变化之间的持续时间；以及将第一采样时间间隔设定成与持续时间大体相等。在该方面进一步注意到，偏移时间可以包括第一采样时间间隔的百分比，该百分比可以处于第一采样时间间隔的约5％至约30％的范围。在该方面的又一个变型中，计算可以包括用相位角补偿计算电容以说明用于对输出信号进行采样的电路中的相移。具体地，计算可以包括用下列形式的公式计算电容：

[0009] C＝|iT sin(Φ+ΦCOMP)|/2πfV

[0010] 其中：

[0011] C≈电容；

[0012] iT≈总电流；

[0013] Φ≈总电流和电阻器电流之间的相位角；

[0014] ΦCOMP≈相位角补偿；

[0015] f≈频率；并且

[0016] V≈电压。

[0017] 在另一个变型中，相位角补偿可以包括约3度至约20度的任何值。在更具体的变型中，相位角补偿可以包括约11度。应当注意到，在进一步的变型中，计算可以包括：在频率的一个周期内对来自室的多个电流输出进行采样；获得采样电流输出的平均值；从多个电流输出的每个采样电流中减去平均值；以及从减去中提取所有负值的均方根值以提供总电流输出。作为另外一种选择，计算可以包括：由采样确定从负值到正值的电流的至少一个交叉点；以及对电流的至少一个交叉点附近插值以确定第一角度，在第一角度处，电流从正到负或从负到正变化。还应当注意到，对电流的至少一个交叉点插值包括对来自采样的另一个交叉点插值以确定另一个角度，在该另一个角度处，电流从正到负或从负到正变化；以及从该另一个角度减去大约180度以提供第二角度。减去还可以包括计算第一角度和第二角度的平均值。计算可以包括将振荡输入电流和输出电流之间的角度的差值确定为相位角。

[0018] 在另一个方面，提供了一种分析物测量系统，该系统包括分析物测试条和分析物测试仪。分析物测试条包括：基底，所述基底具有设置在其上的试剂；和至少两个电极，该至少两个电极接近测试条的测试室中的试剂。分析物测试仪包括被设置成连接到两个电极的测试条端口连接器、电源、和电耦合到测试条端口连接器和电源的微控制器。微控制器被编程为：引发生物传感器室中的电化学反应；向室施加预定频率的振荡电压；基于预定频率下输出信号的预定采样率/周期来确定用于测量输出信号的第一采样时间间隔；在与第一采样时间间隔不同的第二采样时间间隔处对来自室的输出信号进行采样，使得在第二采样时间间隔的每个连续处而不是在第一时间间隔处测量每个采样输出信号的大小；基于采样输出信号来确定来自室的电流输出和振荡电压之间的相位角；以及基于所确定的相位角来计算室的电容。在该系统中，第二采样时间间隔基于相对于第一采样时间间隔的预定偏移时间。此外，第一采样时间间隔可以包括输出信号的大小的每次阶跃变化之间的持续时间。具体地，偏移时间可以包括第一采样时间间隔的百分比；并且该百分比可以具有第一采样时间间隔的约5％至约30％的范围。

[0019] 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各种示例性实施例的更详细说明时，这些和其它实施例、特征和优点将变得显而易见。

附图说明

[0020] 并入本文中并且构成本说明书的一部分的附图目前示意性地示出本发明的优选实施例，并且与上面所给定的一般描述和下面所给定的详细描述一并起到解释本发明的特征的作用(其中相同的标号表示相同的元件)。

[0021] 图1示出了包括分析物测试仪和测试条的示例性分析物测量系统。

[0022] 图2示出了用于图1的测试仪的示例性电路板的简化示意图。

[0023] 图3A示出了图1的测试条的分解透视图。

[0024] 图3B示出了测试室61的示意性电气模型和电阻器-电容模型的矢量图。

[0025] 图4示出了用于确定填充的测试条的电容的组件的简化示意图。

[0026] 图5A示出了随时间推移施加到测试条的电压。

[0027] 图5B示出了随时间推移来自测试条的电流输出响应的振幅。

[0028] 图6A示出了在区域602处指示的电流输出的采样。

[0029] 图6B示出了从图6A的采样数据中除去直流分量时的交流电流输出。

[0030] 图6C和6D示出了在施加到测试条的交流电压和来自测试条的交流电流输出之间的相位角。

[0031] 图6E示出了用于确定图6D的交叉点以与图6C的所施加电流的交叉点比较的采样数据的插值。

[0032] 图7A示出了电气模型在图3A的条的轮廓上的叠加，以示出来自测试条的相应组件的各个电阻源和测试电池的电容。

[0033] 图7B示出了测试电池61的模型和测试条连接器的电阻的电气原理图图示。

[0034] 图7C示出了图7B的模型的矢量图。

[0035] 图7D示出了与较早的原型相比的实施例的改进。

[0036] 图8A示出了根据图7B的测试条参考模型中的测试电池电阻和测试电池电容的参考输出响应。

[0037] 图8B示出了根据实际测试条的测试电池电阻和测试电池电容的实际输出响应。

[0038] 图9A示出了由系统进行采样的输出振荡信号，其中示出了该信号由64个不同的电流样本产生，从而使得输出信号为分段或阶梯信号。

[0039] 图9B示出了当采样信号来自具有高测试条电阻的条时，实际采样振荡信号904相对于参考振荡输出信号902的叠加。

[0040] 图9C示出了当采样信号906来自这样的条时实际采样振荡信号906相对于参考输出信号902的叠加：该条的测试条电阻比图9B的测试条电阻低。

[0041] 图9D和9E详细地示出了由分段或阶梯输出信号906相对于平滑输出信号902的阶跃变化所造成的误差。

[0042] 图9F通过图表示出了如何通过时间偏移来修改第一采样时间间隔，以提供允许更准确的电容测量的第二采样时间间隔。

具体实施方式

[0043] 应参考附图来阅读下面的具体实施方式，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。该具体实施方式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模式。

[0044] 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。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。

[0045] 本主题的系统和方法适用于确定各种样品中的多种分析物，并且尤其适用于确定在全血、血浆、血清、间质液或者它们的衍生物中的分析物。在示例性实施例中，基于具有相对电极的薄层电池设计以及快速(例如，分析时间约为5秒)三脉冲电化学检测的葡萄糖测试系统所需要的样品小(例如，约0.4μL(微升))并可提高血糖测量的可靠性和精确度。在反应单元中，样品中的葡萄糖可利用葡萄糖脱氢酶被氧化为葡糖酸内酯，并且可使用电化学活性介质来使电子穿梭于酶与工作电极之间。可利用稳压器将三脉冲电势波施加到工作电极和反电极，从而得到用于计算葡萄糖浓度的测试电流瞬态值。此外，从测试电流瞬态值中获得的附加信息可用于在样品基质之间进行区分并且校正血样中由于血细胞比容、温度变化、电化学活性组分造成的波动，并识别可能的系统误差。

[0046] 原理上，本发明的方法可与具有间隔开的第一和第二电极以及试剂层的任何类型的电化学电池一起使用。例如，电化学电池可为测试条的形式。在一个方面，测试条可包括由薄隔离件分离的两个相对电极，以限定其中放置试剂层的样品容纳测试电池或区域。本领域技术人员将会知道，包括例如带有共平面电极的测试条的其他类型的测试条也可与本文所述方法结合使用。

[0047] 图1示出了糖尿病管理系统，该系统包括糖尿病数据管理单元10和葡萄糖测试条80形式的生物传感器。应注意的是，糖尿病数据管理单元(DMU)可称为分析物测量和管理单元、葡萄糖仪、测试仪、以及分析物测量装置。在一个实施例中，DMU可与胰岛素递送装置、附加的分析物测试装置和药物递送装置相组合。可以通过电缆或合适的无线技术(例如GSM、CDMA、蓝牙、WiFi等等)将DMU连接至计算机或服务器。

[0048] 重新参见图1，葡萄糖仪10可包括壳体11、使用者界面按钮(16、18和20)、显示器14和测试条端口开口22。使用者界面按钮(16、18和20)可被配置成允许数据输入、菜单导航、以及命令执行。使用者界面按钮18可为双向拨动开关的形式。数据可包括表示与个体的日常生活方式相关的分析物浓度的值和/或信息。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、健康检查发生率、以及一般的健康状况和运动水平。

[0049] 仪表10的电子元件可被设置在壳体11内的电路板34上。图2示出了(以简化示意图形式)设置在电路板34的顶部表面上的电子元件。在顶部表面上，电子元件可包括测试条端口连接器308、微控制器38、非易失性闪速存储器306、数据端口、实时时钟42、以及多个运算放大器(46、48至50)。在底部表面上，电子元件可包括多个模拟开关、背光源驱动器、以及电可擦可编程只读存储器(EEPROM，未示出)。微控制器38可电连接到测试条端口连接器308、非易失性闪速存储器306、数据端口、实时时钟42、多个运算放大器(46、48至50)、多个模拟开关、背光源驱动器以及EEPROM。

[0050] 重新参见图2，多个运算放大器可包括增益级运算放大器(46和50)、跨阻抗运算放大器48、以及偏压驱动器运算放大器49。所述多个运算放大器可被配置成提供稳压器功能和电流测量功能的一部分。稳压器功能可指在测试条的至少两个电极之间施加测试电压。电流功能可指测量由所施加的测试电压所得的测试电流。电流测量可用电流-电压转换器来执行。微控制器38可为混合信号微处理器(MSP)的形式，例如Texas Instrument MSP 
430。所述MSP 430可被配置成也执行稳压器功能和电流测量功能的一部分。此外，MSP 430还可包括易失性和非易失性存储器。在另一个实施例中，电子元件中的多个可按照专用集成电路(ASIC)的形式与微控制器集成。

[0051] 测试条端口连接器308可位于测试条端口开口22附近并且被配置成与测试条形成电连接。显示器14可为液晶显示器的形式，以用于报告测得的葡萄糖水平并用于输入与生活方式相关的信息。显示器14可任选地包括背光源。数据端口可容纳附接到连接引线的合适的连接器，从而允许葡萄糖仪10被连接至外部装置，诸如个人计算机。数据端口可为任何允许数据传输的端口，例如串行端口、USB端口、或并行端口。

[0052] 实时时钟42可被配置成保持与使用者所在地理区域有关的当前时间并且也用于测量时间。实时时钟42可包括时钟电路45、晶体44和超级电容器43。所述DMU可被配置成电连接至电源，例如电池。所述超级电容器43可被配置成长时间地提供电源以便在电源中断的情况下为实时时钟42供电。因此，当电池放电或被更换时，实时时钟不必由使用者重新设置为正确时间。将实时时钟42与超级电容器43一起使用可降低使用者可能不准确地重新设置实时时钟42的风险。

[0053] 图3A示出了示例性测试条80，其包括从远端延伸至近端82的细长主体，且具有侧边缘。如此处所示，测试条80还包括第一电极层66a、绝缘层66b、第二电极层64a、绝缘层64b、以及夹在两个电极层64a和66a之间的垫片60。第一电极层66a可包括第一电极67a、第一连接轨条76和第一接触垫47，其中第一连接轨条76将第一电极层66a电连接到第一接触垫47，如图3A和4所示。应注意的是，第一电极67a是紧邻试剂层72下面的第一电极层66a的一部分。相似地，第二电极层64a可包括第二电极67b、第二连接轨条78和第二接触垫43，其中第二连接轨条78将第二电极67b与第二接触垫43电连接，如图3和4所示。应注意的是，第二电极包括在试剂层72上方的第二电极层64a的一部分。

[0054] 如图3A中所示，样品容纳电化学测试电池61由第一电极67a、第二电极67b、和靠近测试条80的远端的垫片60限定。第一电极67a和第二电极67b可分别限定样品容纳电化学测试电池61的底部和顶部。垫片60的切口区域68可限定样品容纳电化学测试电池61的侧壁。在一个方面，样品容纳电化学测试电池61可包括提供样品入口和/或排气口的口70。例如，口中的一个可允许流体样品进入，并且另一个口可允许空气流出。在一个示例性实施例中，第一电极层66a和第二电极层64a可分别由溅射钯和溅射金制成。可用作垫片60的合适的材料包括各种绝缘材料，例如，塑料(如PET、PETG、聚酰亚胺、聚碳酸酯、聚苯乙烯)、硅、陶瓷、玻璃、粘合剂、以及它们的组合。在一个实施例中，垫片60可具有涂布在聚酯片的相对侧上的双面粘合剂的形式，其中粘合剂可以是压敏或热活化的。

[0055] 重新参见图3A，第一电极和第二电极的区域可由两个侧边缘和切口区域68来限定。应注意的是，该区域可被限定为由液体样品润湿的电极层的表面。在一个实施例中，垫片60的粘合剂部分可混合和/或部分地溶解试剂层，使得粘合剂形成与第一电极层66A的结合。此类粘合剂结合有助于限定可由液体样品以及电氧化或电还原媒介物润湿的电极层的部分。

[0056] 第一电极或第二电极可执行工作电极的功能，这取决于施加的测试电压的大小和/或极性。工作电极可测量与还原介体浓度成比例的限制测试电流。例如，如果电流限制物质为还原媒介物(如铁氰化物)，则其可以在第一电极处被氧化，只要测试电压足够小于相对于第二电极的氧化还原媒介物电势。在这样的情况下，第一电极执行工作电极的功能，而第二电极执行反/参比电极的功能。应注意的是，本领域的技术人员可以简单地将反/参比电极称为参比电极或反电极。当工作电极表面处的所有还原介体都已消耗，使得测量的氧化电流与从本体溶液朝工作电极表面扩散的还原介体的通量成比例时，发生限制氧化。术语“本体溶液”是指当还原媒介物不位于耗尽区内时足够远离工作电极的溶液的部分。应该指出的是，除非以其他方式表述测试条80，否则由测试仪10施加的所有电势在下文中将相对于第二电极而言。相似地，如果测试电压足够大于氧化还原媒介物电势，则还原媒介物可以在第二电极处氧化为限制电流。在这样的情况下，第二电极执行工作电极的功能，而第一电极执行反/参比电极的功能。关于示例性测试条、测试条的操作和测试仪的细节可见于美国专利申请公开No.20090301899，该申请全文以引用方式并入本文中，并且副本附加到附录。

[0057] 参见图3A，测试条80可包括一个或多个工作电极和反电极。测试条80也可包括多个电接触垫，其中每一个电极都可与至少一个电接触垫电气连通。测试条端口连接器308可被构造为与电接触垫电接合，并形成与电极的电气连通。测试条80可包括设置在至少一个电极上方的试剂层。试剂层可包括酶和介质。适用于试剂层的示例性酶包括葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶(具有吡咯喹啉醌辅因子“PQQ”)和葡萄糖脱氢酶(具有黄素腺嘌呤二核苷酸辅因子“FAD”)。适用于试剂层的示例性介质包括铁氰化物，铁氰化物在这种情况下为氧化形式。试剂层可被配置成以物理方式将葡萄糖转化成酶的副产物，并且在此过程中产生一定量的还原介质(例如铁氰化物)，还原介质的量与葡萄糖浓度成正比。然后，工作电极能够以电流的形式测量还原介质的浓度。继而，葡萄糖仪10可将电流大小转换成葡萄糖浓度。优选的测试条的细节在下列美国专利中提供：No.6179979、No.6193873、No.6284125、No.6413410、No.6475372、No.6716577、No.6749887、No.6863801、No.6890421、No.7045046、No.7291256、No.7498132，所有这些专利均以引用方式全文并入本文中。

[0058] 图4以简化示意图形式示出了用于测定电容的各种功能组件。具体地讲，组件包括微控制器300。微控制器300的优选实施例可作为MSP430型超低功率微控制器得自德州仪器。微控制器(“MC”)300可设有DAC输出和内置模数转换器。MC 300适宜地连接到LCD屏幕304，以提供对测试结果或与测试结果有关的其他信息的显示。存储器306电连接到MC 300以用于存储测试结果、感测电流和其他必要的信息或数据。测试条可经由测试条端口连接器(“SPC”)308耦合以用于测试测量。SPC 308允许测试条经由第一接触垫47a、47b和第二接触垫43与MC 300接合。第二接触垫43可用来通过U形凹口45建立与测试仪的电连接，如图4所示。SPC 308也可设有电极连接器308a和308c。第一接触垫47可包括两个标记为47a和47b的尖头。在一个示例性实施例中，第一电极连接器308a和308c分别独立地连接到尖头47a和
47b。第二电极连接器308b可连接到第二接触垫43。测试仪10可测量在尖头47a和47b之间的电阻或电连续性以确定测试条80是否电连接到测试仪10。

[0059] 参见图4，SPC 308被连接到开关310。开关310被连接到偏压驱动器312。偏压驱动器312设有DAC信号312a、电流驱动312b和开关信号312c。MC 300提供DAC信号312a，其包括介于0至Vref(例如，约2.048V)范围内的模拟电压。偏压驱动器312可按两种模式(恒电压或恒电流)操作。电流驱动器线312b控制偏压驱动器312的模式。通过将线312b设置为低电平，可将偏压驱动器312中的运算放大器转换为电压跟踪放大器。DAC信号312a输出被缩放至Vref/2+/-400mV满标度。偏压驱动器中的运算放大器将该电压作为线(驱动器线)312d直接输出到MC300。线312d的电压相对于Vref/2虚拟接地而产生。因此要驱动合适的偏压(例如，约20mV偏压)，DAC必须驱动(通过合适的定标器)约1.044V。要驱动约+300mV的偏压，DAC必须大体上提供约1.324V，而对于-300mV的偏压，DAC必须大体上提供约0.724V。偏压驱动器电路312也产生109Hz的正弦波，该正弦波用于通过电容测量进行填充检测。

[0060] 另一方面，如果将通往偏压驱动器312的电流驱动信号312a保持较高，则DAC输出被缩放至大约0至大约60mV的满标度。开关信号312c也可被激励，使得通过测试条的电流通路被转向为通过偏压驱动器312中的电阻器。偏压驱动器312中的运算放大器试图将电阻器两端的压降控制为与缩放的DAC驱动(在这种情况下产生大约600nA的电流)相同。该电流用于样品检测，以便启动测试测量。

[0061] 偏压驱动器312也被连接到跨阻放大器电路(“TIA电路”)314。TIA电路314将通过测试条的电极层66a(如钯)而流至电极层64a(如金)触点的电流转换为电压。总增益由TIA电路314中的电阻器控制。由于测试条80为高电容负载，因此正常低失调放大器趋于振荡。为此，低成本的运算放大器作为单位增益缓冲器而设置于TIA电路314中并包含于总反馈回路内。作为功能块，电路314充当具有高驱动能力和低电压偏移的双运算放大器系统。TIA电路314也利用虚拟接地(或虚接地)在SPC 308的电极层64a(如金)触点上产生1.024V的偏压。电路314也连接到Vref放大器电路316。当处于电流测量模式时，该电路使用设为Vref/2(大约1.024V)的虚拟接地轨，从而允许测量正电流和负电流两者。该电压被馈送到所有增益放大器级318。为了防止任何电路负载“拉”该电压，可以在Vref放大器电路316内使用单位增益缓冲器放大器。

[0062] 将来自TIA电路314的测试条电流信号314a和来自电压基准放大器316的虚拟接地轨316a(～Vref/2)视需要放大，以用于测试测量周期的各个阶段。在示例性实施例中，MC 300视需要设有自测试条感测到的放大信号的四个信道以用于分析物分析期间的测试条的测量周期的不同阶段，所述信道具有所感测电流的不同放大率。

[0063] 在一个实施例中，测试仪10可以在测试条80的第一接触垫47和第二接触垫43之间施加测试电压和/或电流。一旦测试仪10识别到测试条80已被插入，测试仪10就接通并启动流体检测模式。在一个实施例中，测试仪试图驱动小电流(如0.2至1μA)通过测试条80。当不存在样品时，电阻大于几兆欧，在试图施加电流的运算放大器上的驱动电压到达接地轨。当样品被引入时，电阻急剧下降，驱动电压相应变化。当驱动电压降至预定阈值之下时，测试序列启动。

[0064] 图5A示出将施加在电极之间的电压。零时点定为样品检测方法检测到样品一开始填充测试条的时间。注意，出于说明目的，图5A中在大约1.3秒处显示的正弦波分量未绘制在正确的时标上。

[0065] 当样品在测试条室61中被检测到之后，测试条电极之间的电压阶跃到具有毫伏量级的合适的电压并维持设定的时间量(例如约1秒)，然后阶跃到更高的电压并保持固定的时间量，然后将正弦波电压施加在DC电压的顶部并持续设定的时间量，然后将DC电压施加更长的时间量，然后变为负电压并保持设定的时间量。然后将电压从测试条断开。该系列施加的电压产生电流瞬变，例如图5B中所示的那样。

[0066] 在图5B中，从约0秒至约1秒的电流信号(以及随后的电流样品)可用于误差校验和区别对照溶液样品与血样。对从约1秒至约5秒的信号进行分析以获得葡萄糖结果。也对在此期间的信号进行针对各种误差的分析。利用从约1.3秒至1.4秒的信号来检测传感器是否被样品完全充满。对从1.3秒至1.32秒的电流(此处记为迹线500)以大约150微秒的间隔采样，以确定是否有足够体积的生理体液充满测试条的室61。

[0067] 在用于执行足够体积检查的一个实施例中，利用电容测量来推断足够的分析物充满测试条80的室61。电容的大小可与已用样品流体涂布的电极的面积成比例。一旦测量出电容的大小，如果该值大于阈值，并且因此测试条具有用于准确测量的足够体积的流体，就可以输出葡萄糖浓度。但如果该值不大于阈值，这表明测试条没有用于准确测量的足够体积的流体，则可以输出错误消息。

[0068] 当样品在测试条电化学测试电池61中被检测到之后，测试条电极之间的电压阶跃到具有毫伏量级的合适的电压并维持设定的时间量(例如约1秒)，然后阶跃到更高的电压并保持固定的时间量，然后将正弦波电压施加在DC电压的顶部并持续设定的时间量，然后将DC电压施加更长的时间量，然后变为负电压并保持设定的时间量。然后将电压从测试条断开。该系列施加的电压产生电流瞬变，例如图5B中所示的那样。

[0069] 在一种用于测量电容的方法中，将具有恒定分量和振荡分量的测试电压施加到测试条。在这种情况下，如下文进一步详细描述，可数学地处理所得测试电流以确定电容值。

[0070] 申请人相信具有电极层的生物传感器测试室61可按具有如图3B所示的并联电阻器和电容器的电路形式建模。

[0071] 在图3B的该模型中，R表示电流遇到的电阻，C表示电耦合到电极的生理体液与试剂的组合产生的电容。为了开始对室的电容进行测定，可以在设置于室中的相应电极两端施加交流偏压，并测量来自室的电流。据信，室61的填充一般仅为电容的量度，因此不得将诸如R的任何寄生电阻包括在任何电容测定或计算中。因此，在测量或感测电流时，据信任何寄生电阻都会影响测得的电流。然而，申请人已发现一种不需要利用或知道如上文模拟的通过室的电阻而推导出电容的技术。为了进一步说明该技术，有必要简短地讨论该技术的数学基础。

[0072] 根据基尔霍夫定律，通过图3B的电路的总电流(iT)大约为流过电阻器的电流(iR)和流过电容器的电流(iC)之和。当施加交流电压V(测量为RMS)时，电阻器电流(iR)可表示为：

[0073] iR＝V/R   公式1

[0074] 电容器电流(iC)可表示为：

[0075] iC＝jωCV   公式2

[0076] 其中：

[0077] j为虚数算子，表示在电容器中电流领先电压约90度；并且ω为角频率2πf，其中f是以赫兹为单位的频率。

[0078] 这些分量之和显示在图3B的矢量图中。在该矢量图中，Φ表示输入相对于输出的相位角。相位角Φ由下列三角函数确定：

[0079] tanΦ＝IC/IR   公式3

[0080] 根据勾股定理，总电流iT的平方可计算为：

[0081]

[0082] 通过对公式4进行重排和代换公式3，得到下列公式：

[0083]

[0084] 求解电容器电流iC并与公式2相结合：

[0085]

[0086] 对C进行重排并展开ω，电容变为：

[0087]

[0088] 将公式7化简为：

[0089] C＝|(iT sinΦ)|/2πfV   公式8

[0090] 可以看出，公式8不用到电阻器电流。因此，如果系统可以驱动具有频率f和均方根(“RMS”)振幅的交流电压V，并测量总电流iT(作为RMS值)和相位角Φ，则可以准确计算测试室61的电容C，而不必测定生物传感器测试室中的电阻。据信，这具有显著的有益效果，因为生物传感器测试条的电阻难以测量，并会在5秒的分析时间内发生变化。据信，电阻取决于对于给定的电偏压(电压)有多少载荷子可流过测试条，并因此随反应而变化。在分析中的1.3秒时间点处，电阻预计为从10kΩ至可能100kΩ之间的任何值。因此，通过不必测定生物传感器室中的电阻或者甚至测量电路(诸如传感器电阻器)中的电阻，申请人的发明在改进整个测试条方面推进了本领域的现状。

[0091] 用于基于公式8确定电容C的示例性技术的实施可结合图6A、6B、6C、6D、6E和7进行理解。如图5A和图7所示，可以将大约109Hz的AC测试电压(±0.50mV峰到峰)在大约1-1.3秒的期间施加2个周期或至少一个周期。在优选的实施例中，第一周期可用作调节脉冲，而第二周期可用于确定电容。交流测试电压可具有合适的波形，例如，具有大约50毫伏峰值的大约109赫兹的正弦波(图6C)。采样可具有任何合适的每周期采样量，例如，大约64-65个样本/周期，此处在图6A中示出。因此，每个样本表示示例性正弦波的大约5.6度。

[0092] 在图6A中，系统将直流电压偏移量加到交流偏压，并因此图6A中的测量样本也将具有直流偏移量，必须通过步骤706和708来除去该偏移量，以便根据申请人的技术的一个例子确定总电流。iT。

[0093] 在该技术中，在图6A中记为602的所有64-65个样本的平均值被导出，从而将提供样本交流分量的零电流的阈值。这种推导的益处是在样本间的噪声被平均掉。对于每个样本点，将每个采样点减去平均值，其导致分离出交流电流分量，此处在图6B中示出。然后，取所有负值的RMS值，以得到基本上准确大小的总电流iT。应当指出，也可以取正值的RMS值，但申请人相信，正值由于在整个周期的第一象限和第四象限分裂而不相交，因此负值是优选的。一旦样本602经处理除去了DC偏移量，就可将样本绘图以显示随时间推移的电流输出，在图6B中记为604。

[0094] 为了确定相位角，系统或处理器300在适当编程时可比较振荡的输入电压(此处在图6C中示出)与振荡的输出电流以确定相位角。在优选实施例中，分析采样数据604以确定由正电流到负电流的交叉点。由于采样是基于离散的多个样本，因此可利用插值来大致确定输出电流与零电流线相交的时间。在此处所述的实施例中，相位角Φ小于90度并为约87度。为了增加准确度，插值可以在另一个交叉点处执行，其中从该第二插值点减去大约180度。这两个插值应在几度之内，并且可以平均掉以增加准确度。

[0095] 一旦推导出相位角，就可以利用公式8。一旦确定了测试条80的电容，就可以执行两点校准，以将电容值归一化为独立于模拟组件(例如，电阻器、电容器、运算放大器、开关等)的任何公差的值。简而言之，两点校准是通过以下步骤执行：将具有30k并联电阻的550nF电容器置于测量输入两端；命令仪表测量电容，并记录所得到的值；将具有30k并联电阻的800nF电容器置于测量输入两端；命令仪表测量电容，并记录所得到的值。这两个点将提供对该具体硬件实例(而不是设计)的测量能力的增益和偏移的指示。然后，根据测量误差计算斜率和偏移量，并存储在仪表的存储器中。现在校准仪表。当插入测试条并施加样品时，测量电容并应用存储的斜率和偏移量以校正测量值。

[0096] 在完成装置校准之后，进行评估以确定测试室61是否已被测试液充分填充。评估可基于从填充良好的测试条的大样本所导出的平均电容值的至少65％至85％的电容大小。

[0097] 尽管据信上文所描述的技术特征足以用于其期望用途，但是据信可通过更全面的模型来进行更稳健的电容测量。这样一来，申请人相信，可将图3A中生物传感器测试条80和具有电极层的测试电池61表示成图7A中的一系列电阻器RPd触点、RPd膜、RAu触点、和RAu膜，并且能够将测试电池61表示成图7A中具有R电池电导系数和C双层的并联电阻器-电容器电路。条80的电阻器和测试电池61的并联电阻器-电容器可以如图7B中所示的用于条金和钯层的具有一系列电阻器R条的电路和用于测试电池61的并联电阻器R电池和电容器C电路的形式建模。在图7B的该模型中，系统可驱动具有频率f和均方根(“RMS”)振幅的交流电压V，并且可通过适当的偏移来导出测试电池61的测量总电流iT(作为RMS值)和相位角Φ、电容C，以说明由测量电路得出的测试条电阻率R条和任何相移。

[0098] 通过使用实际测量和数学建模，根据Au和Pd触点的电阻的变化，R条的电阻被测定成处于约120欧姆至约150欧姆的范围内(通常为约135欧姆)。据信，处于约150欧姆的范围内的R条的电阻相比大得多的R电池和C电池的阻抗是可忽略的。因此，当假设R电池的标称值为约33千欧姆并且C电池为109赫兹下的约600毫微法时，相位角为大约85.6度。然而，随着将R条的电阻(～150欧姆)加到电池，测量得到的相位角变为约82.7度，差值为约3.5度。尽管小，但是据信该差值对电容测量具有显著影响。此外，尽管跨阻抗级314(图4)实际上不具有与该级相关联的相移(约109Hz下的相移为约0.007度)，但是增益级318(图4)在109Hz下展示出约6.1度的标称相移。能够通过引入补偿值ΦCOMP使该额外的相移偏移，通过考虑由R条和图4中的电路的各级所造成的相移来引入该补偿值。该补偿值ΦCOMP现在能够应用于公式8，以给出公式9中更准确的电容测量。

[0099] C＝|iT sin(Φ+ΦCOMP)|/2πfV   公式9

[0100] 在优选实施例中，补偿相位角ΦCOMP处于约3至约25度的范围，并且优选地为约11度。

[0101] 为了展示其上文的技术所带来的改进，执行实验以确定该技术在尽管干扰物(interferant)水平增加(通常将影响电容响应)的情况下确定电容的能力。图7D示出了对应于不同原型上不同水平的龙胆酸干扰的测量到的电容。原型#1是可在荷兰以商品名Verio购得并且不利用任何相位角校正的血糖测量系统；原型#2是可在法国以商品名Verio Pro购得的血糖测量系统；原型#3是与原型#2类似但是利用公式9以及约6度的补偿相位角来说明测量电路；以及原型#4，原型#4是具有11度的相位角补偿的原型#3，其中通过约150欧姆的测试条电阻R条对条进行校准。数字“01234”表示添加到血液体积和生理盐水的龙胆酸的增大的水平。具体地，在水平“0”下，不添加龙胆酸；在水平“1”下，浓度为约0.45mg/dL；在水平“2”下，浓度为约0.90mg/dL；在水平“3”下，浓度为约1.35mg/dL；并且在水平“4”下，浓度为约1.8mg/dL。下文的表1中提供图7D所利用的参数，其中“测试水平”是实验中所使用的样品中的龙胆酸的最终浓度，其中水平0的意思是样品中没有龙胆酸、水平1的意思是样品体积的约0.45mg/dL的龙胆酸、水平2的意思是约0.90mg/dL、水平3的意思是约1.35mg/dL并且水平4的意思是约1.8mg/dL，其中样品包括血液体积以及干扰物(即，龙胆酸)和生理盐水，以给出不同浓度的4000微升的测试样品。

[0102] 表1

[0103]测试水平 血液体积μL 干扰物原液溶液体积μL 生理盐水体积μL
4(1.80mg/dL) 3800 200 0
3(1.35mg/dL) 3800 150 50
2(0.90mg/dL) 3800 100 100
1(0.45mg/dL) 3800 50 150
0(0mg/dL) 3800 0 200

[0104] 参见图7D，申请人注意到较高水平的酸性浓度具有降低测试电池的电阻R电池的作用。对于原型#1而言，在样品中不具有任何龙胆酸的情况下，测量得到的电容平均值为约552毫微法。在添加龙胆酸的水平下，对于约47毫微法的间隔而言，电容值增大至约599毫微法。对于原型#2而言，龙胆酸水平的增大造成电容大小从约625毫微法的平均值(不具有龙胆酸)下降至约573毫微法，或者约52毫微法的间隔。通过对测量电路的相位角补偿，原型#3展示了从635毫微法的平均值(未添加龙胆酸)减小至约607毫微法，或者约28毫微法的间隔。相比之下，通过相位角补偿和使用设定为约150欧姆的测试条电阻，原型#4展示了从约
598毫微法的平均值减小至约586毫微法，约12毫微法的间隔或者相对于原型#3减小超过
50％。申请人注意到，不仅最高平均电容与最低电容之间的间隔减小，每个水平的龙胆酸的电容的最大值与最小值(每个竖直定向矩形的面积)之间的变化都从原型#2向原型#4减小。
这些结果表明，通过使用申请人的技术，电容测量对于干扰物(例如龙胆酸)的各种水平而言变得较不敏感。

[0105] 图7B的建模电路预测了此处示于图8A中的作为电化学测试电池(C电池)、电化学测试电池的电阻(R电池)、和测试条电阻(R条)的函数发生变化的电化学测试电池61的响应。如能够在图8A中看到的，当假设条电阻器为约零欧姆时，电化学测试电池61的预测或参考电容响应(由线700表示)在约120千欧姆到约20千欧姆的测试电池电阻的范围内是大体线性的(大约435毫微法)，在约20千欧姆的点处，预测或参考电容响应几乎指数地增大至大约450毫微法。当假设条阻抗为约50欧姆时，电化学测试电池61的预测或参考电容响应702在约120千欧姆至约20千欧姆的电化学测试电池61的电阻内是大体线性的，在约20千欧姆的点处，预测或参考电容响应非线性地增大，但不会达到具有约零条电阻的电容响应700的程度。当假设条阻抗为约100欧姆时，电化学测试电池61的预测或参考电容响应704在约120千欧姆至约20千欧姆的测试电池61的电阻内是大体线性的，在约20千欧姆的点处，预测或参考电容响应一定程度上非线性地减小。当假设条阻抗为约100欧姆时，测试电池61的预测或参考电容响应704在约120千欧姆至约20千欧姆的测试电池61的电阻内是大体线性的，在约
20千欧姆的点处，预测或参考电容响应指数地减小。在所有的R条值的情况下，当R电池为约100千欧姆时电池的电容朝向大体公共值会聚，并且根据从约20千欧姆至约零欧姆R条值大体发散。

[0106] 另一方面，来自图3A的代表性测试条的图8B中的实际电容和电阻响应与图8A的参考电容/电阻响应明显不同。具体地，电容响应不朝向R电池的较高值处的公共电容值会聚。然而，在R电池的电阻的下端处，由于朝向图8B中的约零欧姆的R电池处的约590毫微法的大体公共值会聚，实际条的电容响应展示出与图8A的参考或预测模型相反的行为。

[0107] 进一步研究了C电池在R电池的不同值处的该行为异常。对如何采样交流信号的更仔细的观察展示了申请人所相信的造成这种异常的原因。具体地，参考模型利用纯正弦波，而实际波900通过64个不同的电流样本/波分段地产生(此处示出图9A中)。由于图9A的波900包括阶梯形而不是平滑线，因此据信这产生了被证明高度依赖于R条的测量电路的不同响应。

[0108] 使R条为约200欧姆，能够在图9B中看到，理论输出通过纯正弦波所给出的激发是平滑连续线902，而阶梯锯齿线904是使用阶梯波信号的输出，例如图9A中的分段信号900。能够看到，根据何时测量或采样分段响应904的时序，能够在一定程度上改变振幅和相位测量。据信，驱动图8A与图8B之间的该异常的原因是由于振幅测量不准确性而造成的对测试条电阻R条的电容敏感度。在该例子中，当R条为200欧姆时，能够看到相位差在对测量结果产生严重影响方面是一定程度上不显著的。

[0109] 然而，当R条被设定成约零欧姆时，相位差能够是显著的。如参照图9C所看到的，根据响应906在何处被采样，分段状响应906(似乎具有反向的波整流)能够给出达到约20％的输出的差值。据信该差值在造成较大的电容测量误差方面是重要的。申请人注意到，当电池的电阻R电池减小时，由于分段波900造成的扰动振幅也减小，据信这是电容测量结果倾向于在R电池为约5千欧姆时会聚于单个电容值的原因。

[0110] 为了补偿该效果，据信应当在分段波906的阶跃变化之后的正确时间处对分段输出信号进行采样。如图9D中所示，分段波906倾向于在沿波906相对于纯波902的方向改变期间滞后或引导纯波902。此处在图9E中示出了图9D的放大部分，能够看到，分段波906的峰值908与分段波906在交叉点910处与纯波902交叉的位置之间具有时间微分Δt。

[0111] 通过对异常来源的该发现，申请人继续执行实验，以测量该时间微分Δt(使用参照图9F和表1的C电池、R条和R电池的值的范围)。在图9F中，基准“a”表示进行分段变化阶跃的峰值908，并且基准“b”表示增益放大器级314与理论波相匹配处的期望采样点。在正弦波的正相位和负相位中的多个点处进行测量。总体结果示于表1中，表1给出了用于条和仪表系统的变型的边界条件的好的思路。

[0112] 通过表1，能够通过各个边界条件计算出平均值，以为代表性系统提供优选的采样时序。申请人相信，偏移时序应当为从波906的峰到峰的阶跃变化的持续时间的约20％。对于该特定例子而言，在约109Hz的驱动频率和波的64个样本/周期的情况下，143微秒的阶跃变化的持续时间的20％为约28微秒。然而，应当注意到，根据驱动频率、采样率、阶跃变化的持续时间、以及所使用的仪表和条系统，从5％到40％的其它值(或者约17微秒至约38微秒)也将起作用。

[0113] 表1

[0114]C电池(nF) R条(欧姆) R电池(欧姆) Δt(微秒) Δt(微秒)
400 100 100K 26.06 21.17
700 100 100K 26.06 17.92
400 200 100K 26.06 19.54
700 200 100K 27.69 19.54
400 100 5K 32.51 28.95
700 100 5K 37.86 26.73
400 200 5K 42.32 31.18
700 200 5K 27.73 33.41

[0115] 基于上文，申请人已发现了一种确定生物传感器室的电容的方法，其中生物传感器可以具有设置在室中且耦合至微控制器的两个电极。在样品沉积在生物传感器室中时引发电化学反应之后，该方法包括向室施加预定频率的振荡信号；基于预定频率下输出信号的预定的采样率/周期的来确定用于测量输出信号的第一采样时间间隔；在与第一采样时间间隔不同的第二采样时间间隔处对来自室的输出信号进行采样，使得在第二采样时间间隔的每个连续处而不是在第一时间间隔处测量每个采样输出信号的大小；基于采样步骤的采样输出信号来确定来自室的输出信号和振荡输入信号之间的相位角；以及由该相位角来计算室的电容。

[0116] 在施加步骤中，振荡信号可以是交流(“AC”)或者多方向信号，并且预定频率可以是约109赫兹。在确定步骤中，基于预定频率和在每个信号周期进行的多个样本测量来获得第一采样时间间隔。例如，在图6A中，输入信号的预定频率为约109周期/秒，这意味着输出信号的一个周期花费约0.009秒。如果期望的采样率为N(例如，64个样本/秒)，则通过划分N(或64)个样本的一个波所花费的时间(0.009秒)从而使得采样时间为约143微秒来获得每个样本(例如，S1、S2、S3…Sn)。换句话讲，每143微秒对输出响应602的大小进行采样，并且存储测量结果。在采样步骤中，在与第一采样时间间隔不同的第二采样时间间隔处测量输出信号的大小，以便保证采样输出响应的大小不违背理论连续输出信号(例如，纯正弦波输出)。第二采样时间间隔能够是偏离第一时间间隔的预定时间偏移或第一采样时间间隔的百分比。该百分比能够从约5％至约30％。作为另外一种选择，分段输出信号(例如，图9E中的906)的从峰到峰的时间间隔能够用于设定第一采样时间间隔ST1。例如，如图9E中所示，从峰908到峰912的持续时间能够用于设定第一采样持续时间ST1或者信号906的一个波中所有峰值的峰到峰持续时间的平均值能够用于设定第一采样持续时间。第二采样时间间隔ST2能够是第一采样时间间隔ST1的百分比增大(或者根据波的方向减小)。在一个实施例中，该百分比能够是约5％至约30％的任何值并且优选地为约20％。一旦确定第二采样时间间隔，则在第二采样时间间隔ST2的每个连续处测量输出信号906(图9F)的大小，其中两个连续的时间间隔ST2在图9F中示为ST2(a)和ST2(b)，其中在910、912、914等处对输出信号的大小进行采样。通过输出信号的采样大小，可如上文所描述地确定输入信号与输出信号之间的相位角差值并且可测量电容。因此，申请者对偏移时序的使用允许采样间隔缓和采样输出信号的大小的差值，从而同时允许经过修改的采样时间间隔与连续(非分段的)输出信号接近一致，以用于更准确的测量目的。

[0117] 申请人相信，测试对生理体液的电容测量的有效性的一种有用的技术是通过干扰样品中的物质来进行这种测量。干扰物是不被认为是生理体液的一部分但是仍然可干扰生物传感器准确测量生理体液的成分的能力的材料或物质。一种已知的影响电容测量的干扰物是龙胆酸。即，随着量增大的龙胆酸被添加至相同批次的生理体液(在该情况下，血液)，测量得到的电容发生显著变化。

[0118] 虽然已结合血糖测试条描述了示例性实施例、方法和系统，但本文所述的原理也适用于使用在设置于至少两个电极之间的试剂上的生理体液的任何分析物测量条。

[0119] 如上所述，微控制器可编程为通常执行本文所述的各种处理步骤。微控制器可为特定装置的一部分，特定装置例如为葡萄糖仪、胰岛素笔、胰岛素泵、服务器、移动电话、个人计算机或手持移动装置。此外，可使用本文所述的各种方法，使用现成的软件开发工具(例如C或C的变型，(例如C+、C++或C-Sharp))来生成软件编码。然而，所述方法可取决于用于对该方法进行编码的新软件语言的要求和可用性被转换成其他软件语言。另外，所述的各种方法一旦转换成合适的软件编码，就可以在任何计算机可读存储介质中实施，当由合适的微控制器或计算机执行时，该计算机可读存储介质能够可操作地执行这些方法中所述的步骤连同任何其他必要的步骤。

[0120] 虽然已经就特定的变型和示例性附图描述了本发明，但是本领域普通技术人员将认识到本发明不限于所描述的变型或附图。此外，在上述的方法和步骤表示以一定的次序发生某些事件的情况下，本领域的普通技术人员将认识到某些步骤的次序可被修改，并且此类修改形式属于本发明的变型。另外，所述步骤中的某些在可能的情况下可在并行过程中同时执行，以及按如上所述按顺序执行。因此，本专利旨在涵盖本发明的变型，只要这些变型处于在权利要求中出现的本发明公开的实质内或与本发明等同。