CN101432620B - 用于电化学生物传感器的未足量检测系统 - Google Patents

用于电化学生物传感器的未足量检测系统 Download PDF

Info

Publication number
CN101432620B
CN101432620B CN2007800155068A CN200780015506A CN101432620B CN 101432620 B CN101432620 B CN 101432620B CN 2007800155068 A CN2007800155068 A CN 2007800155068A CN 200780015506 A CN200780015506 A CN 200780015506A CN 101432620 B CN101432620 B CN 101432620B
Authority
CN
China
Prior art keywords
test
signal
poll
output signal
excitation signal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN2007800155068A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101432620A (zh
Inventor
伍焕平
克里斯廷·D·尼尔森
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Bayer Healthcare LLC
Original Assignee
Bayer Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Bayer Corp filed Critical Bayer Corp
Publication of CN101432620A publication Critical patent/CN101432620A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101432620B publication Critical patent/CN101432620B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3274—Corrective measures, e.g. error detection, compensation for temperature or hematocrit, calibration
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N35/00—Automatic analysis not limited to methods or materials provided for in any single one of groups G01N1/00 - G01N33/00; Handling materials therefor
    • G01N35/00029—Automatic analysis not limited to methods or materials provided for in any single one of groups G01N1/00 - G01N33/00; Handling materials therefor provided with flat sample substrates, e.g. slides
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N35/00—Automatic analysis not limited to methods or materials provided for in any single one of groups G01N1/00 - G01N33/00; Handling materials therefor
    • G01N35/10—Devices for transferring samples or any liquids to, in, or from, the analysis apparatus, e.g. suction devices, injection devices
    • G01N35/1009—Characterised by arrangements for controlling the aspiration or dispense of liquids
    • G01N35/1016—Control of the volume dispensed or introduced

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)

Abstract

本发明提供一种具有未足量检测系统的生物传感器，其测定生物流体的样品是否够大足以分析一种或多种分析物。未足量检测系统将激励信号施加至样品，其响应于激励信号产生输出信号。未足量检测系统切换激励信号的幅值。当样品不够大足以准确和/或精确地分析时，激励信号转变至不同幅值而改变输出信号。未足量检测系统测量并比较输出信号与一个或多个未足量阈值以测定是否存在未足量条件。

Description

用于电化学生物传感器的未足量检测系统
相关申请的参考 
本申请要求2006年5月3日提交的题目为“Underfill Detection Systemfor a Biosensor(用于生物传感器的未足量检测系统)”的美国临时申请No.60/797,128的优先权，在此引入它的全部内容作为参考。 
背景技术
生物传感器通常提供对诸如全血、尿液或唾液等生物流体的分析。一般而言，生物传感器分析生物流体的样品以测定生物流体中诸如葡萄糖、尿酸、乳酸盐、胆固醇或胆红素等一种或多种分析物的浓度。这种分析可用来诊断及治疗生理异常。例如，糖尿病患者可使用生物传感器来测定血液中葡萄糖水平以调整饮食和/或用药。若样品尺寸不够大，生物传感器在使用时可能是未足量的。未足量的生物传感器可能不能对生物流体提供准确分析。 
生物传感器可利用台式装置、便携式装置及类似装置来实施。便携式装置可以是手持式的。生物传感器可以被设计成分析一种或多种分析物，并且可以使用不同量的生物流体。一些生物传感器可以分析一滴全血，例如体积为0.25-15微升(μL)的全血。便携式测量装置的例子包括：可得自Bayer Corporation的Ascensia
Figure G2007800155068D00011
和
Figure G2007800155068D00012
测量仪；可得自Illinois州Abbott Park市的Abbott的
Figure G2007800155068D00013
生物传感器；可得自Indiana州Indianapolis市的Roche的
Figure G2007800155068D00014
生物传感器；以及可得自California州Milpitas市的Lifescan的OneTouch生物传感器。台式测量装置的例子包括：可得自Indiana州West Lafayette市的BAS Instruments的BAS100B分析仪；可得自Texas州Austin市的CH Instruments的CH仪器电化学工作台；可得自Kansas州Lawrence市的Cypress Systems的Cypress电化学工作台；以及可得自New Jersey州Princeton市的Princeton ResearchInstruments的EG&G电化学仪器。
生物传感器通常测量电信号以测定生物流体的样品中的分析物浓度。当激励信号施加至样品时，分析物通常经历氧化/还原反应或氧化还原反应。可以将酶或类似物种添加至样品来增强氧化还原反应。激励信号通常为电信号，诸如电流或电位。氧化还原反应响应于激励信号产生输出信号。输出信号通常为电信号，诸如电流或电位，其可被测量并与生物流体中的分析物浓度相关。 
许多生物传感器具有测量装置和传感带。生物流体的样品被导入传感带中的样品室中。传感带放置在测量装置中以供分析。测量装置通常具有与传感带中的电导体连接的电触点。电导体通常连接至工作、辅助、和/或其他电极，其中工作、辅助、和/或其他电极延伸至样品室中。测量装置将激励信号经由电触点施加至传感带中的电导体。电导体将激励信号经由电极传送至沉积在样品室中的样品内。分析物的氧化还原反应响应于激励信号产生输出信号。测量装置响应于输出信号测定分析物浓度。 
传感带可以包括与生物流体样品中的分析物起反应的试剂。试剂可以包括用于促进分析物氧化还原的离子化剂，以及有助于分析物与导体间的电子转移的介体或其他物质。离子化剂可以是分析物特异性酶，诸如葡萄糖氧化酶或葡萄糖脱氢酶，其催化全血样品中的葡萄糖氧化。这些试剂可以包括用于将酶与介体固持在一起的粘合剂。 
生物传感器可以包括未足量检测系统以防止或筛除与不足容积的样品尺寸相关联的分析。因为从未足量的传感带所获得的浓度值可能不准确，防止或筛除这些不准确分析的能力可增加所获得的浓度值的准确度。一些未足量检测系统具有用于检测传感带内的样品室的部分和/或完全充填的一个或多个指示电极。指示电极可以是单独的，或者是用于测定样品中的分析物浓度的工作、辅助或其他电极的一部分。当样品室中存在样品时，电信号经常通过指示电极。电信号可用来指示样品是否存在以及样品是否部分地或完全地充填样品室。 
一些生物传感器除了辅助及工作电极外还具有用来将激励信号施加至生物流体的样品的第三或指示电极。第三电极可设置用来检测样品是否在电极之间形成液体接合。操作中，电位施加至第三电极与辅助电极之间。当样品连接电极时，电流在第三电极与辅助电极之间流动。生物 传感器检测电流以测定传感带是否被充填。使用具有第三电极的未足量检测系统的生物传感器描述于美国专利No.5,582,697中。 
其他生物传感器使用辅助电极的子组件来测定传感带是否未足量充填。子组件可设置于工作电极的上游，其中当传感带未足量充填时只有子组件与工作电极电连通。操作中，当传感带未足量充填时，子组件与工作电极之间发生不足电流流。生物传感器检测不足电流流且提供用于指示传感带未足量充填的误差信号。使用具有辅助电极的子组件的未足量检测系统的生物传感器描述于美国专利No.6,531,040中。 
虽然这些未足量检测系统平衡了不同优缺点，但并不理想。这些系统通常包括额外组件，诸如指示电极。额外组件可增加传感带的制造成本。额外组件也可由于制作过程的可变性而导入额外的不准确度和不准确度。 
此外，这些系统可能需要较大样品室来容纳指示电极。较大的样品室可能增加分析物的准确和准确分析所需要的样品尺寸。 
此外，这些系统可能被样品室的不均匀或缓慢充填所影响。不均匀或缓慢充填可能当样品尺寸足够大时造成这些系统指示出传感带未足量充填。不均匀或缓慢充填也可能当样品尺寸不够大时造成这些系统指示出传感带被充填。 
这些系统也可能未能够尽早地检测到传感带未足量充填以添加更多的生物流体。这种延迟可能需要以新传感带和新生物流体样品来取代传感带。 
为此，持续需要经改良的生物传感器，特别是可能为未足量充填传感带提供益加准确和/或精确检测的那些。本发明的系统、装置及方法克服了与常规生物传感器相关联的至少一个缺点。 
发明内容
本发明提供一种具有未足量检测系统的生物传感器，其测定生物流体的样品是否够大足以分析一种或多种分析物。未足量检测系统响应于测试激励信号测量来自样品的测试输出信号。未足量检测系统将测试激励信号切换到一个或多个不同幅值。转变至一个或多个不同幅值响应于未足量条件来改变测试输出信号。 
在用于检测生物传感器中的未足量条件的方法中，将测试激励信号施加至生物流体的样品。测试激励信号被切换到一个或多个不同幅值。测量来自样品的测试输出信号。将测试输出信号与一个或多个未足量阈值作比较。 
在用于检测生物传感器中的未足量条件的另一个方法中，将轮询激励信号施加至生物流体的样品。当来自样品的轮询输出信号等于或大于轮询阈值时，将测试激励信号施加至所述样品。将所述测试激励信号切换到一个或多个不同幅值。测量来自所述样品的测试输出信号。将所述测试输出信号与一个或多个未足量阈值作比较。产生误差信号。 
用于测定生物流体中的分析物浓度的生物传感器可具有传感带及测量装置。传感带可具有位于基底上的样品接口。样品接口与由基底形成的储集器相邻。测量装置可具有连接至传感器接口的处理器。传感器接口可与样品接口电连通。处理器将测试激励信号施加至样品接口。处理器将测试激励信号切换到一个或多个不同幅值。处理器测量来自样品接口的响应于所述样品的氧化还原反应的测试输出信号。处理器比较测试输出信号与一个或多个未足量阈值以测定所述传感带是否未足量充填。 
一种用于检测生物传感器中的未足量条件的方法，包括：将测试激励信号施加至生物流体的样品；将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值；测量响应于所述样品的氧化还原反应的测试输出信号；及比较所述测试输出信号与至少一个未足量阈值；及根据所述测试输出信号与所述至少一个未足量阈值之间的上述比较，检测所述生物传感器中的未足量条件。所述测试激励信号可以是电化学传感器系统中的测试激励信号的一部分。所述测试激励信号可具有约0.1秒～约3秒的测试脉冲宽度和约0.2秒～约6秒的测试脉冲间隔。所述方法可在小于约180秒的测试期间中施加所述测试激励信号。所述测试期间可为约1秒～约100秒。所述方法可包括在约2～约50个测试脉冲间隔的测试期间中施加所述测试激励信号。 
所述方法可包括基本上在所述测试激励信号开始处将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值、在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值、和/或在从一个测试脉冲到另一个测试脉冲的转变 中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。所述方法可包括在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到第一不同幅值及在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到第二不同幅值。所述方法可包括基本上在所述测试激励信号开始处减小所述幅值、在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中减小所述测试激励信号的幅值、和/或多次减小所述测试激励信号的幅值。 
所述检测方法可包括响应于未足量条件产生所述测试输出信号的减小和/或响应于未足量条件产生误差信号。所述方法可响应于所述误差信号要求将生物流体添加至所述样品和/或停止分析。 
所述检测方法可包括检测何时生物流体的样品可取用以供分析，及可将轮询激励信号施加至所述样品。可将所述测试激励信号切换到不同于所述轮询激励信号的幅值。可响应于所述轮询激励信号产生轮询输出信号，及当所述轮询输出信号等于或大于轮询阈值时将所述测试激励信号施加至所述样品。 
所述方法的所述至少一个不同幅值可低于原始幅值。所述原始及不同幅值可选自电化学传感器系统中的输出信号平台。所述输出信号平台可包括用于产生平均输出信号的±5％内的输出信号的激励幅值。 
一种用于检测生物传感器中的未足量条件的方法，包括将轮询激励信号施加至生物流体的样品；当来自样品的轮询输出信号等于或大于轮询阈值时，将测试激励信号施加至所述样品；将所述测试激励信号切换到一个或多个不同幅值；测量来自所述样品的测试输出信号；将所述测试输出信号与至少一个未足量阈值作比较；以及产生误差信号。所述轮询激励信号可具有小于约300ms的轮询脉冲宽度及小于约1秒的轮询脉冲间隔。所述轮询激励信号可具有约0.5ms～约75ms的轮询脉冲宽度和可具有约5ms～约300ms的轮询脉冲间隔。所述测试激励信号可具有小于约5秒的测试脉冲宽度和小于约15秒的测试脉冲间隔。所述测试激励信号可具有约0.1秒～约3秒的测试脉冲宽度和具有约0.2秒～约6秒的测试脉冲间隔。所述轮询激励信号可具有幅值约400mV的至少一个轮询脉冲，且所述测试激励信号可具有幅值约200mV的至少一个测试脉冲。
所述至少一个不同幅值可低于原始幅值，所述原始幅值可为所述轮询激励信号的幅值。所述原始及不同幅值可选自电化学传感器系统中的输出信号平台。所述输出信号平台可包括用于产生平均输出信号的±5％内的输出信号的激励幅值。 
所述方法还可包括在小于约180秒的轮询期间中施加所述轮询激励信号及在小于约180秒的测试期间中施加所述测试激励信号。所述方法可包括在约0.1秒～约10秒的轮询期间中施加所述轮询激励信号及在约1秒～约100秒的测试期间中施加所述测试激励信号。 
所述方法还可包括基本上在所述测试激励信号开始处将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值、在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值、和/或在从一个测试脉冲到另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。所述方法还可包括在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到第一不同幅值及在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到第二不同幅值。 
所述方法还可包括基本上在所述测试激励信号开始处减小所述幅值、在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中减小所述测试激励信号的幅值、和/或多次减小所述测试激励信号的幅值。所述方法还可包括响应于未足量条件在所述测试输出信号中产生减小、响应于未足量条件减小所述测试输出信号、和/或响应于未足量条件产生负测试输出信号。 
当所述测试输出信号等于或小于第一未足量阈值时所述测试输出信号可指示出未足量条件，且其中当所述测试输出信号中的变化等于或大于第二未足量阈值时所述测试输出信号指示出未足量条件。所述方法还可包括响应于所述误差信号要求将生物流体添加至所述样品和/或响应于所述误差信号停止所述样品中的分析物的分析。 
一种用于测定生物流体中的分析物浓度的生物传感器，包括：传感带，其具有位于基底上的样品接口，其中所述样品接口与由所述基底形成的储集器相邻；测量装置，其具有连接至传感器接口的处理器，其中所述传感器接口与所述样品接口电连通；及其中所述处理器将测试激励 信号施加至所述样品接口，其中所述处理器将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值，其中所述处理器测量来自所述样品接口的测试输出信号，及其中所述处理器比较所述测试输出信号与至少一个未足量阈值。所述处理器可将轮询激励信号施加至所述样品。当所述轮询输出信号等于或大于轮询阈值时所述处理器可从所述轮询激励信号切换到所述测试激励信号。所述处理器可在小于180秒的轮询期间中施加所述轮询激励信号，且可在小于180秒的测试期间中施加所述测试激励信号。 
所述轮询激励信号可具有约0.5ms～约75ms的轮询脉冲宽度，且所述轮询激励信号可具有约5ms～约300ms的轮询脉冲间隔。所述测试激励信号可具有小于约5秒的测试脉冲宽度及小于约15秒的测试脉冲间隔。所述至少一个不同幅值可低于原始幅值。所述原始幅值可为轮询激励信号的幅值。所述原始及不同幅值可选自电化学传感器系统中的输出信号平台，且所述输出信号平台可包括用于产生平均输出信号的±5％内的输出信号的激励幅值。 
所述生物传感器的所述处理器基本上可在所述测试激励信号开始处将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。所述处理器可在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值、和/或可在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。所述处理器可在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到第一不同幅值，且可在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到第二不同幅值。所述处理器可将所述测试激励信号中的至少一个测试脉冲的幅值降低至所述轮询激励信号中的轮询脉冲的幅值以下。所述测试激励信号可以是电化学传感器系统中的测试激励信号的一部分。 
所述生物传感器可包括与所述处理器连接的显示器，其中所述处理器响应于未足量条件在所述显示器上显示误差信号。所述误差信号可响应于所述误差信号要求使用者将生物流体添加至所述样品，和/或所述处理器可响应于所述误差信号停止所述样品中的分析物的分析。所述样品接口可具有辅助电极和工作电极，所述辅助电极可具有子组件。
附图说明
结合下面的附图和说明可以更好地理解本发明。附图中的组成部分不必依照比例，而是重点在于解释本发明的原理。此外，在附图中，所有不同视图中的相应部分由相同的附图标记表示。 
图1代表用于检测生物传感器中的未足量条件的方法； 
图2为显示对于铁氰化物/亚铁氰化物氧化还原反应对的循环性伏安图的半积分的图形； 
图3为显示测试激励信号开始处的幅值降低的图形； 
图4为显示第一测试脉冲开始处的第一幅值降低及测试激励信号的第一与第二脉冲之间的第二幅值降低的图形； 
图5为显示测试激励信号的第一及第二脉冲之间的幅值降低的图形； 
图6为显示测试激励信号的第一及第二脉冲之间的另一个幅值降低的图形； 
图7为显示第一测试脉冲内的第一幅值降低及测试激励信号的第一及第二脉冲之间的第二幅值降低的图形； 
图8为显示测试输出信号相对于轮询和测试激励信号的图形； 
图9为显示当幅值在测试激励信号开始处降低时的未足量和足量充填条件的测试输出信号的图形； 
图10为显示当第一幅值降低发生于第一测试脉冲开始处且第二幅值降低发生于测试激励信号的第一及第二测试脉冲之间时未足量和足量充填条件的测试输出信号的图形； 
图11为显示当测试脉冲的幅值在第一及第二脉冲之间降低时未足量和足量充填条件的测试输出信号的图形； 
图12为显示当测试脉冲的幅值在第一及第二脉冲之间降低时未足量和足量充填条件的其他测试输出信号的图形； 
图13为显示分析物分析相对于样品体积的百分比偏差的图形； 
图14为显示不同类型的测试输出信号相对于图11的分析物分析的样 品体积的百分比群体的图形； 
图15描绘具有未足量检测系统的生物传感器的示意图。 
具体实施方式
本发明提供用于生物传感器的未足量检测系统。未足量检测系统改良测定生物流体的样品是否够大足以分析一种或多种分析物时的生物传感器的准确度及精确度。未足量检测系统将测试激励信号施加至生物传感器中所沉积的样品。测试激励信号切换到一个或多个不同幅值。样品响应于测试激励信号产生测试输出信号。当样品对于准确和/或精确分析不够大时，测试激励信号转变至不同幅值改变测试输出信号。未足量检测系统测量并比较测试输出信号与一个或多个未足量阈值以测定是否存在未足量条件。可利用生物传感器来测定诸如全血、尿液、唾液等生物流体中的诸如葡萄糖、尿酸、乳酸盐、胆固醇、胆红素等一种或多种分析物浓度。 
图1代表用于检测生物传感器中的未足量条件的方法。102中，生物传感器检测何时生物流体的样品可取用以供分析。104中，生物传感器将测试激励信号施加至样品。106中，生物传感器将测试激励信号切换到至少一个不同幅值。108中，生物传感器测量响应于测试激励信号来测量由样品所产生的测试输出信号。110中，生物传感器比较测试输出信号与一个或多个未足量阈值。112中，当测试输出信号指示样品尺寸不够大时，生物传感器响应于未足量条件产生误差信号或其他指示。 
图1的102中，生物传感器检测何时生物流体的样品可取用以供分析。生物传感器可感测何时传感带被放置在测量装置中。生物传感器可感测(机械性、电气性或类似方式)何时测量装置中的电触点连接于传感带中的电导体。生物传感器可将轮询激励信号或其他感测信号施加至工作、辅助和/或其他电极以检测何时样品连接于电极。生物传感器可使用其他方法及装置来检测何时样品可取用以供分析。 
轮询激励信号是电信号，诸如电流或电位，其以设定频率或间隔呈脉冲或接通及关断。样品响应于轮询激励信号产生轮询输出信号。轮询 输出信号为电信号，诸如电流或电位。生物传感器可在显示器上显示轮询输出信号和/或可在存储装置中储存测试输出信号。 
轮询激励信号是被轮询弛豫所分离的轮询脉冲序列。轮询脉冲期间，电信号为接通。轮询弛豫期间，电信号为关断。接通可以包括出现电信号时的时间期间。关断可以包括未出现电信号时的时间期间。关断可能不包括出现基本上无幅值的电信号时的时间期间。电信号可分别通过关闭及开启电路而切换于接通与关断之间。电路可机械性、电气性或类似方式开启及关闭。 
轮询激励信号可具有一个或多个轮询脉冲间隔。轮询脉冲间隔为轮询脉冲及轮询弛豫的总和。各轮询脉冲具有幅值及轮询脉冲宽度。幅值指示出电信号的电位、电流或类似性质的强度。幅值可在轮询脉冲期间改变或为常数。轮询脉冲宽度是轮询脉冲的时间时程。轮询激励信号中的轮询脉冲宽度可改变或为基本上相同。各轮询弛豫具有轮询弛豫宽度，其是轮询弛豫的时间时程。轮询激励信号中的轮询弛豫宽度可改变或为基本上相同。 
轮询激励信号可具有小于约300毫秒(ms)的轮询脉冲宽度及小于约1秒的轮询脉冲间隔。轮询激励信号可具有小于约100ms的轮询脉冲宽度及小于约500ms的轮询脉冲间隔。轮询激励信号可具有约0.5ms～约75ms的轮询脉冲宽度及约5ms～约300ms的轮询脉冲间隔。轮询激励信号可具有约1ms～约50ms的轮询脉冲宽度及约10ms～约250ms的轮询脉冲间隔。轮询激励信号可具有约5ms的轮询脉冲宽度及约120ms的轮询脉冲间隔。轮询激励信号可具有其他宽度及脉冲间隔。 
生物传感器可在轮询期间中将轮询激励信号施加至样品。轮询期间可小于约15分钟、5分钟、2分钟或1分钟。轮询期间可依据使用者如何使用生物传感器而为较长。轮询期间可为约0.5秒(sec)～约15分钟。轮询期间可为约5秒～约5分钟。轮询期间可为约10秒～约2分钟。轮询期间可为约20秒～约60秒。轮询期间可为约30～约40秒。轮询期间可具有小于约200、100、50或25个脉冲间隔。轮询期间可具有约2～约150个脉冲间隔。轮询期间可具有约5～约50个脉冲间隔。轮询期间可具有约5～约15个脉冲间隔。轮询期间可具有约10个脉冲间隔。可使用其他轮询期间。
图1的104中，生物传感器将测试激励信号施加至样品。当轮询输出信号等于或大于轮询阈值时，生物传感器施加测试激励信号。轮询阈值可大于第一脉冲开始处的预期测定输入信号的约5％。轮询阈值可大于第一脉冲开始处的预期测定输入信号的约15％。轮询阈值可为第一脉冲开始处的预期测定输入信号的约5％～约50％。可使用其他轮询阈值。生物传感器可在显示器上指示出轮询输出信号等于或大于轮询阈值。 
测试激励信号是以设定频率或间隔呈脉冲或接通及关断的诸如电流或电位等电信号。样品响应于测试激励信号产生测试输出信号。测试输出信号为诸如电流或电位等电信号。 
测试激励信号是被测试弛豫所分离的测试脉冲序列。测试脉冲期间，电信号为接通。测试弛豫期间，电信号为关断。接通是包括出现电信号时的时间期间。关断包括未出现电信号时的时间期间且不包括出现基本上无幅值的电信号时的时间期间。电信号分别通过关闭及开启电路而切换于接通与关断之间。电路可机械性、电气性或类似方式开启及关闭。 
测试激励信号可具有一个或多个测试脉冲间隔。测试脉冲间隔是测试脉冲及测试弛豫的总和。各测试脉冲具有幅值及测试脉冲宽度。幅值是指示出电位、电流或电信号的类似性质的强度。幅值可在测试脉冲期间改变或为常数。测试脉冲宽度是测试脉冲的时间时程。测试激励信号中的测试脉冲宽度可改变或为基本上相同。各测试弛豫具有测试弛豫宽度，其是测试弛豫的时间时程。测试输入信号中的测试弛豫宽度可改变或为基本上相同。 
测试激励信号可具有小于约5秒的测试脉冲宽度及小于约15秒的测试脉冲间隔。测试输入信号可具有小于约3、2、1.5或1秒的测试脉冲宽度及小于约13、7、4、3、2.5或1.5秒的测试脉冲间隔。测试输入信号可具有约0.1秒～约3秒的测试脉冲宽度及约0.2秒～约6秒的测试脉冲间隔。测试激励信号可具有约0.1秒～约2秒的测试脉冲宽度及约0.2秒～约4秒的测试脉冲间隔。测定输入信号可具有约0.1秒～约1.5秒的测试脉冲宽度及约0.2秒～约3.5秒的测试脉冲间隔。测试激励信号可具有约0.4秒～约1.2秒的测试脉冲宽度及约0.6秒～约3.7秒的测试脉冲间隔。测试激励信号可具有约0.5秒～约1.5秒的测试脉冲宽度及约0.75秒～约2.0秒的测试脉冲间隔。测 试激励信号可具有约1秒的测试脉冲宽度及约1.5秒的测试脉冲间隔。测试激励信号可具有其他宽度及脉冲间隔。 
生物传感器在测试期间中将测试激励信号施加至样品。测试期间可具有与轮询期间相同或不同的时程。测试激励信号可以是电化学传感器系统中的测试激励信号的一部分。测试激励信号及测试激励信号可基本上为相同信号。测试激励信号的测试期间可具有与测试激励信号相同或不同的时程。 
测试激励信号的测试期间可小于约180、120、90、60、30、15、10或5秒。测试期间可为约1秒～约100秒。测试期间可为约1秒～约25秒。测试期间可为约1秒～约10秒。测试期间可为约2秒～约3秒。测试期间可以为约2.5秒。测试期间可具有小于约50、25、20、15、10、8、6或4个测试脉冲间隔。测试期间可具有为约2～约50个测试脉冲间隔。测试期间可具有为约2～约25个测试脉冲间隔。测试期间可具有为约2～约15个测试脉冲间隔。测试期间可具有约10个测试脉冲间隔。可使用其他测试期间。 
图1的106中，生物传感器将测试激励信号切换到至少一个不同幅值。当切换到不同幅值时，生物传感器可施加具有与轮询激励信号幅值不同的幅值的测试激励信号。当切换到不同幅值时，生物传感器可施加具有一个或多个呈不同幅值的测试脉冲的测试激励信号。当切换到不同幅值时，生物传感器可施加具有一个或多个测试脉冲且其中幅值在不同幅值间变化或移位的测试激励信号。基本上当生物传感器从轮询激励信号切换到测试激励信号时生物传感器可切换测试激励信号的幅值。基本上在测试激励信号开始处生物传感器可切换测试激励信号的幅值。测试脉冲中、自一个测试脉冲转变至另一个测试脉冲中或在类似期间，生物传感器可将测试激励信号切换到不同幅值。测试脉冲中包括测试脉冲的开始、测试脉冲的结束、以及测试脉冲开始与结束之间的任何部分。测试脉冲中包括从测试脉冲开始到测试脉冲结束的任何位置或时间。从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中包括从一个测试脉冲的结束至另一个测试脉冲的开始的任何位置或时间。从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中包括作为测试弛豫的一部分或包括在其中的任何位置及时间。生物传感器可多次切换测试弛豫信号的幅值。生物传感器可将测试输出信 号切换到第一不同幅值且稍后切换到第二不同幅值。可发生测试弛豫信号的幅值的其他切换。 
不同幅值可以是基本上不同于原始幅值的任何幅值。不同幅值可高于或低于原始幅值。不同幅值是已经发生切换后的测试激励信号的幅值。原始幅值是切换前的幅值。原始幅值可能为轮询激励信号、测试激励信号中的第一或另一测试脉冲等的幅值。可使用其他原始及不同幅值。 
较高幅值可比原始幅值大高达约400％。较高幅值可比原始幅值大为约2％～约200％。较高幅值可比原始幅值大为约5％～约100％。较高幅值可比原始幅值大为约25％～约75％。较高幅值可比原始幅值大为约50％。可使用其他较高幅值。 
较低幅值可比原始幅值小为约2％～约98％。较低幅值可比原始幅值小为约5％～约95％。较低幅值可比原始幅值小为约10％～约90％。较低幅值可比原始幅值小为约20％～约80％。较低幅值可比原始幅值小为约25％～约65％。较低幅值可比原始幅值小为约50％。可使用其他较低幅值。 
各切换到不同幅值可响应于未足量条件产生测试输出信号的变化。测试输出信号的变化可以包括当没有未足量条件时作为或变成较强或较弱于测试输出信号的测试输出信号。测试输出信号的变化基本上可能发生于切换到不同幅值发生的同时和/或之后。测试输出信号的变化是可被测量的且可持续大于约1秒。当测试激励信号的幅值多次改变时，来自或前往不同幅值的各转变可产生测试输出信号的进一步变化。 
测试输出信号的变化可以是移位至较强或较弱测试输出信号。移位基本上可以是瞬间性的、逐渐性的、其组合等。较强测试输出信号比起较弱测试输出信号具有更大或更高强度。例如，2000奈安培(nA)的测试输出信号是强于或大于1200nA的测试输出信号。例如，-1100nA的测试输出信号是弱于或小于1000nA的测试输出信号。可使用其他测试输出信号。 
切换到较低幅值可响应于未足量条件产生测试输出信号的减小。测试输出信号的减小基本上可发生于测试输出信号开始时，诸如当测试激励信号开始时或当轮询激励信号切换到测试激励信号时。测试输出信号 的减小可发生于当测试激励信号切换到不同幅值之后测试输出信号变成较弱或较小时。切换到较低幅值可产生负测试输出信号或变成负性的测试输出信号。 
切换到较高幅值可响应于未足量条件产生测试输出信号的增加。测试输出信号的增加基本上可发生于测试输出信号开始处，诸如当测试激励信号开始时或当轮询激励信号切换到测试激励信号时。测试输出信号的增加可发生于当测试激励信号切换到不同幅值之后测试输出信号变成较强或较大时。 
可选择原始及不同幅值以当存在未足量条件时提供更可测量或更干净的测试输出信号变化。可选择原始及不同幅值以在样品分析中提供更不依赖其他条件的测试输出信号变化。可选择原始及不同幅值以当发生幅值转变时在样品中的分析物的氧化还原反应中少有或没有变化。此外，可选择原始及不同幅值的差异以当存在未足量条件时增加或减小测试输出信号的降低。 
原始和不同幅值可选自电化学传感器系统中的介体的输出信号平台内的激励幅值。输出信号平台中从一个激励幅值至另一个激励幅值的切换可产生样品中的分析物的氧化还原反应的极少或毫无变化。输出信号平台可以包括其中电化学传感器系统产生基本上相同或恒定的输出信号的激励幅值。输出信号平台可以包括其中电化学传感器系统产生对于输出信号平台的平均输出信号或选定输出信号的1％内的输出信号的激励幅值。输出信号平台可以包括其中电化学传感器系统产生对于输出信号平台的平均输出信号或选定输出信号的5％内的输出信号的激励幅值。输出信号平台可以包括其中电化学传感器系统产生对于输出信号平台的平均输出信号或选定输出信号的10％内的输出信号的激励幅值。可使用其他输出信号平台。 
图2为显示对于铁氰化物/亚铁氰化物氧化还原反应对相较于辅助电极处的相同铁氰化物/亚铁氰化物氧化还原反应对的循环性伏安图的半积分的图形。半积分代表是使用电压分析法或门控电压分析法的电化学传感器系统的电化学传感器系统中所施加电位的函数的电流。铁氰化物/亚铁氰化物氧化还原反应对是通过样品中的分析物的氧化和还原作辅助 的介体。可使用其他氧化还原反应对。 
半积分界定约0.18伏特(V)～约0.6V的电流平台，其中电流基本上恒定于约27微库仑/秒平方根(μCoul/sec1/2)。电流平台内，少有或没有法拉第反应(faradaic reaction)的变化—分析物及介体及生物传感器中的电极之间的电子转移。由于电位变化只产生充电电流。原始及不同幅值可选自电流平台内的电位。可选择对于原始幅值的约0.4V(图2的A)的幅值或电位。原始幅值可以是轮询激励信号中的轮询脉冲或测试激励信号中的测试脉冲的幅值。可选择对于不同幅值的约0.2V(图2的B)的幅值或电位。不同幅值可以是测试激励信号中的测试脉冲或测试脉冲一部分的幅值。其他原始及不同幅值可选自电流平台。 
图1的104及106中，轮询和测试信号可以是用于测定生物流体样品中的一种或多种分析物浓度的电化或光学传感器系统的一部分或其添加物。电化及光学传感器系统中，样品中的分析物的氧化/还原或氧化还原反应产生分析输出信号。酶或类似物种可添加至样品以增强氧化还原反应。分析输出信号被测量且与样品中分析物浓度相关。 
光学传感器系统一般测量由化学指示剂与分析物氧化还原反应物的反应所产生或吸收的光量。酶可连同化学指示剂一起被包括以增加反应动力学。分析输出信号或来自光学系统的光可被转换成诸如电流或电位等电信号。 
在光吸收光学系统中，化学指示剂产生吸光的反应产物。来自光源的入射激励光束导引朝向样品。入射光束可从样品反射回去或透射经过样品至检测器。检测器收集并测量经衰减的入射光束(分析输出信号)。反应产物所衰减的光量为样品中的分析物浓度的指示。 
光产生式光学系统中，化学检测器响应于分析物氧化还原反应发荧光或发光。检测器收集并测量所产生的光(分析输出信号)。化学指示剂产生的光量为样品中的分析物浓度的指示。 
电化学传感器系统将测定输入信号施加至生物流体的样品。测试激励信号可以是电位或电流且可以是恒定的、可变的或其组合，诸如当AC信号连同DC信号偏移施加之时。测试激励信号可以单脉冲或多脉冲、序 列或循环的形式施加。当测试激励信号施加至样品时，分析物经历氧化还原反应。可使用酶或类似物种来增强分析物的氧化还原反应。可利用介体来维持酶的氧化状态。氧化还原反应产生可在瞬时和/或稳态输出期间不断地或周期性地测量的分析输出信号。可使用诸如电流分析法、电量分析法、电压分析法、门控电流分析法、门控电压分析法等各种电化方法。 
电流分析法中，电位或电压施加至生物流体的样品。分析物的氧化还原反应响应于电位产生电流。电流以恒定电位在固定时间测量以量化样品中的分析物。电流分析法一般测量分析物被氧化或还原的速率以测定样品中的分析物浓度。使用电流分析法的生物传感器系统描述于美国专利No.5,620,579；5,653,863；6,153,069；及6,413,411中。 
电容分析法中，将电位施加至生物流体的样品以彻底氧化或还原样品内的分析物。电位产生电流，将电流对氧化/还原时间积分，从而产生代表分析物浓度的电荷。电量分析法通常得到样品内分析物的总量。对于全血葡萄糖测量使用电容分析法的生物传感器系统描述于美国专利No.6,120,676中。 
电压分析法中，向生物流体样品施加变化的电位。分析物的氧化还原反应响应于施加的电位而产生电流。随时间测量电流，以量化样品中的分析物。电压分析法一般测量分析物被氧化或还原的速率以测定样品中的分析物浓度。可在1980年A.J.Bard和L.R.Faulkner的“ElectrochemicalMethods：Fundamentals and Applications”中找到关于电压分析法的其他信息。 
门控电流分析法和门控电压分析法中，使用了脉冲激发，分别如2005年7月20日提交的美国临时专利申请No.60/700,787和2005年9月30日提交的美国临时专利申请No.60/722,584中所述，将这两件申请引入本文以作参考。 
测试激励及输出信号可连同电化学传感器系统的脉冲式激励及输出信号被并入。测试激励信号可以是门控电流分析法或门控电压分析法系统中施加至样品的测试激励信号的一部分。测试激励信号可以是测试期 间中施加至样品的测试激励信号的一部分。测试输出信号可以是测试期间中由样品所产生的分析输出信号的一部分。测试激励及输出信号可连同其他电化学传感器系统被并入。 
图3-7为显示用于未足量检测系统的轮询和测试激励信号的图形。虽然显示出轮询激励信号，但是未足量检测系统可在没有轮询激励信号下操作。图3-5中，轮询激励信号的最后轮询脉冲与测试激励信号的第一测试脉冲之间少有或没有轮询弛豫宽度。图6-7，最后轮询脉冲与第一测试脉冲之间的轮询弛豫宽度可能相同或不同于轮询激励信号中的另一轮询弛豫宽度。 
图3-7中，轮询激励信号具有约400mV的幅值。测试激励信号具有降低至约200mV的幅值。轮询激励信号具有约5ms的轮询脉冲宽度及约250ms的轮询脉冲间隔。测试激励信号具有约1秒的测试脉冲宽度及约1.5秒的测试脉冲间隔。测试激励信号可以是用于电化学传感器系统的测试激励信号的一部分，诸如门控电流分析法、门控电压分析法等。可使用其他轮询和测试激励信号。 
图3为显示测试激励信号开始处的幅值降低的图形。轮询激励信号的最后轮询脉冲与测试激励信号的第一测试脉冲之间少有或没有轮询弛豫宽度。当生物传感器从轮询激励信号切换到测试激励信号时，从约400mV至约200mV的转变发生于约0秒处。 
图4为显示第一测试脉冲开始处的第一幅值降低及测试激励信号的第一及第二脉冲之间的第二幅值降低的图形。轮询激励信号的最后轮询脉冲及测试激励信号的第一测试脉冲之间少有或没有轮询弛豫宽度。当生物传感器从轮询激励信号切换到测试激励信号时，从约400mV至约300mV的第一转变发生于约0秒处。从约300mV至约200mV的第二转变发生于约1-1.5秒处，位于第一及第二脉冲之间。 
图5为显示测试激励信号的第一及第二脉冲之间的测试脉冲的幅值降低的图形。轮询激励信号的最后轮询脉冲及测试激励信号的第一测试脉冲之间少有或没有轮询弛豫宽度。从约400mV至约200mV的转变发生于约1-1.5秒处，位于第一及第二脉冲之间。
图6为显示测试激励信号的第一及第二脉冲之间的测试脉冲的另一个幅值降低。最后轮询脉冲与第一测试脉冲之间的轮询弛豫宽度可能相同或不同于轮询激励信号中的另一轮询弛豫宽度。从约400mV至约200mV的转变发生于约1-1.5秒处，位于第一及第二脉冲之间。 
图7为显示第一测试脉冲内的第一幅值降低及测试激励信号的第一及第二脉冲之间的第二幅值降低的图形。最后轮询脉冲与第一测试脉冲之间的轮询弛豫宽度可能相同或不同于轮询激励信号中的另一轮询弛豫宽度。当生物传感器将幅值在第一脉冲中从约400mV切换到约300mV时，第一幅值降低发生于约0.5秒处。当生物传感器在第一及第二脉冲之间将幅值从约300mV切换到约200mV时，第二幅值降低发生于约1-1.5秒处。 
图1的108中，生物传感器测量样品所产生的测试输出信号。样品响应于测试激励信号产生测试输出信号。生物传感器可在显示器上显示测试输出信号和/或可在存储装置中储存测试输出信号。 
图8为显示测试输出信号相对于轮询和测试激励信号的图形。生物流体的样品基本上充填样品室；换句话说，不存在未足量条件。当样品室基本上充填有样品时，发生酶性及电化学反应且响应于如预期的测试激励信号或电位产生测试输出信号或电流。可使用其他轮询和测试激励信号。可产生其他测试输出信号，包括可初始下降的那些及可在所有脉冲中皆下降的那些。 
轮询激励信号具有约400mV的幅值而呈约50ms的轮询脉冲宽度及约250ms的轮询脉冲间隔。测试激励信号具有400mV的初始幅值，其降低至约200mV的最终幅值。测试激励信号具有约1秒的测试脉冲宽度及约1.5秒的测试脉冲间隔。测试激励信号的初始幅值在第一及第二脉冲之间降低至最终幅值。从约400mV至约200mV的转变发生于约1-1.5秒处。测试激励信号可以是用于电化学传感器系统的测试激励信号的一部分，诸如门控电流分析法、门控电压分析法等。 
样品响应于所施加电位或测试激励信号产生电流或测试输出信号。第一测试脉冲的所施加电位约为400mV，其基本上与轮询脉冲的所施加 电位相同。第一测试脉冲的电流从脉冲的起点增加至终点。从较高至较低电位的转变发生于第一及第二测试脉冲之间。第一及后续测试脉冲的所施加电位约为200mV。第二及后续测试脉冲的电流在测试脉冲开始处比先前测试脉冲终点处的电流更高。第二及后续测试脉冲的电流从脉冲的起点减小至终点。 
图8中，测试输出信号及轮询和测试激励信号可能用于具有工作电极、辅助电极、以及触发电极(其可以是辅助电极的子单元或子组件)的生物传感器。生物传感器可测量全血中的葡萄糖浓度。可使用其他生物传感器，包括具有额外电极和不同构造的那些。可测量其他分析物浓度，包括其他生物流体中的那些。 
使用中，将传感带插入生物传感器的传感器端口内且接通电源。生物传感器以具有约5至10ms脉冲宽度及约125ms脉冲间隔的脉冲将轮询激励信号或轮询电位施加至传感带的工作电极和辅助电极。生物传感器等待样品(全血)施加至传感带。生物传感器测量轮询输出信号。生物传感器可具有用于将轮询输出信号提供至模拟比较器的输入的电位。 
当只有足够样品(全血)覆盖触发电极和工作电极时，可能具有约400mV的轮询激励信号下的短脉冲电流。当输出信号等于或大于轮询阈值时，生物传感器将测试激励信号或电位施加至工作和辅助电极。轮询阈值可约为250nA。测试激励信号可以是电化学传感器系统中的测试激励信号的一部分。测试及测试激励信号可以是基本上相同的信号。比较器可以将轮询阈值与轮询输出信号作比较。当轮询输出信号超过轮询阈值时，比较器的输出信号可触发测试激励信号的发动。 
在测试激励信号期间，生物传感器可将具有约400mV电位的第一测试脉冲以约1秒施加至工作和辅助电极。第一测试脉冲接着为0.5秒测试弛豫，其可以是基本上开路等。第一脉冲内的测试输出信号或电流是测量并储存于存储装置中。生物传感器可以约200mV以约1秒将第二脉冲施加至工作和辅助电极。如果传感带中具有不足样品，从约400mV至约200mV的电位切换可触发负电流，特别是当样品只覆盖工作及触发电极时。第二脉冲内的测试输出信号或电流被测量并储存在存储装置中。生物传感器继续将测试脉冲从测试激励信号施加至工作和辅助电极直到测试期间的终点或依照生物传感器所需要为止。测试期间可以是约1～约10秒。可测量并储存各测试脉冲内的测试输出信号或测试电流。 
测试输出信号或测试电流可与一个或多个滤器作比较以检测是否存在未足量条件。滤器可以是未足量阈值，其中测试输出信号指示出传感带中具有不足样品。对于第一滤器，测试脉冲内的任测试电流均可与第一未足量阈值作比较以检测是否存在未足量条件。例如，第二测试脉冲终点处的电流i2，8可与约150nA的第一未足量阈值作比较。对于第二滤器，可将两测试电流之间的差异与第二阈值作比较以检测是否存在未足量条件。例如，可将第一脉冲中的最后电流i1，8与第二脉冲中的第一电流i2，1之间的差异与约700nA的第二阈值作比较。滤器可分开地使用或合并使用，诸如当第二滤器检测第一滤器并未检测的未足量条件时。当符合过滤条件之一时，生物传感器可将误差信号或其他指示提供予使用者。生物传感器可停止施加测试激励信号且提示使用者添加更多血液至传感带。使用者可能能够自未足量条件回收且避免浪费传感带。 
图9-12为显示未足量和足量充填条件的测试输出信号的图形。未足量条件用于约1.2微升(μL)的样品。足量充填条件用于约2.0μL的样品。足量充填条件的电流轮廓类似于图8所示的电流轮廓。未足量条件产生具有在约2.5秒内下降至低于约-1100nA的负电流的测试输出信号或电流轮廓。 
未足量和足量充填条件的测试输出信号或电流轮廓响应于轮询及激励信号或所施加电位。轮询激励信号具有呈约5ms轮询脉冲宽度及约62.5ms轮询脉冲间隔的约400mV的幅值或电位。测试激励信号具有降低至约200mV的幅值。测试激励信号具有约1秒的测试脉冲宽度及约1.5秒的测试脉冲间隔。当轮询输出信号等于或大于轮询阈值时，轮询激励信号切换到测试激励信号。轮询阈值可约为250nA。可使用其他轮询阈值。测试激励信号可以是用于电化学传感器系统的测试激励信号的一部分，诸如门控电流分析法、门控电压分析法等。 
图9为显示当幅值在测试激励信号开始处降低时的未足量和足量充填条件的测试输出信号的图形。样品是具有约50毫克/分升(mg/dL)葡萄糖浓度及约40％血容比的全血。当幅值在第一测试脉冲开始处从约400mV切换到约200mV时，幅值降低发生于约0秒处。未足量条件在测试激励信号的第一脉冲期间产生具有负电流的测试输出信号。 
图10为显示当第一幅值降低发生于第一测试脉冲开始处且第二幅值降低发生于测试激励信号的第一及第二测试脉冲之间时未足量和足量充填条件的测试输出信号的图形。样品是具有约50mg/dL葡萄糖浓度及约40％血容比的全血。当幅值在第一测试脉冲开始处从约400mV切换到约300mV时，第一幅值降低发生于约0秒处。当幅值在第一及第二脉冲之间从约300mV切换到约200mV时，第二幅值降低发生于约1-1.5秒处。当测试脉冲从约400mV降低至约300mV时，未足量条件在测试激励信号的第一脉冲期间产生具有接近为零的电流的测试输出信号。测试脉冲从约300mV降低至约200mV之后，未足量条件在测试激励信号的第二脉冲期间产生具有负电流的测试输出信号。 
图11为显示当幅值在测试激励信号的第一及第二测试脉冲之间降低时未足量和足量充填条件的测试输出信号的图形。样品是具有约50mg/dL葡萄糖浓度及约40％血容比的全血。当幅值在第一及第二测试脉冲之间从约400mV切换到约200mV时，幅值降低发生于约1-1.5秒处。当测试脉冲的所施加电位保持与轮询脉冲的所施加电位基本上相同时，未足量条件在测试激励信号的第一脉冲期间产生具有正电流的测试输出信号。测试脉冲从约400mV降低至约200mV之后，未足量条件在测试激励信号的第二脉冲期间产生具有负电流的测试输出信号。 
图12为显示当测试脉冲的幅值在第一及第二脉冲之间降低时未足量和足量充填条件的测试输出信号的图形。样品是具有约400mg/dL葡萄糖浓度及约40％血容比的全血。当幅值从约400mV切换到约200mV时，幅值降低发生于约1-1.5秒处。在测试激励信号的第一脉冲期间，测试脉冲的所施加电位保持与轮询脉冲的所施加电位基本上相同。未足量条件在第一脉冲期间产生具有正电流的测试输出信号。测试脉冲从约400mV降低至约200mV之后，未足量条件在测试激励信号的第二脉冲期间产生具有负电流的测试输出信号。 
图1的110中，生物传感器在测试期间中比较测试输出信号与一个或多个未足量阈值。未足量阈值可以是储存在存储装置中的预定阈值、从 查阅表中获得等等。可能已经从研究室工作的统计学分析发展出预定阈值。可使用其他预定阈值。未足量阈值可能是响应于测试输出信号的经测量及计算的阈值。可使用其他经测量或计算的阈值。 
可选择未足量阈值以识别响应于未足量条件的测试输出信号何时较强或较弱。可选择未足量阈值以识别响应于测试激励信号中从较高至较低幅值的切换所产生的较弱测试输出信号。可选择未足量阈值以识别响应于测试激励信号中从较高至较低幅值的切换所产生的负测试输出信号。可选择未足量阈值以识别响应于测试激励信号中从较低至较高幅值的切换所产生的较强测试输出信号。可选择未足量阈值以识别何时测试输出信号中的变化响应于未足量条件。可使用其他未足量阈值。 
当测试输出信号等于或小于第一未足量阈值时，测试输出信号可指示出未足量条件。第一未足量阈值可以是储存在存储装置中、从查阅表获得等等的预定阈值。第一未足量阈值可响应于测试输出信号的经测量或计算的阈值。第一未足量阈值可以是小于第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约50％或75％。第一未足量阈值可以小于第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约10％。第一未足量阈值可为第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约2％～约8％。第一未足量阈值可为第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约5％。第一未足量阈值可约为零。例如，对于图9-12的测试输出信号的第一未足量阈值可为约100nA～约200nA。可使用其他第一未足量阈值。 
当测试输出信号中的变化等于或大于第二未足量阈值时，测试输出信号可指示出未足量条件。变化可以是响应于测试激励信号中的从较高至较低幅值的切换所产生的测试输出信号的减小。变化可以是响应于测试激励信号中的从较低至较高幅值的切换所产生的测试输出信号的增大。第二未足量阈值可以储存在存储装置中、从查阅表获得等等的预定阈值。第二未足量阈值是响应于测试输出信号的经测量或计算的阈值。第二未足量阈值可以大于第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约5％或10％。第二未足量阈值可为第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约5％～约90％。第二未足量阈值可为第一测试脉冲 开始处的预期或测量的测试输出信号的约25％～约75％。第二未足量阈值可以为第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约50％。例如，对于图9-12的测试输出信号的第二未足量阈值可为约500nA～约2000nA。可使用其他第二未足量阈值。 
当测试输出信号等于或大于第三未足量阈值时，测试输出信号可指示出未足量条件。第三未足量阈值可以储存在存储装置中、从查阅表获得等等的预定阈值。第三未足量阈值是响应于测试输出信号的经测量或计算的阈值。第三未足量阈值可以大于第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约150％或200％。第三未足量阈值可以是第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约110％。第三未足量阈值可为第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约102％～约108％。第三未足量阈值可以为第一测试脉冲开始处的预期或测量的测试输出信号的约105％。可使用其他第三未足量阈值。 
图13为显示分析物分析相对于样品体积的百分比偏差的图形。分析物分析测定全血样品中的葡萄糖浓度。偏差百分比(％-偏差)是各分析所测定的葡萄糖浓度与充分充填时样品的葡萄糖浓度之间相对差异的误差测量。样品体积为约1.2μL～约2.0μL。充分充填的样品体积为约2.0μL。 
来自分析物分析的测试输出信号被两个滤器(滤器1及滤器2)作筛选以识别具有未足量条件的样品。当测试输出信号等于或小于第一未足量阈值时，滤器1(F1)误差指示出样品具有未足量条件。当从较高转变至较低测试脉冲之处或之后的测试输出信号中的减小等于或大于第二未足量阈值时，滤器2(F2)误差指示出未足量条件。可使用其他滤器。 
具有来自图13中分析的三种类型的测试输出信号：(1)测试输出信号指示没有F1误差；(2)测试输出信号指示F1误差；及(3)测试输出信号指示没有F1误差，但指示F2误差。在指示没有F1误差的测试输出信号中，只有四个分析具有大于约±15％的％-偏差。具有大于约±15％的％-偏差且未被检测为F1误差的三个分析被检测作为F2误差。 
图14为显示不同类型的测试输出信号相对于图13的分析物分析的样品体积的百分比群体的图形。百分比群体(％-群体)是具有处于样品体积 中的特定类型测试输出信号的分析物分析的比例。具有含F1或F2误差的测试输出信号的分析物分析基本上被排除在具有小于±15％的％-偏差的分析物分析之外。基本上，具有未被F1或F2误差所筛除的测试输出信号的分析物分析具有小于±15％的％-偏差。检测率(detection rate)对于具有大于约±15％的％-偏差的分析的未足量条件大于约98％。检测率对于具有大于约±10％的％-偏差的分析的未足量条件大于约90％。检测率可由不同阈值进一步精修。未足量以外的因素可对大于±15％的％-偏差作贡献。 
图1的112中，当测试输出信号指示出样品尺寸不够大时，生物传感器响应于未足量条件产生误差信号或其他指示。误差信号可显示于显示器装置上和/或留置在存储装置中。生物传感器可在进行样品中一种或多种分析物分析之时或之后提供误差信号。生物传感器可在分析物的检测之后和/或分析之前立即提供误差信号。误差信号可能在进行分析物分析之前要求将生物流体添加至样品。误差信号可停止分析物的分析。停止包括不启动或中止分析。 
图15描绘具有未足量检测系统的生物传感器1500的示意图。生物传感器1500测定生物流体的样品中的分析物浓度。如前所述，未足量检测系统指示出生物流体样品何时不够大以提供一种或多种分析物的准确和/或精确分析。生物传感器1500包括测量装置1502和传感带1504，其可实施为台式装置、便携式或手持式装置等。测量装置1502和传感带1504可适合于实施电化学传感器系统、光学传感器系统或其组合等。未足量检测系统可在测定未足量条件何时发生时改良生物传感器1500的准确度和/或精确度。生物传感器1500可用来测定诸如全血、尿液、唾液等生物流体中的诸如葡萄糖、尿酸、乳酸盐、胆固醇、胆红素等一种或多种分析物浓度。虽然显示了生物传感器1500的特定构造，但它可具有其他构造，包括具有其他组件的构造。 
传感带1504具有形成储集器1508和带有开口1512的通道1510的基底1506。储集器1508和通道1510可由带有排放口的盖所覆盖。储集器1508限定了部分封闭的容积(帽隙)。储集器1508可含有有助于保持液体样品(例如遇水膨胀型聚合物或多孔状聚合物基质)的组分。试剂可沉积于储集 器1508和/或通道1510中。试剂可以包括一种或多种酶、粘合剂、介体及其他活性或非反应性物种。试剂可以包括用于光学系统的化学指示剂。传感带1504还可具有邻近于储集器1508安置的样品接口1514。样品接口1514可部分或完全地环绕储集器1508。传感带1504可具有其他构造。 
样品接口1514具有与工作电极和对电极相连接的导体。各电极基本上可位于同一平面上。电极之间隔可大于200μm或250μm且与盖之间隔可至少为100μm。电极可安置于形成储集器1508的基底1506的表面上。电极可伸入或插入由储集器1508形成的帽隙中。介电层可部分地覆盖导体和/或电极。辅助电极可具有子组件或触发电极。子组件可设置于工作电极的上游。样品接口1514可具有其他电极和导体。样品接口1514可具有用于观察样品的一个或多个光入口或开孔。样品接口1514可具有其他组件和构造。 
测量装置1502包括与传感器接口1518和显示器1520相连接的电路1516。电路1516包括与信号发生器1524及存储介质1528相连接的处理器1522。测量装置可具有其他组件和构造。 
信号发生器1524响应于处理器1522而将电输入信号供至传感器接口1518。电输入信号可以包括用于未足量检测系统中的轮询和测试激励信号。电输入信号可以包括用于操作或控制用于光学检测器系统的传感器接口1518中的检测器及光源的电信号。电输入信号可以包括用于电化学传感器系统中的测试激励信号。用于未足量检测系统的轮询和测试激励信号可以是用于电化学传感器系统的测试激励信号的一部分或与其并用。电输入信号可由传感器接口1518传输至样品接口1514。电输入信号可以是电位或电流并且可以是恒定的、变化的或其组合，例如当施加具有DC信号偏移的AC信号时。电输入信号可以单脉冲或多脉冲、序列或周期的形式施加。信号发生器1524也可作为发生器-记录器记录来自传感器接口1518的信号。 
存储介质1528可以是磁存储器、光学存储器或半导体存储器、其他计算机可读存储装置等。存储介质1528可以是固定存储装置或诸如存储卡等可移动存储装置。
处理器1522使用储存于存储介质1528中的计算机可读软件码和数据来实施未足量检测、分析物分析和数据处理。处理器1522可响应于传感器接口1518处传感带1504的存在、将样品应用到传感带1504上、用户输入等而开始未足量检测和分析物分析。处理器1522指示信号发生器1524将电输入信号供到传感器接口1518。 
处理器1522接收和测量来自传感器接口1518的输出信号。输出信号可以是诸如电流或电位等电信号，或光。输出信号可以包括用于未足量检测系统中的轮询和测试输出信号。输出信号可以包括响应于样品中分析物的氧化还原反应所产生的分析输出信号。可利用光学系统、电化学系统等产生输出信号。用于未足量检测系统的测试输出信号可以是用于电化学传感器系统的分析输出信号的一部分或与其并用。如前所述，处理器1522可以将一个或多个轮询阈值与轮询输出信号作比较。如前所述，处理器1522可以将一个或多个未足量阈值与测试输出信号作比较。 
当测试输出信号指示出样品尺寸不够大时，处理器1522提供未足量条件的误差信号或其他指示。处理器1522可以在显示器1520上显示误差信号且可在存储介质1528中储存误差信号及相关数据。处理器1522可在分析物分析的过程中或之后的任何时间提供误差信号。当检测到未足量条件时，处理器1522可提供误差信号且可提示使用者将更多生物样品添加至传感带1504。当检测到未足量条件时，处理器1522可能未继续进行分析物分析。 
处理器1522从分析输出信号测定分析物浓度。将分析物分析的结果输出至显示器1520并可储存于存储介质1528中。关于实施分析物分析的指令可由储存于存储介质1528中的计算机可读软件码提供。代码可以是目标代码或者描述或控制本文所述功能的任何其他代码。可在处理器1522中对分析物分析的数据进行一种或多种数据处理，包括测定衰减率、K常数、斜率、截距和/或样品温度。 
传感器接口1518具有与传感带1504的样品接口1514中的导体连接或电连通的触点。传感器接口1518将来自信号发生器1524的电输入信号经由这些触点传输到样品接口1514中的连接器。传感器接口1518还将来自样品接口1514的输出信号传输到处理器1522和/或信号发生器1524。传感 器接口1518也可以包括检测器、光源及光学传感器系统中所使用的其他组件。 
显示器1520可以是模拟型或数字型的。显示器可以是适合于显示值读数的LCD显示器。可使用其他显示器。 
使用中，通过将液体引入开口1512，将生物流体的液体样品转移到储集器1508形成的帽隙中。液体样品经由通道1510流至储集器1508中，填充帽隙，同时排出先前容纳的空气。液体样品与沉积于通道1510和/或储集器1508中的试剂发生化学反应。 
处理器1522检测何时生物流体的样品可取用以供分析。将传感带1504邻近于测量装置1502安置。邻近位置包括使样品接口1514与传感器接口1518电和/或光连通的位置。电连通包括输入和/或输出信号在传感器接口1518中的触点与样品接口1514中的导体之间的转移。光连通包括光在样品接口1514中的光入口与传感器接口1518中的检测器之间的转移。光连通还包括光在样品接口1514中的光入口与传感器接口1518中的光源之间的转移。 
处理器1522可导引信号发生器1524以提供轮询输入信号至传感器接口1518，其将轮询输入信号经由样品接口1514中的电极施加至样品。样品响应于轮询输入信号产生轮询输出信号。样品接口1514提供轮询输出信号至传感器接口1518。处理器1522从传感器接口1518接收轮询输出信号。处理器1522可在显示器1520上显示轮询输出信号和/或可在存储介质1528中储存轮询输出信号。 
处理器1522可导引信号发生器1524以当轮询输出信号等于或大于轮询阈值时将测试输入信号提供至传感器接口1518。处理器1522可具有比较器电路以当轮询输出信号等于或大于轮询阈值时将测试激励信号提供至传感器接口1518。比较器电路中，轮询输出信号被导引至电气性(模拟)比较器等的输入内。比较器比较轮询输出信号与轮询阈值。当轮询输出信号等于或大于轮询阈值时，比较器的输出触发测试激励信号的发动。如前所述，当从轮询激励信号切换到测试激励信号时，处理器1522可将测试脉冲的幅值改变至不同于轮询脉冲幅值的幅值。测试脉冲的幅值可 大于和/或小于轮询脉冲的幅值。一个测试脉冲的幅值可大于或小于另一个测试脉冲的幅值。处理器1522可在测试激励信号处或附近和/或从一个脉冲至另一个脉冲的转变期间改变测试脉冲的幅值。处理器1522可多次改变测试脉冲的幅值。 
传感器接口1518在测定期间经由样品接口1514将测试激励信号施加至样品。样品响应于测试激励信号产生测试输出信号。样品接口1514将测试输出信号提供至传感器接口1518。 
处理器1522从传感器接口1518接收测试输出信号。处理器1522测量样品所产生的测试输出信号。处理器1522可在显示器1520上显示测试输出信号和/或可在存储介质1528中储存测试输出信号。 
如前所述，处理器1522在测试期间比较测试输出信号与一个或多个未足量阈值。当测试输出信号等于或小于第一未足量阈值时，测试输出信号可指示未足量条件。当测试输出信号的变化等于或大于第二未足量阈值时，测试激励信号可指示未足量条件。当测试输出信号等于或大于第三未足量阈值时，测试输出信号可指示未足量条件。 
当测试输出信号指示样品尺寸不够大时，处理器1522提供未足量条件的误差信号。误差信号可显示于显示器1520上和/或留置在存储介质1528中。处理器1522可立即或在诸如分析物分析之后等另一时间提供误差信号。处理器1522可提示使用者在进行分析物分析之前将更多生物流体添加至样品。 
处理器1522导引信号发生器1524以将其他电输入信号提供至传感器接口1518。光学系统中，传感器接口1518提供电输入信号以操作检测器及光源。传感器接口1518从检测器接收分析输出信号。电化学系统中，传感器接口1518经由样品接口1514将测试激励信号施加至样品。用于未足量检测系统的测试激励信号可以是测试激励信号的一部分或与其并用。样品响应于测试激励信号产生来自分析物氧化还原反应的分析输出信号。样品接口1514将分析输出信号提供至传感器接口1518。 
处理器1522从传感器接口1518接收分析输出信号。处理器1522响应于分析输出信号测定样品的分析物浓度。处理器1522可在显示器1520中 显示分析输出信号和/或可在存储介质1528中储存分析输出信号。 
在并非用于限定范围、应用或实施的前提下，可以使用以下算法来实现前述的方法和系统： 
步骤1：接通生物传感器电源 
步骤2：进行生物传感器自我测试 
步骤3：设置轮询，将样品应用于传感器 
步骤4：用于测试的传感器电流的设置 
步骤5：测试传感器电流是否超过轮询阈值 
步骤6：延迟和再度测试传感器电流 
步骤7：样品应用的检测 
       开始计数时间 
       发动脉冲序列 
步骤8：脉冲1-测量传感器电流i1，1及i1，8
步骤9：脉冲2-测量传感器电流i2，1及i2，8
步骤10：延迟2- 
步骤11：脉冲3-测量传感器电流i3，1及i3，8
步骤12：延迟3- 
步骤13：脉冲4-测量传感器电流i4，1、i4，4及i4，8
步骤14：延迟4- 
步骤15：脉冲5-测量传感器电流i5，1、i5，4及i5，8
骤16：查出对于批次校准数字的斜率及截距 
　　　Ｓ＝对于当前批次校准数字的斜率值 
　　　Int＝对于当前批次校准数字的截距值 
步骤17：对于温度效应调整斜率及截距 
步骤18：计算25℃下的葡萄糖浓度
步骤19：转换至目标参考值(血浆vs.WB参考值)步骤20：检查未足量 
　　　若(i2，8<未足量min)或((i1，8-i2，1)>未足量Delta)，则 
　　　开始 
　　　若(ErrorCode未被设定)，则 
　　　将ErrorCode设定为“未足量” 
　　　结束 
步骤21：转换至测量设定的正确单位 
步骤22：显示结果 
算法中可使用的常数的一个例子请见下表I。可使用其他常数。 
表I 
  
常数 说明 值 单位
未足量min 对于未足量检查的电流阈值，第1判别标准 150 nA
未足量Delta 对于未足量检查的电流△(Delta)阈值，第2判别标准 700 nA
下面给出一些定义，以便更清楚且更一致地理解本说明书和权利要求书。 
“分析物”被定义为存在于样品中的一种或多种物质。分析将测定样品中是否存在分析物和/或所存在的分析物的浓度。 
“样品”被定义为一种可能含有未知量分析物的组合物。通常，用于电化学分析的样品是液体形式，且优选地，样品是含水混合物。样品可以是诸如血液、尿液或唾液等生物样品。样品也可以是生物样品的衍生物，例如提取物、稀释液、滤液或复水的沉淀物。 
“导体”被定义为一种在电化学分析过程中保持固定不变的导电物质。 
“准确度”被定义为传感器系统所测得的分析物的量与样品中分析物的真实量的接近程度。准确度可以表示为传感器系统的分析物读数与参考分析物读数相比的偏差。较大偏差值反映较小准确度。
“精确度”被定义为对相同样品的多次分析物测量的接近程度。准确度可以表示为多次测量之间的展度(spread)或方差。 
“氧化还原反应”被定义为在两种物质之间、涉及至少一个电子从第一物质转移到第二物质的化学反应。因此，氧化还原反应包括氧化和还原。氧化半电池反应涉及到第一物质失去至少一个电子，而还原半电池反应涉及到第二物质增加至少一个电子。被氧化物质的离子电荷增大值等于失去的电子数。同样，被还原物质的离子电荷降低值等于得到的电子数。 
“介体”被定义为一种可以被氧化或被还原并且可以转移一个或多个电子的物质。介体是电化学分析中的试剂，它不是目标分析物，而是提供对分析物的间接测量。在简化的系统中，介体响应于分析物的氧化或还原而发生氧化还原反应。然后，被氧化或被还原的介体在传感带的工作电极处发生相对的反应，而恢复到其初始的氧化数。 
“粘合剂”被定义为一种材料，它为试剂提供物理支持并容纳试剂，同时与试剂具有化学兼容性。 
“未足量条件”被定义为具有对于生物传感器不够大足以准确和/或精确地分析生物流体中的一种或多种分析物浓度的尺寸或容积的生物传感器中的生物流体的样品。 
“手持式装置”被定义为一种可以握持在人手中并且便携的装置。手持式装置的一个例子是可得自Bayer HealthCare，LLC，Elkhart，IN的 
Figure G2007800155068D00311
Elite血糖监测系统所配备的测量装置。 
虽然已经描述了本发明的各种实施方案，但本领域技术人员显然可以在本发明的范围做出其他实施方案和实施方式。

Claims (58)

1.一种用于检测生物传感器中的未足量条件的方法，包括：
将测试激励信号施加至生物流体的样品；
将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值；
测量响应于所述样品的氧化还原反应的测试输出信号；
比较所述测试输出信号与至少一个未足量阈值；及
根据所述测试输出信号与所述至少一个未足量阈值之间的上述比较，检测所述生物传感器中的未足量条件。
2.如权利要求1所述的方法，其中所述测试激励信号具有小于约5秒的测试脉冲宽度，且其中所述测试激励信号具有小于约15秒的测试脉冲间隔。
3.如权利要求2所述的方法，其中所述测试激励信号具有约0.1秒～约3秒的测试脉冲宽度，且其中所述测试激励信号具有约0.2秒～约6秒的测试脉冲间隔。
4.如权利要求1所述的方法，还包括在测试期间中施加所述测试激励信号，其中所述测试期间小于约180秒。
5.如权利要求4所述的方法，其中所述测试期间为约1秒～约100秒。
6.如权利要求1所述的方法，还包括在测试期间中施加所述测试激励信号，其中所述测试期间具有小于约50个测试脉冲间隔。
7.如权利要求6所述的方法，还包括在测试期间中施加所述测试激励信号，其中所述测试期间具有约2～约50个测试脉冲间隔。
8.如权利要求1所述的方法，其中所述至少一个不同幅值低于原始幅值。
9.如权利要求8所述的方法，其中所述原始及不同幅值选自电化学传感器系统中的输出信号平台。
10.如权利要求9所述的方法，其中所述输出信号平台包括用于产生平均输出信号的±5%内的输出信号的激励幅值。
11.如权利要求1所述的方法，还包括基本上在所述测试激励信号开始处将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。
12.如权利要求1所述的方法，还包括在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。
13.如权利要求1所述的方法，还包括在从一个测试脉冲到另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。
14.如权利要求1所述的方法，还包括：
在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到第一不同幅值；及
在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到第二不同幅值。
15.如权利要求1所述的方法，还包括基本上在所述测试激励信号开始处减小所述幅值。
16.如权利要求1所述的方法，还包括在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中减小所述测试激励信号的幅值。
17.如权利要求1所述的方法，还包括多次减小所述测试激励信号的幅值。
18.如权利要求1所述的方法，还包括响应于未足量条件产生所述测试输出信号的减小。
19.如权利要求1所述的方法，还包括响应于未足量条件产生误差信号。
20.如权利要求19所述的方法，还包括响应于所述误差信号要求将生物流体添加至所述样品。
21.如权利要求19所述的方法，还包括响应于所述误差信号停止所述样品中的分析物的分析。
22.如前述权利要求任一项所述的方法，还包括检测何时生物流体的样品可取用以供分析。
23.如权利要求22所述的方法，还包括将轮询激励信号施加至所述样品。
24.如权利要求23所述的方法，还包括将所述测试激励信号切换到不同于所述轮询激励信号的幅值。
25.如权利要求23所述的方法，还包括：
响应于所述轮询激励信号产生轮询输出信号；及
当所述轮询输出信号等于或大于轮询阈值时将所述测试激励信号施加至所述样品。
26.如权利要求23所述的方法，其中所述轮询激励信号具有小于约300ms的轮询脉冲宽度及小于约1秒的轮询脉冲间隔。
27.如权利要求26所述的方法，其中所述轮询激励信号具有约0.5ms～约75ms的轮询脉冲宽度，且其中所述轮询激励信号具有约5ms～约300ms的轮询脉冲间隔。
28.如权利要求23所述的方法，还包括：
在轮询期间中施加所述轮询激励信号，其中所述轮询期间小于约180秒；及
在测试期间中施加所述测试激励信号，其中所述测试期间小于约180秒。
29.如权利要求28所述的方法，还包括：
在轮询期间中施加所述轮询激励信号，其中所述轮询期间为约0.1秒～约10秒；及
在测试期间中施加所述测试激励信号，其中所述测试期间为约1秒～约100秒。
30.如权利要求23所述的方法，其中所述轮询激励信号具有幅值约400mV的至少一个轮询脉冲，且其中所述测试激励信号具有幅值约200mV的至少一个测试脉冲。
31.如权利要求23所述的方法，其中所述原始幅值为所述轮询激励信号的幅值。
32.如权利要求1所述的方法，还包括响应于未足量条件产生负测试输出信号。
33.如权利要求1所述的方法，其中当所述测试输出信号等于或小于第一未足量阈值时所述测试输出信号指示出未足量条件，且其中当所述测试输出信号中的变化等于或大于第二未足量阈值时所述测试输出信号指示出未足量条件。
34.如权利要求1所述的方法，其中所述测试激励信号是电化学传感器系统中的测试激励信号的一部分。
35.一种用于测定生物流体中的分析物浓度的生物传感器，包括：
传感带，其具有位于基底上的样品接口，其中所述样品接口与由所述基底形成的储集器相邻；
测量装置，其具有连接至传感器接口的处理器，其中所述传感器接口与所述样品接口电连通；
其中所述处理器用于将测试激励信号施加至所述样品接口、将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值、测量来自所述样品接口的响应于所述样品的氧化还原反应的测试输出信号及比较所述测试输出信号与至少一个未足量阈值以测定所述传感带是否未足量充填。
36.如权利要求35所述的生物传感器，其中所述处理器还用于将轮询激励信号施加至所述样品。
37.如权利要求36所述的生物传感器，其中当所述轮询输出信号等于或大于轮询阈值时所述处理器从所述轮询激励信号切换到所述测试激励信号。
38.如权利要求36所述的生物传感器，其中所述处理器还用于在小于180秒的轮询期间中施加所述轮询激励信号，且其中所述处理器还用于在小于180秒的测试期间中施加所述测试激励信号。
39.如权利要求36所述的生物传感器，其中所述轮询激励信号具有约0.5ms～约75ms的轮询脉冲宽度，且其中所述轮询激励信号具有约5ms～约300ms的轮询脉冲间隔。
40.如权利要求36所述的生物传感器，其中所述测试激励信号具有小于约5秒的测试脉冲宽度及小于约15秒的测试脉冲间隔。
41.如权利要求35所述的生物传感器，其中所述至少一个不同幅值低于原始幅值。
42.如权利要求36所述的生物传感器，其中所述原始幅值为轮询激励信号的幅值。
43.如权利要求41所述的生物传感器，其中所述原始及不同幅值选自电化学传感器系统中的输出信号平台。
44.如权利要求43所述的生物传感器，其中所述输出信号平台包括用于产生平均输出信号的±5%内的输出信号的激励幅值。
45.如权利要求35所述的生物传感器，其中所述处理器还用于基本上在所述测试激励信号开始处将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。
46.如权利要求35所述的生物传感器，其中所述处理器还用于在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。
47.如权利要求35所述的生物传感器，其中所述处理器还用于在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到至少一个不同幅值。
48.如权利要求35所述的生物传感器，其中所述处理器还用于在测试脉冲中将所述测试激励信号切换到第一不同幅值，且其中所述处理器还用于在从一个测试脉冲至另一个测试脉冲的转变中将所述测试激励信号切换到第二不同幅值。
49.如权利要求36所述的生物传感器，其中所述处理器还用于将所述测试激励信号中的至少一个测试脉冲的幅值降低至所述轮询激励信号中的轮询脉冲的幅值以下。
50.如权利要求35～49中任一项所述的生物传感器，还包括与所述处理器连接的显示器，其中所述处理器还用于响应于未足量条件在所述显示器上显示误差信号。
51.如权利要求50所述的生物传感器，其中所述误差信号响应于所述误差信号要求将生物流体添加至所述样品。
52.如权利要求50所述的生物传感器，其中所述处理器还用于响应于所述误差信号停止所述样品中的分析物的分析。
53.如权利要求35所述的生物传感器，其中所述样品接口具有辅助电极和工作电极。
54.如权利要求53所述的生物传感器，其中所述辅助电极具有子组件。
55.如权利要求35所述的生物传感器，其中所述测试激励信号是电化学传感器系统中的测试激励信号的一部分。
56.如权利要求1所述的方法，还包括测定是否任何一个测试输出信号电流等于或小于所述至少一个未足量阈值。
57.如权利要求56所述的方法，还包括测定是否任何一个测试输出信号电流等于或大于第二未足量阈值。
58.如权利要求56所述的方法，其中所述测试激励信号包括至少第一测试脉冲和第二测试脉冲，所述第一测试脉冲和第二测试脉冲被测试弛豫所隔离，所述方法还包括:
将所述第一测试脉冲的测试输出信号电流和所述第二测试脉冲的测试输出信号电流之间的差异与第二未足量阈值做比较。
CN2007800155068A 2006-05-03 2007-05-02 用于电化学生物传感器的未足量检测系统 Active CN101432620B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US79712806P 2006-05-03 2006-05-03
US60/797,128 2006-05-03
PCT/US2007/068034 WO2007131036A1 (en) 2006-05-03 2007-05-02 Underfill detection system for an electrochemical biosensor

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101432620A CN101432620A (zh) 2009-05-13
CN101432620B true CN101432620B (zh) 2013-08-14

Family

ID=38457782

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2007800155068A Active CN101432620B (zh) 2006-05-03 2007-05-02 用于电化学生物传感器的未足量检测系统

Country Status (12)

Country Link
EP (2) EP2016399B1 (zh)
JP (1) JP5372744B2 (zh)
CN (1) CN101432620B (zh)
BR (1) BRPI0711278A2 (zh)
CA (1) CA2649644C (zh)
ES (1) ES2758478T3 (zh)
HK (1) HK1133080A1 (zh)
MX (1) MX2008013974A (zh)
NO (1) NO20085012L (zh)
RU (1) RU2441223C2 (zh)
TW (1) TWI449905B (zh)
WO (1) WO2007131036A1 (zh)

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8529751B2 (en) 2006-03-31 2013-09-10 Lifescan, Inc. Systems and methods for discriminating control solution from a physiological sample
US8603768B2 (en) 2008-01-17 2013-12-10 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
US10383556B2 (en) 2008-06-06 2019-08-20 Intuity Medical, Inc. Medical diagnostic devices and methods
CA2726067C (en) * 2008-06-06 2020-10-20 Intuity Medical, Inc. Detection meter and mode of operation
US8551320B2 (en) 2008-06-09 2013-10-08 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample
CN101900701B (zh) * 2009-05-25 2014-07-16 利多(香港)有限公司 生物传感器
DE102009048811B4 (de) * 2009-10-08 2013-07-18 Eads Deutschland Gmbh Biosensorvorrichtung mit Selbsttesteinrichtung
EP2499483B1 (en) * 2009-11-10 2021-03-17 Ascensia Diabetes Care Holdings AG Method and biosensor for assessing the volume of a blood sample
IL209760A (en) 2009-12-11 2015-05-31 Lifescan Scotland Ltd A system and method for measuring filling is satisfactory
MX339815B (es) 2010-06-07 2016-06-13 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Sitema de gestionde llenado insuficiente para un biosensor.
US10330667B2 (en) 2010-06-25 2019-06-25 Intuity Medical, Inc. Analyte monitoring methods and systems
EP2693208B1 (en) * 2011-03-28 2017-10-11 Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. Device for measuring biological sample
JP5903806B2 (ja) * 2011-09-05 2016-04-13 船井電機株式会社 検出装置
KR101771829B1 (ko) * 2013-03-15 2017-08-25 에프. 호프만-라 로슈 아게 분석물질을 전기화학적으로 측정하는 디스크립터-기반 방법들 및 그것을 통합한 디바이스들, 장치들 및 시스템들
US10729386B2 (en) 2013-06-21 2020-08-04 Intuity Medical, Inc. Analyte monitoring system with audible feedback
CN105445341B (zh) * 2014-09-12 2018-10-16 达尔生技股份有限公司 电化学的检测试片异常的检测方法
EP3002582B1 (en) * 2014-10-03 2017-07-05 ARKRAY, Inc. Measuring apparatus, detection method and measuring system
JP6654383B2 (ja) * 2014-10-03 2020-02-26 アークレイ株式会社 測定装置、検知方法、電気化学センサ及び測定システム
CN107296617B (zh) * 2017-06-22 2019-10-25 四川东鼎里智信息技术有限责任公司 肌肉爆发力的监控方法
CN109632918B (zh) * 2019-01-02 2021-11-30 京东方科技集团股份有限公司 电化学检测模组和电化学检测方法

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1397017A (zh) * 2000-11-30 2003-02-12 松下电器产业株式会社 生物传感器、生物传感器用测量装置及基质的定量方法
CN1536354A (zh) * 2003-04-11 2004-10-13 用于传感设备的检测响应的方法和装置
CN1558224A (zh) * 2003-02-11 2004-12-29 �����ι�˾ 测定液体待测样品中分析物浓度的方法
CN1589400A (zh) * 2001-11-20 2005-03-02 爱科来株式会社 不合格判断方法和分析装置
CN1589401A (zh) * 2001-11-20 2005-03-02 爱科来株式会社 分析处理中的不合格判断方法和分析装置
CN1633596A (zh) * 2001-10-12 2005-06-29 爱科来株式会社 浓度测定方法和浓度测定装置
WO2005078437A1 (en) * 2004-02-06 2005-08-25 Bayer Healthcare Llc Electrochemical biosensor

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5352351A (en) * 1993-06-08 1994-10-04 Boehringer Mannheim Corporation Biosensing meter with fail/safe procedures to prevent erroneous indications
US6153069A (en) 1995-02-09 2000-11-28 Tall Oak Ventures Apparatus for amperometric Diagnostic analysis
US5582697A (en) 1995-03-17 1996-12-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same
US5620579A (en) 1995-05-05 1997-04-15 Bayer Corporation Apparatus for reduction of bias in amperometric sensors
ATE227844T1 (de) 1997-02-06 2002-11-15 Therasense Inc Kleinvolumiger sensor zur in-vitro bestimmung
CA2305922C (en) 1999-08-02 2005-09-20 Bayer Corporation Improved electrochemical sensor design
JP2003156469A (ja) * 2001-11-22 2003-05-30 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ、バイオセンサ用測定装置及び基質の定量方法
US6964871B2 (en) * 2002-04-25 2005-11-15 Home Diagnostics, Inc. Systems and methods for blood glucose sensing
US7597793B2 (en) * 2003-06-20 2009-10-06 Roche Operations Ltd. System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay
JP4449431B2 (ja) * 2003-11-19 2010-04-14 パナソニック株式会社 基質濃度の測定方法
CN2705975Y (zh) * 2004-05-24 2005-06-22 天瀚科技股份有限公司 具有至少二轴转向功能的电子装置

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1397017A (zh) * 2000-11-30 2003-02-12 松下电器产业株式会社 生物传感器、生物传感器用测量装置及基质的定量方法
CN1633596A (zh) * 2001-10-12 2005-06-29 爱科来株式会社 浓度测定方法和浓度测定装置
CN1589400A (zh) * 2001-11-20 2005-03-02 爱科来株式会社 不合格判断方法和分析装置
CN1589401A (zh) * 2001-11-20 2005-03-02 爱科来株式会社 分析处理中的不合格判断方法和分析装置
CN1558224A (zh) * 2003-02-11 2004-12-29 �����ι�˾ 测定液体待测样品中分析物浓度的方法
CN1536354A (zh) * 2003-04-11 2004-10-13 用于传感设备的检测响应的方法和装置
WO2005078437A1 (en) * 2004-02-06 2005-08-25 Bayer Healthcare Llc Electrochemical biosensor

Also Published As

Publication number Publication date
JP2009535651A (ja) 2009-10-01
MX2008013974A (es) 2008-11-14
JP5372744B2 (ja) 2013-12-18
RU2441223C2 (ru) 2012-01-27
CA2649644A1 (en) 2007-11-15
WO2007131036A1 (en) 2007-11-15
TWI449905B (zh) 2014-08-21
EP2016399A1 (en) 2009-01-21
CA2649644C (en) 2016-07-05
HK1133080A1 (en) 2010-03-12
RU2008147646A (ru) 2010-06-10
NO20085012L (no) 2008-12-02
BRPI0711278A2 (pt) 2012-10-09
CN101432620A (zh) 2009-05-13
TW200801503A (en) 2008-01-01
EP2016399B1 (en) 2019-08-28
EP3553510A1 (en) 2019-10-16
ES2758478T3 (es) 2020-05-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101432620B (zh) 用于电化学生物传感器的未足量检测系统
CN101437443B (zh) 生物传感器用的异常输出检测系统
US10908112B2 (en) Rapid-read gated amperometry devices
CA2311431C (en) Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
US10724985B2 (en) Biosensor for determining a concentration of a biosensor using an underfill procedure
RU2566382C2 (ru) Система управления недостаточным заполнением для биосенсора
CN102597759B (zh) 用于生物传感器的未足量识别系统
CN101374455A (zh) 用于生物传感器系统的温度调节的分析物测定
CN101999073A (zh) 斜率式补偿
JP5837602B2 (ja) キャパシタンスを使用してコントロールサンプルと試験流体を識別するシステムおよび方法

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: DE

Ref document number: 1133080

Country of ref document: HK

C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: GR

Ref document number: 1133080

Country of ref document: HK

C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20160906

Address after: Basel

Patentee after: BAYER HEALTHCARE LLC

Address before: American New York

Patentee before: Bayer Corp.