CN103201618B - 用于监视设备的改善测量的设备和方法 - Google Patents

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Abstract

提供了用于改善测试仪表的测量结果且特别是用于检测测试仪表中的电化学传感器或带的存在和电化学反应的开始时间的方法和设备。在电化学系统的一个示例性实施例中包括电化学传感器、测试仪表以及电路。该电路被配置成形成与电化学传感器的电连接，使得电路能够检测三个不同的电压范围。该电压范围能够指示电化学传感器的不存在、缺少样本的传感器的存在以及具有样本的传感器的存在。还提供了测试仪表、用于检测样本何时开始填充电化学传感器以便确定反应何时开始的方法以及供该电化学带使用的电路。

Description

用于监视设备的改善测量的设备和方法
技术领域
本公开涉及改善使用诸如测试仪表的监视设备进行的测量，并且更具体地涉及使用高阻抗电路来进行关于在仪表中何时存在电化学传感器（也称为电化学带或电化学电池）和在传感器中何时存在样本的清楚确定，从而获得样本何时开始填充设置在监视设备中的传感器的更精确确定。
背景技术
例如血液或血液衍生产物的生理性流体中的分析物检测对当今社会而言具有不断增加的重要性。分析物检测试验被用于多种应用中，包括临床实验测试、家庭测试等，其中，此类测试的结果在多种疾病条件的诊断和管理中起到突出作用。感兴趣的分析物包括用于糖尿病管理、胆固醇等的葡萄糖。响应于分析物检测的此增长的重要性，已经开发了用于临床和家庭使用两者的多种分析物检测协议和设备。这些设备中的一些包括电化学电池、电化学传感器、血红蛋白传感器、抗氧化剂传感器、生物传感器以及免疫传感器，并且通常与诸如测试仪表的监视设备相结合地使用。
常常期望快速地且准确地执行分析物检测试验。其中期望快速且准确的结果的一个常见使用是执行家庭测试以测量血液中的葡萄糖的水平。虽然已经实现了分析物检测试验的速度和准确度的改善，但仍存在在两方面改善试验的空间。例如，其中仍能够进行改善的一个区域是获得用于反应的“开始时间”的准确测量结果。反应通常在样本开始填充监视设备或者特别地电化学传感器被设置在设备内之后开始。样本可以是身体流体或控制溶液（例如，水溶液中的葡萄糖）。这可以称为“自动开始”，因为可以将电路设置成允许填充一开始就向样本施加电压。替换地，可以将电路设置成允许填充一完成就向样本施加电压。许多电化学传感器使用两个电极来传感样本到传感器的检测室中的进入。然而，在特定情况下，两个电极可以使在“自动开始”的过程期间测量的电流失真。例如如果相当量的电化学活性物质在正在自动开始期间测量开始时间的同时被氧化或减少和/或如果用来传感自动开始的电部件在试验期间仍被连接到有源电路以便连续地保证电化学传感器存在，则这可能发生。
因此，将期望开发更快速且更准确的方式以检测样本何时开始填充设置在监视设备中的电化学传感器，这允许进行同样更快速且准确地确定关于传感器内的电化学反应何时开始的确定。
发明内容
一般地提供了用于改善诸如测试仪表的监视设备以及供该测试仪表使用的电化学传感器的测量的方法和设备。在一个示例性实施例中，公开了一种用于检测样本何时开始填充电化学传感器的方法。该方法可以包括提供具有电路的测试仪表和向该测试仪表引入电化学传感器。可以用测试仪表来测量电压，其指示在仪表中存在电化学传感器，但是在传感器中不存在样本。可以将此测量电压称为“干带电压”。可以向电化学传感器中引入样本，诸如身体流体样本或控制溶液，并且然后可以用测试仪表来测量不同于干带电压的另一电压。称为“湿带电压”的此电压指示在仪表中存在电化学传感器且在传感器中存在样本。湿带电压的测量使得能够确定样本开始填充电化学传感器的时间。
在一个实施例中，该方法还包括测量基础电压。该基础电压是不存在设置于测试仪表中的传感器时的测量电压。该基础电压具有不同于干带电压和湿带电压两者的值。例如，在示例性实施例中，湿带电压的绝对值小于干带电压的绝对值且干带电压的绝对值小于基础电压的绝对值。该方法还可以包括在确定样本开始填充电化学传感器时或直接在该确定之后发起电化学测试。在一个实施例中，可以操作有效低增益放大器以减少由可以与测试仪表的电路电通信的电压测量部件引起的电流泄漏效应。还可以操作有效低增益放大器以改善由测试仪表进行的辨别的准确度，例如通过扩大两个不同电压范围之间的电压差。该方法允许确定样本何时开始填充电化学传感器，并且还可以允许电化学传感器何时被连接到仪表的检测。
在一个示例性实施例中，一种测试仪表包括外壳、被附接于外壳（例如，在其中形成）的带端口连接器以及被配置成用于进行电化学确定的电路。该带端口连接器被配置成接收电化学测试带。该带端口连接器可以例如经由所述至少一个电连接器而连接到电路，从而允许在特定条件下完成电路的部分，诸如当在带端口连接器中存在带时或者当在设置于带端口连接器中的带上存在诸如身体流体样本或控制溶液的样本时。可以将电路配置成与经由（一个或多个）电连接器被带端口连接器接收到的电化学测试带电连接。该电路可以包括检测部件、传感电阻器、电压参考点（例如，虚拟接地）以及润湿电源。传感电阻器可以与检测部件电通信，电压参考点可以被配置成与和电连接器进行接触的电化学测试带的电极电通信，并且当设置在带端口连接器中的电化学带没有身体流体样本时，润湿电源可以具有与检测部件、传感电阻器以及电压参考点中的每一个分离的电通信。该电路可以具有检测三个单独且不同的电压的能力。第一电压可以由与电路电通信的电化学带的不存在得到。第二电压可以在没有身体流体样本的电化学测试带被设置在仪表中且与电路电通信时得到。第三电压可以在电化学带被设置在仪表中、与电路电通信且足以发起电化学测试的一定量的身体流体样本已被施加于电化学测试带时得到。
在仪表的一个实施例中，第二电压的绝对值小于第一电压的绝对值且第三电压的绝对值小于第二电压的绝对值。带端口连接器中的电化学带的存在可以产生润湿电源与检测部件之间的电连接。此外，在带端口连接器中的电化学带上的样本的存在可以产生润湿电源、检测部件与电压参考点中的每一个之间的电连接。在一个实施例中，足以执行电化学测试的样本的量是足以形成公共电连接器与第一电连接器和第二电连接器中的至少一个之间的电连接的最小体积的样本。该仪表还可以包括波形发生器，其可以施加电压以使设置于在带端口连接器中的电化学测试带上的样本起反应。可以将用以检测样本的此类电压的施加称为“自动开始”。在一个实施例中，电压参考点包括跨阻抗放大器。
在电化学系统的一个示例性实施例中，该系统包括电化学传感器、被配置成接收电化学传感器的测试仪表以及测试仪表内的电路。可以将该电路配置成在传感器被设置在测试仪表中时形成与电化学传感器的电连接。可以将该电路配置成检测三个电压。第一电压可以指示设置在测试仪表中未设置电化学传感器。不同于第一电压的第二电压可以指示电化学传感器被设置在测试仪表中，但是传感器没有样本，诸如身体流体样本或控制溶液。不同于第一和第二电压的第三电压指示电化学传感器被设置在测试仪表中且样本已被施加于电化学传感器。在一个实施例中，第二电压的绝对值小于第一电压的绝对值且第三电压的绝对值小于第二电压的绝对值。
测试仪表可以包括传感器端口连接器，该传感器端口连接器包括第一电连接器和第二电连接器。可以将传感器端口连接器配置成使得仪表中的电化学传感器的存在能够导致第一和第二电连接器之间的低阻抗连接。传感器端口连接器还可以包括邻近于第一和第二电连接器中的至少一个设置的公共电连接器。可以将那个传感器端口连接器配置成使得仪表中的电化学传感器中的样本的存在可以导致公共电连接器与第一和第二电连接器中的至少一个之间的电连接。
存在于电化学传感器中的样本的量可以是足以形成公共电连接器与第一和第二电连接器中的至少一个之间的电连接的最小体积的样本。该电路还可以包括传感电阻器、检测部件、电压参考点（例如，虚拟接地）以及润湿电源。传感电阻器可以与第一和第二电连接器中的一个电通信。可以将检测部件电连接到传感电阻器和相应电连接器。此外，可以将检测部件配置成确定测试仪表中的电化学传感器的存在和测试仪表中的电化学传感器中的样本的存在。可以将电压参考点电连接到公共电连接器。更进一步地，可以将润湿电源电连接到第一和第二电连接器中的另一个。可以由于测试仪表中的传感器中的样本的量的存在而将润湿电源电化学连接到公共电连接器和第一和第二电连接器中的至少一个。
该电路还可以包括波形发生器。可以将该波形发生器电连接到润湿电源和第一和第二电连接器中的另一个（被连接到润湿电源的同一连接器）。可以将波形发生器配置成施加电压以电化学地测量设置在电化学传感器中的样本。可以将波形发生器配置成一旦样本开始填充设置在仪表中的传感器则自动开始。在一个实施例中，检测部件包括有效低增益放大器，其被配置成减少由可以与电路电通信的电压测量部件引起的错误。还可以作为检测部件的一部分包括有效低增益放大器以扩大两个不同电压范围之间的电压差从而改善仪表进行的辨别的准确度。在另一实施例中，电压参考点包括跨阻抗放大器。在一个示例性实施例中，润湿电源与传感电阻器之间的电阻比为约3:2。
附图说明
根据结合附图进行的以下详细描述，将更全面地理解本发明，在所述附图中：
图1A图示出本发明的测试仪表的示意图，该仪表包括电路，并被配置成供电化学传感器使用；
图1B图示出根据本发明的图1A的电路的示意图；
图2图示出图1A的电化学传感器的透视图；
图3图示出图2的电化学传感器的分解透视图；
图4图示出图2的电化学传感器的远侧部分的透视图；
图5图示出根据本发明的描绘当电化学带被连接到图1B的电路时随时间推移的电压变化的图表，在带上引入了样本，并且该带被与电路断开连接；
图6图示出描绘当样本被施加于被连接至现有技术的典型电路的电化学带时随时间推移的电压变化的图表，然而，电压刻度与图5相比是两倍的以更好地图示出阶跃变化；以及
图7图示出描绘当样本被施加于被连接至图1B的电路的电化学带时随时间推移的电压变化的图表。
具体实施方式
现在将描述特定示例性实施例以提供本文公开的设备和方法的结构、功能、制造和使用的原理的全面理解。在附图中图示出这些实施例的一个或多个示例。本领域的技术人员将理解的是在本文中具体地描述和在附图中图示出的设备和方法是非限制性示例性实施例，并且本发明的范围仅仅由权利要求限定。可以将结合一个示例性实施例图示出或描述的特征与其他实施例的特征组合。此类修改和变化意图被包括在本发明的范围内。
在本描述中，可以可互换地使用诸如电化学电池、电化学传感器以及电化学带的术语。可以将电化学电池、传感器以及测试带插入测试仪表中以执行测量。传感器到仪表中的插入可以建立到仪表的电子部件的电连接。本领域的技术人员将认识到本文中所包含的针对电子部件和电路的公开可以与许多中电化学传感器、电化学电池、电化学带、测试仪表以及其他监视设备相结合地使用。事实上，如下面将更详细地描述的，还可以与本文中的讲授内容相结合地使用用于使样本起反应以检测分析物的其他设备，诸如血红蛋白传感器、抗氧化剂传感器、生物传感器以及免疫传感器。此外，可以在描述部件之间的导电通路的背景下可互换地使用的其他术语和短语在参考电路内的连接时包括但不限于诸如电通信、耦合、连接以及有线的术语和短语。鉴于本说明书的完整性和本领域的技术人员的技术知识，本领域的技术人员将认识到这一点以及能够可互换地使用的其他术语和短语。更进一步地，对电极与电连接器进行接触的参考并不要求电极在物理上或与电连接器进行直接接触。根据本发明，电极可以经由一个或多个其他部件、诸如接触焊盘和/或连接轨道与电连接器接触。
本领域的技术人员还将理解的是测试仪表可以具有多种配置。例如，其可以是手持式的，或者其可以是工作台上模型，并且进一步地，可以将在本文中被公开为是仪表的一部分的电子部件用于其他类型的监视设备。
在图1A中图示出具有改善测量能力的测试仪表10的示例性实施例。该仪表包括被配置成接收电化学传感器或带262的传感器或带端口连接器108。带端口连接器108可以包括用于下面相对于图2—4更详细地讨论的啮合带262的电极、从而在测试仪表10的电路100内形成电连接的电连接器110、112和114（如图1B中所示）。可以包括任何数目的电连接器作为带端口连接器108的一部分。在所图示的示意图中，仪表10可以与带262的第一接触焊盘267和第二接触焊盘263对接。第二接触焊盘263可以用来通过带262中的U型凹口265建立到测试仪表的电连接。带262的第一接触焊盘267可以包括两个尖头267a和267b。在一个示例性实施例中，第一和第二电连接器110和112分别单独地连接至尖头267a和267b，以产生第一电连接，在图1A中用线12a和12b图示出，其一起形成第一电连接，而公共电连接器114连接到第二接触焊盘263以产生在图1A中用线11示出的第二电连接。在一个实施例中，仪表10可以包括测试电压单元16、电流测量单元17、处理器412、存储器单元412以及视觉显示器402，如图1A中所示。
可以在带262被设置在仪表10中之后向带262引入用于分析的样本。样本可以是身体流体或控制溶液（例如，水溶液中的葡萄糖）。电路100允许容易地且快速地检测电化学传感器中的样本的存在。样本的存在表示最小量的样本，通常不是整个样本，其足以将带262的第一电极266和第二电极364之间的间隙桥接（如图2—4中所示）。如下面更详细地说明的，足以用于反应开始的量是在带端口连接器108的电连接器110和114和/或112和114之间产生导电流体通路的量。本领域的技术人员将认识到此类量已进入传感器以形成电连接的时间。电路100的另一特征是其在样本被引入之前快速地且容易地确定电化学传感器是否甚至被设置在仪表中的能力。当测试完成时可以去除电化学带262，使得可以将另一传感器引入仪表10中以用于进一步测试。
准确地检测样本的存在的一个益处是提供用于电化学反应的发起的准确开始时间。开始时间的更准确确定将使得能够通过由仪表执行的分析来实现更准确的结果。通过所利用的电路，本发明允许开始时间的更快速和更准确确定，因为本发明允许单独且不同的电压测量，表示将实现的不同电连接。可以测量的第一电压（有时称为基础电压）指示在仪表中不存在传感器。可以测量的第二、不同电压（有时称为干带电压）指示在仪表中存在传感器，但是该传感器不包括样本。可以测量的第三、另一不同电压（有时称为湿带电压）指示在仪表中存在传感器且在传感器中存在样本。
在图1B中图示出供仪表10使用的电路100的一个示例性实施例。所示电路100是高阻抗电路，并包括传感电阻器120、检测部件140、电压参考点或虚拟接地160以及润湿电源180。本领域的技术人员将认识到用于“高阻抗电路”的技术要求，其能够在不改变被测量信号的情况下从具有特定电阻值的电路测量电压。虽然在所示实施例中，虚拟接地160包括放大器164和电阻器162，放大器和电阻器是可选的。可以使用任何数目的配置和部件来提供虚拟接地160，如下面更详细地讨论的。检测部件140的放大器144、电阻器146和电阻器156也是可选的。
该系统还可以包括可以耦合或以其他方式附接于仪表外壳的电化学传感器或带端口连接器108。可以将带端口连接器108配置成接收电化学传感器，并且可以具有至少一个电连接器。在所示实施例中，带端口连接器108包括三个电连接器，第一电连接器110、第二电连接器112以及公共电连接器114，虽然可以使用任何数目的电连接器。使用术语“公共电连接器”，因为当电化学是活性的时，可以有到电连接器110或电连接器112或电连接器110和电连接器112两者的电流路径。可以将电连接器110、112和114接线或以其他方式电耦合到电路，并且可以将其配置成接收电化学传感器的电极，使得可以将电化学传感器连接到仪表的电路100。在本所示示例性实施例中，连接器110、112和114接收焊盘267和263，如下面相对于图2—4所述，其被电耦合到电极366和364。如所示，电连接器110、112和114能够用以啮合焊盘267和263的一个方式是经由突出片或柄脚t。然而，可以使用任何数目的机构来接触传感器的电极以产生电连接，类似于由图1A中所示的线11、12a和12b所示的电连接。
如图1B中所示，可以将传感电阻器120和检测部件140耦合到第二电连接器112，可以将润湿电源180耦合到第一电连接器110，并且可以将虚拟接地160耦合到公共电连接器114。在所示实施例中，公共电连接器114邻近于第一和第二电连接器110和112，但是在其他实施例中，公共电连接器114邻近于电连接器110和112中的至少一个，使得当样本被引入传感器中时，可以在其之间形成电连接。如下面将相对于电化学传感器更详细地讨论的，可以与在本发明中公开的高阻抗电路相关联地使用任何数目的电极和电连接器以及与之有关的任何数目的配置。因此，虽然图1B中所示的实施例示出了设置在第一电连接器110与第二电连接器112之间的公共电连接器114，但可以包括并以多种方式来配置电连接器110、112和114和其他电连接器以及被接收的电化学传感器的焊盘和电极。以非限制性示例的方式，虽然下面所示的实施例（图2—4）包括采取相反、面对配置的至少两个电极366和364，但在其他实施例中，至少两个电极可以采取共面配置。
如上文所讨论的，高阻抗电路100导致三个不同的电压输出。当在具有电路100的测试仪表中未设置电化学带时，可以测量在下面更详细地讨论的图5中被示为电压S1的第一或基础电压范围。电压输出称为范围，因为结果得到的电压将取决于电路100及其部件的任何数目的特性。当在具有电路100的测试仪表中设置了电化学带但在电化学带上未设置样本（即，该带是干的，因为在带上不存在用以将其润湿的样本）时，输出在图5中被示为电压S2的第二或干带电压范围。如图5中所示，以模拟接地（AGND）为参考的干带电压S2的绝对值通常不同于且小于以AGND为参考的基础电压S1的绝对值。更具体地，以AGND为参考的干带电压范围的最高末端的绝对值可以且通常小于以AGND为参考的基础电压范围的最低末端的绝对值。本申请自始至终所讨论的电压的绝对值以AGND为参考，即使未明确地说明。
当在具有电路100的测试仪表中设置了电化学带且在电化学带上设置了样本（即，该带是湿的，因为在带上存在用以将其润湿的样本）时，输出在图5中被示为电压S3的第三或湿带电压范围。湿带电压S3的绝对值通常不同于且小于干带电压S2。更具体地，如图5所示，湿带电压S3的最高末端的绝对值可以且通常小于干带电压S2的最低末端的绝对值，并且因此，湿带电压S3的最高末端的绝对值通常也可以小于基础电压S1的最低末端的绝对值。在一个实施例中，基础电压的最高末端的绝对值为约1.25伏（以图1B中所示的AGND点为参考），并且基础电压的最低末端为约0.25伏，并且更具体地为约1.19伏，干带电压的最高末端的绝对值为约0.60伏且干带电压的最低末端为约0.15伏，并且更具体地为约0.25伏，并且湿带电压的最高末端的绝对值为约0.25伏且湿带电压的最低末端为约0伏，并且更具体地为约0.15伏。当从仪表去除电化学带时，电压输出可以返回至在图5中被示为S1的基础电压范围。
由高阻抗电路100产生的不同电压范围允许样本开始填充电化学带时的快速、完全且清楚的确定。在具有自动开始特征的实施例中，其中反应在样本开始填充带之后开始，确定样本何时开始填充电化学带也使得能够实现反应本身的开始时间的确定。这不同于填充检测时间，其是样本已完全填充带的指示。
电路100一般被配置成经由电连接器110、112和114连接到电化学传感器的电极。虽然下面将更特别地描述仪表和传感器，但与仪表相关联的带端口连接器108的电连接器110、112和114以及传感器的电极可以具有几乎任何尺寸、形状和配置。例如，在一个示例性实施例中，第一和第二电连接器110、112被接线至电路且被配置成啮合被插入仪表中的传感器的第一电极以形成在图1A中用线12a和12b示出的第一电连接，而公共电连接器114被接线至电路且被配置成啮合被插入仪表中的传感器的第二电极以形成在图1A中用线11示出的第二电连接。在所示实施例中，图1B所示的第一和第二电连接器110和112与图1A所示的两个尖头267a和267b啮合，以产生第一电极366（图3和4中所示）与电连接器110和112之间的电连接。此外，图1B中所示的公共电连接器114啮合图1A中所示的接触焊盘263，以产生第二电极364（图3和4中所示）和电连接器114之间的电连接。然而，未形成电连接器114与电连接器110和112中的至少一个之间的电连接，直至存在样本以将位于第一电极366与第二电极364之间的端口270（图2—4中所示）的间隙桥接，从而完成接触焊盘267和263与连接器114和110和/或114和112之间的电路。第一和第二电极366和364可以是例如工作电极、反电极、参考电极或反/参考电极。电极336和364可以由诸如钯或金的金属制成，并且电连接器110、112和114可以同样地是金属的，从而允许一旦传感器的电极与电连接器110和112接触则将形成与传感器的电连接。在一个示例性实施例中，传感器262的第一电极366是包括钯的底部电极且传感器262的第二电极364是包括金的顶部电极。本领域的技术人员将认识到的是电极在测量的不同阶段期间所起到的作用常常改变，使得其可以作为工作电极而开始，但是可以在是工作电极与反电极之间切换一次或多次。
在所示的实施例中，当带被引入到电路100中时，带被设置在第一和第二电连接器110、112之间，使得带经由带的第一电极的第一部分（如所示，尖头267a和267b中的一个）与第一电连接器110进行接触，同时经由带的第一电极的第二部分、尖头267a和267b中的另一个与第二电连接器112进行接触。当带与第一和第二电连接器110和112进行接触时，可以检测带的存在。对于带检测而言不需要公共电连接器114与带之间的接触，虽然公共电连接器114必须与带进行接触以用于样本检测。在所示实施例中，第一连接器110还被标记为带驱动信号电连接器且第二电连接器112被标记为带状态电连接器。对作为带驱动信号电连接器的第一电连接器110的参考涉及波形发生器的存在，诸如波形发生器200，被配置成驱动润湿电源180与虚拟接地160之间的电连接，如下面更详细地讨论的。对作为带驱动信号电连接器的第二电连接器112的参考涉及这样的事实，即当第二电连接器112被带啮合时，在第一和第二电连接器110和112之间形成电连接，从而指示带的状态，即在仪表中是否存在带。
虽然电路100的部件（例如，传感电阻器120、检测部件140、虚拟接地160、润湿电源180和波形发生器200以及其中的单独部件）将被描述为具有特定特性，诸如特定的尺寸或电阻器值，但本领域的技术人员将认识到的是还可以使用具有其他值的类似部件。与电路100相结合地使用的部件的尺寸和值将至少部分地取决于电路100中的其他部件、电路100中的那些部件的尺寸和配置、被用于电路100的电化学电池、电化学传感器、电化学带、免疫传感器以及其他类似设备的尺寸、类型和配置以及被用于电路100的电极和电连接器的配置。相应地，在电路100的任何部件被描述为具有诸如尺寸或值的特定特性的程度上，此类特性绝不限制电路100本身。以非限制性示例的方式，本领域的技术人员将认识到在所示的实施例中检测部件的放大器144是高增益运算放大器，但是电阻器146和156的包括使得放大器成为有效低增益放大器。本领域的技术人员将认识到可以用以使用不同部件实现特定能力和功能的许多方式。
电路100的一个部件是传感电阻器120。如所示，传感电阻器120与第二电连接器112以及与检测部件140电通信。在一个示例性实施例中，传感电阻器120为约2兆欧、1%电阻器。电路100的设置使得从包括传感电阻器120的电路100的一部分读取的电压在电路打开时、亦即当电路100未检测到电化学带时将为约-1.25伏。在这种情况下，没有其他电连接产生电压以改变由包括传感电阻器120的电路100的一部分供应的电压。实际上，由于电子装置和电路的典型限制，实际读数将可能比-1.25伏更正。
电路100的另一部件是检测部件140。如所示，检测部件140与第二电连接器112和传感电阻器120两者电通信。检测部件140可以检测电化学带何时已被设置在电路100与之相关联的仪表内，从而完成电路路径。因此，当带的电极啮合第二电连接器112时，将发生电压变化从而指示带的存在。当刚好存在带（且无样本）时，不存在与公共电连接器114的活动连接。带存在时的涉及电连接器110和112的电连接以及样本存在时的涉及公共电连接器114和电连接器110和112中的至少一个的电连接最终被带/样本检测器输出部分141寄存，其又将电路100的相应测量连接指引到仪表，例如以便被显示。可以将带/样本检测器输出部分141配置成与能够测量在电路100内发生的电压变化的电压测量部件电通信，诸如模数转换器、比较器、伏特计、万用表或进行电压测量的其他设备。
检测部件140还可以检测在电化学带中何时存在样本。当样本被添加到带时，这完成公共电连接器114与第一电连接器110之间的电连接。在替换实施例中，样本的存在可以完成公共电连接器114与第二电连接器112之间或公共电连接器114与第一和第二电连接器110和112两者之间的电连接。被配置成检测带的存在的同一电路还被配置成检测样本的存在。这由于许多原因而是有利的，包括因为其改善了用于检测的仪表的灵敏度且由于其降低了在样本到达之前在带上发生不利作用的可能性。例如，使用同一电路来检测带和样本两者能够减少被分析的样本或分析物将被可能由过大电压和/或达到过大时间量的电压施加引起的电刺激以电化学方式改变的机会。可以通过改善的测试速度和更截然不同的测量来证明改善的灵敏度。一旦样本存在，则结果得到的电压输出使得能够进行样本已开始填充带且如果包括自动开始特征、则反应开始的容易且可靠的确定。
检测部件140可以包括许多可选部件，但是在所示实施例中，其包括放大器144、第一电阻器146、第二电阻器156以及模拟接地。如所示，放大器144是高增益运算放大器，但是其通过电阻器146、156被迫称为有效低增益放大器。由此配置得到的缓冲器是电子的。存在由放大器144和电阻器146、156所形成的有效低增益放大器得到的许多优点。例如，有效低增益放大器可以帮助减少与带/样本检测输出部分141处的电路100电通信的电压测量部件的效果。有效低增益放大器帮助将电压测量部件与电路100的其余部分隔离或缓存，从而限制电压测量部件的效果。此外，有效低增益放大器可以改善测试仪表进行的辨别的准确度，因为放大器144可以扩大所检测的两个不同电压范围之间的电压差。在所示实施例中，虽然放大器144具有大于二的电压增益，但总电压增益由于电阻器146是10千欧电阻器且电阻器156也是10千欧电阻器而被设定在约二。在另一实施例中，其中，增益仅为一，仍存在将电压测量部件隔离或缓存的优点，但未发生改善辨别力的优点。然而，增益可能过大而不能使得电路可运行。例如，在所示实施例中，基本上超过四的增益可以导致不运行电路。供在本发明中使用的放大器的一个示例性实施例是由BurrBrown制造的OPA2335AIDGK。
检测部件140的电路使得当第一电流变化发生、从而指示电化学带的存在时，所检测电压的绝对值将小于带不存在时的基础电压的绝对值。事实上，由于电压的值可以鉴于各种部件和能够对电路100进行的修改而具有多种范围，并且能够在一定程度内波动，所以在带存在时所检测的电压范围的绝对值通常小于在带不存在时所检测的基础电压范围的绝对值。更特别地，带存在时的电压范围的最高末端的绝对值可以且通常小于带不存在时的基础电压范围的最低末端的绝对值。在一个示例性实施例中，带存在但由于在其上面未包含样本而干燥时的检测电压范围大约在大于约-1.25伏和约-0.25伏之间。在另一示例性实施例中，带的存在促使在系统中测量的电压将约为-0.25伏。
虽然在本发明中不要求仪表中的带检测（即，没有样本情况下的带的存在），一般认为是有益的。可以在没有在仍包括能够快速且容易地确定样本何时开始填充传感器时和样本的电化学反应何时开始的益处的同时检测是否存在电化学带的能力的情况下配置电路100。例如，在一个实施例中，可以将该仪表配置成在传感器被引入仪表中时开启。结果，在插入传感器之前不进行电压测量，因为仪表不是可操作的。一旦引入了传感器，则所检测电压指示干带。替换地，在另一实施例中，所检测的唯一电压测量结果是指示样本已被引入电化学传感器中的测量结果。在此类实施例中，不需要将此电压测量结果与另一电压相比较。替代地，被已知将指示传感器中的样本的存在的阈值电压本身可以足以用于仪表确定样本的存在。
转到检测样本的存在的能力，所示检测部件140的电路使得当电流变化发生，从而指示样本已开始填充电化学带时，在仪表中形成另一电连接，并且所检测电压的绝对值将是模拟接地水平信号，其小于无样本带存在时的电压的绝对值。更特别地，样本到电化学带的添加形成第一电连接器110与公共电连接器114之间以及随后与第二电连接器112的电连接。因此，当样本存在时，检测部件140检测当样本开始填充带时而由样本的存在所产生的新电连接。
作为检测部件140的一部分的放大器144的存在改善电路100检测样本的存在的能力。放大器144增加电路100的信号变化的振幅，因此增加用于样本检测的电路灵敏度。通过带的电流可以由将传感电阻器120的电压变成等于到作为虚拟接地160的一部分提供的跨阻抗放大器164的输入端的电压所需的电流确定。来自跨阻抗放大器164的电压的存在可以用来肯定地指示根据检测部件140的测量在第一接触焊盘267与第二接触焊盘263之间已检测到导电通路。传感器由于由样本跨电连接器110和114和/或电化学连接器112和114形成电连接而导电。
类似于相对于带不存在时的基础电压和指示无样本带存在的干带电压所讨论的电压，由样本到带的引入引起的电压变化可以由于与电路100相关联的许多不同变量而在一定程度上波动。然而，通常，带和样本存在时的电压范围的最高末端的绝对值可以小于带存在但样本不存在时的电压范围内的最低末端的绝对值。在一个示例性实施例中，电化学带在仪表中且样本被引入到带时所检测的电压范围大约在大于约-0.25伏和约0伏之间。在一个示例性实施例中，样本的存在促使在系统中测量的电压为约-0.15伏。可以将由于样本的存在而引起的样本检测阈值设置成在例如约-0.25伏的干带极限与例如约0伏的湿带极限之间的任何点处触发。
如上所述，可以完全消除检测部件140。在此类实施例中，传感器或带的检测可以基于润湿电源180、传感电阻器120以及电连接器110和112而发生。带的一个电极可以接触电连接器110和112，从而跨润湿电源180、传感电阻器120以及电连接器110和112产生电连接。此连接在系统的激励电压以下，并且在一个示例性实施例中，结果得到的电压变化小于约0.3伏。此外，当检测部件140被完全消除时，样本的检测基于润湿电源180、传感电阻器120、虚拟接地160以及电连接器110、112和114而发生。带的第二电极可以接触电连接器114，并且在样本引入时，能够在润湿电源180、传感电阻器120、虚拟接地160以及电连接器110、112和114之间建立电连接。检测部件140将信号缓存到被连接至电路100的带/样本检测器输出部分141的检测电路。更具体地，检测部件140减小测量电路100的加载阻抗。
电路100还包括电压参考点、虚拟地线或虚拟接地160。在所示实施例中，虚拟接地160与公共电连接器114电通信。可以使用任何数目的配置和部件来提供虚拟接地160。在所示实施例中，连接到模拟接地的跨阻抗放大器164提供低阻抗路径以充当虚拟接地160。在另一实施例中，可以用具有低输入阻抗的倒相放大器来替换跨阻抗放大器164。在又一实施例中，可以单独地提供接地连接。本领域的技术人员将认识到能够用来为公共电连接器114提供低阻抗路径的任何数目的方式。如在本申请中所描述的，低阻抗路径在提供样本且电压变化由于润湿电源180经由第一电连接器110被电连接到公共电连接器114而发生时变得相关。
虽然虚拟接地160可以具有任何数目的配置，但在一个示例性实施例中，其包括跨阻抗放大器164、能够测量±600毫微安的2千欧、0.1%电阻器162以及模拟接地。此类放大器的一个示例是MAX4238，其是由MaximIntegratedProducts制造的。
电路100的另一部件是润湿电源180。在所示实施例中，润湿电源180供应电压。润湿电源180被连接到第一电连接器110，并且在一个示例性实施例中，润湿电源180是电子的。在一个示例性实施例中，润湿电源180包括约3兆欧、1%电阻器。因此，鉴于也被描述为是一个示例性实施例的一部分的前述部件，本示例性实施例中的电路的高阻抗比为约3:2。该电路使得由润湿电源180产生约1.25伏。因此，当在电化学带上存在样本且在电连接器110和114和随后的电连接器112之间形成电连接时，来自润湿电源的电压为由电路100的传感电阻器120部分的电路供应的电压的近似对等物，并且因此导致大于约-0.25伏且约为0伏的电压。
可选地，电路100可以包括波形发生器200或数模转换器。在所示实施例中，波形发生器200被耦合到润湿电源180和第一电连接器110。如所示，波形发生器200还包括开关202。开关202允许波形发生器200被选择性地隔离直至期望向设置在仪表中的电化学传感器施加电压以执行测试为止。如所示，由于不存在电化学带或样本，开关202处于被隔离位置上，从而允许波形发生器200对电路100没有影响。
在一个示例性实施例中，开关202被配置成一旦样本开始填充带、则自动开始测试。更特别地，当样本开始填充电化学带时，这又导致跨第一电连接器110和公共电连接器114形成电连接，可以将开关202配置成从隔离位置移动至开启位置。这导致来自波形发生器200的电压被施加于样本。波形发生器200的阻抗应比传感电阻器120、检测部件140以及润湿电源180的组合阻抗低得多，并且波形发生器200然后控制带端口连接器108的第一电连接器110处的电压。因此，由于电路100允许样本何时开始填充带的快速且容易的确定，在其中波形发生器200被配置成自动开始的情况下，填充开始时间的确定也可以充当电化学反应或测试的开始时间。
在替换实施例中，可以改变润湿电源180的值和传感电阻器120的值以改变用于样本检测的检测电压和执行范围。在一些情况下，可能期望使通过电化学传感器的电流流动的方向反转。在这种情况下，可以将润湿电源180的电阻器和传感电阻器120互换，并且本领域的技术人员将认识到如何相应地调整带检测电压阈值。
在举例说明如何能够高阻抗电路部件、例如电路100的部件的值的一个示例中，带插入电压被设置成约-0.5伏且带插入检测电流被设置成约1微安。如果检测部件140的放大器144具有约2的增益，则到放大器144中的电压为约-0.25伏。约1微安的检测电流可以跨传感电阻器120引起约1伏（-1.25伏至-0.25伏）。相应地，传感电阻器120为约1兆欧。为了保持约1微安的插入检测电流，润湿电阻器引起约1.5伏（1.25至-0.25伏）下降，因此，润湿电源180的电阻器为约1.5兆欧。
如果假设湿带不具有电阻，则当施加样本时，传感电阻器120上的电压为约0伏且跨电阻器的电压为约1.25伏，并且因此存在约1.25微安的电流。流过润湿电源180的电阻器的电流为约1.25伏除以约1.5兆欧或约0.833微安。传感电阻器120电流与润湿电源180的电阻器电流（1.25微安—0.833微安）之间的电流的差是带电流，其为约0.42微安。
此部件选择的结果为具有约1兆欧的值的传感电阻器120，润湿电源180的电阻器具有约1.5兆欧的值、具有约1微安的值的传感电流、约-0.25伏的放大器144的输入端处的带插入电压以及约0.42微安的最大湿带电流。
在举例说明如何能够确定高阻抗电路部件、例如电路100的部件的值的第二示例中，传感电阻器120为约2.0兆欧且润湿电源180的电阻器为约3.0兆欧。带插入检测电流为约500毫微安（来自润湿电源180的电阻器和传感电阻器120的组合的1.25--1.25伏除以5兆欧）。跨传感电阻器120的电压将约为1伏（500毫微安乘以2兆欧）。检测部件140的放大器144的增益约为2.0倍，因此由带检测引起的电压变化约为0.5伏。
当电化学传感器是湿的并形成电连接时，其电阻大约在比电路100的传感阻抗小100倍的范围内。这促使传感电阻器120上的电压变成近似等于AGND且传感电流为约625毫微安（1.25伏除以2兆欧）。这意味着润湿电源180的电阻器正在供应约417毫微安（1.25伏除以3兆欧）。约208毫微安的这两个电流的差可以通过电化学传感器被传导至虚拟接地160。
此第二部件选择的结果是传感电阻器120具有约2兆欧的值、润湿电源180的电阻器具有约3兆欧的值、具有约500毫微安的值的传感电流、约-0.25伏的放大器144处的带插入电压、约-0.5伏的放大器144的输出端处的带插入电压以及约208毫微安的最大湿带电流。
在图示出如何能够确定高阻抗电路部件、例如电路100的部件的值的第三示例中，假设用于检测的最大期望电流是100毫微安以在施加样本时在检测部件140的放大器144的输出端处产生约0.5伏变化。放大器144的增益可以约为3倍，因此由填充带的样本引起的电压变化可以约为0.25伏。根据传感电流规格，这将要求通过湿带的约2.5兆欧（0.25伏/100毫微安）的源电阻。
当插入了带但未施加样本时，通过传感电阻器120的电流为400毫微安（1伏/2.5兆欧）。为了润湿电源180提供用于带检测的正确值，所需的电阻为3.75兆欧（1.5伏（2.5伏总源-1.0传感电压）/2.5兆欧传感电阻）。
此第三部件选择的结果是传感电阻器120具有约2.5兆欧的值、润湿电源180的电阻器具有约3.75兆欧的值、具有约400毫微安的值的传感电流以及约-0.75伏的放大器144的输出端处的带插入电压。
可以将高阻抗电路100结合到多种测试仪表或其他监视设备中，并且进一步地，可以将其用于多种电化学传感器、电池、带、血红蛋白传感器、抗氧化剂传感器、生物传感器、免疫传感器等。在图2—4中提供了可以用于电路100的电化学带的一个示例性实施例。
如所示，提供了测试带262且其包括从远端280延伸至近端282且具有横向边缘256、258的细长主体。如图3中所示，测试带262还包括第一电极层266、第二电极层264以及夹在两个电极层264和266之间的间隔区260。第一电极层266可以包括第一电极366、第一连接轨道276以及第一接触焊盘267，其中，第一连接轨道276将第一电极366电连接至第一接触焊盘267。请注意，第一电极366是直接在试剂层272下面的第一电极层266的一部分。同样地，第二电极层264可以包括第二电极364、第二连接轨道278以及第二接触焊盘263，其中，第二连接轨道278将第二电极364与第二接触焊盘263电连接。请注意，第二电极364是在试剂层272上面的第二电极层264的一部分。此外，第二接触焊盘263可以用来通过U形凹口265建立到测试仪表的电路、例如电路100的电连接。
如所示，样本接收室261是由第一电极366、第二电极364以及接近于测试带262的远端280的间隔区260限定的。第一电极366和第二电极364可以分别限定样本接收室261的底部和顶部。间隔区260的切口区域268能够限定样本接收室261的侧壁。在一方面，样本接收室261可以包括提供样本进口和/或出口的端口270。例如，端口中的一个可以允许流体样本进入且另一端口可以允许空气外出。
可以使电极364和366经由接触焊盘263和267与电路110的电连接器110、112和114进行接触。更特别地，连接到第一电极366的接触焊盘267能够被电连接器110、112接收。一旦第一电极366与两个连接器110和112接触，则电路100将认识到带262是存在的，从而输出干带电压。此外，被连接到第二电极364的接触焊盘263能够被电连接器114接收。一旦第二电极364与连接器114接触且样本被引入到带262中，则将在电极364和366之间且因此在公共电连接器114与电连接器110、112中的至少一个之间形成电连接，并且电路100将检测到样本的存在。当然，本领域的技术人员将认识到电路能够以任何数目的方式与图2—4的电化学带相关联。
在题为“SystemandMethodforMeasuringanAnalyteinaSample”且于2009年5月13日提交的Hodges等人的美国专利申请公开号2009/0301899中进一步描述了与在图2—4中所述的带相关联的方法和设备，其内容被整体地通过引用结合到本文中。此外，能够与在本文中公开的高阻抗电路100一起使用的其他示例性设备包括但不限于在：题为“ElectrochemicalMethod”的Hodges等人的美国专利号5,942,102、题为“ElectrochemicalCell”的Hodges等人的美国专利号6,174,420、题为“ElectrochemicalCell”的Hodges等人的美国专利号6,179,979、题为“ElectrochemicalCell”的Hodges等人的美国专利号6,284,125、题为“SensorConnectionMeans”的Chambers等人的美国专利号6,379,513、题为“HeatedElectrochemicalCell”的Hodges等人的美国专利号6,475,360、题为“HemoglobinSensor”的Hodges等人的美国专利号6,632,349、题为“AntioxidantSensor”的Hodges等人的美国专利号6,638,415、题为“MethodofForminganElectricalConnectionBetweenanElectrochemicalCellandaMeter”的Hodges等人的美国专利号6,946,067、题为“MethodofPreventingShortSamplingofaCapillaryorWickingFillDevice”的Hodges的美国专利号7,043,821、题为“ElectrochemicalCell”的Hodges等人的美国专利号7,431,820、题为“DirectImmunosensorAssay”且于2002年3月21日提交的Hodges等人的美国专利申请公开号2003/0180814、题为“Immunosensor”且于2004年4月22日提交的Hodges等人的美国专利申请公开号2004/0203137、题为“BiosensorApparatusandMethodsofUse”且在2005年11月21日提交的Rylatt等人的美国专利申请公开号2006/0134713以及题为“BiosensorApparatusandMethodsofUse”且于2009年9月18日提交的美国专利申请公开号2010/0006452中描述的实施例和方法，每个所述专利申请的内容被整体地通过引用结合到本文中。
此外，可以与任何上述设备中的其他测量改进相结合地使用在本文中公开的高阻抗电路。在题为“Systems,Devices,andMethodsforMeasuringWholeBloodHematocritBasedonInitialFillVelocity”且于2009年12月30日提交的Chatelier等人的美国专利申请序号12/649,509和题为“Systems,Devices,andMethodsforImprovingAccuracyofBiosensorsUsingFillTime”且于2009年12月30日提交的Chatelier等人的美国专利申请序号12/649,594中描述了此类改进的两个非限制性示例，每个所述专利申请的内容被整体地通过引用结合到本文中。
在使用中，高阻抗电路100允许测试仪表快速地且容易地确定存在电化学带的时间和样本开始填充带的时间。图5图示出随时间推移而发生的不同的电压变化：（1）在不存在电化学带两者的情况下；（2）在存在电化学带但不存在样本的情况下；（3）在存在电化学带和样本两者的情况下；以及（4）再次地在当带被去除时不存在电化学带的情况下。
当电路100与之相关联的测试仪表中不存在电化学带时，电路打开，并且因此结果得到的电压S1约为-1.25伏，如在时间T1的过程内所示。这是因为从电路的传感电阻器120部分得到的电荷约为-1.25伏。实际上，由于此类设备的典型的效率限制，带检测器的输出电压S1可能未达到-1.25伏。因此，用于确定带是否存在的阈值值可以大约在-1.19伏以下，具有约500毫微安的传感电阻器电流。当缺少诸如体液样本或控制溶液的样本的电化学带被连接到第一和第二电连接器110、112时，发生不同的电压变化，如R1处的急剧上升所示。在所示实施例中，结果得到的电压S2在时间T2过程内约为-0.35伏。然而，实际上，由于设备的实际限制，输出电压S2可能未达到-0.35伏。因此，用于确定是否存在样本的阈值值可以大约在-0.15伏以下，具有大约在约500毫微安至约625毫微安之间的传感电阻器电流。测量电压是由电路的传感电阻器120部分生成的电压与一旦带存在则被生成的来自检测部件140的电压相交互的结果。特别地，润湿电源180的电阻器的电阻和串联的第一和第二电连接器110、112的连接之间的电化学电池电阻可以与传感电阻器120形成分压器。电化学电池电阻可以改变，但是其一般在约200欧姆以下，其小于润湿电源180的电阻器的电阻容差，因此其影响是可忽略的。通过分压器，传感电阻器120处的电压可以从约-1.25伏变成约-0.25伏。因此，在约2的放大器144电压增益的情况下，检测部件140的输出端处的电压约为-0.5伏。已针对三个水平所观察的典型电压水平是：带不存在的情况下的约-1.23伏、干带存在的情况下的约-0.52伏以及湿带存在的情况下的约-0.15伏以上。
当样本被引入电化学带时，在测试仪表中形成电连接，并且发生另一不同的电压变化，如图5中所示的R2处的急剧上升所示。在由虚拟接地160产生的低阻抗路径与电连接器110、112和114中的每一个之间产生电流路径。在所示实施例中，结果得到的电压S3在时间T3的过程内约为0伏。此值也可以是模拟接地信号水平。测量电压是由电路的传感电阻器120部分生成的电压被来自电路的润湿电源180部分的电压抵消的结果，其在样本一旦存在时相交互。在此配置中，虚拟接地160的放大器164将主动地调整其输出电压，因此通过其反馈电阻器的电流与到达倒相输入端的电流匹配，从而使该节点表现为低阻抗电路。这又促使传感电阻器120电压上升至约0伏且带检测器的输出也将为约0伏。当形成了由样本创建的电连接时，流过电化学带的电流受到包括润湿电源180和传感电阻器120的电路以及关联电压供应部件的源电阻和源电压的限制：约±1.25伏。此电流通过传感电阻器120，引起电压上升并减小来自润湿电源180的电阻器的电流。通过通过电化学带供应附加电流来平衡电流，从而引起用于如上文在第二示例中限定的情况下的约208毫微安的最大传感电流，其中，传感电阻器120具有约2兆欧的值且润湿电源180的电阻器具有约3兆欧的值。如果将电化学带从测试仪表去除，则如图R3处所示，急剧的电压下降随着结果得到的电压返回至原始值而发生，电压S1，在时间T4过程内约-1.25伏。
由于电化学带262的第一接触焊盘267和第二接触焊盘263之间的实际电阻可能随着施加更多的样本流体和电化学反应的进展而减小，所以能够存在其中传感器电阻器120电压在“插入传感器”与到达“0”伏水平之间过渡的时段。此过渡时段可以是几毫秒。
图6和7图示出用于检测样本开始填充从电路100得到的电化学传感器的时间的显著改进。图6图示出不包括本发明的高阻抗电路100的测试仪表中的随时间推移的电压的测量结果，而图7图示出确实包括高阻抗电路100测试仪表中的随时间推移的电压的测量结果。针对图6和7两者，所示的时间在-0.004秒和0.004秒之间，来自用来进行测量的示波器的时基是0.001秒。在图6中，每个主网格标记是0.5伏，而在图7中每个主网格标记处于0.2伏。图7的电压标度被增加约2.5倍，因为该检测在窄电压范围内操作，并且因此能够更清楚地图示出阶跃变化。
如图6中所示，当在不包括高阻抗电路100的测试仪表中存在干电化学带、而不是使用电流源时，存在近似稳定的电压V1，有时称为阈值带干带电压。当带由于样本被施加于带而变得湿润时，如t1处所示，电压在其实现初步恒压V2之前，在t1和t2之间的一段时间内明显下降，该初步恒压V2是恒定电流源的活动范围。然而，此电压下降不足以检测样本的存在，因为还可以通过杂散效应、例如通过到带的静电放电来实现到初步恒压V2的平台的过渡。随着填充的进展，传导电流增加且恒定电流源不能保持调节，从而促使电压进一步下降。为了避免假触发，图6所示的系统不能适当地操作，直至电压下降到初步恒压V2的1.3伏平台以下至真阈值湿带电压V3，其在所示实施例中处于约0.3伏且在带在t4处被填充之前不会发生。相应地，在t3处发生的另一电压降不足以检测反应开始时间，并且因此其直至电路最后检测到样本已经填充带且能够检测到开始时间的t4之前都不会。图6中所示的系统的另一缺陷是当最后检测到开始时间时失去电流调节。这由于湿带能够传导恒定电流源提供的更多电流而发生，这促使电压下降以保持电流。此系统中的其他缺陷包括噪声敏感性、样本检测所需的能量（电压和电流）的不良控制以及延迟检测。带在电压已下降至近似稳定的电压V3时被认为是湿的，该近似稳定的电压V3有时称为真阈值湿带电压，其约为0.3伏，其在施加初始样本之后约4毫秒之前不会发生，如D所示。鉴于本公开，本领域的技术人员将认识到样本检测的精确时间由设计经验实现的电压阈值/容差确定。部件和电源容差能够影响阈值带干带电压V1。虚拟接地的准确度能够影响阈值湿带电压V3。该检测因此在这两个阈值水平之间发生。更接近于阈值带干带电压V1的水平一般将对检测更敏感，更接近于时间0，而阈值湿带电压V3附近的值将更接近于约4毫秒。其他因素也能够影响实际时间，以非限制性示例的方式，包括样本的粘度和活性化学区域的大小。
相反，如图7中所示，当在具有高阻抗电路100的测试仪表中存在干电化学带时，存在近似稳定的电压V1'，有时称为阈值干带电压。如上文所指示的，图7的电压标度被增加约2.5倍，因为该检测在窄电压范围内操作，并且因此能够更清楚地图示出阶跃变化。此外，与图6的极性相比，图7的极性是相反的，因为填充检测信号是使用电连接器110而不是电连接器112执行的。当带被插入但样本不存在时，恒定电流在电连接器110和112之间通过，降低了对外来信号的敏感度。当带由于样本被施加于带而变得湿润时，电压随着电流通过电连接器114供应给电路而在t1'和t2'之间的一段之间内显著地上升，实现近似稳定的电压V3'，有时称为阈值湿带电压。在t2'处，测试仪表的电路100能够检测到样本已开始填充带。t1'和t2'之间的时间长度—其为系统检测到在图7中且被示为D'的样本所花费的时间—相当地短于t1和t4之间的时间长度，其为用于系统检测在图6中且被示为D的样本所花费的时间。实际上，根据检测带被填充所需的灵敏度，阈值带填充电压被设定在V1'与阈值湿带电压V3'之间。如图7中所示，作为高阻抗电路的结果，可以确定样本在约0.5毫秒下将带润湿。相应地，如果样本将设置在仪表中的带润湿，则高阻抗电路100明显改善了其要进行检测所花费的时间。同样地，在包括自动开始特征的实施例中，高阻抗电路100明显改善了确定电池开始充满液体样本的时间的准确度。由于在自动开始配置中，一旦样本开始填充带，则反应开始，尽可能准确地检测润湿发生的时刻导致反应的更准确且精确的开始时间。更准确的开始时间导致更加可再现且准确的测试时间持续时间，这又导致更准确的葡萄糖测试结果。
此外，高阻抗电路100还显著地改善了测量的准确度。如图6中所示，指示样本已开始填充带的电压变化不是清楚的、很好地限定的线。准确地辨别用于反应的开始时间是何时是相当困难的。在图7中，另一方面，存在两个不同的电压，并且一旦快速地达到样本已开始填充带的电压，则很明显已施加了样本。
除改善样本检测确定的速度和准确度之外，存在由高阻抗电路到测试仪表的添加而引起的许多其他益处。公开的高阻抗电路的使用消除了对作为电路的一部分的模拟开关的需要。波形发生器200和开关202表示用于在测试过程期间激励测试带的一个可能实施方式，但是其不是执行带或样本检测所要求的。此外，电路保持用于检测电化学带的存在的类似电流水平，从而改善噪声问题。该电路还减少将在样本检测期间被波形发生器注入到电化学传感器中的能量的量，这又减少了由波形发生器引起的任何干扰或噪声。降低的电势减少了填充检测过程的副作用。作为本发明的结果，可以将系统的电压变化保持在约0.3伏以下，这是避免分析物由于电刺激而被损坏所期望的。如图7中所示，电压变化在约0.8伏的绝对值与约1.1伏的绝对值之间发生。本领域的技术人员将认识到图7中所示的值由于示波器探针阻抗的加载对测量结果的影响而移位。在所示实施例中，示波器探针阻抗为约10M欧姆。同样地，减小的电流减少了填充检测过程的副作用。不仅在本文中公开的电路提供了样本何时开始填充电化学带的快速且容易的确定，而且该电路还允许在测试仪表中存在带的快速且容易的确定。该电路能够用来对电化学传感器进行阶段测试以确定其是否是有缺陷的。更具体地，如果在测试期间确定电化学传感器在其不应处于的测试阶段正在形成电连接，则容易确定传感器是有缺陷的。同样地，能够通过本公开的电路所赋予的容易且快速的测试方法来容易地确定制造缺陷，诸如短路电极、“干”电池电流泄漏以及不良填充特性或传感器的先前使用。更进一步地，公开的发明允许电路100被设计成实现检测所需的期望电流和电压。
基于上述实施例，本领域的技术人员将认识到本发明的其他特征和优点。相应地，本发明并不受已特别地示出和描述的内容的限制，除非由所附权利要求指示。在本文中引用的所有公开和参考文献被整体地通过引用明确地结合到本文中。

Claims (17)

1.一种电化学系统，包括：
电化学传感器；
测试仪表，被配置成接收电化学传感器；
测试仪表内的高阻抗电路，该高阻抗电路被配置成在传感器被设置在测试仪表中时形成与电化学传感器的电连接，并且还被配置成检测指示在测试仪表中未设置电化学传感器的第一电压、不同于第一电压的第二电压，指示缺少体液样本的电化学传感器被设置在测试仪表中、以及不同于第一和第二电压的第三电压，指示电化学传感器被设置在测试仪表中且体液样本已被施加于电化学传感器；并且
其中，所述测试仪表还包括传感器端口连接器，所述传感器端口连接器包括第一和第二电连接器，该高阻抗电路被配置成使得测试仪表中的电化学传感器的存在导致第一和第二电连接器之间的低阻抗连接，其中，所述传感器端口连接器还包括邻近于第一和第二电连接器中的至少一个设置的公共电连接器，该传感器端口连接器被配置成使得测试仪表中的电化学传感器中的样本的存在导致公共电连接器与第一和第二电连接器中的至少一个之间的电连接，并且其中，所述高阻抗电路包括：
传感电阻器，与第一和第二电连接器中的一个电通信；
检测部件，被电连接到传感电阻器及第一和第二电连接器中的一个，该检测部件被配置成确定测试仪表中的电化学传感器的存在和测试仪表中的电化学传感器中的样本的存在；
电压参考点，被电连接到公共电连接器；以及
润湿电源，被电连接到第一和第二电连接器中的另一个，该润湿电源由于测试仪表中的传感器中的样本量的存在而被电化学连接到公共电连接器及第一和第二电连接器中的至少一个。
2.权利要求1的电化学系统，其中，第二电压的绝对值小于第一电压的绝对值且第三电压的绝对值小于第二电压的绝对值。
3.权利要求1的电化学系统，其中，存在于电化学传感器中的样本的量是足以形成公共电连接器与第一和第二电连接器中的至少一个之间的电连接的最小体积的样本。
4.权利要求1的电化学系统，还包括被电连接到第一和第二电连接器中的另一个和润湿电源的波形发生器，该波形发生器被配置成施加电压以使设置在电化学传感器中的样本反应。
5.权利要求4的电化学系统，其中，所述检测部件包括有效低增益放大器，其被配置成减少由与所述高阻抗电路电通信的电压测量部件引起的电流泄漏的影响。
6.权利要求1的电化学系统，其中，所述电压参考点包括跨阻抗放大器。
7.权利要求1的电化学系统，其中，润湿电源与传感电阻器之间的电阻比为约3:2。
8.一种用于检测样本何时开始填充电化学传感器的方法，包括：
提供具有高阻抗电路的测试仪表，所述高阻抗电路包括：
检测部件；
与所述检测部件电通信的传感电阻器；
电压参考点，其被配置成与和至少一个电连接器进行接触的电化学传感器的电极电连接；以及
润湿电源，其被配置用于供应电压；
在将电化学传感器引入测试仪表中之前测量第一电压，该第一电压指示缺少电化学传感器的测试仪表；
向测试仪表中引入电化学传感器；
用测试仪表来测量指示缺少样本的仪表中的电化学传感器的存在的第二电压；
将样本引入电化学传感器中；
用测试仪表来测量第三电压，其不同于第二电压，并且其指示设置在仪表中的电化学传感器中的一定量的样本的存在；以及
基于第三电压的测量结果来确定样本何时开始填充电化学传感器;
其中，所述测试仪表还包括传感器端口连接器，所述传感器端口连接器包括第一和第二电连接器，该高阻抗电路被配置成使得测试仪表中的电化学传感器的存在导致第一和第二电连接器之间的低阻抗连接。
9.权利要求8的方法，
其中，第一电压的绝对值不同于第二电压的绝对值和第三电压的绝对值，第三电压的绝对值小于第二电压的绝对值，并且第二电压的绝对值小于第一电压的绝对值。
10.权利要求8的方法，还包括在确定样本开始填充电化学传感器时发起电化学测试。
11.权利要求10的方法，其中所述检测部件包括有效低增益放大器，该方法还包括操作有效低增益放大器以减少由与高阻抗电路电通信的电压测量部件引起的电流泄漏的影响。
12.一种测试仪表，包括；
外壳；
被附着于外壳的传感器端口连接器，该传感器端口连接器被配置成接收电化学传感器且包括至少一个电连接器；以及
高阻抗电路，被配置成用于进行电化学确定并与经由所述至少一个电连接器在传感器端口连接器中接收到的电化学传感器电连接，该高阻抗电路包括：
检测部件；
传感电阻器，与检测部件电通信；
电压参考点，被配置成与和所述至少一个电连接器接触的电化学传感器的电极电通信；以及
润湿电源，在缺少液体样本的电化学传感器被接收在传感器端口连接器中时具有与检测部件、传感电阻器以及电压参考点分离的电通信；
其中，所述高阻抗电路被配置成用于检测：
（1）不存在与高阻抗电路电通信的电化学传感器的情况下的第一电压；
（2）存在缺少体液样本的与高阻抗电路电通信的电化学传感器的情况下的第二电压；以及
（3）存在具有足以在电化学传感器中执行电化学测试的一定量的体液样本的与高阻抗电路电通信的电化学传感器的情况下的第三电压;
其中，所述传感器端口连接器包括第一和第二电连接器，该高阻抗电路被配置成使得测试仪表中的电化学传感器的存在导致第一和第二电连接器之间的低阻抗连接。
13.权利要求12的测试仪表，其中，第二电压的绝对值小于第一电压的绝对值且第三电压的绝对值小于第二电压的绝对值。
14.权利要求12的测试仪表，其中，传感器端口连接器中的电化学传感器的存在产生润湿电源与检测部件之间的电连接。
15.权利要求14的测试仪表，其中，在传感器端口连接器中的电化学传感器上的样本的存在产生润湿电源、检测部件以及电压参考点中的每一个之间的电连接。
16.权利要求12的测试仪表，其中，足以执行电化学测试的样本的量是足以形成所述至少一个电连接器的公共电连接器与所述至少一个电连接器的第一电连接器和第二电连接器中的至少一个之间的电连接的最小体积的样本。
17.权利要求12的测试仪表，还包括用于施加电压以使设置于在传感器端口连接器中的电化学传感器上的样本起反应的波形发生器。
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Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9625559B2 (en) * 2012-10-08 2017-04-18 General Electric Company Correcting accumulated power in utility meters
US20140134655A1 (en) * 2012-11-09 2014-05-15 Cilag Gmbh International System and method for detection of sample volume during initial sample fill of a biosensor to determine glucose concentration in fluid samples or sample fill error
US9442089B2 (en) 2013-12-23 2016-09-13 Lifescan Scotland Limited Analyte meter test strip detection
CN104749227A (zh) * 2013-12-25 2015-07-01 红电医学科技股份有限公司 生物传感器的检测方法
ES2927989T3 (es) 2017-11-21 2022-11-14 Mx3 Diagnostics Inc Sistema y procedimiento de análisis de saliva
WO2020053764A1 (en) 2018-09-10 2020-03-19 Thales Canada Inc. Wetting current control for input circuit
EP3864402A1 (en) 2018-10-11 2021-08-18 MX3 Diagnostics, Inc. Ion selective sensor
US11701036B2 (en) 2019-07-10 2023-07-18 MX3 Diagnostics, Inc. Saliva test strip and method
CN114502951A (zh) * 2019-07-24 2022-05-13 生命扫描知识产权控股有限责任公司 用于分析物测量系统的生物传感器的污染确定
EP4090243A4 (en) 2020-01-15 2023-12-20 MX3 Diagnostics, Inc. EVALUATION OF A CONCENTRATION OF A BIOMARKER IN A FLUID
US11703436B2 (en) * 2020-01-30 2023-07-18 MX3 Diagnostics, Inc. Biological fluid sample assessment

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5198771A (en) * 1991-09-03 1993-03-30 Transducer Research, Inc. Potentiostatic apparatus and methods
US5711861A (en) * 1995-11-22 1998-01-27 Ward; W. Kenneth Device for monitoring changes in analyte concentration
US20030029231A1 (en) * 2000-01-05 2003-02-13 Norbert Klimes Mobile hand-held unit comprising a reusable biosensor
US20030159945A1 (en) * 2000-11-30 2003-08-28 Shoji Miyazaki Biosensor, measuring instrument for biosensor, and method of quantifying substrate
US20030203498A1 (en) * 2002-04-25 2003-10-30 Home Diagnostics, Inc. System and methods for blood glucose sensing
US20060144710A1 (en) * 2002-06-13 2006-07-06 Jeroen Bastemeijer Electrophoretic system with protection for its detectors
US20080143400A1 (en) * 2006-06-30 2008-06-19 Hynix Semiconductor Inc. DLL circuit and method of controlling the same
US20090084687A1 (en) * 2007-09-28 2009-04-02 Lifescan, Inc. Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample
US20090301899A1 (en) * 2008-06-09 2009-12-10 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3812309C1 (zh) * 1988-04-13 1989-12-21 Flowtec Ag, Reinach, Basel, Ch
JPH05223766A (ja) * 1992-02-17 1993-08-31 Matsushita Electric Ind Co Ltd ハンダ付検査装置
US5352351A (en) * 1993-06-08 1994-10-04 Boehringer Mannheim Corporation Biosensing meter with fail/safe procedures to prevent erroneous indications
AUPN363995A0 (en) * 1995-06-19 1995-07-13 Memtec Limited Electrochemical cell
AUPN661995A0 (en) * 1995-11-16 1995-12-07 Memtec America Corporation Electrochemical cell 2
US6632349B1 (en) * 1996-11-15 2003-10-14 Lifescan, Inc. Hemoglobin sensor
US6193873B1 (en) 1999-06-15 2001-02-27 Lifescan, Inc. Sample detection to initiate timing of an electrochemical assay
KR20020097206A (ko) 2000-03-31 2002-12-31 라이프스캔, 인코포레이티드 의료장치의 충전을 모니터하기 위한 전기전도성 패턴
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
JP2002257782A (ja) * 2001-03-05 2002-09-11 Nec Corp 電気化学センサ測定装置
EP1442289A2 (en) * 2001-10-10 2004-08-04 Lifescan, Inc. Electrochemical cell
US6872299B2 (en) 2001-12-10 2005-03-29 Lifescan, Inc. Passive sample detection to initiate timing of an assay
KR100475634B1 (ko) 2001-12-24 2005-03-15 주식회사 아이센스 일정 소량의 시료를 빠르게 도입할 수 있는 시료도입부를구비한 바이오 센서
US20060134713A1 (en) * 2002-03-21 2006-06-22 Lifescan, Inc. Biosensor apparatus and methods of use
US20030180814A1 (en) * 2002-03-21 2003-09-25 Alastair Hodges Direct immunosensor assay
US6946299B2 (en) * 2002-04-25 2005-09-20 Home Diagnostics, Inc. Systems and methods for blood glucose sensing
US6939450B2 (en) 2002-10-08 2005-09-06 Abbott Laboratories Device having a flow channel
US7597793B2 (en) 2003-06-20 2009-10-06 Roche Operations Ltd. System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay
US7452457B2 (en) * 2003-06-20 2008-11-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes
JP4985340B2 (ja) * 2007-11-15 2012-07-25 住友電気工業株式会社 バイオセンサシステム及びその測定器
US8396528B2 (en) 2008-03-25 2013-03-12 Dexcom, Inc. Analyte sensor

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5198771A (en) * 1991-09-03 1993-03-30 Transducer Research, Inc. Potentiostatic apparatus and methods
US5711861A (en) * 1995-11-22 1998-01-27 Ward; W. Kenneth Device for monitoring changes in analyte concentration
US20030029231A1 (en) * 2000-01-05 2003-02-13 Norbert Klimes Mobile hand-held unit comprising a reusable biosensor
US20030159945A1 (en) * 2000-11-30 2003-08-28 Shoji Miyazaki Biosensor, measuring instrument for biosensor, and method of quantifying substrate
US20030203498A1 (en) * 2002-04-25 2003-10-30 Home Diagnostics, Inc. System and methods for blood glucose sensing
US20060144710A1 (en) * 2002-06-13 2006-07-06 Jeroen Bastemeijer Electrophoretic system with protection for its detectors
US20080143400A1 (en) * 2006-06-30 2008-06-19 Hynix Semiconductor Inc. DLL circuit and method of controlling the same
US20090084687A1 (en) * 2007-09-28 2009-04-02 Lifescan, Inc. Systems and methods of discriminating control solution from a physiological sample
US20090301899A1 (en) * 2008-06-09 2009-12-10 Lifescan, Inc. System and method for measuring an analyte in a sample

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