非限制量的氧化介体在第一电极 66处被还原，从而在第一电极66和第二电极64之间形成浓度梯度。
[0060] 在示例性实施例中，第二时间间隔〖2还应当为足够长的，使得足够量的铁氰化物 可扩散到第二电极64或者可从试剂扩散到第一电极上。在第二电极64处需要足量的铁氰 化物，以使得在第三测试电压E3期间，可测量第一电极66处氧化亚铁氰化物的限制电流。 第二时间间隔〖 2可小于约60秒，并且优选地可在约I. 1秒至约10秒的范围内，并且更优 选在约2秒至约5秒的范围内。同样，如图6A中七_所示的时间间隔也可持续一段时间， 但在一个示例性实施例中，其持续时间为约20毫秒。在一个示例性实施例中，在施加第二 测试电压E2后约0. 3秒至约0. 4秒之后，施加叠加的交流测试电压部分，并引入频率为约 109Hz、振幅为约+/-50mV的正弦波。
[0061] 图6B示出了在第二时间间隔t2起始后相对较小的峰i pb，随后在第二时间间隔t2 内氧化电流的绝对值逐渐增大。在从第一电压El转换成第二电压E2之后，由于内源性或 外源性还原剂（例如，尿酸）的氧化，产生小峰值i pb。此后，在通过试剂层72生成亚铁氰 化物，然后扩散到第二电极64,而导致较小的峰ipb之后，氧化电流的绝对值逐渐减小。
[0062] 在施加第二测试电压E2之后，测试仪10在第一电极66和第二电极64之间施加 第三测试电压E3 (例如在图6A中约-300mV)，持续第三时间间隔t3 (例如在图6A中1秒）。 第三测试电压E3可为介体氧化还原电势足够正的值，以使得在第一电极66处测量限制氧 化电流。例如，当使用铁氰化物或亚铁氰化物作为介体时，第三测试电压E3可在约OmV至 约-600mV范围内，优选地在约-IOOmV至约-600mV范围内，并且更优选地为约-300mV。
[0063] 第三时间间隔t3可为足够长的，以根据氧化电流的大小监测第一电极66附近还 原介体（如亚铁氰化物）的扩散。在第三时间间隔丨3内，限制量的还原介体在第一电极66 处被氧化，而非限制量的氧化介体在第二电极64被还原。第三时间间隔t 3可在约0. 1秒 至约5秒的范围内，并且优选在约0. 3秒至约3秒的范围内，并且更优选在约0. 5秒至约2 秒的范围内。
[0064] 图6B示出了在第三时间间隔t3起始时相对较大的峰i p。，随后减小至稳态电流iss 值。在一个实施例中，第二测试电压E2可具有第一极性，第三测试电压E3可具有与第一极 性相反的第二极性。在另一个实施例中，第二测试电压E2可为介体氧化还原电势足够负的 值，并且第三测试电压E3可为介体氧化还原电势足够正的值。可在第二测试电压E2之后 立即施加第三测试电压E3。然而，本领域技术人员将会知道，可根椐确定分析物浓度的方式 选择第二和第三测试电压的大小和极性。
[0065] 参考图6B，在从第二电压变更至第三电压之后，系统在步骤612处还测量电极的 电流瞬态的第二电流输出，然后该系统通过评估电流继续进行，该电流在将第三电压维持 在电极之后接近电流瞬态的稳态电流输出。
[0066] 电流瞬态CT的葡萄糖浓度的确定可见于提交于2005年9月30日且标题为 "Method and Apparatus for Rapid Electrochemical Analysis (用于快速电化学分析的 方法和设备）"的美国专利No. 7, 749, 371中（于2010年7月6日获得专利），该专利据此 全文以引用的方式并入本申请并且作为附件的一部分附加至本申请。
[0067] 申请人已发现，用于启动测试序列的适当启动时间（当测试序列时钟在已施加样 品之后被设定为T = O)由于本文所用的生物传感器的样品检测器的性质可为不适当的。当 用于计时第一、第二和第三间隔的时钟不设定在用于启动测试序列的适当时间时，图6B中 电流瞬态CT在其进行取样以计算葡萄糖浓度的时间点可不处于适当取样时间点，从而可 能造成不准确的或甚至错误的葡萄糖结果。据信，这种结果的原因是因为生物传感器62未 利用单独的样品检测电极。相反，生物传感器62试图驱动电极63和67之间的约600毫微 安的通常恒定电流，同时监测这些电极上生成的电压，在此如图7A所示。
[0068] 参考图7A，系统能够确定样品在之后Tgdg时第一次沉积，因为任何量的样 品产生足够低的电阻以使得该系统可检测压降，只要将任何量的样品在大约时间点1^^置 于电极上。当初始沉积到室61上的样品的体积太慢而不能填充测试室61时，可能产生一 个问题。为改善这个问题，该系统设计用于执行两个电极之间所检测的电压的移动平均值 ("υ τ1θΛ"），直至该移动平均电压为约0.5V或更低。在系统将序列测试定时时钟设 定在T = 0以启动图6Α的定时间隔VtJP 13时，这允许将时间延迟构建于该系统中。然 而，申请人已发现，无论流体样品如何快速地或缓慢地填充测试室61，延迟时间通常为约 75毫秒。其中样品具有高粘度（诸如高百分比血细胞比容血液样品），使得75毫秒的时间 可能不足以使样品流入室中。当室被不充分地填充时，当将测试序列时钟设定为零持续定 时间隔tptjP 13时，电化学反应可能不如预期那样继续进行，从而造成不准确的结果。另 一方面，当样品具有低内部摩擦或低粘度（诸如低百分比血细胞比容血液样品）从而造成 样品可非常快速地流入测试室中时，使得电化学反应甚至在测试序列时钟已被设定为零之 前可已继续进行特定时间量。因此，对于低或高粘度样品，测试序列在样品已流入室中之前 可能已启动，或测试序列（具有设定为零的测试序列时钟）即使测试室已被完全填充可能 尚未启动。因此，将测试序列启动时间设定在适当时刻据信用于进一步改善生物传感器的 准确度和精度。
[0069] 为使系统检测到测试室61在启动测试序列定时时钟之前已停止填充，申请人已 实施利用样品填充过程的电容检测的新型技术。在这种技术中，流入测试室61中的样品的 电容用于确定测试室何时已停止填充样品流体。同时，一旦测试序列已启动，电容可用于估 计样品体积大小以允许另一个潜在问题的解决方式。
[0070] 然而，在描述该技术的概述之前，有必要提供此处所描述的生物传感器的电容检 测的简要描述。参考图7B，具有电极层的生物传感器测试条80和测试电池61可表示为一 系列电阻器（图7B中示意形式的R pd触点、Rpd膜、Rau触点和Rau18)，并且测试电池61可表示为 图7B中的具有C ws的并联电阻器-电容器电路。图7C的条80的电阻和测试 电池61的并联电阻器-电容器可以如下电路的形式建模，该电路具有用于生物传感器的金 层和钯层的串联电阻器R#和用于测试电池61的并联电阻器R wft和电容器C电路，在此处 示为图7C。在图7C的这种R-C电路中，系统可驱动具有频率f和均方根（"RMS"）振幅的 交流电压V，并且测量总电流、（作为RMS值）和相位角Φ，可利用因条电阻率R#产生的适 当频移和由测量电路导致的任何相移来导出测试电池61的电容C。特别地，电容C可用下 述公式1来确定：
[0071] C = I (iT sinC>) I /2 π fV 公式 I
[0072] 其中
[0073] iT表示总电流；
[0074] Φ表示相位角；
[0075] f表示所施加信号的频率；
[0076] V表不所施加信号的大小。
[0077] 所施加信号的大小为约50mV并且频率为约109Hz。电容测量技术的额外细节可得 自共同待审的美国专利申请公布20110208435、20110301861和20110309846,所有这些申 请据此以引用的方式并入本申请，如同本文中完全示出的。
[0078] 参考图7D，申请人已发现，样品的电容可用于确定测试室何时已停止填充流体样 品，以使得测试序列可在时间T = 0处启动。具体地，在图7D中，高速数字照相机用于确 定，相比于生物传感器的电容测量值，测试室在填充相期间何时已停止填充或实际上已被 填充。从图7D可看出，当将合适的样品（例如，血液或对照溶液，其在这种情况下为可用于 该条的最粘稠的或最高粘度的对照溶液）沉积在测试室上，所测量的电容升高，直至其突 然在启动条填充之后约200毫秒改变其速率和方向（或拐折）。如用数字照相机所观察，电 容的拐点较密切