JP5837613B2 - 高精度分析物測定用システム及び方法 - Google Patents

Description

本明細書で提供されるシステム及び方法は、医学的検査、特に、サンプル（例えば、血液などの生理学的流体）中における分析物の存在及び／又は濃度の検出分野に関する。

生理学的流体（例えば、血液、又は血漿等の血液由来の生成物）における分析物濃度の判定は、今日の社会において更に重要性が増している。そのような定量法は、臨床検査、家庭検査等を含めて、多様な用途及び状況に利用法が見出されるものであり、そのような検査の結果は、多様な病状の診断及び処置において大きな役割を果たしている。関心の分析物としては、糖尿病管理のためのグルコース、心血管状態を監視するためのコレステロール等が挙げられる。こうした分析物検出の重要性の高まりに応じて、臨床での使用と家庭での使用の両方に対応する多様な分析物検出の手順及びデバイスが開発されてきた。これらのデバイスのいくつかには、電気化学セル、電気化学センサ、ヘモグロビンセンサ、酸化防止剤センサ、バイオセンサ、及び免疫センサが挙げられる。

分析物濃度判定定量法の一般的な方法は、電気化学に基づく。そのような方法において、水性の液体サンプルが、センサ中の試料反応チャンバ、例えば、少なくとも２本の電極、即ち、作用電極及び対電極で構成されている電気化学セルの中に設置され、それらの電極は、それらを電流測定又は電量測定に適するようにさせるインピーダンスを有する。分析される構成成分は、分析物濃度に比例する量で、酸化可能（又は還元可能）物質を形成するように、試薬と反応することが可能となる。次いで、存在する酸化可能（又は還元可能）物質の量を電気化学的に推定して、サンプル中の分析物濃度と関連付けられる。

分析物検出に作用し得る血液の１つの特性は、ヘマトクリット値である。ヘマトクリット値のレベルは、様々な人々の間で大きく異なり得る。非限定的な例として、貧血症に苦しむ人は、およそ２０％のヘマトクリット値レベルを有し得、一方、新生児は、およそ６５％のヘマトクリット値レベルを有し得る。同一の個人から一定期間にわたって採取されたサンプルでさえ、異なるヘマトクリット値レベルを有し得る。更に、高いヘマトクリット値はまた、血液の粘性を高める可能性があり、粘性は今度は、分析物検出に関係する他のパラメータに影響する可能性があり、サンプルへのヘマトクリット値の影響を計上することは、正確な分析物濃度定量を行うのに重要であり得る。

血液サンプル中のヘマトクリット値のレベルの変動を計上している１つの方法は、血液から血漿を分離し、次に調整した血漿体積に関して抗原の濃度を再計算することによる。分離は、例えば、遠心分離工程を実施することによって達成されてきた。血液サンプルにおけるヘマトクリット値のレベルの変動を計上している他の方法には、計算に平均ヘマトクリット値を使用すること、又は分離工程でヘマトクリット値を計測し、次に血漿値に関して抗原の濃度を計算することが挙げられる。しかしながら、これらの方法は、少なくともこれらが不必要なサンプル操作を伴い、余分に時間がかかり、及び／又は最終定量において実質的に誤差を導くので、信用できないと考えられる。更に、サンプルが分析される環境の温度は、分析物濃度決定の精度に負の影響を及ぼし得る。

すべてのセンサ要素における望ましい特性は、貯蔵寿命が長いこと、つまり、センサ要素の検出特性が、製造時と使用時との間（すなわち保存中）に顕著に変化しないことである。しかしながら、長期間にわたって、及び／又は非最適保存条件下、例えば、高温、高湿などで保存すると、センサの性能が低下する場合がある。例えば、このようなセンサを用いて得られる分析物濃度定量の精度が低下する場合がある。本発明の目的は、従来技術のこのような欠点、及びその他欠点を克服し、改善することである。

出願者は、広範囲のドナー、分析物濃度レベル、ヘマトクリット値、温度、及びセンサ保存状態にわたり、先に言及した付随する問題がわずかであるか又はない状態で、より精度の高い分析物濃度定量値を得る方法の開発が望ましいことを認識していた。したがって、システム、装置及び方法は、一般にサンプル中の分析物の正確な濃度を定量するために提供される。概して、本明細書に開示されるシステム、装置及び方法は、精度が改善された補正分析物濃度値を提供するために、最適化分析物濃度定量に一連の補正を加える工程を含む。

サンプル中の分析物濃度を定量する方法の例示的実施形態では、本方法は、電気化学センサに導入された分析物を含むサンプルを検出する工程を含む。電気化学センサは、例えば、離間した配置にある２つの電極を含んでよい。他の実施形態では、２つの電極は、面する配向を含むことができる。他の実施形態では、電気化学センサは、対向して面した配向の２つの電極を含むことができる。いくつかの実施形態において、電気化学センサは、グルコースセンサを含んでよい。他の実施形態では、電気化学センサは、免疫センサを含んでよい。いくつかの実施形態において、サンプルは、血液又は全血を含むことができる。いくつかの実施形態において、分析物は、Ｃ反応性タンパク質を含んでよい。

この方法は更に、分析物を反応させて２つの電極間で分析物の物理的変形を生じさせる工程を含む。例えば、分析物を反応させる工程は、２つの電極により電流として測定され得る電気活性種を生じさせることができる。またこの方法は、別個の間隔における電流出力を測定し、センサ内へのサンプルの充填時間、及びサンプルを含むセンサの静電容量を導き出す工程も含む。またこの方法は、電流出力から第１の分析物濃度値を定量する工程と、電流出力及び第１の分析物濃度値から第２の分析物濃度値を計算する工程と、温度の影響について第２の分析物濃度値を補正し、第３の分析物濃度値を得る工程と、第３の分析物濃度値をセンサの充填時間に応じて補正し、第４の分析物濃度値を得る工程と、第４の分析物濃度値を静電容量に応じて補正し、最終分析物濃度値を得る工程と、も含む。

精度が向上した試験ストリップを得る方法の例示的実施形態では、この方法は、各試験ストリップが２つの電極を有し、２つの電極は、その間に配置される試薬で離間されている、試験ストリップバッチを提供する工程を含む。本明細書で用いるとき、用語「バッチ」は、類似する特徴を有すると見なされる同一の製造運転由来の複数の試験ストリップを指す。例えば、１つのバッチは、試験ストリップ約１８０，０００枚の製造ロット由来の約５００枚の試験ストリップを含有し得る。この方法は更に、基準濃度の分析物を含有する基準サンプルを試験ストリップバッチの各々に導入する工程を含む。またこの方法は、分析物を反応させて２つの電極間で分析物の物理的変形を生じさせる工程と、別個の間隔で電流出力を測定して、サンプルのセンサへの充填時間、及びサンプルを含むセンサの静電容量を導き出す工程と、電流出力から第１の分析物濃度値を定量する工程と、も含む。またこの方法は、電流出力及び第１の分析物濃度から第２の分析物濃度値を計算する工程と、温度の影響について第２の分析物濃度値を補正し、第３の分析物濃度値を得る工程と、第３の分析物濃度値をセンサの充填時間に応じて補正し、第４の分析物濃度値を得る工程と、第４の分析物濃度値を静電容量に応じて補正し、試験ストリップバッチの最終分析物濃度値の少なくとも９５％が、基準分析物濃度の１０％以内になるように、試験ストリップバッチの各々についての最終分析物濃度値を得る工程と、も含む。

上記方法の例示的実施形態では、別個の間隔で測定される電流出力は、第１の電流和ｉ_ｒ及び第２の電流和ｉ_ｌを含み得る。いくつかの実施形態において、第１の電流和ｉ_ｒ及び第２の電流和ｉ_ｌが測定される別個の間隔は、サンプルが試験チャンバ内に配置される時間から測定でき、約３．９秒〜約４秒である第１の間隔と、約４．２５秒〜約５秒である第２の間隔とを含み得る。例えば、第１の電流和ｉ_ｒは、等式

で表わすことができ、第２の電流和ｉ_ｌは、等式

で表わすことができ、式中、ｉ（ｔ）は、時間ｔにおいて測定された電流の絶対値を含み得る。

上記方法のいくつかの例示的実施形態では、第１の分析物濃度値の定量工程は、分析物濃度Ｇ１を次の形式の等式で計算することを含んでよい。

式中、ｐは約０．５２４６であってよく、ａは約０．０３４２２であってよく、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値であってよく、ｚｇｒは約２．２５であってよい。

上記方法のいくつかの例示的実施形態では、第２の分析物濃度値の計算工程は、分析物濃度Ｇ２を次の形式の等式で計算することを含んでよい。

式中、ｐは約０．５２４６からなり、ａは約０．０３４２２からなり、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値からなり、ＡＦＯは約２．８８からなり、ｚｇｒは約２．２５からなり、ｋは約０．００００１２４からなる。

上記方法のいくつかの例示的実施形態では、第３の分析物濃度値は、周囲温度が第１の温度閾値を超える際には必ず第２の分析物濃度値に対する第１の温度補正を含み得、周囲温度が第１の温度閾値以下の際には必ず第２の温度補正を含み得る。

上記方法のいくつかの例示的実施形態では、第３の分析物濃度値をセンサの充填時間に応じて補正する工程は、充填時間に基づいて充填時間補正因子を計算することを含む。例えば、充填時間補正因子は、充填時間が第１の充填時間閾値よりも小さいとき、約ゼロであることができる。別の例では、充填時間補正因子は、充填時間が第１の充填時間閾値よりも大きく、第２の充填時間閾値よりも小さいとき、充填時間に基づいて計算することができる。更に別の例では、充填時間補正因子は、充填時間が第２の充填時間閾値よりも大きいとき、一定値を含んでよい。いくつかの実施形態において、第１の充填時間閾値は約０．２秒であってよく、第２の充填時間閾値は約０．４秒であってよい。

上記方法のいくつかの例示的実施形態では、第３の分析物濃度値が分析物濃度閾値、例えば、約１００ｍｇ／ｄＬ未満であるとき、第４の分析物濃度値は第３の分析物濃度値と等しくてよい。第３の分析物濃度値が約１００ｍｇ／ｄＬ超であるとき、例えば、第４の分析物濃度値は、第３の分析物濃度値の充填時間補正因子に対するオフセットとの積を含み得る。

上記方法のいくつかの例示的実施形態では、第４の分析物濃度値が第１の濃度閾値未満であるとき、最終分析物濃度値は第４の分析物濃度値とほぼ等しくなるように設定され得る。例えば、第１の濃度閾値は約１００ｍｇ／ｄＬであってよい。上記方法の更なる例示的実施形態では、第４の分析物濃度値が第１の濃度閾値を超えるとき、最終分析物濃度値は、静電容量補正因子と第４の分析物濃度値との積を含み得る。例えば、静電容量が第１の静電容量閾値未満であるとき、最終分析物濃度値における静電容量補正因子は測定された静電容量に基づいてよく、計算された静電容量補正因子が設定値と超えるとき、静電容量補正因子は最大値に設定され得る。

分析物測定装置の例示的実施形態では、装置は、ハウジングと、ハウジングに取り付けられ、分析物試験ストリップを受け取る形状のストリップポートコネクタと、ハウジング内に配置されるマイクロプロセッサと、を含むことができ、マイクロプロセッサは、ストリップポートコネクタ、電源、及びメモリに接続されており、分析物試験ストリップが、試験ストリップの試験チャンバに配置されるサンプルを含むストリップポートと連結されると、２つの電極間で分析物を反応させ、分析物の反応中、別個の間隔にわたって測定された出力電流値に基づく１つ以上の第１の分析物濃度推定値Ｇ１、分析物の反応中、別個の間隔にわたって測定された出力電流値に基づく第２の分析物濃度推定値Ｇ２、第２の分析物濃度値Ｇ２から温度補正された分析物濃度値Ｇ３、第３の分析物濃度Ｇ３からサンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４、及びサンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４から試験ストリップ静電容量補正された最終濃度値Ｇ５を提供する。

分析物測定システムの例示的実施形態では、システムは複数の試験ストリップを備えてよく、各試験ストリップは、試験チャンバ内に離間配置された少なくとも２つの電極、及び２つの電極の間に配置され、分析物を含有するサンプルを受け取る試薬を有する。またこのシステムは、分析物測定装置も含む。分析物測定装置は、各試験ストリップの対応する電極と嵌合する形状のコネクタを有するストリップポートと、ストリップポートと連結されるマイクロプロセッサと、を備えてよい。マイクロプロセッサは、基準サンプルが複数の試験ストリップのそれぞれの試験チャンバ内に配置されると、各試験ストリップの電極を用いて電流、試験ストリップ静電容量、及びサンプル充填時間を測定するよう構成されてよく、最終分析物濃度は、電流、サンプル充填時間、及び試験ストリップ静電容量に基づいて定量され、試験ストリップバッチからの最終分析物濃度値の割合が、分析物値の閾値を上回って、基準分析物値の１０％以内にあるようにする。

いくつかの実施形態において、マイクロプロセッサは、複数の試験ストリップの分析物試験ストリップが、サンプルが内部に配置された状態でストリップポートと連結されるとき、サンプル中の分析物が２つの電極間で反応し、別個の間隔にわたって測定された出力電流値に基づく第１の分析物濃度推定値Ｇ１、別個の間隔にわたって測定された出力電流値に基づく第２の分析物濃度推定値Ｇ２、第２の分析物濃度値Ｇ２から温度補正された分析物濃度値Ｇ３、第３の分析物濃度からサンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４、及びサンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４から試験ストリップ静電容量補正された最終濃度値Ｇ５を提供する様に、構成することができる。

例示的実施形態において、別個の間隔は、サンプルが試験チャンバ内に配置される時間から測定でき、約３．９秒〜約４秒である第１の間隔と、約４．２５秒〜約５秒である第２の間隔と、を含み得る。第１及び第２の間隔にわたって測定される出力電流値は、第１の電流和ｉ_ｒ及び第２の電流和ｉ_ｌを含み得、ここで

であり、式中、ｉ（ｔ）は、時間ｔにおいて測定された電流の絶対値からなる。

いくつかの実施形態において、第１の分析物濃度値Ｇ１は、次の形式の等式による電流値の導出値を含み得る。

式中、ｐは約０．５２４６からなり、ａは約０．０３４２２からなり、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値からなり、ｚｇｒは約２．２５からなる。

いくつかの実施形態において、第２の分析物濃度値Ｇ２は、次の形式の等式による導出値を含み得る。

式中、ｐは約０．５２４６からなり、ａは約０．０３４２２からなり、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値からなり、ＡＦＯは約２．８８からなり、ｚｇｒは約２．２５からなり、ｋは約０．００００１２４からなる。

いくつかの実施形態において、酸化防止剤電流値ｉ_２は、次の形式の等式を含み得る。

式中、ｉ（４．１）は、第３の電位の間の電流の絶対値からなり、ｉ（１．１）は、第２の電位の間の電流の絶対値からなり、ｉ_ｓｓは、定常状態電流からなる。

式中
ｉ（５）は、第３の電位の間の電流の絶対値からなり、πは、定数からなり、Ｄは、酸化還元種の拡散係数からなり、Ｌは、２つの電極間の距離からなる。

いくつかの実施形態において、温度補正された分析物濃度値Ｇ３を、充填時間に基づく充填時間補正因子によって補正することができる。例えば、充填時間補正因子は、充填時間が第１の充填時間閾値よりも小さいとき、約ゼロであることができる。別の例では、充填時間補正因子は、充填時間が第１の充填時間閾値よりも大きく、第２の充填時間閾値よりも小さいとき、充填時間に基づいて計算することができる。更に別の例では、充填時間が第２の充填時間閾値よりも大きいとき、充填時間補正因子は一定値を含んでよい。いくつかの実施形態において、第１の充填時間閾値は約０．２秒であってよく、第２の充填時間閾値は約０．４秒であってよい。

いくつかの実施形態において、温度補正された分析物濃度値Ｇ３は、周囲温度が第１の温度閾値を超える際には必ず第２の分析物濃度値Ｇ２に対する第１の温度補正を含み得、周囲温度が第１の温度閾値以下の際には必ず第２の温度補正を含み得る。

いくつかの実施形態において、温度補正された濃度値Ｇ３が濃度閾値、例えば、約１００ｍｇ／ｄＬ未満であるとき、充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４は温度補正された濃度値Ｇ３であってよく、温度補正された濃度値Ｇ３が濃度閾値、例えば、約１００ｍｇ／ｄＬを超えるとき、充填時間補正された濃度値Ｇ４は、充填時間補正因子を考慮した第３の分析物濃度値の増加率を含んでよい。

いくつかの実施形態において、サンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４が第１の濃度閾値未満であるとき、試験ストリップ静電容量補正された最終濃度値Ｇ５は、第４の分析物濃度値に等しく設定されてよい。例えば、第１の濃度閾値は約１００ｍｇ／ｄＬであってよい。いくつかの実施形態において、サンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４が第１の濃度閾値を超えるとき、試験ストリップ静電容量補正された最終濃度値Ｇ５は、静電容量補正因子とサンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４の積からなってよい。例えば、静電容量が第１の静電容量閾値未満であるとき、最終分析物濃度値における静電容量補正因子は測定された静電容量に基づいてよく、計算された静電容量補正因子が設定値を超えるとき、静電容量補正因子は最大値に設定され得る。

サンプル中の分析物の濃度を定量するための例示的方法の別の実施形態では、この方法は、電気化学センサに分析物を含むサンプルを導入する工程を含む。この方法は更に、分析物を反応させて２つの電極間で分析物の物理的変形を生じさせる工程と、分析物の濃度を定量する工程と、を含む。

補正された分析物の濃度を計測するための方法の別の例示的方法では、この方法は、電気化学センサにおいてサンプルの存在を検出する工程を含む。電気化学センサは、２つの電極を含むことができる。またこの方法は、分析物を反応させて分析物の物理的変形を生じさせる工程と、サンプル中の第１の分析物濃度を定量する工程と、第１の分析物濃度及び１つ以上の補正因子に基づいて補正された分析物濃度を計算する工程と、も含む。

いくつかの実施形態において、分析物の濃度を定量する工程は、サンプルの充填時間、電気化学セルの物理的特性、サンプルの温度、電気化学センサの温度、及びグルコース反応速度のうち１つ以上について補正する工程を含んでよい。例示的実施形態では、グルコース反応速度を補正する工程は、第１の分析物濃度を計算することと、グルコース反応速度の補正の程度が、第１の分析物濃度の大きさに比例するように、第１の分析物濃度によって決定される第２の分析物濃度を計算することと、を含んでよい。

いくつかの実施形態において、電気化学センサの物理的特性は、電気化学センサの老化、及び電気化学センサの保存状態のうち少なくとも１つに関連し得る。例えば、物理的特性とは、電気化学セルの静電容量であってよい。

電気化学システムの例示的実施形態では、このシステムは、試験計器に嵌合するように構成された電気接点を含む電気化学センサを含む。電気化学センサは、離間した関係にある第１の電極及び第２の電極と、試薬と、を含むことができる。試験計器は、試験ストリップへの電圧印加により、電気化学センサから電流データを受信する構成のプロセッサを備えてよい。試験計器は更に、計算された分析物濃度、並びにサンプルの充填時間、電気化学センサの物理的特性、サンプルの温度、電気化学センサの温度、及びグルコース反応速度のうち１つ以上に基づいて、補正された分析物濃度を定量するよう構成されてよい。

いくつかの実施形態において、試験計器は、分析物濃度閾値、並びにサンプルの充填時間、電気化学センサの物理的特性、サンプルの温度、電気化学センサの温度、及びグルコース反応速度のうち１つ以上に関連する複数の閾値を含む、データ記憶装置を備えてよい。

いくつかの実施形態において、電気化学システムは、電気化学センサの少なくとも一部を加熱するように構成された加熱要素を含むことができる。いくつかの実施形態において、電気化学センサ、試験計器、及びプロセッサのうちの少なくとも１つは、サンプルの温度を計測するように構成されてよい。

いくつかの実施形態において、このシステム及び方法は、例えば、ドナー間及び／又は性間による分析物濃度定量値のばらつきを減少させることができる。またこの方法は、分析物濃度の定量において、尿酸塩濃度による干渉を減少させることもできる。

いくつかの実施形態において、本発明のシステム及び方法は、一連の分析物濃度評価のうち少なくとも９５％について、基準分析物測定値の誤差が１０％以内である分析物濃度値が得られるように、分析物濃度閾値を超える特定の分析物（例えば、グルコース）濃度に対し、少なくとも±１０％の精度基準を達成できる。別の例示的実施形態では、この方法は、一連の分析物濃度評価のうち少なくとも９５％について、基準分析物測定値の誤差が約１０ｍｇ／ｄＬ以内である分析物濃度値が得られるように、分析物濃度閾値を下回る分析物濃度（例えば、全血サンプル中の血漿グルコース）に対し、少なくとも±１０ｍｇ／ｄＬの精度基準を達成できる。例えば、分析物濃度閾値は、全血サンプル中、約７５ｍｇ／ｄＬの血漿グルコースであってよい。

別の例では、約５，０００回を超える一連の分析物濃度評価にわたって、精度基準を達成できる。更に別の例では、約１８，０００回を超える一連の分析物濃度評価にわたって、精度基準を達成できる。

これら及び他の実施形態、特徴並びに利点は、以下に述べる本発明の異なる例示的実施形態のより詳細な説明を、はじめに下記に簡単に述べる付属の図面とあわせて参照することによって当業者にとって明らかになるであろう。

本開示の様々な特徴が、特許請求の範囲で詳細に示される。このような特徴は、例示的非限定的実施形態を記載する以下の発明を実施するための形態、並びに添付の図面を参照することによって、より理解できる。

試験ストリップの斜視図。 図１Ａの試験ストリップの分解斜視図。 図１Ａの試験ストリップの遠位部分の斜視図。 図１Ａの試験ストリップの底面平面図。 図１Ａの試験ストリップの側面平面図。 図１Ａの試験ストリップの上面平面図。 図４Ａの矢印４Ｂ−４Ｂと一致する試験ストリップの遠位部分の部分側面図。 試験ストリップ接触パッドと電気的に接触する試験計器を示す簡略化した概略図。 分析物用試験計器と試験ストリップとを含む代表的な分析物測定システム。 図５Ｂの計器の代表的な回路基板の簡略化された概略図。 本発明による免疫センサの例示的な実施形態の分解図。 試験計器が指定された時間間隔で複数の試験電圧を印加した際の試験電圧波形。 図６の試験電圧波形により生成された試験電流遷移。 試験計器が、図７Ａと比較して、指定された時間間隔の間、異極性で複数の試験電圧を印加する試験電圧波形。 図８Ａの試験電圧により生成された試験電流遷移。 本明細書に開示される第１のアルゴリズム及び第２のアルゴリズムを用いた、男性及び女性のドナーの血液サンプルの平均バイアスを示すグラフ。 約１８，９７０回のグルコースアッセイを含むデータセットの各構成データについて、基準グルコース測定値に対する基準グルコース測定値からのバイアスのプロット。 約１８，９７０回のグルコースアッセイを含むデータセットの各構成データについて、ヘマトクリット（ｈｅｍａｔｏｃｔｒｉｔ）値に対する基準グルコース測定値からのバイアスのプロット。 約１８，９７０回のグルコースアッセイを含むデータセットの各構成データについて、温度測定値に対する基準グルコース測定値からのバイアスのプロット。 グルコース濃度が約７５ｍｇ／ｄＬ未満であるデータセットの各構成データについて、試験ストリップ保存期間に対する基準グルコース測定値からのバイアスのプロット。 グルコース濃度が約７５ｍｇ／ｄＬを超えるデータセットの各構成データについて、試験ストリップ保存期間に対する基準グルコース測定値からのバイアスのプロット。

以下の詳細な説明は、図面を参照しつつ読まれるべきもので、異なる図面中、同様の要素は同様の参照符号にて示してある。図面は必ずしも一定の縮尺を有さず、選択した実施形態を示したものであって、本発明の範囲を限定するものではない。詳細な説明は本発明の原理を限定するものではなく、あくまでも例として説明するものである。

本明細書で任意の数値や数値の範囲について用いる「約」又は「およそ」という用語は、構成要素の部分又は構成要素の集合が、本明細書で述べるその所望の目的に沿って機能することを可能とするような適当な寸法の許容誤差を示すものである。更に、本明細書で用いられる「患者」、「ホスト」、「ユーザー」、及び「被験者」なる語は、いずれかのヒト又は動物被験対象を指し、ヒト患者における本発明の使用は好ましい実施形態であるが、システム又は方法をヒトへの使用に制限することは意図されない。

本明細書で開示するシステム及び方法の構造、機能、製造、及び使用の原理が総括的に理解されるように、特定の例示的実施形態をこれから説明する。これらの実施形態の１以上の例を添付図面に示す。本明細書で具体的に説明し、添付の図面に示すシステム及び方法が、非限定的な例示的実施形態であること、並びに本開示の範囲が特許請求の範囲によってのみ定義されることが、当業者には理解されよう。例示的な一実施形態に関連して例示又は説明される特徴は、他の実施形態の特徴と組み合わされ得る。そのような修正及び変形は、本開示の範囲に含まれることが意図される。

以下に更に詳細に記載するように、開示されるシステム及び方法は、第１の分析物濃度値を定量する工程と、第１の分析物濃度値から第２の分析物濃度値を計算する工程と、温度の影響について第２の分析物濃度値を補正し、第３の分析物濃度値を得る工程と、第３の分析物濃度値をセンサの充填時間に応じて補正し、第４の分析物濃度値を得る工程と、第４の分析物濃度値を静電容量に応じて補正し、最終分析物濃度値を得る工程と、を含む。

本明細書に開示されているシステム及び方法は、多種多様なサンプル中の多種多様な分析物の測定において使用するのに好適であり、全血、血漿、血清、間質液、又はこれらの類縁体中の分析物の測定において使用するのに特に好適である。例示的実施形態では、対向する電極を有する薄層セル設計と速い（例えば、約５秒以下の分析時間）３つのパルス電気化学設計に基づくグルコース試験システムは、小さな（例えば、約０．４μＬ以下）サンプルを必要とし、血液グルコース測定の信頼性及び精度の改善を提供することができる。分析物を検査するための反応セルでは、サンプル中のグルコースは、グルコースデヒドロゲナーゼを使用してグルコノラクトンに酸化することができ、電気化学的に活性である媒体は、酵素から作用電極に電子をシャトル輸送するために使用することができる。より詳細には、反応セル中で電極の少なくとも１つをコーティングする試薬層は、ピロロキノリンキノン（ＰＱＱ）補酵素依存性グルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）とフェリシアニドとを含むことができる。別の実施形態では、ＰＱＱ補酵素依存性ＧＤＨなる酵素は、フラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）補酵素依存性ＧＤＨなる酵素と置き換えてもよい。血液又は対照溶液が反応チャンバ中に投与されると、グルコースは、下の化学変化Ｔ．１に示されているように、ＧＤＨ（ｏｘ）により酸化され、このプロセスにおいてＧＤＨ（ｏｘ）をＧＤＨ（ｒｅｄ）に変化させる。但し、ＧＤＨ（ｏｘ）はＧＤＨの酸化状態を指し、ＧＤＨ（ｒｅｄ）はＧＤＨの還元状態を指すことに留意されたい。
Ｔ．１ Ｄ−グルコース＋ＧＤＨ（ｏｘ）→グルコン酸＋ＧＤＨ（ｒｅｄ）

３つのパルスの電位波形を作用電極及び対電極に印加するために定電位を利用することができ、結果として、グルコース濃度を計算するために使用される試験電流遷移を生じる。更に、試験電流遷移から得られる追加的な情報は、サンプルマトリックス間の区別、及びヘマトクリット値、温度変化、電気化学的活性成分による血液サンプルの変動性の補正、並びに起こり得るシステムエラーの同定のために使用され得る。

標記方法は、原理的には、離間した第１及び第２の電極と試薬層とを有する任意のタイプの電気化学セルセンサと共に使用することができる。例えば、電気化学セルセンサは、試験ストリップの形状であることができる。一態様では、試験ストリップは、サンプル受容チャンバ又は試薬層が配置される領域を画定するために薄いスペーサにより分離された２つの対向する電極を含んでもよい。出願者は、例えば、同一平面上に複数の電極を有する試験ストリップ等の他のタイプの試験ストリップもまた本明細書に記載されているシステム及び方法で使用され得ることを注記しておく。本明細書に記載されるシステム及び方法と共に使用される装置は、典型的に、その間に電位が印加され得る少なくとも１つの作用電極と、１つの対電極と、を含む。サンプル分析デバイスは、一般的に、計器等の電極間に電位を印加するための構成要素に関連付けられ得る。出願者は、様々な試験計器が本明細書に記載されているシステム及び方法で使用され得ることを注記しておく。しかしながら、一実施形態では、試験計器は、少なくともプロセッサを含み、これは、少なくとも１つの測定された又は計算されたパラメータを考慮して補正因子を計算できる計算を行うように構成され、並びに、データ分類及び／又は保存のために構成された１つ以上の制御ユニットを含んでもよい。マイクロプロセッサは、例えば、Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＭＳＰ ４３０などのミックスドシグナルマイクロプロセッサ（ＭＳＰ）の形態であることができる。ＴＩ−ＭＳＰ ４３０は、定電位機能及び電流計測機能の一部を行うようにも構成され得る。更に、ＭＳＰ ４３０は、揮発性及び不揮発性メモリを含むこともできる。別の実施形態では、電子的構成要素の多くは、特定用途向け集積回路の形態でマイクロコントローラと共に集積することができる。

電気化学セル
図１Ａ〜４Ｂは、本明細書で説明される方法で使用するのに適した例示的な試験ストリップ６２の様々な図を示す。示されるように、試験ストリップ６２は、遠位端８０から近位端８２まで延在し、側縁部５６、５８を有する細長い本体を含むことができる。本体５９の遠位部分は、複数の電極６４、６６及び試薬７２を有するサンプル反応チャンバ６１を含むことができ、一方、試験ストリップ本体５９の近位部分は、試験計器と電気的に導通するために構成される特徴を含むことができる。使用中、生理学的流体又は対照溶液は、電気化学分析のためにサンプル反応チャンバ６１に送達され得る。本明細書で用いるとき、用語「近位」は、参照の構造が試験計器により近いことを示し、用語「遠位」は、参照の構造が試験計器からより遠いことを示す。

例示的な実施形態において、試験ストリップ６２は、第１の電極層６６及び第２の電極層６４を含むことができ、スペーサ層６０がその間に位置付けられる。第１の電極層６６は、第１の電極１６６を第１の電気接点６７に電気的に接続するために、第１の電極１６６及び第１の接続路７６を提供することができる。同様に、第２の電極層６４は、第２の電極１６４を第２の電気接点６３に電気的に接続するために、第２の電極１６４及び第２の接続路７８を提供することができる。

一実施形態において、サンプル反応チャンバ６１は、図１Ａ〜４Ｂに示されるように、第１の電極１６６、第２の電極１６４、及びスペーサ６０によって画定される。具体的には、第１の電極１６６及び第２の電極１６４は、それぞれ、サンプル反応チャンバ６１の底部及び上部を画定する。スペーサ６０の切欠き領域６８は、サンプル反応チャンバ６１の側壁を画定することができる。一態様において、サンプル反応チャンバ６１は、サンプルの入口及び／又は通気孔を提供するいくつかのポート７０を更に含むことができる。例えば、ポートのうちの１つは、流体サンプルの入口を提供することができ、他のポートは、通気孔として機能することができる。

サンプル反応チャンバ６１は、小さな容積を有する。例えば、容積は、約０．１マイクロリットル〜約５マイクロリットル、好ましくは約０．２〜約３マイクロリットル、より好ましくは約０．３マイクロリットル〜約１マイクロリットルの範囲である。当業者が理解するように、サンプル反応チャンバ６１は、様々な他のそのような容積を有することができる。小サンプル容量を提供するために、切欠き６８は、約０．０１ｃｍ^２〜約０．２ｃｍ^２、好ましくは約０．０２ｃｍ^２〜約０．１５ｃｍ^２、より好ましくは約０．０３ｃｍ^２〜約０．０８ｃｍ^２の範囲の領域を有することができる。同様に、当業者は、容量切欠き６８が様々な他のそのような領域のものであり得ることを理解するであろう。加えて、第１及び第２の電極１６６、１６４は、約１マイクロメートル〜約５００マイクロメートルの範囲、好ましくは約１０マイクロメートル〜約４００マイクロメートルの範囲、より好ましくは、約４０マイクロメートル〜約２００マイクロメートルの範囲で離間され得る。他の実施形態では、そのような範囲は、様々な他の値間で変動することができる。近接した電極間隔は、第１の電極１６６で生成された酸化媒体が、還元される第２の電極１６４に拡散することができ、続いて再び酸化される第１の電極１６６に戻って拡散する、酸化還元サイクルを生じさせることもできる。

試験ストリップ本体５９の近位端で、第１の電気接点６７は、試験計器への電気接続を確立するために使用され得る。第２の電気接点６３は、図２に示されるように、Ｕ字型ノッチ６５を通して試験計器によりアクセスされ得る。出願者は、試験ストリップ６２が、試験計器に電気的に接続するために構成される様々な代替的電気接点を含むことができることを注記しておく。例えば、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる米国特許第６，３７９，５１３号は、電気化学セル接続手段を開示している。

一実施形態において、第１の電極層６６及び／又は第２の電極層６４は、金、パラジウム、カーボン、銀、プラチナ、酸化スズ、イリジウム、インジウム、及びこれらの組み合わせ（例えば、インジウムドープ酸化スズ）等の材料から形成される導電性材料であり得る。加えて、電極は、例えば、スパッタリング、化学メッキ、又はスクリーン印刷プロセス等の様々なプロセスによって、導電性材料を絶縁シート（図示せず）上に配置することにより形成され得る。例示的な一実施形態において、第２の電極層６４は、スパッタされた金電極であり得、第１の電極層６６は、スパッタされたパラジウム電極であり得る。間隔層６０として使用することができる適切な材料としては、例えば、プラスチック（例えば、ＰＥＴ、ＰＥＴＧ、ポリイミド、ポリカーボネート、ポリスチレン）、シリコン、セラミック、ガラス、接着剤、及びこれらの組み合わせ等の様々な絶縁材料が挙げられる。

試薬層７２は、スロットコーティング、チューブの端からの分注、インク噴射、及びスクリーン印刷等のプロセスを使用して、サンプル反応チャンバ６１内に配置することができる。そのようなプロセスは、例えば、次の米国特許第６，７４９，８８７号、同第６，８６９，４１１号、同第６，６７６，９９５号、及び同第６，８３０，９３４号に記載されており、これら参考文献の全体それぞれが、参照により本明細書に組み込まれる。一実施形態において、試薬層７２は、少なくとも媒体及び酵素を含むことができ、第１の電極１６６上に沈着され得る。様々な媒体及び／又は酵素が、本開示の趣旨及び範囲内にある。例えば、適切な媒体は、フェリシアニド、フェロセン、フェロセン誘導体、オスミウムビピリジル錯体、及びキノン誘導体が挙げられる。適切な酵素の例としては、グルコースオキシダーゼ、ピロロキノリンキノン（ＰＱＱ）補酵素依存性グルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）、ニコチンアミドアデニンジヌクレオチド補酵素依存性ＧＤＨ、及びＦＡＤ依存性ＧＤＨ［Ｅ．Ｃ．１．１．９９．１０］が挙げられる。試薬層７２を製造するのに好適な一例示的試薬処方は、係属中の米国特許出願第１０／２４２，９５１号（表題「Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ ａ Ｓｔｅｒｉｌｉｚｅｄ ａｎｄ Ｃａｌｉｂｒａｔｅｄ Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒ−Ｂａｓｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ」、米国特許出願公開第２００４／０１２０８４８号として公開）に記載されており、これはその全体が参照により本明細書に組み込まれる。

第１の電極１６６又は第２の電極１６４のいずれかは、試験計器の印加された試験電位の極性により、限界量の媒体を酸化又は還元する作用電極として機能することができる。例えば、電流制限種が還元媒体である場合、十分な正電位が第２の電極１６４に対して印加される限り、第１の電極１６６で酸化され得る。このような状況では、第１の電極１６６は作用電極の機能を実行し、第２の電極１６４は対電極／参照電極の機能を実行する。試験ストリップ６２に関して特に明記しない限り、以下、試験計器１００により印加された電位はすべて、第２の電極１６４に関して記述されるものであることに留意するべきである。

同様に、十分な負電位が第２の電極１６４に対して印加される場合、還元媒体は、第２の電極１６４で酸化され得る。このような状況では、第２の電極１６４は作用電極の機能を実行することができ、第１の電極１６６は対電極／参照電極としての機能を実施することができる。

初めに、本開示の方法は、関心の流体サンプル量を試験ストリップ６２の中に導入することを含むことができ、これは、第１の電極１６６、第２の電極１６４、及び試薬層７２を含む。流体サンプルは、全血又はその誘導体若しくは画分、又は対照溶液であり得る。流体サンプル、例えば、血液は、ポート７０を介してサンプル反応チャンバ６１の中に投与され得る。一態様において、ポート７０及び／又はサンプル反応チャンバ６１は、毛管作用が流体サンプルにサンプル反応チャンバ６１を充填させるように構成され得る。

図５Ａは、それぞれ、試験ストリップ６２の第１の電極１６６及び第２の電極１６４と電気的導通状態にある第１の電気接点６７及び第２の電気接点６３と接触する試験計器１００の簡略化した概略図を提供する。試験計器１００は、それぞれ、第１の電気接点６７及び第２の電気接点６３を介して、第１の電極１６６及び第２の電極１６４に電気的に接続されるように構成され得る（図２及び５Ａに示される）。当業者が理解するように、様々な試験計器が本明細書に記載される方法と共に使用され得る。しかしながら、一実施形態では、試験計器はプロセッサを少なくとも含み、これは、電気化学セルの物理的特性と相関する少なくとも１つの測定されたパラメータを考慮して補正因子を計算できる計算を行うように構成される、並びにデータ分類及び／又は保存のために構成される、１つ以上の制御ユニットを含んでよい。マイクロプロセッサは、例えば、Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＭＳＰ ４３０などのミックスドシグナルマイクロプロセッサ（ＭＳＰ）の形態であることができる。ＴＩ−ＭＳＰ ４３０は、定電位機能及び電流計測機能の一部を行うようにも構成され得る。更に、ＭＳＰ ４３０は、揮発性及び不揮発性メモリを含むこともできる。別の実施形態では、電子的構成要素の多くは、特定用途向け集積回路の形態でマイクロコントローラと共に集積することができる。

図５Ａに示されるように、電気接点６７は、２つのプロング６７ａ、６７ｂを含むことができる。例示的な一実施形態において、試験計器１００は、プロング６７ａ、６７ｂに別々に接続されるため、試験計器１００が試験ストリップ６２と接触すると、回路が完成する。試験計器１００は、試験ストリップ６２が試験計器１００に電気的に接続されているかどうかを判定するために、プロング６７ａと６７ｂとの間の抵抗又は電気的導通を測定することができる。出願者は、試験ストリップ６２が試験計器１００に対して適切に位置付けられるときを判定するために、試験計器１００が様々なセンサ及び回路を使用することができることを注記しておく。

一実施形態では、試験計器１００に配置される回路は、第１の電気接点６７と第２の電気接点６３との間に試験電位及び／又は電流を印加できる。ストリップ６２が挿入されたことを試験計器１００が認識したら、試験計器１００のスイッチが入り、流体検出モードを開始する。一実施形態において、流体検出モードは、第１の電極１６６と第２の電極１６４との間に、試験計器１００に約１マイクロアンペアの一定の電流を印加させる。試験ストリップ６２は、最初は乾いているため、試験計器１００は、試験計器１００内のハードウェアによって制限される最大電圧を測定する。しかしながら、ユーザーが流体サンプルを入口７０に投与すると、これにより、サンプル反応チャンバ６１が充填される。流体サンプルが第１の電極１６６と第２の電極１６４との間の隙間を埋めると、試験計器１００が測定された電圧の減少を測定するが（例えば、米国特許第６，１９３，８７３号に記載されており、その全体が参照により本明細書に組み込まれる）、これは、試験計器１００にグルコース試験を自動的に開始させる既定の閾値より低い。

サンプル反応チャンバ６１の一部のみが充填された場合、測定された電圧が既定の閾値より下に減少してもよいことに留意するべきである。流体が適用されたことを自動的に認識する方法は、必ずしもサンプル反応チャンバ６１が完全に充填されたことを示さないが、サンプル反応チャンバ６１にある程度の量の流体が存在することのみを確認することができる。試験計器１００が、流体が試験ストリップ６２に適用されたことを判定したら、流体がサンプル反応チャンバ６１を完全に充填するように、０ではない短い時間量が依然必要であってもよい。

図５Ｂは、糖尿病データ管理ユニット１０と、グルコース試験ストリップ４２の形態のバイオセンサと、を含む、糖尿病管理システムを示す。糖尿病データ管理ユニット（ＤＭＵ）は、分析物測定及び管理ユニット、グルコース測定器、測定器、及び分析物測定デバイスと呼ばれる場合もあることに留意されたい。一実施形態において、ＤＭＵは、インスリン送達デバイス、追加の分析物試験デバイス、及び薬物送達デバイスと組み合わされてもよい。ＤＭＵは、ケーブル、又は例えば、ＧＳＭ、ＣＤＭＡ、ＢｌｕｅＴｏｏｔｈ、ＷｉＦｉ等といった好適な無線技術を介して、コンピュータ又はサーバに接続されてもよい。

再度図５Ｂを参照すると、ＤＭＵ １０は、ハウジング１１と、ユーザーインターフェースボタン（１６、１８、及び２０）と、ディスプレイ１４と、ストリップポート開口２２と、を含むことができる。ユーザーインターフェースボタン（１６、１８、及び２０）は、データの入力、メニューのナビゲーション、及びコマンドの実行を可能とするように構成することができる。ユーザーインターフェースボタン１８は、２方向トグルスイッチの形態であることができる。データには、検体濃度及び／又は患者の日常の生活習慣に関連した情報を表す値を挙げることができる。日常の生活習慣に関連した情報には、食物の摂取、薬の使用、健康診断の実施、並びに個々の一般的な健康状態及び運動レベルを挙げることができる。

ＤＭＵ １０の電子要素は、ハウジング１１内の回路基板３４上に配置され得る。図５Ｃは、回路基板３４の上面上に配置された電子構成要素を（概略的な形で）示す。上面上の電子構成要素としては、ストリップポート開口３０８、マイクロコントローラ３８、不揮発性フラッシュメモリ３０６、データポート１３、リアルタイムクロック４２、及び複数のオペアンプ（４６〜４９）が挙げられる。底面上の電子構成要素としては、複数のアナログスイッチ、バックライトドライバ、及び電気的消却・プログラム可能型読取専用メモリ（ＥＥＰＲＯＭ、図示せず）が挙げられる。マイクロコントローラ３８は、ストリップポート開口３０８、不揮発性フラッシュメモリ３０６、データポート１３、リアルタイムクロック４２、複数のオペアンプ（４６〜４９）、複数のアナログスイッチ、バックライトドライバ、及びＥＥＰＲＯＭに電気的に接続され得る。

再度図５Ｃを参照すると、複数のオペアンプは、利得段オペアンプ（４６及び４７）、トランスインピーダンスオペアンプ４８、及びバイアスドライバオペアンプ４９を含み得る。複数のオペアンプは、ポテンシオスタット機能及び電流測定機能の一部を提供するように構成され得る。ポテンシオスタット機能とは、試験ストリップの少なくとも２つの電極間に試験電圧を加えることを指し得る。電流機能とは、加えられた試験電圧によって生じる試験電流を測定することを指し得る。電流測定は、電流電圧変換器によって行うことができる。マイクロコントローラ３８は、例えば、Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＭＳＰ ４３０などのミックスドシグナルマイクロプロセッサ（ＭＳＰ）の形態であることができる。ＭＳＰ ４３０は、ポテンシオスタット機能及び電流測定機能の一部を行うように構成することもできる。更に、ＭＳＰ ４３０は、揮発性及び不揮発性メモリを含むこともできる。別の実施形態において、電子構成要素の多くを特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）の形態でマイクロコントローラに組み込むことができる。

ストリップポートコネクタ３０８は、ストリップポート開口２２に近接して位置決めされ、試験ストリップと電気的接続を形成するように構成され得る。ディスプレイ１４は、測定された血糖値を報告し、生活習慣に関連した情報の入力を容易にするための、液晶ディスプレイの形態であってよい。ディスプレイ１４は、任意にバックライトを有してよい。データポート１３は、接続リード線に取り付けられた適当なコネクタを受容することにより、グルコース測定器１０をパーソナルコンピュータなどの外部装置に接続することができるようになっている。データポート１３は、例えば、シリアル、ＵＳＢ、又はパラレルポートなど、データ送信が可能な任意のポートであってもよい。

リアルタイムクロック４２は、ユーザーが位置する地理的領域に関連する現在時刻を維持し、また時間を計測するように構成され得る。リアルタイムクロック４２は、クロック回路４５、クリスタル４４、及び超コンデンサ４３を含んでもよい。ＤＭＵは、例えば、電池などの電源に電気的に接続されるように構成され得る。超コンデンサ４３は、電力供給障害があった場合にリアルタイムクロック４２に電力供給するために、長時間電力供給するように構成され得る。したがって、電池が放電する又は交換されるときに、ユーザーがリアルタイムクロックを固有時間に再設定する必要がない。リアルタイムクロック４２を超コンデンサ４３と一緒に使用することによって、ユーザーがリアルタイムクロック４２を誤って再設定するかもしれないリスクを軽減することができる。

本明細書に開示する方法のうちの少なくともいくつか及び免疫センサ１１０と併せて使用するためのサンプル分析デバイスの別の例示的実施形態が図６に図示され、「Ａｄｈｅｓｉｖｅ Ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎｓ ｆｏｒ Ｕｓｅ ｉｎ ａｎ Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ」と題する、２００９年９月３０日に出願された、Ｃｈａｔｅｌｉｅｒらの米国特許出願第１２／５７０，２６８号に記載されており、これは、参照によって、その全体が本願に組み込まれる。複数のチャンバは、サンプルを免疫センサの中に導入することができる充填チャンバ、サンプルを１つ以上の所望の物質と反応させることができる反応チャンバ、及びサンプルの特定の構成成分の濃度を決定することができる検出チャンバを含む、免疫センサ内に形成され得る。これらのチャンバは、免疫センサの第１の電極、第２の電極、及びセパレータのうちの少なくとも一部分内に形成され得る。免疫センサは、必要に応じて、空気が免疫センサに進入及びそれから漏れることを可能にし、また第１及び第２の封止用構成要素が通気孔の第１及び第２の側面を選択的に封止することを可能にする、通気孔を含むこともできる。第１の封止用構成要素は、充填チャンバの壁を形成することもできる。

図示されるように、免疫センサ１１０は、その上部に２つの液体試薬１３０、１３２が縞模様で付けられている、第１の電極１１２を備える。第１の電極１１２は、電極を形成するために用いられる多数の技術を用いて形成され得るが、一実施形態では、硫酸バリウムを充填されたポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）のシートが、金でスパッタコーティングされる。ＰＥＴシートが二酸化チタンで充填されてもよい。電極を形成する他の非限定的な例が、「Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｅｌｌ」と題され、２０００年１１月１０日に出願された、Ｈｏｄｇｅｓらの米国特許第６，５２１，１１０号において開示されており、その内容は、参照によって、その全体が本願に組み込まれる。

同様に、液体試薬１３０、１３２は、多くの異なる組成物を有することができる。一実施形態では、第１液体試薬１３０は、スクロース並びにＰｌｕｒｏｎｉｃｓ（登録商標）ブロックコポリマー等のポロキサマー、シトラコネート等の抗凝固剤、及びカルシウムイオンを含有する緩衝液中にＧＤＨ−ＰＱＱ等の酵素に接合した抗体を含む。一実施形態では、第２液体試薬１３２は、希釈シトラコン酸溶液などの酸性緩衝液中に、フェリシアニドと、グルコースと、フェナジンエトサルフェートなどの第２媒体と、の混合物を含む。第１及び第２の液体試薬１３０、１３２は、第１の電極１１２の上で乾燥させることができる。試薬１３０、１３２を乾燥させるために多くの技法を使用することができるが、一実施形態では、第１の電極１１２の上に試薬１３０、１３２が縞模様で付けられた後に、１つ以上の赤外線乾燥器を試薬１３０、１３２に適用することができる。また、例えば、１つ以上の空気乾燥器が赤外線乾燥器に続いて使用され得る。本明細書における、第１の試薬と第１の液体試薬及び第２の試薬と第２の液体試薬についての言及は、同じ意味で用いられており、特定の実施形態に対して試薬が所与の時点で液体の又は乾燥した形態にあることを必ずしも示唆するものではない。更に、第１及び第２の液体試薬に付随する構成成分のいくつかは、交換可能に、及び／又は所望に応じて、第１液体試薬と第２液体試薬の両方において使用され得る。非限定的な例として、抗凝固剤は、第１の液体試薬１３０及び第２の液体試薬１３２のうちの一方又は両方に付随することができる。

電気絶縁線が、試薬１３２の端縁がその線に近接するか又は接触するように、試薬１３０と１３２との間のスパッタコーティングされた金として形成され得る。この線は、レーザーアブレーションを利用して、又は鋭利な金属の縁部を用いて施され得る。例示的な一実施形態において、この線は、試薬１３０、１３２が電極上に縞模様で付けられる前に施すことができる。この線は、検出チャンバの下の第１の電極１１２の部分を、反応チャンバの下に位置する部分から電気的に絶縁するように設計され得る。これにより、電気化学的分析の間、作用電極の範囲がより良好に規定され得る。

また、免疫センサ１１０は、その上部に表面結合型抗原を含有する１つ以上の磁気ビーズ１３４を有する第２の電極１１４も有することができる。これらの抗原は、以下で更に詳細に説明するように、第１の電極１１２に配置された抗体及び反応チャンバ１１８内のサンプルと反応するように構成され得る。第１の電極１１２の上及び第２の電極１１４の上に配設された構成要素が相互に交換可能であることが、当業者には理解されよう。したがって、第１の電極１１２は１つ以上の磁気ビーズ１３４を含むことができ、第２の電極１１４は、その上部に縞模様で付けられた２つの液体試薬１３０、１３２を含むことができる。更に、図示の実施形態において、電極１１２の長さは、免疫センサ１１０全体の長さを形成しているが、他の実施形態において、電極は、免疫センサの層のうちの第１又は第２の電極として働く部分のみとされ得、あるいは、複数の電極が、免疫センサの単一の層に配置され得る。更に、免疫センサに印加される電圧は、反転及び／又は交番することがあるため、第１及び第２の電極はそれぞれ、異なる段階において作用電極及び対電極又は対／参照電極としての働きをすることができる。説明を容易にする目的で、本願において、第１の電極は作用電極と見なし、第２の電極は対電極又は対電極／参照電極と見なす。

第１の電極１１２と第２の電極１１４との間に配置されるセパレータ１１６は、多様な形状及び寸法を有することができるが、一般的には、望ましくは第１及び第２の電極１１２、１１４と係合して免疫センサ１１０を形成するように構成される。一例示的実施形態では、セパレータ１１６は、両側に接着剤を含む。セパレータ１１６は更に、製造プロセスを容易にするために、セパレータ１１６の２つの面のそれぞれに剥離ライナを備えてよい。各剥離ライナは、セパレータが各電極に結合する前に取り除かれる。セパレータ１１６は、少なくとも２つの空洞を形成する方式で切断され得る。第１の空洞は、反応チャンバ１１８として働くように形成され得、第２の空洞は、検出チャンバ１２０として働くように形成され得る。一実施形態において、反応チャンバ１１８は、電極１１２、１１４と整列して反応チャンバ内での抗原抗体反応を可能にし、一方で検出チャンバ１２０は、電極１１２、１１４と整列して検出チャンバ内でのフェロシアン化物の電気化学的測定を可能にするように、セパレータ１１６がキスカット（ｋｉｓｓ−ｃｕｔ）され得る。

一実施形態では、セパレータ１１６は、第２の電極１１４の磁気ビーズ１３４及び第１の電極１１２の第１の試薬１３０を少なくとも部分的に反応チャンバ１１８内に配設することが可能となり、第１の電極１１２の第２の試薬１３２のフェリシアニドとグルコースの組み合わせを少なくとも部分的に検出チャンバ１２０内に配設することが可能となるような方式で、第１の電極１１２上に配置され得る。第１及び第２の液体試薬１３０、１３２の各々に抗凝固剤を含めて、抗凝固剤が反応チャンバ１１８及び検出チャンバ１２０の各々に付随するようにすると有利となり得る。いくつかの実施形態では、第１の電極１１２及び第２の電極１１４の一方とセパレータ１１６との組み合わせが、互いに積層されて二層積層体を形成することができ、一方で、他の実施形態では、第１の電極１１２、第２の電極１１４、及びセパレータ１１６のそれぞれの組み合わせが、互いに積層されて三層積層体を形成することができる。あるいは、更なる層も追加し得る。

充填チャンバ１２２は、第１の電極１１２及び第２の電極１１４の一方及びセパレータ１１６に孔を打抜きすることによって形成され得る。図示の実施形態において、充填チャンバは、第１の電極１１２の孔が反応チャンバ１１８と重なり合うように、第１の電極１１２及びセパレータ１１６に孔を打抜きすることによって形成される。図示されるように、充填チャンバ１２２は、検出チャンバ１２０から一定の距離だけ離され得る。そのような構成により、サンプルは、検出チャンバ１２０に進入することなく、充填チャンバ１２２を通じて免疫センサ１１０に進入し、反応チャンバ１１８の中に流入して、例えば、第１の電極１１２上の、酵素と抱合した抗体を緩衝液中に含む第１の液体試薬１３０、及び第２の電極１１４上に縞模様で付けられた磁気ビーズ１３４と反応することが可能となる。サンプルが反応すると、そのサンプルは次いで、第２液体試薬１３２、例えば、フェリシアニド、グルコース、及び酸性の緩衝液中の第２媒体の混合物と化学的又は物理的転換を受けるために、検出チャンバ１２０の中に流入することが可能となる。

通気孔１２４が免疫センサ１１０の全体を通じて延びるように、通気孔１２４は、２つの電極１１２、１１４の各々及びセパレータ１１６を貫いて孔を打抜きすることによって形成され得る。穴は、例えば、多くの異なる位置でのドリル又は打抜き等の好適な方法で形成することができるが、一例示的実施形態では、穴は、反応チャンバ１１８から離間した検出チャンバ１２０の領域に重なり合うことができる。

通気孔１２４は、多数の異なる方法で封止することができる。図示の実施形態では、第１のシーリング構成要素１４０は、第１の電極１１２上に配置されて通気孔１２４の第１の面を封止し、第２のシーリング構成要素１４２は、第２の電極１１４上に配置されて通気孔１２４の第２の面を封止する。封止用構成要素は、任意の数の材料から作製することができ、及び／又は任意の数の材料を含むことができる。非限定的な例として、封止用構成要素のいずれか一方、又はそれらの両方は、親水性接着テープ又はスコッチ（Ｓｃｏｔｃｈ）（登録商標）テープであってよい。封止用構成要素の接着側は、免疫センサ１１０に面することができる。図示されるように、第１の封止用構成要素１４０は、通気孔１２４に対する封止を形成できるだけでなく、サンプルが中に収容され得るように、充填チャンバ１２２の壁を形成することもできる。第１の封止用構成要素１４０の接着側上に組み込まれた特性は、充填チャンバ１２２に関連付けられ得る。例えば、第１のシーリング構成要素１４０が、それを親水性及び／又は水溶性にする特性を含む場合、充填チャンバは、サンプルがそこに配置されているとき、湿ったままであってよい。更に、封止用構成要素１４０、１４２は、免疫センサ１１０及びその中に配設された構成成分に対して所望に応じて通気及び／又は封止をなすように、免疫センサ１１０に選択的に関連し、切り離すことができる。

接着剤は、一般的に、免疫センサの構造に使用することができる。接着剤を本開示の免疫センサ及び他のサンプル分析デバイス内に組み込むことができる方法の非限定的な例は、「Ａｄｈｅｓｉｖｅ Ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎｓ ｆｏｒ Ｕｓｅ ｉｎ ａｎ Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ」と題し、２００９年９月３０日に出願された、Ｃｈａｔｅｌｉｅｒらの米国特許出願第１２／５７０，２６８号で確認することができ、この内容は、既に、参照によって、その全体が本願に組み込まれている。

本開示は、免疫センサに関連する様々な異なる実施形態を論じるが、免疫センサの他の実施形態も、本開示の方法と共に使用することができる。そのような実施形態の非限定的な例には、「Ｄｉｒｅｃｔ Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ Ａｓｓａｙ」と題され２００２年３月２１日に出願されたＨｏｄｇｅｓらの米国特許出願公開第２００３／０１８０８１４号、「Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ」と題され２００４年４月２２日に出願されたＨｏｄｇｅｓらの米国特許出願公開第２００４／０２０３１３７号、「Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｕｓｅ」と題され２００５年１１月２１日に出願されたＲｙｌａｔｔらの米国特許出願公開第２００６／０１３４７１３号、並びに米国特許出願公開第２００３／０１８０８１４号及び同第２００４／０２０３１３７号の各々に対する優先権を主張する米国特許出願第１２／５６３，０９１号に記載されたものが挙げられ、これらのそれぞれは、参照によって、その全体が本願に組み込まれる。

一実施形態において、免疫センサ１１０は、例えば、好適な回路を介して、ある電位を電極１１２、１１４に印加し、その電位を印加した結果として生じる電流を測定するように構成された計器の中に配置されるように構成され得る。一実施形態において、免疫センサは、計器と係合するための１つ以上のタブ１１７を含む。他の特性も、免疫センサ１１０を計器に係合するために使用することができる。その計器は、多数の種々の特徴を有することができる。例えば、計器は、免疫センサ１１０の特定の構成成分をあるチャンバ内に維持し、その一方で他の構成成分が他のチャンバに流れるように構成された、磁石を含むことができる。例示的な一実施形態において、計器の磁石は、免疫センサ１１０を計器内に配設すると磁石が反応チャンバ１１８の下方に配置されるように位置する。これにより、磁石は、任意の磁気ビーズ１３４、より具体的には、ビーズ１３４に拘束されている任意の抗体酵素複合体が、検出チャンバ１２０の中に流入するのを防ぐのを助けることができる。

計器の別の特徴には、加熱要素が挙げられる。加熱要素は、反応速度を速めるのを助け、また、粘度を減じることによってサンプルが所望の方式で免疫センサ１１０を通じて流動するのを助けることができる。加熱要素は、１つ以上のチャンバ及び／又はその中に配置されたサンプルが所定温度まで加熱されるのを可能にすることもできる。所定温度まで加熱することで、例えば、反応が生じる際の温度変化の影響を減少又は除去することによって、精度を提供するのを助けることができる。

更に、穿孔装置は、計器に関連付けられ得る。穿孔装置は、空気が通気孔から流出し、液体が反応チャンバから検出チャンバに流動することができるように、所望時間に第１及び第２の封止用構成要素のうちの少なくとも１つを穿孔するように構成することができる。

免疫センサ１１０及び試験ストリップ６２を、制御ユニットに関連付けるよう構成することもできる。制御ユニットは、様々な機能を実行するように構成することができる。一例示的実施形態では、制御ユニットは、サンプルが装置に導入されるときに、サンプルの充填時間を計測することができる。別の実施形態では、制御ユニットは、血液サンプルのヘマトクリット値を定量するように構成することができる。更に別の実施形態では、制御ユニットは、充填時間を考慮して、サンプル中の分析物の濃度を計算するように構成され得る。実際、制御ユニットは、所望される機能性及び充填時間を計測するためにシステムが設計されている方法に少なくとも一部依存する、多くの異なる特徴を含むことができる。

制御ユニットは、システムの他の特徴を測定することもできる。非限定的な例として、制御ユニットは、免疫センサ又は試験ストリップのうちの１つ以上のチャンバの温度を測定するように構成され得る。制御ユニットは、サンプルの温度、サンプルの色、免疫センサ若しくは試験ストリップの静電容量、あるいはサンプル及び／又はシステムの様々な他の特徴及び／若しくは性質を測定するようにも構成され得る。更に非限定的な例として、制御ユニットは、充填時間測定の結果、静電容量測定の結果、分析濃度測定の結果、及び／又はヘマトクリット測定値を外部設備に伝達するように構成され得る。これは、任意の数の方法で実現することができる。一実施形態において、制御ユニットは、マイクロプロセッサ及び／又はディスプレイデバイスに配線することができる。別の実施形態において、制御ユニットは、制御ユニットからのデータをマイクロプロセッサ及び／又はディスプレイデバイスに無線で送信するように構成され得る。

システムの他の構成要素も、そのような測定を行うように構成され得る。例えば、免疫センサ又は計器は、免疫センサ若しくは試験ストリップの１つ以上のチャンバの温度を測定するか、サンプルの温度を測定若しくは推測するか、又はサンプル及び／若しくはシステムの様々な他の特徴及び／若しくは特性を測定、判定、若しくは推測するように構成され得る。更に、制御ユニットのこれらの特徴が、単一の制御ユニット内で交換及び選択的に組み合わせることができることは、当業者には理解されよう。例えば、制御ユニットは、充填時間、静電容量の判定、及びチャンバの温度の測定の両方を行うことができる。他の実施形態において、複数の制御ユニットは、様々な制御ユニットの構成及び実行される所望機能に少なくとも部分的に基づき、様々な機能を実行するために共に使用することができる。

分析物濃度試験
操作中、一実施形態では、試験計器１００が、流体が試験ストリップ６２上に導入された（例えば、投与された）ことを判定したら、試験計器１００は、図７Ａに示されるように、指定される間隔で複数の試験電位を試験ストリップ６２に印加することによって、分析物試験を実施することができる。分析物試験の時間間隔ｔ_Ｇは、分析物試験の時間間隔ｔ_Ｇが第１の試験電位時間間隔ｔ_１に対して第１の試験電位Ｅ_１、第２の試験電位時間間隔ｔ_２に対して第２の試験電位Ｅ_２、及び第３の試験電位時間間隔ｔ_３に対して第３の試験電位Ｅ_３を含むことができる、分析物試験を実施するための時間量を表す（しかし、すべての計算が必ずしも分析物試験と関連しない）。更に、図７Ａに示されるように、第２の試験電位時間間隔ｔ_２は、一定の（ＤＣ）試験電圧成分、及び交直重畳（ＡＣ）、又は振動試験電圧成分を含むことができる。交直重畳試験電圧成分は、ｔ_ｃａｐにより示される時間間隔に印加され得る。グルコース試験の時間間隔ｔ_Ｇは、例えば、約１秒〜約５秒の範囲である。

上述のように、第１の電極１６６又は第２の電極１６４のいずれかは、試験計器の印加された試験電位の極性により、限界量の媒体を酸化又は還元する作用電極として機能することができる。特に明記しない限り、以下、試験計器１００によって印加された電位はすべて、第２の電極１６４に関して記述されるものであることに留意するべきである。しかしながら、出願者は、試験計器１００によって印加された試験電位が第１の電極１６６に関して記述され得、この場合、以下に説明される試験電位及び測定された電流の極性は逆になることを注記しておく。

第１、第２、及び第３の試験電位時間間隔中に測定された複数の試験電流値は、１ナノ秒当り約１測定値〜１００ミリ秒当り約１測定値の範囲の周波数で実施され得る。出願者は、「第１」、「第２」、及び「第３」という名称が便宜上選択され、必ずしも試験電位が印加される順序を示さないことを注記しておく。例えば、実施形態は、第３の試験電圧が第１及び第２の試験電圧の印加前に印加され得る電位波形を有することができる。順次様式で３つの試験電圧を使用する実施形態が説明されるが、出願者は、分析物試験が異なる数の開回路及び試験電圧を含むことができることを注記しておく。出願者は、分析物試験の時間間隔が任意の数の開回路電位時間間隔を含むことができることを注記しておく。例えば、分析物試験の時間間隔は、１つ以上の試験電位時間間隔の前及び／又は後に、２つの試験電位時間間隔及び／又は開回路電位時間間隔のみを含むことができる。別の例示的実施形態では、分析物試験は、第１の時間間隔に開回路、第２の時間間隔に第２の試験電圧、及び第３の時間間隔に第３の試験電圧を含むことができる。

図７Ａに示されるように、試験計器１００は、第１の試験電位時間間隔ｔ_１（例えば、約０〜約１秒の範囲）に対して第１の試験電位Ｅ_１（例えば、図７Ａに示されるように−２０ｍＶ）を印加してもよい。第１の試験電位時間間隔ｔ_１は、図７Ａ中の開始点であるゼロ（０）秒から、約０．１秒〜約３秒の範囲、好ましくは約０．２秒〜約２秒の範囲、最も好ましくは約０．３秒〜約１秒の範囲である。第１の試験電位時間間隔ｔ_１は、サンプル反応チャンバ６１がサンプルで完全に充填され、試薬層７２が少なくとも部分的に溶解又は溶媒和され得るように十分に長くてもよい。他の実施形態において、第１の試験電位時間間隔ｔ_１は、任意の他の所望の時間範囲を含むことができる。

一実施形態において、試験計器１００は、計器がストリップがサンプルで充填されていることを検出できたときと第２の試験電位Ｅ_２が印加される前との間の期間、電極間に第１の試験電位Ｅ_１を印加することができる。一態様において試験電位Ｅ_１は小さい。例えば、電位は、約−１〜約−１００ｍＶの範囲、好ましくは約−５ｍＶ〜約−５０ｍＶの範囲、最も好ましくは約−１０ｍＶ〜約−３０ｍＶの範囲であり得る。より小さい電位は、より大きい電位差を印加するときと比較して、それほどではないにせよ、還元媒体濃度勾配を乱すが、それでもサンプル中の酸化可能物質の測定値を得るのに十分である。試験電位Ｅ_１は、充填の検出と第２の試験電位Ｅ_２が印加されるときとの間の時間の一部分に印加され得るか、又はその期間全体に印加され得る。試験電位Ｅ_１が時間の一部分に使用される場合、開回路は、残りの時間の一部分に適用され得る。任意の数の開回路と小電圧電位印加の組み合わせ、それらの順序、及び印加される時間は、本実施形態において重大ではなく、小電位Ｅ_１が印加される総期間がサンプル中に存在する酸化可能な物質の存在及び／又は量を示す電流測定値を得るのに十分である限り、適用することができる。好ましい実施形態において、小電位Ｅ_１は、実質的に、充填が検出されるときと第２の試験電位Ｅ_２が印加される時との間の全期間に印加される。

第１の時間間隔ｔ_１中、試験計器１００は、ｉ_ａ（ｔ）と称され得る、得られる第１の電流遷移を測定する。電流遷移は、特定の試験電位時間間隔中に試験計器によって測定された複数の電流値を表す。第１の電流遷移は、第１の試験電位時間間隔にわたる電流値の整数、又は第１の試験電位時間間隔の時間間隔により乗じられる第１の試験電位時間間隔中に測定された平均若しくは単一電流値であり得る。いくつかの実施形態において、第１の電流遷移は、第１の試験電位時間間隔中の様々な時間間隔にわたって測定される電流値を含んでよい。一実施形態において、第１の電流遷移ｉ_ａ（ｔ）は、約０．０５秒〜約１．０秒の範囲、好ましくは約０．１秒〜約０．５秒の範囲、最も好ましくは約０．１秒〜約０．２秒の範囲の時間の間測定され得る。他の実施形態では、第１の電流遷移ｉ_ａ（ｔ）は、他の望ましい時間範囲で測定され得る。以下に説明されるように、第１の電流遷移の一部分又はすべては、対照溶液又は血液サンプルが試験ストリップ６２に適用されたかどうかを判定するために、本明細書に記載される方法に使用され得る。第１の遷移電流の規模は、サンプル中の容易に酸化可能な物質の存在によって影響を受ける。血液は、通常、第２の電極１６４で容易に酸化される内因性及び外因性化合物を含有する。逆に、対照溶液は、酸化可能な化合物を含有しないように製剤化され得る。しかしながら、血液サンプル組成物は、異なってもよく、サンプル反応チャンバ６１が約０．２秒後に完全に充填されない場合があるため、粘度が高い血液サンプルの第１の電流遷移の規模は、典型的に、粘度が低いサンプルより小さい（いくつかの場合において、対照溶液サンプルよりも低い）。不完全な充填は、同時に第１の電流遷移を低下させる第１の電極１６６及び第２の電極１６４の有効面積を減少させる。よって、サンプル中の酸化可能物質の存在は、血液サンプルの差異のため、それ自体、常に十分な差別的要因ではない。

第１の時間間隔ｔ_１時間が経過すると、試験計器１００は、第２の試験電位時間間隔ｔ_２（例えば、図７Ａに示されるように、約３秒）に対して、第１の電極１６６と第２の電極１６４との間に第２の試験電位Ｅ_２（図７Ａに示されるように、例えば、約−３００ｍＶ）を印加することができる。第２の試験電位Ｅ_２は、限界酸化電流が第２の電極１６４で生じるような、十分に負の媒体酸化還元電位の値であってもよい。例えば、媒体としてフェリシアニド及び／又はフェロシアニドを使用するとき、第２の試験電位Ｅ_２は、約−６００ｍＶ〜約０ｍＶの範囲、好ましくは約−６００ｍＶ〜約−１００ｍＶの範囲、より好ましくは約−３００ｍＶである。同様に、図６にｔ_ｃａｐとして示される時間間隔は、様々な時間にわたって持続してもよいが、例示的な一実施形態において、約２０ミリ秒間である。例示的な一実施形態において、交直重畳試験電圧成分は、第２の試験電位Ｅ_２の印加後約０．３秒〜約０．３２秒後に印加され、約＋／−５０ｍＶの振幅の約１０９Ｈｚの周波数を有する２サイクル分の正弦波を誘導する。第２の試験電位時間間隔ｔ_２中、試験計器１００は、第２の電流遷移ｉ_ｂ（ｔ）を測定することができる。

第２の試験電位時間間隔ｔ_２は、限界酸化電流の規模に基づき、サンプル反応チャンバ６１中の還元媒体（例えば、フェロシアニド）の生成速度を監視するために十分に長くてもよい。還元媒体は、試薬層７２における一連の化学反応によって生成され得る。第２の試験電位時間間隔ｔ_２中、限界量の還元媒体が第２の電極１６４で酸化され、非限界量の酸化媒体が第１の電極１６６で還元されて、第１の電極１６６と第２の電極１６４との間に濃度勾配を形成する。説明されるように、第２の試験電位時間間隔ｔ_２は、十分な量のフェリシアニドが第２の電極１６４で生成され得るように十分に長くなくてはならない。フェロシアニドを酸化するために、限界電流が第３の試験電位Ｅ_３中に第１の電極１６６で測定され得るように、十分な量のフェリシアニドが第２の電極１６４で必要とされ得る。第２の試験電位時間間隔ｔ_２は、約０秒〜約６０秒の範囲、好ましくは約１秒〜約１０秒の範囲、最も好ましくは約２秒〜約５秒の範囲である。

図７Ｂは、第２の試験電位時間間隔ｔ_２の最初に比較的小さいピークｉ_ｐｂ、その後、第２の試験電位時間間隔（例えば、約１秒〜約４秒の範囲）中、酸化電流の絶対値の緩徐な増加を示す。小さいピークは、還元媒体の初期枯渇により、約１秒で生じる。酸化電流における緩徐な増加は、試薬層７２によるフェロシアニドの生成、その後の第２の電極１６４へのその拡散に起因する。

第２の電位時間間隔ｔ_２が経過した後、試験計器１００は、第３の試験電位時間間隔ｔ_３（例えば、図６に示されるように約４〜約５秒の範囲）に対して、第１の電極１６６と第２の電極１６４との間に第３の試験電位Ｅ_３（例えば、図７Ａに示されるように約＋３００ｍＶ）を印加することができる。第３の試験電位時間間隔ｔ_３中、試験計器１００は、ｉ_ｃ（ｔ）と称され得る、第３の電流遷移を測定することができる。第３の試験電位Ｅ_３は、限界酸化電流が第１の電極１６６で測定されるような、十分に正の媒体酸化還元電位の値であってもよい。例えば、媒体としてフェリシアニド及び／又はフェロシアニドを使用するとき、第３の試験電位Ｅ_３の規模は、約０ｍＶ〜約６００ｍＶの範囲、好ましくは約１００ｍＶ〜約６００ｍＶの範囲、より好ましくは約３００ｍＶである。

第２の試験電位時間間隔ｔ_２及び第３の試験電位時間間隔ｔ_３は、それぞれ、約０．１秒〜約４秒の範囲である。図７Ａに示される実施形態について、第２の試験電位時間間隔ｔ_２は、約３秒であり、第３の試験電位時間間隔ｔ_３は、約１秒であった。上述のように、開回路電位時間期間は、第２の試験電位Ｅ_２と第３の試験電位Ｅ_３との間で経過させることができる。代替的に、第３の試験電位Ｅ_３は、第２の試験電位Ｅ_２を印加した後に印加され得る。第１、第２、又は第３の電流遷移の一部分は、一般に、セル電流又は電流値と称され得る。

第３の試験電位時間間隔ｔ_３は、酸化電流の規模に基づき、第１の電極１６６付近の還元媒体（例えば、フェロシアニド）の拡散を監視するために十分に長くてもよい。第３の試験電位時間間隔ｔ_３中、限界量の還元媒体が第１の電極１６６で酸化され、非限界量の酸化媒体が第２の電極１６４で還元される。第３の試験電位時間間隔ｔ_３は、約０．１秒〜約５秒の範囲、好ましくは約０．３秒〜約３秒の範囲、最も好ましくは約０．５秒〜約２秒の範囲である。

図７Ｂは、第３の試験電位時間間隔ｔ_３の最初に比較的大きいピークｉ_ｐｃ、その後、定常状態電流への減少を示す。一実施形態において、第１の試験電位Ｅ_１及び第２の試験電位Ｅ_２の両方は、第１の極性を有し、第３の試験電位Ｅ_３は、第１の極性とは反対である第２の極性を有する。しかしながら、出願者は、第１、第２、及び第３の試験電位の極性は、分析物濃度が判定される様式により、並びに／又は試験サンプル及び対照溶液が区別される様式により選択され得ることを注記しておく。

静電容量測定
いくつかの実施形態において、静電容量が測定され得る。静電容量測定は、基本的に、電極−液体接触面でのイオン層の形成によるイオン二重層静電容量を測定することができる。静電容量の規模は、サンプルが対照溶液か血液サンプルかを判定するために使用され得る。例えば、対照溶液が反応チャンバ内にあるとき、測定された静電容量の規模は、血液サンプルが反応チャンバに存在するときの測定された静電容量の規模より大きくてもよい。以下により詳細に説明されるように、測定された静電容量は、電気化学セルを使用して行われる測定値に対する電気化学セルの物理的特性の変化の影響について補正するための、様々な方法において使用され得る。例えば、測定された静電容量の変化は、電気化学セルの老化及び電気化学セルの保存状態のうちの少なくとも１つに関連し得る。

非限定的な例として、試験ストリップに対して静電容量測定を実施するための方法及び機構は、米国特許第７，１９５，７０４号及び同第７，１９９，５９４号に見出すことができ、そのそれぞれは、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。静電容量を測定するための例示的な方法の１つにおいて、定数成分と振動成分とを有する試験電圧が試験ストリップに印加される。そのような場合、得られる試験電流は、以下により詳細に記載されるように、静電容量値を決定するために数学的に処理され得る。

一般に、限界試験電流が、明確に画定された領域（即ち、静電容量測定中に変化しない領域）を有する作用電極で生じるとき、電気化学試験ストリップにおいて最も正確かつ緻密な静電容量測定が実施され得る。経時的に変化しない明確に画定された電極領域は、電極とスペーサとの間に気密なシールが存在するときに生じる。試験電流は、電流が分析物酸化又は電気化学腐食のいずれかにより急速に変化しないとき、比較的一定である。あるいは、分析物酸化により見られるであろうシグナルの増加が、電気化学腐食を伴うシグナルの減少によって効率的に平衡が保たれるときの任意の時間は、静電容量の測定に適切な時間間隔でもあり得る。

第１の電極１６６の領域は、サンプルがスペーサ６０と第１の電極１６６との間に浸透する場合、サンプルで投与した後に、経時的に潜在的に変化することができる。試験ストリップの実施形態において、試薬層７２は、試薬層７２の一部分がスペーサ６０と第１の電極層６６との間に位置する切欠き領域６８よりも大きい領域を有することができる。特定の状況下において、試薬層７２の一部分をスペーサ６０と第１の電極層６６との間に置くことにより、試験中、湿った電極領域を増加させることができる。結果として、試験中、同時に静電容量測定を歪める可能性がある、第１の電極の領域を経時的に増加させる漏出が起こる可能性がある。

逆に、第２の電極１６４の領域は、第２の電極１６４とスペーサ６０との間に試薬層がないため、第１の電極１６６と比較して、経時的により安定し得る。よって、サンプルは、スペーサ６０と第２の電極１６４との間に浸透する可能性は低い。第２の電極１６４で限界試験電流を使用する静電容量測定は、よって、領域が試験中に変化しないため、より緻密であり得る。

上述及び図７Ａに示されるように、液体が試験ストリップにおいて検出されると、第１の試験電位Ｅ_１（例えば、図７Ａに示すように−２０ｍＶ）は、液体の充填挙動を監視し、対照溶液と血液とを区別するために、約１秒間、電極間に印加される。式１において、試験電流は、約０．０５〜約１秒使用される。この第１の試験電位Ｅ_１は、セル中のフェロシアニドの分布が第１及び第２の電極で生じる電気化学反応によってできるだけ乱されないように、比較的低くてもよい。

より大きい絶対規模を有する第２の試験電位Ｅ_２（例えば、図７Ａに示すように約−３００ｍＶ）は、限界電流が第２の電極１６４で測定できるように、第１の試験電位Ｅ_１後に印加してよい。第２の試験電位Ｅ_２は、ＡＣ電圧成分及びＤＣ電圧成分を含むことができる。ＡＣ電圧成分は、第２の試験電位Ｅ_２の印加後に既定の時間量で印加され得、更に、約１０９ヘルツの周波数及び約＋／−５０ミリボルトの振幅を有する正弦波であり得る。好ましい実施形態において、既定の時間量は、第２の試験電位Ｅ_２の印加後、約０．３秒〜約０．４秒の範囲である。代替的に、既定の時間量は、時間の関数としての試験電流遷移が約０の傾きを有する時間であり得る。別の実施形態において、既定の時間量は、ピーク電流値（例えば、ｉ_ｐｂ）が約５０％減衰するために必要な時間であり得る。ＤＣ電圧成分に関しては、第１の試験電位の最初に印加され得る。ＤＣ電圧成分は、第２の電極で限界試験電流、例えば、第２の電極に対して約−３００ｍＶをもたらすのに十分な規模を有することができる。

図４Ｂに従い、試薬層７２は、絶対ピーク電流ｉ_ｐｃの規模と比較して、絶対ピーク電流ｉ_ｐｂの規模を比較的小さくさせる第２の電極１６４上にコーティングされない。試薬層７２は、分析物の存在下で還元媒体を生成するように構成され得、第１の電極に近接する還元媒体の量は、比較的高い絶対ピーク電流ｉ_ｐｃの一因となる。一実施形態において、サンプルが試験ストリップの中に導入されるとき、少なくとも、試薬層７２の酵素部分は実質的に、第１の電極から第２の電極に拡散しないように構成され得る。

ｉ_ｐｂ後の試験電流は、約１．３秒で平らな領域に落ち着く傾向があり、その後、還元媒体が試薬層７２でコーティングされ得る第１の電極１６６で生成されると、電流は再び増加し、試薬層７２でコーティングされない第２の電極１６４に拡散する。一実施形態において、静電容量測定は、約１．３秒〜約１．４秒で実施され得る、試験電流値の比較的平らな領域で実施され得る。一般に、静電容量が１秒前に測定される場合、静電容量測定は、第１の電流遷移ｉ_ａ（ｔ）を測定するために使用され得る、比較的低い第１の試験電位Ｅ_１に干渉することができる。例えば、−２０ｍＶの定電圧成分上に重畳されたほぼ±５０ｍＶの振動電圧成分は、測定された試験電流を大幅に乱す可能性がある。振動電圧成分は、第１の試験電位Ｅ_１に干渉するだけでなく、同時に抗酸化物の補正に干渉する可能性がある、約１．１秒で測定された試験電流を大幅に乱す可能性がある。多数の試験及び実験の後、意外にも、約１．３秒〜約１．４秒で静電容量を測定することにより、対照溶液／血液識別試験又は血中分析物（例えば、グルコース）アルゴリズムに干渉しない正確かつ緻密な測定値が得られることがついに確認された。

第２の試験電位Ｅ_２後、第３の試験電位Ｅ_３（例えば、図７Ａに示されるように約＋３００ｍＶ）が印加され得、試薬層７２でコーティングされ得る第１の電極１６６で測定される、試験電流が生じる。第１の電極上の試薬層の存在は、電極領域を増加させることができる、スペーサ層と電極層との間の液体の浸透を可能にすることができる。

図７Ａに示されるように、例示的な実施形態において、１０９ＨｚのＡＣ試験電圧（ピーク間±５０ｍＶ）が、時間間隔ｔ_ｃａｐ中、２つのサイクルに印加され得る。第１のサイクルは調整パルスとして用いることができ、第２のサイクルは、静電容量を判定するために用いることができる。静電容量の推定は、交流（ＡＣ）波の一部分にわたって試験電流を合計し、直流（ＤＣ）オフセットを減算し、そして、ＡＣ試験電圧振幅及びＡＣ周波数を使用して結果を正規化することにより得ることができる。この計算は、ストリップサンプルチャンバがサンプルで充填されるとき、ストリップサンプルチャンバによって占められるストリップの静電容量の測定値を提供する。

一実施形態では、血中グルコースアッセイにおいて、静電容量は、入力ＡＣ電圧がＤＣオフセットを超える時点のいずれかの側の、即ち、入力電圧のＡＣ成分が０である（０交差点）ときのＡＣ波の４分の１にわたって試験電流を合計することにより測定され得る。これがどのように静電容量の測定に変換されるかの導出は、以下により詳細に説明される。式１は、時間間隔ｔ_ｃａｐ中の時間の関数としての試験電流規模を示し、

式中、項ｉ_ｏ＋ｓｔは、定試験電圧成分によって生じた試験電流を表す。一般に、ＤＣ電流成分は、経時的に直線的に変化すると考えられ（フェロシアニドを生成する進行中のグルコース反応により）、よって、時間０でのＤＣ電流（０交差点）である定数ｉ_ｏ、及び経時的なＤＣ電流変化の傾きｓにより表される。ＡＣ電流成分は、Ｉｓｉｍ（ωｔ＋φ）により表され、式中、Ｉは、電流波の振幅であり、ωは、その周波数であり、φは、入力電圧波に関するその位相変化である。項ωは、２πｆとも表され、式中、ｆは、ヘルツでのＡＣ波の周波数である。項Ｉは、式２に示されるようにも表すことができ、

式中、Ｖは、印加された電圧シグナルの振幅であり、│Ｚ│は、複素インピーダンスの規模である。項│Ｚ│は、式２２に示されるように表すこともでき、

式中、Ｒは、インピーダンスの実数部であり、Ｃは、静電容量である。
式１は、式４を得るために、０交差点前の４分の１波長から０交差点後の４分の１波長までが統合され得、

これは、式５に簡略化され得る。

式２を式１に代入し、その後、式４に代入した後、再整理すると、式６となる。

式６における積分項は、式７に示される電流の合計を使用して近似され得、

式中、試験電流ｉ_ｋは、０交差点前の４分１波長から０交差点後の４分の１波長までが合計される。式７を式６に代入して、式８を得、

式中、ＤＣオフセット電流ｉ_ｏは、０交差点付近の１つの完全な正弦サイクルに対して試験電流を平均化することにより得ることができる。

別の実施形態において、静電容量測定値は、電圧０交差点付近の電流ではなく、むしろ電流の最大ＡＣ成分付近を合計することにより得ることができる。よって、式７において、電圧０交差点のいずれかの側の４分の１波長を合計するのではなく、電流最大値付近の４分の１波長の試験電流が合計され得る。これは、ＡＣ励起に応答する回路素子が純粋なコンデンサと仮定することに等しいため、φは約π／２である。よって、式５は、式９に要約され得る。

電流の流れのＤＣ、又は実際の成分がＡＣ励起に使用された電圧の範囲に対して印加された電圧から独立しているように、未コーティングの電極が分極されるため、この場合、これは妥当な仮定であると考えられる。したがって、ＡＣ励起に応答するインピーダンスの実数部は無限大であり、純粋な容量性素子を示唆する。次いで、式９を式６と共に使用して、積分近似を必要としない簡略化された静電容量式を得ることができる。最終的な結果は、電圧交差点付近ではなく、むしろ電流の最大ＡＣ成分付近の電流を合計するときのその静電容量測定値がより緻密であったということである。

ＣＳ／血液識別試験
いくつかの実施形態において、対照溶液（ＣＳ）／血液識別試験が実施され得る。ＣＳ／血液識別試験によって、サンプルが血液であると判定される場合、血中グルコースアルゴリズム、ヘマトクリット値補正、血液温度補正、及び誤差チェックの適用を含み得る一連の工程を実施することができ、ＣＳ／血液識別試験によって、サンプルがＣＳ（すなわち、血液ではない）と判定される場合、ＣＳグルコースアルゴリズム、ＣＳ温度補正、及び誤差チェックの適用を含み得る一連の工程を実施することができる。誤差がない場合、試験計器は、グルコース濃度を出力するが、誤差がある場合、試験は、エラーメッセージを出力することができる。

一実施形態において、対照溶液（ＣＳ）の特徴は、対照溶液を血液と識別するために使用される。例えば、サンプル中の酸化還元種の存在及び／又は濃度、反応速度、及び／又は静電容量が、対照溶液を血液と識別するために使用され得る。本明細書に開示される方法は、サンプル中の酸化還元濃度を表す第１の参照値、及びサンプルの試薬との反応速度を表す第２の参照値を計算することを含む。一実施形態では、第１の参照値は、干渉酸化電流であり、第２の参照値は、反応完了率である。

いくつかの実施形態において、第３の参照値は、第１の参照値に静電容量率を乗ずることによって計算できる。静電容量率は、静電容量である、又は静電容量値に関連する、例えば、比例する任意の計算値であってよい。静電容量率は、例えば、測定された静電容量、既知の若しくは既定の静電容量、又はこれらの任意の組み合わせであってよい。また静電容量率は、任意の上記静電容量及び経験的に得られる定数に関連していてもよい。例示的実施形態において、静電容量率は、既知の静電容量の測定された静電容量に対する比、又は測定された静電容量の既知の静電容量に対する比であってよい。既知の静電容量は、電流試験で用いられる試験ストリップと同じ種類の試験ストリップに、血液サンプルを乗せたときに測定される、平均静電容量であってよい。測定された静電容量は、例えば、上記アルゴリズムを用いて測定できる。

一実施形態において、ＣＳ／血液識別試験は、第１の参照値と第２の参照値とを含むことができる。第１の値は、第１の時間間隔ｔ_１内の電流値に基づき計算することができ、第２の参照値は、第２の時間間隔ｔ_２及び第３の時間間隔ｔ_３中の両方の電流値に基づくことができる。一実施形態において、第１の参照値は、図７Ａの試験電圧波形を使用するとき、第１の時間電流遷移中に得た電流値を合計することにより得ることができる。非限定的な例として、第１の参照値ｉ_ｓｕｍは、式１０Ａにより表すことができ、

式中、項ｉ_ｓｕｍは、電流値の合計であり、ｔは時間である。いくつかの実施形態において、静電容量率が既知の静電容量の測定された静電容量に対する比であり得る場合、第１の参照値は静電容量率で乗じてよい。このような実施形態では、第３の参照値ｉ_{ｃａｐｓｕｍ}は、式１０Ｂにより表わすことができ、

式中、Ｃ_ａｖは既知の平均静電容量であり、Ｃ_ｍは測定された静電容量であり、ｔは時間である。式１０Ｂの例示的実施形態では、Ｃ_ａｖとＣ_ｍの比は、静電容量率と称することができる。例示的な一実施形態において、本発明の実施形態による代表的な試験ストリップの既知の平均静電容量Ｃ_ａｖは、約５８２ナノファラッドである。
残留反応率と称される場合もある第２の参照値は、式１１に示されるように、第２の時間間隔及び第３の時間間隔中の電流値の比率Ｙにより得ることができ、

式中、ａｂｓは、絶対値の関数を表し、３．８及び４．１５は、この特定の例において、それぞれ、第２及び第３の時間間隔の秒での時間を表す。

識別基準は、式１０Ａの第１の参照値又は式１０Ｂの第３の参照値、及び式１１の第２の参照値に基づき、サンプルが対照溶液又は血液のいずれかであるかを判定するために使用され得る。例えば、式１０Ａの第１の参照値又は式１０Ｂの第３の参照値は、既定の閾値と比較することができ、式１１の第２の参照値は、既定の閾値関数と比較することができる。既定の閾値は、例えば、約１２マイクロアンペアであってもよい。既定の閾値関数は、式１０Ａ又は式１０Ｂの第１の参照値を使用する関数に基づくことができる。より具体的には、式１２に図示されるように、式１０Ａのｉ_ｓｕｍ又は式１０Ｂのｉ_{ｃａｐｓｕｍ}のいずれかの計算された値がＸによって表される場合、既定の閾値関数Ｆ_ｐｄｔは、

であり得、式中、Ｚは、例えば、約０．２等の定数であり得る。よって、ＣＳ／血液識別試験は、式１０Ａのｉ_ｓｕｍ、又は式１０Ｂのｉ_{ｃａｐｓｕｍ}が、既定の閾値以上、例えば、約１２マイクロアンペアである場合、かつ、式１１に示されるように、第２の時間間隔及び第３の時間間隔中の電流値の比率Ｙが、既定の閾値関数Ｆ_ｐｄｔの値より小さい場合、サンプルを血液と識別することができ、そうでなければ、サンプルは対照溶液である。一実施形態では、ＣＳ／血液識別試験は、例えば、式１３によっても表わすことができる。

の場合、サンプルは血液であり、そうでなければ対照溶液である。

上記で述べた実施形態の非限定例として、２０１０年９月１０日出願の米国特許出願第１２／８９５，０６７号（Ｃｈａｔａｌｉｅｒら）、表題「Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｔｉｎｇ Ｂｅｔｗｅｅｎ ａ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｓａｍｐｌｅ ａｎｄ ａ Ｔｅｓｔ Ｆｌｕｉｄ Ｕｓｉｎｇ Ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ」、及び２０１０年９月３０日出願の米国特許出願第１２／８９５，１６８号（Ｃｈａｔｅｌｉｅｒら）、表題「Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｉｍｐｒｏｖｅｄ Ｓｔａｂｉｌｉｔｙ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｅｎｓｏｒｓ」に記載されるものが挙げられ、これらはそれぞれ、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。

血液グルコースアルゴリズム
サンプルが血液サンプルとして識別される場合、血液グルコースアルゴリズムが試験電流値に対して実施され得る。図１Ａ〜４Ｂに図示されるように、試験ストリップが対向面又は正面配列を有し、図７Ａ又は図８Ａに示されるように、電位波形が試験ストリップに適用されると仮定すると、第１の分析物濃度Ｇ１は、式（Ｅｑ．）１４に示される。

式１４中、Ｇ１はグルコース濃度であり、ｉ_ｌは第１の電流値であり、ｉ_ｒは第２の電流値であり、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値であり、項ｐ、ｚｇｒ、及びａは、経験的に得られた較正定数である。例えば、ｐは約０．５２４６であってよく、ａは約０．０３４２２であってよく、ｚｇｒは約２．２５であってよい。本発明の一実施形態では、ｐは約０．２〜約４、好ましくは約０．１〜約１の範囲であり得る。較正係数ａは、電気化学セルの個別の寸法に特有である。

較正係数ｚｇｒは、試薬層に起因する典型的なバックグラウンド信号の説明に用いる。サンプル添加前のセルの試薬層内における酸化可能種の存在は、バックグラウンド信号に寄与し得る。例えば、サンプルが試験ストリップに添加される前に、試薬層が少量のフェロシアニド（例えば、還元された媒体）を含有する場合、分析物濃度に起因しない測定試験電流における増加が存在する。このことは、試験ストリップについて計測された試験電流全体で一定バイアスを生じるので、このバイアスは、較正係数ｚｇｒを使用して補正することができる。項ｐ及びａと同様に、ｚｇｒも較正プロセス中に計算することができる。ストリップ区画を較正するための例示的方法は、米国特許第６，７８０，６４５号に記載されており、これはその全体が参照により本願に組み込まれる。式１３の導出は、２００５年９月３０日に出願された、係属中の米国特許出願公開第２００７／００７４９７７号（米国特許出願第１１／２４０，７９７号）、表題「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｒａｐｉｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓ」に見出すことができ、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。式１３のすべての試験電流値（例えば、ｉ_ｌ、ｉ_ｒ、及びｉ_２）には、電流の絶対値を用いる。

一実施形態では、電流値ｉ_ｒは第３の電流遷移から計算することができ、電流値ｉ_ｌは第２の電流遷移から計算することができる。式１４及び後続の式中に示されるすべての電流値（例えば、ｉ_ｒ、ｉ_ｌ、及びｉ_２）には、電流の絶対値を用いてよい。電流値ｉ_ｒ、ｉ_ｌは、いくつかの実施形態では、電流遷移の時間間隔にわたっての電流値の整数、電流遷移の時間間隔にわたっての電流値の和、又は電流遷移の時間間隔により乗じられた電流遷移の平均又は単一電流値であり得る。電流値の和の場合、ある範囲の連続的電流測定値は、２つの電流値のみからすべての電流値まで一緒に加算することができる。電流値ｉ_２は、下記のように計算することができる。

例えば、以下の等式１５Ａ及び１５Ｂに示されているように、分析物試験の時間間隔が５秒の長さである場合、ｉ_ｌは、５秒の長さのうちの３．９〜４秒の電流の和であり得、ｉ_ｒは５秒の長さの分析物試験の時間間隔のうちの４．２５〜５秒の電流の和であり得る。

第１の電流遷移の電流の規模は、式１６によって時間の関数として表すことができる。

項ｉ_ｓｓは、第２の試験電位Ｅ_２の印加後の定常状態電流であり、Ｄは媒体の拡散係数であり、Ｌはスペーサの厚さである。式１６においてｔは、第２の試験電位Ｅ_２が印加された後に経過した時間を示すことに留意されたい。第３の電流遷移の電流の規模は、式１７によって時間の関数として表すことができる。

式１７中の指数項は、式１６中の指数項と比較して２倍差があるが、この理由は第３の電流遷移が第３の試験電位Ｅ_３から生じるからであり、これは第２の試験電位Ｅ_２とは極性が反対で、第２の試験電位Ｅ_２の後すぐに印加された。式１７においてｔは、第３の試験電位Ｅ_３が印加された後に経過した時間を示すことに留意されたい。

第２の試験電位時間間隔ｔ_２に関するピーク電流はｉ_ｐｂと表記することができ、第３の試験電位時間間隔ｔ_３に関するピーク電流はｉ_ｐｃと表記することができる。第２のピーク電流ｉ_ｐｂ及び第３のピーク電流ｉ_ｐｃの両方を、それぞれ、第２の試験電位Ｅ_２及び第３の試験電位Ｅ_３印加直後の同じタイミングで、例えば０．１秒で測定した場合、式１６を式１７から引いて、式１８を得ることができる。

ｉ_ｐｂは、主に干渉物質により制御されると判断されるため、ｉ_ｐｃをｉ_ｐｂと共に用いて、補正因子を決定することができる。例えば、下記に示されるように、グルコースに対して比例し、干渉物質に対してより感受性の低い補正された電流を定量するために、ｉ_ｐｃは、数学的関数でｉ_ｐｂと共に使用することができる。

式１９は、分析物濃度に比例し、干渉物質に起因する電流の相対的割合が除去されている電流ｉ_２を計算するために誘導された。

項ｉ_ｐｂは、第２の試験電位時間間隔ｔ_２のピーク電流値を表し、項ｉ_ｐｃは、第３の試験電位時間間隔ｔ_３のピーク電流値を表す。項ｉ_ｓｓは、進行中の化学反応の不在下で、第３の試験電位Ｅ_３の印加後長時間生じると予測される電流である、定常状態の電流の推定である。項ｉ_ｓｓを式１９の分子及び分母の両方に加え、グルコースが存在しないとき、分子をゼロに近づかせる。ｉ_ｓｓを算出する方法のいくつかの例は、米国特許第５，９４２，１０２号及び同第６，４１３，４１０号に見出すことができ、当該特許のそれぞれは参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。生理学的サンプルにおける干渉を説明するためのピーク電流値の使用は、「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ａｎａｌｙｚｉｎｇ ａ Ｓａｍｐｌｅ ｉｎ ｔｈｅ Ｐｒｅｓｅｎｃｅ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｔｓ」と題する、２００６年３月３１日に出願された米国特許出願公開第２００７／０２２７９１２号（米国特許出願第１１／２７８，３４１号）に説明されており、その全体は参照により本明細書に組み込まれる。

例示的な一実施形態において、酸化防止剤で補正した電流値ｉ_２は、式２０によって計算できる。

式２０中、ｉ（４．１）は、第３の電位Ｅ_３の間の電流の絶対値からなり、ｉ（１．１）は、第２の電位Ｅ_２の間の電流の絶対値からなり、ｉ_ｓｓは、定常状態電流からなる。

いくつかの実施形態において、ｉ_ｓｓは式２１によって計算できる。

式２１中、ｉ（５）は、第３の電位の間の電流の絶対値からなり、πは、定数からなり、Ｄは、酸化還元種の拡散係数からなり、Ｌは、２つの電極間の距離からなる。

いくつかの実施形態において、第２の分析物濃度値は、第１の分析物濃度値Ｇ１を基に計算できる。例えば、式２２を用いて、低分析物濃度において動力学的補正が強調されない第２の分析物濃度値Ｇ２を計算できる。

式２２中、ｐは約０．５２４６であってよく、ａは約０．０３４２２であってよく、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値であってよく、ＡＦＯは約２．８８であってよく、ｚｇｒは約２．２５であってよく、ｋは約０．００００１２４であってよい。非対称因子オフセットＡＦＯを、非対称因子ｉ_ｒ／ｉ_ｌから引き、新たなより小さい非対称因子項を分析物濃度に左右される項で累乗すると、低分析物濃度における動力学的補正の影響が強調され得ない。その結果、広範囲の分析物濃度にわたって、より高レベルの精度を達成することができる。

図７Ａ及び７Ｂに示す例では、電圧測定において、試薬でコーティングされていない電極が参照電極として働くとき、第１及び第２の印加された電圧の極性を負として、第３の印加された電圧を正として示している。しかしながら、試薬でコーティングされた電極が電圧測定において参照電極として働く場合、印加された電圧は、図７Ａに示す一連のものとは反対の極性であってもよい。例えば、図８Ａ及び８Ｂの好ましい実施形態において、第１及び第２の印加された電圧の極性は、正であり、第３の印加された電圧の極性は負である。どちらの場合も、第１及び第２の印加された電圧中は試薬でコーティングされていない電極がアノードとして働き、第３の印加された電圧中は試薬でコーティングされた電極がアノードとして働くため、グルコースの計算は同じである。

加えて、試験計器が、サンプルが対照溶液（血液とは対照的に）であると判断する場合、試験計器は、ユーザーが対照溶液データとは別に試験サンプル濃度データを検討できるように、対照サンプルの得られるグルコース濃度を保存することができる。例えば、対照溶液のグルコース濃度は、別のデータベースに保存することができる、印を付ける、及び／又は消去する（即ち、保存されない又は短時間保存されない）ことができる。

対照溶液を認識することができる別の利点は、試験計器が対照溶液の試験の結果（例えば、グルコース濃度）を対照溶液の予想されたグルコース濃度と自動的に比較するようにプログラムされ得ることである。例えば、試験計器は、対照溶液（複数可）の予想されたグルコースレベル（複数可）で予めプログラムされ得る。代替的に、ユーザーは、対照溶液の予想されたグルコース濃度を入力することができる。試験計器が対照溶液を認識するとき、試験計器は、計器が正常に機能しているかを判定するために、測定された対照溶液のグルコース濃度を予想されたグルコース濃度と比較することができる。測定されたグルコース濃度が予想された範囲の外である場合、試験計器は、ユーザーに警告するための警告メッセージを出力することができる。

温度補正
本システム及び方法のいくつかの実施形態では、温度による影響が減少するため、改善された精度で分析物濃度を提供するための血液温度補正が試験電流値に適用され得る。温度補正された分析物濃度を計算するための方法は、温度値を測定することと、温度補正値Ｃ_Ｔを計算することと、を含むことができる。温度補正値Ｃ_Ｔは、温度値及び分析物濃度、例えば、グルコース濃度に基づくことができる。したがって、温度補正値Ｃ_Ｔは、次いで、温度について分析物濃度を補正するために使用され得る。

最初に、上記の式２２から分析物濃度Ｇ２などの、温度について未補正の分析物濃度を得ることができる。温度値も測定され得る。温度は、試験計器に組み込まれるサーミスタ若しくは他の温度読取デバイスを使用して、又は他の任意の数の機構若しくは手段により測定され得る。続いて、温度値Ｔが第１の温度閾値Ｔ_１より大きいかどうかを判定するために、判定が実施され得る。例えば、温度閾値Ｔ_１は、約１５℃であり得る。温度値Ｔが１５℃より大きい場合、温度補正値Ｃ_Ｔを判定するために、第１の温度関数が適用され得る。温度値Ｔが１５℃より小さい場合、温度補正値Ｃ_Ｔを判定するために、第２の温度関数が適用され得る。

温度補正値Ｃ_Ｔを計算するための第１の温度関数は、式２３の形態であってもよく、
式２３ Ｃ_Ｔ＝＋Ｋ_９（Ｔ−Ｔ_ＲＴ）＋Ｋ_１０Ｇ２（Ｔ−Ｔ_ＲＴ）
式中、Ｃ_Ｔは補正値であり、Ｋ_９は９番目の定数（例えば、−０．８６６）であり、Ｔは温度値であり、Ｔ_ＲＴは室温値（例えば、２２℃）であり、Ｋ_１０は１０番目の定数（例えば、０．０００６８７）であり、Ｇ２は分析物濃度である。ＴがほぼＴ_ＲＴに等しいとき、Ｃ_Ｔは約０である。いくつかの場合において、第１の温度関数は、偏差が日常的な周辺条件下で低減され得るように、室温で基本的に補正がないように構成され得る。第２の補正値Ｃ_Ｔを計算するための第２の温度関数は、式２４の形態であってもよく、
式２４ Ｃ_Ｔ＝＋Ｋ_１１（Ｔ−Ｔ_ＲＴ）＋Ｋ_１２Ｇ２（Ｔ−Ｔ_ＲＴ）＋Ｋ_１３（Ｔ−Ｔ_１）＋Ｋ_１４Ｇ２（Ｔ−Ｔ_１）
式中、Ｃ_Ｔは補正値であり、Ｋ_１１は１１番目の定数（例えば、−０．８６６）であり、Ｔは温度値であり、Ｔ_ＲＴは室温値であり、Ｋ_１２は１２番目の定数（例えば、０．０００６８７）であり、Ｇ２は分析物濃度であり、Ｋ_１３は１３番目の定数（例えば、−０．７４１）であり、Ｔ_１は第１の温度閾値（例えば、約１５℃）であり、Ｋ_１４は１４番目の定数（例えば、０．００３２２）である。

式２３を使用してＣ_Ｔを計算した後、Ｃ_Ｔが既定の範囲に制限されることを確実にし、それによって外れ値のリスクを軽減するように、いくつかの切り捨て関数が実行され得る。一実施形態において、Ｃ_Ｔは、−１０〜＋１０の範囲を有するように制限され得る。例えば、判定は、Ｃ_Ｔが１０より大きいかどうかを判定するために実施され得る。Ｃ_Ｔが１０を超える場合、温度は閾値、例えば１５℃を超え、Ｃ_Ｔが１０に設定される。Ｃ_Ｔが１０より小さい場合、判定は、Ｃ_Ｔが−１０未満であるかどうかを判定するために実施される。Ｃ_Ｔが−１０未満の場合、Ｃ_Ｔは−１０に設定され得る。Ｃ_Ｔが既に−１０〜＋１０の値である場合、一般に、切り捨ては必要ない。しかしながら、温度が閾値、例えば、１５℃未満の場合、Ｃ_Ｔの最大値を１０＋０．９２（１５−Ｔ）に設定できる。

Ｃ_Ｔが判定されたら、温度補正された分析物濃度を計算できる。例えば、温度について未補正の分析物濃度（例えば、Ｇ２）が１００ｍｇ／ｄＬ未満であるかどうかを判定するために、判定が実施され得る。Ｇ２が１００ｍｇ／ｄＬ未満である場合、式２５を用い、補正値Ｃ_Ｔをグルコース濃度Ｇ２に加算することによって、温度補正された分析物濃度Ｇ３を計算できる。
式２５ Ｇ３＝Ｇ２＋Ｃ_Ｔ

Ｇ２が１００ｍｇ／ｄＬ未満でない場合、式２６を用い、Ｃ_Ｔを１００で割り、１を加え、次に分析物濃度Ｇ２をかけることによって、温度補正された分析物濃度Ｇ２を計算できる（この方法は、Ｃ_Ｔを事実上百分率補正項として用いる）。
式２６ Ｇ３＝Ｇ２［１＋０．０１（Ｃ_Ｔ）］

温度の影響について補正されている分析物濃度が定量されると、サンプルの充填時間に基づいて更なる補正を実施できる。

充填時間補正
いくつかの実施形態において、分析物の濃度は、サンプルの充填時間に基づき補正され得る。そのような方法の一例は、２００９年１２月３０日に出願された「Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｉｍｐｒｏｖｉｎｇ Ａｃｃｕｒａｃｙ ｏｆ Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ Ｕｓｉｎｇ Ｆｉｌｌ Ｔｉｍｅ」と題する、Ｒｏｎａｌｄ Ｃ．Ｃｈａｔｅｌｉｅｒ及びＡｌａｓｔａｉｒ Ｍ．Ｈｏｄｇｅｓによる同時係属中の特許出願（出願番号第１２／６４９，５９４号）、並びに２０１０年１２月１７日に出願された「Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｉｍｐｒｏｖｉｎｇ Ａｃｃｕｒａｃｙ ｏｆ Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ Ｕｓｉｎｇ Ｆｉｌｌ Ｔｉｍｅ」と題する、Ｒｏｎａｌｄ Ｃ．Ｃｈａｔｅｌｉｅｒ及びＡｌａｓｔａｉｒ Ｍ．Ｈｏｄｇｅｓによるもの（出願番号第１２／９７１，７７７号）に開示されており、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。サンプル中の分析物の濃度を検出するための代替的実施形態では、誤差は、判定された充填時間よりも定量された初期充填速度に基づいて補正され得る。そのような方法の一例は、「Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｗｈｏｌｅ Ｂｌｏｏｄ Ｈａｅｍａｔｏｃｒｉｔ Ｂａｓｅｄ ｏｎ Ｉｎｉｔｉａｌ Ｆｉｌｌ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ」と題する、２００９年１２月３０日に出願されたＲｏｎａｌｄ Ｃ．Ｃｈａｔｅｌｉｅｒ、Ｄｅｎｎｉｓ Ｒｙｌａｔｔ、Ｌｉｎｄａ Ｒａｉｎｅｒｉ、及びＡｌａｓｔａｉｒ Ｍ．Ｈｏｄｇｅｓによる同時係属中の特許出願（出願番号第１２／６４９，５０９号）に開示されており、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。

上記充填時間に関する補正の例示的実施形態では、以下の式２７Ａ及び２７Ｂにより、温度補正された分析物濃度Ｇ３を充填時間を考慮して補正し、充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４を得ることができる。例えば、Ｇ３＜１００ｍｇ／ｄＬのとき、補正は不要であり、Ｇ４はＧ３の未補正値であってよい。しかしながら、Ｇ３≧１００ｍｇ／ｄＬのとき、式２７Ｂを、式２８Ａ、２８Ｂ、及び２８Ｃと共に用いてＧ３を補正できる。
式２７Ａ Ｇ４＝Ｇ３ Ｇ３＜１００ｍｇ／ｄＬのとき
式２７Ｂ Ｇ４＝Ｇ３（１＋Ｃ_ＦＴ／１００）Ｇ３≧１００ｍｇ／ｄＬのとき

式２７Ｂ中の補正因子Ｃ_ＦＴは、充填時間（ＦＴ）の一連の閾値に基づいて、ＦＴを考慮して計算できる。例えば、以下の式を用い、ＦＴの２つの閾値であるＴｈ_１及びＴｈ_２を利用して、Ｃ_ＦＴを計算できる。
式２８Ａ Ｔｈ_１＜ＦＴ＜Ｔｈ_２の場合Ｃ_ＦＴ＝ＦＴ_ｆ（ＦＴ−Ｔｈ_１）
式２８Ｂ ＦＴ＜Ｔｈ_１の場合Ｃ_ＦＴ＝０
式２８Ｃ ＦＴ＞Ｔｈ_２の場合Ｃ_ＦＴ＝１０

例示的実施形態において、閾値Ｔｈ_１は約０．２秒であってよく、閾値Ｔｈ_２は約０．４秒であってよく、充填時間因子ＦＴ_ｆは約４１であってよい。例えば、血液がセンサを約０．２秒未満で充填する場合、その充填の様態は、理想に近いものであると説明できる。約０．２秒未満の充填時間は、ヘマトクリット値が十分に低くて、サンプルの粘度がサンプルの充填の様態に最小限の影響しか有さない場合に通常生じる。低いヘマトクリット値の結果として、グルコースのほとんどは、それが急速に酸化され得る血漿相の中に分配されると考えられる。これらの条件下では、充填時間の影響に対するグルコースの結果を補正する必要がほとんどなく、その結果、補正因子をゼロに設定することができる。これに代わって、サンプル中のヘマトクリット値が高い場合、サンプルの粘度は、サンプルの充填時間に影響を及ぼし得る。結果として、サンプルは、センサを充填するのに約０．４秒超かかり得る。高いヘマトクリット値の結果として、グルコースのほとんどは、赤血球の中に分配されると考えられ、その結果、より少ない割合のグルコースが酸化される。これらの条件下では、グルコースの結果は、充填時間を考慮して補正され得る。しかしながら、グルコース値を補正し過ぎないことが重要であり得、そのため、例示的実施形態では、補正因子は、最大で約１０ｍｇ／ｄＬ血漿グルコースに又は信号の約１０％に制限され得る。経験的に得られた一次方程式は、充填時間が約０．２〜約０．４秒の範囲で増加するにつれて、補正項を約０〜約１０の範囲で段階的に増加させるのに使用することができる。

老化／保存補正
本発明のシステム及び方法のいくつかの実施形態では、更なる補正因子を充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４に適用できる。この補正因子を用いて、センサ性能に対する老化及び／又は保存状態の影響を補正することによって、改善された精度を提供できる。例えば、センサの物理的特性を補正するパラメータを測定でき、そのパラメータを用いて補正された分析物濃度を計算できる。いくつかの実施形態において、センサの物理的特性を補正するパラメータは、センサの測定された静電容量であってよい。

センサ、例えば、先に詳細に説明した種類の電気化学セルの測定された静電容量は、センサの老化及び／又は保存状態に関連し得る。非限定例として、電気化学セルの製造に用いた接着剤が、スペーサ層からサンプル反応チャンバ内へゆっくりと流れることによって、電気化学セルの静電容量が影響を受け得る。例えば、保存中、特に高温においてセンサが老化すると、接着剤が反応チャンバへ流れ込み、センサの参照及び／又は対電極を覆う場合がある。例えば、接着剤は、電極の面積を小さくする原因となり、そのセンサによってなされる測定の精度に影響し得る。電極面積が小さくなると、センサの静電容量の低下にも関連し得る。したがって、センサの測定された静電容量を用いて、そのセンサを用いて実行される読取り精度の改善のために使用できる補正因子を計算してよい。

例示的な一実施形態において、補正された分析物濃度を計算する方法は、電気化学セルの物理的特性、例えば、静電容量を測定することと、補正因子Ｃ_ｃを計算することと、を含んでよい。補正因子Ｃ_ｃは、測定された物理的特性に基づくものであってよい。したがって、補正因子Ｃ_ｃを用いて、補正された分析物濃度を計算できる。

最初に、上記充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４などといった分析物濃度を得ることができる。例えば、上記静電容量測定方法を用いて、センサの測定された静電容量も得ることができる。続いて、測定された静電容量値Ｃが静電容量閾値Ｃ_１未満かどうかを判定するために、判定が実施され得る。いくつかの実施形態において、静電容量閾値Ｃ_１は、同種のセンサの静電容量の平均又は理想値であってよい。静電容量値Ｃが静電容量閾値Ｃ_１未満であり、未補正の（又は予め補正された）分析物濃度Ｇ４が、分析物濃度閾値Ｇ_ｔｈを超える場合、静電容量補正関数を用いて、補正因子Ｃ_ｃを決定できる。静電容量値Ｃが静電容量閾値Ｃ_１以上であり、及び／又は未補正の（又は予め補正された）分析物濃度Ｇ４が、分析物濃度閾値Ｇ_ｔｈ以下の場合、補正因子Ｃ_ｃをゼロに設定してよい。例えば、一実施形態では、静電容量閾値Ｃ_１は約５７７ナノファラッドであってよく、分析物濃度閾値Ｇ_ｔｈ、例えば、グルコース濃度は、約１００ｍｇ／ｄＬであってよい。したがって、静電容量値Ｃ及び／又は分析物濃度Ｇ４が既定の範囲内にある場合、静電容量補正関数を用いて補正因子Ｃ_ｃを決定でき、そうでなければ、補正因子Ｃ_ｃをゼロに設定してよい。

静電容量補正因子Ｃ_ｃを計算するための静電容量補正関数は、測定された静電容量値Ｃが静電容量閾値Ｃ_１未満であり、未補正の（又は予め補正された）分析物濃度Ｇ４が分析物濃度閾値Ｇ_ｔｈを超えるとき、式２９の形態であってもよく、
式２９ Ｃ_ｃ＝Ｋ_ｃ（Ｃ_１−Ｃ）
式中、Ｃ_ｃは補正因子であり、Ｋ_ｃは経験的に得られた定数（例えば、０．０５１）であり、Ｃ_１は静電容量閾値（例えば、５７７ナノファラッド）であり、Ｃは測定された静電容量値である。

例えば、式２９を使用してＣ_ｃを計算した後、データに適応される最大補正を制限することによって、Ｃ_ｃが既定の範囲に制限されることを確実にし、それによって外れ値のリスクを軽減するように、いくつかの切り捨て関数が実行され得る。一実施形態では、Ｃ_ｃがカットオフ値を超える場合、Ｃ_ｃをカットオフ値に設定してよい。例えば、判定は、Ｃ_ｃがカットオフ値、例えば、５を超えるかどうかを判定するために実施され得る。Ｃ_ｃがカットオフ値、例えば、５を超える場合、Ｃ_ｃはカットオフ値、例えば、５に設定される。Ｃ_ｃがカットオフ値以下である場合、一般に切り捨ての必要がない。

Ｃ_ｃが判定されたら、静電容量補正された分析物濃度を計算できる。例えば、判定は、分析物がグルコースである場合、未補正の（又は予め補正された）分析物濃度Ｇ４が、分析物濃度閾値Ｇ_ｔｈ、例えば、１００ｍｇ／ｄＬ未満であるかを判定するために実施され得る。Ｇ４が分析物濃度閾値Ｇ_ｔｈ未満の場合、更なる補正は適応されない。Ｇ４が分析物濃度閾値Ｇ_ｔｈを超える場合、式３０を用い、Ｃ_ｃを１００で割り、１を加え、次に分析物濃度［Ｇ］をかけることによって、静電容量補正されたグルコース濃度（つまり最終濃度値）Ｇ５を計算できる。
式３０ Ｇ５＝Ｇ４［１＋０．０１（Ｃ_ｃ）］

老化及び／又は保存の影響について補正されている分析物濃度が定量されると、分析物濃度を、例えば、ディスプレイに出力できる。

上述のように、本発明のシステム及び方法は、一連のグルコース濃度評価のうち少なくとも９５％について、基準グルコース測定値の誤差が１０％以内であるグルコース濃度値が得られるように、グルコース濃度閾値を超えるグルコース濃度に対し、少なくとも±１０％の精度基準を達成できる。別の例示的実施形態では、本方法は、一連のグルコース濃度評価のうち少なくとも９５％について、基準グルコース測定値の誤差が約１０ｍｇ／ｄＬ以内であるグルコース濃度値が得られるように、グルコース濃度閾値を下回るグルコース濃度に対し、少なくとも±１０ｍｇ／ｄＬの精度基準を達成できる。例えば、グルコース濃度閾値は約７５ｍｇ／ｄＬであってよい。出願者は、本発明のアルゴリズム及び方法が、約５，０００回を超える一連の分析物濃度評価にわたって、更に約１８，０００回を超える分析物濃度評価にわたっても、この精度基準を達成できることを注記しておく。例えば、本発明のシステム及び方法は、米国食品医薬品局の最新の標準規格、及び携帯用侵襲的血中グルコース監視システムの精度に対する推奨に合致、又は上回ることができる。

（実施例１）
上記電流和時間枠を用いたグルコース濃度定量におけるドナー間変動の減少について、本実施例で証明する。以下の実施例では、システムは、サンプルと反応するように設計された試薬が一方の電極上で乾燥している、２つの対向した電極を有するセンサを含んだ。本明細書に開示されるシステム、装置、及び方法の性能試験の分析のため、異なるドナー由来の複数のサンプルを準備した。サンプルは、３１人のドナー由来の１０，２４０本の血液サンプルであり、ヘマトクリット値の範囲は３７％〜４５％であった。電流遷移を測定し、ｉ_ｌについて約１．４秒〜約４．０秒、ｉ_ｒについて約４．４秒〜約５秒の時間枠に依存する第１のアルゴリズムを用いて分析した。上記第２のアルゴリズム、具体的には、上記式１５Ａ及び１５Ｂによって計算した電流値ｉ_ｒ及びｉ_ｌを用いて、測定された電流遷移も測定した。第１のアルゴリズムを用いた試験結果の標準偏差は約２．８３であった。本明細書で示し、説明した第２のアルゴリズムを用いた試験結果の標準偏差は、約１．７２であった。この結果は、電流値ｉ_ｒ及びｉ_ｌが式１５Ａ及び１５Ｂによって計算されると、予想外に精度が改善されることを示す。

（実施例２）
上記電流和時間枠を用いたグルコース濃度定量における性別間変動の減少について、本実施例で証明する。以下の実施例では、システムは、サンプルと反応するように設計された試薬が一方の電極上で乾燥している、２つの対向した電極を有するセンサを含んだ。本明細書に開示されるシステム、装置、及び方法の性能試験の分析のため、異なる３０人のドナー（男性１５人、女性１５人）由来の複数のサンプルを準備した。電流遷移を測定し、ｉ_ｌについて約１．４秒〜約４．０秒、ｉ_ｒについて約４．４秒〜約５秒の時間枠を含む第１のアルゴリズムを用いて分析した。上記第２のアルゴリズム、具体的には、上記式１５Ａ及び１５Ｂによって計算した電流値ｉ_ｒ及びｉ_ｌを用いて、測定された電流遷移も測定した。

図９に示すように、女性由来の血液サンプルは、ＹＳＩ ２７００医療機器で測定された基準グルコース測定値から正のバイアスを有する傾向があり（平均バイアス＝１．６±２．１ＳＤ）、男性由来の血液サンプルは、ＹＳＩ ２７００医療機器で測定された基準グルコース測定値から負のバイアスを有する傾向がある（平均バイアス＝−２．５±１．９ＳＤ）。任意の特定の理論に制限されるものではないが、性差の理由の１つは、グルコース酸化速度が男性と女性で異なること（おそらく、血液細胞中のグルコース流出速度の変化、又は血漿粘度の差による）と考えられる。したがって出願者は、グルコース濃度の定量に用いられる電流遷移について様々な時間枠を検査し、観察される誤差がより明確でなくなる時間枠を判定した。

最善の結果（すなわち、基準グルコース測定値からのバイアスが最も小さい）が得られた電流遷移中の時間枠は、ｉ_ｌ（上記式１５Ｂ参照）については約３．９秒〜約４．０秒の枠であり、ｉ_ｒ（上記式１５Ａ）については約４．２５秒〜約５秒の枠であった。図９に示すように、これら新たな時間枠により、以前の時間枠、すなわちｉ_ｌでは約１．４秒〜約４．０秒、ｉ_ｒでは約４．４秒〜約５秒と比較して、男性及び女性の両ドナーに対して、ＹＳＩ ２７００医療機器で測定された基準グルコース測定値からのバイアスが低減された。具体的には、ＹＳＩ ２７００医療機器で測定された基準グルコース測定値からのバイアスは、女性ドナー由来のサンプルについて０．７±１．６ＳＤの平均バイアスに、男性ドナー由来のサンプルについて−０．４±１．７ＳＤの平均バイアスに低減された。このように両性において、式１５Ａ及び１５Ｂ中の時間枠を用いたとき、バイアスの平均がゼロに近づき、バイアスのＳＤが小さくなった。

（実施例３）
上記電流和時間枠を用いたグルコース濃度定量における尿酸塩濃度による干渉の減少について、本実施例で証明する。以下の実施例では、システムは、サンプルと反応するように設計された試薬が一方の電極上で乾燥している、２つの対向した電極を有するセンサを含んだ。複数のサンプルを、本明細書に開示するシステム、デバイス、及び方法の性能を試験するための分析に提供した。電流遷移を測定し、ｉ_ｌについて約１．４秒〜約４．０秒、ｉ_ｒについて約４．４秒〜約５秒の時間枠を含む第１のアルゴリズムを用いて分析した。本明細書に示し、かつ説明した第２のアルゴリズム、具体的には、式１５Ａ及び１５Ｂによって計算した電流値ｉ_ｒ及びｉ_ｌを用いて、測定された電流遷移も測定した。６５、２４０又は４４０ｍｇ／ｄＬの標的血漿グルコース濃度のサンプルについて、ＹＳＩ ２７００医療機器で測定された基準グルコース測定値からのバイアスを判定した。正常ヘマトクリット値の血液に追加された尿酸塩の濃度に対して、これらのデータをプロットした。各線の傾きを計算した。傾きが小さいとは、尿酸塩による干渉が小さいことを示す。以下の表１に示すように、第１のアルゴリズムに対するバイアスは、上記第２のアルゴリズムに対するバイアスよりもはるかに大きかった。より具体的には、式１５Ａ及び１５Ｂによって計算した電流値ｉ_ｒ及びｉ_ｌは、意外にも、血中尿酸塩に対する感度が第１のアルゴリズムよりも５〜１３倍低いことが示された。

（実施例４）
ヘマトクリット値が高い血液に対する、本明細書に開示される充填時間補正アルゴリズムの有効性について、本実施例で証明する。以下の実施例では、システムは、サンプルと反応するように設計された試薬が一方の電極上で乾燥している、２つの対向した電極を有するセンサを含んだ。複数のサンプルが、本明細書に開示されているシステム、装置及び方法の性能を試験するための分析のために提供された。サンプルは、約１５％〜約７０％の範囲のヘマトクリット値が含まれる血液サンプルとした。本明細書に開示されるアルゴリズムは、血液充填が遅いことを打ち消すことができ、７０％程度の高さのヘマトクリット値においてもグルコース値を正確に報告できる。生後１６時間は非常に高いヘマトクリット値を有し得る新生児の検査に対して、このことが影響する。ＹＳＩ ２７００医療機器で測定された基準グルコース測定値からのグルコース値のバイアスを、ヘマトクリット値に対してプロットした。このデータに最も適合する線の傾きは、グルコース反応のヘマトクリット依存性の指標である。傾きが小さいほど理想的である。新たな時間枠、具体的には、上記式１５Ａ及び１５Ｂによって計算した電流値ｉ_ｒ及びｉ_ｌを用いて、１５〜７０％のヘマトクリット値の血液で得られたデータを分析したところ、バイアス対ヘマトクリットのプロットの傾きは−０．０２７８であった。上記充填時間補正を分析に含めたところ、傾きは−０．００９８に減少した。出願者は意外にも、上記充填時間補正により、グルコース反応のヘマトクリット依存性が２．８倍低下することを発見した。

（実施例５）
本発明による静電容量補正アルゴリズムを用いたときの、改善された試験ストリップの貯蔵寿命を本実施例で証明する。典型的には、２つの電極間のホットメルト接着剤を用いて、試験ストリップを作製した。センサが高温で長期間保存される場合、接着剤がゆっくりと流れ、電極を部分的に覆う場合がある。これによって、電圧が印加時に測定される電流が低下する。しかしながら、電極面積が低下すると、測定された静電容量値も低下する。上記式に示すように、静電容量の変化を用いて、グルコース反応を補正することができる。

バイアス対保存期間のプロットを用いて、製品の貯蔵寿命を予測できる（適合線が誤差量の上下限の１つを交差する時間を記すことにより）。上記静電容量補正は、高グルコース集団（＞１００ｍｇ／ｄＬ）にのみ影響する。

実際には、傾きの小ささは、貯蔵寿命の長さと相関する傾向がある。静電容量補正を使用しないとき、バイアス対保存期間のプロットの傾きは−０．０５５９である。しかしながら、静電容量の変化に対してデータを補正すると、バイアス対保存期間のプロットの傾きは−０．０３７９に減少する。したがって、上記静電容量補正アルゴリズムを用いてセンサの老化による静電容量変化を補正するとき、製品が約５０％長い貯蔵寿命を有することになる。

（実施例６）
上記補正アルゴリズムがもたらす高全体精度について、本実施例で証明する。以下の実施例では、システムは、サンプルと反応するように設計された試薬が一方の電極上で乾燥している、２つの対向した電極を有するセンサを含んだ。本明細書に開示されるシステム、装置及び方法の性能試験の分析のため、異なるドナー由来の複数のサンプルを準備した。このデータセットは１８，９７０回のグルコースアッセイからなり、構成は以下のとおりである。
・安定性試験から７，４６０回のアッセイ（３０℃／６５％ＲＨで１〜１８ヵ月保存した６ロットのストリップ、５０、２５０及び５００ｍｇ／ｄＬの血漿グルコースに正常ヘマトクリット値の血液を加えたもので検査）、
・５〜４５℃で実施した温度試験から５，１７９回のアッセイ（正常ヘマトクリット値の血液で検査）
・ヘマトクリット試験から６，３３１回のアッセイ（１５〜７０％のヘマトクリット値）。

上記アルゴリズムを用いて、これらアッセイからのデータを分析した。この「検証用上位集合」に全アルゴリズムを適合させると以下の適合パラメータが得られたが、これらは上で開示した式に関して述べたものである。

アルゴリズムの各態様を加えることによる、センサ性能の段階的改善を、以下の表３に示す。上記大量のデータセットを、まず新たな時間枠のみで（Ｇ１）、次にＧ１の補正に用いた充填時間で、次に先の結果の補正に用いた静電容量で、次に先の結果の補正に用いたＡＦオフセット（「ＡＦＯ」）で、最後に（完全なアルゴリズムを得るために）追加されたグルコース依存性累乗項で適合させた。これを実施することにより、アルゴリズムの各ステップによってもたらされる漸進的改善が示された。大きな変化は、Ｇ＞７５ｍｇ／ｄＬで得られた結果においてである。性能の改善は、アルゴリズムの各ステップにおいてみられる。ＲＭＳバイアスは、計算された等量の血漿グルコースと測定された基準値との間の二乗平均平方根バイアスである。このバイアスは、基準グルコース濃度に対して、Ｇ＜７５ｍｇ／ｄＬについてはｍｇ／ｄＬで、Ｇ＞７５ｍｇ／ｄＬについては％で表わされる。Ｐ１０は、基準値の１０ｍｇ／ｄＬ又は１０％以内のグルコース値の結果の割合を示す。

「非対称因子オフセット」及び「グルコース依存性累乗項」は、低グルコース値では若干正に、高グルコース値では若干負に偏る傾向を克服するために設計された。この非理想的挙動は、バイアスを基準血漿グルコース値に対してプロットするとき、負の傾きとしてよくみられる。「非対称因子オフセット」及び「グルコース依存性累乗項」をアルゴリズムに含めることで、この負の傾きを２６％低減できた。この変化は、グルコース濃度が８０ｍｇ／ｄＬを超えたとき、基準血漿グルコース値の１０％以内に更に１．５５％の点を含めるのに十分であった。

データセットによる結果の明細を表４に示す。いずれの場合も、米国糖尿病学会による好ましい性能基準を満たすＰ１０＞９５％であった。

この結果は、基準血漿グルコース値の１０ｍｇ／ｄＬ又は１０％以内に入らない外れ値の評価を可能にするため、図１０〜１４にグラフとしても示す。図１０〜１２は、基準グルコース値、ヘマトクリット値、及び温度に対してプロットした全データセットを示す。図１３〜１４は、Ｇ＜７５ｍｇ／ｄＬとＧ＞７５ｍｇ／ｄＬに分けた安定性データを示す。

本発明を特定の変形例及び説明図に関して述べたが、当業者は本発明が上述された変形例又は図に限定されないことを認識するであろう。更に、上述の方法及び工程が特定の順序で起こる特定の事象を示している場合、当業者は特定の工程の順序が変更可能であり、そうした変更は本発明の変形例に従うものであることを認識するであろう。更に、こうした工程のうちのあるものは、上述のように順次行われるが、場合に応じて並行したプロセスで同時に行われてもよい。したがって、開示の趣旨及び請求項に見出される本発明の同等物の範囲内にある本発明の変形が存在する範囲では、本特許請求がこうした変形例をも包含することが意図されるところである。本明細書に引用されるすべての刊行物及び文献は、それらの全容を本明細書に援用するものである。

Claims (22)

1. サンプル中の分析物濃度を定量する方法であって、前記方法は、
   電気化学センサに導入された分析物を含むサンプルを検出する工程であって、前記電気化学センサが、離間した配置にある２つの電極を含む、工程と、
   前記分析物を反応させて前記２つの電極の間で前記分析物の物理的変化を生じさせる工程と、
   指定された間隔で電流出力を測定し、前記センサ内への前記サンプルの充填時間、及び前記サンプルを含む前記センサの静電容量を導き出す工程と、
   前記電流出力から第１の分析物濃度値を定量する工程と、
   前記電流出力及び前記第１の分析物濃度値から第２の分析物濃度値を計算する工程と、
   温度の影響について前記第２の分析物濃度値を補正し、第３の分析物濃度値を提供する工程と、
   前記センサ内への前記サンプルの充填時間に応じて前記第３の分析物濃度値を補正し、第４の分析物濃度値を提供する工程と、
   前記静電容量に応じて前記第４の分析物濃度値を補正し、最終分析物濃度値を提供する工程と、を含む、方法。
2. 指定された間隔で測定される前記電流出力が、第１の電流和ｉ_ｒ及び第２の電流和ｉ_ｌを含み、ここで、
   

   

   であり、式中、ｉ（ｔ）が、時間ｔにおいて測定された電流の絶対値からなり、前記時間ｔは、前記サンプルが試験チャンバ内に配置される時間から測定され、前記時間ｔが０〜１秒では、試験電位Ｅ１が前記２つの電極間に印加され、前記時間ｔが１〜４秒では、前記試験電位Ｅ１の絶対値よりも値の大きな第２試験電位Ｅ２が前記２つの電極間に印加され、前記時間ｔが４秒以後では、前記第２試験電位Ｅ２とは極性が逆となっている第３試験電位Ｅ３が前記２つの電極間に印加される、請求項１に記載の方法。
3. 前記第１の分析物濃度値を定量する工程が、分析物濃度Ｇ１を、
   

   

   の形式の等式で計算する工程を含み、式中、ｐは約０．５２４６からなり、ａは約０．０３４２２からなり、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値からなり、ｚｇｒは約２．２５からなる、請求項２に記載の方法。
4. 前記第２の分析物濃度値を計算する工程が、分析物濃度Ｇ２を、
   

   

   の形式の等式で計算する工程を含み、式中、ｐは約０．５２４６からなり、ａは約０．０３４２２からなり、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値からなり、ＡＦＯは約２．８８からなり、ｚｇｒは約２．２５からなり、ｋは約０．００００１２４からなる、請求項２に記載の方法。
5. 前記第３の分析物濃度値が、周囲温度が第１の温度閾値を超える際には必ず前記第２の分析物濃度値に対する第１の温度補正を含み、前記周囲温度が前記第１の温度閾値以下の際には必ず第２の温度補正を含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記第３の分析物濃度値を前記センサ内への前記サンプルの充填時間に応じて補正する工程が、前記充填時間を基に充填時間補正因子を計算する工程を含み、前記充填時間が第１の充填時間閾値未満のとき、前記充填時間補正因子が約ゼロからなり、前記充填時間が前記第１の充填時間閾値を超え、かつ第２の充填時間閾値未満のとき、前記充填時間補正因子が前記充填時間を基に計算され、前記充填時間が前記第２の充填時間閾値を超えるとき、前記充填時間補正因子が一定値からなる、請求項１に記載の方法。
7. 前記第１の充填時間閾値が約０．２秒からなり、前記第２の充填時間閾値が約０．４秒からなる、請求項６に記載の方法。
8. 前記第３の分析物濃度値が約１００ｍｇ／ｄＬ未満であるとき、前記第４の分析物濃度値が前記第３の分析物濃度値に等しく、前記第３の分析物濃度値が約１００ｍｇ／ｄＬを超えるとき、前記第４の分析物濃度値が前記第３の分析物濃度値の前記充填時間補正因子に対するオフセットとの積を含む、請求項７に記載の方法。
9. 前記第４の分析物濃度値が第１の濃度閾値未満であるとき、前記最終分析物濃度値が前記第４の分析物濃度値と等しくなるように設定される、請求項１に記載の方法。
10. 前記第４の分析物濃度値が第１の濃度閾値を超えるとき、前記最終分析物濃度値が静電容量補正因子と前記第４の分析物濃度値の積からなり、前記静電容量が第１の静電容量閾値未満であるとき、前記最終分析物濃度値に対する前記静電容量補正因子が、測定された静電容量に基づき、計算された前記静電容量補正因子が設定値を超えるとき、前記静電容量補正因子が最大値に設定される、請求項１に記載の方法。
11. ハウジングと、
    前記ハウジングに設置され、分析物試験ストリップを受け取る形状となっているストリップポートコネクタと、
    前記ハウジング内に配置されるマイクロプロセッサと、を含み、
    前記マイクロプロセッサは、前記ストリップポートコネクタ、電源及びメモリに接続され、前記分析物試験ストリップがストリップポートと連結され、サンプルが前記分析物試験ストリップの試験チャンバに配置されると２つの電極間で分析物を反応させ、前記分析物の反応中、指定された間隔で測定された出力電流値に基づく第１の分析物濃度推定値Ｇ１、前記分析物の反応中、前記第１の分析物濃度推定値Ｇ１に基づく第２の分析物濃度推定値Ｇ２、第２の分析物濃度値Ｇ２から温度補正された分析物濃度値Ｇ３、第３の分析物濃度Ｇ３からサンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４、及び前記サンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４から試験ストリップ静電容量補正された最終濃度値Ｇ５を提供する、分析物測定装置。
12. 前記指定された間隔が、約３．９秒〜約４秒である第１の間隔と、約４．２５秒〜約５秒である第２の間隔と、を含み、前記第１及び第２の間隔が、サンプルが前記試験チャンバ内に配置される時間から測定され、前記第１及び第２の間隔にわたって測定される前記出力電流値が、第１の電流和ｉ_ｒ及び第２の電流和ｉ_ｌからなり、ここで、
    

    

    であり、式中、ｉ（ｔ）は、時間ｔにおいて測定された電流の絶対値からなり、前記時間ｔが０〜１秒では、試験電位Ｅ１が前記２つの電極間に印加され、前記時間ｔが１〜４秒では、前記試験電位Ｅ１の絶対値よりも値の大きな第２試験電位Ｅ２が前記２つの電極間に印加され、前記時間ｔが４秒以後では、前記第２試験電位Ｅ２とは極性が逆となっている第３試験電位Ｅ３が前記２つの電極間に印加される、請求項１１に記載の装置。
13. 第１の分析物濃度値Ｇ１が、
    

    

    の形式の等式による電流値の導出値を含み、式中、ｐは約０．５２４６からなり、ａは約０．０３４２２からなり、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値からなり、ｚｇｒは約２．２５からなる、請求項１２に記載の装置。
14. 前記第２の分析物濃度値Ｇ２が、
    

    

    の形式の等式による導出値を含み、式中、ｐは約０．５２４６からなり、ａは約０．０３４２２からなり、ｉ_２は酸化防止剤で補正した電流値からなり、ＡＦＯは約２．８８からなり、ｚｇｒは約２．２５からなり、ｋは約０．００００１２４からなる、請求項１２に記載の装置。
15. ｉ_２が更に、
    

    

    の形式の等式を構成し、式中、ｉ（４．１）が第３の電位の間の電流の絶対値からなり、ｉ（１．１）が第２の電位の間の電流の絶対値からなり、ｉ_ｓｓが定常状態電流からなる、請求項１３又は１４に記載の装置。
16. ｉ_ｓｓが、
    

    

    の形式の等式を構成し、式中、ｉ（５）が第３の電位の間の電流の絶対値からなり、πが定数からなり、Ｄが酸化還元種の拡散係数からなり、Ｌが前記２つの電極間の距離からなる、請求項１３又は１４に記載の装置。
17. 前記温度補正された分析物濃度値Ｇ３が、充填時間を基に充填時間補正因子によって補正され、前記充填時間が第１の充填時間閾値未満のとき、前記充填時間補正因子が約ゼロからなり、前記充填時間が前記第１の充填時間閾値を超え、かつ第２の充填時間閾値未満のとき、前記充填時間補正因子が前記充填時間を基に計算され、前記充填時間が前記第２の充填時間閾値を超えるとき、前記充填時間補正因子が一定値からなる、請求項１１に記載の装置。
18. 前記第１の充填時間閾値が約０．２秒からなり、前記第２の充填時間閾値が約０．４秒からなる、請求項１７に記載の装置。
19. 前記温度補正された分析物濃度値Ｇ３が、周囲温度が第１の温度閾値を超える際には必ず前記第２の分析物濃度値Ｇ２に対する第１の温度補正を含み、前記周囲温度が前記第１の温度閾値以下の際には必ず第２の温度補正を含む、請求項１７に記載の装置。
20. 前記温度補正された濃度値Ｇ３が約１００ｍｇ／ｄＬ未満のとき、前記充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４が、前記温度補正された濃度値Ｇ３を含み、前記温度補正された濃度値Ｇ３が約１００ｍｇ／ｄＬを超えるとき、前記充填時間補正された濃度値Ｇ４が、前記充填時間補正因子を考慮した第３の分析物濃度値の増加率を含む、請求項１９に記載の装置。
21. 前記サンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４が第１の濃度閾値未満であるとき、前記試験ストリップ静電容量補正された最終濃度値Ｇ５が、第４の分析物濃度値に等しく設定される、請求項１１に記載の装置。
22. 前記サンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４が第１の濃度閾値を超えるとき、前記試験ストリップ静電容量補正された最終濃度値Ｇ５が、静電容量補正因子と前記サンプル充填時間補正された分析物濃度値Ｇ４の積からなり、前記静電容量が第１の静電容量閾値未満であるとき、最終分析物濃度値Ｇ５に対する前記静電容量補正因子が、測定された静電容量に基づき、計算された前記静電容量補正因子が設定値を超えるとき、前記静電容量補正因子が最大値に設定される、請求項１１に記載の装置。

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