JP6923647B2 - バイオセンサの導電性エレメントの未補償抵抗の補正方法および装置とシステム - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本特許出願は米国特許仮出願第６２／４１１，７２７号（２０１６年１０月２４日出願）の優先権及び利益を主張し、その内容全体は本明細書に明記されているかのように参照により援用される。

本開示は、概して数学と医学／医療診断法に関し、特に、体液試料中の分析物を電気化学的に測定するために用いられるバイオセンサの導電性エレメントに存在する可能性のある未補償抵抗の影響の補正、補償、及び／又は最小化に関する。

体液中の分析物を分析するための装置、システム、及び方法、並びにこれらに用いられるバイオセンサがよく知られている。例えば、概して分析物の濃度と電流との相関（電流測定）、電位との相関（電位差測定）、又は蓄えられた電荷との相関（電量測定）の利用による、典型的には対象分析物と結びついて荷電担体を生じる検出試薬を用いる電気化学的測定法が知られている。そのような電気化学的検査のためのバイオセンサは、典型的にはテストストリップなど、使い捨て式のテストエレメントである。

概して、バイオセンサは、体液試料と直接接触しそれにより化学的に相互作用する１又は複数の検出試薬と通じている測定電極を含む反応領域を有している。いくつかの電流測定式及び電量測定式の電気化学的測定システムでは、測定電極は検査計の電子回路に接続され、検査系から測定電極に電位を供給し、電位に対するバイオセンサの応答（例えば、電流、インピーダンス、電荷等）を測定する。その場合、バイオセンサは検査計に接続／挿入されて、次いで検査計は体液試料中の分析物と検出試薬の反応を測定し分析物濃度を決定する。測定される応答は分析物濃度に比例する。

電極、導電トレース、接触パッド／端子、及び他の導電性エレメントが導電性の薄膜で作られているバイオセンサの場合、（例えば、カーボンインク、導電性ポリマー、金属、貴金属、銀ペースト、及びこれらの混成物等）、反応領域を検査計の電子回路と接続する導電トレースの抵抗は、数百オーム（Ω）以上であることがある。この抵抗によって、トレースの長さに沿って電位降下が生じ、反応領域内の測定電極に与えられる電位は、検査計がバイオセンサの接触パッドに加える電位よりも低い。

検査計の電子回路とＷＥ及びＣＥの接触パッドとの接触点から、反応領域内のＷＥ及びＣＥそれぞれに近い点までの間の電位降下は、反応領域で所望の電圧が得られるように、高くした電圧を電子回路から加えることによって補償することができ、これにより、導電性エレメントのＩＲ降下を補償することができる。例えば、米国特許第７，５６９，１２８号を参照。これは、シート抵抗（Ｒ_S）が適度に制御できていると経験的に仮定して、それほど厳密にせずに行うこともでき、また、ケルビン（又は電圧検出）接続を用いてより厳密にかつ動的に行うこともできる。しかし残念ながら、ＷＥ及び／又はＣＥにおいて小さな領域が試験システムの補償領域又はループ外にあるために補償されずに残る（即ち未補償抵抗、又はＲ_UNC）。

例えば、図１は、検査計などの汎用測定装置１０２に接続された既知の二電極型電気化学的バイオセンサ１００を示す。測定装置１０２は測定回路１０２ａを備える。測定装置１０２から電圧が加えられると、対象分析物を含む試料が存在する場合には電気化学的反応が起こる。そして分析物の存在によって生じる電流値を測定装置１０２が検知し、試料中の分析物濃度決定のため分析を行うことができる。より具体的には、測定装置１０２は、電位差Ｖ₁をバイオセンサの作用電極（ＷＥ）トレース１１０及び対極（ＣＥ）トレース１０８の接点間に加え、生じたループ電流（Ｉ_LOOP）を測定することができる。さらに測定装置１０２は、負荷又はセルのインピーダンス（Ｚ）をＶｉ／Ｉ_LOOPとして計算することができる。いくつかの例では、ＷＥトレース１１０及び／又はＣＥトレース１０８のインピーダンスが全体のインピーダンス計算に影響する。しかし電流とトレース抵抗が小さい場合には、バイオセンサ１００の接続部とトレースに関連した電流×抵抗（Ｉ×Ｒ）損失は小さくてすむ。このような低抵抗の接続トレースの場合は負荷の電位Ｖ₂はＶ₁とほぼ等しく、測定精度はＩ×Ｒ損失の影響を受けない。

いくつかのバイオセンサでは、｜Ｖ₁｜を小さくするか、負荷インピーダンスを大きくすることでＩ_LOOPを小さく保つことができる。しかし、後者は、バイオセンサの設計上の特性及び試料の特性（例えば、ループ抵抗の小さなバイオセンサ）として決まるため、測定装置側で制御できるものではない。平面基板上のトレース抵抗を小さく保つには、導電性の高い（即ち金属性）材料を用いる、トレース幅を広くする、及び／又はトレースを厚くするという方法がある。しかし残念ながら、小型、安価で使い捨て式のバイオセンサの場合、これら３つの属性を維持することは困難である。小型化のためトレース幅の縮減が求められ、また、コスト圧力のために厚さが最小でより安価な導電材料が求められるからである。

このように、電気的インピーダンス検出技術としてケルビン接続が既知であり活用されている。かかる測定技術においては、未知の負荷インピーダンスをより正確に測定するために別々の電流伝送トレースと電圧検出（又は基準）トレースのペアが用いられる（即ち、４端子検出）。１又は複数の電極に１又は複数の離れて接続される電圧検出トレースを加えることにより、励起回路が、負荷の又は負荷近辺の電位を検出することが可能になる。この配線により、測定回路は、電圧源と負荷の間の導電性エレメントの電流伝送経路及び接続部におけるＩ×Ｒ損失を補償すべくＶ₁を調節することができる。測定回路の励起は、所望の電位と検出される電位の差に基づいて、広い範囲のトレース抵抗及び負荷抵抗について動的にＶ₁電位を調節するように構成できる。

例えば、図２〜図３は、試料収容空間１１４を有する既知の二電極型電気化学的バイオセンサ２００を示しており、バイオセンサ２００は検査計などの汎用測定装置１０２に接続されている。図１のバイオセンサ１００と比較すると、バイオセンサ２００は、ＷＥ１０４の一端部と電気的に連絡しているＷＥ電圧検出トレース１１２の形で１つのケルビン接続を備える。この構成によれば、測定回路は、励起をＶ₁’＝Ｖ₁＋Ｉ×Ｒまで上げることにより、ＷＥトレース１１０におけるＩ×Ｒ損失を補償し、Ｖ₂を所望のＶ₁に近づけることができる。ＷＥ電圧検出トレース１１２を用いることによって、例えばＷＥトレース１１０の幅を小さくしてバイオセンサの導電性エレメントの幅を狭くすることができる。同様に、ＷＥ電圧検出トレース１１２を用いることによって、ＷＥトレース１１０の厚さを減らすことにより、又は、より大きな抵抗を持つ材料でＷＥトレース１１０を作ることにより、バイオセンサ２００の価格を下げることができる。図１のように、ＣＥトレース１０８におけるＩ×Ｒ損失もＶ₂誤差に同様の影響を与える。測定回路の検出入力は高い入力インピーダンスを有するのが良く、理想的にはＷＥ検出トレース１１２の電流を０ｎＡに制限すると良い。また、追加的な電圧検出トレースを用いてもよい。例えば、図４、並びに米国特許第７，５４０，９４７号明細書、同第７，５５６，７２３号明細書、同第７，５６９，１２６号明細書、同第８，２３１，７６８号明細書、同第８，３８８，８２０号明細書、同第８，４９６，７９４号明細書、同第８，５６８，５７９号明細書、同第８，５７４，４２３号明細書、同第８，８８８，９７４号明細書、同第８，８８８，９７５号明細書、同第８，９００，４３０号明細書、同第９，０６８，９３１号明細書、同第９，０７４，９９７号明細書、同第９，０７４，９９８号明細書、同第９，０７４，９９９号明細書、同第９，０７５，０００号明細書、同第９，０８０，９５４号明細書、同第９，０８０，９５５号明細書、同第９，０８０，９５６号明細書、同第９，０８０，９５７号明細書、同第９，０８０，９５８号明細書、同第９，０８０，９６０号明細書、及び同第９，０８６，３７２号を参照。

しかし、電圧検出トレースには限界がある。例えば、物理的、経済的、又は実用上の考慮により電圧検出トレースがバイオセンサの導電性エレメントに接続される位置が制約され、それにより、これらリードが作用負荷における真の動作電位を表す精度が制約される。また、測定電流が増加したり、負荷インピーダンスが減少したり、トレース抵抗が減少又は変動したりすると、電圧検出トレース接続部の「後」又は「外側」の、追加的な（例えば、未補償の）トレース抵抗が負荷インピーダンス計算誤差の重要な原因となり得る。

そこで、体液試料中の分析物の電気化学的分析に用いるバイオセンサの導電性エレメントに存在する可能性のある未補償抵抗（Ｒ_UNC）の影響を補償、補正、及び／又は最小化し、それによりバイオセンサの計算精度と信頼性を向上させるための、改善された方法が求められている。

本開示は、導電性が低い導電性エレメント又はシート抵抗が非常に変わりやすい導電性エレメントを有するバイオセンサに存在する可能性のあるＲ_UNCを考慮し、分析物測定システムにおける電気化学的分析物測定の精度と信頼性を向上させることに向けられる。本開示における発明概念は、バイオセンサの導電性エレメント（例えば、ＣＥ及びＷＥ）の領域をそれぞれ理論上の数の導電性の「スクエア」に分割し、この情報を用いて、導電性エレメントの１又は複数の経路又はパターンの抵抗を測定し、その導電性エレメントの経路又はパターン（即ち、電圧検出トレースにより形成される１又は複数の補償ループ）における導電スクエアの理論上の数で除することにより、使用時のバイオセンサの、Ｒ_S（Ω／ｓｑ）を計算又は決定することにより実現される。そして、Ｒ_Sに、Ｒ_Sの決定に用いられた導電性エレメントのパターン又は経路の「後」、「向こう」、又は「外側」の理論上の未補償導電スクエアの数を乗ずることによって、Ｒ_UNCの値が得られる。測定したインピーダンスの実部からＲ_UNCを減ずることにより、測定誤差を補償、補正、及び／又は最小化することができる。以下、より詳細に本明細書に記載するように、この発明概念は、例示的な装置、システム、及び方法に組み込むことができる。

例えば、電気化学的分析物測定時におけるバイオセンサの導電性エレメント中のＲ_UNCの影響を補償、補正、及び／又は最小化するための方法が提供される。かかる方法は、１又は複数の導電性エレメントを有するバイオセンサを提供することを含み、かかる導電性エレメントは、ＷＥ、ＷＥトレース、ＷＥ接触パッド、ＷＥ電圧検出トレース、ＷＥ電圧検出接触パッド、ＣＥ、ＣＥトレース、ＣＥ接触パッド、ＣＥ電圧検出トレース、及びＣＥ電圧検出接触パッドのうちの１又は複数であってよい。

また本方法は、導電性エレメントに電位を印加又は供給し、次いで少なくとも２つの接点により導電性エレメントの少なくとも１つの構造の抵抗を測定することを含む。いくつかの例では、抵抗は電圧検出トレースを含む少なくとも１つの補償ループの抵抗である。

いくつかの例では、印加され又は供給される電位は１又は複数の交流（ＡＣ）成分を含む。ある種の例では、１又は複数のＡＣ成分は、少なくとも２０ｋＨｚセグメントを含む。特定の例では、１又は複数のＡＣ成分は、第１の１０ｋＨｚセグメント、２０ｋＨｚセグメント、第２の１０ｋＨｚセグメント、２ｋＨｚセグメント、及び１ｋＨｚセグメントからなるシーケンスを含む。他の例では、印加又は提供される電位は、さらに１又は複数の直流（ＤＣ）成分を含む。

また本方法は、導電性エレメント中に存在する１又は複数の補償ループについてＲ_Sを決定することを含み、１又は複数の補償ループは電圧検出接続を含む。いくつかの例では、１又は複数の補償ループの抵抗を測定し、測定したループ抵抗をその中の導電スクエア数で除することによりＲ_Sを計算できる。

また本方法は、かかるバイオセンサの導電性エレメントと電圧検出トレースとの接続部の「後」、「向こう」、又は「外側」の抵抗についてＲ_UNCを決定することを含む。いくつかの例では、Ｒ_Sに、電圧検出トレース接続の「後」、「向こう」、又は「外側」（即ち、補償ループの後、向こう、又は外側）の、導電性エレメントの経路又はパターンに存在する未補償導電スクエアの数を乗ずることにより、Ｒ_UNCを計算することができる。

また本方法は、測定したインピーダンスの実部からＲ_UNCを減ずることにより、Ｒ_UNCの影響を調整、補償、及び／又は最小化することを含む。

また本方法は、調整、補償、及び／又は最小化されたＲ_UNCを考慮して対象分析物の濃度を決定することを含む。

また、上記を考慮して、電気化学的分析物測定時において未補償抵抗を補正するための装置とシステムが提供される。かかる装置は、テスト信号を生成し、その信号をバイオセンサに印加し、バイオセンサのテスト信号に対する１又は複数の応答を測定することができるメモリ及び関連のテスト信号生成測定回路に接続されたコントローラ／マイクロコントローラと関連付けられたプログラマブルプロセッサを少なくとも有し、本明細書に記載される方法を実行するように構成される検査計であり得る。

そのようなシステムは、本明細書に記載する検査計、及びその中で使用する少なくとも１つのバイオセンサを含み得る。

したがって本明細書に記載する装置、システム、及び方法は、疾病及び疾患の監視と治療に活用され、また、疾病及び疾患の治療を調整するために活用される。

本発明概念のこれら及び他の利点、効果、特徴、及び目的は以下の説明により理解が深まるであろう。以下の説明においては添付の図面を参照するが、図面は説明の一部を構成し、図面においては本発明概念の実施形態が限定ではなく例示として示される。

以下の詳細な説明に考慮が払われれば、上記以外の利点、効果、特徴、及び目的がより容易に明らかになるであろう。かかる詳細な説明においては以下の図面が参照される。
先行技術による二電極型電気化学的バイオセンサの単純化した簡易概略図である。 １つのケルビン検出接続を有する、先行技術による二電極型電気化学的バイオセンサの簡易概略図である。 電気化学的測定時における図２の二電極型電気化学的バイオセンサの概略図である。 複数のケルビン検出接続を有する、二電極型電気化学的バイオセンサの簡易概略図である。 測定装置とバイオセンサを備えた例示的テストシステムの簡易概略図である。 テストストリップ型の例示的なバイオセンサ又はテストエレメントの斜視図である。 本開示による補償されたケルビン接続を伴う同一平面二電極型バイオセンサの簡易図である。 図７の二電極型バイオセンサの測定回路の簡易概略例である。 導電スクエアに分割されたＷＥ及びＣＥを示す図７の二電極型バイオセンサの簡易図である。 図７の二電極型バイオセンサの電極間を流れる電流値を示す電流分布図である。ＷＥ電流（Ｉ_WE）（μΑ）を四角で、ＣＥ電流（Ｉ_CE）（μΑ）を丸で示している。 図７の二電極型バイオセンサの電極間の電位を示す電位分布図である。ＷＥ電圧（Ｖ_WE）（ｍＶ）を四角で、ＣＥ電圧（Ｖ_CE）（μΑ）を丸で示している。 ３００Ωの負荷を与えた場合の図７の二電極型バイオセンサの電極間の電流値を示す電流分布図である。ＷＥ電流（Ｉ_WE）（μΑ）を四角で、ＣＥ電流（Ｉ_CE）（μΑ）を丸で示している。 １Ω／ｓｑのＲ_Sについて、測定セル中に均一な電流分布を持つ二電極型バイオセンサにおいて起こりうる電位差誤差を示す電圧分布図である。ＷＥ電圧（Ｖ_WE）（ｍＶ）を四角（■）で、ＣＥ電圧（Ｖ_CE）（μΑ）を丸（●）で示している。電位差誤差を三角（▲）で示している。 シート抵抗を変えて、３００Ωの分散負荷を図７の二電極型バイオセンサを用いて計測する場合に起こりうる電位差誤差を示す図である。１Ω／ｓｑ、２Ω／ｓｑ、３Ω／ｓｑ、４Ω／ｓｑ、及び５Ω／ｓｑにおける電位差誤差をそれぞれ三角、ダッシュ、プラス、Ｘ、及び四角で示している。 本開示によるバイオセンサ又はテストシステムの例示的な動作方法を示すフローチャートである。 グルコースを分析するためにバイオセンサを用いた動作結果を、公称Ｒ_S（４．２１Ω／ｓｑ）に対して低いＲ_S（３．８Ω／ｓｑ）及び高いＲ_S（４．７５Ω／ｓｑ）に基づき、感知されたヘマトクリット（ＨＣＴ；１１．６％、２５．６％、４３．４％、５５．０％、６４．６％、６９．８％）の関数として示すグラフである。 図１６と関連して用いられる、Ｒ（又はＺ_REAL）のＨＣＴへの変換の一例を示す図である。低いＲ_S（Ω／ｓｑ）は三角（▲）で、公称Ｒ_S（Ω／ｓｑ）は丸（●）で、高いＲ_S（Ω／ｓｑ）は四角（■）で示している。

対応する参照符号は複数の図面を通して対応する部分を示している。

本発明概念は様々な修正及び代替的な形態の余地があるが、例示目的でその好ましい実施形態が図面に示され、本明細書において詳述される。しかしながら、後に続く好ましい実施形態の記載は、開示される特定の形態に本発明概念を制限することを意図しておらず、反対に、本発明は、本明細書に記載される実施形態及び以下の請求項によって定義づけられるその主旨及び範囲内にある全ての利点、効果、特徴、及び目的を網羅することを意図されていることが理解されるべきである。したがって、本発明概念の範囲を解釈するために本明細書に記載する実施形態と下記請求の範囲が参照されるべきである。このように、本明細書に記載される実施形態は、他の問題を解決するのに有用な利点、効果、特徴、及び目的を有してもよいことが留意されるべきである。

以下、装置、システム、及び方法を添付の図面を参照しながら、さらに充分に記載する。図面には本発明概念のいくつかの実施形態を示すが、全ての実施形態が示されている訳ではない。実際、装置、システム、及び方法は多くの異なる形態で実施され得るものであり、本明細書に提示される実施形態に限定されると解釈されるべきでない。むしろ、これら実施形態は、適用可能な法的要件を本開示が満たすように提供される。

同様に、本開示が属する技術分野の当業者は、先行する記載及び関連の図面に示される教示の利益を受けられるので、本明細書に記載する装置、システム、及び方法に関する多くの修正や他の実施形態を思いつくであろう。したがって、装置、システム、及び方法は開示される特定の実施形態に限定されず、修正や他の実施形態が添付の請求の範囲に含まれることが意図されていることが理解されるべきである。本明細書においては特定の用語が用いられるが、これらは一般的及び説明的な意味で用いられているだけであり、限定を目的とするものではない。

別途定義されない限り、本明細書で用いられる全ての技術的及び科学的用語は本開示が属する技術分野の当業者によって共通して理解されるような同一の意味を有する。本方法の実施及び検査のため、本明細書に記載するものと同様又は同等の任意の方法や材料を用いることができるが、本明細書においては好ましい方法と材料が記載される。

また、ある要素への言及が不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」を用いてなされても、１つかつ１つのみの要素があることを文脈が明らかに要求しているのでない限り、２つ以上の要素が存在する可能性は排除されない。したがって、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は、通常「少なくとも１つ」を意味する。同様に、「有する」、「備える」、若しくは「含む」、又はこれらの用語のあらゆる文法上の変形は非排他的用法で用いられる。したがって、これらの用語は、これらの用語によって導入される特徴以外に、この文脈において記述されるものに他の特徴が存在しない状況と、１又は複数のさらなる特徴が存在する状況のいずれをも指すことがある。例えば、「ＡはＢを有する」、「ＡはＢを備える」、及び「ＡはＢを含む」という表現は、Ｂの他にはＡに存在する他の要素がない状況（即ち、Ａが排他的にＢのみから構成される状況）と、Ｂに加えて、要素Ｃ、要素Ｃ及び要素Ｄ、又は他の要素など、１つ又は２つ以上のさらなる要素がＡに存在する状況のいずれをも指すことがある。

概要

本開示は、電気化学的分析物測定システムのためのバイオセンサの導電性エレメントにしばしば存在するＲ_UNCの影響を補償、補正、及び／又は最小化することに向けられている。電極システムの既知の正確な電極形状及びデザインを用いることにより、検査対象のバイオセンサの全体のＲ_S及びＲ_UNCを決定して、これを数学的に用い、電流値及びインピーダンス値の未補償領域に由来する測定誤差を補正し、より精度と信頼性の高い分析物濃度を提供することができる。

このように、注意深い電極セル設計とトレース接続によって、バイオセンサの導電性エレメントのケルビン（即ち、電圧検出トレース）接続部の「後」、「向こう」、又は「外側」に存在し得るＲ_UNCを減らし、作用電位誤差を最小化することができる。しかしながら、電極セル設計を注意深く行ってもＲ_UNCは完全には除去できない。したがって、例えば、図７と図９の６１６、６２０、６２４、及び６１８、６２２、６２６の部分は、Ｘ点及びＹ点の「後」、「向こう」、又は「外側」と見なされる、Ｒ_UNCに寄与する導電性エレメント領域を表している。また、理想的なバイオセンサの設計は、システム要件、物理的サイズ、価格の制約、さらにデザインの複雑さにより制約されることがある。同様に、プリント又はスパッタリングによる導電膜のＲ_Sを精密に制御することは難しく、ロットにより違いが出ることがある。そのため、与えられた電極形状について、小さな未補償領域における抵抗変化が電気化学的分析物検出におけるインピーダンス測定値に影響する。

また、Ｒ_Sは使用される材料及び基板に成膜される材料の厚さによって変化する。電気化学的バイオセンサにおいては、金がトレース材料として用いられ、メタルスパッタリング加工によって基板に加えられる。いくつかの例では、金が単独でトレース材料として、例えば５００Åの金層として、用いられることがある。この厚さでは、金層が厚さとスパッタリング時間に対して約−０．０３２（Ω／ｓｑ）／ｎｍの感受性を持つ。さらに厚さを小さくして、例えば１００Åとすると、厚さとスパッタリング時間の変動に対するトレースの感受性が増す（例えば、−０．８（Ω／ｓｑ）／ｎｍ）。したがって、厚さの大きな材料を使う方がトレース全体の抵抗変動が小さくなるため、与えられた抵抗／スクエアの推定値のこの変動に対する感受性を低くできることが分かる。

代替的に、材料コストを削減しつつインピーダンスに適切な変化与えるために混成材料を用いることができる。そのような混成材料の一例は金／パラジウム複合材料である。一例として、１００Åの金層を３００Åのパラジウム層上に成膜することができる。この混成材料のＲ_Sは概して４．２Ω／ｓｑであり、一方、５００Åの金層のＲ_Sは概して１．５９Ω／ｓｑである。さらに、金／パラジウム混成トレース材料の抵抗は、温度上昇とともに線形的に上昇する。例えば、３００Åパラジウム層上に１００Å金層を成膜すると、抵抗の上昇は平均約＋４．２２ｍΩ／ｓｑ／℃となる。

有利には、広領域のレーザアブレーションにより、妥当な正確さ及び精度で金属薄層の平面導電性エレメントを持つバイオセンサを製造できる。本明細書で、その寸法精度は、補償ループ（即ち、ＣＥ接触パッド、ＣＥトレース、ＣＥ電圧検出トレース、及びＣＥ電圧検出接触パッド、及び／又はＷＥ接触パッド、ＷＥトレース、ＷＥ電圧検出トレース、及びＷＥ電圧検出接触パッド）などの、導電性エレメントの１又は複数の選択された領域の抵抗を測定し、伝導性「スクエア」の理論上の数で除することにより、バイオセンサの１又は複数の導電性エレメントの使用時のＲ_S（Ω／ｓｑ）を決定するのに充分なものである。本明細書で用いられる場合、「シート抵抗」又は「Ｒ_S」は、２次元（長さ（Ｌ）及び幅（Ｗ）。厚さ（Ｔ）＜＜Ｌ及びＷのため。）とみなすのに充分薄い均一な導電層に適用される概念を意味する。

理論的には、そのような導電層／シートの抵抗（Ｒ）は、Ｒ（Ω）＝Ｒ_S×（Ｌ／Ｗ）で近似することができ、このときＬ／Ｗの単位は打ち消し合うので方形の面積単位を示唆する。しかしながら、実験的には、バイオセンサの１又は複数のループ抵抗値を測定し、測定時の実際の温度も反映したＲ_Sを計算できる。そして、下記の式１に示すように、Ｒ_Sに、バイオセンサの導電経路上の、ＣＥ及び／又はＷＥにそれぞれ接続された電圧検出トレースの「後」、「向こう」、又は「外側」の未補償導電スクエアの理論上の数を乗ずることによって、Ｒ_UNCが予測できる。

本明細書で用いられる場合、「（単数の）導電スクエア」又は「（複数の）導電スクエア」は、バイオセンサの導電性エレメントの領域中に理論的に指定又は画定される領域を意味し、それは、導電経路の未補償の作用部分において実験的に又は理論上決定される（幅に基づく）数の正方形に分割される導電性エレメントの導電経路の縦横比を表す、単位のない尺度である。ある意味で、導電経路の実効面積はスクエアの数で近似される。当業者は、導電性エレメントのスクエア数は偶数でも奇数でもあり得ること、そして分数も含み得ることを理解する。しかしながら、スクエアの数は導電性エレメントの面積（例えば、長方形の形状であればＬ×Ｗ）に基づくため、その導電性エレメントの全体形状により限定される。

ここで、バイオセンサの導電性エレメント（即ち、ＣＥ及びＷＥの形状）中の導電スクエアの数は実験により推定、計算、又は決定できる。このように、バイオセンサのＲ_UNCは概ね次のように計算できる。

そして関連のインピーダンス（Ｚ）測定値の実部からＲ_UNCを減ずることができ、導電性エレメントのＲ_S値又はその変動に起因する誤差を最小化するため測定したインピーダンスの計算値を補正するためにＲ_UNCを用いることができる（例えば、Ｚ’_REAL（Ω）＝Ｚ_REAL（Ω）−Ｒ_UNC）。

本明細書で用いられる場合、「寄生抵抗」は、バイオセンサの導電性エレメント（例えば、電極、トレース、及び接触パッド等）の長さに沿った望まない電位（即ち、電圧）降下の原因となる意図しない追加的抵抗を意味する。したがって、反応領域の測定電極（例えば、ＣＥ及びＷＥ）に現れる電位は、検査計等の測定装置によってバイオセンサの接触パッド間に加えられる電位よりもかなり低い。多くの場合、寄生抵抗は、電圧検出接続を用いることによりバイオセンサの設計の工夫で補償できる。電圧検出接続は、検出接続点で所望の電位を得られるように、測定装置の印加電位を動的に調節するために用いられる。同様に、本明細書で用いられる場合、「未補償抵抗」又は「Ｒ_UNC」は、電圧検出接続によって補償されない寄生抵抗を意味する。反応領域内で起こる反応のインピーダンスは、バイオセンサのＲ_UNCと同じ桁の数字であるため、測定されている信号にはＲ_UNCによって誘起されるＩ×Ｒ降下による大きなオフセットがあり得る。このオフセットが個々のバイオセンサによって異なる場合、ノイズ又は誤差が測定結果に含まれることになる。

任意の導電経路の抵抗を変えるためには、その経路の長さ若しくは幅を変える（それにより「スクエア」数を変える）か、又は、導電層の厚さ若しくは材料を変える（それによりＲ_Sを変える）ことで、特定の導電経路の予測抵抗値を増減させて所望の抵抗値の範囲に収まるようにすることができる。概ね直線的な経路以外のパターンや構成による特定の導電経路のスクエア数を決定することは、当該技術分野の通常の知識の範囲内であり、ここでこれ以上の説明を要しない。

有利には、本明細書中のテストシステムと方法は、電気化学的測定の精度と信頼性を向上させるため、特定のバイオセンサ又はテストシステム及びそのシステムの動作パラメータに合った種々の較正、補償、補正を実施するために用いることができる。

測定装置及びバイオセンサを含むシステム

本明細書中のテストシステムは、測定装置及び１又は複数のバイオセンサを含んでいてもよい。本明細書に記載する方法は、幅広い種類の設計と幅広い種類の製造過程や技術による測定装置及びバイオセンサに用いることができるが、電気化学的バイオセンサ１００と動作可能に連結された検査計等の測定装置１０２を含む例示的なテストシステムを図５に示す。

典型的には、測定装置１０２及びバイオセンサ１００は、バイオセンサ１００に与えられた試料中の１又は複数の対象分析物の濃度を決定することができる。いくつかの例では、試料は体液試料、例えば、全血、血漿、〉唾液、血清、汗、又は尿などであってもよい。他の例では、試料は、水環境試料などの電気化学応答性を持つ１又は複数の分析物の存在又は濃度を調べるための他の種類の流体であってもよい。

図５において、バイオセンサ１００は、測定装置１０２の接続端子（又はバイオセンサポート）４０に着脱可能に挿入された使い捨て式のテストエレメントである。本明細書で用いられる場合、「バイオセンサ」は、例えば、対象分析物を含むか、含むと疑われる流体試料の特定の反応又は特性に基づき、定性的又は定量的に１又は複数の対象分析物を検出できる装置である。バイオセンサは、テストエレメントとも呼ばれ、検出方法によって電気式センサ、磁気式センサ、質量式センサ、及び光学式センサに分類できる。本明細書における関心は、電気式センサ、特に電気化学的センサである。

いくつかの例では、バイオセンサ１００グルコースとケトンなどの２つの分析物用のバイオセンサとして構成され、グルコースとケトンを電気化学的に測定する特徴と機能を有する。例えば、国際公開第２０１４／０６８０２４号パンフレット及び同第２０１４／０６８０２２号パンフレットを参照。他の例では、バイオセンサ１００は、他の分析物、例えば、アミノ酸、抗体、細菌、炭水化物、薬物、脂質、マーカー、核酸、ペプチド、タンパク質、毒素、ウイルス、及び他の分析物などを電気化学的に測定するよう構成される。

測定装置１０２は、概して入力（ｅｎｔｒｙ）（又は入力（ｉｎｐｕｔ））手段４４、コントローラ、コントローラ／マイクロコントローラと関連付けられたメモリ、及びコントローラと関連付けられメモリと接続されたプログラマブルプロセッサを含む（図示せず）。さらに、測定装置１０２はプロセッサに接続され、分析物濃度又は他の検査結果を含む様々な種類の情報を使用者に対して表示するために用いられる電子ディスプレイ４２などの出力装置を含む。また、測定装置１０２は、テスト信号を生成し、その信号をバイオセンサ１００に印加し、テスト信号に対するバイオセンサ１００からの１又は複数の応答を測定することのできる、関連付けられたテスト信号生成測定回路（図示せず）を含む。プロセッサは接続端子４０にも接続されており、１又は複数のバイオセンサ１００を用いて得られる分析物の存在及び／又は濃度の検出に関するデータを処理しメモリに記録することができる。接続端子４０は導電性エレメントの接触パッドと係合するように構成されたコネクタを含む。また、測定装置１０２は、プロセッサと接続された使用者入力手段を含み、使用者はこれを利用してプロセッサに入力する。プロセッサは、使用者入力手段からコマンド入力を受け取り、コマンド入力に応じた出力をするように、さらにプログラムできるようになっている。

プロセッサは、測定装置１０２と無線通信できるように通信モジュール又はリンクとも接続されている。ある形態においては、通信リンクは、測定装置１０２と他の装置又は当事者との間でメッセージ、警告、又は他の情報を交換するために用いてもよい。かかる当事者としては、可能性のある例をわずかばかり挙げると、ケースワーカー、介護者、親、後見人、又は、看護師、薬剤師、１次又は２次医療の医師、及び救急医療専門家を含む医療従事者などがある。通信リンクは、測定装置１０２の更新プログラムのダウンロードに使うこともきる。通信リンクは、非制限的な例示として、第３世代（３Ｇ）若しくは第４世代（４Ｇ）技術を含む携帯電話規格技術による、又はＢＬＵＥＴＯＯＴＨ（登録商標）、ＺＩＧＢＥＥ（登録商標）、Ｗｉｂｒｅｅ、超広帯域（ＵＷＢ）、無線ローカルエリアネットワーク（ＷＬＡＮ）、汎用パケット無線サービス（ＧＰＲＳ）、ワールドワイド・インターオペラビリティ・フォー・マイクロウェイブ・アクセス（ＷｉＭＡＸ又はＷｉＭＡＮ）、無線医療遠隔測定（ＷＭＴＳ）、無線ユニバーサルシリアルバス（ＷＵＳＢ）、グローバル・システム・フォー・モバイル・コミュニケーションズ（ＧＳＭ）、ショートメッセージサービス（ＳＭＳ）、若しくはＷＬＡＮ８０２．１１Ｘ規格による情報送受信のために構成されてもよい。

したがってコントローラは、単体又は複合部品形態として構成される１又は複数の部品を含んでいてもよく、プログラム可能であってもよく、ステートロジックマシン又は他の種類の専用ハードウェア、又はプログラム可能ハードウェアと専用ハードウェアとの混成であってもよい。コントローラの１又は複数の部品は、ディジタル回路、アナログ回路、又はその両方を規定する様々な電子部品であってもよい。電子回路に追加的又は代替的に、コントローラは１又は複数の機械的又は光学的制御要素を含んでいてもよい。

電子回路を含むいくつかの例では、コントローラは、少なくとも部分的にメモリを規定する１又は複数の固体記憶装置に動作可能に連結された統合プロセッサを含む。この様態では、メモリはプロセッサが実行する動作ロジックを含み、プロセッサは、マイクロプロセッサであって、自身が実行するプログラムの１又は複数のルーチンに従ってメモリのデータの読み書きをするように構成される。

さらに、メモリは１又は複数の種類の固体電子メモリを含み、追加的又は代替的に、磁気メモリ、光学メモリを含んでいてもよい。例えば、メモリは、固体電子ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）シーケンシャルアクセスメモリ（ＳＡＭ）（「先入先出」（ＦＩＦＯ）型、又は「後入先出」（ＬＩＦＯ）型）、プログラマブルリードオンリーメモリ（ＰＲＯＭ）、電気的に書込み可能なリードオンリーメモリ（ＥＰＲＯＭ）、又は電気的に消去書き込み可能なリードオンリーメモリ（ＥＥＰＲＯＭ）、又はこれらのいずれかの組み合わせを含んでいてもよい。また、メモリは、揮発性、非揮発性、又は揮発性と非揮発性の混成であってもよい。メモリの全体又は一部は、ディスク、テープ、メモリスティック、カートリッジ、コードチップ又は同種のものといった携帯型であってもよい。メモリは少なくとも部分的にプロセッサと統合されていてもよく、及び／又は１又は複数の部品若しくはユニットの形態でもよい。

いくつかの例では、測定装置１０２は着脱可能なメモリキーを利用してもよい。メモリキーは、ソケットその他の収容手段に差し込むことができ、メモリ又はコントローラと通信し、較正コード、測定方法、測定技術、及び情報管理に関する情報を提供する。そのような着脱可能なメモリキーの例は、米国特許第５，３６６，６０９号明細書及び同第５，０５３，１９９号明細書に開示されている。

また、コントローラは信号調整器、フィルタ、リミッタ、アナログ・ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器、ディジタル・アナログ（Ｄ／Ａ）変換器、通信ポート、又は、当業者の思い当たる他の種類のオペレータを含んでいてもよい。

入力手段４４に戻って、入力手段４４は複数の押しボタン式入力装置によって構成してもよいが、キーボード、マウス、若しくは他のポインティングデバイス、タッチスクリーン、タッチパッド、ローラーボール、又は音声認識入力サブシステムのような、１又は複数の他の種類の入力装置を含んでいてもよい。

同様に、ディスプレイ４２は、陰極線管（ＣＲＴ）型、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）型、プラズマ型、発光ダイオード（ＬＥＤ）型、有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）型であり得るオペレータディスプレイ、プリンタ、又は同種のものといった１又は複数の出力装置を含んでいてもよい。スピーカ、音声発生器、音声認識システム、触覚ディスプレイ、無線又は有線の電子通信サブシステム、及び同種のものといった他の入力手段及びディスプレイ手段が含まれていてもよい。

上記で示したとおり、接続端子４０は、本明細書に記載するバイオセンサの導電性エレメントの接触パッドと係合するように構成されるコネクタを含む。測定装置１０２とバイオセンサ１００の接続は、ある電位又は一連の電位を持つテスト信号を導電性エレメントの電極間に印加し、そして対象の分析物が存在する場合に検出試薬によって生じ分析物濃度と相関し得る電気化学的信号を受け取るために用いられる。このように、プロセッサは電気化学信号を評価して、分析物の存在及び／又は濃度を判断し、その結果はメモリに保存されてもよい。

いくつかの例では、測定装置１０２血中グルコース測定メータとして構成されてもよく、”Ａｃｃｕ−Ｃｈｅｋ（登録商標） Ａｖｉｖａ Ｂｌｏｏｄ Ｇｌｕｃｏｓｅ Ｍｅｔｅｒ Ｏｗｎｅｒ’ｓ Ｂｏｏｋｌｅｔ”（２００７）ブックレットに記載されているＡＣＣＵ−ＣＨＥＫ（登録商標）ＡＶＩＶＡ（登録商標）メータの特徴と機能を含む。同ブックレットの一部が米国特許第６，６４５，３６８号明細書に開示されている。他の例では、測定装置１０２は、例えば、アミノ酸、抗体、細菌、炭水化物、薬物、脂質、マーカー、核酸、タンパク質、ペプチド、毒素、ウイルス、及び他の分析物などの、１又は複数の他の分析物を電気化学的に測定するよう構成されてもよい。電気化学的測定方法とともに用いるべく構成された例示的測定装置に関する追加的詳細は、米国特許第４，７２０，３７２号明細書、同第４，９６３，８１４号明細書、同第４，９９９，５８２号明細書、同第４，９９９，６３２号明細書、同第５，２４３，５１６号明細書、同第５，２８２，９５０号明細書、同第５，３６６，６０９号明細書、同第５，３７１，６８７号明細書、同第５，３７９，２１４号明細書、同第５，４０５，５１１号明細書、同第５，４３８，２７１号明細書、同第５，５９４，９０６号明細書、同第６，１３４，５０４号明細書、同第６，１４４，９２２号明細書、同第６，４１３，２１３号明細書、同第６，４２５，８６３号明細書、同第６，６３５，１６７号明細書、同第６，６４５，３６８号明細書、同第６，７８７，１０９号明細書、同第６，９２７，７４９号明細書、同第６，９４５，９５５号明細書、同第７，２０８，１１９号明細書、同第７，２９１，１０７号明細書、同第７，３４７，９７３号明細書、同第７，５６９，１２６号明細書、同第７，６０１，２９９号明細書、同第７，６３８，０９５明細書、及び同第８，４３１４０８号明細書に開示されている。

図２〜図４及び図６に概略を示すように、テストシステムは測定装置１０２に加えて、さらに１つのバイオセンサ１０、１００、又は２００を含む。

図６に関し、バイオセンサ１０の非導電性支持基板１２は、スペーサ１４側を向く第１面１８、及び第１面１８の反対側の第２面２０を含む。また、支持基板１２は、対向する第１端部、第２端部２２、２４、及び第１端部、第２端部２２、２４の間に延び相対する側縁部２６、２８を含む。いくつかの例では、支持基板１２の第１端部、第２端部２２、２４、及び相対する側縁部２６、２８が概ね長方形をなす。代替的に、第１端部、第２端部２２、２４、及び相対する側縁部２６、２８は、本明細書に記載するバイオセンサ１０が機能することを可能にする種々の形のうちの任意の１つを成すように配置してもよい。いくつかの例では、支持基板１２は、可撓性ポリマーで作製することができ、これにはポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）又はポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）などのポリエステル又はポリイミドが含まれるが、これらに限られない。代替的に、支持基板１２は、支持基板１２が本明細書に記載されるように機能することを可能にする他の任意の適切な材料から作製してもよい。

支持基板１２の第１面１８上に、導電性エレメントを形成する導電体が提供される。導電体を形成する材料は、アルミニウム、炭素（例えば、グラファイト）、コバルト、銅、ガリウム、金、インジウム、イリジウム、鉄、鉛、マグネシウム、（アマルガムとしての）水銀、ニッケル、ニオブ、オスミウム、パラジウム、白金、レニウム、ロジウム、セレン、ケイ素（例えば、高添加多結晶シリコン）、銀、タンタル、スズ、チタン、タングステン、ウラン、バナジウム、亜鉛、ジルコニウム、及びこれらの組み合わせであってよいが、これらに限られない。いくつかの例では、導電性エレメントは、当該技術分野で公知のレーザアブレーション又はレーザスクライビングにより導電体の残りの部分から絶縁される。このように、導電性エレメントは、電極の周りに延びる領域から、導電体を広領域アブレーションなどによって広範囲に、又は線状スクライビングなどによって最小限に、取り除くことにより作製することができる。代替的に、導電性エレメントは、例えば、ラミネーション、スクリーン印刷、フォトリソグラフィなど他の技術で作製してもよい。

好ましい実施形態においては、バイオセンサ１０は、１辺でのみ閉じていて支持基板の第１端部２２に位置する全幅端部投与（「ＦＷＥＤ」）毛管路３０を有している。例えば、国際公開第２０１５／１８７５８０号パンフレットを参照。しかしながら、毛管路３０は既知の（即ち、２辺以上で閉じている）毛管路であり得ることも想定されている。

ＦＷＥＤ型バイオセンサにおいて、スペーサ１４は、支持基板１２の相対する側縁部２６、２８の間に延び、部分的にカバーを持つ毛管路３０を形成する。スペーサ１４は、単一部品又は複数の部品から作製されてよいことが想定されている。ただし、スペーサ１４は、支持基板１２の第１端部２２に略平行で対向する端縁部３２を含むべきであり、これにより、支持基板１２の全幅にわたって延びることで毛管路３０の境界を画定する。代替的に、そして上記のとおり、端縁部３２は、支持基板１２の第１端部、第２端部２２、２４と相対する側縁部２６、２８との間に位置する複数の部分を含んで、テストエレメント１０の第１端部２２に試料注入口を持つ毛管路３０の境界を画定する概ねＵ字型のパターンを形成してもよい（図示せず）。他の適切な実施形態では、半卵型、半円形、又はその他の形状の毛管路を形成する端縁部２８が想定されており、端縁部３２の１又は複数の部分は、その長さの全体又は一部に沿って、直線状又は非直線状の縁部を含んでもよい（図示せず）。

スペーサ１４は、例えば、接着剤コーティングされたポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）ポリエステルを含む、可撓性ポリマーなどの絶縁材料から形成される。好適な材料の１つの具体的で非制限的な例として、両面が感圧性接着剤でコーティングされたＰＥＴフィルムが挙げられる。スペーサ１４は、種々の材料から構成されてもよく、幅広い種類の市販の接着剤の１つ又は組み合わせを用いて支持基板１２の第１表面１８に連結され得る内面３４を含む。また、支持基板１２の第１面１８が露出し導電体に覆われていない場合には、熱又は超音波溶着といった溶着によって、カバー１６を基板１２の支持のために連結してもよい。また、支持基板１２の第１面１８には、例えば、テストエレメント１０の製品ラベル又は取扱説明（図示せず）を印刷してもよいことが想定される。

いくつかの例では、スペーサ１４は省くことができ、毛細チャンバ３０は支持基板１２とカバー１６で画定することができる。例えば、米国特許第８，９９２，７５０号明細書を参照。

また、好ましい実施形態において、カバー１６は、支持基板１２の相対する側縁部２６、２８の間に延び、支持基板１２の第１端部２２に延びる。代替的に、カバー１６は、バイオセンサ１０が本明細書に記載するように機能することを可能にするような所定の距離だけ第１端部２２を超えて延びてもよい。したがって、好ましい実施形態において、毛管路３０は、支持基板１２の第１端部２２及び相対する側縁部２６、２８、並びにスペーサ１４の端縁部３２により囲まれ、カバー１６と支持基板１２により画定される。

カバー１６は、例えば、接着剤コーティングされたＰＥＴポリエステルを含む可撓性ポリマーなどの絶縁性材料から作製することができる。好適な材料の１つの具体的で非制限的な例として、透明又は半透明のＰＥＴフィルムが挙げられる。カバー１６は種々の材料から構成されてもよく、幅広い種類の市販の接着剤の１つ又は組み合わせを用いてスペーサ１４に連結され得る下面３６を含む。また、カバー１６は、熱又は超音波溶着といった溶着によって、スペーサ１４に連結してもよい。

図６には示していないが、バイオセンサは電極システムを含み、電極システムは、電極システムが同一平面上に配置されるように例えば支持材の第１面に提供される、少なくとも１つのＣＥ／ＷＥ電極のペア、１又は複数の導電性の経路又はトレース、及び導電性材料による接触パッド又は端子などの、また、これらに限られない、導電性エレメントを有する。しかしながら、電極システムについては、１つの電極システムは支持材の第１面に、別の電極システムはそれと対向するカバーの面にあるようにして、対向する面に形成し得るということが想定されている。例えば、米国特許第８，９２０，６２８号明細書を参照。ただし、典型的には、導電性材料は１又は複数の導電性エレメントを提供するように、基板上に配置される。

導電性材料の具体的な配置は、化学蒸着、レーザアブレーション、ラミネーション、スクリーン印刷、フォトリソグラフィ、及びこれらや他の技術の組み合わせを含む多くの技術を利用して行ってよい。導電性材料の一部を取り除くための１つの具体的な方法としてレーザアブレーション又はレーザスクライビング、より詳細には広領域レーザアブレーションが挙げられ、例えば、米国特許第７，０７３，２４６号明細書及び同第７，６０１，２９９号明細書に開示されている。このように、導電性エレメントは、基板から導電性材料を、広領域アブレーションなどによって広範囲に、又は線状スクライビングなどによって最小限に、取り除くことにより作製することができる。代替的に、導電性エレメントは、例えば、ラミネーション、スクリーン印刷、フォトリソグラフィなど他の技術で作製してもよい。

簡略に説明すると、典型的なレーザアブレーション技術は、金属層などの導電性材料、又は絶縁性材料と導電性材料を含む多層組成物（例えば、絶縁性材料の上に金属層をコーティングするかラミネートするかした金属ラミネート）を消耗させることを含む。金属層は、金属導電体である、純金属、合金、又は他の材料を含んでいてもよい。金属又は金属類似の導電体は、アルミニウム、炭素（グラファイト及び／又はグラフェンなど）、銅、金、インジウム、ニッケル、パラジウム、白金、銀、チタン、これらの混合物、及びこれら材料の合金又は固溶体であってよいが、これらに限られない。１つの局面で、材料は生体系に本質的に無応答であるように選ばれ、非制限的な例として、金、白金、パラジウム、炭素、及びイリジウムスズ酸化物が挙げられるが、これらに限定されない。金属層は任意の所望の厚さであってよく、１つの特定の形態では約５００Åである。

本明細書で用いられる場合、「約」は、記述される濃度、長さ、幅、高さ、角度、重さ、分子量、ｐＨ、配列相同性、時間枠、温度、体積を含むがこれらに限定されない値が統計的に有意の範囲内にあることを意味する。そのような値又は範囲は、与えられた値又は範囲と同じ桁の内であり、典型的には、２０％以内、より典型的には１０％、さらに典型的には５％以内であり得る。「約」に含まれる許容変動範囲は、調査対象の具体的なシステムによるが、当業者には容易に理解が可能である。

本明細書のバイオセンサに関し、例示的な導電性エレメントは、１又は複数のＷＥ、ＷＥトレース、及びＷＥ接触パッド、を含むことができ、導電トレースの一部がＷＥとその接触パッドの間に延びてＷＥを接触パッドに連結する。同様に、導電性経路は１又は複数のＣＥ、ＣＥトレース、及びＣＥ接触パッドを含み、導電トレースの一部がＣＥとその接触パッドの間に延びてＣＥを接触パッドに連結する。本明細書中で使用される場合、「作用電極」又は「ＷＥ」は、媒介物質の助けにより又はその助けなしに、分析物が電極酸化又は電極還元される電極を意味し、一方、「対極」「ＣＥ」という語は、１又は複数のＷＥと対を成し、ＷＥを流れる電流と同じ大きさで符号が反対の電気化学的電流が流れる電極を意味する。ＣＥには、基準電極として機能する対極も含まれる（即ち、対／基準電極）。

上記のとおり、導電性エレメントは、１又は複数の電圧検出リード（即ち、ケルビン接続）を含み、かかるリードは、一端がＷＥ又はＷＥトレースと電気的に（即ち、有線で）通じており他端はＷＥＳ接触パッドで終結しているＷＥ電圧検出（ＷＥＳ）トレース、及び、一端がＣＥ又はＣＥトレースと電気的に通じており他端はＣＥＳ接触パッドで終結しているＣＥ電圧検出（ＣＥＳ）トレースの形態であり得る。例えば、国際公開第２０１３／０１７２１８号パンフレットを参照。電圧検出トレースとその補償機能についてのさらなる詳細は、例えば、米国特許第７，５６９，１２６号明細書に見出される。

また、導電性エレメントは、１又は複数の試料充足性電極（ＳＳＥ）、ＳＳＥ接触パッド、及び、ＳＳＥとＳＳＥ接触パッドの間に延びてこれらを連結するそれぞれのＳＳＥトレースを含むことができる。ＳＳＥが含まれる場合には、ＳＳＥは、バイオセンサに与えられる試料の充足性を決定するための多くの手法を実施するために用いることができる。例えば、国際公開第２０１４／１４０１７０号パンフレット及び国際公開第２０１５／１８７５８０号パンフレットを参照。

また、国際公開第２０１５／１８７５８０号パンフレットに記載されているように、導電性エレメントは、導電性エレメントが損なわれていないことを検証するために用いられる１又は複数の完全性電極（ＩＥ）を含むことができる。

また、国際公開第２０１３／０１７２１８号パンフレット及び米国特許出願第２０１５／０３６２４５５号明細書に記載されているように、導電性エレメントは、情報回路として、抵抗ネットワークを構成する複数の選択可能な抵抗素子を含み得る。抵抗ネットワークにエンコードされた情報は、較正情報、バイオセンサの型、製造情報、及び同種のものを含む、バイオセンサの属性に関連するものであってよいが、これらに限られない。

本明細書で用いられ得る例示的な診断用テストエレメントの構成に関する追加的な詳細は、例えば、国際公開第２０１４／０３７３７２号パンフレット、同第２０１４／０６８０２２号パンフレット、及び同第２０１４／０６８０２４号パンフレット、米国特許出願第２００３／００３１５９２号明細書、及び同第２００６／０００３３９７号明細書、並びに米国特許第５，６９４，９３２号明細書、同第５，２７１，８９５号明細書、同第５，７６２，７７０号明細書、同第５，９４８，６９５号明細書、同第５，９７５，１５３号明細書、同第５，９９７，８１７号明細書、同第６，００１，２３９号明細書、同第６，０２５，２０３号明細書、同第６，１６２，６３９号明細書、同第６，２０７，０００号明細書、同第６，２４５，２１５号明細書、同第６，２７１，０４５号明細書、同第６，３１９，７１９号明細書、同第６，４０６，６７２号明細書、同第６，４１３，３９５号明細書、同第６，４２８，６６４号明細書、同第６，４４７，６５７号明細書、同第６，４５１，２６４号明細書、同第６，４５５，３２４号明細書、同第６，４８８，８２８号明細書、同第６，５０６，５７５号明細書、同第６，５４０，８９０号明細書、同第６，５６２，２１０号明細書、同第６，５８２，５７３号明細書、同第６，５９２，８１５号明細書、同第６，６２７，０５７号明細書、同第６，６３８，７７２号明細書、同第６，７５５，９４９号明細書、同第６，７６７，４４０号明細書、同第６，７８０，２９６号明細書、同第６，７８０，６５１号明細書、同第６，８１４，８４３号明細書、同第６，８１４，８４４号明細書、同第６，８５８，４３３号明細書、同第６，８６６，７５８号明細書、同第７，００８，７９９号明細書、同第７，０２５，８３６号明細書、同第７，０６３，７７４号明細書、同第７，０６７，３２０号明細書、同第７，２３８，５３４号明細書、同第７，４７３，３９８号明細書、同第７，４７６，８２７号明細書、同第７，４７９，２１１号明細書、同第７，５１０，６４３号明細書、同第７，７２７，４６７号明細書、同第７，７８０，８２７号明細書、同第７，８２０，４５１号明細書、同第７，８６７，３６９号明細書、同第７，８９２，８４９号明細書、同第８，１８０，４２３号明細書、同第８，２９８，４０１号明細書、同第８，３２９，０２６号明細書、米国再発行特許第４２５６０号明細書、同第４２９２４号明細書、及び同第４２９５３号明細書に開示されている。

方法

本明細書中の方法は、電気化学的分析物測定時におけるバイオセンサの導電性エレメントの導電経路中のＲ_UNCの補償、補正、及び／又は最小化を含み得る。本方法は、本明細書に記載のステップを含み得、ステップは記載された順序で実行してもよいが、必ずそうしなければならない訳ではない。他の順序も考えられる。また、個々の又は複数のステップは、時間的に並行して及び／又は重複して実行されてもよく、及び／又は個々に若しくは複数で繰り返されるステップとして実行されてもよい。また、本方法は、追加的な、特定されないステップを含んでいてもよい。

上記のとおり、本明細書中の発明概念は、電気化学的測定に関連して用いられるバイオセンサの導電性エレメントの導電経路に沿ったＲ_UNCを、導電性エレメント（例えば、ＣＥ及びＷＥ）の領域を、理論上、ある数の導電スクエアに分割することによって、補正、補償、及び／又は最小化することにより、分析物測定システムの精度と信頼性を改善することを含む。したがって、本方法は、１又は複数のＲ_Sを決定することと、次いで、導電スクエアの数を勘案し、バイオセンサの導電性エレメント中に存在するＲ_UNCを決定することと、そして、関連のインピーダンス測定値の実部からＲ_UNCを減ずることとを含み得る。代替的に、Ｒ_UNCは、導電性エレメントのＲ_Sの値又は変動による誤差を最小化するため、測定されたインピーダンスの計算の補正に用いてもよい。

したがって、図７は、２つの電圧検出（又は基準）トレース（網目で示す。ＷＥ検出トレース６０２、ＣＥ検出トレース６０４）、ＷＥトレース６０６、ＣＥトレース６０８、ＷＥ６１０、ＣＥ６１２、及び反応領域６１４（薄い影で示す）などの導電性エレメントを有する同一平面二電極型バイオセンサ６００の簡易図である。反応領域６１４内で、ループ電流（Ｉ_LOOP、Ｉ_A〜ｌ_H、図９に示す）のすべて又は多くの部分がＷＥ６１０及びＣＥ３１２のそれぞれの作用部分６２０、６２２に沿って分布し得る。他方、ＷＥ６１０の端部６２４及びＣＥ６１２の端部６２６は、反応領域６１４内で試料と接触しておらず、作用部分６２０、６２２間で生成される応答依存電流に何ら寄与しない。したがって、ＷＥ６１０は、未補償接続部分６１６、作用部分６２０、及び端部６２４を含む。同様に、ＣＥ６１２は、未補償接続部分６１８、作用部分６２２、及び、端部６２６を含む。

上記のとおり、電圧検出トレース６０２、６０４は、測定装置に連結することが可能で、高い入力インピーダンスに接続し、それにより電圧検出トレース６０２、６０４内の電流を０ｎＡ近くまで減らすことができる。電圧検出トレース６０２、６０４の電流を減らすか除くことで、ＣＥ６１２及びＷＥ６１０に印加される電位差が電圧検出トレース６０２、６０４のインピーダンスの影響を受けない。

図７において、位置「Ｘ」及び位置「Ｙ」は、ＷＥ６１０及びＣＥ６１２の未補償接続部分６１６、６１８が始まる領域を示す（即ち、点Ｘ及び点Ｙとして示される検出接続の「後」）。点Ｘと点Ｙの間では、未補償接続部分６１６、６１８の抵抗損によって、負荷の両端での真の電位差が変動し、測定装置（図示せず）が印加する電圧よりも低くなり得る。

したがって、図８に示すように、未補償作用部分６２０、６２２間の真の負荷インピーダンスはＷＥ６１０及びＣＥ６１２のそれぞれの未補償接続部分６１６、６１８と直列であり、１対のランプ抵抗Ｒ_WE及びＲ_CEとして表すことができる。より具体的には、測定回路７００はＷＥ６１０の未補償接続部分６１６のランプ抵抗を表す第１抵抗（Ｒ_WE）７０２と、ＣＥ６１２の未補償接続部分６１８のランプ抵抗を表す第２抵抗（Ｒ_CE）７０４とを含む抵抗素子の集まりとしてモデル化される。負荷抵抗（Ｒ_LOAD）７０６は、ＷＥ６１０及びＣＥ６１２の未補償作用部分６２０、６２２の間の真のインピーダンスを表す。したがって、適切に設計された測定回路であれば、電圧検出トレース中の電流を０に制限し、点Ｘ点Ｙ間の電位差Ｖ₁を維持しようとするよう試みる。

図９に示すように、上記モデルは図７のシステム６００にも当てはめることができる。詳細には、図９はＷＥ６１０及びＣＥ６１２の作用部分における未補償導電スクエアの総数の簡単な近似を示し、ここで、追加抵抗の望ましくない影響は、点Ｘ点Ｙ間のＩ×Ｒ損失によるものである。Ｉ又はＲが増加すると電極間の平均電位差は減少する。また、大きな電流を運ぶ導電スクエアは、小さな電流を運ぶ導電スクエアよりも比例的に大きな影響を有する。

ここで、ＷＥ６１０の未補償接続部分６１６、未補償作用部分６２０、及び端部６２４、並びにＣＥ６１２の未補償接続部分６１８、未補償作用部分６２２、及び端部６２６は、ある数の導電スクエア８０２、８０４に理論上分割される。例えば、これらの部分は、それぞれ１２の導電スクエア８０２ａ〜８０２ｌ、８０４ａ〜８０４ｌに分割することができる。しかしながら、当業者はＣＥ及びＷＥのこれらの部分が分割されてできる導電スクエアの数はバイオセンサの導電性エレメントの構成次第で変わり得るものであるし、実際に変わるということを理解する。

ある構成において、ＷＥ６１０の未補償接続部分６１６はＷＥ導電スクエア８０２ａ〜８０２ｃで表すことができ、ＣＥ６１２の未補償接続部分６１８はＣＥ導電スクエア８０４ａ〜８０４ｃで表すことができる。また、ＷＥ６１０の未補償作用部分６２０はＷＥ導電スクエア８０２ｄ〜８０２ｋで表すことができ、ＣＥ６１２の未補償作用部分６２２はＣＥ導電スクエア８０４ｄ〜８０４ｋで表すことができる。さらにＷＥ６１０の端部６２４はＷＥ導電スクエア８０２ｌで表すことができ、ＣＥ６１２の端部６２６はＣＥ導電スクエア６０４ｌで表すことができる。上記のとおり、端部６２４、６２６は試料と接触しておらず、したがって、未補償作用部分６２０、６２２間で生成される応答依存電流に何ら寄与しない。

Ｉ_LOOP全体がＣＥトレース６０８とＣＥ導電スクエア８０４ａ〜８０４ｋを流れることができる。この点で、Ｉ_LOOPは８つのＣＥ導電スクエア８０４ｄ〜８０４ｋに沿って一様に分布することができ、これをＩ_A〜Ｉ_Hとして示す。いくつかの例では、電流はＣＥ導電スクエア８０４ｄ〜８０４ｋ全体に対称に分布しないようにはならない。例えば、ＣＥ導電スクエア８０４ｄとＷＥ導電スクエア８０２ｋの間を流れる電流Ｉ_Hは、ＣＥ導電スクエア８０４ｋとＷＥ導電スクエア８０２ｄの間を流れる電流Ｉ_Aよりもかなり大きくなることがある。しかし、概ね、ＷＥ６１０に沿った電流分布はＣＥ６１２の電流分布を反映する。

図１０に示すように、ＷＥ６１０及びＣＥ６１２に沿って電流を距離の関数として記すことができる。ここで、ＷＥ６１０に沿った電流は、ＷＥ導電スクエア８０２ｌ（反応領域の外側）で０からスタートし、ＷＥ導電スクエア８０２ｋ〜８０２ｄに沿って増加し、ＷＥ導電スクエア８０２ｃまでにＩ_LOOP全量に達する。したがって、合計電流Ｉ_LOOPは次の式で表すことができる。

言い換えると、作用電流はそれぞれの未補償作用部分６２０、６２２の８つの導電スクエアに均等に分割され得る（真の電流は電極間の実際の電位差の線形関数である）。合計のＷＥ電流は、図９の右から左に（即ち、ＷＥ導電スクエア８０２ｌから８０２ｃへ）動くにつれて累積していく。ＷＥ導電スクエア８０２ｌの電流は、作用部分６２０の外側であるため０である。ＷＥ導電スクエア８０２ｋの右端に入る電流は０であり、スクエア８０２ｋの左端を出ていく電流はＩ_Hである。同様にＷＥ導電スクエア８０２ｊの左端を出ていく電流は［Ｉ_G＋Ι_Η］である。これがＷＥ導電スクエア８０２ｄまで続く。作用部分６２０内のそれぞれの未補償導電スクエアは、Ｉ_LOOP電流の一部を運び、Ｉ_LOOP電流は点Ｘからの距離が小さくなるにつれて増加する。Ｉ_LOOPのおよそ７／８がＷＥ導電スクエア８０２ｄの右端に入り、Ｉ_LOOPの全量がＷＥ導電スクエア８０２ｄの左端を通過する。図９のＷＥは、ＷＥＩ_LOOP電流の全量を運ぶ３つの未補償接続スクエア（８０２ａ〜ｃ）を有する。Ｉ×Ｒ損失が測定誤差に最も大きく影響するので、Ｉ_LOOPの一部分だけを運ぶ導電スクエアは、ループ電流の全量を運ぶスクエアほどには潜在的誤差に寄与しない。したがって、それぞれのＷＥ導電スクエアの電流を左右の平均として以下のとおり推定できる。

及び

上記のとおり、全ての導電スクエアが同じ電流を運ぶ訳ではない。それぞれの作用スクエアが運ぶ電流は、全体の電流の一部に過ぎないから、作用電流の平均はＩ_LOOP／２と推定される。このように、全体のＲ_WE、及び同様に全体のＲ_CEの単純な近似は、トレース抵抗率に反応領域の外側の導電スクエア（即ち、ＣＥ又はＷＥの未補償接続部分６１６、６１８内の導電スクエア）を乗じ、反応領域内の導電スクエア（即ち、ＣＥ又はＷＥの未補償作用部分６２０、６２２内の導電スクエア）の半数を加えることで計算できる。こうして、図７及び図９に示すシステム６００について、ＷＥ及びＣＥのＲ_UNC（即ち、Ｒ_WE及びＲ_CE）の単純な近似は、Ｒ_Sに反応領域外の３個の導電スクエアを乗じ、反応領域内の８個の導電スクエアの半分（即ち、Ｉ_LOOP／２）を加え、以下のとおり計算できる。

したがって、上記のシステム６００が理想的な１０ｋΩの負荷に接続されており、｜Ｖ₁｜＝１０ｍＶの場合、バイオセンサによるＩ_LOOPの測定値は１０ｍＶ／（１４Ω＋１０ｋΩ）＝０．９９８６μＡとなり、計算される「負荷」抵抗は１０．０１４ｋΩ（＋０．１４％の誤差）となる。対応するＷＥ−ＣＥ電位差は、図１１に示すように、実効的に一定の１０ｍＶである。代替的に、上記のシステム６００が理想的な３００Ωの負荷に接続されており、｜Ｖ₁｜＝１０．０ｍＶの場合、バイオセンサによるＩ_LOOPの測定値は１０ｍＶ／（１４Ω＋３００Ω）＝３１．８５μΑとなり、計算される「負荷」抵抗は３１４Ω（＋４．４６％の誤差）となる。また、対応するＷＥ−ＣＥ電位差は、図１２に示すように、≦１０ｍＶとなる。しかしながら、当業者は、現実のトレース電流はより複雑であり理想的な直交経路に沿って流れないことがあることを理解する。

図１３は、１Ω／ｓｑのＲ_Sにつき測定セル内の均一な電流分布を用いた電位差誤差を示す。より具体的には、図１４に、シート抵抗を変えて、図７及び図９の例示的電極配置を用いて３００Ωの分散負荷を測定する際に起こり得る電位差誤差を示す。図から分かるように、Ｒ_Sが増加すると電位降下も増大する（ＷＥ及びＣＥ未補償作用部分６２０、６２２それぞれの中のＷＥ及びＣＥ導電スクエア８０２ｄ〜８０２ｋ及び８０４ｄ〜８０４ｋについて一定でない）。

かくして上記のとおり、電極セル設計とトレース接続により、電圧検出トレースによって検出されないＲ_UNCを減少させ、作用電位誤差を望ましい値に制御することができる。しかしながら、所与のバイオセンサの設計がシステム要件、物理的サイズ、価格の制約、又はデザインの複雑さにより制約されることがある。また、プリント又はスパッタリングによる導電膜のＲ_Sを精密に制御することは難しく、ロットにより違いが出ることがある。

典型的な導電体のＲ_Sは電子濃度と電子移動度の関数である。１００Ｋを超えると、概して金属導電体のシート抵抗は温度に伴って線形的に増加する。炭素又は半導体材料については反対のことが成り立つ。炭素又は半導体材料の場合、Ｒ_Sは、約２５０Ｋまでは温度上昇につれて概して（非線形で）減少する。液体試料について同様の原理が当てはまる。例えば、溶液温度が上昇すると、溶液の粘性が減少し、溶液中のイオンの可動性が増大して、それにより溶液のバルク抵抗が減少する。そのため、プリント又はスパッタリングで作製された精密導電体は概してコスト効率が良くない。また、製造時に許容されるばらつきのために、精密なインピーダンス測定において許容できない誤差が生じてしまうことがある。そこで、精度向上と測定範囲の拡張のため、導電性が低いか又はＲ_Sの変動が大きな導電体から作られるバイオセンサの、他の方法で知ることのできないインピーダンスの測定値を（使用時に）補正するために、本明細書で提供される仕組みを用いることができる。

このように、本明細書に記載する補正／補償／最小化の方法は、電気化学的バイオセンサの導電性エレメントの未補償抵抗を補正するために、既知の分析物測定法に組み込むことができ、それによりそのようなバイオセンサを用いる分析物測定システムを改善することができる。

上記に鑑み、本方法は、１又は複数の対象分析物を含むか、含むと疑われる体液をバイオセンサに塗布することから始まる。体液試料がバイオセンサの投与用端部に塗布され検出試薬を再水和した後、本分析物測定方法は、バイオセンサの導電性エレメントに１又は複数の電位からなるテストシーケンスを印加することを含む。そのようなテストシーケンスは測定装置の接続端子から導電性エレメントの１又は複数の接触パッドに印加することができる。

関連技術分野で既知であるように、概して、テストシーケンスは１若しくは複数のＡＣ成分（随意）、及び／又は、１若しくは複数のＤＣ成分を含む。例えば、国際公開第２０１４／１４０７１８号パンフレット、同第２０１４／１４０１６４号パンフレット、同第２０１４／１４０１７０号パンフレット、同第２０１４／１４０１７２号パンフレット、同第２０１４／１４０１７３号パンフレット、及び同第２０１４／１４０１７７号パンフレット、並びに米国特許第７，３３８，６３９号明細書、同第７，３９０，６６７号明細書、同第７，４０７，８１１号明細書、同第７，４１７，８１１号明細書、同第７，４５２，４５７号明細書、同第７，４８８，６０１号明細書、同第７，４９４，８１６号明細書、同第７，５９７，７９３号明細書、同第７，６３８，０３３号明細書、同第７，７５１，８６４号明細書、同第７，９７７，１１２号明細書、同第７，９８１，３６３号明細書、同第８，１４８，１６４号明細書、同第８，２９８，８２８号明細書、同第８，３７７，７０７号明細書、及び同第８，４２０，４０４号明細書を参照。

したがって、インピーダンス測定のためには、テストシーケンスは少なくとも１つのＡＣ成分を含むべきである。そのような成分は複数のＡＣセグメント、例えば約２セグメントから約１０セグメント、約３セグメントから約９セグメント、約４セグメントから約８セグメント、約５セグメントから約７セグメント、又は約６セグメントを含むことができる。他の例では、ＡＣ成分は、約２セグメント、約３セグメント、約４セグメント、約５セグメント、約６セグメント、約７セグメント、約８セグメント、約９セグメント、又は約１０セグメントを含むことができる。さらに他の例では、ＡＣ成分は１０セグメント以上、即ち、約１５セグメント、約２０セグメント、又は約２５セグメントを含むことができる。さらに他の例では、ＡＣ成分は、同時に印加される複合低周波ＡＣ信号を有する１セグメントを含むことができる。

当業者は、ＡＣセグメントの数は応答の複雑さ、関連する周波数帯、及び測定を実行するために利用可能な時間によって制約を受けることを理解する。概して高周波は高帯域幅電子工学技術及びより速いサンプリングを必要とし、一方、低周波は時間がかかり、典型的にはノイズが大きい。したがってセグメントの最大数は、試料と環境要因及び／又は対象となる混乱要因とを識別するために必要な最小カウントと周波数スパンを選択することによる、これらパラメータの妥協となる。

ＡＣ成分の各セグメントの各信号の周波数は、約１ｋＨｚから約２０ｋＨｚ、約２ｋＨｚから約１９ｋＨｚ、約３ｋＨｚから約１８ｋＨｚ、約４ｋＨｚから約１７ｋＨｚ、約５ｋＨｚから約１６ｋＨｚ、約６ｋＨｚから約１５ｋＨｚ、約７ｋＨｚから約１４ｋＨｚ、約８ｋＨｚから約１３ｋＨｚ、約９ｋＨｚから約１２ｋＨｚ、又は約１０ｋＨｚから約１１ｋＨｚであり得る。他の例では、ＡＣ成分の各セグメントの周波数は、約１ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、約３ｋＨｚ、約４ｋＨｚ、約５ｋＨｚ、約６ｋＨｚ、約７ｋＨｚ、約８ｋＨｚ、約９ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約１１ｋＨｚ、約１２ｋＨｚ、約１３ｋＨｚ、約１４ｋＨｚ、約１５ｋＨｚ、約１６ｋＨｚ、約１７ｋＨｚ、約１８ｋＨｚ、約１９ｋＨｚ、又は約２０ｋＨｚであり得る。さらに他の例では、ＡＣ成分の各セグメントの各信号の周波数は、２０ｋＨｚより大きく、即ち、約３０ｋＨｚ、約４０ｋＨｚ、又は約５０ｋＨｚであり得る。いくつかの例では、１又は複数のセグメントが同じ周波数を持つことがあり、一方、他の例では、各セグメントが他のセグメントと異なる周波数を持つ。しかしながら、概ね４つの周波数で充分である。使用される正確な周波数は、測定システムのクロックの最大周波数の単純な整数除算で容易に得られる。

しかし、ＡＣ成分のセグメントの信号の最大周波数限界は、検査計などの、バッテリー駆動の安価な手持ち機材の場合は約１００ｋＨｚ以下である。これを超えると、アナログ帯域幅、サンプリングレート、ストーレッジ、及び処理スピードへの要求の高まりが積み重なる一方、典型的なバイオセンサの応答の虚部が周波数につれて小さくなる。周波数が低いと周期が長く、同等の精度でサンプリングするのに長い時間を要する。

典型的にはＡＣ成分は少なくとも２つの異なる低振幅信号を含む。例えば、ＡＣ成分は、例えば、約１０ｋＨｚ又は約２０ｋＨｚ、次いで約１ｋＨｚ又は約２ｋＨｚのように、２つのセグメントを２つの周波数で含み得る。他の例では、ＡＣ成分は複数の低振幅信号を含む。例えば、ＡＣ成分は５つのセグメントを４つの周波数、例えば、約１０ｋＨｚ、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚで含み得る。代替的に、ＡＣ成分は４つのセグメントを４つの周波数、例えば、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚで含み得る。代替的に、ＡＣ成分は約１０ｋＨｚ、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚで同時に適用される４つの周波数を含み得る。さらに代替的に、ＡＣ成分は、所望の低振幅ＡＣ信号を同時に印加する多周波数励起波形を有し得る。ＡＣ周波数は順に適用されてもよく、組み合わせて同時に適用されフーリエ変換によって分析されてもよい。

低振幅ＡＣ信号の成分は、約５００ミリ秒から約１．５秒、約６００ミリ秒から約１．２５秒、約７００ミリ秒から約１０００ミリ秒、又は約８００ミリ秒から約９００ミリ秒の間印加してもよい。代替的に、低振幅ＡＣ信号の成分は、約５００ミリ秒、約６００ミリ秒、約７００ミリ秒、約８００ミリ秒、約９００ミリ秒、約１０００ミリ秒、約１．２５秒、又は約１．５秒の間印加してもよい。詳細には、低振幅ＡＣ信号の成分は、約１００ミリ秒から約３００ミリ秒の間印加してもよい。

しかしながら、当業者は、ＡＣ成分の数、周波数、継続時間、及び順序は変更可能であることを理解する。

ＡＣ電流応答情報は、テストシーケンス中の任意のタイミングで得られる。低周波におけるインピーダンスの結果は、電気化学的セルがＤＣ分極された後に得られる場合には分析物濃度の影響を受けることがある。いくつかの例では、ＡＣ電流応答の一連の測定値がテストシーケンスの早い段階で得ることができる。流体試料がテストエレメントに塗布された直後の測定値は、拡散、温度、及び試薬の溶解度の影響を受ける。他の例では、ＡＣ電流応答の測定値は、応答の安定化を待ち投与直後の一時的な応答を避けるため、充分な試料が塗布された後に充分な間をおいてから得ることができる。同様に、応答電流の測定は、１又は複数の周波数でなされ得る。周波数オクターブ又はデケードで隔てられた複数のＡＣ測定は、その容量性のゆえに、異なる感度と操作の容易性をもたらすことがある。

電気化学的測定法における例示的なＡＣ成分に関する詳細は、例えば、米国特許７，３３８，６３９号明細書、同第７，３９０，６６７号明細書、同第７，４０７，８１１号明細書、同第７，４１７，８１１号明細書、同第７，４５２，４５７号明細書、同第７，４８８，６０１号明細書、同第７，４９４，８１６号明細書、同第７，５９７，７９３号明細書、同第７，６３８，０３３号明細書、同第７，７５１，８６４号明細書、同第７，９７７，１１２号明細書、同第７，９８１，３６３号明細書、同第８，１４８，１６４号明細書、同第８，２９８，８２８号明細書、同第８，３７７，７０７号明細書、及び同第８，４２０，４０４号明細書に開示されている。

また、テストシーケンスは１又は複数のＤＣ成分を含み得る。かかる成分は複数のパルス、例えば、約２パルスから約１０パルス、約３パルスから約９パルス、約４パルスから約８パルス、約５パルスから約７パルス、又は約６パルスを含み得る。他の例では、ＤＣ成分は、約２パルス、約３パルス、約４パルス、約５パルス、約６パルス、約７パルス、約８パルス、約９パルス、又は約１０パルスを含み得る。さらに他の例では、ＤＣ成分は、１０パルスより多い、即ち、約１５パルス、約２０パルス、又は約２５パルスを有し得る。本明細書で用いられる場合、「パルス」は少なくとも１つの励起と復元の周期を意味する。

ＤＣ成分は、典型的には、約０ｍＶと約＋４５０ｍＶの電位差間で交替し一定に印加される電位差、又は、従来のＤＣ電気化学的方法で分析可能な他のゆっくり時間変化する電位差である。しかしながら、当業者は、印加される電位差の範囲は、用いられる分析物と試薬の化学によって変化し得るものであり、また実際そうなることを理解する。したがって、励起パルス電位は、＋４５０ｍＶより大きく、それより小さく、又はそれと等しいことがあり得る。励起電位の例は、５０ｍＶ、７５ｍＶ、１００ｍＶ、１２５ｍＶ、１５０ｍＶ、１７５ｍＶ、２００ｍＶ、２２５ｍＶ、２５０ｍＶ、２７５ｍＶ、３００ｍＶ、３２５ｍＶ、３５０ｍＶ、３７５ｍＶ、４００ｍＶ、４２５ｍＶ、４５０ｍＶ、４７５ｍＶ、５００ｍＶ、５２５ｍＶ、５５０ｍＶ、５７５ｍＶ、６００ｍＶ、６２５ｍＶ、６５０ｍＶ、６７５ｍＶ、７００ｍＶ、７２５ｍＶ、７５０ｍＶ、７７５ｍＶ、８００ｍＶ、８２５ｍＶ、８５０ｍＶ、８７５ｍＶ、９００ｍＶ、９２５ｍＶ、９５０ｍＶ、９７５ｍＶ、又は１０００ｍＶを含むが、これらに限られない。

それぞれのＤＣパルスは、数にかかわらず、約５０ミリ秒から約５００ミリ秒、約６０ミリ秒から約４５０ミリ秒、約７０ミリ秒から約４００ミリ秒、約８０ミリ秒から約３５０ミリ秒、約９０ミリ秒から約３００ミリ秒、約１００ミリ秒から約２５０ミリ秒、約１５０ミリ秒から約２００ミリ秒、又は、約１７５ミリ秒の間印加され得る。それぞれのＤＣパルスは、代替的に、約５０ミリ秒、約６０ミリ秒、約７０ミリ秒、約８０ミリ秒、約９０ミリ秒、約１００ミリ秒、約１２５ミリ秒、約１５０ミリ秒、約１７５ミリ秒、約２００ミリ秒、約２２５ミリ秒、約２５０ミリ秒、約２７５ミリ秒、約３００ミリ秒、約３２５ミリ秒、約３５０ミリ秒、約３７５ミリ秒、約４００ミリ秒、約４２５ミリ秒、約４５０ミリ秒、約４７５ミリ秒、又は約５００ミリ秒の間印加され得る。詳細には、それぞれの＋４５０ｍＶのＤＣパルスは約２５０ミリ秒間、それぞれの０ｍＶのＤＣパルスは約５００ミリ秒間印加され得る。さらに代替的に、それぞれのパルスは約５０ミリ秒より短い間、又は約５００ミリ秒より長い間印加され得る。

概して、ＤＣパルスの傾斜率は、ピーク電流がほぼ理想的な電位の移行によるピーク電流に対して約５０％以上となるように選ばれる。いくつかの例では、各パルスが同じ傾斜率を持つようにできる。他の例では、いくつかのパルスが同じ傾斜率を持ち、他のパルスが異なる傾斜率を持つようにできる。さらに他の例では、それぞれのパルスが独自の傾斜率を持つ。例えば、効果的な傾斜率は、約５ｍＶ／ミリ秒から約７５ｍＶ／ミリ秒、又は約１０ｍＶ／ミリ秒から約５０ｍＶ／ミリ秒、１５ｍＶ／ミリ秒から約２５ｍＶ／ミリ秒、又は約２０ｍＶ／ミリ秒であり得る。代替的に、傾斜率は、約５ｍＶ／ミリ秒、約１０ｍＶ／ミリ秒、約１５ｍＶ／ミリ秒、約２０ｍＶ／ミリ秒、約２５ｍＶ／ミリ秒、約３０ｍＶ／ミリ秒、約３５ｍＶ／ミリ秒、約４０ｍＶ／ミリ秒、約４５ｍＶ／ミリ秒、約５０ｍＶ／ミリ秒、約５５ｍＶ／ミリ秒、約６０ｍＶ／ミリ秒、約６５ｍＶ／ミリ秒、約７０ｍＶ／ミリ秒、又は約７５ｍＶ／ミリ秒であり得る。詳細には、傾斜率は約４０ｍＶ／ミリ秒から約５０ｍＶ／ミリ秒であり得る。

ＤＣ成分中では、印加するＤＣ電位は、パルス間で約０ｍＶに固定して復元パルスを提供し、それにより概して連続的な励起波形とすることができる。これは、当該技術分野で一般に知られているような、正のＤＣパルス間で開回路を用いることを規定しているために正のパルス間で電流を集め分析することができないテストシーケンスとは対照的である。本明細書で用いられる場合、「復元パルス」は、対象分析物（例えば、グルコース）との電気化学的反応が「オフ」になり、別の正のＤＣパルスによる次の審問が始まる前に、固定された開始点にシステムが戻ることを可能にするような適切な長さの復元時間にわたって適用されるゼロ電位パルス（例えば、約−１０ｍＶから約＋１０ｍＶ）を意味する。

したがって、例示的なＤＣ成分は、（二電流測定モードで）約０ｍＶと約＋４５０ｍＶの間で交替する（即ち、パルス）。代替的に、例示的なＤＣ成分は約−４５０ｍＶと約＋４５０ｍＶの間で交替する。

ＡＣ成分の場合と同様、当業者は、ＤＣ成分の数、電位、継続時間、及びパルスの順序は変更可能であることを理解する。

テストシーケンスに対する応答は記録され、体液試料中の分析物濃度及び／又は存在を評価するために用いられる。重要な応答情報には、テストシーケンス中の励起パルス及び／又は復元パルスに対する電流応答の継続時間、形、及び／又は大きさが含まれるが、これらに限られない。かかる情報は、分析物濃度を決定するのみならず、ＨＣＴや温度及び試薬の濡れ具合や試料の拡散具合、さらに検出試薬の厚さの変動などの干渉を補正するために用いることができる。

例示的な電気化学的測定法の追加的な詳細は、例えば、米国特許第４，００８，４４８号明細書、同第４，２２５，４１０号明細書、同第４，２３３，０２９号明細書、同第４，３２３，５３６号明細書、同第４，８９１，３１９号明細書、同第４，９１９，７７０号明細書、同第４，９６３，８１４号明細書、同第４，９９９，５８２号明細書、同第４，９９９，６３２号明細書、同第５，０５３，１９９号明細書、同第５，１０８，５６４号明細書、同第５，１２０，４２０号明細書、同第５，１２２，２４４号明細書、同第５，１２８，０１５号明細書、同第５，２４３，５１６号明細書、同第５，２８８，６３６号明細書、同第５，３５２，３５１号明細書、同第５，３６６，６０９号明細書、同第５，３８５，８４６号明細書、同第５，４０５，５１１号明細書、同第５，４１３，６９０号明細書、同第５，４３７，９９９号明細書、同第５，４３８，２７１号明細書、同第５，５０８，１７１号明細書、同第５，５２６，１１１号明細書、同第５，６２７，０７５号明細書、同第５，６２８，８９０号明細書、同第５，６８２，８８４号明細書、同第５，７２７，５４８号明細書、同第５，７６２，７７０号明細書、同第５，８５８，６９１号明細書、同第５，９９７，８１７号明細書、同第６，００４，４４１号明細書、同第６，０５４，０３９号明細書、同第６，２５４，７３６号明細書、同第６，２７０，６３７号明細書、同第６，６４５，３６８号明細書、同第６，６６２，４３９号明細書、同第７，０７３，２４６号明細書、同第７，０１８，８４３号明細書、同第７，０１８，８４８号明細書、同第７，０４５，０５４号明細書、同第７，１１５，３６２号明細書、同第７，２７６，１４６号明細書、同第７，２７６，１４７号明細書、同第７，３３５，２８６号明細書、同第７，３３８，６３９号明細書、同第７，３８６，９３７号明細書、同第７，３９０，６６７号明細書、同第７，４０７，８１１号明細書、同第７，４２９，８６５号明細書、同第７，４５２，４５７号明細書、同第７，４８８，６０１号明細書、同第７，４９４，８１６号明細書、同第７，５４５，１４８号明細書、同第７，５５６，７２３号明細書、同第７，５６９，１２６号明細書、同第７，５９７，７９３号明細書、同第７，６３８，０３３号明細書、同第７，７３１，８３５号明細書、同第７，７５１，８６４号明細書、同第７，９７７，１１２号明細書、同第７，９８１，３６３号明細書、同第８，１４８，１６４号明細書、同第８，２９８，８２８号明細書、同第８，３２９，０２６号明細書、同第８，３７７，７０７号明細書、及び同第８，４２０，４０４号明細書、並びに米国再発行特許第３６２６８号明細書、同第４２５６０号明細書、同第４２９２４号明細書、及び同第４２９５３号明細書に開示されている。本明細書に用いられ得る他の電気化学的測定法は国際公開第２０１４／１４０７１８号パンフレット、同第２０１４／１４０１６４号パンフレット、同第２０１４／１４０１７０号パンフレット、同第２０１４／１４０１７２号パンフレット、同第２０１４／１４０１７３号パンフレット、及び同第２０１４／１４０１７７号パンフレットに開示されている。

分析物濃度は、検出試薬により開放され又は消費され電極システムを介して測定される酸化還元当量（例えば、電子）関するアルゴリズム及び／又は相関により決定され、そのようなアルゴリズム及び／又は相関は当該技術分野で既知である。

分析物測定ステップの他に、分析物測定法は上記の補正／補償ステップも含み得る。即ち、本方法は、導電性エレメントの１又は複数のパターンの抵抗を、例えば、導電スクエアの形式で測定し、次いで導電性エレメントのパターン中の未補償導電スクエアの理論上の数で除し、後に導電性エレメントの未補償抵抗の補正に用いることができるＲ_UNCを得ることにより、バイオセンサのＲ_S（Ω／ｓｑ）を使用時に決定することを含み得る。

次に図１５を参照すると、いくつかの例では、補正／補償のステップは、非制限的な例示として、図５に示すように接続端子（又はバイオセンサポート）を介してバイオセンサに連結された測定装置のプロセッサ又はコントローラ又は他の部品で実行することができる。

図１５に示す非制限的なプロセスのステップは、まず、プロセス構成要素１４０２で、１又は複数のループ抵抗を測定し、プロセス構成要素１４０４で、次のように導電性エレメントのＲ_Sを決定する。

プロセス構成要素１４０６では、プロセスは、与えられたセル（例えば、ＣＥ又はＷＥ）に含まれるＲ_UNCの量を次のように決定することを含む。

ＷＥ及びＣＥの導電スクエアの数は、推定、実験的に決定、理論的に同定、又はシミュレートすることができる。

プロセス構成要素１４０８において、プロセスは、測定したループ電流を用いて次のようにセルインピーダンスと位相を決定することを含む。

プロセス構成要素１４１０において、プロセスは、次のようにインピーダンスを実部と虚部に変換することを含む。

プロセス構成要素１４１２において、プロセスは、Ｒ_UNC分を補正することを含み、これは、次のようにＲ_UNCを減じることで実部インピーダンスを補正することにより達成できる。

プロセス構成要素１４１４において、プロセスは、随意に、実部と元の虚部を補正された大きさと位相に変換することを含む。

プロセス構成要素１４１６において、プロセスは、分析物濃度値を決定することを含む。いくつかの例では、元の測定値は補正されたＺ’及びθ’に置き換えられる。プロセス構成要素１４１６において、全ての評価基準の考慮が尽くされていない場合には、プロセスを繰り返してもよい。この基準には、非制限的な例として、周波数又は（例えば測定装置に含まれるサーミスタの温度測定値に基づく）温度範囲が含まれていてもよい。即ち、上記ステップが各周波数又は動作温度範囲について完了していない場合、プロセスを繰り返してもよい。

本発明概念は、制限ではなく例示目的で提示される、以下の非制限的な例示を考慮すればより完全に理解されるであろう。

実施例１

図１６は、電気化学的バイオセンサからの動作結果を評価するための一例を示し、バイオセンサを、異なるＨＣＴ（例えば、１１．６％、２５．６、４３．４％、５５．０％、６４．６％、及び６９．８％）の存在下で、一定のグルコース濃度を分析するために用いたものである。具体的には、図１６は、血液試料、及びＲ_Sが４．２Ω／ｓｑの混成金属製導電性エレメントを有するバイオセンサからの平均データを示す。したがって、図１６は顕著な感度変化を示し、感度変化は試料の導電性が低くなる（ＨＣＴが低くなる）とより顕著になる。

より具体的には、この例においては、２μΑのＤＣ応答及び実部が４３４Ωの高周波数インピーダンスを測定するため実験を行った。図１７に示すとおり、Ｒ_UNC補正を行わない場合、公称抵抗率に基づき、Ｚ_realは直接４４．４ＨＣＴに変換された。図１６に示す正しい較正曲線が選ばれ（４９．９６ｍｇ／ｄＬ／μΑ）、測定された電流２μΑは正しく≒９９．９ｍｇ／ｄＬ（例えば、４９．９６ｍｇ／ｄＬ／μΑ×２μΑ＝９９．９２ｍｇ／ｄＬ）に変換された。

仮にバイオセンサの基礎材料の抵抗率が公称より≒１３％高かった場合（例えば、４．７５Ω／ｓｑ）、未補正の４３４ΩのＺ_realという測定値はＨＣＴ＝３７．４として変換されたであろう。図１６から誤った較正曲線が選ばれ（４４．９２ｍｇ／ｄＬ／μΑ）、測定された電流２μΑは≒８９．８ｍｇ／ｄＬ（−１０％誤差。例えば、４４．９２ｍｇ／ｄＬ／μΑ×２μΑ＝８９．８４ｍｇ／ｄＬ）に変換されたであろう。図１７は、図１６に示すデータと関連して用いることのできる、Ｒ（又はＺ_REAL）のＨＣＴへの変換の一例を示す。

一方、仮にバイオセンサの基礎材料の抵抗率が公称より１０％低かった場合（例えば、３．８０Ω／ｓｑ）、未補正の４３４ΩＺ_realはＨＣＴ＝５１．６に変換されたであろう。誤った較正曲線が選ばれ（５９．９ｍｇ／ｄＬ／μΑ）、測定された電流２μΑは≒１１９．８ｍｇ／ｄＬ（＋２０％誤差。例えば、５９．９ｍｇ／ｄＬ／μΑ×２μΑ＝１１９．８ｍｇ／ｄＬ）に変換されたであろう。このように、適切な較正選択のための上記のシステム及び方法はバイオセンサ又はテストストリップの最終的な分析精度の実質的な向上をもたらすことが分かる。

本明細書に記載の方法の効果をさらに示すため、Ｒ_Sをそれぞれ０．２、３．８、４．２、及び４．８Ω／ｓｑに変えて、さらに４回の試験を行った。表１は、Ｒ_Sが約０．２Ω／ｓｑの合理的な厚さの導電材料で作った電極による結果を示す。電極のＲ_Sが低い場合には、基本的に、補正を要するほどに大きなＲ_UNCはない。電極のデザインは、Ｒ_UNC領域に約１６スクエアがあるもので、したがって、Ｒ_UNC＝１６×０．２Ω／スクエア＝３．６Ωであり、平均の２０ｋＨｚ｜Ｚ_REAL｜が約２４９．８Ωから約４７４．８Ωであることからすれば、大した補正にはならない。そのため、Ｚ_REAL補正済みのグルコース（ｍｇ／ｄＬ）はＲ_UNC分の補正をしていない値に近い。したがって、Ｚ_REALは例示的な測定法のＡＣ成分から得られた値であり、ＨＣＴとＲ_UNCの両方からの寄与分を含むであろう測定値である。この場合、値にＲ_UNC分の補正を行っても、Ｒ_UNCが小さいため違いは小さい。

対照的に、表２〜表４はＲ_S値を徐々に増加させた場合の結果を示す。ここでは、テストストリップは、より導電性の低い薄膜電極を有し、そのため表１のテストストリップと比較して抵抗が大きく、これにより、Ｒ_UNC分を補正することで計算されるグルコース値がどのように改善されるかが示される。ここで扱われているのは通常の製造方法で見られる範囲である。

これらの表に示すように、検査した各ＨＣＴについて、Ｒ_Sが大きいほどグルコース値の誤差が大きい。しかしながら、本明細書に記載した補償方法によって、対象としたＨＣＴ値の範囲全体にわたって、グルコース値の誤差を目標のグルコース値１２０ｍｇ／ｄＬの±３％以内に補正することができた。

本明細書において引用される特許、特許出願、公開特許出願及び他の刊行物は全て、参照によりその全体が説明されているかのように本明細書に援用される。

本発明概念は、現在最も実用的かつ好ましい実施形態と考えられるものに関連して記載されている。しかしながら、本発明概念は例示として示されているのであって、開示される実施形態に制限されることを意図するものではない。したがって、当業者は、本発明概念が、添付される請求の範囲に示される発明概念の主旨及び範囲内の全ての変更例及び代替的な構成を包含することが意図されていることを理解する。番号を付した実施形態を以下に提示する。

番号を付した実施形態

上記に追加的に又は代替的に、以下の実施形態を記載する。
１． 分析物濃度を決定するために用いるバイオセンサの未補償抵抗を補償、補正、又は最小化する方法であって、
非導電性支持基板と、前記非導電性基体の面上に提供され、１又は複数の作用電極、作用電極トレース、作用電極接触パッド、作用電極電圧検出トレース、作用電極電圧検出接触パッド、対極、対極トレース、対極接触パッド、対極電圧検出トレース、及び対極電圧検出接触パッドを備える導電性エレメントと、１又は複数の前記導電性エレメントに接触する検出試薬とを備える前記バイオセンサの２つの導電性エレメントの間に電位差を印加するステップであって、
前記２つの導電性エレメントは作用電極及び対極であり、前記作用電極及び前記対極のそれぞれは、未補償接続部分及び未補償作用部分に分割可能であり、前記未補償接続部分は、前記作用電極及び／又は前記対極それぞれへの任意の電圧検出トレース接続の後から始まり、未補償接続部分及び未補償作用部分のそれぞれは、ある数の導電スクエアにさらに分割可能であるステップと、
１又は複数のループ抵抗を測定し、それぞれのループ抵抗を前記ループ内の予め決定された数のスクエアで除し、結果を数学的に組み合わせて前記導電性エレメントを表す前記シート抵抗を決定することにより、前記作用電極及び前記対極のシート抵抗を、前記印加した電位差に基づいて決定するステップと、
前記シート抵抗及び前記導電スクエア数に基づいて前記作用電極及び前記対極の未補償抵抗を決定するステップと、
前記決定された未補償抵抗に基づいて、インピーダンスを数学的に補償又は補正するステップと
を含む方法。
２． 前記電位が少なくとも１つの交流（ＡＣ）成分を含む実施形態１に記載の方法。
３． 前記少なくとも１つのＡＣ成分が約１０ｋＨｚ、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は約０．５秒から約１．５秒の間適用される実施形態２に記載の方法。
４． 前記少なくとも１つのＡＣ成分は約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は、約０．５秒から約１．５秒の間適用される実施形態２に記載の方法。
５． 前記電位は少なくとも１つの直流（ＤＣ）成分をさらに含む実施形態２に記載の方法。
６． 前記少なくとも１つのＤＣ成分は、約＋４５０ｍＶまで傾斜するか又は約０Ｖから約＋４５０ｍＶまで傾斜する複数の電位パルスを含み、対極と作用電極の間に約０ｍＶの電位差が印加される復元期によりそれぞれのパルスが隔てられる実施形態５に記載の方法。
７． 前記少なくとも１つのＤＣ成分は、約−４５０ｍＶと約＋４５０ｍＶの間で交替する複数の電位パルスを含む実施形態５に記載の方法。
８． 対象分析物を有するか又は有していると疑われる体液試料であって、体液が検出試薬と流体接触している体液試料中の分析物濃度を決定するステップをさらに含む実施形態１に記載の方法。
９． 体液試料中の対象分析物の濃度又は存在を電気化学的に測定する方法であって、
非導電性支持基板と、前記非導電性基体の面上に提供され、１又は複数の作用電極、作用電極トレース、作用電極接触パッド、作用電極電圧検出トレース、対極、対極トレース、対極接触パッド、及び対極電圧検出トレースを備える導電性エレメントと、１又は複数の前記導電性エレメントに接触する検出試薬とを備えるバイオセンサに体液試料を塗布するステップであって、
前記２つの導電性エレメントは作用電極及び対極であり、前記作用電極及び前記対極のそれぞれは、未補償接続部分及び未補償作用部分に分割可能であり、前記未補償接続部分は、前記作用電極及び／又は前記対極それぞれへの任意の電圧検出トレース接続の後から始まり、未補償接続部分及び未補償作用部分のそれぞれは、ある数の導電スクエアにさらに分割可能であるステップと、
前記バイオセンサの２つの導電性エレメントに、少なくとも１つのＡＣ成分と少なくとも１つのＤＣ成分を含む電気的テストシーケンスを印加し、それに対する応答情報を測定するステップと、
１又は複数のループ抵抗を測定し、それぞれのループ抵抗を１又は複数のループ内の予め決定された数のスクエアで除し、結果を数学的に組み合わせて前記導電性エレメントを表す前記シート抵抗を決定することにより、前記作用電極及び前記対極のシート抵抗を、前記印加した電位差に基づいて決定するステップと、
前記シート抵抗及び前記導電スクエア数に基づいて前記作用電極及び前記対極の未補償抵抗を決定するステップと、
前記決定された未補償抵抗に基づいて、インピーダンスを数学的に補償又は補正するステップと、
前記テストシーケンスに対する前記応答情報を用い、ＤＣ成分及び数学的に補償又は補正されたインピーダンスに基づき１又は複数の分析物濃度を検査計で決定するステップと
を含む方法。
１０． 前記少なくとも１つのＡＣ成分が約１０ｋＨｚ、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は約０．５秒から約１．５秒の間適用される実施形態９に記載の方法。
１１． 前記少なくとも１つのＡＣ成分は約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は、約０．５秒から約１．５秒の間適用される実施形態９に記載の方法。
１２． 前記少なくとも１つのＤＣ成分は、約＋４５０ｍＶまで傾斜するか又は約０Ｖから約＋４５０ｍＶまで傾斜する複数の電位パルスを含み、対極と作用電極の間に約０ｍＶの電位差が印加される復元期によりそれぞれのパルスが隔てられる実施形態９に記載の方法。
１３． 前記少なくとも１つのＤＣ成分は、約−４５０ｍＶと約＋４５０ｍＶの間で交替する複数の電位パルスを含む実施形態９に記載の方法。
１４． 対象分析物がグルコースである実施形態９に記載の方法。
１５． 検査計のバイオセンサの計算精度及び信頼性を向上させる方法であって、
非導電性支持基板と、前記非導電性基体の面上に提供され、１又は複数の作用電極、作用電極トレース、作用電極接触パッド、作用電極電圧検出トレース、作用電極電圧検出接触パッド、対極、対極トレース、対極接触パッド、対極電圧検出トレース、及び対極電圧検出接触パッドを備える導電性エレメントと、１又は複数の前記導電性エレメントに接触する検出試薬とを備えるバイオセンサを検査計に提供するステップであって、
前記２つの導電性エレメントは作用電極及び対極であり、前記作用電極及び前記対極のそれぞれは、未補償接続部分及び未補償作用部分に分割可能であり、前記未補償接続部分は、前記作用電極及び／又は前記対極それぞれへの任意の電圧検出トレース接続の後から始まり、未補償接続部分及び未補償作用部分のそれぞれは、ある数の導電スクエアにさらに分割可能であるステップと、
前記導電スクエア数及びシート抵抗に基づき、作用電極及び対極の未補償抵抗を決定するステップと、
測定したインピーダンスの実部から未補償抵抗を減ずることにより、インピーダンスを数学的に補償又は補正するステップと
を含む方法。
１６． 前記電位が少なくとも１つの交流（ＡＣ）成分を含む実施形態１５に記載の方法。
１７． 前記少なくとも１つのＡＣ成分が約１０ｋＨｚ、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は約０．５秒から約１．５秒の間適用される実施形態１６に記載の方法。
１８． 前記少なくとも１つのＡＣ成分は約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は、約０．５秒から約１．５秒の間適用される実施形態１６に記載の方法。
１９． 実施形態１から８のいずれか１項に記載の方法を実行するよう構成された装置。
２０． 血糖測定器である実施形態１９記載の装置。
２１． 実施形態１９記載の装置及び少なくとも１つのバイオセンサを備えるシステム。
２２． 自己監視血糖（ＳＭＢＧ）システムである実施形態２１記載のシステム。
２３． 実施形態９から１４のいずれか１項に記載の方法を実行するよう構成された装置。
２４． 血糖測定器である実施形態２３記載の装置。
２５． 実施形態２３記載の装置及び少なくとも１つのバイオセンサを備えるシステム。
２６． 自己監視血糖（ＳＭＢＧ）システムである実施形態２５記載のシステム。
２７． 実施形態１５から１８のいずれか１項に記載の方法を実行するよう構成された装置。
２８． 血糖測定器である実施形態２７記載の装置。
２９． 実施形態２７記載の装置及び少なくとも１つのバイオセンサを備えるシステム。
３０． 自己監視血糖（ＳＭＢＧ）システムである実施形態２９記載のシステム。

１０ バイオセンサ
１２ 支持基板
１４ スペーサ
１６ カバー
１８ 第１面
２０ 第２面
２２ 端部
２４ 端部
２６ 側縁部
２８ 側縁部
３０ 毛管路
３２ 端縁部
３４ 内面
３６ 下面
４０ 接続端子
４２ ディスプレイ
４４ 入力手段
１００ バイオセンサ
１０２ 測定装置
１０２ａ 測定回路
１０４ 作用電極（ＷＥ）
１０６ 対極（ＣＥ）
１０８ ＣＥトレース
１１０ ＷＥトレース
１１２ ＷＥ電圧検出トレース
１１４ 試料収容空間
１１６ ＣＥ電流
１１８ Ｂ点
１２０ Ａ点
１２２ ＷＥ電流
１２４ ＣＥ電圧検出トレース
２００ バイオセンサ
３００ バイオセンサ
６００ バイオセンサ
６０２ ＷＥ電圧検出トレース
６０４ ＣＥ電圧検出トレース
６０６ ＷＥトレース
６０８ ＣＥトレース
６１０ ＷＥ
６１２ ＣＥ
６１４ 反応領域
６１６ ＷＥ未補償接続部分
６１８ ＣＥ未補償接続部分
６２０ ＷＥ未補償作用部分
６２２ ＣＥ未補償作用部分
６２４ ＷＥ端部
６２６ ＣＥ端部
７００ 測定回路
７０２ 第１抵抗
７０４ 第２抵抗
７０６ 負荷抵抗
８０２ ＷＥ導電スクエア
８０２ａ〜ｃ ＷＥ未補償接続部分導電スクエア
８０２ｄ〜ｋ ＷＥ未補償作用部分導電スクエア
８０２ｌ ＷＥ端部導電スクエア
８０４ ＣＥ導電スクエア
８０４ａ〜ｃ ＣＥ未補償接続部分導電スクエア
８０４ｄ〜ｋ ＣＥ未補償作用部分導電スクエア
８０４ｌ ＣＥ端部導電スクエア
１４０２ 計算ステップ（セルインピーダンス及び位相）
１４０４ 変換ステップ
１４０６ 測定ステップ
１４０８ 計算ステップ（シート抵抗）
１４１０ 計算ステップ（未補償抵抗）
１４１２ 変換ステップ
１４１４ 変換ステップ
１４１６ 評価ステップ

Claims (30)

1. 分析物濃度を決定するために用いるバイオセンサの未補償抵抗を補償、補正、又は最小化する方法であって、
   前記バイオセンサに電位差を印加するステップ、
   ここで当該バイオセンサが、少なくとも作用電極、作用電極電圧検出トレース、対極、及び対極電圧検出トレースを含む複数の導電性エレメント；及び、
   １又は複数の前記導電性エレメントに接触する検出試薬とを備え；
   ここで、前記電位差が、前記作用電極及び前記対極との間に適用され、そして前記作用電極と対極の各々が、未補償接続部分と未補償作用部分に分割可能であり、前記未補償接続部分は、前記作用電極及び／又は前記対極へのそれぞれの電圧検出トレース接続の後から始まり、そして未補償接続部分及び未補償作用部分のそれぞれは、複数の導電スクエアにさらに分割可能である、
   前記作用電極、前記対極、前記作用電極電圧検出トレース及び前記対電極電圧検出トレースにより形成される１又は複数の補償ループの抵抗を測定し、ここで各補償ループが複数の導電性スクエアに分割可能であり、前記１又は複数の補償ループの抵抗を、前記それぞれの補償ループの前記導電スクエアの所定の第一の数で除し、そして結果を数学的に組み合わせて、前記導電性エレメントを表すシート抵抗を決定することにより、前記作用電極及び前記対極のシート抵抗を、前記印加した電位差に基づいて決定するステップ、
   前記未補償接続部分及び前記未補償作用部分における、前記シート抵抗及び前記導電スクエア所定の第二の数に基づいて前記作用電極及び前記対極の未補償抵抗を決定するステップ、及び
   前記決定された未補償抵抗に基づいて、インピーダンスを補償又は補正するステップ
   を含む方法。
2. 前記電位が少なくとも１つの交流（ＡＣ）成分を含む請求項１に記載の方法。
3. 前記少なくとも１つのＡＣ成分が約１０ｋＨｚ、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は約０．５秒から約１．５秒の間適用される請求項２に記載の方法。
4. 前記少なくとも１つのＡＣ成分は約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は、約０．５秒から約１．５秒の間適用される請求項２に記載の方法。
5. 前記電位は少なくとも１つの直流（ＤＣ）成分をさらに含む請求項２に記載の方法。
6. 前記少なくとも１つのＤＣ成分は、約＋４５０ｍＶまで傾斜するか又は約０Ｖから約＋４５０ｍＶまで傾斜する複数の電位パルスを含み、対極と作用電極の間に約０ｍＶの電位差が印加される復元期によりそれぞれのパルスが隔てられる請求項５に記載の方法。
7. 前記少なくとも１つのＤＣ成分は、約−４５０ｍＶと約＋４５０ｍＶの間で交替する複数の電位パルスを含む請求項５に記載の方法。
8. 対象分析物を有するか又は有していると疑われる体液試料であって、体液が検出試薬と流体接触している体液試料中の分析物濃度を決定するステップをさらに含む請求項１に記載の方法。
9. 体液試料中の対象分析物の濃度又は存在を電気化学的に測定する方法であって、当該方法が、以下のステップ：
   バイオセンサに体液試料を塗布するステップ、
   ここで、前記バイオセンサが、以下の
   前記バイオセンサ内に作用電極の導電性エレメントを支持する非導電性支持基板と、
   作用電極、作用電極電圧検出トレース、及び対極を含む多数の導電性エレメント；
   １又は複数の前記導電性エレメントに接触する検出試薬とを備え；
   そしてここで前記導電性エレメントが、未補償ループ及び未補償部分として配置され、前記未補償部分がさらに未補償接続部分及び未補償作用部分を含み、ここで前記未補償接続部分は、前記作用電極への前記作用電極電圧検出トレースの接続の後から始まり、前記未補償接続部分及び未補償作用部分は、複数の導電スクエアにさらに分割可能であり、
   電位差をバイオセンサに付加するステップ、
   前記電位差に応じた補償ループを通して生成された抵抗の計測値と、前記補償ループにおいて前記複数の導電スクエアの所定の第一数に基づいて、前記複数の導電スクエアにおいて、１又は複数の導電スクエアについてのシート抵抗を決定する
   前記１又は複数の導電スクエアのシート抵抗と、前記未補償部分において前記複数の導電スクエアの所定の第二数とに基づいて、作用電極について未補償抵抗を決定し；
   前記バイオセンサの作用電極と対極に、電気的テストシーケンスを適用し、そしてそれに対する応答情報を計測するステップ、ここで前記電気的テストシーケンスが、少なくとも１のAC成分と少なくとも１のDC成分とを含み；
   未補償の抵抗に基づいてインピーダンスを数学的に補償又は補正するステップ、
   前記テストシーケンスに対する応答情報を用い、DC成分と、数学的に補償又は補正されたインピーダンスに基づいて検査計にて１又は複数の分析物の濃度を決定するステップ、及び
   前記テストシーケンスに対する前記応答情報を用い、ＤＣ成分及び数学的に補償又は補正されたインピーダンスに基づき１又は複数の分析物濃度を検査計で決定するステップ
   を含む方法。
10. 前記少なくとも１つのＡＣ成分が約１０ｋＨｚ、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は約０．５秒から約１．５秒の間適用される請求項９に記載の方法。
11. 前記少なくとも１つのＡＣ成分は約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は、約０．５秒から約１．５秒の間適用される請求項９に記載の方法。
12. 前記少なくとも１つのＤＣ成分は、約＋４５０ｍＶまで傾斜するか又は約０Ｖから約＋４５０ｍＶまで傾斜する複数の電位パルスを含み、対極と作用電極の間に約０ｍＶの電位差が印加される復元期によりそれぞれのパルスが隔てられる請求項９に記載の方法。
13. 前記少なくとも１つのＤＣ成分は、約−４５０ｍＶと約＋４５０ｍＶの間で交替する複数の電位パルスを含む請求項９に記載の方法。
14. 対象分析物がグルコースである請求項９に記載の方法。
15. バイオセンサの計算精度及び信頼性を向上させる方法であって、
    バイオセンサを提供するステップ、
    ここで、当該バイオセンサが、前記バイオセンサ内に作用電極の導電性エレメントを支持する非導電性支持基板と、
    少なくとも作用電極、作用電極電圧検出トレース、及び対極を含む複数の導電性エレメント；及び
    １又は複数の導電性エレメントに接触する検出試薬
    を含み、ここで前記導電性エレメントが、補償ループと未補償部分として配置され、前記未補償部分が、さらに未補償接続部分と未補償作用部分とを含み、ここで前記未補償部分が、前記作用電極への任意の電圧検出トレース接続の後から始まり、そしてここで前記補償ループ、前記未補償接続部分、及び未補償作用部分の各々が、複数の導電スクエアに分割可能であり；
    前記バイオセンサに電位差を適用するステップ；
    前記電位差に応答して補償ループを通して生成された抵抗の計測値と、前記補償ループにおける前記複数の導電スクエアの第一数を通して生成された抵抗の計測値に基づいて、複数の導電スクエアにおける１又は複数の導電スクエアについてのシート抵抗を計測するステップ；
    前記１又は複数の導電スクエアについてのシート抵抗と、前記未補償部分の導電スクエアの数の所定の第二数とに基づいて前記作用電極の未補償の抵抗を決定するステップ；そして
    インピーダンスの実部から未補償の抵抗を差し引くことにより、前記補償ループにおけるループ電流に基づいて決定されるインピーダンスを補償又は補正するステップ
    を含む方法。
16. 前記電位が少なくとも１つの交流（ＡＣ）成分を含む請求項１５に記載の方法。
17. 前記少なくとも１つのＡＣ成分が約１０ｋＨｚ、約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は約０．５秒から約１．５秒の間適用される請求項１６に記載の方法。
18. 前記少なくとも１つのＡＣ成分は約２０ｋＨｚ、約１０ｋＨｚ、約２ｋＨｚ、及び約１ｋＨｚの周波数を含み、それぞれの周波数は、約０．５秒から約１．５秒の間適用される請求項１６に記載の方法。
19. 請求項１から８のいずれか１項に記載の方法を実行するよう構成された装置。
20. 血糖測定器である請求項１９記載の装置。
21. 請求項１９記載の装置及び少なくとも１つのバイオセンサを備えるシステム。
22. 自己監視血糖（ＳＭＢＧ）システムである請求項２１記載のシステム。
23. 請求項９から１４のいずれか１項に記載の方法を実行するよう構成された装置。
24. 血糖測定器である請求項２３記載の装置。
25. 請求項２３記載の装置及び少なくとも１つのバイオセンサを備えるシステム。
26. 自己監視血糖（ＳＭＢＧ）システムである請求項２５記載のシステム。
27. 請求項１５から１８のいずれか１項に記載の方法を実行するよう構成された装置。
28. 血糖測定器である請求項２７記載の装置。
29. 請求項２７記載の装置及び少なくとも１つのバイオセンサを備えるシステム。
30. 自己監視血糖（ＳＭＢＧ）システムである請求項２９記載のシステム。

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