JP2010526308A - 非線形の試料応答を使用した検体測定のためのシステムおよび方法 - Google Patents

非線形の試料応答を使用した検体測定のためのシステムおよび方法 Download PDF

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Abstract

本発明のシステムおよび方法は、生物学的流体試料中の医学的に重要な成分の濃度を算定するために、ファラデー電流応答を発生するのに充分なＡＣ励起電位が試料に印加された際に生物学的流体試料から発生する非線形のファラデー電流応答の線形成分を使用する。電流応答は、印加された電位による、試料中の電気化学的作用の励起により生じる。通常、印加されたＡＣ電位に対する電流応答の線形成分は、医学的に重要な成分の濃度に相関し得る位相角および／またはアドミッタンス情報を含む。また、通常、電流応答の基本線形成分が開示のシステムおよび方法において使用される。また、基本線形成分の高調波も使用され得る。他の方法および装置が開示される。

Description

本発明は、流体中の検体濃度の測定のための測定方法および装置に関する。特に、本発明は、血液中のグルコース濃度の測定に使用され得る方法および装置に関するが、これに限定されない。
特に、他の交絡物質の存在下においての物質の濃度の測定は、特に医学的診断などの多くの分野において重要である。たとえば、血液などの体液中のグルコースの測定は、糖尿病の有効的な治療に不可欠である。
通常、糖尿病の治療は、基礎および食事時の２種類のインスリン治療をともなう。基礎的インスリンは、しばしば就寝前に摂取される、継続性のたとえば持続放出インスリンである。食事時インスリン治療は、糖類および炭水化物の代謝を含む種々の要因により生じる血糖の変動を調節するための即効性インスリンの追加的投与を供する。血糖変動の適正な調節は、血中のグルコース濃度の正確な測定を必要とする。これが行われない場合、失明および糖尿病患者自身の指、手、足などの使用を最終的に奪い得る四肢の循環の損失を含む重度の合併症を生じ得る。
たとえばグルコースなど、血液試料中の検体の濃度を測定するための複数の方法が既知である。このような方法は、一般的に、光学的方法および電気化学的方法の２つのカテゴリーの１つに分類される。光学的方法は、通常、試薬中のスペクトル変化を観測する反射分光または吸収分光を含む。このような変化は、検体の濃度を示す色変化を生じる化学的反応によってもたらされる。電気化学的方法は、通常、検体濃度を示す電流応答または電量応答のいずれかを含む。たとえば、Columbusの米国特許第４２３３０２９号明細書、Paceの米国特許第４２２５４１０号明細書、Columbusの米国特許第４３２３５３６号明細書、Muggliの米国特許第４００８４４８号明細書、Liljaの米国特許第４６５４１９７号明細書、Szuminskyらの米国特許第５１０８５６４号明細書、Nankaiらの米国特許第５１２０４２０号明細書、Szuminskyらの米国特許第５１２８０１５号明細書、Whiteの米国特許第５２４３５１６号明細書、Dieboldらの米国特許第５４３７９９９号明細書、Pollmannらの米国特許第５２８８６３６号明細書、Carterらの米国特許第５６２８８９０号明細書、Hillらの米国特許第５６８２８８４号明細書、Hillらの米国特許第５７２７５４８号明細書、Crismoreらの米国特許第５９９７８１７号明細書、Fujiwaraらの米国特許第６００４４４１号明細書、Priedelらの米国特許第４９１９７７０号明細書、Shiehらの米国特許第６０５４０３９号明細書を参照し、これらは全体的に参照文献としてここに組み入れられる。
血中の化学物質濃度を測定する電気化学的方法の重要な制限は、検体の拡散に対する交絡変数および試薬の種々の有効成分の影響である。血糖測定の精度に対する制限の例には、（測定される特徴以外の）血液成分または状態の変化が含まれる。たとえば、ヘマトクリット（赤血球の濃度）の変化または血中の他の化学物質濃度の変化は、血液試料の信号発生に影響し得る。血液試料のビリルビン成分の変化は、血液化学の測定における交絡変数のさらに別の例である。
血液試料中のヘマトクリットに関して、先行技術の方法は、試料中の血漿からの赤血球の分離を、たとえばガラス繊維フィルタまたは血漿のみをフィルムに進入可能にする孔形成を含む試薬フィルムに頼っていた。ガラス繊維フィルタによる赤血球の分離は測定に必要な血液試料の量を増加し、これは試験計測器の消費者の期待に反する。多孔性膜は、ヘマトクリット影響の減少に部分的に有効であるのみであり、所望の精度を達成するためには、遅延時間の増加および／またはＡＣ測定（以下を参照）との組み合わせで使用されなければならない。
また、先行技術の方法は、テストストリップ試薬上の試料のより長いインキュベーション時間を含むＤＣ測定の使用により、試料のヘマトクリットの測定グルコース値に対する影響の規模を減少させることでヘマトクリット干渉を減少または除去することを試みた。このような方法はまた、大幅に増加した試験時間を被る。
したがって、ヘマトクリットおよび血中の他の化学物質の濃度の変化を含む、交絡変数の存在下であっても正確に血糖を測定するシステムおよび方法が必要とされている。同様に、任意の生物学的流体の医学的に重要な成分を正確に測定するシステムおよび方法が必要とされている。本発明の目的は、このようなシステムおよび方法を提供することである。
一実施の形態において、生物学的流体の医学的に重要な成分の濃度を測定するための方法が開示され、ＡＣ成分を有する第１の信号を生物学的流体に印加する工程であって、該ＡＣ成分が生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである、工程と、第１の信号に対する電流応答を測定する工程と、電流応答の基本成分を測定する工程と、基本成分から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程とを含む。
別の実施の形態において、生物学的流体の医学的に重要な成分の濃度を測定するための方法が開示され、第１のＡＣ信号を生物学的流体に印加する工程であって、該第１のＡＣ信号が生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである、工程と、第１のＡＣ信号に対する電流応答を測定する工程と、電流応答の基本成分を測定する工程と、基本成分から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程とを含む。
さらに別の実施の形態において、血液試料のグルコース濃度を測定するための方法が開示され、ＡＣ成分を有する第１の信号を血液試料に印加する工程であって、該ＡＣ成分が血液試料からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである工程と、第１の信号に対する電流応答を測定する工程と、電流応答の基本成分を測定する工程と、基本成分からグルコース濃度の表示を測定する工程とを含む。
電位と時間との対比を示す図表であって、先行技術の電気化学テストストリップからの励起信号とこれに対する応答を示す。 電位と時間との対比を示す図表であって、本発明の第１の実施の形態の励起電位と、これに対する電気化学テストストリップからのファラデー応答と、該応答の基本成分とを示す。 本発明の一実施の形態の方法による、各々の第１のフーリエアドミッタンス応答成分の虚数部に対してプロットされた各々の第１のフーリエアドミッタンス応答成分の実数部の図表である。 本発明の一実施の形態による、いくつかのグルコース濃度の測定に対する正規化誤差と実際のグルコース濃度（パラメータ的に表示されたヘマトクリット濃度を有する）との対比の図表である。 本発明の一実施の形態により測定された、０ｍｇ／ｄＬのビリルビンを含有するいくつかの試料についての実際のグルコース濃度と測定グルコース濃度との対比の図表である。 本発明の一実施の形態により測定された、２０ｍｇ／ｄＬのビリルビンを含有するいくつかの試料についての実際のグルコース濃度と測定グルコース濃度との対比の図表である。 本発明の一実施の形態により測定された、４０ｍｇ／ｄＬのビリルビンを含有するいくつかの試料についての実際のグルコース濃度と測定グルコース濃度との対比の図表である。 ２５％のヘマトクリットを有するいくつかの血液試料について、本発明の一実施の形態および先行技術の測定技術を使用して得た試験データの表である。 ４５％のヘマトクリットを有するいくつかの血液試料について、本発明の一実施の形態および先行技術の測定技術を使用して得た試験データの表である。 ６５％のヘマトクリットを有するいくつかの血液試料について、本発明の一実施の形態および先行技術の測定技術を使用して得た試験データの表である。 パラメータ的に表示された励起電位高調波を有するいくつかの血液試料について、グルコース濃度と測定されたアドミッタンスとの対比の図表である。 応答の基本周波数成分の使用による、いくつかの血液試料についての実際のグルコース濃度と測定されたグルコース濃度との対比の図表である。 応答の第４高調波の周波数成分を使用した、図１２の図表にて使用されたいくつかの血液試料についての実際のグルコース濃度と測定されたグルコース濃度との対比の図表である。 応答の第５高調波の周波数成分を使用した、図１２の図表にて使用されたいくつかの血液試料についての実際のグルコース濃度と測定されたグルコース濃度との対比の図表である。 ０．５秒の試験において１２８Ｈｚの励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 １．０秒の試験において１２８Ｈｚの励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 ３．０秒の試験において１２８Ｈｚの励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 ０．５秒の試験において３つの周波数励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 １．０秒の試験において３つの周波数励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 ３．０秒の試験において３つの周波数励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 ＤＣ励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 ＤＣおよび２つの低電位ＡＣ周波数を含む励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 ＤＣ信号、低電位ＡＣ信号および高電位ＡＣ信号を含む励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 高電位ＡＣ励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 高電位ＡＣ励起信号および２つの周波数を有する低電位ＡＣ励起信号を使用した、いくつかの血液試料についての正規化誤差と対照グルコースとの対比の図表である。 ここで説明した方法の使用による一実験に利用された対称的なセンサ設計の電極パターンの平面図である。 ニトロソアニリンおよびその誘導体を含有した試薬化合物を使用した場合の種々の励起電位についての電流応答とグルコース濃度との対比のグラフである。
添付の図面を参照して、本発明を例証としてのみ、さらに詳細に説明する。
本発明の原理についての理解を促進するために、図面に記載された実施の形態を参照し、またこれらの実施の形態を説明するために特定の用語が使用される。それでも、本発明の範囲の限定が意図されていないことが理解される。本発明に関連する当業者が通常検討すると考えられる、説明の装置における変更および修正、およびここに説明された本発明の原理のさらなる応用の保護が望まれる。特に、本発明は血糖試験装置および測定方法について検討されているが、本発明は他の検体および他の試料類の測定のための装置に使用可能であることが考慮される。このような代替的実施の形態は、ここで検討される実施の形態に対して当業者に明らかな一定の適合を必要とする。
本発明によるシステムおよび方法は、流体中の検体の正確な測定を可能にする。特に、検体の測定は、誤差を生じ得る干渉物の存在下であっても依然として正確である。たとえば、本発明による血糖値計測器は、一般的に試料のヘマトクリット値の変化により生じる誤差なしに血糖濃度を測定する。血糖の正確な測定は、糖尿病患者の血糖の不適当な調節による失明、循環損失および他の合併症の予防にきわめて有益である。本発明のシステムおよび方法のさらなる利点は、測定をより少量の試料およびより複雑でない計器でさらに迅速に実施することを可能にし、糖尿病患者が自身の血糖値を測定するのにより都合が良い。同様に、血液、尿または他の生物学的流体中の他の検体の正確で迅速な測定は、広範な病状の改善した診断および治療を提供する。
グルコースの測定のためのシステムに関して、電気化学的血糖計測器は、通常（しかしながら常にではない）、試薬の存在下で血液試料の電気化学反応を測定する。試薬はグルコースと反応して、さもなければ血中には存在しない電荷担体を生じる。その結果、所与の信号の存在下での血液の電気化学的反応は、主として血糖濃度によることが意図される。しかしながら、副次的に、所与の信号に対する電気化学反応は、ヘマトクリットおよび温度を含む他の要因にも左右される。血糖測定に対するヘマトクリットの交絡影響について述べており、全体として参照文献として個々に組み入れられる、たとえば、米国特許第５２４３５１６号明細書、米国特許第５２８８６３６号明細書、米国特許第５３５２３５１号明細書、米国特許第５３８５８４６号明細書、米国特許第５５０８１７１号明細書および米国特許第６６４５３６８号明細書を参照。さらに、一定の他の化学物質が、たとえば尿酸、ビリルビンおよび酸素を含む血液試料を通る電荷担体の移動に影響することがあり、これによりグルコースの測定に誤差を生じる。
血糖測定のためのシステムおよび方法に向けられた本発明による一実施の形態は、通常、電気化学セル内にて生じる著しい電気化学反応と、ＡＣ電位から生じるファラデー電流応答の発生とをもたらすのに充分な規模を有する印加ＡＣ電位によって試料を電気化学的に分析することで作用し、セルの応答の分析方法は応答データの線形分析を含む。セルがＡＣ電位に対して非線形応答を発生した場合であっても、印加された基本周波数の高調波を近似させることにより、生物学的流体試料の検体濃度を測定するためのきわめて有用なデータを電流応答の基本成分に見出すことができる（すなわち、第１高調波が印加ＡＣ電位の基本周波数と同一または実質的に同一な周波数を有する）。血液試料のグルコース濃度を測定することに向けられた一実施の形態において、ここに開示された測定および分析方法は、血液試料中のヘマトクリットおよび他の干渉物に対して比較的無感応な測定値を生じる。
全体としてここに参照文献として組み入れられる、係属中の米国特許第１０／６８８３１２号明細書（米国特許出願公開第２００４／０１５７３３号明細書）に開示されているように、比較的低い周波数および低い電位のＡＣ信号に対する電流応答の位相角は、フェリシアン化カリウムなどの可逆性の強い酸化還元メディエータを含む試薬の存在下で流体試料の検体内容に関する情報を得るために使用され得る。例として、センサ内のその特定の試薬により、約３００ｍＶの印加ＤＣ電位の相異は定電圧電流測定においてファラデー電流応答を発生させるのに適している。同様に、たとえば約５６．５６ｍＶｒｍｓの印加ＡＣ電位はファラデー電流応答を発生させるのに充分である。ニトロソアニリンおよびその誘導体などの異なる試薬化合物をアンペロメトリックセンサにて使用することもできることに留意してほしい。全体としてここに参照文献として組み入れられる、たとえば、米国特許第５１２２２４４号明細書および米国特許第５２８６３６２号明細書、および係属中の米国特許出願第２００５／００１３７３１号明細書、米国特許第２００５／００１６８４４号明細書、米国特許第２００５／０００８５３７号明細書および米国特許第２００５／００１９２１２号明細書など参照。これらの試薬を有するセンサにおいて、定電圧電流測定においてファラデー電流応答を発生させるために、たとえば４５０〜５５０ｍＶなどの比較的大きなＤＣ電位差がセンサに好ましくは印加される。図２７を参照して、一連の実験データによると、約２００ｍＶ〜約５００ｍＶの範囲のＤＣ電位は、ニトロソアニリンおよびその誘導体などを含む試薬化合物を使用する定電圧電流測定システムにおいてファラデー電流応答を発生させるのに充分である。同様に、好ましいファラデー電流応答を発生させるために、３００ｍＶｒｍｓなどの比較的大きなＡＣ電位を、好ましくは、ニトロソアニリンおよびその誘導体を含む試薬化合物を使用するセンサに印加すべきである。印加ＡＣ信号のマグニチュードを変化させ、ＡＣ応答特性を測定することにより、電気化学センサに関する当業者は、ここに含まれる教示と合わせて、センサに含まれる任意の特定の試薬に対する好ましい電位を決定することができる。したがって、有用なファラデー電流応答を発生させるために、異なる試薬は異なる印加電位のしきい値を必要とし得る。
ここで使用されるように、各々の場合において特定の試薬が使用される場合において、低電位ＡＣ励起とはファラデー電流応答を発生させるために充分でない印加ＡＣ電位のことをいい、高電位ＡＣ励起とはファラデー電流応答を発生させるために充分な印加ＡＣ電位のことをいう。状況によっては、所与の高電位ＡＣ励起に対するファラデー電流応答は、応答が非線形特性を有すること、すなわち、印加正弦波形が非正弦応答を生じることをもたらす。
図１を参照して、前述で引用した同時係属中の米国特許出願公開第２００５／００１３７３１号明細書の開示にしたがって構築された電気化学テストストリップを使用して試験が実施された。すなわち、本出願を通して開示された該試験を実施するために使用された電気化学テストストリップは、インディアナ州、インディアナポリスのロシュダイアグノスティックス社により製造および販売されているアキュチェック（登録商標）アビバ（商標）テストストリップを含む。
測定は電気化学試験スタンドにて実施され、該スタンドは、アジレント社のＶＸＩ要素に基づき構成され、要求された組み合わせおよび順序によりＡＣおよびＤＣ電位をセンサに印加して得られたセンサの電流応答を測定するようにプログラム可能である。データは、マイクロソフト（登録商標）エクセル（登録商標）を使用して分析するために、電気化学分析器からデスクトップコンピュータに転送された。測定は、適当な周波数応答分析器およびデジタル信号取得システムを有する任意の入手可能なプログラム可能なポテンショスタットにより実施可能であった。商業用途において、該方法は、専用の低価格のアキュチェック（登録商標）アビバ（商標）血糖計測器などの携帯型測定装置にて実施可能である。このような場合において、測定パラメータは、計測器のファームウェアに含まれるか、または提供されることが可能であり、測定順序およびデータの評価はユーザとの相互作用なしに自動的に実施される。たとえば、前述のプログラム可能なポテンショスタットの使用により、結果が処理されて、ユーザが入手および／またはユーザに表示可能になるまで、検体を含有する試料がバイオセンサに適用され装置により検出されてから、約４秒、約２秒またはわずか約１秒以内となるように測定が実施され、結果が分析された。同様に、アキュチェック（登録商標）アビバ（商標）血糖計測器のファームウェアは、測定パラメータを有するように提供可能であり、該パラメータは、試料が投与されて試薬化合物との接触が計測器により検出された後、同様の時間、すなわち約４秒、約２秒またはわずか約１秒以内に測定シーケンス、データ評価および結果の表示が生じるように構築および構成される。
図１において、全血試料が適用された電気化学テストストリップにＡＣ励起電位１００が印加されたことを示す電位対時間の第１の図表が示されている。これは、テストストリップ電極にて電気化学作用を励起しないように選択された低電位ＡＣ励起、すなわちファラデー電流応答を発生させるのに充分でない先行技術の低電位ＡＣ励起の典型例である。励起電位１００は、９ｍＶｒｍｓの電圧において１２８Ｈｚシヌソイドであった。また、この励起に対するテストストリップの測定された応答が１０２にて示されている。図示されるように、応答１０２は線形で、予測された位相シフトを有する励起電位１００の周波数特性および正弦派形状を保持する。
図２は、図１に示されたデータを生じるために使用されたものと同一種の電気化学テストストリップおよび血液試料成分に印加された、本発明の第１の実施の形態の励起電位２００を示す電位対時間の第２の図表である。励起電位２００も１２８Ｈｚシヌソイドであったが、励起電圧は３００ｍＶｒｍｓであり、これはテストストリップでの電気化学作用と、この特定のテストストリップ構造および試薬化合物にてファラデー電流応答を生じるのに充分な高電位ＡＣ励起である。このような電気化学作用の形跡は、テストストリップにて測定された電流応答２０２によって供される。応答２０２は励起電位の純正弦波形状を保持せず、ＡＣ励起周波数と同一または実質的に同一の周波数の基本成分と混合された高次調波の存在により生じた非線形状を示す。
実質的に試料中の干渉物質の影響なしに試料の検体濃度を正確に測定するために、ここに開示される種々の実施の形態は、非線形電流応答の基本成分の分析を利用する。一実施の形態において、応答２０２はアドミッタンス値として測定され、応答２０２の成分は、図２に示された第１のフーリエ成分２０４を生じる応答２０２データのフーリエ変換を実施することなどにより得られる。第１のフーリエ成分が電流応答２０２の基本成分（すなわち、ＡＣ励起周波数と同一または実質的に同一の周波数を有する応答２０２の成分）を示し、たとえば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）または離散フーリエ変換（ＤＦＴ）の手段など、先行技術において既知の多くの方法のうちの１つにより得られることが当業者に理解される。
センサの電流応答の基本成分が測定されると、基本成分、励起電位およびオームの法則のベクトル形（Ｅ＝ＩＺ）からセンサのインピーダンスまたはその逆のアドミッタンスを算出可能である。この場合において、量Ｅ（電位）、Ｉ（電流）およびＺ（インピーダンス）はマグニチュードおよび方向を有するベクトル量である。インピーダンスベクトルは、しばしばそのマグニチュードおよび位相角を参照することにより分析される。オームの法則のベクトル形から、インピーダンスの位相は電位ベクトル（Ｅ）と電流ベクトル（Ｉ）との間の角度である。
アドミッタンスもまた、マグニチュードおよび方向を有するベクトルである。時として、マグニチュードおよび方向による代わりに、デカルト座標の順序対としてベクトルを分析することが都合良い。このため、通常のデカルト座標面のＸ軸は実軸を示し、この軸に沿ってプロットされた値はインピーダンスまたはアドミッタンス、あるいは時として同相分の実数部と称される。同様に、Ｙ軸に沿ってプロットされた値は虚数部または損失角成分と称される。
時として、電気化学インピーダンスは、等価回路モデルにより分析される。これは、電気部品の理論的収集物であり、同一の励起信号を受けるように構成される場合には、検討中の電気化学システムと同一のインピーダンスを有する。分析電気化学システムは理想的な電気部品ではないため、等価回路モデルのいくつかの構成要素は、レジスタやコンデンサなどの実際の電気部品ではなく、拡散に対するワールブルグ要素および電極表面の非理想性を説明する低位相要素などの数学的記述である。一般的なバイオセンサのテストストリップのための等価回路モデルは、全体的に参照文献としてここに組み入れられる、米国特許第６６４５３６８号明細書に記載されている。アキュチェック（登録商標）アビバ（商標）センサの等価回路モデルは、前述の測定方法によるインピーダンスデータの評価を補助するように作製された。
図３は、各々が異なるグルコース値を有する７つの血液試料の分析による、基本成分に対するアドミッタンス（Ｙreal）の実数部と基本成分に対するアドミッタンス（Ｙimag）の虚数部との対比を示す。実数部と虚数部とは、式１および２に表された関係を使用して、測定されたアドミッタンスのマグニチュードと位相角とから算定される。
Figure 2010526308
 ここで、Ｙmagは測定アドミッタンスのマグニチュード、Ｙphaseは測定アドミッタンスの位相角、Ｙrealは測定アドミッタンスの実数部およびＹimagは測定アドミッタンスの虚数部である。
７つのデータ群のうちの５つに対して描かれた適合線３００ａ〜３００ｅにより示されるように、試料が高電位ＡＣ励起により励起された場合、基本成分の実数部と虚数部とはきわめて高い相関関係がある。さらに、３００ａ〜３００ｅのすべての線は同一点に収束する。各々の３００ａ〜３００ｅの線の傾斜は、データを生じた試験試料のグルコース値に関する。収束切片が理想的に原点（０，０）にある場合、試験試料のグルコース値に対応するパラメータは、ＡＣ励起信号に対する電流応答の基本成分の位相角の正接となる。しかしながら、これらの結果が得られたシステムの切片は原点にないため、グルコース値は、式３に表されるように、異なる原点を補正して、ＡＣ励起信号に対する電流応答の基本成分の位相角の関数としてより正確に算定される。
Figure 2010526308
 ここで、Ｙiは電流応答の基本成分のアドミッタンス応答の虚数部、Ｙi0は補正切片（Ｙi0，Ｙr0）の虚数部、Ｙrは電流応答の基本成分のアドミッタンス応答の実数部およびＹr0は補正切片（Ｙi0，Ｙr0）の実数部である。
座標原点の変更、すなわち特定の分析システムにおける補正切片の決定は、問題の検体について関心のない成分を等価回路モデルから除去することに相当する。たとえば、アキュチェック（登録商標）アビバ（商標）モデルにおいて、溶液抵抗成分のインピーダンスおよび電極容量成分のインピーダンスはセンサの等価回路モデルから除去されて、センサのファラデー作用および拡散作用によるインピーダンスのみが残る。これらの値は、異なる試料についてセンサから収集されたデータを分析することにより実験的に決定される。その後、この値は、同一の構成を有する他のセンサ、試薬および試料の種類からのデータを分析するために使用され得る。補正切片は、通常、センサの形状および試薬要素により決定されるが、この切片は、各々特定のセンサおよび試薬構成に対して固定されると想定できる。代替的に、補正は、低周波数の高電位測定に加えて、その前後または同時に実施される高周波数の低電位ＡＣ測定など、他の電位または他の周波数にて収集されたデータを検証することにより決定可能である。
また座標の適正な新たな原点は、本実施例にて説明されるように経験的に決定することも可能である。すなわち、センサ実験に対するデータ点を座標軸にプロットし、線を引いて最大共通の交点を決定することもできる。その後、この点は、同一の構成、試薬および試料の種類を有する他のセンサからのデータを分析するために使用され得る。
図４は、式（３）の方法を使用して、５つの異なるヘマトクリット値（約２０，３５，５０，６０および７０％）および５つの異なるグルコース値（約３５，１２０，３３０，４４０および６００ｍｇ／ｄＬ）を有する血液試料の共変量試験から得られたグルコースデータを示す。ここに開示された手順を使用して、血液試料は試薬化学物質を含有するテストストリップに適用され、ファラデー電流応答を生じるのに充分な大きさの励起電位を受けた。電流応答データの基本成分から、アドミッタンスの実数部および虚数部は、図３に関する説明のようにプロットされ、試料の予測グルコース値は式（３）に関して前述したように算定された。図４において、正規化されたグルコースエラーが試験試料の実際のグルコース濃度に対してプロットされており、試料のヘマトクリット濃度はパラメータ的に表示されている。図示されるように、本発明の方法は、ヘマトクリット濃度の変化では、報告されたグルコース値のきわめて小さい正規化エラーの広がりを生じており、本方法が試料中のヘマトクリット濃度に比較的無感応であることを示す。図４にプロットされた２００のデータ点のうちの２つのみを除き、真のグルコース濃度の＋／−１５ｍｇ／ｄＬ内であった。
ここに開示された本発明を具現化するシステムおよび方法は、全血試料のグルコース試験の精度を一般的に減少する他の干渉物に対しても比較的無感応である。たとえば、前述の記載の方法は、３つの異なるグルコース濃度（４０，１２０および４５０ｍｇ／ｄＬ）および３つの異なるビリルビン濃度（０，２０および４０ｍｇ／ｄＬ）を有する全血試料の共変量調査においてグルコース濃度を測定するために使用された。図５は、０ｍｇ／ｄＬのビリルビンを有する試料についての調査結果を示し、前述の方法を使用して測定および算定されたグルコース濃度に対してプロットされた実際のグルコース濃度を示す。図示されたとおり、Ｒ2相関係数は０．９９０１である。図６は、２０ｍｇ／ｄＬのビリルビンを有する試料に対する調査結果を示し、前述の方法を使用して測定および算定されたグルコース濃度に対してプロットされた実際のグルコース濃度を示す。図示されたとおり、Ｒ2相関係数は０．９９６である。最後に、図７は、４０ｍｇ／ｄＬのビリルビンを有する試料に対する調査結果を示し、前述の方法を使用して測定および算定されたグルコース濃度に対してプロットされた実際のグルコース濃度を示す。図示されたとおり、Ｒ2相関係数は０．９９６２である。当業者に明らかなように、本発明のシステムおよび方法を使用する場合、ビリルビン濃度は干渉物として本質的に除去される。したがって、本発明のシステムおよび方法は、新生児の試料など、高ビリルビン濃度の可能性の血液試料に対して有用である。
全血試料およびアキュチェック（登録商標）アビバ（商標）センサを使用する別の調査において、本発明のシステムおよび方法の実施の形態は、比較的低いグルコース値を有する試料の標準的な（先行技術の）ＤＣ電流測定グルコース測定と比較された。共変量調査は、３つの異なる標的グルコース値（６３〜１２８ｍｇ／ｄＬの範囲）および３つの異なる標的ヘマトクリット値（２５％,４５％および６５％）を有する試料を使用して実施された。各々の試料について、ここで説明したシステムおよび方法、ならびに標準的な先行技術のコットレルＤＣ電流応答法（Cottrellian DC amperometric techniques）を使用してグルコース濃度が測定された。試験結果は図８〜１０に示される。
図８において、６３ｍｇ／ｄＬ、９０ｍｇ／ｄＬおよび１２６ｍｇ／ｄＬのグルコース値および２５％の標的ヘマトクリットを有する３つの試料が、ここで説明したシステムおよび方法、ならびに標準的な先行技術のコットレルＤＣ電流応答法を使用して試験された。本発明を具現化するシステムおよび方法を使用した試験は、１２８Ｈｚにて３００ｍＶｒｍｓの正弦波励起電位で実施され、標準偏差が１．３０３〜２．０９６の範囲であり最大誤差が５．２ｍｇ／ｄＬの実際と異なる算定グルコース値を得た。これに対して、先行技術のＤＣ試験は、標準偏差が９．８０３〜１０．４７２の範囲であり最大誤差が７２．３８ｍｇ／ｄＬの実際と異なる算定グルコース値を得た。
図９において、６７ｍｇ／ｄＬ、８９ｍｇ／ｄＬおよび１１３ｍｇ／ｄＬのグルコース値および４５％の標的ヘマトクリットを有する３つの試料が、ここで説明したシステムおよび方法、ならびに標準的な先行技術のコットレルＤＣ電流応答法を使用して試験された。本発明のシステムおよび方法を使用した試験は、１２８Ｈｚにて３００ｍＶｒｍｓの正弦波励起電位で実施され、標準偏差が１．１５９〜２．３４７の範囲であり最大誤差が５．０４ｍｇ／ｄＬの実際と異なる算定グルコース値を得た。これに対して、先行技術のＤＣ試験は、標準偏差が１０．０５６〜１１．２８９の範囲であり最大誤差が５６．４４ｍｇ／ｄＬの実際と異なる算定グルコース値を得た。
図１０において、７２ｍｇ／ｄＬ、９８ｍｇ／ｄＬおよび１２８ｍｇ／ｄＬのグルコース値および６５％の標的ヘマトクリットを有する３つの試料が、ここで説明したシステムおよび方法、ならびに標準的な先行技術のコットレルＤＣ電流応答法を使用して試験された。本発明のシステムおよび方法を使用した試験は、１２８Ｈｚにて３００ｍＶｒｍｓの正弦波励起電位で実施され、標準偏差が２．４５２〜４．５０６の範囲であり最大誤差が７．９３ｍｇ／ｄＬの実際と異なる算定グルコース値を得た。これに対して、先行技術のＤＣ試験は、標準偏差が１０．１１７〜１５．６４７の範囲であり最大誤差が７６．４４ｍｇ／ｄＬの実際と異なる算定グルコース値を得た。明らかに、本発明のシステムおよび方法は、先行技術の手法に対して精度（最大誤差）および一貫性（標準偏差）において著しい改善を供する。
実験は、本発明を具現化するシステムおよび方法と、電流応答の高次調波によるグルコース算定とを比較するためにも実施された。再び、アキュチェック（登録商標）アビバ（商標）センサを使用して、１１ｍｇ／ｄＬ、１２２ｍｇ／ｄＬ、３３３ｍｇ／ｄＬおよび５４３ｍｇ／ｄＬのグルコース値を有する試料が、試験試料からファラデー電流応答を発生させるのに充分高い、周波数１２８Ｈｚにて３００ｍＶｒｍｓの正弦波励起電位を受けた。図１１は、４つのグルコース値の各々について、基本周波数と、第２〜第５高調波周波数とにおいて測定された試料のアドミッタンスをプロットしている。グラフから示されるように、基本、第４および第５高調波のみがグルコース値と測定アドミッタンスとの依存性を示しており、これらのデータセットのそれぞれが、図１２〜１４に示されるように、より詳細に調査された。
これらの実験から、前述のシステムおよび方法において基本成分を使用することはきわめて高い精度を供することは明らかであるが、ファラデー電流応答が非線形であるシステムにおいて、他の高調波成分もまた、検体濃度の比較的正確な算定を供するために、このようなシステムおよび方法において使用可能である。したがって、アキュチェック（登録商標）アビバ（商標）センサの化学的性質および構成を使用するグルコース測定システムにおいて、第４および第５高調波を使用することも可能である。異なるセンサ構成を使用した別の検体システムまたは別のグルコースシステムにおいて、同様に別の高調波が有用であり得る。また、以下の図１３および１４についての検討において見られるように、特に一定の検体濃度を超える場合に精度が減少し、基本成分の代わりに高調波を使用する実用性が損なわれ得る。それにもかかわらず、高調波の使用は、制限状況下において実際に有用な結果を提供し、また本発明の実施の形態にて検討すべきである。
図１２は、予測グルコース値（基本周波数データを使用して、本発明を具現化するシステムおよび方法の使用により算定された）に対する実際のグルコース値をプロットしている。図示されるように、本発明の手法は、相関係数（Ｒ2）が０．９８２５のきわめて正確な予測グルコース値を提供する。これは、低い実際のグルコース値ならびに高い実際のグルコース値でも同様であった。
図１３は、予測グルコース値（第４高調波周波数データを使用して、本発明を具現化するシステムおよび方法の使用により算定された）に対する実際のグルコース値をプロットしている。図示されるように、本発明の手法における第４高調波周波数データの使用は、予測グルコース値の精度を著しく低下させ、相関係数（Ｒ2）は０．８６９６に減少した。それにもかかわらず、全体的な精度は減少したが、低い実際のグルコース値から３３３ｍｇ／ｄＬの試料の間まで精度は依然として高く見られる。
図１４は、予測グルコース値（第５高調波周波数データを使用して、本発明を具現化するシステムおよび方法の使用により算出された）に対する実際のグルコース値をプロットしている。図示されるように、本発明の手法における第５高調波周波数データの使用は、予測グルコース値の精度を、第４高調波の使用により得た精度をさらに下回って著しく低下させ、相関係数（Ｒ2）は０．７６５９に減少した。それにもかかわらず、第４高調波のデータと同様に、全体的な精度は減少したが、低い実際のグルコース値においても精度は依然として高く見られる。
前述のことから理解されるように、本発明のシステムおよび方法は、生物学的流体試料中の検体の高精度の測定を提供する。本発明のシステムおよび方法は、血液試料のグルコース濃度の測定において特に有用である。本発明を具現化する最も正確なシステムおよび方法は、ファラデー電流応答を発生させるのに充分大きな励起電位が試料に印加される際の試験試料から生じた電流応答の基本周波数成分を利用する。前述において詳細に説明した測定は３００ｍＶｒｍおよび１２８Ｈｚにて実施されたが、ある測定に対して最も有用な励起信号のマグニチュードおよび周波数は、物理的なテストストリップ（バイオセンサ）の設計およびテストストリップにて使用される試薬の選択を含む多くの要因により決定される。特定のセンサおよび試薬に対する最も有用な電位および周波数の選択は、本開示にわたり記載された方向性に照らして、過度の実験を行わずに当業者により容易に達成される最適化である。
また、交流印加電位は、前述の説明の試験において使用された純粋な正弦波信号に加えて多くの形状を有し得ることが当業者に理解される。ここで使用されるように、「ＡＣ成分を有する信号」という表現は、いくつかの交流電位（電圧）部を有する信号を称する。たとえば、信号は、１００％の交流電位（電圧）を有しＤＣ部分のない「ＡＣ信号」であることがあり、または信号は、時間により分離されたＡＣおよびＤＣ部分を有することがあり、あるいは、信号は、ＤＣオフセットを有するＡＣ（ＡＣおよびＤＣ信号の重畳）であり得る。さらに、ＡＣ部分は、時間的な隔たりをもって、あるいは連続して速やかに、順に印加される複数の周波数と、また複数の周波数信号として同時に印加される複数の周波数とを含み得る。
後者に関して、ここに説明したシステムおよび方法は、また、複数のＡＣ励起による流体試料中の検体濃度の測定の際にも有用である。たとえば、きわめて短時間で正確な測定結果を達成するために、同時係属中の米国特許出願公開第２００４／０１５７３３９号明細書、米国特許出願公開第２００４／０１５７３３７号明細書、米国特許出願公開第２００４／０１５７３３８号明細書、米国特許出願公開第２００４／０２６０５１１号明細書、米国特許出願公開第２００４／０２５６２４８号明細書および米国特許出願公開第２００４／０２５９１８０号明細書に開示された方法と組み合わせてここに開示された方法の有用性を実証するため、さらなる実験が実施された。また、このさらなる実験は、ＡＣ励起に加えられたＤＣのオフセットなしに複数周波数のＡＣ励起波形との組み合わせで正確な結果を達成するここに開示された方法の有用性を実証し、これは、ＤＣ測定が印加励起の極性変化のために感知した化学物質を永久的に変化させるようにＡＣ信号収集はこれを変化することはないため、短時間での測定時間を可能にするのみならず、適応測定順序を可能にするものである。さらに、ＡＣ信号の追加の周波数は、同時係属中の米国特許出願公開第２００４／０１５７３３９号明細書、米国特許出願公開第２００４／０１５８３３７号明細書、米国特許出願公開第２００４／０１５７３３８号明細書、米国特許出願公開第２００４／０２６０５１１号明細書、米国特許出願公開第２００４／０２５６２４８号明細書および米国特許出願公開第２００４／０２５９１８０号明細書に開示された方法により低励起ＡＣ電位にて印加され、位相角が特定の妨害因子の表示を供し、１以上の干渉物の修正の判断がされて流体試料中の検体濃度のより正確な測定に使用され得る非ファラデー電流応答を発生させる。
この実験において、６つの異なるグルコース標的濃度（３０、６０、９０、２５０、４００および６００ｍｇ／ｄＬ）および３つの異なるヘマトクリット標的濃度（２５％、４５％および６５％）を有する全血試料が共変量調査において分析された。同時複数周波数の励起波形は、一周期において３００ｍＶｒｍｓ、１０周期において９ｍＶおよび１００周期において９ｍＶｒｍｓの正弦波を合計することにより生成された。これは、１／１０／１００の周波数比での分析に使用される３つの周波数を付与した。この励起信号は、１２８Ｈｚの繰り返し率にてセンサに印加されたため、基本周波数にて印加され、分析に利用可能であった周波数は、１２８Ｈｚ、１２８０Ｈｚおよび１２８００Ｈｚであった。データは１００ｍｓ間隔で収集された。５００ｍｓ、１０００ｍｓおよび３０００ｍｓで終結した１００ｍｓ間隔のデータが分析された。
まず、ＤＦＴ（離散フーリエ変換）を使用して、測定されたデータから１２８Ｈｚの基本周波数データが抽出された。このデータは、前述と同一の方法を使用して分析された。すなわち、アドミッタンスの実数部および虚数部が算定されて互いに対してプロットされ、自然原点から補正された切片が決定されてデータが一転に収束し、そして補正された点とデータセットを接続する線の傾斜が決定された。実験において使用された分析ソフトウェアを適合させるために、この値は次の式により変換されて、グルコースの増加とともに増加する正値パラメータを作成した。
Figure 2010526308
 モデルから、パラメータの切片、傾斜および指数の非線形適合によるグルコースに対する検量線を作成した後、当業者に理解されるように、予測グルコース値は各々の測定試料に対して算定され、トータルシステムエラー（ＴＳＥ）がそれぞれの時点において算定された。
また、低電位ＡＣ励起を有する他の周波数からのデータがＤＦＴを使用して原信号から抽出された。アドミッタンスのマグニチュードおよび位相が算出され、前述と同じ方法で較正モデルにおいて使用された。
図１５〜１７において、それぞれ、投与検出から０．５秒、１．０秒および３．０秒において、１２８Ｈｚのデータのみを使用して、正規化誤差が対照グルコース値に対してプロットされた。図１８〜２０において、それぞれ、０．５秒、１．０秒および３．０秒において、１２８Ｈｚ、１２８０Ｈｚおよび１２８００Ｈｚのデータを使用して、正規化誤差が対照グルコース値に対してプロットされた。６のデータセットの各々についてのトータルシステムエラーは次の表１に要約される。
Figure 2010526308
前述の実験は、きわめて短時間において検体の同時測定および干渉物に対する補正のための励起信号として使用される、連続した混合周波数波形の実現可能性を明確に示す。携帯型計測器または他の適当なプログラム可能なポテンショスタットによる、データの処理と結果の表示とのための時間を含み、表１にまとめられた測定の合計測定時間は、約４秒、約２秒またはわずか約１秒であり得る。
電気化学センサの通常の当業者は、ここに包含された教示と同時係属中の米国特許出願公開第２００４／０１５７３３９号明細書、米国特許出願公開第２００４／０１５７３３７号明細書、米国特許出願公開第２００４／０１５７３３８号明細書、米国特許出願公開第２００４／０２６０５１１号明細書、米国特許出願公開第２００４／０２５６２４８号明細書および米国特許出願公開第２００４／０２５９１８０号明細書に開示された方法とを併せて、順次周波数の適用を使用して検体測定の精度を向上させるために、複数周波数の方法を利用することができる。たとえば、高周波数での低電位ＡＣ励起（たとえば、１２８０Ｈｚおよび１２８００Ｈｚにおける９ｍＶｒｍｓ）に続く、低周波数での高電位ＡＣ励起（たとえば、前述のような１２８Ｈｚでの３００ｍＶｒｍｓ）を印加した信号は、干渉物の補正の判定に続いて、干渉物の補正に基づき調整される検体濃度の測定を可能にする。
試料が、複数のＡＣ周波数とＡＣおよびＤＣ励起の両方とにより励起された際の、本発明を具現化するシステムおよび方法を検討するためにさらなる実験が実施された。４つの異なるグルコース標的濃度（５０、１００、２００および６００ｍｇ／ｄＬ）および３つの異なるヘマトクリット標的濃度（２５％、４５％および６５％）を有する全血試料が共変量調査において実施された。９ｍＶｒｍｓでの１０ｋＨｚ，２ｋＨｚおよび１ｋＨｚと、３００ｍＶｒｍｓでの１２８Ｈｚの励起信号を使用してＡＣデータが収集された。その後、５５０ｍＶのＤＣ電位が印加された。本実施例の測定において、試料に対する低電位および高電位のＡＣ励起の両方が使用された。
次のとおりに、データを分析するために２つのＡＣモデルが使用された。
Figure 2010526308
 ここで、１は使用された第１のＡＣ周波数、２は使用された第２のＡＣ周波数、およびＫは式４および５からのＫ値または１２８Ｈｚ／３００ｍＶ測定から得られたパラメータ（次段落を参照）のいずれかである。式６は、簡単にするために、ここでは２つの異なるＡＣ励起に限定される。しかしながら、式６はあらゆる数の異なるＡＣ励起を含むように拡大可能である。
このモデルは、グルコース濃度と共に増加する値について設計されたものであるため、前述の実施例において使用されたアドミッタンス比の値からパラメータを導く必要があった。これは、次式により行われた。
Figure 2010526308
ＡＣデータのみを使用した以下の分析において、Ｋ３の値は式６のＫ値に置換された。ＡＣデータは２．１秒間収集され、短絡開回路が続き、その後ＤＣ信号データがさらに２．７２５秒間収集された。
図２１は、分析において収集されたＤＣ信号データのみを使用した結果をプロットしている。正規化誤差が、各々の測定試料の対照グルコース値に対してプロットされている。可変の試料ヘマトクリットにより生じた誤差は実に認識可能であり、結果は３１．８ｍｇ／ｄＬ％のトータルシステムエラー（ＴＳＥ）を示した。
図２２は、前述の説明の方法を使用して１０ｋＨｚ／９ｍＶおよび１ｋＨ／９ｍＶでのＡＣデータの使用によるＤＣ信号データの補正の結果をプロットしている。トータルシステムエラーは、分析にＡＣデータを含めることで１１．７ｍｇ／ｄＬ％まで著しく減少した。
図２３は、前述の説明の方法を使用して１０ｋＨｚ／９ｍＶおよび１２８Ｈ／３００ｍＶでのＡＣデータの使用によるＤＣ信号データの補正の結果をプロットしている。トータルシステムエラーは、分析にＡＣデータを含めることで５．８ｍｇ／ｄＬ％までさらに減少し、ＤＣ信号応答の補正に対する１２８Ｈｚ／３００ｍＶデータの有効性を示している。
図２４は、前述の説明の方法を使用して１２８Ｈ／３００ｍＶのデータから得たＫ３パラメータ（式７）を使用した結果をプロットしている。特に高いグルコース値において、ヘマトクリットの影響が認識可能である。トータルシステムエラーは２８．４ｍｇ／ｄＬ％であり、これは図２１の純粋なＤＣ信号測定に類似した実績である。
図２５は、前述の説明の方法を使用して１０ｋＨｚ／９ｍＶおよび１ｋＨｚ／９ｍＶでのＡＣデータの使用によるＫ３データの補正の結果をプロットしている。これは、算定において０〜２．１秒の間に得られたデータのみを使用した純粋なＡＣ試験であることに留意する。トータルシステムエラーはさらに５．９ｍｇ／ｄＬ％にまで減少した。
前述の実施例により示されるように、本発明のシステムおよび方法は、検体濃度を迅速、正確および確実に予測するための、純粋なＡＣ測定において、他のＡＣ測定方法との組み合わせにおいて、または他のＡＣおよびＤＣ測定との組み合わせにおいて有用である。
図２６に示されるように、また代替的なセンサの設計４００が本発明の方法を使用して検討された。この設計は、単一の作用電極４０２と、同一寸法で個別に接触可能な（しかしながら共通接触でも足りる）２つの対向電極４０４および４０６を有し、ＡＣ測定のための対称セルを供する。これらのセンサ４００は、０〜５２０ｍｇ／ｄＬの範囲およびヘマトクリットが２２％〜６５％の範囲の血液試料において本発明の方法により試験された。ＤＣ＋１０ｋＨｚおよび２ｋＨｚの低電位ＡＣの印加と、先行技術の手法の使用によるグルコース値の算定とにより、本実験のトータルシステムエラーは１４．９％であった。本発明の方法を使用して、１２８Ｈｚ，３００ｍＶのＡＣ＋１０ｋＨｚおよび２ｋＨｚの低電位ＡＣの印加において、本実験トータルシステムエラーは１１％であった。本発明の方法を使用して、ＤＣ＋１２８Ｈｚ，３００ｍＶのＡＣ＋１０ｋＨｚの低電位ＡＣの印加において、本実験トータルシステムエラーは７．８％であった。したがって、この電極構造４００もまた、本発明の方法の実施において明らかに有効であった。
本開示において説明した純粋なＡＣ方法の使用により検体濃度が測定される任意のセンサ設計、および特に前述の対称セル４００を有する設計において、電気化学バイオセンサにおける当業者が一般的に理解する用語である対向電極に対する作用電極として識別可能な電極は存在しない。すなわち、ＤＣ信号が使用されるシステムにおいて、電位が印加されると、電極のうちの１つが陽極となり、他方が陰極となる。電極酸化センサにおいて、検体は陽極にて酸化され、陰極は対向電極である。電極酸化センサにおいて、検体は陰極にて還元され、陽極は対向電極である。これに対して、ＤＣ補正のないＡＣ信号においては、電極間の相対電位は、印加電位の周期性により極性を変化する。したがって、周期の一時点において陽極である電極は、周期の別の時点において陰極となる。同時に、印加電位により決定された電流応答は、電気化学セルのキャパシタンスにより電位を導く。図１および２を参照。したがって、一時的に陽極である電極は有意なカソード電流を導くことがあり、一時的に陰極である電極は有意なアノード電流を導くことがある。さらに、ＤＣバイアス電位が無い場合、測定中においていずれの電極においてもメディエータ（つまり検体）の正味の酸化または還元はない。したがって、測定は、試料の組成を著しく変化させることなくかなりの時間にわたり継続することができる。反復測定は、測定の信号雑音比を改善するために、酵素反応の進行を監視するために、またはセルを最終の検体測定を行う前に定常状態にするために使用され得る。その結果、本発明のＡＣのみの方法を適用したセンサにおいて、電極は互換可能性があり、センサは作用電極および対向電極を有していない。
本発明は、図面および前述の説明において詳細に示されたが、これは例示的なものであり、特徴を限定するものではなく、好ましい実施の形態のみが示され、説明されており、本発明の精神の範囲内のすべての変更および修正は保護されることが望まれる。
以下は、本発明の好ましい実施の形態の一覧である。
１．試薬化合物と接触した生物学的流体の医学的に重要な成分の濃度を測定する方法であって、
ａ）ＡＣ成分を有する第１の信号を生物学的流体に印加する工程であって、該ＡＣ成分が生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである工程と、
ｂ）ＡＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
ｃ）電流応答の基本成分を測定する工程であって、該基本成分が第１の信号のＡＣ成分の周波数と少なくとも実質的に同一の周波数を含む工程と、
ｄ）基本成分から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程とを含む方法。
２．第１の信号がＡＣ信号である好ましい実施の形態１の方法。
３．電流応答が、少なくとも部分的に、生物学的流体中の電気化学作用により生じる好ましい実施の形態１の方法。
４．工程（ｄ）が、基本成分のマグニチュードおよび位相角から前記表示を測定することを含む好ましい実施の形態１の方法。
５．工程（ｄ）が、基本成分の位相角のみから前記表示を測定することを含む好ましい実施の形態１の方法。
６．電流応答がアドミッタンス値を含む好ましい実施の形態１の方法。
７．工程（ｄ）が、基本成分の位相角の正接の算定を含む好ましい実施の形態５の方法。
８．位相角が、非ゼロの原点に対して算定される好ましい実施の形態５の方法。
９．電流応答が非線形であり、工程（ｃ）が電流応答の第１のフーリエ成分の算定を含む好ましい実施の形態１の方法。
１０．工程（ｃ）が、高速フーリエ変換および離散フーリエ変換からなる群から選択される変換を使用して、電流応答の第１のフーリエ成分を算定することを含む好ましい実施の形態９の方法。
１１．生物学的流体が血液である好ましい実施の形態１の方法。
１２．医学的に重要な成分がグルコースである好ましい実施の形態１１の方法。
１３．第１の信号が正弦波である好ましい実施の形態１の方法。
１４．第１の信号のマグニチュードが、約２００〜５５０ｍＶｒｍｓの間である好ましい実施の形態１の方法。
１５．第１の信号が、約１０〜１０００Ｈｚの周波数を有する好ましい実施の形態１の方法。
１６．第１の信号が、約３００ｍＶｒｍｓのマグニチュードと、約１２８Ｈｚの周波数とを有する好ましい実施の形態１の方法。
１７．第１の信号が、約４０ｍＶｒｍｓのマグニチュードと、約２００Ｈｚの周波数とを有する好ましい実施の形態１の方法。
１８．医学的に重要な成分の濃度が、基本成分のみから測定される好ましい実施の形態１の方法。
１９．ｅ）前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程をさらに含み、前記工程（ｄ）が前記検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態１の方法。
２０．前記工程（ｄ）が、前記検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１９の方法。
２１．前記工程（ｄ）が、前記検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態２０の方法。
２２．第１の信号が、生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分でない大きさの第２のＡＣ成分をさらに含み、さらに、
ｅ）第２のＡＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
ｆ）第２のＡＣ成分に対する電流応答から干渉物の補正を判定する工程と、
ｇ）干渉物の補正を使用して基本成分からの濃度の表示を調整する工程とを含む好ましい実施の形態１の方法。
２３．ｈ）前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程をさらに含み、前記工程（ｄ）および前記工程（ｇ）が前記検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態２２の方法。
２４．前記工程（ｄ）および前記工程（ｇ）が、前記検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態２３の方法。
２５．前記工程（ｄ）および前記工程（ｇ）が、前記検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態２４の方法。
２６．第１の信号がＤＣ成分をさらに含み、方法がさらに、
ｈ）ＤＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
ｉ）ＤＣ成分に対する電流応答から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程と、
ｊ）ＡＣ成分の基本成分からの表示を使用してＤＣ成分からの表示を補正する工程であって、ＤＣ成分からの補正された表示が干渉物の補正を使用して調整される工程とを含む好ましい実施の形態２２の方法。
２７．第１の信号がＤＣ成分をさらに含み、方法がさらに、
ｅ）ＤＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
ｆ）ＤＣ成分に対する電流応答から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程と、
ｇ）ＡＣ成分の基本成分からの表示を使用してＤＣ成分からの表示を補正する工程とを含む好ましい実施の形態１の方法。
２８．前記第１の信号が、単一の周波数を有するＡＣ信号を含む好ましい実施の形態１の方法。
２９．前記第１の信号が、ＡＣ信号およびＤＣ信号を含む好ましい実施の形態１の方法。
３０．前記第１の信号が、複数の周波数を有するＡＣ信号を含む好ましい実施の形態１の方法。
３１．試薬化合物と接触した生物学的流体の医学的に重要な成分の濃度を測定する方法であって、
ａ）第１のＡＣ信号を生物学的流体に印加する工程であって、該第１のＡＣ信号が生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである工程と、
ｂ）第１のＡＣ信号に対する電流応答を測定する工程と、
ｃ）電流応答の基本成分を測定する工程であって、該基本成分が第１の信号の周波数と少なくとも実質的に同一の周波数を含む工程と、
ｄ）基本成分から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程とを含む方法。
３２．電流応答が、少なくとも部分的に、生物学的流体中の電気化学作用により生じる好ましい実施の形態３１の方法。
３３．工程（ｄ）が、基本成分のマグニチュードおよび位相角から前記表示を測定することを含む好ましい実施の形態３１の方法。
３４．工程（ｄ）が、基本成分の位相角のみから前記表示を測定することを含む好ましい実施の形態３１の方法。
３５．電流応答がアドミッタンス値を含む好ましい実施の形態３１の方法。
３６．工程（ｄ）が、基本成分の位相角の正接の算定を含む好ましい実施の形態３４の方法。
３７．位相角が、非ゼロの原点に対して算定される好ましい実施の形態３４の方法。
３８．電流応答が非線形であり、工程（ｃ）が電流応答の第１のフーリエ成分の算定を含む好ましい実施の形態３１の方法。
３９．工程（ｃ）が、高速フーリエ変換および離散フーリエ変換からなる群から選択される変換を使用して、電流応答の第１のフーリエ成分を算定することを含む好ましい実施の形態３８の方法。
４０．生物学的流体が血液である好ましい実施の形態３１の方法。
４１．医学的に重要な成分がグルコースである好ましい実施の形態４０の方法。
４２．第１のＡＣ信号が正弦波である好ましい実施の形態３１の方法。
４３．第１の信号のマグニチュードが、約２００〜５５０ｍＶｒｍｓの間である好ましい実施の形態３１の方法。
４４．第１の信号が、約１０〜１０００Ｈｚの周波数を有する好ましい実施の形態３１の方法。
４５．第１の信号が、約３００ｍＶｒｍｓのマグニチュードと、約１２８Ｈｚの周波数とを有する好ましい実施の形態３１の方法。
４６．第１の信号が、約４０ｍＶｒｍｓのマグニチュードと、約２００Ｈｚの周波数とを有する好ましい実施の形態３１の方法。
４７．医学的に重要な成分の濃度が、基本成分のみから測定される好ましい実施の形態３１の方法。
４８．ｅ）前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程をさらに含み、前記工程（ｄ）が前記検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態３１の方法。
４９．前記工程（ｄ）が、前記検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態４８の方法。
５０．前記工程（ｄ）が、前記検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態４９の方法。
５１．ｅ）第２のＡＣ信号を生物学的流体に印加する工程であって、該第２のＡＣ信号が生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分でない大きさである工程と、
ｆ）第２のＡＣ信号に対する電流応答を測定する工程と、
ｇ）第２のＡＣ信号に対する電流応答の位相角から干渉物の補正を判定する工程と、
ｈ）干渉物の補正を使用して基本成分からの濃度の表示を調整する工程とを含む好ましい実施の形態３１の方法。
５２．ｉ）前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程をさらに含み、前記工程（ｄ）および前記工程（ｈ）が前記検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態５１の方法。
５３．前記工程（ｄ）および前記工程（ｈ）が、前記検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態５２の方法。
５４．前記工程（ｄ）および前記工程（ｈ）が、前記検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態５３の方法。
５５．ｉ）ＤＣ信号を生物学的流体に印加する工程と、
ｊ）ＤＣ信号に対する電流応答を測定する工程と、
ｋ）ＤＣ信号に対する電流応答から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程と、
ｌ）第１のＡＣ信号の基本成分からの表示を使用してＤＣ信号からの表示を補正する工程であって、ＤＣ成分からの補正された表示が干渉物の補正を使用して調整される工程とをさらに含む好ましい実施の形態５１の方法。
５６．ｅ）ＤＣ信号を生物学的流体に印加する工程と、
ｆ）ＤＣ信号に対する電流応答を測定する工程と、
ｇ）ＤＣ信号に対する電流応答から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程と、
ｈ）ＡＣ信号の基本成分からの表示を使用してＤＣ信号からの表示を補正する工程とをさらに含む好ましい実施の形態３１の方法。
５７．前記第１のＡＣ信号が、単一の周波数を有するＡＣ信号を含む好ましい実施の形態３１の方法。
５８．前記第１のＡＣ信号が、複数周波数を有するＡＣ信号を含む好ましい実施の形態３１の方法。
５９．試薬化合物と接触した血液試料のグルコース濃度を測定する方法であって、
ａ）ＡＣ成分を有する第１の信号を血液試料に印加する工程であって、該ＡＣ成分が血液試料からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである工程と、
ｂ）ＡＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
ｃ）応答の基本成分を測定する工程であって、該基本成分が第１の信号のＡＣ成分の周波数と少なくとも実質的に同一の周波数を含む工程と、
ｄ）基本成分からグルコース濃度の表示を測定する工程とを含む方法。
６０．第１の信号がＡＣ信号である好ましい実施の形態５９の方法。
６１．電流応答が、少なくとも部分的に、血液試料中の電気化学作用により生じる好ましい実施の形態５９の方法。
６２．工程（ｄ）が、基本成分のマグニチュードおよび位相角から前記表示を測定することを含む好ましい実施の形態５９の方法。
６３．工程（ｄ）が、基本成分の位相角のみから前記表示を測定することを含む好ましい実施の形態５９の方法。
６４．電流応答がアドミッタンス値を含む好ましい実施の形態５９の方法。
６５．工程（ｄ）が、基本成分の位相角の正接の算定を含む好ましい実施の形態６２の方法。
６６．位相角が、非ゼロの原点に対して算定される好ましい実施の形態６２の方法。
６７．電流応答が非線形であり、工程（ｃ）が電流応答の第１のフーリエ成分の算定を含む好ましい実施の形態５９の方法。
６８．工程（ｃ）が、高速フーリエ変換および離散フーリエ変換からなる群から選択される変換を使用して、電流応答の第１のフーリエ成分を算定することを含む好ましい実施の形態６７の方法。
６９．第１の信号が正弦波である好ましい実施の形態５９の方法。
７０．第１の信号のマグニチュードが、約２００〜５５０ｍＶｒｍｓの間である好ましい実施の形態５９の方法。
７１．第１の信号が、約１００〜１０００Ｈｚの周波数を有する好ましい実施の形態５９の方法。
７２．第１の信号が、約３００ｍＶｒｍｓのマグニチュードと、約１２８Ｈｚの周波数とを有する好ましい実施の形態５９の方法。
７３．第１の信号が、約４０ｍＶｒｍｓのマグニチュードと、約２００Ｈｚの周波数とを有する好ましい実施の形態５９の方法。
７４．グルコース濃度が、基本成分のみから測定される好ましい実施の形態５９の方法。
７５．ｅ）第１の信号の印加前に血液が試薬化合物と接触していることを検出する工程をさらに含み、前記工程（ｄ）が前記検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態５９の方法。
７６．前記工程（ｄ）が、前記検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態７５の方法。
７７．前記工程（ｄ）が、前記検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態７６の方法。
７８．第１の信号が、血液からファラデー電流応答を発生させるのに充分でない大きさの第２のＡＣ成分をさらに含み、さらに、
ｅ）第２のＡＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
ｆ）第２のＡＣ成分に対する電流応答の位相角から干渉物の補正を判定する工程と、
ｇ）干渉物の補正を使用して基本成分からの濃度の表示を調整する工程とを含む好ましい実施の形態５９の方法。
７９．ｈ）前記工程（ａ）の前に血液が試薬化合物と接触していることを検出する工程をさらに含み、前記工程（ｄ）および前記工程（ｇ）が前記検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態７８の方法。
８０．前記工程（ｄ）および前記工程（ｇ）が、前記検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態７９の方法。
８１．前記工程（ｄ）および前記工程（ｇ）が、前記検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態８０の方法。
８２．第１の信号がＤＣ成分をさらに含み、方法がさらに、
ｈ）ＤＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
ｉ）ＤＣ成分に対する電流応答からグルコース濃度の表示を測定する工程と、
ｊ）ＡＣ成分の基本成分からの表示を使用してＤＣ成分からの表示を補正する工程であって、ＤＣ成分からの補正された表示が干渉物の補正を使用して調整される工程とを含む好ましい実施の形態７８の方法。
８３．第１の信号がＤＣ成分をさらに含み、方法がさらに、
ｅ）ＤＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
ｆ）ＤＣ成分に対する電流応答からグルコース濃度の表示を測定する工程と、
ｇ）ＡＣ成分の基本成分からの表示を使用してＤＣ成分からの表示を補正する工程とを含む好ましい実施の形態５９の方法。
８４．前記第１の信号が、単一の周波数を有するＡＣ信号を含む好ましい実施の形態５９の方法。
８５．前記第１の信号が、複数の周波数を有するＡＣ信号を含む好ましい実施の形態５９の方法。
８６．前記第１の信号が、ＡＣ信号およびＤＣ信号を含む好ましい実施の形態５９の方法。
８７．生物学的流体の医学的に重要な成分の濃度を測定するためのシステムであって、該システムが、
少なくとも２つの電気的に絶縁された電極と、該電極の少なくとも１つに近接または接触する試薬化合物とからなるバイオセンサと、
該バイオセンサの電極と電気的に通信する測定装置であって、生物学的流体が少なくとも２つの電極および試薬化合物と接触し、電極が互いの電極、流体および試薬化合物と電気的に通信する場合に、測定シーケンスおよびデータ評価を実施するように構成および配置された装置とを備え、
前記測定シーケンスが、
少なくとも２つの電極を使用してＡＣ成分を有する第１の信号を生物学的流体へ印加することであって、該ＡＣ成分が生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである印加と、
ＡＣ成分に対する電流応答の測定と、
電流応答の基本成分の測定であって、該基本成分が、第１の信号のＡＣ成分の周波数と少なくとも実質的に同一の周波数を含む測定と、
基本成分から医学的に重要な成分の濃度表示を測定することを含むシステム。
８８．濃度の表示の測定が、基本成分のマグニチュードおよび位相角からの前記表示の測定を含む好ましい実施の形態８７のシステム。
８９．電流応答がアドミッタンス値を含む好ましい実施の形態８７のシステム。
９０．濃度の表示の測定が基本成分の位相角の算定を含み、該位相角が非ゼロの原点に対して算定される好ましい実施の形態８７のシステム。
９１．電流応答が非線形であり、電流応答の基本成分の測定が電流応答の第１のフーリエ成分の算定を含む好ましい実施の形態８７のシステム。
９２．生物学的流体が血液である好ましい実施の形態８７のシステム。
９３．医学的に重要な成分がグルコースである好ましい実施の形態９２のシステム。
９４．第１の信号が正弦波である好ましい実施の形態８７のシステム。
９５．第１の信号のマグニチュードが、約２００〜５５０ｍＶｒｍｓの間である好ましい実施の形態８７のシステム。
９６．第１の信号が、約１０〜１０００Ｈｚの周波数を有する好ましい実施の形態８７のシステム。
９７．第１の信号が、約３００ｍＶｒｍｓのマグニチュードと、約１２８Ｈｚの周波数とを有する好ましい実施の形態８７のシステム。
９８．第１の信号が、約４０ｍＶｒｍｓのマグニチュードと、約２００Ｈｚの周波数とを有する好ましい実施の形態８７のシステム。
９９．測定シーケンスが、第１の信号の印加前に生物学的流体と試薬化合物との接触を検出することをさらに含み、濃度の表示の測定が検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態８７のシステム。
１００．濃度の表示の測定が検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態９９のシステム。
１０１．濃度の表示の測定が検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１００のシステム。
１０２．第１の信号が、生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分でない大きさの第２のＡＣ成分をさらに含み、測定シーケンスが、第２のＡＣ成分に対する電流応答の測定と、第２のＡＣ成分に対する電流応答の位相角からの干渉物の補正の判定と、干渉物の補正の使用による基本成分からの濃度の表示に対する調整とをさらに含む好ましい実施の形態８７のシステム。
１０３．測定シーケンスが、第１の信号の印加前に生物学的流体と試薬化合物との接触を検出することをさらに含み、濃度の表示の測定と干渉物の補正の使用による表示に対する調整とが検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態１０２のシステム。
１０４．濃度の表示の測定と干渉物の補正の使用による表示に対する調整とが、検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１０３のシステム。
１０５．濃度の表示の測定と干渉物の補正の使用による表示に対する調整とが、検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１０４のシステム。
１０６．第１の信号がＤＣ成分をさらに含み、測定シーケンスが、ＤＣ成分に対する電流応答の測定と、ＤＣ成分に対する電流応答からの医学的に重要な成分の濃度表示の測定と、ＡＣ成分の基本成分からの表示の使用によるＤＣ成分からの表示の補正とをさらに含み、ＤＣ成分からの補正された表示が干渉物の補正を使用して調整される好ましい実施の形態１０２のシステム。
１０７．第１の信号がＤＣ成分をさらに含み、測定シーケンスが、ＤＣ成分に対する電流応答の測定と、ＤＣ成分に対する電流応答からの医学的に重要な成分の濃度表示の測定と、ＡＣ成分の基本成分からの表示の使用によるＤＣ成分からの表示の補正とをさらに含む好ましい実施の形態８７のシステム。
１０８．前記第１の信号が、単一の周波数を有するＡＣ信号を含む好ましい実施の形態８７のシステム。
１０９．前記第１の信号が、ＡＣ信号およびＤＣ信号を含む好ましい実施の形態８７のシステム。
１１０．前記第１の信号が、複数の周波数を有するＡＣ信号を含む好ましい実施の形態８７のシステム。
１１１．ＡＣ成分とＤＣ成分とが連続して印加される好ましい実施の形態２７の方法。
１１２．ＡＣ信号とＤＣ信号とが連続して印加される好ましい実施の形態５６の方法。
１１３．ＡＣ成分、第２のＡＣ成分およびＤＣ成分が、連続して印加される好ましい実施の形態８２の方法。
１１４．ＡＣ成分、第２のＡＣ成分およびＤＣ成分が、連続して印加される好ましい実施の形態１０６の方法。
１１５．ｅ）前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程と、
ｆ）前記工程（ｄ）の後に医学的に重要な成分の濃度を表示する工程であって、前記工程（ｆ）が前記検出から約４秒以内に生じる工程とをさらに含む好ましい実施の形態１の方法。
１１６．前記工程（ｆ）が前記検出から約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１１５の方法。
１１７．前記工程（ｆ）が前記検出から約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１１６の方法。
１１８．ｈ）前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程と、
ｉ）前記工程（ｄ）の後に医学的に重要な成分の調整された濃度を表示する工程であって、前記工程（ｉ）が前記検出から約４秒以内に生じる工程とをさらに含む好ましい実施の形態２２の方法。
１１９．前記工程（ｉ）が前記検出から約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１１８の方法。
１２０．前記工程（ｉ）が前記検出から約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１１９の方法。
１２１．ｅ）前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程と、
ｆ）前記工程（ｄ）の後に医学的に重要な成分の濃度を表示する工程であって、前記工程（ｆ）が前記検出から約４秒以内に生じる工程とをさらに含む好ましい実施の形態３１の方法。
１２２．前記工程（ｆ）が前記検出から約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１２１の方法。
１２３．前記工程（ｆ）が前記検出から約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１２２の方法。
１２４．ｉ）前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程と、
ｊ）前記工程（ｈ）の後に医学的に重要な成分の調整された濃度を表示する工程であって、前記工程（ｊ）が前記検出から約４秒以内に生じる工程とをさらに含む好ましい実施の形態５１の方法。
１２５．前記工程（ｊ）が前記検出から約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１２４の方法。
１２６．前記工程（ｊ）が前記検出から約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１２５の方法。
１２７．ｅ）前記工程（ａ）の前に血液試料が試薬化合物と接触していることを検出する工程と、
ｆ）前記工程（ｄ）の後にグルコース濃度を表示する工程であって、前記工程（ｆ）が前記検出から約４秒以内に生じる工程とをさらに含む好ましい実施の形態５９の方法。
１２８．前記工程（ｆ）が前記検出から約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１２７の方法。
１２９．前記工程（ｆ）が前記検出から約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１２８の方法。
１３０．ｈ）前記工程（ａ）の前に血液試料が試薬化合物と接触していることを検出する工程と、
ｉ）前記工程（ｇ）の後に調整されたグルコース濃度を表示する工程であって、前記工程（ｉ）が前記検出から約４秒以内に生じる工程とをさらに含む好ましい実施の形態７８の方法。
１３１．前記工程（ｉ）が前記検出から約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１３０の方法。
１３２．前記工程（ｉ）が前記検出から約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１３１の方法。
１３３．測定シーケンスが、第１の信号の印加前に生物学的流体と試薬化合物との接触を検出することをさらに含み、該測定シーケンスが、医学的に重要な成分の濃度を表示することをさらに含み、濃度の表示が検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態８７のシステム。
１３４．濃度の表示が検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１３３のシステム。
１３５．濃度の表示が検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１３４のシステム。
１３６．測定シーケンスが、第１の信号の印加前に生物学的流体と試薬化合物との接触を検出することをさらに含み、該測定シーケンスが、医学的に重要な成分の調整された濃度を表示することをさらに含み、濃度の表示が検出から約４秒以内に生じる好ましい実施の形態１０２のシステム。
１３７．調整された濃度の表示が検出の約２秒以内に生じる好ましい実施の形態１３６のシステム。
１３８．調整された濃度の表示が検出の約１秒以内に生じる好ましい実施の形態１３７のシステム。

Claims (14)

  1. 試薬化合物と接触した生物学的流体の医学的に重要な成分の濃度を測定する方法であって、
    ａ）ＡＣ成分を有する第１の信号を生物学的流体に印加する工程であって、該ＡＣ成分が生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである工程と、
    ｂ）ＡＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
    ｃ）電流応答の基本成分を測定する工程であって、該基本成分が第１の信号のＡＣ成分の周波数と少なくとも実質的に同一の周波数を含む工程と、
    ｄ）基本成分から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程とを含む方法。
  2. 第１の信号がＡＣ信号である請求項１記載の方法。
  3. 工程（ｄ）が、基本成分のマグニチュードおよび／または位相角から前記表示を測定することを含む請求項１または２記載の方法。
  4. 第１の信号のマグニチュードが、約２００〜５５０ｍＶｒｍｓの間である請求項１〜３のいずれか１項に記載の方法。
  5. 第１の信号が、約１０〜１０００Ｈｚの周波数を有する請求項１〜４のいずれか１項に記載の方法。
  6. 医学的に重要な成分の濃度が、基本成分のみから測定される請求項１〜５のいずれか１項に記載の方法。
  7. 第１の信号が、生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分でない大きさの第２のＡＣ成分をさらに含み、さらに、
    ｅ）ＡＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
    ｆ）第２のＡＣ成分に対する電流応答から干渉物の補正を判定する工程と、
    ｇ）干渉物の補正を使用して基本成分からの濃度の表示を調整する工程とを含む請求項１〜６のいずれか１項に記載の方法。
  8. 前記工程（ａ）の前に生物学的流体が試薬化合物と接触していることを検出する工程をさらに含み、前記工程（ｄ）および／または前記工程（ｇ）が前記検出から約４秒以内に生じる請求項１〜７のいずれか１項に記載の方法。
  9. 第１の信号がＤＣ成分をさらに含み、方法がさらに、
    ｈ）ＤＣ成分に対する電流応答を測定する工程と、
    ｉ）ＤＣ成分に対する電流応答から医学的に重要な成分の濃度の表示を測定する工程と、
    ｊ）ＡＣ成分の基本成分からの表示を使用してＤＣ成分からの表示を補正する工程であって、ＤＣ成分からの補正された表示が干渉物の補正を使用して調整される工程とを含む請求項１〜８のいずれか１項に記載の方法。
  10. 生物学的流体の医学的に重要な成分の濃度を測定するためのシステムであって、該システムが、
    少なくとも２つの電気的に絶縁された電極と、該電極の少なくとも１つに近接または接触する試薬化合物とからなるバイオセンサと、
    該バイオセンサの電極と電気的に通信する測定装置であって、生物学的流体が少なくとも２つの電極および試薬化合物と接触し、電極が互いの電極、流体および試薬化合物と電気的に通信する場合に、測定シーケンスおよびデータ評価を実施するように構成および配置された装置とを備え、
    前記測定シーケンスが、
    少なくとも２つの電極を使用してＡＣ成分を有する第１の信号を生物学的流体へ印加することであって、該ＡＣ成分が生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分な大きさである印加と、
    ＡＣ成分に対する電流応答の測定と、
    電流応答の基本成分の測定であって、該基本成分が、第１の信号のＡＣ成分の周波数と少なくとも実質的に同一の周波数を含む測定と、
    基本成分から医学的に重要な成分の濃度表示を測定することを含むシステム。
  11. 濃度の表示の測定が、基本成分のマグニチュードおよび／または位相角からの前記表示の測定を含む請求項１０記載のシステム。
  12. 測定シーケンスが、第１の信号の印加前に生物学的流体と試薬化合物との接触を検出することをさらに含み、濃度の表示の測定が検出から約４秒以内に生じる請求項１０または１１記載のシステム。
  13. 第１の信号が、生物学的流体からファラデー電流応答を発生させるのに充分でない大きさの第２のＡＣ成分をさらに含み、測定シーケンスが、第２のＡＣ成分に対する電流応答の測定と、第２のＡＣ成分に対する電流応答の位相角からの干渉物の補正の判定と、干渉物の補正の使用による基本成分からの濃度の表示に対する調整とをさらに含む請求項１０〜１２のいずれか１項に記載のシステム。
  14. 第１の信号がＤＣ成分をさらに含み、測定シーケンスが、ＤＣ成分に対する電流応答の測定と、ＤＣ成分に対する電流応答からの医学的に重要な成分の濃度表示の測定と、ＡＣ成分の基本成分からの表示の使用によるＤＣ成分からの表示の補正とをさらに含み、ＤＣ成分からの補正された表示が干渉物の補正を使用して調整される請求項１０〜１３のいずれか１項に記載のシステム。
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