JP2016510120A - バイオセンサ・アルゴリズムを構築に用いるスケーリング・データの方法ならびにデバイス、装置およびシステム - Google Patents

Abstract

【課題】バイオセンサ・アルゴリズムを構築に用いるスケーリング・データの方法ならびにデバイス、装置およびシステム。【解決手段】分析物濃度を提供する前に、ヘマトクリット（Ｈｃｔ）、温度、電極導電性における変化、または、それらの組合せなどの交絡変数を補正し、および／または、補償するための、体液分析データをスケーリングするための方法が開示される。スケーリング方法は、ディスクリプタまたはアルゴリズムを作成する前に、観察されたＤＣ電流応答に対する、そのような交絡変数の影響を最小にするために前記ＤＣブロックの前に印加されたＡＣブロックから得られる電流応答・データを利用する。したがって、このスケーリング方法は、同じサンプルの上でなされたＡＣブロックからのデータを用いて、測定されたＤＣ電流を補償する。また、種々のスケーリング方法を組み込む、デバイス、装置、および、システムも、開示される。【選択図】図１

Description

本願開示は、一般に、数学と医療に関連する。そして、より詳細には、それは、分析物濃度を提供する前に、ヘマトクリット（Ｈｃｔ）、温度、例えば、電極導電性、または、それらの組合せの原材料バリエーションなどの交絡変数を補正し、および／または、補償するための、体液分析測定データのスケーリングの方法に関する。
［関連出願の相互参照」

本特許出願は、２０１３年３月１５日に出願された米国仮特許出願番号第６１／７９４２８０号の利益を主張するものである。その開示内容は、参照によって、その全体がここに組み込まれる。

自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システム、臨床血糖モニタリング・システム、そして、研究室血糖モニタリング・システムなど、多くの分析物測定システムは、ブドウ糖などの分析物による反応によって生成される電子活性種の、電流測定の、電量測定の、電位差測定の、ボルタメトリの、または、他の電気的測定、または、分析物マトリックスの直接の特性の測定に基づいている。これらの方法の組合せもまた、分析物濃度を計算するために採用することができる。

ＳＭＢＧシステムにおいて、電気化学的な測定が、典型的には、バイオセンサを携帯メーターに挿入し、そして、血液など流体サンプルのドロップを、定義済みの標本空間、乾燥化学試薬、および、電極のシステムを有するバイオセンサの上へ導入することによって実行される。サンプルを検出すると、次に、メーターは電気的測定を実行し、数値計算アルゴリズムが、応答データを信頼できるブドウ糖濃度に変換する。

例えば、単一電位、ＤＣベース電流測定において、電位が、電気活性分析物を含む流体サンプルに印加され、そして、分析物が減少し、酸化するにつれて、電流がモニターされる。コトレル方程式によって記述されるように、結果として生じるＤＣ電流は、時間減衰を示す。その減衰の傾きが減少して、時間に関して、変化の一定の率に近づくと、電流の大きさを、分析物を定量化するために使うことができる。

その電流の減衰の大きさ、率および形状は、しかしながら、試薬の厚さ、試薬の濡れ、サンプル拡散の率、Ｈｃｔ、および、温度、ならびに、特定の干渉物質を含む多くの変数によって影響され得る。しかしながら、それらの変数に限定されるものではない。これらの干渉物質、または、交絡変数は、ブドウ糖などの分析物と比例している、観察されたＤＣ電流の大きさにおいて、増加または減少を引き起こすことができる。それによって、「本当の」ブドウ糖濃度からの偏移を引き起こす。

現在の方法およびシステムは、利便性に関して、いくつかの利点を提供する。しかしながら、交絡変数を補正することができる、さもなければ、補償することができる測定方法の必要性は残っている。

上で述べた不利な点の観点から、本願の開示は特定の交絡変数が、流体サンプルにおける分析物濃度を測る際に、持ち得る影響に対する補償または訂正の方法を記載する。それによって、「真の」分析物濃度を提供する。この方法は、分析物濃度を提供するアルゴリズムを使用する前に、交絡変数の影響を減らす方法で、より高い振幅応答（ＤＣ測定など）からデータをスケールするために交流（ＡＣ）応答から導出される情報を使用することを含む、発明の概念に基づいている。したがって、流体サンプルにおける分析物濃度を測定する既知の方法と比較するとき、この発明の概念は、特定の利点、影響、特徴、そして、対象を提供する。

１つの態様において、スケーリング方法が、電極導電性における変化を補償するか、補正するために、提供される。この方法は、バイオセンサの電極システムの少なくとも２つのループ抵抗を測定するステップと、少なくとも２つのループ抵抗の各々を、別々の定数で各々を割り算し、正規化するステップと、正規化ループ抵抗のそれ以下をわきに（すなわち、最小）分析物濃度を決定するためのアルゴリズムに、または、フェイルセーフに取り入れることによって、電流応答をスケーリングするステップと、のステップを含む。この方法は、また、ＡＣブロックおよび、少なくとも１つのＤＣブロックを有するテスト・シーケンスを体液サンプルに印加するステップと、ＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、のステップを含む。

少なくとも２つのループ抵抗のうちの１つを、作用電極の導電トレースと関連した接点パッドから測定することができる。少なくとも２つのループ抵抗のもう１つは、対電極の導電トレースと関連した接点パッドから測定することができる。

ループ抵抗を正規化するのに用いられる各々の定数は、バイオセンサの１つ以上のバッチ／ロットにおいて、それぞれのループ抵抗を測定することによって得られた所定の中央抵抗値でありえる。

ＡＣブロックに関して、それは、順次に、または、平行に同時に印加される低振幅信号のブロックでありえる。いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる低振幅信号を含む。例えば、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚまたはおよそ２０ｋＨｚ、続いて、およそ１ｋＨｚまたはおよそ２ｋＨｚなど２つの周波数において２つのセグメントを含むことができる。他のインスタンスにおいては、このＡＣブロックは、複数の低振幅信号を含む。例えば、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚなどの４つの周波数において、５つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、例えば、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚなどの４つの周波数において、４つのセグメントを有することができる。代替的に、ＡＣブロックは、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚにおいて、同時に印加される４つの周波数を持つことができる。さらに代替的に、ＡＣブロックは、所望の低振幅ＡＣ信号を同時に印加する多重周波数励起波形を持つことができる。

いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ５００ミリ秒からおよそ１．５秒の間印加される。他のインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ１００ミリ秒およそ３００ミリ秒の間印加される。

ＤＣブロックに関して、それは、およそ０ｍＶから＋４５０ｍＶの間で交流する電位で、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含むことができる。いくつかのインスタンスにおいては、ＤＣブロックは、およそ０ｍＶから＋４５０ｍＶへの単一の電位ステップでありえる。ここで、この電位は、減衰する電流応答を検出することができるように維持される。すなわち、ＤＣブロックは、少なくとも１つの励起パルス、および、少なくとも１つの回復パルスを含む。ここで、パルスは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間で交流する。

パルスの数にかかわらず、各々のＤＣパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒まで印加されることができる。例えば、＋４５０ｍＶにおける各々のＤＣパルスが、およそ２５０ミリ秒印加されることができ、そして、０ｍＶにおける各々のＤＣパルスが、およそ５００ミリ秒間、印加されることができる。

いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、ＤＣブロックの前に、ＤＣブロックの後に、または、ＤＣブロックの中で散らばって印加される。

電極は、アルミニウム、カーボン、銅、金、酸化インジウム・スズ、パラジウム、プラチナ、チタン、または、それらのハイブリッドの導電層を含むことができる。

このように、これらの正規化ループ抵抗は、分析物濃度の計算の間に、変動を補正することができるアルゴリズムの部分として、および／または、電極導電性における変動が所定の閾値を上回る場合に、分析物濃度の表示／報告を防止するデバイス・フェイルセーフをトリガーするため、の両方で、使用することができる。

別の態様において、関心の分析物のための体液分析の間に、低いか高いＨｃｔを補償するか、補正するために、スケーリング方法が提供される。この方法は、少なくとも１つのＤＣブロックに関連したＡＣブロックを、体液に印加するステップと、ＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、ＡＣブロック信号および電流応答から溶液抵抗（Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}）を計算するステップと、推定された分析物濃度の上でＨｃｔの影響を最小にする補償された電圧降下を得るためにＤＣ電流応答をＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}によって乗算するステップと、のステップを含むことができる。

ＡＣブロックに関して、それは、順次に、または、平行に同時に印加される複数の低振幅信号でありえる。いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる低振幅信号を含む。例えば、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚ、または、およそ２０ｋＨｚ、続いて、およそ１ｋＨｚまたはおよそ２ｋＨｚなどの２つの周波数において２つのセグメントを含むことができる。代替的に、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚなどの４つの周波数において、５つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、例えば、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚなどの４つの周波数において、４つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚにおいて同時に印加される４つの周波数を持つことができる。さらに代替的に、ＡＣブロックは、所望の低振幅ＡＣ信号を同時に印加する多重周波数励起波形を有することができる。

いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ５００ミリ秒からおよそ１．５秒の間印加される。他のインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ１００ミリ秒からおよそ３００ミリ秒の間印加される。

ＤＣブロックに関して、それは、およそ０ｍＶから＋４５０ｍＶの間で交流する電位で、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含むことができる。いくつかのインスタンスにおいては、ＤＣブロックは、およそ０ｍＶから＋４５０ｍＶへの単一の電位ステップである。ここで、この電位は、減衰する電流応答を検出することができるように維持される。すなわち、ＤＣブロックは、少なくとも１つの励起パルス、および、少なくとも１つの回復パルスを含む。ここで、パルスは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間で交流する。

パルスの数にかかわらず、各々のＤＣパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒までの間印加されることができる。特に、およそ＋４５０ｍＶにおける各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間印加されることができ、そして、およそ０ｍＶにおける各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間印加されることができる。

いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックが、ＤＣブロックの前に、ＤＣブロックの後に、または、ＤＣブロックの中で散らばって印加される。

この方法は、また、Ｈｃｔ補償された電圧を、それによって推定された分析物濃度を提供するように取り入れるアルゴリズムを構築するステップを含むことができる。

別の態様において、関心の分析物のための体液分析の間に、Ｈｃｔおよび／または温度を補償するためのスケーリング方法が提供される。この方法は、少なくとも１つのＤＣブロックに関連したＡＣブロックを、体液に印加するステップと、ＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、ＡＣ信号および応答のうちの少なくとも１つから、アドミタンス（Ｙ）を計算するステップと、ＤＣ電流そして、それゆえに、分析物濃度についてＨｃｔや温度の影響を最小にする補償された電流を得るために、ＤＣ電流応答をアドミタンス（Ｙ）によって割り算するステップとステップを含む。

ＡＣブロックに関して、それは、順次に、または、平行に同時に印加される複数の低振幅信号でありえる。いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる低振幅信号を含む。例えば、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚ、あるいは、およそ２０ｋＨｚ、続いて、およそ１ｋＨｚまたはおよそ２ｋＨｚなどの２つの周波数において２つのセグメントを含むことができる。代替的に、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚなどの４つの周波数において、５つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、例えば、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚなどの４つの周波数において、４つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚにおいて同時に印加される４つの周波数を持つことができる。更に代替的に、ＡＣブロックは、所望の低振幅ＡＣ信号を同時に印加する多重周波数励起波形を持つことができる。

いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ５００ミリ秒からおよそ１．５秒の間印加される。他のインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ１００ミリ秒からおよそ３００ミリ秒の間印加される。

ＤＣブロックに関して、それは、およそ０ｍＶから＋４５０ｍＶの間で交流する電位で、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含むことができる。いくつかのインスタンスにおいては、ＤＣブロックは、およそ０ｍＶから＋４５０ｍＶへの単一の電位ステップでありえる。ここで、この電位は、減衰する電流応答を検出することができるように維持される。すなわち、ＤＣブロックは、少なくとも１つの励起パルス、および、少なくとも１つの回復パルスを含む。ここで、パルスは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間で交流する。

パルスの数にかかわらず、各々のＤＣパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される。例えば、＋４５０ｍＶにおける各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間印加されることができ、そして、０ｍＶにおける各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間印加されることができる。

いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックが、ＤＣブロックの前に、ＤＣブロックの後に、または、ＤＣブロックの中で散らばって印加される。

いくつかのインスタンスにおいては、アドミタンス（Ｙ）は、２０ｋＨｚ（Ｙ_２０）で計算される。

この方法は、また、推定された分析物濃度を提供するためにＨｃｔおよび／または温度補償された電流を取り込むアルゴリズムを構築するステップを含むことができる。

別の態様において、関心の分析物のための体液分析の間に、Ｈｃｔおよび／または温度を補償するための関連したスケーリング方法が提供される。この方法は、少なくとも１つのＤＣブロックに関連したＡＣブロックを、体液に印加するステップと、ＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、ＡＣ信号および応答のうちの少なくとも１つから、その最適パワーに対するアドミタンス（Ｙ）を計算するステップと、ＤＣ電流そして、それゆえに、分析物濃度についてＨｃｔや温度の影響を最小にする補償された電流を得るために、ＤＣ電流応答をパワード・アドミタンス（Ｙ）によって割り算するステップと、のステップを含む。

ＡＣブロックに関して、それは、順次に、または、平行に同時に印加される複数の低振幅信号でありえる。いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる低振幅信号を含む。例えば、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚ、あるいは、およそ２０ｋＨｚ、続いて、およそ１ｋＨｚまたはおよそ２ｋＨｚなどの２つの周波数において２つのセグメントを含むことができる。代替的に、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚなどの４つの周波数において、５つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、例えば、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚなどの４つの周波数において、４つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、１０ｋＨｚくらいで、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚ４つの同時に印加される周波数を持つことができる。さらに代替的に、ＡＣブロックは、所望の低振幅ＡＣ信号を同時に印加する多重周波数励起波形を有することができる。

いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ５００ミリ秒からおよそ１．５秒の間印加される。他のインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ１００ミリ秒からおよそ３００ミリ秒の間印加される。

ＤＣブロックに関して、それは、およそ０ｍＶから＋４５０ｍＶの間で交流する電位で、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含むことができる。いくつかのインスタンスにおいては、ＤＣブロックは、およそ０ｍＶから＋４５０ｍＶへの単一の電位ステップでありえる。ここで、この電位は、減衰する電流応答を検出することができるように維持される。すなわち、ＤＣブロックは、少なくとも１つの励起パルス、および、少なくとも１つの回復パルスを含む。ここで、パルスは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間で交流する。

パルスの数にかかわらず、各々のＤＣパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される。例えば、＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、そして、０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される。

いくつかのインスタンスにおいては、ＡＣブロックが、ＤＣブロックの前に、ＤＣブロックの後に、または、ＤＣブロックの中で散らばって印加される。

この方法は、また、推定された分析物濃度を提供するためにＨｃｔおよび／または温度補償された電圧を取り込むアルゴリズムを構築するのステップを含むことができる。

前述した観点から、ここに開示されるスケーリング方法の１つ以上を組み込む体液分析に関連して使用されるデバイス、装置およびシステムが、提供される。これらのデバイス、装置およびシステムは、アミノ酸、抗体、バクテリア、炭水化物、薬、脂質、マーカ、核酸、ペプチド、タンパク質、毒物、ウイルスおよび、他の分析物を、それらの組合せと並んで含む分析物の濃度を決定するのに使用することができる。しかしながら、それらに限られるものではない。あるインスタンスにおいて、分析物は、ブドウ糖である。

これらや他の利点、影響、特徴および、発明の概念の対象物が、下の記載から、よりよく理解される。その記載において、添付の図面に対する参照が行われる。それは、本願発明の概念の実施形態の部分を形成する。そこでは、本願発明の概念の実施形態を図示するが、本願発明の概念の制限を行うものではない。

上に記載したもの以外の利点、効果、特徴および目的は、下記の詳しい説明を考慮すると、すぐに明らかになる。そのような詳しい説明は、以下の図面を参照してなされる。ここで、
図１は、メーターおよびバイオセンサを含む例示的な分析物測定システムを示す。 図２は、流体サンプルにおける分析物濃度を電気化学的に決定するための例示的なバイオセンサ電極システムの平面図を示す。 図３Ａ−Ｃは、分析物テスト・デバイス、装置またはシステムで使用されることができる例示的なテスト信号を示す。 図３Ａ−Ｃは、分析物テスト・デバイス、装置またはシステムで使用されることができる例示的なテスト信号を示す。 図３Ａ−Ｃは、分析物テスト・デバイス、装置またはシステムで使用されることができる例示的なテスト信号を示す。 図４は、例示的なスケーリング方法を示す。 図５Ａ−Ｃは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣ周波数分析の結果を示すグラフである。 図５Ａ−Ｃは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣ周波数分析の結果を示すグラフである。 図５Ａ−Ｃは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣ周波数分析の結果を示すグラフである。 図６Ａ−Ｆは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣおよびＤＣデータ上のＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリングの影響を示すグラフである。 図６Ａ−Ｆは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣおよびＤＣデータ上のＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリングの影響を示すグラフである。 図６Ａ−Ｆは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣおよびＤＣデータ上のＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリングの影響を示すグラフである。 図６Ａ−Ｆは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣおよびＤＣデータ上のＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリングの影響を示すグラフである。 図６Ａ−Ｆは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣおよびＤＣデータ上のＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリングの影響を示すグラフである。 図６Ａ−Ｆは、図４の例示的なスケーリング・プロセスに関連して実行されたＡＣおよびＤＣデータ上のＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリングの影響を示すグラフである。 図７は、ＤＣ電流測定（ＤＣ１１２４）と、アドミタンス（Ｙ_２０）との間での関係を示すグラフである。 図８は、位相角（θ）と、アドミタンス（Ｙ_２０）との間での関係を示すグラフである。 図９は、スケーリングされたＤＣおよびパワー項との間でのピアソン相関関係を示すグラフである。 図１０は、スケーリングされたＤＣおよびパワー項との間でのピアソン相関関係を示すグラフである。 図１１は、電極導電性における変化に対してＲ_２０スケーリングの利益を示す２つのグラフである。

本願発明の概念は、種々の修正と代替の形式に影響されやすいが、その例示的な実施形態は、図面の中で例として示され、ここに、詳細に記載される。しかしながら、以下に続く例示的な実施形態の記載は、発明の概念を開示された特定の形に制限することを意図するものではないことが理解されなければならない。それとは逆に、その意図は、ここに記述される実施形態および請求項によって定義されるように、その要旨および範囲に入るすべての利点、効果、特徴と目的をカバーしようとするものである。したがって、発明の概念の範囲を解釈するために、ここに記述される実施形態、以下の請求項に対する参照がなされなければならない。このように、ここに記述される実施形態は、他の問題を解決するのに役立つ利点、効果、特徴と目標を有することができることに留意する必要がある。

この方法、デバイス、装置およびシステムは、次に、以下に、添付の図面を参照して、より充分に記述される。本願発明の概念の実施形態が、すべてではないが、いくつかが示される。実際に、発明のコンセプトは、多くの異なる形で具体化することができ、そして、ここで述べる実施形態に制限するものと解釈されてはならない。むしろ、これらの例示的実施形態は、この開示が適用可能な法的要求を満たすように提供される。

同様に、多くの修正、そして、ここに記述される方法、デバイス、装置およびシステムの他の実施形態は、前述の記載および関連する図面に提示された教示に利益を有する、本願開示に関係する当業者には思い浮かぶであろう。したがって、本願発明の概念は、開示された特定の実施形態に制限されるものではないこと、そして、修正や他の実施形態が、本願に添付された特許請求の範囲の中に含まれることを意図するものであることが理解されるべきである。特定の用語がここにおいて使用されるが、それらは、一般的、説明的な意味においてのみ使用されており、制限の目的のためではない。

とくに、他のように定義されない限り、ここで使用されるすべての技術的、科学的な用語は、本願開示が属する技術領域における当業者に共通に理解されるものと同一の意味を持つ。ここに記述されるものと同様であるか等しいいかなる方法および材料は、本願の方法、デバイス、装置およびシステムの実施またはテストにおいて使用することができるけれども、好適な方法および材料が、ここに、記述される。

さらに、不定冠詞「ａ」または「ａｎ」による要素への参照は、文脈が、１つであって、１つの要素のみであることを明らかに要求しない限り、複数の要素が存在するという可能性を排除しない。不定冠詞「ａ」または「ａｎ」は、したがって、通常、「すくなくとも１つ」を意味する。

［概要］

分析物濃度の上の交絡変数の影響を減らす方法において、ＤＣ応答データをスケーリングするために、ＡＣ電位から導出される応答情報を使用するスケーリング方法が、ここに開示される。したがって、これらのスケーリング方法は、観察されたＤＣ電流応答におけるＨｃｔや温度などの交絡変数の影響を減らすために使うことができる。−アルゴリズムを作成する前に。同様に、スケーリング方法も、電極導電性における変化、特に、電極システムの電極の間での原材料と不均質の抵抗における変化によって引き起こされる変化の影響を減らすために、使用することができる。

有利なことに、ここに開示されるスケーリング方法は、より正確で信頼できる分析物濃度測定、および、電流法（ａｍｐｅｒｏｍｅｔｒｙ）を含む種々の電気化学的な測定方法の使用の間のフェイルセーフを与えるアルゴリズムにおいて使用することができる。フェイルセーフが引き起こされるならば、分析物濃度測定デバイス、装置、または、システムは、不正確な分析物濃度よりはむしろ、エラーコードまたはエラーメッセージを提出するように構成することができる。例えば、フェイルセーフは、「バイオセンサにおいて、導電層エラーが検出され、したがって、分析物濃度を報告することができない。」などの直接のメッセージ送信を含むことができる。これは、ヘルスケア専門家または利用者が、原因を決定するようにフォローアップし、そして、この問題がない適切なデバイスまたはバイオセンサを見つける結果となることができる。

このスケーリング方法は、また、ボルタンメトリー、あるいは、電量測定（ｃｏｕｌｏｍｅｔｒｉｃ）、電位差測定（ｐｏｔｅｎｔｉｏｍｅｔｒｉｃ）、または、ボルタメトリの測定データの分析など他の電気化学方法の前に適用されることができる。ここで、電流（または、この場合、スケーリングされた／補償された電流）は、合計され、印加された電位、または、一連の電位パルスの期間に収集されたチャージ（Ｑ）を産出する。例示的な電気化学測定方法に関するさらなる詳細が、例えば、米国特許第４，００８，４４８号、第４，２２５，４１０号、第４，２３３，０２９号、第４，３２３，５３６号、第４，８９１，３１９号、第４，９１９，７７０号、第４，９６３，８１４号、第４，９９９，５８２号、第４，９９９，６３２号、第５，０５３，１９９号、第５，１０８，５６４号、第５，１２０，４２０号、第５，１２２，２４４号、第５，１２８，０１５号、第５，２４３，５１６号、第５，２８８，６３６号、第５，３５２，３５１号、第５，３６６，６０９号、第５，３８５，８４６号、第５，４０５，５１１号、第５，４１３，６９０号、第５，４３７，９９９号、第５，４３８，２７１号、第５，５０８，１７１号、第５，５２６，１１１号、第５，６２７，０７５号、第５，６２８，８９０号、第５，６８２，８８４号、第５，７２７，５４８号、第５，７６２，７７０号、第５，８５８，６９１号、第５，９９７，８１７号、第６，００４，４４１号、第６，０５４，０３９号、第６２５４７３６号、第６，２７０，６３７号、第６，６４５，３６８号、第６，６６２，４３９号、第７，０７３，２４６号、第７，０１８，８４３号、第７，０１８，８４８号、第７，０４５，０５４号、第７，１１５，３６２号、第７，２７６，１４６号、第７，２７６，１４７号、第７，３３５，２８６号、第７，３３８，６３９号、第７，３８６，９３７号、第７，３９０，６６７号、第７，４０７，８１１号、第７，４２９，８６５号、第７，４５２，４５７号、第７，４８８，６０１号、第７，４９４，８１６号、第７，５４５，１４８号、第７，５５６，７２３号、第７，５６９，１２６号、第７，５９７，７９３号、第７，６３８，０３３号、第７，７３１，８３５号、第７，７５１，８６４号、第７，９７７，１１２号、第７，９８１，３６３号、第８，１４８，１６４号、第８，２９８，８２８号、第８，３２９，０２６号、第８，３７７，７０７号、および、第８，４２０，４０４号、ならびに、米国再発行特許第３６２６８号、第４２５６０号、第４２９２４号、および、第４２９５３号などの中で開示される。

有利なことに、ここに記述される方法は、ブドウ糖濃度などの報告された分析物濃度の上でのＨｃｔや温度の影響を減らすために、ＳＭＢＧデバイス、装置およびシステムに組み込むことができる。同様に、ここに記述される他の方法を、報告された分析物濃度の上での電気伝導体または他の原材料の変化の影響を減らすために、ＳＭＢＧデバイス、装置およびシステムに組み込むことができる。

さらに、これらのスケーリング方法は、先進のマイクロプロセッサ・ベース・アルゴリズム、および、システム性能を劇的に向上する結果となるプロセスを使用してインプリメントすることができる。これらの方法は、また、１０／１０パフォーマンスなどのパフォーマンス向上を達成することができるアルゴリズムをつくる方法の柔軟性と数を提供する。ここに使われるように、「１０／１０パフォーマンス」は、測定されたｂＧ値が、ｂＧ濃度＞１００ｍｇ／ｄＬに対して実際のｂＧ値のおよそ±１０％内にあり、ｂＧ濃度＜１００ｍｇ／ｄＬに対して実際のｂＧ値のおよそ±１０ｍｇ／ｄＬにあることを意味する。

ここに開示される方法を実行するのに役立つことができる追加的な電気化学的な測定方法に関する詳細は、「パルスＤＣブロックを有するテスト・シーケンスで分析物を電気化学的に測定する方法およびデバイス、装置とそれらを組み込むシステム」ドケット番号第３１５１９号および第３１５２１号、「分析物の電気化学的な測定をフェイルセーフにする方法およびデバイス、装置とそれらを組み込むシステム」ドケット番号第３１５２０号、「電気化学的な分析物測定において回復パルスからの情報を使用する方法およびデバイス、装置とそれらを組み込むシステム」ドケット番号第３１５２２号、「分析物を電気化学的に測定するディスクリプタ・ベースの方法およびデバイス、装置とそれらを組み込むシステム」ドケット番号第３１５２３号、および、「電気化学的測定の間に高い酸化防止剤濃度を検出し、それから分析物濃度をフェイルセーフにする方法およびデバイス、装置とそれらを組み込むシステム」ドケット番号第３１５２４号と題された出願中の特許出願の中に見ることができる。

［分析物測定デバイス、装置およびシステム］

本願発明の測定方法を記述する前に、そして、それに関連して、図１は、電気化学的なバイオセンサ２０に有効に結合するテスト・メーター１１（テスト要素としても知られる）などのデバイスを含む例示的な分析物測定システムを示す。メーター１１およびバイオセンサ２０は、バイオセンサ２０に提供される１つ以上の流体サンプルの分析物の濃度を決定するように操作可能である。いくつかのインスタンスにおいては、そのサンプルは、例えば、全血、血漿、血清、尿または唾液など体液サンプルであることができる。他のインスタンスにおいては、流体サンプルは、水性環境サンプルなどの１つ以上の電気化学的に反応性分析物の存在または濃度に対して検査される別のタイプのサンプルであることができる。

図１において、バイオセンサ２０は、メーター１１の接続端子１４に取り外し可能に挿入される単一回使用テスト・ストリップである。いくつかのインスタンスにおいては、バイオセンサ２０は、血糖テスト要素として構成され、ブドウ糖を電気化学的に測定する特徴と機能性を含む。他のインスタンスにおいては、バイオセンサ２０は、例えば、アミノ酸、抗体、バクテリア、炭水化物、薬、脂質、マーカ、核酸、ペプチド、タンパク質、毒素、ウイルス、および、他の分析物など１つ以上の他の分析物を電気化学的に測定するように構成される。

メーター１１は、ユーザーに、分析物濃度または他の試験結果を含む種々の情報を示すのに用いられる電子ディスプレイ１６、および、ユーザー入力を受信するためのユーザ・インタフェース５０を含む。メーター１１は、信号をバイオセンサ２０に印加し、バイオセンサ２０に対して１つ以上の応答を測定するために、テスト信号を生成するために操作可能であるマイクロコントローラおよび関連テスト信号生成測定回路（図示せず）を更に含む。いくつかのインスタンスにおいて、メートル１１は、血糖測定メーターとして構成することができ、小冊子「アキュチェックアビバ（登録商標）血糖測定メーター・オウナーのブックレット」（２００７）で解説されるように、アキュチェックアビバ（登録商標）メーターの特徴および機能を含む。その一部分が、米国特許第６４５３６８号に開示されている。他のインスタンスにおいて、メーター１１は、例えば、アミノ酸、抗体、バクテリア、炭水化物、薬、脂質、マーカ、核酸、タンパク質、ペプチド、毒素、ウイルス、および、他の分析物などの１つ以上の他の分析物を電気化学的に測定するように構成することができる。電気化学的な測定方法の用途に構成された例示的なメーターに関するさらなる詳細が、例えば、米国特許第４，７２０，３７２号、第４，９６３，８１４号、第４，９９９，５８２号、第４，９９９，６３２号、第５，２４３，５１６号、第５，２８２，９５０号、第５，３６６，６０９号、第５，３７１，６８７号、第５，３７９，２１４号、第５，４０５，５１１号、第５，４３８，２７１号、第５，５９４，９０６号、第６，１３４，５０４号、第６，１４４，９２２号、第６，４１３，２１３号、第６，４２５，８６３号、第６，６３５，１６７号、第６，６４５，３６８号、第６，７８７，１０９号、第６，９２７，７４９号、第６，９４５，９５５号、第７，２０８，１１９号、第７，２９１，１０７号、第７，３４７，９７３号、第７，５６９，１２６号、第７，６０１，２９９号、第７，６３８，０９５号、および、第８，４３１，４０８号、などの中で開示される。

当業者は、ここに記述されるスケーリング方法は、他の測定デバイス、装置、システム、そして、例えば、病院テスト・システム、研究所テスト・システム、および、その他の環境において、使用することができることを理解する。

バイオセンサとメーターは、図１に示されるものに加えて、または、それらの代わりに、更なるおよび／または代替の属性と特徴を含むことができることが理解されるべきである。例えば、バイオセンサは、長方形の形状を有する単一回使用、使い捨て電気化学的テスト・ストリップの形であることができる。バイオセンサは、例えば、異なる構成、大きさ、または形状のテスト・ストリップ、非ストリップ・テスト要素、使い捨てのテスト要素、再使用可能テスト要素、マイクロ・アレイ、ラボ・オンチップ・デバイス、バイオ・チップ、バイオ・ディスク、バイオｃｄｓ、または、他のテスト要素などの異なる形を含むことができることが理解される。

図２は、基板１１０、および、基板１１０の上に提供される電気伝導性材料の配列を含む、例示的なバイオセンサ１００のより詳細な図を示す。基板１１０は、テレフタル酸ポリエチレン（「ＰＥＴ」）でありえる。基板１１０は、また、例えば、ポリエステル類、または、他の重合、または、とりわけ熱可塑性材料など他の材料含むことを含むことができる。基板１１０の上の導電性材料は、金または金の合金などの電極やコードパターンを規定するために基板の上で提供されることができる材料を含む。使用されることができる追加材料は、プラチナ、パラジウム、イリジウム、または、それらの合金を含む。しかし、それらに制限されるものではない。

図２には、また、電気化学的流体サンプル解析システムに対して提供されるバイオセンサに役立つことができる導電性材料の例示的なパターンが示される。他の例示的バイオセンサは、電気化学分析物測定を実行するのに有用な種々の他の導電性のパターンを含むことができる。典型的には、電気伝導性材料は、いくつかの電気伝導経路を提供するために基板１１０の上に配置される。図２の中で図示される配置など電気伝導性材料の特定の配置は、化学蒸着、レーザ・アブレーション、積層、スクリーン印刷、フォトリソグラフィ、そして、これらと他の技術の組合せを含む多くの技術を用いて提供することができる。１つの図示された電気伝導経路は、作用電極１２１、作用電極コンタクト・パッド１２３ａおよび１２３Ｂ、そして、作用電極１２１および作用電極接点パッド１２３ａ、１２３ｂとの間に延び、電気的に結合する導電トレース部分１２５ａおよび１２５ｂを含む。

図２の中で示される代替の電気伝導経路は、（デュアル・プロングを備えるように図示された）対電極１２０、対極コンタクト・パッド１２４ａおよび１２４ｂ、そして、対電極１２０と、対電極接点パッド１２４ａおよび１２４ｂとの間に延び、電気的に結合する導電トレース部分１２６ａおよび１２６ｂを含む、

図２の中で示される、さらなる電気伝導経路は、サンプル充分性電極１３１、サンプル充分性コンタクト・パッド１３５、および、サンプル充分性電極１３１とサンプル充分性接点パッド１３５との間に延び、電気的に結合する導電トレース部分１３３を含む。別の図示された導電性の経路は、サンプル充分性電極１３２、サンプル充分性コンタクト・パッド１３６、そして、サンプル充分性電極１３２とサンプル充分性接点パッド１３６との間に延び、電気的に結合する導電トレース部分１３４を含む。サンプル充分性電極１３１と１３２は、テスト要素１００に提供されたテスト・サンプルの充分性を決定するためのいくつかの技術を実装するために使用することができる。

バイオセンサ１００を含むテスト動作の間、作用電極コンタクト・パッド１２３ａおよび１２３Ｂは、メーターの作用電極端子に結合することができ、対電極コンタクト・パッド１２４ａおよび１２４ｂは、メーターの対電極端子に結合することができ、そして、サンプル充分性接点パッド１３５と１３６は、メーターのそれぞれのサンプル検出端末に結合することができる。分析されるべき流体サンプルは、たとえば、流体サンプルをサンプル・チャンバーに導入することによってバイオセンサ１００に提供されることができる。メーターとバイオセンサ１００は、例えば、パッド１３５と１３６とを利用して充填検知およびサンプル充分性検知機能を実行するために、および、血糖濃度測定または検知、あるいは、他の分析物のなど電気化学的な分析機能を実行するために、作用電極接点パッド１２３ａと１２３ｂとの間、あるいは、対極コンタクト・パッド１２４ａと１２４ｂとの間で予期される電気特性のためのテストによって導電性の経路の完全性を検証することなどフェイルセーフまたはエラーチェック機能を実行するためにテスト要素のメーターに対するアライメントをチェックするために使用することができる。

電気化学的な測定方法の用途に構成された例示的なバイオセンサに関するさらなる詳細が、例えば、米国特許第５，６９４，９３２号、第５，７６２，７７０号、第５，９４８，６９５号、第５，９７５，１５３号、第５，９９７，８１７号、第６，００１，２３９号、第６，０２５，２０３号、第６，１６２，６３９号、第６，２４５，２１５号、第６，２７１，０４５号、第６，３１９，７１９号、第６，４０６，６７２号、第６，４１３，３９５号、第６，４２８，６６４号、第６，４４７，６５７号、第６，４５１，２６４号、第６，４５５，３２４号、第６，４８８，８２８号、第６，５０６，５７５号、第６，５４０，８９０号、第６，５６２，２１０号、第６，５８２，５７３号、第６，５９２，８１５号、第６，６２７，０５７号、第６，６３８，７７２号、第６，７５５，９４９号、第６，７６７，４４０号、第６，７８０，２９６号、第６，７８０，６５１号、第６，８１４，８４３号、第６，８１４，８４４号、第６，８５８，４３３号、第６，８６６，７５８号、第７，００８，７９９号、第７，０６３，７７４号、第７，２３８，５３４号、第７，４７３，３９８号、第７，４７６，８２７号、第７，４７９，２１１号、第７，５１０，６４３号、第７，７２７，４６７号、第７，７８０，８２７号、第７，８２０，４５１；号、第７，８６７，３６９号、第７，８９２、８４９号、第８，１８０，４２３号、第８，２９８，４０１号、第８，３２９，０２６号、ならびに、米国再発行特許第４２５６０号、第４２９２４号、および、第４２９５３号などの中で開示される。

［スケーリング方法］

上記したように、ここに記述されるスケーリング方法は、分析物濃度を提供するディスクリプタとアルゴリズムを構築する前に交絡変数の影響を減衰し、最小にし、あるいは、減らすような態様で電流測定データをスケーリングするＡＣ信号と電流応答から導出された情報を使用することを含む発明の概念に基づいている。具体的には、これらのスケーリング方法は、Ｈｃｔや温度などの交絡変数、および、報告された分析物濃度の上での電気伝導体原材料のバリエーションを補償または補正するために、ＡＣ電流応答から導出された情報を使用する。

これらの方法に共通するいくつかのステップは、ＤＣブロックに関連して低振幅信号のＡＣブロックを、体液のような流体サンプルに適用され、それに対する電流の応答を測定する。図３Ａ−図３Ｃは、ＳＭＢＧおよび他のテスト・システムと関連して使用することができる例示的なテスト・シーケンスを示す。図３Ａ−図３Ｂに図示されるように、このテスト・シーケンスは、ＡＣおよび／またはＤＣ電位の１つ以上のブロックを含むことができる。例えば、このテスト・シーケンスは、（１）異なる周波数における複数のセグメントのＡＣブロックおよび、（２）同様に短い期間（例えば、およそ５０−５００ミリ秒）の回復パルスにより分離される＋４５０−ｍＶのパルスの短い期間（例えば、およそ５０−５００ミリ秒）のＤＣブロックなどの、制御されたＤＣブロックが続く、低振幅信号のＡＣブロックを含むことができる。その間、およそ０ｍＶの回復電位の閉回路が適用される。

ＡＣブロックに関して、それは、例えば、およそ２つのセグメントからおよそ１０のセグメント、およそ３つのセグメントからおよそ９つのセグメント、およそ４つのセグメントからおよそ８つのセグメント、およそ５つのセグメントからおよそ７つのセグメント、または、およそ６つのセグメントの複数のＡＣセグメントを含むことができる。他のインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、およそ２つのセグメント、およそ３つのセグメント、およそ４つのセグメント、およそ５つのセグメント、およそ６つのセグメント、およそ７つのセグメント、およそ８つのセグメント、およそ９つのセグメント、または、およそ１０のセグメントを含むことができる。さらに他のインスタンスにおいて、ＡＣブロックは、１０以上のセグメント、すなわち、およそ１５のセグメント、およそ２０のセグメント、または、およそ２５のセグメントを有することができる。さらに他のインスタンスにおいては、ＡＣブロックは、１つのセグメントを含むことができ、ここで、このセグメントは、複数の低周波ＡＣ信号を同時に印加しておく。

当業者は、ＡＣセグメントの数は、応答の複雑さ、関連する周波数範囲および、測定を実行するために利用可能な時間によって制限されることを理解する。より高い周波数は、一般に、高帯域エレクトロニクス、および、より速いサンプリングを必要とする。しかるに、低い周波数は、より長くかかり、そして、典型的には、よりノイズが多い。したがって、セグメントの最大数は、これらのパラメータ、最小限のカウントを選ぶこと、および、対象の、サンプルおよび環境および／または交絡ファクタを識別するのに必要な周波数スパンを考慮したものである。

ここに使われるように、「およそ（ａｂｏｕｔ）」は、述べられた濃度、長さ、分子量、ｐＨ、電位、時間フレーム、温度、電圧、または、ボリュームなどの値の統計学的に意味がある範囲の中であることを意味する。そのような値または範囲は、大きさのオーダが、典型的には、所定の値のまたは範囲の２０％以内、より典型的には１０％以内、そして、さらにより典型的には５％以内にあることであり得る。「およそ（ａｂｏｕｔ）」によって含まれる許容されるバリエーションは、検討中の特定のシステムに依存し、当業者には、すぐに理解される。

このＡＣブロックの各々のセグメントの各々の信号の周波数は、およそ１ｋＨｚからおよそ２０ｋＨｚまで、およそ２ｋＨｚからおよそ１９ｋＨｚまで、およそ３ｋＨｚからおよそ１８ｋＨｚまで、およそ４ｋＨｚからおよそ１７ｋＨｚまで、およそ５ｋＨｚからおよそ１６ｋＨｚまで、およそ６ｋＨｚからおよそ１５ｋＨｚまで、およそ７ｋＨｚからおよそ１４ｋＨｚまで、およそ８ｋＨｚからおよそ１３ｋＨｚまで、およそ９ｋＨｚからおよそ１２ｋＨｚまで、または、およそ１０ｋＨｚからおよそ１１ｋＨｚまで、であることができる。他のインスタンスにおいては、ＡＣブロックの各々のセグメントの周波数は、およそ１ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、およそ３ｋＨｚ、およそ４ｋＨｚ、およそ５ｋＨｚ、およそ６ｋＨｚ、およそ７ｋＨｚ、およそ８ｋＨｚ、およそ９ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ１１ｋＨｚ、およそ１２ｋＨｚ、およそ１３ｋＨｚ、およそ１４ｋＨｚ、およそ１５ｋＨｚ、およそ１６ｋＨｚ、およそ１７ｋＨｚ、およそ１８ｋＨｚ、およそ１９ｋＨｚ、または、およそ２０ｋＨｚでありえる。さらに他のインスタンスおいては、ＡＣブロックの各々のセグメントの各々の信号の周波数は、２０ｋＨｚより大きい、すなわち、およそ３０ｋＨｚ、およそ４０ｋＨｚ、または、およそ５０ｋＨｚことがあることがありえる。いくつかのインスタンスにおいては、そのセグメントの１つ以上が、同じ周波数を持つことができ、しかるに、他のインスタンスにおいては、各々のセグメントが、他のセグメントから異なる周波数を持つ。４つの周波数は、しかしながら、一般的に、十分である。使用される正確な周波数は、測定システムクロックの最大周波数の簡単な整数の割り算によってすぐに生成することができる。

ＡＣブロックのセグメントにおける信号の最大周波数制限は、しかしながら、安価で、電池駆動のハンドヘルド器具に対して、およそ１００ｋＨｚまでであり得る。それを越えると、アナログ帯域幅、サンプリング・レート、ストレージ、および、処理スピードに対する要求の増加が、急速に加算される。一方、典型的なバイオセンサ応答の虚部が、周波数でますますより小さくなる。低い周波数は、より長い期間を有し、そして、比較的正確にサンプルするのにより長い時間をかける。

ＡＣブロックは、典型的には、少なくとも２つの異なる低振幅信号を含む。例えば、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚまたはおよそ２０ｋＨｚ、続いて、およそ１ｋＨｚまたはおよそ２ｋＨｚの２つの周波数においての２つのセグメントを含むことができる。他のインスタンスにおいては、このＡＣブロックは、複数の低振幅信号を含む。例えば、ＡＣブロックは、例えば、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、そして、およそ１ｋＨｚの４つの周波数において、５つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、例えば、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、そして、およそ１ｋＨｚの４つの周波数において、４つのセグメントを持つことができる。代替的に、ＡＣブロックは、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、そして、およそ１ｋＨｚにおいて、４つの同時に印加される周波数を持つことができる。さらに代替的に、ＡＣブロックは、所望の低振幅ＡＣ信号を同時に印加する多重周波数励起波形を有することができる。ＡＣ周波数は、順次印加される、または、結合されて、同時に印加され、そして、フーリエ変換を介して分析されることができる。

低振幅のＡＣ信号のブロックが、およそ５００ミリ秒からおよそ１．５秒、およそ６００ミリ秒からおよそ１．２５秒、およそ７００ミリ秒からおよそ１０００ミリ秒、または、およそ８００ミリ秒からおよそ９００ミリ秒の間印加されることができる。代替的に、低振幅のＡＣ信号のブロックが、およそ５００ミリ秒、およそ６００ミリ秒、およそ７００ミリ秒、およそ８００ミリ秒、およそ９００ミリ秒、およそ１０００ミリ秒、およそ１．２５のｓｅｃまたは、およそ１．５秒間、印加されることができる特に、低振幅のＡＣ信号のブロックが、およそ１００ミリ秒からおよそ３００ミリ秒の間印加されることができる

当業者は、しかしながら、数、周波数、期間、そして、ＡＣセグメントの順序は、変化し得ることを理解する。

ＡＣ電流応答情報を、テスト・シーケンスの間のいつでも得ることができる。低い周波数におけるインピーダンス結果は、電気化学的なセルがＤＣ分極した後に得られる場合、分析物濃度によって影響され得る。いくつかのインスタンスにおいて、一連のＡＣ電流応答測定が、テスト・シーケンスの初期に得られることができる。流体サンプルがバイオセンサに適用された直後にされる測定は、拡散、温度および、試薬可溶性によって、影響される。他のインスタンスにおいては、ＡＣ応答電流測定は、応答が安定し、最初の１秒の過渡応答を避けることができるように、十分なサンプルが印加されたあと、十分な時間において得ることができる。同様に、応答電流測定は、１つ以上の周波数において、行うことができる。それらの容量的な特性のために、周波数オクターブまたはディケードにより分離された複数のＡＣ測定は、異なる感度またはより簡単な操作を提供することができる。

電気化学的な測定方法における例示的なＡＣブロックに関するさらなる詳細が、例えば、米国特許第７，３３８，６３９号、第７，３９０，６６７号、第７，４０７，８１１号、第７，４１７，８１１号、第７，４５２，４５７号、第７，４８８，６０１号、第７，４９４，８１６号、第７，５９７，７９３号、第７，６３８，０３３号、第７，７５１，８６４号、第７，９７７，１１２号、第７，９８１，３６３号、第８，１４８，１６４号、第８，２９８，８２８号、第８，３７７，７０７号、および、第８，４２０，４０４号などの中で開示される。

ＤＣブロックに関して、それは、例えば、およそ２つのパルスからおよそ１０のパルスまで、およそ３つのパルスからおよそ９つのパルスまで、およそ４つのパルスからおよそ８つのパルスまで、およそ５つのパルスからおよそ７つのパルスまで、または、およそ６つのパルスの複数のパルスを含むことができる。他のインスタンスにおいては、ＤＣブロックは、およそ２つのパルス、およそ３つのパルス、およそ４つのパルス、およそ５つのパルス、およそ６つのパルス、およそ７つのパルス、およそ８つのパルス、およそ９つのパルス、または、およそ１０のパルスを含むことができる。さらに他のインスタンスにおいて、ＤＣブロックは、１０以上のパルス、すなわち、およそ１５のパルス、およそ２０のパルス、または、およそ２５のパルスを有することができる。ここに使われるように、「パルス（ｐｕｌｓｅ）」は、少なくとも１つの励起および１つの回復期間を意味する。

ＤＣブロックは、典型的には、およそ０ｍＶおよび＋４５０ｍＶ電位差の間で、交流する定常的に印加される電位差、または、従来のＤＣ電気化学的な方法によって分析することができる他のよりゆっくり変化する電位差を含む。当業者は、しかしながら、応用電位差の範囲は、使用される分析物と試薬化学によって異なることができ、また、そうなることを理解する。このように、励起パルス電位は、＋４５０ｍＶより大きく、より小さく、または、等しくなることができる、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または、１０００ｍＶを含む。しかし、それらに制限されるものではない。

その数に関係なく、各々のＤＣパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒まで、およそ６０ミリ秒からおよそ４５０ミリ秒まで、およそ７０ミリ秒からおよそ４００ミリ秒まで、およそ８０ミリ秒からおよそ３５０ミリ秒まで、およそ９０ミリ秒からおよそ３００ミリ秒まで、およそ１００ミリ秒からおよそ２５０ミリ秒まで、およそ１５０ミリ秒からおよそ２００ミリ秒まで、または、およそ１７５ミリ秒の間印加されることができる代替的に、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒、およそ６０ミリ秒、およそ７０ミリ秒、およそ８０ミリ秒、およそ９０ミリ秒、およそ１００ミリ秒、およそ１２５ミリ秒、およそ１５０ミリ秒、およそ１７５ミリ秒、およそ２００ミリ秒、およそ２２５ミリ秒、およそ２５０ミリ秒、およそ２７５ミリ秒、およそ３００ミリ秒、およそ３２５ミリ秒、およそ３５０ミリ秒、およそ３７５ミリ秒、およそ４００ミリ秒、およそ４２５ミリ秒、およそ４５０ミリ秒、およそ４７５ミリ秒または、およそ５００ミリ秒の間印加されることができ、特に、＋４５０ｍＶにおける各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間印加されることができ、そして、０ｍＶにおける各々のＤＣパルスが、およそ５００ミリ秒間印加されることができる。さらに、代替的に、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒より少ない間、または、５００ミリ秒より多くの間印加されることができる。

一般的に、各々のＤＣパルスの傾斜率は、ほとんど理想的なポテンシャル移行によって提供されるピーク電流と比較して、ピーク電流においておよそ５０％あるいはそれ以上の縮小を提供するように選択される。いくつかのインスタンスにおいては、各々のパルスは、同じ傾斜率を持つことができる。他のインスタンスにおいては、いくつかのパルスは、同じ傾斜率を持つことができ、他のパルスは、異なる傾斜率を持つことができる。さらに他のインスタンスにおいて、各々のパルスは、それ自身の傾斜率を持つ。例えば、有効は傾斜率は、およそ５ｍＶ／ミリ秒からおよそ７５ｍＶ／ミリ秒までまたは、およそ１０ｍＶ／ミリ秒からおよそ５０ｍＶ／ミリ秒まで、１５ｍＶ／ミリ秒からおよそ２５ｍＶ／ミリ秒、または、およそ２０ｍＶ／ミリ秒であることができる。代替的に、傾斜率は、およそ５ｍＶ／ミリ秒、およそ１０ｍＶ／ミリ秒、およそ１５ｍＶ／ミリ秒、およそ２０ｍＶ／ミリ秒、およそ２５ｍＶ／ミリ秒、およそ３０ｍＶ／ミリ秒、およそ３５ｍＶ／ミリ秒、およそ４０ｍＶ／ミリ秒、およそ４５ｍＶ／ミリ秒、およそ５０ｍＶ／ミリ秒、およそ５５ｍＶ／ミリ秒、およそ６０ｍＶ／ミリ秒、およそ６５ｍＶ／ミリ秒、およそ７０ｍＶ／ミリ秒、または、およそ７５ｍＶ／ミリ秒でありえる。特に、その傾斜率は、およそ４０ｍＶ／ミリ秒からおよそ５０ｍＶ／ミリ秒までであることができる。

ＡＣブロックのように、当業者は、数、電位、期間、そして、ＤＣパルスの順序は、変化し得ることを理解する。

ＡＣおよび／またはＤＣ電流応答情報は、テスト・シーケンスから収集され、そして、ＡＣおよびＤＣブロックに対する電流応答を含む。いくつかのインスタンスにおいては、電流応答情報は、ＡＣおよびＤＣ測定に対する単一共用信号経路を含むシステム設計を単純化するためにＤＣおよびＡＣ測定に対するＡ／Ｄサンプリング・レートにおいて収集することができる。共通デジタル・オーディオ・サンプリングレート範囲は、およそ４４．１ｋＨｚからおよそ１９２ｋＨｚまでを含む。しかし、それらに制限されるものではない。この範囲におけるＡ／Ｄ変換器は、種々の商業的な半導体供給元からすぐに利用できる。

より詳細なテスト・シーケンスが、図３Ｃの中で示される。ここで、１つのトレースは、印加されたＤＣ電位を図示し、他のトレースは、それぞれ、ＡＣおよびＤＣ電流応答を図示する。この例において、印加されたＤＣ電位は、回復パルスを提供するために、パルスの間で、およそ０ｍＶに固定することができる。このように、それを、一般に、連続的励起波形にする。これは、正のＤＣパルスの間で開放回路の使用を定め、それによって、正のパルスの間の電流を収集し分析することの可能性を排除する既知の技術からのテスト・シーケンスと対照的である。

ここに使われるように、「回復パルス」は、関心分析物（例えば、ブドウ糖の電気化学反応が無くなり、それによって、システムが、別の正のＤＣパルスの後続する問合せの前に固定された出発点に戻るのを可能にする、十分に長い回復期の間印加されるゼロ電位パルス（例えば、およそ−１０ｍＶからおよそ＋１０ｍＶ）を意味する。

第１の例示的なスケーリング方法（すなわち、「Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}」法）において、高周波、低振幅ＡＣ電流応答は、古典的なランドルズ回路モデルによってＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}を決定するのに使用することができる。これは、次に、ＤＣ電流応答をスケールするのに使用することができる。Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリングは、高いおよび低いＨｃｔレベルの影響を減らす。この方法は、また、変換されたデータを、アルゴリズムを一次形式で構築するのに使用することを可能にし、アルゴリズム複雑性を単純化する可能性を上げる。

図４は、ナイキスト・プロットを使用するＡＣ応答情報の分析に基づく第１のスケーリング方法の例を示す。図３Ｃに関連して先に述べたＡＣ測定は、線形に近い複素インピーダンス（Ｚ）値を生成する。しかしながら、顕著なｘインターセプトが存在する。古典的なランドルズ回路モデルを仮定すると、このスケーリング方法は、Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}の推定として４つの線形フィッティングからのｘインターセプト（外挿した実インピーダンス）を使用する。これは、サンプルのＨｃｔと塩分含有量に強く影響される。

各々のサンプルに対する計算されたＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}は、次に、補償されたＡＣおよびＤＣ値をつくるために、使用することができる。例えば、ＤＣ電流応答値（ｎＡの単位で）は、補償された電圧降下（ｍＶの単位で）を得るために、Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}により直接、乗算することができる。これは、温度の作用と並んでブドウ糖を残して、ＤＣ信号の上でＨｃｔの影響を大いに最小化する。

ＡＣブロックに対する、フィッティングしたインピーダンス値のスロープ、または角度（原点に関して）は、また、サンプルの説明である。そのようなＡＣ情報は、Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}を実際の実インピーダンスから減算することによって計算することができる。そして、次に、各周波数に対する新しいインピーダンスの大きさを計算する。インピーダンスの大きさは、アドミタンス（Ｙ）大きさに、そして、実および虚アドミタンス値に変換することができ、対応する新規の角度を、つぎに、計算することができる。

このＡＣ情報は、また、サンプルの特性であり、種々のアルゴリズムを生成するために、Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケールされた／補償されたＤＣの値と結合することができる。興味深いことには、これらのスケーリングされた／補償されたアドミタンスの値は、ブドウ糖およびＨｃｔ作用から独立しており、主として、温度を記述する。

第２の例示的な方法（すなわち、「ファクタ」スケーリング方法）において、ＡＣ電流応答は、ＤＣ信号へのＨｃｔや温度の影響を相殺するか、大部分を除去するために、ＤＣ電流応答のスケーリング・ファクタとして使用することができる。これらは、ブドウ糖値を予測する主要な要因である。

ファクタ・スケーリング方法に関連している、第３の例示的な方法（すなわち、（すなわち、「パワー」スケーリング方法）において、スケーリングを微調整するために、パワーをＡＣ電流応答に印加することができる。

第４の例示的な方法に（すなわち、「Ｒ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}」スケーリング方法）において、バイオセンサの電極システムからの少なくとも２つのループ抵抗を、測定することができ、そして、次に、ループ抵抗の各々を、それ自身の定数で、それぞれ、割り算することによって正規化することができる。正規化ループ抵抗の最も低いものが、つぎに、分析物濃度アルゴリズムまたはフェイルセーフ計算に取り入れることができる。各々の定数は、テスト・バッチまたはロットから測定されたループ抵抗のそれぞれのメディアンをとることによって、得ることができる。

Ｒ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}スケーリング方法は、例えば、原材料および製造変動、製造後に起こり得るかき傷または亀裂、そして、コンタクト抵抗の変化などから結果として生じる電極システムにおける不均一性の抵抗を考慮する。

本願発明のコンセプトは、以下の非限定的な例の考慮によってより完全に理解される。説明のために提供されるものであり、制限をするものではない。

［例１：Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリング方法］

この例は、図５Ａ−Ｃに示されるように、第１の例示的なスケーリング方法の結果を示す。これらは、ブドウ糖、Ｈｃｔおよび温度が、システマティックに共変動する実験デザインで生成されたグリコール化された静脈血液サンプルの大きなデータセットに対するナイキスト・プロットを表す。このデータセットは、また、３つの異なる塩分レベルにおける、スパイク・プラズマ・サンプルを含んでいた。これらの結果は、塩分の異なる濃度を含むノミナル・スパイク・プラズマ・サンプルと結合された共変動するブドウ糖、Ｈｃｔおよび温度レベルを有するグリコール化された静脈血液サンプルの大きなデータセットからのものである。

図５ａは、スペクトル・オーダーにおける複素ＡＣ応答を示す。そして、低いものから高いものへとＨｃｔレベルを表す。応答の１つのセットは、異なる塩分濃度を有するプラズマ・サンプルに対応する。上述の図４に示された方法を使用して、Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}の推定が、各々のサンプルに対して得られ、そして、次に、実インピーダンスの観察された値の各々から引き算された。

Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}補償の結果が、図５Ｂ−図５Ｃのプロットにおいて、示される。両方のプロットが、同一の値を有するが、しかしながら、図５Ｂのプロットは、Ｈｃｔによるスペクトル・オーダーのものであり、図５Ｃのプロットは、温度によるスペクトル・オーダーのものである。図５Ｂは、残りのＨｃｔソーティングの証拠を表すが、サンプルの全ては、上のプロットにおけるものと、はるかに同様に見える。これとは対照的に、図５Ｃのプロットは、温度が、より支配的なファクタであることを示す。興味深いことには、ブドウ糖情報は、図５Ａ−図５Ｃのプロットによってコード化されていない。

第１の例示的なスケーリング方法の結果が、また、図６Ａ−図６Ｆに示される。図６Ａ−図６Ｂのプロットは、各々の周波数において測定されたアドミタンス（Ｙ）の値は、それぞれ、Ｈｃｔおよび温度の両方に依存していることを示す。図６Ｂの中で、高いアドミタンスの値を有するデータ・ポイントのクラスタは、高い塩分レベルを有するプラズマ・サンプルに対応することに留意する。Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}により補償の影響が、明らかに、低い方と中央のプロットにおいて見られ、新しいアドミタンス値が、Ｈｃｔおよび温度の機能として、それぞれ、示される。

図６Ｄのプロットは、４つの測定された周波数のいずれにおいても、新規のアドミタンス値のトレンドを示していない。図６Ｅのプロットは、温度との直接関係を示し、そして、また、周波数によって、新規のアドミタンス値の精度が、大いに改善されることを示す。また、塩分含有サンプルに対する新規のアドミタンス値は、他の周囲サンプルとより同様である。

ＤＣ測定データのＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリングの影響を評価するために、そのデータセットは、ブドウ糖レベルの低下する順序に、次に、Ｈｃｔレベルの低下する順序に、そして、次に、温度の低下する順序に、ソートされた。図６Ｃのプロットは、ソートされたデータセットの各々のサンプルに対してプロットされた（印加された電位シーケンスにおける最後のパルスから）単一の測定されたＤＣ電流値を示す。このプロットの最後の３つのレベルは、異なる塩分濃度を有するスパイク・プラズマ・サンプルに対応する。

グリコール化された静脈血液サンプルに対して、ＤＣ電流のソートされたプロットから、データに存在する、６つのブドウ糖濃度レベルと５つのＨｃｔレベルを検出することが可能である。各々のブドウ糖レベルの中で、最高（第１の）Ｈｃｔレベルは、より低いＤＣ電流値を含む、そして、最低（最後の）Ｈｃｔレベルは、より高いＤＣ値を含むことに留意する。これとは対照的に、ＤＣ電流値のＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}スケーリング／補償の影響は、図６Ｆのプロットにおいて、すぐに見ることができる。特に、各々のブドウ糖レベルの中のＨｃｔレベル（「スパイク」）は、すべてのＨｃｔレベルにわたってはるかに類似している大きさを有する。

［例２：ファクタ・スケーリング方法］

第２の例示的なスケーリング方法は、２０ｋＨｚにおいてアドミタンスを使用しているＤＣ電流測定の直接スケーリングに基づいている。図７は、所定のＤＣ電流値と、２０ｋＨｚ（Ｙ_２０）において測定されたアドミタンスとの関係を示す。上記したように、測定されたＹ_２０は、Ｈｃｔレベルと温度との両方に依存している。Ｈｃｔと温度との影響のために、所定のＤＣの大きさは、複数のブドウ糖レベルに対応することができる。したがって、例示的な第２のスケーリング方法は、同じサンプルに対する選択されたＤＣ電流値と対応するＹ_２０との間で形成される新規の角度、θを掲載すること基づいている。θの値は、次の方程式によって計算される。θ＝ａｒｃｔａｎ（ＤＣ／Ｙ_２０）。

第２の例示的なスケーリング方法は、θが、図８に見られるように、Ｙ_２０に、「直交」している状況を生じる。それによって、新しい変数において、Ｈｃｔと温度との影響を最小にしようとする。この影響は、最小にされる。θ、Ｙ_２０、および、ブドウ糖レベルにより生成あれた表面は、図７において、図８におけるよりもスムーズであるからである。

［例３：「パワー」スケーリング方法］

第３のスケーリング方法は、最適化されたパワーまで上げられるＹ_２０によるＤＣ電流値のスケーリングに基づいている。ここで、このパワー項は、典型的には、０から１０にわたる。このスケーリング方法は、次の方程式にしたがって、実行することができる。スケーリングされたＤＣ＝ＤＣ／Ｙ_２０最適化パワー。

このアプローチの背後にある正当性は、ＤＣとＹ２との両方が、Ｈｃｔと温度とに依存しており、一方、ＤＣだけが、テスト・サンプルにおけるブドウ糖濃度に依存していることである。ＤＣ電流をＹ_２０とスケーリングすることによって、特定のパワーと調整され、Ｈｃｔ−および温度−依存性は、したがって、ＤＣから取り除くことができ、一方、ブドウ糖依存性は、依然、維持される。

パワー項は、図９−図１０において図示されるように、ピアソン相関スコアを通して最適化される。パワーは、０と１０の間で繰り返された。ＤＣ３５３３（サンプル充分性後３．５３３秒において測定されたＤＣ電流）が、この方法をデモをする際に使用された。各々の選ばれたパワーにおいて、スケーリングされたＤＣ電流と、関心対象の３つの変数、Ｈｃｔ（Ｔａｒｈｃｔで示される）、温度（条件＿Ｔとして示される）、および、ブドウ糖濃度（ｒｅｆｇｌｕ＿ＰＬとして示される）のうちの１つとの間でピアソン相関関係が計算された。例えば、パワーが２に近づくとき、スケールされたＤＣ電流とＴａｒｈｃｔとの間のピアソン相関スコアは、ゼロに近いことが観察できる。

［例４：Ｒ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}スケーリング方法］

第４のスケーリング方法は、バイオセンサ電極システムの少なくとも２つのループ抵抗を測定し、そして、導電層の厚さの変動を含む電極導電性変化を補正および／または補償するために、ループ抵抗の各々を正規化することに基づいている。このアプローチの背後にある正当性は、ループ抵抗は異なることができ、また、異なること、不均質な変化は、分析物濃度に影響し得ることである。

もう一度、図２を参照すると、電極システムは、テスト・メーター・コンタクト・パッド、電気的に導電性のトレース部分を含む任意数の異なる電極を含むことができる。そして、それによって、抵抗ループを形成する。例えば、１つの図示された電気伝導経路は、作用電極１２１、作用電極コンタクト・パッド１２３ａと１２３Ｂ、および、作用電極１２１および作用電極接点パッド１２３ａ、１２３ｂとの間に延び、電気的に結合する導電トレース部分１２５ａと１２５ｂを含むことができる。別の電気伝導経路は、（デュアル・プロングを備えるように図示された）対電極１２０、対極コンタクト・パッド１２４ａと１２４ｂ、および、対電極１２０と、対電極接点パッド１２４ａおよび１２４ｂとの間に延び、電気的に結合する導電トレース部分１２６ａと１２６ｂを含む。

図１１は、およそ１２０ｍｇ／ｄＬのブドウ糖濃度を有するサンプルから得られたＤＣブロック測定に対するＲ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}スケーリングを用いるものと、用いないものとのパフォーマンスの違いを示す。上部のパネルは、異なる誘電率を有する材料の１３の異なるロットからの結果を示す。ここで、計算された分析物濃度は顕著に変化する。下部のパネルでは、Ｒ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}が適用され、そして、変化はかなり減らされた。図１１において、ｙ軸は、参照ブドウ糖濃度へのバイアスであり、そして、ｘ軸は、バイオセンサの個々のロットである。

特許、特許出願、特許出願の出版物のすべて、および、他のここに引用した出版物は、ここに、参照により、まるで完全に述べられたように組み込まれる。本願発明の概念は、現在、最も実際的であると考えられること、および、好適な実施形態はと関連して記述された。しかしながら、発明のコンセプトは、説明するために提示されたものであり、開示された実施形態に限定することを意図するものではない。したがって、当業者は、発明の概念は、すべての修正、そして、添付の請求項に記載したように本願発明の概念の要旨および範囲の中の代替的な構成にわたることを意図することを理解する。番号づけされた実施形態が、以下に提示される。
１．電極導電性における変動を補償するために関心の分析物を電気化学的分析する間に得られる電流測定データのスケーリングの方法であって、該方法は、電気化学的なバイオセンサにおいて、電気的テスト・シーケンスを体液サンプルに印加するステップであって、該バイオセンサは、電極システムと、該電極システムとの電気通信における試薬と、および、前記バイオセンサに提供される前記体液サンプルと接触するように構成されるレセプタクルと、を備え、前記テスト・シーケンスは、低振幅信号の少なくとも１つのＡＣブロックと、少なくとも１つのＤＣブロックと、を備え、前記体液サンプルは、前記関心の分析物を含む、ステップと、前記関心の分析物を示す電子活性種へのＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、バイオセンサの電極システムの少なくとも２つのループ抵抗を測定するステップであって、第１のループ抵抗は、作用電極のトレースに結びついた２つの接点パッドの間で測定され、第２のループ抵抗は、対電極のトレースに結びついた２つの接点パッドの間で測定される、ステップと、前記少なくとも２つのループ抵抗（Ｒ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}）を、正規化ループ抵抗を得るために、第１の定数により第１のループ抵抗を分割し、第２の定数により第２のループ抵抗を分割することによって、正規化するステップと、最も低い正規化ループ抵抗を分析物濃度またはフェイルセーフ計算を決定するためのアルゴリズムに取り込むことによって、電流測定データをスケーリングするステップと、のステップを含む、方法。
２．前記ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる周波数の多重周波数励起波形かを含む、実施形態１の方法。
３．前記周波数は、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚであり、各々は、およそ０．５秒から、およそ１．５秒の間、印加される、実施形態２の方法。
４．前記少なくとも１つのＤＣブロックは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間を変動する電位において、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含み、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される、実施形態１の方法。
５．およそ＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、およそ０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される、実施形態４の方法。
６．前記第１の定数および前記第２の定数は、所定の中央抵抗値である、実施形態１の方法。
７．スケーリングされた電流測定データに基づいて分析物濃度を推定するステップを更に含む実施形態１の方法。
８．Ｒ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}をフェイルセーフ・アルゴリズムにパラメータとして取り込むフェイルセーフを提供するステップであって、前記フェイルセーフは、電極導電性の変動が所定の閾値を越えるならば、分析物濃度を報告または表示することを防ぐ、ステップを更に含む実施形態１の方法。
９．前記分析物濃度は、グルコース濃度である、実施形態１の方法。
１０．電極導電性の変動は、前記電極システムの中の伝導性の層の厚さにおける変動、前記電極システムの中のスクラッチ、前記電極システムの中の欠陥、および、バイオセンサ接点パッドとメーター接点との間の接触抵抗変動からなるグループから選択される、実施形態１の方法。
１１．実施形態１ないし１０のいずれか１つの実施形態の方法を実行するように構成された、分析物濃度測定デバイス。
１２．前記デバイスは、血糖値メーターである、実施形態１１のデバイス。
１３．実施形態１ないし１０のいずれか１つの実施形態の方法を実行するように構成された、分析物濃度を決定するシステム。
１４．前記システムは、自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システムである、実施形態１３のシステム。
１５．ヘマトクリットを補償するために、関心の分析物を電気化学的分析する間に得られる電流測定データのスケーリングの方法であって、該方法は、少なくとも１つのＤＣブロックに関連した低振幅信号の少なくともＡＣブロックを含む体液サンプル・テスト・シーケンスに印加するステップであって、関心対象の前記体液サンプルは、前記分析物を備える、ステップと、前記関心の分析物を示す電子活性種へのＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、ＡＣ電流応答情報から溶液抵抗（Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}）を決定するステップと、分析物濃度へのヘマトクリットの影響を最小にする補償された電圧降下を得るために前記ＤＣ電流応答をＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}によって乗算することによって電流測定データをスケーリングするステップと、のステップを含む、方法。
１６．前記ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる周波数の多重周波数励起波形かを含む、実施形態１５の方法。
１７．前記周波数は、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚであり、各々は、およそ０．５秒から、およそ１．５秒の間、印加される、実施形態１６の方法。
１８．前記少なくとも１つのＤＣブロックは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間を変動する電位において、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含み、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される、実施形態１５の方法。
１９．およそ＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、およそ０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される、実施形態１８の方法。
２０．前記Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}は、ナイキスト線図において低振幅ＡＣ信号のブロックに対する電流応答のインピーダンスをプロットすることによって得られるｘインターセプトの直線近似から推定される、実施形態１５の方法。
２１．前記スケーリングされた電流測定データに基づいた、分析物濃度を推定するステップを更に含む実施形態１５の方法。
２２．前記分析物濃度は、グルコース濃度である、実施形態１５の方法。
２３．前記スケーリングは、ランドル（Ｒａｎｄｉｅｓ）回路モデルに基づく、実施形態１５の方法。
２４．前記スケーリングは、フィットしたインピーダンスの値の傾斜、および、複数のＡＣ周波数の原点に関する角度を使用する、実施形態１５の方法。
２５．前記決定するステップは、前記スケーリングされた電流測定データの１つ以上のディスクリプタを利用する、実施形態１５ないし２４のいずれか１つの実施形態。
２６．前記ディスクリプタは、実際の実部インピーダンスからＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}を減算し、次に、各周波数に対する新しいインピーダンスの大きさを計算することによって、計算される、実施形態２５の方法。
２７．前記新しいインピーダンスの大きさは、アドミタンス（Ｙ）の大きさに変換され、実部および虚部アドミタンス値、および、対応する新しい角度が、計算される、実施形態２６の方法。
２８．実施形態１５ないし２７のいずれか１つの実施形態を実行するように構成された、分析物濃度測定デバイス。
２９．前記デバイスは、血糖値メーターである、実施形態２８のデバイス。
３０．実施形態１５ないし２７のいずれか１つの実施形態を実行するように構成された、分析物濃度を決定するシステム。
３１．前記システムは、自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システムである、実施形態３０のシステム。
３２．ヘマトクリットおよび／または温度を補償するために、関心の分析物を電気化学的分析する間に得られる電流測定データのスケーリングの方法であって、該方法は、低振幅信号のＡＣブロックおよび少なくとも１つのＤＣブロックを含む体液サンプル・テスト・シーケンスに印加するステップであって、前記体液サンプルは、前記関心の分析物を含む、ステップと、前記関心の分析物を示す電子活性種へのＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、分析物濃度へのＨｃｔおよび／または温度の影９響を最小にする補償された電圧を得るために、前記ＡＣ電流応答の少なくとも１つからにおける？？？アドミタンスを計算し、次に、前記ＤＣ電流応答を該アドミタンスによって除算することによって、電流測定データをスケーリングするステップと、のステップを含む、方法。
３３．前記ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる周波数の多重周波数励起波形かを含む、実施形態３２の方法。
３４．前記周波数は、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚであり、各々は、およそ０．５秒から、およそ１．５秒の間、印加される、実施形態３３の方法。
３５．前記少なくとも１つのＤＣブロックは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間を変動する電位において、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含み、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される、実施形態３２の方法。
３６．およそ＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、およそ０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される、実施形態３５の方法。
３７．前記スケーリング・ステップは、所定のＡＣ周波数において、選択されたＤＣ電流値と対応するアドミタンスとの間で形成される新しい角度（θ）を計算することを含み、θの値は、方程式、θ＝ａｒｃｔａｎ（ＤＣ／Ｙ_{所定のＡＣ周波数}）、によって計算され、ここで、前記所定のＡＣ周波数は２０ｋＨｚである、実施形態３２の方法。
３８．前記スケーリングされた電流測定データに基づいた、分析物濃度を推定するステップを更に含む実施形態３２の方法。
３９．前記分析物濃度は、グルコース濃度である、実施形態３２の方法。
４０．実施形態３２ないし３９のいずれか１つの実施形態の方法を実行するように構成された、分析物濃度測定デバイス。
４１．前記デバイスは、血糖値メーターである、実施形態４０のデバイス。
４２．実施形態３２ないし３９のいずれか１つの実施形態の方法を実行するように構成された、分析物濃度を決定するシステム。
４３．前記システムは、自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システムである、実施形態４２のシステム。
４４．ヘマトクリットおよび／または温度を補償するために、関心の分析物を電気化学的分析する間に得られる電流測定データのスケーリングの方法であって、該方法は、低振幅信号のＡＣブロック少なくとも１つのＤＣブロックと、を含む体液サンプル・テスト・シーケンスに印加するステップであって、前記体液サンプルは、前記関心の分析物を含む、ステップと、前記関心対象の分析物を示す電子活性種へのＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、分析物濃度へのＨｃｔおよび／または温度の影９響を最小にする補償された電圧を得るために、ＡＣ電流応答の少なくとも１つからアドミタンス（Ｙ）によりＤＣ電流応答を上げることによって、電流測定データをスケーリングするステップと、のステップを含む、方法。
４５．前記ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる周波数の多重周波数励起波形かを含む、実施形態４４の方法。
４６．前記周波数は、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚであり、各々は、およそ０．５秒から、およそ１．５秒の間、印加される、実施形態４５の方法。
４７．前記少なくとも１つのＤＣブロックは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間を変動する電位において、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含み、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される、実施形態４４の方法。
４８．およそ＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、およそ０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される、実施形態４７の方法。
４９．スケーリングは、スケーリングされたＤＣ＝ＤＣ／Ｙ^ＯＰ、の方程式にしたがって実行され、スケーリングされたＤＣは、前記スケーリングされたＤＣ値であり、ＤＣは、シールされてないＤＣ値であり、Ｙは、アドミタンスであり、ＯＰは、最適化されたパワーである、実施形態４４の方法。
５０．アドミタンス（Ｙ）は、２０ｋＨｚの印加電位に対応し、パワー期間は、０から１０にわたる、実施形態４９の方法。
５１．前記スケーリングされた電流測定データに基づいた、分析物濃度を推定するステップを更に含む実施形態４４の方法。
５２．前記分析物濃度は、グルコース濃度である、実施形態４４の方法。
５３．実施形態４４ないし５２のいずれか１つの実施形態の方法を実行するように構成された、分析物濃度測定デバイス。
５４．前記デバイスは、血糖値メーターである、実施形態５３の方法。
５５．実施形態４４ないし５２のいずれか１つの実施形態の方法を実行するように構成された、分析物濃度を決定するシステム。
５６．前記システムは、自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システムである、実施形態５５のシステム。

Claims (56)

1. 電極導電性における変動を補償するために関心の分析物を電気化学的分析する間に得られる電流測定データのスケーリングの方法であって、該方法は、
   電気化学的なバイオセンサにおいて、電気的テスト・シーケンスを体液サンプルに印加するステップであって、該バイオセンサは、電極システムと、該電極システムとの電気通信における試薬と、前記バイオセンサに提供される前記体液サンプルと接触するように構成されるレセプタクルと、を備え、前記テスト・シーケンスは、低振幅信号の少なくとも１つのＡＣブロックと、少なくとも１つのＤＣブロックと、を備え、前記体液サンプルは、前記関心の分析物を含む、ステップと、
   前記関心の分析物を示す電子活性種へのＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、バイオセンサの電極システムの少なくとも２つのループ抵抗を測定するステップであって、第１のループ抵抗は、作用電極のトレースに結びついた２つの接点パッドの間で測定され、第２のループ抵抗は、対電極のトレースに結びついた２つの接点パッドの間で測定される、ステップと、
   前記少なくとも２つのループ抵抗（Ｒ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}）を、正規化ループ抵抗を得るために、第１の定数により第１のループ抵抗を分割し、第２の定数により第２のループ抵抗を分割することによって、正規化するステップと、最も低い正規化ループ抵抗を分析物濃度またはフェイルセーフ計算を決定するためのアルゴリズムに取り込むことによって、電流測定データをスケーリングするステップと、
   のステップを含む、方法。
2. 前記ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる周波数の多重周波数励起波形かを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記周波数は、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚおよび、およそ１ｋＨｚであり、各々は、およそ０．５秒から、およそ１．５秒の間、印加される、請求項２に記載の方法。
4. 前記少なくとも１つのＤＣブロックは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間を変動する電位において、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含み、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される、請求項１ないし３のいずれか１項に記載の方法。
5. およそ＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、およそ０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される、請求項４に記載の方法。
6. 前記第１の定数および前記第２の定数は、所定の中央抵抗値である、請求項１ないし５のいずれか１項に記載の方法。
7. スケーリングされた電流測定データに基づいて分析物濃度を推定するステップを更に含む請求項１ないし６のいずれか１項に記載の方法。
8. Ｒ_{ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ}をフェイルセーフ・アルゴリズムにパラメータとして取り込むフェイルセーフを提供するステップであって、前記フェイルセーフは、電極導電性の変動が所定の閾値を越えるならば、分析物濃度を報告または表示することを防ぐ、ステップを更に含む請求項１ないし７のいずれか１項に記載の方法。
9. 前記分析物濃度は、グルコース濃度である、請求項１ないし８のいずれか１項に記載の方法。
10. 電極導電性の変動は、前記電極システムの中の伝導性の層の厚さにおける変動、前記電極システムの中のスクラッチ、前記電極システムの中の欠陥、および、バイオセンサ接点パッドとメーター接点との間の接触抵抗変動からなるグループから選択される、請求項１ないし９のいずれか１項に記載の方法。
11. 請求項１ないし１０のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された、分析物濃度測定デバイス。
12. 前記デバイスは、血糖値メーターである、請求項１１に記載のデバイス。
13. 請求項１ないし１０のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された、分析物濃度を決定するシステム。
14. 前記システムは、自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システムである、請求項１３に記載のシステム。
15. ヘマトクリットを補償するために、関心の分析物を電気化学的分析する間に得られる電流測定データのスケーリングの方法であって、該方法は、
    少なくとも１つのＤＣブロックに関連した低振幅信号の少なくともＡＣブロックを含む体液サンプル・テスト・シーケンスに印加するステップであって、前記体液サンプルは、前記関心の分析物を含む、ステップと、
    前記関心の分析物を示す電子活性種へのＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、
    ＡＣ電流応答情報から溶液抵抗（Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}）を決定するステップと、分析物濃度へのヘマトクリットの影響を最小にする補償された電圧降下を得るために前記ＤＣ電流応答をＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}によって乗算することによって電流測定データをスケーリングするステップと、
    のステップを含む、方法。
16. 前記ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる周波数の多重周波数励起波形かを含む、請求項１５に記載の方法。
17. 前記周波数は、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚであり、各々は、およそ０．５秒から、およそ１．５秒の間、印加される、請求項１６に記載の方法。
18. 前記少なくとも１つのＤＣブロックは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間を変動する電位において、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含み、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される、請求項１５ないし１７のいずれか１項に記載の方法。
19. およそ＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、およそ０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される、請求項１８に記載の方法。
20. 前記Ｒ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}は、ナイキスト線図において低振幅ＡＣ信号のブロックに対する電流応答のインピーダンスをプロットすることによって得られるｘインターセプトの直線近似から推定される、請求項１５ないし１９のいずれか１項に記載の方法。
21. 前記スケーリングされた電流測定データに基づいて、分析物濃度を推定するステップを更に含む請求項１５ないし２０のいずれか１項に記載の方法。
22. 前記分析物濃度は、グルコース濃度である、請求項１５ないし２１のいずれか１項に記載の方法。
23. 前記スケーリングは、ランドル（Ｒａｎｄｉｅｓ）回路モデルに基づく、請求項１５ないし２２のいずれか１項に記載の方法。
24. 前記スケーリングは、フィットしたインピーダンスの値の傾斜、複数のＡＣ周波数の原点に関する角度を使用する、請求項１５ないし２３のいずれか１項に記載の方法。
25. 前記決定するステップは、前記スケーリングされた電流測定データの１つ以上のディスクリプタを利用する、請求項１５ないし２４のいずれか１項に記載の方法。
26. 前記ディスクリプタは、実際の実部インピーダンスからＲ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}を減算し、次に、各周波数に対する新しいインピーダンスの大きさを計算することによって、計算される、請求項２５に記載の方法。
27. 前記新しいインピーダンスの大きさは、アドミタンス（Ｙ）の大きさに変換され、実部および虚部アドミタンス値、および、対応する新しい角度が、計算される、請求項２６に記載の方法。
28. 請求項１５ないし２７のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された、分析物濃度測定デバイス。
29. 前記デバイスは、血糖値メーターである、請求項２８に記載のデバイス。
30. 請求項１５ないし２７のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された、分析物濃度を決定するシステム。
31. 前記システムは、自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システムである、請求項３０に記載のシステム。
32. ヘマトクリットおよび／または温度を補償するために、関心の分析物を電気化学的分析する間に得られる電流測定データのスケーリングの方法であって、該方法は、
    低振幅信号のＡＣブロックおよび少なくとも１つのＤＣブロックを含む体液サンプル・テスト・シーケンスに印加するステップであって、前記体液サンプルは、前記関心の分析物を含む、ステップと、
    前記関心の分析物を示す電子活性種へのＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、
    分析物濃度へのＨｃｔおよび／または温度の影９響を最小にする補償された電圧を得るために、前記ＡＣ電流応答の少なくとも１つからにおけるアドミタンスを計算し、次に、前記ＤＣ電流応答を該アドミタンスによって除算することによって、電流測定データをスケーリングするステップと、
    のステップを含む、方法。
33. 前記ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる周波数の多重周波数励起波形かを含む、請求項３２に記載の方法。
34. 前記周波数は、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚであり、各々は、およそ０．５秒から、およそ１．５秒の間、印加される、請求項３３に記載の方法。
35. 前記少なくとも１つのＤＣブロックは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間を変動する電位において、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含み、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される、請求項３２ないし３４のいずれか１項に記載の方法。
36. およそ＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、およそ０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される、請求項３５に記載の方法。
37. 前記スケーリング・ステップは、所定のＡＣ周波数において、選択されたＤＣ電流値と対応するアドミタンスとの間で形成される新しい角度（θ）を計算することを含み、θの値は、方程式、θ＝ａｒｃｔａｎ（ＤＣ／Ｙ_{所定のＡＣ周波数}）、によって計算され、ここで、前記所定のＡＣ周波数は２０ｋＨｚである、請求項３２ないし３６のいずれか１項に記載の方法。
38. 前記スケーリングされた電流測定データに基づいて、分析物濃度を推定するステップを更に含む請求項３２ないし３７のいずれか１項に記載の方法。
39. 前記分析物濃度は、グルコース濃度である、請求項３２ないし３８のいずれか１項に記載の方法。
40. 請求項３２ないし３９のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された、分析物濃度測定デバイス。
41. 前記デバイスは、血糖値メーターである、請求項４０に記載のデバイス。
42. 請求項３２ないし３９のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された、分析物濃度を決定するシステム。
43. 前記システムは、自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システムである、請求項４２に記載のシステム。
44. ヘマトクリットおよび／または温度を補償するために、関心の分析物を電気化学的分析する間に得られる電流測定データのスケーリングの方法であって、該方法は、
    低振幅信号のＡＣブロックおよび、少なくとも１つのＤＣブロックを含む体液サンプル・テスト・シーケンスに印加するステップであって、前記体液サンプルは、前記関心の分析物を含む、ステップと、
    前記関心の分析物を示す電子活性種へのＡＣおよびＤＣ電流応答を測定するステップと、分析物濃度へのＨｃｔおよび／または温度の影９響を最小にする補償された電圧を得るために、ＡＣ電流応答の少なくとも１つからアドミタンス（Ｙ）によりＤＣ電流応答を上げることによって、電流測定データをスケーリングするステップと、
    のステップを含む、方法。
45. 前記ＡＣブロックは、少なくとも２つの異なる周波数の多重周波数励起波形かを含む、請求項４４に記載の方法。
46. 前記周波数は、およそ１０ｋＨｚ、およそ２０ｋＨｚ、およそ１０ｋＨｚ、およそ２ｋＨｚ、および、およそ１ｋＨｚであり、各々は、およそ０．５秒から、およそ１．５秒の間、印加される、請求項４５に記載の方法。
47. 前記少なくとも１つのＤＣブロックは、およそ０ｍＶからおよそ＋４５０ｍＶの間を変動する電位において、少なくとも１パルスから、およそ１０パルスを含み、各々のパルスは、およそ５０ミリ秒からおよそ５００ミリ秒間、印加される、請求項４４ないし４６のいずれか１項に記載の方法。
48. およそ＋４５０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ２５０ミリ秒間、印加され、およそ０ｍＶにおいて、各々のＤＣパルスは、およそ５００ミリ秒間、印加される、請求項４７に記載の方法。
49. スケーリングは、スケーリングされたＤＣ＝ＤＣ／Ｙ^ＯＰ、の方程式にしたがって実行され、スケーリングされたＤＣは、前記スケーリングされたＤＣ値であり、ＤＣは、シールされてないＤＣ値であり、Ｙは、アドミタンスであり、ＯＰは、最適化されたパワーである、請求項４４ないし４８のいずれか１項に記載の方法。
50. アドミタンス（Ｙ）は、２０ｋＨｚの印加電位に対応し、パワー期間は、０から１０にわたる、請求項４９に記載の方法。
51. 前記スケーリングされた電流測定データに基づいた、分析物濃度を推定するステップを更に含む請求項４４ないし５０のいずれか１項に記載の方法。
52. 前記分析物濃度は、グルコース濃度である、請求項４４ないし５１のいずれか１項に記載の方法。
53. 請求項４４ないし５２のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された、分析物濃度測定デバイス。
54. 前記デバイスは、血糖値メーターである、請求項５３に記載のデバイス。
55. 請求項４４ないし５２のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された、分析物濃度を決定するシステム。
56. 前記システムは、自己モニタリング血糖（ＳＭＢＧ）システムである、請求項５５に記載のシステム。