JP6444397B2 - 分析物を含むサンプルの感知された物理的特性に由来する特定された抽出時間に基づいて決定された分析物測定値についての充填エラートラップ - Google Patents

Description

（優先権）
本出願は、２０１３年６月２７日に出願された米国特許出願第１３／２９４，４０４号及び米国仮特許出願第６１／８３９，９７９号に対するパリ条約の下の優先権を主張し、これらの出願は、本書中に示されるのと同様に本書によって参照により組み込まれる。

ライフ・スキャン社（ＬｉｆｅＳｃａｎ， Ｉｎｃ．）より入手可能なＯｎｅＴｏｕｃｈ（登録商標）Ｕｌｔｒａ（登録商標）全血試験キットに使用されるものなどの、電気化学的グルコース試験ストリップは、糖尿病の患者の生理学的液体サンプル中のグルコース濃度を測定するように設計されている。グルコースの測定は、酵素グルコースオキシダーゼ（ＧＯ）によるグルコースの選択酸化によることができる。グルコース試験ストリップに起こる可能性のある反応は、以下の式１及び式２にまとめられる。
式１ グルコース＋Ｇｏ_（ｏｘ）→グルコン酸＋ＧＯ_{（ｒｅｄ）}
式２ ＧＯ_{（ｒｅｄ）}＋２ Ｆｅ（ＣＮ）_６ ^３−→ＧＯ_（ｏｘ）＋２ Ｆｅ（ＣＮ）_６ ^４−

式１に示すように、グルコースがグルコースオキシダーゼ（ＧＯ_（ｏｘ））の酸化体によって酸化されてグルコン酸となる。ＧＯ_（ｏｘ）は「酸化型酵素」とも呼ばれることに留意すべきである。式１の反応の間、酸化型酵素ＧＯ_（ｏｘ）は、ＧＯ_{（ｒｅｄ）}で表されるその還元状態（即ち、「還元酵素」）に化学的に変換される。次に、還元型酵素ＧＯ_{（ｒｅｄ）}は、式２に示すようにＦｅ（ＣＮ）_６ ^３−（酸化媒介物又はフェリシアン化物と呼ばれる）との反応によって再びＧＯ_（ｏｘ）へ再酸化される。ＧＯ_{（ｒｅｄ）}が酸化状態ＧＯ_（ｏｘ）に戻る間、Ｆｅ（ＣＮ）_６ ^３−は還元されてＦｅ（ＣＮ）_６ ^４−（還元伝達体又はフェロシアニドと呼ばれる）となる。

上記の反応が２つの電極間に試験信号を加えて行われる場合、電極表面で還元型メディエータが電気化学的に再酸化されることによって試験電流を発生させることができる。したがって、理想的な環境では、前述の化学反応の間に生成されたフェロシアニドの量は、電極間にあるサンプル中のグルコースの量に正比例し、生成された試験電流は、サンプルのグルコース含有量に比例する。フェリシアニドなどの伝達体は、グルコースオキシダーゼなどの酵素からの電子を受け入れ、次に電子を電極に提供する化合物である。サンプル中のグルコース濃度が高くなると、生成される還元型伝達体の量も増えるため、還元型伝達体の再酸化によって生じる試験電流とグルコース濃度との間には直接的な関係がある。具体的には、電気的界面をまたいだ電子の移動によって、試験電流の流れが生じる（酸化されるグルコース１モルにつき２モルの電子）。したがってグルコースの導入によりもたらされる試験電流は、グルコース信号と呼ぶことができる。

電気化学的バイオセンサーは、測定値に好ましくない影響を与え得る特定の血液成分が存在することにより悪影響を受け、検出信号の誤りにつながる場合がある。この誤りにより不正確なグルコース値がもたらされ、患者が、例えば、潜在的に危険な血糖値に気付かないままとなる場合がある。一例として、血液ヘマトクリット値（即ち、赤血球が占める血液量の割合）は、分析物濃度測定の結果に誤った影響を与えることがある。

血液中の赤血球量が変化すると、使い捨て電気化学的試験ストリップで測定したグルコースの値が変動する原因になり得る。典型的には、高ヘマトクリット値で負のバイアス（即ち、低く算出された分析物濃度）が見られ、一方、低ヘマトクリット値で正のバイアス（即ち、参照分析物濃度よりも高く算出された分析物濃度）が見られる。高ヘマトクリット値において、例えば、赤血球は、酵素と電気化学的調節物質の反応を妨害し、化学反応物質を溶媒和する血漿量が少ないため化学的溶解率を減少し、調節物質の拡散を遅くする場合がある。これらの因子により、電気化学的プロセス中に生じる信号が少なくなり、予想されるグルコース測定値より低い結果となり得る。反対に低ヘマトクリット値において、予想より赤血球が少ないと電気化学的反応に影響を与える場合があり、その結果、信号がより高く測定され得る。加えて、生理学的液体サンプルの抵抗もまたヘマトクリット値に依存し、電圧及び／又は電流の測定値に影響を与えうる。

ヘマトクリット値による血糖値の変動を低減する、又は防止するための幾つかの策が講じられている。例えば、試験ストリップは、サンプルから赤血球を除去するメッシュを組み込むように設計されており、又は赤血球の粘度を上げ、濃度判定への低ヘマトクリット値の影響を弱めるように設計される様々な化合物若しくは処方物を含んでいる。その他の試験ストリップは、ヘマトクリット値を補正する目的でヘモグロビン濃度を決定するよう構成された溶解剤及び系を含む。更に、バイオセンサーは、交流信号を介する液体サンプルの電気的反応若しくは生理液サンプルに光を照射した後の光学的変動の変化を測定することにより又はサンプルチャンバ充填時間の関数に基づいたヘマトクリットの測定により、ヘマトクリットを測定するように構成されている。これらのセンサーには、特定の欠点がある。ヘマトクリット値の検出を含む、この方策における一般的な手法は、測定した分析物濃度の補正又は変更に測定したヘマトクリット値を用いることであり、この手法は一般に、米国特許出願公開第２０１０／０２８３４８８号、同第２０１０／０２０６７４９号、同第２００９／０２３６２３７号、同第２０１０／０２７６３０３号、同第２０１０／０２０６７４９号、同第２００９／０２２３８３４号、同第２００８／００８３６１８号、同第２００４／００７９６５２号、同第２０１０／０２８３４８８号、同第２０１０／０２０６７４９号、同第２００９／０１９４４３２号、又は米国特許第７，９７２，８６１号及び同第７，２５８，７６９号にそれぞれ示され、説明されており、これらのすべては本明細書に参照することにより本出願に組み込まれる。

出願人は、バイオセンサーへのサンプル充填におけるエラーの決定を可能にするシステム及び方法を発明した。１つの態様において、出願人は、試験ストリップ及び分析物メータを備える分析物測定システムを発明した。試験ストリップは、基板と、対応する電極コネクタに連結された複数の電極とを含む。分析物メータは、試験ストリップの対応する電極コネクタに連結するように構成された試験ストリップポートコネクタを備えたハウジングと、試験ストリップポートコネクタと電気的に連通して、電気信号を適用する又は複数の電極からの電気信号を感知するマイクロプロセッサとを含む。このメータでは、マイクロプロセッサは、（ａ）第１の信号を複数の電極に印加して、液体サンプルの物理的特性を決定し、（ｂ）試験シーケンスの間の予め決定された抽出時点に基づいて分析物濃度を推定し、（ｃ）決定された物理的特性により確定された試験シーケンスの間の特定された抽出時点において、第２の信号を複数の電極の第１の電極及び第２の電極に印加して、分析物濃度を第２の信号から計算し、（ｄ）特定された抽出時点において、第１の電極及び第２の電極のそれぞれから信号出力を測定し、（ｅ）第２の電極の信号出力の強さによって除算された第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを評価し、（ｆ）この値が予め決定された閾値よりも小さい場合、特定された抽出時点における第１の電極及び第２の電極の信号出力から分析物濃度を決定又は計算して分析物濃度を通知し、且つ（ｇ）この値が予め決定された閾値よりも大きい場合、エラーを通知するように、構成される。

なお第２の態様において、出願人は、試験ストリップ及び分析物メータを備える分析物測定システムを発明した。試験ストリップは、基板と、対応する電極コネクタに連結された複数の電極とを含む。分析物メータは、試験ストリップの対応する電極コネクタに連結するように構成された試験ストリップポートコネクタを備えたハウジングと、試験ストリップポートコネクタと電気的に連通して、電気信号を適用する又は複数の電極からの電気信号を感知するマイクロプロセッサとを含む。このメータでは、マイクロプロセッサは、（ａ）第１の信号を複数の電極に印加して、液体サンプルの物理的特性を決定し、（ｂ）試験シーケンスの間の予め決定された抽出時点に基づいて分析物濃度を推定し、（ｃ）決定された物理的特性により確定された試験シーケンスの間の特定された抽出時点において、第２の信号を複数の電極の第１の電極及び第２の電極に印加して、分析物濃度を第２の信号から計算し、（ｄ）特定された抽出時点において、第１の電極及び第２の電極のそれぞれから信号出力を測定し、（ｅ）第２の電極の信号出力の強さによって除算された第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを評価し、（ｆ）この値が予め決定された閾値よりも大きい場合、エラーフラッグをアクティブに設定し、（ｇ）この値が予め決定された閾値よりも小さい場合、特定された抽出時点における第１の電極及び第２の電極の信号出力から分析物濃度を決定又は計算して分析物濃度を通知し、（ｈ）エラーフラッグがアクティブであるか否かを決定し、エラーフラッグがアクティブでない場合、分析物濃度を通知し、さもなければ、エラーフラッグがアクティブである場合、分析物濃度の通知を妨げるように、構成される。

第３の態様において、出願人は、試験ストリップ及び分析物メータを備える分析物測定システムを発明した。試験ストリップは、基板と、対応する電極コネクタに連結された複数の電極とを含む。分析物メータは、試験ストリップの対応する電極コネクタに連結するように構成された試験ストリップポートコネクタを備えたハウジングと、試験ストリップポートコネクタと電気的に連通して、電気信号を適用する又は複数の電極からの電気信号を感知するマイクロプロセッサとを含む。メータにおいて、マイクロコントローラーは、（ａ）第１の信号を複数の電極に印加し、液体サンプルの物理的特性を決定し、（ｂ）試験シーケンスの所定の抽出時点に基づいて分析物濃度を推定し、（ｃ）第２の信号を複数の電極の第１の電極及び第２の電極に印加し、（ｄ）特定された抽出時点を、以下の式によって計算し：

式中、
「ＳｐｅｃｉｆｉｅｄＳａｍｐｌｉｎｇＴｉｍｅ」は、試験ストリップの出力信号を抽出する、試験シーケンスの開始からの時点として指定され、
Ｈは、サンプルの物理的特性を表し；
ｘ_ａは、約４．３ｅ５を表し；
ｘ_ｂは、約−３．９を表し；
ｘ_ｃは、約４．８を表す。

（ｅ）試験シーケンスの間の特定された抽出時点にて第１の電極及び第２の電極から出力信号を測定し、（ｆ）第２の電極の信号出力の強さによって除算された第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを評価し、（ｇ）この値が予め決定された閾値よりも小さい場合、特定された抽出時点における第１の電極及び第２の電極の信号出力から分析物濃度を決定又は計算して分析物濃度を通知し、且つ（ｈ）この値が予め決定された閾値よりも大きい場合、エラーを通知するように、構成される。

なお第４の態様において、出願人は、バイオセンサーにおけるサンプル充填エラーを決定する方法を発明した。このバイオセンサーは、電極の上に酵素が提供された、第１、第２、第３及び第４の電極を有する複数の電極を有する。この方法は、以下によって達成される：第１及び第２の電極に第１の信号を印加し；液体サンプルを第１、第２、第３及び第４の電極の近接して堆積し；第２の信号を第３及び第４の電極に印加し；第３及び第４の電極の出力信号から液体サンプルの物理的特性を決定し；液体サンプルの物理的特性に基づいて特定された抽出時点を規定し；第１及び第２の電極と液体サンプル中の分析物との間の電気化学的反応を開始して分析物から副生成物への転換を引き起こし；電気化学的反応の間の第１及び第２の電極からの特定された抽出時点における信号出力を測定し；第２の電極の信号出力の強さによって除算された第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを評価し；評価が真であった場合、充填エラーを通知して処理を停止し；評価工程が否であった場合、信号出力から液体サンプルにおける分析物の量を表す分析物値を計算し、分析物値を通知する。

なお第５の態様において、出願人は、液体サンプルからの分析物濃度を決定する方法を発明している。この方法は、以下によって達成され得る：バイオセンサー上に液体サンプルを堆積し、試験シーケンスを開始し；サンプル中の分析物を、酵素反応に供する；サンプル中の分析物濃度を推定し；サンプルの少なくとの１つの物理的特性を測定する；推定工程からの推定分析物濃度及び測定工程からの少なくとも１つの物理的特性に基づいて試験シーケンスの開始からバイオセンサーのサンプル出力信号までの特定された時点を規定し；特定された時点においてバイオセンサーの第１の電極及び第２の電極からの出力信号を抽出し；第２の電極の信号出力の強さによって除算された第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを評価し；この値が予め決定された閾値よりも大きい場合、エラーを通知して更なる処理を停止し；この値が予め決定された閾値よりも小さい場合、特定された時点における第１の電極及び第２の電極それぞれから抽出した出力信号から分析物濃度を決定する。

なお第６の態様において、出願人は、液体サンプルからの分析物濃度を決定する方法を発明している。この方法は、以下によって成し遂げられ得る：バイオセンサー上に液体サンプルを堆積し、試験シーケンスを開始し；サンプル中の分析物を、酵素反応に供する；サンプル中の分析物濃度を推定し；サンプルの少なくとの１つの物理的特性を測定する；推定工程からの推定分析物濃度及び測定工程からの少なくとも１つの物理的特性に基づいて試験シーケンスの開始からバイオセンサーのサンプル出力信号までの特定された時点を規定し；特定された時点においてバイオセンサーの第１の電極及び第２の電極からの出力信号を抽出し；第２の電極の信号出力の強さによって除算された第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを評価し；この値が予め決定された閾値よりも大きい場合、エラーフラッグをアクティブに設定し；この値が予め決定された閾値よりも小さい場合、特定された抽出時間における第１の電極及び第２の電極の信号出力から分析物濃度を計算し；エラーフラッグがアクティブであるか否かを決定し、エラーフラッグがアクティブでない場合、分析物濃度を通知し、さもなければ、エラーフラッグがアクティブである場合、分析物濃度の通知を妨げる。

結果的に、前述の実施形態のうちのいずれかにおいて、以下の特徴も、以前に開示された実施形態との様々な組み合わせにおいて利用され得る。例えば、複数の電極は、分析物濃度を測定するための第１及び第２の電極並びに物理的特性を測定するための第３及び第４の電極を有する４つの電極を含んでもよい；第１、第２、第３及び第４の電極は、基板上に提供された同一チャンバ内に配置されるか；第１及び第２の電極並びに第３及び第４の電極は、基板上に提供された２つの異なるチャンバ内にそれぞれ配置されるか；全ての電極は、基板によって規定される同一平面上に配置され；少なくとも２つの電極の上には試薬は堆積されず、試薬は少なくとの２つの他の電極に近接して堆積され；最終分析物濃度は、試験シーケンスの開始の約１０秒間の第２の信号から決定されて、予め決定された閾値は、約１０〜約３０の任意の値を含み得；抽出時点は、マトリックスを含む参照表から選択され、推定された分析物の異なる定性的分類がマトリックスの最も左側の縦列に記載されており、測定又は推定された物理的特性の異なる定性的分類がマトリックスの最上段の横列に記載されており、抽出時間がマトリックスの残りの欄に提供されており；マイクロコントローラーは、以下の式によって分析物濃度を決定する：

式中、
Ｇ_０は分析物濃度を表し、
Ｉ_Ｔは、ＳｐｅｃｉｆｉｅｄＳａｍｐｌｉｎｇＴｉｍｅにおいて測定された出力信号を表し；
Ｓｌｏｐｅは、この特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値を表し、
Ｉｎｔｅｒｃｅｐｔは、この特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値を表す、方法。

更に、前述の実施形態のうちのいずれかにおいて、以下の特徴も、以前に開示された実施形態との様々な組み合わせにおいて利用され得る。例えば、マイクロコントローラーは、以下の式によって分析物濃度を推定する：

式中、Ｇ_ｅｓｔは、前記推定分析物濃度を表し；
Ｉ_Ｅは、約２．５秒にて測定された前記信号であり、
ｘ_１は、バイオセンサーの特定のバッチの較正勾配を含んでもよく；
ｘ_２は、バイオセンサーの特定のバッチの較正切片を含んでもよく；且つ
ここで、マイクロコントローラーは、以下の式によって、分析物濃度を決定する：

式中、Ｇ_Ｏは、分析物濃度を表し、
Ｉ_Ｓは、特定された抽出時間において測定された信号を含んでもよく；
ｘ_３は、バイオセンサーの特定のバッチの較正勾配を含んでもよく；且つ
ｘ_４は、バイオセンサーの特定のバッチの切片を含んでもよい。

更に、前述の方法のそれぞれにおいて、以下の工程も、以前に開示された実施形態との様々な組み合わせにおいて利用され得る。例えば、測定は、第１の信号をサンプルに印加してサンプルの物理的特性を測定することを含んでもよく；引き起こすことは、第２の信号をサンプルに対して駆動することを含んでもよく、測定は、試験シーケンスの前記開始後の時点でバイオセンサーの少なくとも２つの電極からの出力信号を評価することを含んでもよく、ここで、該時点が、少なくとも測定又は推定された物理的特性の関数として設定され、並びに決定する工程は、該時点において測定された出力信号から分析物濃度を計算することを含んでもよく；試験シーケンスの開始からの予め決定された抽出時点に基づいて分析物濃度を推定し；確定する工程が、測定又は推定された物理的特性及び推定された分析物濃度の両方に基づいて確定された時点を選択することを含んでもよく；予め決定された時間における出力信号の測定に基づいて分析物濃度を推定し；所定の時間は、試験シーケンスの開始から約２．５秒を含んでもよく、推定が、異なるサンプル測定時間に対して指標されているサンプルの分析物濃度及び物理的特性のそれぞれ異なる範囲を有する参照表に対して、推定された分析物濃度及び測定又は推定された物理的特性を比較して、第２の信号のサンプルからの出力の測定についての時点が計算工程において得られるようにすることを含んでもよく；第１の信号の印加及び第２の信号の印加は順次であり；第１の信号の印加は第２の信号の印加に重なり；第１の信号の印加はサンプルへ交流信号を方向付けることを含んでもよく、それにより、サンプルの物理的特性が交流信号の出力から決定され；第１の信号の印加はサンプルへ電磁的信号を方向付けることを含んでもよく、それにより、サンプルの物理的特性が電磁気的信号の出力から決定され；この物理的特性は、粘度、ヘマトクリット、温度及び密度のうちの少なくとも１つを含んでもよく；この物理的特性がヘマトクリットを含んでもよく且つ分析物がグルコースを含んでもよく、方向付けることが、第１及び第２の交流信号を互いに異なる周波数で駆動することを含んでもよく、ここで第１周波数は第２周波数よりも低く、第１の周波数が第２の周波数よりも少なくとも１桁低く、第１の周波数は約１０ｋＨｚ〜約２５０ｋＨｚの範囲内の任意の周波数を含んでもよく、抽出することは、試験シーケンスの開始時から開始の少なくとも約１０秒後まで連続的に信号出力を抽出することを含んでもよく、所定の閾値は、約１０〜約３０の任意の値を含んでもよく；計算工程は、以下の式を利用することを含んでもよい：

式中、
Ｇ_０は分析物濃度を表し、
Ｉ_Ｔは、特定された抽出時間Ｔｓｓにおいて測定された信号（分析物濃度と比例する）を表し、
Ｓｌｏｐｅは、この特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値を表し、
Ｉｎｔｅｒｃｅｐｔは、この特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値を表す、方法。

開示についての前述の態様において、決定すること、推定すること、計算すること、演算すること、導出すること及び／又は利用すること（おそらく式と関連して）は、電子回路、又はプロセッサによって実行されてもよい。これらの工程は、コンピュータ可読媒体に記憶された実行可能命令として実装されてもよく、命令は、コンピュータによって実行されると、前述の方法のうちの任意の１つについての工程を実行し得る。

開示の付加的な態様において、コンピュータ可読媒体が存在し、それぞれの媒体は実行可能命令を備えており、その命令がコンピュータによって実行されると、前述の方法の任意の１つについての工程を実施する。

開示の付加的な態様において、試験メータ又は分析物試験装置などの装置が存在し、それぞれの装置又は計測器は、前述の方法のうちの任意の１つについての工程を実行するように構成される電子回路又はプロセッサを含む。

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

本明細書に組み込まれ、本明細書の一部をなす添付図面は、本発明の目下好ましい実施形態を示したものであって、上記に述べた一般的説明及び以下に述べる詳細な説明と共に、本発明の特徴を説明する役割を果たすものである（同様の数字は、同様の要素を表す）。
メータ及びバイオセンサーを備えた分析物測定システムを示す。 メータ及びバイオセンサーを備えた、なお別の分析物測定システムを示す。 メータ２００の構成要素の簡略化された概略形態を示す。 メータ２００の変形例の好ましい実施の簡略化された概略形態を示す。 図１Ａ及び１Ｂの手持ち式試験メータの様々なブロックの簡略化ブロック図である。 本開示による実施形態に使用できるような、物理的特性測定ブロックの簡略化ブロック図である。 本開示による実施形態に使用できるような、デュアルローパスフィルタサブブロックの簡略化注釈付き概略図である。 本開示による実施形態に使用できるような、トランスインピーダンス増幅器（ＴＩＡ）サブブロックの簡略化注釈付き概略図である。 本開示の実施形態の物理的特性測定ブロックで使用できるような、デュアルローパスフィルタサブブロック、較正負荷サブブロック、バイオセンサーサンプルセルインターフェースサブブロック、トランスインピーダンス増幅器サブブロック、ＸＯＲ位相シフト測定サブブロック、及びＱｕａｄｒａｔｕｒ ＤＥＭＵＸ位相シフト測定サブブロックを示す、簡略化注釈付き概略ブロック図である。 測定電極の上流に２つの物理的特性感知電極がある、図１のシステムの試験ストリップ１００を示す。 分析物チャンバの入口に近接して遮蔽又は接地電極が設けられた図３Ａ（１）の試験ストリップの変形例を示す。 試薬領域が物理的特性検知電極の少なくとも１つを覆うように上流に延びている図３Ａ（２）の試験ストリップの変形例を示す。 試験ストリップの特定の要素が１つのユニットに互いに統合されている図３Ａ（１）、３Ａ（２）、及び３Ａ（３）の試験ストリップ１００の変形例を示す。 １つの物理的特性感知電極が入口に近接して配置され、他の物理的特性感知電極が試験セルの末端部にあり、測定電極が一対の物理的特性感知電極の間に配置されている、図３Ａ（１）、３Ａ（２）又は３Ａ（３）の試験ストリップの変形例を示す。 物理的特性感知電極が試験チャンバの末端部に互いに隣接して配置され、測定電極が物理的特性感知電極の上流にある、図３Ａ（１）、３Ａ（２）又は３Ａ（３）の変形例を示す。 物理的特性感知電極が試験チャンバの末端部に互いに隣接して配置され、測定電極が物理的特性感知電極の上流にある、図３Ａ（１）、３Ａ（２）又は３Ａ（３）の変形例を示す。 一対の物理的特性感知電極が試験チャンバの入口に近接している、図３Ａ（１）、３Ａ（２）又は３Ａ（３）と類似した物理的特性感知電極の配置を示す。 一対の物理的特性感知電極が試験チャンバの入口に近接している、図３Ａ（１）、３Ａ（２）又は３Ａ（３）と類似した物理的特性感知電極の配置を示す。 図３Ａ（１）、３Ａ（２）、３Ａ（３）及び３Ｂ〜３Ｆのバイオセンサーに印加された電位の時間に対するグラフを示す。 図３Ａ（１）、３Ａ（２）、３Ａ（３）及び３Ｂ〜３Ｆのバイオセンサーからの出力電流の時間に対するグラフを示す。 試験チャンバに適用された例示的な波長及び波長間に時間遅延を示す、試験チャンバにおいて測定された波長を示す。 バイオセンサーの不十分なサンプル充填についてのエラー検出により、より正確な分析物決定を達成する例示的な方法の論理図を示す。 バイオセンサーの信号出力過渡及び分析物の決定に利用される時点の範囲、並びに分析物濃度の推定を示す。 データが約３０％〜約５５％のヘマトクリット範囲において±１０％未満のバイアスを示すような、本明細書の例示的な技術により実施された試験測定からのデータを示す。 それぞれ第１及び第２の作用電極からの時間間隔にわたる、２つの信号出力を示し、ここで、この時間間隔は、この時間間隔の各時点について、各信号の強さが一般的に互いに同期している、すなわち各信号が実質的に同一の強さを有し、従って、実質的に相違がない。 ２つの出力信号が同期していない、すなわち、それぞれの作用電極からの出力信号が類似の時点で異なる強さを有し、従って、差次的強さを見ることができる例を示す。

以下の詳細な説明は、図面を参照しつつ読まれるべきもので、異なる図面中、同様の要素は同様の符号にて示してある。図面は、必ずしも一定の縮尺を有さず、選択された実施形態を示したものであって、本発明の範囲を限定しようとするものではない。この詳細な説明は、本発明の原理を、限定するのではなく、一例として例示するものである。この説明は、当業者による本発明の作製及び使用を明確に可能とし、本発明を実施する最良のモードであると目下考えられるものを含む、本発明のいくつかの実施形態、適合物、変形物、代替物及び使用を説明する。

本明細書で使用する任意の数値又は数値の範囲についての「約」又は「近似的に」という用語は、構成要素の一部又は構成要素の集合が本明細書に記載の意図された目的に沿って機能することを可能とするような、好適な寸法の許容公差を示すものである。更に具体的には、「約」又は「およそ」という用語は、記載される値の±１０％の値の範囲を示し得、例えば、「約９０％」は、８１％〜９９％の値の範囲を示し得る。更に、本明細書で用いる「患者」、「ホスト」、「ユーザー」、及び「被験体」という用語は、任意のヒト又は動物患者を指し、システム又は方法をヒトにおける使用に限定することを目的としたものではないが、ヒト患者における本発明の使用は好ましい実施形態を代表するものである。本明細書で使用するところの「振動信号」とは、それぞれ、電流の極性を変更するか、又は方向を交互に変化させるか、又は多方向的である電圧信号又は電流信号を含む。また本明細書で用いる語句「電気信号」又は「信号」は、直流信号、交流信号、又は電磁スペクトル内の任意の信号を含むことが意図される。用語「プロセッサ」「マイクロプロセッサ」又は「マイクロコントローラー」は、同じ意味を有することが意図され、互換的に使用されることが意図される。本明細書で用いる「通知された」という用語及びこの語幹の変形は、文字、音声、画像又は全ての通信の態様若しくは媒体の組み合わせを介してユーザーに通知されることを表す。

図１Ａは、本明細書に図示及び説明される方法及び技術によって製造されたバイオセンサーを用いて個人の血中の分析物（例えばグルコース）濃度を分析物するための試験メータ２００を示している。試験メータ２００は、データの入力、メニューのナビゲート、及びコマンドの実行用のボタンの形態であってよいユーザーインターフェース入力装置（２０６、２１０、２１４）を含んでもよい。データには、分析物濃度、及び／又は個人の日常の生活習慣に関連した情報を表す値が含まれ得る。日常の生活習慣に関連した情報には、個人の食物摂取、医薬使用、健康チェックの実施、全身の健康状態、及び運動レベルを挙げることができる。試験メータ２００は、測定されたグルコース値を報告する、及び生活習慣に関連した情報のエントリーを容易にするのに使用しうるディスプレイ２０４も含み得る。

試験メータ２００は、第１のユーザーインターフェース入力装置２０６、第２のユーザーインターフェース入力装置２１０、及び第３のユーザーインターフェース入力装置２１４を含んでもよい。ユーザーインターフェース入力装置２０６、２１０、及び２１４は、試験デバイス内に保存されたデータの入力及び分析を促進し、利用者がディスプレイ２０４上に表示されたユーザーインターフェースを介してナビゲートすることが可能になる。ユーザーインターフェース入力装置２０６、２１０、及び２１４は、第１のマーキング２０８、第２のマーキング２１２、及び第３のマーキング２１６を含み、それらは、ユーザーインターフェース入力装置をディスプレイ２０４上の文字と相互に関連付けるのに役立つ。

試験メータ２００は、バイオセンサー１００（又はその変形例）をストリップポートコネクタ２２０に挿入するか、又は第１のユーザーインターフェース入力装置２０６を押し込んで少しの間保持するか、又はデータポート２１８を横切るデータトラフィックの検出によってスイッチを入れることができる。試験メータ２００は、バイオセンサー１００（又はその変形例）を取り外すこと、第１のユーザーインターフェース入力装置２０６を押し込んで短時間押し続けること、メインメニュー画面からナビゲートして測定器オフの選択肢を選択すること、又は予め決定された時間の間いかなるボタンも押さずにいることによって、動作を停止させてもよい。ディスプレイ１０４は場合により背面照明を含んでもよい。

一実施形態において、試験メータ２００は、第１の試験ストリップのバッチから第２の試験ストリップのバッチに切り替える際、任意の外部ソースからの、例えば較正入力を受信しないように構成されてもよい。それ故、例示的な一実施形態では、測定器は、（入力装置２０６、２１０、２１４などの）ユーザーインターフェース、挿入される試験ストリップ、別個のコードキー又はコードストリップ、データポート２１８などの外部ソースからの較正入力を受信しないように構成される。このような較正入力は、バイオセンサーバッチのすべてが、ほぼ均一な較正特性を有する場合には、必要ない。較正入力は、特定のバイオセンサーバッチに属する一連の値としてもよい。例えば、較正入力は、特定のバイオセンサーバッチにおけるバッチ「勾配」値及びバッチ「切片」値を含んでもよい。バッチ傾き及び切片値などの較正入力は、下記に記載するように、測定器内で予備設定され得る。

図２Ａを参照すると、試験メータ２００の例示的な内部レイアウトが示されている。試験メータ２００は、プロセッサ３００を含み得、それは、本明細書に記載及び説明するいくつかの実施形態では、３２ビットＲＩＳＣマイクロコントローラーである。本明細書に記載及び説明する好ましい実施形態では、プロセッサ３００は、Ｄａｌｌａｓ，ＴｅｘａｓのＴｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓにより製造される超低消費電力マイクロコントローラーのＭＳＰ ４３０ファミリーから選択されることが好ましい。プロセッサは、Ｉ／Ｏポート３１４を介して、メモリ３０２に双方向に接続されてもよく、メモリ３０２は、本明細書に記載及び説明するいくつかの実施形態では、ＥＥＰＲＯＭである。データポート２１８、ユーザーインターフェース入力装置２０６、２１０、及び２１４、並びにディスプレイドライバー３２０もＩ／Ｏポート２１４を介してプロセッサ３００に接続される。データポート２１８は、プロセッサ３００に接続されてもよく、それによって、メモリ３０２とパーソナルコンピュータなどの外部デバイスとの間のデータ転送を可能にする。ユーザーインターフェース入力装置２０６、２１０、及び２１４は、プロセッサ３００に直接接続されている。プロセッサ３００は、ディスプレイドライバー３２０によってディスプレイ２０４を制御する。メモリ３０２は、試験メータ２００の製造中、バッチ勾配及びバッチ切片値などの較正情報と共にプレロードされてもよい。このプレロードされた較正情報は、ストリップポートコネクタ２２０を介してストリップから好適な（電流などの）信号を受信した後、プロセッサ３００によりアクセス及び使用されて、任意の外部ソースから較正入力を受信することなく、信号及び較正情報を使用して、対応する（血中グルコース濃度などの）分析物レベルを計算することができる。

本明細書に記載及び説明する実施形態では、試験メータ２００は、ストリップポートコネクタ２２０に挿入された試験ストリップ１００（又はその変形例）に塗布されている血中のグルコース値の測定に使用される電子回路を提供する、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）３０４を含み得る。アナログ電圧は、アナログインターフェース３０６を経由してＡＳＩＣ３０４へ及びＡＳＩＣ ３０４から通過しうる。アナログインターフェース３０６からのアナログ信号は、Ａ／Ｄ変換器３１６によってデジタル信号に変換することができる。プロセッサ３００は更に、コア３０８、ＲＯＭ ３１０（コンピュータコードを含む）、ＲＡＭ ３１２及びクロック３１８を含む。一実施形態では、プロセッサ３００は、例えば分析物測定後のある期間中など、ディスプレイユニットによる分析物の値の表示の際に、単一の入力を除くすべてのユーザーインターフェース入力を無効にするように構成（又はプログラム）される。代替的な実施形態では、プロセッサ３００は、ディスプレイユニットによる分析物の値の表示の際に、単一の入力を除くすべてのユーザーインターフェース入力装置からの任意の入力を無視するよう構成（又はプログラム）されている。メータ２００の詳細な説明及び実例は、国際公開第ＷＯ２００６０７０２００号に示され、記載されており、当該公開を恰も本明細書に完全に記載されたものと同様にして、参照により本出願に組み込まれる。

図１Ｂ及び２Ｃ〜２Ｇを参照して、手持ち式試験メータ２００の別の実施形態が、提供される。このバージョンのメータ２００は、ディスプレイ１０２と、複数個のユーザーインターフェースボタン１０４と、ストリップポートコネクタ１０６と、ＵＳＢインターフェース１０８と、ハウジングとを含む。特に、図１Ｂ及び２Ｃを参照すると、手持ち式試験メータ２００はまた、マイクロコントローラーブロック１１２と、物理的特性測定ブロック１１４と、ディスプレイ制御ブロック１１６と、メモリブロック１１８と、試験電圧をバイオセンサーに印加するため、かつ、また電気化学応答（例えば、複数の試験電流値）を測定する、及び電気化学応答に基づいて、分析物を判定するための他の電子構成要素（図示せず）とを含む。目下の説明を簡素化するため、図は、全てのそのような電子回路を示すというわけではない。

ディスプレイ１０２は、例えば、スクリーン画像を示すように構成された液晶ディスプレイ又は双安定ディスプレイとすることができる。画面画像の例には、グルコース濃度、日付及び時間、エラーメッセージ、並びにエンドユーザーがどのように試験を実行するかを指示するためのユーザーインターフェースが挙げられる。

ストリップポートコネクタ１０６は、全血サンプル内のグルコースの判定のために構成される、電気化学系バイオセンサー等のバイオセンサー１００と動作可能にインターフェース接続するように構成される。したがって、バイオセンサーは、ストリップポートコネクタ１０６の中への動作的挿入のために、及び例えば、好適な電気接触を介して、位相シフト系ヘマトクリット測定ブロック１１４と動作可能にインターフェース接続するように構成される。

ＵＳＢインターフェース１０８は、当業者に既知の任意の好適なインターフェースであってもよい。ＵＳＢインターフェース１０８は、本質的に、手持ち式試験メータ２００に給電し、データラインを提供するように構成される、受動構成要素である。

いったん、バイオセンサーが、手持ち式試験メータ２００とインターフェース接続属されると、又はその前に、体液サンプル（例えば、全血サンプル）がバイオセンサーのサンプルチャンバの中に導入される。バイオセンサーは、分析物を別の予め決定された化学形態に選択的かつ定量的に転換させる、酵素試薬を含むことができる。例えば、バイオセンサーは、グルコースを酸化型に物理的に転換させることができるように、フェリシアン化物及びグルコースオキシダーゼを伴う酵素試薬を含むことができる。

手持ち式試験メータ２００のメモリブロック１１８は、好適なアルゴリズムを含み、マイクロコントローラーブロック１１２と共に、バイオセンサーの電気化学応答、及び導入されたサンプルのヘマトクリットに基づいて、分析物を判定するように構成することができる。例えば、分析物血液グルコースの判定において、ヘマトクリットは、電気化学的に判定された血液グルコース濃度へのヘマトクリットの効果を補うために使用することができる。

マイクロコントローラーブロック１１２は、ハウジング内に配置され、当業者に既知の任意の好適なマイクロコントローラー及び／又はマイクロプロセッサを含むことができる。１つのそのような好適なマイクロコントローラーは、Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，Ｄａｌｌａｓ，ＴＸ ＵＳＡから商業的に入手可能な、部品番号ＭＳＰ４３０Ｆ５１３８のマイクロコントローラーである。このマイクロコントローラーは、２５〜２５０ｋＨｚの方形波、及び同じ周波数の９０度位相シフトした波を生成することができ、それにより、以下で更に説明される信号生成サブブロックとして機能する。ＭＳＰ４３０Ｆ５１３８はまた、本開示の実施形態で使用される位相シフト系ヘマトクリット値測定ブロックによって生成された電圧の測定に好適な、アナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）処理能力も有する。

特に、図２Ｄを参照すると、位相シフト系ヘマトクリット測定ブロック１１４は、信号生成サブブロック１２０と、ローパスフィルタサブブロック１２２と、バイオセンサーサンプルセルインターフェイスサブブロック１２４と、任意の較正ロードブロック１２６（図２Ｄの破線内）と、トランスインピーダンス増幅器サブブロック１２８と、位相検出器サブブロック１３０とを含む。

以下で更に説明されるように、位相シフト系ヘマトクリット測定ブロック１１４及びマイクロコントローラーブロック１１２は、例えば、体液サンプルによって動作される１つ以上の高周波数電気信号の位相シフトを測定することによって、手持ち式試験メータに挿入されるバイオセンサーのサンプルセル内の体液サンプルの位相シフトを測定するように構成される。加えて、マイクロコントローラーブロック１１２は、測定された位相シフトに基づいて、体液のヘマトクリットを算出するように構成される。マイクロコントローラー１１２は、例えば、位相検出器サブブロックから受信される電圧を測定し、電圧を位相シフトに変換するように、Ａ／Ｄコンバータを採用し、次いで、位相シフトをヘマトクリット値に変換するように、好適なアルゴリズム又は参照表を採用することによって、ヘマトクリットを算出することができる。いったん本開示を知らされると、当業者は、そのようなアルゴリズム及び／又は参照表が、ストリップ形状（電極面積及びサンプルチャンバ体積を含む）並びに信号周波数等の様々な要因を考慮するように構成されることを認識するであろう。

全血サンプルのリアクタンスと、そのサンプルのヘマトクリットとの間に関係が存在することが判定されている。平行な容量性及び抵抗性構成要素としての体液サンプル（即ち、全血サンプル）の電気的モデリングは、交流電流（ＡＣ）信号が、体液サンプルを強制通過される時、ＡＣ信号の位相シフトが、ＡＣ電圧の周波数及びサンプルのヘマトクリットの双方に依存することを示す。更に、モデリングは、信号の周波数がおよそ１０ｋＨｚ〜２５ｋＨｚの範囲内である時に、ヘマトクリットは、位相シフトに対して比較的小さい影響を有し、信号の周波数がおよそ２５０ｋＨｚ〜５００ＫＨｚの範囲内である時、位相シフトに対して最大の影響を有することを示す。したがって、体液サンプルのヘマトクリットは、例えば、体液サンプルを通じて既知の周波数のＡＣ信号を駆動し、それらの位相シフトを検出することによって、測定することができる。例えば、１０ｋＨｚ〜２５ｋＨｚの範囲内の周波数を有する信号の位相シフトは、そのようなヘマトクリット測定における参照読取値として使用することができる一方、２５０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚの範囲内の周波数を有する信号の位相シフトは、一次測定として使用することができる。

特に、図２Ｃ〜２Ｇを参照すると、信号生成サブブロック１２０は、任意の好適な信号生成ブロックとすることができ、所望の周波数の方形波（０Ｖ〜Ｖｒｅｆ）を生成するように構成される。そのような信号生成サブブロックは、所望される場合、マイクロコントローラーブロック１１２に一体化することができる。

信号生成サブブロック１２０によって生成される信号は、方形波信号を予め決定された周波数の正弦波信号に変換するように構成される、デュアルローパスフィルタサブブロック１２２に通信される。図２ＥのデュアルＬＰＦは、第１の周波数の信号（１０ｋＨｚ〜２５ｋＨｚの範囲内の周波数等）及び第２の周波数の信号（２５０ｋＨｚ〜５００ｋＨｚの範囲内の周波数）の双方を、バイオセンサーサンプルセルインターフェイスサブブロック及びバイオセンサーのサンプルチャンバ（ＨＣＴ測定セルとも称される）に提供するように構成される。第１及び第２の周波数の選択は、図２ＥのスイッチＩＣ７を使用して達成される。図２ＥのデュアルＬＰＦは、高速、電圧フィードバック、ＣＭＯＳ動作増幅器部品番号ＯＰＡ３５４として、Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，Ｄａｌｌａｓ，Ｔｅｘａｓ，ＵＳＡから入手可能な演算増幅器等の２つの好適な演算増幅器（ＩＣ４及びＩＣ５）を含む。

図２Ｅを参照すると、Ｆ−ＤＲＶは、低又は高周波数（例えば、２５ｋＨｚ又は２５０ｋＨｚ）のいずれかの方形波入力を表し、ＩＣ４及びＩＣ５の双方に接続される。信号Ｆｉ−高／低（マイクロコントローラーから）は、スイッチＩＣ７を介して、デュアルローパスフィルタサブブロック１２２の出力を選択する。図２ＥのＣ５は、ＨＣＴ測定セルからのデュアルローパスフィルタサブブロック１２２の動作電圧をブロックするように構成される。

特定のデュアルＬＰＦが図２Ｅにおいて描写されるが、デュアルローパスフィルタサブブロック１２２は、例えば、任意の好適な多重フィードバックローパスフィルタ、又はＳａｌｌｅｎ及びＫｅｙローパスフィルタを含む、当業者に既知の任意の好適なローパスフィルタサブブロックとすることができる。

ローパスフィルタサブブロック１２２によって生成される正弦波は、バイオセンサーサンプルセルインターフェイスサブブロック１２４に通信され、そこで、正弦波は、バイオセンサーのサンプルセル（ＨＣＴ測定セルとも称される）にわたって動作される。バイオセンサーサンプルセルインターフェイスブロック１２４は、例えば、サンプルセル内に配置されるバイオセンサーの第１の電極及び第２の電極を介して、バイオセンサーのサンプルセルと動作可能にインターフェース接続するように構成される、インターフェイスブロックを含む、任意の好適なサンプルセルインターフェイスブロックとすることができる。そのような構成において、信号は、図２Ｇに描写されるように、第１の電極を介して、サンプルセルに（ローパスフィルタサブブロックから）動作させることができ、サンプルセルから（トランスインピーダンス増幅器サブブロックによって）拾い上げることができる。

サンプルセルにわたって信号を動作させることによって生成される電流は、トランスインピーダンス増幅器サブブロック１２８によって拾い上げられ、位相検出器サブブロック１３０への通信のために電圧信号に変換される。

トランスインピーダンスサブブロック１２８は、当業者に既知の任意の好適なトランスインピーダンスサブブロックとすることができる。図２Ｆは、１つのそのようなトランスインピーダンス増幅器サブブロック（２つのＯＰＡ３５４演算増幅器、ＩＣ３及びＩＣ９に基づく）の簡略化された、注釈付き概略ブロック図である。ＴＩＡサブブロック１２８の第１の段階は、例えば、４００ｍＶで動作し、これは、ＡＣ振幅を＋／−４００ｍＶに制限する。ＴＩＡサブブロック１２８の第２の段階は、Ｖｒｅｆ／２で動作し、これは、マイクロコントローラーＡ／Ｄ入力のフルスパンの出力の生成を可能にする構成である。ＴＩＡサブブロック１２８のＣ９は、ＡＣ正弦波信号が通過することのみを可能にする、ブロッキング構成要素として作用する。

位相検出器サブブロック１３０は、捕捉機能を使用してマイクロコントローラーブロック１１２によって読み取ることができるデジタル周波数、又はアナログ・デジタルコンバータを使用してマイクロコントローラーブロック１１２によって読み取ることができるアナログ電圧のいずれかを生成する、任意の好適な位相検出器サブブロックとすることができる。図２Ｇは、２つのそのような位相検出器サブブロック、即ち、ＸＯＲ位相検出器（図２Ｇの上半分にあり、ＩＣ２２及びＩＣ２３を含む）、並びに直交ＤＥＭＵＸ位相検出器（図２Ｇの下半分にあり、ＩＣ１２及びＩＣ１３を含む）を含む、回路図を描写する。

図２Ｇはまた、スイッチ（ＩＣ１６）、並びにダミーロードＲ７及びＣ６を含む、較正ロードサブブロック１２６を描写する。較正ロードサブブロック１２６は、レジスタＲ７によって生成されるゼロ度の既知の位相シフトの位相オフセットの動的測定のために構成され、このため、較正において使用するための位相オフセットを提供する。Ｃ６は、予め決定されたわずかな位相シフトを強制的に変えるように、例えば、サンプルセルへの信号トレースにおける寄生容量によって引き起こされる位相遅延、又は電気回路（ＬＰＦ及びＴＩＡ）における位相遅延を補うように構成される。

図２Ｇの直交ＤＥＭＵＸ位相検出器回路は、２つの部分を含み、１つの部分は着信ＡＣ信号の抵抗部分に対するものであり、１つの部分は着信ＡＣ信号の反応部分に対するものである。そのような２つの部分の使用は、ＡＣ信号の抵抗部分及び反応部分の双方の同時測定、並びに０度〜３６０度を網羅する測定範囲を可能にする。図２Ｇの直交ＤＥＭＵＸ回路は、２つの別個の出力電圧を生成する。これらの出力電圧のうちの一方は、「同相測定」を表し、ＡＣ信号の「抵抗」部分に比例し、他方の電圧は、「直交測定」を表し、信号の「反応」部分に比例する。位相シフトは、以下のように計算される：
Φ＝ｔａｎ^−１（Ｖ_{ＱＵＡＤ−ＰＨＡＳＥ}／Ｖ_{ＩＮ−ＰＨＡＳＥ}）

そのような直交ＤＥＭＵＸ位相検出器回路はまた、サンプルセル内の体液サンプルのインピーダンスを測定するために、採用することができる。インピーダンスは、身体サンプルのヘマトクリットを判定するように、位相シフトと共に、又はそれから独立して、採用されできることが、拘束されずに仮定される。サンプルセルを通して強制通過される信号の振幅は、以下のように、直交ＤＥＭＵＸ回路の２つの電圧出力を使用して計算することができる：
振幅＝ＳＱＲ（（Ｖ_{ＱＵＡＤ−ＰＨＡＳＥ}）^２＋（Ｖ_{ＩＮ−ＰＨＡＳＥ}）^２）

次いで、この振幅は、インピーダンスを判定するように、較正ロードブロック１２６の既知のレジスタに対して測定される振幅と比較することができる。

ＸＯＲ位相検出器部分は、「μＣからの方形波入力」が、正弦波に対して同相であるか、又は９０°位相シフトに設定されるかどうかに依存して、０°〜１８０°の測定範囲、又は代替的に、−９０°〜＋９０°の測定範囲を有する。ＸＯＲ位相検出器は、常に入力周波数の２倍である出力周波数を生成するが、しかしながら、デューティサイクルは変化する。双方の入力が完全に同相である場合、出力は低であり、双方の入力が１８０°シフトされる場合、出力は常に高である。出力信号を積分することによって（例えば、単純なＲＣ要素を介して）、双方の入力間で位相シフトに直接比例する電圧を生成することができる。

本書中で提供されるように、当業者は、本開示の実施形態で使用される位相検出器サブブロックが、例えば、立ち上がりエッジキャプチャ法、デュアルエッジキャプチャ法、ＸＯＲ法、及び同期復調法を使用する形状を含む、任意の好適な形状を取りうることを認識するであろう。

ローパスフィルタサブブロック１２２、トランスインピーダンス増幅器サブブロック１２８、及び位相検出器サブブロック１３０は、残留位相シフトを位相シフト系ヘマトクリット測定ブロック１１４に導入することができるため、較正ロードブロック１２６は、任意に、位相シフト系ヘマトクリット測定ブロック内に含めることができる。較正ロードブロック１２６は、本質的に抵抗性の性質（例えば、３３ｋオームロード）であるように構成され、したがって、励起電圧と生成された電流との間で位相シフトを誘導しない。較正ロードブロック１２６は、「ゼロ」較正読取値をもたらすように、回路にわたって切り替えられるように構成される。いったん較正されると、手持ち式試験メータは、体液サンプルの位相シフトを測定し、「ゼロ」読取値を減算して、補正された位相シフトを算出し、その後、補正された位相シフトに基づいて、サンプルの物理的特性を算出することができる。

図３Ａ（１）は、基板５上に配置された７つの層を有しうる試験ストリップ１００の代表的な分解斜視図である。基板５上に配置された７つの層とは、（電極層５０とも呼ばれうる）第１の導電層５０、絶縁層１６、２つの重なる試薬層２２ａ及び２２ｂ、接着部分２４、２６及び２８を含む接着層６０、親水層７０、並びに試験ストリップ１００のカバー９４を形成する最上層８０であってよい。例えば、スクリーン印刷プロセスを用いて、導電層５０、絶縁層１６、試薬層２２、及び接着層６０を基板５の上に順次堆積させる一連の工程で、試験ストリップ１００を製造することができる。電極１０、１２、及び１４が試薬層２２ａ及び２２ｂと接触して配置され、一方、物理的特性検知電極１９ａ及び２０ａは試薬層２２から離間して接触していないことに留意されたい。親水層７０及び最上層８０は、ロールストックから配置され、一体化ラミネート、又は別個の層のいずれかとして基板５上に積層されてもよい。図３Ａ（１）に示されるように、試験ストリップ１００は、遠位側部分３及び近位側部分４を有している。

試験ストリップ１００は、そこから生理学的液体サンプル９５を抜き取るか又は入れることができるサンプル受容チャンバ９２を有し得る（図３Ａ（２））。本明細書で記載する生理学的液体サンプルは血液であってよい。図３Ａ（１）に示すように、サンプル受容チャンバ９２は、試験ストリップ１００の近位端に入口を、側縁部に出口を有し得る。液体サンプル９５を軸Ｌ−Ｌ（図３Ａ（２））に沿って入口に加え、グルコースを測定できるように、サンプル受取チャンバ９２を充填する。図３Ａ（１）に示されるように、試薬層２２に隣接して配置された第１の接着パッド２４及び第２の接着パッド２６の側縁部が、それぞれサンプル受容チャンバ９２の壁を形成している。図３Ａ（１）に示されるように、サンプル受容チャンバ９２の底部すなわち「床部」は、基板５、導電層５０、及び絶縁層１６の一部を含みうる。図３Ａ（１）に示すように、サンプル受容チャンバ９２の上部すなわち「天井部」は、遠位側親水性部分３２を含みうる。図３Ａ（１）に示されるように、試験ストリップ１００では、基板５は、後から適用される層を支持する助けとなる基礎として用いることができる。基板５は、ポリエチレンテトラフタレート（ＰＥＴ）材料（ミツビシ社（Mitsubishi）により供給されるＨｏｓｔａｐｈａｎ ＰＥＴ）などのポリエステルシートの形態であってもよい。基板５は、公称３５０マイクロメートル厚×３７０ミリメートル幅、長さおよそ６０メートルのロール形態であってもよい。

導電層は、グルコースの電気化学的測定に使用することができる電極を形成するために必要とされる。第１の導電層５０は、基板５上にスクリーン印刷されるカーボンインクから作ることができる。スクリーン印刷プロセスでは、カーボンインクはスクリーン上に乗せられ、続いてスキージを用いてスクリーンを通して転写される。印刷されたカーボンインクは、約１４０℃の高温空気で乾燥させることができる。カーボンインクは、ＶＡＧＨ樹脂、カーボンブラック、グラファイト（ＫＳ１５）、並びに樹脂、カーボン、及びグラファイト混合物用の１つ以上の溶媒を含みうる。より詳細には、カーボンインクは、カーボンインク中に約２．９０：１の比のカーボンブラック：ＶＡＧＨ樹脂、及び、約２．６２：１の比のグラファイト：カーボンブラックを含むことができる。

図３Ａ（１）に示されるような試験ストリップ１００では、第１の導電層５０は、参照電極１０、第１の作用電極１２、第２の作用電極１４、第３及び第４の物理的特性検知電極１９ａ及び１９ｂ、第１の接触パッド１３、第２の接触パッド１５、参照接触パッド１１、第１の作用電極トラック８、第２の作用電極トラック９、参照電極トラック７、及びストリップ検出用バー１７を有することができる。物理的特性検知電極１９ａ及び２０ａは、対応する電極トラック１９ｂ及び２０ｂと共に提供される。この導電層は、カーボンインクから形成することができる。第１の接触パッド１３、第２の接触パッド１５、及び参照接触パッド１１は、試験測定器と電気的に接続されるように適合されてもよい。第１の作用電極トラック８は、第１の作用電極１２から第１の接触パッド１３までの電気的に連続した経路を与える。同様に、第２の作用電極トラック９は、第２の作用電極１４から第２の接触パッド１５に至る電気的に連続した経路を提供する。同様に、参照電極トラック７は、参照電極１０から参照接触パッド１１に至る電気的に連続した経路を提供する。ストリップ検出用バー１７は、参照接触パッド１１と電気的に接続されている。第３及び第４の電極トラック１９ｂ及び２０ｂは、対応する電極１９ａ及び２０ａと接続する。図３Ａ（１）に示されるように、試験メータは、参照接触パッド１１とストリップ検出用バー１７との連続性を測定することによって、試験ストリップ１００が適切に挿入されたことを検出することができる。

試験ストリップ１００の変形例（図３Ａ（１）、３Ａ（２）、３Ａ（３）又は３Ａ（４））は、図３Ｂ〜３Ｆに示されている。簡潔には、（図３Ａ（２）、３Ａ（２）に例示的に示されている）試験ストリップ１００の変形例に関して、これらの試験ストリップは、作用電極に配置されている酵素試薬層と、第１のパターン化導電層を覆って配置され、バイオセンサー内のサンプルチャンバを画定するように構成されているパターン化スペーサー層と、第１のパターン化導電層の上方に配置されている第２のパターン化導電層とを含む。第２のパターン化導電層は、第１の位相シフト測定電極及び第２の位相シフト測定電極を有している。更に、第１及び第２の位相シフト測定電極はサンプルチャンバ内に配置され、手持ち式試験メータとともに、バイオセンサーの使用時にサンプルチャンバに導入される体液サンプルを通じて強制的に流される電気信号の位相シフトを測定するように構成されている。このような位相シフト測定電極を本明細書では体液位相シフト測定電極とも呼ぶ。本明細書に述べられる様々な実施形態のバイオセンサーは、第１及び第２の位相シフト測定電極が作用電極及び参照電極の上に配置されることにより、効果的に低容量のサンプルチャンバが実現されるという点で有利であると考えられる。これは、第１及び第２の位相シフト測定電極が作用電極及び参照電極と同一平面上となる関係に配置されていることにより、体液サンプルが、第１及び第２の位相シフト測定電極ばかりでなく作用電極及び参照電極を覆うためにより大きな体液サンプルの体積及びサンプルチャンバを必要とするような構成とは対照的である。

図３Ａ（１）の試験ストリップの変形例である図３Ａ（２）の実施形態では、更なる電極１０ａが、複数の電極１９ａ、２０ａ、１４、１２、及び１０のいずれかの延長部として設けられている。この内蔵遮蔽又は接地電極１０ａは、ユーザーの指又は体と、特性測定電極１９ａ及び２０ａとの間の任意の静電容量結合を低減又は排除するために用いられることに留意するべきである。接地電極１０ａは、任意の静電容量を、検知電極１９ａ及び２０ａから離れる方向に向けることができる。これを行うには、対応するトラック７、８、及び９を介する１つ以上の接触パッド１５、１７、１３の代わりに、測定器の接地のため、他の５つの電極のうち任意の１つ、又は、自身の別個の接触パッド（及びトラック）に接地電極１０ａを接続できる。好ましい実施形態では、接地電極１０ａは、試薬２２が上面に配置されている３つの電極のうち１つに接続される。最も好ましい実施形態では、接地電極１０ａは電極１０に接続される。接地電極であることにより、サンプル中のバックグラウンド干渉化合物によって生じ得る更なる電流が作用電極測定に寄与しないよう、接地電極を参照電極（１０）に接続することが有利である。更に、遮蔽又は接地電極１０ａを電極１０に連結することによって、とりわけ高い信号を制限することができる対電極１０のサイズを効果的に増加することができると考えられる。図３Ａ（２）の実施形態では、試薬は、測定電極１９ａ及び２０ａと接触しないように配置されている。別の方法として、図３Ａ（３）の実施形態では、試薬２２は、試薬２２が検知電極１９ａ及び２０ａの少なくとも一方と接触するように配置されている。

図３Ａ（４）に示されるような試験ストリップ１００の代替的な形態では、最上層３８、親水性フィルム層３４、及びスペーサー２９が互いに組み合わせられることにより、絶縁層１６’に近接して配置された試薬層２２’とともに基板５に実装するための一体化されたアセンブリを形成している。

図３Ｂの実施形態において、分析物測定電極１０、１２及び１４は、図３Ａ（１）、３Ａ（２）又は３Ａ（３）と概ね同じ構成で配置される。しかし、物理的特性（例えば、ヘマトクリット）レベルを感知する電極１９ａ及び２０ａは、一方の電極１９ａが試験チャンバ９２の入口９２ａに近接しており、他方の電極２０ａが試験チャンバ９２の反対端にあるように離れている構成で配置される。電極１０、１２及び１４は、試薬層２２と接触して配置されている。

図３Ｃ、３Ｄ、３Ｅ及び３Ｆにおいて、物理的特性（例えば、ヘマトクリット）感知電極１９ａ及び２０ａは、互い隣接して配置されており、試験チャンバ９２に対して入口９２ａの反対端９２ｂに位置する（図３Ｃ及び３Ｄ）又は入口９２ａに隣接して位置する（図３Ｅ及び３Ｆ）ことができる。これらすべての実施形態では、物理的特性検知電極は、試薬層２２から離間されており、これら物理的特性検知電極が、グルコースを含有する液体サンプル（例えば、血液又は組織液）の存在下で、試薬の電気化学的反応の影響を受けないようにする。

バイオセンサーの様々な実施形態では、バイオセンサーに付着した液体サンプルがもたらす２つの測定値がある。１つの測定値は、液体サンプル中の分析物（例えばグルコース）の濃度であり、もう一方は、同一サンプル中の物理的特性（例えばヘマトクリット値）である。物理的特性（例えばヘマトクリット値）の測定値を用いて、グルコース測定値を修正又は補正し、グルコース測定値における赤血球の影響を排除又は軽減する。両方の測定（グルコース及びヘマトクリット値）を、順次、同時に、又は時間的に重ねて行ってよい。例えば、グルコースを最初に、物理的特性（例えばヘマトクリット値）を次に測定してよく、物理的特性（例えばヘマトクリット値）測定を最初に、グルコース測定を次に行ってよく、両方の測定を同時に行ってよく、又は、１つの測定の時間と別の測定の時間を重ねてもよい。各測定値について、図４Ａ、４Ｂ及び５に関して以下に詳細に述べる。

図４Ａは、本明細書の図３Ａ〜３Ｔに示す試験ストリップ１００及びその変形例に印加される試験信号の例示図である。液体サンプルが試験ストリップ１００（又はその変形例）に適用される前、試験メータ２００は、第２の作用電極と参照電極との間に約４００ｍＶの第１の試験信号が印加される液体検出モードにある。約４００ｍＶの第２の試験信号を、第１の作用電極（例えばストリップ１００の電極１２）と参照電極（例えばストリップ１００の電極１０）との間に同時に印加することが好ましい。あるいは、第１の試験信号の印加の時間間隔が、第２の試験電圧の印加の時間間隔と重複するように、第２の試験信号を同時期に印加してもよい。試験メータは、０の開始時間における生理液検出の前に、流体検出時間間隔Ｔ_ＦＤの間、流体検出モードであってもよい。流体検出モードでは、試験メータ２００は、流体が、参照電極１０に対して、第１の作用電極１２若しくは第２の作用電極１４のいずれか（又は両方の作用電極）を湿潤するように流体が試験ストリップ１００（又はその変形例）に適用される時を決定する。試験メータ２００が、例えば第１の作用電極１２及び第２の作用電極１４のいずれか又は両方において測定された試験電流の十分な増加により、生理液が適用されたことを認識すると、試験メータ２００は、ゼロ時「０」にゼロ秒マーカーを割り当て、試験時間間隔Ｔ_Ｓを開始する。試験メータ２００は、例えば、１ミリ秒毎〜１００ミリ秒毎といった好適な抽出レートで電流トランジェント出力を抽出してよい。試験時間間隔Ｔ_Ｓが完了すると、試験信号を除去する。簡潔化のため、図４Ａは、試験ストリップ１００（又はその変形例）に印加された第１の試験信号のみを示している。

以下は、図４Ａの試験電圧が試験ストリップ１００（又はその変形例）に印加される際に測定される既知の過渡信号（例えば、時間の関数としてｎＡで測定される信号応答）からどのように分析物（例えばグルコース）濃度が決定されるかについての説明である。

図４Ａでは、試験ストリップ１００（又は本明細書に述べられるその変形例）に印加される第１及び第２の試験電圧は、一般的に約＋１００ｍＶ〜約＋６００ｍＶである。電極がカーボンインクを含み、伝達体がフィリシアニドを含む一実施形態では、試験信号は約＋４００ｍＶである。当業者に既知であるように、その他の伝達体及び電極材料の組み合わせでは、異なる試験電圧が必要となるであろう。電圧の持続時間は一般に、反応時間後約１〜約５秒であり、典型的には、反応時間後約３秒である。典型的には、試験シーケンス時間Ｔ_Ｓは、ｔ_０に対して測定される。図４Ａで電圧４０１がＴ_Ｓの持続時間にわたって維持される際、出力信号が生成され、図４Ｂに示されるように、第１の作用電極１２の過渡電流７０２が時間０から生成し、同様に第２の作用電極１４の過渡電流７０４も時間０に対して生成する。この過程を説明する目的で、過渡信号７０２及び７０４は、同じＯ参照点上に置かれているが、物理的用語では、軸Ｌ−Ｌに沿った作用電極１２及び１４のそれぞれに向かうチャンバ内の流体の流れのために、２つの信号間にはわずかな時間差がある。しかし、過渡電流が抽出され、マイクロコントローラーにおいて同じ開始時間を有するように構成される。図４Ｂでは、過渡電流はピーク時間Ｔｐに近いピークまで増加し、この時間において、およそゼロ時間後２．５秒又は５秒のうちの一方まで電流は緩やかに下降する。約５秒の点７０６において、作用電極１２及び１４のそれぞれの出力信号を測定し、互いに加え合わせることができる。あるいは、作用電極１２及び１４のうちの一方のみからの信号を２倍してもよい。

再び図２Ｂを参照すると、システムは、複数の時点又は位置Ｔ_１、Ｔ_２、Ｔ_３、．．．、Ｔ_Ｎのいずれか１つにおいて、作用電極（１２及び１４）の少なくとも一方からの出力信号Ｉ_Ｅを測定又は抽出するように信号を操作する。図４Ｂに見られるように、時間位置は、試験シーケンスＴ_Ｓ中の任意の時点又は間隔であってよい。例えば、出力信号が測定される時間位置は、１．５秒の単一時点Ｔ_１．５又は２．８秒に近似する時点Ｔ_２．８と重複する間隔７０８（例えば、システムの抽出速度に応じて約１０ミリ秒以上の間隔）であってもよい。

特定の試験ストリップ１００及びその変形例に対する、バイオセンサーのパラメータ（例えば、バッチ較正コードオフセット及びバッチ傾き）を知っているため、分析物（例えばグルコース）濃度を算出できる。出力過渡７０２及び７０４を抽出して、試験シーケンスの間の多様な時間位置において信号Ｉ_Ｅを（それぞれの電流Ｉ_ＷＥ１及びＩ_ＷＥ２を合計する又はＩ_ＷＥ１若しくはＩ_ＷＥ２のうちの１つを２倍にすることにより）導き出すことができる。特定の試験ストリップ１００に関するバッチ較正コードオフセット及びバッチ勾配の知識から、分析物（例えばグルコース）濃度を計算することができる。

「切片」及び「傾き」は、１群（バッチ）のバイオセンサーから較正データを測定することにより得られる値である点に留意されたい。典型的には、およそ１５００個のバイオセンサーがランダムにロット又はバッチから選択される。提供者の生理学的液体（例えば血液）が、様々な分析物レベル、典型的には６種類のグルコース濃度にスパイクされる。一般的には、１２人の異なるドナーからの血液を６つの濃度のそれぞれにスパイクする。８個のバイオセンサー（又は、この実施形態においてはストリップ）が同一の提供者及びレベルから血液を与えられ、したがってそのロットに関して合計１２×６×８＝５７６試験が行われる。これらは、Ｙｅｌｌｏｗ Ｓｐｒｉｎｇｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ（ＹＳＩ）などの標準的な実験分析装置を用いてこれらの値を測定することによって、実際の分析物濃度（例えば、血中グルコース濃度）に対してベンチマークされる。測定されたグルコース濃度のグラフを実際のグルコース濃度に対して（又は、測定された電流をＹＳＩ電流に対して）プロットし、このグラフに式ｙ＝ｍｘ＋ｃを最小二乗法によりフィッティングすることにより、このロット又はバッチからの残りのストリップについてのバッチ傾きｍ及びバッチ切片ｃの値が得られる。出願人らは、分析物濃度の判定中にバッチ傾きを導出する方法及びシステムについても提供している。そのため、「バッチ勾配」又は「勾配」は、測定されたグルコース濃度を実際のグルコース濃度に対してプロットした（又はＹＳＩ電流に対する測定された電流）グラフに最もフィットする、測定された又は導出された線の傾きであると定義してよい。そのため、「バッチ切片」又は「切片」は、測定されたグルコース濃度を実際のグルコース濃度に対してプロットした（又はＹＳＩ電流に対する測定された電流）グラフに最もフィットする線がｙ軸と交わる点であると定義してよい。

先に説明されている様々な構成要素、システム、及び方法が、出願人らによる当該技術分野においてこれまで存在しなかった分析物測定システムの提供を可能にすることを、本明細書に記載する価値がある。具体的には、このシステムは、基板及び対応する電極コネクタに接続される複数の電極を有するバイオセンサーを含む。このシステムは更に、ハウジング、試験ストリップの対応する電極コネクタに接続するように構成される試験ストリップポートコネクタ、及び本明細書の図２Ｂに示されるマイクロコントローラー３００を有する、分析物メータ２００を含む。マイクロコントローラー３００は、試験ストリップポートコネクタ２２０と電気通信して、電気信号を印加し、又は複数の電極の電気信号を検知する。

図２Ｂを参照すると、メータ２００の好ましい実施について説明されており、図２Ａ及び２Ｂ中の同じ番号は共通の説明である。図２Ｂにおいて、ストリップポートコネクタ２２０は、（複数の）物理的特性感知電極から信号を受け取るインピーダンス感知ラインＥＩＣと、（複数の）物理的特性感知電極に信号を加える交流信号ラインＡＣと、参照電極の参照ラインと、作用電極１と作用電極２のそれぞれからの信号感知ラインと、を含む５つのラインによって、アナログインターフェース３０６と連結されている。ストリップ検出線２２１をコネクタ２２０に提供し、試験ストリップの挿入を示してもよい。アナログインターフェース３０６は、以下の４つの入力をプロセッサ３００に提供する。（１）実数インピーダンスＺ’、（２）虚数インピーダンスＺ”、（３）バイオセンサーの作用電極１から抽出若しくは測定された信号、すなわち、Ｉ_ｗｅ１、（４）バイオセンサーの作用電極２から抽出若しくは測定された信号、すなわち、Ｉ_ｗｅ２。プロセッサ３００からインターフェース３０６へは、物理的特性検知電極に対して２５ｋＨｚ〜約２５０ｋＨｚ、又はそれ以上の任意の値の振動信号ＡＣを流す、１種類の出力がある。位相差Ｐ（度）は、実数インピーダンスＺ’及び虚数インピーダンスＺ”から以下の式で求めることができ、
Ｐ＝ｔａｎ^−１｛Ｚ”／Ｚ’｝ 式３．１
及び大きさＭ（Ω、従来｜Ｚ｜と記載される）は、インターフェース３０６の線Ｚ’及びＺ”から以下の式で求めることができる。

このシステムでは、マイクロプロセッサは、（ａ）第１の信号を複数の電極に印加して、液体サンプルの物理的特性によって定義されるバッチ傾きを導出し、（ｂ）第２の信号を複数の電極に印加して、導出されたバッチ傾きに基づいて分析物濃度を測定するように構成される。このシステムでは、試験ストリップ又はバイオセンサーの複数の電極は、物理的特性を測定する少なくとも２つの電極と、分析物濃度を測定する少なくとも２つの別の電極とを備える。例えば、少なくとも２つの電極及び少なくとも２つの別の電極は、基板上に提供される同一のチャンバ中に配置される。あるいは、少なくとも２つの電極及び少なくとも２つの別の電極は、基板上に提供される２つのそれぞれ異なるチャンバ中に配置される。なお、いくつかの実施形態において、電極のすべてが基板によって画定される同一平面上に配置される。具体的には、本明細書に記載される実施形態のいくつかにおいて、試薬は少なくとも２つの別の電極に隣接して配置され、少なくとも２つの電極上には試薬は配置されない。このシステムで記載すべき１つの特徴は、試験シーケンスの一環として、バイオセンサー上への液体サンプル（生理的サンプルであってよい）の付着約１０秒以内に正確な分析物測定値を提供できることである。

ストリップ１００（図３Ａ（１）、３Ａ（２）又は３Ａ（３）及び図３Ｂ〜３Ｔのその変形例）の分析物の計算（例えば、グルコース）の例として、第１の作用電極１２による７０６の抽出された信号値は約１６００ナノアンペアであり、一方、第２の作用電極１４による７０６の信号値は、約１３００ナノアンペアであり、試験ストリップの較正コードは、Ｉｎｔｅｒｃｅｐｔ（切片）が約５００ナノアンペアであり、Ｓｌｏｐｅ（勾配）が約１８ナノアンペア／ｍｇ／ｄＬであることを示すことが、図４Ｂにおいて想定される。グルコース濃度Ｇ_０は、等式３．３から以下のように決定され得る。
Ｇ_０＝［（Ｉ_Ｅ）−Ｉｎｔｅｒｃｅｐｔ］／Ｓｌｏｐｅ 式３．３
式中、
Ｉ_Ｅは、バイオセンサーの全ての電極（例えば、センサー１００では、電極１２及び１４の両方（又はＩ_ｗｅ１＋Ｉ_ｗｅ２））からの合計信号である信号（分析物濃度と比例する）であり、
Ｉ_ｗｅ１は、設定抽出時間で第１の作用電極に測定された信号であり、
Ｉ_ｗｅ２は、設定抽出時間で第２の作用電極に測定された信号であり、
勾配は、この特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値である。
切片は、この特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値である。

式３．３からＧ_０＝［（１６００＋１３００）−５００］／１８であり、したがってＧ_０＝１３３．３３ナノアンペア〜１３３ｍｇ／ｄＬである。

対応する作用電極からの測定された電流を加算して、合計測定電流Ｉ_Ｅを提供するように、２つの作用電極（図３Ａ（１）の１２及び１４）を有するバイオセンサー１００に関連する例が提示されたが、２つの作用電極のうちの１つのみからもたらされる信号を、１つのみの作用電極（電極１２又は１４のいずれか）がある試験ストリップ１００の変形例として、２倍にできることに留意されたい。合計信号の代わりに、それぞれの作用電極からの信号の平均を、本明細書に記載されている式３．３、６及び５〜７の合計測定電流Ｉ_Ｅとして使用することができ、測定された信号が加算された実施形態と比較して低い合計測定電流Ｉ_Ｅを説明するため、当然のことながら、演算係数への好適な変更（当業者には知られている）を伴って使用することができる。あるいは、前の例のように演算係数を導き出す必要なく、測定された信号の平均を２倍して、式３．３、６及び５〜７においてＩＥとして使用してもよい。なお、本明細書の分析物（例えばグルコース）濃度は、任意の物理的特性（例えばヘマトクリット値）に対して補正されず、信号値Ｉ_ｗｅ１及びＩ_ｗｅ２に対して特定のオフセットが提供され、メータ２００の電気回路中の誤差又は遅延時間を説明する。温度補償も用いられて、結果が例えば摂氏約２０度の室温などの参照温度に較正されることを確実にしうる。

ここで、分析物（例えば、グルコース）濃度（Ｇ_０）は、信号Ｉ_Ｅから決定することができ、液体サンプルの物理的特性（例えば、ヘマトクリット）を決定する出願者の技術についての記載は、図５に関連して提供される。図５において、システム２００（図２）は、第１の振動入力信号８００を第１周波数（例えば、約２５キロヘルツ）で一対の感知電極に印加する。システムは、第３及び第４の電極からの第１の振動出力信号８０２を測定又は検出するようにも構成されており、これには詳細には第１の入力及び出力信号間の第１の時間差Δｔ_１を測定することを行う。同時に又は重複期間の間、システムは、第２の振動入力信号（簡潔さのために示されず）を第２周波数（例えば、約１００キロヘルツ〜約１メガヘルツ又以上、好ましくは約２５０キロヘルツ）で一対の電極に印加し、第３及び第４の電極からの第２の振動出力信号を測定又は検出することもでき、これは、第１の入力振動信号と出力振動信号との間の２回目の差動Δｔ_２（図示されず）を測定することを伴うことができる。これらの信号から、システムは、１回目及び２回目の差動Δｔ_１及びΔｔ_２に基づいて液体サンプルの物理的特性（例えば、ヘマトクリット）を推定する。この後、システムは、グルコース濃度を導出することができる。物理的特性（例えばヘマトクリット値）の推定は、以下の形の式を適用することによって行うことができる。すなわち、

式中、
Ｃ_１、Ｃ_２、及びＣ_３はそれぞれ、試験ストリップに関する演算子定数であり、
ｍ_１は、回帰データからのパラメータを表す。

この代表的な手法の詳細は、参照により本明細書に組み込まれる、２０１１年９月２日出願の米国特許仮出願第６１／５３０，７９５号、表題「Ｈｅｍａｔｏｃｒｉｔ Ｃｏｒｒｅｃｔｅｄ Ｇｌｕｃｏｓｅ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ ｆｏｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｔｅｓｔ Ｓｔｒｉｐ Ｕｓｉｎｇ Ｔｉｍｅ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｓｉｇｎａｌｓ」（代理人整理番号ＤＤＩ−５１２４ＵＳＰＳＰ）に見られる。

物理的特性（例えばヘマトクリット値）測定の別の手法は、物理的特性（例えばヘマトクリット値）の２つの独立した測定値によるものであってよい。これは、（ａ）第１の周波数における液体サンプルのインピーダンス、及び（ｂ）第１の周波数より実質的に高い第２の周波数における液体サンプルの位相角を測定することによって得ることができる。この手法では、液体サンプルは、未知のリアクタンス及び未知の抵抗を有する回路のモデルになる。このモデルにおいて、測定（ａ）について、インピーダンス（表記「｜Ｚ｜」で表される）は、印加電圧、既知の抵抗（例えば、固有ストリップ抵抗）の両端の電圧、及び未知のインピーダンスＶｚの両端の電圧によって決定でき、同様に測定（ｂ）について、位相角は、当業者によって、入力信号と出力信号との間の時間差から測定できる。この手法の詳細は、２０１１年９月２日出願の、同時係属中の米国特許仮出願第６１／５３０，８０８号（代理人整理番号ＤＤＩ５２１５ＰＳＰ）に見られ、かつ説明されており、参照により本明細書に組み込まれる。液体サンプルの物理的特性（例えばヘマトクリット値、粘度、温度又は密度）を測定する別の好適な手法は、例えば、米国特許第４，９１９，７７０号、同第７，９７２，８６１号、米国特許出願公開第２０１０／０２０６７４９号、同第２００９／０２２３８３４、又は「Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｅｌｌ−Ｓｕｂｓｔｒａｔｅ Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ｓｅｎｓｉｎｇ（ＥＣＩＳ）ａｓ ａ Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ Ｍｅａｎｓ ｔｏ Ｍｏｎｉｔｏｒ ｔｈｅ Ｋｉｎｅｔｉｃｓ ｏｆ Ｃｅｌｌ Ｓｐｒｅａｄｉｎｇ ｔｏ Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ Ｓｕｒｆａｃｅｓ」Ｊｏａｃｈｉｍ Ｗｅｇｅｎｅｒ、Ｃｈａｒｌｅｓ Ｒ．Ｋｅｅｓｅ，ａｎｄ Ｉｖａｒ Ｇｉａｅｖｅｒ、Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ Ｃｅｌｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ２５９，１５８〜１６６（２０００）、ｄｏｉ：１０．１００６／ｅｘｃｒ．２０００．４９１９、オンラインｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｉｄｅａｌｉｂｒａｒｙ．ｃｏｍで利用可能、「Ｕｔｉｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ＡＣ Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ ｆｏｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｇｌｕｃｏｓｅ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｇｌｕｃｏｓｅ Ｏｘｉｄａｓｅ ｔｏ Ｉｍｐｒｏｖｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｉｔｙ」Ｔａｋｕｙａ Ｋｏｈｍａ，Ｈｉｄｅｆｕｍｉ Ｈａｓｅｇａｗａ，Ｄａｉｓｕｋｅ Ｏｙａｍａｔｓｕ，ａｎｄ Ｓｕｓｕｍｕ Ｋｕｗａｂａｔａ、Ｂｕｌｌ．Ｃｈｅｍ．Ｓｏｃ．Ｊｐｎ．Ｖｏｌ．８０，Ｎｏ．１，１５８〜１６５（２００７）などでも利用されており、これらの資料のすべてが参照により組み込まれる。

物理的特性（例えばヘマトクリット値、密度、又は温度）は、サンプルのインピーダンスの位相差（例えば位相角）及び大きさを知ることにより得ることができる。一例では、サンプルの物理的特性又はインピーダンス特性（「ＩＣ」）の推定に、以下の関係性が提供される。

式中、Ｍは、測定したインピーダンスの大きさ｜Ｚ｜（Ω）を表し、
Ｐが、入力信号と出力信号との間の位相差（度）を表し、
ｙ_１は、約−３．２ｅ−０８及び与えられたその数値の±１０％、５％又は１％であり（及び、入力信号の周波数に応じて、ゼロであってよく）、
ｙ_２は、約−４．１ｅ−０３及び与えられたその数値の±１０％、５％又は１％であり（及び、入力信号の周波数に応じて、ゼロであってよく）、
ｙ_３は、約−２．５ｅ＋０１及び与えられたその数値の±１０％、５％又は１％であり、
ｙ_４は、約−１．５ｅ−０１及び与えられたその数値の±１０％、５％又は１％であり（及び、入力信号の周波数に応じて、ゼロであってよく）、並びに
ｙ_５は、約５．０及び与えられたその数値の±１０％、５％又は１％である（及び、入力信号の周波数に応じて、ゼロであってよい）。

なお本明細書では、入力ＡＣ信号の周波数が高い（例えば７５ｋＨｚ超）場合、インピーダンスＭの大きさに関連するパラメータ項目ｙ_１及びｙ_２は、本明細書で与えられる代表値の±２００％であってよく、各パラメータ項目が、ゼロ又は更に負の値を含めるようにできる。一方、入力ＡＣ信号の周波数が低い（例えば、７５ｋＨｚ未満の）場合、位相角Ｐに関連するパラメータの用語ｙ_４及びｙ_５は、それぞれのパラメータの用語がゼロ又は負の値さえも含み得るように、与えられる例示的値の±２００％であってもよい。なお本明細書では、Ｈ又はＨＣＴ大きさは、本明細書で用いられるとき、一般にＩＣの大きさに等しい。１つの代表的な実施では、Ｈ又はＨＣＴがこの用途で本明細書において使用されるとき、Ｈ又はＨＣＴはＩＣに等しい。

別の代替の実施では、等式４．３が提供される。等式４．３は、等式４．２中の位相角を用いない、二次関係を正確に導出したものである。

上式において、
ＩＣは、インピーダンス特性［％］であり、
Ｍは、インピーダンスの大きさ［Ω］であり、
ｙ_１は、約１．２２９２ｅ１、及び与えられたその数値の±１０％、５％又は１％であり、
ｙ_２は、約−４．３４３１ｅ２、及び与えられたその数値の±１０％、５％又は１％であり、
ｙ_３は、約３．５２６０ｅ４、及び与えられたその数値の±１０％、５％又は１％である。

本書中で提供されている様々な構成要素、システム、及び洞察により、温度補償された分析物測定を達成するための技術が、図６を参照して理解され得る。この技術は、工程６０４における、（生理学的サンプル又は対照溶液サンプルであってもよい）液体サンプルを、メータに挿入された（工程６０２）バイオセンサー（例えば、図３Ａ（１）、３Ａ（２）、３Ａ（３）〜３Ｆに示されている試験ストリップの形態）に堆積する工程を伴う。メータ２００の電源が入ると、信号がストリップ１００（又はその変形例）に適用され、サンプルが試験チャンバに堆積されると、適用された信号は、サンプル中の分析物（例えば、グルコース）を、試験チャンバにおける分析物と試薬との酵素反応に起因して、異なる物理的形態（例えば、グルコン酸）に物理的に変換する。サンプルが試験セルの毛管チャンネルに流入すると、サンプルの少なくとも１つの物理的特性が、サンプル内へ駆動された別の信号の出力から、分析物濃度の推定（工程６１０）と共に得られる（工程６０８）。得られた物理的特性（工程６０８）及び推定された分析物濃度（工程６１０）から、抽出時点が（工程６１２において）確定され、試験シーケンスのサンプルからの信号出力が測定され（工程６１４）、工程６１６における分析物濃度の計算に使用される。特に、物理的特性を得る工程（工程６０８）は、第１の信号をサンプルに適用する工程であって、サンプルの物理的特性を測定する、工程を含むことができ、一方、酵素反応を開始する工程６０６は、第２の信号をサンプルに加える工程を伴うことができ、測定する工程（工程６１４）は、試験シーケンスの開始後の時点において少なくとも２つの電極からの出力信号を評価する工程を伴うことができ、ここで時点は、少なくとも測定又は推定された物理的特性（工程６０８）及び推定された分析物濃度（工程６１０）の関数として設定される（工程６１２）。

工程６１２における測定又は推定された（複数の）物理的特性の関数としての、試験シーケンスＴ_Ｓの間の適切な時点（又は時間間隔）の決定は、システムのマイクロプロセッサにプログラム化された参照表の使用により決定することができる。例えば、システムがサンプルの測定された又は既知の物理的特性（例えば、ヘマトクリット又は粘度）により分析物（例えば、グルコース又はケトン）に適切な抽出時間を選択することを可能にする、参照表が提供されてもよい。

特に、適切な抽出時点は、基準値と比較して最低の誤差又はバイアスをもたらす適切な抽出時間に到達するため、分析物及び測定された又は既知の物理的特性の早期推定に基づいてもよい。この技術では、確定された抽出時点が（ａ）推定された分析物濃度及び（ｂ）サンプルの物理的特性と相関する、参照表が提供される。例えば、表１は、メータにプログラム化されて、推定された分析物の定性的分類（低、中及び高グルコース）が主な縦列を形成し、測定又は推定された物理的特性の定性的分類（低、中及び高）が標題横列を形成するマトリックスを提供することができる。第２の縦列において、ｔ／Ｈｃｔは、公称ヘマトクリットの４２％とのヘマトクリット１％あたりの差のタイムシフトの実験的に決定された値である。一例として、「中グルコース」における５５％のヘマトクリットでは、（４２−５５）^＊９０＝−１１７０ｍｓのタイムシフトを示す。−１１７０ミリ秒の時間を元の試験時間の約５０００ミリ秒に加えて、（５０００−１１７０＝３８３０ミリ秒）約３．９秒を得る。

システムがバイオセンサーの出力信号を抽出又は測定するべき時間Ｔｓｓ（すなわち、特定された抽出時間）は、推定された分析物及び測定又は推定された物理的特性の両方の定性的分類に基づいており、実際の生理液サンプルの大きなサンプルのサイズの回帰分析基づいて予め決定される。出願人らは、適切な抽出時間は、試験シーケンスの開始から測定されるが、任意の適切なデータを利用して、出力信号を抽出するタイミングを決定してよいことについて、留意する。実際に、システムを、試験シーケンスの間、適切な抽出時間間隔（例えば、１００ミリ秒又は更に約１ミリ秒といった短い間毎に１回抽出するなど）で出力信号を抽出するようプログラムしてよい。試験シーケンス中に信号出力トランジェント全体を抽出することによって、システム遅延によってタイミングエラーを引き起こす恐れがある抽出時間を設定時点に合わせる試みよりも、システムは、試験シーケンスの終了付近で必要な計算をすべて行うことができる。

出願人は、以降、生理液サンプル中の特定の分析物であるグルコースに関して、参照表１を考察する。血中グルコースの定性的分類は、表１の第１の縦列に定義されており、ここでは、低血中グルコース濃度の約７０ｍｇ／ｄＬ未満が「低グルコース」と指定され、約７０ｍｇ／ｄＬより高く約２５０ｍｇ／ｄＬ未満の血中グルコース濃度が「中グルコース」と指定され、約２５０ｍｇ／ｄＬを超える血中グルコース濃度が「高グルコース」と指定されている。

試験シーケンスの間、「推定された分析物」は、都合の良い時点、典型的には典型的な１０秒間の試験シーケンスの５秒で信号を抽出することにより、得ることができる。５秒の時点で抽出された測定は、分析物（この場合は、血中グルコース）の正確な推定を可能にする。次にシステムは参照表（例えば、表１）を参照して、２つの基準（ａ）推定された分析物及び（ｂ）サンプルの物理的特性の定性値に基づいて、特定された抽出時間Ｔｓｓにおいて試験チャンバからの信号出力をいつ測定するかを決定することができる。基準（ｂ）では、物理的特性の定性値は、３つの下位分類の低Ｈｃｔ、中Ｈｃｔ及び高Ｈｃｔに細分化される。したがって、測定又は推定された物理的特性（例えば、ヘマトクリット）が高く（例えば、４６％を超える）、推定されたグルコースも高い場合、表１によると、試験チャンバの信号出力を測定するシステムの試験時間は、約３．６秒である。一方、測定されたヘマトクリットが低く（例えば、３８％未満）、推定されたグルコースも低い場合、表１によると、試験チャンバの信号出力を測定するシステムの試験時間Ｔｓｓは、約５．５秒である。

試験チャンバの信号出力Ｉ_Ｔが（測定又は推定された物理的特性により決められる）指定された時間で測定されると、信号Ｉ_Ｔは、その後、下記の式５による分析物濃度（この場合は、グルコース）の計算に使用される。

式中、
Ｇ_０は分析物濃度を表し、
Ｉ_Ｔは、特定された抽出時間Ｔｓｓで測定される終了信号の合計から決定された信号（分析物濃度と比例）を表し、これは特定された抽出時間Ｔｓｓで測定される合計電流であってもよく、
Ｓｌｏｐｅは、この特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値を表し、典型的には約０．０２であり、
Ｉｎｔｅｒｃｅｐｔは、この特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値を表し、典型的には約０．６〜約０．７である。

第１の信号を適用する工程及び第２の信号を加える工程は、順序化されており、順序は、その順序は、第１の信号、次に第２の信号であってもよく、又は両方の信号が順に重複してもよく、あるいは最初に第２の信号、次に第１の信号、又は両方の信号が順に重複してもよいことに留意するべきである。あるいは、第１の信号を印加する工程及び第２の信号を流す工程は、同時に起こってもよい。

本方法において、第１の信号を適用する工程は、適切な電源（例えば、メータ２００）により提供される交流信号をサンプルに方向付ける工程であって、サンプルの物理的特性が交流信号の出力によって決定される、工程、を伴う。検出される物理的特性は、粘性、ヘマトクリット値、又は密度の１以上であってよい。方向付ける工程は、第１及び第２の交流信号をそれぞれ異なる周波数で加える工程を含んでもよく、第１周波数は第２周の波数よりも低い。第１の周波数は、第２の周波数よりも少なくとも１桁低いことが好ましい。一例として、第１の周波数は、約１０ｋＨｚ〜約１００ｋＨｚの範囲の任意の周波数であってよく、第２の周波数は約２５０ｋＨｚ〜約１ＭＨｚ又はそれ以上であってよい。本明細書で使用されるとき、語句「交流信号」又は「振動信号」は、極性が交流する信号の一部又は全ての交流信号又は直流オフセットを有する交流又は更には直流信号と組み合わされた多方向信号を有することができる。

技術の追加的な調査に基づいた表１の更なる精査により、出願人らは、下記に示されている表２を考案することができた。

表１と同様に、測定又は推定された物理的特性は、サンプルが測定される時間Ｔｓｓを導き出すため、推定された分析物濃度と一緒に表２において使用される。例えば、測定された特性が約３０％であり、推定されたグルコース（例えば、約２．５〜３秒で抽出された）が約３５０である場合、マイクロコントローラーが流体を抽出するべき時間は、約７秒である。別の例では、推定されたグルコースが約３００ｍｇ／ｄＬであり、測定又は推定された物理的特性が６０％である場合、特定された抽出時間は約３．１秒である。

表２を利用する実施形態において、推定されたグルコース濃度は、式、

［式中、Ｇ_ｅｓｔは、推定されたグルコース濃度を表し、
Ｉ_Ｅは、約２．５秒にて測定された信号であり、
ｘ_１は、勾配（例えば、ｘ_１＝１．３ｅ０１）であり；
ｘ_２は、切片（例えば、ｘ_２＝６．９ｅ０２）であり；

推定されたグルコースから、グルコース濃度は、

式中、Ｇ_Ｏは、グルコース濃度を表し、
Ｉ_Ｓは、表２の特定された抽出時間Ｔｓｓにおいて測定された信号であり、
ｘ_３は、勾配（例えば、ｘ_３＝９．６）であり、
ｘ_４は、切片（例えば、ｘ_４＝４．８ｅ０２）であり；

出願人の技術は１つの抽出時点のみを特定するが、方法は、例えば試験シーケンスの開始から開始の少なくとも約１０秒後まで信号出力を連続的に（例えば、１ミリ秒から１００ミリ秒毎のような特定された抽出時間）抽出するように、必要に応じて多くの時点での抽出する工程を含むことができ、結果は、試験シーケンスの終了頃に処理のために記憶されてもよい。この変形例において、（予め決定された抽出時点と異なることがあってもよい）特定された抽出時点において抽出された信号出力は、分析物濃度を計算するために使用される値である。

好ましい実施形態において、分析物（例えば、グルコース）濃度に幾らか比例している値の信号出力の測定は、ヘマトクリットの推定の前に実施されることに留意されたい。あるいは、ヘマトクリットレベルは、予備グルコース濃度測定の前に推定されてもよい。いずれの場合でも、推定されたグルコース測定Ｇ_Ｅは、図７のように、約２．５秒又は約５秒のうちの１つで抽出されたＩ_Ｅを用いて式３．３により得られ、物理的特性（例えば、Ｈｃｔ）は、式４により得られ、グルコース測定Ｇは、信号過渡１０００の指定された（複数の）抽出時点（例えば、測定された信号出力Ｉ_Ｄは、３．５秒又は６．５秒で抽出される）における測定された信号出力Ｉ_Ｄを使用して得られる。

分析物濃度又は値を決定するための他の技術は、ＰＣＴ／ＧＢ２０１２／０５３２７６（代理人番号ＤＤＩ ５２２０ＷＯＰＣＴ）２０１２年１２月２８日出願、ＰＣＴ／ＧＢ２０１２／０５３２７９（代理人番号ＤＤＩ５２４６ＷＯＰＣＴ）２０１２年１２月２８日出願、ＰＣＴ／ＧＢ２０１２／０５３２７７（代理人番号ＤＤＩ５２２８ＷＯＰＣＴ）２０１２年１２月２８日出願において示されて説明されており、この出願の全ては、本出願の付表に付けられた複写によって本書中に完全に示されているのと同様に、参照として組み込まれる。

図６における工程６１６に戻って参照すると、このシステムは、第２の電極の信号出力の強さによって除算された、第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力（Ｉ_ｗｅ１及びＩ_ｗｅ２）の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値Ｐｔｈよりも大きいか否かを、評価する。出願人は、第１及び第２作用電極からの出力信号の合計に起因して、このシステムのために評価工程６１６を利用する。両電極は、類似の電気化学的反応に供されるように構成されるので、両電極は、そのそれぞれの信号出力について同じ強さを有さなければならないからである。図９を参照して、それぞれの作用電極からの出力信号は、作用電極からの出力信号が抽出される時間間隔全体について実質的に同一であることを示す。しかし、不十分な液体サンプル量又は他の環境因子（例えば、湿度及び温度）があった場合、両電極は、類似の電気化学的反応を受けない場合があり、それにより、少なくとも１つの出力信号を歪め、ユーザーに工程６２２において通知される不正確な分析物結果を導く。この理想的を下回る条件は、図１０において見られ得、ここでは、それぞれの作用電極からの出力信号の強さにおける、このような電極の１つ以上が十分なサンプル容量を受け取り損なったこと又はこの電極上に堆積された酵素層における欠損に起因する、明らかな相違「▲」が存在する。利用に拘わらず、図１０に示されるこのような条件下で、第１及び第２作用電極からの信号（Ｉ_ｗｅ１及びＩ_ｗｅ２）の強さの和は、不正確な分析物濃度を提供し得る。

結果として、出願人は、液体サンプルの充填におけるエラーが存在することをいつ通知するかを決定する問題に対する、解決を発明した。詳細には、出願人は、両電極からの出力信号が２つの電極のお互いに対するバイアスを用いて比較され、そして予め決定された閾値に対して比較される試験を、発明した。

予め決定された閾値は、約１０〜約４０であってもよく、好ましくは約３０である。エラーの引き金を引く評価の数学的表現は、以下によって表される：式８

式中、出力信号Ｉｗｅ１（マイクロアンペア）及びＩｗｅ２（マイクロアンペア）のそれぞれは、前に議論した「特定された抽出時間」において測定される。

工程６１６における評価において、値（例えば、（Ｉ_ｗｅ１−Ｉ_ｗｅ２）^＊１００／Ｉ_ｗｅ２）が予め決定された閾値Ｐ_ｔｈよりも大きい場合、このシステムは、エラーを通知し（工程６２４）、更なる処理を停止する（工程６２６）。他方で、値が予め決定された閾値Ｐ_ｔｈよりも小さい場合、このシステムは、工程６２０に進んでもよく、特定された抽出時点での第１及び第２の電極のそれぞれの抽出された出力信号から分析物濃度を決定するか又は計算する。工程６２２において、このシステムは、このシステムによって決定された分析物濃度を通知してもよい。

出願人は、この技術は、このような充填エラーが検出された場合、このシステムは迅速にエラーを通知し（工程６１６から直接工程６２４へ）、アッセイプロセスを停止するように設計されることを特に言及する。

このシステムに、エラーフラッグを設定させ、同時に、分析物濃度の取得の継続を可能にし、その後にのみアッセイを停止することを可能にする代替の技術もまた、発明された。詳細には、この技術は、充填エラー値がプリセット閾値よりも大きいことにより、プロセスが工程６１８に動いて充填エラーフラッグをアクティブに設定する、工程６１６を参照して達成され得る。その後、このプロセスは、工程６２０に動き、分析物濃度の獲得を続ける。これは、１つ以上のエラーフラッグ（充填エラーフラッグを含む）が設定されたかどうかを、このシステムが問い得る、工程６２０の後のみである。特定の数のエラーフラッグ（最低１つの充填エラーフラッグを含む）が設定された場合、システムは、工程６２４においてエラーを直ちに通知し、その後、工程６２６においてアッセイプロセスを停止する。

本明細書に記載の手法はグルコースの判定を目的としているが、この手法を、分析物が液体サンプル中に配置される液体サンプルの物理的特性によって影響される、別の分析物（当業者によって適切に修正して）に適用することもできる。例えば、生理液サンプルの物理的特性（例えばヘマトクリット値、粘度又は密度など）は、生理学的液体、較正液、又は対照液であってよい、液体サンプル中のケトン又はコレステロールの判定によって説明されうる。別のバイオセンサー構成も利用できる。例えば、米国特許第６１７９９７９号、同第６１９３８７３号、同第６２８４１２５号、同第６４１３４１０号、同第６４７５３７２号、同第６７１６５７７号、同第６７４９８８７号、同第６８６３８０１号、同第６８６０４２１号、同第７０４５０４６号、同第７２９１２５６号、及び同第７４９８１３２（これらすべての全体は参照により本明細書に組み込まれる）に示され、説明されるバイオセンサーを、本明細書に記載の様々な実施形態で利用できる。

物理的特性の検出は、交流信号でなされる必要はなく、別の手法で実施できることが、公知である。例えば、好適なセンサーを利用し（例えば、米国特許出願公開第２０１００００５８６５号又は欧州特許第１８０４０４８ Ｂ１号）、粘度又は別の物理的特性を測定できる。また、下記文献に述べられるヘマトクリット値と粘性との間の既知の関係に基づいて粘性を決定し、これを用いてヘマトクリット値を導出することもできる（「Ｂｌｏｏｄ Ｒｈｅｏｌｏｇｙ ａｎｄ Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃｓ」ｂｙ Ｏｇｕｚ Ｋ．Ｂａｓｋｕｒｔ，Ｍ．Ｄ．，Ｐｈ．Ｄ．，１ ａｎｄ Ｈｅｒｂｅｒｔ Ｊ．Ｍｅｉｓｅｌｍａｎ，Ｓｃ．Ｄ．，Ｓｅｍｉｎａｒｓ ｉｎ Ｔｈｒｏｍｂｏｓｉｓ ａｎｄ Ｈｅｍｏｓｔａｓｉｓ，ｖｏｌｕｍｅ ２９，ｎｕｍｂｅｒ ５，２００３）。

先に記載したように、マイクロコントローラー又は同等のマイクロプロセッサ（及び、例えば、図２Ｂのプロセッサ３００など、マイクロコントローラーを、意図した環境においてその本来の目的で機能できるようにする関連構成要素）を、コンピュータコード又はソフトウェア命令と共に利用して、本明細書に記載の方法及び手法を実行できる。出願人らは、図２Ｂの例示的なマイクロコントローラー３００には（プロセッサ３００の機能的な動作に好適な構成要素と共に）、ファームウエアが埋め込まれている又は図６の論理図に表されるコンピュータソフトウエアが装填され、マイクロコントローラー３００は、関連するコネクタ２２０及びインターフェース３０６、並びにこれらの同等物と共に、（ａ）感知又は推定された物理的特性に基づいて特定された抽出時間（特定された抽出時間は、試験ストリップへのサンプルの堆積による試験シーケンスの開始により参照される少なくとも１つの時点又は間隔である）を決定する手段であり、（ｂ）特定された抽出時点に基づいて分析物濃度を決定する手段である。あるいは、決定する手段が、液体サンプルの物理的特性により確定されたバッチ勾配が導き出されるように第１の信号を複数の電極に印加する手段と、並びに分析物濃度が、導き出されたバッチ勾配及び特定された抽出時間に基づいて決定されるように第２の信号を複数の電極に印加するための手段と、を含んでもよい。更に、決定する手段が、試験シーケンスの開始からの予め決定された抽出時点に基づいて分析物濃度を推定する手段と、推定された分析物濃度及び感知又は推定された物理的特性のマトリックスから特定された抽出時間を選択する手段とを含んでもよい。なお、更に、決定する手段が、感知又は推定された物理的特性に基づいてバッチ勾配を選択する手段と、バッチ勾配から特定された抽出時間を確実にする手段とを含んでもよい。

更に、本発明を特定の変形例及び説明図に関して述べたが、当業者には本発明が上述された変形例又は図に限定されないことが認識されよう。更に、上記に述べた方法及び工程が、所定の順序で起こる所定の事象を示している場合、所定の工程は述べられた順序で行われる必要はなく、各工程が、各実施形態がそれらの意図される目的で機能することを可能とするものであるかぎり、任意の順序で行われることを意図している。したがって、開示の趣旨又は請求項に見出される本発明の同等物の範囲内にある本発明の変形が存在する範囲では、本特許請求がこうした変形例をも包含することが意図されるところである。

Claims (11)

1. 試験ストリップと、
   分析物メータと、
   を備える、分析物測定システムであって、
   前記試験ストリップは、
   基板と、
   対応する電極コネクタに連結されている複数の電極と、
   を含み、
   前記分析物メータは、
   ハウジングと、
   前記試験ストリップの対応する電極コネクタに接続するよう構成される試験ストリップポートコネクタと、
   電気信号を印加し、又は複数の電極から電気信号を検知する、試験ストリップポートコネクタと電気通信するマイクロプロセッサと、
   を含み、
   前記マイクロプロセッサは、
   （ａ）第１の信号を複数の電極に印加して、液体サンプルの物理的特性を決定し；
   （ｂ）試験シーケンスの間の予め決定された抽出時点に基づいて分析物濃度を推定し；
   （ｃ）決定された物理的特性及び推定された分析物濃度により確定された試験シーケンスの間の特定された抽出時点において、第２の信号を複数の電極の第１の電極及び第２の電極に印加して、分析物濃度を第２の信号から計算し；
   （ｄ）特定された抽出時点において第１及び第２の電極の各々から信号出力を測定し；
   （ｅ）第２の電極の信号出力の強さによって除算された、第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを、評価し；
   （ｆ）前記値が予め決定された閾値よりも小さい場合、特定された抽出時点における第１及び第２の電極の信号出力から分析物濃度を決定又は計算して分析物濃度を通知し；且つ
   （ｇ）前記値が予め決定された閾値よりも大きい場合、エラーを通知する、
   ように構成される、システム。
2. 試験ストリップと、
   分析物メータと、
   を備える、分析物測定システムであって、
   前記試験ストリップは、
   基板と、
   対応する電極コネクタに連結されている複数の電極と、
   を含み、
   前記分析物メータは、
   ハウジングと、
   前記試験ストリップの対応する電極コネクタに接続するよう構成される試験ストリップポートコネクタと、
   電気信号を印加し、又は複数の電極から電気信号を検知する、試験ストリップポートコネクタと電気通信するマイクロプロセッサと、
   を含み、
   前記マイクロプロセッサは、
   （ａ）第１の信号を複数の電極に印加して、液体サンプルの物理的特性を決定し；
   （ｂ）試験シーケンスの間の予め決定された抽出時点に基づいて分析物濃度を推定し；
   （ｃ）決定された物理的特性及び推定された分析物濃度により確定された試験シーケンスの間の特定された抽出時点において、第２の信号を複数の電極の第１の電極及び第２の電極に印加して、分析物濃度を第２の信号から計算し；
   （ｄ）特定された抽出時点において第１及び第２の電極の各々から信号出力を測定し；
   （ｅ）第２の電極の信号出力の強さによって除算された、第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを、評価し；
   （ｆ）前記値が予め決定された閾値よりも大きい場合、エラーフラッグをアクティブに設定し；
   （ｇ）前記値が予め決定された閾値よりも小さい場合、特定された抽出時点における第１及び第２の電極の信号出力から分析物濃度を決定又は計算し；
   （ｈ）エラーフラッグがアクティブであるか否かを決定し、エラーフラッグがアクティブでない場合、分析物濃度を通知し、さもなければ、エラーフラッグがアクティブである場合、分析物濃度の通知を妨げる、
   ように構成される、システム。
3. 前記複数の電極が、分析物濃度を測定する第１及び第２の電極と、物理的特性を測定する第３及び第４の電極とを含む４つの電極を含む、請求項１に記載のシステム。
4. 前記第１、第２、第３及び第４の電極が、基板上に提供される同一チャンバ内に配置される、請求項３に記載のシステム。
5. 前記第１及び第２の電極並びに前記第３及び第４の電極が、前記基板上に設けられたそれぞれ異なる２つのチャンバ内に配置される、請求項３に記載のシステム。
6. 前記電極の全てが前記基板によって画定される同じ平面上に配置される、請求項３に記載のシステム。
7. 試薬が、少なくとも２つの他の電極に近接して配置され、試薬が、少なくとも２つの電極に配置されない、請求項３に記載のシステム。
8. 最終分析物濃度が、前記試験シーケンスの開始の約１０秒以内に前記第２の信号により決定され、前記予め決定された閾値が、約１０〜約３０の任意の値を含む、請求項３に記載のシステム。
9. 前記抽出時点が、マトリックスを含む参照表から選択され、推定された分析物濃度の異なる定性的分類が該マトリックスの最も左側の縦列に記載されており、前記測定又は推定された物理的特性の異なる定性的分類が該マトリックスの最上段の横列に記載されており、前記抽出時点が該マトリックスの残りの欄に提供されている、請求項３に記載のシステム。
10. 電極の上に酵素が提供された第１、第２、第３及び第４の電極を備えた複数の電極を有するバイオセンサーにおいてサンプル充填エラーを決定する方法であって、以下の工程：
    前記第１及び第２の電極に第１の信号を印加する工程；
    液体サンプルを、第１、第２、第３及び第４の電極に近接して堆積させる工程；
    前記第３及び第４の電極に第２の信号を印加する工程；
    前記第３及び第４の電極の出力信号から液体サンプルの物理的特性を決定する工程；
    液体サンプルの該物理的特性に基づいて特定された抽出時点を規定する工程；
    前記第１及び第２の電極と液体サンプル中の分析物との間に電気化学的反応を開始して分析物の副生成物への変換を引き起こす工程；
    電気化学的反応の間の特定された抽出時点で第１及び第２の電極からの信号出力を測定する工程；
    第２の電極の信号出力の強さによって除算された、第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを、評価する工程；
    評価が真であった場合、充填エラーを通知して処理を停止する工程；
    前記評価する工程が否であった場合、液体サンプル中の分析物の量を表す分析物値を信号出力から計算して分析物値を通知する工程を含み、
    前記計算する工程が、
    試験シーケンスの開始から予め決定された抽出時点に基づいて分析物濃度を推定すること；
    異なる抽出時点に対して指標されている、前記推定された分析物濃度の異なる定性的分類及び前記測定又は推定された物理的特性の異なる定性的分類を有する参照表から抽出時点を選択すること；
    前記選択された抽出時点においてサンプルから信号出力を抽出すること；
    前記選択された抽出時点で抽出された測定された出力信号から、以下の式：
    （式中、
    Ｇ_０は分析物濃度を表し、
    Ｉ_Ｔは、前記選択された抽出時点Ｔｓｓにおいて測定された信号（分析物濃度に比例する）を表し、
    Ｓｌｏｐｅは、特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値を表し、
    Ｉｎｔｅｒｃｅｐｔは、特定のストリップが属する試験ストリップのバッチの較正試験から得られる値を表す）
    に従って分析物濃度を計算すること
    を含む、方法。
11. 電極の上に酵素が提供された第１、第２、第３及び第４の電極を備えた複数の電極を有するバイオセンサーにおいてサンプル充填エラーを決定する方法であって、以下の工程：
    前記第１及び第２の電極に第１の信号を印加する工程；
    液体サンプルを、第１、第２、第３及び第４の電極に近接して堆積させる工程；
    前記第３及び第４の電極に第２の信号を印加する工程；
    前記第３及び第４の電極の出力信号から液体サンプルの物理的特性を決定する工程；
    液体サンプルの該物理的特性に基づいて特定された抽出時間を規定する工程；
    前記第１及び第２の電極と液体サンプル中の分析物との間に電気化学的反応を開始して分析物の副生成物への変換を引き起こす工程；
    電気化学的反応の間の特定された抽出時点で第１及び第２の電極からの信号出力を測定する工程；
    第２の電極の信号出力の強さによって除算された、第１の電極及び第２の電極のそれぞれの信号出力の強さの相違によって規定される値が、予め決定された閾値よりも大きいか否かを、評価する工程；
    評価が真であった場合、充填エラーを通知して処理を停止する工程；
    前記評価する工程が否であった場合、液体サンプル中の分析物の量を表す分析物値を信号出力から計算して分析物値を通知する工程を含み、
    前記計算する工程が、
    試験シーケンスの開始以降の予め決定された抽出時点に基づいて、分析物濃度を推定することと、
    前記測定又は推定された物理的特性及び前記推定された分析物濃度の両方に基づいて、抽出時点を選択することと、を含む、方法。