KR20190072607A - 디바이스들 및 시스템들 뿐만 아니라, 바이오센서들의 전도성 엘리먼트들에서 보상되지 않은 저항들을 보정하기 위한 방법들 - Google Patents

Abstract

전기화학적 분석물 측정 동안 바이오센서의 전도성 엘리먼트에서 보상되지 않은 저항의 영향을 보정하기 위한 방법들이 제공되며, 이러한 방법들은 바이오센서들의 전도성 엘리먼트의 영역들을 다수의 전도성 "정사각형들" 로 이론적으로 세분화하고, 이 정보를 사용하여 전도성 엘리먼트들의 하나 이상의 경로들 또는 패턴들의 저항을 측정하고 그 후 전도성 엘리먼트들의 경로 또는 패턴에서 보상되지 않은 전도성 정사각형들의 이론적인 수로 나누어 하나 이상의 보상되지 않은 저항 값을 획득함으로써 사용 시에 바이오센서의 전도성 엘리먼트들의 시트 저항을 Ω/square 로 계산 또는 결정하는 것을 포함한다. 측정 에러는 측정된 임피던스의 실수 부분에서 보상되지 않은 저항들을 감산함으로써 보상, 보정 및/또는 최소화될 수 있다.

Description

디바이스들 및 시스템들 뿐만 아니라, 바이오센서들의 전도성 엘리먼트들에서 보상되지 않은 저항들을 보정하기 위한 방법들

관련 출원들에 대한 상호 참조

본 출원은 (2016 년 10 월 24 일 출원된) 미국 가특허 출원 제 62/411,727 호에 대한 우선권 및 그 이익을 주장하며, 이는 기술되는 것처럼 그 전부가 참조에 의해 본 명세서에 포함된다.

기술 분야

본 개시는 일반적으로 수학 및 의학/의학 진단에 관한 것으로, 특히 체액 샘플에서의 분석물을 전기화학적으로 측정하는데 사용된 바이오센서의 전도성 엘리먼트에 존재할 수도 있는 보상되지 않은 저항의 영향을 보정, 보상, 및/또는 최소화하는 것에 관한 것이다.

체액에서의 분석물을 분석하기 디바이스, 시스템 및 방법 뿐만 아니라 이들 내에서 사용하기 위한 바이오센서는 잘 알려져 있다. 예를 들어, 통상적으로 관심의 분석물과 결합될 때 하전된-캐리어를 생성하는 검출 시약과 함께, 전류 (amperometry; 전류측정법), 전위 (potentiometry; 전위측정법) 또는 축적된 전하 (coulometry; 전기량측정법) 를 분석물 농도에 상관시키는 것에 일반적으로 의존하는 전기화학-기반 측정 방법이 알려져 있다. 이러한 전기화학적 테스트를 수행하는 바이오센서는 통상적으로 테스트 스트립과 같은 일회용 테스트 엘리먼트이다.

일반적으로, 바이오센서는 직접 접촉하여 체액 샘플과 화학적으로 상호작용하는 하나 이상의 검출 시약들과 통신하는 측정 전극을 포함하는 반응 구역을 갖는다. 일부 전류측정 및 전기량측정의 전기화학-기반 측정 시스템에서, 측정 전극은 측정 전극에 전기 전위를 공급하는 테스트 미터의 전자 회로에 부착되고 이 전위에 대한 바이오센서의 응답 (예를 들어, 전류, 임피던스, 전하 등) 을 측정한다. 이와 같이, 바이오센서는 테스트 미터에 부착/삽입되며, 이는 체액 샘플에서의 분석물과 검출 시약 사이의 반응을 측정하여 분석물 농도를 결정하고, 여기서 측정된 응답은 분석 농도에 비례한다.

전극, 전도성 트레이스, 접촉 (10) 패드/단자 및 임의의 다른 전도성 엘리먼트가 전기 전도성 박막 (예를 들어, 카본 잉크, 전도성 중합체, 금속, 귀금속, 은 페이스트 및 이들의 혼성체 (hybrid) 등) 으로 제조되는 바이오센서의 경우, 테스트 미터에서 전자 회로부에 반응 구역을 접속하는 전도성 트레이스의 저항은 수백 옴 (Ω) 이상을 측정할 수 있다. 이 저항은 반응 구역에서 측정 전극에 제시되는 전위가 바이오센서의 접촉 패드에 테스트 미터에 의해 인가된 전위 미만이도록 15 개의 트레이스의 길이를 따라 전위 강하 (potential drop) 를 야기한다.

WE 및 CE 에 대한 접촉 패드와 테스트 미터에서의 전자 회로부 사이의 접촉 지점으로부터 반응 구역에서의 개개의 WE 및 CE 에 가까운 지점까지의 전위 강하는 전자 회로가 반응 구역에서 원하는 전압을 달성하기 위해 증가된 전압을 인가하게 함으로써 보상될 수 있으며, 이로써 전도성 엘리먼트를 통한 임의의 IR 강하를 보상한다. 예를 들어 미국 특허 번호 7,569,126 을 참조한다. 이것은 시트 저항 (Rs) 이 합리적으로 제어되거나 켈빈 (Kelvin)(또는 전압-감지) 접속들을 사용하여 보다 정밀하게 동적으로 행해질 수 있다고 가정하면 경험적으로 덜 정밀하게 행해질 수 있다. 불행히도, 작은 영역은 테스트 시스템의 보상 영역 또는 루프 (즉, 보상되지 않은 저항 또는 R_UNC) 를 넘지 않기 때문에 WE 및/또는 CE 에서 보상되지 않은 채로 유지된다.

예를 들어, 도 1 은 테스트 미터와 같은 일반적인 측정 디바이스 (102) 에 접속된 종래 2-전극 전기화학적 바이오센서 (100) 를 나타낸다. 측정 디바이스 (102) 는 측정 회로 (102a) 를 포함한다. 측정 디바이스 (102) 에 의해 전압이 인가될 때, 전기화학적 반응은 관심의 분석물을 갖는 샘플의 존재 시 발생할 수 있다. 분석물의 존재에 의해 생성된 후속 전류 값은 그 후 측정 디바이스 (102) 에 의해 검출 될 수 있고 샘플에서의 분석물 농도를 결정하기 위해 분석될 수 있다. 보다 구체적으로, 측정 디바이스 (102) 는 작동 전극 (WE) 트레이스 (110) 및 카운터 전극 (CE) 트레이스 (108) 와 바이오센서의 접촉 사이에 V₁ 의 전위차를 인가하고 생성된 루프 전류 (I_LOOP) 를 측정할 수 있다. 측정 디바이스 (102) 는 또한 V₁/I_LOOP 에 의해 부하 또는 셀의 임피던스 (Z) 를 계산할 수 있다. 일부 경우들에서, WE 트레이스 (110) 및/또는 CE 트레이스 (108) 에 대한 임피던스는 전체 임피던스 계산에 영향을 미칠 수 있다. 하지만, 전류 및 트레이스 저항이 10 으로 작으면, 바이오센서 (100) 접속 및 트레이스와 연관된 전류x저항 (IxR) 손실은 작게 유지된다. 이러한 저 저항 접속 트레이스의 경우, 부하에서의 전위, V₂ 는 대략적으로 V₁ 과 동일할 것이고, 계산 정확성은 IxR 손실에 의해 영향을 받지 않는다.

일부 바이오센서들에서, I_LOOP 는

을 감소시키거나 부하 임피던스를 증가시킴으로써 작게 유지될 수 있다. 그러나, 후자는 바이오센서의 설계 특성 및 샘플의 특성 (예를 들어, 더 낮은 루프 저항을 갖는 바이오센서) 으로서 결정되기 때문에 측정 디바이스의 제어 내에 있지 않다. 평면 기판의 트레이스 저항은 전도성이 높은 (즉, 금속성) 재료를 사용하거나, 트레이스를 넓게 유지하거나, 및/또는 트레이스를 두껍게 유지함으로써 작게 유지될 수 있다. 불행히도, 소형화는 감소된 트레이스 폭을 초래하고 비용 압박은 최소 두께의 저렴한 전도성 재료를 초래하기 때문에, 이러한 3 가지 속성은 소형, 저가, 단일-사용 바이오센서를 유지하는데 어려울 수 있다.

위에 언급된 바와 같이, 켈빈 접속은 알려져 있고 전기 임피던스 측정 기술로서 사용되었다. 이러한 측정 기법은 미지의 부하 임피던스의 보다 정확한 측정을 가능하게 하기 위해 전류-반송 트레이스 및 전압-감지 (또는 참조) 트레이스의 별도의 쌍을 채용한다 (즉, 4-단자 감지). 하나 이상의 전극들에 하나 이상의 원격 접속된 전압-감지 트레이스들을 부가하면, 여기 (excitation) 회로가 부하에서 또는 그 근방에서 이용가능한 전위를 검출할 수 있다. 이 배열은 측정 회로가 V₁ 을 조정하여 전압 소스와 부하 사이의 접속 및 전도성 엘리먼트의 전류-반송 경로에서 IxR 손실을 보상하도록 한다. 측정 회로의 여기는 원하는 전위와 감지된 전위 사이의 차이에 기초하여 넓은 범위의 트레이스 및 부하 저항에 걸쳐 V₁ 전위를 동적으로 조정하도록 구성될 수 있다.

예를 들어, 도 2 및 도 3 은 샘플 수용 챔버 (114) 를 갖는 종래의 2-전극 전기화학적 바이오센서 (200) 를 나타내며, 여기서 바이오센서 (200) 는 테스트 미터와 같은 일반적인 측정 디바이스 (102) 에 접속된다. 도 1 의 바이오센서 (100) 와 비교할 때, 바이오센서 (200) 는 WE (104) 의 단부와 전기 통신하는 WE 전압-감지 트레이스 (112) 의 형태로 하나의 켈빈 접속을 포함한다. 이 구성에 의해, 측정 회로는 V_1' = V₁ + IxR 로 여기를 증가시켜 V₂ 를 원하는 V₁ 에 더 가깝게 강제함으로써 WE 트레이스 (110) 을 따라 IxR 손실을 보상할 수 있다. WE 전압-감지 트레이스 (112) 를 사용함으로써, 바이오센서의 전도성 엘리먼트는 예를 들어, WE 트레이스 (110) 폭을 감소시키는 것에 의해 더 좁아질 수 있다. 마찬가지로, WE 전압-감지 트레이스 (112) 를 사용함으로써, WE 트레이스 (110) 의 두께를 감소시키거나 또는 저항성이 큰 재료로 WE (110) 트레이스를 제조함으로써 바이오센서 (200) 가 저렴하게 제조될 수 있다. CE 트레이스 (110) 에 따른 IxR 손실은 도 1 에서와 같이 V₂ 에러에 동일한 영향을 미칠것이다. 측정 회로 감지 입력은 높은 입력 임피던스를 가져서, 이상적으로 WE 감지 트레이스 (112) 전류를 0 nA 로 제한해야 한다. 부가 전압-감지 트레이스가 또한 사용될 수 있다. 예를 들어, 도 4 를 참조하며; 또한 미국 특허 번호 7,540,947; 7,556,723; 7,569,126; 8,231,768; 8,388,820; 8,496,794; 8,568,579; 8,574,423; 8,888,974; 8,888,975; 8,900,430; 9,068,931; 9,074,997; 9,074,998; 9,074,999; 9,075,000; 9,080,954; 9,080,955; 9,080,956; 9,080,957; 9,080,958; 9,080,960 및 9,086,372 를 참조한다.

그러나, 전압-감지 트레이스는 제한을 갖는다. 예를 들어, 물리적, 경제적 또는 실제 고려 사항은 전압-감지 트레이스가 바이오센서의 전도성 엘리먼트에 접속되는 곳을 한정하고, 따라서 이러한 리드 (lead) 들이 얼마나 정확하게 활성 부하에서 실제 동작 전위를 나타내는지를 한정할 수도 있다. 또한, 임의의 전압-감지 트레이스 접속 '이후의' 또는 '외부의' 부가 (예를 들어, 보상되지 않은) 트레이스 저항은 측정된 전류가 증가하거나, 부하 임피던스가 감소하거나, 또는 트레이스 저항이 증가하거나 변화함에 따라 부하 임피던스 계산 에러의 중요한 소스가 될 수도 있다.

따라서, 체액 샘플에서의 분석물을 전기화학적으로 분석하기 위해 사용된 바이오센서의 전도성 엘리먼트에 존재할 수도 있는 보상되지 않은 저항 (R_UNC) 의 영향을 보상, 보정 및/또는 최소화함으로써 바이오센서 산출 정확성 및 신뢰성을 증가시키는 개선된 방법에 대한 필요성이 존재한다.

간단한 개요

본 개시는 높은 가변 시트 저항의 전도성 엘리먼트를 갖거나 낮은 전도도의 전도성 엘리먼트를 갖는 바이오센서에 존재할 수도 있는 R_UNC 를 고려하여 분석물 측정 시스템의 전기화학적 분석물 측정 정확성 및 신뢰성을 개선하는 것에 관한 것이다. 본 명세서에서 발명의 개념은 바이오센서의 전도성 엘리먼트 (예를 들어, CE 및 WE) 의 영역을 이론적인 수의 전도성 "정사각형 (square)" 으로 각각 세분화하고, 이 정보를 사용하여, 전도성 엘리먼트의 하나 이상의 경로들 또는 패턴들의 저항을 측정하고 그러한 전도성 엘리먼트의 경로 또는 패턴 (전압-감지 트레이스에 의해 형성된 하나 이상의 보상 루프) 에서 이론적인 수의 전도성 정사각형에 의해 나눔으로써 사용 시에 바이오센서의 R_S 를 Ω/square 로 계산하거나 결정함으로써 달성된다. 그 후 R_UNC 에 대한 값은 R_S 를 결정하는데 사용된 그러한 전도성 엘리먼트의 패턴 또는 경로 '이후의', '넘어' 또는 '외부의' 이론적인, 보상되지 않은 전도성 정사각형의 수로 R_S 를 승산하여 획득된다. 측정 에러는 측정된 임피던스의 실수 부분에서 R_UNC 를 감산함으로써 보상, 보정 및/또는 최소화될 수 있다. 본 발명의 개념은 하기에서 더 상세하게 기술되고 본 명세서에 기재된 바와 같은 예시적인 디바이스들, 시스템들 및 방법들에 통합될 수 있다.

예를 들어, 전기화학적 분석물 측정 동안 바이오센서의 전도성 엘리먼트에서 R_UNC 의 영향을 보상, 보정 및/또는 최소화하는 방법들이 제공된다. 그러한 방법들은 하나 이상의 전도성 엘리먼트들을 갖는 바이오센서를 제공하는 단계를 포함하며, 여기서 이러한 전도성 엘리먼트들은 WE, WE 트레이스, WE 접촉 패드, WE 전압-감지 트레이스, WE 전압-감지 접촉 패드, CE, CE 트레이스, CE 접촉 패드, CE 전압-감지 트레이스, 및 CE 전압-감지 접촉 패드 중 하나 이상일 수 있다.

방법들은 또한, 전도성 엘리먼트들에 전위를 인가 또는 제공한 후 적어도 2 개의 접촉을 갖는 전도성 엘리먼들의 적어도 하나의 구조의 저항을 측정하는 단계를 포함한다. 일부 경우들에서, 저항은 전압-감지 트레이스를 포함하는 적어도 하나의 보상 루프의 저항이다.

일부 경우들에서, 인가된 또는 제공된 전위는 하나 이상의 교류 (AC) 컴포넌트들을 포함한다. 소정의 경우들에서, 하나 이상의 AC 컴포넌트들은 적어도 20 kHz 세그먼트를 포함한다. 특정 경우들에서, 하나 이상의 AC 컴포넌트들은 첫 번째 10 ㎑ 세그먼트, 20 ㎑ 세그먼트, 두 번째 10 ㎑ 세그먼트, 2 ㎑ 세그먼트 및 1 ㎑ 세그먼트의 시퀀스를 포함한다. 다른 경우들에서, 인가된 또는 제공된 전위는 하나 이상의 교류 (DC) 컴포넌트들을 포함한다.

방법들은 또한, 전도성 엘리먼트들에 존재하는 하나 이상의 보상 루프들에 대한 R_S 를 결정하는 단계를 포함하며, 여기서 하나 이상의 보상 루프들은 전압-감지 접속을 포함한다. 일부 경우들에서, R_S 는 하나 이상의 보상 루프들의 저항을 측정하고 측정된 루프 저항을 그 내부의 전도성 정사각형들의 수로 나눔으로써 계산될 수 있다.

방법들은 또한, 이러한 바이오센서들의 전도성 엘리먼트들에 대한 전압-감지 트레이스 접속들 '이후의', '넘어' 또는 '외부의' 저항(들) 에 대한 R_UNC 를 결정하는 단계를 포함한다. 일부 경우들에서, R_UNC 은 전압-감지 트레이스 접속들 '이후의', '넘어' 또는 '외부의' (또는 보상 루프 이후의, 넘어 또는 외부의) 전도성 엘리먼트들의 경로 또는 패턴에 존재하는 보상되지 않은 전도성 정사각형들의 수로 RS 를 승산함으로써 계산될 수 있다.

방법들은 또한 측정된 임피던스의 실수 부분으로부터 R_UNC 을 감산함으로써 R_UNC 의 영향들을 조정, 보상 및/또는 최소화하는 단계를 포함한다.

방법들은 또한, 조정된, 보상된 및/또는 최소화된 R_UNC 를 고려하여 관심 분석물의 농도를 결정하는 단계를 포함한다.

상기를 고려하여, 전기화학적 분석물 측정 동안 보상되지 않은 저항을 보정하는 디바이스들 및 시스템들이 제공된다. 이러한 디바이스들은 테스트 신호를 생성하고, 그 신호를 바이오센서에 인가하며, 그 테스트 신호에 대한 바이오센서의 하나 이상의 응답들을 측정하도록 동작가능한 테스트 신호 생성 및 측정 회로부, 및 메모리와 접속되는 제어기/마이크로제어기와 연관된 적어도 프로그램가능 프로세서를 갖는 테스트 미터일 수 있으며, 여기서 테스트 미터는 본 명세서에 설명된 바와 같은 방법들을 실행하도록 구성된다.

이러한 시스템들은 그 내부에서 사용하기 위한 적어도 하나의 바이오센서 및 본 명세서에 기재된 바와 같은 테스트 미터를 포함할 수 있다.

따라서, 본 명세서에 기재된 디바이스들, 시스템들 및 방법들은 질병 및 장애의 모니터링 및 치료에 있어서의 사용을 발견할 뿐만 아니라 질병 또는 장애에 대한 치료를 조정하는데 있어서의 사용을 발견한다.

발명의 개념의 이들 및 다른 이점, 효과, 특징 및 목적은 후속하는 설명으로부터 더 잘 이해될 것이다. 설명에 있어서, 그 일부를 형성하는 첨부 도면들에 대해 참조가 이루어질 것이며 제한이 아닌 예시로서 발명의 개념의 실시형태들이 나타나 있다.

위에 기술된 것 이외의 이점, 효과, 특징 및 목적은 하기의 상세한 설명에 대한 고려가 주어질 때 보다 쉽게 명백해질 것이다. 이러한 상세한 설명은 다음의 도면들을 참조한다.
도 1 은 종래 기술의 2-전극 전기화학적 바이오센서의 간략화된 개략도이다.
도 2 는 단일 켈빈 감지 접속을 갖는 종래 기술의 2-전극 전기화학적 바이오센서의 간략화된 개략도이다.
도 3 은 전기화학적 측정 동안 도 2 의 2-전극 전기화학적 바이오센서의 개략도이다.
도 4 는 복수의 켈빈 감지 접속들을 갖는 2-전극 전기화학적 바이오센서의 간략화된 개략도이다.
도 5 는 측정 디바이스 및 바이오센서를 포함하는 예시적인 테스트 시스템의 간략화된 개략도이다.
도 6 은 테스트 스트립 형태의 예시적인 바이오센서 또는 테스트 엘리먼트의 사시도이다.
도 7 은 본 개시에 따른 보상된 켈빈 접속들을 갖는 동일 평면상, 2-전극 바이오센서의 간략화된 다이어그램이다.
도 8 은 도 7 의 2 전극 바이오센서의 측정 회로의 간략화된 개략적인 예이다.
도 9 는 전도성 정사각형들로 세분화된 WE 및 CE 를 도시하는 도 7 의 2-전극 바이오센서의 간략화된 다이어그램이다.
도 10 은 도 7 의 2-전극 바이오센서에서 전극들 사이에 흐르는 전류 값들을 도시하는 전류 분포 플롯이다. WE 전류 (IWE)(nμA) 는 정사각형으로 나타내고, CE 전류 (ICE)(μA) 는 원으로 나타낸다.
도 11 은 도 7 의 2-전극 바이오센서에서 전극들 사이의 전압 전위를 도시하는 전압 전위 분포 플롯이다. WE 전압 (VWE)(mV) 은 정사각형으로 나타내고, CE 전압 (VCE)(μA) 은 원으로 나타낸다.
도 12 는 300 Ω 부하를 갖는 도 7 의 2-전극 바이오센서에서 전극들 사이의 전류 값들을 도시하는 전류 분포 플롯이다. WE 전류 (IWE)(μA) 는 정사각형으로 나타내고, CE 전류 (ICE)(μA) 는 원으로 나타낸다.
도 13 은 1 Ω/square 의 R_S 에 대해 측정 셀에서 균일한 전류 분포를 갖는 2-전극 바이오센서에서 가능한 전압 전위차 에러들을 도시하는 전압 분포 플롯이다. WE 전압 (VWE)(mV) 은 정사각형 (■) 으로 나타내고, CE 전압 (VCE)(μA) 은 원 (●) 으로 나타낸다. 전위차 에러는 삼각형 (▲) 으로 나타낸다.
도 14 는 도 7 의 2-전극 바이오센서 (25) 를 사용하여 분포 된 300 Ω 부하를 측정할 때 다른 시트 저항들에 대해 가능한 전위차 에러들을 입증한다. 1 Ω/square, 2 Ω/square, 3 Ω/square, 4 Ω/square 및 5 Ω/square 에서의 전위차 에러들은 각각 삼각형, 대시, 플러스, X' 및 정사각형으로 나타낸다.
도 15 는 본 개시에 따른 바이오센서 또는 테스트 시스템을 동작시키는 예시적인 방법에 대한 단계들을 기술하는 플로우 챠트이다.
도 16 은 공칭 R_S (4.21 Ω/square) 대비 낮은 R_S (3.8 Ω/square) 및 높은 R_S (4.75 Ω/square) 에 기초하여 인지된 헤마토크리트 (hematocrit)(HCT; 11.6 %, 25.6 %, 43.4 %, 55.0 %, 64.6 %, 69.8 %) 의 함수로서 포도당을 분석하기 위해 바이오센서를 사용하여 수행된 동작 결과들을 나타내는 그래프이다.
도 17 은 도 16 과 관련하여 사용될 수 있는 HCT 로 R (또는 Z_REAL) 을 변환하기 위한 일 예를 나타낸다. Ω/square 단위의 낮은 R_S 는 삼각형 (▲) 로 나타내고, Ω/square 단위의 공칭 R_S 는 원 (●) 으로 나타내며, Ω/square 단위의 높은 R_S 는 정사각형 (■) 으로 나타낸다.
대응하는 참조 문자들은 도면들의 여러 도들에 걸쳐서 대응하는 부분들을 표시한다.
발명의 개념은 다양한 수정들 및 대안의 형태들에 영향을 받기 쉽지만, 그 예시적인 실시형태들은 예로서 도면들에 나타내고 본 명세서에서 상세히 설명된다. 그러나, 후속하는 예시적인 실시형태들의 설명은 발명의 개념을 개시된 특정 형태로 제한하려는 것이 아니고, 반대로, 하기의 청구항 및 본 명세서에 기재된 실시형태들에 의해 정의된 바와 같은 본 발명의 범위 및 사상 내에 포함되는 모든 이점, 효과, 특징 및 목적을 커버하려는 것이다. 따라서, 발명의 개념의 범위를 해석하기 위해 본 명세서에 기재된 실시형태들 및 하기의 청구항이 참조되어야 한다. 이와 같이, 본 명세서에 설명된 실시형태들은 다른 문제점을 해결하는데 유용한 이점, 효과, 특징 및 목적을 가질 수도 있음을 유의해야 한다.

예시적인 실시형태들의 설명

이제 디바이스들, 시스템들 및 방법들이 첨부 도면들을 참조하여 이후 충분히 더 설명될 것이며, 도면들에서는 발명의 개념의 실시형태들 전부가 아닌 일부가 나타나 있다. 실제로, 디바이스들, 시스템들 및 방법들은 많은 상이한 형태들로 구현될 수도 있고, 그리고 본 명세서에 기술된 실시형태들에 제한되는 것으로 해석되지 않아야 하며, 이들 실시형태들은 이 개시가 적용가능한 법적 요건들을 만족시키도록 제공된다.

마찬가지로, 본 명세서에 설명된 디바이스들, 시스템들 및 방법들의 많은 수정들 및 다른 실시형태들은 전술한 설명들 및 연관된 도면들에 제시된 교시들의 이익을 갖는 본 개시가 속하는 기술의 당업자에게 생각나게 할 것이다. 따라서, 디바이스들, 시스템들 및 방법들은 개시된 특정 실시형태들에 제한되지 않고 많은 수정들 및 다른 실시형태들이 첨부된 청구항의 범위 내에 포함되는 것으로 의도됨을 이해해야 한다. 본 명세서에서 특정 용어들이 채용되지만, 이들은 단지 일반적이고 설명적인 의미에서만 사용되고 제한의 목적을 위해 사용되지 않는다.

달리 정의되지 않으면, 본 명세서에서 사용된 모든 기술적 및 과학적 용어들은, 본 개시가 속하는 기술의 당업자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 갖는다. 본 명세서에 기재된 것들과 유사하거나 동일한 임의의 방법들 및 재료들이 방법들의 실시 또는 테스팅에서 사용될 수 있지만, 본 명세서에서는 바람직한 방법들 및 재료들이 기재된다.

또한, 부정관사 "a" 또는 "an" 에 의한 엘리먼트에 대한 언급은 문맥이 하나 및 단 하나의 엘리먼트가 있는 것을 명백히 요구하지 않으면, 하나 보다 많은 엘리먼트가 존재하는 가능성을 배제하지 않는다. 따라서, 부정관사 "a" 또는 "an" 은 일반적으로 "적어도 하나"를 의미한다. 마찬가지로, 용어들 "갖는다 (have)", "포함한다 (comprise)" 또는 "포함한다 (include)" 또는 그의 어떤 임의적인 문법적 변형들은 비배타적 방식으로 사용된다. 따라서, 이들 용어는 이들 용어들에 의해 도입된 특징 이외에, 이 문맥에서 설명된 엔티티에 추가의 특징이 존재하지 않는 상황 및 하나 이상의 추가의 특징들이 존재하는 상황 양자 모두를 지칭할 수도 있다. 예를 들어, 표현들 "A 는 B 를 갖는다 (A has B)", "A 는 B 를 포함한다 (A comprises B)" 및 "A 는 B 를 포함한다 (A includes B)" 는 B 에 더해서, 어떤 다른 엘리먼트도 A 에 존재하지 않는 상황 (즉, A 가 B 로 단독으로 그리고 배타적으로 이루어지는 상황) 및 B 에 더해서, 엘리먼트 C, 엘리먼트들 C 및 D 또는 심지어 추가적인 엘리먼트들과 같이, 하나 이상의 추가적인 엘리먼트들이 엔티티 A 에 존재하는 상황 양자를 지칭할 수도 있다.

개관

본 개시는 전기화학적 분석물 측정 시스템을 위한 바이오센서의 전도성 엘리먼트에 종종 존재하는 R_UNC 영향을 보상, 보정 및/또는 최소화하는 것에 관한 것이다. 정밀하고 알려진 전극 시스템의 전극 지오메트리 및 설계를 사용하여, 취조된 바이오센서의 전반적인 R_S 및 그후 R_UNC 가 결정되고 보다 정확하고 신뢰성있는 분석물 농도를 제공하기 위해 보상되지 않은 영역들로부터 발생하는 측정된 전류 및 임피던스 값들의 에러를 보정하기 위해 수학적으로 사용될 수 있다.

이러한 방식으로, 세심한 전극 셀 설계 및 트레이스 접속은 바이오센서의 전도성 엘리먼트에서의 켈빈 {즉, 전압-감지 트레이스) 접속 '이후', '넘어', 또는 '외부에' 존재할 수 있는 R_UNC 의 양을 감소시킬 수 있다. 그러나, R_UNC 는 세심한 전극 셀 설계를 통해 완전히 제거될 수 없다. 따라서, 예를 들어 도 7 및 도 9 의 부분들 (616, 620, 624 및 618, 622 및 626) 은 R_UNC 에 기여하는 지점 X 및 Y '이후', '넘어' 또는 '외부에서' 고려되는 전도성 엘리먼트들의 영역들을 나타낸다. 게다가, 이상적인 바이오센서 설계는 시스템 요건, 물리적 사이즈, 비용 제약, 및 심지어 설계 복잡성에 의해 한정될 수 있다. 마찬가지로, 인쇄된 또는 스퍼터링된 전도성 필름의 RS 는 정밀하게 제어하기 어렵고 로트 (lot) 마다 달라질 수도 있다. 이와 같이, 주어진 전극 지오메트리에 대해, 보상되지 않은 작은 영역의 저항 변화는 전기화학적-기반 분석물 검출에 있어서 임피던스 측정에 영향을 줄 수 있다.

또한, R_S 는 사용된 재료 및 기판에 도포된 재료의 두께에 기초하여 달라질 수 있다. 전기화학적 바이오센서에서, 금속 스퍼터링 프로세스를 사용하여 기판에 적용될 수 있는 트레이스 재료로서 금이 사용된다. 일부 경우들에서, 금은 예를 들어, 500 Å 금 층과 같은 트레이스 재료로서 단독으로 사용될 수 있다. 이 두께에서, 금 층은 대략 -0.032 (Ω/sq)/nm 의 스퍼터링 시간과 두께에 민감할 수 있다. 예를 들어 100 Å 로 두께를 더 감소시키면, 트레이스가 두께 및 스퍼터링 시간 (예를 들어, -0.8 (Ω/sq)/nm) 의 변동에 더 민감해질 수 있다. 따라서, 더 두꺼운 재료를 사용하면, 트레이스에 걸쳐 저항 변동을 더 적게할 수 있어서, 이러한 변동에 덜 민감한 per/square 로 주어진 저항의 추정을 행할 수 있다.

대안으로, 혼성체 재료가 재료 비용을 감소시키면서 임피던스의 적절한 변동을 제공하는데 사용될 수 있다. 하나의 그러한 혼성체 재료는 금/팔라듐 복합체이다. 일 예에서, 100 Å 의 금 층은 300 Å 의 팔라듐 층 상부에 성막 (deposit) 될 수 있다. 이러한 혼성체 재료는 일반적으로 4.2 Ω/square 의 R_S 를 갖는 반면, 500 Å 의 금 층은 일반적으로 1.59 Ω/square 의 R_S 를 갖는다. 또한, 금/팔라듐 혼성체 트레이스 재료는 온도 증가에 따라 저항에 있어서 선형적 증가를 나타낼 수 있다. 예를 들어, 300 Å 팔라듐 층 상부의 100 Å 금 층에 대해, 저항 증가는 평균 약 +4.22 mΩ/square /℃ 일 수 있다.

유리하게, 넓은 필드 레이저 어블레이션이 적당한 정확성 및 정밀도로 얇은 금속 층에 평탄한 전도성 엘리먼트를 갖는 바이오센서를 생성할 수 있다. 본 명세서에서, 치수 정밀도는 보상 루프 (즉, CE 접촉 패드, CE 트레이스, CE 전압-감지 트레이스 및 CE 전압-감지 접촉 패드 및/또는 WE 접촉 패드, WE 트레이스, WE 전압-감지 트레이스 및 WE 전압-감지 접촉 패드) 와 같은 전도성 엘리먼트에서 하나 이상의 선택된 영역들의 저항을 측정하고 그 내부의 전도성 '정사각형'의 이론적인 수로 나눔으로써, 사용 시에 바이오센서의 하나 이상의 전도성 엘리먼트들의 R_S 를 Ω/square 로 결정할 수 있게 하는데 충분하다. 본 명세서에서 사용된 바와 같이, "시트 저항" 또는 "R_S" 는 2 차원 (길이 (L) 및 폭 (W); 두께 (T)≪ L 및 W) 으로 고려되기에 충분히 얇은 균일한 전도성 층에 적용되는 개념을 의미한다.

이론적으로, 이러한 전도성 층/시트의 저항 (R) 은 R (Ω) = R_S × (L/W) 로서 근사될 수 있으며, 여기서 L/W 의 단위는 상쇄되어 면적의 제곱 단위를 의미한다. 그러나, 실험적으로, 바이오센서 상에서 하나 이상의 루프 저항을 측정하고 그 후 R_S 를 계산할 수 있으며, 이는 또한 측정 시 실제 온도를 설명한다. R_UNC 는 하기의 식 1 에 나타낸 바와 같이, CE 및/또는 WE 각각에 대한 전압-감지 트레이스 접속 '이후에', '넘어' 또는 '외부에' 있는 바이오센서의 전도성 경로에서 보상되지 않은 전도성 정사각형의 이론적인 수로 RS 를 승산함으로써 예측될 수 있다.

본 명세서에서 사용된 바와 같이, "전도성 정사각형" 또는 "전도성 정사각형들" 은 바이오센서의 전도성 엘리먼트들에서 이론적으로 지정되거나 정의된 영역을 의미하며, 이는 전도성 경로의 보상되지 않고 활성인 부분들에서 실험적으로 또는 이론적으로 결정될 수 있는 (폭에 기초한) 정사각형들의 수로 브레이크 다운된, 전도성 엘리먼트들에서의 전도성 경로의 종횡비의 무단위 측정이다. 하나의 의미에서, 전도성 경로의 유효 표면적은 정사각형들의 수로서 근사된다. 당업자는 전도성 엘리먼트에서의 정사각형의 수가 짝수 또는 홀수의 정사각형일 수 있고 또한 분수를 포함할 수 있음을 이해한다. 그러나, 정사각형의 수는 그의 면적 (예를 들어, 직사각형 지오메트리에 대해 LxW) 에 기초하기 때문에 전도성 엘리먼트의 전체 지오메트리에 의해 제한될 것이다.

본 명세서에서, 바이오센서의 전도성 엘리먼트 (즉, CE 및 WE 지오메트리) 에 있어서 전도성 정사각형의 수가 실험적으로 추정, 계산 또는 결정될 수도 있다. 이러한 방식으로, 바이오센서의 R_UNC 는 대략적으로 다음과 같이 추정될 수도 있다:

R_UNC 는 그 후 관련 임피던스 (Z) 측정의 실수 부분로부터 감산될 수도 있고 전도성 엘리먼트의 R_S (예를 들어, Z'_REAL (Ω) = Z_REAL (Ω) - R_UNC) 에서의 값 또는 변동으로 인한 부정확성을 최소화하기 위해 측정된 임피던스 계산을 보정하는데 사용될 수도 있다.

본 명세서에서 사용된 바와 같이, "기생 저항 (parasitic resistance)" 은 바이오센서의 전도성 엘리먼트 (전극, 트레이스 및 접촉 패드 등) 의 길이를 따라 바람직하지 않은 전위 (즉, 전압) 강하를 담당하는 비의도적인 부가 저항이다. 결과적으로, 반응 구역에서 측정 전극 (예를 들어, CE 및 WE) 에 제시된 전위는 테스트 미터와 같은 측정 디바이스에 의해 바이오센서의 접촉 패드에 걸쳐 인가되는 전위보다 현저히 작다. 많은 경우들에서, 기생 저항은 감지 접속의 지점에서 원하는 전위를 달성하기 위해 측정 디바이스의 인가된 전위를 동적으로 조정하는데 사용될 수 있는 전압-감지 접속을 사용함으로써 바이오센서 설계 내에서 보상될 수 있다. 마찬가지로 그리고 본 명세서에서 사용된 바와 같이, "보상되지 않은 저항" 또는 "R_UNC" 는 전압-감지 접속에 의해 보정되지 않은 기생 저항을 의미한다. 반응 구역 내에서 발생하는 반응의 임피던스는 바이오센서의 R_UNC 정도의 크기 이내일 수 있기 때문에, 측정된 신호는 R_UNC 에 의해 유도된 IxR 강하로 인해 상당한 오프셋을 가질 수 있다. 이 오프셋이 바이오센서 마다 다르면, 노이즈 또는 에러가 측정 결과에 포함될 것이다.

임의의 전도성 경로를 따라 저항을 조작하기 위해, 그 길이 또는 폭을 변경 ("정사각형" 의 수를 변경) 할 수도 있거나 또는 전도성 층의 재료 또는 두께를 변경할 수도 있어서 (따라서 R_S 를 변경함) 그 특정 전도성 경로에 대해 예측된 저항 값을 증가 또는 감소시켜 원하는 범위의 저항 값 내에 포함시킨다. 일반적으로 직선 경로 이외의 다양한 패턴 및 구성에서 특정 전도성 경로에 대한 정사각형의 수를 결정하는 것은 당업자 내에 있을 것이고 여기서 더 이상의 설명은 필요하지 않다.

유리하게, 본 명세서의 테스트 시스템 및 방법은 전기화학적 측정의 정확성 및 신뢰성을 개선하기 위해 시스템의 동작 파라미터 및 특정 바이오센서 또는 테스트 시스템에 맞춰질 수 있는 다양한 교정 (calibration), 보상 또는 보정을 구현하는데 사용될 수 있다.

측정 디바이스들 및 바이오센서들을 포함하는 시스템들

본 명세서의 테스트 시스템은 측정 디바이스 및 하나 이상의 바이오센서를 포함할 수 있다. 본 명세서에 기재된 방법들이 다양한 설계들을 가지며 다양한 제조 프로세스들 및 기법들로 제조된 측정 디바이스들로 사용될 수도 있지만, 도 5 에는 전기화학적 바이오센서 (100) 와 동작가능하게 커플링된 테스트 미터와 같은 측정 디바이스 (102) 를 포함한 예시적인 테스트 시스템이 나타나 있다.

통상적으로, 측정 디바이스 (102) 및 바이오센서 (100) 는 바이오센서 (100) 에 제공된 샘플에서 관심의 하나 이상의 분석물의 농도를 결정하도록 동작가능하다. 일부 경우들에서, 샘플은 예를 들어 전혈, 혈장, 타액, 혈청, 땀 또는 소변과 같은 체액 샘플일 수도 있다. 다른 경우들에서, 샘플은 수성 환경 샘플과 같은 하나 이상의 전기화학적으로 반응성인 분석물(들) 의 농도 또는 존재에 대해 테스트될 다른 유형의 유체 샘플일 수도 있다.

도 5 에서, 바이오센서 (100) 는 측정 디바이스 (102) 의 접속 단자 (또는 바이오센서 포트)(40) 에 착탈가능하게 삽입된 단일 사용 테스트 엘리먼트이다. 본 명세서에 사용된 바와 같이, "바이오센서" 는 예를 들어, 관심의 분석물을 가지거나 가지고 있는 것으로 의심되는 유체 샘플의 특정 반응 또는 특성에 기초하여 관심의 하나 이상의 분석물을 질적 또는 양적으로 검출할 수 있는 디바이스를 의미한다. 테스트 엘리먼트로도 칭하는 바이오센서는, 이와 연관된 검출 방법에 따라 전기-기반 센서, 자기-기반 센서, 질량-기반 센서 및 광학-기반 센서로 분류될 수도 있다. 본 명세서에서의 특정 관심은 전기-기반 센서, 특히 전기화학적 센서이다.

일부 경우들에서, 바이오센서 (100) 는 포도당 및 케톤과 같은 이중 분석물로서 구성되고, 혈당 및 케톤을 전기화학적으로 측정하기 위한 특징 및 기능성을 포함한다. 예를 들어, 국제 특허 출원 공보 번호 WO 2014/068024 및 WO 2014/068022 를 참조한다. 다른 경우들에서, 바이오센서 (100)는 예를 들어, 아미노산, 항체, 박테리아, 탄수화물, 약물, 지질, 마커, 핵산, 펩티드, 단백질, 독소, 바이러스 및 다른 분석물과 같은, 다른 분석 물을 전기화학적으로 측정하도록 구성된다.

측정 디바이스 (102) 는 일반적으로 엔트리 (또는 입력) 수단 (44), 제어기, 제어기/마이크로제어기와 연관된 메모리, 및 제어기와 연관되고 메모리 (미도시) 와 접속된 프로그램가능 프로세서를 포함한다. 또한, 측정 디바이스 (102) 는 프로세서에 접속되고 분석물 농도(들) 또는 다른 테스트 결과를 포함하는 다양한 유형의 정보를 사용자에게 디스플레이하는데 사용되는 전자 디스플레이 (42) 와 같은 출력부를 포함한다. 또한, 측정 디바이스 (102) 는 테스트 신호를 생성하고, 그 신호를 바이오센서 (100) 에 인가하고, 그 테스트 신호에 대한 바이오센서 (100) 의 하나 이상의 응답들을 측정하도록 동작가능한 연관된 테스트 신호 생성 및 측정 회로 (미도시) 를 포함한다. 프로세서는 또한 접속 단자 (40) 와 접속되고 하나 이상의 바이오센서 (100) 의 사용을 통해 획득된 분석물의 존재 및/또는 농도를 검출하는 것과 관련하여 프로세싱하고 메모리에 데이터를 기록하도록 동작가능하다. 접속 단자 (40) 는 전도성 엘리먼트의 접촉 패드와 결합하도록 구성된 커넥터를 포함한다. 또한, 측정 디바이스 (102) 는 프로세서에 입력을 제공하기 위해 사용자에 의해 액세스가능한 프로세서와 접속된 사용자 엔트리 수단을 포함하고, 프로세서는 사용자 엔트리 수단으로부터 입력 커맨드를 수신하고 그 입력 커맨드에 응답하는 출력을 제공하도록 추가로 프로그램가능하다.

또한, 프로세서는 통신 모듈 또는 링크와 접속되어 측정 디바이스 (102) 와의 무선 송신을 용이하게 한다. 일 형태에서, 통신 링크는 측정 디바이스 (102) 와 다른 디바이스 또는 간호사, 약사, 1 차 또는 2 차 의료 전문가 및 응급 의료 전문가를 포함하는, 건강관리 제공자, 보호자, 부모, 간병인, 케이스워커 (caseworker) 와 같은 파티 (party) 사이에서 메시지, 경고 또는 다른 정보를 교환하는데 사용되어, 몇 가지 가능성을 제공할 수도 있다. 통신 링크는 또한 측정 디바이스 (102) 에 대한 프로그래밍 업데이트를 다운로드하는데 활용될 수 있다. 비제한적인 예로서, 통신 링크는 제 3 세대 (3G) 및 제 4 세대 (4G) 기술을 포함하는 모바일 폰 표준 기술을 통해 또는 블루투스 (BURETOOTH®), 지그비 (ZIGBEE®), 와이브리 (Wibree), 초광대역 (UWB), 무선 로컬 영역 네트워크 (WLAN), 일반 패킷 무선 서비스 (GPRS), 마이크로웨이브 액세스를 위한 전세계적 상호운용성 (WiMAX 또는 WiMAN), 무선 의료 텔레메트리 (WMTS), 무선 범용 직렬 버스 (WUSB), 이동 통신용 글로벌 시스템 (GSM), 단문 메시지 서비스 (SMS) 또는 WLAN 802.11x 표준을 통해 정보를 전송 및 수신하기 위해 구성될 수도 있다.

따라서, 제어기는 단일 유닛 또는 멀티-컴포넌트 형태로서 구성된 하나 이상의 컴포넌트들을 포함할 수 있고, 프로그램가능한, 상태 로직 머신 또는 다른 유형의 전용 하드웨어, 또는 프로그램가능, 전용 하드웨어의 혼성체 조합일 수 있다. 제어기의 하나 이상의 컴포넌트들은 디지털 회로부, 아날로그 회로부, 또는 양자 모두를 정의하는 다양한 전자기기일 수도 있다. 전자 회로부에 대한 부가 또는 대안으로서, 제어기는 하나 이상의 기계적 또는 광학적 제어 엘리먼트들을 포함할 수도 있다.

전자 회로부를 포함하는 일부 경우들에서, 제어기는 적어도 부분적으로 메모리를 정의하는 하나 이상의 고체-상태 메모리 디바이스들에 동작가능하게 커플링된 통합된 프로세서를 포함한다. 이러한 방식으로, 메모리는 마이크로프로세서인 프로세서에 의해 실행될 동작 로직을 포함하고 마이크로프로세서에 의해 실행된 프로그램의 하나 이상의 루틴들에 따라 메모리에서의 데이터의 판독 및 기입을 위해 배열된다.

또한, 메모리는 고체-상태 전자 메모리의 하나 이상의 유형들을 포함할 수 있고 부가적으로 또는 대안으로 자기 또는 광학적 다양성을 포함할 수도 있다. 예를 들어, 메모리는 고체-상태 전자 랜덤 액세스 메모리 (RAM), 순차적 액세스가능 메모리 (SAM) (예컨대, "FIFO (First-ln, First-Out)" 또는 "LIFO (Last-In First-Out)" 다양성), 프로그램가능 리드 온니 메모리 (PROM), 전기적 프로그램가능 리드 온니 메모리 (EPROM), 또는 전기적 소거가능 프로그램가능 리드 온니 메모리 (EEPROM); 또는 이들 유형의 임의의 조합을 포함할 수 있다. 또한, 메모리는 휘발성, 비휘발성 또는 휘발성 및 비휘발성 다양성의 혼성체 조합일 수도 있다. 메모리의 일부 또는 전부는 디스크, 테이프, 메모리 스틱, 카트리지, 코드 칩 등과 같은 휴대용 유형일 수 있다. 메모리는 프로세서와 적어도 부분적으로 통합될 수 있고 및/또는 하나 이상의 컴포넌트들 또는 유닛들의 형태일 수도 있다.

일부 경우들에서, 측정 디바이스 (102) 는 소켓 또는 다른 수신 수단으로 플러그가능하고 메모리 또는 제어기와 통신하여 교정 코드, 측정 방법, 측정 기법, 및 정보 관리와 관련된 정보를 제공하는 착탈식 메모리 키를 활용할 수도 있다. 이러한 착탈식 메모리 키의 예는 미국 특허 번호 5,366,609 및 5,053,199 에 개시되어 있다.

제어기는 또한, 당업자에게 떠오르게 되는 바와 같이, 신호 컨디셔너, 필터, 리미터, 아날로그-디지털 (A/D) 변환기, 디지털-아날로그 (D/A) 변환기, 통신 포트, 또는 다른 유형의 오퍼레이터를 포함할 수 있다.

엔트리 수단 (44) 으로 돌아가면, 복수의 푸시-버튼 입력 디바이스들에 의해 정의될 수도 있지만, 엔트리 수단 (44) 은 키보드, 마우스 또는 다른 포인팅 디바이스, 터치 스크린, 터치 패드, 롤러 볼 또는 음성 인식 입력 서브시스템과 같은 하나 이상의 다른 유형의 입력 디바이스들을 포함할 수도 있다.

마찬가지로, 디스플레이 (42) 는 캐소드 레이 튜브 (CRT) 형, 액정 디스플레이 (LCD) 형, 플라즈마형, 발광 다이오드 (LED) 형, 유기 발광 다이오드 (OLED) 형, 프린트 등일 수 있는 오퍼레이터 디스플레이와 같은 하나 이상의 수단을 포함할 수도 있다. 라우드 스피커, 음성 생성기, 음성 및 스피치 인식 시스템, 햅틱 디스플레이, 전자 유선 또는 무선 통신 서브시스템 등과 같은 다른 입력 및 디스플레이 수단이 포함될 수 있다.

위에 나타낸 바와 같이, 접속 단자 (40) 는 본 명세서에 기재된 바이오센서의 전도성 엘리먼트의 접촉 패드와 결합하도록 구성된 커넥터를 포함한다. 측정 디바이스 (102) 와 바이오센서 (100) 사이의 접속은 전도성 엘리먼트의 전극에 걸쳐 전위 또는 일련의 전위들을 갖는 테스트 신호를 인가하고, 이어서 관심의 분석물의 존재 시 검출 시약에 의해 생성되고 분석물의 농도와 상관될 수 있는 전기화학적 신호를 수신하는데 사용된다. 이러한 방식으로, 프로세서는 분석물의 존재 및/또는 농도를 어셋하기 위해 전기화학적 신호들을 평가하도록 구성되며, 그 결과는 메모리에 저장될 수도 있다.

일부 경우들에서, 측정 디바이스 (102) 는 혈당 측정기로서 구성될 수 있고, 미국 특허 번호 6,645,368 에 일부가 개시되어 있는 소책자 "Accu-Chek® Aviva Blood Glucose Meter Owner's Booklet" (2007) 에 기재된 바와 같이 ACCU-CHEK® AVIVA® 미터의 특징 및 기능성을 포함한다. 다른 경우들에서, 측정 디바이스 (102) 는 예를 들어, 아미노산, 항체, 박테리아, 탄수화물, 약물, 지질, 마커, 핵산, 단백질, 펩티드, 독소, 바이러스 및 다른 분석물과 같은, 하나 이상의 다른 분석물들을 전기화학적으로 측정하도록 구성된다. 전기화학적 측정 방법으로 사용하기 위해 구성된 예시적인 측정 디바이스에 관한 부가 상세들은, 예를 들어 미국 특허 번호 4,720,372; 4,963,814; 4,999,582; 4,999,632; 5,243,516; 5,282,950; 5,366,609; 5,371,687; 5,379,214; 5,405,511; 5,438,271; 5,594,906; 6,134,504; 6,144,922; 6,413,213; 6,425,863; 6,635,167; 6,645,368; 6,787,109; 6,927,749; 6,945,955; 7,208,119; 7,291,107; 7,347,973; 7,569,126; 7,601,299; 7,638,095 및 8,431,408 에 개시된다.

측정 디바이스 (102) 에 부가하여, 테스트 시스템은 도 2 내지 도 4 및 도 6 에 개략적으로 도시된 바와 같이 하나 이상의 바이오센서들 (10, 100 또는 200) 을 포함한다.

도 6 과 관련하여, 바이오센서 (10) 의 비전도성 지지 기판 (12) 은 스페이서 (14) 와 대면하는 제 1 표면 (18) 및 제 1 표면 (18) 에 대향하는 제 2 표면 (20) 을 포함한다. 또한, 지지 기판 (12) 은 대향하는 제 1 및 제 2 단부들 (22, 24) 과, 제 1 및 제 2 단부들 (22, 24) 사이에서 연장하는 대향 측부 에지들 (26, 28) 을 갖는다. 일부 경우들에서, 지지 기판 (12) 의 제 1 및 제 2 단부들 (22, 24) 및 대향 측면 에지들 (26, 28) 은 일반적으로 직사각형 형상을 형성한다. 대안으로, 제 1 및 제 2 단부들 (22, 24) 과 대향 측면 에지들 (26, 28) 은 바이오센서 (10) 가 본 명세서에 기재된 바와 같이 기능하는 것을 가능하게 하는 다양한 형상 및 사이즈 중 임의의 하나를 형성하도록 배열될 수도 있다. 일부 경우들에서, 지지 기판 (12) 은 폴리에틸렌 나프탈레이트 (PEN) 또는 폴리에틸렌 테레프탈레이트 (PET) 와 같은 폴리이미드 또는 폴리에스테르를 포함하지만 이에 제한되지 않는, 가요성 중합체로 제조될 수 있다. 대안으로, 지지 기판 (12) 은 지지 기판 (12) 이 본 명세서에 기재된 바와 같이 기능하는 것을 가능하게 하는 임의의 다른 적절한 재료로 제조될 수 있다.

지지 기판 (12) 의 제 1 표면 (18) 상에는 전도성 엘리먼트를 형성하는 전기 전도체가 제공된다. 전기 전도체는 알루미늄, 탄소 (예를 들어, 흑연), 코발트, 구리, 갈륨, 금, 인듐, 이리듐, 철, 납, 마그네슘, 수은 (아말감으로서), 니켈, 니오븀, 오스뮴, 팔라듐, 백금, 레늄, 로듐, 셀레늄, 실리콘 (예를 들어, 고 도핑된 다결정 실리콘), 은, 탄탈, 주석, 티타늄, 텅스텐, 우라늄, 바나듐, 아연, 지르코늄 및 이들의 조합을 포함하지만 이에 제한되지 않는 재료로 제조될 수도 있다. 일부 경우들에서, 전도성 엘리먼트는 레이저 어블레이션 또는 레이저 스크라이빙에 의해 전기 전도체의 나머지 부분으로부터 격리되며, 양자 모두는 당업계에 잘 알려져 있다. 이러한 방식으로, 전도성 엘리먼트는 넓은 필드 어블레이션에 의해서와 같이 넓게, 또는 라인 스크라이빙에 의해서와 같이 최소로, 전극 주위로 연장하는 영역으로부터 전기 전도체를 제거함으로써 제조될 수 있다. 대안으로, 전도성 엘리먼트는 예를 들어, 라미네이션, 스크린-인쇄, 포토리소그라피 등과 같은 다른 기법에 의해 제조될 수도 있다.

예시적인 실시형태에서, 바이오센서 (10) 는 일 측 상에서만 바운딩되고 지지 기판의 제 1 단부 (22) 에 위치되는 전폭 단부 도즈 (full width end dose)("FWED") 모세관 채널 (30) 을 갖는다. 예를 들어, 국제 특허 출원 공보 번호 WO 2015/187580 를 참조한다. 그러나, 모세관 채널 (30) 은 또한 종래의 모세관 채널 (즉, 하나 보다 많은 측 상에서 바운딩됨) 일 수 있다.

FWED 형 바이오센서에서, 스페이서 (14) 는 커버로 부분적으로 모세관 채널 (30) 을 형성하기 위해 지지 기판 (12) 의 대향 측면 에지들 (26, 28) 사이에서 연장한다. 스페이서 (14) 는 단일 컴포넌트 또는 심지어 복수의 컴포넌트들로 제조될 수도 있는 것으로 고려된다. 어쨌든, 스페이서 (14) 는 지지 기판 (12) 의 제 1 단부 (22) 에 실질적으로 평행하고 그에 대면하는 단부 에지 (32) 를 포함해야 하며, 이에 의해 지지 기판 (12) 의 전체 폭에 걸쳐 연장함으로써 모세관 채널 (30) 의 경계를 정의한다. 대안으로 그리고 위에 언급된 바와 같이, 단부 에지 (32) 는 테스트 엘리먼트 (10)(미도시) 의 제 1 단부 (22) 에서 샘플 유입구를 갖는 모세관 채널 (30) 의 경계를 정의하도록 일반적으로 U-형상 패턴을 형성하기 위해 지지판 (12) 의 제 1 및 제 2 단부들 (22, 24) 및 대향 측면 에지들 (26, 28) 사이에 위치된 다수의 부분들을 포함할 수도 있다. 다른 적절한 실시형태들은 반구형 (hemi-ovular), 반원형 또는 다른 형상의 모세관 채널을 형성하는 단부 에지 (28) 를 고려하고, 단부 에지 (32) 의 하나 이상의 부분들은 그 길이의 전부 또는 일부를 따라 선형 또는 비선형 에지를 포함할 수도 있다 (미도시).

스페이서 (14) 는, 예를 들어 접착제-코팅된 폴리에틸렌 테레프탈레이트 (PET)-폴리에스테르를 포함한 가요성 중합체와 같은 절연 재료로 제조된다. 적절한 재료의 하나의 특별한 비제한적인 예는 PET 필름을 포함하며, 그 양 측들은 감압성 접착제로 코팅될 수 있다. 스페이서 (14) 는 다양한 재료로 구성될 수도 있고 다양한 상업적으로 입수가능한 접착제 중 임의의 하나 또는 조합을 사용하여 지지 기판 (12) 의 제 1 표면 (18) 에 커플링될 수도 있는 내부 표면 (34) 을 포함할 수도 있다. 부가적으로, 지지 기판 (12) 의 제 1 표면 (18) 이 노출되어 전기 전도체에 의해 커버되지 않을 때, 커버 (16) 는 열 또는 초음파 용접과 같은 용접에 의해 기판 (12) 을 지지하도록 커플링될 수도 있다. 또한, 지지 기판 (12) 의 제 1 표면 (18) 은 예를 들어 테스트 엘리먼트들 (10) 의 사용을 위한 제품 라벨링 또는 명령 (도시되지 않음) 으로 인쇄될 수도 있다.

일부 경우들에서, 스페이서 (14) 는 생략될 수 있고, 모세관 챔버 (30) 는 지지 기판 (12) 및 커버 (16) 에 의해서만 정의될 수 있다. 예를 들어, 미국 특허 번호 8,992,750 를 참조한다.

또한, 예시적인 실시형태에서, 커버 (16) 는 지지 기판 (12) 의 대향 측면 에지들 (26, 28) 사이에서 연장하고 지지 기판 (12) 의 제 1 단부 (22) 까지 연장한다. 대안으로, 커버 (16) 는 바이오센서 (10) 가 본 명세서에 기재된 바와 같이 기능하는 것을 가능하게 하는 미리정의된 거리로 제 1 단부 (22) 를 넘어 연장할 수도 있다. 따라서, 예시적인 실시형태에서, 모세관 채널 (30) 은 지지 기판 (12) 의 제 1 단부 (22) 및 대향 측면 에지들 (26, 28) 과 스페이서 (14) 의 단부 에지 (32) 에 의해 바운딩된, 지지 기판 (12) 과 커버 (16) 사이의 공간으로서 정의된다.

커버 (16) 는, 예를 들어 접착제-코팅된 PET-폴리에스테르를 포함한 가요성 중합체와 같은 절연 재료로 제조될 수 있다. 적절한 재료의 하나의 특정 비제한적인 예는 투명 또는 반투명 PET 필름을 포함한다. 커버 (16) 는 다양한 재료로 구성될 수도 있고 다양한 상업적으로 입수가능한 접착제들 중 임의의 하나 또는 조합을 사용하여 스페이서 (14) 에 커플링될 수도 있는 하부 표면 (36) 을 포함할 수도 있다. 부가적으로, 커버 (16) 는 열 또는 초음파 용접과 같은 용접에 의해 스페이서 (14) 에 커플링될 수도 있다.

도 6 에 나타내지는 않았지만, 바이오센서는 전극 시스템이 동일 평면상이도록, 예를 들어 지지체의 제 1 표면 상에 제공된 전기 전도성 재료의 접촉 패드 또는 단자, 하나 이상의 전기 전도성 경로들 또는 트레이스들, 및 적어도 하나의 CE/WE 전극 쌍과 같은 전도성 엘리먼트를 갖지만 이제 제한되지 않는 전극 시스템을 포함한다. 그러나, 전극 시스템은 하나의 전극 시스템이 지지체의 제 1 표면 상에 있고 다른 전극 시스템이 커버의 대향 표면 상에 있도록 대향 표면 상에 형성될 수 있다. 예를 들어, 미국 특허 번호 8,920,628 를 참조한다. 어쨌든, 전기 전도성 재료는 통상적으로 하나 이상의 전도성 엘리먼트들을 제공하는 방식으로 기판 상에 배열된다.

전기 전도성 재료의 특정 배열은 화학 기상 증착, 레이저 어블레이션, 라미네이션, 스크린-인쇄, 포토리소그라피, 및 이들 및 다른 기법들의 조합을 포함하는 다수의 기법들을 사용하여 제공될 수도 있다. 전기 전도성 재료의 부분들을 제거하기 위한 하나의 특정 방법은, 예를 들어 미국 특허 번호 7,073,246 및 7,601,299 에 개시된 바와 같은 레이저 어블레이션 또는 레이저 스 크라이빙, 특히 넓은 필드 레이저 어블레이션을 포함한다. 이러한 방식으로, 전도성 엘리먼트는 넓은 필드 어블레이션에 의해서와 같이 넓게, 또는 라인 스크라이빙에 의해서와 같이 최소로, 기판으로부터 전기 전도성 재료를 제거함으로써 제조될 수 있다. 대안으로, 전도성 엘리먼트는 예를 들어, 라미네이션, 스크린-인쇄, 포토리소그라피 등과 같은 다른 기법들에 의해 제조될 수도 있다.

간략하게, 레이저 어블레이션 기법들은 통상적으로 절연 재료 및 전도성 재료를 포함하는 금속성 층 또는 멀티-층 복합체 (예를 들어, 절연 재료에 또는 그 상에 코팅된 금속 층의 금속성-라미네이트) 와 같은 전도성 재료를 어블레이팅하는 것을 포함한다. 금속성 층은 금속성 전도체인, 순수 금속, 합금 또는 다른 재료를 포함할 수도 있다. 금속 또는 금속성-유사 전도체의 예는 알루미늄, 탄소 (예컨대, 흑연 및/또는 그래핀), 구리, 금, 인듐, 니켈, 팔라듐, 백금, 은, 티타늄, 이들의 혼합물, 및 합금 또는 이러한 재료의 고용체를 포함하지만 이에 제한되지 않는다. 일 양태에서, 재료는 금, 백금, 팔라듐, 탄소및 이리듐 주석 산화물을 포함하지만 이에 제한되지 않는 비제한적인 예로, 생물학적 시스템에 본질적으로 비반응성인 것으로 선택된다. 금속성 층은 하나의 특정 형태에서 약 500 Å 인 임의의 원하는 두께일 수도 있다.

본 명세서에서 사용된 바와 같이, "약" 은 언급된 농도, 길이, 폭, 높이, 각도, 중량, 분자량, pH, 시퀀스 아이덴티티, 시간 프레임, 온도 또는 체적을 포함하지만 이에 제한되지 않는 통계적으로 의미있는 범위의 값 이내를 의미한다. 그러한 값 또는 범위는 주어진 값 또는 범위의 20 % 이내, 보다 통상적으로는 10 % 이내, 더욱 더 통상적으로는 5 % 이내 정도의 이내일 수 있다. "약" 에 의해 포괄되는 허용가능한 변동은 연구 중인 특정 시스템에 의존할 것이며, 당업자에 의해 쉽게 이해될 수 있다.

본 명세서의 바이오센서와 관련하여, 예시적인 전도성 엘리먼트는 WE, WE 트레이스 및 WE 접촉 패드 중 하나 이상을 포함할 수 있으며, 여기서 전도성 트레이스 부분들은 WE 를 그 개개의 접촉 패드에 전기적으로 커플링하며 그 사이에서 연장한다. 마찬가지로, 전기 전도성 경로는 CE, CE 트레이스 및 CE 접촉 패드 중 하나 이상을 포함하며, 여기서 전도성 트레이스 부분들은 CE 를 그 개개의 접촉 패드에 전기적으로 커플링하며 그 사이에서 연장한다. 본 명세서에 사용된 바와 같이, "작동 전극" 또는 "WE" 는 중재자의 대행으로 또는 대행 없이 분석물이 전기산화 또는 전기환원되는 전극을 의미하는 한편, 용어 "카운터 전극" 또는 "CE" 는 WE 를 통과한 전류에 부호가 반대이고 크기가 동일한 전기화학적 전류를 통과시키고 하나 이상의 WE들과 쌍을 이루는 전극을 의미한다. CE 는 또한 참조 전극들 (즉, 카운터/참조 전극들) 로서 기능하는 카운터 전극들을 포함한다.

위에 언급된 바와 같이, 전도성 엘리먼트는 하나 이상의 전압 감지 리드들 (즉, 켈빈 접속들) 을 포함하며, 여기서 이러한 리드들은 WE 또는 WE 트레이스와 일 단부에서 (즉, 와이어를 통해) 전기 통신하고 WES 접촉 패드에서의 다른 단부에서 종단하는 WE 전압-감지 (WES) 트레이스 뿐만 아니라, CE 또는 CE 트레이스와 일 단부에서 전기 통신하고 CES 접촉 패드에서의 다른 단부에서 종단하는 CE 전압-감지 (CES) 트레이스의 형태일 수 있다. 예를 들어, 국제 특허 출원 공보 번호 2013/017218 을 참조한다. 전압-감지 트레이스 및 그 보상 기능성에 관한 부가 상세들은 예를 들어, 미국 특허 번호 7,569,126 에서 알 수 있다.

전도성 엘리먼트는 또한, 하나 이상의 샘플 충분도 전극들 (SSE), SSE 접촉 패드, 및 SSE 및 SSE 접촉 패드 사이에서 연장되고 이들을 전기적으로 커플링하는 개개의 SSE 트레이스를 포함할 수 있다. 포함될 경우, SSE 는 바이오센서에 적용되는 샘플의 충분 도를 결정하기 위한 다수의 기법들을 구현하는데 사용될 수 있다. 예를 들어, 국제 특허 출원 공보 번호 WO 2014/140170 및 WO 2015/187580 를 참조한다.

전도성 엘리먼트는 또한, 국제 특허 출원 공개 번호 WO 2015/187580 에 기재된 바와 같이, 전도성 엘리먼트가 손상되지 않았음을 검증하는데 사용될 수 있는 하나 이상의 무결성 전극들 (IE) 을 포함할 수 있다.

전도성 엘리먼트는 또한, 국제 특허 출원 공보 번호 WO 2013/017218 및 미국 특허 출원 공개 번호 2015/0362455 에 기재된 바와 같이, 저항 네트워크를 형성하는 복수의 선택가능한 저항성 엘리먼트들 형태의 정보 회로를 포함할 수 있다. 저항 네트워크에서 인코딩된 정보는 교정 정보, 바이오센서 유형, 제조 정보 등을 포함하지만 이에 제한되지 않는 바이오센서의 속성과 관련될 수 있다.

본 명세서에서 사용될 수도 있는 예시적인 진단 테스트 엘리먼트 구성에 관한 부가 상세들은, 예를 들어 국제 특허 출원 공보 번호 WO 2014/037372, 2014/068022 및 2014/068024; 미국 특허 출원 공개 번호 2003/0031592 및 2006/0003397; 및 미국 특허 번호

및

에 개시된다.

방법들

본 명세서의 방법들은 전기화학적 분석물 측정 동안 바이오센서의 전도성 엘리먼트의 전도성 경로에서 R_UNC 를 보상, 보정 및/또는 최소화하는 것을 포함할 수 있다. 방법들은 본 명세서에 기재된 단계들을 포함할 수 있으며, 이들 단계들은 설명된 바와 같은 순서로 수행될 수도 있지만 반드시 그런 것은 아니다. 하지만, 다른 시퀀스들도 또한 생각될 수 있다. 또한, 개별적 또는 다수의 단계들은 개별적으로 또는 복합적으로 반복된 단계들 및/또는 시간에 있어서 오버랩 및/또는 병렬로 수행될 수도 있다. 또한, 방법들은 부가, 특정되지 않은 단계들을 포함할 수도 있다.

위에 언급된 바와 같이, 본 명세서의 발명의 개념은 전도성 엘리먼트 (예를 들어, CE 및 WE) 의 영역을 다수의 전도성 정사각형들로 이론적으로 세분화함으로써 전기화학적 측정과 관련하여 사용된 바이오센서의 전도성 엘리먼트의 전도성 경로를 따라 R_UNC 를 보정, 보상 및/또는 최소화함으로써 분석물 측정 시스템의 정확성 및 신뢰성을 향상시키는 것을 포함한다. 따라서, 방법들은 전도성 정사각형의 수를 설명하는, 바이오센서의 전도성 엘리먼트에 존재하는 하나 이상의 R_S 및 그 후 R_UNC 를 결정하는 것, 그리고 이어서 관련 임피던스 측정의 실수 부분으로부터 R_UNC 를 감산하는 것을 포함할 수 있다. 대안으로, R_UNC 는 전도성 엘리먼트의 R_S 의 값 또는 변동으로 인한 부정확성을 최소화하기 위해 측정된 임피던스 계산을 보정하는데 사용될 수도 있다.

따라서, 도 7 은 전도성 엘리먼트들, 예컨대 2 개의 전압-감지 (또는 참조) 트레이스들 (교차-해치 (cross-hatch) 로 표시됨; WE 감지 트레이스 (602), CE 감지 트레이스 (604)), WE 트레이스 (606), CE 트레이스 (608), WE (610), CE (612) 및 반응 구역 (614) (밝은 음영으로 표시됨) 을 갖는 동일 평면상의 2 전극 바이오센서 (600) 의 간략화된 다이어그램을 나타낸다. 반응 구역 (614) 내에서 루프 전류 (I_LOOP; U-IH; 도 9 에 나타냄) 의 전부 또는 대부분은 각각 WE (610) 및 CE (312) 의 활성 부분들 (620, 622) 을 따라 분포될 수 있다. 대조적으로, 반응 구역 (614) 내에서 샘플과 접촉하지 않는 WE (610) 의 단부 (624) 및 CE (612) 의 단부 (626) 는 활성 부분들 (620, 622) 사이에 생성된 임의의 반응-의존 전류에 기여하지 않을 수도 있다. 이와 같이, WE (610) 는 보상되지 않은 접속 부분 (616), 활성 부분 (620) 및 단부 (624) 를 포함한다. 마찬가지로, CE (612) 는 보상되지 않은 접속 부분 (618), 활성 부분 (622) 및 단부 (626) 를 포함한다.

전압-감지 트레이스들 (602, 604) 은 상술한 바와 같이 측정 디바이스에 커플링될 수 있고, 고 입력 임피던스에 접속할 수 있어서, 전압-감지 트레이스들 (602, 604) 에서의 전류를 0 nA 에 가깝게 감소시킨다. 전압-감지 트레이스들 (602, 604) 에서 전류 흐름을 감소 시키거나 제거함으로써, CE (612) 및 WE (610) 에 인가된 전압차는 전압-감지 트레이스들 (602, 604) 의 임피던스에 의해 영향을 받지 않는다.

도 7 에서, 위치들 'X' 및 'Y' 는 WE (610) 및 CE (612) 의 보상되지 않은 접속 부분들 (616, 618) 이 시작하는 (즉, 감지 접속들이 지점들 X 및 Y 로서 표시되는 감지 접속들 '이후') 영역을 표시한다. 지점들 X 와 Y 사이에서, 부하에 걸친 실제 전압 전위차는 가변적일 수 있고 보상되지 않은 접속 부분들 (616, 618) 을 따른 오믹 손실로 인해 측정 디바이스 (미도시) 에 의해 제공된 전압보다 작을 수 있다.

따라서, 도 8 에 나타낸 바와 같이, 보상되지 않은 활성 부분들 (620, 622) 사이의 실제 부하 임피던스는, 각각 WE (610) 및 CE (612) 의 보상되지 않은 접속 부분들 (616, 618) 과 직렬이며, 럼핑된 저항들 R_WE 및 R_CE 의 쌍으로서 나타낼 수 있다. 보다 구체적으로, 측정 회로 (700) 는 WE (610) 의 보상되지 않은 접속 부분 (616) 의 럼핑된 저항을 나타내는 제 1 저항 (R_WE)(702) 및 CE (612) 의 보상되지 않은 접속 부분 (618) 의 럼핑된 저항을 나타내는 제 2 저항 (R_WE)(702) 을 포함하는 저항성 엘리먼트들의 집합으로서 모델링될 수 있다. 부하 저항 (R_LOAD)(706) 은 WE (610) 및 CE (612) 의 보상되지 않은 활성 부분들 (620, 622) 사이의 실제 임피던스를 나타낸다. 따라서 적절히 설계된 측정 회로는 전압-감지 트레이스의 전류를 0 으로 제한하고 지점들 X 와 Y 사이의 전위차 V₁ 을 유지하려고 시도할 것이다.

도 9 에 나타낸 바와 같이, 상술한 모델은 도 7 의 시스템 (600) 으로 확장될 수 있다. 특히, 도 9 는 WE (610) 및 CE (612) 의 활성 부분들에서 보상되지 않은 전도성 정사각형의 총 수의 간단한 근사를 나타내며, 여기서 부가 저항의 원치 않은 영향은 지점들 X 와 Y 사이의 보상되지 않은 IxR 손실이다. I 또는 R 중 어느 하나가 증가함에 따라, 전극들 사이의 평균 전위차가 감소한다. 또한, 더 큰 전류를 반송하는 전도성 정사각형은 더 적은 전류를 반송하는 전도성 정사각형보다 비교적으로 더 큰 영향을 미칠 것이다.

여기서, 보상되지 않은 접속 부분 (616), 보상되지 않은 활성 부분 (620), 및 WE (610) 의 단부 (624) 뿐만 아니라 보상되지 않은 접속 부분 (618), 보상되지 않은 활성 부분 (622), 및 CE (612) 의 단부 (626) 는 다수의 전도성 정사각형들 (802, 804) 로 이론적으로 세분화된다. 예를 들어, 이 부분들은 각각 열두 (12) 개의 전도성 정사각형들 (802a-802l, 804a-804l) 로 나눠질 수 있다. 그러나, 당업자는 CE 및 WE 의 이 부분들이 나눠지는 전도성 정사각형의 수가 바이오센서의 전도성 엘리먼트의 아키텍처에 의존하여 달라질 수 있고 또한 달라질 것임을 이해한다.

일 구성에서, WE (610) 의 보상되지 않은 접속 부분 (616) 은 WE 전도성 정사각형들 (802a-802c) 로 나타낼 수 있고, CE (612) 의 보상되지 않은 접속 부분 (618) 은 CE 전도성 정사각형들 (804a-804c) 로 나타낼 수 있다. 또한, WE (610) 의 보상되지 않은 활성 부분 (620) 은 WE 전도성 정사각형들 (802d-802k) 로 나타낼 수 있고, CE (612) 의 보상되지 않은 활성 부분 (622) 은 CE 전도성 정사각형들 (804d-804k) 로 나타낼 수 있다. 또한, WE (610) 의 단부 (624) 는 WE 전도성 정사각형 (802I) 으로 나타낼 수 있고, CE (612) 의 단부 (626) 는 CE 전도성 정사각형 (604I) 으로 나타낼 수 있다. 위에 언급된 바와 같이, 단부들 (624, 626) 은 샘플과 접촉하지 않으며, 따라서 보상되지 않은 활성 부분들 (620, 622) 사이에서 생성될 임의의 반응-의존 전류에 기여하지 않는다.

전체 I_LOOP 는 CE 트레이스 (608) 및 CE 전도성 정사각형들 (804a-804k) 을 통해 흐를 수 있다. 이와 관련하여, I_LOOP 는 I_A-I_H 로서 나타낸, 여덟 (8) 개의 CE 전도성 정사각형들 (804d-804k) 을 따라 균일하게 분포될 수 있다. 일부 경우들에서, 전류는 CE 전도성 정사각형들 (804d-804k) 에 걸쳐 대칭으로 분포되지 않을 수도 있다. 예를 들어, CE 전도성 정사각형 (804d) 과 WE 전도성 정사각형 (802k) 사이에 흐르는 전류 I_H 는 CE 전도성 정사각형 (804k) 과 WE 전도성 정사각형 (802d) 사이에 흐르는 전류 I_A 보다 실질적으로 클 수 있다. 그러나, 일반적으로, WE (610) 를 따른 전류 분포는 CE (612) 의 전류 분포를 미러링한다.

도 10 에 나타낸 바와 같이, 전류는 거리의 함수로서 WE (610) 및 CE (612) 를 따라 플로팅될 수 있다. 여기서, WE (610) 를 따른 전류는 WE 전도성 정사각형 (802I) (반응 구역 외부) 에서 0 부터 시작하여 WE 전도성 정사각형들 (802k-802d) 을 따라 증가하고 WE 전도성 정사각형 (802c) 에 의해 전체 I_LOOP 에 도달한다. 따라서, 총 전류 I_LOOP 는 다음의 식으로 나타낼 수 있다:

달리 말하면, 활성 전류는 각각의 보상되지 않은 활성 부분 (620, 622) 에서 여덟 (8) 개의 전도성 정사각형들로 균등하게 나눠질 수 있다 (실제 전류는 전극들 사이의 실제 전위차의 선형 함수일 것이다). 도 9 의 우측에서 좌측으로 이동하는 (즉, WE 전도성 정사각형들 (8021 내지 802c)) 총 WE 전류가 축적된다. WE 전도성 정사각형 (8021) 에서의 전류는 활성 부분 (620) 외부에 있기 때문에 0 이다. WE 전도성 정사각형 (802k) 의 우측 에지에 진입하는 전류는 0 이고, 정사각형 (802k) 의 좌측 에지를 떠나는 전류는 I_H 이다. 유사하게, WE 전도성 정사각형 (802j) 의 좌측 에지를 떠나는 전류는 [IG +IH] 이다. 이것은 WE 전도성 정사각형 (802d) 을 통해 계속된다. 활성 부분 (620) 에서 각각의 보상되지 않은 전도성 정사각형은 I_LOOP 전류의 일부를 반송하며, 지점 X 까지의 거리가 감소함에 따라 증가한다. I_LOOP 의 대략 7/8 은 WE 전도성 정사각형 (802d) 의 우측 에지에 진입하고, 전체 I_LOOP 는 WE 전도성 정사각형 (802d) 의 좌측 에지를 통과한다. 도 9 의 WE 는 전체 WE I_LOOP 전류를 반송하는 3 개의 보상되지 않은 접속 정사각형 (802a-c) 을 갖는다. IxR 손실은 측정 오차에 대한 주요 영향이기 때문에, I_LOOP 의 일부만을 반송하는 전도성 정사각형은 전체 루프 전류를 반송하는 정사각형과 같이 잠재적인 에러에 실질적으로 기여하지 않는다. 따라서, 다음과 같이 우측-좌측 평균으로서 각각의 WE 전도성 정사각형의 전류를 추정할 수 있다:

위에 언급된 바와 같이, 모든 전도성 정사각형이 동일한 전류를 반송하는 것은 아니다. 각각의 활성 정사각형은 총 전류의 부분만을 반송하므로 평균 활성 전류는 I_LOOP/2 로서 추정될 수 있다. 이러한 방식으로, 총 RWE 및 마찬가지로 총 RCE 의 간단한 근사는 반응 구역에서의 전도성 정사각형들 (즉, CE 또는 WE 의 보상되지 않은 활성 부분들 (620, 622) 의 전도성 정사각형들) 의 절반 플러스 반응 구역 외부의 전도성 정사각형들 (즉, CE 또는 WE 의 보상되지 않은 접속 부분들 (616, 618) 에서의 전도성 정사각형들) 로 개별 트레이스 저항률을 승산한 것으로서 계산될 수 있다. 따라서, 도 7 및 도 9 에 나타낸 시스템 (600) 에 대해, WE 및 CE 에 대한 R_UNC 의 간단한 근사 (즉, R_WE 및 R_CE) 는 반응 구역 외부의 세 (3) 개의 전도성 정사각형들 플러스 반응 구역에서의 여덟 (8) 개의 전도성 정사각형들의 절반 (즉, I_LOOP/2) 으로 R_S 를 승산함으로써 될 수 있으며, 이는 다음과 같이 계산될 수 있다:

따라서, 상기 시스템 (600) 이 이상적인 10kΩ 부하 및 |V₁| = 10 mV 에 접속되면, 바이오센서의 측정된 LOOP 는 10 mV/(14 Ω + 10 kΩ) = 0.9986 uA 가 될 것이고 산출된 "부하" 저항은 10.014 kΩ (+ 0.14 % 에러) 와 동일하다. 대응하는 WE-CE 전위차는 도 11 에 나타낸 바와 같이 유효 상수 10 mV 가 될 것이다. 대안으로, 상기 시스템 (600) 이 이상적인 10 kΩ 부하 및 |V₁| = 10.0 mV 에 접속되면, 바이오센서의 측정된 I_LOOP 는 10 mV/(14 Ω + 300 Ω) = 31.85 μΑ 가 될 것이고 산출된 "부하" 저항은 314 kΩ (+ 4.46% 에러) 가 될 것이다. 또한, 대응하는 WE-CE 전위차는 도 12 에 나타낸 바와 같이, ≤ 10mV 가 될 것이다. 그러나, 당업자는 현실 세계 트레이스 전류는 더 복잡할 수 있고 이상적인 직교 경로를 따라 흐를지 않을 수도 있음을 이해한다.

도 13 은 1 Ω/square 의 R_S 에 대해 측정 셀에서 균일한 전류 분포를 사용하여 전위차 에러를 나타낸다. 보다 구체적으로, 도 14 는 도 7 및 도 9 의 예시적인 전극 배열을 사용하여 분포된 300 Ω 부하를 측정할 때 다른 시트 저항에 대해 가능한 전위차 에러를 나타낸다. 알 수 있는 바와 같이, Rs 가 너무 증가하면 전위는 강하한다 (WE 및 CE 보상되지 않은 활성 부분들 (620, 622) 내에서, 각각 WE 및 CE 전도성 정사각형들 (802d-802k 및 804d-804k) 을 통해 일정하지 않음).

따라서, 상술한 바와 같이, 전극 셀 설계 및 트레이스 접속은 전압-감지 트레이스에 의해 설명되지 않은 R_UNC 의 양을 감소시킬 수 있고 활성 전위 에러를 바람직한 값으로 제어할 수 있다. 그러나, 주어진 바이오센서 설계는 시스템 요건, 물리적 사이즈, 비용 제약 또는 설계 복잡성에 의해 한정될 수 있다. 게다가, 인쇄되거나 스퍼터링된 전도성 필름의 R_S 는 정밀하게 제어하기 어려울 수 있고 로트마다 달라질 수도 있다.

통상의 전도체의 R_S 는 전자 농도 및 이동도의 함수이다. 100 K 이상에서, 금속성 전도체의 시트 저항은 일반적으로 온도에 따라 선형으로 증가한다. 반대는 탄소 또는 반도체 재료에 해당된다. 탄소 또는 반도체 재료에 대해, Rs 는 일반적으로 약 250K 까지 온도가 증가함에 따라 (비선형적으로) 감소한다. 유사한 원리가 액체 샘플에 적용될 수 있다. 예를 들어, 용액 온도의 증가는 그 점성을 감소시키고 용액에서의 이온의 이동도를 증가시킴으로써 그 벌크 저항을 감소시킬 수 있다. 따라서, 인쇄 또는 스퍼터링으로 생성된 정밀 전도체는 일반적으로 비용이 효율적이지 않다. 또한, 허용가능한 생산 변동은 정밀 임피던스 측정에서 허용가능하지 않은 에러를 부과할 수도 있다. 따라서, 개선된 정확성 및 더 넓은 측정 범위에 대해, 본 명세서에서 제공된 메커니즘은 낮은 전도도 또는 매우 가변적인 R_S 전도체로 제조된 바이오센서 상에 달리 알려지지 않은 임피던스의 측정을 (사용시에) 보정하는데 사용될 수 있다.

따라서, 본 명세서에 설명된 보정/보상/최소화 방법들은 알려진 측정 방법들에 통합되어 전기화학적 바이오센서의 전도성 엘리먼트에서 보상되지 않은 저항을 보정함으로써, 그러한 바이오센서를 사용하는 분석물 측정 시스템을 개선할 수 있다.

상기를 고려하여, 방법들은 관심의 하나 이상의 분석물들을 갖거나 또는 갖는 것으로 의심되는 체액을 바이오센서에 적용함으로써 시작할 수 있다. 체액 샘플이 바이오센서의 투여 단부에 도포되고 검출 시약을 재 수화한 후에, 분석물 측정 방법은 하나 이상의 전위의 테스트 시퀀스를 바이오센서의 전도성 엘리먼트에 적용하는 것을 포함한다. 이러한 테스트 시퀀스는 측정 디바이스에 의해 그 접속 단자로부터 전도성 엘리먼트의 하나 이상의 접촉 패드들에 적용될 수 있다.

일반적으로, 테스트 시퀀스는 당업계에 알려진 바와 같이 하나 이상의 AC 컴포넌트들 (선택적) 및/또는 하나 이상의 DC 컴포넌트들을 포함한다. 예를 들어, 국제 특허 출원 공보 번호 WO 2014/140718; WO 2014/140164; WO 2014/140170; WO 2014/140172; WO 2014/140173; 및 WO 2014/140177 뿐만 아니라 미국 특허 번호 7,338,639; 7,390,667; 7,407,811; 7,417,811; 7,452,457; 7,488,601; 7,494,816; 7,597,793; 7,638,033; 7,751,864; 7,977,112; 7,981,363; 8,148,164; 8,298,828; 8,377,707 및 8,420,404 를 참조한다.

따라서, 임피던스 측정에 대해, 테스트 시퀀스는 적어도 하나의 AC 컴포넌트를 포함해야 한다. 이러한 컴포넌트는 예를 들어, 약 2 개의 세그먼트 내지 약 10 개의 세그먼트, 약 3 개의 세그먼트 내지 약 9 개의 세그먼트, 약 4 개의 세그먼트 내지 약 8 개의 세그먼트, 약 5 개의 세그먼트 내지 약 7 개의 세그먼트 세그먼트 또는 약 6 개의 세그먼트와 같은 복수의 AC 세그먼트들을 포함할 수 있다. 다른 경우들에서, AC 컴포넌트는 약 2 개의 세그먼트, 약 3 개의 세그먼트, 약 4 개의 세그먼트, 약 5 개의 세그먼트, 약 6 개의 세그먼트, 약 7 개의 세그먼트, 약 8 개의 세그먼트, 약 9 개의 세그먼트 또는 약 10 개의 세그먼트를 포함할 수 있다. 또 다른 경우들에서, AC 컴포넌트는 10 개 보다 많은 세그먼트, 즉 약 15 개의 세그먼트, 약 20 개의 세그먼트 또는 약 25 개의 세그먼트를 가질 수 있다. 또 다른 경우들에서, AC 컴포넌트는 1 개의 세그먼트를 포함할 수 있으며, 세그먼트에는 다수의 저 주파수 AC 신호들이 동시에 인가된다.

당업자는 AC 세그먼트의 수가 측정을 수행하는데 이용가능한 응답의 복잡성, 연관된 주파수 범위 및 시간에 의해 제한될 것임을 이해한다. 고 주파수는 일반적으로 고 대역폭 전자기기 및 빠른 샘플링을 필요로 하는 반면, 저 주파수는 오래 걸리고 통상적으로 잡음이 많다. 따라서, 세그먼트의 최대 수는 이러한 파라미터의 절충안이 되어서, 관심의 환경적 및/또는 혼동 인자 및 샘플을 식별하는데 필요한 최소 카운트 및 주파수 범위를 선택할 것이다.

AC 컴포넌트의 각각의 세그먼트에서 각 신호의 주파수는 약 1kHz 내지 약 20kHz, 약 2kHz 내지 약 19kHz, 약 3kHz 내지 약 18kHz, 약 4kHz 내지 약 17kHz, 약 5kHz 내지 약 16kHz, 약 6kHz 내지 약 15kHz, 약 7kHz 내지 약 14kHz, 약 8kHz 내지 약 13kHz, 약 9kHz 내지 약 12kHz 또는 약 10 ㎑ 내지 11 ㎑ 일 수 있다. 다른 경우들에서, AC 컴포넌트에서의 각각의 세그먼트의 주파수는 약 1kHz, 약 2 kHz, 약 3 kHz, 약 4 kHz, 약 5 kHz, 약 6 kHz, 약 7 kHz, 약 8 kHz, 약 9 kHz, 약 10 kHz, 약 11 kHz, 약 12 kHz, 약 13 kHz, 약 14kHz, 약 15 kHz, 약 16 kHz, 약 17 kHz, 약 18 kHz, 약 19 kHz, 또는 약 20 kHz 일 수 있다. 또 다른 경우들에서, AC 컴포넌트의 각각의 세그먼트에서의 각 신호의 주파수는 20 kHz 초과, 즉 약 30 kHz, 약 40 kHz 또는 약 50 kHz 일 수 있다. 일부 경우들에서, 세그먼트들의 하나 이상은 동일한 주파수를 가질 수 있는 반면, 다른 경우들에서는 각각의 세그먼트가 다른 세그먼트들과 별개의 주파수를 갖는다. 그러나, 4 개의 주파수가 일반적으로 적당하다. 채용된 정확한 주파수는 측정 시스템 클록의 최대 주파수의 간단한 정수 제산에 의해 쉽게 생성될 수 있다.

그러나, AC 컴포넌트의 세그먼트에서 신호에 대한 최대 주파수 제한은 미터와 같은 저렴한, 배터리-공급형 핸드 헬드 기구에 대해 약 100 kHz 까지일 수 있다. 그 외에 아날로그 대역폭, 샘플링 레이트, 저장 및 프로세싱 속도에 대한 요구는 빠르게 증가하는 한편, 통상의 바이오센서 응답의 허수 부분은 주파수에 따라 점차적으로 더 작아지게 된다. 낮은 주파수는 비교할만한 정확성으로 샘플링하는데 기간이 더 길고 긴 시간이 걸린다.

AC 컴포넌트는 통상적으로 적어도 두 (2) 개의 상이한 저 진폭 신호를 포함한다. 예를 들어, AC 컴포넌트는 예를 들어, 약 10 ㎑ 또는 약 20 ㎑ 다음 약 1 ㎑ 또는 약 2 ㎑ 와 같은 두 (2) 개의 주파수에서 2 개의 세그먼트를 포함할 수 있다. 다른 경우들에서, AC 컴포넌트는 복수의 저 진폭 신호들을 포함한다. 예를 들어, AC 컴포넌트는 예를 들어, 약 10 ㎑, 약 20 ㎑, 약 2 ㎑ 및 약 1 ㎑ 와 같은 네 (4) 개의 주파수에서 다섯 (5) 개의 세그먼트를 가질 수 있다. 대안으로, AC 컴포넌트는 예를 들어, 약 20 ㎑, 약 10 ㎑, 약 2 ㎑ 및 약 1 ㎑ 와 같은 네 (4) 개의 주파수에서 네 (4) 개의 세그먼트를 가질 수 있다. 대안으로, AC 컴포넌트는 약 10 ㎑, 약 20 ㎑, 약 10 ㎑, 약 2 kHz 및 약 1 ㎑ 에서 동시에 적용된 네 (4) 개의 주파수를 가질 수 있다. 대안으로 또한, AC 컴포넌트는 원하는 저-진폭 AC 신호들을 동시에 인가하는 멀티-주파수 여기 파형을 가질 수 있다. AC 주파수는 순차적으로 적용되거나, 동시에 결합 및 적용되며 푸리에 변환 (Fourier Transform) 을 통해 분석될 수도 있다.

저 진폭 AC 신호의 컴포넌트는 약 500 msec 내지 약 1.5 sec, 약 600 msec 내지 약 1.25 sec, 약 700 msec 내지 약 1000 msec, 또는 약 800 msec 내지 약 900 msec 동안 인가될 수 있다. 대안으로, 저-진폭 AC 신호의 컴포넌트는 약 500 msec, 약 600 msec, 약 700 msec, 약 800 msec, 약 900 msec, 약 1000 msec, 약 1.25 초 또는 약 1.5 초 동안 인가될 수 있다. 특히, 저-진폭 AC 신호의 컴포넌트는 약 100 msec 내지 약 300 msec 동안 인가될 수 있다.

그러나, 당업자는 AC 세그먼트의 수, 주파수, 지속기간 및 순서가 달라질 수 있음을 이해한다.

AC 전류 응답 정보는 테스트 시퀀스 동안 임의의 시간에 획득될 수 있다. 낮은 주파수에서의 임피던스 결과는 전기화학적 셀이 DC 편광된 후 획득되는 경우 분석물 농도에 의해 영향을 받을 수도 있다. 일부 경우들에서, 일련의 AC 전류 응답 측정은 테스트 시퀀스에서 초기에 획득될 수 있다. 유체 샘플이 테스트 엘리먼트에 적용된 직후 취해진 측정은 확산, 온도 및 시약 용해도에 의해 영향을 받을 것이다. 다른 경우들에서, AC 응답 전류 측정은 응답이 안정화되도록 하고 제 1 초에서 과도 응답을 회피하기 위해 적절한 샘플이 적용된 후에 충분한 시간에 획득될 수 있다. 마찬가지로, 응답 전류 측정은 하나 이상의 주파수들에서 이루어질 수 있다. 그 용량성 본질로 인해, 주파수 옥타브 또는 디케이드로 분리된 다수의 AC 측정들은 상이한 민감도 또는 더 쉬운 조작을 제공할 수도 있다.

전기화학적 측정 방법에서의 예시적인 AC 컴포넌트에 관한 부가 상세들은, 예를 들어 미국 특허 번호 7,338,639; 7,390,667; 7,407,811; 7,417,811; 7,452,457; 7,488,601; 7,494,816; 7,597,793; 7,638,033; 7,751,864; 7,977,112; 7,981,363; 8,148,164; 8,298,828; 8,377,707 및 8,420,404 에 개시되어 있다.

테스트 시퀀스는 또한 하나 이상의 DC 컴포넌트들을 포함할 수 있다. 이러한 컴포넌트는 예를 들어, 약 2 개의 펄스 내지 약 10 개의 펄스, 약 3 개의 펄스 내지 약 9 개의 펄스, 약 4 개의 펄스 내지 약 8 개의 펄스, 약 5 개의 펄스 내지 약 7 개의 펄스, 또는 약 6 개의 펄스와 같은 복수의 펄스들을 포함할 수 있다. 다른 경우들에서, DC 컴포넌트는 약 2 개의 펄스, 약 3 개의 펄스, 약 4 개의 펄스, 약 5 개의 펄스, 약 6 개의 펄스, 약 7 개의 펄스, 약 8 개의 펄스, 약 9 개의 펄스 또는 약 10 개의 펄스를 포함할 수 있다. 또 다른 경우들에서, DC 컴포넌트는 10 개 보다 많은 펄스, 즉 약 15 개의 펄스, 약 20 개의 펄스 또는 약 25 개의 펄스를 가질 수 있다. 본 명세서에서 사용된 바와 같이, "펄스" 는 적어도 하나의 여기 및 하나의 복구 기간을 의미한다.

DC 컴포넌트는 통상적으로 종래의 DC 전기화학적 방법에 의해 분석될 수 있는 다른 느린 시변 전위차, 또는 약 0 mV 및 약 + 450 mV 전위차 사이에서 교번하는 지속적으로 인가된 전위차를 포함한다. 그러나, 당업자는 인가된 전위차의 범위가 사용된 분석물 및 시약의 케미스트리에 의존하여 달라질 수 있고 또한 달라질 것임을 이해한다. 이와 같이, 여기 펄스 전위는 약 +450 mV 보다 크거나, 작거나 또는 동일할 수 있다. 여기 전위의 예는 50 mV, 75 mV, 100 mV, 125 mV, 150 mV, 175 mV, 200 mV, 225 mV, 250 mV, 275 mV, 300 mV, 325 mV, 350 mV, 375 mV, 400 mV, 425 mV, 450 mV, 475 mV, 500 mV, 525 mV, 550 mV, 575 mV, 600 mV, 625 mV, 650 mV, 675 mV, 700 mV, 725 mV, 750 mV, 775 mV, 800 mV, 825 mV, 850 mV, 875 mV, 900 mV, 925 mV, 950 mV, 975 mV 또는 1000 mV 를 포함하지만 이에 제한되지 않는다.

그 수에 관계없이, 각각의 DC 펄스는 약 50 msec 내지 약 500 msec, 약 60 msec 내지 약 450 msec, 약 70 msec 내지 약 400 msec, 약 80 msec 내지 약 350 msec, 약 90 msec 약 300 msec, 약 100 msec 내지 약 250 msec, 약 150 msec 내지 약 200 msec, 또는 약 175 msec 동안 인가될 수 있다. 대안으로, 각각의 펄스는 약 50 msec, 약 60 msec, 약 70 msec, 약 80 msec, 약 90 msec, 약 100 msec, 약 125 msec, 약 150 msec, 약 175 msec, 약 200 msec, 약 225, 약 250 msec, 약 275 msec, 약 300 msec, 약 325 msec, 약 350 msec, 약 375 msec, 약 400 msec, 약 425 msec, 약 450 msec, 약 475 msec 또는 약 500 msec 동안 인가될 수 있다. 특히, +450mV 에서 각각의 DC 펄스는 약 250 msec 동안 인가될 수 있고, 0 mV 에서 각각의 DC 펄스는 약 500 msec 동안 인가될 수 있다. 대안으로 또한, 각각의 펄스는 약 50 msec 미만 또는 약 500 msec 초과 동안 인가될 수 있다.

일반적으로, 각각의 DC 펄스의 램프 레이트는 거의 이상적인 전위 전이에 의해 제공된 피크 전류에 대한 피크 전류에 있어서 약 50 % 이상의 감소를 제공하도록 선택된다. 일부 경우들에서, 각각의 펄스는 동일한 램프 레이트를 가질 수 있다. 다른 경우들에서, 일부 펄스들은 동일한 램프 레이트를 가질 수 있고 다른 펄스들은 다른 램프 레이트를 가질 수 있다. 또 다른 경우들에서, 각각의 펄스는 그 자신의 램프 레이트를 갖는다. 예를 들어, 유효 램프 레이트는 약 5 mV/msec 내지 약 75 mV/msec 또는 약 10 mV/msec 내지 약 50 mV/msec, 15 mV/msec 내지 약 25 mV/msec, 또는 약 20 mV/msec 일 수 있다. 대안으로, 램프 레이트는 약 5 mV/msec, 약 10 mV/msec, 약 15 mV/msec, 약 20 mV/msec, 약 25 mV/msec, 약 30 mV/msec, 약 35 mV/msec, 약 40 mV/sec, 약 45 mV/msec, 약 50 mV/msec, 약 55 mV/msec, 약 60 mV/msec, 약 65 mV/msec, 약 70 mV/msec 또는 약 75 mV/msec 일 수 있다. 특히, 램프 레이트는 약 40 mV/msec 내지 약 50 mV/msec 일 수 있다.

DC 컴포넌트에서, 인가된 DC 전위는 복구 펄스를 제공하기 위해 펄스들 사이에서 약 0 mV 로 고정될 수 있으므로, 일반적으로 연속적인 여기 파형을 만든다. 이는 양의 DC 펄스들 사이의 개방 회로의 사용을 규정함으로써, 양의 펄스들 사이의 전류를 수집 및 분석하는 가능성을 배제하는 당업계에 일반적으로 알려진 테스트 시퀀스와는 대조적이다. 본 명세서에서 사용된 바와 같이, "복구 펄스" 는 관심의 분석물 (예를 들어, 포도당) 과의 전기화학적 반응이 턴 "오프(off)" 됨으로써, 시스템이 또 다른 양의 DC 펄스로 후속 질의 (interrogation) 전에 고정된 시작 지점으로 돌아가도록 하는, 긴 복구 기간 동안 인가된 영-전위 펄스 (예를 들어, 약 -10mV 내지 약 + 10mV) 를 의미한다.

따라서, 예시적인 DC 컴포넌트는 (바이앰페리토메트릭 (biamperometric) 모드에서) 약 0 mV 와 약 +450 mV 사이에서 교번 (즉, 펄싱) 할 수 있다. 대안으로, 예시적인 DC 컴포넌트는 약 -450 mV 와 약 +450 mV 사이에서 교번할 수 있다.

당업자는 AC 컴포넌트처럼, DC 컴포넌트에서 펄스의 수, 전위, 지속기간 및 순서가 달라질 수 있음을 이해한다.

테스트 시퀀스에 대한 응답은 기록되고 체액 샘플에서 분석물 농도 및/또는 존재를 어셋하는데 사용된다. 중요한 응답 정보는 테스트 시퀀스의 여기 펄스 및/또는 복구 펄스에 대한 현재 응답의 지속기간, 형상 및/또는 크기를 포함하지만 이에 제한되지 않는다. 이러한 정보는 분석물 농도를 결정할 뿐만 아니라 HCT 및 온도와 같은 간섭물 뿐만 아니라 시약 및 샘플 확산의 습윤 및 검출 시약 두께의 변동을 보정하는데에도 사용될 수 있다.

예시적인 전기화학적 측정 방법에 관한 부가 상세들은 예를 들어, 미국 특허 번호 4,008,448; 4,225,410; 4,233,029;

8,377,707 및 8,420,404 뿐만 아니라 RE36268, RE42560, RE42924 및 RE42953 에 개시되어 있다.

본 명세서에서 사용될 수 있는 다른 예시적인 전기화학적 측정 방법은 국제 특허 출원 공보 번호 WO 2014/140718; WO 2014/140164; WO 2014/140170; WO 2014/140172; WO 2014/140173; 및 WO 2014/140177 에 개시되어 있다.

분석물 농도는 전극 시스템을 통해 측정되고 검출 시약에서 해방되거나 소비된 산화 환원 등가물 (예를 들어, 전자) 의 양에 대한 알고리즘 및/또는 상관관계에 의해 결정될 수 있으며, 여기서 알고리즘 및/또는 상관관계는 당업계에 알려져 있다.

분석물 측정 단계들과는 별도로, 분석물 측정 방법은 또한 상술한 보정/보상 단계를 포함할 수 있다. 즉, 방법은 또한, 예를 들어 전도성 정사각형 형태의 전도성 엘리먼트의 하나 이상의 패턴들의 저항을 측정하고, 그 후 전도성 엘리먼트의 패턴에서 보상되지 않은 전도성 정사각형의 이론적인 수로 나눔으로써 전도성 엘리먼트에서 보상되지 않은 저항에 대해 보정하기 위해 후속하여 사용될 수 있는 R_UNC 를 획득함으로써 사용 시 바이오센서의 R_S 를 Ω/square 로 결정하는 것을 포함할 수 있다.

일부 경우들에서, 그리고 이제 도 15 를 참조하면, 교정/보상 단계들은 프로세서 또는 제어기 또는 비제한적인 예로서, 도 5 에 나타낸 바와 같이 접속 단자 (또는 바이오센서 포트) 를 통해서와 같이, 바이오센서에 커플링된 측정 디바이스의 다른 컴포넌트들에 의해 수행될 수도 있다.

도 15 에 도시된 비제한적인 프로세스 단계들은 프로세스 컴포넌트 (1402) 에서 하나 이상의 루프 저항들을 측정하고, 프로세스 컴포넌트 (1404) 에서, 다음과 같은 전도성 엘리먼트의 R_S 를 결정하는 것으로 시작할 수 있다:

식 15

프로세스 컴포넌트 (1406) 에서, 프로세스는 다음과 같은 주어진 셀 (예를 들어, CE 또는 WE) 에 포함된 R_UNC 의 양을 결정하는 것을 포함한다:

(전도성 정사각형들) 식 16,

식 중 이러한 전도성 정사각형은 R_S 를 결정하는데 사용된 전도성 엘리먼트의 그 패턴 또는 경로 '이후의', '넘어' 또는 '외부의' 것들이다.

WE 및 CE 에서 전도성 정사각형의 수는 추정되거나, 실험적으로 결정되거나, 이론적으로 식별되거나, 또는 시뮬레이팅될 수 있다.

프로세스 컴포넌트 (1408) 에서, 프로세스는 다음과 같은, 측정된 루프 전류를 사용하여 셀 임피던스 및 위상을 결정하는 것을 포함한다:

그리고

식 17

프로세스 컴포넌트 (1410) 에서, 프로세스는 다음과 같은, 임피던스를 실수 및 허수 성분들로 변환하는 것을 포함한다:

식 18

식 19

프로세스 컴포넌트 (1412) 에서, 프로세스는 R_UNC 를 보정하는 것을 포함하며, 이는 다음과 같은 R_UNC 를 감산함으로써 실수 임피던스를 보정하는 것에 의해 달성될 수 있다:

식 20

프로세스 컴포넌트 (1414) 에서, 프로세스는 다음과 같은 실수 및 원래 허수 성분들을 보정된 크기 및 위상으로 선택적으로 변환하는 것을 포함한다:

식 21

프로세스 컴포넌트 (1416) 에서, 프로세스는 분석물 농도 값을 결정하는 것을 포함한다. 일부 경우들에서, 원래 측정들이 보정된 Z' 및 θ' 로 대체된다. 프로세스 컴포넌트 (1416) 에서, 모든 평가 기준이 고려되지 않았다면 프로세스가 반복될 수 있다. 일부 비제한적인 기준은 주파수 또는 온도 범위 (예컨대 측정 디바이스에 포함된 서미스터로부터의 온도 판독에 기초함) 를 포함할 수도 있다. 즉, 상술한 단계들이 각각의 주파수 또는 동작 온도의 범위에 대해 완료되지 않았다면, 프로세스는 반복될 수도 있다.

예들:

발명의 개념은 제한이 아닌 예시의 목적으로 제공되는, 다음의 비제한적인 예들의 고려시 보다 충분히 이해될 것이다.

예 1:

도 16 은 다양한 HCT (예를 들어, 11.6 %, 25.6, 43.4 %, 55.0 %, 64.6 % 및 69.8 %) 의 존재에서 고정된 포도당 농도를 분석하는데 사용된 전기화학적 바이오센서로부터의 동작 결과를 평가하기 위한 일 예를 나타낸다. 구체적으로, 도 16 은 R_S 가 4.2 Ω/square 인 혼성체 금속 전도성 엘리먼트를 갖는 바이오센서 및 혈액 샘플로부터의 평균 데이터를 나타낸다. 따라서, 도 16 은 입증된 감도 변화를 나타내며, 이는 샘플 전도성이 감소함에 따라 (낮은 HCT) 더 상당해진다.

보다 구체적으로, 이 예에서, 2 μA 의 DC 응답 및 434 Ω 의 실수 부분을 갖는 고 주파수 임피던스를 측정하기 위해 실험이 수행되었다. R_UNC 보정이 없고, 그리고 도 17 에 나타낸 바와 같이, Z_real 는 공칭 저항률에 기초하여 44.4 HCT 로 직접 변환되었다. 정확한 교정 곡선은 도 16 에 나타낸 바와 같이 선택되었고 (49.96 mg/dL/μA), 측정된 2 μA 전류는 정확하게

99.9 mg/dL (예를 들어, 49.96 mg/dL/μΑ x 2 μΑ = 99.92 mg/dL) 로 변환되었다.

바이오센서 베이스 재료의 저항률이 공칭 (예를 들어, 4.75 Ω/square) 보다

13% 높은 경우, 보정되지 않은 434 Ω Z_real 측정은 HCT = 37.4 로 변환될 것이다. 부정확한 교정 곡선은 도 16 으로부터 선택될 것이고 (44.92 mg/dL/μA), 측정된 2 μA 전류는

89.8 mg/dL (-10% 에러; 예를 들어, 44.92 mg/dL/μΑ x 2 μΑ = 89.84 mg/dL) 로 변환되었다. 도 17 은 R (또는 Z_REAL) 을 도 16 에 나타낸 데이터와 관련하여 사용될 수 있는 HCT 로 변환하기 위한 일 예를 나타낸다.

다른 한편으로, 바이오센서 베이스 재료의 저항률이 공칭 (예를 들어, 3.80 Ω/square) 보다 10% 낮은 경우, 보정되지 않은 434 Ω Z_real 은 HCT = 51.6 로 변환될 것이다. 부정확한 교정 곡선이 선택될 것이고 (59.9 mg/dL/μA), 측정된 2 μA 전류는

119.8 mg/dL (+20% 에러; 예를 들어, 59.9 mg/dL/μΑ x 2 μΑ = 1 19.8 mg/dL) 로 변환되었다. 따라서, 적절한 교정을 선택하기 위한 상술한 시스템들 및 방법들은 바이오센서 또는 테스트 스트립의 궁극적인 분석 정확성에서 실질적인 개선을 가져온다는 것을 알 수 있다.

본 명세서의 방법들의 유효성을 더 설명하기 위해, R_S 가 각각 0.2, 3.8, 4,2 및 4.8 Ω/square 에서 각각 변화된, 4 개의 부가 연구들이 수행되었다. 표 1 은 R_S 가 약 0.2 Ω/square 인 적당한 두께의 전도성 재료로 제조된 전극으로부터의 결과를 나타낸다. 전극이 낮은 R_S 를 가지면, 교정될 상당한 R_UNC 는 본질적으로 없다. 전극 설계는 R_UNC 영역에 대해 약 열 여섯 (16) 개의 정사각형을 가지며; 이에 따라, 평균 20 kHz

이 약 249.8 Ω 내지 약 474.8 Ω 일 때 R_UNC = 16 x 0.2Ω/square = 3.6 Ω 의 보정은 많지 않다. 따라서 Z_REAL 보정된 포도당 (mg/dL) 은 R_UNC-Z_REAL 에 대해 보정되지 않은 값과 유사하므로 예시적인 측정 방법에서 AC 컴포넌트로부터 획득되는 값이고 HCT 및 R_UNC 의 양자 모두로부터 기여도를 가지게 될 측정된 값이다. 이 경우 R_UNC 에 대해 값이 보정되더라도, R_UNC 가 작기 때문에 그 차이는 작다.

표 1: 농도 에러에 대한 R_UNC 기여도 (거의 이상적인 Rs = 0.2 Ω/square; 포도당 참조 = 120 mg/dL)

대조적으로, 표 2 내지 표 4 는 점진적으로 증가하는 R_S 값을 갖는 결과를 나타낸다. 여기서, 테스트 스트립은 적은 전도성의 박막 전극을 가지며, 따라서 표 1 로부터의 테스트 스트립과 비교할 때 저항성이 크며, 이는 R_UNC 를 보정하는 방법이 계산된 포도당을 개선할 수 있음을 나타낸다. 이것은 일반적인 제조 방법에서 알 수 있는 대략적인 범위이다.

표 2: 농도 에러에 대한 R_UNC 기여도 (Rs = 3.8 Ω/square; 포도당 참조 = 120 mg/dL)

표 3: 농도 에러에 대한 R_UNC 기여도 (공칭 R_S = 4.2 Ω/square; 포도당 참조 = 120 mg/dL)

표 4: 농도 에러에 대한 R_UNC 기여도 (높은 R_S = 4.8 Ω/square; 포도당 참조 = 120 mg/dL)

이들 표가 나타내는 바와 같이, 검사된 각각의 HCT 에서, R_S 가 더 커질수록 포도당 에러가 더 커진다. 그러나, 본 명세서에 기재된 보상 방법은 HCT들의 범위를 통해 120mg/dL 의 타겟 포도당 값의 ± 3 % 이내로 포도당 에러를 보정할 수 있었다.

본 명세서에 인용된 모든 특허, 특허 출원, 특허 출원 공보 및 기타 공보는 그 전부가 기술된 대로 참조로서 본 명세서에 통합된다.

본 발명의 개념은 현재 가장 실용적이고 바람직한 실시형태들로 고려되는 것과 관련하여 설명되었다. 그러나, 본 발명의 개념은 예시에 의해 제시되었고 개시된 실시형태들에 제한되도록 의도되지 않는다. 따라서, 당업자는 본 발명의 개념이 첨부된 청구항들에 기술된 바와 같은 발명의 개념의 사상 및 범위 내의 모든 수정들 및 대안의 배열들을 포함하는 것으로 의도된다는 것을 알 수 있을 것이다. 넘버링된 실시형태들이 후술된다.

넘버링된 실시형태들

상기에 부가하여 또는 대안으로서, 다음의 실시형태들이 설명된다:

1. 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항들을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법으로서,

바이오센서의 2 개의 전도성 엘리먼트들 사이의 전위차를 인가하는 단계로서, 바이오센서는,

비전도성 지지 기판,

전도성 엘리먼트들로서, 전도성 엘리먼트들은 비전도성 베이스의 표면 상에 제공되고, 전도성 엘리먼트들은 작동 전극, 작동 전극 트레이스, 작동 전극 접촉 패드, 작동 전극 전압-감지 트레이스, 작동 전극 전압- 감지 접촉 패드, 카운터 전극, 카운터 전극 트레이스, 카운터 전극 접촉 패드, 카운터 전극 전압-감지 트레이스, 및 카운터 전극 전압-감지 접촉 패드를 포함하는, 상기 전도성 엘리먼트들, 및

전도성 엘리먼트들의 하나 이상과 접촉하는 검출 시약을 포함하고,

2 개의 전도성 엘리먼트들은 작동 전극 및 카운터 전극이고, 작동 전극 및 카운터 전극은 각각 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분으로 세분화가능하고, 보상되지 않은 접속 부분들은 작동 전극 및/또는 카운터 전극으로의 임의의 개개의 전압-감지 트레이스 접속들 이후에 시작하며, 각각의 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분은 또한 다수의 전도성 정사각형들로 세분화가능한, 상기 전위차를 인가하는 단계;

하나 이상의 루프 저항들을 측정하고, 루프에서의 정사각형들의 미리결정된 수로 각각의 루프 저항을 나누고, 그 결과들을 수학적으로 결합하여 전도성 엘리먼트들을 나타내는 시트 저항을 결정함으로써, 인가된 전위차에 기초하여 작동 전극 및 카운터 전극에 대해 시트 저항들을 결정하는 단계;

시트 저항들 및 전도성 정사각형들의 수에 기초하여 작동 전극 및 카운터 전극에 대해 보상되지 않은 저항들을 결정하는 단계; 및

결정된 보상되지 않은 저항들에 기초하여 임피던스를 수학적으로 보상 또는 보정하는 단계를 포함한다.

2. 실시형태 1 의 방법에 있어서, 전위는 적어도 하나의 교류 (AC) 컴포넌트를 포함한다.

3. 실시형태 2 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 10 kHz, 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가된다.

4. 실시형태 2 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가된다.

5. 실시형태 2 의 방법에 있어서, 전위는 적어도 하나의 직류 (DC) 컴포넌트를 더 포함한다.

6. 실시형태 5 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 DC 컴포넌트는 약 0 V 내지 약 +450 mV 의 또는 이 범위로 램핑된 복수의 전위 펄스들을 포함하고, 각각의 펄스는 약 0 mV 전위차가 카운터 전극 및 작동 전극 사이에 인가되는 복구 간격으로 분리된다.

7. 실시형태 5 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 DC 컴포넌트는 약 -450 mV 내지 약 +450 mV 사이에서 교번하는 복수의 전위 펄스들을 포함한다.

8. 실시형태 1 의 방법에 있어서, 관심의 분석물을 갖거나 이를 갖는 것으로 의심되는 체액 샘플에서 분석물 농도를 결정하는 단계를 더 포함하고, 체액은 검출 시약과 유체 접촉한다.

9. 체액 샘플에서 관심 분석물의 농도 또는 존재를 전기화학적으로 측정하는 방법으로서, 방법은,

체액 샘플을 바이오센서에 적용하는 단계로서, 바이오센서는,

비전도성 지지 기판,

전도성 엘리먼트들로서, 전도성 엘리먼트들은 비전도성 베이스의 표면 상에 제공되고, 전도성 엘리먼트들은 작동 전극, 작동 전극 트레이스, 작동 전극 접촉 패드, 작동 전극 전압-감지 트레이스, 카운터 전극, 카운터 전극 트레이스, 카운터 전극 접촉 패드, 및 카운터 전극 전압-감지 트레이스를 포함하는, 상기 전도성 엘리먼트들, 및

전도성 엘리먼트들의 하나 이상과 접촉하는 검출 시약을 포함하고,

2 개의 전도성 엘리먼트들은 작동 전극 및 카운터 전극이고, 작동 전극 및 카운터 전극은 각각 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분으로 세분화가능하고, 보상되지 않은 접속 부분들은 작동 전극 및/또는 카운터 전극으로의 임의의 개개의 전압-감지 트레이스 접속들 이후에 시작하며, 각각의 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분은 또한 다수의 전도성 정사각형들로 세분화가능한, 상기 체액 샘플을 바이오센서에 적용하는 단계;

바이오센서의 2 개의 전도성 엘리먼트들에 전기적 테스트 시퀀스를 적용하고 그에 대한 응답 정보를 측정하는 단계로서, 전기적 테스트 시퀀스는 적어도 하나의 AC 컴포넌트 및 적어도 하나의 DC 컴포넌트를 포함하는, 상기 전기적 테스트 시퀀스를 적용하고 그에 대한 응답 정보를 측정하는 단계;

하나 이상의 루프 저항들을 측정하고, 하나 이상의 루프들에서의 정사각형들의 미리결정된 수로 각각의 루프 저항을 나누고, 그 결과들을 수학적으로 결합하여 전도성 엘리먼트들을 나타내는 시트 저항을 결정함으로써, 인가된 전위차에 기초하여 작동 전극 및 카운터 전극에 대해 시트 저항들을 결정하는 단계;

시트 저항들 및 전도성 정사각형들의 수에 기초하여 작동 전극 및 카운터 전극에 대해 보상되지 않은 저항들을 결정하는 단계;

결정된 보상되지 않은 저항들에 기초하여 임피던스를 수학적으로 보상 또는 보정하는 단계; 및

테스트 시퀀스에 대한 응답 정보를 사용하여 그리고 DC 컴포넌트 및 수학적으로 보상 또는 보정된 임피던스에 기초하여 테스트 미터로 하나 이상의 분석물 농도들을 결정하는 단계를 포함한다.

10. 실시형태 9 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 10 kHz, 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가된다.

11. 실시형태 9 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가된다.

12. 실시형태 9 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 DC 컴포넌트는 약 0 V 내지 약 +450 mV 의 또는 이 범위로 램핑된 복수의 전위 펄스들을 포함하고, 각각의 펄스는 약 0 mV 전위차가 카운터 전극 및 작동 전극 사이에 인가되는 복구 간격으로 분리된다.

13. 실시형태 9 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 DC 컴포넌트는 약 -450 mV 내지 약 +450 mV 사이에서 교번하는 복수의 전위 펄스들을 포함한다.

14. 실시형태 9 의 방법에 있어서, 관심 분석물은 포도당이다.

15. 테스트 미터에서 바이오센서 산출 정확성 및 신뢰성을 증가시키는 방법으로서, 방법은,

테스트 미터에 바이오센서를 제공하는 단계로서, 바이오센서는,

비전도성 지지 기판,

전도성 엘리먼트들로서, 전도성 엘리먼트들은 비전도성 베이스의 표면 상에 제공되고, 전도성 엘리먼트들은 작동 전극, 작동 전극 트레이스, 작동 전극 접촉 패드, 작동 전극 전압-감지 트레이스, 작동 전극 전압- 감지 접촉 패드, 카운터 전극, 카운터 전극 트레이스, 카운터 전극 접촉 패드, 카운터 전극 전압-감지 트레이스, 및 카운터 전극 전압-감지 접촉 패드를 포함하는, 상기 전도성 엘리먼트들, 및

전도성 엘리먼트들의 하나 이상과 접촉하는 검출 시약을 포함하고,

2 개의 전도성 엘리먼트들은 작동 전극 및 카운터 전극이고, 작동 전극 및 카운터 전극은 각각 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분으로 세분화가능하고, 보상되지 않은 접속 부분들은 작동 전극 및/또는 카운터 전극으로의 임의의 개개의 전압-감지 트레이스 접속들 이후에 시작하며, 각각의 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분은 또한 다수의 전도성 정사각형들로 세분화가능한, 상기 테스트 미터에 바이오센서를 제공하는 단계;

시트 저항들 및 전도성 정사각형들의 수에 기초하여 작동 전극 및 카운터 전극에 대해 보상되지 않은 저항들을 결정하는 단계; 및

측정된 임피던스의 실수 부분으로부터 보상되지 않은 저항들을 감산함으로써 임피던스를 수학적으로 보상 또는 보정하는 단계를 포함한다.

16. 실시형태 15 의 방법에 있어서, 전위는 적어도 하나의 교류 (AC) 컴포넌트를 포함한다.

17. 실시형태 16 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 10 kHz, 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가된다.

18. 실시형태 16 의 방법에 있어서, 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가된다.

19. 실시형태들 1 내지 8 중 어느 하나의 방법을 수행하도록 구성된다.

20. 실시형태 19 의 디바이스에 있어서, 디바이스는 혈당 측정기이다.

21. 실시형태 19 의 디바이스 및 적어도 하나의 바이오센서를 포함한다.

22. 실시형태 21 의 시스템에 있어서, 시스템은 자기-모니터링 혈당 (SMBG) 시스템이다.

23. 실시형태들 9 내지 14 항 중 어느 하나의 방법을 수행하도록 구성된 디바이스.

24. 실시형태 23 의 디바이스에 있어서, 디바이스는 혈당 측정기이다.

25. 실시형태 23 의 디바이스 및 적어도 하나의 바이오센서를 포함하는 시스템.

26. 실시형태 25 의 시스템에 있어서, 시스템은 자기-모니터링 혈당 (SMBG) 시스템이다.

27. 실시형태들 15 내지 18 중 어느 하나의 방법을 수행하도록 구성된 디바이스.

28. 실시형태 27 의 디바이스에 있어서, 디바이스는 혈당 측정기이다.

29. 실시형태 27 의 디바이스 및 적어도 하나의 바이오센서를 포함하는 시스템.

30. 실시형태 29 의 시스템에 있어서, 시스템은 자기-모니터링 혈당 (SMBG) 시스템이다.

10 바이오센서 16 커버
12 지지 기판 18 제 1 표면
14 스페이서 20 제 2 표면
22 단부 608 CE 트레이스
24 단부 610 WE
26 측면 에지 612 CE
28 측면 에지 614 반응 구역
30 모세관 채널 616 WE 보상되지 않은 접속 부분
32 단부 에지
34 내부 표면 618 CE 보상되지 않은 접속 부분
36 하부 표면
40 접속 단자 620 WE 보상되지 않은 활성 부분
42 디스플레이
44 엔트리 평균 622 CE 보상되지 않은 활성 부분
100 바이오센서
102 측정 디바이스 624 WE 단부
102a 측정 회로 626 CE 단부
104 작동 전극 (WE) 700 측정 회로
106 카운터 전극 (CE) 702 제 1 저항기
108 CE 트레이스 704 제 2 저항기
110 WE 트레이스 706 부하 저항기
112 WE 전압-감지 트레이스
802 WE 전도성 정사각형
114 샘플 수용 챔버
802a-c WE 보상되지 않은 접속 부분 전도성 정사각형들
116 CE 플로우
802d-k WE 보상되지 않은 활성 부분 전도성 정사각형들
118 지점 "B"
120 지점 "A"
122 WE 플로우 802I 단부 WE 전도성 정사각형들
124 CE 전압-감지 트레이스
804 CE 전도성 정사각형들
200 바이오센서
804a-c CE 보상되지 않은 접속 부분 전도성 정사각형들
300 바이오센서
600 바이오센서
804d-k CE 보상되지 않은 활성 부분 전도성 정사각형들
602 WE 전압-감지 트레이스
604 CE 전압-감지 트레이스
804I CE 단부 전도성 정사각형
606 WE 트레이스
1402 계산 단계 (셀 임피던스 및 위상)
1410 계산 단계 (보상되지 않은 저항)
1404 변환 단계 1412 보정 단계
1406 측정 단계 1414 변환 단계
1408 계산 단계 (시트 저항)
1416 평가 단계

Claims (30)

1. 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항들을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법으로서,
   상기 바이오센서의 2 개의 전도성 엘리먼트들 사이의 전위차를 인가하는 단계로서, 상기 바이오센서는,
   비전도성 지지 기판,
   전도성 엘리먼트들로서, 상기 전도성 엘리먼트들은 비전도성 베이스의 표면 상에 제공되고, 상기 전도성 엘리먼트들은 작동 전극, 작동 전극 트레이스, 작동 전극 접촉 패드, 작동 전극 전압-감지 트레이스, 작동 전극 전압- 감지 접촉 패드, 카운터 전극, 카운터 전극 트레이스, 카운터 전극 접촉 패드, 카운터 전극 전압-감지 트레이스, 및 카운터 전극 전압-감지 접촉 패드를 포함하는, 상기 전도성 엘리먼트들, 및
   상기 전도성 엘리먼트들의 하나 이상과 접촉하는 검출 시약을 포함하고,
   상기 2 개의 전도성 엘리먼트들은 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극이고, 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극은 각각 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분으로 세분화가능하고, 상기 보상되지 않은 접속 부분들은 상기 작동 전극 및/또는 상기 카운터 전극으로의 임의의 개개의 전압-감지 트레이스 접속들 이후에 시작하며, 각각의 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분은 또한 다수의 전도성 정사각형들로 세분화가능한, 상기 전위차를 인가하는 단계;
   상기 하나 이상의 루프 저항들을 측정하고, 루프에서의 정사각형들의 미리결정된 수로 각각의 루프 저항을 나누고, 그 결과들을 수학적으로 결합하여 상기 전도성 엘리먼트들을 나타내는 시트 저항을 결정함으로써, 인가된 상기 전위차에 기초하여 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극에 대해 시트 저항들을 결정하는 단계;
   상기 시트 저항들 및 상기 전도성 정사각형들의 수에 기초하여 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극에 대해 보상되지 않은 저항들을 결정하는 단계; 및
   결정된 상기 보상되지 않은 저항들에 기초하여 임피던스를 수학적으로 보상 또는 보정하는 단계를 포함하는, 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법.
2. 제 1 항에 있어서,
   상기 전위는 적어도 하나의 교류 (AC) 컴포넌트를 포함하는, 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법.
3. 제 2 항에 있어서,
   상기 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 10 kHz, 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가되는, 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법.
4. 제 2 항에 있어서,
   상기 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가되는, 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법.
5. 제 2 항에 있어서,
   상기 전위는 적어도 하나의 직류 (DC) 컴포넌트를 더 포함하는, 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법.
6. 제 5 항에 있어서,
   상기 적어도 하나의 DC 컴포넌트는 약 0 V 내지 약 +450 mV 의 또는 이 범위로 램핑된 복수의 전위 펄스들을 포함하고, 각각의 펄스는 약 0 mV 전위차가 상기 카운터 전극 및 상기 작동 전극 사이에 인가되는 복구 간격으로 분리되는, 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법.
7. 제 5 항에 있어서,
   상기 적어도 하나의 DC 컴포넌트는 약 -450 mV 내지 약 +450 mV 사이에서 교번하는 복수의 전위 펄스들을 포함하는, 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법.
8. 제 1 항에 있어서,
   관심의 분석물을 갖거나 이를 갖는 것으로 의심되는 체액 샘플에서 분석물 농도를 결정하는 단계를 더 포함하고, 상기 체액은 상기 검출 시약과 유체 접촉하는, 분석물 농도를 결정하는데 사용하기 위한 바이오센서에서의 보상되지 않은 저항을 보상, 보정 또는 최소화하는 방법.
9. 체액 샘플에서 관심 분석물의 농도 또는 존재를 전기화학적으로 측정하는 방법으로서,
   상기 체액 샘플을 바이오센서에 적용하는 단계로서, 상기 바이오센서는,
   비전도성 지지 기판,
   전도성 엘리먼트들로서, 상기 전도성 엘리먼트들은 비전도성 베이스의 표면 상에 제공되고, 상기 전도성 엘리먼트들은 작동 전극, 작동 전극 트레이스, 작동 전극 접촉 패드, 작동 전극 전압-감지 트레이스, 카운터 전극, 카운터 전극 트레이스, 카운터 전극 접촉 패드, 및 카운터 전극 전압-감지 트레이스를 포함하는, 상기 전도성 엘리먼트들, 및
   상기 전도성 엘리먼트들의 하나 이상과 접촉하는 검출 시약을 포함하고,
   2 개의 전도성 엘리먼트들은 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극이고, 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극은 각각 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분으로 세분화가능하고, 상기 보상되지 않은 접속 부분들은 상기 작동 전극 및/또는 상기 카운터 전극으로의 임의의 개개의 전압-감지 트레이스 접속들 이후에 시작하며, 각각의 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분은 또한 다수의 전도성 정사각형들로 세분화가능한, 상기 체액 샘플을 바이오센서에 적용하는 단계;
   상기 바이오센서의 2 개의 전도성 엘리먼트들에 전기적 테스트 시퀀스를 인가하고 그에 대한 응답 정보를 측정하는 단계로서, 상기 전기적 테스트 시퀀스는 적어도 하나의 AC 컴포넌트 및 적어도 하나의 DC 컴포넌트를 포함하는, 상기 전기적 테스트 시퀀스를 인가하고 그에 대한 응답 정보를 측정하는 단계;
   상기 하나 이상의 루프 저항들을 측정하고, 하나 이상의 루프들에서의 정사각형들의 미리결정된 수로 각각의 루프 저항을 나누고, 그 결과들을 수학적으로 결합하여 상기 전도성 엘리먼트들을 나타내는 시트 저항을 결정함으로써, 인가된 전위차에 기초하여 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극에 대해 시트 저항들을 결정하는 단계;
   상기 시트 저항들 및 상기 전도성 정사각형들의 수에 기초하여 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극에 대해 보상되지 않은 저항들을 결정하는 단계;
   결정된 상기 보상되지 않은 저항들에 기초하여 임피던스를 수학적으로 보상 또는 보정하는 단계; 및
   상기 테스트 시퀀스에 대한 상기 응답 정보를 사용하여 그리고 상기 DC 컴포넌트 및 수학적으로 보상 또는 보정된 임피던스에 기초하여 테스트 미터로 하나 이상의 분석물 농도들을 결정하는 단계를 포함하는, 체액 샘플에서 관심 분석물의 농도 또는 존재를 전기화학적으로 측정하는 방법.
10. 제 9 항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 10 kHz, 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가되는, 체액 샘플에서 관심 분석물의 농도 또는 존재를 전기화학적으로 측정하는 방법.
11. 제 9 항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가되는, 체액 샘플에서 관심 분석물의 농도 또는 존재를 전기화학적으로 측정하는 방법.
12. 제 9 항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 DC 컴포넌트는 약 0 V 내지 약 +450 mV 의 또는 이 범위로 램핑된 복수의 전위 펄스들을 포함하고, 각각의 펄스는 약 0 mV 전위차가 상기 카운터 전극 및 상기 작동 전극 사이에 인가되는 복구 간격으로 분리되는, 체액 샘플에서 관심 분석물의 농도 또는 존재를 전기화학적으로 측정하는 방법.
13. 제 9 항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 DC 컴포넌트는 약 -450 mV 내지 약 +450 mV 사이에서 교번하는 복수의 전위 펄스들을 포함하는, 체액 샘플에서 관심 분석물의 농도 또는 존재를 전기화학적으로 측정하는 방법.
14. 제 9 항에 있어서,
    상기 관심 분석물은 포도당인, 체액 샘플에서 관심 분석물의 농도 또는 존재를 전기화학적으로 측정하는 방법.
15. 바이오센서 산출 정확성 및 신뢰성을 증가시키는 방법으로서,
    바이오센서를 제공하는 단계로서, 상기 바이오센서는,
    비전도성 지지 기판,
    전도성 엘리먼트들로서, 상기 전도성 엘리먼트들은 비전도성 베이스의 표면 상에 제공되고, 상기 전도성 엘리먼트들은 작동 전극, 작동 전극 트레이스, 작동 전극 접촉 패드, 작동 전극 전압-감지 트레이스, 작동 전극 전압- 감지 접촉 패드, 카운터 전극, 카운터 전극 트레이스, 카운터 전극 접촉 패드, 카운터 전극 전압-감지 트레이스, 및 카운터 전극 전압-감지 접촉 패드를 포함하는, 상기 전도성 엘리먼트들, 및
    상기 전도성 엘리먼트들의 하나 이상과 접촉하는 검출 시약을 포함하고,
    2 개의 전도성 엘리먼트들은 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극이고, 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극은 각각 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분으로 세분화가능하고, 상기 보상되지 않은 접속 부분들은 상기 작동 전극 및/또는 상기 카운터 전극으로의 임의의 개개의 전압-감지 트레이스 접속들 이후에 시작하며, 각각의 보상되지 않은 접속 부분 및 보상되지 않은 활성 부분은 또한 다수의 전도성 정사각형들로 세분화가능한, 상기 바이오센서를 제공하는 단계;
    시트 저항들 및 상기 전도성 정사각형들의 수에 기초하여 상기 작동 전극 및 상기 카운터 전극에 대해 보상되지 않은 저항들을 결정하는 단계; 및
    측정된 임피던스의 실수 부분으로부터 상기 보상되지 않은 저항들을 감산함으로써 임피던스를 수학적으로 보상 또는 보정하는 단계를 포함하는, 바이오센서 산출 정확성 및 신뢰성을 증가시키는 방법.
16. 제 15 항에 있어서,
    상기 전위는 적어도 하나의 교류 (AC) 컴포넌트를 포함하는, 바이오센서 산출 정확성 및 신뢰성을 증가시키는 방법.
17. 제 16 항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 10 kHz, 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가되는, 바이오센서 산출 정확성 및 신뢰성을 증가시키는 방법.
18. 제 16 항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 AC 컴포넌트는 약 20 kHz, 약 10 kHz, 약 2 kHz 및 약 1 kHz 의 주파수를 포함하고, 각각의 주파수는 약 0.5 초 내지 약 1.5 초 동안 인가되는, 바이오센서 산출 정확성 및 신뢰성을 증가시키는 방법.
19. 제 1 항 내지 제 8 항 중 어느 한 항에 기재된 방법을 수행하도록 구성된, 디바이스.
20. 제 19 항에 있어서,
    상기 디바이스는 혈당 측정기인, 디바이스.
21. 제 19 항에 기재된 디바이스 및 적어도 하나의 바이오센서를 포함하는, 시스템.
22. 제 21 항에 있어서,
    상기 시스템은 자기-모니터링 혈당 (SMBG) 시스템인, 시스템.
23. 제 9 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 기재된 방법을 수행하도록 구성된, 디바이스.
24. 제 23 항에 있어서,
    상기 디바이스는 혈당 측정기인, 디바이스.
25. 제 23 항에 기재된 디바이스 및 적어도 하나의 바이오센서를 포함하는, 시스템.
26. 제 25 항에 있어서,
    상기 시스템은 자기-모니터링 혈당 (SMBG) 시스템인, 시스템.
27. 제 15 항 내지 제 18 항 중 어느 한 항에 기재된 방법을 수행하도록 구성된, 디바이스.
28. 제 27 항에 있어서,
    상기 디바이스는 혈당 측정기인, 디바이스.
29. 제 27 항에 기재된 디바이스 및 적어도 하나의 바이오센서를 포함하는, 시스템.
30. 제 29 항에 있어서,
    상기 시스템은 자기-모니터링 혈당 (SMBG) 시스템인, 시스템.

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