CN100574700C - 使用水凝胶对分析物取样和分析的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及经皮分析物监控系统，该系统包含适合于和生物膜连接并接收来自生物膜的分析物的介质以及包含由多个电极组成的电极组件，其中所述介质适合连续地和所述分析物反应，通过电极组件检测电信号，且电极信号和分析物的值关联。分析物的值可以是该分析物通过生物膜的流量或该分析物在受试者体液中的浓度。介质可包含例如基于醋酸乙烯酯的水凝胶、基于琼脂糖的水凝胶或基于聚乙二醇二丙烯酸酯(PEG-DA)的水凝胶。电极的表面区域可包含纯铂。该系统可包括位于生物膜和电极组件之间用于减少系统内干扰的干涉过滤器。该系统可包括经编程以执行校正传感器漂移的误差校正法的处理器。

Description

使用水凝胶对分析物取样和分析的系统和方法

本申请是2005年8月11日提交的美国申请11/201,334的分案申请，所述申请是2004年10月28日提交的美国申请10/974,963的继续申请，两者以其全文在此引用作为参考。本申请涉及下列专利和申请，其各自在此以其全文引用作为参考：2001年3月16日提交的美国专利09/979,096；1999年12月17日提交的美国专利09/868,442；1998年12月18日提交的美国临时申请60/112,953；1999年7月12日提交的美国临时申请60/142,941；1999年7月12日提交的美国临时申请60/142,950；1999年7月12日提交的美国临时申请60/142,951；1999年7月12日提交的美国临时申请60/142,975；1998年1月8日提交的美国专利6,190,315；和美国临时申请60/070,813。

发明背景

发明领域

本发明涉及体液的非侵入性取样，和更特别地，涉及用于非侵入性体液取样和分析的系统、方法和装置。

相关领域的描述

为了监控糖尿病患者的血糖浓度，频繁刺破其手指和前臂以获得血液。使用血液进行频繁监控的该实践可能疼痛和不方便。已设计和公开了采集体液样品的新的、痛苦较小的方法。例如，这些无痛方法包括使用细针、使用离子透入法和对样品体液例如血液和组织间液使用超声。

已显示超声的使用可增加皮肤的渗透性。该应用的实例公开于美国专利4,767,402、美国专利5,947,921和美国专利6,002,961，其公开内容以其全文在此引用作为参考。为了通过空泡形成作用和其生物声学效应破坏脂质双层，可通过偶联介质对角质层施用超声。角质层(运输的屏障)的破坏允许增强分析物例如葡萄糖或药物扩散通过、进入皮肤和从皮肤扩散出来。

分析物和体液的运输可通过运动力的作用得到进一步增强。除其他以外，这些运动力包括超声促渗(sonophoretic)、离子电渗疗法、电动力、压力、真空、电磁运动力、热力、磁力、化学运动力、毛细管作用和渗透力。主动力的使用提供了获得用于随后分析的液体的方法。

运动力在使皮肤可渗透之前、期间和之后的使用已公开于美国专利5,279,543、美国专利5,722,397、美国专利5,947,921、美国专利6,002,961和6,009,343，其公开内容以其全文在此引用作为参考。使用运动力的目的在于主动地将体液和其内容物抽提出皮肤以进行分析。如所提到的，主动力，例如真空力、超声促渗和静电力，可产生通过角质层的对流。尽管这些力可用于体液的提取，但当所述力用于人皮肤时存在某些使用的限制。例如，主要的限制是可被运输穿过角质层的体液的流量和体积。一般地，为了将液体运输穿过角质层的增强的可渗透区域，必需使用高压。对皮肤施用长时间的真空可使表皮和真皮分离，导致青肿和水泡。

限制的另一个实例是可用于皮肤以产生对流的能量的量。随着长时间暴露于超声，可使用的体液体积的提取具有产生疼痛和皮肤损伤的可能。以相似的方式，体液通过角质层的电渗提取由于需要使用高电流密度的原因而具有导致皮肤损伤的可能性。很明显，当所述提取法用于人皮肤时，存在对所述提取法的用途的限制。

发明概述

因此，产生对用于非侵入性体液取样和分析、克服所述相关技术的这些和其他缺点的系统、方法和装置的需要。

因此，产生了对长时间内增加生物膜例如皮肤、口腔和指甲的渗透性的方法，和用于以不连续或连续的非侵入性和实用的方式提取体液以进行血液、组织间液、淋巴或其他体液分析物监控的方法。

根据一个实施方案，本发明涉及了经皮分析物监控系统，该系统包括适合于和生物膜接触和接收来自生物膜的分析物的介质和电极组件，其中所述介质包含选自基于醋酸乙烯酯的水凝胶、基于琼脂的水凝胶、基于聚乙二醇二丙烯酸酯(PEG-DA)的水凝胶和其混合物，其中所述介质适于与分析物连续反应，并且其中通过电极组件检测电信号，所述电信号和分析物的值关联。

根据另一个实施方案，本发明涉及经皮分析物监控系统，该系统包括适合和生物膜连接和接收来自生物膜的分析物的介质和由多个电极组成的电极组件，其中至少一个电极的表面区域基本上由纯铂构成，其中所述介质适合连续地和所述分析物反应，其中电信号由所述电极组件检测，且所述电信号和分析物的值关联。

根据另一个实施方案，本发明涉及经皮分析物监控系统，其包括适合和生物膜连接的和接收来自生物膜的分析物的介质、电极组件和位于生物膜和电极组件之间用于在经皮分析物监控系统中减少来自非靶生物部分的干扰的干涉过滤器。

根据另一个实施方案，本发明涉及经皮分析物监控系统，该系统包含适合和生物膜连接和接收受来自生物膜的分析物的介质、包含电极组件(包括多个电极)的传感器和经编程以执行校正传感器漂移的误差校正法的处理器，其中所述介质适合于和所述分析物连续地反应，其中通过所述电极组件检测电信号，且所述电信号和分析物的值关联。

公开了用于非侵入性体液取样和分析的方法。根据本发明的一个实施方案，所述方法包括步骤：(1)鉴定具有渗透性水平的生物膜区域；(2)增加生物膜区域的渗透性水平；(3)将生物膜区域和接收器接触；(4)将体液提取通过和提取出生物膜区域；5)提供外力以增加体液提取；(6)将所述体液收集在接收器中；(7)在至少一种分析物存在的情况下分析收集的体液；和(8)提供分析体液的步骤的结果。

可使用具有受控剂量测定法的超声使生物膜的区域产生渗透性。可在暴露于超声的区域使用渗透运输进行体液的提取。可使用接收器收集体液。可以帖片、可佩带的贮器、膜、吸收带、水凝胶或等同物的形式使接收器附着至生物膜。可分析所述接收器是否存在表示血液分析物的各种分析物。所述分析可包括使用电化学测量法、生物化学测量法、光学测量法、荧光测量法、吸光率测量法、反射系数测量法、拉曼光谱测量法、磁力测量法、质谱分析法、红外(IR)光谱测量法和其组合。所述接收器也可附着至第二接收器，在所述第二接收器中的分析物的浓度持续地保持显著低于体液中的浓度，这样可使体液和第二接收器之间的化学浓度驱动力最大化。这可通过化学反应或用于稀释的体积或相似的方法获得。在一个实施方案中，所述接收器和第二接收器可根据不同的原理(例如，渗透作用、稀释作用等)工作。在另一个实施方案中，所述接收器可按相同的原理工作。

公开了用于非侵入性体液取样和分析的系统。根据本发明的一个实施方案，该系统包括控制超声产生的控制器；对生物膜区域施用超声的超声施用器；接触生物膜的区域和接收通过和透出生物膜区域的体液的接收器；以及和接收器相互作用并检测接收器的体液中至少一种分析物存在的计量表。所述接收器可包括膜和介质，例如膜内包含的水凝胶、流体或液体。

公开了用于非侵入性体液取样和分析的方法。根据本发明的一个实施方案，所述方法包括步骤：(1)增加生物膜区域的渗透性水平；(2)将接收器附着至生物膜区域；(3)将分析物提取通过和透出生物膜区域；(4)将所述体液收集在接收器中；和(5)确定至少一种分析物在体液中的浓度。

公开了用于非侵入性体液取样和分析的装置。根据本发明的一个实施方案，所述装置包括附着至具有增加的渗透性的生物膜区域并接收通过和透出生物膜区域的体液的接收器，和在接收的体液中检测至少一种分析物的存在和显示该分析物浓度的可佩带计量表。所述接收器可包括膜和介质，例如膜中包含的水凝胶、流体或液体。所述计量表可包括处理器和检测分析物存在的装置。所述检测装置可包含电化学检测器、生物化学检测器、荧光检测器、吸光率检测器、反射系数检测器、拉曼光谱检测器、磁力检测器、质谱检测器、IR光谱检测器和其组合。

根据本发明的一个实施方案，可以立即响应式使用渗透力从生物膜和通过生物膜采集体液样品。在任何需要确定分析物的浓度以进行诊断和监控的时候，可使用接收器例如薄贮器将溶液、凝胶、水凝胶、或其他形式的渗透剂用于经超声处理的生物膜。可使用粘合剂将接收器附着至生物膜。可将接收器附着至生物膜短暂的时间。随后可移走接收器中的溶液并分析是否存分析物。在一个实施方案中，可以贴片的形式构建接收器。接收器可包含水凝胶和渗透剂。接收器可组合渗透剂和化学试剂以检测分析物的存在。所述试剂可允许在接收器上使用电化学测量法、生物化学测量法、光学测量法、荧光测量法、吸光率测量法、反射系数测量法、拉曼光谱法、磁力测量法、质谱测量法、红外(IR)光谱测量法和其组合。

在另一个实施方案中，渗透力可用于以周期性或连续的方式从生物膜或通过生物膜采集体液样品。在任何需要确定分析物的浓度以进行诊断和监控的时候，可使用薄接收器例如薄贮器将溶液形式的渗透剂用于超声处理的生物膜。可使用粘合剂将接收器附着至生物膜。在一个实施方案中，可以贴片的形式构建接收器。所述接收器可包含具有渗透剂的水凝胶。接收器可包含用于控制渗透力的强度和持续时间的元件。可使用电场力、磁场力、电磁场力、生物化学反应、化学物质、摩尔浓度调节、调整溶剂、调整pH、超声场力、电渗透场力、离子电渗透场力、电致孔场力和其组合控制渗透力的强度。可使用电场力、磁场力、电磁场力、生物化学反应、化学物质、摩尔浓度调节、调整溶剂、调整pH、超声场力、电渗透场力、离子电渗透场力、电致孔场力和其组合控制渗透力的持续时间。接收器可组合渗透剂和生物化学试剂以检测分析物的存在。所述试剂可允许在接收器上使用电化学测量法、生物化学测量法、光学测量法、荧光测量法、吸光率测量法、反射系数测量法、拉曼光谱测量法、磁力测量法、质谱测量法、IR光谱测量法和其组合。也可定期地移出接收器以进行检测。

在一个实施方案中，可通过使用电流使与暴露于超声的生物膜接触的渗透剂的浓度改变来控制生物膜暴露于渗透力的强度、持续时间和频率。渗透剂可以是可离解成多个带电荷种类的带多个电荷的试剂。可使用电场力运输这些带电荷种类。可使用膜分离所述带电荷种类。一旦除去电场力，所述带电荷种类自由地扩散和组合。

在一个实施方案中，可通过使用主动力使和暴露于超声的生物膜接触的渗透剂的浓度改变来控制生物膜暴露于渗透力的强度、持续时间和频率。渗透剂可以是电中性试剂。可使用各种场力运输所述试剂。所述场力依赖于所选试剂的组成和依数性。场力产生使渗透剂向生物膜表面移动和从其移开所必需的力。渗透剂的移动调控体液通过角质层的周期性和连续提取。

在一个实施方案中，可通过改变和暴露于超声的生物膜接触的渗透剂的浓度来控制生物膜暴露于渗透剂的强度、持续时间和频率。控制溶剂的体积和含有渗透剂的水凝胶的体积可使渗透剂的浓度改变。可通过构建其中其体积对可扩散入凝胶的分子的浓度敏感的水凝胶来改变水凝胶的体积。一个实例是经构建对分子葡萄糖敏感的水凝胶。也可通过控制其温度和通过改变凝胶的pH来改变水凝胶的体积。

公开了附着至具有增加的渗透性的生物膜区域和接收通过和透出生物膜区域的体液的接收器。根据本发明的一个实施方案，接收器包括第一栅极、包含至少一种试剂的介质层、诱导至少一种试剂的浓度梯度屏障的膜、对栅极(counter grid)、氧化酶层、检测层和提供第一栅极和对栅极之间势差的电源。所述体液(其可包括血液、组织间液、分析物和淋巴)，可流出或通过生物膜，经过第一栅极、对栅极和氧化酶层至检测层。

本发明的技术有利方面是公开了用于体液的非侵入性取样和分析的系统、方法和装置。本发明的另一个技术有利方面是可连续地或周期性地测量分析物的浓度。

附图概述

为了更全面地理解本发明、其目的和有利方面，参考和附图相联系的描述，其中：

图1是描述本发明的一个实施方案的用于非侵入性体液取样的方法的流程图；

图2描述本发明的一个实施方案的用于对生物膜控制施用超声以增加生物膜的渗透性的装置；

图3描述本发明的一个实施方案的用于进行体液不连续的提取和测量以推断分析物浓度的组件；

图4描述了本发明的一个实施方案的进行体液的连续提取和测量以推断分析物浓度的组件；

图5描述了本发明的一个实施方案的通过进行体液的周期性渗透提取来周期性地监控分析物的方法；

图6描述了本发明的一个实施方案的可佩带的提取小室的组件；

图7描述了本发明的一个实施方案的葡萄糖流量对血糖浓度的图表；

图8描述了本发明的一个实施方案的用于控制增加经皮递药的方法的流程图；

图9描述了本发明的一个实施方案的用于进行连续经皮分析物监控的装置；

图10是来自第一视角的图9中显示的传感器体的图；

图11是来自第二视角的图9中显示的装置的图；

图12显示各种水凝胶的信号反应对葡萄糖浓度；

图13显示作为工作电极的纯铂对作为工作电极的镀铂碳的信号反应对葡萄糖浓度；

图14显示使用铂和镀铂碳作为工作电极获得的响应过氧化氢的加入的葡萄糖传感器的电流-时间图；

图15显示对于具有和不具有Nafion干涉滤波器的传感器，传感器对过氧化氢(HP)的反应超过对乙酰氨基酚(AM)的响应，对过氧化氢的反应超过对尿酸(UA)的响应；

图16显示在本发明的一个实施方案的误差校正法不存在的情况下的Clark Error Grid；

图17显示在使用本发明的实施方案的误差校正法后的ClarkError Grid；

图18显示在整合入PEGDA 3.4K凝胶之前和之后，标准葡糖氧化酶溶液的吸收光谱；

图19显示响应载有葡糖氧化酶(GOx)的不同分子量的PEG凝胶的葡萄糖的信号；

图20显示响应载有不同GOx浓度的3.4K PEG水凝胶的葡萄糖的信号；

图21显示由PEGDA水凝胶引起的电位测定信号的原始数据，所述水凝胶具有在光致交联之前整合入凝胶制剂的GOx；

图22显示在不同厚度和组成(PEGDA-nVP，PEGDA)上，GOx预浸渍的水凝胶对预整合的水凝胶之间的信号的变化；

图23(a)显示使用连续经皮分析物监控系统的实施方案获得的血糖对时间；

图23(b)显示本发明的实施方案的毫微安(nanoamp)电极信号对血糖的关联图；

图24显示临床研究中的参加者的病人数据；

图25显示来自临床研究的噪声数据集；

图26显示来自临床研究的另一数据集；

图27显示来自本发明的一个实施方案的临床研究的传感器数据的Clark Error Grid；和

图28显示来自本发明的另一个实施方案的临床研究的传感器数据的Clark Error Grid。

发明详述

通过参考图1至28的附图(相同的数字用于不同附图的相同和对应的部分)最充分地理解本发明的优选的实施方案和其有利方面。

如此处所用的，术语“体液”可包括血液、组织间液、淋巴和/或分析物。此外，如此处所用的，术语“生物膜”可包括组织、粘膜和角化组织，包括皮肤、口腔和指甲。此外，如此处所用的，术语“力”也可包括力的梯度。

尽管可结合人应用描述本发明，但兽医应用也在本发明的考虑和范围之内。

参考图1，提供了描述本发明的一个实施方案的用于非侵入性体液取样和分析的方法的流程图。在步骤102中，增加了生物膜区域的渗透性。在一个实施方案中，生物膜区域可位于哺乳动物受试者的掌侧前臂。在另一个实施方案中，生物膜区域可位天哺乳动物受试者的大腿部。在另一个实施方案中，生物膜区域可位于腹部。在另一个实施方案中，生物膜区域可位于背部。也可使用其他身体部位。

一般地，可使用几种技术增加生物膜的渗透性，所述技术是例如产生物理微孔、物理破坏脂质双层、化学修饰脂质双层、物理破坏角质层和化学修饰角质层。可通过使用针、微针、硅微针、激光、激光和吸收染料的组合、热源、超声波针、超声波换能器、低温消融、RF烧蚀、光声烧蚀和其组合获得微孔的产生或其破坏。

在优选的实施方案中，可对生物膜区域施用超声以增加其渗透性。超声通常定义为频率大于大约20kHz的声音。治疗性超声通常在20kHz和5MHz之间。近超声通常为大约10kHz至大约20kHz。应当理解，除了超声外，近超声也可用于本发明的实施方案。

一般地，优选地以足以产生空泡作用和增加生物膜的渗透性的频率将超声或近超声用于生物膜区域。在一个实施方案中，可使用从大约10kHz至大约500kHz的频率的超声。在另一个实施方案中，可使用从大约20kHz至大约150kHz的频率的超声。在另一个实施方案中，可使用50kHz的超声。可使用超声的其他频率以增加生物膜的渗透性水平。

在一个实施方案中，超声可具有大约0至大约100瓦特/cm²、优选地0至20瓦特/cm²范围内的强度。可按需要使用其他合适的强度。

在属于Kost等人的美国专利6,190,315中公开了用于增加生物膜渗透性的技术，所述专利的公开内容以其全文在此引用作为参考。

在步骤104中，将体液提取通过或透出生物膜区域。在一个实施方案中，外力例如渗透力可有助于提取。在一个实施方案中，可在增加生物膜的渗透性之前、期间和之后控制渗透力。

在一个实施方案中，可通过对生物膜区域使用渗透剂产生渗透力。所述渗透剂可以元素、分子、大分子、化合物或其组合的形式存在。渗透剂也可和液体溶液、水凝胶、凝胶或具有相似功能的试剂组合。

在步骤106中，可通过至少一个额外的第一能量和/或力调控外力的等级、强度和持续时间。在一个实施方案中，可应用所述第一另外的能量和/或力来控制和调控渗透剂的运转和功能，所述渗透剂用于提取体液通过和流出生物膜。可以热、温度力、压力、电动势、机械搅拌、超声、离子电渗法、电磁力、磁力、光热力、光声力和其组合的形式提供第一额外能量和/或力。在美国专利6,041,253中公开了电场和超声对经皮药物递药的作用，其公开内容以其全文在此引用作为参考。

在一个实施方案中，如果通过超声提供第一额外能量和/或力，那么可以和用于增加生物膜的渗透性的频率不同的频率提供超声的频率。在一个实施方案中，第一额外能量/力超声的频率可高于增加渗透性的超声的频率。

在步骤108中，可将体液收集在接收器中。在一个实施方案中，可将接收器以贴片、耐磨的贮器、膜、吸收带、水凝胶或行使等同功能的结构的形式和生物膜接触。可使用接收器的其他类型和构型。

在一个实施方案中，可给接收器提供具有持续地保持显著低于体液的分析物浓度的分析物浓度的第二接收器，从而使体液和第二接收器之间的化学浓度驱动力最大化。这可通过化学反应或用于稀释的体积或类似的方法实现。

在一个实施方案中，可在第一接收器和第二接收器之间施用第二外来能量/力。在一个实施方案中，第二外来能量/力可以和第一外能量/力不同(例如不同类型的外力)。在另一个实施方案中，第二外能量/力可和第一外能量/力相同(例如，相同类型的外力)。第一和第二外能量和/或力可在类型、持续时间和强度上发生变化，且通过不同的额外能量和/或力来控制。

在步骤110中，可分析收集的体液。在一个实施方案中，分析可包括使用合适的方法例如电化学测量法、生物化学测量法、光学测量法、荧光测量法、吸光率测量法、反射系数测量法、拉曼光谱测量法、磁力测量法、质谱测量法、红外(IR)光谱测量法和其组合。

在一个实施方案中，可同时、并行地或连续地分析多个分析物。可将来自这些多个分析的结果和算法结合使用以例如增加分析和测量的准确度、或精确度或两者。

在一个实施方案中，为了分析收集的体液可将接收器和生物膜分离。在另一个实施方案中，当分析收集的体液时，接收器可保持和生物膜接触。

参考图2，显示了本发明的一个实施方案的用于对生物膜控制施用超声以增加生物膜的渗透性的装置。装置200包括通过任何合适的方式例如电缆和超声施用器204连接的控制器202。控制器202控制超声对生物膜区域的施用。在一个实施方案中，具有大约0至20瓦特/cm²范围内的强度的超声或近超声可由控制器202和超声施用器204产生。在一个实施方案中，超声可具有大约20kHz至大约150kHz的频率。在另一个实施方案中，超声可具有50kHz的频率。也可使用其他超声频率。

此外，为了按需要将信息传输给用户，控制器202可包括显示器，例如LCD或LED显示器。控制器202也可包含本领域已知的用户界面。

可给超声施用器204提供盒式贮存器206，该贮存器装有超声偶联溶液208。盒式贮存器206可由任何可封装超声偶联溶液208的材料例如塑料制造。合适的超声偶联溶液208包括，但不限于，水、盐溶液、醇包括乙醇和异丙醇(水溶液中10至100％的浓度范围内)、表面活性剂例如Triton X-100、SLS或SDS(优选的水溶液中0.001和10％之间的浓度范围内)、DMSO(优选地水溶液中10和100％之间的浓度范围内)、脂肪酸例如亚油酸(优选地醇-水(50∶50)混合物中0.1和2％之间的浓度范围内)、氮酮(优选地醇-水(50∶50)混合物中0.1和10％之间的浓度范围内)、优选地水溶液中0.1和50％之间的浓度范围内的聚乙二醇、优选地水溶液中0.1和100mg/ml之间的浓度范围内的组胺、优选地1至100mM之间的浓度范围内的EDTA、优选地1至100mM之间的浓度范围内的氢氧化钠、辛基硫酸钠、N-牛磺酰基肌氨酸、辛基三甲基溴化铵、十二烷基三甲基溴化铵、十四烷基三甲基溴化铵、十六烷基三甲基溴化铵、十二烷基吡啶水合氯化物、SPAN 20、BRIJ 30、羟乙酸乙氧化物4-三-丁基苯基醚、IGEPAL CO-210和其组合。

在一个实施方案中，偶联介质也可包括化学增强剂。可通过向偶联介质中加入毛细血管渗透性增强剂例如组胺而获得运输的增强。偶联介质中的组胺的浓度可在0.1和100mg/ml之间范围内变化。这些试剂可在超声的应用期间被递送穿过生物膜且可导致局部水肿，该水肿增加局部液压且可增加分析物通过生物膜的运输。此外，由水肿引起的游离液体的发生可诱导局部空泡形成，从而增加分析物穿过生物膜的运输。

在一个实施方案中，当将盒式贮存器206插入超声施用器204时，盒式贮存器206可被刺穿，从而可将超声偶联溶液208转移至室(未显示)。

可将靶鉴别装置，例如靶环210附着至将使其渗透性增加的生物膜区域。可通过经皮粘结剂(未显示)将靶环210附着至生物膜区域。在一个实施方案中，靶环210可具有预先施用的经皮粘结剂，且每次使用后可丢弃。在另一个实施方案中，靶环210可重复使用。

靶环210可由任何合适的材料包括塑料、陶瓷、橡胶、泡沫材料等制造。一般地，靶环210鉴别进行渗透性增强和体液提取的生物膜区域。在一个实施方案中，可在已增加生物膜的渗透性后使用靶环210使接收器214保持和生物膜接触。

在一个实施方案中，靶环210可如PCT国际专利申请系列号PCT/US99/30067中所公开的用于监控生物膜的渗透性水平，所述申请标题为“Method and Apparatus for Enhancement of TransdermalTransport”，其公开内容在此以其全文引用作为参考。在该实施方案中，靶环210可和超声施用器204连接。

超声发器204可用于靶环210且可被激活以使超声偶联溶液208暴露于生物膜。控制器202控制超声施用器204通过超声偶联溶液208传播超声。在超声暴露期间中，控制器202可监控生物膜渗透性的变化，且可将该信息显示给用户。

一旦达到预先确定的生物膜渗透水平，控制器202可停止或中止超声的应用。可对该渗透性水平预先编程，或可在应用超声时，实时地确定其。由于个体中生物膜差异的原因，可针对各个体的预先确定的渗透性水平编程。

在达到预先确定的渗透性水平后，可从室(未显示)中抽空超声偶联溶液208放入盒式贮存器206内，然后可将其丢弃。在另一个实施方案中，可抽空超声偶联液208然后放入超声施用器204中的保存区(未显示)，然后弃之。然后可将超声施用器204从靶环210移开。

参考图3，提供了本发明的一个实施方案的用于体液分析的装置。可将接收器214置于靶环210中以进行不连续的、或立即响应式的通过和/或透出生物体的体液的提取。接收器214可包含掺合渗透剂的介质例如水凝胶层。在一个实施方案中，可配制水凝胶使之包含磷酸缓冲盐溶液(PBS)，所述盐是具有大约0.01M至大约10M的浓度范围的氯化钠。可对水凝胶进行缓冲至pH 7。其他渗透剂也可用于取代氯化钠或额外加入。优选地，这些渗透剂是非刺激性的、未着色的和非免疫原性的。这些渗透剂的实例包括，除其他以外，乳酸和硫酸镁。

在另一个实施方案中，接收器214可以包括包含于半透膜内的流体或液体介质，例如水或缓冲剂。接收器214也可包括海绵状材料例如泡沫材料。

可将接收器214用于生物膜以接触暴露于超声的生物膜。在一个实施方案中，接收器214可用于生物膜一段足以收集足量用于检测的体液的时间。在另一个实施方案中，接收器214可用于生物膜足以收集预定量体液的时间段。在另一个实施方案中，接收器214可以预先确定的时间用于生物膜。在一个实施方案中，接收器214和生物膜之间的接触可持续15分钟左右。在另一个实施方案中，接收器214和生物膜之间的接触可持续5分钟左右。在另一个实施方案中，接收器214和生物膜之间的接触可持续2分钟左右。接触的实际持续时间可依赖于用于分析的检测方法的灵敏度。

在一个实施方案中，为了检测已从生物膜或通过生物膜提取出来的体液中的某些分析物的存在，接收器214的介质可包含至少一种试剂(未显示)。在一个实施方案中，接收器214的水凝胶层可包含试剂，且所述试剂可通过离子和/或共价方式附着至水凝胶，或可通过凝胶包埋固定。也可将所述试剂排列为和水凝胶相邻的层，其中来自已被提取入水凝胶的体液的分析物可扩散入其中且进行反应，从而产生副产品。然后使用电化学测量法、生物化学测量法、光学测量法、荧光法、吸光率法、反射系数法、拉曼光谱法、磁性法、质谱测量法、IR光谱测量法和其组合检测所述副产品。

可通过计量表212进行检测法。计量表可包括处理器(未显示)和显示器，例如LCD显示器。可提供其他合适的显示器。

在一个实施方案中，计量表212可提供允许信息下载至外部设备例如计算机的接口。该接口可允许接口电缆的连接，或其可以是无线接口。

可构造计量表212使之用于通过将葡糖氧化酶掺入接收器214的介质来确定体液葡萄糖浓度。在一个实施方案中，来自提取的体液的葡萄糖可和葡糖氧化酶反应，从而产生过氧化氢。可通过在掺入接收器214的电极的表面氧化过氧化氢来检测过氧化氢。过氧化氢的氧化将电子转移至电极表面，这产生了可使用可被整合入计量表212内的恒电位器定量的电流。可计算和过氧化氢的浓度成比例的葡萄糖浓度，且可将所述结果通过显示器报告给用户。可整合对于本领域普通技术人员来说是已知的各种构型的电极和试剂以进行葡萄糖及其他分析物的检测和分析。

也可构造计量表212使之同时测量其中体液浓度预期是变动的分析物例如葡萄糖的浓度和其中体液浓度在数分钟、数小时或数天内预期保持相对稳定的分析物例如肌酐或钙的浓度。可通过显示器向用户报告分析物的浓度，所述浓度可通过考虑了波动的和更稳定的分析物的相对浓度的算法确定。

在另一个实施方案中，计量表212可同时、并行或连续地分析多个分析物。可将来自这些多个分析的结果和算法结合以例如增加分析和测量的准确度或精确度或两者。

在提取和测量步骤后可丢弃接收器214。在另一个实施方案中，可重复使用接收器214。在一个实施方案中，可在重复使用接收器214之前对其进行清洁、消毒等。可整合对于本领域普通技术人员来说是已知的各种构型的电极和试剂以进行葡萄糖和其他分析物的检测和分析。

参考图4，提供了本发明的另一个实施方案的用于连续地提取和分析体液以推断分析物浓度的装置。如图中所显示的，可将前臂、腹部、大腿上的生物膜位置暴露于超声；也可使用其他生物膜位置，例如背部的生物膜位置。可将可和接收器214相似的接收器402和暴露于超声的生物膜位置接触以进行体液的连续提取。在一个实施方案中，接收器402可包含可掺入渗透剂例如氯化钠的介质例如水凝胶层。配制水凝胶使之包含磷酸缓冲盐(PBS)，所述盐是0.01M至10M浓度范围内的氯化钠。可将水凝胶缓冲至pH 7。

也可使用其他渗透剂取代氯化钠或额外加入。这些渗透剂优选地是非刺激性的、未着色的和非免疫原性的。这些其他渗透剂的实例可包括，除其他以外，乳酸和硫酸镁。接收器402可用于接触暴露于超声的生物膜。在一个实施方案中，该接触的持续时间可以是12-24小时或更长。在另一个实施方案中，可按需要使用其他接触持续时间，包括显著更短的持续时间，和显著更长的持续时间。

在另一个实施方案中，接收器402可包含流体或液体介质，例如水或缓冲剂，所述介质包含在半透膜内。接收器402也可包含海绵状材料，例如泡沫材料。

在一个实施方案中，接收器402的介质可包含至少一种在体液中检测分析物存在的试剂(未显示)，所述体液是已通过和透过生物膜提取的体液。在一个实施方案中，接收器402的水凝胶层可包含可通过离子和共价方式附着至水凝胶或可被凝胶包埋固定的试剂。也可将所述试剂排列为和水凝胶相邻的层，其中来自已被提取入水凝胶的体液的分析物可扩散入其中并进行反应，从而产生副产品。可使用电化学测量法、生物化学测量法、光学测量法、荧光测量法、吸光率测量法、反射系数测量法、拉曼光谱测量法、磁力测量法、质谱测量法、IR光谱测量法和其组合检测所述副产品。

可通过计量表404进行检测法并将检测结果呈现给用户，该计量表在功能上和上述计量表212相似。在一个实施方案中，计量表404可以是可佩带的。例如，如图中所描述的，计量表404可以和佩带手表的方式相似的方式佩带。计量表404也可佩带在腰带上、口袋中等。

计量表可整合电源和电子设备以控制体液的周期性提取、检测分析物和以连续的方式呈现分析物浓度。计量表404可包含用于获取传感器信号和可进行信号处理以及可贮存分析和趋势信息的电子设备和软件。

在一个实施方案中，计量表404可提供允许信息下载至外部设备例如计算机的接口。该接口可允许接口电缆的连接，或其可以是无线接口。

可设计计量表404以使之用于通过将葡糖氧化酶掺入介质来确定体液葡萄糖浓度。在一个实施方案中，来自提取的体液的葡萄糖可和葡糖氧化酶反应，从而产生过氧化氢。可通过在整合入接收器402的电极的表面氧化过氧化氢来检测过氧化氢。过氧化氢的氧化将电子转移至电极表面，这产生了可使用可被整合入计量表404内的恒电位器定量的电流。可计算和过氧化氢的浓度成比例的葡萄糖浓度，且可通过显示器将所述结果报告给用户。可整合对于本领域普通技术人员来说是已知的各种构型的电极和试剂以进行葡萄糖及其他分析物的检测和分析。

在一个实施方案中，也可设计计量表404以使其同时测量其中体液浓度预期是变动的分析物例如葡萄糖的浓度和其中体液浓度在数分钟、数小时或数天内预期保持相对稳定的分析物如肌酐或钙的浓度。可通过显示器向用户报告分析物的浓度，该浓度通过考虑了波动的和更稳定的分析物的相对浓度的算法来确定。

在另一个实施方案中，计量表404可同时、并行地或连续地分析多个分析物。可将来自这些多个分析的结果和算法结合以例如增加分析和测量的准确度、或精确度或两者。

在另一个实施方案中，可将接收器402和用于由计量表404分析的生物膜分离。可在该分析后使接收器402和生物膜接触。

计量表404可以周期性或连续的方式给用户提供分析物读数。例如，在一个实施方案中，在分析物葡萄糖的连续监控中，可每30分钟，更优选地每15分钟，最优选地每5分钟，或甚至更频繁地向用户展示葡萄糖浓度。在另一个实施方案中，可连续地显示葡萄糖浓度。所述周期可依赖于分析物检测的灵敏度和方法。在连续的葡萄糖监控中，在一个实施方案中，可使用整合入接收器402内的电极和试剂通过电化学方法进行葡萄糖检测且通过计量表404进行检测和分析。在测量周期期间，可通过接收器402的水凝胶层连续地进行体液的渗透提取。体液可积累在接收器402的水凝胶中。体液中的葡萄糖扩散至其中和葡糖氧化酶反应并转化成过氧化氢。通过使工作电极相对于参考电极保持平衡来消耗过氧化氢。在静息期期间，过氧化氢积累，且在测量期之前被消耗和破坏。工作电位的量级(magnitude)可用于快速消耗积累的过氧化氢。

参考图5，显示了本发明的另一个实施方案的通过进行体液的周期性渗透提取来周期性地监控分析物的方法。可通过使用离解成多个带电荷种类的渗透剂来控制渗透提取的强度和频率，且可使用电位将电荷的浓度移向和移离生物膜表面550。接收器500可包括栅极、筛网或屏极(screen)504；介质506，其可以是水凝胶层；膜508；对栅极、筛网或屏极510；氧化酶层512；和检测层514。栅极504和对栅极510可连接至电源516。膜508可以是用于诱导介质506中包含的渗透剂的浓度梯度屏障的半透膜。优选的渗透剂可包含带负电和正电种类或抗衡离子。控制和暴露于超声的生物膜的角质层相邻的边界上的带电荷渗透剂的浓度可提供体液的周期性提取。

在一个实施方案中，接收器500可通过与可以是水凝胶的介质或其他合适的介质接触而接触皮肤。

通过使用电源516，使用栅极504和对栅极510之间的电位差可控制带电荷的渗透剂的浓度。在一个实施方案中，电位差可以是足以控制渗透剂的量值。也可改变栅极的极性以将电荷向生物膜550运输和运离生物膜550。设计栅极504和对栅极510使之具有最佳孔率，以使体液和/或分析物运输出角质层，通过栅极504，通过栅极510，进入氧化酶层512，最终至检测层514。可将氧化酶层512和合适的催化剂或酶一起使用以赋予分析物检测的特异性。检测层514可包括工作和参考电极(未显示)，所述电极允许检测氧化酶层512的副产品以定量想要检测的分析物的浓度。

实施例1

下列实施例不以任何方式限定本发明，且意在举例说明本发明的实施方案。

下列是依照本发明的一个实施方案进行的实验的描述，该实验通过使用高渗抽提液进行体液的无痛提取、收集和分析并将该条件和等渗提取液进行比较来确定人类体液葡萄糖浓度。尽管将体液葡萄糖浓度作为证明可行性的例子，但其他分析物也在本发明涉及的范围之内。此外，可同时、并行或连续地测量和/或分析多个分析物且将来自这些多个测量的结果和算法结合用于例如增加测量的准确度或精确度或两者。如可被本领域普通技术人员所认可的，这些步骤可被自动化和使用上述装置进行。

使用图2中描述的装置用超声处理人志愿者的掌侧前臂上的4个位置。以足够的压力将超声换能器和其外壳置于志愿者的掌侧前臂以使皮肤和外换能器外壳之间产生良好接触，从而阻止渗漏。然后用磷酸缓冲盐溶液(PBS)中的十二烷基硫酸钠和硅胶颗粒的偶联介质充满围绕换能器的区域。短暂地施加(5-30秒)超声，将换能器装置从生物膜上移走，用自来水漂洗皮肤并干燥皮肤。

图6描述了可佩带的提取室600的构件。将4个提取室置于人志愿者的各接受超声的位置。使用泡沫材料MED 5636 Avery Dennison(7/16″IDx11/8″OD)构建薄环形泡沫室602。使用粘附元件602的一侧的双面胶(Adhesive Arcade 8570，7/16″IDx7/8″OD)将泡沫室602共中心地附着至接受超声的生物膜位置。将泡沫室602的另一侧共中心地附着至双面胶604(Adhesive Arcade 8570，7/16″ID x7/8″OD)。薄透明盖606由3M Polyester 1012(11/8″x11/8″)制造。当附着至生物膜时，在将液体装入泡沫室602的内径后，双面胶604允许薄透明盖606附着至泡沫室602。薄透明盖606用作盖子以阻止液体从提取室渗漏，和允许长时间佩带提取室。

可选择地用100μl提取溶液充注各提取室15分钟和100μl水合溶液充注各提取室10-40分钟。提取液是PBS；在两个位置上，PBS包含额外的NaCl，从而使NaCl的总浓度达到1M。对于所有位置水合溶液都是PBS。

使用高压液相色谱就葡萄糖的浓度收集和分析溶液。针对注射量和总溶液体积规范HPLC浓度的结果，所述结果报告为每单位面积每单位时间通过接受超声的位置的葡萄糖流量(Q_g)、葡萄糖的质量。通过在Bayer Glucometer Elite仪中检测获自切开的手指的毛细血管血获得体液葡萄糖浓度(C_bg)。假定Q_g对C_bg成线性比例。图7显示Q_g对C_bg的图。出人意料地，来自暴露于1M NaCl的接受超声的位置的Q_g和C_bg相关性比来自暴露于0.15M NaCl的接受超声的位置的Q_g的要强得多。

根据本发明的另一个方面，提供了用于通过反馈系统调节皮肤渗透性程度的装置和方法。除了对皮肤渗透性程度的进一步调控外，该装置和方法可和上面已描述的装置和方法相似。在美国申请09/868,442中更详细地描述了作为监控皮肤渗透性程度的方法的反馈控制，所述申请的标题为“Methods and Apparatus for Enhancementof Transdermal Transport”，其以其全文在此引用作为参考。在该实施方案中，当获得想要的描述皮肤电导性的参数值时停止使用皮肤增透装置。当针对图8继续进行描述时，应当指出上面的描述可与该描述相关。

参考图8，提供了方法的流程图。在步骤802中，将第一或源电极和其中需要使渗透性增加的皮肤区域电接触。源电极不必和皮肤直接接触。相反地，可通过用于传导超声的介质和皮肤电偶联。在一个实施方案中，在超声发生装置用作皮肤增透装置时，用于施加超声的超声传感器和电极臂(horn)兼作源电极(通过其可测量皮肤第一区域的电参数)且可通过用作超声介质的盐溶液偶联至皮肤。在另一个实施方案中，将分开的电极附着至皮肤的第一区域并用作源电极。在另一个实施方案中，用于施加超声到皮肤第一区域的装置的外壳用作源电极。该源电极可由任何合适的导电材料，例如金属和导电聚合物制造。

接下来在步骤804中，将第二或对电极和在另一个选择的位置上的第二皮肤区域以电接触的方式偶联。该第二皮肤区域可和第一皮肤区域相邻，或其可远离第一皮肤区域。对电极可由任何合适的导电材料包括例如金属和导电聚合物制造。

在步骤806中，当两个电极正确放置时，测量两个电极之间的初始电导率。这可通过电极向皮肤贴片施用电信号来实现。在一个实施方案中，所施加的电信号可具有足够的强度从而可测量皮肤的电参数，而且也可具有合适的低强度，从而使电信号不会对皮肤产生永久性破坏，或对被递送的物质产生任何显著的电泳效应。在一个实施方案中，使用10Hz AC源建立源电极和对电极之间的电位差。提供的电压应当不超过500mV，优选地不超过100mV，否则将有破坏皮肤的危险。在另一个实施方案中，使用AC电源。也可适当地限制电源。在使用合适的电路应用电源后测量初始电导率。在一个实施方案中，使用电阻式传感器测量皮肤贴片的阻抗在10Hz。在另一个实施方案中，使用1kHz电源。其他频率的电源也是可能的。

在步骤808中，将皮肤增透装置用于第一位置上的皮肤。可使用增加皮肤渗透性的任何合适的装置。在一个实施方案中，在第一位置对皮肤施用超声。根据一个实施方案，使用具有20kHz频率和大约10W/cm²强度的超声增加用于进行经皮运输的皮肤贴片的渗透性。

在步骤810中，测量两个位置之间的电导率。可周期性地测量电导率，或可连续地测量电导率。使用和用于测量初始电导率的电极组件相同的电极组件进行监控测量。

在步骤812中，可对皮肤电导数据的时间表-变化进行数学分析和/或信号处理。根据上述方法对人志愿者进行实验，将超声用作使渗透性增加的方法。施用超声直至受试者报告疼痛。在超声暴露过程中每秒测量皮肤电导率一次。在将电导数据作图后，该图类似S形曲线。电导数据在一般的S形曲线公式中：

C＝C_i+(C_f-C_i)/(1+e^S(t-t*))

其中：C是电流；

C_i是t＝0时的电流；

C_f是终电流；

S是灵敏度常数；

t*是获得拐点所需的暴露时间；和

t是暴露时间。

再参考图8，在步骤814中，计算描述皮肤传导性变化的动力学的参数。这些参数包括，除其他以外，皮肤阻抗、皮肤阻抗随时间的变化、最终的皮肤阻抗、拐点时间(inflection time)上的皮肤阻抗、终电流、达到拐点时间的暴露时间等。

在步骤816中，当获得描述皮肤传导性的参数的想要的值时，关停步骤808中使用的皮肤增透装置。例如，当皮肤传导性增加至某个值时，可停止使用增透装置。可选择地，当皮肤传导性的值的改变率最大时，可停止使用增透装置。关于调控皮肤增透作用的程度方法的其他详述公开于上述的美国申请09/868,442中。

结合图9-11描述连续经皮肤葡萄糖监控系统和方法的优选的实施方案。如上面所描述的，术语“体液”可包括血液、组织间液、淋巴和/或分析物。体液包括，例如，完全的液体以及其分子和/或离子组分。本发明的优选的实施方案可包括仅仅是分析物的提取和测量。

图9是本发明的示例性实施方案的连续葡萄糖监控系统的附图。在该实施方案中，系统包含通常包括传感器体901和底板902以及此处描述的其他组件的传感器组件。如图10中所显示的，传感器体可在其表面上包含用于分析物或指示分析物的反应产物的电化学检测的电极。可装在具有对应于传感器体901的形状的外壳中的热换能器903位于传感器体901和底板902之间。电化学传感器，例如过氧化氢传感器，可对温度波动敏感。热换能器903可用于只规范和报告由分析物或分析物指示剂的变化造成的变化。粘着盘904可附着至面对热换能器903的传感器体901的侧面。粘着环905可附着至背对粘着盘904的传感器体901的一侧。粘着环905的切掉的中央部分优选地暴露传感器体901上的一些或所有传感器组件。粘着环905和粘着盘904可具有对应于图9中显示的传感器体的形状的形状。可将水凝胶盘906置于粘着环905(其和传感器体901的表面相邻)的切掉的中央部分内。在运行过程中，可放置传感器组件使之和用户皮肤可渗透区域907(如图9中用虚线显示的)相邻。可将传感器组件通过柔软的连接电缆909连接至恒电位器记录仪908，该记录仪包含印刷电路板911。优选地使用便于传感器装置移走和附着的连接器910将连接电缆909连接至恒电位器记录仪908。

可如下使用图9中显示的系统进行分析物例如葡萄糖的连续监控。首先，使用例如上述的超声使用户的皮肤区域通透。然后将例如图9中所示的传感器组件附着至皮肤的可渗透区域907，从而使水凝胶盘906和可通透的皮肤处于流体交流。可通过用户皮肤的可渗透区域907提取分析物从而使其和传感器组件的水凝胶盘906接触。例如，分析物例如葡萄糖可通过扩散被运输入水凝胶盘906，在所述水凝胶中，其可接触葡糖氧化酶。然后葡萄糖可和存在于水凝胶盘906中的葡糖氧化酶反应，从而形成葡糖酸和过氧化氢。然后，过氧化氢被运至传感器体901的电极表面，在该处其通过电化学的方式被氧化。该氧化中产生的电流表示水凝胶中产生过氧化氢的速率，该速率和通过皮肤的葡萄糖流量(葡萄糖流经皮肤的固定区域的速率)相关。通过皮肤的葡萄糖流量和用户血液中的葡萄糖浓度成比例。因此可通过以连续、实时的方式在恒电位器908上显示血糖浓度来将来自传感器组件的信号用于连续地监控用户的血糖浓度。

传感器体901优选的实施方案的详细视图显示于图10。传感器体901包含其上分布导线1004、1005和1006的体层1007。所述导线可通过例如在想要的位置中用金属包被体层1007来形成。工作电极1001典型地位于传感器体901的中心。工作电极1001可包含例如纯铂、镀铂碳、玻璃碳、碳纳米管、mezoporous platinum、铂黑、钯、金或铂-铱。可设置工作电极1001使其位于导线1006上方，从而使其和导线1006电接触。对电极1002，优选地包含碳，可如图10中所显示的围绕工作电极1001的部分的周围。可设计对电极1002使之位于导线1005之上，从而使其和导线1005电接触。参考电极1003，优选地包含Ag/AgCl，可如图10中所示围绕在工作电极1001的另一部分的周围。可形成电极1001、1002和1003使分别大致吻合装置的传感区内分布的电导线1006、1005、1004的布局。电极1001、1002和1003可以分别丝网印刷在电导线1006、1005、1004上。可使用本领域内已知的丝网印刷术或其他方法以允许电连接至外部设备或部件的方式将导线布局在传感器体901上。例如，导线可形成如图10中所示的在传感器体的延伸区域的末端包括导线1004、1005和1006的3X连接器插针导线。然后可用标准的连接器将传感器电极连接至外部设备或部件。

电化学传感器使用工作电极1001、对电极1002和参考电极1003测量过氧化氢或葡萄糖在水凝胶中产生的速率。在连续的葡萄糖监控期间，优选地以恒电位器模式运行电化学传感器。在恒电位器模式中，三电极体系电解槽(three-electrode cell)的工作电极和参考电极之间的电位保持在预设值。测量工作电极和对电极之间的电流。只要所需的电解槽电压和电流不超过恒电位器的电流和电压限制，将传感器保持在该模式中。在恒电位器的运行模式中，可选择工作和参考电极之间的电位以获得特定分析物或分析物指示剂的选择性电化学测量。可使用其他有效的模式研究发生在工作电极表面或电分析应用中的电极反应的动力学和机制。例如，根据运行的电化学电解槽模式，当针对参考电极测量工作电极的电位时，电流可在工作电极和对电极之间流动。本领域普通技术人员将认识到，可根据用途选择电化学传感器的工作模式。

在图11中从另一个角度更详细地显示根据图9一般性描述的传感组件。各侧被粘着盘901和粘着环905覆盖的传感器体901相对于底板902显示。可以这样的方式放置水凝胶盘906，从而使其在如图9中所示折叠到底板902上后面向用户。可使用标准的连接器例如SLIM/RCPT连接器1301将传感器体连接至底板902，所述连接器具有和安装在底板902上的对应的连接器接口匹配的锁存器。

可将图9-11中显示的传感器组件整合入许多检测装置中的任何一个。例如，该传感器组件可整合入图4的接收器以提供不连续的和/或连续的葡萄糖监控。此外，可通过无线连接或用于除了电缆909以外的电连接的任何其他方法将传感器组件连接至显示器或计算设备。

可获得此处描述的连续的葡萄糖监控而无需在测量抽出的流体的浓度之前在贮器中积累一定量的体液。连续葡萄糖监控能够测量葡萄糖的血液浓度而不依赖于体液在传感器装置中的积累。在连续的葡萄糖监控中，例如，可优选地使水凝胶中的葡萄糖和过氧化氢的积累都最小化，从而使由电化学传感器测量的电流实时反映通过皮肤的可渗透区域的葡萄糖流量。这有利地允许连续的实时经皮葡萄糖监控。

根据本发明的另一个方面，可在增加皮肤的多孔性(例如通过使用超声)之前或之时使用皮肤水合作用步骤以提高连续经皮分析物监控。在增加多孔性之前或之时和在附着传感器之前的皮肤水合作用可通过建立或稳定皮肤和传感器之间的液体通道、促进传感器-皮肤交界面上的湿度平衡和/或继续保持充足的水至水凝胶中以保持酶活性来提高传感器性能。可通过例如对靶皮肤位置施用保湿剂来进行皮肤水合方法。保湿剂可和去脂剂或清洁剂一起使用。当同时使用保湿剂和清洁剂时，可在单次应用中使用单一溶液来使用其。可选择地，可通过使用两种不同的溶液的相继使用来施用清洁剂和保湿剂。在一个方面，可使用铺垫装置施用一种或同时施用两种溶液。在另一个方面，可通过将溶液置于声波降解装置或可用于使液体保持和皮肤接触的另一种装置的风箱内来使其保持和皮肤接触。

在一个实施方案中，可制备用于皮肤保湿的甘油/水棉片溶液。可使用下列批配方制备甘油/水棉片溶液。向第一容器中加入300.00克甘油99％USP。将2.70克Nipagin M(尼泊金甲酯)、0.45克NipasolM(尼泊金丙酯)和30.00克苯甲醇NF溶解在第二容器中，然后加至第一容器。然后将甘油和苯甲醇溶液在第一容器中混合直至溶液澄清。然后向第一容器的溶液中加入1133.85克去离子水并混合直至均匀。向第一容器的溶液中加入1.50克山梨酸钾NF(Potassium Sorbate NF)并混合直至均匀。然后向第一容器的溶液中加入1.50克Glydant 2000并混合直至均匀。最后，向第一容器的溶液中加入30.00克去离子水并混合直至均匀。

在一个实施方案中，使用13/16″棉片。优选地所述棉片由70％聚丙烯/30％纤维素组成。在一个实施方案中，棉片的宽度在11/16″至15/16″范围内变动。在另一个实施方案中，棉片的厚度是21-29毫寸。在一个实施方案中，棉片厚度为26-34毫寸。在另一个实施方案中，棉片具有1.43-1.87g/yd的基重(使用ATM#102)。在另一个实施方案中，棉片具有1.72-2.24g/yd的基重(使用ATM#102)。优选地，在增加生物膜多孔性之前使用棉片和棉片溶液例如上述的棉片溶液使生物膜湿润。

根据本发明的另一个方面，图10的工作电极1001可包括纯铂的表面层。纯铂工作电极1001可以是丝网印刷在或包被在导线1006的表面上。使用纯铂作为工作电极可增加灵敏度和增加过氧化氢的转化率。这可为连续的经皮葡萄糖监控提供有利方面，因为过氧化氢的转化优选地非常快速从而防止了其积累，所述积累可引起正传感器漂移和/或酶的失活。在经皮葡萄糖传感应用中，纯铂可提供优于常规的镀铂碳材料的有利方面。

相对于镀铂碳，纯铂可提供的一个有利方面是对葡萄糖浓度的增强的灵敏度。图13显示纯铂和镀铂碳两者的葡萄糖灵敏度。如通过该比较所显示的，纯铂的葡萄糖灵敏度是镀铂碳的大约2.9倍。用于产生图13的数据的葡萄糖样品量是2微升。

相对于镀铂碳，纯铂可提供的另一个有利方面是对过氧化氢的增强的灵敏度。图14显示纯铂和镀铂碳两者的过氧化氢的灵敏度。明确地，图14显示使用铂和镀铂碳作为工作电极的葡萄糖传感器响应过氧化氢的加入(有时称作过氧化氢“攻击”)的电流-时间图。如通过该比较所显示的，纯铂的过氧化氢灵敏度是镀铂碳的灵敏度的大约5倍。

相对于镀铂碳，纯铂可提供的另一个有利方面是对葡萄糖监控的更高的成功率。使用纯铂的葡萄糖监控的百分比成功率是83％对镀铂碳的60％(相关系数R²＞＝0.5作为合格标准)。R是指常规全血葡萄糖测量值和使用图9的系统测量的血糖值之间的相关性。通过将来自图9的系统的连续数据和不连续的全血测量值(每20分钟取一次样)相比较来计算R。对所述两个数据集进行线性回归分析以产生R值。使用纯铂的传感器信号和血糖水平之间的相关性为R²＝0.87对镀铂碳的R²＝0.71。

根据本发明的另一个方面，可提供保护性干涉过滤器以减少或甚至消除来自不想要的电化学氧化和/或生物污垢的干扰效应。例如，干扰的一种形式涉及不想要的阳极信号的产生，该信号通过可在用于葡萄糖监控的电压水平上都被电化学氧化的抗坏血酸、尿酸和/或对乙酰氨基酚的电化学氧化产生。干扰的另一种形式可涉及生物污垢，当生物分子沉积在传感器表面从而限制传感器和分析物的自由接近或通过和电极反应使其功能性丧失时可发生所述生物污垢。通常有利地通过使用干涉过滤器减少或消除干扰物质的作用，因为许多这些物质在葡萄糖监控期间可存在于体液中。

根据本发明的示例性实施方案，干涉过滤器包含包被在传感器装置的一个或多个表面上的Nafion膜。可使用其他干涉过滤器材料例如(3-巯基丙基)三甲基硅烷、乙酸纤维素、电聚合膜例如1，8-二氨基萘和苯二胺、PTFE或其他疏水的、尼龙膜或其他亲水膜。Nafion是生物相容性的阴离子氟聚合物，该聚合物可包被在传感器表面上作为基于例如疏水性、电荷选择性和尺寸排阻的抗生理干扰物和生物污垢的保护层。可从Aldrich Chemical of Milwaukee，Wisconsin商购获得Nafion膜。可将Nafion膜直接包被在传感器体901的至少工作电极1001的表面。可选择地，可将Nafion膜包被在传感器装置的外表面例如水凝胶层906上。一般地，可在工作电极表面和任何其他层之间或在运行期间接触用户皮肤的传感器装置的最外层表面上提供一层或多层干扰过滤器层。

可使用例如微量移液器，或通过在水性或有机Nafion溶液中浸渍包被传感器，然后在使用前空气干燥几小时来方便地将Nafion层包被在传感器表面上。图15显示相对于干扰物对乙酰氨基酚和尿酸，Nafion包衣对传感器对葡萄糖的响应的影响。图表显示流体传感器对0.294mM过氧化氢(HP)的响应超过对磷酸缓冲盐溶液中的对乙酰氨基酚(AM)和尿酸(UA)的响应，施用0.5V的电压。相对于未包被的传感器，对于用Nafion包被的传感器由对乙酰氨基酚和尿酸产生的安培计电流大大减少。因此，Nafion可显著提高分析物/干扰物信号比。

在此处描述的本发明的各种实施方案中，可将水凝胶用作分析物监控系统的部分。水凝胶构成了生物材料的重要种类，所述生物材料用于医学和生物技术学应用例如用于隐形眼镜、生物传感器、人造移植体的衬里和药物递送装置中。图9和11显示和传感器装置相关的优选的水凝胶盘906。水凝胶盘906可在传感器装置的粘着环905的切掉的中央部分内位于传感器体901的上方。连续经皮分析物监控系统可使用下面描述的一种或多种优选的水凝胶材料。可用于本发明的示例性实施方案的水凝胶材料的种类包括：例如基于琼脂糖的水凝胶、基于聚乙二醇二丙烯酸酯(PEG-DA)的水凝胶和基于醋酸乙烯酯的水凝胶。在这些凝胶的一般描述后是详述用于产生和/或表征各种水凝胶的方法的示例。

基于琼脂糖的水凝胶可为连续经皮分析物监控提供有利方面。例如，琼脂糖可提供一种或多种下列特征：由于其高含水量、高酶载量产生的对葡萄糖和过氧化氢的良好反应性、良好的生物相容性和优良的渗透和扩散性质。此外，琼脂糖凝胶可提供清洁性、低成本和/或制备的容易性。

可从例如1-20％的缓冲溶液中的琼脂糖形成琼脂糖凝胶，所述缓冲液包含0-1M磷酸钠或磷酸钾、0-1M氯化钠、0-1M氯化钾、0-2M乳酸、表面活性剂例如0-1M Triton X-100、Tween 80或硫酸月桂酯钠和任何其他生物相容性组分。通过例如在浓葡糖氧化酶溶液中浸泡固体水凝胶或可选择地通过将浓葡糖氧化酶粉剂或溶液和琼脂糖溶液在其熔化阶段(15-65℃)混合，然后在较低的温度(40℃或更低)下进行冷却和胶凝作用，琼脂糖水凝胶中的葡糖氧化酶的载量可高至0-20％(按重量计算)。

基于PEG的水凝胶可为连续的经皮肤分析物监控提供几种有利方面。PEG在结构上是高度亲水的且在水性溶剂中呈现高度的溶剂化作用。PEG分子的优选的溶剂化作用可有效地从PEG链体积中排除蛋白，从而保护表面免受由蛋白产生的生物污垢的污染。可由基于化学交联的PEG水凝胶提供的有利方面是其物化性质可通过改变PEG链的分子量和改变起始物的浓度来调控。例如，增加聚环氧乙烷主链的分子量增加了网络的网目大小。可通过控制网络的密度来控制生物活性分子例如酶的释放。因此，由分子量8000道尔顿的PEG组成的水凝胶可具有比由分子量3.3K的PEG组成的水凝胶更高的被捕获的药物的释放率。此外，可将离子部分整合入水凝胶中以赋予额外的功能性例如生物粘附性等。例如，可在交联之前向PEG大分子单体中加入透明质酸或聚丙烯酸以产生生物粘附水凝胶。在另一个实例中，可将离子特征赋予交联的水凝胶以提供与被捕获的药物的分子相互作用，从而降低药物从基质释放的速率。

用于生物传感器的PEG水凝胶可提供一种或多种下列特征：(a)适合于长期暴露于生物液体但不削弱传感器功能的生物相容的、无生物污垢的表面，(b)葡糖氧化酶的贮器，(c)可和离子部分整合以增加葡糖氧化酶的捕获的基质，(d)可通过改变主链的分子量调节其物化性质(网络的密度、膨胀)的基质和(e)可通过加入离子辅料例如壳聚糖葡糖酸、聚丙烯酸、聚(酰胺-胺)、聚(乙烯亚胺)和透明质酸使得具有生物粘附性的基质。

基于醋酸乙烯酯例如正乙烯吡咯烷酮/醋酸乙烯酯共聚物的水凝胶可展示特征例如透明性、粘性、无毒性、柔韧性和/或疏水性。基于醋酸乙烯酯的水凝胶通常具有保持湿度和捕获酶例如葡糖氧化酶的良好能力、生物相容性和促进皮肤-传感器偶联的对皮肤的粘性。使用正乙烯吡咯烷酮/醋酸乙烯酯共聚物作为水凝胶材料的葡萄糖流量传感器在葡萄糖钳研究(glucose clamping study)期间在跟踪糖尿病患者的血浆葡萄糖水平中显示了良好的性能。

下列实施例提供了本发明的实施方案的可用于经皮分析物监控的示例性水凝胶。

实施例2

可如下制备用于葡萄糖监控的基于醋酸乙烯酯的水凝胶。可使用0-0.5％Irgacure作为光引发剂通过紫外照射聚合正乙烯吡咯烷酮和醋酸乙烯酯的1∶1的混合物。使用非针织的塑料织物(例如Delstarproduct#RB0707-50P)提供机械支持。水凝胶的平衡水含量是20-95％，其水性组合物含有0-1M磷酸钠或钾、0-1M氯化钠、0-1M氯化钾、0-2M乳酸、表面活性剂例如0-1M Triton X-100、Tween 80或硫酸月桂酯钠和任何其他生物相容性组分。可通过将固体水凝胶层浸泡在浓葡糖氧化酶溶液中一段时间来装载葡糖氧化酶。

基于醋酸乙烯酯的水凝胶的特定例子用下列组分制备：15％正-乙烯吡咯烷酮、15％醋酸乙烯酯、0.05％Irgacure、0.05M磷酸钾、0.30M氯化钠、0.025M氯化钾、0.5M乳酸、0.1％Triton X-100、0.5％GOx，剩下的组分是水，大约为65％。

本发明的示例性实施方案的连续经皮分析物监控系统用于可靠地预测低血糖症(血糖＜70mg/dl)，使用醋酸乙烯酯水凝胶，其具有96％的特异性和77％的灵敏度。在研究中，将36个葡萄糖流量生物传感器(每患者3个)置于患有1型或2型糖尿病的12个成年人的皮肤上。研究参与者的病人数据显示于图24。在8小时的时间段内收集血糖测量。这些测量包括使用此处描述的连续经皮分析物监控系统从患者收集电流对时间数据。通过以受控方式静脉内施用胰岛素或葡萄糖以比患有糖尿病的患者通常经历的变化率高2倍的变化率快速地增加或减少各患者的血糖。特别地，检测的范围为35-372mg/dl血糖，葡萄糖浓度减少的速度为21mg/(dl*分钟)，葡萄浓度增加的速度为11mg/(dl*分钟)。作为对照，从静脉内导管收集血糖测量。产生来自29个数据集的总共2039个传感器-血糖数据对。其中5个数据集如图25中所示具有明显的噪声。然而一般的数据集使噪声保持低于如例如图26中所示的过度水平。使用经个体最优化的算法和独立算法分析数据集，结果分别显示于图27和28。个体最优化算法使用各数据集的最佳滞后时间和基线进行数据分析。独立算法发展自分开的葡萄糖钳研究，从所述研究发现单个的滞后时间值和单个基线值，然后将其用于该算法以进行数据分析。如将在下面和图17结合起来描述的，也可使用另外的算法补偿温度改变和传感器漂移。来自葡萄糖生物传感器的完全数据集显示了和在8小时的时间段内通过静脉内导管获得的血糖测量值90％(R＝0.9)的相关性。96％的传感器-血糖对落在Clark ErrorGrid的A+B区域。成功地预测了77％(212中的164个)的低血糖事件(BG＜70mg/dL)。超声处理(使用Sonoprep)平均为15秒，葡萄糖传感器平均只需要工作89+/-6分钟。在超声过程中无疼痛或刺激报告。因此，葡萄糖生物传感器能够可靠地预测低血糖症(血糖＜70mg/dl)，特异性为96％，灵敏度为77％。

实施例3

如下制备用于葡萄糖监控的基于琼脂糖的水凝胶。将0.0116g氯化钠、0.015g氯化钾、0.0348g磷酸氢二钾和0.002g Triton X-100溶解在10mL水中。使用0.5M的盐酸，借助于pH计将溶液的pH调节至7.0。用水将溶液稀释至20mL。这是溶液A。将0.2g琼脂糖粉末混合和分散在溶液A中。在水浴中加热琼脂糖并溶解直到沸腾。这是溶液B。让溶液B冷却至35℃。将0.01g葡糖氧化酶粉剂完全混合和溶解在溶液B中。这是溶液C。将溶液C浇铸和填充在温热、扁平的模具表面。然后将该模具转移至室温下或降低温度以形成凝胶。

图12显示相对于聚环氧乙烷聚合物和正乙烯吡咯烷酮/醋酸乙烯酯共聚物，两种类型的琼脂糖水凝胶的作为葡萄糖浓度的函数的传感器信号响应。可从图12看到，相对于聚氧乙烯聚合物和正乙烯吡咯烷酮/醋酸乙烯酯共聚物，琼脂糖提供了提高的信号响应。

实施例4

也可如下制备用于葡萄糖监控的基于琼脂糖的水凝胶。将0.2g琼脂糖粉剂混合和分散在水中。加热和溶解琼脂糖直至在水浴中沸腾。将溶液浇铸和填充在温热、扁平的模具表面。将模具转移至室温或降低温度以形成凝胶。将0.01g葡糖氧化酶粉剂溶解在溶液A中以形成溶液D。将凝胶浸泡在溶液D中过夜或更长时间以确保凝胶中装载足够的葡糖氧化酶。

实施例5

按照下列方法制备用于葡萄糖监控的PEG-二丙烯酸酯(PEGDA)水凝胶。

在0.01M磷酸缓冲盐溶液(PBS)、pH7.4(ultrapure，SpectrumChemicals，Gardena，CA)中制备10％重量/体积(″w/v″)的PEG2K-二丙烯酸酯、PEG3.4K-二丙烯酸酯和PEG8K-二丙烯酸酯(SunBio，Korea)的溶液(100mg/ml)。所述溶液都包含Irgacure 2959(Ciba SpecialtyChemicals，Tarrytown，NY)作为光引发剂。改变Irgacure浓度以确定光引发剂浓度对凝胶强度的影响。类似地，改变聚合物分子量(2K，3.4K，8K)以确定分子量对凝胶化网络的强度的影响。如此处所用的，符号“PEG2K”是指具有2,000的分子量的PEG等。

称取100mg无水聚合物装入闪烁瓶。向瓶中加入900μl包含500ppm Irgacure 2959的磷酸缓冲盐溶液(PBS)并记录最终的溶液重量。旋紧瓶盖并轻轻地涡旋瓶子以溶解PEGDA。将凝胶溶液贮存在抽屉(在暗处)中5分钟以确保均一性。将900μl凝胶溶液置于两个玻璃板(250μm的间隔段)并夹紧。将装有聚合物溶液的玻璃组件置于15-20mW/cm²强度的UV Blak-Ray灯下，进行光致交联5至30分钟。小心地将凝胶从玻璃中取出，称重，然后转移至塑料陪替培养皿中的10ml PBS中。在从玻璃板中取出后，将水凝胶置于大约10ml PBS中。然后就大块凝胶性质例如作为分子量和起始物浓度的函数的脆性、凝胶强度和光黄化定性评价整体水凝胶。

使用下列方法测量凝胶的平衡水合作用。在完全固化后称取凝胶重量。获得凝胶的初始重量，然后用Kim-wipe轻轻地快速擦拭(postwiping)。向装有凝胶的陪替培养皿中加入10ml PBS。将陪替培养皿置于轨道摇床上。在预定的时间间隔替换缓冲液。保留回收的缓冲液以分析残留的Irgacure。在各时间间隔上，用Kim Wipe擦干凝胶并称重。用与凝胶的初始重量相比，总重量的变化来计算百分比膨胀(％水合)。

根据定性评估，凝胶在凝胶强度上按下列顺序(最强的凝胶至最弱的凝胶)变化：PEG8K＞PEG3.4K＞PEG2K。按柔韧性程度、操作的容易性和脆度确定凝胶强度。也注意到凝胶强度随光引发剂的浓度而变化，更高的浓度产生硬且脆的水凝胶。以下列顺序(最强光黄化至最弱光黄化)显示水凝胶中由Irgacure光引发剂产生的光黄化：5000ppm＞2500ppm＞1500ppm＞500ppm。500ppm的光引发剂浓度和8K的PEGDA分子量导致最高的凝胶强度。

进行下列方法以将葡糖氧化酶(GOx)整合入凝胶。首先，就残留的Irgacure 2959检测凝胶。然后制备葡糖氧化酶溶液。然后将葡糖氧化酶装载入PEGDA水凝胶。测量凝胶中的葡糖氧化酶浓度。最后，测量凝胶的生物活性。下面详细地描述这些步骤。

用缓冲液洗涤水凝胶两次直至无可检测的提取自水凝胶的残留Irgacure。在UV-Vis上从200至400nm就Irgacure 2959的存在扫描洗涤液。Irgacure的不可检测水平为280nm＜0.010的吸光率，相当于0.13ppm(与在280nm处具有1.8的吸光率的25ppm Irgacure溶液相比)。

通过将PBS溶液中的5％w/v葡糖氧化酶和0.25M乳酸和0.05％Triton X-100混合制备LPT缓冲液。这可通过向总体积10ml的母液(由溶解在PBS中的0.25M乳酸和0.05％Triton X-100组成)中加入0.5克GOx来完成。将溶液在4℃下保存。

将由不同PEG分子量(2K、3.4K、8K)组成的PEGDA水凝胶浸泡在葡糖氧化酶溶液中。将凝胶在4℃下浸泡过夜或更长时间，但不超过7天。

通过Bradford测定法(通常用于确定溶解的蛋白浓度的方法)测量葡糖氧化酶浓度。该方法包括向蛋白溶液中加入酸性蓝染料(考马斯亮蓝G-250)。该染料主要结合碱性和芳香族氨基酸残基，特别是精氨酸，当完成染料-蛋白结合时，最大吸收从465nm偏移至595nm。已确定染料-蛋白复合物的摩尔消光系数在10倍的浓度范围内是恒定的；因此，可使用比尔定律(Beer-Lambert′s Law)精确地确定蛋白的浓度。在用标准的Bradford蛋白测定染料法处理标准溶液和凝胶片段后通过UV-Vis光谱学在595nm获得葡糖氧化酶溶液在浓度0.125％、0.25％、0.375％、0.5％和2.5％w/v上的标准曲线。参见BradfordAssay，BioRad Laboratories Brochure。根据标准曲线获得0.999的线性相关。在下列方法中确定水凝胶中的GOx的整合：(a)将一片凝胶浸泡在4ml含有1ml蛋白测定染料浓缩剂的LPT溶液中，(b)将一片GOx浸泡且然后染色的(考马斯亮蓝染料)水凝胶夹在两个玻璃杯之间，(c)将非GOx浸泡的但染色的水凝胶用作对照槽，(d)从400至800nm对凝胶进行扫描和(e)根据比尔定律：A ＝∈bc计算整合入水凝胶的GOx的浓度，其中A＝吸光率，∈＝摩尔消光系数，b＝路径长度和c＝分析物的浓度。确定整合入2K、3.4K和8K分子量PEG水凝胶的葡糖氧化酶的浓度。图18(a)是标准葡糖氧化酶溶液的UV-Vis光谱。图18(b)是考马斯结合的葡糖氧化酶的UV-Vis光谱。凝胶中的浓度为大约0.6％。

使用电化学传感器检测整合入水凝胶的GOx的酶活性。在置于传感器上之前，将PEGDA水凝胶切成传感器表面的直径并在LPT中短暂漂洗以除去表面残留的GOx。PBS中的葡萄糖溶液(0.25和0.50mg/dl)用作标准检测溶液，PBS中的过氧化氢溶液(20和55μM)用作阳性对照。过氧化氢(葡萄糖和GOx的反应产物)产生安培计电流，该电流由连接至传感器的恒电位器记录。因此，响应葡萄糖攻击(葡萄糖的加入)的正传感器信号表明被整合的酶是有生物活性的，而响应过氧化氢攻击(加入过氧化氢)的正传感器信号表明电化学传感器是有功能的。就最高信号强度和基线稳定性检测具有整合的GOx的PEGDA水凝胶。这些检测证明所有水凝胶(2K、3.4K、8K)都包含生物活性GOx，且2K和3.4K对于信号强度和基线稳定性是有利的(参见图19-20)。图19显示响应不同分子量的、载有葡糖氧化酶的PEG凝胶中的葡萄糖的信号。图19表明PEG凝胶包含生物活性GOx且2K和3.4K分子量的PEG水凝胶对于信号强度和基线稳定性是有利的。图20显示响应PEG3.4K-二丙烯酸酯水凝胶(其载有不同浓度的、存在于凝胶中的GOx以及固定在传感器表面的GOx)中的葡萄糖的信号。图19-20中的标记“n”对应于针对各受试条件采集的数据集的数目。图21显示由PEGDA水凝胶(其具有在光致交联之前整合入凝胶制剂中的GOx)引起的电位信号的原始数据。来自图21的数据表明具有400μm厚度的水凝胶相对于200μm的凝胶具有显著的非高斯峰形和拖尾(non-Gaussianpeak shapes and tailing)，这是葡萄糖和过氧化氢通过水凝胶缓慢扩散的标志。图22显示不同的凝胶厚度和凝胶组成(PEGDA-nVP，PEGDA)的、GOx预浸泡的水凝胶对GOx预整合即预装载的水凝胶之间的信号的变化。凝胶试验中不同之处是PEGDA水凝胶的厚度不同(200μm，400μm)和200μm的PEGDA-nVP。来自图22的数据证明整合在水凝胶中的GOx具有生物活性。基线稳定性对于所有制剂都是可接受的且信号不被削弱。

下面描述了在完整的传感器装置中使用载有GOx的PEGDA水凝胶对糖尿病患者进行的离体葡萄糖检测。超声皮肤透化法、传感机制、传感器构型和用于临床试验的方案描述于Chuang H，Taylor E，和Davison T.，″Clinical Evaluation of a Continuous MinimallyInvasive Glucose Flux Sensor Placed Over UltrasonicallyPermeated Skin，″Diabetes Technology &Therapeutics，6：21-30(2004)。在该临床试验中，PEGDA3.4K和纯铂分别用作水凝胶和传感器材料。

使用PEGDA水凝胶的葡萄糖传感器功能显示于图23(a)-(b)。图23(a)显示在7个小时的时间段内连续地响应葡萄糖钳临床研究中的血糖(BG)水平改变的传感器信号(nA)的实例。图23b中显示的对应的nA-BG相关性图具有柏松相关系数R＝0.9476(R²方＝0.8979)，显示了传感器监控BG水平的优异功能。载有G0x的PEGDA凝胶的使用使得能够进行成功的、连续的经皮葡萄糖监控。

实施例6

按照下列方法制备用于葡萄糖监控的PEG-二丙烯酸酯-正-乙烯吡咯烷酮-GOx水凝胶(PEGDA-NVP)。PEGDA-NVP是弱阳离子性的，这提供了保留GOx的离子相互作用。在交联前将GOx整合入水凝胶也促进了GOx在基质中的物理包埋。按照下列方法制备和表征PEGDa-NVP水凝胶。

称取100mg无水聚合物放入配衡的闪烁瓶中。向瓶中加入500μl含有1000ppm的Irgacure 2959的PBS、250μl 20％的GOx的PBS溶液和150μl的2％正-乙烯吡咯烷酮(″n-VP″)并记录溶液的最终重量。旋紧瓶盖并轻轻地涡旋瓶子以溶解PEGDA。将凝胶溶液在抽屉(在暗处)中贮存5分钟以确保均一性。将900μl凝胶溶液置于两块玻璃板之间(200μm的间隔段)并夹紧。将装有聚合物溶液的玻璃组件置于15-20mW/cm²强度的UV Blak-Ray灯下，并固化5分钟。小心地从玻璃中取出凝胶并称重，然后转移至塑料陪替培养皿中的10ml LPT中。

如定性估量的，200微米水凝胶是透明的、易于操作的、柔韧的并具有相当高的凝胶强度。水凝胶的水含量大约为90％。在交联之前将GOx整合入水凝胶中，导致产生半-互穿性的网络结构。水化后，水凝胶保持其黄色(由于GOx的原因)。这表明更多的酶保留在水凝胶中。

通过电位测定法确定整合的酶的生物活性。本实验证明和PEG二丙烯酸酯-正-乙基吡咯烷酮水凝胶整合的葡糖氧化酶具有生物活性且和水凝胶递送系统化学相容。图21-22中的数据表明整合入水凝胶内的GOx具有生物活性和功能性。

实施例7

按照下列方法制备用于葡萄糖监控的PEG二丙烯酸酯/聚乙烯亚胺(PEGDA-PEI)水凝胶。PEGDA-PEI是阳离子水凝胶。可将聚乙烯亚胺(分支的或树枝状的，Sigma Chemicals)整合入PEG二丙烯酸酯水凝胶中以赋予阳离子特征。阳离子水凝胶可和轻度的阴离子葡糖氧化酶通过离子相互作用以提供该酶的受控释放贮库。可如前面部分描述的用BlakRay UV光光致交联由0.3-0.5％PEI、10％PEGDA、500ppm Irgacure2959和5％葡糖氧化酶组成的溶液。高度阳离子PEI的整合可提供GOx的高度结合底物，从而导致在基质中增加酶的保留。此外，水凝胶的高度阳离子特征可提供对皮肤的生物粘着性的额外功能性。可整合入PEGDA水凝胶的其他阳离子、生物粘着的大分子是壳聚糖、聚酰胺胺、聚(正-乙烯吡咯烷酮)等。

根据本发明的另一个方面，可使用误差校正法校正测量的血糖值(其为时间的函数)中的传感器漂移。图16显示无校正传感器漂移的误差校正法存在的情况下的Clark Error Grid。图16中的数据采自10个对临床试验中的糖尿病患者进行的离体试验。不同的数据标记表示来自不同患者的数据。图17显示使用误差校正法校正传感器漂移后的Clark Error Grid。图17中的数据采自10个对临床试验中的糖尿病患者进行的离体试验。下面描述不同的误差校正法。

根据下列线性关系，作为时间t的函数的传感器信号Y与传感器灵敏度m、血糖值X和恒定偏移值b相关：

Y＝mX(t)+b

可重排上述公式，且可如下用单点校准(single pointcalibration)方案方便地预测血糖值：

X(t)＝(Y-b)/m，和m＝(Yc-b)/Xrc(t)

可使用传感器校正时间点上的传感器电流读数Yc和标准参考血糖值Xrc(t)从各离体研究中发现传感器灵敏度的值m。当将随后的血糖值X(t)和对应的标准参考血糖值Xr(t)比较时，发现可如下在不同的时间点计算漂移因子D(t)：

D(t)＝Xr(t)/X(t)

通过绘制D(t)对时间t(来自大量成功的离体研究)的图，D(t)对t图的最佳拟合是三次多项式函数，其可如下表示：

D(t)＝c*t³+d*t²+e*t+f

其中c、d、e、f是经计算为上面的三次多项式提供D(t)对t数据的最佳拟合的数字系数。然而，使用三次多项式仅是个示例，也可使用描述漂移因子的其他方法，例如使漂移数据拟合指数函数的算法或使用直接的查表法的方法。

为预测时间点t上的经漂移校正的血糖值Xp(t)，可如下简单地将X(t)乘以D(t)：

Xp(t)＝X(t)*D(t)＝X(t)*(c*t³+d*t²+e*t+f)

该公式代表误差校正法，且可通过其中未使用算法(图16)的Clark Error Grid对其中使用了算法(图17)的Clark Error Grid的比较来理解其用途。有效地校正了图16中的数据对的负偏置(negative bias)和宽散布(wide scattering)，结果所有数据点落在如图17中所示的Clark Error Grid的临床相关的A和B区域中。可对使用本发明的示例性实施方案的连续经皮分析物监控系统产生的数据使用该误差校正法。

根据此处公开的发明的说明书和实践的考虑，本发明的其他实施方案和用途对于本领域技术人员说是显然的。此处引用的所有参考资料，包括所有美国和外国专利以及专利申请，明确地和完整地在此引用作为参考。本说明书和实施例仅仅意在举例说明，本发明的真正的范围和精神由下列权利要求指定。

Claims (25)

1.经皮分析物监控系统，其包括：

适合于和生物膜连接且接收来自生物膜的分析物的介质，其中所述介质包含基于聚乙二醇二丙烯酸酯(PEGDA)的水凝胶；和

电极组件；

其中所述介质适合连续地和所述分析物反应；和

其中由电极组件检测电信号，且该电信号与分析物的值相关。

2.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述分析物的值是该分析物通过生物膜的流量。

3.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述分析物的值是该分析物在受试者的体液中的浓度。

4.权利要求1的经皮分析物监控系统，其还包括支持电极组件和介质的传感器体。

5.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述分析物包括葡萄糖。

6.权利要求5的经皮分析物监控系统，其中所述介质包括葡糖氧化酶。

7.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述介质包含基于琼脂糖的水凝胶。

8.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述水凝胶载有具有1-10％的浓度的葡糖氧化酶。

9.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述水凝胶具有2000-8000的分子量。

10.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述水凝胶具有大约3,400的分子量。

11.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述水凝胶具有大约200微米的厚度。

12.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述水凝胶用葡糖氧化酶预浸泡。

13.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述水凝胶用葡糖氧化酶预装载。

14.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述水凝胶包括基于聚乙二醇二丙烯酸酯/聚乙烯亚胺(PEGDA-PEI)的水凝胶。

15.权利要求1的经皮分析物监控系统，其中所述水凝胶包括聚乙二醇二丙烯酸酯-正-乙烯吡咯烷酮(PEGDA-NVP)水凝胶。

16.用于监控分析物的方法，其包括：

相对于生物膜放置介质，使介质可接收来自生物膜的分析物，其中所述介质包含基于聚乙二醇二丙烯酸酯(PEGDA)的水凝胶，其中将电极组件偶联至所述介质；

连续地使分析物和介质反应；和

用电极组件检测电信号，其中所述电信号和分析物的值关联。

17.权利要求16的方法，其还包括预处理所述生物膜以增加生物膜的渗透性。

18.权利要求17的方法，其中所述预处理步骤包括对所述生物膜施用低频率超声。

19.权利要求16的方法，其中所述介质包含基于琼脂糖的水凝胶。

20.权利要求16的方法，其中所述水凝胶载有具有1-10％的浓度的葡糖氧化酶。

21.权利要求16的方法，其中所述水凝胶具有2000-8000的分子量。

22.权利要求16的方法，其中所述水凝胶具有大约3,400的分子量。

23.权利要求16的方法，其中所述水凝胶具有大约200微米的厚度。

24.权利要求16的方法，其中所述水凝胶包括基于聚乙二醇二丙烯酸酯/聚乙烯亚胺(PEGDA-PEI)的水凝胶。

25.权利要求16的方法，其中所述水凝胶包括聚乙二醇二丙烯酸酯-正-乙基吡咯烷酮(PEGDA-NVP)的水凝胶。

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