CN101523192A - 利用基于水凝胶的全集成传感器设备的环境状态检测 - Google Patents

Abstract

描述了一种用于检测环境状态、特别是用于检测生物材料内的环境状态的基于水凝胶的传感器设备。所述传感器设备(300)包括：基元件(302)；辐射源(305)，其形成在所述基元件(302)处并且适合于发出电磁辐射(306)；光学元件(325)，其被放置在所述基元件(302)处并且适合于与电磁辐射(306)进行相互作用。所述传感器设备(300)还包括：辐射检测器(350)，其适合于接收已与所述光学元件(325)进行了相互作用的电磁辐射(326)；和水凝胶材料(340)，其机械地耦合到所述光学元件(325)并且适合于在与所述传感器设备(300)的环境材料接触时改变其体积，以使得所述光学元件(325)的空间位置发生改变。所述基元件(302)、辐射源(305)和辐射检测器(350)从电子基底材料集成地形成。

Description

利用基于水凝胶的全集成传感器设备的环境状态检测

技术领域

本发明涉及检测探针周围的材料的物理或化学状态的领域。具体来说，本发明涉及用于检测环境状态、特别是用于检测传感器(transducer)设备周围的生物材料内的环境状态的传感器设备。

此外，本发明涉及包括上述传感器设备的医疗系统。

此外，本发明涉及用于通过传感器设备检测环境状态、特别是用于检测生物材料内的环境状态的方法。

背景技术

能够监测少量体液的高灵敏度、选择性和鲁棒性的感测器(sensor)是用于发展响应型给药系统的关键部件之一。蛋白质工程和分子生物学已经有助于生物试剂的分子设计，所述生物试剂被用作提供高选择性、良好的响应时间和低检测限制的各种系统中的感测元件。此外，生物感测器已被开发用于生理相关分子，例如神经传递素和激素。

激励敏感水凝胶已经在致动器、感测器、给药和生物分离中得到了应用。这些材料能够可逆地响应外部激励，该外部激励造成了对材料的物理特性明显的可测量的影响。已知水凝胶对pH、离子浓度、温度、溶剂成分和电势敏感。水凝胶也可以被设计为：当存在目标分子时膨胀。它们可以按照如下方式被构造：膨胀的幅度可以与存在的配体的浓度成比例。

US 2002/0042065 A1公开了一种具有在刚性并优选生物相容的围绕物中的水凝胶的生物感测器。该水凝胶包括固定的分析物键联分子(analyte binding molecule)和固定的分析物。固定分析物竞争性地与自由分析物键联，成为分析物键联分子，因而改变水凝胶中交联的数目，从而改变水凝胶在其受限的空间中与自由分析物的浓度成比例的膨胀趋势。通过利用压力传感器测量水凝胶的压力变化，该生物感测器能够准确测量自由分析物分子的浓度。上述生物感测器具有如下缺点：压力传感器是必需的，这使得生物感测器的校准相当困难。

US 2004/0194523 A1公开了一种混合微悬臂感测器，其用于通过在存在分析物的情况下监测感测元件的阻抗和厚度的变化来感测气体或液体介质中的化学和/或生物分析物。提供检测装置以测量感测材料的物理特性的变化从而确定分析物的存在和/或存在的分析物的量。还提供了一种专用于检测特定分析物的混合感测器的阵列，其可以被包括在该介质中。

US 2002/056763 A1公开了一种可植入的微加工感测器设备，其用于测量病人体内的令人感兴趣的生理参数。该感测器设备包括基底和感测器，该感测器与该基底集成地形成，响应于令人感兴趣的生理参数。至少一个导电路径与所述基底集成地形成并且耦接到该感测器。连接到该导电路径的是有源电路。该有源电路电连接到该感测器。

US 2003/0100822 A1公开了一种用于在活体内检测体液中的分析物的可植入芯片生物感测器。该生物感测器包括对分析物敏感的水凝胶板，其在化学上被配置为根据病人体液内的分析物(例如葡萄糖)的浓度的变化来改变其位移量。该板位于支持块中的凹槽中。该生物感测器芯片由外部扫描仪读出，该外部扫描仪被配置为可计量地检测水凝胶板的位移量的变化。该支持块由刚性或半刚性支持材料制成，以抑制水凝胶在除一个维度之外的所有维度上的膨胀，并且该凹槽具有一个或多个用半透膜覆盖的开口，以允许病人的体液和水凝胶之间的接触。扫描装置可以是任何类型的成像设备，诸如能够解析板的尺寸变化的超声扫描仪、磁共振成像器或计算机断层扫描仪。所述可植入芯片生物感测器具有如下缺点：为了操作生物感测器，外部扫描仪是必需的。

US 2002/0155425 A1公开了一种用于活体检测体液中的分析物的可植入生物感测器，其包括对分析物敏感的水凝胶细丝，该水凝胶细丝在化学上被配置为根据病人体液内的分析物(诸如葡萄糖)的浓度的变化而改变其位移量。位于生物感测器内的光测位移传感器被配置为定量地检测水凝胶细丝的位移量的变化，例如通过检测光接收器上的光强，该光接收器被配置为接收根据水凝胶细丝的位移而改变强度的光。所述可植入芯片生物感测器具有如下缺点：几个感测器部件是必需的，这使得(a)感测器的制造相当复杂，以及(b)感测器的结构形状比较大。

可能存在这样的需要：提供用于检测环境状态的传感器设备，该传感器设备可以被制造在紧凑的结构形状内。

发明内容

这种需要可以通过根据独立权利要求所述的主题来满足。本发明的有利实施例由从属权利要求来描述。

根据本发明的第一方面，提供了一种用于检测环境状态、特别是用于检测生物材料内的环境状态的传感器设备。该传感器设备包括：(a)基元件；(b)辐射源，其形成在该基元件处，并且适合于发出电磁辐射；(c)光学元件，其被布置在该基元件处，并且适合于与从该辐射源发出的电磁辐射进行相互作用；和(d)辐射检测器，其形成在该基元件处，并且适合于接收已与该光学元件进行了相互作用的电磁辐射。该传感器设备还包括：(e)水凝胶材料，其机械地耦合到该光学元件，并且适合于在与该传感器设备的环境材料接触时改变该水凝胶材料的体积，以使得该光学元件的空间位置发生改变。该基元件、辐射源和辐射检测器从电子基底材料集成地形成。

本发明的该方面基于如下思想：全集成的生物敏感传感器以及检测器设备可以通过使用标准集成技术工艺来实现，例如互补金属氧化物半导体(CMOS)、双极、微机电系统(MEMS)。这可以提供如下优点：可以以低成本的工艺非常有效地制造该传感器设备。因此，电子基底材料可以是晶片，其优选地包括半导体，例如硅或GaAs。

电磁辐射可以是可见范围(400-700nm)内的光辐射。然而，也可以使用其它光谱范围的辐射，例如红外辐射或紫外辐射。

辐射源可以是光学有源元件，例如发光二极管(LED)。然而，辐射源也可以由光波导的第一端来表示，其光学耦合到光源，例如LED或激光二极管或灯。该光波导可以是例如光纤电缆或波导层，例如SiO₂。

光学元件和电磁辐射之间的相互作用可以是各种类型的，例如反射、透射、吸收、遮蔽、折射、散射、荧光、生物体发光等。此外，所有类型的相互作用也可以改变电磁辐射的光谱分布。通过改变光学元件的空间位置，可以测量从辐射检测器接收到的光的强度、光束路径和/或光谱分布。

所述基于水凝胶的传感器设备允许实现耐用的可植入感测系统，以用于准确监测人体或动物体外和/或内的生理参数。该传感器设备可以利用水凝胶的化学响应，其被转换成物理变化，例如形状、光吸收、机械特性和/或折射率的变化。这种变化还被转换成电信号。该传感器设备可以包含特定的探针，其可以被包含到该水凝胶层内或者可以与附加的化学/物理层形成复合体。

水凝胶材料的体积变化和膨胀可以基于各种环境变化，例如特定分子的存在和/或存在的量。此外，水凝胶材料的体积可以对例如环境材料的pH值的化学参数敏感，或者对例如传感器设备的环境的温度的物理参数敏感。

不得不提到的是，所述传感器元件可以适合于不仅仅测量环境状态。该传感器元件还可以适合于精确监测环境材料的变化。因而，测量的不是水凝胶材料的绝对体积而是水凝胶材料的体积变化。通过仅测量水凝胶材料的两个体积状态之间的差而不是水凝胶材料的绝对体积，可以非常容易地执行基于水凝胶的集成传感器设备的校准并且同时可以显著提高所述传感器设备的可靠性。由于特别是在医疗应用中可靠性是非常重要的特征，因此所述传感器设备可以以有利方式被用在各种应用中。

根据本发明的实施例，光学元件与基元件集成地形成。这可以提供如下优点：整个传感器设备可以被形成为全集成的系统。因而，可以采用已知的用于建立微机电系统(MEMS)的技术来形成该光学元件。这意味着整个传感器设备可以通过低功率CMOS技术和已知的MEMS技术来实现。在这个方面，MEMS技术是所有技术，其中(a)机械元件(例如机械感测器或致动器)和(b)电子电路形成在同一个电子基底上。

根据本发明的另一个实施例，传感器设备还包括专用电子电路配置，其用于处理由该辐射检测器提供的信号和/或被提供用于驱动辐射源。因而，该专用电子电路配置可以与基元件、辐射源和辐射检测器分立地形成或全集成地形成。

专用电子电路配置可以包括调制电路，其用于按照调制方式控制该辐射源和辐射检测器，以便通过应用已知的锁定(lock-in)技术降低噪声。此外，专用电子电路配置可以包括例如用于控制该传感器设备的操作的微控制器和/或用于暂时存储已获得的测量数据的存储器。

根据本发明的另一个实施例，该传感器设备还包括电源，特别是电池，以用于至少为该辐射源和辐射检测器提供能量。该电池可以例如通过来自于相应的电池充电设备的无线功率传输而被充电。这可以提供如下优点：即使该传感器位于活的人体或动物体内，电池也可以被充电。特别是，可以采用电池充电设备和可充电电池之间的感应无线耦合。

然而，感应电源也可以被用来操作所述传感器系统的简化版本，在这种情况下，该传感器系统未配备电池。

根据本发明的另一个实施例，该传感器设备还包括具有光滑的外表面的壳体。在这个方面，光滑的意思是表面内的隆起(elevation)远小于表面的平面尺寸。

传感器设备的光滑表面壳体可以具有如下优点：在传感器被用在活体构造的情况下，人体或动物体的免疫系统将不会或者至少不会非常迅速地将该传感器设备识别为外来体。这具有如下效果：人体对传感器设备的包封将受到阻碍，从而使得传感器设备在活体内的预期寿命将显著增加。

关于这点，不得不提到，基于水的材料的使用也使得包封过程进一步变慢。这使得水凝胶作为可植入的耐用的化学-物理感测器的基础是极其具有吸引力的。

根据本发明的另一个实施例，传感器设备还包括发送器单元，其适合于与外部接收单元通信。这可以提供如下优点：如果该传感器设备用在活体应用中，则该传感器设备可以用于监测病人体内的药物水平。因而，以无线方式执行与外部接收单元的通信。

当然，该接收单元也可以配备报警设备，其通过疾病状态(例如绞痛、中风或癌症的复发)的发作而被激活。根据修改，该传感器设备能够检测例如是否在正确的时间以所需的剂量被适当地给药。如果情况不是这样，则该传感器设备可以启动警告信号。由此，将提高药物的生物利用率。

不得不提到，该传感器设备还可以设有监测装置。因而，该监测装置可以被用于监测系统，该监测系统可以感测并发送数据到另一个医疗设备-在体外或者是可植入的医疗设备。

根据本发明的另一个实施例，该辐射检测器具有空间分辨率；特别是，该辐射检测器包括各个检测器元件的阵列。由此，该阵列可以是线性阵列，以使得该辐射检测器代表线性感测器，或者该阵列可以是检测器元件的二维排列。特别是，如果光学元件改变从辐射源发出的电磁辐射的空间传播，则可以使用空间分辨检测器。

根据本发明的另一个实施例，该辐射检测器配备有抗反射涂层。这可以提供如下优点：可以增强由辐射检测器检测的信号，从而将提高该传感器设备的信噪比。该抗反射涂层可以由折射率比构成该辐射检测器的半导体材料低的材料构成。该涂层可以是抗刮的抗反射材料的薄膜，例如氟化镁(MgF2)、二氧化硅(SiO2)或二氧化钛(TiO2)。为了最佳性能，该涂层的厚度等于所用的光的波长的四分之一。

该辐射检测器可以通过光电二极管、PIN光电二极管、光电晶体管、光电导体、肖特基光电二极管、雪崩光电二极管或任何其它光学检测器实现。

根据本发明的另一个实施例，该光学元件是可偏转镜。使用可偏转镜可以提供如下优点：即使耦合到可偏转镜的水凝胶的相当小的体积变化也可以引起从该镜反射的电磁辐射的空间传播的显著变化。因此，基于可偏转镜的传感器设备配置特别适合于预期水凝胶仅有相当小的体积变化的情况。

从该可偏转镜反射的辐射的传播方向的空间变化可以优选地通过空间分辨检测器检测。然而，也可以采用没有空间分辨率的辐射检测器，该辐射检测器被这样设置：使得根据偏转的幅度，辐射强度的或多或少的小部分入射到该检测器上。因此，检测的光的强度对应于偏转度，相应地对应于水凝胶的体积变化。

可偏转镜可以与基元件集成地形成。在这种情况下，可偏转镜优选地通过MEMS工艺形成。可以在辐射源、辐射检测器和专用电子电路(如果应用)被形成在晶片内之后来执行相应的MEMS工艺，晶片优选地是由例如硅或GaAs制成的半导体晶片。

为了增加集成地形成的可偏转镜的反射率，镜的表面可以被涂覆金属层。特别是，如果可偏转镜由硅或多晶硅形成，则该镜可以被涂覆金属层、氮化物层、氧化物层和/或提供高反射率的任何其它材料。

可替换地，可以通过合适的粘合技术将该可偏转镜固定到该基元件上。

根据本发明的另一个实施例，该光学元件通过荧光分子实现。因而，荧光分子的空间定位与水凝胶材料的实际体积相关。在该背景下，测量的原理基于如下事实：当水凝胶的体积变化发生时，激发的荧光分子以不同的立体角照射辐射检测器，以使得总荧光的不同部分(fraction)到达辐射检测器。在这一方面，必须提到，荧光在所有方向(即以4π的立体角)发出。

为了提供水凝胶材料和光学元件之间的有效机械耦合，荧光分子可以通过覆盖该水凝胶的至少一侧的层而附着到水凝胶材料上。

根据本发明的另一个实施例，荧光分子被嵌入到水凝胶材料中。这可以提供如下优点：荧光分子可以被分布在相对较大的体积内。因而，可以实现荧光分子的有效激发。

根据本发明的另一个实施例，该辐射源以这样的方式相对于该辐射检测器设置：即，使得荧光排外地到达辐射检测器的辐射敏感侧。这可以提供如下优点：几乎没有直接从该辐射源发出的光可以到达该辐射检测器，从而引起偏移(噪声)信号。因此，即使弱的荧光信号也可以与背景信号区分开来。

根据本发明的另一个实施例，(a)该辐射敏感侧包括凹槽，(b)该辐射源位于该凹槽的突出部分(projection)之内，和(c)该荧光分子位于该凹槽的突出部分之内。因而，该突出部分的方向被至少有角度地定向，优选地垂直于该辐射检测器的辐射敏感侧的表面。这样的配置可以提供如下优点：提高了荧光的检测的量子产额，因为辐射检测器完全包围荧光分子。因此，通过考虑传感器设备的小的总体配置，所产生的荧光的相对较大的部分将到达该辐射检测器。

该辐射检测器的辐射敏感侧可以具有环形的形状。这意味着该传感器设备包括圆柱对称性。然而，也可以采用该辐射敏感侧的其它几何形状，例如方形、矩形或任何其它可能的不规则形状。

根据本发明的另一个实施例，该光学元件通过第一光学半反射层和第二光学半反射层实现。因而，这两个层定向为相互平行，并且这两个层通过包括水凝胶材料的中间层而彼此分开。

这里所述的配置包括法布里-珀罗共振器，其在辐射检测器的有源侧的前面形成。由于对于给定的光谱分布，法布里-珀罗共振器的强度传输强烈地依赖于该共振器的厚度，即两个光学半反射层之间的间距。因此基于法布里-珀罗的配置对水凝胶层的厚度的即使非常小的变化也非常敏感。

不得不提到，法布里-珀罗共振器当然也可以与具有光谱分辨率的辐射检测器一起使用。因而，通过该共振器传输的光的光谱分布反映了水凝胶层的实际厚度。

此外，不得不提到，法布里-珀罗共振器的光谱分辨率以及灵敏度依赖于半反射层的反射率以及透射率。透射率越大，传感器设备的光谱分辨率以及灵敏度越大。

配备有法布里-珀罗共振器的辐射检测器的辐射敏感侧可以具有圆形或环形的形状。这意味着该传感器设备包括圆柱对称性。然而，也可以采用该辐射敏感侧的其它几何形状，例如方形、矩形或任何其它可能的不规则形状。

根据本发明的另一个实施例，该第一光学半反射层在辐射检测器的辐射敏感侧上形成。这可以提供如下优点：法布里-珀罗共振器直接位于该辐射检测器上。因此，整个传感器设备可以被实现在相对较小和紧凑的设计之内。

根据本发明的另一个实施例，该光学元件是遮蔽(shadowing)元件，其至少部分地位于从辐射源延伸到辐射检测器的电磁辐射路径内。因而，该遮蔽元件以这样的方式耦合到水凝胶材料：即，使得电磁辐射的到达检测器的部分强烈地依赖于水凝胶材料的体积。依赖于水凝胶材料的特殊设计，这可以允许对环境状态的快速和精确的检测。

不得不提到，电磁辐射的到达辐射检测器的部分可以通过集成检测器来测量，该集成检测器简单地测量电磁辐射的强度。然而，也可以使用空间分辨检测器，以便精确地测量入射到辐射检测器上的辐射强度。

根据本发明的另一个实施例，该遮蔽元件被布置在辐射检测器的辐射敏感侧上。这可以提供如下优点：基于水凝胶的整个传感器设备可以被实现在相对较小和紧凑的设计之内。

根据本发明的另一个实施例，该遮蔽元件是可移动镜。这可以提供如下优点：有效的遮蔽元件可以通过合适的反射材料的相对较薄的层来实现。基于反射的遮蔽还可以提供如下优点：没有或者仅有很少的辐射被吸收。因此，即使该遮蔽元件阻止所有辐射到达辐射检测器，该遮蔽元件也将不会引起传感器设备的温度上升或仅引起可以忽略的温度上升。

根据本发明的另一方面，提供了一种医疗系统。所提供的医疗系统包括：(a)根据上述实施例中的任一实施例所述的传感器设备；和(b)药物释放设备，其耦合到传感器系统并且适合于在被传感器系统触发时释放一定量的药物。

本发明的这个方面基于如下思想：可以通过将上述传感器设备与合适的药物释放设备耦合在一起来实现自动药物施加。因而，该传感器设备可以被包含到活体的病人体内。在检测到传感器设备的预定的环境状态或环境变化时，可以触发药物释放。用药剂量可以与环境状态有关或者与环境变化的强度有关。换句话说，当传感器设备感测到目标分子或环境变化时，该传感器设备产生电信号，其可以触发例如从包含在该医疗系统中的储存器(reservoir)释放药物。

不得不提到，电信号或电信号的时间推进(temporal progression)当然也可以被存储并且以后被医生访问。高级传感器设备也可以通过无线通信链路向另一个体内系统或向体外发送数据。

下面，将简要描述该医疗系统的有利的示范性应用：有时患有心肌梗死的病人不能及时到达急诊室；他们将利用代表闭环给药系统的上述医疗系统，从用于心脏标记的植入感测器中得到有价值的维持生命的好处。

可植入响应医疗系统的附加优点是，其可以连续监测具有已知致病因素的病人的一组参数和疾病标记。医生可以通过检查由感测设备获得的数据来紧密地跟随病人健康的变化。

根据本发明的另一方面，提供了一种用于通过传感器设备检测环境状态、特别是用于检测生物材料内的环境状态的方法。所提供的方法包括以下步骤：(a)从形成在传感器设备的基元件处的辐射源发出电磁辐射；和(b)将电磁辐射引导到被布置在基元件处的光学元件。因而，光学元件耦合到水凝胶材料，该水凝胶材料适合于在与传感器设备的环境材料接触时改变该水凝胶材料的体积，以使得该光学元件的空间位置发生改变。所提供的方法还包括(c)通过辐射检测器接收电磁辐射，该电磁辐射至少部分地已经与从辐射源发出的电磁辐射相互作用。该基元件、辐射源和辐射检测器从电子基底材料集成地形成。

本发明的这个方面基于如下思想：环境材料的状态可以通过全集成的生物敏感传感器和检测器设备来测量。这可以提供如下优点：该传感器设备可以例如通过采用已知的和标准的集成电路(IC)技术来非常有效地制造。因而，该电子基底材料可以是优选地包括半导体的晶片。

特别是，该电磁辐射可以是光谱的可见部分内的光辐射。然而，也可以使用其它光谱范围的辐射，例如红外辐射或紫外辐射。

光学元件和电磁辐射之间的相互作用可以是各种类型的，例如反射、透射、吸收、遮蔽、折射、荧光、生物体发光等。此外，各种类型的相互作用也可以改变电磁辐射的光谱分布。通过改变光学元件的空间位置，可以测量从辐射检测器接收到的光的强度、光束路径和/或光谱分布。

水凝胶材料的体积变化可以基于各种环境变化，例如特定分子的存在和/或量。此外，所述方法可以被应用在体内和体外。

必须注意，已经参照不同的主题描述了本发明的实施例。特别是，已经参照装置类型的权利要求描述了一些实施例，而参照方法类型的权利要求描述了其它实施例。然而，本领域技术人员将从上面和下面的描述中获悉：除非另有说明，除了属于一种类型的主题的特征的任意组合之外，与不同主题有关的特征之间的任意组合，特别是装置类型的权利要求的特征和方法类型的权利要求的特征之间的任意组合也被认为公开在本申请中。

本发明的上述方面和其它方面通过下面要描述的实施例的示例而变得明显，并且参照实施例的示例而被说明。下面将参照实施例的示例来更详细地描述本发明，但是本发明不限于这些实施例。

附图说明

图1示出了可以被用作药物监测设备的传感器设备的示意图。

图2示出了包括传感器设备和通过无线传输路由耦合到传感器设备的药物释放设备的医疗系统。

图3a示出了包括可偏转镜的基于水凝胶的传感器设备的剖面图。

图3b示出了指示几何光路的图，所述光路出现在如图3a所示的基于水凝胶的传感器设备中。

图3c示出了通过使用MEMS技术形成在基底上的可偏转镜。

图4a示出了包括嵌入到水凝胶层中的荧光分子的基于水凝胶的传感器设备的剖面图。

图4b示出了如图4a所示的基于水凝胶的传感器设备的顶视图。

图4c示出了用于计算到达如图4a所示的基于水凝胶的传感器设备的检测器的荧光辐射的立体角的图。

图5a示出了包括形成在水凝胶层的相对表面的法布里-珀罗共振器的基于水凝胶的传感器设备的剖面图。

图5b示出了如图5a所示的基于水凝胶的传感器设备的顶视图。

图6示出了包括可移动镜元件的基于水凝胶的传感器设备的剖面图，该可移动镜元件用于遮蔽被引导到整体地形成的辐射检测器的辐射的至少一部分。

图7示出了用于分别说明当监测的分析物的浓度变化时水凝胶材料的膨胀和消胀的图。

具体实施方式

图中的图示是示意性的。注意到，在不同的图中，相似或相同的元件设有相同的附图标记或仅在第一个数字与相应附图标记不同的附图标记。

图1示出了传感器设备100的简单示意图，其可以被用作药物监测设备。传感器设备100包括壳体101，在该壳体中嵌入了传感器设备100的多个部件。壳体101的外表面是光滑的，以使得在传感器设备100的活体应用中，传感器设备100的包封(encapsulation)被减速。这样的包封典型地由人体或动物体的免疫系统引起，该人体或动物体迟早会将该传感器设备100识别为外来体。由于传感器设备100的包封减缓，病人体内的传感器设备100的寿命将减少。

传感器设备100包括辐射源105，根据这里所述的实施例该辐射源是发光二极管105。该发光二极管105与电子基底(这未在图1中示出)集成地(integrally)形成。发光二极管105发出电磁辐射106，其到达感测器块(sensor block)120。感测器块120以分别与电子基底和发光二极管105至少部分集成的方式形成。下面将详细描述感测器块120的部件和不同实施例。

传感器设备100还包括专用电子设备181，其包括用于驱动发光二极管105和/或用于对由未示出的辐射检测器提供的信号进行数据评估的电子电路布置。电子电路布置包括调制电路，其用于以调制的方式控制辐射源和辐射检测器这两者，以便通过采用已知的锁定(lock-in)技术来降低噪声。专用电子设备181还包括微控制器，其例如用于控制传感器设备的操作和/或控制用于临时存储获取的测量数据的存储器的操作。

此外，传感器设备100包括电源182，根据这里所述的实施例该电源是电池182。电池182可以是可充电的，例如可以通过来自于相应电池充电设备的无线功率传输充电。

此外，传感器设备100配备有发送器单元和/或接收器单元183。发送器单元适合与未示出的外部接收单元通信。因此，如果该传感器设备被用作活体应用中，则传感器设备110可以被用来监测病人体内的药物水平。因而，以无线方式进行与外部接收单元的通信。

图2示出了医疗系统295，其包括传感器设备200。该传感器设备200对应于图1所示的传感器设备100。医疗系统295还包括药物释放设备296，其通过无线传输路由298耦合到传感器设备200。该药物释放设备296配备有未被示出的储存器(reservoir)，该储存器适于容纳药物。在检测到传感器设备200的预定的环境状态或环境变化时，可以触发药物释放。用药的药物剂量可以与环境状态或环境变化的强度有关。换句话说，当传感器设备200感测到目标分子或环境变化时，传感器设备200产生电信号，该电信号可以触发例如从被包含到医疗系统295中的储存器释放药物。

图3a示出了基于水凝胶的传感器设备300的剖面图。该传感器设备300包括基元件(baseelement)302，其由电子基底制成。在电子基底302之内形成凹槽(recess)303，其容纳发光二极管305。发光二极管305在向上的方向上沿着光轴306a的发出电磁辐射306。

在电子基底302的顶表面形成光学元件325，其适于与电磁辐射306进行相互作用。根据这里所述的实施例，光学元件325是可偏转镜(deflectable mirror)。可偏转镜325通过应用合适的MEMS技术从基底302集成地形成。由于传感器设备300的电子电路通过使用标准的例如CMOS的技术形成，因此通过首先应用CMOS技术然后应用合适的MEMS技术，可以利用全集成设计来实现整个传感器设备300。

可偏转镜325机械地耦合到水凝胶材料340。水凝胶材料340位于抗反射涂层352上，该抗反射涂层是包括例如氧化物或氮化物层的薄膜透明层。薄膜透明层352分别形成在基底302的顶表面和辐射检测器350的有源表面(active surface)上。

辐射检测器350包括多个单独的检测器元件350a，其被布置为线性阵列。因此，辐射检测器350允许空间分辨率，从而各个检测器元件350a适当耦合到传感器设备300的电子电路。从辐射源305发出的电磁辐射306在光学元件325处被反射，以使得电磁辐射326入射到辐射检测器350上。

水凝胶材料340以某一形式被容纳，为了清楚起见，在图3a中未示出该形式。该形式以这样的方式被成形：当操作传感器设备300时，水凝胶材料340与包围传感器设备300的环境材料接触，该环境材料包括例如某一浓度的生物分子。当该浓度改变时，水凝胶材料340将改变其体积。因而，如箭头341所示，水凝胶材料340将膨胀(swell)，以使得水凝胶材料将呈现扩张的状态(expanded state)340a。水凝胶材料340的这种扩张将引起可偏转镜325的进一步偏转。因此，进一步的镜偏转表示与水凝胶340接触的材料以及包围传感器设备300的材料的环境变化。下面将参照图7更详细地说明造成水凝胶340的体积变化的化学原理。

在水凝胶材料340膨胀时(340a)，被反射的电磁辐射326将入射到空间分辨检测器350上不同的位置处。这种位置变化是环境变化的强度的度量。

关于这一点要强调的是，如果辐射源是例如发射非准直辐射306的发光二极管305，则当然电磁辐射326将以相对宽的空间分布入射到检测器上。然而，在可偏转镜325进一步弯曲时，该空间分布的空间中心的位置将移动。这种空间分布的位置偏移可以利用辐射检测器350很容易地检测到。

进一步要指出的是，传感器设备300的这种配置(即可偏转镜325在水凝胶膨胀时弯曲)也可以利用没有空间分辨率的空间集成检测器来实现。在这种情况下，可偏转镜325的进一步弯曲将具有如下效果：不是所有的被镜325反射的光都会到达检测器350。因此，测量的光326的强度将分别根据水凝胶膨胀和包围传感器设备300的材料的环境状态而变化。

图3b示出了指示光路的三角形的图，所述光路出现在基于水凝胶的传感器设备300中。因而，假定可偏转镜325是平直结构，其根据水凝胶膨胀的强度相对于基底302的表面分别采取不同的角位置α和β。此外，假定光源306沿着光轴306a发出准直的非发散光束。利用图3b，可以容易地推导出如下等式：

$\tan \mathrm{\α}=\frac{h_1}{l}$ 和 $\tan \mathrm{\β}=\frac{h_2}{l}$    [1]

$\tan 2\mathrm{\α}=\frac{x_1}{h_1}$ 和 $\tan 2\mathrm{\β}=\frac{x_2}{h_2}$  [2]

其中，h₁和h₂是辐射束入射到可偏转镜325的高度位置。参数l是光轴306a和平直镜325以转动方式被固定到基底302的位置之间的水平距离。角2α和2β是光路326相对于平直可偏转镜325的表面的反射角。

使用普遍有效的三角公式

$\tan 2\mathrm{\α}=\frac{2\tan \mathrm{\α}}{1-{\tan }^2\mathrm{\α}}$ 和 $\tan 2\mathrm{\β}=\frac{2\tan \mathrm{\β}}{1-{\tan }^2\mathrm{\β}}$   [3]

可以获得如下表达式：

$\frac{x_2}{x_1}=\frac{{{\mathrm{lh}}_2}^2(1-{\tan }^2\mathrm{\α})}{h_1\tan \mathrm{\α}(l^2-{h_2}^2)}=\frac{{\left(\frac{h_2}{h_1}\right)}^2}{({\left(\frac{l}{h_1}\right)}^2-{\left(\frac{h_2}{h_1}\right)}^2)}\frac{(1-{\tan }^2\mathrm{\α})}{\frac{h_1}{l}\tan \mathrm{\α}}---\left[4\right]$

其中，x₁和x₂是反射的光326入射到检测器350上的位置。

当定义水凝胶扩张因子 $\mathrm{\κ}=\frac{h_2}{h_1}$ 时，可以得到：

$\frac{x_2}{x_1}=\frac{{\cot }^2\mathrm{\α}-1}{\frac{{\cot }^2\mathrm{\α}}{{\mathrm{\κ}}^2}-1}=\frac{{\mathrm{\κ}}^2(1-{\tan }^2\mathrm{\α})}{1-{\mathrm{\κ}}^2{\tan }^2\mathrm{\α}}---\left[6\right]$

到检测器阵列的初始距离可以由下式推导出：

$x_1=\frac{2l}{{\cot }^2\mathrm{\α}-1},---\left[7\right]$

现在考虑典型的应用参数值：l＝100μm，α＝30°以及κ＝1.03，其对应于横向尺寸的3％的增加以及体积的10％的增加，可以容易地计算出：

x₁＝100μm和x₂＝109.4μm，[8]

从结果可以看出，水凝胶在膨胀时即使很小的体积变化也将引起到检测器350上的反射光斑的位置的显著变化。这使得传感器设备300的此配置也适合于仅经受很小体积变化的水凝胶340。初始入射角α增加，则反射光斑中心距输入光中心的距离差显著增加。然而，必须考虑，当然入射角从来不应当超过45°，因为否则反射的辐射326将不会到达被布置在可偏转镜325之下的检测器350。

水凝胶也可以一侧被固定到基底上，从而导致仅在一个方向上的横向变化。那么，10％的体积变化将导致10％的横向变化，从而使得系统更敏感(例如，适合于极小的变化)。

图3c示出了电子基底302，在其上集成地形成可偏转镜325。可偏转镜325具有悬臂的形状。优选地，通过使用已知的MEMS技术来形成可偏转镜325。当以全集成配置制造传感器设备300时，在所执行的第一标准CMOS工艺中，在硅晶片上形成凹槽303、光源305、检测器350和未示出的电子电路。在第二后处理中，形成薄膜透明层352和可偏转镜325。

图4a示出了基于水凝胶的传感器设备400的剖面图。传感器设备400包括基元件402，其由电子基底制成。在电子基底402内形成凹槽403，其容纳发光二极管405。该发光二极管405在向上的方向上沿着光轴406a发出电磁辐射406。

在电子基底402的顶表面上形成辐射检测器450。根据这里所述的实施例，电子基底402和辐射检测器450分别包括关于布置在中心的光源405和凹槽的圆柱对称。辐射源405和辐射检测器450都可以通过采用已知的用于制造电子和光电子电路的标准CMOS技术而与电子基底402集成地形成。

从图4a可以看出，薄膜透明层452分别形成在基底402的顶表面上以及辐射检测器450的有源表面上。在层452上布置水凝胶材料440。在水凝胶材料440内嵌入荧光分子425，其代表光学元件。荧光分子425被至少嵌入在水凝胶层440的激发区445之内，该区445位于凹槽403之上。

从辐射源405发出的光406激发荧光分子425。在荧光分子425的去激发(deexcitation)之后，荧光426将被发射到4π的全立体角中。这意味着荧光426将在所有方向上被传输。然而，其某一部分(fraction)将入射到辐射检测器450的光敏的上侧上。因而，到达检测器450的辐射426的立体角依赖于荧光分子425相对于辐射检测器450的光敏表面的垂直位置。

当操作用于感测环境变化的传感器设备400时，水凝胶材料440与包围传感器设备的环境材料相接触。因而，发生与图3a有关的上述膨胀。清楚的是，水凝胶材料440的膨胀将引起嵌入的荧光分子425的垂直位置移动，从而使得检测的荧光辐射426的所述部分将发生变化。

水凝胶材料440以在图4a中未被描绘的形式被容纳。该形式以这样的方式成形：水凝胶材料440可以与传感器设备400的环境材料接触，水凝胶材料440的垂直尺寸即厚度改变。然而，必须指出，在与改变的环境接触时水凝胶材料440的水平偏移也可以检测环境变化。因而，有必要的是，荧光分子425主要地被嵌入在区域445之内，而不是均匀分布在整个水凝胶材料440上。

图4b示出了基于水凝胶的传感器设备400的顶视图。可以看到具有绕着光轴406a对称地形成的环形形状的辐射检测器450的光敏表面。在辐射检测器450的中心形成激发区445。该激发区445具有半径d，该辐射检测器450具有壁厚度l，从而导致辐射源450的半径为d+l。

不得不提到，当然辐射检测器450以及整个传感器设备400也可以有其它几何形状。这样的形状包括例如方形、矩形、椭圆形或任何其它不规则形状。

下面将给出用于呈现这样的基于荧光的传感器设备400的灵敏度估计的计算。因而，参考图4c，其示出了用于计算到达如图4a所示的基于水凝胶的传感器设备400的检测器450的荧光辐射426的立体角的图。

设想荧光分子被均匀分布，下面的计算在如下假设下进行：所有的荧光分子集中在受照射的区域体积445的几何中心。已经证实该假设不会引起与真实情况的显著偏离。到达检测器的荧光部分(fraction)可以被表达为：

$\frac{I_F}{I_{\mathrm{TF}}}=\frac{{\mathrm{\Ω}}_F}{{\mathrm{\Ω}}_{\mathrm{TF}}}---\left[9\right]$

其中，I_F是到达检测器的荧光的强度，I_TF是总荧光辐射，Ω_F是总立体角的对应于可检测的荧光的部分，Ω_TF＝4π是总立体角。Ω_F可以使用图4c和下列等式计算：

$\mathrm{d\Ω}=\frac{\mathrm{dA}}{r^2}=\frac{\mathrm{rd\Θ}r\sin \mathrm{\Θd\α}}{r^2}=\sin \mathrm{\Θd\Θd\α},---\left[10\right]$

${\mathrm{\Ω}}_F=\underset{0}{\overset{2\mathrm{\π}}{\∫}}\mathrm{d\α}\underset{{\mathrm{\Θ}}_1}{\overset{{\mathrm{\Θ}}_2}{\∫}}\sin \mathrm{\Θd\Θ}=2\mathrm{\π}{|-\cos \mathrm{\Θ}|}_{{\mathrm{\Θ}}_1}^{{\mathrm{\Θ}}_2}=$

    $=2\mathrm{\π}(\cos {\mathrm{\Θ}}_1-\cos {\mathrm{\Θ}}_2)=2\mathrm{\π}(\frac{1}{\sqrt{1+{\left(\frac{d}{h_F}\right)}^2}}-\frac{1}{\sqrt{1+{\left(\frac{l}{h_F}\right)}^2}})---\left[11\right]$

如果使用薄膜水凝胶层，则满足下列条件：

${\left(\frac{d}{h_F}\right)}^2>>1$ 且 ${\left(\frac{l}{h_F}\right)}^2>>1$   [12]

由此，可以获得下列表达式：

${\mathrm{\Ω}}_F=2\mathrm{\π}{h}_F(\frac{1}{d}-\frac{1}{l})---\left[13\right]$

现在考虑典型应用参数值：d＝100μm，l＝200μm，而h_F＝5μm，可以容易地计算出：

$\frac{I_F}{I_{\mathrm{TF}}}=\frac{{\mathrm{\Ω}}_F}{{\mathrm{\Ω}}_{\mathrm{TF}}}=\frac{h_F}{2}(\frac{1}{d}-\frac{1}{l})=\frac{h_F}{2d}=\frac{h_F}{l}=0.025---\left[14\right]$

换句话说，这意味着辐射检测器450将收集到发射的总荧光辐射的2.5％。

下面将给出对由基于荧光的传感器设备400产生的典型预期的电信号的估计。

荧光主要受下列参数的影响：

a)到达入射能量的激发光子通量Φ_ex[光子s^-1sr^-1]：

${\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{ex}}=E_{\mathrm{ex}}\frac{\mathrm{\λ}}{\mathrm{hc}},\left[{\mathrm{phs}}^{-1}\right]---\left[15\right]$

其中，E_ex是以瓦特W为单位的激发束的光功率。

b)荧光能量产额η是发射的荧光能量与吸收的能量的比。该参数依赖于材料。良好的荧光具有大于1/2的能量产额比。

c)收集的立体角Ω_F，即收集发射的光的总角度。这是一个这样的参数：其可以容易地在检测器设计中被改变以进一步提高灵敏度。

d)在水凝胶材料中激发光的消光系数ε_κ是最常被优化的变量。改变材料的化学成分可以改变消光系数。

e)荧光信号与溶液中的光路长度l_p成比例。为了使吸收最大化，入射光必须通过尽可能多的被照射的化合物。

f)只要样本在线性动态范围内，荧光信号就随着浓度κ线性增加。那么，荧光信号的完整公式由下式来定义：

$S_f\≈E_{\mathrm{ex}}\frac{\mathrm{\λ}}{\mathrm{hc}}\mathrm{\η}\frac{{\mathrm{\Ω}}_F}{{\mathrm{\Ω}}_{\mathrm{TF}}}{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{\κ}}{l}_p\mathrm{\κ}---\left[16\right]$

S_f的单位是[光子s^-1]。

可以用在传感器设备400中的荧光分子425的示例是ATTO 520，其可以从德国ATTO-TEC GmbH，P.O.Box 10 08 64，D-57008 Siegen处获得。ATTO 520的物理特性在下面的表1中给出：

 

符号	描述	值	单位
				λabs(峰值)	最长波长吸收最大值	525	[nm]
εκ	消光系数	1.1 x 105	[Mol-1cm-1]
				λem(峰值)	荧光发射最大值	545	[nm]
η	量子产额	90	[％]

表1：荧光分子ATTO 520的物理特性

如果自由荧光分子425的浓度是1μMol，光路长度为0.005mm，且光源405的发光强度大约是250mcd，则可以估计出荧光光子每秒的产出量。结果在下面的表2中给出：

 

符号	描述	值	单位
				h	普朗克常数	6.6 x 10-34	[Js]
c	光速	3 x 1010	[cm s-1]
				λabs	吸收最大值	525 x 10-7	[cm]
εκ	消光系数	1.1 x 105	[M-1cm-1]
				η	量子产额	90	[％]
ΩF/ΩTF	立体角份额	2.5	[％]
				Eex	发光强度	200mcd≈300μW	[W]]＝[Js-1]
lp	光路	5 x 10-4	[cm]
				κ	分子浓度	～1 x 10-6	[M]
Sf	荧光信号	～109	[photons s-1]

表2 用于估计荧光光子每秒的需求量的参数

假设光检测器450在波长545nm处具有0.35AW^-1的响应R，则可以容易地估计出电信号的量。因而，最终获得对于估计的由传感器设备400产生的电流的下列结果：

$I=S_f\frac{\mathrm{hc}}{\mathrm{\λ}}R=127x{10}^{-12}A---\left[17\right]$

其中，单位A代表安培。

传感器设备400可以通过将光电二极管、PIN光电二极管、光电晶体管、光电导体、肖特基光电二极管或雪崩光电二极管用作辐射敏感的光学检测器450来实现。为了增加整个信号，可以执行更长时间间隔(例如延长1s)的信号积分。还可以通过在检测器450上放置合适的薄膜抗反射涂层452来进一步增强信号。对于涂层452，可以使用与检测器450的材料相比具有更高折射率的材料。这样的材料例如是氧化硅或氮化硅。

可以使用标准的工艺技术(例如CMOS)加上一些“内”和/或“后”工艺步骤来实现图4a所示的传感器设备400。检测器450和所需的电子电路可以初始地实现到硅晶片中。后工艺步骤可以例如包括在用于激发光源405的凹槽403的形成中。可以使用MEMS技术(例如干和湿蚀刻)来产生代表光窗的层452。水凝胶材料440在最后的工艺步骤中被沉积并聚合。

基于荧光的传感器设备400特别适合于膨胀时体积显著变化的水凝胶440。膨胀的典型值是100％，即水凝胶材料440的体积可以以因子2改变。这样的凝胶的示例是甲基丙烯酸(MMA)。当周围环境的pH在ph＝4和ph＝9之间的范围内变化时，此水凝胶膨胀超过15倍(体积)。这导致图4a所示的距离h_F发生大约2.5倍的横向变化。

不得不提到，可以为水凝胶材料440提供未示出的形式，该形式将水凝胶440的结构膨胀限制到垂直的z方向。这将进一步增强由基于荧光分子的传感器设备400提供的信号的变化。

图5a示出了基于水凝胶的传感器设备500的剖面图。传感器设备500包括基元件502，其由电子基底制成。

在电子基底502的顶表面上形成辐射检测器550。根据这里所述的实施例，电子基底502和辐射检测器550分别包括圆柱对称。辐射检测器550可以通过采用已知的用于制造电子和光电子电路的标准CMOS技术而与电子基底502集成地形成。

在电子基底502和辐射检测器550的上表面上分别设置法布里-珀罗共振器，其包括第一半反射层525a和第二半反射层525b。在组合起来代表传感器设备500的光学元件的这两个半反射层之间，形成水凝胶层540。换句话说，水凝胶层540夹在第一半反射层525a和第二半反射层525b之间。

当水凝胶材料540与传感器设备500的环境变化相接触时，水凝胶540将发生膨胀，导致扩张状态540a。沿着垂直方向的这种膨胀由箭头541表示。

根据法布里-珀罗干涉仪的已知原理，由未被示出的光源发出的电磁辐射506入射到第二半反射层525b上。由于两个层525a和525b的半反射性，在辐射检测器550的顶部形成光学共振器。此共振器的长度强烈地依赖于水凝胶层540的厚度，该厚度本身依赖于包围传感器设备500的材料的环境状态。该共振器厚度对光谱分布有强烈的影响，并且因此也对到达位于层525a之下的检测器550的辐射强度有强烈的影响。因此，通过测量到达检测器550的辐射的光强度和/或光谱分布，可以估计共振器厚度，并且因此可以估计传感器设备500的环境状态。当然，信号估计强烈地依赖于入射光506的光谱分布。

图5b示出了基于法布里-珀罗的传感器设备500的顶视图。在其顶部可以看到包括第二半反射层525b、水凝胶材料540和第一半反射层525a的法布里-珀罗共振器。第一半反射层525a包括占优势地覆盖辐射检测器550的辐射敏感表面的构造形状。该辐射检测器550包括多个不同的检测器元件，它们相对于彼此横向偏移。多个这些检测器元件可以被布置为一维或二维阵列。

图6示出了基于水凝胶的传感器设备600的剖面图。传感器设备600包括第一基元件602和与第一基元件602集成地形成的两个辐射检测器650。第一基元件是电子基底602。传感器设备600还包括第二基元件604，其也可以由电子基底制成。在两个基元件602和604之间提供水凝胶材料640。这两个基元件602和604代表仅允许水凝胶材料640的横向扩张的形式。因此，当水凝胶材料640与包围传感器设备600的改变的环境材料接触时，水凝胶材料640将水平扩张，从而导致扩张状态640a。该扩张由箭头641表示。

水凝胶材料640与两个遮蔽设备625机械地耦合在一起，所述遮蔽设备625至少部分地阻挡从未被示出的辐射源发出的入射光606到达检测器650。当水凝胶材料640水平扩张或收缩时，入射光606的到达检测器650的部分将改变。因此，接收到的光敏度是包围传感器设备600的环境材料的状态的度量。

根据在本申请中所述的传感器设备，遮蔽元件650代表光学元件，优选地是可移动镜。由该镜引起的光反射具有如下优点：没有光吸收或仅有可忽略的光吸收，从而使得包括水凝胶640和镜625的机械系统的温度可以容易地保持稳定。这可以提供如下优点：将提高镜移动的机械精度，并且因此也提高所述传感器设备600的灵敏度。

图7示出了分别说明当被监测的分析物的浓度变化时水凝胶材料740的膨胀和消胀的图。在水凝胶材料740的压缩状态，均连接到水凝胶740的主链(backbone)742的分析物和分析物键联分子(analytebinding molecule)在自由分析物的帮助下被束缚在一起。如果通过显著增加自由分析物的浓度而使环境状态变化，则存在足够的自由分析物，以使得分析物的囊(pocket)和相应自由分析物的囊将被不同的自由分析物占据。这将引起水凝胶材料740扩张到扩张状态740a。这种扩张由箭头741表示。

因而，通过去掉自由分析物以使得耦合到主链742的分析物将直接被束缚到也被耦合到主链742的分析物键接分子，将会引起水凝胶材料740a的压缩。

下面示出了表3，其中给出了不同水凝胶、它们的响应度和相应的优选传感器设备配置的示例。因而，(a)配置I代表使用可偏转镜的传感器设备300，以及(b)配置II表示使用荧光分子的传感器设备400。

配置I和II彼此互补，在某种意义上，配置I优选地适合于经历小变化(例如，由于膨胀引起的体积变化<100％)的水凝胶，而配置II优选地适合于经历大变化(例如，由于膨胀引起的体积变化>100％)的水凝胶。

 

水凝胶	响应度	配置
			聚乙烯醇(PVA)	pH敏感	II
聚丙烯酸(PAA)	pH敏感	II
			聚N-异丙基丙烯酰胺(pNIPAAm)	pH敏感	II
羧甲基纤维素(CMC)/丙烯酸(AAc)	pH敏感/温度敏感	II
			与N-异丙基丙烯酰胺(NPA)共聚的丙烯腈(AN)(pNIPA-co-AN)	温度敏感	I
丙烯酰胺-马来酸(AAM-MA)	pH敏感	I
			基于聚-2-甲基丙烯酸羟乙酯(HEMA)	pH敏感(4.5-7.5)	II
与N-乙烯基-2-吡咯烷酮(NVP)单体共聚的衣康酸(IA)	pH敏感(4.5-10)	II
			包括丙烯酰胺和衣康酸的聚电解质共聚水凝胶P(AAm/IA)	丙酮、甲醇、乙醇和1-丁醇敏感	II
纯PAAm	丙酮、甲醇、乙醇和1-丁醇敏感	II
			聚(2-(N，N-二甲胺基)甲基丙烯酸乙酯)	pH敏感	I

 

右旋糖酐-马来酸酐(Dex-MA)/聚(N-异丙基丙烯酰胺)混合水凝胶(通常基于右旋糖酐的)	pH敏感	II
			聚甲基丙烯酸P(MAA)	pH敏感/盐浓度敏感	II
壳聚糖-g-聚(AA-co-AAm)	pH敏感/盐浓度敏感	II
			基于N-异丙基丙烯酰胺、丙烯酸钠和N-叔丁基丙烯酰胺	温度敏感	II
Dex-MA/PNIPAAm混合水凝胶	pH敏感/温度敏感	II
			基于n-甲基丙烯酸烷基酯(n-AMA)、丙烯酸和与4，4-双(甲基丙烯酰胺)偶氮苯交联的丙烯酰胺的水凝胶	pH敏感	II
基于N-t-丁基丙烯酰胺(TBA)，丙烯酰胺(AAm)，2-丙烯酰胺基-2-甲基丙磺酸钠盐(AMPS)和N，NO-亚甲基双丙烯酰胺(BAAm)单体的水凝胶	温度敏感	II
			为生物感测特制的水凝胶(参见表4)	特定分析物	I

表3：不同水凝胶、它们的响应度和相应的优选传感器设备配置的示例

下面示出了表4，其中示出了用于适合于生物感测的水凝胶的特制的分析物键联分子和相应的分析物的示例。

 

分析物键联分子	分析物
		抗体	抗原
酶和激酶	辅助因素、基质(Substrate)、抑制剂
		蛋白质A	IGG
伴刀豆球蛋白A	D-糖
		外源凝集素	碳水化合物
硼酸	1，2-cis-Diol糖
		硫醇	半胱氨酸(Cystein)

 

受体(细胞膜、细胞溶质、细胞核)	修改后的分子，例如磷酸化的
		肝素、DNA、RNA	精蛋白、多熔素、聚精氨酸
聚尿苷酸(PolyU)、多聚腺苷酸(PolyA)、聚赖氨酸，聚精氨酸	核酸
		三嗪染料	核苷酸
考马斯蓝和天青A	精氨酸、赖氨酸、蛋白质
		包括螯合剂的金属键联分子	Ca离子、Mg离子等

表4：用于适合于生物感测的水凝胶的分析物键联分子和相应分析物的示例

应当注意，术语“包括”不排除其它元件或步骤，并且“一”或“一个”不排除多个。也可以组合与不同实施例相关联的所述元件。还应当注意，权利要求中的附图标记不应当被解释为限制权利要求的范围。

附图标记列表

100 传感器设备/生物敏感检测器/药物监测设备

101 壳体

105 辐射源/发光二极管

106 电磁辐射

120 感测器块

181 专用电子设备

182 电源/电池

183 发送器单元/接收器单元

200 传感器设备

295 医疗系统

296 药物释放设备

298 传输路由

300 传感器设备

303 凹槽

302 基元件/电子基底

305 辐射源/发光二极管

306 电磁辐射

306a 光轴

325 光学元件/可偏转镜

326 在与光学元件相互作用之后的电磁辐射/在经可偏转镜反射之后的电磁辐射

340 水凝胶材料

340a 水凝胶材料(扩张状态)

341 扩张

350 辐射检测器

350a 检测器元件

352 抗反射涂层/薄膜透明层

400 传感器设备

402 基元件/电子基底

403 凹槽

405 辐射源/发光二极管/激发光源

406 电磁辐射

406a 光轴

425 光学元件/荧光分子

426 在与光学元件相互作用之后的电磁辐射/从荧光分子再发射的电磁辐射

440 水凝胶材料

445 激发区

450 辐射检测器

452 抗反射涂层/薄膜透明层

500 传感器设备

502 基元件/电子基底

506 电磁辐射

540 水凝胶材料

540a 水凝胶材料(扩张状态)

541 扩张

550 辐射检测器

525a 光学元件/第一半反射层

525b 光学元件/第二半反射层

600 传感器设备

602 基元件/电子基底

604 第二基元件/第二电子基底

606 电磁辐射

625 光学元件/遮蔽元件/可移动镜

640 水凝胶材料

640a 水凝胶材料(扩张状态)

641 扩张

650 辐射检测器

740 水凝胶材料

740a 水凝胶材料(扩张状态)

741 扩张

742 水凝胶的主链

Claims (20)

1、一种用于检测环境状态、特别是用于检测生物材料内的环境状态的传感器设备，所述传感器设备(300，400，500，600)包括：

基元件(302，402，502，602)，

辐射源(305，405)，形成在所述基元件(302，402，502，602)处并且适合于发出电磁辐射(306，406)，

光学元件(325，425，525，625)，放置在所述基元件(302，402，502，602)处并且适合于与从所述辐射源(305，405)发出的电磁辐射(306，406)相互作用，

辐射检测器(350，450，550，650)，形成在所述基元件(302，402，502，602)处并且适合于接收已与所述光学元件(325，425，525，625)相互作用的电磁辐射(326，426)，和

水凝胶材料(340，440，540，640)，机械地耦合到所述光学元件(325，425，525，625)并且适合于在与所述传感器设备(300，400，500，600)的环境材料接触时改变所述水凝胶材料的体积，以使得所述光学元件(325，425，525，625)的空间位置改变，

其中

所述基元件(302，402，502，602)、所述辐射源(305，405)和所述辐射检测器(350，450，550，650)从电子基底材料集成地形成。

2、根据权利要求1所述的传感器设备，其中

所述光学元件(325，425，525，625)与所述基元件(302，402，502，602)集成地形成。

3、根据权利要求1所述的传感器设备，还包括

专用电子电路配置(181)，

用于处理由所述辐射检测器(350，450，550，650)提供的信号和/或

用于驱动所述辐射源(305，405)。

4、根据权利要求1所述的传感器设备，还包括

电源(182)，特别是电池(182)，用于至少为所述辐射源(305，405)和所述辐射检测器(350，450，550，650)提供能量。

5、根据权利要求1所述的传感器设备，还包括

壳体(101)，具有光滑的外表面。

6、根据权利要求1所述的传感器设备，还包括

发送器单元(183)，适合于与外部接收单元(296)通信。

7、根据权利要求1所述的传感器设备，其中

所述辐射检测器(350)具有空间分辨率，特别是所述辐射检测器(350)包括各个检测器元件(350a)的阵列。

8、根据权利要求1所述的传感器设备，其中

所述辐射检测器(350，450)配备有抗反射涂层(352，452)。

9、根据权利要求1所述的传感器设备，其中

所述光学元件是可偏转镜(325)。

10、根据权利要求1所述的传感器设备，其中

所述光学元件通过荧光分子(425)实现。

11、根据权利要求10所述的传感器设备，其中

所述荧光分子(425)嵌入在所述水凝胶材料(440)中。

12、根据权利要求10所述的传感器设备，其中

所述辐射源(405)相对于所述辐射检测器(450)以这样的方式设置：即，使得荧光(426)排外地到达所述辐射检测器(450)的辐射敏感侧。

13、根据权利要求12所述的传感器设备，其中

所述辐射敏感侧包括凹槽(403)，

所述辐射源(405)位于所述凹槽(403)的突出部分之内，以及

所述荧光分子(425)位于所述凹槽(403)的突出部分之内。

14、根据权利要求1所述的传感器设备，其中

所述光学元件通过第一光学半反射层(525a)和第二光学半反射层(525b)来实现，这两个层(525a，525b)被定向为彼此平行，并且这两个层(525a，525b)通过包括所述水凝胶材料的中间层(540)彼此隔开。

15、根据权利要求14所述的传感器设备，其中

所述第一光学半反射层(525a)形成在所述辐射检测器(550)的辐射敏感侧上。

16、根据权利要求1所述的传感器设备，其中

所述光学元件是遮蔽元件(625)，所述遮蔽元件至少部分地位于从辐射源延伸到辐射检测器的电磁辐射路径(606)内。

17、根据权利要求16所述的传感器设备，其中

所述遮蔽元件(625)被布置在所述辐射检测器(650)的辐射敏感侧上。

18、根据权利要求16所述的传感器设备，其中

所述遮蔽元件是可移动镜(625)。

19、一种医疗系统，包括：

根据权利要求1所述的传感器设备(100，200，300，400，500，600)，和

药物释放设备(296)，耦合到所述传感器设备(100，200，300，400，500，600)并且适合于在被所述传感器设备(100，200，300，400，500，600)触发时释放一定量的药物。

20、一种通过传感器设备(300，400，500，600)检测环境状态、特别是检测生物材料内的环境状态的方法，所述方法包括步骤：

从形成在所述传感器设备(300，400，500，600)的基元件(302，402，502，602)处的辐射源(305，405)发出电磁辐射(306，406，506，606)，

将所述电磁辐射(306，406，506，606)引导到布置在所述基元件(302，402，502，602)处的光学元件(325，425，525，625)，其中

所述光学元件(325，425，525，625)耦合到水凝胶材料(340，440，540，640)，所述水凝胶材料适合于在与所述传感器设备(300，400，500，600)的环境材料接触时改变所述水凝胶材料的体积，以使得所述光学元件(325，425，525，625)的空间位置改变，

通过辐射检测器(350，450，550，650)接收已至少部分地与从所述辐射源(305，405)发出的电磁辐射(306，406，506，606)相互作用的电磁辐射(326，426)，

其中

所述基元件(302，402，502，602)、所述辐射源(305，405)和所述辐射检测器(350，450，550，650)从电子基底材料集成地形成。

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