CN102202575A - 刺血针分析物传感器和制造方法 - Google Patents

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雷安·吉福德
塞尔邦·彼得尤
保罗·里普利
孙海昌
伍牧
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Abstract

本发明在一些方面提供一种用于获得并检测生物流体样本中分析物浓度水平的分析物传感器。该分析物传感器具有包含半导体材料的传感器主体、连接到传感器主体的活性区以及设置在分析物传感器上的刺血针。所述传感器主体可包括纤维，所述纤维具有导电材料构成的芯部和包围芯部的半导体包层。本发明还提供多种其他方面的改进。

Description

刺血针分析物传感器和制造方法
相关申请
本申请要求2008年9月19日提交的题目为“LANCET ANALYTESENSORS AND METHODS OF MANUFACTURING”的美国临时专利申请No.61/098,714(代理人案卷No.BHDD-002/L)的优先权，出于各方面的考虑，在此将其全文通过引用并入本文。
技术领域
本发明涉及电化学分析物传感器，其可用于检测取自患者的生物流体样本中的分析物浓度水平。
背景技术
生物流体中分析物浓度水平的监控是健康诊断的重要部分。例如，电化学分析物传感器可以用于监控患者的血糖水平，作为糖尿病治疗和护理的一部分。
例如，通过检测生物流体样本中分析物浓度水平可以离散地使用电化学分析物传感器(“离散监控”)，所述生物流体样本来自经由刺血针(例如通过针刺或针)得到的患者的血液或其他间质液的单一样本。任选地，通过将传感器植入到患者中一段时间，可连续地使用分析物传感器(“连续监控”)。在离散监控中，样本采集过程和分析物浓度水平的测量可独立进行。通常，在例如通过使用刺血针从患者得到生物流体样本后，可以将所述样本转移至用于测量样本的分析物浓度水平的介体(例如测试带或检测器)中。
常规刺血针如果太大，在刺入时会给患者带来难忍的疼痛和不适。另外，由于常规电化学分析物传感器的敏感性可能相对低，并且由于把生物流体样本转移至传感器可能相对低效，因此为了获得分析物浓度水平的精确测量值，需要相对大的样本体积。在这些情况下，如果提供的样本太少，可能向传感器提供对于精确读取而言不充足的样本体积。因此，需要从患者抽取额外的生物流体。结果，需要重复刺入刺血针，从而进一步引起患者的疼痛和不适。
因此，有益的是，提供一种适于生物流体分析物监控的分析物传感器，所述生物流体分析物监控在样本采集的过程中是最小侵入的，并且仍一致地和容易地提供对获得的生物流体样本分析物浓度水平的精确测量。
发明内容
在一个方面，本发明提供一种分析物传感器，其包括：包含半导体材料的传感器主体；与所述传感器主体连接的活性区；以及形成在所述分析物传感器的端部上的刺血针。
另一方面，本发明提供一种用于检测生物流体样本中分析物浓度水平的分析物传感器，其包括：包含导电材料的芯部；包含半导体材料的、包围所述芯部的包层；邻近所述芯部形成的空腔；以及设置在所述空腔内的活性区。
另一方面，本发明提供一种用于检测生物流体样本中分析物浓度水平的分析物传感器，其包括：包含半导体材料的纤维；接触所述纤维的活性区；以及形成在所述分析物传感器上的刺血针。
另一方面，本发明提供一种测试设备，其包括：分析物传感器，其具有包含半导体材料的传感器主体；与所述传感器主体连接的活性区；以及形成在所述分析物传感器的端部上的刺血针。
在方法方面，本发明提供一种分析物传感器的制造方法，其包括下列步骤：提供包含半导体材料的纤维；形成邻近所述纤维的空腔；在所述空腔中形成活性区；以及在所述分析物传感器上形成刺血针。
从以下具体说明、所附权利要求书以及附图，可以更清楚地了解本发明的其他特征和其他方面。
附图说明
图1A是根据本发明提供的示例性实施方案的分析物传感器的剖视图。
图1B是根据图1A中示出的示例性实施方案的分析物传感器的透视图。
图2是根据本发明包括另一示例性实施方案的分析物传感器的设备的剖视图。
图3是根据本发明包括另一示例性实施方案的分析物传感器的设备的局部剖视图。
图4是根据本发明另一示例性实施方案的分析物传感器的剖视图。
图5是根据本发明包括另一示例性实施方案的分析物传感器的设备的剖视图。
图6是根据本发明其它示例性实施方案的分析物传感器的剖视图。
图7A是根据本发明另外的示例性实施方案的分析物传感器的剖视图。
图7B是图7A示例性实施方案的分析物传感器的主视图。
图8-9是根据本发明其它示例性实施方案的分析物传感器的剖视图。
图10是根据本发明包括分析物传感器阵列的设备的主视图。
图11是表示根据本发明刺血针分析物传感器制造方法的流程图。
具体实施方式
根据本发明的第一方面，提供一种刺血针分析物传感器，其将刺血针和分析物传感器的功能集成到单一装置。按照该方式，无需将样本转移至转移介体(例如分析物传感器带、外部检测装置或测试装置)就可以进行样本采集和分析物检测这两个过程介体。
示例性刺血针分析物传感器(下文中称为“分析物传感器”或简称为“传感器”)可包括包含半导体材料的传感器主体。在一些实施方案中，传感器主体可包括包含导电材料的芯部和包层。在一些实施方案中，分析物传感器的导电芯部可包含碳(例如石墨)，而半导体包层可包含碳化硅。
在一个或多个实施方案中，刺血针可形成在分析物传感器上。刺血针在本文中定义为设置在刺血针分析物传感器端部上的尖锐区域或尖锐点。例如，在一些实施方案中，传感器主体的包层可以在一个端部以一定角度裂开以提供用于刺入的刺血针。任选地，刺血针可以是单独构件，也可固定于传感器主体，例如固定于包层。
另外，分析物传感器可包括邻近传感器主体(例如邻近芯部)设置以接受生物流体样本的空腔。术语“空腔”在本文中定义为中空、锯齿状或凹陷区域，其具有适于容纳并限制生物流体样本的壁。在一些实施方案中，空腔可至少部分被包层包围，从而空腔的壁由包层材料(例如包层的内表面)形成。在其他实施方案中，空腔至少部分由连接传感器主体的刺血针构件的壁形成。在进一步的实施方案中，空腔可形成在传感器主体的外围侧壁中。此外，空腔可设置有活性区，该活性区可连接到芯部和/或包层，并且可适于产生与分析物浓度水平成比例的电流。
刺血针分析物传感器的直径可小于常规刺血针，使得刺血针分析物传感器可刺入患者皮肤中而不会引起强烈不适(如果有的话)。例如，传感器主体的外径可为约150微米或更小、约100微米或更小、约75微米或更小、或甚至约50微米或更小。在刺入时，较小体积的生物流体样本(例如血液、间质液或其他体液)可例如通过毛细管作用导到传感器的空腔中。用于精确读取所需的样本体积可例如小于约0.4微升、小于约0.3微升、或甚至小于约0.2微升。在一些实施方案中，所需的样本体积可例如小于约0.1微升、或甚至小于约0.05微升。
刺血针分析物传感器的活性区可包括一种或多种催化剂和/或试剂，上述催化剂和/或试剂适于与采集到的生物流体样本中的分析物反应并将其转化为可产生电流的反应产物。所得电流可在传感器主体中流动。例如，电流可在芯部和/或包层中流动。因此，在一些实施方案中，芯部的导电材料和/或包层的半导体材料可形成工作电极的至少一部分。然后可例如通过连接工作电极的测量装置或检测装置(例如电表)来检测电流，从而能够测定生物流体样本中的分析物浓度水平。
在运行中，电流可具有例如相关于生物流体样本中分析物浓度的量级。下面参照图1A-10来描述本发明的分析物传感器的这些以及其他实施方案。
图1A是根据本发明提供的示例性实施方案的刺血针分析物传感器100的侧剖图。分析物传感器100可包括传感器主体102，该传感器主体102大致为圆筒状。传感器主体102还可包含半导体材料。具体来说，传感器主体102可包括芯部104，该芯部104包含导电材料。芯部104可至少部分被包层106包围，该包层106包含半导体材料。在示出的示例性实施方案中，包层106可为环状，并且可完全包围芯部104，该芯部104可为圆棒状。可包含导电材料的芯部104和可包含半导体材料的包层106均可传送电流(尽管与芯部104相比，半导体材料可能具有更高的电阻率，并且因此可比芯部104输送的电流小)。在一些实施方案中，芯部104可包含碳(例如石墨)，并且包层106可包含碳化硅(SiC)。
在一些实施方案中，传感器主体可设置为纤维(例如SiC/C纤维)形式。具有合适的SiC包层和合适的碳芯部的SiC/C纤维例如由麻省Lowell的Specialty Materials Inc.公司生产。然而，芯部104的导电材料可包括其他导电材料，这包括石墨、贵金属(例如铂、钽、金或银)或其他导电金属(例如铝或铜)。包层106可包含其他半导体材料，特别是IV族元素例如硅和锗、IV族化合物例如锗化硅(SiGe)、以及III-V族化合物例如砷化镓(GaAs)和磷化铟(InP)。
此外，在一些实施方案中，传感器主体102的总直径D(包括芯部104和包层106)可以为约150微米或更小、约100微米或更小、约75微米或更小、或甚至约50微米或更小。在一些实施方案中，总直径D可以为约50微米至约150微米(尽管也可以使用更大或更小的尺寸)。芯部104直径d可以为约10微米至约100微米、或甚至为约20微米至约40微米。在一些实施方案中，可以使用约30微米的直径d(尽管也可以使用其他尺寸)。在使用SiC包层106的实施方案中，传感器主体102可以以较小直径(例如小于150微米)容易地制造和加工(例如通过激光)。另外，SiC的约3450MPa至5865MPa的较高拉伸强度可赋予传感器主体102期望的强度。而且，甚至在该减小的直径，具有SiC包层106的传感器主体102可具有：足以提供用于弯曲或变形的柔韧性的弹性模量；足以防止在刺入过程中断裂的极限强度。
可使传感器主体102在一个端部108(“裂开端部”)以一定角度裂开来形成刺血针110，该刺血针110可容易地刺入患者皮肤中以获得生物流体样本(例如血液、间质液或其他体液)。示例性裂开角θ为约25度至约50度，并且优选约35度，但可以使用其他角度。裂开角可利用激光容易地切削出来，这可提供光滑的表面精加工。
邻近传感器主体102的裂开端部108和芯部104可设置空腔112。空腔112可例如通过下列方式形成：从形成芯部104的材料中除去一部分，以产生掏空区。在一些实施方案中，空腔112的直径可等于芯部104的直径d(例如约10至约100微米)。然而，空腔的直径可大于或小于芯部的，并且空腔可以是不规则形状，例如椭圆形或细长形(在断面图中)。空腔112的深度h可例如为约0.5mm至约5mm。也可以使用其他空腔尺寸。
可采用任何合适的技术除去芯部材料以形成空腔112，例如机械加工、热氧化(使用喷灯或激光)、蚀刻、等离子体或电晕放电加工等。在一些实施方案中，导电芯部104的熔点可低于半导体包层106的熔点，从而能够选择性地除去芯部材料而不会同时除去包层材料。
在一些实施方案中，沟槽114可例如通过深反应刻蚀形成在邻近刺血针110裂开端部108处的包层106中。沟槽114可直接连接到空腔112。因此，在使用过程中，沟槽114与空腔112流体连通，使得在刺血针110刺入患者皮肤的过程中，接触刺血针110周围区域的至少一部分样本生物流体可例如通过毛细管作用抽取到沟槽114中和/或导到空腔112中。在一些实施方案中，沟槽114的宽度可为约10微米至约100微米，深度可为约10微米至约100微米，但可使用其他尺寸。沟槽的横截面可以是正方形或矩形，并且可例如具有圆抹角。
传感器主体102(包括芯部104和包层106与传感器100的裂开端部108)的透视图示于图1B。如图所示，沟槽114可形成于裂开端部108中，并且和空腔112相交。还可使用多于一个的沟槽114。然而，需要注意，空腔112的小直径本身应足以诱导毛细管作用，以在无需沟槽114辅助的情况下将生物样本抽取到空腔112中。任选地，可在传感器主体的侧壁中设置通气孔(未示出)。在一些实施方案中，对于检测分析物浓度水平而言足够的样本体积可为小于约3微升、小于约2微升、小于约1微升、或甚至小于约0.5微升。在其他示例性实施方案中，传感器主体相对较小的直径可被设置得用于满足例如小于约0.4微升、小于约0.3微升、小于约0.2微升、小于约0.1微升、或甚至小于约0.05微升的足够样本体积。在一些实施方案中，足够样本体积可为约0.05微升至约3微升。还可使用其他样本体积。传感器主体102的较小直径和进入空腔112的毛细管作用的联合可减轻或消除与生物流体样本采集相关的大部分疼痛和不适。
再次参照图1A，活性区116可位于空腔112内，优选位于空腔底部，从而允许活性区暴露于进入空腔112(例如通过毛细管作用)内的样本生物流体中。活性区116还可与工作电极118呈邻接和/或电接触关系。活性区116可包括一种或多种催化剂或试剂，这些催化剂或试剂适于促进生物流体样本内分析物和这些催化剂或试剂之间的电化学反应，以产生反应产物和电子流。然后，邻近芯部104形成的工作电极118的一部分可引导电子流动(例如通过芯部104和/或包层106)，并且提供可与生物流体样本中分析物浓度成比例的电流。之后，该电流经过调整，以任何合适的读出方式和显示该电流，例如以试验设备的数字读出方式(例如示于图3)。
可用在活性区116内的一组催化剂是氧化酶类，其包括例如葡萄糖氧化酶(其转化葡萄糖)、乳酸氧化酶(其转化乳酸(lactate))和D-天冬氨酸氧化酶(其转化D-天冬氨酸(D-aspartate)和D-谷氨酸(D-glutamate))。在葡萄糖是目标分析物的实施方案中，可任选地使用葡萄糖脱氢酶(GDH)。还可使用吡咯喹啉醌(PQQ)依赖性或黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)依赖性的脱氢酶。可以用在本发明中氧化酶的更详细的列表在美国专利No.4,721,677中提供，其题目为“Implantable Gas-containing Biosensor andMethod for Measuring an Analyte such as Glucose”(Clark Jr.)，在此将其全文通过引用并入本文。还可使用除了氧化酶之外的催化酶。
活性区116可包括一层或多层(未明确示出)，催化剂(例如酶)和/或其他试剂可固定或沉积于其中。所述一层或多层可包含多种聚合物，例如包括硅酮基聚合物或有机聚合物(例如聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚环氧乙烷)、纤维素聚合物(例如羟乙基纤维素或羧甲基纤维素)、聚乙烯、聚氨酯、聚丙烯、聚四氟乙烯、嵌段共聚物、溶胶-凝胶等。多种不同的技术可用于使酶固定在活性区116的一层或多层中，其包括但不限于使酶偶联聚合物基质例如溶胶-凝胶的晶格中、使所述试剂交联合适的基质(例如戊二醛)、电聚合或电活化聚合以及通过共价键在酶之间形成阵列等。
在一个或多个实施方案中，工作电极118可直接连接到活性区116。在一些实施方案中，接触活性区116的导电芯部104的一部分(例如端部表面或袋)可构成工作电极118。在其他实施方案中，电化学活性层(未明确示出)可位于邻近芯部104和/或包层106的端部，以形成工作电极118。电化学活性层可包括例如贵金属例如铂、钯、金或铑、或其他合适的材料。在检测葡萄糖的实施方案中，当被合适地极化时，活性层可以与过氧化氢进行氧化还原反应。氧化还原反应通过电子转移使工作电极118上产生电流，该电流和已经转化为过氧化氢的分析物的浓度成比例。该电流可从电化学活性层116经过芯部104和/或包层106传输到测试装置或测量装置(例如，如图3所示)。
此外，在本发明的一些实施方案中，介体可以含在活性区116中，以促进分析物转化为可检测的反应产物。介体包括在催化剂和工作电极118之间充当中间物的物质。例如，介体可促进反应中心(在那里发生分析物的催化分解)和工作电极118之间的电子转移，并且可增强工作电极118处的电化学活性。合适的介体可包括下列物质中的一种或多种：金属络合物(包括二茂铁及其衍生物)、氰亚铁酸盐、吩噻嗪衍生物、锇络合物、奎宁、酞菁、有机染料以及其他物质。在一些实施方案中，介体可以与催化剂一起直接交联到工作电极118。
分析物传感器100还可包括参比电极120，该参比电极120在一个或多个实施方案中还可用作提供电流返回路径的对电极。如参照图1A至10进一步描述的，参比电极可以以多种不同方式布置、形成和/或实施。在图1A中示出的实施方案中，参比电极120可包括Ag/AgCl或其他合适的导电材料例如碳，并且可形成为线圈(如所示)、箔或膜等。在所示实施方案中，参比电极120可连接于传感器100，并且可被密封材料122例如挠性聚合物(例如聚碳酸酯、聚乙烯)包围。密封材料122可与传感器主体102的至少一部分包层106同轴，且包围上述至少一部分包层106。密封材料122内可盛放电解质液体124，例如粘性导电液体(例如水凝胶)或其他含盐溶液。在一些实施方案中，包层106的表面可包括非渗透聚合物(例如聚酰亚胺、聚苯乙烯)的绝缘层，以抑制电解质液体124和包层106之间的电气通路。
为了形成电化学电池，参比电极120可连接到含在密封材料122中的电解质液体124。同样，空腔112的活性区116可通过管道126流体连接于含在密封材料122中的电解质液体124。参比电极120的表面积可显著大于工作电极118的表面积以增强导电率，并且在一些实施方案中，参比电极120的表面积可以是工作电极118表面积的大约1000倍或更大。还可以使用其他尺寸的参比电极。连接参比电极120的电路可通过任何合适的方式(例如沿着传感器侧面形成的导电带(未示出))来形成。因此，可将测量计(M)连接到参比电极120和传感器主体102，以读出由活性区116产生的电流。
图2是根据本发明包括另一实施方案的刺血针分析物传感器200的测试设备的剖视图。在该实施方案中，传感器主体202(可具有和参照上述图1A所述的传感器主体102类似的特征)与外壳213集成在一起并可动地连接到该外壳上。例如，传感器主体202可穿过外壳213中的孔211(如线207所示)向前伸出或向后回缩。在一些实施方案中，传感器主体202可向前伸出外壳213以将裂开端部208刺入患者皮肤中，并且将生物流体样本采集到空腔212中，此后可向后回缩到外壳213中以用于后续样本分析(例如电流测量)。传感器主体202可连接到任何合适的运动产生机构。例如，致动装置215可在外壳213和传感器主体202之间引起相对移动。致动装置215可以是弹簧(其能量例如可基于触发机理而释放)、制动器(例如线性电动机)、或适于完成这种线性运动(例如伸出和回缩)的螺线管。
在一些实施方案中，致动装置215可电连接传感器主体202的工作电极218，使得在传感器200的活性区216中检测分析物并在工作电极218产生电流时，致动装置215接收电信号。在一个或多个实施方案中，在接收电流信号后，致动装置215可使传感器主体202回缩到外壳213中。外壳213可含有电解质液体214(“电解液”)，例如含盐溶液、水凝胶等。
工作时，传感器200可与电解液214流体连通，使得当主体202回缩时，主体202可至少部分浸入外壳213内的电解液214中。外壳213可包括参比电极220(例如Ag/AgCl线圈或箔或者其它合适的导电参比电极材料)，该参比电极220位于电解质液体214内并与传感器200连接。在该实施方案中，当主体202回缩到外壳213中时(例如在检测分析物时)，传感器200的工作电极218处的电化学活性可通过芯部204和/或包层206传递到电解质液体214和参比电极220。电流测量装置219例如电表(标记为“M”)可连接到参比电极220和工作电极218，以测量电活性，该电活性表示刺血针分析物传感器200活性区216中的分析物浓度。
图3是根据本发明另一实施方案的刺血针分析物传感器300的局部剖视图。在图3示出的实施方案中，参比电极320可至少部分位于可容纳生物流体样本的刺血针传感器300的空腔312中。参比电极320可例如附着于包层306上或连接到包层306。在示出的实施方案中，参比电极320可被构造为线圈(例如Ag/AgCl或其它合适的导电材料的线圈)。可扩大空腔312以容下参比电极320的长度。
在示出的实施方案中，避免参比电极320与刺血针传感器300的活性区316及工作电极318接触，以确保刺血针传感器300的合适的性能。这例如可通过下列方式完成：使参比电极320附着到空腔312的内表面，同时使参比电极320在活性区316之上与其保持一定的间隔。沿着传感器300的侧面可进行与参比传感器的合适的电连接(未示出)。与在前的实施方案一样，传感器300可包括形成在包层306上的裂开端部308以形成一体刺血针310，并且可类似地包括毛细管沟槽314。在所示实施方案中，示出了刺血针分析物传感器300插入测试设备335的孔330中。在插入测试设备335中时，电接触点直接接触芯部304和/或包层306。因此，可确定与芯部304和/或包层306中的电流成比例的分析物水平，并且可将其显示在例如合适的数字显示器340上。
图4是根据本发明另一实施方案的刺血针分析物传感器400的剖视图。刺血针传感器400可包括传感器主体402，该主体402包括包含导电材料的芯部404，该芯部404由包含半导体材料的包层406包围。在所示实施方案中，空腔412可形成在包层406中，并且以邻近芯部404的形式包括在该包层406中。与之前实施方案一样，刺血针410可通过在传感器400上形成裂开端部408的方式提供。在该实施方案中，可另外包括包围包层406的绝缘层409。在一些实施方案中，芯部404可包含碳材料(例如石墨)，并且包层406可包含碳化硅(SiC)，但还可以使用其他材料(如上所述)。包层406还可包含碳化硅和氮化硅的组合(SiC/Si3N4)和/或任何其他合适的半导体材料。
绝缘层409可包含任何合适的介电材料，例如聚合物。绝缘层409的厚度例如应为约5微米至约100微米，也可以使用其他厚度。包围绝缘层409的可以是导电材料(例如Ag/AgCl或贵金属(例如金、银、铂、钯等))的参比电极420。参比电极420的合适的厚度可例如为约10微米至约100微米。一些实施方案中可包括厚度为约30至70微米的绝缘层409，以及厚度为约10至30微米的参比电极420。
在本发明的一个或多个实施方案中，刺血针主体402可通过下列方式构造：首先通过合适的技术(如上所述)从靠近SiC/C纤维的裂开端部408的芯部区域中除去碳材料，从而形成空腔412，然后在包层406外形成绝缘层409。
然后，可在空腔412中涂布活性区416。如上述实施方案中所述，活性区416可包括适于促进分析物电化学反应为反应产物的一种或多种催化剂，所述反应产物在工作电极418中产生电子流动，所述工作电极418形成在空腔412内芯部404的上表面。芯部404可形成工作电极418的一部分，该工作电极可另外包括或不包括附加活性层(例如铂)。而且，包层406也可形成工作电极的一部分。通过包围绝缘层(该绝缘层包围包层406)409，例如参比电极420可通过直接放置而接触绝缘层409，从而连接到传感器400的外部外围表面。参比电极420可由Ag/AgCl层或带、铂膜、和/或其他合适的导电材料制成。
图5是包括另一实施方案刺血针分析物传感器500的另一实施方案试验设备的剖视图。在示出的设备中，刺血针分析物传感器500和参比电极520可安装在外壳513中。外壳513可含有电解质液体514例如水凝胶，并且传感器500和参比电极520可定位在电解质液体514内或通过电解质液体514彼此连接。如图2的实施方案，刺血针分析物传感器500可延伸穿过外壳513中的孔511以取得生物流体样本，然后可收回到孔511中(如线507所示)。由于传感器500可用于样本采集，因此如上所述其可具有形成在包层506上的裂开端部508；而参比电极520无需用于样本采集，因此无需具有裂开端部。根据其取样功能，传感器500可具有用于容纳含有分析物的生物流体样本的空腔512，连接到空腔512的、包括一种或多种催化剂或试剂的活性区516、和连接到活性区516的工作电极518。工作电极518可包括传感器500的芯部504和/或包层506中暴露于活性区516的部分(例如端部表面)。
相反，参比电极520无需具有空腔512，更确切地说，导电芯部521的端部可直接暴露于外壳513内的电解质液体514中。暴露的芯部521可起到参比电极520的作用，由于传感器接触流体514，所述参比电极520适于检测从传感器500的活性区516引入电解质液体514中的载流子。
图6示出根据本发明另一实施方案的刺血针分析物传感器600的剖视图。刺血针传感器600可包括导电材料的芯部604，该芯部604由半导体材料的包层606包围。其中，空腔612可形成在包层中，并且以邻近芯部604的形式包括在包层606中。与前面的实施方案一样，刺血针610可通过在传感器600上形成裂开端部608的方式提供。芯部604和包层606可由前面所述的材料制备。参比电极620可连接到传感器600，例如通过设置在空腔612中(同样地，如参照图3所述)而连接。可使用其他参比电极。在所示实施方案中，芯部604还可包括形成于其中并可形成一部分空腔612的袋613。活性区616可涂布于袋613中。由于袋613可沿着其侧面包括导电材料(例如石墨)，因此可扩大活性区616与芯部604接触的有效接触面积。
图7A和图7B分别示出根据本发明另一实施方案的刺血针分析物传感器700的剖视图和主视图。与前面实施方案一样，刺血针传感器700包括包含导电材料的芯部704，芯部704可由包含半导体材料的包层706包围。类似地，空腔712可形成在包层706中，并且以邻近芯部704的形式包括在包层706中。刺血针710可通过在包层706和芯部704上形成裂开端部708的方式提供。芯部704和包层706可由前面所述材料制备。在所示实施方案中，空腔712可形成在包层706中，并且掏空区可由包层706的侧壁限定。任选地，沟槽714可沿着包层706的侧面设置以辅助生物流体样本流到空腔712中。活性区716可位于空腔712中。空腔712可以是任何形状例如圆形、椭圆形或细长的，并且可从包层706的表面横向延伸以与空腔712底部处的芯部704相交。与空腔位于传感器的端部时相比，沿着刺血针分析物传感器700的侧表面提供空腔712，可最小化由被穿孔生物材料(例如皮肤)引起的对空腔712的妨碍。还可沿着侧面提供另外的空腔(未示出)，从而可测试另外的分析物。
图8是根据本发明其他实施方案的刺血针分析物传感器800的剖视图。与前面的实施方案一样，刺血针传感器800可包括传感器主体802，该传感器主体802可具有包含导电材料的芯部804，该芯部804由包含半导体材料的包层806包围。类似于前面的实施方案，空腔812可形成为邻近芯部804。在所示实施方案中，空腔812可至少部分由单独刺血针构件817的内壁形成，该刺血针构件817可通过合适的连接器821(例如通过管段)连接到传感器主体802。刺血针构件817可包括端部，所述端部具有从主体802分离或以一定角度裂开的部分，从而在靠近芯部804的空腔中形成扩大部。该扩大部可允许形成用于涂布活性区816的另外的区域。刺血针构件817可由中空SiC纤维或其他管材例如不锈钢(例如奥氏体不锈钢)形成。尽管可使用其他长度，刺血针构件817的示例性长度可以为约2微米至约5微米。刺血针810可通过在刺血针构件817上形成裂开端部808而提供。在该实施方案中，芯部804和包层806可由与上文所述材料相同的材料制备。与前面实施方案一样，活性区816可位于空腔812中，与芯部804接触。尽管未示出，但是参比传感器可例如设置在传感器主体802上。
图9的实施方案示出类似于图8传感器的另一实施方案的刺血针分析物传感器900，不同之处在于其还包括位于传感器主体902的端部并且连接到所述主体的参比传感器920。此外，在一些实施方案中，连接器921包括至少一个通气孔922。
图10示出包括传感器阵列1000的设备。传感器1000可布置为任何构造，例如布置为行或任何三维布置(例如随机或有序图案)。通过包括阵列形式的多个传感器1000，可增强总信号水平，从而例如用于连续监控。上述任一实施方案传感器(例如参照图1A至图9所述的那些)均可引入阵列中。
另一方面，本发明提供分析物传感器的制造方法，该方法包括下列步骤：提供包含半导体材料的纤维；形成邻近所述纤维的空腔；在所述空腔中涂布活性区；以及在所述分析物传感器上形成刺血针。
图11示出根据本发明分析物传感器的制造方法。该方法1100包括提供包含半导体材料的纤维(步骤1102)。该纤维可以是上述SiC/C纤维。该纤维被提供并切削至合适的长度。然后在步骤1104中，邻近纤维形成空腔。这可以通过以下方式形成：除去芯部的一部分，在纤维的侧壁中形成空腔，或附接单独刺血针构件。在步骤1106中，通过上述方法，活性区以接触纤维的方式涂布于空腔中。在步骤1108中，可在所得的分析物传感器上形成刺血针。当然，所述步骤可不以所示顺序来提供。例如，在步骤1108中形成刺血针的步骤可在切削操作的过程中进行。同样，在步骤1104中形成空腔的步骤可在涂布活性区之后完成，例如通过加入单独刺血针构件完成。类似地，直到附接单独刺血针构件后，才进行在空腔中形成活性区的步骤。
上述说明公开的仅仅是本发明的示例性实施方案。显然，对以上公开的分析物传感器以及包含它的设备的改进落入本发明的范围内，这对对本领域技术人员而言是毋庸置疑的。因此，尽管已经结合示例性实施方案公开了本发明，但是应该理解，其他实施方案也落入如所附权利要求书限定的本发明的精神和范围内。

Claims (27)

1.一种分析物传感器，包括：
传感器主体，其包含半导体材料；
连接到所述传感器主体的活性区；以及
形成在所述分析物传感器的端部上的刺血针。
2.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中所述传感器主体包括由导电材料构成的芯部和包围所述芯部且包含所述半导体材料的包层。
3.根据权利要求2所述的分析物传感器，其中所述芯部的所述导电材料包含碳，并且所述包层的所述半导体材料包含碳化硅。
4.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中所述传感器主体包括电接触所述活性区从而形成工作电极的至少一部分的端部。
5.根据权利要求1所述的分析物传感器，还包括位于所述传感器主体中的空腔，所述活性区位于所述空腔内。
6.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中所述刺血针形成在所述传感器主体的包层上。
7.根据权利要求6所述的分析物传感器，还包括沟槽，所述沟槽邻近所述刺血针形成并适于引导生物流体进入所述空腔中。
8.根据权利要求1所述的分析物传感器，还包括连接到所述分析物传感器的参比电极。
9.根据权利要求8所述的分析物传感器，其中所述参比电极包括线圈、箔或膜。
10.根据权利要求8所述的分析物传感器，其中所述参比电极定位为与液体电解质接触。
11.根据权利要求10所述的分析物传感器，还包括密封材料，所述密封材料包围所述传感器主体的至少一部分，并且容纳所述液体电解质。
12.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中所述传感器主体的至少一部分接触液体电解质。
13.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中所述分析物传感器还适于在外壳中的孔内伸出和回缩。
14.根据权利要求1所述的分析物传感器，还包括邻近所述活性区的空腔和位于所述空腔内的参比电极。
15.根据权利要求1所述的分析物传感器，还包括包围所述传感器主体的绝缘层。
16.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中所述刺血针形成在与所述传感器主体连接的单独刺血针构件上。
17.根据权利要求1所述的分析物传感器，还包括至少部分包围所述传感器主体的一部分的参比电极。
18.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中在所述传感器主体的侧壁中形成有空腔。
19.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中所述空腔包括形成于所述传感器主体的芯部中的袋。
20.根据权利要求1所述的分析物传感器，其中所述分析物包括葡萄糖、乳酸盐、天冬氨酸盐和谷氨酸盐中的一种或多种。
21.根据权利要求1所述的分析物传感器，还包括：
包含导电材料的芯部；
包含包围所述芯部的所述半导体材料的包层；
邻近所述芯部形成的空腔；并且
所述活性区位于所述空腔内。
22.根据权利要求1所述的分析物传感器，还包括：
包含所述半导体材料的纤维；并且
所述活性区接触所述纤维。
23.一种测试设备，包括：
分析物传感器，其具有包含半导体材料的传感器主体；
与所述传感器主体连接的活性区；以及
形成在所述分析物传感器的端部上的刺血针。
24.根据权利要求23所述的测试设备，还包括外壳，该外壳具有容纳所述分析物传感器的孔。
25.根据权利要求24所述的测试设备，其中所述外壳含有液体电解质，并且参比电极定位为与所述液体电解质接触。
26.根据权利要求23所述的测试设备，还包括传感器阵列，所述传感器阵列包括所述分析物传感器。
27.一种分析物传感器的制造方法，包括如下步骤：
提供包含半导体材料的纤维；
形成邻近所述纤维的空腔；
在所述空腔中形成活性区；以及
在所述分析物传感器上形成刺血针。
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