CN102762740B - 包含共混膜组合物的分析物传感器及其制造和使用方法 - Google Patents

Abstract

本发明的实施方式提供具有如下元件的分析物传感器及其制造和使用方法，所述元件被设计为调节所述分析物传感器的化学反应。在本发明的一些实施方式中，所述传感器包括分析物调节膜，所述分析物调节膜含有线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物。

Description

包含共混膜组合物的分析物传感器及其制造和使用方法

相关申请的交叉引用

本申请要求共同待审和共同受让的、2009年12月21日提交的美国专利申请第12/643,790号的根据35U.S.C.§119(e)的优先权。

本申请涉及美国专利申请第11/492,273号、美国专利申请第11/633,254号、美国专利申请第12/184,046号、美国专利申请第12/345,354号以及美国专利申请第12/572,087号，上述美国专利申请中的每一个的内容通过引用并入本文。

技术领域

本发明涉及在糖尿病监控中使用的诸如葡萄糖传感器之类的生物传感器以及用于制造这些传感器的材料，例如，用于生物传感器膜的混合的聚合组合物。

背景技术

诸如生物传感器之类的分析物传感器包括使用生物元件将基质中的化学分析物转化为可检测信号的设备。本领域中存在用于检测各种分析物的多种类型的生物传感器。研究最多的生物传感器的类型可能为电流型葡萄糖传感器，这是一种通常用于监测患有糖尿病的个体中葡萄糖水平的装置。

典型的葡萄糖传感器根据以下化学反应进行工作：

化学方程式1

H₂O₂→O₂+2H⁺+2e^-        化学方程式2

如化学方程式1所示，葡萄糖氧化酶用于催化葡萄糖和氧之间的反应以生成葡萄糖酸和过氧化氢。H₂O₂如化学方程式2所示发生电化学反应并且通过稳压器测量电流。反应的化学计量向研发体内传感器提出了难题。具体而言，为了优化传感器的性能，传感器信号输出应当仅仅由目标分析物（葡萄糖）确定，而不由任何共底物（O₂）或动力学控制的参数（例如扩散）来确定。如果存在等摩尔浓度的氧和葡萄糖，那么，H₂O₂在化学计量上与在酶处进行反应的葡萄糖的量相关，并且产生传感器信号的相关电流与和与酶反应的葡萄糖的量成比例。然而，如果，没有足够的用于使所有葡萄糖和酶进行反应的氧，那么电流会与氧浓度成比例，而不与葡萄糖浓度成比例。因此，对于提供仅仅依赖于葡萄糖浓度的信号的传感器而言，葡萄糖必须是限量反应物，即，O₂浓度对于所有潜在葡萄糖的浓度而言必须过量。然而，在体内使用这种葡萄糖传感器的问题在于传感器体内植入位置处的氧浓度相对于葡萄糖较低，这个现象可危害传感器读数的准确性。

本领域已有多种解决缺氧问题的方法。一种方法是通过氧可完全渗透的材料制造多孔膜。然而，暴露于葡萄糖的少量的酶易于失活（参见，例如，美国专利第4,484,987号，该美国专利的全部内容通过引用并入本文）。另一方法是使用具有疏水区和亲水区的均聚物膜，所述疏水区和亲水区控制氧和葡萄糖的渗透率（参见，例如，美国专利第5,428,123号、第5,322,063号、第5,476,094号，上述美国专利的全部内容通过引用并入本文）。例如，VanAntwerp等人已研制了线性聚脲膜，该膜包含产生较高的氧渗透率的硅树脂疏水成分和产生限制性的葡萄糖渗透率的亲水成分（参见，例如，美国专利第5,777,060号、第5,882,494号以及第6,642,015号）。

发明内容

本文中公开的本发明提供诸如电流型葡萄糖传感器之类的生物传感器以及用于制造这些传感器的改进的材料。本发明的实施方式包括具有多个层状元件的传感器，所述元件包括含有混合的聚合组合物的分析物限制膜。这些聚合膜在构建体内使用的电化学传感器方面尤其有用，并且本发明的实施方式包括合并了这些聚合膜的特定的生物传感器结构。本发明的膜实施方式产生了理想的性质组合，所述性质包括：改善的水合曲线以及在一定温度范围内稳定的分子（例如，葡萄糖）渗透率。此外，这些聚合膜表现出良好的用作外部聚合膜的机械性能。因此，合并了这些聚合膜的葡萄糖传感器表现出提高的体内性能特征。

本文公开的本发明具有多种实施方式。本发明的一种实施方式为一种电流型分析物传感器装置，所述装置包括：基底层，设置在所述基底层上的导电层，并且所述导电层包括工作电极，设置在所述导电层上的分析物检测层（例如，包括诸如葡萄糖氧化酶之类的氧化还原酶的分析物检测层）以及设置在所述分析物检测层上的分析物调节层。在本发明的这种实施方式中，分析物调节层包括线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物，其中，这些聚合物以1:1至1:20（重量%）的比例混合。任选地，在这种实施方式中，用于制备混合的聚合组合物的线性聚氨酯/聚脲聚合物表现出随温度从22℃上升至40℃葡萄糖渗透率降低1%/℃至8%/℃，并且用于制备混合的聚合组合物的分支的丙烯酸酯聚合物表现出随温度从22℃上升至40℃葡萄糖渗透率增加1%/℃至8%/℃。由线性聚氨酯/聚脲与分支的丙烯酸酯聚合物混合制备的聚合组合物通常表现出在22℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。

本发明的实施方式包括具有适于与生物组织相容的构造以及由可生物相容的材料制备的元件的分析物传感器装置，从而使该分析物传感器可植入体内。在本发明的这些实施方式中，分析物调节层的混合的聚合组合物有利于传感器的体内水合作用，从而可在传感器植入体内环境的较短时间（例如，45分钟内）内检测到体内分析物水平。此外，在本发明的一些实施方式中，分析物调节层的混合的聚合组合物有利于传感器层的粘接，从而消除对设置在传感器的各个层之间的单独的促粘材料（例如，设置在分析物检测层和分析物调节层之间的促粘材料）的需要。任选地，本发明的传感器还包括以下层中的至少一种：设置在所述分析物检测层上的蛋白质层或设置在所述分析物传感器装置上的覆盖层，其中，所述覆盖层包括位于所述覆盖层上的孔，从而有利于存在于体内环境中的分析物接触分析物调节层并穿过该分析物调节层扩散，并且与分析物检测层接触。

本发明的实施方式包括设计成有利于传感器的性能的材料（例如，混合的聚合组合物）和构造。例如，在本发明的一些实施方式中，导电层包括多个工作电极和/或多个对电极和/或多个参比电极（例如，三个工作电极、一个参比电极和一个对电极），从而，例如，避免与较差的传感器水合作用有关的问题和/或提供冗余检测容量。任选地，多个工作电极、多个对电极和多个参比电极作为单元配置在一起并且在位置上以重复单元的模式分布在导电层上。在本发明的一些实施方式中，基底层由当植入体内时使得传感器扭曲或弯曲的柔性材料制成，并且电极以如下结构分组，所述结构有利于当传感器装置植入体内扭曲和弯曲时体内流体接触工作电极中的至少一个。在一些实施方式中，电极以如下结构分组，所述结构使得如果具有一个或一个以上电极的传感器的一部分从体内环境中移出并且暴露于体外环境，传感器连续运行。通常，传感器操作性地连接至能够接收基于检测的分析物的来自传感器的信号的传感器输入以及与所述传感器输入连接的处理器，其中，所述处理器能够表征一个或一个以上从所述传感器接收的信号。在本发明的一些实施方式中，脉冲电压用于从一个或一个以上传感器电极获取信号。

本文公开的传感器可由本领域已知的各种材料制造。在本发明的一种示例性的实施方式中，分析物调节层包括由含有下述成分的混合物形成的聚氨酯/聚脲聚合物，所述混合物包含：二异氰酸酯、含有亲水性二醇或亲水性二胺的亲水性聚合物、在末端具有氨基、羟基或羧酸功能基团的硅氧烷，这种聚氨酯/聚脲聚合物随后与分支的丙烯酸酯聚合物混合，所述分支的丙烯酸酯聚合物由包含丙烯酸丁酯、丙烯酸丙酯、丙烯酸乙酯或丙烯酸甲酯、氨基-丙烯酸酯、硅氧烷-丙烯酸酯和聚(环氧乙烷)-丙烯酸酯的混合物形成。任选地，这些聚合混合物可包括其他材料。例如，分支的丙烯酸酯聚合物的一些实施方式由包括羟基丙烯酸酯化合物的反应混合物形成。

本发明的另一实施方式为制造用于植入哺乳动物体内的分析物传感器装置的方法，所述方法包括以下步骤：提供基底层，在所述基底层上形成导电层，其中，所述导电层包括工作电极，在所述导电层上形成分析物检测层，其中，所述分析物检测层包括氧化还原酶，在所述分析物检测层上形成分析物调节层，其中，所述分析物调节层包括线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物，并且线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物以1:1至1:20（重量%）的比例混合，随后，在所述分析物调节层上形成覆盖层。在该实施方式中，用于制造传感器的分析物调节层组合物表现出在21℃至40℃的温度范围内葡萄糖的渗透率变化小于2%/℃。通常，该分析物调节层组合物包括由含有二异氰酸酯、至少一种亲水性二醇或亲水性二胺以及硅氧烷的混合物形成的第一聚合物，所述第一聚合物与由含有2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯、甲基丙烯酸甲酯、聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基、聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯以及2-羟基甲基丙烯酸乙酯的混合物形成的第二聚合物混合。通常，在这种实施方式中，形成的分析物调节层组合物表现出粘接性质，所述粘接性质使得分析物调节层组合物粘接至分析物检测装置中的邻近层，这样，分析物传感器装置不包括在分析物检测层和邻近层之间设置的促粘层。

本发明的又一实施方式为一种组合物，所述组合物包括由含有二异氰酸酯化合物、至少一种亲水性二醇或亲水性二胺化合物以及硅氧烷化合物的混合物形成的第一聚合物，所述第一聚合物与由含有5重量%至45重量%的2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯化合物、15重量%至55重量%的甲基丙烯酸甲酯化合物、15重量%至55重量%的聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基化合物、5重量%至35重量%的聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯化合物以及1重量%至20重量%的2-羟基甲基丙烯酸乙酯的混合物形成的第二聚合物混合，其中，所述第一聚合物与所述第二聚合物以1:1至1:20（重量%）的比例混合在一起。通常，在这种组合物中，线性聚氨酯/聚脲聚合物表现出随温度从22℃上升至40℃葡萄糖的渗透率降低1%/℃至8%/℃，并且分支的丙烯酸酯聚合物表现出随温度从22℃上升至40℃葡萄糖的渗透率增加1%/℃至8%/℃。在本发明的这些实施方式中，聚合物混合物表现出在21℃至40℃的温度范围内葡萄糖的渗透率变化小于2%/℃。

通过下面的详细描述，本发明的其他目的、特征以及优点对于本领域技术人员而言是显而易见的。然而，应当理解的是，说明本发明的一些实施方式的详细描述和具体实例是以举例说明的方式给出的，而非限定本发明。在本发明的范围内可做出许多变化和改变而不背离本发明的实质，并且本发明包括所有这些改变。

附图说明

图1提供熟知的葡萄糖和葡萄糖氧化酶之间的反应示意图。如以分步方式所示，该反应涉及水中的葡萄糖氧化酶（GOx），葡萄糖和氧。在反应的还原部分，两个质子和两个电子从β-D葡萄糖转移至酶，生成d-葡糖酸内酯。在反应的氧化部分，酶被氧分子氧化，生成过氧化氢。d-葡糖酸内酯随后与水反应，从而水解内酯环并生成葡糖酸。在本发明的一些电化学传感器中，由该反应生成的过氧化氢在工作电极处被氧化（H₂O₂→2H++O₂+2e^-）。

图2A提供可加入干扰抑制膜的电流型分析物传感器的一种实施方式的示意图。图2B提供具有干扰抑制膜的电流型分析物传感器的一种实施方式的示意图。

图3A表示用于本发明的混合聚合物实施方式的示例性的硅树脂原料。图3B表示用于本发明的混合聚合物实施方式的示例性的亲水性原料。图3C表示用于本发明的混合聚合物实施方式的示例性的疏水性原料。图3D1和图3D2表示分支的丙烯酸酯聚合物实施方式的示例性的聚合反应。当图3D、图3D1和图3D2所示的实施方式使用甲基丙烯酸酯作为示例性的单体时，本领域技术人员理解该代表性通式中的两个或两个以上单体可由诸如丙烯酸乙酯或丙烯酸酯之类的化合物代替（例如，甲基丙烯酸甲酯可由丙烯酸甲酯或甲基丙烯酸乙酯代替）。

图4A表示从葡萄糖传感器获取的数据，所述葡萄糖传感器包括由与线性聚氨酯/聚脲共聚物（名称GLM2446-8）以1：2的比例在四氢呋喃（THF）溶剂中混合的分支的丙烯酸酯共聚物（名称为MMA2843-17-2）制备的分析物调节膜。图4A中，在各种条件下从葡萄糖传感器中获取的信号以图的形式举例说明。图4B表示从包括由与线性聚氨酯/聚脲共聚物（名称GLM2760-57）以1：2的比例在THF/异丙醇（IPA）混合溶剂中混合的分支的丙烯酸酯共聚物（名称MMa2843-17-2）制备的分析物调节膜的葡萄糖传感器中获取的数据。图4B中，在各种条件下从葡萄糖传感器中获取的信号以图的形式举例说明。

图5举例说明包含分析物调节膜的葡萄糖传感器如何表现出在一定温度范围内的稳定的葡萄糖渗透率，所述分析物调节膜由与线性聚氨酯/聚脲聚合物混合的分支的丙烯酸酯聚合物制备。尤其当聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物具有相反的葡萄糖渗透率vs.温度曲线的斜率时，该共混膜成功地平衡两种不同的聚合组合物的温度依赖性。因此，涂覆了混合的聚合组合物的葡萄糖传感器对环境温度的变化的灵敏度比单独涂覆线性聚氨酯/聚脲聚合物的传感器对环境温度的变化的灵敏度低。例如，这种性质会增加葡萄糖传感器在一定温度范围内的准确度。图5中的葡萄糖传感器当其从37℃下的100mg/dl葡萄糖溶液中转移至22℃下的100mg/dl葡萄糖溶液中时，仅仅表现出非常小的Isig（从传感器读出的电子信号）变化（约0.5%/C）。

图6A和图6B提供表示涂覆了混合的聚合组合物的葡萄糖传感器比单独涂覆线性聚氨酯/聚脲聚合物的传感器在体内（在犬模型中）磨合更快的数据。在这些图表中，差别为大约2分钟（混合的组合物）vs.7分钟（线性聚氨酯/聚脲聚合物）。该数据表明含有由与线性聚氨酯/聚脲聚合物混合的分支的丙烯酸酯聚合物制备的分析物调节膜的葡萄糖传感器非常快地水合并稳定（快速的磨合（run-in或break-in）期）。因此，这些传感器在插入体内环境之后几乎立即可报告葡萄糖信号。

具体实施方式

除非另有说明，本文所用的所有术语、符号和其他科学术语或用辞意在具有本发明所属技术领域的技术人员通常理解的含义。为了清楚和/或方便参考起见，在一些情形下，本文对具有通常理解的含义的术语作出定义，且本文中这些定义包含的内容不应当必然地理解为表示与本领域一般理解的实质区别。本文所描述或参考的许多技术和步骤是本领域技术人员熟知的和使用传统方法通常所采用的。合适地，除非另有说明，一般根据制造商定义的方案和/或参数实施涉及使用商售套件和试剂的步骤。下面定义了一些术语。本文提到的所有出版物通过引用并入本文以公开和描述与引用的出版物关联的方法和/或材料。本文引用在本申请的申请日之前的公开出版物的内容。本文不被理解为承认由于在先的优先权日期或在先的发明日期而使发明者无权享有先于所述出版物的权利。此外，实际的出版日期可能与显示的那些日期不同而需要独立地验证。

必须指出，除非上下文清楚地另有说明，如本文和所附权利要求所用的不指明具体数目的形式（“a”，“an”以及“the”）包括复数指示物。因此，例如，“氧化还原酶”包括本领域技术人员已知的多种这样的氧化还原酶及其等同物，等等。本发明说明书和所附的权利要求中所记载的涉及可以值而非纯粹数字为数值特征的数值（例如，“50mol%”）的所有数字被理解为由术语“约”修饰。

术语“氧化还原酶”根据本领域公认的含义使用，即：催化电子从一种分子（还原剂，也称为氢供体或电子供体）转移至另一分子（氧化剂，也称为氢受体或电子受体）的酶。典型的氧化还原酶包括葡萄糖氧化酶和乳酸氧化酶。术语“载体多肽”或“载体蛋白质”根据本领域公认的添加剂的含义使用，所包含的添加剂维持含有多肽的组合物中的多肽稳定性持续一段时间，所述多肽稳定性例如氧化还原酶多肽维持某些定性特征（例如，物理和化学性质）的能力（例如，氧化葡萄糖的能力）。本领域通常使用的典型载体蛋白质为白蛋白。

本文所用的术语“分析物”为广义的术语并且以它的通常意义使用，包括，但不限于，是指可被分析的诸如生物流体（例如，血液，间质液，脑脊液，淋巴液或尿液）之类的流体中的物质或化学成分。分析物可包括天然生成的物质，人造物质，代谢物和/或反应产物。在一些实施方式中，通过检测区域、检测设备和检测方法测量的分析物为葡萄糖。然而，其他分析物也可考虑，包括但不限于，乳酸盐。在一些实施方式中，血液或间质液中天然存在的盐，糖，蛋白质，脂肪，维生素和激素可构成分析物。分析物可天然存在于生物流体中或可为内源的；例如，代谢产物，激素，抗原，抗体等等。可选地，分析物可被引入体内或者可为外源的，例如，用于成像的对比剂，放射性同位素，化学剂，基于碳氟化合物的人造血液，或者药物或药物组合物（包括但不限于胰岛素）。药物和药物组合物的代谢产物也是考虑到的分析物。

术语“干扰物质”和“干扰物种/化合物”以它们的通常意义使用，包括，但不限于，干扰传感器中目标分析物的测量而产生无法精确表示分析物测量的信号的作用和/或化学物种/化合物。在电化学传感器的一个例子中，干扰物种为具有与待测量的分析物部分相同的氧化电势从而产生假信号的化合物。

本文所用的术语“传感器”是广义的术语并且以其通常意义使用，包括，但不限于，检测分析物的分析物-监测设备的一部分或多个部分。在一种实施方式中，传感器包括电化学电池，所述电化学电池具有工作电极，参比电极，和任选地，对电极，所述工作电极、参比电极和对电极穿过传感器主体并固定在所述传感器主体内，在所述传感器主体上的一处位置形成电化学反应表面，在所述主体上的另一位置形成电子连接，并形成贴附于所述主体且覆盖所述电化学反应表面的膜系统。在传感器的一般操作过程中，生物样本（例如，血液或间质液）或其一部分接触（直接地或者穿过一个或一个以上膜或区域之后）酶（例如，葡萄糖氧化酶）；生物样本（或其部分）的反应导致使所述生物样本中的分析物水平得以测定的反应产物形成。

本文所用的术语“电化学反应表面”和“电活性表面”为广义的术语并且以其通常的意义使用，包括，但不限于，电化学反应发生的电极表面。在一个例子中，工作电极（例如，由铂黑组成的工作电极）测量由被检测的分析物的酶催化反应产生的过氧化氢并且进行反应产生电流（例如，使用葡萄糖氧化酶的葡萄糖分析物的检测生成作为副产物的H₂O₂，H₂O₂与工作电极的表面反应产生两个质子（2H⁺），两个电子（2e^-）和一分子的氧（O₂），这产生了被检测的电流）。至于对电极，可还原的物种（例如，O₂）在电极表面被还原以平衡由工作电极生成的电流。

本文所用的术语“检测区域”为广义术语并且以其通常的意义使用，包括，但不限于，负责检测特定分析物的监测设备区域。在一种示例性实施方式中，检测区域可包括非导电主体，工作电极，参比电极和对电极，所述工作电极、参比电极和对电极穿过所述主体并且固定在所述主体内，在所述主体上形成电化学反应表面并在所述主体上的另一位置形成电子连接方式，且形成覆盖所述电化学反应表面的一层或多层。

如以下详述，本发明的实施方式涉及电化学传感器的使用，所述电化学传感器展示出包括混合的聚合分析物调节膜在内的一系列新型元件，所述混合的聚合分析物调节膜具有一套独特的技术上理想的材料性质。本发明的电化学传感器设计为测量目标分析物（例如，葡萄糖）的浓度或测量指示流体中分析物的存在或浓度的物质的浓度。在一些实施方式中，传感器为连续型设备，例如皮下设备、透皮设备、或血管内设备。在一些实施方式中，所述设备可分析多种间歇性血液样本。本文所公开的实施方式的传感器可使用任何已知的方法来提供指示目标分析物浓度的输出信号，所述任何已知的方法包括侵入性检测技术，微创检测技术和无创检测技术。通常，传感器是如下类型：检测在氧存在的条件下分析物与酶之间的酶促反应的产物或反应物作为对体内或体外分析物的测量。这些传感器包括环绕酶的混合的聚合膜，分析物在与所述酶反应之前穿过所述混合的聚合膜迁移。随后使用电化学方法测量所述产物，因此电极系统的输出充当分析物的测量值。在一些实施方式中，传感器可使用电流测定技术，库伦滴定技术，电导滴定技术和/或电势测定技术来测量分析物。

本文所公开的本发明的实施方式提供用于例如皮下或透皮监测糖尿病患者体内的血糖水平的传感器类型。已研制出用于治疗糖尿病和其他威胁生命的疾病的多种可植入的、电化学生物传感器。许多现有传感器设计使用一些固定的酶形式以实现它们的生物专一性。本文描述的本发明的实施方式可通过多种已知的电化学传感器调节和实施，包括，例如，美国专利申请第20050115832号，美国专利第6,001,067号,第6,702,857号,第6,212,416号,第6,119,028号，第6,400,974号,第6,595,919号,第6,141,573号,第6,122,536号,第6,512,939号，第5,605,152号,第4,431,004号,第4,703,756号,第6,514,718号,第5,985,129号,第5,390,691号,第5,391,250号,第5,482,473号,第5,299,571号,第5,568,806号,第5,494,562号,第6,120,676号,第6,542,765号，以及PCT国际申请公开WO 01/58348,WO 04/021877,WO 03/034902,WO 03/035117,WO03/035891,WO 03/023388,WO 03/022128,WO 03/022352,WO 03/023708,WO03/036255,WO03/036310,WO 08/042625,和WO 03/074107，以及欧洲专利申请EP 1153571，上述每个文献的内容通过引用并入本文。

如以下详述，本文公开的本发明的实施方式提供具有提高的材料性质和/或结构配置的传感器元件和构造为包括这些元件的传感器系统（例如，包括传感器和诸如监测器、处理器等的相关电子元件的那些传感器系统）。所公开的内容还提供用于制造和使用这些传感器和/或结构配置的方法。尽管本发明的一些实施方式属于葡萄糖和/或乳酸盐传感器，本文所公开的多种元件（例如，由混合的聚合组合物制成的分析物调节膜）可适于与本领域已知的多种传感器中的任何一种一起使用。本文所公开的分析物传感器元件，结构和用于制造和使用这些元件的方法可用来建立多种分层的传感器结构。本发明的这些传感器表现出出乎意料的灵活度和多功能性，这些特性使多种传感器结构被设计为检测多种分析物物种。

本发明的实施方式的具体方面在下面的部分中详细描述。

I.本发明的典型元件，结构和分析物传感器

A.本发明的优化的传感器元件

本领域已知多种传感器和传感器元件，包括用来检测和/或测量诸如葡萄糖之类的生物分析物的电流型传感器。许多葡萄糖传感器基于氧（Clark-型）电流型变换器（参见，例如，Yang等,Electroanalysis 1997,9,No.16:1252-1256;Clark等,Ann.N.Y.Acad.Sci.1962,102,29;Updike等,Nature 1967,214,986;和Wilkins等,Med.Engin.Physics,1996,18,273.3-51）。许多体内葡萄糖传感器使用基于过氧化氢的电流型变换器，因为这样的变换器相对而言容易制造并且可容易地通过使用传统技术微型化。然而，与使用一些电流型变换器有关的一个问题包括次优反应化学计量。如以下详述，这些问题通过使用本文公开的混合的聚合膜来解决，所述膜可调节不同化合物的运输性能，所述不同化合物的反应在基于过氧化氢的电流型转换元件处产生信号。因此，这些膜可用于例如多种受益于优化的反应化学计量的基于H₂O₂的分析物传感器。

如上所述，本发明的实施方式包括由混合的聚合物组合物制备的传感器膜。如本领域已知的，聚合物包含由许多重复单元的链或网络组成的、通过化学方法将许多相同或类似的称作单体的小分子键合在一起形成的较长的或较大的分子。与其中仅使用一种单体的均聚物相反，共聚物或杂聚物为从两个（或两个以上）单体物种得到的聚合物。共聚物也可根据聚合物结构中的支链的存在或排布来描述。线性共聚物由单一主链构成，而分支的共聚物由单一的主链和一条或一条以上聚合侧链构成。通过本文公开的混合的聚合组合物制备的传感器膜可优化分析物传感器的功能，包括传感器的灵敏度、稳定性和水合曲线。此外，通过优化传感器温度范围内的反应物物种的化学计量，本文公开的膜可优化产生关键的可测量信号的化学反应，所述信号与目标分析物（例如，葡萄糖）的水平有关。下面的部分描述本发明的示例性的传感器元件、传感器结构和方法实施方式。

本发明的实施方式中使用的一些电流型传感器设计包括多个层状元件，所述层状元件包括例如，具有电极的基底层、分析物检测层（例如，含有葡萄糖氧化酶的层）以及在分析物扩散控制中起作用的分析物调节层（例如，调节暴露于分析物检测层的葡萄糖和氧的量）。图2A显示了一个这样的传感器的实施方式。合并了作为分析物调节层的本文公开的混合的聚合组合物的分层的传感器设计表现出一系列克服了植入体内的包括电化学葡萄糖传感器在内的多种传感器中观察到的问题的材料性质。例如，设计为测量水性环境中的分析物的传感器（例如，植入体内的那些传感器）通常需要在测量准确的分析物读数之前和测量过程中润湿各层。因为材料的性质可影响水合速率，理想地，在水性环境中使用的膜的材料性质会有利于传感器润湿，从而例如，使从传感器进入水性环境至传感器能够提供响应于该环境中的分析物浓度的准确信号的时间最小化。包括混合的聚合组合物的本发明的实施方式通过促进传感器水合作用解决了这些问题。

而且，对于使用葡萄糖与葡萄糖氧化酶之间的化学反应以产生可测量信号的电化学葡萄糖传感器而言，分析物调节层的材料不应当加剧（并且理想地应当减少）本领域已知的“缺氧问题”。具体而言，因为基于葡萄糖氧化酶的传感器需要氧（O₂）和葡萄糖这两者以产生信号，所以相对于葡萄糖，氧的过量存在是基于葡萄糖氧化酶的葡萄糖传感器运行所必须的。然而，因为皮下组织中氧的浓度比葡萄糖的浓度小得多，氧可为传感器中葡萄糖、氧和葡萄糖氧化酶之间的反应中的限量反应物（损害传感器产生严格依赖葡萄糖浓度的信号的能力的情形）。在这种情况下，因为材料的性质可影响化合物穿过该材料扩散至可测量的化学反应位点的速率，在使用葡萄糖和葡萄糖氧化酶之间的化学反应以产生可测量信号的电化学葡萄糖传感器中使用的分析物调节层的材料性质不应当例如，以加剧缺氧问题的方式有利于葡萄糖扩散超过氧。包括本文公开的混合的聚合组合物的本发明的实施方式不加剧缺氧问题，反而起到缓解缺氧问题的作用。

此外，使用本文公开的混合的聚合组合物作为分析物调节层的传感器设计也可克服使用可在不同温度条件下表现出不同扩散曲线（例如，分析物穿过传感器材料的扩散速率）的传感器材料所观察到的困难。具体而言，对于优化的传感器性能而言，在一定温度范围内的传感器信号输出应当仅仅由目标分析物（例如葡萄糖）的水平来确定，不应当由任何共底物（例如O₂）或动力学控制的参数（例如扩散）来确定。然而，如本领域已知的，化合物穿过聚合基质的扩散可以为温度依赖的。在分析物（例如葡萄糖）穿过聚合物扩散至其与另一化合物（例如葡萄糖氧化酶）反应的反应位点的情况下，这样的温度依赖扩散曲线可影响产生传感器信号所依赖的反应的化学计量，从而使本领域技术人员为了在一定温度范围内使传感器信号输出仅仅依赖于目标分析物的浓度所作出的努力以失败告终。因此，由具有在一定温度范围内（例如22℃至40℃）稳定的分析物（例如，葡萄糖）扩散曲线的材料制备的分析物调节组合物解决了这些问题。

本文公开的本发明提供例如用作生物传感器（例如电流型葡萄糖传感器）的膜的混合的聚合组合物。本发明的实施方式包括例如具有多个层状元件的传感器，所述多个层状元件包括含有混合的聚合组合物的分析物限制膜。这些聚合膜在构建体内使用的电化学传感器中尤其有用。本发明的实施方式的膜带来了理想性质的组合，包括：提高的水合作用曲线和在一定温度范围内稳定的分子渗透率，所述分子例如葡萄糖。此外，这些聚合膜表现出用作外部聚合膜的良好的机械性能。因此，合并了这些聚合膜的葡萄糖传感器表现出非常理想的体内性能特征。

本文公开的本发明具有多种实施方式。本发明的一种实施方式为电流型分析物传感器装置，所述装置包括：基底层，设置在所述基底层上的导电层，并且所述导电层包括工作电极，设置在所述导电层上的分析物检测层（例如，包括诸如葡萄糖氧化酶之类的氧化还原酶的层）以及设置在所述分析物检测层上的分析物调节层。在本发明的这种实施方式中，分析物调节层包括线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物，其中，这些聚合物以至少1:1，1:2，1:3，1:4，1:5，1:6，1:7，1:8，1:9，1:10，1:11，1:12，1:13，1:14，1:15，1:16，1:17，1:18，1:19或1:20（重量%）的比例混合。典型地，在这些实施方式中，用于制备均相混合的聚合组合物的线性聚氨酯/聚脲聚合物表现出随温度从22℃上升至40℃葡萄糖渗透率降低1%/℃至8%℃，并且用于制备混合的聚合组合物的分支的丙烯酸酯聚合物表现出随温度从22℃上升至40℃葡萄糖渗透率增加1%/℃至8%/℃。典型地，由线性聚氨酯/聚脲和分支的丙烯酸酯聚合物混合制备的聚合组合物表现出在22℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。

本发明的实施方式将具有相反而互补的葡萄糖扩散曲线的聚合物混合以产生具有稳定的葡萄糖扩散曲线的分析物调节组合物。具体而言，一些聚脲和/或聚氨酯分析物调节组合物（例如，美国专利第5,777,060号，第5,882,494号和第6,642,015号中公开的那些）具有随温度增加而降低的葡萄糖扩散曲线。这些线性聚脲和聚氨酯聚合物在22℃至40℃范围内可表现出约-3%/℃的葡萄糖信号变化（即，随温度从22℃上升至40℃，从给定浓度的葡萄糖中观察到的信号减少约3%/℃）。相反，本文公开的分支的丙烯酸酯聚合物具有随温度上升而降低的葡萄糖扩散曲线。这些分支的丙烯酸酯聚合物在22℃至40℃范围内表现出约+3%/℃的葡萄糖信号变化（即，随温度从22℃上升至40℃，从给定浓度的葡萄糖中观察到的信号增加约3%/℃）。然而，当线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物混合在一起时，相反的温度作用被抵消，因此，共混膜成为在22℃至40℃温度范围内基本上非温度依赖的葡萄糖限制聚合物。

通过调节混合物中线性聚脲/聚氨酯和分支的丙烯酸酯聚合物的相对量，本领域技术人员可改善在一些聚合物基质中观察到的温度依赖的葡萄糖渗透率曲线。由于两种不同聚合物之间的相互作用，混合比例不一定为理论比例1:1并且已凭经验确定混合比例为1:1至1:20（重量%）。在该情况下，任一聚合物都可过量并且因此“1:20”包括其中分支的丙烯酸酯占二十分之一（0.05）的混合物以及其中线型聚脲/聚氨酯占二十分之一的混合物。在葡萄糖传感器响应于葡萄糖产生相对低的信号的理想情况下，线型聚脲/聚氨酯和分支的丙烯酸酯可以其中线性聚脲/聚氨酯过量的比例（例如2:1的比例）混合在一起。在传感器响应于葡萄糖产生相对高的信号的理想情况下，线性聚脲/聚氨酯和分支的丙烯酸酯可以其中分支的丙烯酸酯过量的比例（例如1:2的比例）混合在一起。改变这些聚合物比例还可在其他情况下具有优势。例如，聚合物混合物中分支的丙烯酸酯聚合物相对量的增加可加强混合的聚合物膜与传感器中邻近材料或层（例如，GOx层）之间的粘接。

本发明的实施方式包括具有适于与生物组织相容的结构以及由可生物相容的材料制备的元件的可植入体内的分析物传感器装置。在本发明的这些实施方式中，分析物调节层的均相混合的聚合组合物有利于传感器的体内水合作用，以使得在传感器植入体内环境之后45分钟内或30分钟内（包括20分钟初始化过程）可检测到体内分析物水平。此外，在本发明的一些实施方式中，分析物调节层的混合的聚合组合物有利于传感器各层的粘接，从而无需传感器各层之间的单独的促粘材料层（例如设置在分析物检测层和分析物调节层之间的促粘材料层）。任选地，本发明的传感器还包括以下层中的至少一个：设置在所述分析物检测层上的蛋白质层，或设置在所述分析物传感器装置上的覆盖层，其中，所述覆盖层包括位于所述覆盖层上的孔，以有利于体内环境中存在的分析物接触分析物调节层并穿过该分析物调节层扩散，并且接触分析物检测层。

本发明的实施方式包括设计为有利于传感器性能的材料（例如，混合的聚合组合物）和结构。例如，在本发明的一些实施方式中，导电层包括多个工作电极和/或多个对电极和/或多个参比电极（例如，3个工作电极，一个参比电极和一个对电极），从而例如，避免与传感器较差的水合作用有关的问题和/或提供冗余检测容量。任选地，多个工作电极、多个对电极和多个参比电极作为单元设置在一起并且以重复单元的形式在位置上分布于导电层上。在本发明的一些实施方式中，基底层由使得传感器在植入体内时扭曲和弯曲的柔性材料制造，并且将电极以如下结构分组，所述结构有利于当传感器装置植入体内扭曲和弯曲时体内流体接触工作电极中的至少一个。在一些实施方式中，电极以如下结构分组，所述结构使得如果具有一个或一个以上电极的传感器的一部分从体内环境中移出并且暴露于体外环境中时传感器连续运行。典型地，传感器操作性地连接至能够接收基于检测到的分析物的来自传感器的信号的传感器输入以及与所述传感器输入连接的处理器，其中，所述处理器能够表征从所述传感器接收的一个或一个以上信号。在本发明的一些实施方式中，脉冲电压用于获取来自传感器的一个或一个以上电极的信号。

本发明公开的传感器可由本领域已知的多种材料制造。在本发明的一种示例性的实施方式中，分析物调节层包括聚氨酯/聚脲聚合物，所述聚氨酯/聚脲聚合物由含有二异氰酸酯、包含亲水性二醇或亲水性二胺的亲水性聚合物以及在末端具有氨基、羟基或羧酸功能基团的硅氧烷的混合物形成，并且所述聚氨酯/聚脲聚合物随后与分支的丙烯酸酯聚合物混合，所述分支的丙烯酸酯聚合物由含有丙烯酸丁酯、丙烯酸丙酯、丙烯酸乙酯或丙烯酸甲酯、氨基-丙烯酸酯、硅氧烷-丙烯酸酯以及聚(环氧乙烷)-丙烯酸酯的混合物形成。任选地，这些聚合混合物中还可包含其他材料。例如，分支的丙烯酸酯聚合物的一些实施方式由包括羟基丙烯酸酯化合物（例如，2-羟基甲基丙烯酸乙酯）的反应混合物形成。

在本发明的特定实施方式中，分析物调节层包括由含有二异氰酸酯、包含亲水性二醇和亲水性二胺的亲水性聚合物以及在末端具有氨基、羟基或羧酸功能基团的硅氧烷的混合物形成的聚氨酯/聚脲聚合物，将该聚氨酯/聚脲聚合物与分支的丙烯酸酯聚合物混合，所述分支的丙烯酸酯聚合物由含有甲基丙烯酸甲酯、2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯、聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基、聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯和2-羟基甲基丙烯酸乙酯的混合物形成。典型地，第一聚合物由含有二异氰酸酯化合物（典型地，混合物中约50mol%的反应物）、至少一种亲水性二醇或亲水性二胺化合物（典型地，混合物中约17mol%至45mol%的反应物）和硅氧烷化合物的混合物形成。任选地，第一聚氨酯/聚脲聚合物含有45mol%至55mol%（例如，50mol%）的二异氰酸酯（例如，4,4’-二异氰酸酯）、10mol%至20mol%（例如，12.5mol%）的硅氧烷（例如，三甲基甲硅烷基为末端的聚甲基含氢硅氧烷（hydrosiloxane））以及30mol%至45mol%（例如，37.5mol%）的亲水性二醇或亲水性二胺化合物（例如，平均分子量为600道尔顿的聚丙二醇二胺，聚醚胺（Jeffamine）600）。该第一聚氨酯/聚脲聚合物与第二聚合物混合，所述第二聚合物由含有5重量%至45重量%的2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯化合物、15重量%至55重量%的甲基丙烯酸甲酯化合物、15重量%至55重量%的聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基化合物、5重量%至35重量%的聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯化合物以及1重量%至20重量%的2-羟基甲基丙烯酸乙酯的混合物形成，其中，所述第一聚合物与所述第二聚合物以1:1至1:20（重量%）的比例混合在一起。

本发明的另一实施方式为制造用于植入哺乳动物体内的分析物传感器装置的方法，所述方法包括以下步骤：提供基底层，在所述基底层上形成导电层，其中，所述导电层包括工作电极，在所述导电层上形成分析物检测层，其中，所述分析物检测层包括氧化还原酶，在所述分析物检测层上形成分析物调节层，其中，所述分析物调节层包含线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物，并且所述线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物以1:1至1:20（重量%）的比例混合，随后在所述分析物调节层上形成覆盖层。在该实施方式中，用于制造传感器的分析物调节层组合物表现出在21℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。典型地，该分析物调节层组合物包含由含有二异氰酸酯，至少一种亲水性二醇或亲水性二胺以及硅氧烷的混合物形成的第一聚合物，该第一聚合物与由含有2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯，甲基丙烯酸甲酯，聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基，聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯和2-羟基甲基丙烯酸乙酯的混合物形成的第二聚合物混合。典型地，在这些实施方式中，形成的分析物调节层组合物表现出使得分析物调节层组合物粘接于分析物传感器装置中的邻近层的粘接性质，这样，分析物传感器装置不包括在分析物检测层和邻近层之间设置的促粘层。

本发明的又一实施方式为一种组合物，所述组合物包括与第二聚合物混合的第一聚合物，所述第一聚合物由含有二异氰酸酯化合物，至少一种亲水性二醇或亲水性二胺化合物以及硅氧烷化合物的混合物形成，所述第二聚合物由含有5重量%至45重量%的2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯化合物，15重量%至55重量%的甲基丙烯酸甲酯化合物，15重量%至55重量%的聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基化合物，5重量%至35重量%的聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯化合物以及1重量%至20重量%的2-羟基甲基丙烯酸乙酯的混合物形成，其中，所述第一聚合物与第二聚合物以1:1至1:20（重量%）的比例混合在一起。任选地，用于制造膜的共混膜铸造溶液为异丙醇和四氢呋喃的混合物。典型地，在该组合物中，线性聚氨酯/聚脲聚合物表现出随温度从22℃上升至40℃葡萄糖渗透率降低1%/℃至8%/℃，分支的丙烯酸酯聚合物表现出随温度从22℃上升至40℃葡萄糖渗透率增加1%/℃至8%/℃。在本发明的这些实施方式中，聚合物混合物表现出在21℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。

本发明的相关实施方式为适用于分析物传感器的基于丙烯酸酯的组合物，所述组合物含有以1:1至1:20（重量%）的特定比例混合在一起的支链共聚物和直链共聚物。典型地，在该实施方式中，一种共聚物具有渗透率的正温度斜率（温度越高，渗透率越大），而另一共聚物具有渗透率的负温度斜率（温度越高，渗透率越小）。混合的共聚物膜的温度依赖渗透率系数随后由那两种共聚物的混合比例来控制。典型地，混合的共聚物膜的温度依赖渗透率系数在22℃至40℃范围内被控制为+/-2%/℃，+/-1%/℃，+/-0.5%/℃或+/-0.2%/℃。在本发明的实施方式中，一种共聚物可具有高（葡萄糖）渗透率系数并且另一共聚物可具有低葡萄糖渗透率系数，其中，两种共聚物的典型渗透率比大于10。在本发明的一些实施方式中，共混膜组合物包括至少一种具有亲和性结构域的化合物，其中，所述亲和性结构域包括对干扰物种（例如，醋氨酚和/或抗坏血酸）具有亲和性的二级或三级胺聚合物侧链。在一些实施方式中，构成共混膜组合物的一种或一种以上聚合物包括如下成分，例如：2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯或其衍生物，乙烯基吡咯烷酮或其衍生物，叔丁基氨基甲基丙烯酸乙酯或其衍生物。任选地，构成共混膜组合物的一种或一种以上聚合物包含至少1重量%（并且高达48重量%）的二级胺或三级胺。

如上所述，本文公开的本发明包含通过将线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物混合而制备的组合物，所述组合物例如可作为生物传感器中的分析物调节膜。通过上面的描述，对于本领域技术人员而言显而易见的是，本发明潜在的发现为将混合的聚合组合物用于形成可生物相容的膜。由这些成分产生的膜实施方式为均相的并且用于涂覆多种设计为皮下植入的生物传感器和设备。在下面的段落和下面的实施例中提供对线性聚脲/聚氨酯聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的实施方式的描述。

线性聚氨酯/聚脲聚合物

在本发明的实施方式中使用的一种聚合组合物为聚氨酯/聚脲聚合物。如本文使用的术语“聚氨酯/聚脲聚合物”是指含有氨基甲酸乙酯键，尿素键或其组合的聚合物。如本领域公知的，聚氨酯为通过氨基甲酸乙酯（氨基甲酸酯）键结合的一连串有机单元组成的聚合物。聚氨酯聚合物通常由含有至少两个异氰酸酯功能基团的单体与含有至少两个羟基（醇）基团的另一单体在催化剂存在条件下反应通过逐步聚合形成。聚脲聚合物从异氰酸酯组分和二胺的反应产物衍生得到。典型地，这些聚合物通过将二异氰酸酯和醇和/或胺结合形成。例如，在聚合条件下将异佛乐酮二异氰酸酯和PEG600以及氨基丙基聚硅氧烷结合提供具有氨基甲酸乙酯（氨基甲酸酯）键和尿素键的聚氨酯/聚脲组合物。这些聚合物是本领域已知的并且在下列专利文献中描述，所述专利文献例如，美国专利第5,777,060号，第5,882,494号和第6,632,015号以及PCT公开WO96/30431，WO96/18115，WO98/13685以及WO98/17995，上述专利文献的每一个的内容通过引用并入本文。

本发明的聚氨酯/聚脲组合物通过生物学上可接受的聚合物来制备，所述生物学上可接受的聚合物的疏水/亲水平衡可在较大范围内变化以控制氧扩散系数与葡萄糖扩散系数的比例并且使该比例与意在体内应用的电化学葡萄糖传感器的设计要求相匹配。这些组合物可通过上述单体以及聚合物的聚合的常规方法来制备。得到的聚合物可溶于诸如丙酮或乙醇之类的溶剂中并且可通过浸泡、喷洒或旋转涂覆由溶液成型为膜。

在本发明的实施方式中有用的二异氰酸酯典型地为在可生物相容的聚氨酯的制备中使用的那些。这些二异氰酸酯在Szycher,SEMINAR ONADVANCES IN MEDICAL GRADE POLYURETHANES,TechnomicPublishing,(1995)中详细描述，并且包括芳香族和脂肪族二异氰酸酯。合适的芳香族二异氰酸酯的例子包括甲苯二异氰酸酯，4,4’-二苯基甲烷二异氰酸酯，3,3’-二甲基-4,4’-二苯基二异氰酸酯，萘二异氰酸酯和对苯二异氰酸酯。合适的脂肪族二异氰酸酯包括例如，1,6六亚甲基二异氰酸酯（HDI），三甲基六亚甲基二异氰酸酯（TMDI），反式1,4-环己烷二异氰酸酯（CHDI），1,4-环己烷双(亚甲基异氰酸酯)（BDI），1,3-环己烷双(亚甲基异氰酸酯)（H₆XDI），异佛乐酮二异氰酸酯（IPDI）以及4,4’-亚甲基双(环己基异氰酸酯)（H₂MDI）。在一些实施方式中，二异氰酸酯为异佛乐酮二异氰酸酯，1,6-六亚甲基二异氰酸酯或4,4’亚甲基双(环己基异氰酸酯)。许多这些二异氰酸酯是可从诸如Aldrich Chemical Company（Milwaukee,Wis.,USA）之类的商业来源获得的或可使用文献记载的步骤通过标准合成方法容易地制备。

在聚氨酯/聚脲聚合物组合物的反应混合物中使用的二异氰酸酯的量相对于剩余反应物的组合通常为约50mol%。更加具体而言，在制备聚氨酯/聚脲聚合物中使用的二异氰酸酯的量足以提供至少约100%的--NCO基团，该--NCO基团是与剩余反应物的羟基或氨基反应所必须的。例如，使用x mol二异氰酸酯制备的聚合物使用a mol亲水性聚合物（二醇，二胺或组合），b mol具有功能化的末端的硅树脂聚合物以及c mol扩链剂，这样，x=a+b+c，可以理解的是，c可为0。

在制备本文所述的聚氨酯/聚脲聚合物中使用的另一反应物为亲水性聚合物。所述亲水性聚合物可为亲水性二醇、亲水性二胺或其组合。所述亲水性二醇可为聚(烯烃)乙二醇，基于聚酯的多元醇或聚碳酸酯多元醇。如本文使用的术语“聚(烯烃)乙二醇”是指低级烯烃乙二醇的聚合物，例如，聚(乙烯)乙二醇，聚(丙烯)乙二醇以及聚四亚甲基醚乙二醇（PTMEG）。术语“基于聚酯的多元醇”是指其中R基团为低级烯烃基团的聚合物，所述低级烯烃基团例如，乙烯，1,3-丙烯，1,2-丙烯，1,4-丁烯，2,2-二甲基-1,3-丙烯，等等（例如美国专利第5,777,060号的图4中所描述的）。本领域技术人员还会理解的是，聚合物的二酯部分也可不同于所示的六-碳二酸。例如，美国专利第5,777,060号的图4举例说明了己二酸成分，本发明还考虑到使用琥珀酸酯，戊二酸酯，等等。术语“聚碳酸酯多元醇”是指在链末端具有羟基官能团并且在聚合物链内部具有醚和碳酸酯官能团的那些聚合物。聚合物的烷基部分通常由C2至C4脂肪族基团构成，或在一些实施方式中，由较长链脂肪族基团、环脂肪族基团或芳香族基团构成。术语“亲水性二胺”是指其中末端羟基基团被反应性氨基取代或其中末端羟基基团衍生生成具有末端氨基基团的延长的链的上述亲水性二醇中的任一种。例如，一些亲水性二胺为“二氨基聚(氧代烯烃)”，其为其中末端羟基基团被氨基基团取代的聚(烯烃)乙二醇。术语“二氨基聚(氧代烯烃)”也是指链末端具有氨基烷基醚基团的聚(烯烃)乙二醇。合适的二氨基聚(氧代烯烃)的一个例子为聚(丙二醇)双(2-氨基丙基醚)。许多上述聚合物可从Aldrich Chemical Company获得。可选地，本领域已知的常规方法可用于它们的合成。

用于制备线性聚合物组合物的亲水性聚合物的量相对于所使用的二异氰酸酯通常为约10mol%至约80mol%。通常，相对于二异氰酸酯所述量为约20mol%至约60mol%。当使用较少量的亲水性聚合物时，反应混合物通常包括扩链剂。

含有在本发明中有用的聚氨酯/聚脲聚合物的硅树脂通常为线性的，具有良好的氧渗透率并且基本上不具有葡萄糖渗透率。典型地，硅树脂聚合物为具有两个反应性功能基团（即，官能度为2）的聚二甲基硅氧烷。所述功能基团可为例如，羟基，氨基或羧基，但是典型地为羟基或氨基。在一些实施方式中，可使用硅树脂聚合物的组合，在所述组合中第一部分含有羟基并且第二部分含有氨基。典型地，功能基团位于硅树脂聚合物的链末端。许多合适的硅树脂聚合物是商业上可从诸如Dow Chemical Company（Midland,Mich.,USA）和General Electric Company（Silicones Division,Schenectady,N.Y.,USA）之类的来源获得的。然而其他可通过本领域已知的通用合成方法（参见，例如，美国专利第5,777,060号）以商售的硅氧烷（United Chemical Technologies,Bristol.Pa.,USA）为起始来制备。对于本发明中的应用而言，硅树脂聚合物典型地为分子量为约400至约10,000的那些硅树脂聚合物，更典型地为分子量为约2000至约4000的那些硅树脂聚合物。并入反应混合物中的硅树脂聚合物的量基于得到的聚合物的所期望的性质，通过所述得到的聚合物形成可生物相容的膜。对于其中较低的葡萄糖渗透为理想的那些组合物而言，可使用较大量的硅树脂聚合物。可选地，对于其中较高的葡萄糖渗透是理想的组合物而言，可使用较少量的硅树脂聚合物。典型地，对于葡萄糖传感器而言，硅氧烷聚合物的量相对于二异氰酸酯为10mol%至90mol%。典型地，所述量相对于二异氰酸酯为约20mol%至60mol%。

在一组实施方式中，用于制备可生物相容的膜的反应混合物还可包含扩链剂，所述扩链剂为脂肪族或芳香族二醇、脂肪族或芳香族二胺、烷醇胺或其组合（例如，美国专利第5,777,060号的图8中所描述的）。合适的脂肪族扩链剂的例子包括乙二醇，丙二醇，1,4-丁二醇，1,6-己二醇，乙醇胺，乙烯二胺，丁烷二胺，1,4-环己烷二甲醇。芳香族扩链剂包括，例如，对-二(2-羟基乙氧基)苯，间-二(2-羟基乙氧基)苯，Ethacure

（2,4-二氨基-3,5-二乙基甲苯的两个异构体的混合物），Ethacure

（2,4-二氨基-3,5-二(甲基硫代)甲苯），3,3’-二氯-4,4’二氨基二苯基甲烷，

（三亚甲基乙二醇双(对氨基苯甲酸酯)酯）以及亚甲基双苯胺。上述扩链剂中的一种或一种以上的并入典型地向得到的可生物相容膜提供额外的物理强度，但是基本上不增加聚合物的葡萄糖渗透率。典型地，扩链剂在使用较少量（即，10mol%至40mol%）的亲水性聚合物时使用。在一些特定的组合物中，扩链剂为二乙二醇，其相对于二异氰酸酯为约40mol%至60mol%。

上述反应物的聚合可本体进行或在溶剂系统中进行。有时使用催化剂，但不是必需。合适的催化剂包括二丁基双(2-乙基己酸)锡，二丁基锡二乙酸盐，三乙基胺及其组合。典型地，二丁基双(2-乙基己酸)锡用作催化剂。本体聚合通常在起始温度为约25℃（环境温度）至约50℃下进行，以确保反应物充分混合。混合反应物之后，通常观察到放热，并且伴随温度上升至约90℃至120℃。在初次放热之后，可在75℃至125℃下加热反应烧瓶，其中，90℃至100℃为示例性的温度范围。加热通常进行1小时至2小时。溶液聚合可以类似的方式进行。适于溶液聚合的溶剂包括二甲基甲酰胺，二甲基亚砜，二甲基乙酰胺，诸如1,2,3-三氯丙烷之类的卤化的溶剂以及诸如4-甲基-2-戊酮之类的酮。典型地，THF用作溶剂。当在溶剂中进行聚合时，反应混合物的加热通常进行3小时至4小时。

通过本体聚合制备的聚合物通常溶于二甲基甲酰胺并且从水中沉淀出来。在不与水混溶的溶剂中制备的聚合物可通过真空脱除溶剂来分离。这些聚合物随后溶于二甲基甲酰胺并且从水中沉淀出来。在用水彻底洗涤之后，可在约50℃条件下真空干燥聚合物至恒重。

膜的制备可通过将干燥的聚合物溶于合适的溶剂中并且在玻璃平板上铸膜而完成。用于铸膜的合适的溶剂的选择通常取决于特定的聚合物以及溶剂的挥发性。典型地，溶剂为THF，CHCl₃，CH₂Cl₂，DMF，IPA或其组合。更加典型地，溶剂为THF或DMF/CH₂Cl₂（2/98体积%）。从膜中除去溶剂，得到的膜完全水合，测量它们的厚度并确定含水量（water pickup）。在本发明中有用的膜典型地具有约20重量%至约100重量%的含水量，典型地具有30重量%至约90重量%的含水量，以及更加典型地具有40重量%至约80重量%的含水量。

还可测定单独的聚合物组合物的氧和葡萄糖扩散系数以及本发明的混合的聚合膜的氧和葡萄糖扩散系数。测定扩散系数的方法是本领域技术人员已知的，并且在下文中提供例子。本文所述的可生物相容的膜的一些实施方式通常具有约0.1x10^-6cm²/sec至约2.0x10^-6cm²/sec的氧扩散系数（D_氧）以及约1x10^-9cm²/sec至约500x10^-9cm²/sec的葡萄糖扩散系数（D_葡萄糖）。更加典型地，葡萄糖扩散系数为约10x10^-9cm²/sec至约200x10^-9cm²/sec。

分支的丙烯酸酯聚合物

本发明的实施方式中使用的另一聚合组合物为分支的丙烯酸酯聚合物，典型地为基于硅树脂的梳状共聚物。在这些组合物中，硅树脂成分通常具有非常低的玻璃化转变温度（例如，低于室温并且通常低于0℃），和非常高的氧渗透率（例如，1x10^-7cm²/sec），所选择的这些性质提供如下优势，例如，良好的机械性能，较高的信噪比，较高的稳定性，以及在体内环境中非常准确地分析。

本发明的典型实施方式包括一种组合物，所述组合物包含不同聚合物的混合物，所述不同聚合物包括含有亲水性梳状共聚物的分支的丙烯酸酯聚合物，所述亲水性梳状共聚物具有中心链和多个与中心链连接的侧链，其中至少一个侧链包括硅树脂基团。如本领域已知的，梳状共聚物为具有类似于发梳的结构的一种共聚物，所述发梳具有与多个齿相连的中心主干。这些梳状共聚物具有中心链或主链（大概类似于梳子的主干）和从该中心链上分支出来的多个侧链（大概类似于梳子的齿）。例如，该梳状共聚结构在图3中显示，其中，分子的水平部分(-C-CH₂-C-CH₂-C-CH₂-)_p为中心链或主链，并且分子的垂直部分例如（-C-O-C-）构成侧链。这些侧链还可具有各种原子和基团与其相连的主链，例如，图3所示的分子的右侧所示的垂直侧链（-C-O-C-C-C-Si-O-）。例如，该图中所示的侧链的水平中心链具有与其相连的氢和/或甲基原子和基团。在本发明的一些实施方式中，至少1，2，3，4或5个不同侧链的主干包括至少2，3，4，5，6，7，8，9，10，11，12，13，14或15个原子。

可用于制备混合的聚合膜的分支的丙烯酸酯聚合物具有许多实施方式。典型地，在这些实施方式中，含有硅树脂基团的至少一个侧链基团包括共价键合至氧原子的硅原子（-Si-O-）。在本发明的一些实施方式中，从中心链分支出来的至少一个侧链为亲水性的。在本发明的一些实施方式中，从中心链分支出来的至少一个侧链为疏水性的。在本发明的一些实施方式中，从中心链分支出来的至少一个侧链为亲水性的并且从中心链分支出来的至少一个侧链为疏水性的。任选地，中心链为亲水性的。可选地，中心链可为疏水性的，并且通过侧链来提供亲水性质。

在本发明的一些实施方式中，中心链包括聚乙烯基聚合物，即，通过各种乙烯基（例如，CH2=CH-）单体聚合形成的组合物。例子包括聚氯乙烯，聚醋酸乙烯酯和聚乙烯醇。典型地，这些聚乙烯基聚合物包含聚醋酸乙烯酯，丙烯酸酯，丙烯酰胺，丙烯腈或吡咯烷酮亚单位。可选地，中心链可包括聚乙烯或聚丙烯亚单位。如本领域已知的，这些梳状共聚物可通过多种不同的方法来制备，例如，包括自由基共聚合的方法。典型地，梳状共聚物通过至少一种硅树脂材料和至少一种亲水性材料的自由基聚合来制备。任选地，一种或一种以上疏水性材料也用于特定的应用和场合。用于制备本发明的聚合组合物的示例性的方法和材料在下列专利文献中描述，例如，美国专利第6,887,962号，第6,809,141号，第6,093,781号，第5,807,937号，第5,708,115号，第5,091,480号，第5,079,298号，第5,061,772号，第5,503,461号，第6,538,091号和第6,527,850号，第7,029,688号，第7,029,688号，第7,001,949号以及美国专利申请第20050143546号，第20040024144号和第20030181619号，第20040024144号，上述专利文献的每一个的内容通过引用并入本文。聚合物可通过使用本领域已知的多种方法涂覆于生物传感器上，例如，在下列专利文献中描述的那些方法，美国专利第5,882,494号，第6,965,791号，第6,934,572号，第6,814,845号，第6,741,877号，第6,594,514号，第6,477,395号，第6,927,246号，第5,422,246号，第5,286,364号，第6,927,033号，第5,804,048号，第7,003,340号，第6,965,791号以及美国专利申请第20060128032号，第20060068424号，第20050208309号，第20040084307号，第20030171506号，第20030069383号和第20010008931号，上述专利文献的每一个的内容通过引用并入本文。

本发明的实施方式包括具有含有本文所述的聚合组合物的膜的传感器。示例性的实施方式为用于植入哺乳动物体内的分析物传感器装置，所述分析物传感器装置包括基底层，设置在所述基底层上的导电层，其中所述导电层包括工作电极，设置在所述导电层上的分析物检测层，其中，所述分析物检测层可检测地改变在分析物存在条件下导电层中的工作电极处的电流，设置在所述分析物检测层上的分析物调节层，其中所述分析物调节层对分析物穿过该分析物调节层的扩散进行调节，所述分析物调节层包括与分支的丙烯酸酯梳状共聚物混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物，所述分支的丙烯酸酯梳状共聚物具有中心链和与所述中心链连接的多个侧链，其中，至少一个侧链包含硅树脂基团。典型地，所述至少一个侧链基团包括共价连接至氧原子的硅原子（-Si-O-）。任选地，至少一个侧链为亲水性的，至少一个侧链为疏水性的或至少一个侧链为亲水性的，并且此外，至少一个链为疏水性的。任选地，中心链为亲水性的。可选地，中心链可为疏水性的，并且由侧链提供亲水性质。在这样的分析物传感器装置中，具有这种结构的膜提供许多理想的性质。典型地，例如，分析物调节层具有1x10^-9cm²/sec至1x10^-7cm²/sec的葡萄糖扩散系数（D_葡萄糖）。此外，典型地，分析物调节层的氧扩散系数（D_氧）与葡萄糖扩散系数（D_葡萄糖）的比例（D_氧/D_葡萄糖）为5至2000。

如下文实施例中举例说明的，本发明的共混膜中使用的亲水性梳状共聚物可通过硅树脂材料和其他亲水/疏水基团的自由基共聚合来制备（参见，例如，图3）。在本发明中使用的典型的硅树脂材料为具有多个-Si-O-重复单元和乙烯基或丙烯酰基反应性功能末端基团的那些材料，这些材料还可含有一些其他功能基团，例如，-OH，-NH₂，-COOH。本发明中使用的典型的硅树脂材料为末端为单乙烯基的聚二甲基硅氧烷和末端为单甲基丙烯酰氧基丙基的聚二甲基硅氧烷（参见图4）。典型的亲水性基团包括含有乙烯基或丙烯酰基反应性功能基团的所有水溶性材料。图3显示了一些本发明中使用的示例性的亲水性基团，例如，2-甲基丙烯酰氧乙基磷酰胆碱，n-乙烯基吡咯烷酮，二羟基甲基丙烯酸丙酯，二甲基甲基丙烯酰胺，2-羟基甲基丙烯酸乙酯，聚(乙二醇)甲基醚甲基丙烯酸酯以及单烯丙基单三甲基甲硅烷氧基为末端的聚环氧乙烷。本发明中使用的典型的疏水性材料可以为具有乙烯基或芳基反应性功能基团的任何非水溶性基团（图3）。常见的实施方式使用甲基丙烯酸甲酯，2-苯基丙烯酸乙酯和4-苯基甲基丙烯酸丁酯。

B.传感器元件的典型组合

本发明的实施方式还包括与其他诸如干扰抑制膜（例如，美国专利申请第12/572,087号中公开的干扰抑制膜，其内容通过引用并入本文）之类的传感器元件组合的包含本文公开的混合的聚合组合物的传感器。本发明的一种这样的实施方式为含有分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的甲基丙烯酸酯聚合物的干扰抑制膜，其中，甲基丙烯酸酯聚合物通过诸如有机功能性两爪烷氧基硅烷之类的亲水性交联剂交联。本发明的另一实施方式为含有分子量为4,000道尔顿至500千道尔顿的伯胺聚合物的干扰抑制膜，其中，伯胺聚合物通过诸如戊二醛之类的亲水性交联剂交联。典型地，这些干扰抑制膜涂覆过氧化氢转换组件。在示例性的实施方式中，过氧化氢转换组件包含电极，并且交联的干扰抑制膜以0.1μm至1.0μm厚的层涂覆于电极上。

在本发明的一些实施方式中，诸如电极或孔之类的传感器装置的元件被设计为具有特定的结构和/或由特定的材料制备和/或相对于其他元件设置以有利于传感器工作。在本发明的一种这样的实施方式中，工作电极，对电极和参比电极在位置上以如下结构分布于基底层和/或导电层上，所述结构为当传感器装置放置成与含有分析物的流体接触时有利于传感器启动和/或保持工作电极，对电极和/或参比电极的水合（例如，通过抑制电极的屏蔽，所述屏蔽为可抑制传感器电路的水合和电容启动的现象）。典型地，本发明的这些实施方式有利于传感器启动和/或初始化。

任选地，所述装置的实施方式包括多个工作电极和/或多个对电极和/或多个参比电极（例如，3个工作电极，一个参比电极和一个对电极），从而，例如，提供冗余检测容量。本发明的一些实施方式包括单个传感器。本发明的其他实施方式包括多个传感器。在本发明的一些实施方式中，脉冲电压用于从一个或一个以上传感器电极获取信号。任选地，多个工作电极，多个对电极和多个参比电极作为单元配置在一起并且在位置上以重复单元的形式分布于导电层上。在本发明的一些实施方式中，细长的基底层由使得传感器在植入体内时扭曲和弯曲的柔性材料制备；并且将电极以如下结构分组，所述结构在传感器装置植入体内扭曲和弯曲时有利于体内流体与工作电极中的至少一个接触。在一些实施方式中，电极以如下结构分组，所述结构为如果具有一个或一个以上电极的传感器的一部分从体内环境中移出并且暴露于体外环境，使得传感器连续工作。

在包括多个传感器的本发明的一些实施方式中，诸如传感器电极之类的元件被安排/设置在柔性电路组件内。在本发明的这些实施方式中，传感器系统的结构可被设计为使得第一传感器不影响由第二传感器产生的信号等（并且反过来也是一样）并且使得第一和第二传感器从分离的组织包膜中进行检测，这样，来自分离的传感器中的信号不相互作用。同时，在本发明的典型的实施方式中，传感器彼此间隔一定距离，以使得它们易于包装在一起和/或适于通过单一插入作用而植入。本发明的一种这样的实施方式为用于监测患者体内的分析物的装置，所述装置包括：适于将装置固定于患者的基底元件，与基底元件连接并且从基底元件中延伸出来的第一刺穿元件，与所述第一刺穿元件操作性地连接的第一电化学传感器并且所述第一电化学传感器包括用于测定第一电化学传感器放置位点处的患者的至少一种生理特征的第一电化学传感器电极，与基底元件连接并且从基底元件中延伸出来的第二刺穿元件，与所述第二刺穿元件操作性地连接的第二电化学传感器并且所述第二电化学传感器包括用于测定第二电化学传感器放置位点处的患者的至少一种生理特征的第二电化学传感器电极。在本发明的这些实施方式中，通过第一或第二电化学传感器监测的至少一种生理特征包括患者体内自然产生的分析物的浓度，第一刺穿元件将第一电化学传感器放置在患者的第一组织腔室中，第二刺穿元件将第二电化学传感器放置在患者的第二组织腔室中，并且第一和第二刺穿元件以如下结构设置在基底上，所选择的结构避免了可通过第一电化学传感器的植入产生的生理响应改变由第二电化学传感器产生的传感器信号。

在设计为优化诸如水合作用之类的电极性质的本发明的实施方式中，工作电极，对电极和参比电极在位置上以如下平行结构分布于导电层上，所述结构排布为使得第一电极设置在细长的基底层的第一边缘上的区域中；第二电极设置在细长的基底层的相对边缘上的区域中，并且第三电极设置在细长的基底层的第一电极和第二电极之间的区域中。任选地，工作电极、对电极和参比电极在位置上以如下结构分布于导电层上，所述结构排布为使得工作电极设置在细长的基底层的第一边缘上的区域中，对电极设置在细长的基底层的相对边缘上的区域中，并且参比电极设置在细长的基底层的工作电极和对电极之间的区域中。在本发明的一些实施方式中，参比电极的边缘或中心与工作电极或对电极的边缘或中心对齐。在本发明的其他实施方式中，参比电极的边缘或中心与工作电极或对电极的边缘或中心互补。在本发明的一些实施方式中，电极基质以进一步提高传感器电极的水合作用的方式在传感器中形成，从而使得电极基质不具有侧壁。本发明的相关实施方式包括使用分布式电极结构以有利于和保持本发明的各种传感器实施方式的水合和/或初始化性质的方法。

在本发明的一些实施方式中，一个或一个以上孔被设置在覆盖层上，以使得含有分析物的流体以顺序的方式接触参比电极，工作电极和对电极，以有利于传感器水合和/或传感器启动或初始化。在本发明的其他实施方式中，孔被设置在直接位于参比电极，工作电极和对电极上方的覆盖层上，以有利于这些电极相等地进行水合。覆盖层可由本领域已知的多种材料构建并且可包括具有类似或不类似的尺寸、形状和结构的多种孔。在本发明的一些实施方式中，覆盖层包括多个孔（例如，设置成在各个传感器电极之上的一行中）并且由护套或管形成，所述护套和管例如由可生物相容的聚合材料制备。本发明的相关实施方式包括使用特定孔结构以有利于本发明的各个传感器实施方式的性质（例如初始化和/或启动）的方法。

传感器装置的各种元件可设置在装置中的某个位置和/或配置为某个形状和/或由特定材料来构建以有利于传感器的强度和/或功能。本发明的一种实施方式包括由聚酰亚胺或介电陶瓷材料构成的细长的基底，所述聚酰亚胺或介电陶瓷材料有利于传感器的强度和耐久性。在本发明的一些实施方式中，工作电极和/或对电极和/或参比电极的结构特征和/或相对位置被设计为影响传感器的生产、使用和/或运行。任选地，传感器可操作性地连接至一系列元件，所述一系列元件包括柔性电路（例如，电极，电导管，接触垫，等等）。本发明的一种实施方式包括具有一个或一个以上防止设置在电极上的层（例如，含有葡萄糖氧化酶的分析物检测层）脱落的圆形边缘的电极。本发明的相关实施方式包括使用本发明的实施方式的传感器（例如，具有包含一个或一个以上圆形边缘的一个或一个以上电极的传感器）防止传感器层脱落的方法。在本发明的一些实施方式中，屏障元件设置在装置上，以抑制设置在电极上的材料层（例如，诸如葡萄糖氧化酶之类的酶）扩散。本发明的相关实施方式包括抑制设置在本发明的实施方式的传感器上的化合物移动的方法（例如，构建为具有这样的屏障结构的传感器）。任选地，屏障元件设置在装置上，以包围电极的反应性表面。

在本发明的一些实施方式中，装置的电极包括铂组分并且装置还包括设置在细长基底层和导电层之间的钛组分。任选地，在这些实施方式中，装置还包括设置在钛组分和导电层之间的金组分。本发明的这些实施方式通常表现出传感器中层状材料之间的结合提高和/或较少的腐蚀和/或改善的生物相容性曲线。本发明的相关实施方式包括抑制传感器元件腐蚀的方法和/或改善本发明的实施方式的传感器的生物相容性的方法（例如，构建为使用这些材料的传感器）。

在本发明的典型的实施方式中，传感器操作性地连接至附加元件（例如，电子元件），所述附加元件例如设计为传输和/或接收信号的元件、监测器、处理器等等以及可使用传感器数据调节患者的生理机能的设备（例如药物输注泵）。例如，在本发明的一些实施方式中，传感器操作性地连接至能够接收基于检测到的哺乳动物体内的生理特征值的来自传感器的信号的传感器输入以及与传感器输入连接的处理器，其中，所述处理器能够表征从传感器接收的一个或一个以上信号。本文所公开的各种各样的传感器结构可用于这样的系统中。任选地，例如，传感器包括三个工作电极，一个对电极和一个参比电极。在一些实施方式中，至少一个工作电极涂覆有含有葡萄糖氧化酶的分析物检测层，并且至少一个工作电极不涂覆含有葡萄糖氧化酶的分析物检测层。

C.典型的传感器结构的图示

图2A举例说明本发明的典型传感器实施方式100的横截面。该传感器实施方式通过多个成分形成，所述多个成分典型地为根据本领域公认的方法和/或本文公开的本发明的特定方法依次设置的各个导电成分和非导电成分的层的形式。本文中，传感器的成分典型地表征为层，因为，例如，这使得图2所示的传感器结构容易表征。然而，本领域技术人员会理解的是，在本发明的一些实施方式中，将传感器成分进行组合以使得多个成分形成一个或一个以上异质层。在这种情况下，本领域技术人员会理解的是，在本发明的各种实施方式中，层状成分的排序可改变。

图2A所示的实施方式包括支撑传感器100的基底层102。基底层102可由诸如金属衬底和/或陶瓷衬底和/或聚合衬底之类的材料制备，基底层102可自支撑或可进一步由本领域已知的另一材料支撑。本发明的实施方式包括设置在基底层102上和/或与基底层102结合的导电层104。典型地，导电层104包括一个或一个以上电极。运行的传感器100通常包括多个电极，例如，工作电极，对电极和参比电极。其他实施方式也可包括多个工作电极和/或多个对电极和/或多个参比电极和/或一个或一个以上执行多种功能的电极，例如，起到参比电极和对电极两种作用的电极。

如下面详细讨论的，基底层102和/或导电层104可使用许多已知的技术和材料生成。在本发明的一些实施方式中，传感器的电路通过将设置的导电层104刻蚀为期望的导电路径图案来界定。传感器100的典型电路包括具有形成接触垫的近端区域和形成传感器电极的远端区域的两个或两个以上相邻的导电路径。诸如聚合物涂层之类的电绝缘覆盖层106可设置在传感器100的一部分上。用作绝缘保护覆盖层106的可接受的聚合物涂层可包括，但不限于：无毒性可生物相容聚合物，例如，硅树脂化合物，聚酰亚胺，可生物相容的焊接掩膜，环氧丙烯酸酯共聚物，等等。在本发明的传感器中，一个或一个以上暴露的区域或孔108可穿过覆盖层106制成，从而使导电层104向外部环境开放并且例如使得诸如葡萄糖之类的分析物渗透传感器的各层并由检测元件检测到。孔108可通过多种技术形成，包括激光烧蚀、带状掩膜、化学研磨或刻蚀或者光刻显影，等等。在本发明的一些实施方式中，在制造过程中，第二光刻胶也可被用于保护层106以界定待移去以形成孔108的保护层的区域。暴露的电极和/或接触垫也可经过诸如额外的电镀处理之类的二次加工（例如，通过孔108）以制备表面和/或加强导电区域。

在图2A所示的传感器结构中，分析物检测层110（其典型地为传感器化学层，意味着该层中的材料经过化学反应生成可由导电层检测到的信号）设置在导电层104的暴露的电极中的一个或一个以上电极上。在图2B所示的传感器结构中，干扰抑制膜120设置在导电层104的暴露的电极中的一个或一个以上电极上，并且随后分析物检测层110设置在该干扰抑制膜120上。典型地，分析物检测层110为酶层。最典型地，分析物检测层110包括能够产生和/或利用氧和/或过氧化氢的酶，例如葡萄糖氧化酶。任选地，分析物检测层中的酶与诸如人血清白蛋白、牛血清白蛋白等的第二载体蛋白结合。在示例性的实施方式中，分析物检测层110中的诸如葡萄糖氧化酶之类的氧化还原酶与葡萄糖反应生成过氧化氢，过氧化氢为随后调节电极处的电流的化合物。由于电流的这种调节取决于过氧化氢的浓度，而且过氧化氢的浓度与葡萄糖的浓度相关，因此葡萄糖的浓度可通过监测电流中的这种调节来确定。在本发明的特定实施方式中，过氧化氢在阳极工作电极（本文也称为阳极的工作电极）处氧化，伴随产生的电流与过氧化氢浓度成比例。通过改变过氧化氢浓度引起的电流中的这种调节可由多种传感器检测仪装置（例如，通用传感器电流型生物传感器检测仪）中的任何一种或本领域已知的其他多种类似设备（例如，由Medtronic MiniMed生产的葡萄糖监测设备）中的一种来监测。

本发明的实施方式中，分析物检测层110可涂敷于导电层的一部分之上或导电层的整个区域之上。通常，分析物检测层110设置在工作电极上，所述工作电极可以是阳极或阴极。任选地，分析物检测层110还设置在对电极和/或参比电极上。尽管分析物检测层110的厚度可高达约1000微米（μm），但与本领域先前描述的传感器中获得的分析物检测层相比，本发明的分析物检测层通常是比较薄的，例如，厚度通常小于1微米，0.5微米，0.25微米或0.1微米。如以下详述，用于产生薄的分析物检测层110的一些方法包括将所述层涂刷在衬底（例如，铂黑电极的反应性表面）上，以及旋转涂覆工艺，浸泡和干燥工艺，低剪切喷涂工艺，喷墨印刷工艺，丝印工艺等。

通常，靠近一个或一个以上附加层涂覆和/或设置分析物检测层110。任选地，所述一个或一个以上附加层包括设置在分析物检测层110上的蛋白质层116。通常，蛋白质层116包括诸如人血清白蛋白、牛血清白蛋白等的蛋白质。通常，蛋白质层116包括人血清白蛋白。在本发明的一些实施方式中，附加层包括分析物调节层112，分析物调节层112设置在分析物检测层110上方以调节分析物通过分析物检测层110进入。例如，分析物调节膜层112可包括葡萄糖限制膜，所述葡萄糖限制膜调节与诸如存在于分析物检测层中的葡萄糖氧化酶之类的酶接触的葡萄糖的量。这样的葡萄糖限制膜可由多种已知适合这样的目的的材料制得，例如，诸如聚二甲基硅氧烷之类的硅氧烷化合物，聚氨基甲酸乙酯，聚脲醋酸纤维素，NAFION，聚酯磺酸（例如，KodakAQ），水凝胶，本文公开的聚合物混合物或本领域技术人员已知的任何其他合适的亲水性膜。

在本发明的一些实施方式中，促粘剂层114如图2所示设置在层（例如分析物调节层112和分析物检测层110）之间以促进它们接触和/或粘接。在本发明的特定实施方式中，促粘剂层114如图2所示设置在分析物调节层112和蛋白质层116之间以促进它们接触和/或粘接。促粘剂层114可由多种本领域已知的材料中的任何一种制得以促进这些层之间的粘合。通常，促粘剂层114包括硅烷化合物。在可选的实施方式中，分析物检测层110中的蛋白质或类似分子可充分地交联或以其他方式制备以允许待设置的分析物调节膜层112在没有促粘剂层114的情况下直接与分析物检测层110接触。

下文讨论用于制造本文公开的传感器的典型元件的实施方式。

D.本发明的实施方式中使用的典型分析物传感器成分

接下来的公开内容提供用于本发明的实施方式的传感器的典型元件/成分的例子。尽管这些元件可描述为分离的单元（例如，层），本领域技术人员理解的是，传感器可设计为包括具有下述元件/成分的材料性质和/或功能中的一些或全部的组合的元件（例如，充当支撑基底成分和/或导电成分和/或分析物检测成分的基质且还充当传感器中电极的元件）。本领域技术人员理解的是，这些薄膜分析物传感器可适于在许多传感器系统（例如下面所述的传感器系统）中使用。

基底成分

本发明的传感器通常包括基底成分（参见，例如，图2A中的元件102）。术语“基底成分”根据本领域公认的术语定义在本文中使用，指的是通常向多个成分提供支撑基质的装置中的成分，所述多个成分依次堆放并且构成功能传感器。在一种形式中，基底成分包括绝缘（例如，电绝缘的和/或不透水的）材料薄膜片。这种基底成分可由多种具有理想的特性（例如，介电性，不透水性和密封性）的材料制得。一些材料包括金属衬底，和/或陶瓷衬底和/或聚合衬底等。

基底成分可以自支撑或由本领域已知的另一材料来进一步支撑。在图2A中所示的传感器结构的一种实施方式中，基底成分102包括陶瓷。可选地，基底成分包括诸如聚酰亚胺之类的聚合材料。在示例性实施方式中，陶瓷基底包括主要是Al₂O₃（例如，96%）的组合物。使用氧化铝作为与可植入设备一起使用的绝缘基底成分在美国专利第4,940,858号、第4,678,868号和第6,472,122号中公开，上述专利通过引用并入本文。本发明的基底成分还可包括本领域已知的其他元件，例如密封过孔（参见，例如WO 03/023388）。根据具体的传感器设计，基底成分可以是相对较厚的成分（例如，厚度大于50微米，大于100微米，大于200微米，大于300微米，大于400微米，大于500微米或大于1000微米）。可选地，本领域技术人员可将诸如氧化铝之类的绝缘陶瓷用于薄的成分（例如，小于大约30微米）中。

导电成分

本发明的电化学传感器通常包括设置在基底成分上的导电成分，所述导电成分包括至少一个用于测量待分析的分析物或其副产物（例如，氧和/或过氧化氢）的电极（参见，例如，图2A中元件104）。术语“导电成分”根据本领域公认的术语定义在本文使用，指的是诸如电极之类的能够测量可检测信号并将其传导至检测装置的电传导传感器元件。该导电成分的一种示例性的例子为可测量对暴露于刺激响应的电流的增加或减少的导电成分，所述刺激例如与参比电极相比分析物或其副产物的浓度变化，所述参比电极不经历分析物浓度的变化、当分析物与存在于分析物检测成分110中的组合物（例如，葡萄糖氧化酶）相互作用时所用的共反应物（例如，氧）或该相互作用的反应产物（例如，过氧化氢）的浓度变化。这些元件的示例性的例子包括能够在诸如过氧化氢或氧之类的分子浓度可变化的情况下产生可变化的可检测信号的电极。通常导电成分中这些电极中的一种为工作电极，所述工作电极可由抗蚀金属或碳制得。碳工作电极可以是玻璃状的或石墨的并且可以由固体或糊剂制得。金属工作电极可以由铂族金属（包括钯或金）或抗蚀金属导电氧化物（例如，二氧化钌）制得。可选地，电极可包括银/氯化银电极组合物。工作电极可以是金属丝或者例如通过涂覆或印刷涂敷于衬底的导电薄膜。通常，仅金属或碳导体表面的一部分与包含分析物的溶液电解接触。该部分称为电极的工作表面。电极的剩余表面通常通过电绝缘覆盖成分106与溶液隔离。用于生成这种保护性覆盖成分106的有用材料的例子包括诸如聚酰亚胺、聚四氟乙烯、聚六氟丙烯和硅氧烷（例如，聚硅氧烷）之类的聚合物。

除了工作电极之外，本发明的分析物传感器通常包括参比电极或组合的参比电极和对电极（也称为准参比电极或对/参比电极）。如果传感器不具有对/参比电极，那么它可包括独立的对电极，所述独立的对电极可以由与工作电极相同或不同的材料制得。本发明的典型传感器具有一个或一个以上工作电极和一个或一个以上对电极，参比电极，和/或对/参比电极。本发明的传感器的一种实施方式具有两个，三个或四个或四个以上工作电极。传感器中的这些工作电极可以连接为一体或者它们可以保持分离。

通常，对于体内使用而言，本发明的实施方式被皮下植入哺乳动物的皮肤以与该哺乳动物的体液（例如，血液）直接接触。可选地，传感器可植入哺乳动物体内的其他区域，例如腹膜内的空间中。当使用多个工作电极时，它们可以在体内植入在一起或在体内植入不同位置。对电极，参比电极，和/或对/参比电极还可以在哺乳动物体内靠近工作电极的位置植入或在其他位置植入。本发明的实施方式包括含有由纳米结构材料构成的电极的传感器。如本文所用，“纳米结构材料”为制造成至少一维小于100nm的物体。例子包括，但不限于，单壁纳米管，双壁纳米管，多壁纳米管，纳米管束，富勒烯,茧状物（cocoon），纳米线，纳米纤维，洋葱状（onion）等。

干扰抑制成分

本发明的电化学传感器任选地包括设置在电极的表面和待分析的环境之间的干扰抑制成分。具体而言，一些传感器实施方式依赖在施用恒定电势的条件下的工作电极表面上的过氧化氢的氧化作用和/或还原作用，所述过氧化氢通过酶促反应生成。因为基于过氧化氢直接氧化的电流检测要求较高的氧化电势，所以采用这种检测方案的传感器可受到来自诸如抗坏血酸、尿酸和醋氨酚之类的生物流体中存在的可氧化物种的干扰。在这种情况下，术语“干扰抑制成分”根据本领域公认的术语定义在本文中使用，指的是起抑制由这些可氧化的物种所生成的假信号的作用的传感器中的涂层或膜，所述假信号干扰由待检测的分析物生成的信号的检测。某些干扰抑制成分通过尺寸排除（例如，通过排除特定尺寸的干扰物种）起作用。干扰抑制成分的例子包括一个或一个以上化合物层或化合物涂层，所述化合物例如亲水性交联pHEMA和聚赖氨酸聚合物（参见，例如，下面的实施例）以及醋酸纤维素（包括加入诸如聚(乙二醇)之类药剂的醋酸纤维素），聚醚砜，聚四氟乙烯，全氟代离子交联聚合物（perfluoronated ionomer）NAFION，聚亚苯二胺，环氧基树脂等。这些干扰抑制成分的示例性的论述可在例如Ward等在Biosensors andBioelectronics 17(2002)181-189中发表的文章以及Choi等在Analytical ChimicaActa 461(2002)251-260中发表的文章中找到，上述文献通过引用并入本文。其他干扰抑制成分包括，例如，观察到的基于分子量范围对化合物运动进行限制的那些成分，例如，美国专利第5,755,939号中所公开的醋酸纤维素，上述文献的内容通过引用并入。本文（例如，美国专利申请第12/572,087号）公开了具有一系列出乎意料的材料性质的其它组合物及其制造和使用方法，所述一系列出乎意料的材料性质使所述其它组合物用作某些电流型葡萄糖传感器中的干扰抑制膜是理想的。

分析物检测成分

本发明的电化学传感器包括设置于传感器的电极上的分析物检测成分（参见，例如，图2A中的元件110）。术语“分析物检测成分”根据本领域公认的术语定义在本文中使用，指的是包含能够识别待由分析物传感器装置检测的分析物或与该分析物反应的材料的成分。通常，分析物检测成分中的这种材料在与待检测的分析物相互作用后通常通过导电成分的电极生成可检测的信号。就这一点而言，分析物检测成分和导电成分的电极联合工作来生成电信号，所述电信号由与分析物传感器关联的装置读取。通常，分析物检测成分包括能够与如下分子反应和/或生成所述分子的氧化还原酶，例如葡萄糖氧化酶，所述分子为其浓度变化可通过测量导电成分的电极处的电流变化来进行测量的分子（例如，氧和/或过氧化氢）。能够生成诸如过氧化氢之类的分子的酶可根据本领域已知的多种工艺设置于电极上。分析物检测成分可以涂覆传感器的各种电极的全部或一部分。在这种情况下，分析物检测成分可以相同的程度涂覆电极。可选地，分析物检测成分可以不同的程度涂覆不同电极，例如工作电极的涂覆表面比对电极和/或参比电极的涂覆表面大。

本发明的这种元件的典型传感器实施方式使用已经与第二蛋白（例如，白蛋白）以固定比例（例如，通常针对葡萄糖氧化酶的稳定性而优化的比例）结合并且随后涂敷于电极表面上形成薄的酶成分的酶（例如，葡萄糖氧化酶）。在典型实施方式中，分析物检测成分包括GOx和HSA的混合物。在具有GOx的分析物检测成分的典型实施方式中，GOx与检测环境（例如，哺乳动物体）中存在的葡萄糖反应并根据图1中所示的反应生成过氧化氢，其中这样生成的过氧化氢在导电成分中的工作电极阳极上检测。

如上所述，通常对酶和第二蛋白（例如，白蛋白）进行处理以形成交联基质（例如，通过将交联剂添加至该蛋白质混合物）。本领域众所周知，可以控制交联条件来调节诸如保留的酶的生物活性，其机械稳定性和/或操作稳定性之类的因素。示例性的交联步骤在下列文献中有描述，所述文献为美国专利申请第10/335,506号和PCT公开WO 03/035891，上述文献通过引用并入本文。例如，胺交联试剂（例如，但不限于，戊二醛）可添加至所述蛋白质混合物。

蛋白质成分

本发明的电化学传感器任选地包括设置在分析物检测成分和分析物调节成分之间的蛋白质成分（参见，例如图2A中的元件116）。术语“蛋白质成分”根据本领域公认的术语定义在本文使用，指的是包括所选择的可与分析物检测成分和/或分析物调节成分相容的载体蛋白等的成分。在典型实施方式中，蛋白质成分包括诸如人血清白蛋白之类的白蛋白。HSA浓度可以在大约0.5%至30%(w/v)之间变化。通常HSA浓度为大约1%至10%w/v，并且最典型地为大约5%w/v。在本发明可选的实施方式中，可使用胶原蛋白或BSA或在这些情况下使用的其他结构蛋白代替HSA，或者除了HSA之外，还可使用胶原蛋白或BSA或在这些情况下使用的其他结构蛋白。这种成分通常根据本领域公认的方案在分析物检测成分上交联。

促粘成分

本发明的电化学传感器可包括一种或一种以上促粘（AP）成分（参见，例如图2A中的元件114）。术语“促粘成分”根据本领域公认的术语定义在本文使用，指的是包括所选择的能够促进传感器中的邻接成分之间粘接的材料的成分。通常，促粘成分设置在分析物检测成分和分析物调节成分之间。通常，促粘成分设置在任选的蛋白质成分和分析物调节成分之间。促粘剂成分可由多种本领域已知的促进这些成分之间粘合的材料中的任何一种制得，并且可通过多种本领域已知的方法中的任何一种来涂敷。通常，促粘剂成分包括诸如γ-氨丙基三甲氧基硅烷之类的硅烷化合物。

使用硅烷偶联剂，特别是通式R'Si(OR)₃的硅烷偶联剂（其中R′通常为具有末端胺的脂肪族基团，R为低级烷基）来促进粘接是本领域已知的（参见，例如，美国专利第5,212,050号，该专利通过引用并入本文）。例如，化学修饰电极是本领域已熟知的，在该化学修饰电极中，在逐步处理中使用诸如γ-氨丙基三乙氧基硅烷之类的硅烷和戊二醛将牛血清白蛋白（BSA）和葡萄糖氧化酶（GO_X）粘接并共交联至电极表面（参见，例如，Yao,T.Analytica Chim.Acta1983,148,27-33）。

在本发明的一些实施方式中，促粘成分还包括一种或一种以上也可存在于邻接成分中的化合物，所述化合物例如用来限制诸如葡萄糖之类的分析物穿过分析物调节成分扩散的聚二甲基硅氧烷（PDMS）化合物。在示例性的实施方式中，该制剂包括0.5%至20%的PDMS,通常为5%至15%的PDMS，并且最通常为10%的PDMS。在本发明的一些实施方式中，促粘成分在分层的传感器系统内交联并且相应地包括所选择的能够交联邻近成分（例如，分析物调节成分）中存在的基团的药剂。在本发明的示例性实施方式中，促粘成分包括所选择的能够交联邻近成分（例如，分析物检测成分和/或蛋白质成分）中存在的蛋白质的胺基或羧基基团的药剂和/或能够交联在设置于邻近层（例如，分析物调节层）内的化合物中存在的硅氧烷基团的药剂。

分析物调节成分

本发明的电化学传感器包括设置在传感器上的分析物调节成分（参见，例如，图2A中的元件112）。术语“分析物调节成分”根据本领域公认的术语在本文使用，指的是通常在传感器上形成对一种或一种以上分析物（例如，葡萄糖）穿过该成分的扩散起调节作用的膜的成分。在本发明的一些实施方式中，分析物调节成分为分析物限制膜（例如，葡萄糖限制膜），所述分析物限制膜起防止或限制一种或一种以上分析物（例如，葡萄糖）穿过所述成分扩散的作用。在本发明的其他实施方式中，分析物-调节成分起促进一种或一种以上分析物穿过所述成分扩散的作用。任选地，可形成这种分析物调节成分防止或限制一种类型的分子穿过所述成分的扩散（例如，葡萄糖），而同时允许或甚至促进其他类型的分子穿过所述成分的扩散（例如，O₂）。

就葡萄糖传感器而言，在已知的酶电极中，血液中的葡萄糖和氧，以及诸如抗坏血酸和尿酸之类的一些干扰物质穿过传感器的主要膜扩散。当葡萄糖、氧和干扰物质到达分析物检测成分时，诸如葡萄糖氧化酶之类的酶催化葡萄糖转化为过氧化氢和葡萄糖酸。过氧化氢可以穿过分析物调节成分扩散回去，或者它可以扩散至电极，在电极处过氧化氢可以反应生成氧和质子以产生与葡萄糖浓度成比例的电流。传感器膜组件发挥多种功能，包括选择性地允许葡萄糖穿过它。在这种情况下，示例性的分析物调节成分为半渗透膜，所述半渗透膜允许水、氧和至少一种选择性分析物通过并且能够吸收水，所述膜具有水溶的、亲水性聚合物。

多种示例性分析物调节组合物是本领域已知的并且例如在下列文献中有描述，美国专利第6,319,540号,第5,882,494号,第5,786,439号，第5,777,060号,第5,771,868号和第5,391,250号，通过引用将上述每个文献的公开内容并入本文。其中描述的水凝胶对多种可植入设备特别有用，因为其有利于提供水环绕的成分。在本发明的典型实施方式中，分析物调节组合物包括本文公开的混合的聚合组合物。

覆盖成分

本发明的电化学传感器包括一种或一种以上通常为电绝缘保护成分的覆盖成分（参见，例如，图2A中的元件106）。通常，这样的覆盖成分可以为涂层、护套或管的形式并且设置于分析物调节成分的至少一部分上。用作绝缘保护覆盖成分的可接受的聚合物涂层可包括，但不限于，无毒的可生物相容的聚合物（例如硅树脂化合物，聚酰亚胺），可生物相容的焊接掩模，环氧丙烯酸酯共聚物等。而且，这些涂层可以是光可成像的以利于光刻形成贯穿至导电成分的孔。典型的覆盖成分包括旋涂的硅树脂。本领域众所周知，该成分可以是市售的RTV（室温硫化的）硅树脂组合物。这种情况下典型的化学物质为聚二甲基硅氧烷（基于乙酸基）。

E.分析物传感器装置的示例性的实施方式以及相关特征

本文公开的分析物传感器装置具有许多实施方式。本发明的通用实施方式为用于植入哺乳动物体内的分析物传感器装置。当分析物传感器通常设计为可植入哺乳动物体内时，传感器不限于任何特定的环境，反而可用于各种各样的环境中，例如，用于分析包含生物流体在内的大多数液体样本，所述生物流体例如全血、淋巴液、血浆、血清、唾液、尿液、粪便、汗液、粘液、泪液、脑脊髓液、鼻分泌物、子宫颈或阴道分泌物、精液、胸膜液、羊水、腹水、中耳液、关节液、胃部抽出液，等等。此外，固体或脱水样本可溶于合适的溶剂中以提供适于分析的液体混合物。

如上所述，本文公开的传感器实施方式可用于检测一种或一种以上生理环境中的目标分析物。在一些实施方式中，例如，如同通常通过皮下传感器所发生的那样，传感器可直接与间质液接触。本发明的传感器也可为皮肤表面系统的一部分，在所述皮肤表面系统中，穿过皮肤将间质葡萄糖提取出来并且使其与传感器接触（参见，例如，美国专利第6,155,992号和第6,706,159号，上述美国专利通过引用并入本文）。在其他实施方式中，如例如通过静脉内传感器通常所发生的那样，传感器可与血液接触。本发明的传感器实施方式还包括适于在多种情况中使用的那些传感器。在一些实施方式中，例如，传感器可被设计为用于移动的环境中，例如，由非卧床的使用者使用的那些传感器。可选地，传感器可被设计为用于静态环境中，例如适于在临床环境中使用的那些传感器。这些传感器实施方式包括，例如，用于监测存在于住院患者中的一种或一种以上生理环境中的一种或一种以上分析物的那些传感器实施方式。

本发明的传感器也可并入本领域已知的多种医疗系统。本发明的传感器可用于例如，设计为控制药物注入使用者身体的速度的闭环输注系统。这样的闭环输注系统可包括传感器以及相关的计量器，该计量器向控制器（例如，计算待通过药物输注泵递送的剂量的控制器）产生输入，接下来，所述控制器操作递送系统。在这样的情况下，与传感器相关联的计量器也可传输指令至递送系统并且可用于远程控制递送系统。典型地，传感器为与间质液接触的皮下传感器以监测使用者体内的葡萄糖浓度，并且由递送系统输注至使用者体内的流体包括胰岛素。示例性的系统在下列专利文献中公开，例如，美国专利第6,558,351号和第6,551,276号，PCT申请US99/21703和US99/22993以及WO 2004/008956和WO 2004/009161，上述所有专利文献通过引用并入本文。

本发明的一些实施方式测量过氧化物并且具有适于植入包括皮下植入区域和静脉内植入区域在内的哺乳动物体内多个位点以及适于植入多个非血管区域的有利特征。由于在植入非血管区域的氧传感器中可发生氧噪音问题，因此，允许植入非血管区域的过氧化物传感器设计具有超过一些测量氧的传感器装置设计的优势。例如，在这些植入的氧传感器装置设计中，参比传感器处的氧噪音可损害信噪比，由此，干扰其在该环境中获得稳定的葡萄糖读数的能力。因此，本发明的过氧化物传感器克服了在非血管区域中这些氧传感器中所观察到的困难。

本发明的一些过氧化物传感器实施方式还包括有优势的长期或“永久”传感器，其适于植入哺乳动物体内持续超过30天的时间段。具体而言，如本领域已知的（参见，例如，ISO10993，Biological Evaluation of Medical Devices），诸如本文所述的传感器之类的医疗设备可基于植入期划分为三组：（1）“限制性的”（<24小时），（2）“长期性的”（24小时至30天），以及（3）“永久性的”（>30天）。在本发明的一些实施方式中，根据该分类，本发明的过氧化物传感器的设计允许“永久性”植入，即，>30天。在本发明的相关实施方式中，就这点而言，本发明的过氧化物传感器的高度稳定的设计允许植入的传感器连续运行2个月、3个月、4个月、5个月、6个月或12个月或更长时间。

总体上，分析物传感器装置结构包括基底层和设置在所述基底层上的导电层并且包括一个或一个以上电极。例如，导电层可包括工作电极、参比电极和/或对电极。根据具体的设计，这些电极可近距离地分离或可选地，远距离地分离。传感器装置设计为使一些电极（例如，工作电极）可暴露于（例如，通过孔）传感器装置中的含有待检测的分析物的溶液。传感器装置设计为使一些电极（例如，参比电极）不暴露于传感器装置中的含有待检测的分析物的溶液。

典型地，分析物传感器装置包括设置在传感器的导电层上的分析物检测层，该分析物检测层通常覆盖工作电极的一部分或全部。该分析物检测层在待检测的分析物存在的条件下可检测地改变导电层中的工作电极处的电流。如本文所公开的，该分析物检测层通常包括酶或抗体分子等等，所述酶或抗体分子等以改变可调节工作电极处的电流的分子（参见，例如，图1的反应图示中所示的氧和/或过氧化氢）的浓度的方式与目标分析物反应。示例性的分析物检测层包括诸如葡萄糖氧化酶（例如，用于葡萄糖传感器）或乳酸氧化酶（例如，用于乳酸盐传感器）之类的酶。在本发明的一些实施方式中，分析物检测层连同这种在传感器中起电极作用的元件的组合一起设置在多孔金属基质和/或陶瓷基质和/或聚合基质上。

典型地，分析物检测层还包括与分析物检测化合物（例如，酶）基本上成固定比例的载体蛋白，并且分析物检测化合物和载体蛋白以基本上均匀的方式分布在整个分析物检测层上。典型地，分析物检测层非常薄，例如，厚度小于1微米、0.5微米、0.25微米或0.1微米。不受特定科学理论的限制，人们认为具有这样薄的分析物检测层的传感器与通常由电沉积产生的较厚的层相比具有意想不到的增强的性质，因为电沉积产生3微米至5微米厚的酶层，在这种酶层中，涂层中的仅仅一部分反应性酶能够接近待检测的分析物。还观察到由电沉积步骤生成的这种较厚的葡萄糖氧化酶小球具有较差的机械稳定性（例如，易于破裂）并且由电沉积步骤生成的这种较厚的葡萄糖氧化酶小球还花费较长的时间制备以用于实际应用，通常在准备植入之前花费数周来检测。因为这些问题未在本文所述的薄层酶涂层中观察到，这些薄涂层为本发明的典型实施方式。

任选地，分析物检测层具有设置在其上的蛋白质层并且所述蛋白质层通常在该分析物检测层和分析物调节层之间。蛋白质层中的蛋白质为选自牛血清白蛋白和人血清白蛋白的白蛋白。这种蛋白质通常被交联。不受特定科学理论的限制，人们认为这种独立的蛋白质层提高传感器功能并且通过作为一种减小传感器噪音（例如，假背景信号）的电容器起作用来提供意想不到的功能性优势。例如，在本发明的传感器中，一定量的水分可在传感器的分析物调节膜层下形成，所述层调节可接触分析物检测层的酶的分析物的量。该水分可产生可压缩的层，所述可压缩的层在当使用传感器的患者移动时在传感器内部移动。传感器内部的层的这样的移动可改变诸如葡萄糖之类的分析物以不依赖于实际的生理分析物浓度（从而产生噪音）的方式移动穿过分析物检测层的方式。在这种情况下，蛋白质层可通过保护诸如GOx之类的酶不接触水分层而起到电容器的作用。该蛋白质层可提供许多额外的优势，例如，促进分析物检测层与分析物调节膜层之间的粘接。可选地，该层的存在可导致诸如过氧化氢之类的分子的更大的扩散路径，从而使该层定位于电极检测元件并且有助于提高传感器灵敏度。

任选地，分析物检测层和/或设置在分析物检测层上的蛋白质层具有设置在其上的促粘层。这种促粘层促进分析物检测层和邻近层（通常是分析物调节层）之间的粘接。该促粘层通常包括选择的能够促进各种传感器层之间的优化的粘接并且起稳定传感器作用的诸如γ-氨丙基三甲氧基硅烷之类的硅烷化合物。有趣地是，具有这种含硅烷的促粘层的传感器表现出预料不到的性质，包括，提高的整体稳定性。此外，含有硅烷的促粘层提供除了能够提高传感器的稳定性之外的许多有利特征，并且含有硅烷的促粘层可例如在干扰抑制和控制一种或一种以上期望的分析物的质量转移中发挥有益作用。

在本发明的一些实施方式中，促粘层还包括一种或一种以上还可存在于邻近层中的化合物，例如，聚二甲基硅氧烷（PDMS）化合物，该化合物用于限制诸如葡萄糖之类的分析物扩散穿过分析物调节层。例如，将PDMS加入AP层中可在降低传感器制造时在AP层中产生洞或缺口的可能性的方面有优势。

典型地，促粘层具有设置在其上的分析物调节层，所述分析物调节层发挥对分析物穿过其的扩散进行调节的作用。在一种实施方式中，分析物调节层包括用于提高分析物（例如，氧）穿过传感器层的扩散并由此起到提高分析物检测层中分析物浓度的作用的组合物（例如，聚合物，等等）。可选地，分析物调节层包括用于限制分析物（例如，葡萄糖）穿过传感器层的扩散并由此起到限制分析物检测层中的分析物浓度的作用的组合物。该分析物调节层的示例性的例子为亲水性葡萄糖限制膜（即，起到限制葡萄糖穿过其扩散的作用），该膜包含诸如聚二甲基硅氧烷等的聚合物。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括与分支的丙烯酸酯亲水性梳状共聚物混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物，所述分支的丙烯酸酯亲水性梳状共聚物具有中心链和多个与中心链连接的侧链，其中，至少一个侧链包括硅树脂基团。

分析物调节层通常还包括一个或一个以上覆盖层，所述覆盖层通常为设置在传感器装置的至少一部分上（例如，覆盖分析物调节层）的电绝缘保护层。用作绝缘保护覆盖层的可接受的聚合物涂层可包括但不限于：无毒可生物相容的聚合物（例如，硅树脂化合物，聚酰亚胺），可生物相容的焊接掩膜，环氧丙烯酸酯共聚物，等等。示例性的覆盖层包括旋涂的硅树脂。覆盖层通常还包括使传感器层（例如，分析物调节层）的至少一部分暴露于含有待检测的分析物的溶液的孔。

本文所述的分析物传感器可被阴极极化以检测例如，工作阴极处的电流变化，所述电流变化由接近工作阴极的氧浓度的变化引起，所述氧浓度的变化在葡萄糖与葡萄糖氧化酶发生如图1所示的相互作用时产生。可选地，本文所述的分析物传感器可被阳极极化以检测例如，工作阳极处的电流变化，所述电流变化由接近工作阳极的过氧化氢的浓度的变化引起，所述过氧化氢的浓度的变化在葡萄糖与葡萄糖氧化酶发生如图1所示的相互作用时产生。在本发明的典型实施方式中，工作电极处的电流与参比电极（对照）处的电流相比较，这些测量值之间的差值随后可与被检测的分析物的浓度相关联。通过比较这些双电极处的电流而获取测量值从而获得电流值的分析物传感器设计通常称为例如双氧传感器。

用于植入哺乳动物体内的分析物传感器装置的具体的示例性的例子为如下设计的过氧化物传感器。过氧化物传感器装置的第一层为通常由诸如氧化铝之类的陶瓷制成的基底层。接着在该基底层上设置包括多个电极的导电层，所述多个电极包括阳极工作电极和参比电极。接着在所述导电层上设置包括交联的葡萄糖氧化酶在内的分析物检测层，所述交联的葡萄糖氧化酶检测葡萄糖并由此如图1所示产生过氧化氢。在存在过氧化氢的条件下，在产生的过氧化氢与导电层中的阳极接触并被氧化时阳极工作电极的电流可测量地增加。参比电极用作对照并且物理上与工作电极和根据图1所示的反应产生的过氧化氢分离。该分析物检测层的厚度通常小于1微米、0.5微米、0.25微米或0.1微米并且该分析物检测层包括基本上成固定比例的交联的人血清白蛋白与交联的葡萄糖氧化酶的混合物，其中，葡萄糖氧化酶和人血清白蛋白以基本均匀的方式分布在整个传感器层上。在传感器层上设置的任选的邻接层为含有交联的人血清白蛋白的蛋白质层。在较低的层上设置的任选的邻接层为促进分析物检测层和/或蛋白质层和设置在这些层上的分析物调节层之间的粘接的促粘层。该促粘层包括硅烷组分。在促粘层上设置的邻接层为亲水性葡萄糖限制膜形式的分析物调节层，所述分析物调节层包含调节葡萄糖穿过其的扩散的PDMS。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括与分支的丙烯酸酯共聚物混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物，所述分支的丙烯酸酯共聚物具有中心链和多个与该中心链连接的侧链，其中，至少一个侧链包含硅树脂基团。随后的邻接层为通常由硅树脂构成的覆盖层，所述覆盖层设置在所述分析物调节层的至少一部分上，其中，所述覆盖层还包括使所述分析物调节层的至少一部分暴露于含有葡萄糖的外部环境的孔，以使得葡萄糖可进入工作电极上的分析物检测层。

F.分析物传感器装置和元件的排列

如上所述，本文公开的本发明包括多种实施方式，所述实施方式包括具有一系列包括混合的聚合膜在内的元件的传感器。本发明的这些实施方式使得本领域技术人员产生多种本文公开的分析物传感器装置的排列。如上所述，本文公开的传感器的示例性的通用实施方式包括基底层、覆盖层和至少一个设置在基底层和覆盖层之间的具有诸如电极之类的传感器元件的层。典型地，一个或一个以上传感器元件（例如，工作电极、对电极、参比电极，等等）的暴露的部分涂覆有非常薄的材料层，所述材料具有合适的电极化学物质。例如，诸如乳酸氧化酶、葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶或己糖激酶之类的酶可设置在覆盖层中所限定的开口或孔内的传感器元件的暴露的部分上。图2举例说明了本发明的典型传感器结构100的横截面。根据本发明的方法通过依次设置的各种导电成分和非导电成分的多个层形成，从而产生传感器结构100。

如上所述，本发明的传感器中，传感器的各个层（例如，分析物检测层）可具有一种或一种以上掺入其中的生物活性和/或惰性材料。本文使用的术语“掺入的”意在描述使掺入的材料保持在层的外表面上或层的支撑基质内或固相内的任何状态或条件。因此，“掺入的”材料可例如被固定于、物理截留于、共价连接于基质层的功能基团。而且，如果促进所述材料的“掺入”的任何方法、试剂、添加剂或分子连接剂不会不利于本发明的目的，而与本发明的目的一致，那么，可使用这些额外的步骤或试剂。当然，该定义用于其中将生物活性分子（例如，诸如葡萄糖氧化酶之类的酶）“掺入”的本发明的实施方式中的任一种。例如，本文公开的传感器的一些层包括诸如白蛋白之类的蛋白质物质，所述蛋白质物质用作可交联的基质。如本文使用的蛋白质物质意在包括通常由蛋白质得到的物质，不论实际物质是天然蛋白质、灭活的蛋白质、变性的蛋白质、水解的物种还是其衍生的产物。合适的蛋白质材料的例子包括但不限于：诸如葡萄糖氧化酶和乳酸氧化酶等的酶、白蛋白（例如，人血清白蛋白、牛血清白蛋白，等等），干酪素、γ-球蛋白、胶原蛋白和胶原蛋白衍生的产物（例如，鱼明胶、鱼胶、动物明胶和动物胶）。

本发明的示例性的实施方式在图2中显示。该实施方式包括支撑传感器100的电绝缘基底层102。电绝缘基底层102可由诸如陶瓷衬底之类的材料制成，该电绝缘基底层102可自支撑或进一步由本领域已知的另一材料支撑。在可选的实施方式中，电绝缘层102包含通过线轴分配的聚酰亚胺衬底，例如通过卷盘分配的聚酰亚胺条带。提供这种形式的层102可有利于清洁、高密度的大规模生产。而且，在使用该聚酰亚胺条带的一些生产工艺中，传感器100可在该条带的两侧生成。

本发明的典型实施方式包括设置在基底层102上的分析物检测层。在图2所示的示例性的实施方式中，分析物检测层包括设置在绝缘基底层102上的导电层104。典型地，导电层104包括一个或一个以上电极。导电层104可使用下文将要描述的材料和许多已知的技术来涂敷，然而，传感器100的电路通常通过将所设置的导电层104刻蚀成期望的导电路径图案来界定。传感器100的典型电路包括两个或两个以上具有待形成接触垫的近端区域和待形成传感器电极的远端区域的相邻的导电路径。诸如聚合物涂层之类的电绝缘保护覆盖层106通常设置在导电层104的一部分上。用作绝缘保护层106的可接受的聚合物涂层可包括但不限于：无毒可生物相容的聚合物（例如，聚酰亚胺）、可生物相容的焊接掩膜、环氧丙烯酸酯共聚物，等等。而且，这些涂层可为光可成像的以有利于光刻形成贯穿至导电层104的孔108。在本发明的一些实施方式中，分析物检测层连同这种在传感器中起电极作用的元件的组合一起设置在多孔金属基质和/或陶瓷基质和/或聚合基质上。

本发明的传感器中，可使得一个或一个以上暴露的区域或孔108穿过保护层106至导电层104以界定传感器100的接触垫和电极。除了光刻显影之外，孔108还可通过许多技术形成，包括，激光烧蚀、化学研磨或刻蚀，等等。第二光刻胶也可涂敷于覆盖层106以界定待移去的保护层的区域，从而形成孔108。运行的传感器100通常包括彼此电分离的多个电极，例如，工作电极和对电极，然而，所述多个电极通常位于彼此非常接近的位置。其他实施方式还可包括参比电极。其他实施方式可使用未在传感器上形成的独立的参比元件。暴露的电极和/或接触垫还可穿过孔108经过二次加工以制备表面和/或加强导电区域，所述二次加工例如，额外的电镀加工。

分析物检测层110通常穿过孔108设置在导电层104的暴露的电极中的一个或一个以上电极上。典型地，分析物检测层110为传感器化学层并且最典型地，为酶层。通常，分析物检测层110包括葡萄糖氧化酶或乳酸氧化酶。在这些实施方式中，分析物检测层110与葡萄糖反应生成过氧化氢，过氧化氢调节电极的电流，可以监测所述电流以测量存在的葡萄糖的量。传感器化学层110可涂敷在导电层的一部分上或导电层的整个区域上。传感器化学层110通常设置在构成导电层的工作电极和对电极的一部分上。用于产生薄的传感器化学层110的一些方法包括旋转涂覆工艺，浸泡和干燥工艺，低剪切喷涂工艺，喷墨印刷工艺，丝印工艺等。最典型地，薄的传感器化学层110使用旋转涂覆工艺来涂敷。

分析物检测层110通常涂覆有一种或一种以上涂层。在本发明的一些实施方式中，一种这样的涂层包括可调节分析物的量的膜，所述分析物可接触分析物检测层的酶。例如，涂层可包括分析物调节膜层，例如，葡萄糖限制膜，所述葡萄糖限制膜调节接触电极上的葡萄糖氧化酶酶层的葡萄糖的量。这些葡萄糖限制膜可由多种已知适于这些目的的材料制成，例如，硅树脂、聚氨酯、聚脲醋酸纤维素、Nafion、聚酯磺酸（KodakAQ）、水凝胶或本领域技术人员已知的任何其他膜。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括与分支的丙烯酸酯亲水性梳状共聚物混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物，所述分支的丙烯酸酯亲水性梳状共聚物具有中心链和与所述中心链连接的多个侧链，其中，至少一个侧链包括硅树脂基团。

在本发明的一些实施方式中，涂层为设置在传感器化学层110上的葡萄糖限制膜层112，以调节葡萄糖与传感器化学层110的接触。在本发明的一些实施方式中，如图2所示，促粘剂层114设置在膜层112与传感器化学层110之间，以促进它们的接触和/或粘接。促粘剂层114可由本领域已知的多种材料中的任一种制成，以有利于这些层之间的连接。典型地，促粘剂层114包括硅烷化合物。在可选的实施方式中，传感器化学层110中的蛋白质或类似的分子可充分交联或以其它方法制备成在不存在促粘剂层114的条件下允许膜层112设置成直接与传感器化学层110接触。

如上所述，本发明的实施方式可包括一种或一种以上功能性涂层。如本文使用的术语“功能性涂层”代表涂覆传感器的至少一个表面的至少一部分的层，更加典型地，涂覆传感器的基本所有表面的层，并且所述层能够在设置了传感器的环境中与一种或一种以上分析物（例如，化学化合物、细胞及其碎片，等等）相互作用。功能性涂层的非限定性的例子包括传感器化学层（例如，酶层），分析物限制层，可生物相容的层，增加传感器的光滑性的层，促进细胞粘附于传感器的层，降低细胞粘附于传感器的层，等等。分析物调节层通常在防止或限制诸如葡萄糖之类的一种或一种以上分析物扩散穿过所述层的方面起作用。任选地，这些层可形成为防止或限制一种类型的分子（例如，葡萄糖）穿过所述层的扩散，而同时允许或者甚至促进其他类型的分子（例如，O₂）穿过所述层扩散。示例性的功能性涂层为水凝胶，例如在下列专利文献中公开的那些水凝胶，所述专利文献为美国专利第5,786,439号和第5,391,250号，上述每一个美国专利的内容通过引用并入本文。其中描述的水凝胶对于多种可植入设备而言特别有用，所述水凝胶有利于对可植入设备提供水围绕的层。

本文公开的传感器实施方式可包括具有吸收UV的聚合物的层。根据本发明的一个方面，本发明提供包括至少一个包括吸收UV的聚合物的功能性涂层的传感器。在一些实施方式中，吸收UV的聚合物为聚氨酯、聚脲或聚氨酯/聚脲共聚物。更加典型地，所选择的吸收UV的聚合物由包括二异氰酸酯、至少一种二醇、二胺或其混合物以及吸收UV的多官能团单体在内的反应混合物形成。

吸收UV的聚合物在多种传感器制造方法中使用具有优势，例如，在Lord等人，名称为“Transcutaneous Sensor Insertion Set”的美国专利第5,390,671号，Wilson等人，名称为“Implantable Glucose Sensor”的美国专利第5,165,407号，Gough，名称为“Two-Dimensional Diffusion Glucose Substrate SensingElectrode”的美国专利第4,890,620号中描述的那些方法，上述美国专利的全部内容通过引用并入本文。然而，包括在传感器元件上方或下方形成吸收UV的聚合物层的步骤在内的任何传感器的制造方法被认为在本发明的范围内。具体而言，本发明的方法不限于薄膜制造方法并且本发明的方法可与使用UV激光切割的其他传感器制造方法一同实施。实施方式可与薄膜、平面或圆柱形传感器，等以及需要激光切割的其他传感器形状一同实施。

如本文所公开的，本发明的传感器特别设计为用作监测糖尿病患者体内的血糖水平的皮下或透皮葡萄糖传感器。各传感器通常包括多个在下方的绝缘薄膜基底层和上方的绝缘薄膜覆盖层之间形成的传感器元件，例如，诸如细长的薄膜导体之类的导电元件。

如果期望的话，多个不同的传感器元件可包括在单个传感器中。例如，导电性传感器元件和反应性传感器元件可被组合在一个传感器中，任选地，可与设置在基底层的不同部分上的各个传感器元件组合。还可设置一个或一个以上对照元件。在这些实施方式中，传感器可在其覆盖层中限定多个开口或孔。一个或一个以上开口还可限定在正好位于基底层的一部分上的覆盖层中，以提供基底层与设置了传感器的环境中的一种或一种以上分析物的相互作用。基底层和覆盖层可由多种材料构成，通常由聚合物构成。在更加具体的实施方式中，基底层和覆盖层由诸如聚酰亚胺之类的绝缘材料构成。开口通常在覆盖层中形成以暴露远端电极和近端接触垫。例如，在葡萄糖监测应用中，传感器可透皮放置以使得远端电极与患者血液或细胞外流体接触，并且在外部设置接触垫以便于与监测设备连接。

本发明的传感器可具有任何期望的结构，例如，平面结构或圆柱形结构。基底层102可为自支撑的（例如，刚性聚合层）或非自支撑的（例如柔性薄膜）。后一种实施方式是理想的，因为其允许使用例如聚合薄膜卷连续生产传感器，所述聚合薄膜连续展开并且将传感器元件和涂层连续地涂敷于其上。

本发明的通用实施方式为设计成植入体内的传感器，所述传感器包括基底层、设置在所述基底层上的分析物检测层，所述分析物检测层包括多个传感器元件，设置在所述分析物检测层上的酶层（通常厚度小于2微米），所述分析物检测层将所有多个检测元件涂覆在导电层上，以及一个或一个以上涂层。所述酶层通常包括通常与载体蛋白成基本上固定的比例的葡萄糖氧化酶。在特定的实施方式中，葡萄糖氧化酶与载体蛋白以基本均匀的方式分布在整个所设置的酶层上。所述载体蛋白通常包括白蛋白，其量通常为约5重量%。如本文使用的“白蛋白”是指本领域技术人员通常用于稳定诸如人血清白蛋白、牛血清白蛋白等的多肽组合物的那些白蛋白蛋白质。在本发明的一些实施方式中，涂层为设置在传感器上的分析物接触层，以调节可接触酶层的分析物的量。在另外的实施方式中，传感器包括设置在酶层和分析物接触层之间的促粘剂层，并且酶层的厚度小于1微米、0.5微米、0.25微米或0.1微米。

本发明的实施方式包括其中分析物检测层连同这种在传感器中起电极作用的元件的组合一起设置在多孔金属基质和/或陶瓷基质和/或聚合基质上的设计。本发明的相关实施方式为电化学分析物传感器，所述电化学分析物传感器包括基底层，设置在所述基底层上的导电层，所述导电层包括至少一个工作电极和至少一个对电极，设置在所述导电层上的分析物检测层，其中所述分析物检测层的厚度小于2微米，以及分析物调节层，所述分析物调节层通常通过限制可扩散穿过所述层并且和分析物检测层接触的分析物的量来调节接触酶层的分析物的量。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括与分支的丙烯酸酯梳状共聚物混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物，所述分支的丙烯酸酯梳状共聚物具有中心链和多个与中心链连接的侧链，其中，至少一个侧链包括硅树脂基团。在本发明任选的实施方式中，工作电极和/或工作电极的涂覆表面大于对电极和/或对电极的涂覆表面。在一些实施方式中，酶层包括通过将其以固定比例与载体蛋白结合涂覆于工作电极和对电极上来稳定的葡萄糖氧化酶。在一种实施方式中，该葡萄糖氧化酶酶层基本上覆盖导电层。其中葡萄糖氧化酶酶层以均匀涂层的形式设置在整个导电层上的实施方式为典型的，因为它们可避免与在单个层上具有多个不同涂层的传感器有关的问题，所述问题例如，具有不同材料性质的不同涂层选择性地脱离。典型地，传感器包括设置在酶层和分析物调节层之间的促粘层。

G.分析物传感器装置的结构

在临床环境中，准确且相对快速地确定诸如葡萄糖和/或乳酸盐之类的分析物的水平可使用电化学传感器从血液样本中测定。常规的传感器制造得较大，包括许多适用的部分，或者制造成在许多情况下可更加方便的小的平面类型的传感器。本文使用的术语“平面的”是指例如，使用熟知的厚膜或薄膜技术由熟知的步骤制造的包括相对薄的材料层的基本平面的结构。参见，例如，Liu等人，美国专利第4,571,292号，和Papadakis等人，美国专利第4,536,274号，这两个美国专利通过引用并入本文。如下面所述，本文公开的本发明的实施方式具有比现有技术中存在的传感器更多的几何结构（例如，平面的）。此外，本发明的一些实施方式包括与诸如药物输注泵之类的另一装置连接的本文公开的传感器中的一种或一种以上。

图2提供本发明的典型的分析物传感器结构的示意图。一些传感器结构为相对平的“带”型结构，所述带型结构可由分析物传感器装置制成。这些“带”型结构举例说明了本文公开的传感器的优势，制造步骤，所述优势由于旋转涂覆诸如葡萄糖氧化酶之类的检测酶而产生，所述制造步骤生成非常薄的酶涂层，所述酶涂层允许设计和生产高度柔性的传感器几何形状。这些薄的酶涂覆的传感器提供诸如在保持传感器的灵敏度的同时产生较小的传感器面积（这对于可植入设备而言是非常理想的特征（例如，设备越小越易于植入））之类的其它优势。因此，相对于使用通过诸如电沉积之类的方法形成酶层的那些传感器，使用可由诸如旋转涂覆之类的方法形成的非常薄的分析物检测层的本发明的传感器实施方式可具有更多几何结构（例如，平面的）。

一些传感器结构包括多个导电元件，例如，多个工作电极、多个对电极和多个参比电极。这些结构的优势包括增加表面积以提供更大的传感器灵敏度。例如，一种传感器结构引入第三工作传感器。这种结构的一个明显的优势在于对三个传感器进行信号平均，所述信号平均增加了传感器准确度。其他优势包括能够测量多种分析物。具体而言，包括这种排布（例如，多个工作电极，多个对电极和多个参比电极）中的电极在内的分析物传感器结构可并入多分析物传感器中。诸如氧、过氧化氢、葡萄糖、乳酸盐、钾、钙和任何其他生理相关物质/分析物之类的多种分析物的测量提供许多优势，例如，这些传感器能够提供线性响应并且易于校准和/或重新校准。

示例性的多传感器设备包括具有第一传感器和第二传感器的单个设备，所述第一传感器被阴极极化并且被设计为测量由于葡萄糖与葡萄糖氧化酶的相互作用而产生的工作电极（阴极）处发生的氧浓度的变化，所述第二传感器被阳极极化并且被设计为测量来自外部环境的葡萄糖产生的且由于葡萄糖与葡萄糖氧化酶相互作用产生的工作电极（阳极）处发生的过氧化氢浓度变化。如本领域已知的，在这些设计中，第一氧传感器通常可经历当氧与传感器接触时工作电极处的电流降低，而第二过氧化氢传感器通常可经历当如图1所示产生的过氧化氢与传感器接触时工作电极处的电流增加。此外，如本领域已知的，相对于各传感器系统中的参比电极，观察到的在工作电极处发生的电流变化与氧和过氧化氢分子浓度的变化相关，所述变化随后可与外部环境中（例如，哺乳动物体内）的葡萄糖浓度相关联。

本发明的分析物传感器可与其他诸如药物输注泵之类的医疗设备连接。在该方案的示例性的改变中，本发明的可更换的分析物传感器可与诸如药物输注泵之类的其他医疗设备连接，例如通过使用端口连接至医疗设备（例如，具有锁定电连接的皮下端口）。

II.用于制造本发明的分析物传感器装置的示例性的方法和材料

许多文章、美国专利和专利申请描述了具有本文所公开的常用方法和材料的本领域的情况并且还描述了可用于本文所公开的传感器设计的各种元件（和用于制造所述元件的方法）。这些文献包括，例如，美国专利第6,413,393号;第6,368,274号;第5,786,439号;第5,777,060号;第5,391,250号;第5,390,671号;第5,165,407号,第4,890,620号,第5,390,671号,第5,390,691号,第5,391,250号,第5,482,473号,第5,299,571号,第5,568,806号，美国专利申请第20020090738号；以及PCT国际专利申请公开WO 01/58348,WO 03/034902,WO 03/035117,WO 03/035891,WO 03/023388,WO 03/022128,WO 03/022352,WO 03/023708,WO 03/036255,WO03/036310和WO 03/074107，上述每个专利文献的内容通过引用并入本文。

用于监测糖尿病患者葡萄糖浓度的典型传感器还在下述文献中描述：Shichiri等，“In Vivo Characteristics of Needle-Type GlucoseSensor-Measurements of Subcutaneous Glucose Concentrations in HumanVolunteers,”Horm.Metab.Res.,Suppl.Ser.20:17-20(1988);Bruckel等，“In VivoMeasurement of Subcutaneous Glucose Concentrations with an EnzymaticGlucose Sensor and a Wick Method,”Klin.Wochenschr.67:491-495(1989);和Pickup,等，“In Vivo Molecular Sensing in Diabetes Mellitus:An ImplantableGlucose Sensor with Direct Electron Transfer,”Diabetologia 32:213-217(1989)。其他传感器在下述文献中有描述，例如，Reach等在ADVANCES INIMPLANTABLE DEVICES,A.Turner(编辑),JAI Press,London,第1章,(1993)中发表的文章，上述文献通过引用并入本文。

本文所公开的本发明的典型实施方式为制造用于植入哺乳动物体内的传感器装置的方法，所述方法包括如下步骤：提供基底层；在所述基底层上形成导电层，其中所述导电层包括电极（并且通常为工作电极、参比电极和对电极）；在所述导电层上形成分析物检测层，其中所述分析物检测层包括在分析物存在的情况下可改变导电层中电极处电流的组合物；任选地，在所述分析物检测层上形成蛋白质层；在所述分析物检测层上或任选的蛋白质层上形成促粘层；形成设置于所述促粘层上的分析物调节层，其中所述分析物调节层包括对分析物穿过该分析物调节层的扩散进行调节的组合物；以及形成设置于所述分析物调节层的至少一部分上的覆盖层，其中所述覆盖层还包括位于所述分析物调节层的至少一部分之上的孔。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括与分支的丙烯酸酯共聚物混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物，所述分支的丙烯酸酯共聚物具有中心链和连接至该中心链的多个侧链。在这些方法的一些实施方式中，分析物传感器装置以平面几何结构形成。

如本文公开，可根据传感器的具体设计制造传感器的各层来展示多种可以控制的不同特征。例如，促粘层包括所选择的能够使整体传感器结构稳定的化合物，通常为硅烷组合物。在本发明的一些实施方式中，分析物检测层通过旋转涂覆工艺形成并且其厚度选自：在高度上小于1微米、0.5微米、0.25微米和0.1微米。

通常，制造传感器的方法包括在分析物检测层上形成蛋白质层的步骤，其中蛋白质层内的蛋白质为选自牛血清白蛋白和人血清白蛋白的白蛋白。通常，制造传感器的方法包括形成分析物检测层的步骤，所述分析物检测层包括选自葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸氧化酶、己糖激酶和乳酸脱氢酶的酶组合物。在这些方法中，分析物检测层通常包括与所述酶成基本上固定比例的载体蛋白质组合物，并且所述酶和载体蛋白质以基本上均匀的形式分布在整个分析物检测层上。

本文提供的公开内容包括可使用各种熟知的技术的组合生产的传感器和传感器设计。本发明的公开内容还提供将非常薄的酶涂层涂敷于这些类型的传感器的方法以及由这些工艺制造的传感器。在这样的情况下，本发明的一些实施方式包括根据本领域公认的工艺在衬底上制造这些传感器的方法。在一些实施方式中，所述衬底包括适合用于光刻掩模和蚀刻工艺的刚性、平坦结构。就这一点而言，衬底通常界定高度均匀平坦的上表面。抛光的玻璃盘可以用于界定平滑的上表面。可选的衬底材料包括，例如，不锈钢、铝、以及诸如迭尔林（delrin）之类的塑料材料等。在其他实施方式中，衬底为非刚性的并且可以是用作衬底的另一薄膜层或绝缘层，例如，诸如聚酰亚胺之类的塑料等。

本发明的方法中的第一步通常包括形成传感器的基底层。基底层可通过任何期望的方法设置于衬底上，例如通过可控的旋转涂覆。此外，如果衬底层和基底层之间的粘接不够，可以使用粘合剂。绝缘材料基底层在衬底上形成，通常通过将基底层材料以液体形式涂敷于衬底上而后旋转衬底以产生薄的、厚度基本均匀的基底层。重复这些步骤以建立足够厚度的基底层，然后进行一系列的光刻和/或化学掩模和蚀刻步骤以形成下述导体。在一种示例性形式中，基底层包括绝缘材料薄膜片，例如陶瓷衬底或聚酰亚胺衬底。基底层可包括氧化铝衬底、聚酰亚胺衬底、玻璃板、可控孔度玻璃、或平面型塑料液晶聚合物。基底层可以从包含多种元素中的一种或一种以上的任何材料中获得，所述元素包括，但不限于，碳、氮、氧、硅、蓝宝石、钻石、铝、铜、镓、砷、镧、钕、锶、钛、钇或它们的组合。此外，衬底可以通过多种本领域熟知的方法涂覆在固体支撑上，所述方法包括化学气相沉积、物理气相沉积、或使用诸如自旋玻璃、硫族化合物、石墨、二氧化硅、有机合成聚合物等之类的材料的旋转涂覆。

本发明的方法还包括生成具有一个或一个以上检测元件的导电层。通常这些检测元件为电极，所述电极通过多种本领域已知的方法中的一种形成以界定活性电极的几何结构，所述方法例如光刻胶、蚀刻和冲洗。随后可以例如通过对工作电极和对电极进行铂黑电沉积，并且在参比电极上通过镀银接着形成氯化银而使所述电极具有电化学活性。诸如传感器化学酶层之类的传感器层随后可通过电化学沉积或除电化学沉积之外的方法（例如，旋转涂覆），然后进行蒸汽交联（例如用二醛（戊二醛）或碳化二亚胺）设置于检测层上。

本发明的电极可以由多种本领域已知的材料形成。例如，电极可以由后过渡贵金属制得。诸如金、铂、银、铑、铱、钌、钯、或锇之类的金属可适合本发明的各种实施方式。诸如碳或汞之类的其他组分也可以用于一些传感器实施方式。这些金属中，银、金或铂通常用作参比电极金属。随后被氯化的银电极通常用作参比电极。这些金属可通过本领域已知的任何方法沉积（包括在前引用的等离子沉积法），或通过无电镀方法沉积，所述无电镀方法可涉及在衬底浸入包含金属盐和还原剂的溶液中时将金属沉积在事先金属化的区域上。当还原剂贡献电子给导电（金属化）表面，同时伴随导电表面处金属盐的还原时，进行所述无电镀方法。结果产生被吸附的金属层。（对于无电镀方法的另外讨论，参见：Wise,E.M.Palladium:Recovery,Properties,andUses,Academic Press,New York,New York(1988);Wong,K.等，Plating andSurface Finishing 1988,75,70-76;Matsuoka,M.等，Ibid.1988,75,102-106;以及Pearlstein,F.“Electroless Plating,”Modern Electroplating,Lowenheim,F.A.,编辑,Wiley,New York,N.Y.(1974),第31章）。然而，这样的金属沉积工艺必须生成具有优良的金属与金属粘接和最小表面污染的结构，以向接触反应的金属电极表面提供高密度活性位置。这样的高密度活性位置是对于诸如过氧化氢之类的电活性物种的有效氧化还原转化所必须的性能。

在本发明的示例性的实施方式中，基底层首先通过电极沉积、表面溅射或其他合适的工艺步骤涂覆薄膜导电层。在一种实施方式中，这种导电层可设置为多个薄膜导电层，例如，适合化学粘接至聚酰亚胺基底层的基于铬的初始层，接着依次形成基于金的和基于铬的薄膜层。在可选的实施方式中，可以使用其他的电极层构造或材料。随后，根据传统的光刻技术，采用所选择的光刻胶涂层覆盖导电层，且接触掩模可涂敷在光刻胶涂层之上以适于光成像。接触掩模通常包括用于适当的曝露光刻胶涂层的一个或一个以上导体线路（trace）图案，接着实施蚀刻步骤产生多个保留在基底层上的导电传感器线路。在设计成用作皮下葡萄糖传感器的示例性传感器结构中，每个传感器线路可包括对应于三个分离电极（例如，工作电极、对电极和参比电极）的三个并行的传感器元件。

传感器导电层的部分通常由绝缘覆盖层覆盖，绝缘覆盖层通常是诸如硅聚合物和/或聚酰亚胺之类的材料的绝缘覆盖层。绝缘覆盖层可以任何期望的方式涂敷。在示例性步骤中，绝缘覆盖层以液体层的方式涂敷在传感器线路之上，之后旋转衬底以将液体材料作为薄膜分布覆盖在传感器线路上并且使液体材料作为薄膜延伸超出与基底层密封接触的传感器线路的边缘之外。随后这种液体材料可经历一次或一次以上本领域已知的合适的辐射和/或化学和/或热固化步骤。在可选实施方式中，液体材料可使用喷洒技术或任何其他期望的涂敷方法来涂敷。可以使用各种绝缘层材料，例如，光可成像环氧丙烯酸酯，其中一种示例性材料包括可获自West Paterson,N.J.的OCG公司的光可成像聚酰亚胺，其产品号码为7020。

如上所述，任选地，在通过开口暴露传感器尖端之后，界定远端电极的合适的电极化学物质可涂敷于传感器尖端。在用作葡萄糖传感器的具有三个电极的示例性的传感器实施方式中，将酶（通常为葡萄糖氧化酶）设置在开口中的一个内，由此涂覆传感器尖端中的一个以界定工作电极。可向其他电极中的一个或两个提供与工作电极相同的涂层。可选地，可向其他两个电极提供其他合适的化学物质，例如，其他酶，可不涂覆所述其他两个电极，或可向其提供化学物质以界定电化学传感器的参比电极和对电极。

本发明的生产非常薄的酶涂层的方法包括旋转涂覆工艺、浸泡和干燥工艺、低剪切喷洒工艺、喷墨印刷工艺、丝印工艺等等。因为本领域技术人员可容易地确定通过本领域的方法涂敷的酶涂层的厚度，所以，他们可容易地识别能够生产本发明的非常薄的涂层的那些方法。典型地，这些涂层在涂敷之后被蒸汽交联。出乎意料地是，由这些方法生产的传感器具有超过带有由电沉积生产的涂层的那些传感器的材料性质，所述材料性质包括提高的寿命、线性、规律性和改善的信噪比。此外，利用由这些方法形成的葡萄糖氧化酶涂层的本发明的实施方式被设计为回收利用过氧化氢并且改善这些传感器的生物相容性曲线。

由诸如旋转涂覆工艺之类的工艺生产的传感器还避免了与电沉积相关的其他问题，例如，属于在电沉积处理过程中置于传感器上的材料应力的那些问题。具体而言，观察到电沉积处理在传感器上产生机械应力，例如，由张力和/或压缩力产生的机械应力。在一些情况下，这些机械应力可产生具有在一定程度上趋于开裂或脱离的涂层的传感器。这未在通过旋转涂覆或其他低应力工艺设置在传感器上的涂层中观察到。因此，本发明的又一实施方式为避免受电沉积影响的传感器上的涂层开裂和/或脱离的方法，所述方法包括通过旋转涂覆工艺涂敷涂层。

在处理传感器元件之后，一个或一个以上额外的功能性涂层或覆盖层随后可通过本领域已知的多种方法中的任一种涂敷，所述方法例如喷洒、浸泡，等。本发明的一些实施方式包括沉积在含酶层上的分析物调节层。除了通过利用分析物限制膜层使所述分析物调节层用于调节接触活性传感器表面的分析物的量之外，还避免了由无关材料污染传感器的问题。如本领域已知的，分析物调节膜层的厚度可影响到达活性酶的分析物的量。因此，分析物调节膜层的涂敷通常在限定的工艺条件下实施，并且严密地控制分析物调节膜层的尺寸厚度。下层的微加工可为影响对分析物调节膜层进行尺寸控制的因素并对分析物限制膜层材料自身的组分提出要求。就这点而言，已经发现几种类型的共聚物（例如，硅氧烷和非硅氧烷基团的共聚物）尤其有用。这些材料可微喷（microdispense）或旋转涂覆至控制的厚度。它们的最终结构也可根据本文描述的其他分离结构通过图形化和光刻技术来设计。这些非硅氧烷-硅氧烷共聚物的例子包括但不限于：二甲基硅氧烷-烯烃氧化物、四甲基二硅氧烷-二乙烯基苯、四甲基二硅氧烷-乙烯、二甲基硅氧烷-硅亚苯基树脂、二甲基硅氧烷-硅亚苯基树脂氧化物、二甲基硅氧烷-a-甲基苯乙烯、二甲基硅氧烷-双酚A碳酸酯共聚物或其合适的组合。共聚物的非硅氧烷组分的重量百分含量可预选为任何有用的值，但是通常该比例为约40wt%至80wt%。在上面列出的共聚物中，含有50wt%至55wt%的非硅氧烷成分的二甲基硅氧烷-双酚A碳酸酯共聚物是典型的。这些材料可从Petrarch Systems,Bristol,Pa.(USA)公司购买并且在该公司的产品目录中描述。可用作分析物限制膜层的其他材料包括但不限于：聚氨酯、醋酸纤维素、硝酸纤维素、硅树脂橡胶或包括硅氧烷非硅氧烷共聚物在内的这些材料的组合（可相容的）。

在本发明的一些实施方式中，传感器由涂敷含有亲水性膜涂层的分析物调节层的方法制成，所述亲水性膜涂层可调节可接触传感器层的酶的分析物的量。例如，加至本发明的葡萄糖传感器中的覆盖层可包括葡萄糖限制膜，其调节接触电极上的葡萄糖氧化酶酶层的葡萄糖的量。这些葡萄糖限制膜可由已知的适于这些目的的多种材料制成，例如，硅树脂（例如，聚二甲基硅氧烷，等等），聚氨酯，醋酸纤维素，Nafion，聚酯磺酸（例如，Kodak AQ），水凝胶或本领域技术人员已知的适于这些目的的任何其他膜。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括与分支的丙烯酸酯共聚物混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物，所述分支的丙烯酸酯共聚物具有中心链和与所述中心链连接的多个侧链，其中，至少一个侧链包括硅树脂基团。在属于具有回收利用过氧化氢的能力的传感器的本发明的一些实施方式中，设置在葡萄糖氧化酶酶层上的膜层起到抑制过氧化氢释放进入放置传感器的环境中的作用，并起到有利于过氧化氢分子与电极检测元件之间的接触的作用。

本发明的方法的一些实施方式中，促粘剂层设置在覆盖层（例如，分析物调节膜层）和传感器化学层之间，以有利于它们的接触并且所选择的促粘剂层能够增加传感器装置的稳定性。如本文所述，除了能够提供传感器稳定性之外，所选择的促粘剂层组合物还提供许多理想的性质。例如，所选择的在促粘剂层中使用的一些组合物发挥干扰抑制的作用并且控制期望的分析物的质量转移。促粘剂层可由有利于这些层之间的粘接的本领域已知的多种材料中的任何一种制备，并且可通过本领域已知的多种方法中的任何一种来涂敷。典型地，促粘剂层包括硅烷化合物，例如，γ-氨基丙基三甲氧基硅烷。在本发明的一些实施方式中，促粘层和/或分析物调节层包括所选择的能够使邻近层中存在的硅氧烷基团交联的试剂。在本发明的其他实施方式中，促粘层和/或分析物调节层包括所选择的能够使邻近层中存在的蛋白质的氨基或羧基交联的试剂。在任选的实施方式中，AP层还包括聚二甲基硅氧烷（PDMS），该聚合物通常存在于诸如葡萄糖限制膜之类的分析物调节层中。在示例性的实施方式中，制剂包括0.5%至20%的PDMS，通常为5%至15%PDMS，并且最通常为10%PDMS。将PDMS加至AP层中在降低制造传感器时AP层中出现孔或空隙的可能性的情况下可为有优势的。

如上所述，常用于促进传感器层之间的粘接的偶联剂为γ-氨基丙基三甲氧基硅烷。硅烷化合物通常与合适的溶剂混合以形成液体混合物。该液体混合物随后可通过许多方法涂敷于或建立于晶片或平面检测设备上，所述方法包括但不限于：旋转涂覆，浸泡涂覆，喷洒涂覆以及微喷。所述微喷工艺可作为自动工艺实施，其中，材料的微型点分配在设备的多个预选的区域。此外，诸如“剥离（lift-off）”之类的光刻技术或使用光刻胶盖的光刻技术可用于定位且界定得到的选择透过膜（即，具有选择渗透性的薄膜）的几何图形。适用于形成硅烷混合物的溶剂包括水性溶剂和可与水混溶的有机溶剂以及其混合物。含酒精的水可混溶的有机溶剂及其水性混合物尤其有用。这些溶剂的混合物还可包括非离子表面活性剂，例如分子量为约200至约6,000的聚乙二醇（PEG）。以在混合物中约0.005g/dL至约0.2g/dL的浓度将这些表面活性剂加至液体混合物中有助于使得到的薄膜平面化。并且，在涂敷硅烷试剂之前等离子体处理晶片表面可提供修饰的表面，该表面促进更加平面化地建立层。水可混溶的有机溶剂还可用于制备硅烷化合物溶液。这些有机溶剂的例子包括但不限于：二苯基醚、苯、甲苯、二氯甲烷、二氯乙烷、三氯乙烷、四氯乙烷、氯代苯、二氯代苯或其混合物。当使用质子溶剂或其混合物时，水最终导致烷氧基水解生成有机硅氢氧化物（尤其当n=1时），该有机硅氢氧化物缩合形成聚(有机硅氧烷)。这些水解的硅烷试剂还能够与诸如羟基之类的极性基团缩合，所述水解的硅烷试剂可存在于衬底表面上。当使用非质子溶剂时，大气湿度可足以水解起初存在于硅烷试剂中的烷氧基基团。所选择的硅烷化合物（其中n=1或2）的R’基团在功能上与随后涂敷的另外的层相容。R’基团通常含有用于将酶共价连接至衬底表面的末端氨基（例如，如Murakami,T等人，Analytical Letters 1986,19,1973-86中所描述的，诸如戊二醛之类的化合物可用作交联剂）。

通过上述工艺生产的最终传感器通常被快速且容易地从支撑衬底上（若使用支撑衬底）移除，例如，通过沿衬底上围绕各传感器的线进行切割来移除。切割步骤可使用本领域通常使用的方法，例如包括UV激光切割设备的那些方法，所述UV激光切割设备用于沿围绕或包围各传感器的线穿过基底层和覆盖层以及功能涂覆层进行切割，所述切割通常以与导电元件至少稍微向外分隔的关系进行以便保留足够的相互连接的基底层和覆盖层材料以密封所述最终传感器的侧边。此外，通常用来切割陶瓷衬底的切割技术可与合适的传感器实施方式一起使用。由于基底层通常不物理连接到下面的支撑衬底或仅最低限度地直接粘接到下面的支撑衬底，因此传感器可快速且容易地从支撑衬底中提起，而没有明显的其他处理步骤或由于通过从支撑衬底上物理地拉起或剥离附着的传感器所产生的应力而导致的可能的损坏。支撑衬底可随后清洗和重新使用，或者相反，丢弃。功能涂层可在其他传感器元件从支撑衬底上移除（例如，通过切割）之前或者之后涂敷。

III.使用本发明的分析物传感器装置的方法

本发明的相关实施方式为一种检测哺乳动物体内分析物的方法，所述方法包括将本文公开的分析物传感器实施方式植入哺乳动物体内并且随后检测在工作电极处的电流变化以及将电流变化与分析物的存在相关联，从而检测所述分析物。分析物传感器可被阳极极化，以使得在其中检测到电流变化的工作电极为阳极，或者，分析物传感器可被阴极极化，以使得在其中检测到电流变化的工作电极为阴极。在一种这样的方法中，分析物传感器装置检测哺乳动物体内的葡萄糖。在可选的方法中，分析物传感器装置检测哺乳动物体内的乳酸盐、钾、钙、氧、pH和/或任何生理相关的分析物。

具有上述结构的一些分析物传感器具有许多非常理想的特征，所述特征使得多种方法可用于检测哺乳动物体内的分析物。例如，在这些方法中，植入哺乳动物体内的分析物传感器装置起检测哺乳动物体内分析物的作用持续1个月以上、2个月以上、3个月以上、4个月以上、5个月以上或6个月以上。通常，这样植入哺乳动物体内的分析物传感器装置在分析物接触传感器的15分钟、10分钟、5分钟或2分钟内检测响应于分析物的电流变化。在这些方法中，传感器可植入哺乳动物体内多个位置，例如血管空间和非血管空间两者中。

IV.本发明的套件和传感器组

在本发明的另一实施方式中，提供了用于如上所述检测分析物的套件和/或传感器组。所述套件和/或传感器组通常包括容器、标签和如上所述的分析物传感器。合适的容器包括，例如，由诸如金属箔之类的材料制成的容易打开的包装、瓶子、药水瓶、注射器和试管。容器可以由多种材料形成，例如金属（例如，箔）纸制品、玻璃或塑料。容器上或与容器相关的标签说明传感器是用于分析所选择的分析物。所述套件和/或传感器组还可包括在商业和用户角度上是理想的其他材料，包括设计为有利于将传感器导入分析物环境的元件或设备，其他缓冲液、稀释剂、过滤器、针、注射器和具有使用说明的包装衬垫。

示例性的套件包括容器和所述容器内的分析物传感器装置以及使用分析物传感器装置的说明书，所述分析物传感器装置包括基底层，设置在所述基底层上的导电层，其中所述导电层包括工作电极，设置在所述导电层上的分析物检测层，其中所述分析物检测层在存在分析物的条件下可检测地改变导电层中的工作电极处的电流，设置在所述分析物检测层上的分析物调节层，其中，分析物调节层调节分析物穿过该层的扩散，所述分析物调节层包括线性聚氨酯/聚脲共聚物和分支的丙烯酸酯共聚物的混合物，所述分支的丙烯酸酯共聚物具有中心链和多个与中心链连接的侧链，其中，至少一个侧链含有硅树脂基团。

所引用的各种公开出版物的内容贯穿整个说明书。此外，相关领域的某些内容在本文中重新出现以更清楚地描述本发明的各种实施方式。本说明书中所有引文的公开内容明确地通过引用并入本文。

实施例

给出下列实施例有助于理解本发明，但是应当理解的是本发明不限于实施例的特定材料或步骤。实施例中使用的所有材料均来自于商业来源。

实施例1：示例性的线性聚脲/聚氨酯聚合物的合成和表征

结合了本领域已知的内容的本文提供的公开内容确定了功能性线性聚氨酯/聚脲聚合物可由多种制剂制成，例如，美国专利第5,777,060号、第5,882,494号、第6,642,015号和PCT公开WO96/30431、WO96/18115、WO98/13685以及WO98/17995中公开的那些聚合物，上述专利文献所公开的内容通过引用并入本文。这些聚合物中的一些提供用作葡萄糖限制膜（GLM）的制剂。

用于制备本发明的实施方式的标准的GLM制剂包括：

25mol%聚甲基含氢硅氧烷（PDMS），末端为三甲基甲硅烷基，25厘斯至35厘斯；

75mol%聚丙二醇二胺（聚醚胺600，分子量约600的聚氧代烯烃胺）；以及

50mol%二异氰酸酯（例如，4,4’-二异氰酸酯）。

该标准GLM制剂以及用于合成该制剂的方法在例如美国专利第6,642,015号、第5,777,060号和第6,642,015号中公开。

在本发明的实施方式中使用的另一制剂称为“半渗透GLM”，因为观察到其葡萄糖渗透率为上述标准制剂的一半。在标准GLM中，聚醚胺/PDMS的比例=3/1（摩尔比）。相反，在“半渗透GLM”中，该比例改变为聚醚胺/PDMS=12/1。该半渗透GLM可用于例如，降低整个聚合物混合物中的GLM-尿素的重量百分含量，以达到特定的Isig（或葡萄糖渗透率）。并且，更多的GLM-丙烯酸酯聚合物存在于聚合物混合物中可提高传感器中混合的聚合膜层和邻近层（例如，含有葡萄糖氧化酶的层）之间的粘接。

实施例2：示例性的分支的丙烯酸酯聚合物的合成和表征

结合了本领域已知的内容的本文提供的公开内容确定了功能性分支的丙烯酸酯可由多种制剂制成。在一个实施例中，制剂使用9.60g（40%）MMA（甲基丙烯酸甲酯，分子量为100.12道尔顿），8.40g（35%）PDMS-M11（聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基，Mw=1000道尔顿），2.40（10%）甲氧基-PEO-MA（聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯，Mw=1100道尔顿）以及3.60（15%）2-DMA-EMA（2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯，Mw157道尔顿）制备。

表A：其他分支的丙烯酸酯制剂可由下列成分制成：

批号#	2-DMA-EMA wt%	MMA wt%	PDMS-M11 wt%	PEO-MA wt%
					2843-4-1B	5	45	35	15
2843-4-2B	48	0	35	17
					2843-28-1	25	20	45	10
2843-30-2	35	20	40	5

2-DMA-EMA=2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯

MMA=甲基丙烯酸甲酯

PDMS-M11=聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基

PEO-MA=聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯

表B：其他分支的丙烯酸酯制剂可通过下列条件和成分制成：

HEMA=2-羟基甲基丙烯酸乙酯（Mw130.14道尔顿）

AIBN=偶氮二异丁腈（Mw=164.21道尔顿）

分支的丙烯酸酯聚合物的示例性的合成方案

将9.6g聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酸酯（Mw=1000），4.08g甲氧基聚(环氧乙烷)单甲基丙烯酸酯（Mw=1000），10.32g甲基丙烯酸甲酯，50mg 2,2’-偶氮二异丁腈和60ml乙氧基醋酸乙酯加至带有磁力搅拌棒的200mL圆底烧瓶中。所有化学品通过搅拌20分钟混合在一起。

对混合物进行两次真空冷冻-解冻，用氮气除去圆底烧瓶中所有的氧。

将烧瓶置于一个油浴中。然后将溶液加热至75℃。16小时至24小时之后，从油浴中移出烧瓶并且使烧瓶冷却至室温。

聚合物溶液在1000ml的DI水中沉淀并过滤，然后再溶于100ml THF中，并在1000ml H₂O中沉淀。

过滤出固体聚合物并在70℃下干燥至恒重。

分支的丙烯酸酯聚合物的另一示例性的合成方案

将7.2g聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酸酯（Mw=1000），7.2g乙烯基吡咯烷酮，9.6g甲基丙烯酸甲酯，50mg 2,2’-偶氮二异丁腈和60ml THF加至带有磁力搅拌棒的200mL圆底烧瓶中。所有化学品通过搅拌20分钟混合在一起。

对混合物进行两次真空冷冻-解冻，用氮气除去圆底烧瓶中所有的氧。

将烧瓶置于一个油浴中。然后将溶液加热至75℃。16小时至24小时之后，从油浴中移出烧瓶并且使烧瓶冷却至室温。

聚合物溶液在1000ml的DI水中沉淀，再溶于100ml THF中，并在1000mlH₂O中沉淀。

过滤出固体聚合物并在70℃下干燥至恒重。

在表1中列举了更多的通过上述步骤制备的代表性的基于硅树脂的梳状共聚物制剂。

分支的丙烯酸酯聚合物的表征

a）梳状共聚物的分子量通过凝胶渗透色谱仪（Waters,Inc），使用THF/醋酸（95:5v/v）作为移动相来确定。单分散聚苯乙烯标准物可用于校准。所有数据在表2中显示。

b）梳状共聚物的红外光谱使用Nicolet Nexus670FT-IR获得。图7显示表1中所列的#5号样本的光谱，表现出预期的吸收谱带（cm^-1）。

c）薄膜（厚度小于0.5mm）上的含水量在室温下通过重量分析来测定。铸膜溶剂蒸发之后，在50℃的真空烘箱中将薄膜干燥至恒重，称重，浸泡在去离子水中持续24小时，取出薄膜并用滤纸吸干，并且称重。含水百分量通过下面的方程测定：

%含水量=[(W_w-W_d)/W_d]x100

其中，W_w为膨胀的薄膜的重量，W_d为干燥的薄膜的重量。结果示于表2。

d）在维持在37℃的标准扩散腔室（Crown Glass Co.Inc.）中使用Fick关系式测量扩散常数：

J=D dC/dx

其中，J为总流量，D为扩散常数，dC/dx为跨过膜的浓度梯度。

葡萄糖扩散常数（D_G）通过用两个橡胶垫片将膜固定在维持在37℃的扩散池的两个部分之间来测定。一侧装满2400mg/dL葡萄糖的磷酸盐缓冲盐水（PBS，0.15M NaCl，0.05M磷酸盐，PH=7.4）溶液，另一侧装满磷酸盐缓冲盐水。池的每个部分中的葡萄糖浓度使用YSI葡萄糖分析仪以合适的间隔测定。绘制浓度相对于时间的曲线并且计算扩散常数。结果示于表2。

使用相同的扩散池测定氧扩散常数（D_o）。池的每侧均装满磷酸盐缓冲盐水。一侧为高纯度O₂饱和的，另一侧为高纯度N₂饱和的。两个校准的氧电极置于两个池中，并且将两个池中的氧浓度记录为时间的函数。绘制氧浓度相对于时间的曲线并且计算常数。曲线通常具有大于0.99的相关系数（R²）。所有数据在表2中列出。

单独使用分支的丙烯酸酯聚合物的传感器制备和体内体外测试中的传感器性能

a）使用原型葡萄糖传感器评估基于硅树脂的梳状共聚物。传感器构建为具有沉积在聚酰亚胺薄板上的参比电极、工作电极和对电极。电极被交联的葡萄糖氧化酶层覆盖，然后通过喷洒涂覆梳状共聚物的THF溶液而涂覆基于硅树脂的梳状共聚物层。

b）体外葡萄糖响应（表1中的#5号梳状共聚物用于该实施例中）。电极系统的响应相对于生理葡萄糖范围接近线性关系。甚至在非常低的氧水平下（2%），传感器也未显示氧影响。

c）体内测试结果（通过表1中的#5号梳状共聚物得到）显示在犬模型中具有新梳状共聚物的传感器非常好地跟踪血糖水平。

实施例3：示例性的混合的聚合组合物的合成和表征

用于制备本发明的共混膜组合物实施方式的线性聚氨酯/聚脲聚合物包括上述实施例1中显示的“标准GLM”制剂。用于制备本发明的共混膜组合物的分支的丙烯酸酯聚合物（“GLM-丙烯酸酯”）包括上述实施例2中的表B显示的编号为#3276-66-2的制剂。对于含有共混膜（生成该共混膜并随后将其用于产生图4至图6所示的数据）的传感器而言，GLM/GLM-丙烯酸酯的比例=1/1（按重量计。

本领域公认的方法用于制备上述聚合物混合物。基本上，将一定量的标准GLM和GLM-丙烯酸酯聚合物溶于THF（或THF/IPA）中持续几个小时，然后用1微米的过滤器过滤，随后根据用于制造分层的传感器的标准方法使用。例如，喷洒工艺常用的浓度为2%至3%固体，并且旋转工艺常用的浓度为6%至8%固体。

表格

表1：分支的丙烯酸酯共聚物的合成

#	PDMS-MA(wt%)	PEO-MA(wt%)	VP(wt%)	MMA(wt%)
					1(2213-37-1)	30%	25%	0%	45%

2(2213-47-1)	30%	25%	0%	50%
					3(2213-54-1)	30%	18%	0%	52%
4(2213-56-2)	35%	18%	0%	47%
					5(2151-57)	35%	17%	0%	48%
6	40%	17%	0%	43%
					7(2151-58)	35%	16%	0%	49%
8(2213-47-2)	30%	15%	0%	55%
					9(2213-54-2)	50%	20%	0%	30%
10(2213-56-1)	40%	18%	0%	42%
					11(2213-59-2)	30%	0%	30%	40%

PDMA-MA：聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酸酯（Mw为约1000g/mol）

PEO-MA：聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯（Mw为约1000g/mol）

VP：n-乙烯基吡咯烷酮

MMA：甲基丙烯酸甲酯

表2：分支的丙烯酸酯共聚物的表征

Claims (20)

1.一种电流型分析物传感器装置，所述装置包括：

基底层；

设置在所述基底层上的导电层，并且所述导电层包括工作电极；

设置在所述导电层上的含有葡萄糖氧化酶的分析物检测层；以及

设置在所述分析物检测层上的分析物调节层；

其中：

所述分析物调节层包括如下成分混合的混合物：

线性聚氨酯/聚脲聚合物，以及

分支的丙烯酸酯聚合物；并且

所述线性聚氨酯/聚脲聚合物和所述分支的丙烯酸酯聚合物以1:1至1:20重量%的比例混合，其中：

所述线性聚氨酯/聚脲聚合物表现出在温度从22℃上升至40℃时葡萄糖渗透率降低1%/℃至8%/℃；并且

所述分支的丙烯酸酯聚合物表现出在温度从22℃上升至40℃时葡萄糖渗透率增加1%/℃至8%/℃；

其中：

（1）所述线性聚氨酯/聚脲聚合物由含有下述成分的混合物形成：

（a）二异氰酸酯；

（b）含有亲水性二醇或亲水性二胺的亲水性聚合物；

（c）在末端含有氨基、羟基或羧酸功能基团的硅氧烷；以及

（2）所述分支的丙烯酸酯聚合物由含有下述成分的混合物形成：

（a）丙烯酸丁酯、丙烯酸丙酯、丙烯酸乙酯或丙烯酸甲酯；

（b）氨基-丙烯酸酯；

（c）硅氧烷-丙烯酸酯；以及

（d）聚(环氧乙烷)-丙烯酸酯。

2.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，混合的分析物调节层表现出在22℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。

3.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所述分析物传感器装置包括可与生物组织相容的结构以及由可生物相容的材料制成的元件，从而使该分析物传感器装置可植入体内。

4.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所述分析物调节层有利于传感器的体内水合，从而可在传感器和植入体内环境之后45分钟内检测到体内分析物水平。

5.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所述传感器不包括设置在所述分析物检测层和所述分析物调节层之间的单独的促粘材料的层。

6.如权利要求1所述的分析物传感器装置，所述装置还包括以下层中的至少一个：

设置在所述分析物检测层上的蛋白质层；或

设置在所述分析物传感器装置上的覆盖层，其中，所述覆盖层包括位于所述覆盖层上的孔，以有利于体内环境中存在的分析物接触分析物调节层并穿过该分析物调节层扩散，并且接触分析物检测层。

7.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所述导电层包括多个电极，所述电极包括工作电极，对电极和参比电极。

8.如权利要求7所述的分析物传感器装置，其中，所述导电层包括多个工作电极、多个对电极和多个参比电极，并且

所述多个工作电极、多个对电极和多个参比电极被分组聚集成单元并且以重复的单元形式在位置上分布于所述导电层上。

9.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所述分支的丙烯酸酯聚合物由还包含羟基-丙烯酸酯的反应混合物形成。

10.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所述分支的丙烯酸酯聚合物由含有下述成分的混合物形成：

（a）甲基丙烯酸甲酯；

（b）2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯；

（c）聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基；以及

（d）聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯；以及

（e）2-羟基甲基丙烯酸乙酯。

11.如权利要求10所述的分析物传感器装置，其中，所述分支的丙烯酸酯聚合物由含有下述成分的混合物形成：

（a）5重量%至45重量%的2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯化合物；

（b）15重量%至55重量%的甲基丙烯酸甲酯化合物；

（c）15重量%至55重量%的聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基化合物；以及

（d）5重量%至35重量%的聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯化合物。

12.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所述线性聚氨酯/聚脲聚合物还包括起扩链剂作用的化合物。

13.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所述二异氰酸酯化合物构成所述线性聚氨酯/聚脲聚合物中50mol%的反应物。

14.如权利要求1所述的分析物传感器装置，其中，所形成的分析物调节层组合物表现出使得所述分析物调节层组合物粘接于所述分析物检测装置中的邻近层的粘接性质，这样，所述分析物传感器装置不包括设置在所述分析物检测层和邻近层之间的促粘层。

15.一种制造用于植入哺乳动物体内的分析物传感器装置的方法，所述方法包括以下步骤：

提供基底层；

在所述基底层上形成导电层，其中，所述导电层包括工作电极；

在所述导电层上形成分析物检测层，其中，所述分析物检测层包括葡萄糖氧化酶；

在所述分析物检测层上形成分析物调节层，其中：

所述分析物调节层包括下述成分混合的混合物：

线性聚氨酯/聚脲聚合物，和

分支的丙烯酸酯聚合物，并且

所述线性聚氨酯/聚脲聚合物和所述分支的丙烯酸酯聚合物以1:1至1:20重量%的比例混合，并且，所述分析物调节层组合物表现出在21℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃，以及

在所述分析物调节层上形成覆盖层；

其中，

（1）所述线性聚氨酯/聚脲聚合物由含有下述成分的混合物形成：

（a）二异氰酸酯；

（b）至少一种亲水性二醇或亲水性二胺；以及

（c）硅氧烷；以及

（2）所述分支的丙烯酸酯聚合物由含有下述成分的混合物形成：

（a）2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯；

（b）甲基丙烯酸甲酯；

（c）聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基；以及

（d）聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯。

16.如权利要求15所述的方法，其中，所述分支的丙烯酸酯聚合物由还包含2-羟基甲基丙烯酸乙酯的反应混合物形成。

17.如权利要求15所述的方法，其中，所形成的分析物调节层组合物表现出使得所述分析物调节层组合物粘接于所述分析物检测装置中的邻近层的粘接性质，这样，所述分析物传感器装置不包括设置在所述分析物检测层和邻近层之间的促粘层。

18.一种组合物，所述组合物包括下述成分的混合物：

（1）由含有下述成分的混合物形成的第一聚合物：

（a）二异氰酸酯化合物；

（b）至少一种亲水性二醇或亲水性二胺化合物；以及

（c）硅氧烷化合物；以及

（2）由含有下述成分的混合物形成的第二聚合物：

（a）5重量%至45重量%的2-(二甲基氨基)甲基丙烯酸乙酯化合物；

（b）15重量%至55重量%的甲基丙烯酸甲酯化合物；

（c）15重量%至55重量%的聚二甲基硅氧烷单甲基丙烯酰氧基丙基化合物；以及

（d）5重量%至35重量%的聚(环氧乙烷)甲基醚甲基丙烯酸酯化合物；

其中：

所述第一聚合物和所述第二聚合物以1:1至1:20重量%的比例混合在一起，并且，

所述聚合物混合物表现出在22℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。

19.如权利要求18所述的组合物，其中，所述第一聚合物还包括起扩链剂作用的化合物。

20.如权利要求18所述的组合物，其中，所述第二聚合物由进一步包含1重量%至20重量%的2-羟基甲基丙烯酸乙酯的反应混合物形成。

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