CN103348015A - 用于分析物传感器的电极组合物 - Google Patents

Abstract

本发明的实施方式提供具有优化的元件和优化的材料层的电流型分析物传感器，所述优化的元件例如，溅射铂组合物形成的电极，所述优化的材料层为所选择的优化多种传感器元件的特性和多种传感器的特性的材料层。尽管本发明的创新的实施方式可在多种环境中使用，但是本发明的典型实施方式包括用于糖尿病监控的葡萄糖传感器。

Description

用于分析物传感器的电极组合物

相关申请的交叉引用

本申请涉及美国专利申请第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、美国专利申请第12/572,087号和美国专利申请第12/643,790号，上述每个专利申请的全部内容通过引用并入本文。

技术领域

分析物传感器（例如，用于糖尿病监控的葡萄糖传感器）以及制造和使用所述传感器的方法和材料。

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。已有很多类型的用于多种分析物的生物传感器。研究最多的生物传感器类型为电流型葡萄糖传感器，其对于成功地控制糖尿病患者的葡萄糖水平来说是非常重要的。

典型的葡萄糖传感器根据以下化学反应进行工作：

H₂O₂—————→O₂+2H⁺+2e^- 方程式2

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（方程式1）。如方程式2所示，H₂O₂进行电化学反应，并且电流可以由稳压器测量。这些在本领域已知的多种氧化还原酶中发生的反应被用于许多传感器设计中。

与电化学传感器有关的问题包括灵敏度低于理想灵敏度、信噪比低于理想信噪比（尤其是在分析物浓度较低的条件下）以及传感器功能随时间发生退化。因此，为解决该技术中的这些难题而设计的方法和材料是理想的。

发明内容

包括许多用于监控糖尿病个体中的生理状况的葡萄糖传感器在内的电流型传感器通常包括多个由不同组合物形成的层状元件。这些层状电流型传感器可包括例如，一个或一个以上电极层、一个或一个以上干扰抑制层、一个或一个以上分析物检测层、一个或一个以上分析物调节层和一个或一个以上覆盖层，等等。可理解的是，用于形成这些传感器的各种不同的层的组合物可对这些传感器的性能和功能参数产生深远影响。

如本文所公开的，溅射铂（Pt）材料已被制造为向分析物传感器（例如葡萄糖传感器）中的工作电极提供优良的组合物且适于向分析物传感器（例如葡萄糖传感器）中的工作电极提供优良的组合物。该溅射铂材料与所选择的优化这种Pt电极组合物的特性的材料的组合提供具有一系列优化传感器在多种情况下的体内和体外性能的元件的传感器实施方式。观察到具有这一系列元件的传感器实施方式具有低背景电流和相对高的灵敏度。此外，本发明的实施方式表现出相对低的干扰响应和系统噪音水平。本发明的实施方式可用于例如有利于准确测量低血糖患者中的低葡萄糖浓度。

本文公开的本发明具有多种实施方式。本发明的一种示例性的实施方式为电流型分析物传感器，所述电流型分析物传感器包括基底层，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，其中，所述工作电极由溅射铂组合物形成，与所述导电层可操作地接触的电解液保持层。任选地，在这些实施方式中，溅射铂组合物表现出低于3纳米的均方根粗糙度值。典型地，电解液保持层由所选择的吸水率为10重量%至50重量%的组合物形成。在本发明的一些实施方式中，控制电解液保持层的厚度，例如使电解液保持层的厚度不超过3μm、4μm、5μm、6μm或7μm。本发明的典型实施方式还包括设置在所述导电层上的分析物检测层和设置在所述分析物检测层上的分析物调节层。在本发明的一些实施方式中，所述电解液保持层包括包埋于交联的聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶基质中的多肽（例如，葡萄糖氧化酶），所述电解液保持层还充当分析物检测层。在本发明的一些实施方式中，控制该层的厚度，例如使该层的厚度为至少5μm、6μm、7μm、8μm、9μm或10μm。一些传感器实施方式包括附加层，所述附加层包括诸如人血清白蛋白或牛血清白蛋白之类的多肽。

在本发明的一些实施方式中，所述电解液保持层充当干扰抑制膜，所述干扰抑制膜抑制分子量大于140道尔顿的化合物扩散穿过该膜。本发明的其他实施方式还包括单独的干扰抑制膜，该干扰抑制膜抑制分子量大于140道尔顿的化合物扩散穿过该膜。在本发明的一些实施方式中，所述电解液保持层和/或干扰抑制膜包括平均分子量为100千道尔顿至1000道尔顿的交联的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)聚合物；或平均分子量为4千道尔顿至500千道尔顿的交联的伯胺聚合物。在包含交联的伯胺聚合物的本发明的一些实施方式中，交联的伯胺聚合物包括聚赖氨酸聚合物，聚(烯丙基胺)聚合物，末端为胺的聚(环氧乙烷)聚合物，聚(乙烯基胺)聚合物，或聚乙烯亚胺聚合物。

在本发明的实施方式，多种材料可用作分析物调节层。然而，典型地，分析物调节层包括线性聚氨酯/聚脲聚合物。在一些实施方式中，分析物调节层包括以1:1重量%至1:20重量%的比例混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物。在本发明的一些示例性的实施方式中，分析物调节层包括聚氨酯/聚脲聚合物和与该聚氨酯/聚脲聚合物混合的分支的丙烯酸酯聚合物的混合物，其中，所述聚氨酯/聚脲聚合物由包括如下成分的混合物形成：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，和末端具有氨基、羟基或羧酸官能团的硅氧烷，所述分支的丙烯酸酯聚合物由包含如下成分的混合物形成：丙烯酸丁酯、丙烯酸丙酯、丙烯酸乙酯、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。在本发明的一些实施方式中，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%/℃。任选地，分析物调节层表现出膜重量的40%至60%的吸水特性。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层的厚度为5μm至15μm。

如本文所公开的，本发明的实施方式可包括多种其他层状元件。在本发明的一些实施方式中，传感器设备还包括分析物检测层，蛋白质层，促粘层或设置在所述分析物传感器设备上的覆盖层中的至少一个，其中，所述覆盖层包括位于所述覆盖层上的孔，从而有利于存在于哺乳动物体内的分析物与分析物调节层接触并扩散穿过分析物调节层，进而与分析物检测层接触。在本发明的传感器实施方式中，设置在一个或一个以上传感器层上的蛋白质（例如，葡萄糖氧化酶和/或人血清白蛋白）可被包埋在该层中和/或交联于该层中。在本发明典型的实施方式中，分析物传感器设备由生物相容性材料形成并且表现出适于植入哺乳动物体内的构造。

本发明的相关实施方式为一种制造用于植入哺乳动物体内的传感器设备的方法，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，所述导电层包括由溅射铂组合物形成的工作电极，形成与所述导电层可操作地接触的电解液保持层，其中，所述电解液保持层由所选择的吸水率为10重量%至50重量%的组合物形成，形成设置在所述导电层上的分析物检测层；以及形成设置在所述分析物检测层上的分析物调节层。在本发明的一些实施方式中，所述分析物检测层包括包埋于UV交联的聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶（PVA-SbQ）聚合物基质中的葡萄糖氧化酶。本发明的一些方法可包括使用等离子沉积工艺（例如，He或Ar等离子沉积工艺）对所述分析物检测层的表面进行改良，这样，使分析物检测层的表面上的化学基团得到交联。

这些方法的一些实施方式还包括在工作电极上形成干扰抑制膜，其中，所述干扰抑制膜包括交联的甲基丙烯酸酯聚合物或交联的伯胺聚合物；和/或形成包括氧化酶还原酶的分析物检测层；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或任选的蛋白质层上形成促粘层；和/或形成设置在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上的孔。在本发明的一些实施方式中，交联的甲基丙烯酸酯聚合物包括平均分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)（pHEMA）聚合物。典型地，聚合物由亲水性交联剂交联。

在本发明的一些实施方式中，分析物调节层形成为包括以1:1重量%至1:20重量%的比例混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物，其中，聚氨酯/聚脲聚合物由包括如下成分的混合物形成：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，末端具有氨基、羟基或羧酸官能团的硅氧烷，并且，分支的丙烯酸酯聚合物由包含如下成分的混合物形成：丙烯酸丁酯、丙烯酸丙酯、丙烯酸乙酯、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。典型地，分析物调节层被形成为表现出在22℃至44℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。

本发明的又一实施方式为一种组合物，所述组合物包括溅射铂组合物，亲水性聚合物组合物。这些聚合物可包括例如，平均分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的交联的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)聚合物和/或平均分子量为4千道尔顿至500千道尔顿的交联的伯胺聚合物；和/或交联的聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶（PVA-SbQ）聚合物。任选地，所述聚合物还包括以1:1重量%至1:20重量%的比例混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物。

通过以下详细描述，本发明的其他目的、特征和优势对本领域技术人员而言是清楚的。然而，应当理解的是，当说明本发明的一些实施方式时，详细的描述和具体的例子是以举例说明的方式而非限制的方式给出。可以在本发明的范围内作出许多变化和改变而不背离本发明的实质，且本发明包括所有这些改变。

附图说明

图1提供了葡萄糖和葡萄糖氧化酶之间众所周知的反应的示意图。如以分步的方式所示，该反应涉及葡萄糖氧化酶（GOx）、葡萄糖和溶于水中的氧。在反应的还原部分中，两个质子和两个电子从β-D-葡萄糖转移到酶，生成d-葡糖酸内酯。在反应的氧化部分中，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而水解内酯环并生成葡萄糖酸。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提供其中加入了干扰抑制膜的电流型分析物传感器的一种实施方式的图解示意图。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图解示意图。图2C提供具有多层排布的电流型分析物传感器的实施方式的图解示意图，所述多层排布包括由溅射铂形成的电极，薄的电解液保持层（例如，厚度不超过3μm、4μm、5μm、6μm或7μm的电解液保持层），含有葡萄糖氧化酶（GOx）和人血清白蛋白（HSA）的分析物检测层，含有HSA的蛋白质层，和分析物调节层（在该实施方式中，该分析物调节层为含有丙烯酸酯聚合物的葡萄糖限制膜）。图2D提供具有多层排布的电流型分析物传感器的实施方式的图解示意图，所述多层排布包括由溅射铂形成的电极，含有葡萄糖氧化酶（GOx）和人血清白蛋白（HSA）的分析物检测层，含有HSA的蛋白质层和分析物调节层（在该实施方式中，该分析物调节层为含有丙烯酸酯聚合物的葡萄糖限制膜）。注意，在图2D中，分析物检测层充当电解液保持层，并且该电解液保持层的厚度比图2C所示的薄的电解液保持层的厚度略厚（例如，厚度为5μm、6μm、7μm、8μm、9μm或10μm）。

图3提供由如下传感器产生的葡萄糖浓度的数据图，所述传感器包括由溅射铂组合物形成的工作电极和由聚赖氨酸聚合物形成的干扰抑制膜。图3中的数据表示具有聚赖氨酸聚合物层的传感器在显著较高的Isig水平下运行。

图4提供由如下传感器产生的葡萄糖浓度的数据图，所述传感器包括由溅射铂组合物形成的工作电极并且所述工作电极包括聚赖氨酸聚合物结合聚N-乙烯基吡咯烷酮（PVP）聚合物组合物形成的干扰抑制膜。图4中的数据表示聚赖氨酸层中加入PVP加速传感器的初始化/启动。此外，含有14kD聚赖氨酸的干扰抑制膜（IRM）表现出比含有50kD聚赖氨酸聚合物的IRM更快的启动特性。

图5提供循环伏安法数据图，图中的数据表示由各种不同的铂组合物产生的背景电流之间的比较。如图5所示，H2O2的工作电极氧化窗口为约500mv至800mv。在该组中，铂黑工作电极氧化窗口范围内的背景电流显著较高。纯Pt丝的背景电流看起来比标准溅射Pt的背景电流高6倍，因为纯Pt丝的表面积较大。铂黑的表面积也比溅射的工作电极（WE）的表面积大得多，这就是背景电流较高的原因。对于溅射的WE而言，背景电流均显著较低并且它们基本落入相同的数量级。

图6提供用于与1mM H2O2条件下所有Pt传感器的电催化活性相比的循环伏安法的数据图。如图6所示，铂黑未表现出显著较高的电催化活性，虽然其背景电流高得多。

图7提供如下研究的数据图：暴露于乙酰氨基酚对所有Pt电极产生的影响。如图7所示，总体上，乙酰氨基酚对溅射Pt的干扰较低。纯Pt丝看起来受到影响较大，这是由于表面积较大。但是通过比较Isig水平和H2O2，对铂黑的干扰显著较大。

图8A至图8C提供来自COMSOL模型研究（参见例如）的数据，该模型研究比较了含有相同浓度（45KU-45KU-45KU）的多层GOx的葡萄糖氧化酶组合物（GOx）的传感器各方面的性能或者含有不同浓度（15KU-30KU-45KU和45KU-30KU-15KU）的多层GOx的葡萄糖氧化酶组合物（GOx）的传感器各方面的性能。在这些图中，“45KU-45KU-45KU”代表由浓度为45KU/mL的三层葡萄糖氧化酶形成的组合物；“45KU-30KU-15KU”代表由浓度分别为45KU/mL、30KU/mL和15KU/mL的三层葡萄糖氧化酶形成的组合物（其中，15KU层靠近电极表面）；“15KU-30KU-45KU”代表由浓度分别为15KU/mL、30KU/mL和45KU/mL的三层葡萄糖氧化酶形成的组合物（其中，45KU层靠近电极表面）；“45KU”代表由浓度为45KU/mL的单层葡萄糖氧化酶形成的组合物。图8A和图8B表示各种不同的层状GOx组合物中对葡萄糖和过氧化氢（H2O2）曲线分别进行比较。图8A和图8B的x轴包括层的厚度（虚线为各层连接）并且y轴分别包括葡萄糖浓度和过氧化氢浓度（mole/m³）。图8C的x轴包括传感器电流（A）并且y轴包括传感器电流信号（Isig）（安培）。图8C的x轴包括传感器表面宽度并且y轴包括传感器电流信号（Isig）（安培）。

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，且本文中所包括的这些定义不应当被理解为表示与本领域一般理解含义具有实质性区别。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试剂盒和试剂的步骤。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。本文引用了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，除非上下文另有明确说明，如本文和所附权利要求所用的单数形式（“a”，“and”以及“the”）包括复数指代物。因此，例如，“层”可包括多个层以及本领域技术人员已知的等同物，等等。本发明说明书和所附的权利要求中所引用的涉及以值而非整个数字（例如，溶液中化合物的浓度）为数值特征的数值的所有数字可被理解为由术语“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）转移到另一分子（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”根据本领域公认的如下添加剂的含义使用：将添加剂包含在内以维持多肽的稳定性，例如，氧化还原酶多肽维持含有多肽的组合物的某些定性特征（例如，物理和化学性质）持续一段时间的能力（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，指代可被分析的在诸如生物流体（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，其他分析物也被考虑在内，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生成的盐，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以使传感器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位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-监控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个位置形成电化学反应表面，在所述主体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）的反应形成如下反应产物：该反应产物使所述生物样本中的分析物水平得到确定。

如下面详细讨论的，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一系列新的元件，所述元件包括溅射铂工作电极组合物、电解液保持膜和/或分析物检测层，这些元件单独或进一步组合表现出一系列独特的技术上理想的材料性质。本发明的电化学传感器被设计为测量目标分析物（例如，葡萄糖）的浓度或测量代表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，所述传感器为连续型设备，例如，皮下设备、透皮设备或静脉内设备。在一些实施方式中，所述设备可分析多种间歇血液样本。本文公开的传感器实施方式可使用任何已知的方法，包括侵入检测技术、微侵入检测技术和非侵入检测技术，从而提供代表目标分析物的浓度的输出信号。通常，所述传感器为如下类型的传感器，其检测在氧存在条件下分析物和酶之间的酶反应的产物或反应物作为体内或体外分析物的测量值。这种传感器通常包含一个或一个以上膜层，所述膜层围绕分析物迁移穿过其中的酶。随后，使用电化学方法测量产物，由此，电极系统的输出充当分析物的测量值。

本文公开的本发明的实施方式提供，例如，用于皮下或透皮监测糖尿病患者的血糖水平的传感器类型。已开发了多种植入式电化学生物传感器，用于治疗糖尿病和其他威胁生命的疾病。已有的许多传感器设计使用一些形式的固定酶以实现其生物特异性。本文描述的本发明的实施方式可适于多种已知的电化学传感器并可在多种多样的已知电化学传感器上实施，所述多种已知的电化学传感器包括例如下列美国专利申请、美国专利和PCT国际公布和欧洲专利申请中公开的电化学传感器：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，PCT国际公布：WO 01/58348,WO 04/021877,WO 03/034902,WO 03/035117,WO 03/035891,WO 03/023388,WO 03/022128,WO 03/022352,WO 03/023708,WO03/036255,WO03/036310WO 08/042625和WO 03/074107以及欧洲专利申请：EP 1153571，这些美国专利申请、美国专利和PCT国际公布和欧洲专利申请的全部内容通过引用并入本文。

如下面详细讨论的，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以及被构造为包括这些元件的传感器系统（例如，包含传感器和相关电学元件（例如，监控器、处理器，等等）的那些传感器系统）。本文公开的内容还提供用于制造和使用所述传感器和/或结构配置的方法。虽然，本发明的一些实施方式属于葡萄糖和/或乳酸盐传感器，但是本文公开的多种元件（例如，工作电极组合物）可适于用在本领域已知的多种传感器中的任何一种中。本文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于确立多种层状传感器结构。本发明的这些传感器显示出意料不到的灵活性和多用性，允许将多种传感器配置设计为检测多种分析物物种的特性。

本发明的实施方式的具体方面在如下部分中详细讨论。

I.本发明的典型元件、配置和分析物传感器实施方式

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,Electroanalysis1997,9,No.16:1252-1256;Clark等,Ann.N.Y.Acad.Sci.1962,102,29;Updike等,Nature1967,214,986;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容易制造并且可容易地通过使用传统技术微型化。

包括许多用于监控糖尿病个体体内的生理情况的商售葡萄糖传感器在内的电流型传感器包括多个由不同组合物形成的层状元件。这些层状电流型传感器通常包括例如，一个或一个以上电极层，分析物检测层，分析物调节层，等等。可理解的是，用于形成这些传感器中的各种不同的层的组合物可对这些传感器的性能和功能参数具有深远影响。这些传感器的示例性的通用实施方式如图2所示。虽然通常讨论单个层（因为传感器实施方式通常需要至少一个层），但是具有多个层的实施方式（例如，多个分析物检测层）也被考虑到了。下面公开的内容描述了多个元件和具有这些元件的不同排列的示例性的传感器实施方式。在本文中，本领域技术人员可理解的是，在本文公开的第一示例性的传感器实施方式中显示的一个或一个以上传感器元件可加至和/或替代本文公开的第二示例性的传感器实施方式中的元件，从而产生本发明的其他传感器实施方式。

包含溅射Pt组合物的传感器

用于形成电流型分析物传感器中的电极的金属组合物可包括各种不同形式的铂（Pt）。用于制造这些电极的常用形式的Pt为由诸如Pt丝之类的预制来源制成的裸Pt形式。本领域教导了裸Pt组合物可具有多种理想的电化学特性，包括其电位曲线、背景电流和Isig水平。通过诸如电沉积之类的工艺形成的铂黑为另一用于形成电流型分析物传感器中的电极的铂组合物。铂黑的优势包括可产生高电流信号的高的3-D表面积。

如本领域已知的，“溅射”为使原子由高能粒子的靶轰击从固体靶材料中喷射出去的工艺。该工艺通常用于薄膜沉积，刻蚀和分析技术。如本文所公开的，在诸如用于监控糖尿病个体体内的低血糖情况的植入式葡萄糖传感器之类的一些传感器实施方式中，溅射铂材料已被制造成用于形成工作电极的优良组合物并且已观察到溅射铂材料为用于形成工作电极的优良组合物。该溅射铂（Pt）材料和所选择的优化该Pt组合物的特性的其他材料层（例如，“电解液保持层”）的组合产生具有一系列如下元件的传感器：所述元件被设计为优化多种环境下的传感器的体外和体内性能。观察到具有这一系列元件的传感器具有多种非常理想的电化学特性，包括低背景电流和相对高的灵敏度。同时，这些传感器实施方式表现出相对低的干扰响应和系统噪音水平。例如，这些传感器可用于更加精确地测量低血糖患者中的低葡萄糖水平，因为这些传感器的背景电流较低并且噪音水平较低。

溅射铂组合物表现出一系列不同于电沉淀铂黑组合物和裸Pt组合物（例如，Pt丝，Pt盘，Pt箔，等等）这两者的材料性质。例如，溅射铂组合物表现出独特的表面结构和形态，所述表面结构和形态对这些组合物的电化学性质具有直接影响的材料性质（参见例如，Slavcheva等人,Applied SurfaceScience255(2009)6479–6486;and Mailley等人,Bioelectrochemistry63(2004)359–364，其通过引用并入本文）。溅射Pt膜可形成为具有带有不同取向（例如，[111]）的铂颗粒结构。通过溅射Pt组合物观察到的这些材料性质对于由该工艺形成的铂组合物而言是独特的并且在裸Pt组合物或铂黑组合物（例如，通过电沉淀工艺形成的组合物）中没有观察到这些材料性质。

如本文所公开的，当与通过电沉积的铂黑组合物形成的工作电极比较时，观察到由溅射Pt组合物形成的工作电极产生低得多的背景电流并且表现出较高的Isig水平。此外，由溅射Pt组合物形成的电极中的Isig比由裸Pt形成的相同几何形状和尺寸的电极中的Isig高。在不受特定科学理论或原理限制的条件下，本发明认为由溅射Pt组合物形成的电极的表面未表现出单纯的2-D平坦表面（即，如裸Pt组合物形成的电极中出现的那样），这个现象解释了为什么Isig比预期的Isig高。如下面详细讨论的，已进一步研发相关电解液保持层/膜/基质来优化由溅射Pt组合物形成的工作电极的体外和体内性能（例如，通过促进传感器中的电信号的传导性）。

例如，本发明的实施方式包括一系列如下元件：所述元件包括由溅射Pt组合物形成的工作电极，干扰抑制膜（IRM）和/或电解液保持膜，具有人血清白蛋白膜覆盖的固定的葡萄糖氧化酶（GOx）层/膜和扩散控制膜。在包含葡萄糖传感器的本发明的一种实施方式中，传感器在体外在零背景电流、灵敏度为5nA/100mg/dL葡萄糖水平至10nA/100mg/dL葡萄糖水平以及线性度范围高达至少400mg/dL的条件下运行。在该实施方式中，传感器Isig水平可通过调节电极面积或者调节葡萄糖限制膜的渗透性同时维持低背景电流升高至20nA/100mg/dL。在体内，该葡萄糖传感器实施方式表现出低噪音，良好的传感器一致性，较快的启动时间和良好的精确度。具有这些特性的传感器的显著优势在于：由于较低的背景电流和较低的噪音水平，对于低血糖患者而言，在较低葡萄糖范围内具有较高的精确度，从而更好地监测和控制葡萄糖水平。其他优势包括更加稳定的Isig和更长的传感器寿命。

如上所述，溅射铂（Pt）材料已被制造成并适于提供用于分析物传感器（例如，葡萄糖传感器）中的工作电极的优良的组合物。这种溅射铂材料与所选择的优化这种Pt组合物的特性的材料的组合提供具有一系列如下元件的传感器实施方式，所述一系列元件优化传感器在多种情环境中的体外和体内性能。观察到具有这一系列元件的传感器实施方式具有低背景电流和相对高的灵敏度。此外，该传感器实施方式表现出相对低的干扰响应和系统噪音水平。例如，本发明的实施方式可用于促进低血糖患者体内的低葡萄糖范围的测量。溅射铂组合物可形成多种厚度，例如，200埃、300埃、400埃、500埃、600埃、700埃、800埃、900埃或1000埃。此外，在本发明的一些实施方式中，对Pt颗粒尺寸的物理方面进行控制（例如，溅射的同时保持较低的温度和较高的加工气流速度），从而控制该加工过程产生的溅射铂的粗糙度。

本文公开的本发明具有多种实施方式。本发明的一种示例性的实施方式为电流型分析物传感器设备，所述电流型分析物传感器设备包括基底层，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，其中，所述工作电极包括溅射铂组合物。该传感器实施方式还包括与所述导电层上的溅射Pt组合物可操作地接触的电解液保持层，其中，所述电解液保持层由所选择的吸水率为10重量%至50重量%的组合物形成，设置在所述导电层上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。任选地，在一些实施方式中，所述溅射铂组合物表现出低于3纳米的均方根粗糙度。在本发明的一些实施方式中，分析物检测层（或多个分析物检测层）包括葡萄糖氧化酶（例如，包括浓度为10KU/mL至55KU/mL的GOx的5μm至10μm的层）。任选地，传感器包括2至3个通过诸如旋转涂覆（例如，200rpm的速度旋转涂覆）之类的工艺涂覆的分析物检测层。

如本领域已知的，具有不显眼的结构的传感器（例如，小的或薄的传感器设计）是非常理想的。例如，因为作为适于体内应用技术的小的或薄的传感器设计通常在插入时产生的疼痛比较大的传感器在插入时产生的疼痛小，比较大的传感器更加不显眼并且更易于使用，由于它们的小的特性，相对于较大的传感器，取出的可能性较小，相对于较大的和/或更庞大的传感器而言，这样的流线型的设计是更加理想的。如下面所讨论的，本发明的实施方式包括比本领域描述的相应的传感器层（参见例如，美国专利申请2010/0145172）更薄的电解液保持层。

本发明的实施方式可使用多种作为电解液保持层的组合物。例如，本发明的一些实施方式使用充当相对薄的层的组合物，例如，厚度不超过1μm至7μm的电解液保持层（例如，通过诸如旋转涂覆之类的工艺涂覆的厚度不超过1μm、2μm、3μm、4μm、5μm、6μm或7μm的单个层）。在典型的实施方式中，电解液保持层的厚度不超过3μm、4μm、5μm、6μm或7μm。这些薄层在本发明的如下实施方式中是理想的：小的且不显眼的传感器特性有利于其应用，例如用作体内葡萄糖传感器，其中，小的传感器通常对用户而言更加舒适并且不太可能将其取出。

在本发明的特定实施方式中，电解液保持层可包括厚度为3μm至7μm的单层（例如，通过旋转涂覆工艺涂覆至传感器结构的层）。在一些传感器实施方式中，该层可包含人血清白蛋白（HSA）或牛血清白蛋白（BSA），所述人血清白蛋白（HSA）或所述牛血清白蛋白（BSA）通常以5%至10%的浓度与诸如甲基纤维素、高分子量聚乙烯吡咯烷酮之类的亲水性聚合物结合，其中，亲水性聚合物含量通常为固体基质重量的1%至15%，更加通常为固体基质重量的5%至12%。用作薄电解液保持层的一种组合物包括与一种或一种以上水溶性聚合物结合的多肽，所述多肽例如，血清白蛋白（例如，1%、5%、10%或15%的BSA或HSA）的葡萄糖氧化酶，所述水溶性聚合物例如，高分子量甲基纤维素（例如，分子量高于300,000道尔顿），聚乙烯吡咯烷酮（PVP）或者诸如乙烯基吡咯烷酮-醋酸乙烯酯共单体之类的乙烯基吡咯烷酮共单体。在该情况下，通过将所选的共单体掺入乙烯基吡咯烷酮聚合物链中，均聚物的特定产品性质可被加强或弱化，例如，通过部分掺入亲水性较弱的共单体（例如，醋酸乙烯酯），由此获得聚乙烯基吡咯烷酮-醋酸乙烯酯（PVP-VA）共单体。在本发明的实施方式中，亲水性聚合物的含量可为固体主要基质重量的1%至15%（例如，5%至12%）。一种示例性的组合物可通过将4g10%BSA与0.2mL的1%MC或0.1mL的5%PVP或PVP-VA结合制成。

用作电解液保持层的另一组合物包括非交联的亲水性聚氨酯（PU），其具有低于30%的吸水率和小于12%的线性膨胀（例如，来自CadiotechInternational的Hydromed D7）。一种这样的组合物通过将95%醇中的1%至3%的PU和5%H2O结合制成。用作电解液保持层（例如，厚度为1.0μM的层）的另一组合物包含与诸如Pluronic F68之类的表面活性剂结合的本文公开的基于硅烷交联的IRM的pHEMA。一种这样的组合物通过将20g或0.7%pHEMA IRM组合物与0.2g1%Pluronic F68结合制成。用作电解液保持层的另一组合物包含与交联的包埋的MC、PVP或PVP-VA结合的本文公开的交联的聚赖氨酸组合物（例如，使用分子量为10,000至400,000道尔顿的聚赖氨酸聚合物的组合物）。一种这样的组合物通过将4g1%聚赖氨酸与0.1g1%MC、0.1g5%PVP或PVP-VA结合制成。在电解液保持层中有用的另一组合物包括聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶化合物（PVA-SbQ），用于包埋和/或封装聚合物和诸如葡萄糖氧化酶之类的酶的水溶性光敏聚合物。一种示例性的组合物包括UV交联的PVA-SbQ聚合物基质，该聚合物基质包埋水溶性聚合物，例如，PVP,PVP-VA或MC。一种这样的组合物通过将5mL2%PVA-SbQ和0.2mL1%MC，0.1mL5%PVP或PVP-VA结合制成。

在本发明的一些实施方式中，水溶性光敏聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶（PVA-SbQ）聚合物用于将多肽（例如，葡萄糖氧化酶和/或人血清白蛋白和/或牛血清白蛋白）包埋或封装在基质中，所述基质包含层状传感器构造（例如，蛋白质层、电解液保持层、分析物检测层，等）内的多层中的一个或一个以上。PVA-SbQ为亲水性聚合物，该亲水性聚合物包含通过N-甲基-4-(p-甲酰基苯乙烯基)吡啶甲硫酸盐（SbQ）缩醛化的聚乙烯醇（PVA）。如本领域已知的，这些分子上的SbQ基团在暴露于UV光时发生交联（参见例如，美国专利第7,252,912号和第6,379,883号）。这些聚合物的UV交联提供简单的用于将多肽（例如葡萄糖氧化酶）包埋在交联的聚合物基质中的工艺。UV交联避免了使用其他化学物质，例如，交联剂和反应引发剂，因此，避免了将潜在的毒性材料引入植入设备（例如，分析物传感器）中的问题。因此，对由化学交联引起的潜在的副反应的担心较少。此外，UV交联反应为一种可通过空间和时间这两者来控制的简单工艺，例如，本领域技术人员可通过在选择的时间段内限制对某些区域的UV辐射量而选择性地交联颗粒。本发明的实施方式包括通过这种材料制成的传感器层，该实施方式可降低葡萄糖传感器制造中对其他交联剂（例如，戊二醛）的使用的需要。在本发明的实施方式中，GOx可与这种基质偶联以生成具有分析物检测层的传感器，所述分析物检测层产生与传感器稳定性、线性度和降低的噪音水平有关的提高的Isig品质。在本发明的一些实施方式中，该基质充当电解液保持层。

本领域已知多种涉及使用聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶（PVA-SbQ）聚合物包埋或封装分子的方法和材料。参见例如，Moser等人,Biosensors andBioelectronics17(2002)297-302;Chang等人,Biosensors and Bioelectronics17(2002)1015-1023;Sohn等人,Sensors and Actuators,B,Vol.41,pp.7-11,1997;Vering等人,Analyst,1998,Vol.123(1605-1609);Pourciel等人Sensor and Actuators B94(2003)330-336;和美国专利申请第7,415,299号和第20070023286号，上述参考文献通过引用并入本文。在本发明的分析物检测层和/或电解液保持层的一种示例性的实施方式中，PVA-SbQ聚合物可与含有葡萄糖氧化酶的磷酸盐缓冲盐水（PBS）溶液（例如，0.01M，pH7.4）混合。该酶-聚合物混合物随后可例如，通过Pyrex

盖，使用荫罩在UV光（例如，365nm，750mJ/cm2）下选择性地聚合，这样，葡萄糖氧化酶被包埋在局部形成的层中。在本发明的一些实施方式中，这样的PVA-SbQ包埋可能通过使在常规交联方法中观察到的葡萄糖氧化酶活性的降低最小化而看起来优于使用戊二醛作为固定剂的交联方法。

用于本发明的实施方式的PVA-SbQ聚合物通常不含抗菌剂并且具有中性pH范围。在本发明的典型实施方式中，GOx溶液可与该光敏聚合物混合并且随后暴露于UV光持续一段较短的时间段，这样，PVA-SbQ聚合物以将GOx包埋在PVA-SbQ聚合物基质中的方式交联。在本发明的一些实施方式中，本领域技术人员可通过其他工艺（例如，等离子沉积工艺）或试剂（例如，戊二醛）进一步交联这些组合物，从而例如，将包埋的GOx分子更牢固地固定在聚合物基质中。这些组合物可用于制造具有随时间变化非常稳定的Isig和更好的传感器响应线性度的传感器。这些组合物还可用于产生由于得到的传感器结构而具有更好的体内Isig品质的传感器，即，在接近传感器电极的位置具有水凝胶（可充当电解液保持层的水凝胶）的传感器。

在本发明的典型实施方式中，与PVA连接的SbQ的量可为约0.5mol%至10mol%。在高分子量（例如，mw为77kd至79kd）的情况下，PVA-SbQ的相对光敏性随所连接的SbQ的量的增加而增加，并且随PVA的分子量的降低而降低，该PVA具有基本恒定量的连接的SbQ（1.3mol%）。例如，基于PVA的聚合物中较高的SbQ含量可用于增加得到的聚合物膜的交联密度。在本发明的典型实施方式中，基质结构为致密的且稳定的，足以在水性介质中随时间变化保持其完整性。当本领域技术人员考虑在给定的检测环境中优化传感器性能时，可考虑诸如化合物（例如，O2和葡萄糖）渗透性、温度效应、O2渗透性等等的一系列参数以设计用于特定应用的优化的组合物。例如，不同的UV交联时间和具有不同PVA-SbQ浓度和/或分子量的组合物可用于例如优化聚合物包埋能力，提高Isig水平以及改善温度效应和干扰抑制。在具有这些所选择的参数的本发明的一种示例性的实施方式中，PVA-SbQ的MW（MPPbioj-070）为约27kD，带有4.1%SbQ，膜厚度为3μm至5μm，GOx和PVA-SbQ混合物溶液中GOx负载为20ku/mL至40ku/mL，并且UV暴露时间为1分钟至3分钟。

在本发明的一些实施方式中，电解液保持层为多功能的，例如，充当电解液保持层和分析物检测层（例如，含有葡萄糖氧化酶的层）。通常，这些层的厚度为至少5μm、6μm、7μm、8μm、9μm或10μm。在示例性的实施方式中，该层可含有诸如BSA、HSA之类的蛋白质和GOx（使用浓度为10ku/mL至45ku/mL的GOx制成的层）以及诸如PVA-SbQ和PVA-VA等等的亲水性聚合物（例如，使用5%聚合物浓度和10ku/mL至55ku/mL的GOx浓度制成的层）。如下面所讨论的，在本发明的其他实施方式中，电解液保持层可由多种材料制成，从而使该电解液保持层具有多种功能。

在本发明的一些实施方式中，电解液保持层充当干扰抑制膜。本发明的其他实施方式可使用单独的干扰抑制膜（例如，除了电解液保持膜之外），所述干扰抑制膜抑制分子量大于140道尔顿的化合物扩散穿过该膜。在本发明的一些实施方式中，电解液保持层和/或干扰抑制膜包含平均分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的交联的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)聚合物。在本发明的其他实施方式中，电解液保持层和/或干扰抑制膜包含平均分子量为4千道尔顿至500千道尔顿的交联的伯胺聚合物。在本发明的包含交联的伯胺聚合物的实施方式中，交联的伯胺聚合物包含聚赖氨酸聚合物、聚(烯丙胺)聚合物，末端为胺的聚(环氧乙烷)聚合物，聚(乙烯基胺)聚合物或聚乙烯亚氨聚合物。在本发明的实施方式中有用的干扰抑制膜在例如美国专利申请第12/572,087号中描述，该美国专利申请的全部内容通过引用并入本文。

合并了等离子沉积工艺的本发明的实施方式包括电流型分析物传感器设备，所述电流型分析物传感器设备包括基底层，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，设置在所述工作电极上的分析物检测层。在该实施方式中，分析物检测层包括诸如葡萄糖氧化酶之类的氧化还原酶，该氧化还原酶被包埋在UV交联的聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶聚合物基质中。在本发明的一些实施方式中，分析物检测层还通过等离子沉积（参见例如，实施例3）工艺改良，从而例如，使该层的表面交联。这种等离子沉积工艺可用于例如提高传感器各层之间的粘附。使用该工艺提高粘附的本发明的一些实施方式不采用诸如APTES（3-氨基丙基三乙氧基硅烷）之类的促粘剂。在本发明的一些实施方式中，分析物检测层（和任选地传感器中的其他层）不包括载体蛋白质，例如，人血清白蛋白或牛血清白蛋白。在本发明的一些实施方式中，分析物检测层包括包埋于UV交联的聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶基质中的葡萄糖氧化酶，该基质也充当电解液保持层并与导电层可操作地接触。典型地，电解液保持层由所选择的吸水率为10重量%至50重量%的组合物形成。典型地，这些传感器包括一个或一个以上附加层，例如，设置在导电层和分析物检测层上的分析物调节层。本发明的相关实施方式为包含包埋于UV交联的聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶聚合物基质（例如，设置在金属电极上的聚合物基质）中的葡萄糖氧化酶的组合物，其中，该聚合物基质还包含具有通过等离子沉积工艺交联的聚合基团的表面。

本发明的另一实施方式为制造用于植入哺乳动物体内的传感器设备的方法，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，所述导电层包括工作电极。在该方法实施方式中，本领域技术人员随后可形成设置在所述导电层上的分析物检测层，其中，所述分析物检测层包含与聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶化合物UV交联的葡萄糖氧化酶。在该方法中，GOx-PVA-SbQ层随后可通过等离子沉积工艺（例如，氦等离子沉积工艺、烯丙胺/HDMSO脉冲等离子沉积工艺、HMDSO单独脉冲等离子沉积，等等）改良，从而使得GOx-PVA-SbQ层的表面交联并例如促进各层之间的粘附。这些传感器实施方式包括那些不具有戊二醛（和/或使用该化合物通过交联工艺得到的副产物）和/或不具有血清白蛋白蛋白质和/或不具有促粘材料（例如，APTES）的传感器。该方法通常还包括在分析物检测层上形成其他层状元件（例如，分析物调节层）中的一个或一个以上。

在本发明的实施方式中，多种材料可用于制造具有各种不同厚度的分析物调节层。用于本发明的实施方式的示例性的分析物调节层在美国专利申请第12/643,790号中描述，该美国专利申请通过引用并入本文。任选地，在该层中使用的材料表现出吸水特性，其中，聚合物吸收40%至60%的水（按膜重量计算）。典型地，该层的厚度为至少3μm、4μm、5μm、6μm、7μm、8μm、9μm、10μm、11μm或12μm。在本发明的一些实施方式中，例如，在电极组合物在存在高葡萄糖流动的条件下可能不最优工作的情况下（例如，一些由薄膜工艺形成的溅射Pt电极组合物），控制分析物调节层的厚度以调节诸如葡萄糖之类的分子扩散穿过传感器各层。例如，在本发明的一些实施方式中，为了调节葡萄糖进入传感器并与传感器中的葡萄糖氧化酶（例如，包埋在PVA-SbQ聚合物基质中的葡萄糖氧化酶）反应的能力，分析物调节层的厚度为其他传感器实施方式中使用的厚度为3μm、4μm、5μm、6μm、7μm、8μm、9μm、10μm、11μm或12μm的厚层的2倍至3倍（例如，2.5倍、2.6倍、2.7倍、2.8倍，等等）。例如，本发明的这些实施方式可用于抑制所观察到的传感器Isig随时间的衰减。

典型地，分析物调节层包含线性聚氨酯/聚脲聚合物。在一些实施方式中，分析物调节层包含以1:1重量%至1:20重量%的比例混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物。在本发明的示例性的实施方式中，分析物调节层包含聚氨酯/聚脲聚合物和与该聚氨酯/聚脲聚合物混合的分支的丙烯酸酯聚合物的混合物，所述聚氨酯/聚脲聚合物由包含二异氰酸酯、亲水性聚合物和末端具有氨基、羟基或羧酸官能团的硅氧烷的混合物形成，其中，所述亲水性聚合物包含亲水性二醇或亲水性二胺，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。在本发明的一些实施方式中，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低于2%/℃。任选地，分析物调节层表现出膜重量的40%至60%的吸水特性。典型地，分析物调节层的厚度为5μm至12μm。

如本文所公开的，本文公开的元件的一些组合产生具有意想不到的特性的电流型传感器，所述意想不到的特性包括低背景电流、相对高的灵敏度、低干扰响应和低系统噪音水平。具体而言，具有溅射铂电极组合物和如下材料层的组合的传感器表现出这些非常理想的性质，所述材料层包括平均分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的交联的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)聚合物或平均分子量为4千道尔顿至500千道尔顿的交联的伯胺聚合物。此外，当这些元件进一步与调节层结合时，所述传感器表现出更加理想的品质，例如，在22℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃，所述调节层包含以1:1重量%至1:20重量%的比例混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物。

如本文所公开的，本发明的实施方式可包括多种其他层状元件。在本发明的一些实施方式中，传感器设备还包括下列层中的至少一个：设置在分析物检测层上的蛋白质层，设置在所述分析物检测层上的促粘层或设置在所述分析物传感器设备上的覆盖层，其中，所述促粘层促进所述分析物检测层和邻近层之间的粘附，所述覆盖层包括设置在所述覆盖层上的孔，从而有利于存在于哺乳动物体内的分析物与分析物调节层接触并扩散穿过该分析物调节层，进而与分析物检测层接触。在本发明的典型实施方式中，分析物传感器设备由生物相容性材料形成并且该分析物传感器设备表现出适于植入哺乳动物体内的构造。

本发明的相关实施方式为制造用于植入哺乳动物体内的传感器设备的方法，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，所述导电层包括由溅射铂组合物形成的工作电极，形成与所述导电层可操作地接触的电解液保持层，其中，所述电解液保持层由所选择的吸水率为10重量%至50重量%的组合物形成，形成设置在所述导电层上的分析物检测层，以及形成设置在所述分析物检测层上的分析物调节层。在本发明的一些实施方式中，溅射铂组合物形成为表现出低于3纳米的均方根粗糙度值。任选地，在这些方法中，电解液保持层形成为充当干扰抑制膜，该干扰抑制膜抑制分子量大于140道尔顿的化合物扩散穿过该膜。

如上所述，这些方法的一些实施方式还包括在工作电极上形成干扰抑制膜。在本发明的实施方式中有用的干扰抑制膜在例如美国专利申请第12/572,087号中描述，该美国专利申请通过引用并入本文。典型地，所述干扰抑制膜包括交联的甲基丙烯酸酯聚合物或交联的伯胺聚合物；和/或形成包括氧化还原酶的分析物检测层；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或者任选的蛋白质层上形成促粘层；和/或形成设置在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上的孔。在本发明的一些实施方式中，交联的甲基丙烯酸酯聚合物包含平均分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)（pHEMA）聚合物。典型地，聚合物通过亲水性交联剂交联。

在本发明的一些实施方式中，分析物调节层形成为包含线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物，例如，美国专利申请第12/643,790号中公开的那些聚合物，该美国专利申请通过引用并入本文。典型地，这些聚合物以1:1重量%至1:20重量%的比例混合在一起，其中，聚氨酯/聚脲聚合物通过包含二异氰酸酯，亲水性聚合物和硅氧烷的混合物形成，其中，所述亲水性聚合物包含亲水性二醇或亲水性二胺，所述硅氧烷在其末端具有氨基、羟基和羧酸官能团，并且其中，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。典型地，所述分析物调节层形成为表现出在22℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。

本发明的传感器实施方式的具体示例性的实例包括基底聚酰亚胺，带有图案的金属线，以及全部位于玻璃平板顶部上的绝缘聚酰亚胺。在该实施方式中，金属溅射工艺为衬底构建工艺阶段的下一步骤。在所述工艺的下一步骤中，金属可涂覆在待形成传感器的导体、电极和触垫的衬底聚酰亚胺的表面。用于一种或一种以上金属从来源转移至衬底的方法通常为溅射沉积工艺。如本领域已知的，溅射沉积为通过溅射沉积薄膜的物理气相沉积（PVD）方法，即，使来自“靶”（即，材料来源）的材料喷射出去，随后使该材料沉积在诸如硅晶片之类的“衬底”上。溅射材料来源通常为磁控管，该磁控管利用强电场和强磁场捕获靠近磁控管表面的电子，所述磁控管被称为靶。电子跟随围绕磁场线的螺旋路径，与靶表面附近的气态中性体发生比其他情况下可发生的电离碰撞更强的电离碰撞。溅射气体为惰性气体，通常为氩。本领域已知的示例性的溅射工艺包括例如，离子束溅射、反应性溅射、离子辅助沉积、高靶利用率溅射和气流溅射。用于这些工艺的示例性的方法和材料在例如美国专利第5,282,946号、第7,229,588号、第4,253,931号、第4,400,255号和Bernhard Wolf编辑（1995），CRC出版的HANDBOOK OF IONSOURCES中描述。

在溅射工艺的示例性的实施方式中，首先涂覆铬以充当粘附层或种子层。随后涂覆金以充当传感器的主要导体。任选地，对于不同的应用而言，Cr层被钛代替且Au层被铂代替。每层的厚度可由诸如机械性能和/或下一工艺步骤（例如，刻蚀和/或电镀）的需要之类的因素决定。例如，在0.4kW，约6.0mTorr和138埃/分钟的条件下，可实现在Cr或Ti（种子层）和Au（主要导体）的顶部涂覆厚度小于1k埃的Pt。

本发明的又一实施方式为包含如下成分的组合物：溅射铂组合物，亲水性聚合物组合物，该亲水性聚合物组合物包含平均分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的交联的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)聚合物或平均分子量为4千道尔顿至500千道尔顿的交联的伯胺聚合物。任选地，本发明的组合物还包含以1:1重量%至1:20重量%的比例混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物。

在一些传感器实施方式中，加入促粘层以促进诸如扩散控制膜和酶层之类的各种不同的层的紧密连接。一种这样的传感器实施方式如图2A所示。可选地，一些传感器实施方式不包括任何促粘层。本文公开的本发明的典型实施方式包括干扰抑制膜，该干扰抑制膜被设计为抑制和/或防止体内（例如，间质流体内）的内源性或外源性电活性物质进入传感器电极并在电极表面氧化（由此产生可混淆对分析物产生的待测量信号的测量的假信号），其中，所述内源性或外源性电活性物质例如乙酰氨基酚，尿酸和抗坏血酸。具有干扰抑制膜的传感器的一种实施方式如图2B所示。

在本发明的实施方式中有用的IRM的一个实例包括含有分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的甲基丙烯酸酯聚合物的聚合组合物，其中，所述甲基丙烯酸酯聚合物由诸如有机官能团双头（dipodal）烷氧基硅烷之类的亲水性交联剂交联。本发明的另一IRM实施方式为包含分子量为4,000道尔顿至500千道尔顿的伯胺聚合物的聚合组合物，其中，所述伯胺聚合物由诸如戊二醛之类的亲水性交联剂交联。典型地，这些交联的聚合IRM组合物涂覆溅射铂组合物。在示例性的实施方式中，铂组合物包含电极，并且交联的聚合组合物以厚度为0.1μm至1.0μm的层涂覆在电极上。本发明的相关实施方式为包含电极（例如，在电流型传感器中使用的溅射铂电极）的组合物，所述电极具有用交联的甲基丙烯酸酯聚合物层或交联的伯胺聚合物层涂覆的电活性表面并且所述电活性表面与交联的甲基丙烯酸酯聚合物层或交联的伯胺聚合物层直接接触。在本发明的一些实施方式中，IRM被设计为在干扰物的分子量为至少140道尔顿的条件下发挥作用（即，抑制干扰物的扩散）。典型地，IRM抑制乙酰氨基酚，抗坏血酸和/或尿酸扩散穿过该IRM至分析物传感器中电极的电活性表面。

在本发明的一些实施方式中，聚合物的IRM层设置在电流型传感器的溅射铂工作电极上并且由促进该层水化的亲水性交联剂交联。本领域已知多种不同的用于与甲基丙烯酸酯聚合物或聚胺聚合物偶联的亲水性交联化合物。示例性的交联化合物包括例如，戊二醛、尿素、二甲基丙烯酸乙二醇酯、二丙烯酸聚乙二醇酯、有机官能团双头烷氧基硅烷，等等。典型地，甲基丙烯酸酯（例如，2-羟乙基甲基丙烯酸酯）聚合物由与诸如烷氧基硅烷交联剂之类的羟基基团反应的亲水性交联剂交联。典型地，伯胺（例如，聚赖氨酸）聚合物由与诸如戊二醛之类的伯胺基团反应的亲水性交联剂交联。合适的伯胺聚合物包括聚赖氨酸、聚(烯丙基胺)、聚(环氧乙烷)、末端二胺、聚(乙烯基胺)、分支的聚乙烯基亚胺和基于Jeffamine系列伯胺的寡聚物或聚合物，等等（以及它们的盐）。用于制备聚胺IRM的一种典型化合物为MW为50kd至500kd的聚赖氨酸氢溴酸盐。

本发明的另一示例性的实施方式为电流型分析物传感器设备（例如，设计为植入哺乳动物体内的传感器设备），所述传感器设备包括基底层，设置在所述基底层上的导电层并且所述导电层包括溅射铂工作电极，设置在所述工作电极的电活性表面的电解液保持层和/或干扰抑制膜，其中，所述电解液保持层和/或干扰抑制膜包括由亲水性交联剂交联的聚合物，以及分析物检测层（例如，与所述干扰抑制膜直接接触的层）。该实施方式中的电解液保持层和/或干扰抑制膜可包括交联的伯胺聚合物或交联的甲基丙烯酸酯（例如，聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)）聚合物。该膜中的交联的甲基丙烯酸酯聚合物通常由亲水性交联剂（例如，尿素、二甲基丙烯酸乙二醇酯、二丙烯酸聚乙二醇酯、有机官能团烷氧基硅烷，等等）交联，这样，增加了干扰抑制膜的亲水性。理想的甲基丙烯酸酯交联剂包括诸如与有机聚合物反应以将三烷氧基甲硅烷基基团连接至聚合物骨架的有机官能团烷氧基硅烷之类的化合物。在该反应中，硅烷随后可与水分反应以将硅烷交联至稳定的三维硅烷结构中。这种机制可用于交联塑料（尤其是聚乙烯）和其他有机树脂（例如，丙烯酸和氨基甲酸乙酯）以赋予涂层持久性，耐热性。此外，诸如亲水性双头硅烷之类的交联剂产生双倍的交联强度而同时提供非常好的亲水性。

本文公开的一些交联的聚合物组合物允许设计极薄的干扰抑制膜而不大大增加现有传感器结构的厚度。干扰抑制膜的厚度通常为0.1μm至1.0μm（例如，厚度为0.1μm至0.2μm，0.1μm至0.3μm，0.1μm至0.4μm，0.1μm至0.5μm，0.1μm至0.6μm，0.1μm至0.7μm，0.1μm至0.8μm，0.1μm至0.9μm或0.1μm至1.0μm），这种厚度使它们较易适用于多种现有传感器设计而无需对这些设计做出实质性改变来适应该附加的元件。在优选实施方式中，干扰抑制膜的厚度为0.1μm至0.2μm。这些薄的干扰抑制膜可用于例如本发明的可植入传感器实施方式以有利于传感器的水合作用，并抑制诸如乙酰氨基酚、抗坏血酸和尿酸之类的化合物穿过该干扰抑制膜扩散的速率而不大大增加植入设备的体积（从而降低患者经历与设备植入相关的并发症的可能性）。任选地，干扰抑制膜以如下方式抑制乙酰氨基酚的扩散穿过其中，使分析物传感器设备中由乙酰氨基酚浓度产生的信号相对于缺少所述干扰抑制膜的对照分析物传感器设备降低至少50%。

本发明的实施方式包括多种传感器元件和元件配置。例如，在本发明的一些实施方式中，电解液保持层和/或干扰抑制膜与溅射铂工作电极的电化学反应表面直接接触；且分析物检测层设置在干扰抑制膜上。在本发明的一些实施方式中，电解液保持层和/或干扰抑制膜包括多个聚合材料涂层（例如，通过以下实施例中公开的喷雾工艺设置在溅射铂电极上的涂层）。通常，分析物检测层包括当与氧化还原酶的底物（例如，葡萄糖）接触时生成过氧化氢的氧化还原酶（例如，葡萄糖氧化酶），其中，由氧化还原酶产生的过氧化氢的量与所接触的氧化还原酶的底物的量成比例。任选地，本发明的这些实施方式还包括：设置在分析物检测层上的蛋白质层；设置在分析物检测层或蛋白质层上的分析物调节层，其中，所述分析物调节层包括对诸如葡萄糖之类的分析物穿过该分析物调节层的扩散进行调节的组合物；设置在分析物检测层上的任选的促粘层，其中所述促粘层促进分析物检测层和分析物调节层之间的粘附；或设置在分析物传感器设备上的覆盖层，其中，所述覆盖层包括位于该覆盖层上的孔以促进存在于哺乳动物体内的分析物进入分析物调节层并穿过该分析物调节层扩散；进而进入分析物检测层。在本发明的一些实施方式中，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。任选地，各层中的一种或一种以上蛋白质被包埋或交联在各层中。

任选地，导电层包括多个溅射铂工作电极，多个对电极和多个参比电极；且所述多个工作电极，多个对电极和多个参比电极一起组合成单元并且以重复的单元模式在位置上分布于所述导电层上。在本发明的一些实施方式中，传感器可操作地连接至：能够接收来自传感器的信号的传感器输入和与所述传感器输入连接的处理器，所述信号基于检测到的哺乳动物体内生理特征值；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，脉冲电压用于获取来自电极的信号。

本发明的另一实施方式为制造植入哺乳动物体内的传感器设备的方法，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，所述导电层包括溅射铂工作电极；在所述工作电极上形成干扰抑制膜，其中，所述干扰抑制膜充当电解液保持层并且包括交联的甲基丙烯酸酯聚合物或交联的伯胺聚合物；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；任选地，在所述分析物检测层上形成蛋白质层；任选地，在所述分析物检测层或任选的蛋白质层上形成促粘层，形成设置在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。本发明的又一实施方式为使用具有所公开的一系列元件的传感器和/或由所公开的方法步骤制造的传感器检测分析物的方法。

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分析物调节层。如本领域已知的，聚合物包含由许多重复单元的链或网络构成的、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。与仅使用一种单体的均聚物不同，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。由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）的水平相关联。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。

本发明的分析物调节层实施方式中使用的一种聚合组合物为聚氨酯/聚脲聚合物。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。如本领域已知的，聚氨酯为由通过氨基甲酸乙酯（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官能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的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。

本发明的另一实施方式为电流型分析物传感器设备，所述设备包括：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溅射铂工作电极，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）具有随温度上升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，混合的膜成为在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性葡萄糖渗透率曲线。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重量%并且已凭经验确定混合比例为1:1重量%至1:20重量%。在该情况下，任一聚合物都可为过量的，因此“1:20”包括分支的丙烯酸酯占二十分之一（0.05）的混合物以及线型聚脲/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，线性聚脲/聚氨酯和分支的丙烯酸酯可以线性聚脲/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在其他情况下也是有益的。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增强传感器中混合的聚合物膜与邻近材料或层（例如，GOx层）之间的粘附。

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造的元件的可植入体内的分析物传感器设备。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之间的粘附，从而消除对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）的需要。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设备上的覆盖层，其中，所述覆盖层包括位于所述覆盖层上的孔，从而有利于体内环境中存在的分析物与分析物调节层接触并扩散穿过该分析物调节层，进而与分析物检测层接触。

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）和结构这两者。例如，在本发明的一些实施方式中，导电层包括多个溅射铂工作电极和/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，避免与不良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一同构成单元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成，并且将电极组成如下结构：所述结构有利于当传感器设备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，电极组成如下结构，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取出并且暴露于体外环境中时传感器连续运行。典型地，传感器可操作地连接至能够接收基于检测到的分析物的传感器信号的传感器输入端以及与所述传感器输入端连接的处理器，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成。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/聚脲聚合物和与该聚氨酯/聚脲聚合物混合的分支的丙烯酸酯聚合物，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、羟基或羧酸官能团的硅氧烷的混合物形成，并且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，分析物调节层包括聚氨酯/聚脲聚合物和与该聚氨酯/聚脲聚合物混合的分支的丙烯酸酯聚合物，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、羟基或羧酸官能团的硅氧烷的混合物形成，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)乙基甲基丙烯酸酯、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，占混合物中反应物的约50mol%）、至少一种亲水性二醇或亲水性二胺化合物（典型地，占混合物中反应物的约17mol%至45mol%）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，末端为三甲基甲硅烷基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，Jeffamine600）。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)乙基甲基丙烯酸酯化合物、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-羟基乙基甲基丙烯酸酯的混合物形成，其中，所述第一聚合物与所述第二聚合物以1:1重量%至1:20重量%的比例混合在一起。

包含多个氧化还原酶层的传感器

如本领域已知的，在典型的电流型葡萄糖传感器中，葡萄糖氧化酶用于催化葡萄糖和氧之间的反应，生成葡萄糖酸和过氧化氢（H₂O₂）。H₂O₂随后与传感器的电路中的电极发生电化学反应，这样，可测量（例如，通过稳压器）所产生的电路电流变化。然而，同时，该H₂O₂可与葡萄糖氧化酶发生反应并破坏葡萄糖氧化酶，这是一种可降低传感器性能和/或缩短传感器寿命的现象。因此，本技术领域中需要如下的方法和材料：该方法和材料允许基于氧化还原酶（例如，葡萄糖氧化酶）的传感器在传感器电极上产生H₂O₂信号，该H₂O₂信号足以定量相关葡萄糖水平同时使H₂O₂对氧化还原酶的破坏最小化。包括如下葡萄糖传感器的本发明的实施方式解决了本技术领域中的这种需要和其他需要：所述葡萄糖传感器具有多个含不同浓度的葡萄糖氧化酶的层。

例如，如图8B至图8C中的数据所示，具有多个不同浓度的葡萄糖氧化酶层的葡萄糖传感器可形成如下组合物：该组合物可在传感器电极处产生H₂O₂信号，该信号足以定量相关葡萄糖水平同时可降低对葡萄糖氧化酶的潜在破坏。例如，如图8B至图8C所示，15KU-30KU-45KU层和45KU-45KU-45KU层显示出可比较的传感器特性，即使15KU-30KU-45KU层所含的GOx明显少于45KU-45KU-45KU层所含的GOx。同时，因为15KU-30KU-45KU层包含显著较少的GOx，所以其所产生的H2O2比45KU-45KU-45KU层所产生的H2O2（可破坏GOx的H2O2）少。以这种方式，可降低H2O2介导的对GOx酶的破坏。在不受特定现象或科学原理的限定的条件下，本发明认为所观察到的这种效果可由不同浓度（例如，15KU-30KU-45KU）的葡萄糖氧化酶层对H2O2分子的流动的影响产生，所述H2O2分子正在以优化传感器信号的（即使GOx比45KU-45KU-45KU层的GOx显著较少）方式迁移至电极（例如，流动角度）。

本文公开的传感器实施方式包括皮下电流型葡萄糖传感器，所述传感器包括多个膜层，所述膜层包括葡萄糖氧化酶（GOx）层，人血清白蛋白（HSA）层，促粘（AP）层，和葡萄糖限制膜（GLM）层，所有这些层通常涂覆在传感器电路（例如，三个电极柔性电路）的顶部。在该传感器实施方式中，GLM充当分析物调节层，从而确保GOx反应生成过氧化氢时GOx-葡萄糖反应受到葡萄糖浓度的限制而不是受O₂的限制，所述过氧化氢随后被阳极工作电极氧化以产生可测量的信号。这些层表现出对底物和产物的不同的渗透性并且GOx层中的葡萄糖的相对浓度和酶的相对浓度可影响酶反应的效率。该多层膜葡萄糖传感器的数学模型由COMSOL Multiphysics

3.5a及其化学设计组件（并且由该组件产生的数据如图8A至图8C所示）开发。在该模型中，传感器膜中的底物和产物的扩散使用Fich扩散定律（方程1）模拟。GOx层中的酶反应使用Michaelis-Menten酶动力学（方程2）模拟。可在该模型中使用的示例性的厚度参数包括：GLM层的厚度=7E-6m；AP层的厚度=5E-7m；HSA层的厚度=3E-6m；GOx的厚度=1E-6m（单层）和3E-6m（三层）。可用于该模型的示例性的扩散参数包括：GLM中的葡萄糖扩散系数=4.5E-13m2/s；GLM中的过氧化氢的扩散系数=2.6E-11m2/s；AP中葡萄糖的扩散系数=2.6E-14m2/s；AP中的过氧化氢的扩散系数=1.56-12m2/s；HSA中的葡萄糖扩散系数=1.65E-13m2/s；HSA中的过氧化氢的扩散系数=4E-11m2/s；GOx中的葡萄糖的扩散系数=1.9E-13m2/s；GOx中的过氧化氢的扩散系数=4.6E-11m2/s；没的Michaelis-Menten常数Km=22mM。这些参数可设置在每个膜层的子域设置中，对于边界设置而言，参数可设置为：在GLM/整体溶液界面处的过氧化氢浓度等于0，在GLM/整体溶液界面处的葡萄糖浓度等于5.5mol/m3（等于100mg/dl），在GOx/电极界面处的葡萄糖流动等于0，以及在GOx/电极界面处的过氧化氢浓度等于0。本领域技术人员可理解的是，本领域已知的其他模型和/或模型参数可易于评价各传感器层。

具有多个氧化还原酶（例如葡萄糖氧化酶）层的本发明的实施方式包括电流型分析物传感器设备，所述分析物传感器设备包括基底层，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（任选地，包括溅射铂组合物或一种或一种以上前面段落中讨论的其他元件）。在示例性的实施方式中，含有第一葡萄糖氧化酶浓度的第一分析物检测层设置在导电层上（例如，直接或间接地与电极的电活性表面接触）。含有第二葡萄糖氧化酶浓度的第二分析物检测层设置在该第一分析物检测层上并且含有第三葡萄糖氧化酶浓度的第三分析物检测层设置在所述第二分析物检测层上。典型地，随后将分析物调节层设置在所述第一分析物检测层、所述第二分析物检测层和所述第三分析物检测层上。这种排布的排列组合包括具有两个分析物检测层的传感器和具有四个、五个、六个或更多个分析物检测层的传感器。

在本发明的实施方式中，第一葡萄糖氧化酶浓度通常比第二葡萄糖氧化酶浓度高（例如，比邻近层高至少5KU至20KU）。类似地，在本发明的实施方式中，第二葡萄糖氧化酶浓度通常比第三葡萄糖氧化酶浓度高（例如，比邻近层高至少5KU至20KU）。在本发明的一种示例性的实施方式中，所述第一葡萄糖氧化酶浓度为35KU/mL至55KU/mL；所述第二葡萄糖氧化酶浓度为20KU/mL至40KU/mL，和/或所述第三葡萄糖氧化酶浓度为5KU/mL至25KU/mL。任选地，在这些层中，葡萄糖氧化酶被包埋在UV交联的聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶（PVA-SbQ）聚合物基质中。这些层的厚度可改变。任选地，第一分析物检测层的厚度为0.5微米至1.5微米；第二分析物检测层的厚度为0.5微米至1.5微米；和/或第三分析物检测层的厚度为0.5微米至1.5微米。本发明的一些实施方式可包括使用等离子沉积工艺（例如，He或Ar等离子沉积工艺）对分析物检测层的表面进行改良，这样，使分析物检测层的表面上的化学基团得到交联。

这些分析物传感器还可包括一个或一个以上附加元件，例如，电解液保持层，蛋白质层，干扰抑制膜，促粘层和/或设置在所述分析物传感器设备上的覆盖层，其中，所述覆盖层包括设置在所述覆盖层上的孔，从而有利于存在于哺乳动物中的分析物与分析物调节层接触并扩散穿过该分析物调节层，进而与所述分析物检测层接触。在一些实施方式中，工作电极包括溅射铂组合物并且传感器设备还包括与所述导电层可操作地接触的电解液保持层，其中，所述电解液保持层由所选择的吸水率为10重量%至50重量%的组合物形成。任选地，所述分析物调节层包括以1:1重量%至1:20重量%的比例混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物。在本发明的一些实施方式中，所述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%/℃。

本发明的另一实施方式为调节层状葡萄糖传感器设备中的过氧化氢分子的流动的方法，所述方法包括在所述设备中组织各层，从而使所述设备包括：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第一分析物检测层并且所述第一分析物检测层包括第一葡萄糖氧化酶浓度，设置在所述第一分析物检测层上的第二分析物检测层并且所述第二分析物检测层包括第二葡萄糖氧化酶浓度，设置在所述第二分析物检测层上的第三分析物检测层并且所述第三分析物检测层包括第三葡萄糖氧化酶浓度，以及设置在所述第一分析物检测层、所述第二分析物检测层、所述第三分析物检测层上的分析物调节层。在本发明的这些实施方式中，在所述第一分析物检测层、所述第二分析物检测层、所述第三分析物检测层中的第一葡萄糖氧化酶浓度、第二葡萄糖氧化酶浓度、第三葡萄糖氧化酶浓度起到改变所述第一分析物检测层、所述第二分析物检测层、所述第三分析物检测层中的在存在葡萄糖的条件下由葡萄糖氧化酶产生的过氧化氢分子的流动角度的作用（例如，与单个葡萄糖氧化酶层或单一葡萄糖氧化酶浓度相比），这样，使层状葡萄糖传感器设备中的过氧化氢分子的流动得到调节。在不受特定科学理论或原理的限定的条件下，在这些实施方式中，本发明认为在所述第一分析物检测层、所述第二分析物检测层和所述第三分析物检测层中的不同的葡萄糖氧化酶水平改变了在存在葡萄糖的条件下由葡萄糖氧化酶产生的过氧化氢分子的流动角度，这样，层状葡萄糖传感器中的过氧化氢分子的流动被最佳地定向至工作电极上的电活性表面（例如，与单一葡萄糖氧化酶层或单一葡萄糖氧化酶浓度比较，参见，例如图8C）。

本发明的又一实施方式为一种如下的组合物：所述组合物包括金属电极，设置在所述金属电极上的第一分析物检测层并且所述第一分析物检测层包含第一葡萄糖氧化酶浓度，设置在所述第一分析物检测层上的第二分析物检测层并且所述第二分析物检测层包含第二葡萄糖氧化酶浓度，设置在所述第二分析物检测层上的第三分析物检测层并且所述第三分析物检测层包含第三葡萄糖氧化酶浓度以及设置在所述第一分析物检测层、所述第二分析物检测层和所述第三分析物检测层上的分析物调节层。

可理解的是，本发明的实施方式包括检测哺乳动物体内的分析物的方法，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一种或一种以上电波动（例如，工作电极中的电流变化）并使电流的变化与分析物的存在相关联，这样，检测到分析物。在一种这样的方法中，分析物传感器设备检测哺乳动物体内的葡萄糖。在可选的方法中，分析物传感器设备检测乳酸盐、钾、钙、氧、pH和/或哺乳动物体内的任何生理相关分析物。

A.本发明的实施方式中发现的典型传感器构造

图2A举例说明了本发明的典型传感器实施方式100的横截面。该传感器实施方式由多个元件形成，所述多个元件通常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种不同的导电成分和非导电成分的层的形式。在本文中，传感器的元件通常被表征为层，因为，例如，这使图2所示的传感器结构易于表征。然而，本领域技术人员会理解的是，在本发明的某些实施方式中，将传感器成分进行组合以便多个成分形成一个或一个以上异质层。在这种情况下，本领域技术人员所理解的是，在本发明的各种实施方式中，层状成分的排序可以改变。

图2A所示的实施方式包括支承传感器100的基底层102。基底层102可由诸如金属和/或陶瓷和/或聚合衬底之类的材料制成，它可以自支承或者由本领域已知的另一材料进一步支承。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。通常，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。其他实施方式还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，例如充当参比电极和对电极这两者的电极。

如以下详述，基底层102和/或导电层104可使用许多已知的技术和材料产生。在本发明的一些实施方式中，传感器的电路通过将所设置的导电层104刻蚀成期望的导电通路模式来限定。传感器100的典型电路包括两个或两个以上具有形成触板的近端区域和形成传感器电极的远端区域的邻接的导电通路。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，无毒的生物相容聚合物，例如硅氧烷化合物，聚酰亚胺，生物相容焊接掩模，环氧丙烯酸酯共聚物等。在本发明的传感器中，可穿过覆盖层106形成一个或一个以上暴露区域或孔108以使导电层104向外部环境开放且例如，允许诸如葡萄糖之类的分析物渗入传感器的各层并由检测元件检测。孔108可通过许多技术形成，包括激光烧蚀、带条掩盖（tape masking）、化学铣削或刻蚀或光刻显影等。在本发明的一些实施方式中，在制造过程中，还可将第二光阻剂涂覆于保护层106以限定待移除的保护层区域，从而形成孔108。暴露的电极和/或触板还可以进行诸如额外的电镀工艺之类的二次加工（例如，穿过孔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（该分析物检测层通常为传感器化学层，意味着这层中的材料进行化学反应产生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之上。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之上，而分析物检测层110随后设置在该干扰抑制膜120上。通常，分析物检测层110为酶层。更通常地，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质结合。在一种示例性实施方式中，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产生过氧化氢（其为一种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联，因此葡萄糖的浓度可通过监控电流中的这种调节来确定。由过氧化氢浓度的改变引起的电流的这种调节可通过多种传感器监测器设备中的任一种（例如，通用传感器电流型生物传感器检测仪）或者其他多种本领域已知的类似设备中的一种（例如，Medtronic MiniMed生产的葡萄糖监控设备）监控。

在本发明的实施方式中，分析物检测层110可涂覆于部分导电层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，溅射铂电极的反应表面）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，附加层包括设置在分析物检测层110上以调节分析物进入分析物检测层110的分析物调节层112。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存在于分析物检测层中的诸如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的适合这样的目的的材料制成，例如，诸如聚二甲基硅氧烷之类的硅树脂化合物，聚氨酯，聚脲纤维素乙酸酯，NAFION，聚酯磺酸（例如，Kodak AQ），水凝胶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，如图2所示，促粘剂层114设置在分析物调节层112和分析物检测层110之间以促进它们接触和/或粘附。在本发明的一种特定实施方式中，如图2所示，促粘剂层114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/或粘附。促粘剂层114可由多种本领域已知的材料中的任何一种制成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的情况下与分析物检测层110直接接触。

下面描述用于构成本文所公开的传感器的典型元件的实施方式。

B.用于本发明实施方式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传感器实施方式的典型元件/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元件（例如，既充当支承基底成分和/或导电成分和/或分析物检测成分的基质还充当传感器中的电极的元件）。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，指的是设备中通常向多个成分提供支承基质的成分，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特性（例如，绝缘性，不透水性和密封性）的材料制成。一些材料包括金属衬底，和/或陶瓷衬底和/或聚合衬底等。

基底成分可以自支承或由本领域已知的另一材料来进一步支承。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。使用氧化铝作为用于可植入设备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）。取决于具体的传感器设计，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非导电的陶瓷用于薄的成分（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检测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，指的是诸如能够测量可检测信号并将该信号传导至检测设备的电极之类的导电传感器元件。这样的一种示例性的例子为可测量对暴露于刺激产生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的浓度发生变化的情况下产生不同的可检测信号的溅射铂电极。导电成分中这些电极中的一种通常为工作电极，所述工作电极可由抗蚀金属或碳制成。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成。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）制成。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线或者例如通过涂覆或印刷涂覆于衬底的导电薄膜。通常，仅金属或碳导体表面的一部分与含有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，那么它可包括分离的对电极，所述分离的对电极可由与工作电极相同或不同的材料制成。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。

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检测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加恒定电位的条件下工作电极表面上的通过酶反应生成的过氧化氢的氧化作用和/或还原作用。因为基于过氧化氢的直接氧化的电流检测需要较高的氧化电位，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，指的是在传感器中起抑制由这些可氧化的物种所生成的假信号的作用的涂层或膜，所述假信号干扰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，所述化合物例如本文公开的亲水性交联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（包括合并有诸如聚(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 and Bioelectronics17(2002)181-189中发表的文章以及Choi等在Analytical Chimica Acta461(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，例如美国专利第5,755,939号和美国专利申请第12/572,087号中公开的那些干扰抑制成分，该美国专利和美国专利申请通过引用并入本文。图2B显示了包含干扰抑制膜的本发明的实施方式。

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设备检测其存在的分析物的物质或与该分析物发生反应的物质的成分。通常，分析物检测成分中的这种物质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产生可检测的信号。就这点而言，分析物检测成分和导电成分的电极联合工作以产生电信号，所述电信号由与分析物传感器关联的设备读取。通常，分析物检测成分包括能够与其浓度的改变可通过测量导电成分的电极的电流变化来进行测量的分子（例如，氧和/或过氧化氢）发生反应和/或生成该分子的氧化酶还原酶，例如葡萄糖氧化酶。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。分析物检测成分可涂覆传感器的所有各种不同的电极或传感器的各种不同的电极的一部分。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）结合并且随后涂覆于一个或一个以上层中的电极表面上以形成薄的酶成分的酶（例如，葡萄糖氧化酶）。在一种典型实施方式中，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）中存在的葡萄糖发生反应并根据图1中所示的反应生成过氧化氢，其中在导电成分的工作电极上检测到由此生成的过氧化氢。

如上所述，对包括酶和第二蛋白（例如，白蛋白）的层进行处理以形成交联的基质（例如，通过UV交联或将交联剂添加至蛋白质混合物中）。如本领域已知的，可以控制交联条件来调节诸如酶的保留的生物活性，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，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浓度可为大约0.5%至30%（w/v）。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，胶原蛋白或BSA或在这些情况下使用的其他结构蛋白可用于代替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的粘附的材料的成分。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成，并且可通过多种本领域已知的方法中的任何一种来涂覆所述促粘剂成分。通常，促粘剂成分包括诸如3-氨基丙基三乙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）促进粘附是本领域已知的（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，通过将诸如3-氨基丙基三乙氧基硅烷之类的硅烷和戊二醛用于逐步加工以将牛血清白蛋白（BSA）和葡萄糖氧化酶（GOx）连接并共交联至电极表面的化学改良的电极是本领域熟知的（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，所述化合物例如用于限制诸如葡萄糖之类的分析物扩散穿过分析物调节成分的聚二甲基硅氧烷（PDMS）化合物。在示例性的实施方式中，配方包括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，促粘成分在层状传感器系统内交联并且相应地包括所选择的能够使邻近成分（例如，分析物调节成分）中存在的基团交联的药剂。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使邻近成分（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交联的药剂和/或能够使在设置于邻近层（例如，分析物调节层）内的化合物中存在的硅氧烷基团交联的药剂。

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，指的是通常形成传感器上的膜的成分，所述膜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。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该成分扩散的作用。任选地，可形成这些分析物调节成分来防止或限制一种类型的分子（例如，葡萄糖）穿过所述成分的扩散，而同时允许或甚至促进其他类型的分子（例如，O₂）穿过所述成分的扩散。

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扩散穿过传感器的主要膜。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内酯。过氧化氢可穿过分析物调节成分扩散回去，或者它可扩散至电极，在电极处过氧化氢可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。

本领域已知多种示例性分析物调节组合物并且在下列文献中对多种示例性分析物调节组合物进行描述，例如，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。

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、护层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，无毒的生物相容聚合物（例如硅树脂化合物，聚酰亚胺），生物相容焊接掩模，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有利于光刻形成贯穿至导电成分的孔。典型的覆盖成分包括硅树脂上的短纤。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）。

C.本发明的典型的分析物传感器系统实施方式

本文公开的传感器元件和传感器的实施方式可与多种通常用于分析物传感器的其他系统元件（例如，诸如刺穿部件、嵌入装置等的结构元件，以及诸如处理器、监控器、药品输注泵等的电子元件）可操作地连接，例如，以使它们适于在各种场合(例如，哺乳动物体内植入)下使用。本发明的一种实施方式包括使用本发明的实施方式监控用户生理特征的方法，其中所述本发明的实施方式包括能够接收基于检测到的用户生理特征值的传感器信号的输入元件，和用于对所接收到的信号进行分析的处理器。在本发明的典型实施方式中，处理器确定生理特征值的动态行为并且基于由此确定的生理特征值的动态行为提供可观察到的指示。在一些实施方式中，生理特征值是用户体内血糖浓度的测量值。在其他实施方式中，对所接收到的信号进行分析并确定动态行为的过程包括重复测量生理特征值以获得一系列的生理特征值，从而，例如，将对比冗余（comparative redundancy）以如下方式并入传感器设备：所述方式被设计为提供关于传感器功能、分析物浓度测量、干扰的存在等的确认信息。

本发明的实施方式包括以如下方式和形式显示检测到的生理特征（例如，血糖浓度）的测量数据的设备，所述方式和形式被特制成使设备的用户容易监控和（若需要的话）调节所述特征的生理状态（例如，通过给药胰岛素来调节血糖浓度）。本发明的示例性实施方式为一种设备，所述设备包括：能够从传感器接收信号的传感器输入端，所述信号基于检测到的用户的生理特征值；存储器，该存储器用于存储从传感器接收到的信号的、检测到的用户生理特征值的多个测量值；和显示器，该显示器用于呈现检测到的生理特征值的多个测量值的文字和/或图像表示（例如，文字，线状图表之类，柱状图之类，网格图像之类或其组合）。通常，图像表示显示所检测到的生理特征值的实时测量值。这样的设备可用于多种场合，例如与其他医疗装置联合使用。在本发明的一些实施方式中，所述设备与至少一种其他医疗设备（例如，葡萄糖传感器）联合使用。

一种示例性的系统实施方式由葡萄糖传感器、发射器和泵接收器以及葡萄糖计构成。在该系统中，可将来自发射器的无线信号周期性地（例如，每5分钟）发送至泵接收器以提供实时传感器葡萄糖（SG）值。值/图表在泵接收器的监控器上显示以便用户可自己监控血糖和使用他们自己的胰岛素泵递送胰岛素。通常本文公开的设备的实施方式通过有线或无线连接与第二医疗设备通信。无线通信可包括，例如接收发射的辐射信号，所述接收发射的辐射信号随着通过RF遥测技术、红外传输、光学传输、音速和超音速传输等的信号传输而发生。任选地，所述设备为药品输注泵（例如，胰岛素泵）的不可分割的部分。通常，在这样的设备中，所述生理特征值包括多个血糖测量值。

D.本发明的实施方式及相关特征

本文公开的本发明的实施方式的重点在于可植入分析物传感器和传感器系统上，所述分析物传感器和传感器系统被设计为包括溅射铂电极，电解液保持组合物（例如，包含交联的聚合物的干扰抑制膜）和/或促进传感器的体内初始化和/或启动（例如，传感器在植入体内后适应其水性环境并开始传输有意义的信息所花费的磨合时间）的配置。具体而言，本领域众所周知，传感器在其使用前初始化和/或启动所需的时间量会较长（例如，在电流型葡萄糖传感器中，传感器启动的初始化时间可为2小时至10小时），这是可阻碍这些传感器在医疗护理的给药中使用的一个因素。例如，在医院环境中，相对长的传感器初始化和/或启动期可延迟与患者健康相关的重要信息（例如，糖尿病患者中的高血糖或低血糖）的接收，从而延迟基于接收这些信息的治疗（例如，给药胰岛素）。此外，在医院环境中，相对长的传感器初始化和/或启动期会要求医院工作人员重复监控，这是增加患者护理成本的一个因素。基于这些原因，在医院环境中，在体内具有缩短的初始化和/或启动时间的传感器以及设计为包括使较长的传感器初始化和/或启动时间缩短的元件和/或元件配置的传感器和传感器系统是非常理想的。以葡萄糖传感器为例，将传感器初始化和/或启动时间缩减15分钟至30分钟是非常理想的，因为，例如，这种较短的初始化时间可以：（1）减少由医院工作人员监控患者的需要，这是有助于这些医疗设备的成本效益的一个因素；且（2）减少与患者健康相关的重要信息的接收的延迟。

在非医院环境中使用分析物传感器的个体中（例如，使用葡萄糖传感器来监控其疾病的糖尿病人），相对长的传感器初始化和/或启动期由于对用户造成不便并且延迟与用户健康相关的信息的接收也会产生问题。近些年，在糖尿病的监控中使用葡萄糖传感器、胰岛素输注泵等有所增加，这是由于，例如，研究显示当以与健康个体体内生理胰岛素浓度的上升和下降密切匹配的方式向患者给药胰岛素时，与该慢性疾病相关的发病率和死亡率问题显著减少。因此，医疗工作人员指导患有诸如糖尿病之类慢性疾病的患者在他们的疾病的监控中起主动作用，具体而言，密切监控和调节血糖水平。在这种情况下，由于许多糖尿病人未经过医疗训练，他们可能由于与所述监控相关的复杂性而放弃最优的血糖水平监控和调节，例如，从患者主动的日常操作角度而言可能是不方便的两小时启动期。基于这些原因，设计为包括可缩短传感器初始化和/或启动时间的元件和/或元件配置（例如，本文公开的亲水性干扰抑制膜）的传感器和传感器系统在所述传感器由未经医疗训练的糖尿病患者操作的情形下是非常理想的，因为它们有利于患者方便地监控其疾病，这种行为表现出减少了在患有慢性糖尿病的个体中所观测的众所周知的发病率和死亡率问题。

尽管本文公开的分析物传感器和传感器系统通常设计为可植入哺乳动物体内，但本文公开的发明不限于任何特定的环境而且反而可用于多种场合，例如，用于分析大多数体内和体外液体样本，包括生物流体，例如，间质液、全血、淋巴液、血浆、血清、唾液、尿液、粪便、汗水、粘液、眼泪、脑脊液、鼻分泌物、宫颈或阴道分泌物、精液、胸水、羊水、腹水、中耳液、关节液、胃液等。此外，固体或粉状样本可以溶解在合适的溶剂中以提供适合分析的液体混合物。

如本文所公开的，本领域技术人员理解的是，设置在基底层上并且包括溅射铂工作电极、对电极和参比电极的导电层包括导电层设置在基底层的至少一部分上而不一定完全覆盖基底层的实施方式。本领域技术人员可以理解的是，这适用于传感器内的其他层，例如，设置在导电层上的分析物检测层包括分析物检测层设置在导电层的至少一部分上的传感器实施方式；以及设置在分析物检测层上的分析物调节层包括设置在分析物检测层等的至少一部分上的分析物调节层等等。任选地，电极可设置在传感器结构的单个表面或单侧上。可选地，电极可设置在传感器结构的多个表面或多侧上（并且例如可以由穿过传感器材料直至设置电极的表面的通孔连接）。在本发明的一些实施方式中，电极的反应表面具有不同的相对面积/尺寸，例如1X参比电极，1.75X工作电极和3.6X对电极。

在本发明的一些实施方式中，诸如电极或孔之类的设备的元件被设计为具有特定结构和/或由特定材料制成和/或相对于其他元件放置以有利于传感器工作。例如，在不受特定理论或作用机制限制的条件下，传感器实施方式（例如，简单的三电极实施方式）看起来可能更容易受单个电极周围的局部环境变化的影响。例如，参比电极或另一电极顶部或附近的气泡和/或参比电极或另一电极顶部或附近停滞或半停滞的液池可因此损害传感器性能。在这种情况下，分布式电极配置似乎是有利的，因为电极区域的分布允许传感器补偿小的局部区域的信号丢失（例如，这可由于缺少水合作用、流体停滞、患者的免疫反应等发生）。

一些分析物传感器设备实施方式包括多个工作电极、多个对电极和多个参比电极。任选地，多个工作电极、多个对电极和多个参比电极一同组成单元并且以重复单元的模式在位置上分布于导电层上。可选地，多个工作电极、多个对电极和多个参比电极组合在一起并且以非重复单元的模式在位置上分布于导电层上。在本发明的一些实施方式中，细长的基底层由允许传感器在植入体内时扭曲和弯曲的材料制成；而电极以当传感器装置植入体内扭曲和弯曲时促进体内流体进入工作电极中至少一个的配置分组。在一些实施方式中，电极以如果将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到体外环境下仍允许传感器继续保持最优功能的配置分组。

在本发明的典型实施方式中，传感器可操作地连接至附加元件（例如，电子部件），例如，设计为传送和/或接收信号的元件，监视器，泵，处理器，等等（参见例如，美国专利第6,558,351号，第7,344,500号和第7,278,983号，该美国专利通过引用并入本文）。例如，在本发明的一些实施方式中，传感器可操作地连接至能够接收基于在哺乳动物体内检测到的生理特征值的传感器信号的传感器输入端；并且所述传感器可操作地连接至与所述传感器输入端连接的处理器，其中，所述处理器能够表征从所述传感器接收到的一个或一个以上信号。如本文公开的多种传感器配置可用于这些系统。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。

在传感器插入组件设备的一些实施方式中，第一和第二（和/或第三，等）电化学传感器包括一个工作电极、一个对电极和一个参比电极。可选地，多个电化学传感器包括多个工作电极、多个对电极和多个参比电极，例如，具有美国专利申请第11/633,254号所公开的分布式配置的那些传感器，该美国专利申请的内容通过引用并入本文。在本发明的一些实施方式中，上述多个传感器中的至少两个被设计为测量由同一生理特征（例如，血糖浓度）产生的信号。本发明的实施方式可包括，例如多个具有涂覆有氧化还原酶（例如，葡萄糖氧化酶）的工作电极的电化学传感器，并且本发明的实施方式用于被设计为对多个体内嵌入位置所观测的葡萄糖浓度进行抽样和比较的方法中。可选地，传感器设备中多个传感器中的至少两个被设计为测量由不同特征产生的信号，例如，包括与血糖无关的背景或干扰信号（例如，“干扰噪声”）的第一特征和包括血糖浓度的第二特征。在本发明的一种示例性实施方式中，第一传感器被设计为测量葡萄糖氧化酶并且包括一个或一个以上涂覆有葡萄糖氧化酶的工作电极而第二比较传感器被设计为测量与血糖无关的背景或干扰信号并且不具有涂覆有葡萄糖氧化酶的工作电极（或者多个电极）。

在本发明的一些实施方式中，使用如本文所公开的电压脉冲和/或转换的传感器系统用于下述方法中，所述方法设计为以如下方式通过增强流体围绕植入元件流动的能力来克服可植入传感器和传感器系统由于缺少水合作用而发生的问题（例如，缓慢的启动初始化时间）和/或由于流体停滞而发生的问题，所述方式为抑制气泡或流体的停滞库以损害传感器功能的方式在电极之上或附近形成和/或停留的可能性。此外，使用电压脉冲和/或转换的本发明的实施方式可与本文公开的一些补充性元件结合以进一步克服因缺少水合作用、流体停滞、患者的免疫反应等而产生的问题（例如，分布式的电极配置，多电极传感器，具有多个植入位置的多传感器设备等）。

本发明的一些实施方式中，处理器能够将响应第一工作电位的从工作电极接收的第一信号与响应第二工作电位的从工作电极接收的第二信号进行比较，其中在第一工作电位和第二工作电位条件下的第一信号和第二信号的比较可用于识别由干扰化合物产生的信号。在本发明的一种这样的实施方式中，一个工作电极涂覆有葡萄糖氧化酶而另一个没有，干扰化合物为乙酰氨基酚、抗坏血酸、胆红素、胆固醇、血肌酐、多巴胺、麻黄素、布洛芬、左旋多巴、甲基多巴、水杨酸盐、四环素、甲磺吖庚脲、甲苯磺丁脲、甘油三酯或尿酸。任选地，脉冲和/或变化的（例如，转换的）电压用于从工作电极获取信号。通常，至少一个电压为280毫伏、535毫伏或635毫伏。本发明的相关实施方式包括用于在本发明的各种传感器实施方式中识别和/或表征一种或一种以上由干扰化合物产生的信号的方法（例如，通过将来自涂覆有分析物检测化合物的电极的信号与未涂覆有分析物检测化合物的对照电极的信号进行比较）。任选地，这种方法使用脉冲和/或变化的工作电位来观测电极处的信号。

本发明的传感器还可并入多种本领域已知的医疗系统中。本发明的传感器可用于，例如，设计为控制药品输入用户身体的速率的闭环输注系统。这种闭环输注系统可包括传感器和产生输入至控制器的输入的关联仪表，所述控制器进而操作递送系统（例如，计算待由药品输注泵递送的剂量的控制器）。在这样的情况下，与传感器关联的仪表还可以传输指令至递送系统，且可以用于远程控制递送系统。通常，传感器为监控用户体内的葡萄糖浓度的与间质液接触的皮下传感器，并且由递送系统输注至用户体内的液体包括胰岛素。示例性的系统在下列文献中公开，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WO2004/008956和WO2004/009161，上述专利文献通过引用并入本文。

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，上述专利文献的内容通过引用并入本文。

用于监控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等人;“In Vivo Characteristics of Needle-Type GlucoseSensor-Measurements of Subcutaneous Glucose Concentrations in HumanVolunteers,”Horm.Metab.Res.,Suppl.Ser.20:17-20(1988);Bruckel等人;“InVivo Measurement of Subcutaneous Glucose Concentrations with an EnzymaticGlucose Sensor and a Wick Method,”Klin.Wochenschr.67:491-495(1989);和Pickup,等人;″In Vivo Molecular Sensing in Diabetes Mellitus:An ImplantableGlucose Sensor with Direct Electron Transfer,″Diabetologia32:213-217(1989)。其他传感器在下述文献中有描述，例如，ADVANCES IN IMPLANTABLEDEVICES,A.Turner(编辑),JAI Press,London,第1章,(1993)，上述文献通过引用并入本文。

A.用于制造分析物传感器的一般方法

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设备的方法，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（并且通常为溅射铂工作电极、参比电极和对电极）；在所述导电层上形成电解液保持层和/或干扰抑制膜，在所述干扰抑制膜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上所述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，分析物调节层包括具有中心链和连接至该中心链的多个侧链的亲水性梳状共聚物，其中至少一个侧链包括硅树脂基团。在这些方法的一些实施方式中，分析物传感器设备成型为平面几何结构。

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不同的可被控制的特征。例如，促粘层包括所选择的能够稳定整体传感器结构的化合物，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、乳酸盐氧化酶、己糖激酶和乳酸盐脱氢酶的酶组合物。在这样的方法中，分析物检测层通常包括基本上与酶成固定比例的载体蛋白质组合物，并且所述酶和所述载体蛋白质以基本均匀的形式分布贯穿所述分析物检测层。

B.用于制造分析物传感器的典型操作和材料

本文提供的公开内容包括可使用各种熟知的技术的组合产生的传感器材料和传感器设计。例如，本发明的公开内容描述了通过溅射铂形成的电极组合物和使用该工艺生产的传感器。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刻蚀工艺的刚性的平坦结构。就这点而言，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。所述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，通常通过将液体形式的基底层材料涂覆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/或化学掩模和刻蚀步骤以形成下述导体。在一种示例性的形式中，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，所述多种元素包括，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承上，所述方法包括物理气相沉积、或使用诸如旋转玻璃、硫属化物、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产生具有一个或一个以上检测元件的导电层。通常这些检测元件包括一个或一个以上溅射铂电极，所述溅射铂电极通过多种本领域已知的方法中的一种形成。诸如电解液保持层和/或IRM和分析物检测酶层等的附加层可随后可通过电化学沉积或不同于电化学沉积的方法（例如，旋转涂覆），接着进行气相交联（例如使用二醛（戊二醛）或碳化二亚胺）而设置在检测层上。

本发明的电极可以由本领域已知的多种材料形成。例如，电极可以由后过渡贵金属制成。诸如金、铂、银、铑、铱、钌、钯、或锇之类的金属可适合于本发明的各种实施方式。诸如碳或汞之类的其他组合物也可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（包括溅射法）。然而，这些金属沉积工艺应当产生具有良好的金属金属粘附和最小表面污染的结构，从而提供具有合理的活性位点数目的催化金属电极表面。

在本发明的示例性的实施方式中，首先通过电极沉积、表面溅射或其他合适的工艺步骤将薄膜导电层涂覆于基底层。在一种实施方式中，这种导电层可被设置为多个薄膜导电层，例如，基于铬的初始层适合于化学粘接至聚酰亚胺基底层，接着依次形成基于金的薄膜层和基于铬的薄膜层。在可选的实施方式中，可以使用其他的电极层构造或材料。根据传统的光刻技术，随后采用所选择的光阻剂涂层覆盖导电层，并且可将接触掩模涂覆在光阻剂涂层之上以适于光成像。接触掩模通常包括一个或一个以上导体线路图案以适当的暴露光阻涂层，接着通过刻蚀步骤产生多个保留在基底层上的导电传感器线路。在设计用作皮下葡萄糖传感器的一种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）的三个平行的传感器元件。

传感器的一部分通常被绝缘覆盖层覆盖，所述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。可以任何期望的方式涂覆绝缘覆盖层。在示例性步骤中，绝缘覆盖层以液体层的方式涂覆在传感器线路之上，之后旋转衬底以将液体材料以薄膜的形式分布覆盖在传感器线路上并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固化和/或化学固化和/或热固化步骤。在可选实施方式中，液体材料可通过喷洒技术或任何其他期望的应用方法来涂覆。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。

在用作葡萄糖传感器的一种示例性传感器实施方式中，酶层（通常为葡萄糖氧化酶）涂覆有酶以界定工作电极。其他电极中的一个或两个可具有与工作电极相同的涂层。可选地，其他两个电极可以具有其他合适的化学物质（例如，其他酶）、是未涂覆的，或者具有界定电化学传感器的参比电极和对电极的化学物质。用于产生酶涂层的方法包括旋转涂覆工艺、浸泡和干燥工艺、低剪切喷涂工艺、喷墨印刷工艺、丝印工艺等。任选地，这样的涂层在它们涂覆之后被气相交联。出乎意料的是，通过这些工艺产生的传感器的材料性质超过具有通过电沉积产生的涂层的传感器的材料性质，包括提高了寿命、线性度、规则性和改善了信噪比。此外，使用由这些工艺形成的葡萄糖氧化酶涂层的本发明的实施方式被设计为循环利用过氧化氢并且改善这些传感器的生物相容性能。

在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)和分析物检测层之间以利于它们接触，并且选择能够增强传感器设备稳定性的促粘剂层。如本文指出的，所选择的促粘剂层组合物除了能够向传感器提供稳定性之外，还提供多种理想的特征。例如，所选择的一些用于促粘剂层的组合物发挥干扰抑制和控制期望的分析物的传质的作用。促粘剂层可由促进这些层之间粘合的本领域已知的多种材料中的任何一种来制备并且可以通过本领域已知的多种方法中的任何一种来涂覆。通常，促粘剂层包括诸如3-氨基丙基三乙氧基硅烷之类的硅烷化合物。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交联近侧存在的硅氧烷基团的药剂。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交联邻近层中存在的蛋白质的胺基或羧基的药剂。在任选的实施方式中，AP层还包括聚二甲基硅氧烷（PDMS，通常存在于分析物调节层（例如，葡萄糖限制膜）中的聚合物）。在示例性实施方式中，配方包括0.5%至20%的PDMS，通常为5%至15%的PDMS，并且最通常为10%的PDMS。将PDMS添加至AP层可在其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。

本发明的一种示例性实施方式为一种通过提供充当电极的溅射铂电活性表面制造传感器电极的方法，所述方法包括：在所述电活性表面上形成电解液保持层和/或干扰抑制膜，将酶层旋转涂覆于该层上并随后在所述电极上形成分析物接触层(例如，诸如葡萄糖限制膜之类的分析物调节层)，其中所述分析物接触层调节可接触酶层的分析物的量。在一些方法中，酶层在所述传感器层上气相交联。在本发明的典型实施方式中，将传感器形成为包括至少一个工作电极和至少一个对电极。在一些实施方式中，IRM在工作电极的至少一部分和对电极的至少一部分上形成。通常，酶层包括一种或一种以上酶，所述酶例如，葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸盐氧化酶、己糖激酶或乳酸盐脱氢酶和/或类似的酶。在特定方法中，酶层包括葡萄糖氧化酶，所述葡萄糖氧化酶通过以固定比例与载体蛋白质结合涂覆在传感器层上而被稳定。通常载体蛋白质为白蛋白。通常这些方法包括形成设置于葡萄糖氧化酶层和分析物接触层之间的促粘剂层的步骤。任选地，诸如IRM和/或促粘剂层之类的层在分析物接触层形成之前经过固化处理。

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承衬底上（若使用支承衬底的话）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激光切割设备的方法，所述UV激光切割设备用来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用于合适的传感器实施方式。由于基底层通常不物理连接至下面的支承衬底或仅最低限度地直接粘接到下面的支承衬底，传感器可快速且容易地从支承衬底中提起，而无需明显的其他处理步骤或由于通过从支承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。支承衬底可随后清洗和重新使用，或者，丢弃。功能涂覆层可在其他传感器元件从支承衬底上移除（例如，通过切割）之前或者之后涂覆。

III.本发明的套件和传感器组

在本发明的另一实施方式中，提供了用于检测如上所述的分析物的套件和/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指示传感器是用于分析所选择的分析物。在一些实施方式中，容器包括电极基质组合物，所述电极基质组合物包括诸如葡萄糖氧化酶之类的酶层。所述套件和/或传感器组还可包括在商业和用户角度上而言是理想的其他材料，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插入物。

本发明的整个说明书引用了各种公开出版物所引用的内容。本发明的说明书中所有引用的内容通过引用特别并入本文。这些公开的内容包括例如，Slavcheva等人,Applied Surface Science255(2009)6479–6486;Mailley等人,Bioelectrochemistry63(2004)359–364;van OS等人,Analytica Chimica Acta335(1996)209-216;Pfeiffer等人,Biosensors&Bioelectronics Vol.12.No.6,pp.539-550,1997;Osaka,T.,“Electrochemical formation and microstructure in thefilms for high functional devices,”Electrochimica Acta,vol.42,nos.20-22,pp.3015-3022,1997;de Haro,C.等人,“Electrochemical platinum coatings forimproving performance of implantable microelectrode arrays,”Biomaterials23(2002)4515-4521;Jacobs,P.等人,“Nanometer size platinum particle arrays:catalytic and surface chemical properties,”Surface Science372(1997)L249-L253;Yang,M.等人,“Platinum nanowire nanoelectrode array for thefabrication of biosensors,”Biomaterials27(2006)5944-5950;Pak,S.等人,“Anultrathin platinum film sensor to measure biomolecular binding,”Biosensors&Bioelectronics16(2001)371-379;Laschi,S.等人,“Planar electrochemical sensorsfor biomedical applications,”Medical Engineering&Physics28(2006)934-943;Patel,N.等人,“Fabrication and characterization of disposable type lactate oxidasesensors for dairy products and clinical analysis,”Sensors and Actuators B67(2000)134-141;Sberveglieri,G.,“Recent developments in semiconductingthin-film gas sensors,”Sensors and Actuators B23(1995)103-109;Lee,C.等人,“Comparison of amperometric biosensors fabricated by palladium sputtering,palladium electrodeposition and Nafion/carbon nanotube casting on screen-printedcarbon electrodes,”Biosensors and Bioelectronics22(2007)877-884;Chou,N.等人,“Differential type solid-state urea biosensors based on ion-selectiveelectrodes,”Sensors and Actuators B130(2008)359-366;Martinez,C.等人,“Electrochemical and geometrical characterization of iridium oxide electrodes instainless steel substrate,”Sensors and Actuators B133(2008)682-686;Wilson,G.等人,“Biosensors for real-time in vivo measurements,”Biosensors andBioelectronics20(2005)2388-2403;Ges,I.等人,“Thin-film IrO_x pHmicroelectrode for microfluidic-based icrosystems,”Biosensors andBioelectronics21(2005)248-256;Huang,I.等人,“Fabrication andcharacterization of a new planar solid-state reference electrode for ISFET sensors,”Thin Solid Films406(2002)255-261;Madaras,M.等人,“Microfabricatedamperometric creatine and creatinine biosensors,”Analytica Chimica Acta319(1996)335-345;and Pfeiffer,D.等人,“Amperometric lactate oxidase catheter forreal-time lactate monitoring based on thin film technology,”Biosensors&Bioelectronics,vol.12,no.6,pp.539-550,1997。

实施例

实施例1.低Isig溅射铂传感器

本实施例举例说明使用溅射Pt作为工作电极制造用于可植入应用的低Isig（约5nA/100mg/dL）传感器。具体而言，本实施例描述了制造具有各种不同的溅射Pt工作电极的几何排布或设计排布的低Isig葡萄糖传感器。作为本实施例的一部分，下面公开的内容说明了建立，改良和/或优化在适于体内和体外应用的功能性传感器中有用的膜化学的示例性方法。该技术的通用方面在美国专利第5,837,446号、第6,136,463号和第7,488,548号中描述，这些美国专利的内容通过引用并入本文。

本发明的各个方面属于电流型葡萄糖传感器并使用诸如“Isig”之类的术语，该术语为间质性信号（Interstitial SIGnal）的简称。Isig值与血糖值成比例。如果获得了isig值并将该值与校准因子相乘，那么会得到以mg/dL为单位的血糖读数。Isig值实际为nA（纳安培），所以其为电测量值，Isig值随葡萄糖水平的降低和升高而降低和升高。低Isig通常意味着体内电化学反应强度较低，这会使稳定的化学环境维持较长的时间。

在电流型葡萄糖传感器的电极表征中，通过溅射Pt组合物形成的工作电极的实验结果显示在与铂黑传感器的工作电极几何面积相同的条件下，背景电流接近零且Isig响应为约一半。该特性提供了如下证据：溅射Pt组合物可为用于形成葡萄糖传感器内的工作电极的更好的材料，因为在较低的葡萄糖浓度范围内具有较高的精确度（这是使低血糖患者得到更安全地监控的特性）。

取决于使用传感器的应用环境，在典型的葡萄糖传感器中观察到的Isig水平可为微微安培至十倍纳安培。低Isig并不意味着低精确度。相反，只要背景电流和系统噪音足够低，它可向传感器提供更长的预期寿命。作为本实施例的一部分，我们证实了如何微调膜化学以得到溅射Pt电极的最好的体内和体外传感器性能。

基本电化学参数

葡萄糖的测定通过下列反应完成：

葡萄糖接触酶，在该反应中，葡萄糖被氧氧化为葡萄糖酸，留下H2O2。一个葡萄糖分子消耗一个氧分子产生一个H2O2分子：

C₆H₁₂O₆+H₂O+O₂→C₅H₁₁O₅COOH+H₂O₂ (1)

在工作电极处，H₂O₂被氧化并重新生成氧：

H₂O₂→O2+2H++2e- (2)

由酶生成的H2O2与工作电极接触，完全重新获得氧。

在对电极处，发生还原反应，例如，下列3个反应实例：

2H2O+2e-→H2+2OH- (3)

H₂O₂+2e-→2OH- (4)

1/2O2+2H++2e-→H2O (5)

由于传感器通常含水，认为在该系统中发生反应（3）。对电极上的三个反应中的任何一个可用于中和反应（2）产生的质子，因此，总酸度的增加仅仅由葡萄糖酸引起。传感器工作时的净反应产生葡萄糖酸和H2（在消耗葡萄糖和H₂O的条件下）。

工作电极（WE）的电位选择

在本发明的典型实施方式中，用于工作电极的电位需要高至足以确保H2O2快速氧化的程度，还需要低至足以最小化从水和溶液成分的氧化中产生的背景电流的程度。此外，信噪比应当在合理的范围内。在这些系统中，如果需要的话，线性度可通过增加电位极化来提高。如本文所描述的，一般的传感器性能通过控制用于溅射Pt电极的膜系统得到显著改善。

对电极（CE）面积的确定

CE表面积通常为足以避免来自由传感器的这部分产生的任何限制电流的大小。在该情况下，可进行循环伏安法实验以确保CE的实际尺寸足够大。

参比电极（RE）面积和特性的确定

典型地，对RE上的Ag/AgCl层的要求为高AgCl容量，高导电性和对醇的高耐受性。高容量是非常重要的，因为如果所有AgCl溶解的话，极化电位会发生改变。可通过在运转的7天检测期内测量相对于外部参比电极的电位来检测参比电极稳定性。

基本的膜化学

在本发明的典型实施方式中，传感器膜结构包括IRM或/和电解液保持层，固定的酶层和葡萄糖限制膜（以达到合适的线性度，pO2渗透性和生物相容性）。一些实施方式中可包括促粘剂（AP）。

电解液保持/维持层/膜

在本发明的一些实施方式中，包含电解液池（例如，含有合适的Cl^-离子浓度，pH缓冲容量和通用离子强度）的层/膜可用于维持检测过程中的最佳电化学参数和生物化学参数。在体内，该层/膜由于对电化学反应和生物化学反应（尤其是那些具有相对较高的检测Isig的反应）具有较长的检测时间而可为非常重要的。在检测过程中维持体内和体外可比较的Isig水平以及稳定的Isig是非常重要的。

对该层的典型要求包括一定的吸水量，该吸水量通常为足以维持并优化传感器体内寿命的传感器电化学的吸水量。Isig水平和稳定性为用于评价层功能的示例性参数。虽然所述层/膜可与由溅射Pt组合物制成的电极一同用于克服多种困难，但是对这种层的需要与由于铂黑结构的多孔性而需要铂黑电极（该铂黑电极为电解液提供了环境）不同。对于由溅射Pt组合物制成的电极而言，分析物检测（例如，GOx）层为一种可提供所需的电解液环境的材料。

多种材料可用于形成电解液保持层，所述电解液保持层用于由溅射Pt组合物制成的电极。例如，所述材料可由具有10重量%至50重量%的吸收率的亲水性聚合物制成。所述材料可由具有包埋的亲水性聚合物成分以提供合适的吸水率的交联的聚合物基质制成。典型的选择包括亲水性聚氨酯（PU），具有包埋的诸如甲基纤维素（MC）之类的亲水性聚合物的交联的BSA（牛血清白蛋白）或聚乙烯吡咯烷酮等，干扰抑制膜（IRM）和分析物检测层也可提供吸水能力。

交联的GOx层

标准戊二醛交联

由戊二醛通过共价连接至水不可溶的载体对GOx进行固定是酶技术中的一种简单且温和的偶联方法。戊二醛被广泛用作用于固定酶的温和交联剂，因为反应在接近生理pH，离子强度和温度的条件下在水性缓冲溶液中进行。由分子间交联并结合至不可溶的聚酰亚胺载体得到的三维网络形式构成稳定的酶层。

酶包埋在PVA-SBQ基质中

诸如GOx之类的酶还可通过本领域已知的其他工艺（例如PVA-SbQ聚合物基质交联）被固定在水不可溶的载体中。PVA-SbQ为被甲基吡啶甲基硫酸盐聚乙烯醇官能化的。酶可固定在具有不同分子量或等级（获自多个供应商）的PVA-SbQ光敏聚合物的交联的聚合物基质中。PVA-SbQ聚合物的交联过程可在暴露于波长为约365nm的UV光下数秒内完成。该过程之后，与交联前的情况相比，得到的聚合物变得亲水性更低。

分析物调节层

诸如葡萄糖限制膜之类的分析物调节层可用于向传感器系统提供可控制的葡萄糖扩散能力，从而延长响应线性度。葡萄糖扩散速度或Isig水平可通过膜的亲水性和膜厚度调节。膜的葡萄糖扩散能力还可影响系统噪音水平和体内精确度。膜的吸水能力还可用于控制在体内长期使用过程中的Isig的稳定性。总体而言，对膜性能和膜厚度的优化对于传感器的体内性能而言非常重要。

示例性的配方和实验方法

电解液保持层：pH为7.4的磷酸盐缓冲液中的4g10%BSA，并加入0.2mL1%MC或0.1mL5%PVP。

用作涂覆方法的旋转涂覆：

聚赖氨酸IRM。聚赖氨酸溶液：DI H2O中1%聚赖氨酸，聚赖氨酸的分子量为10kd至80kd。

聚HEMA IRM：与0.41%双[3-(三乙氧基甲硅烷基)]丙脲混合的95%C2H5OH和5%H2O中的0.7%pHEMA。

Biodot喷雾法用于涂覆IRM。

GOx来自标准5%BSA或HSA配方制剂。

葡萄糖限制膜（GLM），分析物调节层材料包括硅化的、PEG修饰的甲基丙烯酸聚合物。

用于本发明的实施方式的分析物调节层的示例性的配方在例如美国专利申请第12/643,790号中公开，该美国专利申请的全部内容通过引用并入本文。

电解液保持层

基于BSA的层

测试了具有基于BSA的电解液保持层的传感器并且该传感器表现出运行良好并且体内和体外具有同等的Isig水平。如图2C和图2D所示，Isig稳定性在加入恰好设置在传感器叠层中的额外的BSA亚层的条件下特别显著。具有单层GOx（20ku/mL）并加入BSA亚层的传感器也运行良好。因此，电解液保持层的有益效果包括Isig水平和稳定性。在不含该电解液保持层的条件下，体内Isig水平比体外Isig水平低得多，并且在植入传感器后不久消失。

基于PVA-SBQ的层

通过以500rpm的速度涂覆GOx层制成传感器，然而，Isig水平确实维持在所规定的水平。加入MC的配方比加入PVP的配方运行的更好。通过加入额外的层有利于对狗体内Isig水平进行优化。

基于IRM的层

图3中的数据显示在显著较高的Isig水平下具有聚赖氨酸层的传感器的运行。图4显示向加速最初启动的聚赖氨酸层中加入PVP的效果。具有14kd聚赖氨酸聚合物的IRM表现出比具有50kd聚赖氨酸聚合物的IRM更好的启动特性。

交联的GOx层

戊二醛交联的GOx

在500rpm条件下旋转涂覆的0.5μm的标准薄层通常产生非常好的体外Isig，不幸地是，体内Isig比体外Isig低得多。对不同的GOx厚度进行的一些调节产生显著结果。

SCIENION分配的较厚的GOx层

Scienion为微微升级别液体分配设备。所分配的GOx的层厚度为2.5μm。由较厚的GOx层制成的传感器产生的响应比具有0.5μm的GOx层的传感器产生的响应高得多。

包埋了交联的PVA-SbQ的GOx层

包埋了PVA-SbQ的GOx层传感器在没有糖尿病的狗体内和体外测试中响应良好。

GLM参数

系统Isig/噪音水平可决定所需的传感器Isig水平。GLM涂层可直接影响系统噪音水平。主要影响特性为膜葡萄糖渗透性（或膜亲水性/亲水性）和膜厚度。

基本膜特性考虑因素：亲水性和疏水性

描述了聚合物基团中的高葡萄糖渗透的、硅化的、连接有PEG的甲基丙烯酸酯。最显著的优势为其与亚层的粘附能力，从而降低了对AP的需要的可能性。虽然它们使用相同的厚度，显然亲水性较强的膜产生较高的体内Isig。吸收更多的水有助于传感器在Isig水平接近体外环境的条件下运行。GOx层的厚度不是确定传感器体内Isig水平的唯一因素。Isig还受到GLM的影响。

GLM/丙烯酸酯混合物

所需的膜渗透性和相应的厚度可容易地通过各种不同的GLM/丙烯酸酯混合比例调节。具有高渗透性的薄膜通常产生具有高体内噪音的传感器。需要通过传感器体内特性确定哪种比例为可接受的混合比例。

总体而言，已制造出新的溅射Pt材料并发现该新的溅射Pt材料由于其电化学特性（例如，低背景电流，合理的高灵敏度，相对低的干扰响应和系统噪音水平）成为用于可植入葡萄糖传感器应用的优良的工作电极材料。

相应的膜化学和工艺被发展为产生更好的体内和体外性能。示例性的实施方式包括IRM和/或电解液保持膜，具有‘HSA’膜覆盖的固定的GOx膜和作为扩散控制膜的GLM/丙烯酸酯混合物。AP层被去除。

在体外，传感器在零背景电流，灵敏度为5nA/100mg/dL葡萄糖水平至10nA/100mg/dL葡萄糖水平，线性度范围高达至少400mg/dL的条件下运行。传感器Isig水平可通过调节电极面积或GLM渗透性上升至20nA/100mg/dL，同时仍然保持低背景电流。

在体内，传感器在低噪音，良好的传感器一致性，快速启动和良好的精确度条件下令人满意地运行。显著的优势为在低血糖患者的较低的葡萄糖浓度范围内的精确度，从而由于较低的背景电流和较低的噪音水平可较好的监控并控制葡萄糖水平。就控制较低的Isig水平的传感器而言，另一潜在的优势为更加稳定的Isig和更长的寿命。

实施例2：对溅射Pt传感器的进一步表征

本实施例提供进一步表征在葡萄糖传感器中使用由溅射Pt组合物形成的工作电极的数据。在这种情况下，循环伏安法被发展用于研究各种应用的可行性。

本实施例描述对包括Cr/Au和Ti/Au在内的不同衬底上的溅射Pt组合物的研究。此外，本实施例描述对溅射Pt组合物的不同的几何学，不同的厚度和不同的机械排布（包括不同尺寸（例如，2x3x）的电极）的研究。这些研究检测了这些传感器的电化学特性。可适于制造本发明的实施方式的一些方法和材料在美国专利第5,837,446号和日本专利JP63-101743和JP62-261952中描述，该美国专利和日本专利通过引用并入本文。

为了检测基于薄膜技术的葡萄糖传感器中的H2O2的电化学氧化的阳极的使用，通过循环伏安法评估了多个版本的溅射Pt电极，从而获得可比较的i/v特性。作为对照参考，我们比较了用作传感器中的工作电极组合物的纯Pt丝和标准电沉积铂黑以表明不同电极材料和工艺的优势。

循环伏安法

伏安法被定义为一种测量技术，在该技术中，通过电池的电流被记录为所施加的电位的函数。根据所施加的电位波形，可区别不同的技术。例如，在循环伏安法中，三角形电位波形被施加于电化学电池。方波伏安法为脉冲方法的优良实例。安培法为伏安法中的一个特殊示例，因为在该技术中电位为保持恒定的。

在循环伏安法（CV）中，所施加的电位随时间发生线性变化，从没有发生电极反应的位置的电位开始并移至所包含的电活性物质发生还原或氧化反应的位置的电位。在跨过发生电极反应的区域的电位之后，扫描方向倒转并且通常检测中间体（即，在向前扫描过程中形成的产物）的电极反应。

循环伏安法的重要参数为：阴极和阳极的峰电位，阴极和阳极的峰电流，阴极半峰电位和半波电位。半波电位通常位于表观电位的几个mV范围内并且提供所包含的电化学系统的有价值的定量信息。电位峰值分离也给出关于电极反应可逆性的信息。阳极峰值电位和阴极峰电位之差等于59mV/与可逆系统交换的电子。

循环伏安法的基本应用

循环伏安法为一种用于研究溶液物质的电化学和研究电化学反应以及随后的化学反应步骤的电化学技术。CV技术也已经广泛用于定量和定性研究改良的电极。循环伏安法不用于分析应用。

对于传感器应用而言，循环伏安法可用于新电极材料的最初评估或用于电极制造的新技术或新工艺的最初评估。通过循环伏安法的实验，可容易地确定电极的残留电流。此外，可检测由探测包装（detective packaging）产生的渗漏电流。循环伏安法也是用于研究吸附效果的有力工具。

实验方法

由不同的制造工艺的不同批次测试的示例性的传感器在下表中列出：

表1 传感器说明或制造参数

用于传感器研究的H2O2溶液和乙酰氨基酚为分析级试剂，购自Sigma-Aldrich。0.1M的H2O2用作原液。在50mL生理PBS缓冲溶液中进行最初背景电流扫描，0.5mL，0.5mL和1mL H2O2原液用于制备1mM，2mM和4mMH2O2溶液。乙酰氨基酚原液在4mM条件下使用。通过将3mL原液加至50mL缓冲溶液中制备0.06mM的实际测试溶液以在所有电极处产生合理的高水平的干扰Isig。H2O2溶液需要每天新鲜制备。暴露于溶液的Pt丝的表面积为2.46mm²，该表面积为溅射Pt电极的标准2x3x尺寸（0.387mm2）的6.37倍。

在背景电流和H2O2响应扫描过程中，使用由常规原始制造工艺制成的电极（例如，铂黑工作电极）。随后，由于较高的H2O2浓度扫描过程中没有镀上CE，因此在其上确实显示出一些电流限制。在该情况下，外部Pt丝用作CE的代替品。在乙酰氨基酚扫描过程中，外部CE和参比电极用于公平地评估干扰电位。在所有情况下，扫描速率为10mv/s。在扫描之前，在缓冲溶液中循环电极三次，随后记录实际的背景电流扫描。

结果和讨论

背景电流

图5显示在不同铂组合物的条件下观察到的背景电流的比较。如图5所示，用于H2O2的工作电极氧化窗口为约500mv至800mv。将该窗口范围内铂黑的背景电流在该组中显著较高。因为表面积较大，纯Pt丝的背景电流看起来较高，其为标准溅射Pt的背景电流的6倍。铂黑的表面积也比溅射WE高得多，这可为铂黑的背景电流较高的原因。对于溅射WE而言，背景电流均显著较低并且基本落入相同的数量级。

图6显示在不同的铂组合物中观察到的响应1MM H2O2的电催化的比较。如图6所示，铂黑不显示出显著较高的电催化活性，虽然较高的电催化活性确实带来高得多的背景电流。1.75WE基本上提供与标准铂黑传感器相同的Isig水平和更低的背景电流。溅射Pt中的Isig水平比Pt丝中的Isig水平略低，并且在考虑到超电压的情况下，性能为可比较。但是对于Isig稳定性和噪音水平而言，铂丝优于该组中其他Pt。

典型地，应当选择约0.7V的电压用于所有所测试的Pt的H2O2传感器，因为如果使用0.5V至0.6V的范围会在较高的H2O2浓度条件下产生一些问题。只要获得良好的线性度，如果H2O2浓度不超过2mM的水平，那么传感器仍然工作。考虑到50mM为非常高的葡萄糖水平，WE前的H2O2水平可仅仅为1mM。因此，对于许多应用而言，较低的工作电位是可行的。

对乙酰氨基酚的干扰响应

图7显示了所观察到的不同的铂组合物对干扰物乙酰氨基酚的响应。如图7所示，对于溅射Pt而言，乙酰氨基酚的干扰总是较低。纯Pt丝看起来较高，因为表面积较大。但是对于铂黑而言，比较Isig水平和H2O2，干扰显著较高。

总之，溅射Pt电极的电化学特性相对于由不同工艺形成的Pt电极而言表现出更好的性能曲线。例如，当O2的进展受到明显抑制时，Isig至背景电流和干扰水平以及电极电催化活性仍然保持在与相同表面积的Pt丝相同的水平，虽然噪音水平和信号稳定性稍变差。Isig水平在不同批次之间非常一致。不同设计模式之间没有显著差异。但是全部扫描性能表现出来自753批次的作为衬底的标准2x3x Cr/Au运行最佳。在考虑了背景电流和干扰的情况下，相对于TI/Au衬底，Cr/Au衬底获得略微更好的性能。

实施例3：通过等离子沉积工艺对交联的SbQ聚合物组合物进行改良

如本领域已知的，水溶性光敏聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶（PVA-SbQ）聚合物上的SbQ基团当暴露于UV光时发生交联（参见例如，美国专利第7,252,912号和第6,379,883号）。如上所述，在本发明的一些实施方式中，这些UV交联的PVA-SbQ聚合物用于将葡萄糖氧化酶包埋在层状传感器构造中的各层中的一个或一个以上内（例如，蛋白质层，电解液保持层，分析物检测层，等等）。本发明的实施方式包括由所述材料制成的传感器层，本发明的实施方式可消除在传感器制造中使用其他交联剂（例如戊二醛）的需要。例如，戊二醛为蛋白质或酶的最常用的交联剂。然而，因为戊二醛与葡萄糖氧化酶的相互作用以及传感器膜基质中残留交联剂的存在，所以，使用该化合物的问题包括观察到传感器信号响应连续的戊二醛交联而趋于降低。

如本文所公开的，开发了新工艺以消除对葡萄糖传感器制造中的化学交联剂（例如，戊二醛）的需要，所述新工艺包括使用UV交联的聚合物基质以固定诸如GOx之类的多肽并结合等离子交联和沉积方法。以该方法制造的传感器的性能可与由标准戊二醛交联工艺制造的传感器获得的性能比较。在本发明的实施方式中，GOx可被包埋在该聚合物基质中，这是一种产生具有分析物检测层的传感器的传感器构造，所述分析物检测层产生在传感器稳定性、线性度和降低的噪音水平方面的提高的Isig品质。在本发明的一些实施方式中，该基质充当电解液保持层（例如，与包含溅射Pt组合物的电极结合）。

相对于潮湿的交联工艺，作为干燥和清洁的工艺的等离子法向待加工的合适的聚合物提供优势。例如，等离子沉积工艺可用于PVA-SbQ交联法中，从而在传感器各层之间提供更好的粘附。而且，等离子工艺的重点在于渗透GOx组合物基质的顶部皮肤层的限制厚度。由于PVA-SbQ GOx包埋基质的限制，该薄的等离子交联层还可封装GOx并防止可能的耗尽。在本发明的示例性的实施方式中，He和Ar等离子工艺可用于交联多种基质，并且HMDSO或者HMDSO/烯丙基胺等离子增强的化学气相沉积等离子工艺可用于通过粘附性官能团产生无针孔膜。如本领域已知的，等离子层可通过多种工艺涂覆，所述等离子层包括等离子聚合的含氢环硅氧烷，诸如N-三甲基甲硅烷基-烯丙基胺（烯丙基胺）之类的提供胺的基团，聚氧亚烷基醚，和生物活性化合物（参见例如，美国专利第6,613,432号，第6,765,069号和第7,217,769号）。

此外，在本发明的实施方式中使用的等离子工艺可包括多种方法，例如，射频等离子（例如，电容耦合等离子，电感耦合等离子，螺旋等离子，等等）和微波等离子（例如，电子回旋共振等离子，等等）。各种能量物质可与等离子结合，包括，离子，电子和光子（包括UV光子）。在等离子中转移出的能量的数量级高于聚合物中一些轨道电子的结合能量的条件下，聚合物表面可被活化同时前体可被离子化，导致分子被分成包含游离自由基的小片段。另一方面，在等离子中转移出的能量的数量级低于结合能量的条件下，聚合物中的一些电子被提高至激发的上部轨道，随后解离，在聚合物表面产生自由基（参见例如，N.Inagaki,Ph.D.,Plasma Surface Modification and PlasmaPolymerization）。包括等离子表面修饰的示例性的工艺在如下参考文献中描述：N.Inagaki,Ph.D.,Plasma Surface Modification and Plasma PolymerizationTechnomic Publishing Company,Inc.1996;和L.Hanley等人,″The growthand modification of materials via ion-surface processing″,Surface Science500,2002。包括气相沉积的示例性的工艺在如下参考文献中描述：Smith,Donald(1995):Thin-Film Deposition:Principles and Practice.MacGraw-Hill;andBunshah,Roitan F.(editor).Handbook of Deposition Technologies for Films andCoatings:Science,Technology and Applications,second edition.Materials scienceand process technology series.Park Ridge,N.J.:Noyes Publications,1994。

示例性的等离子工艺总结

基本工艺使用干燥和清洁的等离子/等离子沉积以保护UV交联的GOx层并代替目前的潮湿的化学促粘剂（AP）工艺。示例性的工艺在下面示例性的步骤中予以总结：

使用温和的氦等离子工艺（例如，50W，300mT，20秒）保护UV交联的GOx层。这种微调的氦等离子工艺表现出聚合物表面交联作用。

通过烯丙基胺/HMDSO脉冲等离子沉积（例如，烯丙基胺/HMDSO（1/1），200W，350mT，2分钟，3%脉冲工作周期）在等离子处理的GOx的顶部上建立非常薄的膜。根据不同的需求，可调节烯丙基胺与HMDSO的比例。例如，在一些情况下，HMDSO可为100%。化学前体可提供硅氧烷基团和氨基官能团，这两个基团可由目前的促粘剂（3-氨基丙基三乙氧基硅烷）提供，但是所述化学前体不具有与目前的APTES有关的问题，例如低气相压力和对空气中的水分非常敏感。事实上，使用气相化学前体，而不使用液相的上述两个单体（前体），并且每种气相化学前体产生独特的等离子组合物，从而产生独特的表面性质。在脉冲等离子沉积工艺过程中，气相烯丙基胺和气相HMDSO单体形成碎片并与衬底反应，还与其自身反应，从而合并进入无针孔的膜中。HMDSO脉冲等离子沉积产生粘性硅样薄膜以与衬底结合，该薄膜可提供保护下部的GOx层并进一步限制葡萄糖从顶部上的葡萄糖限制膜（GLM）层中渗透出来的屏障。烯丙基胺前体可形成亲水性膜并且还可提供氨基官能团以通过化学方法结合GLM覆盖层。

在这些步骤之后，约2分钟的等离子脉冲沉积，较强的氦等离子（例如，200W，350mTorr，70秒）可用于交联新沉积的层。该工艺增加了沉积的稳定性。O2等离子氧化为一些情况下的等离子沉积后处理的另一选择。

在这些步骤之后，本领域技术人员可在洗涤站用DI水洗涤等离子处理的平板持续5分钟并用旋转干燥设备干燥这些平板。该步骤的目的是除去化学残留物。

洗涤/干燥步骤之后，GLM覆盖层可直接涂覆于处理后的平板上。

将等离子/等离子沉积技术应用于可植入的葡萄糖传感器设备为本发明的独特特征。

示例性的等离子工艺参数

A.示例性的工艺A：在50w条件下He交联20秒，200w条件下，烯丙基胺/HMDSO（50/50sccm）等离子沉积2分钟，随后在200w条件下He交联70秒，冲洗并干燥。

B.示例性的工艺B：在50w条件下He交联20秒，在200w条件下HMDSO（80sccm）等离子沉积3分钟，随后在10w条件下O2等离子处理10秒。

C.示例性的工艺C：HMDSO（80sccm）4分钟，300mtorr，200w条件下进行脉冲，随后在25sccm、100mtorr、10w条件下O2处理10秒。

根据上述工艺，实验说明了SbQ-UV交联的GOx层产生具有多种理想的特性的传感器，所述理想的特性包括较高的响应性，较低的噪音和较稳定的Isig。此外，这些工艺可用于提高包含干扰抑制膜的传感器的性能。

本发明公开的内容中引用的所有专利和非专利公开出版物并入本文，如同那些专利和非专利公开出版物中的每一个的全部内容通过引用并入本文的程度一样。进而，尽管参考特定实施例和实施方式对本发明进行了描述，但是应当理解的是，这些实施例和实施方式仅仅是举例说明本发明的原理和应用。因此，应当理解的是，在不背离所附的权利要求限定的本发明的实质和范围的情况下，可对示例性的实施方式作出多种改变，并且可作出其他排布方式。

Claims (20)

1.一种电流型分析物传感器设备，所述电流型分析物传感器设备包括：

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，其中，所述工作电极包括溅射铂组合物；

与所述导电层可操作地接触的电解液保持层，其中，所述电解液保持层由所选择的吸水率为10重量%至50重量%的组合物形成；

设置在所述导电层上的分析物调节层。

2.如权利要求1所述的分析物传感器设备，其中，所述溅射铂组合物表现出低于3纳米的均方根粗糙度值。

3.如权利要求1所述的分析物传感器设备，其中，所述电解液保持层的厚度不超过3μm、4μm、5μm、6μm或7μm。

4.如权利要求1所述的分析物传感器设备，其中，所述电解液保持层包含包埋于聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶基质中的葡萄糖氧化酶，从而充当分析物检测层，并且所述电解液保持层的厚度为至少5μm、6μm、7μm、8μm、9μm或10μm。

5.如权利要求1所述的分析物传感器设备，所述分析物传感器设备还包括干扰抑制膜，所述干扰抑制膜抑制分子量大于140道尔顿的化合物穿过该干扰抑制膜扩散。

6.如权利要求1所述的分析物传感器设备，其中，所述电解液保持层还充当抑制分子量大于140道尔顿的化合物扩散穿过其中的干扰抑制膜。

7.如权利要求1所述的分析物传感器设备，其中，所述分析物调节层包括以1:1重量%至1:20重量%的比例混合的线性聚氨酯/聚脲聚合物和分支的丙烯酸酯聚合物的混合物。

8.如权利要求7所述的分析物传感器设备，其中，所述分析物调节层包括（1）和（2）的混合物：

（1）由包含如下成分的混合物形成的聚氨酯/聚脲聚合物：

（a）二异氰酸酯；

（b）包含亲水性二醇或亲水性二胺的亲水性聚合物；以及

（c）末端具有氨基、羟基或羧酸官能团的硅氧烷；以及

（2）由包含如下成分的混合物形成的分支的丙烯酸酯聚合物：

（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。

9.如权利要求1所述的分析物传感器设备，其中，所述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%/℃。

10.如权利要求1所述的分析物传感器设备，所述分析物传感器设备还包括下列层中的至少一个：

分析物检测层；

蛋白质层；

设置在所述分析物检测层上的促粘层，其中，所述促粘层促进分析物检测层与邻近层之间的粘附；或者

设置在所述分析物传感器设备上的覆盖层，其中，所述覆盖层包括位于所述覆盖层上的孔，从而有利于存在于哺乳动物体内的分析物与分析物调节层接触并扩散穿过该分析物调节层，进而与分析物检测层接触。

11.如权利要求1所述的分析物传感器设备，其中，所述分析物传感器设备由生物相容性材料形成并且展现出适于植入哺乳动物体内的构造。

12.一种制造用于植入哺乳动物体内的传感器设备的方法，所述方法包括下列步骤：

提供基底层；

在所述基底层上形成导电层，其中，所述导电层包括由溅射铂组合物形成的工作电极；

形成与所述导电层可操作地接触的电解液保持层，其中，所述电解液保持层由所选择的吸水率为10重量%至50重量%的组合物形成；

形成设置在所述导电层上的分析物检测层；以及

形成设置在所述分析物检测层上的分析物调节层。

13.如权利要求12所述的方法，其中，所述分析物检测层包括包埋于聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶（PVA-SbQ）聚合物基质中的葡萄糖氧化酶。

14.如权利要求13所述的方法，所述方法还包括使用等离子沉积工艺对所述分析物检测层的表面进行改良，这样，使表面的化学基团得到交联。

15.如权利要求12所述的方法，所述方法还包括：

在所述工作电极上形成干扰抑制膜，其中，所述干扰抑制膜包括交联的甲基丙烯酸酯聚合物或交联的伯胺聚合物；

形成包括氧化还原酶的分析物检测层；

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或任选的蛋白质层上形成促粘层；和/或

形成设置在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上的孔。

16.如权利要求15所述的方法，其中，所述交联的甲基丙烯酸酯聚合物包括平均分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)（pHEMA）聚合物。

17.如权利要求16所述的方法，其中，所述聚合物被亲水性交联剂交联。

18.如权利要求12所述的方法，其中，所述分析物调节层被形成为包括（1）和（2）的混合物：

（1）由包含如下成分的混合物形成的聚氨酯/聚脲聚合物：

（a）二异氰酸酯；

（b）包含亲水性二醇或亲水性二胺的亲水性聚合物；以及

（c）末端具有氨基、羟基或羧酸官能团的硅氧烷；以及

（2）由包含如下成分的混合物形成的分支的丙烯酸酯聚合物：

（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。

19.如权利要求12所述的方法，其中，所述分析物调节层被形成为表现出在22℃至40℃的温度范围内葡萄糖渗透率的变化小于2%/℃。

20.一种组合物，所述组合物包括：

溅射铂组合物，和

亲水性聚合物组合物，所述亲水性聚合物组合物包括：

（a）平均分子量为100千道尔顿至1000千道尔顿的交联的聚(2-羟乙基甲基丙烯酸酯)聚合物；

（b）平均分子量为4千道尔顿至500千道尔顿的交联的伯胺聚合物；或

（c）交联的聚(乙烯醇)-苯乙烯基吡啶（PVA-SbQ）聚合物。

Images