CN104736720A

CN104736720A - 分析物传感器及其生产方法

Info

Publication number: CN104736720A
Application number: CN201380043144.9A
Authority: CN
Inventors: 李亦文; 王振汉; 拉吉夫·什哈
Original assignee: Medtronic Minimed Inc
Current assignee: Medtronic Minimed Inc
Priority date: 2012-07-03
Filing date: 2013-07-02
Publication date: 2015-06-24
Anticipated expiration: 2033-07-02
Also published as: CA2877314A1; US20140012115A1; EP2870258A1; JP6091611B2; WO2014008297A1; US20190338339A1; JP2015525878A; CA2877314C; CN104736720B

Abstract

本发明的实施方式提供用于制造诸如糖尿病个体用于监测血糖浓度的电流型分析物传感器之类的具有多个层状元件的分析物传感器的方法和材料。本发明的实施方式使用等离子体沉积技术形成在这些传感器中有用的促粘组合物的薄膜。包含了由这些工艺形成的薄膜组合物的传感器表现出许多理想的特性。

Description

分析物传感器及其生产方法

相关申请的交叉引用

本申请根据第120条的规定要求2012年7月3日提交的美国申请第13/541,262号的优先权，该美国申请的全部内容在此通过引用并入本文。

技术领域

本发明涉及用于监测糖尿病的诸如葡萄糖传感器之类的生物传感器，尤其涉及用于制造这种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体中的化学分析物转换为可检测信号的设备。本领域已有许多类型的用于检测各种分析物的生物传感器。研究最多的生物传感器类型可能是电流型葡萄糖传感器，它是一种通常用于监测患有糖尿病的个体的葡萄糖水平的装置。

典型的葡萄糖传感器根据下述化学反应运行：

如方程式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。如方程式2所示，H₂O₂发生电化学反应并且通过恒电位器测量电流。反应的化学计量成为研发体内传感器中的一个问题。具体而言，对于最佳传感器性能而言，传感器信号输出应当仅由目标分析物(葡萄糖)决定，不应当由任何共底物(O₂)或动力学控制的诸如扩散之类的参数决定。如果氧和葡萄糖以等摩尔浓度存在，那么H₂O₂与和酶反应的葡萄糖的量呈化学计量相关，并且产生传感器信号的相关电流与和酶发生反应的葡萄糖的量成比例。然而，如果氧对于和酶发生反应的所有葡萄糖而言不足的话，那么电流会与氧浓度成比例，不与葡萄糖浓度成比例。因此，对于提供仅依赖于葡萄糖浓度的信号的传感器而言，葡萄糖必须是限制性反应物，即，O₂浓度必须相对于所有可能的葡萄糖浓度过量。然而，在体内使用这种葡萄糖传感器所产生的问题在于当传感器植入体内时氧浓度相对于葡萄糖较低，这种现象可损害传感器读数的精确性。

一些传感器设计通过使用一系列所选择的具有特定功能特性的层状材料解决了缺氧问题，所述特定功能特性例如选择性地调节分析物的扩散的能力。与这种设计有关的问题可包括，例如，传感器各个层随时间推移而发生分层和/或降解，这在某种程度上可限制传感器的功能寿命。在本领域中，设计为解决这些问题的方法和材料是需要的。

发明内容

本发明的实施方式包括在包含多个层状材料的传感器中形成促粘(AP)层的干法等离子体工艺。本文公开的干法等离子体工艺相对于用于形成促粘层的常规湿法化学工艺具有多种优势，包括，降低和/或消除一些有害化合物的使用，从而减少由这些工艺可产生的毒性废弃物。本发明的实施方式还包括由这些工艺形成的促粘组合物，所述组合物表现出理想的材料性能组合，所述理想的材料性能包括相对较薄且高均匀性的结构特性。如下文所公开的，包含有这些促粘组合物的电流型葡萄糖传感器表现出多种理想特性。

本发明的示例性的实施方式包括由多个层状材料制造分析物传感器装置的方法，所述多个层状材料包括通过干法等离子体工艺形成的促粘层。典型地，这些方法包括如下步骤：提供基底层，在所述基底层上形成包括至少一个电极的导电层，在所述导电层上形成分析物检测层(例如，包括葡萄糖氧化酶的分析物检测层)，随后使用等离子体气相沉积工艺在所述分析物检测层上形成促粘层。任选地，用于形成所述促粘层的等离子体气相沉积工艺是脉冲沉积工艺。在本发明的典型实施方式中，所述促粘层包括六甲基二硅氧烷(HMDSO)。在本发明的一些实施方式中，所述促粘层包括六甲基二硅氧烷和烯丙基胺这两者，并且通过使用双等离子体气相沉积工艺在所述分析物检测层之上形成所述促粘层。在这些实施方式中，六甲基二硅氧烷和烯丙基胺可以5:1至1:1的比例沉积于所述促粘层中。

本发明的实施方式包括由多个层状材料制造分析物传感器的其他方法步骤，例如，在上述促粘层之下和/或之上形成附加层的步骤，所述附加层例如分析物调节层、覆盖层、等等。在一种这样的实施方式中，所述方法包括在分析物检测层上形成蛋白质层，在该蛋白质层上形成促粘层以及随后在所述促粘层上形成分析物调节层。本发明的实施方式还包括改变本发明的工艺的其他步骤，例如，通过在其上沉积有促粘层的一个或多于一个层上进行一个或多于一个预处理步骤。在示例性的实施方式中，其上沉积有促粘层的一个或多于一个层暴露于气体等离子体，随后沉积六甲基二硅氧烷促粘组合物。本发明的实施方式还可包括在六甲基二硅氧烷组合物沉积之后例如通过使促粘层在六甲基二硅氧烷组合物沉积之后进行交联步骤或工艺而对六甲基二硅氧烷组合物进行改良。一种示例性的交联步骤包括使六甲基二硅氧烷组合物暴露于交联气体等离子体。任选地，在这些步骤中，气体等离子体包括氦等离子体或氧等离子体。本发明的实施方式可还包括在交联步骤之后在分析物传感器上进行洗涤步骤，随后在所述促粘层上形成分析物调节层。

本发明的另一实施方式是包含多个层状材料的分析物传感器装置，所述多个层状材料包括通过使用等离子体气相沉积工艺由六甲基二硅氧烷组合物形成的促粘层。在本发明的一些实施方式中，促粘层形成为具有特定结构，例如，平均厚度小于60纳米、50纳米或40纳米。在本发明的一些实施方式中，促粘组合物形成为具有特定材料性能，并且，例如包括以约5:1、4:1、3:1、2:1或1:1的比例组合的六甲基二硅氧烷和烯丙基胺。在本发明的一些实施方式中，六甲基二硅氧烷中的一个或多于一个原子以及烯丙基胺中的一个或多于一个原子共价交联在一起。包括这种促粘层的示例性的传感器包括电流型葡萄糖传感器，该电流型葡萄糖传感器包括设置于工作电极(例如，设置于导电层上的工作电极)上的葡萄糖氧化酶(例如，存在于分析物检测层内)。在本发明的一些实施方式中，各个层被组织成分析物检测层设置于导电层之上，并且促粘层设置于所述分析物检测层之上。本发明的实施方式包括附加层和/或位于层状堆叠中的不同相对位置的多个层。任选地，例如，所述促粘层设置于蛋白质层(例如，包含牛血清白蛋白或人血清白蛋白的蛋白质层)上，所述蛋白质层设置于所述分析物检测层上。本发明的实施方式包括设置于促粘层上的多个层，例如，分析物调节层，该分析物调节层包括设计为限制葡萄糖扩散的膜。本发明的一些实施方式包括分析物调节层，所述分析物调节层包括异氰酸酯化合物，任选地包括含有与烯丙基胺化合物中的原子共价连接的原子的化合物，所述烯丙基胺化合物设置于所述促粘层中。

本发明的其他实施方式包括使用电流型传感器检测哺乳动物体内的分析物的方法，所述电流型传感器包括多个层状材料，所述多个层状材料包括由本文公开的等离子体气相沉积的六甲基二硅氧烷(和任选地烯丙基胺)形成的促粘层。通常，所述方法包括将分析物传感器植入哺乳动物体内，在分析物存在的情况下检测传感器电极处的电流改变，以及将所述电流改变与所述分析物的存在和/或浓度相关联。在示例性的实施方式中，所述传感器是糖尿病患者使用的葡萄糖传感器。

对于本领域技术人员而言，本发明的其他目的、特征和优势通过下面的详细描述变得明显。然而，应当理解的是，详细描述和特定实施例是以举例说明的方式来说明本发明的一些实施方式，但并非限定本发明。在不背离本发明的实质的条件下，可在本发明的范围内作出许多改变和修改，并且本发明包括所有这些修改。

附图说明

图1A和图1B提供表示包含多个层状元件的传感器实施方式的图(截面图)。

图2提供表示包含多个层状元件的传感器实施方式的图(截面图)，其中，所述多个层状元件由附图标记表示。

图3提供表示传感器平板上的等离子体AP工艺的示意图。

图4提供表示体现本发明的特征的皮下传感器插入组件、遥测特征监测器传输设备以及数据接收设备的透视图。

图5提供来自设计为模拟体内条件的体外碳酸氢盐缓冲液测试系统的传感器研究数据。在该系统中，在存在已知浓度的葡萄糖的情况下定期测量传感器电流，并随后将葡萄糖值与作为传感器电流(单位μA)的Isig相关联。该图提供来自使用构建为包括等离子体沉积的AP层的传感器的实验的数据(Isig相对于时间的变化)，所述等离子体沉积的AP层包括：HMDSO/烯丙基胺(比例为1:1，等离子体工艺包括两种前体的等气相流速)。该三天体外测试结果显示这些传感器表现出100mg/dl葡萄糖水平下良好的起始Isig，非常小的传感器间变化，以及稳定的Isig(例如，没有向上漂移)，甚至在测试结束时Isig也很稳定。这些测试的数据证实：由这些等离子体沉积的AP层形成的传感器表现出与由常规湿法化学AP层形成的传感器相媲美的功能特性(如果不是更好的话)。

图6提供来自另一设计为模拟体内条件的体外传感器测试系统(SITS)的传感器研究的数据。该图提供使用构建为包括等离子体沉积的AP层的传感器的数据(Isig随时间的变化)，其中，所述等离子体沉积的AP层包括HMDSO/烯丙基胺(比例为1:1，等离子体工艺包括两种前体的等气相流速)。该七天标准传感器体外测试结果显示这些传感器在不同葡萄糖水平下通过了四次校正测试，以及氧响应测试，温度响应测试和Isig稳定性测试，并且具有有限的传感器间变化。

图7提供使用构建为包括等离子体沉积的AP层的传感器的BTS数据图(Isig随时间的变化)，其中，所述等离子体沉积的AP层包括HMDSO/烯丙基胺(比例为5:1，等离子体工艺包括两种前体的定量配给的气相流速)。该三天体外测试结果显示这些传感器在整个测试过程中表现出在100mg/dl葡萄糖水平下良好的起始Isig、非常小的传感器间变化以及稳定的Isig(例如，没有向上漂移)。来自这些测试的数据证实：由这些等离子体沉积的AP层形成的传感器表现出可与常规湿法化学AP层形成的传感器相媲美的功能特性(如果没有更好的话)。

图8提供使用构建为包括等离子体沉积的AP层的传感器的BTS数据图(Isig随时间的变化)，其中，所述等离子体沉积的AP层包括HMDSO(只包括HMDSO，不包括烯丙基胺)。该四天体外测试结果表示在整个测试过程中那些传感器在100mg/dl葡萄糖水平下仍然具有良好的起始Isig，较小的传感器间变化以及稳定的Isig(没有向上漂移)。来自这些测试的数据证实：由这些等离子体沉积的AP层形成的传感器表现出可与常规湿法化学AP层形成的传感器相媲美的功能特性(如果没有更好的话)。

图9提供从非糖尿病犬获得的体内数据(使用构建为包括等离子体沉积的AP层的传感器在植入3天过程中的传感器血糖mg/dL和传感器Isig-nA，其中，所述等离子体沉积的AP层包括HMDSO/烯丙基胺(比例为1:1，等离子体沉积工艺包括两种前体的等气相流速))的图。该图显示传感器快速运行，具有稳定的Isig，较低的MARD(“平均绝对相对差”，约18％，这是低偏差的指示)，以及即使在植入3天后还具有的较强的Isig。

图10提供从糖尿病犬获得的体内数据(使用构建为包括等离子体沉积的AP层的传感器在植入3天过程中的传感器血糖mg/dL/传感器Isig-nA，其中，所述等离子体沉积的AP层包括HMDSO/烯丙基胺(比例为1:1，等离子体沉积工艺包括两种前体的等气相流速))的图。该图显示传感器在糖尿病犬中从开始植入至植入结束完全遵循体内葡萄糖水平，明显带有较高的线性度(R＝0.98)和较低的偏差(MARD＝7％)。

图11显示来自等离子体沉积的AP的傅里叶变换红外光谱(FTIR)的数据。图11显示三个FTIR图谱，其分别获自与单次运行中等离子体沉积腔室中的三种不同的隔板有关的样品。这些图谱之间没有明显区别，数据证明等离子体AP工艺之间的一致性。

图12A和图12B提供表示理想的传感器性能特性的数据图，所述理想的传感器性能特性可通过构建为包括等离子体沉积的AP层的传感器获得，所述等离子体沉积的AP层包括HMDSO(只包括HMDSO，不包括烯丙基胺)。图12A中的顶部图提供数据表明植入人体内两天的稳定的传感器Isig，并且具有良好的体内传感器启动。图12A的中间图提供数据表明两天植入过程中的Cal因素(Cal比例)变化。Cal因素从4以下开始并且稳定在约4，这证明了这些传感器的理想的性能。图12A的底部图提供表示传感器血糖在植入人体内两天的过程中完全遵循实际体内血糖变化并且具有良好的低MARD(11％)的数据。图12B的顶部图显示在植入人体内两天的过程中稳定的传感器Isig且具有良好的体内传感器启动。图12B的中间图显示良好的启动和稳定的Cal因素(小于4)，这证实了没有任何体内Isig下降问题的理想的Isig。图12B中的底部图显示非常好的低MARD(约11％)，这表明检测到的葡萄糖和实际血糖之间的偏离非常有限。

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。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有关的方法和/或材料(参见，例如Harsch等人,Journal ofNeuroscience Methods 98(2000)135-144；Yoshinari等人,Biomedical Research27(21):29-36(2006)；美国专利第7,906,217号和美国专利申请第20070202612号)。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。本发明说明书和所附的权利要求中所记载的指代以值而非整个数字(例如，60纳米)为数值特征的数值的所有数字可被理解为由术语“约”修饰。

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-监测设备的元件。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，和对电极(例如，多个这些电极中的每一种)，所述工作电极、所述参比电极和所述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(直接接触或者穿过一个或多于一个膜或区域之后接触)酶(例如，葡萄糖氧化酶)；生物样本(或其一部分)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。

本文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这种类型的传感器。多种可植入的电化学生物传感器已被开发用于治疗糖尿病以及其他威胁生命的疾病。许多现有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用于多种已知的电化学传感器并可通过多种已知的电化学传感器实施，所述多种已知的电化学传感器包括，例如，下列专利文献中公开的那些电化学传感器，美国专利申请US20050115832，美国专利US6,001,067,US6,702,857,US6,212,416,US6,119,028,US6,400,974,US6,595,919,US6,141,573,US6,122,536,US6,512,939,US5,605,152,US4,431,004,US4,703,756,US6,514,718,US5,985,129,US5,390,691,US5,391,250,US5,482,473,US5,299,571,US5,568,806,US5,494,562,US6,120,676,US6,542,765，以及PCT国际申请公开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,WO 03/036255,WO03/036310WO 08/042625,和WO 03/074107，欧洲专利申请EP1153571，这些专利文献的全部内容在此通过引用并入本文。

本领域已知多种传感器和传感器元件，包括用于检测和/或测量诸如葡萄糖之类的生物分析物的电流型传感器。许多葡萄糖传感器是基于氧(Clark-型)的电流型变换器(参见，例如，Yang等人,Electroanalysis 1997,9,No.16:1252-1256；Clark等人,Ann.N.Y.Acad.Sci.1962,102,29；Updike等人,Nature 1967,214,986；和Wilkins等人,Med.Engin.Physics,1996,18,273.3-51)。使用葡萄糖和葡萄糖氧化酶之间的化学反应以生成可测量的信号的电化学葡萄糖传感器通常包括聚合组合物，该聚合组合物调节包括葡萄糖的分析物的扩散，从而克服了本领域已知的“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，因此，对于基于葡萄糖氧化酶的葡萄糖传感器的运行而言，氧相对于葡萄糖过量存在是必须的。然而，因为皮下组织中氧的浓度比葡萄糖浓度小得多，所以，氧可能是葡萄糖、氧和传感器中的葡萄糖氧化酶之间的反应中的限制性反应物，这是损害传感器产生严格依赖于葡萄糖浓度的信号的能力的情形。传感器中层状材料的改良和/或替换可能会产生问题，其中，所述改良可导致这些层的至关重要的选择性透过性能发生不可预期的改变。例如，因为材料的性能可影响化合物扩散通过该材料至可测量的化学反应位点的速度，所以，在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的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能不应当例如有助于葡萄糖扩散超过氧，这在某种程度上会促进缺氧问题。在这种情况下，本文公开的等离子体沉积的六甲基二硅氧烷(和任选地烯丙基胺)AP层表现出如下功能特性，所述功能特性包括使AP层在设计为解决在电流型葡萄糖传感器中观察到的缺氧问题的层状传感器结构中有用的扩散特性。这些材料可用于制造具有多种理想性能的传感器，所述理想性能包括延长的保存期和提高的性能特性。

如下文详细讨论的，本文公开的本发明的实施方式提供具有提高的材料性能的传感器元件以及构建为包括这些元件的传感器系统(例如，包括传感器和相关电子元件(例如，监测器，处理器，等等)的那些传感器系统)。本文公开的内容还提供制造和使用这些传感器的方法。虽然本发明的一些实施方式属于葡萄糖传感器，但是本文公开的多种工艺和材料(例如，由等离子体沉积工艺形成的促粘层)可适用于本领域已知的各种各样的分析物传感器中的任一种。本发明的这些传感器表现出意想不到的灵活性和多样性，这是一种使各种各样的传感器构造被设计为检测各种各样的分析物的特性。本文使用的术语“分析物”是广义的术语并且以其通常意义使用，包括，但不限于，指代可被分析的存在于诸如生物流体(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。在示例性的实施方式中，所述分析物是葡萄糖。

本发明的实施方式的各个具体方面在下面几个部分中详细讨论。

本发明的典型工艺、元件和分析物传感器

如下文详细讨论的，本发明的实施方式涉及制造和使用电化学传感器的方法，所述电化学传感器表现出包括具有一组独特特性的促粘层的一系列新元件，所述独特特性包括改善的材料性质和易于制造。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)的浓度或指示液体中分析物的浓度或存在的物质的浓度。在一些实施方式中，传感器是连续设备，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以提供指示目标分析物浓度的输出信号。这些传感器包括一种或多于一种具有一系列所选择的材料性质的促粘层，所选择的材料性质包括使葡萄糖和氧适当地迁移穿过这些层，随后与检测复合物(例如，设置于电极上的诸如葡萄糖氧化酶之类的酶)发生反应。可使用电化学方法测量分析物的存在并且电极系统的输出可以是分析物测量值的函数。通常，传感器是如下类型的传感器：该传感器检测氧存在条件下分析物和酶之间的酶反应的产物或反应物(例如，在葡萄糖存在条件下由葡萄糖氧化酶生成的过氧化氢)作为体内或体外分析物测量值。

如上所述，本发明的实施方式涉及层状传感器结构，例如，在具有多个层状材料的电流型葡萄糖传感器中发现的那些层状传感器结构，其中，所述多个层状材料包括一个或多于一个促粘材料/层。这种AP层的主要功能是抑制可转变为不良传感器性能的层剥离。然而，在电流型传感器中，这些层应当尽可能薄，因为额外的材料体积可改变传感器电流特性，这是一种会不利影响传感器性能的现象。虽然促粘材料/层是本领域已知的，但是在许多常规传感器制造工艺中，促粘层通过使用诸如戊二醛之类的有害化学物质形成。例如，一些湿法化学AP工艺使用戊二醛交联位于周围层之间的诸如硅烷之类的组合物(例如，3-氨基丙基三乙氧基硅烷)，所述周围层例如包括葡萄糖氧化酶(GOx)和/或血清白蛋白的那些层，和/或包括诸如在葡萄糖限制膜(―GLM‖)中发现的那些聚合物之类的聚合物的那些层。遗憾的是，本领域中已有许多与使用戊二醛有关的问题。一个问题是该化合物可使AP层在空气中不稳定。另一问题是由于可能存在于传感器膜基质中的残余交联剂而引发交联，因此传感器信号趋于随时间降低。此外，考虑到环境保护问题，对戊二醛废弃物的处理可能相当昂贵。因此，在涉及传感器的制造的各个步骤中降低和/或消除戊二醛的使用具有很多有益之处。

本发明的实施方式包括用于在包括多个层状材料的传感器中形成促粘层的干法等离子体工艺。所述干法等离子体工艺相对于常规湿法化学工艺具有许多优势，包括降低或消除对一些在常规工艺中使用的生物有害的化合物(例如，戊二醛)的需求，从而减少生产工艺中产生的化学废弃物。本发明的实施方式包括由这些工艺形成的促粘层组合物，所述组合物表现出包括非常薄又具有均匀的结构特性在内的理想的材料特性的组合。这些促粘层在体内使用的电化学传感器的构建中尤其有用。如下文所公开的，包含了这些促粘组合物的电流型葡萄糖传感器表现出包括提高的性能特性(参见，例如，图12A和图12B)在内的许多理想特性。本发明的实施方式产生理想特性的组合，包括提高的寿命特性以及提高的诸如葡萄糖之类的分子的渗透性特性，这解决了例如缺氧问题。此外，这些促粘层可使用环境友好且成本合算的制造工艺形成。

本发明的示例性的实施方式包括由多个层状材料制造葡萄糖传感器装置的方法，所述多个层状材料包括由干法等离子体工艺形成的促粘层(参见，例如，图1和图2)。通常，这些方法包括如下步骤：提供基底层，在所述基底层上形成导电层，所述导电层包括工作电极、对电极和参比电极，在所述导电层上形成分析物检测层(例如，包括葡萄糖氧化酶的分析物检测层)，以及随后使用等离子体气相沉积工艺在所述分析物检测层上形成促粘层。任选地，用于形成所述促粘层的等离子体气相沉积工艺是脉冲沉积工艺。在本发明的一些实施方式中，所述促粘层包括六甲基二硅氧烷。在本发明的一些实施方式中，所述促粘层包括六甲基二硅氧烷和烯丙基胺，并且通过使用双等离子体气相沉积工艺在所述分析物检测层之上形成所述促粘层。在这些实施方式中，六甲基二硅氧烷和烯丙基胺以不超过(或不低于)5:1、4:1、3:1、2:1和1:1的比例设置于所述促粘层中。

本发明的实施方式包括由多个层状材料制造分析物传感器的其他方法步骤，例如，在上文讨论的促粘层之下或之上形成附加层的步骤，所述附加层例如蛋白质层、分析物调节层、覆盖层、等等。在一种这样的实施方式中，所述方法包括在分析物检测层上形成蛋白质层，随后在该蛋白质层上形成促粘层。本发明的实施方式还可包括在沉积有促粘层的一个或多于一个层上进行预处理的步骤，例如，通过使这些层暴露于预处理气体等离子体。本发明的实施方式还可包括在沉积所述促粘层之后在所述促粘层上进行交联步骤，其中，所述交联步骤包括暴露于交联气体等离子体。任选地，在这些步骤中，预处理或交联气体等离子体包括氦等离子体或氧等离子体。此外，本发明的实施方式还可包括在交联步骤之后在所述分析物传感器上进行洗涤步骤并且随后在所述促粘层上形成分析物调节层。

本发明的另一实施方式是包括多个层状材料的分析物传感器装置，所述多个层状材料包括促粘层，所述促粘层具有一系列通过使用等离子体气相沉积工艺由六甲基二硅氧烷组合物形成促粘层而产生的材料性质。通常，该传感器连接至适于植入体内的结构(例如，针、导管、探针，等等)。在本发明的一些实施方式中，所述促粘层包括以5:1至1:1的比例(例如，5:1、4:1、3:1、2:1或1:1)组合的六甲基二硅氧烷和烯丙基胺。在本发明的一些实施方式中，六甲基二硅氧烷和烯丙基胺共价交联在一起。在一些实施方式中，所述促粘层形成为具有特定结构，例如，平均厚度小于60纳米、50纳米或40纳米，和/或具有相对非常少(例如，相对于由湿法化学工艺形成的常规AP层)或者没有跨过所述层的孔或裂缝(例如，促粘层的一部分中的针孔样结构，其使下层的一部分暴露出来)。包括这种促粘层的典型传感器包括含有设置于工作电极上的葡萄糖氧化酶(例如，位于分析物检测层内)的电流型葡萄糖传感器。这些实施方式的特定示例性实施例在图1A和图1B中图示。在本发明的一些实施方式中，各个层被排布成分析物检测层设置于导电层上并且促粘层设置于所述分析物检测层上。在一些实施方式中，所述促粘层在第一侧与蛋白质层中的物质直接接触并且在第二侧与分析物调节层中的物质直接接触。在其他实施方式中，所述促粘层在第一侧与分析物检测层中的物质直接接触并且在第二侧与分析物调节层中的物质直接接触。在本发明的一些实施方式中，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、己糖激酶和乳糖脱氢酶的酶。

在一些实施方式中，促粘层设置于蛋白质层上，所述蛋白质层设置于分析物检测层上，例如包括牛血清白蛋白(BSA)或人血清白蛋白(HSA)的蛋白质层。在典型的实施方式中，该层中的蛋白质组分包括诸如人血清白蛋白之类的白蛋白。HSA浓度可为约0.5％至30％(w/v)。通常，HSA浓度为约1％至10％w/v，并且更加通常，HSA浓度为约5％w/v。在本发明可选的实施方式中，代替HSA或除了HSA之外还可使用在这些情况下使用的胶原蛋白或BSA或其他结构性蛋白质。本发明的实施方式包括设置于促粘层上的其他层，例如，分析物调节层。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括异氰酸酯化合物并且所述异氰酸酯包括与促粘层中烯丙基胺中的原子共价连接的原子。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括线性聚氨酯/聚脲聚合物。通常，所述分析物调节层由如下混合物形成，所述混合物包括：二异氰酸酯化合物(通常为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(通常为混合物中反应物的约17mol％至45mol％)；以及硅氧烷化合物。任选地，所述聚氨酯/聚脲聚合物包含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，以三甲基甲硅烷基为末端的聚甲基氢硅氧烷)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，Jeffamine 600)。在分析物调节层的一些实施方式中，第一聚氨酯/聚脲聚合物与如下混合物形成的第二聚合物共混，所述混合物包括：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％重量的甲基丙烯酸2-羟乙酯，其中，所述第一聚合物和所述第二聚合物以1:1％重量至1:20％重量的比例共混。

在本发明的示例性的实施方式中，分析物调节层包括由如下混合物形成的聚氨酯/聚脲聚合物的共混混合物，所述混合物包括：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，以及末端具有氨基、羟基或羧酸官能团的硅氧烷。任选地，该聚氨酯/聚脲聚合物与如下混合物形成的分支的丙烯酸酯聚合物共混，所述混合物包括：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。任选地，分析物调节层表现出膜重量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5um至15um。在一些实施方式中，分析物调节层包括由如下混合物形成的聚氨酯/聚脲聚合物，所述混合物包括：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，末端具有氨基、羟基或羧酸官能团的硅氧烷；以及所选择的能够抑制由所述混合物形成的聚氨酯/聚脲聚合物热降解和氧化降解的稳定聚氨酯/聚脲聚合物的化合物，其中，所述稳定聚氨酯/聚脲聚合物的化合物的分子量小于1000g/mol，并且包含具有羟基基团的苄基环(ArOH)。在本发明的典型实施方式中，所述稳定聚氨酯/聚脲聚合物的化合物表现出抗氧化剂活性(例如，包括酚类抗氧化剂的实施方式)。任选地，所述稳定聚氨酯/聚脲聚合物的化合物包括至少两个具有羟基基团的苄基环。

本发明的其他实施方式包括使用电流型传感器检测哺乳动物体内的分析物的方法，所述电流型传感器包括多个层状材料，所述多个层状材料包括由本文公开的等离子体气相沉积的六甲基二硅氧烷(和任选的烯丙基胺)形成的促粘层。通常，所述方法包括将分析物传感器植入哺乳动物体内，检测在分析物存在条件下传感器电极处的电流变化，以及将所述电流变化与分析物的存在和/或浓度相关联。在示例性的实施方式中，传感器是糖尿病患者使用的葡萄糖传感器(参见，例如图12)。

图2举例说明了本发明的一种传感器实施方式100的横截面。该传感器实施方式由多个元件形成，所述多个元件是根据本领域接受的方法和/或本文公开的本发明的特定方法依次设置的层状形式的各种导电成分和不导电成分。传感器的各个元件在本文中通常以层状表征，因为，例如，这使图2所示的传感器结构易于表征。然而，本领域技术人员可以理解的是，在本发明的一些实施方式中，传感器成分可被组合成多种成分形成一个或多于一个异质层。在这种情况下，本领域技术人员理解的是，在本发明的各种不同的实施方式中，层状成分的顺序可发生改变。

图2所示的实施方式包括支承传感器100的基底层102。基底层102由诸如金属和/或陶瓷和/或聚合基板之类的材料制成，基底层102可以自支承或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于基底层102上的和/或与基底层102组合的导电层104。通常，导电层104包含一个或多于一个电极。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以单元的形式分组的多个工作电极、对电极和参比电极组。

如下文详细讨论的，基底层102和/或导电层104可使用许多已知的技术和材料生产。在本发明的一些实施方式中，传感器电路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多于两个相邻的导电路径，其具有形成触片的近端区域以及形成传感器电极的远端区域。诸如聚合物涂层之类的电绝缘覆盖层106可设置于传感器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包括但不限于：无毒生物相容性聚合物，例如，硅树脂化合物、聚酰亚胺、生物相容性焊接掩膜、环氧丙烯酸酯共聚物，等等。在本发明的传感器中，可穿过覆盖层106形成一个或多于一个暴露的区域或孔108，从而使导电层104向外部环境开放，并且例如，使诸如葡萄糖之类的分析物渗透穿过传感器的各层而被检测元件检测。孔108可通过多种技术形成，包括激光烧蚀，胶纸遮盖(tape masking)，化学铣切或刻蚀或光刻显影，等等。在本发明的一些实施方式中，在制造过程中，二次光刻胶也可用于保护层106以界定待除去以形成孔108的保护层区域。暴露的电极和/或触片也可进行诸如额外的电镀加工之类的二次加工(例如，通过孔108进行二次加工)，从而制备表面和/或强化导电区域。

在图2所示的传感器结构中，分析物检测层110设置于导电层104的暴露的电极中的一个或多于一个电极上。通常，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发生反应，生成过氧化氢，这是一种随后调节电极处的电流的化合物。因为电流的这种调节取决于过氧化氢的浓度，并且过氧化氢的浓度与葡萄糖浓度相关联，所以，葡萄糖浓度可通过监测电流的这种调节来确定。由过氧化氢浓度的改变而引起的电流的这种调节可通过多种传感器检测器装置中的任何一种(例如，通用传感器电流型生物传感器检测器)或本领域已知的其他多种类似设备中的一种(例如Medtronic MiniMed生产的葡萄糖监测设备)来监测。本发明的这种元件的典型传感器实施方式利用已与第二蛋白质(例如白蛋白)以固定比例(例如，对于葡萄糖氧化酶的稳定特性而言被优化的比例)结合并且随后涂覆于电极表面以形成薄酶成分的酶(例如葡萄糖氧化酶)。在典型的实施方式中，分析物检测成分包括GOx和HSA的混合物。所述酶和所述第二蛋白质(例如白蛋白)通常被处理形成交联的基质(例如通过向蛋白质混合物中加入交联剂)。如本领域已知的，交联条件可被调节，从而调节诸如酶的保留生物活性、酶的机械和/或运行稳定性之类的因素。示例性的交联步骤在美国专利申请第10/335,506号以及PCT公布WO03/035891中描述，该美国专利申请以及PCT公布通过引用并入本文。例如，胺交联剂，例如但不限于戊二醛，可被加入蛋白质混合物中。

在本发明的实施方式中，分析物检测层110可涂覆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可设置于工作电极上，所述工作电极可以是阳极或阴极。任选地，分析物检测层110还设置于对电极和/或参比电极上。虽然分析物检测层110的厚度可高达约1000微米(μm)，但是，分析物检测层与现有技术中描述的先前的传感器中发现的分析物检测层的厚度相比通常较薄，例如，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。如下文详细讨论的，用于生产薄的分析物检测层110的一些方法包括将所述层刷在基板上(例如铂黑电极的反应性表面)，以及旋转涂覆工艺、浸蘸和干燥工艺、低剪切喷涂工艺、喷墨印刷工艺、丝网印刷工艺等等。

通常，靠近一个或多于一个附加层涂覆和/或设置分析物检测层110。任选地，一个或多于一个附加层包括设置于分析物检测层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，附加层包括设置于分析物检测层110上的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，其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，诸如聚二甲基硅氧烷之类的硅树脂化合物、聚氨酯、聚脲醋酸纤维素、NAFION、聚酯磺酸(例如，Kodak AQ)、水凝胶以及本文公开的聚脲聚合物和聚合物共混物。

在本发明的实施方式中，如图2所示，促粘层114设置于诸如分析物调节层112和分析物检测层110之类的各层之间，从而促进它们的接触和/或粘合。在本发明的特定实施方式中，如图2所示，促粘层114设置于分析物调节层112和蛋白质层116之间，从而促进它们的接触和/或粘合。促粘层114可由本领域已知的多种材料中的任一种制成，从而促进这些层之间的粘合。通常，促粘层114包括六甲基二硅氧烷或以5:1至1:1的比例组合的六甲基二硅氧烷和烯丙基胺。可被包括在本文公开的传感器中和/或适用于本文公开的传感器的典型元件的实施方式在美国专利申请公开第20070163894号,第20070227907号,第20100025238号,第20110319734号和第20110152654号中公开，这些美国专利申请通过引用并入本文。例如，美国专利申请公开第20070163894号中的图2提供了表示可适用于本发明的实施方式的类型的皮下传感器插入组件、遥测特征监测器传输器设备和数据接收设备的透视图。此外，很多文章、美国专利和专利申请均描述了本文公开的常用方法和材料的本领域状态并且进一步描述了可在本文公开的传感器设计中使用的各种不同的元件(及其生产方法)。这些文章、美国专利和专利申请包括例如，美国专利US6,413,393；US6,368,274；US5,786,439；US5,777,060；US5,391,250；US5,390,671；US5,165,407,US4,890,620,US5,390,671,US5,390,691,US5,391,250,US5,482,473,US5,299,571,US5,568,806；美国专利申请US20020090738；以及PCT国际申请公开WO 01/58348,WO 03/034902,WO 03/035117,WO03/035891,WO 03/023388,WO 03/022128,WO 03/022352,WO 03/023708,WO03/036255,WO03/036310和WO 03/074107,这些文献的全部内容通过引用并入本文。

本发明的实施方式包括皮下传感器插入系统，所述系统包括具有如本文公开的等离子体沉积的AP层的传感器。图4提供了皮下传感器插入系统的一种概括实施方式的透视图以及根据本发明的一种示例性的实施方式的传感器电子设备的框图。通常用于这些传感器系统实施方式的其他元件在美国专利申请第20070163894号中公开，该美国专利申请的全部内容通过引用并入本文。图4提供遥测特征监测器系统1的透视图，其包括设置为将柔性传感器12等的有效部分皮下放置于使用者体内所选择的位点的皮下传感器组件10。传感器组件10的皮下或透皮部分包括具有锋利尖端44的、中空带槽的插入针14以及导管16。导管16的内部是传感器12的检测部分18，以使一个或多于一个电极20通过形成于导管16中的窗22暴露于使用者的体液。检测部分18与连接部分24接合，连接部分24终止于导电触片等中，导电触片等还通过绝缘层中的一层暴露出来。连接部分24和触片通常适于直接有线电连接至合适的连接至显示器214的监测器200，用于响应源自传感器电极20的信号监测使用者的情况。连接部分24可方便地电连接至监测器200或通过连接器模块28(或类似物)连接至特征监测器传输仪100，连接器模块28在名称为FLEX CIRCUITCONNECTOR的美国专利第5,482,473中显示和描述，该美国专利通过引用并入本文。

如图4所示，根据本发明的实施方式，皮下传感器组件10可被配置为或形成为与有线或无线特征监测器系统一同工作。传感器12的近端部分安装于适于放置在使用者皮肤上的安装基座30中。安装基座30可以是具有下表面的衬垫，所述下表面涂覆有压敏粘合层32以及剥离纸条34，剥离纸条34通常设置为覆盖且保护粘合层32，直至准备使用传感器组件10。安装基座30包括上层36和下层38，其中，柔性传感器12的连接部分24夹在层36和38之间。连接部分24具有与传感器12的活动检测部分18接合的前部，所述前部被折叠成一定角度以通过基座下层38中形成的孔40向下延伸。任选地，粘合层32(或与体内组织接触的装置的另一部分)包括降低炎症反应的抗炎剂和/或降低感染机会的抗菌剂。插入针14适于通过基座上层36中形成的针端口42和通过基座下层38中的下部孔40滑动配合接收。插入之后，插入针14撤出，以在所选择的插入位点的合适位置留下具有检测部分18和传感器电极20的导管16。在该实施方式中，遥测特征监测器传输仪100通过连接器104由缆线102连接至传感器组件10，连接器104电连接至传感器组件10的连接器部分24的连接器模块28。

在图4所示的实施方式中，遥测特征监测器100包括支承印刷电路板108的外壳106、电池110、天线112和带有连接器104的线缆102。在一些实施方式中，外壳106通过上部壳体114和下部壳体116形成，上部壳体114和下部壳体116由超声波焊接密封以形成防水(或耐水)密封，从而允许通过用水、清洁剂、醇类等等浸泡(或擦拭)进行清洁。在一些实施方式中，上部壳体114和下部壳体116通过医用级塑料形成。然而，在可选的实施方式中，上部壳体114和下部壳体116可通过其他方法连接在一起，例如，上部壳体114和下部壳体116可通过卡扣配合、密封环、RTV(硅树脂密封剂)和粘合在一起等方法连接在一起，或者，上部壳体114和下部壳体116可由其他材料形成，例如，金属、复合材料、陶瓷，等等。在其他实施方式中，分开的壳体可被排除并且组件被简单地放入环氧材料或其他与电子元件相容且合理地防潮的可塑型材料中。如图所示，下部盒体116可具有涂覆了合适的压敏粘合层118的下表面以及剥离纸条120，剥离纸条120通常设置成覆盖并保护粘合层118，直至准备使用传感器组件遥测特征监测器传输仪100。

在图4所示的示例性的实施方式中，皮下传感器组件10有利于用于监测代表使用者情况的特定血液参数的类型的柔性薄膜电化学传感器12的精确放置。传感器12监测体内葡萄糖水平并且可与自动或半自动的、外部或植入型药物输注泵联合使用以控制向糖尿病患者递送胰岛素，所述药物输注泵在美国专利第4,562,751号；第4,678,408号；第4,685,903号或第4,573,994号中描述。

在图4所示的示例性的实施方式中，传感器电极10可用于多种检测应用中并且可以多种方式配置。例如，传感器电极10可用于生理学参数检测应用中，其中，一些类型的生物分子用作催化剂。例如，传感器电极10可用于具有催化与传感器电极20的反应的葡萄糖氧化酶的葡萄糖和氧传感器。传感器电极10连同生物分子或一些其他催化剂可设置于人体内的血管环境或非血管环境中。例如，传感器电极20和生物分子可放置于血管中并且可有血流流过该传感器电极20和生物分子，或者可放置于人体的皮下区域或腹膜区域。

在图4所示的本发明的实施方式中，传感器信号的监测器200还可以是指传感器电子设备200。监测器200可包括电源，传感器接口，处理用电子元件(即，处理器)以及数据格式化电子元件。监测器200可通过连接器由线缆102连接至传感器组件10，所述连接器电连接至连接部分24的连接器模块28。在可选的实施方式中，线缆可被省略。在本发明的这种实施方式中，监测器200可包括用于直接连接至传感器组件10的连接部分104的合适的连接器。传感器组件10可被改良以具有设置于不同位置的连接器部分104，例如，设置于传感器组件的顶部以有利于将监测器200放置于传感器组件之上。

本文公开的本发明的另一实施方式是由包括使用等离子体沉积工艺形成的促粘层在内的多个层状元件制造植入哺乳动物体内的传感器装置的方法。该方法可包括如下步骤：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(并且通常包括工作电极、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(在葡萄糖存在的条件下是指葡萄糖氧化酶)存在条件下可改变所述导电层中的电极处的电流的组合物；任选地，在所述分析物检测层上形成蛋白质层；随后在所述分析物检测层或任选的蛋白质层上形成促粘层。后续的层随后沉积于该促粘层上。

在本发明的方法的典型实施方式中，促粘层设置于其他各个功能层之间，从而促进它们的接触并增加传感器装置的稳定性。选择构成促粘层的组合物以提供诸如有助于传感器稳定性之类的多种理想特性并且能够使用气体等离子体工艺沉积于传感器的一个或多于一个层上。通常，这种等离子体AP工艺可使用诸如PVA-TePla^TM M4L腔室之类的商售系统。一种通用等离子体AP工艺包括图3所示的方案中举例说明的步骤。一种用于电流型葡萄糖传感器的示例性的分步过程如下：

1.制备其上待沉积有AP层的期望的底层(例如，包含HSA的蛋白质层或包含GOx的分析物检测层)。利用短时间气体等离子体(例如，氦等离子体，O2等离子体或连续波单体等离子体)预处理该传感器叠层(例如上至HSA层或GOx层)，从而活化基底的表面。

2.使用HMDSO(和任选地)烯丙基胺脉冲等离子体沉积(例如，在200W，350mT条件下，使用60sccm烯丙基胺，60sccm HMDSO，2分10秒，并且脉冲频率为20时，脉冲占空比为30％)在其上待沉积有AP层的特定层(例如，包含HSA的蛋白质层或包含GOx的分析物检测层)的顶部建立非常薄的膜。根据不同的要求，可调节烯丙基胺和HMDSO的比例。在一些实施方式中，所述层包含100％的HMDSO并且所述层通过在等离子体工艺中仅使用HMDSO形成。

烯丙基胺和HMDSO前体可提供一些常规促粘层(3-氨基丙基三乙氧基硅烷)也可提供的硅氧烷基团和氨基官能团，但是，不会产生与一些常规AP工艺有关的问题，例如在传感器制造过程中的低蒸汽压和对空气中水分的高敏感性。烯丙基胺和HMDSO这两个单体的气相可代替它们的液相使用，每种单体的气体产生独特的等离子体组成，这产生包含独特表面特性的层。在脉冲等离子体沉积工艺中，烯丙基胺和HMDSO单体气体发生分解并且与基底反应，而且还与其自身反应，从而组合成无针孔膜。此外，HMDSO脉冲等离子体沉积产生二氧化硅样薄膜层，从而粘合至活化的基底，该二氧化硅样薄膜层可以是良好的障碍物以将分析物调节层(例如，包含GOx的层)固定在下方并且进一步限制分析物(例如葡萄糖)从分析物调节层(例如GLM层)顶部渗透出。烯丙基胺前体可形成相对亲水性的聚合物膜并且还提供氨基官能团以化学粘合至邻近的层中的基团(例如，在GLM中发现的基团)。

3.在该等离子体脉冲沉积工艺之后，合适的等离子体工艺(例如，200W，350mTorr下的氦等离子体，持续75秒)可用于交联新沉积的AP层。该工艺可增加沉积的稳定性。低功率短时间O2等离子体(例如10W和10秒)是这种后沉积处理的另一选择，尤其是对于仅仅包含HMDSO的AP组合物而言。

4.这些交联工艺之后，本领域技术人员随后可洗涤等离子体处理的平板，例如，在洗涤站用DI水洗涤5分钟，并随后干燥平板(例如，用旋转干燥仪)。这些洗涤步骤可用于除去不想要的残留化学物质(例如，未共价连接的那些化学物质)。

5.在这些洗涤/干燥步骤之后，后续的层(例如，包含GLM的分析物调节层)可直接涂覆于处理过的传感器叠层上。这样，AP层形成，而无需使用诸如戊二醛之类的会产生问题的化合物。

如上所述，本发明的实施方式包括在等离子体沉积的促粘层上形成分析物调节层的步骤。通常所述促粘层与分析物调节层直接接触。在这些实施方式中，所述分析物调节层包括聚合组合物，其调节分析物穿过该层的扩散(例如，葡萄糖限制膜)。所述方法还可包括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一部分上的孔。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括由分支的丙烯酸酯共聚物稳定的线型聚氨酯/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所述中心链的多个侧链。

如下文详细讨论的，传感器的各个不同的层可被制造为表现出可根据传感器的特定设计操作得到的各种不同的特性。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，所述蛋白质层中的蛋白质是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含选自葡萄糖氧化酶、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酶成基本固定比例的载体蛋白组合物，并且所述酶和所述载体蛋白以基本均匀的方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通过使用各种熟知的技术组合产生的传感器和传感器设计。本文公开的内容还提供用于将非常薄的酶涂层涂覆于这些类型的传感器的方法以及由这些工艺生产的传感器。在这种情况下，本发明的一些实施方式包括根据本领域接受的工艺在基板上制造这些传感器的方法。在一些实施方式中，所述基板包括适用于光刻掩膜和刻蚀工艺的刚性平面结构。就这点而言，所述基板通常界定具有高度均匀的平面度的上表面。抛光的玻璃平板可用于界定光滑的上表面。可选的基板材料包括例如不锈钢、铝和诸如迭尔林(delrin)之类的塑料材料，等等。在其他实施方式中，所述基板是非刚性的且可以是用作基板的另一膜层或绝缘层，例如，诸如聚酰亚胺等的塑料。

本发明的方法中的起始步骤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式(例如通过可控的旋转涂覆)设置于基板上。此外，如果基板层和基底层之间粘合不足，那么可使用粘合剂。绝缘材料基底层在所述基板上形成，通常通过将基底层材料以液体形式涂覆于基板上并随后旋转所述基板以产生薄且厚度基本均匀的基底层。这些步骤可被重复以建立足够厚的基底层，随后按顺序进行光刻和/或化学掩膜和刻蚀步骤以形成下文讨论的导体。在示例性的形式中，基底层包括绝缘材料薄膜片，例如陶瓷或聚酰亚胺基板。基底层可包括氧化铝基板、聚酰亚胺基板、玻璃片、孔径可控玻璃、或平面化的塑料液晶聚合物。所述基底层可由包含下列多种元素中的一种或多于一种的任何材料得到，所述元素包括但不限于：碳、氮、氧、硅、蓝宝石、金刚石、铝、铜、镓、砷、镧、钕、锶、钛、钇或者它们的组合。此外，所述基板可通过包括化学气相沉积，物理气相沉积或旋转涂覆的本领域熟知的多种方法，采用诸如旋转玻璃、硫属化合物(chalcogenides)、石墨、二氧化硅、有机合成聚合物等等的材料，涂覆于固体支承体上。

本发明的方法还包括产生具有一个或多于一个检测元件的导电层。通常，这些检测元件是通过诸如光刻胶、刻蚀和漂洗之类的本领域已知的多种方法中的一种形成以界定活性电极的几何结构的电极。所述电极随后例如可通过将铂黑电沉积于工作电极和对电极并随后通过氯化银将银沉积于参比电极而制成电化学活性的。诸如传感器化学酶层之类的传感器层可随后通过电化学沉积或例如旋转涂覆之类的不同于电化学沉积的方法设置于检测层上，随后使用例如二醛(戊二醛)或碳化二-亚胺进行气相交联。

本发明的电极可由本领域已知的多种材料形成。例如，电极可由后过渡贵金属(noble late transition metal)制成。诸如金、铂、银、铑、铱、钌、钯或锇之类的金属可适用于本发明的各种不同的实施方式。诸如碳或汞之类的其他组成也可用于一些传感器实施方式。在这些金属中，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式沉积，包括非电解法，所述非电解法可包括当基板浸于含有金属盐和还原剂的溶液中时，将金属沉积于先前金属化的区域。非电解法随还原剂供给电子至导电(金属化)表面而进行，同时在导电表面发生金属盐的还原。

在本发明的示例性的实施方式中，基底层最初通过电极沉积、表面溅射或其他合适的工艺步骤涂覆有薄膜导电层。在一种实施方式中，该导电层可设置成多个薄膜导电层，例如，基于铬的初始层适于化学粘合至聚酰亚胺基底层，随后按顺序形成基于金和基于铬的薄膜层。在可选的实施方式中，可使用其他电极层构造或材料。导电层随后根据常规光刻技术被所选择的光刻胶涂层覆盖，并且，接触掩膜可涂覆于光刻胶涂层上以适于进行光成像。所述接触掩膜通常包括一种或多于一种导电线路图案以适当的暴露光刻胶涂层，随后刻蚀步骤在基底层上形成多个导电传感器线路。在设计为用作皮下葡萄糖传感器的示例性的传感器构造中，每个传感器线路可包括对应于三个分开的电极(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。

导电传感器层的一部分通常被绝缘覆盖层覆盖，通常绝缘覆盖层的材料例如硅聚合物和/或聚酰亚胺。可以任何期望的方式涂覆绝缘覆盖层。在示例性的步骤中，绝缘覆盖层以液体层的形式涂覆于传感器线路上，随后旋转基板以将液体材料以薄膜的形式分布覆盖在传感器线路上且延伸超出与基底层密封接触的传感器线路的边缘之外。该液体材料可随后进行本领域已知的一种或多于一种合适的辐射固化步骤和/或化学固化步骤和/或热固化步骤。在可选的实施方式中，液体材料可使用喷涂技术或任何其他理想的施用技术涂覆。可使用诸如感光环氧丙烯酸酯之类的各种不同的绝缘层材料，其中，示例性的材料包括产品号7020的获自OCG Inc.(West Paterson,N.J.)的感光聚酰亚胺。

处理传感器元件之后，可通过诸如喷涂、浸蘸，等等的本领域已知的多种方法中的任何一种涂覆一个或多于一个附加功能涂层或覆盖层。本发明的一些实施方式包括沉积于含酶层上的分析物调节层。分析物调节层除了用于调节与活性传感器表面接触的分析物的量之外，其还通过使用分析物限制膜层避免传感器被外界物质污染的问题。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，分析物调节层的涂覆通常在限定的工艺条件下进行，并且分析物调节层的厚度尺寸受到严格控制。底层的微加工可以是影响对分析物调节膜层的尺寸控制以及分析物限制膜层材料自身的确切组成的因素。就这点而言，几种类型的共聚物，例如硅氧烷和非硅氧烷基团的共聚物被发现特别有用。这些材料可被微分散或旋转涂覆至可控的厚度。

在本发明的一些实施方式中，传感器通过涂覆分析物调节层的方法制造，所述分析物调节层包括亲水性膜涂层，该涂层可调节可接触传感器层中的酶的分析物的量。例如，加至本发明的葡萄糖传感器的覆盖层可包括葡萄糖限制膜，其调节与电极上的葡萄糖氧化酶层接触的葡萄糖的量。这些葡萄糖限制膜可由适于这些目的的已知的多种材料制成，所述材料例如，诸如聚二甲基硅氧烷等的硅树脂、聚氨酯、醋酸纤维素、Nafion、聚酯磺酸(例如，KodakAQ)、水凝胶或任何其他本领域技术人员已知的适于这些目的的膜。在本发明的一些实施方式中，分析物调节层包括由分支的丙烯酸酯共聚物稳定的线型聚氨酯/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所述中心链的多个侧链，其中，至少一个侧链包括硅树脂基团。

本发明的实施方式包括一种或多于一种通常为电绝缘保护成分的外部覆盖成分(参见，例如图2中的元件106)。通常，这些覆盖成分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：无毒生物相容性聚合物，例如硅树脂化合物、聚酰亚胺、生物相容性焊接掩膜、环氧丙烯酸酯共聚物，等等。

实施例

实施例1：本发明的示例性的实施方式

等离子体是一种被给予能量而处于导电状态的气体，其中，相当大百分比的原子或分子被电离。在这种状态中存在电子、离子、自由基、激发的中子、光子和电磁场。这些成分的集体(collective)性质构成等离子体现象。等离子体增强的化学气相沉积是使用等离子体技术使薄膜从气态(气相)至固态沉积于基板上的工艺。本发明的实施方式使用等离子体沉积技术以形成在层状传感器结构中有用的促粘层，所述等离子体沉积技术包括在可植入葡萄糖传感器制造中有用的双前体等离子体AP材料沉积工艺。这些工艺避免了与湿法化学AP工艺有关的一些问题并且替代常规方法提供了环境友好的方案。

使用例如TePla M4L等离子体处理系统，先进干法等离子体AP材料和工艺已被研发并且将其表征为在传感器制造工艺中有用且具有与体内植入相容的生物相容性特性。等离子体AP相对于目前的湿法化学AP工艺具有许多优势，例如，自动过程电势，显著降低的处理时间，去除了毒性戊二醛并且减少了日常化学废弃物。

示例性的体外和体内测试：

下面的测试在具有以如下顺序依次设置的如下层状元件的电流型葡萄糖传感器上进行：基底层、包括电极的导电层、包含GOx的分析物检测层、包含HSA的蛋白质层、包含HMDSO的等离子体沉积的促粘层以及包含葡萄糖限制膜(GLM)的分析物调节层。

传感器结构(上至HSA层)通过包括本文公开的等离子体AP工艺的方法形成。在加入AP层，随后漂洗和干燥平板之后，GLM通过狭缝式涂覆涂覆于AP层上并且随后根据常规规程烤干。如下文所述，灭菌之后，那些等离子体AP处理的传感器使用BTS和SITS体外测试和体内测试进行评估。

图5至图8提供来自设计为复制体内条件的体外测试系统中的这些葡萄糖传感器的测试的数据。这些系统包括碳酸氢盐缓冲液测试系统(“BTS”)和其他设计为模拟体内葡萄糖氧化酶传感器条件的体外传感器测试系统(SITS)，所述体内葡萄糖氧化酶传感器条件包括相对于葡萄糖的在化学计量上的高水平的氧。在这些系统中，传感器电流在存在已知浓度的葡萄糖的条件下定期测量。如本领域已知的，在基于葡萄糖氧化酶的传感器中，葡萄糖值可与作为传感器电流(单位μA)的Isig相关联。例如，当在诸如组织间之类的体内环境中使用这些传感器时，这些传感器可用于通过使用基于如下方程的计算方法测量葡萄糖：IG＝Isig x CAL，其中，IG是组织间葡萄糖值(单位为mmol/l或mg/dl)，Isig是传感器电流(单位为μA)并且CAL是校正因子(单位为mmol/l/μA或mg/dl/μA)。这些图中出现的数据说明各种不同的传感器实施方式的传感器Isig与设计为模拟体内条件的多种系统的体外测试中的不同葡萄糖浓度适当地相关联。

图5提供使用构建成包括等离子体沉积的AP层的传感器的BTS数据(Isig随时间的变化)的图，所述等离子体沉积的AP层包括HMDSO/烯丙基胺(比例为1:1，等离子体工艺包括两种前体的等气相流速)。该三天体外测试结果表明那些传感器在100mg/dl葡萄糖水平下具有良好的起始Isig，非常小的传感器间变化以及甚至在测试结束时也稳定的Isig(没有漂移问题)，这说明等离子体AP与湿法化学AP相媲美(如果没有更好的话)。SITS七天测试进一步证实了初步BTS结果(图6)。图6提供了使用构建为包括等离子体沉积的AP层的传感器的SITS数据(Isig随时间的变化)的图，所述等离子体沉积的AP层包括HMDSO/烯丙基胺。该七天标准传感器体外测试结果表明那些传感器通过了不同葡萄糖水平下的4个校正测试，氧响应测试，温度响应测试以及Isig稳定性测试，伴随有限的传感器间变化。

HMDSO/烯丙基胺(比例为1:1)等离子体AP被测试并被证实提供非常好且高度可靠的结果。然而，等离子体AP工艺可根据期望的结果(例如，期望的HMDSO/烯丙基胺的比例)发生改变。图7显示了比例为5:1的HMDSO/烯丙基胺的BTS结果。HMDSO/烯丙基胺组合等离子体AP工艺的替代工艺是HMDSO(一个前体)等离子体AP工艺。该HMDSO单个前体等离子体AP沉积工艺可包括第二步骤，即，使用O2等离子体活化HMDSO等离子体沉积的物质，随后涂覆GLM层(参见图8)。用于该工艺的典型参数包括：200Watt和350mTorr下的HMDSO(80sccm)等离子体脉冲持续约4分钟(3分45秒至4分15秒，占空比＝30，频率＝1)，随后的约10Watts下的O2等离子体持续约10秒。

图9、图10和图12提供来自这些体内葡萄糖传感器的测试数据。如这些图中的数据所示，等离子体AP传感器在非糖尿病犬和糖尿病犬中测试均具有非常好的结果。图9显示来自非糖尿病犬体内的等离子体AP传感器的数据，该数据表明传感器的Isig与对应的血气测量结果非常匹配。此外，在植入三天并进行测试之后，传感器的Isig仍然很强。图10显示在糖尿病犬体内传感器非常好地遵循实际葡萄糖水平变化。用于评估可植入葡萄糖传感器的功能性和生物相容性的其他体外和体内测试步骤在例如Koschwanez等人,Biomaterials.200728(25):3687–3703中讨论。

来自这些体外和体内测试的数据表明由本文公开的这些等离子体沉积的AP层形成的传感器表现出可与由常规湿法化学AP层形成的传感器相媲美的功能特性(如果没有更好的话)。数据显示出如下意想不到的结果：单独的六甲基二硅氧烷和以5:1至1:1的比例组合的六甲基二硅氧烷和烯丙基胺不仅仅促进具有完全不同的材料性能的各层之间的粘合(例如包含含有线性聚氨酯/聚脲聚合物的葡萄糖限制膜的层和由白蛋白构成的蛋白质层或包含与葡萄糖氧化酶结合的白蛋白的蛋白质层之间的粘合)，并且还使层状葡萄糖传感器至少发挥与常规层状葡萄糖传感器相当的作用。在不受特定科学理论或作用机制的限制的条件下，范德华力(或范德华相互作用)可有助于在这些材料中所观察到的粘合功能。

等离子体AP均匀性和扩大规模研究

为了表明该工艺适于大量生产，已进行了一系列等离子体AP均匀性和扩大规模研究。在那些研究中，多达3批传感器平板成功地通过单个等离子体AP运行进行了处理。一次运行中的变化和不同运行之间的变化也通过几种不同的表征方法进行了检查。

BTS&SITS研究

等离子体腔室中的测试显示出等离子体AP涂层的厚度可通过多种方法进行调节，所述方法包括将传感器放置于腔室中。使用显微镜下的视觉检查得到的观察结果表明位于底层隔板上的传感器上的等离子体AP涂层比位于顶层隔板或中间隔板上的传感器上的涂层略微较轻且较薄。在单次运行过程中调节AP传感器。在单次运行过程中在等离子体腔室的不同位置(即，顶层隔板，中间隔板和底层隔板)被处理的传感器没有表现出显著差异。底层隔板组的观察结果显示100mg/dl葡萄糖条件下对应的起始Isig比其他组略微较高。

考虑到M4L等离子体腔室中的每个隔板可举起12个2.5×2.5英寸的传感器平板，单次等离子体AP的一次运行仍然可处理多批传感器，甚至无需使用底层隔板。

椭圆偏振技术和等离子体AP厚度研究

作为等离子体AP均匀性研究的一部分，将3英寸的硅圆片平板放置于M4L等离子体腔室中以接受等离子体AP处理。该AP工艺由三位不同的操作员重复三次。等离子体涂层的厚度由椭圆偏光仪(M2000F,J.A.Woollam)测量。测量每个圆片的三个区域的厚度。下表1显示不同运行之间的厚度变化非常有限，这证明等离子体AP工艺具有非常高的一致性/重现性。此外，圆片内标准偏差(SD)较小，这证明每个圆片上的等离子体AP涂层非常均匀。

表1

傅里叶变换红外光谱(FTIR)研究

12个KBr圆片＝＝平板放入M4L等离子体腔室(M24748)中，每个隔板放四个圆片。HMDSO/烯丙基胺AP工艺进行一段较长的沉积时间(11分钟，而非通常的2分钟)以确保得到适于FTIR扫描(Nexus 670FT-IR,M10681)的涂层厚度。

图11包括三个FTIR光谱，其分别获自单次运行中三个不同的隔板的相关样品。那些图之间没有明显差异，数据证明等离子体AP工艺的一致性非常好。2958和2901cm-1处的谱带是由甲基和亚甲基基团产生的。1254cm-1处的谱带是由SiCH3产生的，并且841cm-1，797cm-1和754cm-1处的三个谱带是由Si(CHx)x产生的。这些信号非常强，这说明硅上的亚甲基和甲基基团是完整的。1045cm-1处的谱带为另一Si-O-Si谱带，并且未产生分裂证明样品被交联。

X-射线光电子能谱(XPS)表面分析研究

本发明还研究了作为腔室中位置的函数的等离子体AP沉积工艺的变化性。X-射线光电子能谱(XPS,Physical Electronics VersaProbe 5000)所测量的表面化学被用于定量变化性，因为XPS是最灵敏的表面分析工具之一。该技术的分析深度达到的数量级。测量值被观察到在X-射线束和X-射线中和条件下稳定至少25分钟。该研究中的样品包括来自批号1733(顶层隔板)的9个平板，来自批号1769(中间隔板)的9个平板和来自批号1770(底层隔板)的9个平板。

其他信息可从超出定量元素组成的峰的XPS全谱中提取。XPS谱的背景由非弹性散射光电子和俄歇(Auger)电子产生，这样，背景的形状对膜结构和厚度敏感。跨过平板的能谱的整个形状具有非常高的重现性，这说明顶部10nm具有类似的膜层结构。批号1733(顶层隔板)和批号1769(中间隔板)彼此之间更加类似，而批号1770(底层隔板)略微不同。Si更少，并且N的背景显示出一些被遮盖的特性，例如，背景中表现出蛋白质基底中的N。

平行比较不同的AP工艺

等离子体AP予以总结并且与常规湿法化学AP进行平行比较(下表2)。等离子体AP相对于常规AP具有多种优势，例如，显著降低的处理时间，除去毒性戊二醛和相关CVD系统，避免湿法化学AP工艺的日常化学废弃物，等等。

应用于其他传感器平台

等离子体AP配方和工艺可适用于多种传感器结构和/或传感器物质。除了上文讨论的传感器平台之外，多种等离子体AP工艺和配方已被应用于其他传感器，包括具有更多或更少不同顺序的层的传感器，包含由多种不同的材料形成的层的传感器，包含以分布的形式设置的多个电极的传感器，基于线缆的传感器，等等。

被设计为具有分布的电极的传感器/基于线缆的传感器的改良的HMDSOAP工艺的一个实例(“HMDSO-2A”)包括如下参数：200Watt和350mTorr条件下HMDSO(80sccm)等离子体脉冲持续约4分钟(3分45秒至4分15秒，占空比＝50，频率＝20)，随后在约10Watt下O2等离子体处理持续约10秒。

本领域技术人员会理解的是，用于形成等离子体沉积的层的多种工艺可根据下列本领域可接受的方法来使用：参见，例如，Yoshinari等人,BiomedicalResearch 27(1)29-36(2006)；Harsch等人,Journal of Neuroscience Methods 98(2000)135-144；和Larner等人，The Challenge of Plasma Processing–ItsDiversity,Medical Device Materials II:Proceedings of the Materials&Processesfor Medical Devices Conference 2004(ASM International)2005,Pages:91-96，这些参考文献通过引用并入本文。

生物相容性

体外细胞毒性测试证实了本文公开的传感器组成的生物相容性。例如，体外细胞毒性测试在各种不同的等离子体AP制剂上进行，所述等离子体AP制剂包括HMDSO，HMDSO/烯丙基胺(5分钟漂洗)和HMDSO/烯丙基胺(未漂洗)。在这些测试中，使用具有已知的生物相容性传感器化学物质的层制造传感器，并且，其中，常规促粘层被本文公开的等离子体AP层替代。制造得到平板之后，沿着平板的边缘激光切割聚酰亚胺，并且将平板包在单独的小包中，送至常规电子束灭菌。下述工艺均产生生物相容性材料(例如，适用于植入体内的传感器)：

HMDSO样品：在200Watt和350mTorr条件下进行HMDSO等离子体脉冲持续7分钟，随后在10Watt下进行O2等离子体处理持续10秒(这反映了相对于常规HMDSO等离子体AP工艺，HMDSO沉积时间增加65％)。

HMDSO/烯丙基胺(未漂洗)样品：在200Watt和350mTorr条件下进行HMDSO/烯丙基胺(1/1)等离子体脉冲持续4分钟，随后在200Watt下进行氦等离子体交联(这反映了相对于常规HMDSO/烯丙基胺等离子体AP工艺，HMDSO/烯丙基胺沉积时间增加85％)。

HMDSO/烯丙基胺(5分钟漂洗)样品：在200Watt和350mTorr条件下进行HMDSO/烯丙基胺(1/1)等离子体脉冲持续4分钟，随后在200Watt下进行氦等离子体交联(这反映了相对于常规HMDSO/烯丙基胺等离子体AP工艺，HMDSO/烯丙基胺沉积时间增加85％)。

表2.等离子体AP，DSAP/CVD，DSAP/静态交联的平行比较

本发明的实施方式记载在所附的权利要求书中。

Claims

1.一种制造分析物传感器装置的方法，所述方法包括：

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可在分析物存在的条件下改变所述导电层中工作电极处的电流的组合物；

在所述分析物检测层上形成促粘层，其中，所述促粘层包括六甲基二硅氧烷并且使用等离子体气相沉积工艺在所述分析物检测层上形成所述促粘层；以及

在所述促粘层上形成分析物调节层。

2.如权利要求1所述的方法，其中，所述促粘层包括烯丙基胺并且使用双等离子体气相沉积工艺在所述分析物检测层上形成所述促粘层。

3.如权利要求2所述的方法，其中，所述六甲基二硅氧烷和烯丙基胺以5:1至1:1的比例沉积于所述促粘层中。

4.如权利要求1所述的方法，所述方法还包括在其上沉积有促粘层的层上进行预处理步骤，其中，所述预处理步骤包括暴露于预处理气体等离子体。

5.如权利要求1所述的方法，所述方法还包括在所述促粘层沉积之后在所述促粘层上进行交联步骤，其中，所述交联步骤包括暴露于交联气体等离子体。

6.如权利要求5所述的方法，其中，所述交联气体等离子体包括氦等离子体或氧等离子体。

7.如权利要求5所述的方法，所述方法还包括在所述交联步骤之后对所述分析物传感器进行洗涤步骤，随后在所述促粘层上形成所述分析物调节层。

8.如权利要求1所述的方法，其中，所述等离子体气相沉积工艺是脉冲沉积工艺。

9.如权利要求1所述的方法，所述方法还包括在所述分析物检测层上形成蛋白质层，并且在所述蛋白质层上形成所述促粘层。

10.一种分析物传感器装置，其包括：

基底层；

设置于所述基底层上的导电层，其中，所述导电层包括工作电极；

设置于所述导电层上的分析物检测层，其中，所述分析物检测层在分析物存在的条件下可检测地改变所述导电层中工作电极处的电流；

设置于所述分析物检测层上的促粘层，其中，所述促粘层包括六甲基二硅氧烷；以及

设置于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所述分析物穿过该分析物调节层的扩散进行调节。

11.如权利要求10所述的分析物传感器装置，其中，所述促粘层包括烯丙基胺。

12.如权利要求11所述的分析物传感器装置，其中，所述促粘层包括以5:1至1:1的比例组合的六甲基二硅氧烷和烯丙基胺。

13.如权利要求12所述的分析物传感器装置，其中，所述六甲基二硅氧烷和烯丙基胺共价交联在一起。

14.如权利要求11所述的分析物传感器装置，其中，所述分析物调节层包括异氰酸酯化合物并且该异氰酸酯与烯丙基胺共价连接。

14.如权利要求10所述的分析物传感器装置，其中，所述促粘层的平均厚度小于60纳米、50纳米或40纳米。

15.如权利要求10所述的分析物传感器装置，该装置还包括设置于所述分析物检测层上的蛋白质层，其中，所述促粘层设置于所述蛋白质层上。

16.如权利要求15所述的分析物传感器装置，其中，所述蛋白质层包括牛血清白蛋白或人血清白蛋白。

17.如权利要求10所述的分析物传感器装置，其中，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、己糖激酶和乳糖脱氢酶的酶。

18.如权利要求10所述的分析物传感器装置，其中，所述促粘层在第一侧与蛋白质层中的物质直接接触并且在第二侧与分析物调节层中的物质直接接触。

19.如权利要求10所述的分析物传感器装置，其中，所述传感器连接至适于植入体内的结构。

20.一种检测哺乳动物体内的分析物的方法，所述方法包括：

将权利要求10所述的分析物传感器植入哺乳动物体内；

检测在存在所述分析物的条件下的工作电极处的电流变化；以及

将所述电流变化与所述分析物的存在相关联，从而检测所述分析物。