CN111278356A - 分析物传感器 - Google Patents
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Abstract
描述了一种测量分析物的存在的电极作为一个实施例。所述电极包含具有电极反应性表面的工作导体和响应于所述分析物的第一反应性化学物质。所述电极进一步包含：第一传输材料，所述第一传输材料使第一分析物能够流动到所述第一反应性化学物质；以及第二传输材料，所述第二传输材料向所述第一反应性化学物质供应反应物。其中所述第一反应性化学物质在至少部分地遮蔽所述电极反应性表面的一部分的同时不接触所述电极反应性表面。
Description
相关申请
本申请要求于2017年6月23日提交的美国临时申请第62/524,416号、于2017年10月4日提交的美国临时申请第62/568,293号以及于2018年1月18日提交的美国临时申请第62/619,078号的权益。以上列出的申请出于所有目的通过全文引用的方式结合在此。
技术领域
本发明总体上涉及对一种或多种分析物，如但不限于葡萄糖或乳酸盐进行体内监测的装置和方法。具体地，所述装置和方法用于提供关于受试者体内一种或多种分析物的存在或量的信息的电化学传感器。
背景技术
对特定分析物进行体内监测对于短期和长期健康至关重要。例如，监测葡萄糖对糖尿患者尤为重要，以便于确定胰岛素或葡萄糖需求。在另一个实例中，对术后患者进行乳酸盐监测可以提供关于败血症的检测和治疗的关键信息。
执行连续或接近连续的分析物监测的需求带动了各种装置和方法的发展。一些方法将被设计成检测期望的分析物的电化学传感器装置放置在血管中，而其它方法则将所述装置放置在皮下或间质液中。这两个放置位置均会对接收一致地有效的数据带来挑战。此外，在实际使用之前，实现一致的放置位置对于对装置进行水合、调节和校准至关重要。可商购获得的传感器装置的水合和调节会是常常花费数十分钟、长达几小时到甚至数十小时的耗时过程。假设水合和调节过程成功完成，用户可能不得不在其移动自由度或移动范围上妥协以便于保持传感器正确地定位在其体内。
葡萄糖传感器是体内连续分析物监测的一个实例。可商购获得的可植入葡萄糖传感器通常采用制造在平面基板上的电极或线电极。在任一种配置中，电极表面涂覆有酶，所述电极表面然后进一步涂覆有聚合物膜，以控制到达电极表面的葡萄糖和氧气的量。在一些葡萄糖传感器中，聚合物膜是亲水性的，这样允许葡萄糖容易地扩散穿过膜层，然而亲水膜严重地限制了可以扩散穿过膜的氧气的量。电极表面上缺氧会变成一个问题，因为葡萄糖传感器通过使用酶催化葡萄糖与氧气之间的反应来工作，所述反应产生了在工作电极处被氧化的过氧化氢。只有当工作电极处存在大量氧气时，通过电极测量的葡萄糖才会和与酶反应的葡萄糖的量成比例。否则，在工作电极处氧气不足的情况下，葡萄糖测量与氧气浓度而不是葡萄糖浓度成比例。
相对于人体内的葡萄糖，氧气的缺乏进一步加剧了这个问题。人体中葡萄糖与氧气的比率在从约10:1到1000:1的范围内。这典型地意味着在工作电极处的酶催化反应通常是在缺氧条件下操作的，这样可能会引起许多影响体内传感器的准确度、灵敏度和长期可靠性的关键问题。已经实施了各种方法来抵消缺氧问题并且增加电极处的可用氧的相对浓度。例如，可商购获得的葡萄糖传感器系统依赖于高度专业化葡萄糖限制膜(GLM)，而不是上文讨论的简单亲水膜。多种商业方法具有GLM，所述GLM是具有疏水区域和亲水区域两者以在吸入葡萄糖的同时还吸入氧气的均质膜。实施GLM的一个缺点是，由于制造复杂GLM的成本增加，因此传感器的成本也增加。此外，GLM内的材料可变性和亲水区的不均匀分散常常会导致不同批次具有可变性，所述可变性影响传感器的准确度、灵敏度和可靠性。另外，由于GLM具有亲水区和疏水区，因此葡萄糖或氧气的扩散主要垂直于电极的表面发生。
与GLM的使用相关联的另一个缺点是，如果与插入位点创伤或宿主响应相关联的代谢活性细胞干扰或阻断了GLM的一部分，则传感器的有效性可能受到不利影响。例如，如果红细胞紧挨着GLM汇集，则葡萄糖和氧气向传感器电极的流动可能会显著地受阻。类似地，如果白血细胞阻挡了葡萄糖跨GLM亲水区的流动，则传感器电极将会输出错误数据，因为应当以其它方式到达工作电极的葡萄糖正在被白血细胞消耗并且不存在将葡萄糖扩散到工作电极的可替代路径。
另一个缺点是GLM的疏水性。GLM的使用可以至少部分地解释许多可商购获得的葡萄糖传感器的水合和调节时间的延长。传感器的水合和调节需要将流体传输到工作电极。然而，因为GLM有利于氧气的传输，所以将GLM的疏水区域置于电极之上以促进氧气向电极扩散。具有疏水性的那些相同区域排斥使传感器水合并将葡萄糖传输到电极所必需的水。
所要求保护的发明致力于解决上文讨论的关于特定分析物的体内监测的问题中的许多问题。在下面讨论的许多实例中，被测量的分析物是葡萄糖。在又其它实例中，分析物是乳酸盐。然而，尽管具体的实施例和实例可以与葡萄糖或乳酸盐有关，但是本公开和权利要求书的范围不应被解释为限于葡萄糖或乳酸盐。相反，应该认识到，施用到本文所述的传感器的电极的化学物质决定了传感器测量的分析物。
发明内容
描述了一种测量分析物的存在的电极作为一个实施例。所述电极包含具有电极反应性表面的工作导体和响应于所述分析物的第一反应性化学物质。所述电极进一步包含：第一传输材料，所述第一传输材料使第一分析物能够流动到所述第一反应性化学物质；以及第二传输材料，所述第二传输材料向所述第一反应性化学物质供应反应物，其中所述第一反应性化学物质在至少部分地遮蔽所述电极反应性表面的一部分的同时不接触所述电极反应性表面。
根据结合通过举例展示本发明的实施例的各种特征的附图进行的以下详细描述，本发明的其它特征和优点将变得显而易见。
附图说明
图1A是根据本发明的实施例的具有多个电极的示例性传感器组合件的俯视图。
图1B-1D是根据本发明的实施例的传感器组合件的多层结构的示例性截面图示。
图1E是根据本发明的实施例的传感器组合件的示例性截面图示，进一步示出了传感器组合件内分析物、反应副产物和反应物的流动。
图1F和图1G是展示了根据本发明的实施例的电极的三维形貌的示例性伪等距视图。
图1H是根据本发明的实施例的图案化工作导体的一部分的示例性未按比例俯视图，其包含标识并入传感器组合件中的特征之间的各个维度的插图编号。
图1I是展示了根据本发明的实施例的通过对伪参比导体上暴露的电极反应性表面进行加工而产生的伪参比电极的结构的示例性截面。
图1J是根据本发明的实施例的示例性传感器组合件，其展示了工作电极阵列内的工作电极与形成在相反侧上的伪参比电极之间的离子流动。
图2A和图2B分别是根据本发明的实施例的电极的示例性截面的伪等距视图和图2A所示的示例性电极的截面视图。
图3A和图3B分别是根据本发明的实施例的电极的示例性截面的伪等距视图和图3A所示的示例性电极的截面视图。
图4A和图4B分别是根据本发明的实施例的电极的示例性截面的伪等距视图和图4A所示的示例性电极的截面视图。
图5A和图5B分别是根据本发明的实施例的电极的示例性截面的伪等距视图和图5A所示的示例性电极的截面视图。
图6A和图6B是根据本发明的实施例的利用电极形状的不同配置的传感器组合件的示例性替代实施例。
图7是根据本发明的实施例的电极的示例性替代实施例。
图8是根据本发明的实施例的具有用于产生浮置电极的操作的示例性流程图。
图9A-9C是根据本发明的实施例的利用浮置电极概念的孔电极的各个实施例的示例性截面图示。
具体实施方式
尽管用于体内分析物监测的传感器有所改进，但是当前设计中存在的基本问题对体内分析物传感器的可靠性、准确度、灵敏度和耐用性产生了不利影响，如上文在用于葡萄糖传感器的GLM的上下文中大体上讨论的。另外，除了复杂难懂的制造技术外，许多用于制造可商购获得的分析物传感器的设计和过程还需要使用贵金属。下文描述了旨在提高可植入的体内分析物传感器的可靠性、准确度、灵敏度和耐用性，同时降低制造的复杂性和成本以实现对连续分析物监测的广泛接受和采用的设计和制造技术。
贯穿本公开提供的操作理论不应被视为是限制性的，相反，本公开不受任何特定操作理论的约束。另外，贯穿以下描述和关联附图，将成层地示出并描述电极组件和电极元件以及电极组合件。附图中示出的层的相对厚度不应被解释为表示实际比例。贯穿本文件讨论的层的相对厚度旨在被操纵以提高电极性能和/或机械鲁棒性。
在传感器组合件的工作电极层级，下面提供的设计的工程方面实现了扩散路径，所述扩散路径提供了通往过量反应物的途径，以实现对化学反应产物的完全电化学消耗。对化学反应产物的完全电化学消耗进而维持了在传感器组合件的整个预期寿命内进行稳定且基本上线性的传感器响应所需的传质限制条件，而与植入有传感器组合件的受试者的生理条件的变化无关。这些经过改进的工作电极可以用呈传统三电极配置的传统参比和相对电极来实施。
可替代地，可以将经过改进的工作电极与包含低阻抗惰性高表面积电极的经过改进的伪参比电极设计组合，所述低阻抗惰性高表面积电极既直接与传感器电解质接口连接，又与下层或上覆高表面积贵金属或电化学惰性参比电极成电流/欧姆接触，所述参比电极与植入的传感器组合件周围的外部环境成电解接触。经过改进的伪参比电极的结构基于下层参比电极的性质提供了稳定的参比电势，所述下层参比电极不再因上覆高表面积电极上正在发生的相对电极反应而被消耗，这样实现了无漂移工厂校准传感器。示例性伪参比电极设计可以在2017年3月28日提交的美国专利申请序列号15/472,194中找到，所述美国专利申请出于所有目的通过全文引用的方式结合于此。
通过将相对电极和参比电极合并成伪参比电极而节省的传感器组合件区域可以用于放置经过改进的工作电极的实施例，以实现多分析物传感器。除了上文讨论的能力之外，经过改进的工作电极设计和伪参比电极能够利用实现工厂校准所需的一致可重复性的高效制造工艺。
经过改进的工作电极被设计成使分析物和反应物能够在不同方向上向具有电极反应性表面的工作导体扩散、传输或流动。电极反应性表面本身可以限定多个实施例。例如，电极反应性表面可以包含裸露、暴露的工作导体、或经历过表面处理的工作导体、或甚至施用有化学物质的工作导体、或其组合。在电极反应性表面包含化学物质的实施例中，可以通过分析物与化学物质的反应来产生产物，并且所述产物基本上或甚至完全被与工作导体的电化学反应所消耗。在其它实施例中，分析物基本上或甚至完全被与工作导体的反应性表面的电化学反应所消耗。
经过改进的工作电极可以被称为“浮置”电极，因为反应性化学物质“浮置”或通过第一传输材料的层与电极反应性表面隔开，而不是使反应性化学物质接触电极反应性表面。尽管附图、图示和描述可以包含具有基本上圆形形状的电极的图示，但是可以在落入本公开的范围内的同时实施其它形状，如但不限于不规则圆形、椭圆形、矩形或其它多边形。如在附图中将变得显而易见的，浮置电极的区别特性是反应性化学物质与电极反应性表面分离。
浮置电极设计使单或多分析物电化学传感器能够包含单个浮置电极或浮置电极的阵列，所述浮置电极具有从导体的表面延伸以限定凹陷在由绝缘产生的开口内的电极的绝缘图案。在具有电极阵列的实施例中，电极元件阵列的间距超过了电极的流体动力学直径，使得电极元件彼此独立地操作，而与每个电极元件被配置成测量相同的分子还是不同的分子无关。
电极经受施加的电势，所述电势使从外部环境进入传感器的分子能够电化学氧化或还原，或通过由但不限于催化剂(如氧化还原酶)促进的反应而形成。传输材料覆盖传感器电极阵列组件中的一个或多个，从而在要采样或感测的外部环境与传感电极中的一个或多个传感器电极之间建立传输路径，以在电极阵列元件与对应的绝缘层之间产生带轮廓界面。
另外，反应性化学物质可以选择性地沉积或施用在电极、绝缘层和传输材料之上，以部分地覆盖、完全覆盖和/或适形地延伸在包含电极、绝缘部和传输材料整体的下层多层结构之上。反应性化学物质可以进一步包含生物识别分子，如但不限于向传感器电极元件赋予对特定于感兴趣分子的催化反应的副产物的灵敏度的酶，所述感兴趣分子经由传输材料扩散到传感器电极。
第二传输材料可以适形地施用到包含电极、绝缘部、第一传输材料和反应性化学物质的多层结构。在许多实施例中，第二传输材料是疏水的。将疏水的第二传输材料置于第一传输材料之上，从而限定了第一传输材料导管和无通量边界两者，所述无通量边界实现了水溶性分子从外部环境到达反应性化学物质的路径。由于多层结构的适形性，第二传输材料路径允许以全向方式通到反应性化学物质，而不是以与经由第一传输材料进入的方向成角度地移位的方式。
上文概述的结构通常实现了分析物到反应性化学物质以及分析物-反应性化学物质反应的电化学活性副产物的传输，以与反应性化学物质或下层电极的最长维度进行相互作用。暴露于反应性化学物质和下层电极的最长维度实现了对分析物和/或反应副产物的完全消耗，其中完全消耗支持在连续操作条件下进行稳定的传质受限传感器输出，这可能导致反应性化学物质和电极功能失活或受损。多层结构与第二传输材料之间的适形包裹反应性化学物质并且在第二传输材料与下层反应性化学物质之间提供了增加的界面表面积。增加的界面表面积使能够以防止氧化还原酶的共反应物耗尽的方式有效传输支持氧化还原酶反应所必需的反应物或其它分子，并且实现了对进入多层结构中的待感测分子的传质限制，使得传感器的输出通过菲克扩散定律控制，这进而意味着传感器的信号与外部环境内分子的浓度呈线性相关。
此外，在不存在反应性化学物质(如但不限于氧化还原酶)的情况下，本文限定的多层结构可以用作传感器或可以经由第一传输材料和/或第二传输材料进入传感器到达下层电极的电化学活性分子的基础，所述下层电极可以被极化以氧化或还原感兴趣电化学活性分子。
图1A是根据本发明的实施例的具有多个电极102的示例性传感器组合件100的俯视图。传感器组合件100具有近端101a和远端101b。由于本公开主要针对工作电极，因此近端101a被展示为没有典型的接触垫，所述接触垫使传感器组合件100能够连接到实现操作和数据采集、存储和传输传感器采集到的数据的电子封装件。远端101b被展示为对称的针尖或矛尖，以便在插入过程期间辅助传感器组合件。然而，在其它实施例中，远端101b可以是替代性形状，如但不限于凿子尖端、复合斜面和被配置成在插入传感器组合件期间辅助刺穿和切割的各种不对称尖端。
多个电极102用虚线示出以展示传感器组合件100的多层结构。图1A中展示的电极102的具体数量旨在是示例性的，而不是限制性的。在各种实施例中，在传感器组合件100上形成更少或另外的电极102。另外，图1A中示出的电极102被配置成测量单个度量，如但不限于葡萄糖、乳酸盐、活性氧物种(ROS)、酮或氧。在许多实施例中，单个传感器组合件100包含多组工作电极，每组工作电极被配置成测量不同的分析物或电化学活性分子。例如，在单个传感器组合件100上，可以存在被配置成测量葡萄糖、乳酸盐和氧的电极组。在又其它实施例中，被配置成测量不同的分析物或度量的电极的类型和数量仅受传感器组合件100的尺寸和每个工作导体所需的电迹线的尺寸限制。
图1B-1D是根据本发明的实施例的传感器组合件100的多层结构的示例性截面图示。图1B是图1A中限定的传感器组合件100的示例性截面A-A。图1C是图1A中限定的传感器组合件100的示例性截面B-B。图1D是进一步包含进一步展示电极的三维性的双向截面的传感器组合件100的伪等距视图。在图1B-1D中的每个图中，传感器组合件100可以被视为多层结构，其中基层由绝缘部103a构成。粘合剂104将绝缘部103a固定到工作导体106。为简单起见，在一些图中，绝缘部103a和粘合剂104被组合成单层。在这些实施例中，组合的绝缘部103a和粘合剂104的简化单层被称为绝缘部103。在其它实施例中，粘合剂104是任选的，从而产生了仅具有绝缘部103的多层结构。在工作导体106之上施用另外的绝缘层103b。在许多实施例中，工作导体106选自具有使能协同地插入受试者的皮下组织中并在受试者的皮下组织内保留数天至数周的韧性和耐腐蚀性机械性质的同时导电的不锈钢家族。
在许多实施例中，具有用于单个分析物或多个分析物的工作导体106的传感器组合件来源于包含绝缘部103a、粘合剂104和绝缘部103b的板。在许多实施例中，绝缘部103a和粘合剂104被施用到导体的第一侧，并且绝缘部103b被施用到与导体的第一侧相反的一侧。对导体进行成像以产生工作导体106连同暴露电极反应性表面116的其它特征，如绝缘部103b中的开口114。
在一些实施例中，电极反应性表面116是暴露的电导体材料，如但不限于不锈钢。在其它实施例中，对电极反应性表面116进行加工以增强机械性质和电气性质。在一些实施例中，对电极反应性表面116进行加工施用了是贵金属或增加电极反应性表面的表面积的其它电化学惰性物质的材料。对电极反应性表面116进行加工的另一个高度期望的属性是增加多孔性。因此，在许多实施例中，对电极反应性表面116的加工包含但不限于将材料或材料组合(如银、银/氯化银、铂黑等)电化学镀到暴露的工作导体106上。在许多实施例中，暴露在开口114中的工作导体106经历施用种子层的第一加工操作。另外的加工可以在种子层之上施用另外的相似或不同材料层。
替代性非限制性示例性实施例包含在暴露的工作导体106之上或者可替代地在经过电化学加工的电极反应性表面116之上施用如碳等材料，以提高、增强或调整电极的电气性质。在施用于暴露的工作导体106的材料可能不容易通过电镀施用的实施例中，可以利用如但不限于丝网印刷和气相沉积等技术来施用所述材料。不管电极反应性表面116是经过加工的还是裸露的工作导体106，跨绝缘部103a的表面和电极反应性表面116施用第一传输材料108的后续层。
如图1B-1D所示，第一传输材料108覆盖绝缘部103b和电极反应性表面116并且延伸到传感器组合件100的每个暴露的边缘。在优选实施例中，第一传输材料108选自使能够传输待测量的一个或多个分子(如受试者体内的分析物或其它生物标志物)的水凝胶家族。例如，如果电极102被配置成测量葡萄糖，则第一传输层108将会基于其能够传输或扩散葡萄糖的能力来选择。在实现多分析物感测的实施例中，可以基于传输所有被测量的分析物的能力来选择第一传输层108。可替代地，在一些实施例中，可以施用不同传输层的多个层。在又其它实施例中，可以组合水凝胶的混合物、共混物或其它组合以制备能够实现所有期望的分析物和/或分子的扩散的第一传输材料。
进一步阐述了葡萄糖传感器实施例，对第一传输材料的选择将会使葡萄糖能够基本上全向传输，并且在一些实施例中，优选的第一传输材料选自水凝胶材料的亲水家族。具体地，模拟或复制胰岛细胞内部和周围的葡萄糖转运的三维水凝胶。因为所选三维水凝胶模拟或复制胰岛细胞内部和周围的葡萄糖转运，所以通向电极的水凝胶路径使受试者体内的葡萄糖条件能够在电极结构内基本上被复制。这与利用GLM的传感器完全不同。如材料本身的名称葡萄糖限制膜所述的，利用GLM有意地不在电极结构内复制受试者体内的葡萄糖条件，这是因为GLM有利于氧气的移动并且有意地限制了葡萄糖的移动。
使用水凝胶来传输分析物的另外好处是能够调整、操纵或设计扩散路径，以实现对电极的工厂校准。工厂校准可以理解为在不使用校准或校正因子的情况下，跨整个操作范围，体外数据与体内数据基本上相关的电极。本质上，在不使用校正因子或校准因子的情况下，工厂校准使体内测量结果与体外测量结果基本上相同。因为通向电极结构的三维水凝胶路径模拟了胰岛细胞，所以无论电极是放置在体内还是体外，电极结构内的葡萄糖浓度都预期接近电极外的葡萄糖浓度。另外，因为三维水凝胶是亲水的，所以实施三维水凝胶而不是GLM的电极设计应当表现出更快的稳定化和水合。
尽管已经详细描述了第一传输材料的具体实施例，但是示例性实施例不应被解释为是限制性的。在其它实施例中，可以基于血液、肌肉或特定器官组织中发现的分析物或其它含有流体的生物标志物的性质来选择第一传输材料。使用水凝胶作为第一传输材料，尽管完全适于葡萄糖和其它水溶性分子，但对于能够使用电极测量的其它生物标记分子来说可能是不适合或不太理想的。因此，本公开应被广义地解释为包含使期望的分子或化合物能够扩散到电极的任何材料。
第一反应性化学物质110被施用在第一传输材料108之上。第一反应性化学物质110的替代性名称是第一生物识别层，因为第一反应性化学物质可以选自与被检测分子反应的氧化还原酶分子家族。示例性氧化还原酶分子包含如但不限于氧化酶和脱氢酶等家族。与被检测分子反应的特定氧化酶和脱氢酶的具体非限制性实例包含葡萄糖氧化酶/脱氢酶和乳酸氧化酶/脱氢酶。如图1B-1D所示，第一反应性化学物质110被选择性地施用在开口114之上。在开口114为圆形的实施例中，可以优选的是，第一反应性化学物质110与开口114基本上同心地施用，并且第一反应性化学物质延伸到开口114之外。在利用除圆形以外的开口的实施例中，可以优选的是，施用第一反应性化学物质110以模糊或基本上遮蔽开口114，同时还延伸到开口114之外。如后续实施例所示，将第一反应性化学物质延伸到开口114之外可能不是必要的。在一些实施例中，可以期望将第一反应性化学物质110的施用保持在开口114内，同时仍然至少部分地遮蔽电极反应性表面。开口114的形状和第一反应性化学物质110的形状是示例性的。在各种实施例中，开口114和第一反应性化学物质110可以是类似的或不同的。不管形状如何，第一反应性化学物质110被施用在第一传输层108的顶部，从而导致在许多实施例中，第一反应性化学物质110基本上适形于现有的第一传输层108和开口114。在其它实施例中，施用了第一反应性化学物质110，从而与随后施用的第二传输材料112形成基本上平坦的界面。第一反应性化学物质110的非限制性实例包含但不限于氧化还原酶，如葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶和其它利用NADP或NAD+作为辅因子的酶。
第二传输材料112覆盖第一传输材料108和第一反应性化学物质110。在许多实施例中，第二传输材料112选自对于由电极102测量的一种或多种分析物或其它生物标志物不受影响或不可渗透的硅树脂材料家族。因为第二传输材料112对于各种分析物和生物标志物不可渗透，所以分析物或生物标志物到达电极的唯一路径是通过第一传输层108。在一些实施例中，将第二传输材料112图案化以实现分析物流动路径会是有利的。在被配置成测量葡萄糖的实施例中，在第一传输材料实现向反应性化学物质供应葡萄糖的情况下，第二传输材料是基于其在反应性化学物质存在的情况下供应与葡萄糖互补的反应物的能力来选择的。因此，如果被使用的反应性化学物质是葡萄糖氧化酶，则第二传输材料可以基于其传输和供应氧气的能力来选择。
因此，在此类实施例中，第二传输材料选自如但不限于硅树脂等材料家族。使用硅树脂作为第二传输材料为葡萄糖氧化酶反应提供了氧气并且有助于当将基于氧化酶的材料用于第一反应性化学物质110时实现和维持线性度。上述关于第二传输材料112的具体实施例旨在是示例性的并且不应被解释为是限制性的。第二传输材料的选择与其说受限于本公开，倒不如说受限于用于产生期望电极的材料的具体性质。传感器组合件100的实施例可以是单个分析物，其中单个工作导体具有多个电极102。类似地，多分析物传感器是通过组合具有至少一个电极102的多个单个工作导体来实现的，每个工作导体具有被选择来测量不同分析物或生物度量的第一反应性化学物质。
图1E是根据本发明的实施例的传感器组合件100的示例性截面图示，展示了传感器组合件100的一个电极102内分析物、反应物和反应副产物的扩散。图1E所示的实施例是基于使用葡萄糖氧化酶作为第一反应性化学物质110，从而使电极102能够基于以下化学反应生成与葡萄糖浓度相关的过氧化氢：
当传感器组合件插入受试者体内时，传感器周围的分析物(在本实施例中为葡萄糖)和其它生物标志物的浓度将高于传感器组合件的单独的电极内的浓度。分析物和生物标志物的浓度将试图在传感器的第一传输材料108内达到平衡，从而使来自传感器组合件周围的流体的葡萄糖被吸入第一传输层108。回想起传感器组合件周围的流体可以经由亲水的第一传输材料108进入传感器，但是流体无法通过疏水的第二传输材料112进入传感器。在图1E中，葡萄糖(表示为正方形内的G)被示出为进入第一传输材料108。此外，氧气(表示为O2)被示出为从第二传输材料112供应到第一反应性化学物质110。根据上述化学反应，葡萄糖和氧气与第一反应性化学物质110发生反应，从而使副产物葡萄糖酸和过氧化氢产生。副产物过氧化氢(在图1E中示为H2O2)经由第一传输材料108传输到电极反应性表面116，在所述电极反应性表面处，施加的电势基于以下反应将过氧化氢还原：
H2O2→2H++O2+2e-
其中2e-是由相对电极拾取的电流。电极内葡萄糖的消耗降低了第一传输层内葡萄糖的浓度，从而建立了通过从传感器组合件周围的流体引入另外的葡萄糖来努力达到平衡的扩散梯度。
当与利用GLM的传统葡萄糖传感器相比时，图1E中展示的电极可被容易地鉴定为不同的，因为第一反应性化学物质110通过第一传输材料108与电极反应性表面116在物理上分离。第一反应性化学物质110与电极反应性表面116的物理分离需要具体地选择第一传输材料来支持在电极内扩散的基本变化。例如，除了分析物和第一反应性化学物质的副产物之外，第一传输材料108还必须支持期望分析物的扩散。此外，在许多实施例中，期望第一传输材料108还实现发生在电极反应性表面116处的电化学反应的副产物的扩散。
将第一传输材料108置于开口114之上并且随后将第一反应性化学物质置于第一传输层108之上使分析物与第一反应性化学物质110之间的酶促反应移动远离电极反应性表面116。酶促反应和电化学反应的分离使伴随电化学反应发生局部pH波动的可能性减小或最小化，所述局部pH波动会对第一反应性化学物质110产生负面影响。浮置电极的另外的好处是：第一传输材料108路径完全在第一反应性化学物质110下方延伸，这使横向扩散的分析物能够在第一反应性化学物质110的最长表面下方并且跨所述最长表面传输。在酶促反应之后，酶促反应的副产物被发生在电极反应性表面116上的电化学反应所消耗。因此，利用产生过氧化氢的酶促反应，将电极反应性表面116和第一反应性化学物质110分离的第一传输材料108路径使分析物和酶促反应的副产物能够沿着基本上相反的方向移动。
将第一反应性化学物质110置于第一传输材料108与第二传输材料112之间的另外的好处是提高了可制造性。在许多实施例中，第一反应性化学物质110是特定酶或生物识别分子在第二材料(如但不限于第一传输材料)内的混合物、共混物或悬浮物。因此，在第一传输材料108层之上施用第一反应性化学物质110提高了可制造性，因为相似的材料被放置在相似的材料上。
图1F和图1G是展示了根据本发明的实施例的电极102的三维形貌的示例性伪等距视图。
图1F和图1G所示的实施例包含圆形开口114。然而，在图1F中，第一反应性化学物质108的施用产生了以开口114为中心的凹陷。这与图1G中的实施例形成对比，在所述实施例中，已经施用了第一反应性化学物质108，从而产生了基本上平坦的表面。尽管这两个不同的实施例基本上相同，但是图1F中的实施例的一个好处是第一反应性化学物质108的厚度更均匀。第一反应性化学物质108的更均匀的厚度可以使反应物能够从第二传输材料112更迅速地扩散到第一反应性化学物质110的反应性表面。当从伪等距图中观察时，第二传输材料112跨第一反应性化学物质110的整个表面供应反应物的能力变得显而易见。利用本发明，跨第一反应性化学物质110的暴露表面的360度并且进一步沿着第一反应性化学物质110的暴露边缘实现了来自第二传输材料112的反应物的扩散。这使第一反应性化学物质110基本上浸入反应物中，根据第一反应性化学物质110的类型，这对于维持酶促反应会是非常有益的。
图1H是根据本发明的实施例的图案化工作导体106的一部分的示例性未按比例俯视图，其包含标识并入传感器组合件100中的特征之间的各个维度的插图编号。图1H旨在实现讨论特征的相对放置和尺寸如何实现和增强传感器组合件100的性能。工作导体106的示例性部分包含两个开口114，每个开口114具有直径160。开口114的中心沿工作导体106的中心线产生，所述中心距边缘154有距离150。此外，开口114以间距152中心到中心间隔开。
后续层的施用使用于体内或可植入应用的传质受限分析物传感器能够由设置在三维上的多个表面组成，所述多个表面支持将分析物和副产物分割和扩散到具有由一种或多种反应性化学物质构成的阵列和对应的电极结构的传感器中。在许多实施例中，分析物和副产物扩散(第一传输材料)的表面积显著超过了反应性化学物质的表面积。反应性化学物质和电极反应性表面的暴露为开口114的区域由离散和不连续的适形反应性化学物质盘(在本实施例中放置在圆形开口之上的盘)的阵列构成。开口114中的每个开口具有直径160并且相隔至少间距152。通过第一传输材料与开口114分离的反应性化学物质适形地覆盖并遮蔽开口114。反应性化学物质可以重合、重叠或在开口的周界内，从而使反应性化学物质之间的标称间隔基本上等于、小于或大于开口114之间的分隔距离152。
每个开口114和上覆适形反应性化学物质的中心与传感器的边缘或与分析物到传感器的划分所发生的位置相隔距离150。其中距离150基本上大于直径160，从而给出了传质受限传感器所需的传质阻力的主要机制。此外，在距离150处限定的用于分析物划分的表面积或在传感器组合件的边缘处的第一传输层的表面积远远超过通过将反应性化学物质的不连续元件和对应的电极结构的表面积相加计算的可用于分析物反应的表面积。这个比率限制了分析物和共反应物的消耗以便于建立分析物的传质受限传输。
在一些实施例中，反应性化学物质的不连续元件和电极结构所需的过量共反应物是通过经由第二传输材料对共反应物进行多维传输将共反应物传输或扩散到第一反应性化学物质中的每个反应性化学物质中来提供的。第二传输材料与第一反应性化学物质紧密接触，并且进一步地，均对于共反应物可渗透，而对于被测量分子或分析物高度不可渗透或不受影响。进入传感器中的所得扩散性分析物流动开始于传感器的边缘处，这表示传感器的分析物入口或划分点相对于第一反应性化学物质和相应的电极结构可以是对称的。在替代性实施例中，传感器边缘与第一反应性化学物质之间的最小距离可以是不对称的，只要距离150表示距分析物入口位置和第一反应性化学物质的最近位置的最小距离即可。在不对称的实施例中，被测量分子基于距传感器组合件的边缘的相对距离建立浓度梯度。例如，如果第一反应性化学物质偏向一个边缘，从而产生短边和长边，在短边上具有较高的分析物浓度并且在长边上具有较低的分析物浓度。然而，因为较高浓度的分析物能够经由第一传输材料跨第一反应性化学物质并且在第一反应性化学物质周围移动，所以与开口和电极的不对称放置相关联的不同扩散梯度使对传感器性能的影响最小或可忽略不计。
在一些实施例中，分析物经由第一传输材料进入传感器的路径实现了分析物通量集中的现象。分析物通量集中是由于第一反应性化学物质和对应的电极结构的暴露面积显著低于分析物划分的面积，并且分析物消耗发生在具有约直径160的结构阵列上，所述结构相隔足够的分隔距离152以防止或避免第一反应性化学物质的离散盘与对应的电极结构之间的分析物耗尽。这进一步实现了对第一反应性化学物质的每个盘建立独立的传质限制，所述独立的传质限制进而产生了跨整个感测元件阵列复合但独立的传质限制，所述传感元件陈列进而赋予了本文所述的传感器传质限制的全部性质并且因此是以菲克扩散定律规定的方式线性地响应感兴趣分析物的传感器。
注意，使用沿中心线间隔开的具有相等尺寸的圆形开口114旨在是示例性的，所述开口具有直径160、间距152。其它实施例包含但不限于在单个传感器组合件上形成的具有各种不同形状和尺寸的开口。另外，具有不同形状和尺寸的开口可以位于距传感器组合件的边缘不同距离处并且进一步包含开口114之间的不同间距152。
图1I是展示了根据本发明的实施例的通过对伪参比导体106上暴露的电极反应性表面116进行加工产生的伪参比电极的结构的示例性截面。支持单或多分析物电化学传感器设计的双电极功能由独特设计的伪参比电极或组合相对电极和参比电极来实现。伪参比电极是通过对伪参比导体106的电极反应性表面116进行加工来实现的。在一个实施例中，电极反应性表面116被加工成与种子层170键合。种子层170是多孔的高表面积贵金属或电化学惰性但导电的层，所述层可以通过水性电化学反应支持相对电极或辅助电极功能。在许多实施例中，种子层170的多孔性有助于为随后施用、沉积或键合的层建立多孔结构。
例如，进一步加工将参比电极材料172键合到种子层170。参比电极材料172使用如但不限于氯化银的材料实现了稳定的界面电势和高交换电流密度。参比电极材料172可以适形地沉积在种子层170上，使得参比电极材料172表现出与种子层类似的多孔性并且进一步使电解质中存在的离子能够在参比电极材料172与种子层170之间自由地电迁移。在一个实施例中，参比电极材料172最初沉积成银并且经历加工以形成银/氯化银。
另外的加工将帽盖层174适形地键合到参比电极材料172。在许多实施例中，帽盖层172形成多孔的高表面积电化学惰性层，所述层可以通过水性电化学反应支持相对电极或辅助电极功能。在许多实施例中，帽盖层172的施用产生了物理上多孔的夹层结构，所述夹层结构支持层内的离子连通，使得多孔夹层结构的一半电池电势接近氯化银的电势。然而，由于电极的阻抗较低、接近电解质并且能够与含水电解质(如氢离子、过氧化物、水和氧)内的电化学活性分子反应，特定于辅助电极或相对电极功能的电极反应优先发生在帽盖层172或种子层170上。将反应引导到与参比电极材料172成欧姆接触的电极表面防止氯化银通过相对电极或辅助电极反应而被消耗，从而维持稳定的电化学传感器功能所需的稳定界面电势。加工电极反应性表面116的最终结果是经过加工的电极反应性表面116。贯穿本公开，术语电极反应性表面116应被解释为与增强的电极反应性表面116可互换，因为对电极反应性表面116进行加工可以任选地与浮置电极的每个实施例一起执行。
上文讨论的具体实施例旨在是示例性的，而不是限制性的。伪参比电极的其它实施例可以包含更少或另外的参比电极材料层或者更少或另外的多孔高表面积电化学惰性材料层。此外，在具有另外的层的实施例中，可以使用第一参比电极材料和第二参比电极材料来优化传感器性能。类似地，可以选择并按特定顺序放置表现出各种性质(如多孔性、高表面积和电化学惰性)的各种不同材料以调整用于特定应用的伪电极的性能。
图1J是根据本发明的实施例的示例性传感器组合件100，其展示了工作电极102的阵列内的工作电极与形成在侧面182b上的伪参比电极之间的离子流动184a和184b。传感器组合件100包含远端101b连同接触垫180a，所述接触垫实现了到形成在侧面182a上的工作电极102的电连接。在一个实施例中，接触垫180b实现了到形成在侧面182b上的伪参比电极的电连接。在操作上，由工作电极102的阵列产生的离子必须通过主体界面从工作电极102行进到侧面182b上的伪参比电极。在许多实施例中，工作电极与伪参比电极之间的离子所采用的外传感器路径与基于GLM的传感器所产生的离子流动大不相同。
在将水凝胶用于第一传输材料的实施例中，水凝胶路径不受如GLM等上覆膜限制，所述上覆膜被设计成广义地限制分子流动。在没有GLM的情况下，水凝胶路径以最小化双电极系统中遇到的电压降的方式实现电迁移。电压降的最小化消除了对电压降补偿的需要，电压降补偿是传统三电极系统更容易实现的特征。外传感器电流通量的另外的好处是能够使用电流通量来测定传感器组合件100周围的体液。水凝胶路径中有意产生的不连续使体液桥接电极之间的离子传输路径。这进一步降低了电压降的可能性，并且进一步使能够通过受影响的离子路径进行电导率测量，并且从而提供了对体液电导率或渗透压的测量。流体电导率或渗透压的测量结果进而可以用于但不限于监测身体的健康状态变化或提供特定于传感器植入物和传感器功能完整性的有用诊断。
在其它多分析物实施例中，可以形成对应于被测量分析物数量的多个接触垫，而不是单个接触垫180a。另外，尽管单个接触垫180b对于伪参比电极可能是足够的，但是不同的实施例可以任选地使用离散的相对电极和离散的参比电极。在这些实施例中，接触垫180b可以分成对应于形成在侧面182b上的电极数量的多个接触垫。
图2A和图2B分别是根据本发明实施例的电极102的示例性截面的伪等距视图和图2A所示的示例性电极的截面视图。图2A和图2B所示的实施例包含与工作导体106相邻的绝缘部103a和粘合剂的组合层。工作导体106所具有的电极反应性表面116通过绝缘103b内的开口114来实现。第一传输材料108覆盖绝缘部103b和电极反应性表面116两者的全部。图2A中的实施例与图1A中的实施例的区别在于，第一反应性化学物质110基本上放置在暴露的反应性表面116之上，但是实质上并未延伸到开口114的边缘之外。第一反应性化学物质110夹置在第一传输材料108与第二传输材料112之间。
图3A和图3B分别是根据本发明的实施例的电极102的示例性截面的伪等距视图和图3A所示的示例性电极的截面视图。图3A中展示的实施例包含第二反应性化学物质300。在许多实施例中，第二反应性化学物质300与第一反应性化学物质的相似之处在于，所述第二反应性化学物质可以是水凝胶与电极内具有期望性质的化合物/分子的混合物、共混物或悬浮物。在电极基于产生旨在在工作导体上消耗的过氧化氢的酶促反应的实施例中，使用过氧化氢酶或过氧物酶控制过氧化氢的量会是有益的。
例如，在由电极测量的分析物是乳酸盐的实施例中，第一反应性化学物质110可以是乳酸氧化酶。第一传输材料使乳酸盐能够扩散到与其发生反应的第一反应性化学物质110并且产生副产物过氧化氢，所述过氧化氢是在电极反应性表面116上被消耗。然而，在一些情况下，过量的乳酸盐可以产生过量的过氧化氢，所述过量的过氧化氢无法在电极反应性表面116上有效地还原。另外，过氧化氢的过量产生会对乳酸氧化酶有负面影响。为了减轻过量的过氧化氢，第二反应性化学物质可以选自过氧化氢酶或过氧物酶家族，所述过氧化氢酶和所述过氧物酶两者都消耗过氧化氢。
图4A和图4B分别是根据本发明的实施例的电极的示例性截面的伪等距视图和图4A所示的示例性电极的截面视图。在图4A和图4B中，跨第一反应性化学物质110的顶部施用第二反应性化学物质300。此外，第一反应性化学物质通过第一传输材料108的层与电极反应性表面116分离。因为第二反应性化学物质300可以是水凝胶内所需的分子/化合物的混合物、共混物或悬浮物，所以施用到传感器组合件的边缘的第二反应性化学物质300的整个层可以向第一反应性化学物质供应分析物或其它生物识别分子。利用图4A和图4B中展示的配置的示例性实施例包含但不限于第二反应性化学物质作为干扰抑制层操作的情况。当用作干扰抑制层时，第二反应性化学物质的命名在技术上可能用词不当，因为第二反应性化学物质在技术上与其说是与特定分子或化合物反应，倒不如说是排斥特定分子或化合物。例如，在一些实施例中，第二反应性化学物质可以带电的以排斥或吸引特定分子/化合物。在其它实施例中，第二反应性化学物质可以使用水凝胶进行混合或共混，所述水凝胶是基于约束或限制特定分子或化合物的扩散的性质选择的。可替代地，如图3A和3B所述，图4A和图4B所示的实施例还可以用于控制过氧化氢的产生。
图5A和图5B分别是根据本发明的实施例的电极的示例性截面的伪等距视图和图5A所示的示例性电极的截面视图。本实施例避免了第一反应性化学物质110的适形应用。尽管本实施例可以根据被测量的分析物减小第一传输材料108内的分析物与第一反应性化学物质110相互作用的表面积，但是可以期望减小面积以产生第一反应性化学物质110副产物。另外，尽管第一反应性化学物质110的施用被展示为与开口114基本上一致，但是在其它实施例中，第一反应性化学物质110延伸到开口114之外以更有效地遮蔽开口114。此外，由于在物理上是可能的，因此贯穿本公开所讨论的各个实施例的特征应被解释为与本文所讨论的其它实施例可互换或可组合。
图6A和图6B是根据本发明的实施例的利用电极形状的不同配置的传感器组合件102的示例性替代实施例。尽管在图1A和图1B中示出和讨论的离散的分离的电极可能具有好处，但是可以使用开口的各种其它配置来产生浮置电极或伪参比电极。图6A是包含圆形电极600和椭圆形电极602的实施例。图6B是利用单片椭圆形电极604的实施例的示例性图示，所述单片椭圆形电极可以在外观上类似于传统的平面电极，同时保留了浮置电极的操作优势。可替代地，在6A或图6B中示出的形状的电极600、602和604可以用于制造伪参比电极。所提供的实例旨在是示例性的，而不是限制性的，因为可以对开口114的形状、纵横比和其它特征进行改变。此外，可以在单分析物或多分析物传感器组合件上使用各种开口配置。
图7是根据本发明的实施例的电极102的示例性替代实施例。与图7中的实施例的区别在于，在多层结构之上施用第二传输材料112之前，用传输材料700a和传输材料700b包封第一反应性化学物质110。尽管图7展示了传输材料700a和700b在厚度上基本上类似，但是在各种实施例中，可以通过改变变量(如但不限于厚度、掺杂分子、包含由第二传输材料112供应的反应物的不同分子的传输系数等)来调整电极的传输材料。如所展示的，大大提高能够维持分析物/第一反应性化学物质反应的增加的表面积。用于酶促反应等的增加的表面积对于被配置成测量在极低的浓度下发现的分析物或生物标志物的电极可以是有用的。图7所示的实施例旨在是示例性的。在包含多种传输材料的其它实施例中，可以选择性地施用相应传输材料中的每种传输材料，以便覆盖传感器组合件的选定部分或全部。例如，如图7所示，传输材料700b在边缘702a与边缘702b之间延伸。在替代性实施例中，传输材料700b可以选择性地施用在第一反应性化学物质110之上，但不延伸到边缘702a和边缘702b。
图8是根据本发明的实施例的具有用于产生浮置电极的操作的示例性流程图。流程图从开始操作800开始。操作802将导体图案化，所述导体在一些实施例中是不锈钢板。导体的图案化限定了工作电极连同传感器组合件的其它结构，如但不限于相对电极、参比电极或甚至组合的反-参比电极。操作804向图案化导体施用绝缘部。在一些实施例中，操作804中施用的绝缘部被施用于图案化导体的两侧。在其它实施例中，图案化导体在一侧上包含绝缘部，从而导致操作804仅向一侧施用绝缘部。
操作806将覆盖图案化导体的绝缘部图案化，从而暴露电极反应性表面。如先前所讨论的，绝缘部的图案化在所述绝缘中产生了最终将被第一反应性化学物质遮蔽的开口。尽管本公开中的许多实施例被展示为圆形开口，但是绝缘部的开口可以是任何形状，包含但不限于三角形、正方形、其它多边形、椭圆形或其组合。任选的操作808增强了电极反应性表面。在许多实施例中，操作808用电化学增强性质对电极反应性表面进行电镀，如但不限于银、银/氯化银、铂黑或其组合。
操作810在电极反应性表面之上施用第一传输材料。如在许多实施例中展示的，第一传输材料覆盖传感器组合件的整个表面。在许多实施例中，第一传输材料是水凝胶，所述水凝胶是至少部分地基于其实现被测量分析物的扩散的能力选择的。因此，具有第一传输材料的传感器组合件的边缘到边缘覆盖范围使分析物能够进入传感器，并且第一传输材料维持分析物向电极中扩散。另外，第一传输材料使分析物与第一反应性化学物质之间的反应副产物能够扩散到电极反应性表面。
操作812在第一传输材料之上施用第一反应性化学物质。在许多实施例中，第一反应性化学物质是反应分子或化合物与水凝胶的混合物、共混物或悬浮物。在许多实施例中，被选择用于制备第一反应性化学物质的水凝胶与第一传输材料相同。在其它实施例中，使用除第一传输材料外的水凝胶来制备第一反应性化学物质。尽管所讨论的许多实施例利用了第一反应性化学物质在暴露的电极反应性表面之上的离散的选择性放置，但是用第一反应性化学物质地毯式涂覆或部分地地毯式涂覆第一传输材料的表面不应被解释为超出本公开的范围。因此，操作814在第一反应性化学物质之上或在第一反应性化学物质和第一传输材料的组合之上施用第二传输材料。在许多实施例中，基于如但不限于向第一反应性化学物质供应反应物的能力、疏水性和对被测量分析物的不可渗透性等标准来选择第二传输材料。可以期望第二传输材料对分析物的扩散是不可渗透的，因为所述第二传输材料可以产生限制分析物在第一传输材料内扩散的无通量边界。
上文讨论的操作旨在是示例性的，而不是综合性的。可以执行另外的或更少操作，从而产生相同或类似的结构。通过上文所讨论的操作实现的具体实施例也不应被解释为是限制性的。相反，施用另外的传输材料可以是有效地将各种分析物传输到传感器组合件的不同部分所期望的或必要的。例如，在多分析物传感器组合件的实施例中，可以以第一厚度施用第一传输材料，以实现将第一分析物有效传输到具有第一反应性化学物质的第一电极阵列。将具有第二厚度的第二传输材料也置于同一传感器组合件上，所述第二厚度实现了将第二分析物有效传输到具有与第一反应性化学物质不同的生物识别能力的第二电极阵列。在一些实施例中，可以优选或需要多种传输材料。然而，在许多实施例中，可以选择单一的传输材料，所述单一的传输材料使能够针对不同的反应性化学物质建立多种分析物的浓度梯度。
浮置电极设计的显著好处是能够使用共享材料(如共享的第一传输材料)针对体内两种不同浓度的两种不同分子/分析物伴随菲克扩散定律产生响应。将单个传感器组合件上的多个工作导体图案化可以实现多分析物功能，所述分析物功能需要选择性地掩蔽不同的反应性化学物质并且将不同的反应性化学物质施用到不同的工作导体。使用传统的限制膜实现类似的多分析物性能可能需要使用特定于被测量的每种分析物的限制膜。
图9A-9C是根据本发明的实施例的利用浮置电极概念的孔电极的不同实施例的示例性截面图示。浮置电极的操作概念可以应用于孔传感器的基本概念，所述孔传感器描述于2017年3月28日提交的题为“分析物传感器(ANALYTE SENSOR)”的美国专利申请序列号15/472,194中，所述美国专利申请通过全文引用的方式并入本文。图9A-9C所示的截面属于构成传感器组合件100的相似或不同电极的阵列中的单独电极。图9A所示的实施例包含工作导体106，所述工作导体包含孔900。在许多实施例中，孔900是形成在工作导体106中的圆孔。绝缘部103包围大部分工作导体106。在许多实施例中，绝缘部103将由多层材料构成，但是为了简单起见，绝缘部103被展示为单片层。第一传输材料108被施用在绝缘部103以及暴露的工作导体106的其余部分之上。类似于图1B-1D所示出和描述的实施例，工作电极106包含电极反应性表面116。在图9A-9C所示的每个实施例中，通过第一传输材料108将电极反应性表面116与第一反应性化学物质110分离，从而将被测量分析物之间的氧化还原酶反应与电极反应性表面116上氧化还原酶的副产物的氧化分离。
进一步复制浮置电极的操作结构，在图9A-9C中的每个实施例中，被测量分析物被限于扩散穿过第一传输材料108，因为第一传输材料被不受分析物影响的或分析物不可渗透的第二传输材料112包封。另外，第二传输材料112与第一反应性化学物质110接触，从而实现了对必要的反应物或辅因子(如但不限于氧气)的有效传输。
尽管上文的描述涉及本发明的特定实施例，但是应当理解，在不脱离本发明的精神的情况下，可以进行许多修改。浮置电极的不同实施例和特征旨在可以与其它实施例组合或混合，所述其它实施例如孔电极以及在2017年3月28日提交的美国专利申请序列号15/472,194中公开的凸台电极，以产生各种各样的鲁棒传感器组合件，从具有不同类型或工作电极的单分析物传感器组合件到具有相似或不同类型的工作电极的多分析物传感器组合件。所提供的特定实例旨在是多种可能组合的说明性实施例。另外，尽管本公开已将浮置电极设计与使用GLM的那些设计进行了比较，但是可能可以使用GLM或其它限制膜作为浮置电极设计的一部分。此外，贯穿本公开提供的具体操作理论不应被视为是限制性的。相反，本公开不受任何特定操作理论的约束。因此，所公开的实施例和关联操作理论旨在在所有方面都被视为是说明性的而非限制性的。
Claims (20)
1.一种测量分析物的存在的电极，其包括：
工作导体，所述工作导体具有电极反应性表面；
第一反应性化学物质，所述第一反应性化学物质响应于第一分析物；
第一传输材料，所述第一传输材料使所述第一分析物能够流动到所述第一反应性化学物质；以及
第二传输材料，所述第二传输材料向所述第一反应性化学物质供应反应物，
其中所述第一反应性化学物质在至少部分地遮蔽所述电极反应性表面的一部分的同时不接触所述电极反应性表面。
2.根据权利要求1所述的工作电极，其中所述第一反应性化学物质位于所述第一传输材料与所述第二传输材料之间。
3.根据权利要求1所述的工作电极，其中第一副产物是所述第一分析物与所述第一反应性化学物质反应的产物。
4.根据权利要求3所述的工作电极，其中所述第一传输材料使所述第一副产物能够流动到所述电极反应性表面。
5.根据权利要求4所述的工作电极，其中所述第一分析物的流动和所述第一副产物的流动是在不同的方向上。
6.根据权利要求5所述的工作电极，其中所述不同的方向基本上相反。
7.根据权利要求5所述的工作电极，其中所述第一副产物和所述反应物的流动基本上平行。
8.根据权利要求1所述的工作电极，其中所述第一传输材料被施用在所述电极反应性表面之上。
9.根据权利要求1所述的工作电极，其中所述第二传输材料对于分析物不可渗透。
10.根据权利要求1所述的工作电极，其中第一传输层进一步使所述第二传输材料供应的所述反应物能够流动。
11.根据权利要求1所述的工作电极，其中所述电极反应性表面通过移除绝缘材料而被暴露。
12.根据权利要求11所述的工作电极，其中所述电极反应性表面使用电化法进行电镀。
13.根据权利要求12所述的工作电极，其中所述电化法是多步骤方法，第一步骤是沉积种子层。
14.根据权利要求13所述的工作电极，其中第二步骤是在种子层材料之上沉积另外的相似材料。
15.根据权利要求1所述的工作电极，其进一步包含第二反应性化学物质。
16.根据权利要求15所述的工作电极，其中所述第二反应性化学物质被施用在所述第一反应性化学物质与所述第二传输材料之间。
17.根据权利要求16所述的工作电极，其中所述第二反应性化学物质是过氧化氢酶或过氧物酶。
18.根据权利要求17所述的工作电极，其中在所述第一反应性化学物质之上并且在所述第二传输材料下方施用第三传输材料。
19.根据权利要求18所述的工作电极，其中以不同于所述第一传输材料的厚度的厚度施用所述第三传输材料。
20.根据权利要求1所述的工作电极，其中与先前形成的层适形地施用所述第一反应性化学物质。
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