CN112294321A - 微型生物传感器及其测量方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种测量方法以延长微型生物传感器的使用寿命，微型生物传感器用于植入皮下以测量待分析物所关联的生理参数的生理信号，且包括工作电极、对电极及至少部分覆盖工作电极的化学试剂，对电极的电极材料包括银及具有初始量的卤化银，方法包括：施加测量电压以驱动工作电极，以测量生理信号并获得生理参数，且卤化银被消耗一特定量；停止施加测量电压；以及每当获得一次生理参数后，施加回充电压使对电极被驱动，从而使卤化银的量被回充一回充量，其中每个回充量与初始量的和减去被消耗的每个消耗量的值被控制在初始量加减特定值的范围内。

Description

微型生物传感器及其测量方法
技术领域
本发明关于一种微型生物传感器及其测量方法，特别关于一种可以延长微型生物传感器的使用寿命的微型生物传感器及其测量方法。
背景技术
糖尿病病患人口呈快速增长，随之益发强调需监控体内葡萄糖(Glucose)的变化，故许多研究开始朝向研发可植入体内进行连续式葡萄糖监控(continuous glucosemonitoring，CGM)的系统以解决患者一天需反复多次采血与检测所带来生活上的不便。
于一基于酶的生物传感器的CGM系统领域上，其中取决于分析物浓度的生化反应信号转换成可测量的物理信号，例如光学或电化学信号。以葡萄糖测量而言，电化学反应例如以葡萄糖氧化酵素(glucose oxidase，GOx)催化葡萄糖反应生成葡萄糖酸内酯(Gluconolactone)与还原态酵素，后续还原态酵素将与体内生物流体中的氧气进行电子转移进而生成产物过氧化氢(H2O2)，最后藉由催化产物H2O2的氧化反应来量化葡萄糖浓度，其反应式如下。
Glucose+GOx(FAD)GOx(FADH2)+Gluconolactone
GOx(FADH2)+O2GOx(FAD)+H2O2
在上述反应中，FAD(黄素腺嘌呤二核苷酸，Flavin Adenine Dinucleotide)为GOx的活性中心。
使用者通常佩戴CGM天数长，例如14天以上，因此将其小型化成为必然趋势。CGM的基本结构包括：(a)生物传感器(Biosensor)，用于测量与人体葡萄糖浓度相对应的生理信号；以及(b)传感器(Transmitter)，用于传输这些生理信号。该生物传感器可以是双电极系统或三电极系统。在三电极系统的生物传感器中，包括一个工作电极(WE)、一个对电极(CE)和一个参考电极(RE)。双电极系统的生物传感器包括一个工作电极(WE)和一个对电极(CE)，其中对电极兼具有参考电极的功能，因此有时也称对/参考电极(R/C)。三电极系统的生物传感器中的参考电极和双电极系统的生物传感器中作为参考电极的对电极在葡萄糖浓度的稳定测量上合适材料是银/氯化银(Ag/AgCl)。然而，在将传感器植入生物体内之后，当工作电极发生氧化还原反应以测量葡萄糖浓度时，相对应的参考电极(RE)或参考/对电极(R/C)发生还原反应，使氯化银还原为银而使氯化银被消耗。另外，如果植入生物体内的传感器是两或三电极系统的传感器，由于氯化银在体液中的解离，参考电极上的氯化银会发生损耗，从而会造成对参考电压的漂移问题。然而在两电极系统的参考/对电极(R/C)因参与反应，其氯化银耗损程度更是高过三电极系统。因此传感器的使用寿命受限于对电极和/或参考电极上氯化银的含量。
目前亦有许多针对生物传感器的使用寿命的问题所提出的发明。以二电极系统为例，在平均感测电流20奈米安培(nA)下对电极的消耗量约为每日1.73毫库伦(mC)，假设对电极的长宽高分别为3.3毫米、0.25毫米与0.01毫米，且原本设计的电极容量(Capacity)仅为6mC时，其稳定测量的状态至多维持一天左右。不过，假如还要延长使用寿命，若欲将生物传感器植入皮下进行连续16天的葡萄糖监控，对电极的容量至少需达27.68mC的容量，在不改变宽度与厚度的状况下现有技术的对电极长度可将需要长达15.2mm。故现有技术尝试拉长对电极的长度至大于10mm，又为了避免植入深达皮下组织，此等生物传感器需以斜角方式植入。因此对患者造成较大的植入伤口、以及较高感染风险等问题，且因植入长度长，植入时的痛感亦较显著。
US 8,620,398描述了一种生物传感器，主要为三电极系统，虽然参考电极基本上不参与化学反应，但氯化银仍于体内环境中逐渐自然消耗，只是消耗速率较两电极系统缓慢，文中公开其于AgCl将耗完才进行再生，也就是说当测量信号不稳定、也就是说所测量的信号已是噪声时，回充AgCl的程序才会被启动，使AgCl回复到具有足够多次测量所需的量。然后直到下一次噪声再发生时，还需要再一次回充AgCl。可以了解，US 8,620,398虽然考虑了AgCl会于测量中消耗而于生物传感器失效时进行AgCl回充。但是失效时的测量值已不可信，需要等待生物传感器完成AgCl回充的程序才能取得正确的测量值、暂时采用采血测量的方式、或是直接跳过这一次的测量，这问题对于患者或是需要得知当时血糖浓度的人员总是很困扰的。此外，由于此种生物传感器要应付至少连续数次或甚至数日的多次测量，必须准备较多的AgCl容量，但是也无可避免地会造成生物传感器的植入长度较长的问题，其也并未提出可以利用实时的AgCl回充的方式来提供不中断的测量、具有较短植入长度、且具有更长使用寿命的生物传感器。
US 9,351,677主要为两电极系统，参考/对电极(R/C)参与化学反应，故氯化银则伴随电化学反应消耗，文中提出一种具有增加的AgCl容量的分析物传感器，其使用H2O2来再生参考电极上的AgCl，但是由于H2O2容易被还原成H2O、或被氧化成O2，因此在人体内不易稳定地存在。因此，在再生/回充期间，体内H2O2的浓度可能不足以稳定地回充足够的AgCl的量，且相对地其生物传感器需要配置较大的AgCl电极尺寸，其植入端也长达12mm。
因此，本发明提供一种生物传感器，能够达成即用即充以提供不间断测量、可稳定的回充AgCl、延长其使用寿命、以及微型化植入端的小尺寸的功效，更能减少产品的制造成本，而这些功效能够解决前述现有技术所难以克服的问题。
本发明申请人鉴于现有技术中的不足，经过悉心试验与研究，并一本锲而不舍的精神，终构思出本发明，能够克服先前技术的不足，以下为本发明的简要说明。
发明内容
透过本发明的回充技术，本发明的微型生物传感器具有延长的使用寿命且其中对电极信号感测段的尺寸可缩小，进而可降低生物毒性。此外，电极尺寸缩小特别是指缩短传感器的植入端长度，因此可降低使用者植入痛感。
本发明的目的之一在于提供一种可延长一微型生物传感器使用寿命的测量一待分析物的方法，该生物传感器用于植入皮下以测量与一生物流体中的该待分析物所关联的一生理参数的一生理信号，该生物传感器包括一工作电极与一对电极，该工作电极被一化学试剂至少部分覆盖并用于与该分析物产生一电化学反应，该对电极的一电极材料包括一银及一氯化银，该方法包括下列的循环步骤：a)执行一第一测量步骤，包括：i.于一第一测量期间施加一第一测量电位差于该工作电极与该对电极之间，使该工作电极的一电压高于该对电极的一电压，而使该工作电极发生一第一氧化反应，并与该化学试剂、该分析物进行该电化学反应而输出一第一生理信号，同时该对电极的该氯化银具有对应于该第一生理信号的一第一消耗量；以及ii.移除该第一测量电位差，停止该第一测量步骤，且该第一生理信号经运算后输出一第一生理参数；b)执行一第一回充步骤，包括：i.于一第一回充期间施加一第一回充电位差于该对电极与该工作电极之间，使该对电极的该电压高于该工作电极的该电压，从而使该对电极上的该银发生一第二氧化反应，并使该氯化银具有一第一回充量，其中该第一回充量对应于该第一消耗量，使该对电极上的该氯化银的一量控制在一安全库存区间内，而使下一测量步骤时所获得的下一该生理信号与下一该生理参数保持一稳定的比例关系；以及ii.移除该第一回充电位差，停止该第一回充步骤；c)执行与该a)步骤相同的一第二测量步骤，以获得该第二生理信号并输出一第二生理参数；d)执行与该b)步骤相同的一第二回充步骤；以及e)依序反复循环执行一第N测量步骤与执行一第N回充步骤。
本发明的另一目的在于提供一种可延长一生物传感器的一使用寿命的测量一待分析物的方法，该生物传感器用于植入皮下以测量该待分析物所关联的一生理参数的一生理信号，且包括一工作电极与一对电极，该工作电极被一化学试剂至少部分覆盖，该对电极的一电极材料包括一银及一卤化银，该卤化银具有一初始量，该方法包括下列步骤：施加一测量电压，以驱动该工作电极，以测量该生理信号并用以获得该生理参数，且该卤化银被消耗一特定量；停止施加该测量电压；以及每当获得一次该生理参数后，施加一回充电压，使该对电极被驱动，从而使该卤化银的一量被回充一回充量，其中各该回充量与该初始量的和减去被消耗的各该消耗量的一值被控制在该初始量加减一特定值的一范围内。
本发明的再一目的在于提供一种植入式微型生物传感器，用于植入皮下用以测量自一生物体内的一待分析物所关联的一生理参数的一生理信号，该生物传感器包括：一基材；一化学试剂；一工作电极，设置于该基材上，被该化学试剂至少部分覆盖，且于一测量期间内被驱动而发生一第一氧化反应以测量该生理信号并用以产生该生理参数；一对电极，设置于该基材上，该对电极的一电极材料包括一银及一卤化银，其中该卤化银具有一初始量，且于该测量期间内被消耗一特定量；以及于每当获得一次该生理参数后，于一回充期间内，该对电极被驱动，使被驱动的对电极的该卤化银被回充一回充量，其中各该回充量与该初始量的和减去各该消耗量的一值被控制在该初始量加减一特定值的一范围内。
附图说明
本发明的上述目的及优点在参考以下详细说明及附随附图之后对那些所属技术领域中具有通常知识者将变得更立即地显而易见。
图1为本发明的生理信号测量装置的示意图。
图2A为本发明的微型生物传感器的正面示意图。
图2B为本发明的微型生物传感器的背面示意图。
图2C为本发明图2A中沿A-A’线的剖面示意图。
图3为本发明的微型生物传感器的第二实施例的剖面示意图。
图4A为本发明中处于测量模式的定电压电路。
图4B为本发明中处于回充模式的定电压电路。
图5A为本发明的定电压电路以第一方式交替进行测量模式和回充模式的电流示意图。
图5B为本发明的定电压电路以第二方式交替进行测量模式和回充模式的电流示意图。
图5C为本发明的定电压电路以第三方式交替进行测量模式和回充模式的电流示意图。
图5D为本发明的定电压电路以第四方式交替进行测量模式和回充模式的电流示意图。
图5E为本发明的定电压电路以第五方式交替进行测量模式和回充模式的电流示意图。
图5F为本发明的定电压电路以第六方式交替进行测量模式和回充模式的电流示意图。
图6A本发明中处于测量模式的有段切换的定电流电路。
图6B本发明中处于回充模式的有段切换的定电流电路。
图7A本发明中处于测量模式的无段切换的定电流电路。
图7B本发明中处于回充模式的无段切换的定电流电路。
图8A为本发明的定电流电路以第一方式交替进行测量模式和回充模式的电压示意图。
图8B为本发明的定电流电路以第二方式交替进行测量模式和回充模式的电压示意图。
图8C为本发明的定电流电路以第三方式交替进行测量模式和回充模式的电压示意图。
图8D为本发明的定电流电路以第三方式交替进行测量模式和回充模式的示意图。
图9为根据本发明一实施例的测量待分析物的方法。
图10为根据本发明另一实施例的测量待分析物的方法。
具体实施方式
本发明所提出的发明将可由以下的实施例说明而得到充分了解，使得所属技术领域中具有通常知识者可以据以完成，然而本发明的实施并非可由下列实施例而被限制其实施型态，所属技术领域中具有通常知识者仍可依据除既公开的实施例的精神推演出其他实施例，该等实施例都当属于本发明的范围。
除非在特定范例中另外限制，下列定义适用于整份说明书中所使用的用语。
用语“量”是指对电极中卤化银(AgX)或氯化银(AgCl)的容量(Capacity)，且优选以微库仑(μC)、毫库仑(mC)或库仑(C)的单位来表示，但不限于以重量百分比浓度wt％、莫耳数、莫耳浓度等方式表示。
请参考图1，其为本发明的生理信号测量装置的示意图。本发明的生理信号测量装置10可以用于植入皮下以测量生物流体中的待分析物所关联的生理参数的生理信号。本发明的生理信号测量装置10包括微型生物传感器100及传感单元200，其中传感单元200与微型生物传感器100电连接，且具有处理器210、电源220、电路切换单元230、温度感测单元240及通讯单元250。电源220经处理器210控制电路切换单元230提供电压给微型生物传感器100进行生理信号的测量，温度感测单元240则进行生物体温度测量，因此温度测量信号及微型生物传感器100所测量到的生理信号会传送至处理器210，再由处理器210将生理信号运算成生理参数。通讯单元250可以与用户装置20进行有线或无线传输。
请参考图2A及2B，其为本发明微型生物传感器的正面与背面示意图。本发明的微型生物传感器100包括基板110、设置于基板110上的工作电极120及对电极130、以及包围工作电极120及对电极130的化学试剂140(如图2C所示)。基板110的材质可选用任何已知适合使用于电极基板的材质且优选具备可挠性及绝缘性质，例如但不限于：聚酯(Polyester)、聚酰亚胺(Polyimide)等高分子材质，前述高分子材质可以单独使用一种或者混合多种使用。基板110具有表面111(即第一表面)、与表面111相对的对侧表面112(即第二表面)、第一端113及第二端114，且基板110分为3个区域，分别为靠近第一端113的信号输出区域115、靠近第二端114的感测区域116、及位于信号输出区域115及感测区域116之间的连接区域117。工作电极120设置于基板110的表面111上，且从基板110的第一端113延伸至第二端114。工作电极120包括位于基板110的信号输出区115的信号输出段121，及位于基板110的感测区116的信号感测段122。工作电极120的材料包含但不限于：碳、铂、铝、镓、金、铟、铱、铁、铅、镁、镍、锰、钼、锇、钯、铑、银、锡、钛、锌、硅、锆、前述元素的混合物、或前述元素的衍生物(如合金、氧化物或金属化合物等)，优选地，工作电极120的材料为贵金属、贵金属的衍生物或前述的组合，更优选地，工作电极120为含铂材料。
对电极130设置于基板110的对侧表面112，且从基板110的第一端113延伸至第二端114。对电极130包括位于基板110的信号输出区115的信号输出段131，及位于基板110的感测区116的信号感测段132。对电极130表面的材料包含银(Silver)及卤化银(SilverHalide)，其中卤化银优选为氯化银(Silver Chloride)或碘化银(Silver Iodine)，使该对电极130兼具参考电极的功能，即本发明的对电极130可以(1)与工作电极120形成电子回路，使工作电极120上电流畅通，以确保电化学反应在工作电极120上发生；以及(2)提供稳定的相对电位作为参考电位。因此，本发明的工作电极120与对电极130形成一个二电极系统。为了进一步降低成本以及提高本发明的生物传感器的生物兼容性，该银/卤化银更可与碳混合使用，例如将该银/卤化银混入碳胶，其卤化银含量只要让对电极130能稳定执行设定的测量动作即可。对电极130的部份的表面上还可以覆盖导电材料以防止卤化银解离(dissolution)，进而保护对电极130，其中导电材料系选择不影响工作电极测量表现的导电材质为主，例如导电材料为碳(Carbon)。
另一实施例中生物传感器不限于导线式或迭层式的电极结构。
在本发明的另一个实施例中，在准备将生物传感器运送出工厂出售之前，卤化银的初始量可以为零。在这种情况下，生物传感器的对电极130上没有卤化银。在将生物传感器皮下植入患者体内之后以及在进行首次测量之前的最开始回充期间中，经由氧化被涂布在对电极130上的银，可以在对电极130上回充初始量的卤化银。
化学试剂140至少覆盖于工作电极120的信号感测段122上及位于感测区116的对电极130的表面上。另一实施例中，化学试剂140至少覆盖工作电极120的信号感测段122(图未示)。也就是说，对电极130上可以不被化学试剂140覆盖。微型生物传感器100的感测区116可以植入皮下使工作电极120的信号感测段122进行生物流体中待分析物所关联的生理信号的测量，生理信号会被传送至工作电极120的信号输出段121，再由信号输出段121传送至处理器210以得到生理参数。另该生理参数除了从传感单元200取得外，亦可经由无线/有线通讯传送至用户装置20取得，常用的用户装置20例如智能型手机、生理信号接收器或血糖仪。
请参考图2C，其为图2A中沿A-A’线的剖面示意图，其中A-A’线为从微型生物传感器100的感测区116的剖面线。在图2C中，工作电极120设置于基板110的表面111，对电极130设置基板110的对侧表面112，且工作电极120及对电极130的表面上覆盖化学试剂140。基本上化学试剂140至少覆盖于工作电极120的部分表面上。本发明的微型生物传感器100会在测量期间执行测量步骤，及在回充(即再生)期间执行回充步骤。当执行测量步骤时，工作电极120的电压高于对电极130的电压，使电流从工作电极120往对电极130的方向流动，进而使工作电极120发生氧化反应(即工作电极120、化学试剂140及待分析物之间的电化学反应)而测量生理信号，对电极130发生还原反应，使对电极130中的卤化银消耗而解离成银(Ag)及卤离子(X-)。由于对电极130中的卤化银被消耗，故需要回充对电极130中的卤化银以进行下一次的测量步骤。当执行回充步骤时，对电极130的电压高于工作电极120的电压，使电流从对电极130往工作电极120的方向流动，进而使对电极130发生氧化反应使银与生物体内的卤离子或AgCl氧化(或解离)后的Cl-结合而回充卤化银，详细测量步骤与回充步骤见图9说明。
在另一实施例中，本发明的工作电极120及对电极130可以设置于基板110的同一表面，即工作电极120及对电极130都设置于基板110的表面111或对侧表面112上，如图3所示。同样的，当执行测量步骤时，电流从工作电极120往对电极130的方向流动，进而使工作电极120发生氧化反应而测量生理信号，对电极130中的卤化银被消耗而解离成银(Ag)及卤离子(X-)。当执行回充步骤时，电流从对电极130往工作电极120的方向流动，进而使对电极130发生氧化反应使银与卤离子结合而回充卤化银。
以上图2C-3其详细电极迭层省略，仅示意电极位置。
在上述任一实施例中，为了防止银电极材料的过度氯化而发生断线，还可以在基板110的对侧表面112与对电极130的银之间添加一层导电材料(如碳)。然而，若对电极130的底层是碳会造成开关处的阻值过高，故还可在碳导电材料跟基板110的对侧表面112之间再增设一层导电层，例如为银以降低信号输出端的阻抗，使本发明的对电极130从基板110的对侧表面112开始依序为导电层、碳层及银/卤化银层。
定电压电路切换应用
请参考图4A-4B和5A-5D，其中图4A和图4B分别示出本发明中处于测量模式和回充模式的定电压电路，图5A-5D分别示出该定电压电路以不同方式交替进行测量模式和回充模式的电流示意图。测量模式可分别藉由施加测量电位差Vl和移除测量电位差Vl而开始和停止，而对应的电流以Ia表示。在测量模式时，于测量期间Tl施加测量电位差Vl于工作电极W与对电极R/C之间，使工作电极W的电压高于对电极R/C的电压。如图4A所示，此时开关S1和S4为闭路状态，而开关S2和S3为开路状态，工作电极W为+Vl，对电极R/C为接地，以使工作电极W进行氧化反应，并与化学试剂和待分析物进行电化学反应而输出生理信号Ia，同时对电极R/C的AgCl具有对应于该生理信号Ia的消耗量。如图5A-5D所示，在多个测量期间Tl之间的是未进行测量的期间T2。在某些优选实施例中，T2为固定值。
回充模式可分别藉由施加回充电位差V2和移除回充电位差V2而开始和停止，而对应的电流以Ib表示。V2为0.1V至0.8V之间的固定值，优选为0.2V至0.5V之间的固定值。在回充模式时，施加回充电位差V2于工作电极W与对电极R/C之间持续回充期间t2(t2介于0至T2之间)，使对电极R/C的电压高于工作电极W的电压。如图4B所示，此时开关S1和S4为开路状态，而开关S2和S3为闭路状态，工作电极W为接地，对电极R/C为+V2，以使对电极R/C上的Ag进行氧化反应，而回充对电极R/C上的AgCl达一回充量。在定电压电路中的回充电位差V2为固定电压，测得的输出电流为Ib。本发明是透过计算电流曲线下的面积以定义AgCl的容量(Capacity，单位库伦，以符号"C"表示)，故测量模式中AgCl的消耗量为Ia*Tl，回充模式中AgCl的回充量为Ib*t2。因此，可经由调控回充电位差V2的施加时间t2来控制AgCl的回充量。换言之，在对电极R/C上的AgCl保持在安全库存量之内的前提下，可使回充量等于或不等于(包含约略相近、大于或小于)消耗量。
图5A-5D中横轴为时间，V1的线条表示测量电位差V1的施加和移除，V2的线条表示回充电位差V2的施加和移除。请参考图5A，在一优选实施例中，V2和T2都是固定值，V2的施加时间t2(即回充期间)是变动值。回充期间t2是根据在测量模式所测得的生理信号Ia及测量期间T1而在0至T2之间动态调整。如图5A中所示，t2可为t2’、t2”、或t2”’…。换言之，回充期间t2可根据AgCl的消耗量而改变，若AgCl的消耗量大，则可回充较长的时间以使对电极R/C上的AgCl保持在安全库存量之内。举例而言，在t2”期间所回充的AgCl的量将大于t2’期间所回充的AgCl量。
请参考图5B，在另一优选实施例中，V2、T2和t2都是固定值，其中t2＝T2。也就是说，测量模式和回充模式是无缝交替的，在未进行测量的期间即为回充期间。请参考图5C和5D，在某些优选实施例中，V2、T2和t2都是固定值，其中t2为大于0且小于T2的固定值，例如t2＝1/2的T2、2/5的T2、3/5的T2等。图5C和5D的差别在于，图5C中是在每次测量模式结束后，经历一段缓冲时间(缓冲时间＝T2-t2)，才开始回充模式；图5D中是每次测量模式结束后未经缓冲时间即立即开始回充模式，而在每次回充模式结束与下一次测量模式开始之间间隔一段时间。在某些优选实施例中，t2小于T2，且t2可为T2期间的任何时间段。
请参考图5E和5F，其示出本发明的定电压电路以不同方式交替进行测量模式和回充模式的电流示意图。图5E和5F中，横轴为时间，纵轴为电流，曲线表示所测量到的生理信号Ia换算而成的生理参数值曲线。在这两个实施例中，类似于图5A，V2和T2为固定值，回充期间t2是变动值。图5E和5F中，曲线下白色面积代表测量模式中AgCl的消耗量(Ia*Tl)，斜线面积代表回充模式中AgCl的回充量(Ib*t2)。由图中可看出，为了使Ib*t2接近Ia*Tl或在Ia*Tl的某个范围内，回充期间t2是根据所测得的生理信号Ia及测量期间T1而在0至T2之间动态调整。根据需要，可选择在未执行测量模式的期间(T2)的前段(如图5E所示)或后段(如图5F所示)进行回充模式。
有段切换的定电流电路切换应用
请参考图6A-6B和图8A-C，其中图6A和图6B分别示出本发明中处于测量模式和回充模式的有段切换的定电流电路，图8A-C示出本发明的定电流电路以不同方式交替进行测量模式和回充模式的三种电压示意图。测量模式可分别藉由施加测量电位差Vl和移除测量电位差Vl而开始和停止，而对应的电流以Ia表示。在测量模式时，施加测量电位差Vl于工作电极W与对电极R/C之间持续测量期间T1。如图6A所示，此时开关S1和S4为闭路状态，而其他开关都为开路状态，工作电极W为+V1，对电极R/C为接地，以使工作电极W进行氧化反应，并与化学试剂和待分析物进行电化学反应而输出生理信号Ia，同时对电极R/C的AgCl具有对应于该生理信号Ia的消耗量。如图8A-C所示，在多个测量期间Tl之间的是未进行测量的期间T2。在某些优选实施例中，T2为固定值。
回充模式可分别藉由施加回充电位差V2(V2为变动值)和移除回充电位差V2而开始和停止，而对应的电流以Ib表示。在回充模式时，施加回充电位差V2于工作电极W与对电极R/C之间持续回充期间t2(t2介于0至T2之间)。如图6B所示，此时开关S1和S4为开路状态，S2和I_F1至I_Fn所对应的至少一个开关为闭路状态(图中示例性地示出I_F1和I_F3对应的开关为闭路状态)，工作电极W为接地，对电极R/C为+V2，以使对电极R/C上的Ag进行氧化反应，进而回充AgCl。在回充模式时，可根据该生理信号Ia的大小及测量期间T1，而选择切换I_F1至I_Fn所对应的至少一个开关以输出固定电流Ib，并经由调控电位差V2的施加时间t2来控制AgCl的回充量。换言之，在对电极R/C上的AgCl保持在安全库存量之内的前提下，可使回充量等于或不等于(包含约略相近、大于或小于)消耗量。
无段切换的定电流电路切换应用
请参考图7A-7B和图8A-8C，其中图7A和图7B分别示出本发明中处于测量模式和回充模式的无段切换的定电流电路。本实施例的测量模式与回充模式与图6A-6B类似，故于此不再赘述，与图6实施例的差异仅在本实施例在回充模式时，可根据该生理信号Ia，藉由数字模拟转换器(DAC)的控制而输出固定电流Ib，并经由调控电位差V2的施加时间t2来控制AgCl的回充量。换言之，在对电极R/C上的AgCl保持在安全库存量之内的前提下，可使回充量等于或不等于(包含约略相近、大于或小于)消耗量。
图8A-C中横轴为时间，纵轴为电流，其中V1的线条表示测量电位差V1的施加和移除，V2的线条表示回充电位差V2的施加和移除。请参考图8A，在一优选实施例中，T2是固定值，V2和V2的施加时间t2(即回充期间)是变动值。回充期间t2是根据在测量模式所测得的生理信号Ia及测量期间T1而在0至T2之间动态调整。如图8A中所示，t2可为t2’、t2”、或t2”’…。换言之，回充期间t2可根据AgCl的消耗量而改变，若AgCl的消耗量大，则可回充较长的时间以使对电极R/C上的AgCl保持在安全库存量之内。
请参考图8B，在另一优选实施例中，V2是变动值，T2和t2都是固定值，其中t2为大于0且小于T2的固定值，例如t2＝1/2的T2、2/5的T2、3/7的T2等。在此实施例中，V2是根据于生理信号测量步骤(即在测量模式中)的AgCl的消耗量而动态调整。动态调整方式的其中一个实施例如下。使用例如上述的有段切换的定电流电路，该电路具有n个固定电流源与n个开关，各固定电流源分别对应一个开关。于回充模式时，依据AgCl的消耗量，选择开启n个开关中的至少一个开关(即使该开关处于闭路状态)以输出固定电流值。在回充期间t2为固定值的情况下，可以藉由选择不同的固定电流输出来控制AgCl的回充量。
请参考图8C，在另一优选实施例中，V2是变动值，T2和t2都是固定值，其中t2＝T2。也就是说，测量模式和回充模式是无缝交替的，在未进行测量的期间即为回充期间。
相较于无段切换的定电流电路，有段切换的定电流电路可透过多个开关控制多个电流路径，而得以根据所需的电流量以分段式的定电流进行回充，以此方式较为省电且可以降低成本。此外，不管是定电压电路或定电流电路，电位差可以来自直流电源或交流电源。
图5A至图8C的实施例都是描述测量步骤和回充步骤交替循环的操作方式，亦即每个测量步骤之间都有一个AgCl回充步骤，此方式可优选地确保AgCl保持在安全库存量之内。然而，在某些优选实施例中，亦可在进行N次的测量期间选择性搭配Y次的AgCl回充，其中Y≦N，使AgCl的累积回充量仍可保持在安全库存范围内。测量步骤和回充步骤也不必然需要以交替循环的方式进行，亦可于数次测量步骤后再进行一次回充步骤，或是在预定的测量时间之后，才进行一次回充步骤。举例而言，可于测量10次后再进行一次回充步骤，或可于累积测量时间达1小时后才进行一次回充步骤。
请参考图8D，其示出本发明的定电流电路以类似图8C的方式交替进行测量模式和回充模式的示意图。图8D中，曲线表示所测量到的生理信号Ia所转换成的生理参数值曲线，且类似于图8C，T2和t2都是固定值，V2是变动值。图8D中，曲线下白色面积代表测量模式中AgCl的消耗量(Ia*Tl)，斜线面积代表回充模式中AgCl的回充量(Ib*t2)。由图中可看出，为了使Ib*t2接近Ia*Tl或在Ia*Tl的某个范围内，回充电位差V2是根据AgCl的消耗量而动态调整。
另外图5E、5F及图8D中，虽未显示每次执行生理信号测量步骤后所输出各生理参数值输出时机点，但生理参数值不限于完成测量时输出或于在回充期间内输出，而AgCl回充步骤不限于在每一个生理参数输出后执行或获得生理信号后执行。
请参考图9，其示出根据本发明一实施例的测量待分析物的方法，透过该方法可延长微型生物传感器的使用寿命。该微型生物传感器可为例如图2A-图3所示的微型生物传感器，用于植入皮下以测量与生物流体(例如组织液)中的该待分析物所关联的生理参数的生理信号。在图9的实施例中，该待分析物可为组织液中的葡萄糖，生理参数为人体中的葡萄糖值，生理信号为微型生物传感器量得的电流值。此实施例中，测量待分析物的方法包含反复循环地执行测量步骤(S901)及回充步骤(S902)。测量步骤(S901)包含使用前述定电压或定电流电路于测量期间T1执行如前述的测量模式以输出生理信号(即电流值)，同时对电极的AgCl具有对应于该电流值的消耗量。测量步骤(S901)还包含透过停止如前述的测量模式来停止测量步骤，且该电流值经运算后输出生理参数(即葡萄糖值)。
在测量步骤(S901)，其化学反应式如下:
于工作电极120进行以下氧化反应：
Figure BDA0002615056450000151
Figure BDA0002615056450000152
Figure BDA0002615056450000153
于对电极130进行以下还原反应：
Figure BDA0002615056450000161
回充步骤(S902)包含使用前述定电压或定电流电路于回充期间执行如前述的回充模式，以使对电极的AgCl具有对应于消耗量的回充量，进而使对电极上的AgCl的量控制在安全库存区间内。由此，可使该工作电极与对电极之间的电位差保持稳定，让所获得的电流值仍能与葡萄糖值保持稳定的比例关系(若侦测物质为其他待分析物亦可能是正比关系也可能是反比关系)。换言之，可使下一测量步骤时所获得的下一个电流值与下一个葡萄糖值保持稳定的比例关系。回充步骤(S902)还包含透过停止如前述的回充模式来停止回充步骤。回充步骤(S902)结束后循环回去执行测量步骤(S901)，直到执行了N次测量步骤(S901)与N次回充步骤(S902)。
在回充步骤(S902)，其化学反应式如下:
于工作电极120进行以下还原反应：
Figure BDA0002615056450000162
Figure BDA0002615056450000163
Figure BDA0002615056450000164
Figure BDA0002615056450000165
于对电极130的正电位促使对电极130进行以下氧化反应：
Figure BDA0002615056450000166
其中对电极上的Ag氧化成Ag+，与来自生物体内Cl-或AgCl氧化(或解离)后的Cl-结合而成AgCl，使得于测量期间T1内被消耗的部分或全部AgCl被回充到对电极上。
人体透过掺碘的食盐可以取得氯离子及碘离子，故可取得的卤离子至少包括氯离子及碘离子，以用于回充卤化银。
以下实施例是针对N次测量步骤(S901)及N次回充步骤(S902)的循环，其中所提到的生理参数优选是葡萄糖值，所提到的生理信号优选是电流值。根据某些优选实施例，各测量电位差V1于测量期间T1被施加，各回充电位差V2于回充期间t2被施加，且测量期间T1为固定值，其可为3秒内、5秒内、10秒内、15秒内、30秒内、1分钟内、2分钟内、5分钟内或10分钟内的一时间值。根据某些优选实施例，优选为30秒内的时间值。测量期间T1为固定值，且可为2.5秒、5秒、15秒、30秒、1分钟、2.5分钟、5分钟、10分钟或30分钟，优选为30秒。根据某些优选实施例，各测量期间T1加上各回充期间t2为固定值。根据某些优选实施例，各回充电位差V2具有固定电压值，各回充期间t2是根据AgCl的每次消耗量而动态调整(如图5A所示)。根据某些优选实施例，输出的各生理参数是经由各测量期间T1中的一个单一测量时间点的各生理信号运算而获得。根据某些优选实施例，输出的各生理参数是经由各测量期间T1中的多个测量时间点的多个生理信号的一数学运算值运算而获得。前述数学运算值为例如累加值、平均值、中位数、中位数的平均值等。根据某些优选实施例，藉由控制每次回充量为等于或不等于(包含约略相近、大于或小于)每次消耗量，而控制对电极的AgCl量在安全库存区间内，而使下一测量步骤时所获得的下一生理信号与下一生理参数保持稳定的比例关系。根据某些优选实施例，移除各测量电位差V1的步骤是将配置于连通工作电极及对电极的电路断路、或设定各测量电位差V1为0。换言之，可进行断电，以使测量电路具有开路状态；或者，可施加0伏特电压于工作电极及对电极之间，其中该两项操作其中任一操作的操作时间都为0.01～0.5秒。移除测量电位差V1的步骤可避免Λ形的生理信号产生。根据某些优选实施例，移除各回充电位差V2的步骤是将配置于连通工作电极及对电极的电路断路、或设定各回充电位差V2为0。
根据某些优选实施例，传感器植入人体后需经过暖机时间，使传感器在体内达到平衡稳定才能稳定呈现与分析物浓度呈正相关的生理信号。因此，在测量步骤(S901)持续施加测量电压直至测量期间T1结束，并控制该测量期间T1以使得生理信号与分析物的生理参数达到稳定的比例关系。因此，测量期间T1可为变动值或为变动值和固定值的组合(例如变动值+固定值，该变动值可为1小时、2小时、3小时、6小时、12小时或24小时，该固定值可为例如30秒)。
请参考图5A-F、图8A-D及图9，本发明利用施加电压于对电极R/C来测量一期间内对电极的反应电流，并经由将该期间内反应电流经数学运算而得知AgCl初始容量，例如透过计算反应电流曲线下的面积以定义AgCl初始容量，又称初始量或初始库伦量(Cinitial)，以下都以量来说明。对电极R/C包含Ag和AgCl，当得知AgCl的百分比(X％AgCl)时，即可算出Ag百分比(Y％Ag＝100％-X％AgCl)。于每次测量步骤(S901)中透过计算工作电极W的电流曲线下的面积来定义每次AgCl的消耗量(以Cconsume表示)。对电极R/C的AgCl具有对应于该生理信号Ia的消耗量Cconsume，即Cconsume＝Ia*T1。于每次回充步骤(S902)中，透过计算对电极R/C的电流曲线下的面积来定义每次AgCl的回充量(以Creplenish表示)，即Creplenish＝Ib*t2，t2介于0～T2之间。
以下描述AgCl安全库存量的计算方法。在某些优选实施例中，安全库存区间是以Ag与AgCl的比例呈现，本发明是以于对电极测量到的库伦量(C)以反映Ag与AgCl的比例关系。在某些优选实施例中，Ag与AgCl的比例为99.9％:0.1％、99％:1％、95％:5％、90％:10％、70％:30％、50％:50％、40％:60％或30:70％，使AgCl在对电极上具备一程度上的量而不会被消耗殆尽，让每次生理信号测量步骤都能稳定执行。AgCl的剩余量为回充量与初始量的和减去消耗量。在某些优选实施例中，AgCl的剩余量在一区间范围内变动，亦即AgCl的剩余量被控制在初始量加减特定值(X值)的范围内，即(Creplenish+Cinitial)-Cconsume＝Cinitial±X，其中0<X<100％Cinitial、10％Cinitial<X≦90％Cinitial、或0.5％Cinitial<X≦50％Cinitial。在某些优选实施例中，AgCl的剩余量可在一区间范围内逐渐下降、逐渐上升、或是平稳变动或任意变动但仍于该区间范围内。
请参考图10，其示出根据本发明另一实施例的测量待分析物的方法，透过该方法不但可延长微型生物传感器的使用寿命并且能缩减对电极的银及卤化银材料用量。该微型生物传感器可为例如图2A-图3所示的微型生物传感器，用于植入皮下以测量与生物流体(例如组织液)中的该待分析物所关联的生理参数的生理信号。该微型生物传感器的对电极的电极材料包括银及卤化银，在图10的实施例中，该待分析物可为组织液中的葡萄糖，生理参数为人体中的葡萄糖值，生理信号为微型生物传感器量得的电流值。以下仅描述此实施例的一个循环。此实施例的方法始于以下步骤：施加测量电压以驱动工作电极，以测量用以获得生理参数的生理信号，其中卤化银被消耗特定量(下文略称为消耗量)(S1001)。
接着停止施加测量电压(S1002)，并利用所获得的生理信号来获得生理参数(S1003)。获得生理参数后，施加回充电压于对电极及工作电极之间，以驱动对电极，从而使卤化银的量被回充一回充量(S1004)，其中回充量与初始量的和减去消耗量的值(即前文所述的剩余量)被控制在初始量加减特定值的范围内。上述控制步骤是藉由控制回充量等于或不等于(包含约略相近、大于或小于)消耗量来达成，以维持卤化银的量在安全库存区间内。根据反应式，卤化银的莫耳数增减对应银的莫耳数增减，故为了便于说明，卤化银的消耗量对应模拟的银的增加量。在某些优选实施例中，剩余量的值被控制成使得卤化银的量与银的量加上卤化银的量的和(AgCl/Ag+AgCl)的比值是大于0且小于1，亦即对电极的卤化银有一个量即可，优选为介于0.01-0.99之间、介于0.1-0.9之间、介于0.2-0.8之间、介于0.3-0.7之间或介于0.4-0.6之间。在达到该回充量时停止施加回充电压(S1005)。之后再循环至步骤S1001执行下一个循环。
以下描述本发明的一具体实施例，以生物传感器使用寿命须达到16天作为示例以计算所需电极信号感测段Ag/AgCl材料尺寸的方法，例如每次测量的待分析物平均测量电流为30nA、测量期间(T1)为30秒、且回充期间(t2)为30秒。每天所需AgCl的消耗量(Cconsume/day)＝1.3mC/天。假设传感器使用寿命的需求为16天，则使用16天所需AgCl的消耗量为1.3x 16＝20.8mC。
例如对电极的长度为2.5mm，其对应AgCl初始量Cintial＝10mC；
(1)在无执行AgCl的回充的情况下，针对传感器使用寿命16天，对电极需要的长度至少为：
C16day/Cconsume/day＝20.8mC/1.3mg/day＝16mm
(2)故在无使用本发明卤化银的回充方法的情况下，对电极的长度需超出16mm才能使传感器寿命达16天。
于本实施例中，在无使用本发明的卤化银的回充技术情况下，对电极信号感测段需配置相对应较大的Ag/AgCl材料尺寸才能达到16天的传感器寿命。透过本发明卤化银的回充方法，于两次测量步骤之间进行卤化银的回充步骤，该卤化银的消耗与回充可在短时间内重复循环(即用即充)，故可缩减传感器中的Ag/AgCl材料用量，进而使传感器微型化，因此对电极信号感测段材料不须准备16天份的AgCl的容量以供消耗。例如，大约准备1～2天份AgCl的容量即可使用传感器达16天，由此达到延长传感器使用寿命的功效。1～2天份的AgCl的容量亦指于出厂前或执行第一次测量前的对电极所具有例如在约1.3～2.6mC之间的AgCl的初始量，该初始量亦可为其他更小或更大的范围。于其他实施例中亦可准备1～5天份、1～3天份、6～24小时、6～12小时等不同的AgCl容量。对电极信号感测段的材料尺寸只要具备让每次葡萄糖测量步骤都能稳定执行、使测量电流能与体内的葡萄糖浓度呈现正相关性的容量即可。
若在无使用本发明的氯化银的回充技术情况下，先前技术会透过增加电极长度/面积使传感器达到所需天数需求。以先前技术为例，传感器植入端长度约为12mm，因植入长度长，而为了避免植入深达皮下组织，需以斜角方式植入皮下，其植入伤口较大。另外举例来说，1～2天份的AgCl的容量约在1.3～2.6mC之间，换算该1～2天的对电极长度为2.5～5mm，其相较于无使用本发明卤化银的回充方法的情况下需要16mm的对电极长度，更加凸显本发明能有效缩减所需对电极尺寸。透过本发明卤化银的回充方法，可缩短植入端长度，例如使长度缩减为不大于10mm。于本发明图2A-2C所揭示的微型生物传感器100的连接区域117的下半部分至第二端114属于短植入端118(如图2A及2B所示)，且短植入端118植入深度需至少满足到真皮层可测量到组织液葡萄糖的深度，透过本发明卤化银的回充方法，短植入端118的最长边不大于6mm，以使微型生物传感器100能以垂直于生物体表皮的方式被部分植入于生物体表皮下。短植入端118的最长边优选为不大于5mm、4.5mm、3.5mm或2.5mm。本发明的短植入端118包含对电极的信号感测段132，其信号感测段132的最长边不大于6mm，优选为2-6mm、2-5mm、2-4.5mm、2-3.5mm、0.5-2mm、0.2-1mm。
因此与未使用本发明的卤化银的回充技术情况比较下，透过本发明卤化银的回充方法，能有效延长传感器使用寿命、且能大幅缩减对电极上Ag/AgCl材料的使用，而使对电极信号感测段的尺寸可缩小。由于缩减对电极上Ag/AgCl材料的使用，而使传感器可微型化且可降低生物毒性。此外，电极尺寸缩小特别是指缩短传感器的植入端长度，因此可降低使用者植入痛感。
【符号说明】
10:生理信号测量装置
100:微型生物传感器
110:基板
111:表面
112:对侧表面
113:第一端
114:第二端
115:信号输出区域
116:感测区域
117:连接区域
120:工作电极
121:信号输出段
122:信号感测段
130:对电极
131:信号输出段
132:信号感测段
140:化学试剂
20:用户装置
200:传感单元
210:处理器
220:电源
230:电路切换单元
240:温度感测单元
250:通讯单元
S901、S902、S1001、S1002、S1003、S1004、S1005步骤

Claims (20)

1.一种可延长一微型生物传感器使用寿命的测量一待分析物的方法，该生物传感器用于植入皮下以测量与一生物流体中的该待分析物所关联的一生理参数的一生理信号，该生物传感器包括一工作电极与一对电极，该工作电极被一化学试剂至少部分覆盖并用于与该分析物产生一电化学反应，该对电极的一电极材料包括一银及一氯化银，该方法包括下列的循环步骤：
a)执行一第一测量步骤，包括：
i.于一第一测量期间施加一第一测量电位差于该工作电极与该对电极之间，使该工作电极的一电压高于该对电极的一电压，而使该工作电极发生一第一氧化反应，并与该化学试剂、该分析物进行该电化学反应而输出一第一生理信号，同时该对电极的该氯化银具有对应于该第一生理信号的一第一消耗量；以及
ii.移除该第一测量电位差，停止该第一测量步骤，且该第一生理信号经运算后输出一第一生理参数；
b)执行一第一回充步骤，包括：
i.于一第一回充期间施加一第一回充电位差于该对电极与该工作电极之间，使该对电极的该电压高于该工作电极的该电压，从而使该对电极上的该银发生一第二氧化反应，并使该氯化银具有一第一回充量，其中该第一回充量对应于该第一消耗量，使该对电极上的该氯化银的一量控制在一安全库存区间内，而使下一测量步骤时所获得的下一该生理信号与下一该生理参数保持一稳定的比例关系；以及
ii.移除该第一回充电位差，停止该第一回充步骤；
c)执行与该a)步骤相同的一第二测量步骤，以获得该第二生理信号并输出一第二生理参数；
d)执行与该b)步骤相同的一第二回充步骤；以及
e)依序反复循环执行一第N测量步骤与执行一第N回充步骤。
2.如权利要求1所述的方法，其中：
各该测量电位差于一测量时间被施加，且各该回充电位差于一回充时间被施加；
各该测量时间具有一固定测量时间值或一变动测量时间值。
3.如权利要求2所述的方法，其中各该测量时间加上各该回充时间为一固定时间。
4.如权利要求2所述的方法，其中各该回充电位差具有一固定电压值，各该回充时间系根据该氯化银的各该消耗量而动态调整。
5.如权利要求2所述的方法，其中各该回充时间为一固定时间值，各该回充电位差的一值系根据该氯化银的各该消耗量而动态调整。
6.如权利要求2所述的方法，其中各该固定测量时间值可选自15秒内、30秒内、1分钟内、2分钟内、5分钟内或10分钟内的一时间值。
7.如权利要求1所述的方法，其中输出的各该生理参数是经由各该测量期间中的一单一测量时间点的各该生理信号运算而获得，且控制该对电极的该氯化银的该量控制在一安全库存区间内而使下一测量步骤时所获得的下一该生理信号与下一该生理参数保持一稳定的比例关系，是藉由控制各该回充量为约略相近或等于各该消耗量。
8.如权利要求1所述的方法，其中输出的各该生理参数是经由各该测量期间中的复数测量时间点的复数该生理信号的一数学运算值运算而获得，且控制该对电极的该氯化银的该量控制在一安全库存区间内而使下一测量步骤时所获得的下一该生理信号与下一该生理参数保持一稳定的比例关系，是藉由控制各该回充量为大于各该消耗量。
9.如权利要求1所述的方法，其中控制该对电极的该氯化银的该量控制在一安全库存区间内而使下一测量步骤时所获得的下一该生理信号与下一该生理参数保持一稳定的比例关系，是藉由控制各该回充量为小于各该消耗量，且各该回充时间及各该回充电位差的一值系根据该氯化银的各该消耗量而动态调整。
10.如权利要求1所述的方法，其中控制该对电极的该氯化银的该量控制在一安全库存区间内而使下一测量步骤时所获得的下一该生理信号与下一该生理参数保持一稳定的比例关系，是藉由控制各该回充量为不等于各该消耗量。
11.如权利要求1所述的方法，其中移除各该测量电位差以及各该回充电位差的步骤是将配置于连通该工作电极及该对电极的一电路断路(open circuit)、或设定各该测量电位差及各该回充电位差为0。
12.一种可延长一生物传感器的一使用寿命的测量一待分析物的方法，该生物传感器用于植入皮下以测量该待分析物所关联的一生理参数的一生理信号，且包括一工作电极与一对电极，该工作电极被一化学试剂至少部分覆盖，该对电极的一电极材料包括一银及一卤化银，该卤化银具有一初始量，该方法包括下列步骤：
施加一测量电压，以驱动该工作电极，以测量该生理信号并用以获得该生理参数，且该卤化银被消耗一特定量；
停止施加该测量电压；以及
每当获得一次该生理参数后，施加一回充电压，使该对电极被驱动，从而使该卤化银的一量被回充一回充量，
其中各该回充量与该初始量的和减去被消耗的各该消耗量的一值被控制在该初始量加减一特定值的一范围内。
13.如权利要求12所述的方法，其中该特定值为X，且该X满足以下条件：0<X<100％的该初始量。
14.如权利要求11所述的方法，其中控制各该回充量与该初始量的和减去被消耗的各该消耗量的值被控制在该初始量加减一特定值的一范围内，是藉由控制各该回充量约略相近或等于、大于、小于、或不等于各该卤化银的各该消耗量，以维持该卤化银的该量在一安全库存区间内，使该量大于0。
15.一种植入式微型生物传感器，用于植入皮下用以测量自一生物体内的一待分析物所关联的一生理参数的一生理信号，该生物传感器包括：
一基材；
一化学试剂；
一工作电极，设置于该基材上，被该化学试剂至少部分覆盖，且于一测量期间内被驱动而发生一第一氧化反应以测量该生理信号并用以产生该生理参数；
一对电极，设置于该基材上，该对电极的一电极材料包括一银及一卤化银，其中该卤化银具有一初始量，且于该测量期间内被消耗一特定量；以及
于每当获得一次该生理参数后，于一回充期间内，该对电极被驱动，使被驱动的对电极的该卤化银被回充一回充量，其中各该回充量与该初始量的和减去各该消耗量的值被控制在该初始量加减一特定值的一范围内。
16.如权利要求14所述的植入式微型生物传感器，其中各该回充量与该初始量的和减去各该消耗量的该值被控制在各该卤化银的一量与该银的一量加上各该卤化银的该量的和的一比值是大于0且小于1。
17.如权利要求14所述的生物传感器，其中该生物传感器具有一短植入端，该短植入端具有不大于6mm的一长度。
18.如权利要求14所述的植入式微型生物传感器，其中该对电极的一表面被一导电材料部份覆盖。
19.如权利要求15所述的植入式微型生物传感器，其中该导电材料为碳(Carbon)。
20.如权利要求15所述的植入式微型生物传感器，其中该对电极被该化学试剂至少部分覆盖。
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