CN115379797A - 具有微针阵列的持续分析物监测系统 - Google Patents

具有微针阵列的持续分析物监测系统 Download PDF

Info

Publication number
CN115379797A
CN115379797A CN202180024077.0A CN202180024077A CN115379797A CN 115379797 A CN115379797 A CN 115379797A CN 202180024077 A CN202180024077 A CN 202180024077A CN 115379797 A CN115379797 A CN 115379797A
Authority
CN
China
Prior art keywords
microneedle array
microneedle
electrode
analyte
monitoring device
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202180024077.0A
Other languages
English (en)
Inventor
R·C·杨
D·M·莫洛克
W·C·徐
E·L·徐
J·R·温德米勒
J·R·唐尼
T·A·佩瑟
S·萨塔亚萨米萨特
B·P·乔杜里
A·坎贝尔
P·P·萨曼特
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Biolinq Inc
Original Assignee
Biolinq Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Biolinq Inc filed Critical Biolinq Inc
Publication of CN115379797A publication Critical patent/CN115379797A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14507—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue specially adapted for measuring characteristics of body fluids other than blood
    • A61B5/1451—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue specially adapted for measuring characteristics of body fluids other than blood for interstitial fluid
    • A61B5/14514—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue specially adapted for measuring characteristics of body fluids other than blood for interstitial fluid using means for aiding extraction of interstitial fluid, e.g. microneedles or suction
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1486—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0015—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network characterised by features of the telemetry system
    • A61B5/0022—Monitoring a patient using a global network, e.g. telephone networks, internet
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14546—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring analytes not otherwise provided for, e.g. ions, cytochromes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1468—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using chemical or electrochemical methods, e.g. by polarographic means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1486—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase
    • A61B5/14865—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase invasive, e.g. introduced into the body by a catheter or needle or using implanted sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/685—Microneedles
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/74—Details of notification to user or communication with user or patient ; user input means
    • A61B5/742—Details of notification to user or communication with user or patient ; user input means using visual displays
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/66—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood sugars, e.g. galactose
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6832—Means for maintaining contact with the body using adhesives
    • A61B5/6833—Adhesive patches

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Diabetes (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Cell Biology (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • General Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)

Abstract

本文描述的是分析物监测系统的变型，其包括分析物监测设备。例如，分析物监测设备可包括用于例如以持续的方式测量一种或多种分析物(例如，葡萄糖)的可植入的微针阵列。该微针阵列可包括例如至少一个微针，所述微针包括具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分以及位于该锥形远侧部分的表面上的电极，该电极位于该绝缘的远侧顶点的近侧。微针中的至少一些微针可以是电隔离的，使得一个或多个电极是能单独寻址的。

Description

具有微针阵列的持续分析物监测系统
相关申请的交叉引用
本申请要求2020年7月29日提交的美国专利申请第63/058,275号的优先权，其内容通过引用被整体结合到本文中。
技术领域
本发明总体涉及分析物监测领域，如持续葡萄糖监测。
背景技术
糖尿病是一种慢性疾病，其中身体不能产生或正确利用胰岛素，胰岛素是一种调节血糖的激素。可以给糖尿病患者施用胰岛素以帮助调节血糖水平，尽管如此，但血糖水平仍然必须被仔细监测以帮助确保时机和剂量是合适的。如果不对其状况进行适当的管理，则糖尿病患者可能会遭受由高血糖症(高血糖水平)或低血糖症(低血糖水平)导致的各种并发症。
血糖监测器通过测量血样中的血糖水平来帮助糖尿病患者管理其病情。例如，糖尿病患者可以通过手指针刺取样机构获得血液样本，将血液样本转移到具有与血液样本反应的合适试剂的测试条，并使用血糖监测器分析测试条以测量血液样本中的葡萄糖水平。然而，使用该过程的患者通常只能在离散的时刻测量他或她的葡萄糖水平，这可能无法及时捕捉高血糖或低血糖状况。还有一种更新的葡萄糖监测器是持续葡萄糖监测(CGM)设备，其包括可经皮植入的电化学传感器，其用于通过皮下间质液中葡萄糖水平的替代测量来持续检测和量化血糖水平。然而，传统的CGM设备也有弱点，包括插入造成的组织损伤和信号延迟(例如，由于葡萄糖分析物从毛细血管源扩散到传感器需要时间导致的)。这些弱点也导致了许多缺点，例如当插入电化学传感器时患者会感到疼痛，以及葡萄糖测量的精确度有限，尤其是当血糖水平快速变化时。因此，需要一种新的改进的分析物监测系统。
发明内容
在一些变型中，用于感测分析物的微针阵列可包括多个微针(例如实心微针)。每个微针可以包括具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分，以及在锥形远侧部分的表面上的电极，其中电极位于绝缘的远侧顶点的近侧。
在一些变型中，用于监测用户的方法可包括使用分析物监测设备接近用户的体液，并使用分析物监测设备量化体液中的一种或多种分析物，其中分析物监测设备可包括多个实心微针。在一些变型中，至少一个微针可以包括具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分，以及在锥形远侧部分的表面上的电极，其中电极位于绝缘的远侧顶点的近侧。
在一些变型中，用于感测分析物的微针阵列可包括多个实心微针，其中至少一个微针包括具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分，以及在锥形远侧部分的表面上的电极，其中电极的远端偏离远侧顶点。
在一些变型中，对分析物监测设备进行灭菌的方法可包括使分析物监测设备暴露于灭菌剂气体，其中分析物监测设备包括可佩戴的外壳、从外壳延伸出并包括分析物传感器的微针阵列，以及布置在外壳中并与微针阵列电耦合的电子系统。分析物监测设备可以暴露于灭菌剂气体一段足以对分析物监测设备完成灭菌的停留时间。
在一些变型中，用于分析物监测设备的微针阵列可包括多个感测微针(例如实心微针)，其中每个感测微针包括锥形远侧部分和主体部分，锥形远侧部分包括构造成能感测分析物的工作电极，主体部分提供与工作电极的导电连接。每个感测微针的主体部分可以是绝缘的，使得每个工作电极是能单独寻址的并且与微针阵列中的每个其他工作电极电隔离。
在一些变型中，用于身体佩戴式分析物监测设备的微针阵列可包括至少一个微针，该微针包括具有非圆形(例如，八边形基部)的棱锥形主体部分和从主体部分延伸出并包括电极的锥形远侧部分，其中远侧部分包括偏离所述至少一个微针的远侧顶点的平坦表面。
在一些变型中，用于监测用户的方法可包括使用包括单个微针阵列的集成的分析物监测设备在多个传感器位置处接近用户的真皮间质液，并使用微针阵列中的多个工作电极量化真皮间质液中的一种或多种分析物，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
在一些变型中，身体佩戴式分析物监测设备可包括可佩戴的外壳和微针阵列。微针阵列可以从外壳向外延伸出，并且包括至少一个微针，该微针构造成能测量佩戴外壳的用户体内的一种或多种分析物，并且外壳可以包括用户界面，该用户界面配置成能传达指示一种或多种分析物的测量结果的信息。
在一些变型中，用于监测用户的方法可包括使用身体佩戴式分析物监测设备测量用户体内的一种或多种分析物，所述身体佩戴式分析物监测设备包括可佩戴的外壳和一个或多个分析物传感器，并通过外壳上的用户界面传达指示一种或多种分析物测量结果的信息。
附图说明
图1描绘了具有微针阵列的分析物监测系统的示意图。
图2A描绘了分析物监测设备的示意图。
图2B描绘了分析物监测设备中微针插入深度的示意图。
图3A-3C分别描绘了分析物监测设备的俯视透视图、侧视图和仰视透视图。图3D描绘了包括粘合剂层的图3A所示的分析物监测设备的局部分解图。图3E描绘了图3A所示的分析物监测设备的分解图。
图3F-3I分别描绘了分析物监测设备中传感器组件的俯视透视图、仰视透视图、侧视图和分解图。
图3J描绘了分析物监测设备中传感器组件的透明侧视图。
图4A-4E分别描绘了分析物监测设备的透视图、侧视图、仰视图、侧视剖视图和俯视透明透视图。
图5A描绘了微针阵列的示意图。图5B描绘了图5A中描绘的微针阵列中的微针的说明性示意图。
图6描绘了用于感测多种分析物的微针阵列的示意图。
图7A描绘了具有锥形远端的柱状微针的侧视剖视图。图7B和7C分别是图7A所示微针实施例的透视图和详细视图。
图8描绘了具有锥形远端的柱状微针的示意图。
图9描绘了具有锥形远端的柱状微针的侧视剖视图。
图10描绘了具有锥形远端的柱状微针的示意图。
图11A描绘了具有锥形远端的棱锥形微针的侧视剖视图。图11B是描绘图11A所示微针的一个实施例的透视图的图像。图11C是描绘包括类似于图11B所示微针的微针阵列的示例性变型的图像。
图12描绘了具有锥形远端的棱锥形微针的示意图。
图13A描绘了具有锥形远端和不对称切割表面的棱锥形微针的示意图。图13B是描绘图13A所示微针的示例性变型的图像。
图13C-13E说明了图13A所示棱锥形微针的成型工艺。
图14A描绘了具有锥形远端的柱状-棱锥形微针的示意图。图14B描绘了图14A中描绘的微针的远侧部分的详细视图。
图15A-15D描绘了微针阵列内导电路径的形成的示意图。
图16A-16C分别描绘了工作电极、反电极和参比电极的层状结构的示意图。
图16D-16F分别描绘了工作电极、反电极和参比电极的层状结构的示意图。
图16G-16I分别描绘了工作电极、反电极和参比电极的层状结构的示意图。
图17描绘了微针阵列配置的示意图。
图18A和18B分别描绘了包括微针阵列的承载片的示例性变型的透视图和正交图。
图19A-19J描绘了微针阵列配置的不同变型的示意图。
图20描绘了低轮廓电池座的示意图。
图21描绘了用于对分析物监测设备进行灭菌的方法的说明性流程图。
图22描绘了可用于环氧乙烷灭菌的灭菌装置的示意图。
图23描绘了环氧乙烷灭菌方案的说明性变型。
图24A-24C描绘了建议对分析物监测设备进行环氧乙烷灭菌的可行性的示例性数据。
图25为能够在微针阵列插入皮肤后激活分析物监测设备的电子电路示意图。
图26是分析物监测设备和执行移动应用的移动计算设备之间的配对示意图。
图27A和27B分别描绘了微针阵列和微针的示意图。图27C-27F描绘了微针的示例性变型的详细局部视图。
图28A和28B描绘了微针的说明性变型。
图29A和29B描绘了微针阵列配置的示意图。
图30A和30B描绘了微针阵列配置的示意图。
图31A和31B描绘了分析物监测设备的包括具有指示灯元件的用户界面的外壳的示意图。
图32A-32C描绘了用于指示分析物测量数据的分析物监测设备中的点亮模式的示意图。
图33A-33D描绘了用于指示分析物测量数据的分析物监测设备中的点亮模式的示意图。
图34A-34C描绘了用于指示分析物测量数据的分析物监测设备中的点亮模式的示意图。
图35A和35B描绘了用于指示设备信息(例如，操作状态和/或故障模式)的分析物监测设备中的点亮模式的示意图。
具体实施方式
本发明各方面和变型的非限制性示例在本文中被描述并且在附图中被示出。
如本文总体所述，分析物监测系统可包括分析物监测设备，该分析物监测设备由用户佩戴并且包括用于监测用户的至少一种分析物的一个或多个传感器。例如，传感器可以包括一个或多个电极，该一个或多个电极配置为对至少一种分析物进行电化学检测。分析物监测设备可以将传感器数据传送到外部计算设备，用于存储、显示和/或分析传感器数据。例如，如图1所示，分析物监测系统100可以包括由用户佩戴的分析物监测设备110，并且分析物监测设备110可以是持续分析物监测设备(例如，持续葡萄糖监测设备)。分析物监测设备110可以包括例如微针阵列，该微针阵列包括至少一个电化学传感器，用于检测和/或测量用户体液中的一种或多种分析物。在一些变型中，可以使用合适的施加器160将分析物监测设备施加至用户，或者可以手动施加。分析物监测设备110可以包括用于对传感器数据进行分析的一个或多个处理器，和/或配置为能将传感器数据传送到移动计算设备102(例如，智能手机)或其他合适的计算设备的通信模块(例如，无线通信模块)。在一些变型中，移动计算设备102可以包括执行移动应用以处理传感器数据(例如，显示数据、分析数据趋势等)的一个或多个处理器)和/或移动计算设备102可以提供合适的警报或与传感器数据和/或其分析相关的其他通知。应当理解，尽管在一些变型中，移动计算设备102可以本地/就地执行传感器数据分析，但是其他计算设备可以替代地或附加地远程分析传感器数据和/或与移动计算设备102(或其他合适的用户接口/用户界面)通信与这种分析相关的信息以显示给用户。此外，在一些变型中，移动计算设备102可配置成通过网络104将传感器数据和/或传感器数据的分析传送到一个或多个存储设备106(例如，服务器)，用于存档数据和/或与分析物监测设备的用户相关的其他合适的信息。
本文所述的分析物监测设备具有改善许多特性的特征，这些特性有利于持续分析物监测设备，如持续葡萄糖监测(CGM)设备。例如，本文所述的分析物监测设备具有改进的灵敏度(每给定浓度的目标分析物产生的传感器信号的量)、改进的选择性(拒绝可能干扰目标分析物检测的内源性和外源性循环化合物)、以及改进的稳定性，以有助于通过分析物监测设备的存储和操作来最小化传感器响应随时间的变化。此外，与传统的持续分析物监测设备相比，本文描述的分析物监测设备具有更短的预热时间，使得传感器能够在植入后快速提供稳定的传感器信号并且本文描述的分析物监测设备具有短的响应时间，使得传感器能够在用户体内分析物浓度变化后快速提供稳定的传感器信号。此外，如下面进一步详细描述的，本文描述的分析物监测设备可以在多个不同的佩戴部位处被施加并起作用，并且为用户提供无痛的传感器插入。在本文所述的分析物监测设备中，诸如生物相容性、可灭菌性和机械完整性的其他特性也被优化。
尽管本文所述的分析物监测系统可参照葡萄糖监测进行描述(例如，在患有1型、2型糖尿病的用户中)，但应理解，此类系统可附加地或替代地配置为感测和监测其他合适的分析物。如下面进一步详细描述的，用于检测的合适的目标分析物可以例如包括葡萄糖、酮、乳酸盐和皮质醇。可以监测一种目标分析物，或者可以同时监测多种目标分析物(例如，在同一分析物监测设备中)。例如，对其他目标分析物的监测可以监测其他指征，例如应激(例如，通过检测升高的皮质醇和葡萄糖)和酮症酸中毒(例如，通过检测升高的酮)。
下文进一步详细描述了分析物监测系统及其使用方法的示例变型的各个方面。
分析物监测设备
如图2A所示，在一些变型中，分析物监测设备110可总体上包括外壳112和从外壳向外延伸出的微针阵列140。外壳112例如可以是可佩戴的外壳，其构造成能佩戴在用户的皮肤上，使得微针阵列140至少部分地延伸到用户的皮肤中。例如，外壳112可以包括粘合剂，使得分析物监测设备110是皮肤粘附贴片，其对于施加至用户来说是简单和直接的。微针阵列140可构造成能穿刺用户的皮肤，并且包括一个或多个电化学传感器(例如，电极)，该电化学传感器配置为能测量一种或多种目标分析物，在微针阵列140穿刺用户的皮肤之后，该一种或多种目标分析物是可接近的。在一些变型中，分析物监测设备110可以集成或自包含为单个单元，并且该单元可以是一次性的(例如，用于在一段时间内使用并且用另一分析物监测设备110替换)。
电子系统120可至少部分布置在外壳112中，并包括多种不同的电子部件，例如配置为执行信号处理(例如，电化学传感器的偏置和读出、将来自电化学传感器的模拟信号转换为数字信号等)的传感器电路124。电子系统120还可以包括用于控制分析物监测设备110的至少一个微控制器122、至少一个通信模块126、至少一个电源130和/或其他各种合适的无源电路127。微控制器122可以例如被配置成：解释从传感器电路124输出的数字信号(例如，通过执行固件中的编程例程)；执行各种合适的算法或数学变换(例如，校准等)；和/或向和/或从通信模块124路由经处理的数据。在一些变型中，通信模块126可以包括合适的无线收发器(例如，蓝牙收发器等)，用于经由一个或多个天线128与外部计算设备102进行数据通信。例如，通信模块126可以配置成能提供与外部计算设备102的单向和/或双向数据通信，该外部计算设备102与分析物监测设备110配对。电源130可以为分析物监测设备110，例如为电子系统提供电力。电源130可以包括电池或其他合适的电源，并且在一些变型中可以是可充电的和/或可更换的。无源电路127可以包括各种无源/被动电路(例如，电阻器、电容器、电感器等)，其提供其他电子部件之间的互连等。例如，无源电路127可以配置成能执行降噪、偏置和/或其他目的。在一些变型中，电子系统120中的电子部件可以布置在一个或多个印刷电路板(PCB)上，例如，印刷电路板可以是刚性的、半刚性的或柔性的。电子系统120的其他细节将在下面进一步描述。
在一些变型中，分析物监测设备110还可包括一个或多个附加传感器150，以提供可能与用户监测相关的附加信息。例如，分析物监测设备110还可包括至少一个温度传感器(例如，热敏电阻)，其配置为测量皮肤温度，从而能对微针阵列电化学传感器获得的传感器测量结果进行温度补偿。
在一些变型中，分析物监测设备110中的微针阵列140可构造成能穿刺用户的皮肤。如图2B所示，当设备110被用户佩戴时，微针阵列140可以延伸到用户的皮肤中，使得微针远端区域上的电极停留在真皮中。具体地，在一些变型中，微针可被设计成能穿透皮肤并进入皮肤的上部真皮区域(例如，真皮乳头层和上部真皮网状层)，以便使电极能够接近这些层中细胞周围的间质液。例如，在一些变型中，微针可具有通常在至少350μm至约515μm的范围内的高度。在一些变型中，一个或多个微针可从外壳延伸出，使得微针上的电极的远端位于距外壳的皮肤界面小于约5mm、距外壳小于约4mm、距外壳小于约3mm、距外壳小于约2mm或距外壳小于约1mm的位置。
与包括通常于皮肤表面下约8mm至约10mm处植入到皮肤皮下组织或脂肪层中的传感器的传统的持续分析物监测设备(如CGM设备)相比，分析物监测设备110具有约0.25mm的较浅微针插入深度(使得电极植入皮肤的上部真皮区域)。这些益处包括接近包含用于检测的一种或多种目标分析物的真皮间质液，这之所以有利至少是因为已经发现真皮间质液的至少一些类型的分析物测量值与血液的测量值密切相关。例如，已经发现使用接触真皮间质液的电化学传感器进行的葡萄糖测量有利地与血糖测量高度线性相关。因此，基于真皮间质液的葡萄糖测量高度代表血糖测量。
此外，由于分析物监测设备110的微针插入深度较浅，与传统的持续分析物监测设备相比，分析物检测的时间延迟减少。这种较浅的插入深度使传感器表面非常接近(例如，在几百微米或更小以内)真皮网状层的致密且灌注良好的毛细血管床，从而导致从毛细血管到传感器表面的扩散滞后可以忽略。扩散时间与扩散距离根据t＝x2/(2D)相关，其中t是扩散时间，x是扩散距离，并且D是感兴趣的分析物的质量扩散率。因此，将分析物感测元件定位在离毛细血管中的分析物源两倍远的位置将导致四倍的扩散延迟时间。因此，驻留在真皮下血管化非常差的脂肪组织中的常规分析物传感器导致从真皮中的脉管系统显著更大的扩散距离，从而导致相当大的扩散延迟(例如，通常为5-20分钟)。相比之下，分析物监测设备110的较浅微针插入深度受益于从毛细血管到传感器的低扩散延迟，从而减少分析物检测中的时间延迟，并实时或接近实时地提供更准确的结果。例如，在一些实施例中，扩散延迟可以小于10分钟、小于5分钟或小于3分钟。
此外，当微针阵列位于上部真皮区域时，微针阵列下方的下部真皮包括非常高水平的血管化和灌注，以支持真皮的新陈代谢，从而实现温度调节(通过血管收缩和/或血管舒张)并提供屏障功能，以帮助稳定微针周围的传感环境。较浅的插入深度的另一个优点是上部真皮层缺少痛觉感受器，因此当微针阵列穿刺用户的皮肤时减少了疼痛感，并提供了更舒适的、微创的用户体验。
因此，本文所述的分析物监测设备和方法能够改善对用户的一种或多种目标分析物的持续监测。例如，如上所述，分析物监测设备可以简单直接地施加，这提高了易用性和用户顺应性。此外，真皮间质液的分析物测量可以提供高度精确的分析物检测。此外，与传统的持续分析物监测设备相比，微针阵列及其传感器的插入对用户来说侵入性更小且疼痛更少。分析物监测设备和方法的其他方面的其他优点将在下面进一步描述。
外壳
如上所述，分析物监测设备可包括外壳。外壳可以至少部分地包围或封装分析物监测设备的其他部件(例如，电子部件)，例如用于保护这些部件。例如，外壳可构造成能帮助防止灰尘和湿气进入分析物监测设备。在一些变型中，粘合剂层可以将外壳附着到用户的表面(例如，皮肤)，同时允许微针阵列从外壳向外延伸出并进入用户的皮肤中。此外，在一些变型中，外壳通常可以包括经倒圆的边缘或角部和/或低轮廓，以便防止损伤并减少与用户所穿戴的衣服等的干涉。
例如，如图3A-3E所示，分析物监测设备300的示例变型可包括外壳310和微针阵列330，外壳310构造成至少部分地包围设备300的其他各种内部部件，微针阵列330从外壳310的面向皮肤的表面(例如，下侧)向外延伸出。
例如，外壳310可包括一个或多个刚性或半刚性保护壳部件，所述保护壳部件可通过合适的紧固件(如机械紧固件)、机械互锁或配合特征和/或工程配合联接在一起。例如，如图3E所示，外壳可以包括外壳盖310a和外壳基座310b，其中盖310a和基座310b可以用一个或多个螺纹紧固件(例如，接合上和/或下外壳部分中的螺纹孔的紧固件)固定在一起。盖310a和基座310b可以包括经倒圆的/圆角的边缘和拐角，和/或其他防损伤特征。当联接在一起时，盖310a和基座310b可以形成内部容积，该内部容积容纳其他内部部件，例如设备印刷电路板350(PCB)、传感器组件320和/或其他部件，例如垫圈312。例如，布置在内部容积中的内部部件可以紧凑的低轮廓叠层的形式布置，如图3E所示。虽然图3E示出了包括多个外壳部件的外壳310，但是在一些变型中，外壳310可以包括限定用于容纳内部设备部件的内部容积的单个部件。在一些实施例中，外壳310可以填充有合适的灌封化合物(例如，环氧树脂)以减少有害的环境影响，例如温度、湿度、压力和光。
此外，分析物监测设备300可包括粘合剂层340，其构造成能将外壳310附着到用户的表面(例如，皮肤)。粘合剂层340可以例如经由双面粘合衬垫344附接到外壳310的面向皮肤侧，如图3D中描绘的变型中所示。替代地，粘合剂层340可以用一个或多个合适的紧固件(例如，粘合剂、机械紧固件等)直接联接到外壳310的面向皮肤侧。粘合剂层340可以由释放衬垫保护，在施加到皮肤之前，用户移除该释放衬垫，以便暴露出粘合剂。在一些变型中，分析物监测设备可以包括可从
Figure BDA0003861323140000111
获得的
Figure BDA0003861323140000112
1504XLTM双面粘合剂和
Figure BDA0003861323140000113
4076TM面向皮肤的粘合剂。选择这些材料是因为它们的：透气性、耐磨性、平均水蒸气透过率(MWVTR)、生物相容性、与传感器灭菌方法/策略的相容性、外观、耐久性、粘性以及在传感器佩戴期间保持所述粘性的能力。
在某些变型中，粘合剂层340的周边可延伸至比外壳310的周边或外周更远的位置(例如，可增加附着表面积，提高保持稳定性，或改善至用户皮肤的附着)。此外，在一些变型中，粘合剂层340可以包括开口342，该开口允许向外延伸的微针阵列330通过。开口342可以紧密/紧挨地外接/限定微针阵列330的形状，如图3C所示(例如，在尺寸和形状上与方形微针阵列紧密对应的方形开口)，或者具有比微针阵列的覆盖区域大的另一种合适的尺寸和形状(例如，比方形微针阵列大的圆形开口)。
尽管图3A-3E所示的外壳310为六边形并且为大致棱柱形，但应理解，在其他变型中，外壳310可为任何合适的形状。例如，在其他变型中，外壳可以是大致棱柱形的，并且具有椭圆形(例如圆形)、三角形、矩形、五边形或其他合适形状的基座。作为另一个示例，图4A-4C示出了包括穹顶形外壳410的分析物监测设备400的示例变型。虽然图4A-4C中所示的穹顶形外壳410通常是圆形的，但是在其他变型中，穹顶形外壳可以具有这样的基座，即该基座具有另一种合适的椭圆形或多边形形状。
与外壳310相似，外壳410可包括内部容积，该内部容积构造成至少部分包围分析物监测设备400的其他部件。例如，如图4D的截面图所示，外壳410可以包括联接到基座410b的穹顶形盖410a，以便形成内部容积，在该内部容积中可以布置设备PCB 450和具有微针阵列430的传感器组件。此外，外壳410可构造成通过粘合剂层440联接到表面，并且微针阵列430可以从外壳向外延伸并超出粘合剂层440。此外，如图4D和4E所示，粘合剂层440可以延伸超过外壳410的外周边。
用户界面
在一些变型中，分析物监测系统可直接通过用户界面(例如，如下所述显示器、指示灯等)将用户状态、分析物监测设备状态和/或其他合适的信息提供在分析物监测设备上。因此，与仅可将信息传送至转而将信息传达给用户的单独的外围设备(例如，移动电话等)的分析物监测系统相比，在一些变型中，这种信息可以由分析物监测设备直接提供。有利地，在一些变型中，分析物监测设备上的这种用户界面可以减少用户为了监测用户状态和/或分析物监测设备状态而持续维护单独的外围设备(由于成本、不方便等原因，这可能是不切实际的)的需要。此外，分析物监测设备上的用户界面可以降低与分析物监测设备和单独的外围设备之间的通信丢失相关联的风险，这种风险例如是用户对他们当前的分析物水平具有不准确的理解(例如，导致用户在实际上他们的分析物水平低的情况下认为他们的分析物水平高，这可能例如导致用户自己施用不准确剂量的药物或者导致用户在医疗上必须进行治疗干预时拒绝治疗干预)。
此外，在不依赖于单独的外围设备的情况下通过分析物监测设备本身向用户传达信息的这种能力可减少或消除在单独的外围设备升级(例如，用新的装置型号或其他硬件替换，运行新版本的操作系统或其他软件等)时对维持分析物监测设备与这样的外围设备之间的兼容性的需要。
因此，在一些变型中，外壳可包括用户界面，例如以视觉、听觉和/或触觉方式提供信息的界面，以提供关于用户状态和/或分析物监测设备状态的信息，和/或其他合适的信息。可以经由用户界面传达的用户状态的示例包括代表用户中的分析物测量的信息(例如，低于预定的目标分析物测量值阈值或范围、在预定的目标分析物测量值范围内、高于预定的目标分析物测量值阈值或范围、分析物测量值随时间的增加或减少、分析物测量值的变化率、与分析物测量值的趋势相关的其他信息、与分析物测量值相关联的其他合适的警报等)。可以经由用户界面传达的分析物监测设备状态的示例包括设备操作模式(例如，与设备预热状态、分析物监测状态、诸如低电量的电池电量状态等相关联)、设备错误状态(例如，操作错误、压力引起的感测衰减、故障、失效模式等)、设备功率状态、设备寿命状态(例如，预期的传感器寿命结束)、设备和移动计算设备之间的连接状态等。
在一些变型中，用户界面可默认处于启用或“打开”状态，以至少在分析物监测设备进行分析物测量时或分析物监测设备通电时传达此类信息，从而有助于确保用户可持续获得信息。例如，用户界面元件不仅可以通过显示器或指示灯(例如，如下所述)进行传达，以便不仅能发出警报以提醒用户注意或推荐补救措施，而且还能在用户状态和/或设备状态正常时进行传达。因此，在一些变型中，用户不需要执行动作来启动扫描以了解他们当前的分析物测量值水平，并且这种信息可以总是容易地被用户获得。然而，在一些变型中，用户可以执行动作来暂时停用用户界面(例如，类似于“小睡”按钮)诸如一预定量的时间(例如，30分钟、1小时、2小时等)，之后，用户界面被自动重新启用，或者直到执行第二个动作来重新启用用户界面。
在某些变型中，外壳的用户界面可包括显示器，该显示器构造成能视觉地传达信息。显示器可以例如包括显示屏(例如，LCD屏、有机发光二极管(OLED)显示器、电泳显示器、电致变色显示器等)，该显示屏构造成能显示字母数字文本(例如，数字、字母等)、符号和/或合适的图形以向用户传达信息。例如，显示屏可以包括诸如用户状态和/或分析物监测设备的状态的信息的数字信息、文本信息和/或图形(例如，斜线、箭头等)。例如，显示屏可以包括分析物测量值水平、趋势和/或建议(例如，身体活动、减少饮食摄入等)的文本或图形表示。
作为另一个例子，外壳上的显示器可包括一个或多个指示灯(例如，包括发光二极管、有机发光二极管、激光、电致发光材料或其他合适的光源、波导管等)，该一个或多个指示灯可被控制成处于一种或多种预定的发光模式，以传达不同的状态和/或其他合适的信息。可以控制指示灯以多种颜色(例如，红色、橙色、黄色、绿色、蓝色和/或紫色等)发光或仅以一种颜色发光。例如，指示灯可以包括多色LED。作为另一个例子，指示灯可以包括就位于一个或多个不同颜色的光源(例如，LED)上的透明或半透明材料(例如，丙烯酸)，使得不同颜色的光源可以被选择性地启用以便以选定的颜色点亮指示灯。光源的启用可以同时发生，也可以顺序发生。指示灯可以具有任何合适的形式(例如，从外壳的主体突出的、与外壳的主体平齐的、从外壳的主体凹陷的等)和/或形状(例如，圆形或其他多边形、环形、细长条带等)。在一些变型中，指示灯可以具有针孔大小和/或形状，以呈现与较大光源相同的光强度，但是具有明显较小的功率需求，这可以有助于节省分析物监测设备中的板载功率。
显示器上的指示灯可以一种或多种不同方式点亮，以传达不同种类的信息。例如，指示灯可以选择性地点亮或熄灭以传达信息(例如，“点亮”表示一种状态，而“熄灭”表示另一种状态)。附加地或替代地，指示灯可以以选定的颜色或强度点亮以传达信息(例如，以第一颜色或强度点亮指示第一状态，而以第二颜色或强度点亮指示第二状态)。附加地或替代地，指示灯可以以选定的时间模式点亮以传达信息(例如，以第一时间模式点亮表示第一状态，而以第二时间模式点亮表示第二状态)。例如，指示灯可以以多个预定时间模式中的一个模式被选择性地点亮，所述多个预定时间模式在点亮频率(例如，以快或慢的频率重复点亮)、规律性(例如，周期性重复点亮与间歇地点亮)、“点亮”的持续时间、“熄灭”的持续时间、发光强度的变化率、忙闲度(例如，“点亮”时间与“熄灭”时间的比率)等方面不同，其中每个预定时间模式可以指示各自的状态。
附加地或替代地，在一些变型中，显示器可包括多个指示灯，所述多个指示灯可根据一个或多个预定的空间和/或时间模式，以一个或多个预定的点亮模式或顺序进行集体点亮。例如，在一些变型中，布置在显示器上的一些或所有指示灯可以同步或顺序点亮，以指示特定状态。因此，指示灯的选定子集(例如，被点亮的指示灯的空间排列)和/或它们被点亮的方式(例如，点亮顺序、点亮率等)可指示特定的状态。附加地或替代地，多个指示灯可同时或依次点亮，以增加调色板的多样性。例如，在一些变型中，红色、绿色和蓝色LED可快速地相继点亮，以向用户产生白光的印象。
还应理解，一种或多种上述点亮模式可按任何合适的方式组合(例如，不同颜色、强度、亮度、光度、对比度、时间、位置等的组合)来传达信息。附加地或可替换地，环境光传感器可以被结合到设备主体中，以使得能够动态调整指示灯中的光水平，从而补偿环境光条件，以帮助节省功率。在一些变型中，环境光传感器可以与动态传感器(例如，如下面进一步详细描述的)结合使用，以进一步确定分析物监测设备进入省电模式或降低功率状态的适当时段。例如，检测到黑暗并且分析物监测设备无移动可以指示分析物监测设备的佩戴者睡着了，这可以触发分析物监测设备进入省电模式或降低功率状态。
图31A示出了包括具有多个指示灯(3122，3124a-3124c)的用户界面3120的分析物监测设备3100的示例变型。指示灯3120可以例如被选择性地点亮以指示设备状态(例如，操作模式、错误状态、电源状态、寿命状态等)。尽管指示灯3122是符号(例如，标志)的形状，但是应该理解，在其他变型中，指示灯3122可以具有任何合适的形状(例如，文本、其他几何形状等)。指示灯3124a-3124c可以被选择性地点亮以指示用户状态(例如，代表分析物测量结果的信息)。尽管指示灯3124a-3124c是跨用户界面延伸的线性元件(例如，跨圆形显示器的弦)，但是应当理解，在其他变型中，指示灯3124a-3124c具有其他合适的形状(例如，波浪线、圆形等)。在一些变型中，任何合适形状的指示灯的一维阵列可以布置在外壳上(例如，布置成行、列、弧等)。替代地，外壳可包括任何合适形状的指示灯的多维阵列。
此外，在一些变型中，指示灯可包括图标(例如，符号)，其可指示分析物信息(例如，向上箭头指示上升的分析物测量值水平趋势，向下箭头指示下降的分析物测量值水平趋势)、分析物监测设备状态(例如，感叹号指示设备错误状态)、和/或其他合适的信息。附加地或替代地，指示灯中的插图可用于传达对用户的建议，例如行为建议。插图的优点例如可以是：以更通用或语言不可知的方式向用户传达建议(例如，不需要语言翻译来使设备适应不同的地理区域或用户偏好等)。例如，如图31B所示，在一些变型中，在葡萄糖监测的情况下，用于分析物监测设备3100’的用户界面可以包括跑步者图标3126，以指示建议用户进行身体活动。作为另一个例子，食物图标3128可以指示建议用户食用食物(或者与“X”图标3130结合，以指示建议用户限制摄入食物)。作为另一个例子，饮料图标3132可以指示建议用户消耗诸如水的流体(或者与“X”图标3134结合，以指示建议用户限制摄入流体)。作为另一个例子，星形图标3136可以指示正强化(例如，指示分析物测量值水平成功落在预定时间段内保持在正常的或目标范围内)。然而，应该理解，行为建议可以基于与被监测的分析物相关的指示而变化。例如，在分析物监测设备被附加地或替代地用于监测皮质醇的一些变型中，上升的皮质醇水平(和/或上升的葡萄糖水平)可以与用户压力的增加相关联。因此，在这些变型的一些中，分析物监测设备可以包括合适的图标，以向用户指示减少暴露于紧张性刺激、冥想等的建议，以避免因压力而对健康造成不良影响。
在图31A和31B所示的变型中，指示灯3124a-3124c中的每一者均可被排他性地点亮，以指示不同的分析物测量值(例如，在目标范围内、低于目标范围、显著低于目标范围、高于目标范围、显著高于目标范围等)。此外，指示灯3124a-3124c可以彼此相邻地布置，使得它们可以渐进的顺序被选择性地点亮，以传达分析物测量的趋势信息(例如，在对应于分析物测量量的增加的第一方向上的渐进的点亮顺序/序列、在对应于分析物测量量的减少的第二方向上的渐进的点亮顺序/序列、在对应于分析物测量量的增加或减少的速率的在第一方向或第二方向上的渐进点亮的速度，等等)。下面参照图33A-33D进一步描述这种渐进点亮序列/顺序的例子。虽然在图31A和31B中示出了一个设备状态指示灯3120和三个用户状态指示灯3124a-3124c，但是应该理解，在其他变型中，分析物监测设备可包括任何合适数量的指示灯，例如一个、两个、三个、四个、五个或更多个设备状态指示灯，以及一个、两个、三个、四个、五个或更多个用户状态指示灯。以下描述了关于用户界面3120传达设备状态和/或用户状态的示例操作的进一步细节(例如，参考图32A-32C、33A-33D、34A-34C和35A-35B)。
微针阵列
如图5A的示意图所示，在一些变型中，用于感测一种或多种分析物的微针阵列510可包括一个或多个从基底表面502突出的微针510。例如，基底表面502可以是大致平坦的，并且一个或多个微针510可以从平坦表面垂直伸出。通常，如图5B所示，微针510可以包括主体部分512(例如，轴)和锥形远侧部分514，该锥形远侧部分514构造成能穿刺用户的皮肤。在一些变型中，锥形远侧部分514可以终止于绝缘的远侧顶点516。微针510还可以包括在锥形远侧部分的表面上的电极520。在一些变型中，基于电极的测量可以在位于体内的间质液和电极的界面处进行(例如，在整个微针的外表面上进行)。在一些变型中，微针510可以具有实心芯(例如，实心主体部分)，但在一些变型中，微针510可以包括一个或多个内腔，其可以用于例如药物输送或真皮间质液的取样。其他微针变型，例如下面描述的那些，可以类似地包括实心芯或一个或多个内腔。
微针阵列500可至少部分地由半导体(如硅)基底形成，并包括使用各种合适的微机电系统(MEMS)制造技术(如沉积和蚀刻技术)施加和成形的各种材料层，如下文进一步所述。类似于典型的集成电路，微针阵列可以回流焊接到电路板上。此外，在一些变型中，微针阵列500可以包括三电极设置，包括具有能够检测目标分析物的电化学感测涂层(包括生物识别元素，如酶)的工作(感测)电极、参比电极和反电极。换句话说，微针阵列500可以包括至少一个包含工作电极的微针510、至少一个包含参比电极的微针510和至少一个包含反电极的微针510。这些类型的电极的其他细节将在下面进一步详细描述。
在一些变型中，微针阵列500可包括绝缘的多个微针，使得所述多个微针中的每个微针上的电极是可单独寻址/访问，并与微针阵列上的所有其他电极电隔离。微针阵列500的最终单独寻址能力可以对每个电极的功能进行更好的控制，因为每个电极可以被单独探测。例如，微针阵列500可用于提供给定目标分析物的多个独立测量，这提高了设备的感测可靠性和准确性。此外，在一些变型中，多个微针的电极可以电连接以产生增强的信号水平。作为另一个例子，同一微针阵列500可以附加地或替代地被询问以同时测量多种分析物，从而提供对生理状态的更全面的评估。例如，如图6的示意图所示，微针阵列可以包括用于检测第一分析物A的微针部分、用于检测第二分析物B的微针第二部分和用于检测第三分析物C的微针第三部分。应当理解，微针阵列可构造成能检测任何合适种类数量的分析物(例如，1、2、3、4、5或更多种，等等)。用于检测的合适的目标分析物可以例如包括葡萄糖、酮、乳酸盐和皮质醇。例如，在一些变型中，可以以类似于美国专利申请第16/701,784号中描述的方式检测酮利，该文献通过引用被整体结合到本文中。因此，微针阵列500的单独电寻址能力为分析物监测设备的感测功能提供了更大的控制和灵活性。
在微针(例如，具有工作电极的微针)的一些变型中，电极520可位于微针的绝缘的远侧顶点516的近侧。换句话说，在一些变型中，电极520不覆盖微针的顶点。相反，电极520可以偏离微针的顶点或尖端。在微针的绝缘的远侧顶点516的近侧或偏离微针的绝缘的远侧顶点516的电极520有利地提供了更精确的传感器测量。例如，这种布置防止了在制造过程中电场集中在微针顶点516，从而避免了感测化学物质在电极表面520上的不均匀电沉积，这种不均匀电沉积会导致错误的感测。
作为另一个例子，将电极520放置在偏离微针顶点的位置能通过减少微针插入时应力引起的不期望的信号假象和/或错误传感器读数来进一步提高感测精度。微针的远侧顶点是刺入皮肤的第一个区域，因此受到由伴随皮肤撕裂或切割的机械剪切现象引起的最大应力。如果电极520被放置在微针的顶点或尖端上，则当微针被插入时，这种机械应力可能使电极表面上的电化学感测涂层分层，和/或导致少量但干扰量的组织被输送到电极的活性感测部分上。因此，将电极520放置成充分偏离微针顶点可以提高感测精度。例如，在一些变型中，电极520的远侧边缘可以位于距离微针的远侧顶点或尖端至少约10μm(例如，约20μm至约30μm)处，这是沿着微针的纵向轴线测量的。
微针510的主体部分512还可包括在电极520与背侧电极或与其他电触点(例如，布置在微针阵列基底的背侧)之间延伸的导电路径。背侧电极可以焊接到电路板，使得能够经由导电路径与电极520电连通。例如，在使用期间，在工作电极处测量的体内感测电流(在真皮内)被背侧电触点询问，并且导电路径促进背侧电触点和工作电极之间的电连接。在一些变型中，可以通过在微针的近端和远端之间穿过微针主体部分(例如，轴)的内部的金属来促进该导电路径。替代地，在一些变型中，导电路径可以由由导电材料(例如，掺杂硅)形成的整个主体部分来提供。在这些变型中的一些变型中，其上构建有微针阵列500的完整基底可以是导电的，并且微针阵列500中的每个微针510可以与相邻的微针510电隔离，如下所述。例如，在一些变型中，微针阵列500中的每个微针510可以与相邻的微针510电隔离，其中绝缘屏障包括围绕在电极520和背侧电触点之间延伸的导电路径的电绝缘材料(例如，介电材料，如二氧化硅)。例如，主体部分512可以包括绝缘材料，该绝缘材料形成围绕导电路径的护套，从而防止导电路径和基底之间的电连通。下面将更详细地描述能够在微针之间实现电隔离的结构的其他示例变型。
微针阵列中微针之间的这种电隔离允许传感器可单独寻址。这种单独寻址能力有利地实现了传感器之间的独立和并行测量，以及传感器分配的动态重新配置(例如，针对不同的分析物)。在一些变型中，微针阵列中的电极可构造成能提供冗余的分析物测量，这是优于传统分析物监测设备的优点。例如，冗余可通过如下方式改善性能：通过降低完全失效的可能性来提高设备的可靠性和/或提高准确度(例如，对同一分析物的多个分析物测量值进行平均，这降低了极高或极低的传感器信号对分析物水平的确定的影响)。
在一些变型中，如下文对微针的各种不同变型的进一步详细描述，微针阵列可至少部分地利用合适的半导体和/或MEMS制造技术和/或机械切割或切丁而形成。这种工艺例如有利于实现微针阵列的大规模、低成本制造。例如，在一些变型中，微针阵列可以至少部分地使用美国专利申请第15/913,709号中描述的技术形成，该文献通过引用被整体结合到本文中。
微针结构
本文描述了微针结构的多个示例变型，其结合了上述分析物监测设备中的微针阵列的微针特征中的一者或多者。
在一些变型中，微针可具有大致柱状的主体部分和带电极的锥形远侧部分。例如，图7A-7C示出了从基底702延伸的微针700的示例性变型。图7A是微针700的示意性侧视剖视图，而图7B是微针700的透视图，图7C是微针700的远侧部分的详细透视图。如图7B和7C所示，微针700可以包括柱状主体部分712、终止于绝缘的远侧顶点716的锥形远侧部分714以及包括导电材料(例如，Pt、Ir、Au、Ti、Cr、Ni等)并布置在锥形远侧部分714上的环形电极720。如图7A所示，环形电极720可以位于远侧顶点716的近侧(或与之偏离或间隔开)。例如，电极720可以通过包括绝缘材料(例如，SiO2)的远侧绝缘表面715a与远侧顶点716电隔离。在一些变型中，电极720也可以通过第二远侧绝缘表面715b与柱状主体部分712电隔离。电极720可以与导电芯740(例如，导电路径)电连通，该导电芯740沿着主体部分712延伸到背侧电触点730(例如，由Ni/Au合金制成)或基底702中或上的其他电气焊接区。例如，主体部分712可以包括导电芯材料(例如，高掺杂硅)。如图7A所示，在一些变型中，包括绝缘材料(例如，SiO2)的绝缘保护套713可以布置在主体部分712周围(例如，围绕其周边)，并且至少部分地延伸穿过基底702。因此，绝缘保护套713可以例如有助于防止导电芯740和周围基底702之间的电接触。绝缘保护套713可以进一步地在主体部分712的整个表面上延伸。基底702的上表面和/或下表面也可以包括由基底绝缘体704(例如，SiO2)构成的层。因此，由绝缘保护套713和/或基底绝缘体704提供的绝缘可以至少部分地有助于微针700的电隔离，这使得微针700能够在微针阵列内单独寻址。此外，在一些变型中，在主体部分712的整个表面上延伸的绝缘保护套713可以用于增加微针700结构的机械强度。
微针700可至少部分通过合适的MEMS制造技术形成，如等离子蚀刻，也称为干法蚀刻。例如，在一些变型中，围绕微针的主体部分712的绝缘保护套713可以通过首先从基底的背侧通过深反应离子蚀刻(DRIE)在硅基底中形成沟槽，并且然后通过低压化学气相沉积(LPCVD)或其他合适的工艺用SiO2/多晶硅(poly-Si)/SiO2的夹层结构填充该沟槽来制成。换句话说，绝缘保护套713可以钝化微针的主体部分712的表面，并且在微针的近侧部分附近继续作为基底702中的掩埋特征。通过主要包括硅化合物，绝缘保护套713可以提供良好的填充和对相邻的硅壁(例如，导电芯740的壁、基底702的壁等)的附着。绝缘保护套713的夹层结构可以进一步有助于提供与相邻硅在热膨胀系数(CTE)方面的良好匹配，从而有利地减少绝缘结构713中的缺陷、裂纹和/或其他热诱发的弱点。
锥形远侧部分可通过各向同性干法蚀刻从基底前侧成型，微针700的主体部分712可由DRIE制成。前侧金属电极720可以通过专门的光刻(例如，电子束蒸发)在远侧部分上沉积和图案化，该专门的光刻允许金属沉积在的期望环形区域中以获得电极720，而不涂覆远侧顶点716。此外，可以通过合适的MEMS制造技术(例如，喷镀)来沉积Ni/Au的背侧电触点730。
微针700可具有任何合适的尺寸。举例来说，在一些变型中，微针700可以具有约300μm至约500μm的高度。在一些变型中，锥形远侧部分714可以具有约60度至约80度的顶角，以及约1μm至约15μm的顶点直径。在一些变型中，环形电极720的表面积可以为约9,000μm2至约11,000μm2，或者为约10,000μm2。图8示出了类似于上述微针700的具有锥形远侧部分和环形电极的柱状微针的示例性变型的各种尺寸。
图9示出了微针900的另一个示例变型，其具有大致柱状的主体部分。除了如下所述之外，微针900可以类似于如上所述的微针700。例如，类似于微针700，微针900可以包括柱状主体部分912和终止于绝缘的远侧顶点916的锥形远侧部分914。微针900还可包括环形电极920，该环形电极920包括导电材料并且在位于远侧顶点916近侧(或与之偏离或间隔开)的位置处被布置在锥形远侧部分914上。微针900的其他元件具有与微针700的相应元件相似的附图标记。
然而，与微针700相比，微针900可在远侧顶点916处具有更尖锐的尖端并且具有改进的绝缘保护套913。例如，远侧顶点916可以具有更尖锐的顶角(例如约25度至约45度的顶角)并且具有小于约100纳米的顶点半径，这提供了更尖锐的微针轮廓，该微针轮廓可以更容易、更低速度、更少能量和/或更少创伤地穿透皮肤。此外，与绝缘保护套713(如图7A所示，其延伸穿过基底702并沿着微针主体部分712的高度延伸)相比，改进的绝缘保护套913可以仅延伸穿过基底902，使得填充沟槽的夹层结构(例如，如上所述由DRIE产生)仅在基底中形成掩埋特征。虽然微针900的侧壁在图9中显示为大致正交于基底表面延伸，但是应当理解，因为改进的绝缘保护套913不需要延伸微针主体部分712的整个高度，所以在一些变型中，微针900的侧壁可以相对于基底成非正交的角度(例如，侧壁可以具有约1度至约10度的，或者约5度至约10度的微小正锥度)。
在一些变型中，微针表面900的(除环形电极920外的)其余部分可包括从基底绝缘体904延伸的绝缘材料。例如，由绝缘材料(例如，SiO2)构成的层可以从基底902的前侧表面延伸以提供主体部分绝缘体918，并且可以进一步向上延伸到电极920的近侧边缘上，如图9所示。绝缘材料的另一个区域可以类似地覆盖电极920的远侧边缘并使远侧顶点916绝缘。这种绝缘材料区域和/或改进的绝缘保护套913可以有助于防止导电芯940和周围基底902之间的电接触。因此，类似于微针700，微针900可以保持电绝缘，以用于微针阵列内的单独寻址。在一些变型中，与形成微针700的过程相比，形成微针900的过程可以导致更高的产量和/或提供更低的生产成本。
微针900可具有任何合适的尺寸。举例来说，在一些变型中，微针900可包括约400μm至约600μm或约500μm的高度。在一些变型中，锥形远侧部分914可具有约25度至约45度的尖端角，尖端半径小于约100nm。此外，微针可具有约160μm至约200μm的轴直径。图10示出了类似于上述微针900的具有锥形远侧部分和环形电极的柱状微针的示例性变型的其他各种尺寸。
图27A-27F示出了微针2700的另一个示例变型，其具有大致柱状的主体部分。除了如下所述之外，微针2700可以类似于如上所述的微针700。例如，如图27B所示，类似于微针700，微针2700可包括柱状主体部分2712，以及布置在圆柱体2713上并终止于绝缘的远侧顶点2716的锥形远侧部分。圆柱体2613可以是绝缘的，并且具有比柱状主体部分2712更小的直径。微针2700还可包括环形电极2720，该环形电极2720包括导电材料并且在位于远侧顶点2916近侧(或与之偏离或间隔开)的位置处被布置在锥形远侧部分上。如图27A-27F所示的微针2700的其他元件具有与微针700的相应元件相似的附图标记。
然而，微针2700上的电极2720可包括尖端接触沟槽2722。该接触沟槽可被构造成有助于在电极2720和微针的下层导电芯2740之间建立欧姆接触。在一些变型中，尖端接触沟槽2722的形状可包括形成在导电芯2740的表面中的环形凹槽(例如，进入/通到微针的主体部分，或者以其他方式与主体部分中的导电路径接触)，使得当电极2720材料沉积到导电芯2740上时，具有尖端接触沟槽2722的电极2720在从侧面观察时可具有阶梯状轮廓。尖端接触沟槽2722可以有利地帮助提供误差容限，以确保电极2720和下层的导电芯2740之间的接触。本文所述的任何其他微针变型也可以具有类似的尖端接触沟槽，以帮助确保电极(例如，可以是工作电极、参比电极、反电极等)与微针内的导电路径之间的接触。
图28A和28B显示了与上述微针2700相似的具有锥形远侧部分和环形电极的柱状微针的示例变型的其他各种尺寸。例如，图28A和28B中所示的微针的变型可以具有锥形远侧部分，该锥形远侧部分通常具有约80度(或者约78度至约82度，或者约75度至约85度)的锥角，以及约140μm(或者约133μm至约147μm，或者约130μm至约150μm)的圆锥直径。锥形远侧部分的圆锥体可以布置在圆柱体上，使得圆锥体和圆柱体的总组合高度为约110μm(或者约99μm至约116μm，或者约95μm至约120μm)。锥形远侧部分上的环形电极可以具有约106μm(或者约95μm至约117μm，或者约90μm至约120μm)的外径或基部直径，以及约33.2μm(或者约30μm至约36μm，或者约25μm至约40μm)的内径。沿着锥形远侧部分的斜面测量，环形电极的长度可以是约57μm(或者约55μm至约65μm)，并且电极的总表面积可以是约12,700μm2(或者约12,500μm2至约12,900μm2，或者约12,000μm2至约13,000μm2)。如图28B所示，电极还可以具有围绕锥形远侧部分的圆锥体的中心区域延伸的尖端接触沟槽，其中当沿着锥形远侧部分的斜面测量时，该接触部/接触沟槽可以具有约11μm(或者约5μm至约50μm，约10μm至约12μm，或者约8μm至约14μm)的宽度,以及约1.5μm(或者约0.1μm至约5μm，或者约0.5μm至约1.5μm，或者约1.4μm至约1.6μm，或者约1μm至约2μm)的沟槽深度。微针具有直径为约5.5μm(或约5.3μm至约5.8μm，或约5μm至约6μm)的绝缘的远侧顶点。
在一些变型中，微针可具有大致棱锥形的主体部分和带电极的锥形远侧部分。例如，图11A示出了微针1100的示例性变型，该微针1100具有大致棱锥形的主体部分1112和从主体部分1112延伸的锥形远侧部分1114。微针1100还可以包括环形电极1120，该环形电极1120布置在锥形远侧部分1114上并且位于绝缘的远侧顶点1116的近侧。电极1120可以经由穿过微针的导电芯1140的导电路径导电耦合到背侧电触点1130。类似于上面参照图9描述的微针900，微针1100可以包括绝缘保护套1113，该绝缘保护套1113围绕主体部分1112的基部布置并延伸穿过基底1102，以在微针1100周围提供电绝缘(例如，为了单独寻址)，并有助于防止导电芯1140和周围基底1102之间的电接触。然而，与图9所示的绝缘保护套913相反，绝缘保护套1113可以偏离微针1100的基部。例如，该保护套可以从微针1100的基部与它所附接的基底1102相遇的位置偏离约10μm至约400μm、约10μm至约300μm、约10μm至约200μm、或约10μm至约100μm。在一些变型中，绝缘保护套可以包括填充材料，该填充材料包括聚对二甲苯、Si3N4和SiO2，这可以提供低热应力以及耐化学性的和耐水性的绝缘材料。额外的主体部分绝缘体1118可以从基底1102的前侧表面延伸到电极1120的近侧边缘。绝缘材料的另一个区域可以从电极1120的远侧边缘延伸并使远侧顶点1116绝缘。
如图11B所示，在一些变型中，具有棱锥形的主体部分1112的微针1100可包括多边形基部，但该基部可具有任何合适的形状(例如，圆形)。棱锥形的主体部分1112可以包括多个平面/平面刻面(facet)，每个平面刻面从微针的相应多边形基部延伸。在一些变型中，平面刻面可以包括各向异性蚀刻的<311>平面刻面，用于相对于具有非平面刻面表面的圆锥增加微针1110的机械强度(例如，抗压强度和剪切强度)和/或增加电极表面积。例如，微针1110可以具有八边形基部，该八边形基部具有各向异性蚀刻的<311>平面刻面，这些刻面增加了机械强度并增加了微针1110的用于电极表面的金属化表面。
微针1100可至少部分通过合适的MEMS制造技术形成。例如，微针棱锥形结构可以通过硅晶片基底的定时各向异性湿法蚀刻来形成。为了形成环形电极表面，可以例如使用如上关于电极720所述的专用光刻技术而在微针的锥形远侧部分上进行金属沉积，其中不涂覆远侧顶点1116。然而，与上述形成微针700的工艺相比，形成微针1100的大部分工艺不涉及昂贵的RIE技术，从而可以大大降低制造成本。此外，在一些变型中，形成微针1100的工艺可以包括机械切割、体微机械加工或其他切割技术，以将微针1100成形为具有棱锥形主体，而不是利用如上关于微针700所述的干法蚀刻工艺。此外，这种技术可以大规模地进行，以便形成例如如图11C所示的排列成阵列的多个微针1110。
微针1100可具有任何合适的尺寸。举例来说，在一些变型中，微针1100可以具有约400μm至约600μm或者约500μm的高度。在一些变型中，锥形远侧部分714可以具有约30度至约50度或者约40度的尖端角/顶角，这可以在皮肤穿刺的锐度和电极1120将设置在其上的倾斜表面上的光刻加工性之间提供良好的平衡。
图12示出了棱锥形微针的示例变型的各种尺寸，该棱锥形微针具有锥形远侧部分，该锥形远侧部分具有平面刻面和布置在平面刻面的至少一部分上的电极。虽然在一些变型中，电极可以是环形的或类环形的(因为棱锥形微针上的所有平面刻面都可包括用于电极的金属化表面)，但应当理解，作为选择，在一些变型中，棱锥形微针上仅一部分的平面刻面(例如，具有八边形基部和从八边形基部向远侧延伸的八个平面刻面的棱锥形微针的一个、两个、三个、四个、五个、六个或七个平面刻面)可包括金属化表面。
在一些变型中，除了微针可具有如图13A和13B所示的不对称形状之外，棱锥形微针可类似于上文针对图11A所述的微针。例如，在如图13A所示的一些变型中，微针1300可以具有非圆形的或多边形的(例如，正方形的、八边形的)基部，但是可以径向不对称的方式逐渐变细。例如，微针1300可包括至少一个偏离微针远侧顶点1316的切割表面1350(例如，平面表面)(即，不延伸经过限定为从微针1300的基部到远侧顶点1316的中心z轴)。绝缘的远侧顶点1316可以保持完整，以便不损害用于电极的需金属化的表面积。在一些变型中，切割表面1350可相对于微针的基部(和/或基底1302的表面)成非正交的角度，如图13A所示。例如，在一些变型中，切割表面可构造成在远侧顶点1316处产生小于约50度、小于40度、小于约30度或小于约20度的尖锐的不对称远侧尖端。替代地，在一些变型中，切割表面1350可垂直于或正交于微针的基部(和/或基底1302的表面)。
附加地或替代地，如图13A所示，非对称微针1300的示例变型可具有多边形(例如，八边形)基部，但包括以不同角度逐渐变细/锥化的各种斜面。如图13A所示，微针1300的主体部分1316可以具有相对于主体部分的基部(和/或基底1302的表面)测量的第一锥角(A)和第二锥角(B)。第二锥角(B)可以大于第一锥角(A)，使得微针具有从稳定、机械强度高的基部延伸的更尖锐的穿刺尖端。例如，在一些变型中，第一锥角(A)可以是约10度至约30度，约15度至约25度，或者约20度。另外，在一些变型中，第二锥角(B)可以是约60度至约80度，约65度至约75度，或者约70度。
图13C-13E描绘了形成具有不对称切割表面的棱锥形微针的示例变型中的一系列步骤。如图13C所示，可以通过各向异性湿法蚀刻工艺形成具有两个锥角的对称棱锥形微针。微针的两个锥角可以包括例如位于微针基部附近的约20度的第一锥角，以及位于第一锥角远侧的约70度的第二锥角，从而形成渐进地倾斜的表面(例如，沿着棱锥形微针的平面刻面)。如图13D所示，切割刀片可以偏离微针远侧顶点的角度应用，从而形成类似于上述切割表面1350的切割表面。切割表面可以导致/留下减小的微型针基部直径(例如，约150μm至约190μm，或者约170μm)，从而导致低的组织损伤。如图13E所示，最终的微针(具有偏移的切割表面)是不对称的，但是具有完整的、尖锐的远侧顶点。
与上文图11A所述的棱锥形微针1100类似，微针1300的机械强度至少部分源自各向异性蚀刻的<311>平面和棱锥形。然而，具有不对称切割表面的不对称棱锥形微针可能是有利的，因为与具有相似尺寸但缺少不对称切割的对称微针相比，它可减小纵向剪切力。此外，利用这种不对称的切割表面，可获得更尖锐(例如，更尖的角度)的远侧微针尖端。尽管切割表面1350在图13A中显示为相对于微针的基部以非正交的角度定位，但替代地，如上所述，在一些变型中，切割表面1350可大致正交或垂直于微针的基部(和/或基底1302的表面)，这可进一步减小微针中的纵向剪切力。
在一些变型中，微针可与上述微针相似，除了该微针可包括柱状主体部分和锥形远侧部分。例如，如图14A所示，柱状-棱锥形微针1400可以包括柱状主体部分1412，该柱状主体部分1412可以从多边形(例如八边形)基部起延伸到非导电基底1402如本征(未掺杂)硅之外。此外，柱状-棱锥形微针1400可以包括锥形远侧部分1414，该锥形远侧部分1414具有带有多个平面刻面的棱锥形状。例如，柱状-棱锥形微针1400可以包括锥形远侧部分1414，该锥形远侧部分1414具有从八边形柱状主体部分1412延伸的八个刻面的棱锥形状。然而，棱锥形状可以具有任何合适数量的平面刻面(例如，一个、两个、三个、四个、五个、六个、七个、九个或更多个)。环形电极1420可以形成在棱锥形远侧部分1414的所有平面上，或者仅形成在这些平面刻面中的一部分平面刻面上(例如，在一个、两个、三个、四个、五个、六个、七个刻面上)，该部分平面刻面可以包括用于电极的金属化表面。类似于上文所述，柱状主体部分1412可以包括导电芯，该导电芯包括导电材料，该导电材料用作去往和来自电极1420的信号的导电路径。柱状主体部分1412还可包括绝缘材料1418，绝缘材料1418可以沿着主体部分1412延伸，并且延伸到电极1420的近侧边缘(或者与电极1420的近侧边缘稍微重叠)。远侧顶点1416可以被或不被类似的绝缘材料覆盖。
在一些变型中，锥形远侧部分1414可与上文图11A-11C、图12和/或图13A-13E所述的类似。例如，锥形远侧部分1414可以使用各向异性湿法蚀刻技术形成。电极1420可以通过光刻、电沉积或其他合适的技术形成在锥形远侧部分1414上。然后，锥形远侧部分1414可以由抗蚀刻材料保护，而主体部分1412通过干法蚀刻(例如，DRIE)或其他合适的工艺由基底形成。
微针1400的柱状和棱锥形组合具有许多优点。类似于上文所述，锥形远侧部分1414和顶点1416由于<311>湿法蚀刻平面和棱锥形状而具有高机械强度。此外，因为基底由非导电材料形成，所以不需要如上所述的绝缘“保护套”来电隔离微针，从而简化了制造并降低了制造成本。绝缘保护套的不存在也允许基底中的材料持续性，这可以导致整个微针阵列结构的更好的机械完整性。
尽管上文所述的柱状-棱锥形微针1400包括非导电基底，但应理解，在某些变型中，柱状-棱锥形微针可包括从导电基底(例如，掺杂硅)延伸的导电芯。例如，在一些变型中，柱状主体部分1412可以类似于上文关于图7A-7C和图8-10所述的柱状主体部分(例如，可以包括电隔离微针的绝缘保护套等)。
在包括一个或多个微针1400的微针阵列的一些变型中，可在非导电基底中形成导电路径，以促进与电极1420的通信/连通。例如，如上所述，每个微针的主体部分1412可以包括包含导电材料的导电芯。这种导电材料可以在电极1420和基底1402之间延伸。如图15D所示，微针阵列可以包括由导电材料(例如，金、铝)制成的一个或多个连接器1510，每个连接器又耦合/联接到背侧电触点1530，用于进一步的传感器通信。在一些变型中，如图15A-15D所示，一个或多个连接器1510可以沿着基底的表面横向延伸，并且然后通过基底内的导电通孔1520连接到背侧电触点1530。
微针阵列配置的示例变型的其他细节在下文中进一步详细描述。
电极
如上所述，微针阵列中的每个微针可包括电极。在一些变型中，在微针阵列中的微针之间可以包括多种不同类型的电极。例如，在一些变型中，微针阵列可以用作电化学电池，其可以用三种类型的电极以电解方式操作。换句话说，微针阵列可以包括至少一个工作电极、至少一个反电极和至少一个参比电极。因此，微针阵列可以包括三种不同的电极类型，但每种电极类型中的一个或多个可以形成完整的系统(例如，该系统可以包括多个不同的工作电极)。此外，多个不同的微针可以电连接以形成有效的电极类型(例如，单个工作电极可以由两个或更多个具有工作电极位点的连接微针形成)。这些电极类型中的每一种都可以包括金属化层，并且可以包括金属化层上的一个或多个涂层或层，这有助于促进该电极的功能。
通常，工作电极是指发生感兴趣的氧化和/或还原反应以检测感兴趣的分析物的电极。反电极的功能是通过拉电流(提供)或灌电流(积累)维持工作电极上电化学反应所需的电子。参比电极的功能是为系统提供参比电势；也就是说，工作电极被加偏压/偏置时的电势以参比电极为参考。在工作电极和参比电极之间建立固定的、时变的或至少受控的电势关系，并且在实际限制内，没有电流从参比电极流出或流入参比电极。此外，为了实现这种三电极系统，分析物监测设备可以包括合适的恒电位仪或电化学模拟前端，以维持电化学系统内工作电极和参比电极之间的固定电势关系(通过电子反馈机制)，同时允许反电极动态地摆动到维持感兴趣的氧化还原反应所需的电势。
工作电极
如上所述，工作电极是发生感兴趣的氧化和/或还原反应的电极。在一些变型中，可以在工作电极和位于体内的间质液的界面处(例如，在微针的整个外表面上)进行感测。在一些变型中，工作电极可以包括电极材料和生物识别层，其中生物识别元素(例如，酶)于该生物识别层中固定在工作电极上，以促进选择性分析物定量。在一些变型中，生物识别层还可以用作干扰阻挡层，并且可以帮助防止内源和/或外源物质在电极处直接氧化(或还原)。
在工作电极上检测到的氧化还原电流可与感兴趣的分析物的检测浓度相关联。这是因为假设是一种稳态的扩散受限的系统，则在工作电极上检测到的氧化还原电流遵循下面的Cottrell关系式：
Figure BDA0003861323140000301
其中n是减轻氧化还原反应的电子的化学计量数，F是法拉第常数，A是电极表面积，D是感兴趣的分析物的扩散系数，C是感兴趣的分析物的浓度，并且t是系统被电势偏置/加偏压的持续时间。因此，在工作电极上检测到的电流与分析物浓度成线性比例。
此外，由于检测到的电流是电极表面积A的直接函数，因此可增加电极的表面积，以提高传感器的灵敏度(例如，每摩尔分析物的安培数)。例如，多个单个工作电极可以被分组为由两个或更多个组成部分构成的阵列，以增加总的有效感测表面积。附加地或替代地，为了获得冗余，多个工作电极可以作为平行传感器操作，以获得感兴趣的分析物的浓度的多个独立测量值。工作电极既可以作为阳极(使得分析物在其表面被氧化)操作，也可以作为阴极(使得分析物在其表面被还原)操作。
图16A描绘了工作电极1610的一组示例性层的示意图。例如，如上所述，在一些变型中，工作电极1610可以包括电极材料1612和包括生物识别元素的生物识别层。电极材料1612用于促进分析物或分析物和生物识别元素的反应产物的电催化检测。电极材料1612还提供欧姆接触，并将来自电催化反应的电信号发送到处理电路。在一些变型中，电极材料1612可包括铂，如图16A所示。然而，电极材料1612可替代地包括例如钯、铱、铑、金、钌、钛、镍、碳、掺杂金刚石、或其他合适的催化和惰性材料。
在一些变型中，电极材料1612可涂覆有高度多孔的电催化层，例如铂黑层1613，其可增大电极表面积以提高灵敏度。附加地或替代地，铂黑层1613可以实现由生物识别层1614促进的生物识别反应的产物的电催化氧化或还原。然而，在一些变型中，铂黑层1613可以去掉(例如，如图16D和16G所示)。如果铂黑层1613不存在，则电极可以实现生物识别反应产物的电催化氧化或还原。
生物识别层1614可布置在电极材料1612(或铂黑层1613，如果存在的话)上，并用于固定和稳定生物识别元素，其有助于在延长的时间段内进行选择性分析物量化。在一些变型中，生物识别元素可以包括酶，例如氧化酶。作为用于葡萄糖监测系统的示例性变型，生物识别元素可以包括葡萄糖氧化酶，其在氧气存在的情况下将葡萄糖转化为可以在电极表面检测到的电活性产物(即过氧化氢)。具体地，与该示例性变型相关的氧化还原方程式是葡萄糖+氧气→过氧化氢+葡糖酸内酯(由葡萄糖氧化酶介导)；过氧化氢→水+氧气(通过在工作电极上施加氧化电势来介导)。
然而，在其他变型中，生物识别元素可附加地或替代地包含另一种合适的氧化酶或氧化还原酶，例如乳酸氧化酶、醇氧化酶、β-羟基丁酸脱氢酶、酪氨酸酶、过氧化氢酶、抗坏血酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆碱氧化酶、丙酮酸氧化酶、尿酸氧化酶、脲酶和/或黄嘌呤氧化酶。
在一些变型中，生物识别元素可与胺缩合羰基化学物质交联，这可有助于稳定生物识别层1614内的生物识别元素。如下文进一步描述的，在一些变型中，生物识别元素的交联可导致微针阵列与环氧乙烷(EO)灭菌兼容，这允许整个分析物监测设备(包括感测元件和电子器件)暴露于相同的灭菌循环，从而简化了灭菌过程并降低了制造成本。例如，生物识别元素可以与戊二醛、甲醛、乙二醛、丙二醛、琥珀醛和/或其他合适的物质交联。在一些变型中，生物识别元素可以与这种胺缩合羰基化学物质交联，以形成交联的生物识别元素聚集体。然后，可以将至少具有阈值分子量的交联生物识别元素聚集体嵌入导电聚合物中。通过仅包埋那些具有阈值分子量的聚集体，任何未交联的酶都可以被筛选出来，并且不会掺入到生物识别层中。因此，只有具有期望分子量的聚集体可被选择用于导电聚合物中，以帮助确保生物识别层中仅包括足够稳定的交联酶实体，从而有助于生物识别层总体上更好地适用于EO灭菌而不损失传感性能。在一些变型中，仅分子量是葡萄糖氧化酶的至少两倍的交联聚集体才可嵌入导电聚合物中。
在一些变型中，导电聚合物可以是选择性渗透的，以有助于生物识别层抵抗循环雌雄同体的电活性物质(例如，抗坏血酸、维生素C等)的鲁棒性，雌雄同体的电活性物种的波动可能对传感器的灵敏度产生不利影响。生物识别层中的这种选择性渗透导电聚合物还可以更强地抵抗间质液中可能影响传感器精度的药物干扰(例如，对乙酰氨基酚)。导电聚合物可以例如通过如下方式而成为是能选择性渗透的：通过借助氧化电聚合过程去除过量的电荷载流子，或者通过用抗衡离子掺杂剂中和这些电荷载流子，以借此将导电聚合物转变成非导电形式。这些氧化聚合的导电聚合物表现出选择性渗透，因此能够排斥电荷极性与掺杂剂离子(净正或负)相似的离子，或者由于导电聚合物的致密和紧密形式而通过孔尺寸排阻。
此外，在一些变型中，导电聚合物可表现出自密封和/或自修复性能。例如，导电聚合物可经历氧化电聚合，在此期间，随着电极上沉积的导电聚合物的厚度增加，导电聚合物可能失去其导电性，直到缺乏足够的导电性导致额外的导电聚合物的沉积减少。在导电聚合物遭受轻微物理损伤的情况下(例如，在使用过程中)，聚合物主链可以重新组装以中和自由电荷，从而降低分子结构的总表面能，这可以表现为自密封和/或自修复性能。
在一些变型中，工作电极还可包括布置在生物识别层1614上的扩散限制层1615。扩散限制层1615可用于限制感兴趣的分析物的流量(flux)，以降低传感器对内源性氧波动的敏感性。例如，扩散限制层1615可以降低感兴趣的分析物的浓度，使得它成为需氧酶的限制反应物。然而，在一些变型中(例如，如果生物识别元素不是需氧的)，扩散限制层1615可以去掉。
在一些变型中，工作电极还可包括亲水层1616，其提供生物相容性界面，以便例如减少异物反应。然而，在一些变型中，亲水层1616可被去掉(例如，在扩散限制层具有亲水部分以服务于此目的时)，例如，如图16D和16G所示。
反电极
如上所述，反电极是供应/拉或接收/灌维持工作电极处的电化学反应所需的电子(通过电流)的电极。可以以反电极阵列的形式增加反电极组成部分的数量，以增加表面积，使得反电极的载流能力不会限制工作电极的氧化还原反应。因此，可能希望反电极面积相对于工作电极面积过量，以避开载流能力限制。如果工作电极作为阳极工作，则反电极将作为阴极，或者反过来。类似地，如果氧化反应发生在工作电极，则还原反应发生在反电极，或者反过来。与工作电极或参比电极不同，允许反电极动态地摆动到维持工作电极上感兴趣的氧化还原反应所需的电势。
如图16B所示，反电极1620可包括类似于电极材料1612的电极材料1622。例如，像电极材料1612一样，反电极1620中的电极材料1622可以包括贵金属，例如金、铂、钯、铱、碳、掺杂金刚石、和/或其他合适的催化和惰性材料。
在一些变型中，反电极1620在电极材料1622上可具有很少的附加层或没有附加层。然而，在一些变型中，反电极1620可以受益于增加的表面积，以增加其可以支持的电流量。例如，反电极材料1622可以被纹理化或以其他方式粗糙化，以增大电极材料1622的表面积，以便用于增强拉电流或灌电流的能力。附加地或替代地，反电极1620可以包括铂黑层1624，其可以增加电极表面，如上文关于工作电极的一些变型所描述的那样。然而，在反电极的一些变型中，铂黑层可以去掉(例如，如图16E所示)。在一些变型中，反电极还可包括亲水层，该亲水层提供生物相容性界面，以例如减少异物反应。
附加地或替代地，在图16H所示的一些变型中，反电极1620可包括扩散限制层1625(例如，布置在电极上)。扩散限制层1625可以例如类似于上面参照图16A描述的扩散限制层1615。
参比电极
如上所述，参比电极用于为系统提供参比电势；也就是说，工作电极被偏置的电势以参比电极为参考。可以在工作电极和参比电极之间建立固定的或至少受控的电势关系，并且在实际限制内，没有电流从参比电极流出或流入参比电极。
如图16C所示，参比电极1630可包括类似于电极材料1612的电极材料1632。在一些变型中，像电极材料1612一样，参比电极1630中的电极材料1632可以包括金属盐或金属氧化物，其用作与众所周知的电极电势耦合的稳定氧化还原剂。例如，金属盐可以例如包括银-氯化银(Ag/AgCl)，金属氧化物可以包括氧化铱(IrOx/Ir2O3/IrO2)。在其他变型中，贵金属和惰性金属表面可以用作准参比电极，并且包括金、铂、钯、铱、碳、掺杂金刚石和/或其他合适的催化和惰性材料。此外，在一些变型中，参比电极1630可以被纹理化或以其他方式变粗糙，以增强至任何后续层的粘附/附着。电极材料1632上的这种后续层可以包括铂黑层1634。然而，在一些变型中，铂黑层可以被去掉(例如，如图16F和16I所示)。
在一些变型中，参比电极1630还可包括氧化还原对层1636，其主要包含具有稳定热力学电势的表面固定的固态氧化还原对。例如，参比电极可以相对于标准氢电极(SHE)在稳定的标准热力学电势下操作。电极电势的高稳定性可以通过采用氧化还原系统来获得，该氧化还原系统具有恒定(例如，缓冲的或饱和的)浓度的氧化还原反应的每种参与者。例如，参比电极可包括氧化还原对层1636中的饱和Ag/AgCl(E＝+0.197V对SHE)或IrOx(E＝+0.177对SHE，pH＝7.00)。氧化还原对层1636的其他例子可以包括具有掺杂剂分子的合适的导电聚合物，例如美国专利公开号2019/0309433中所描述的那种，该文献通过引用整体结合到本文中。在一些变型中，参比电极可以用作用于构造完整的电化学电池的半电池。
附加地或替代地，在图16I所示的一些变型中，参比电极1630可包括扩散限制层1635(例如，布置在电极和/或氧化还原对层上方)。扩散限制层1635可以例如类似于上面参照图16A描述的扩散限制层1615。
示例性电极层形成
工作电极、反电极和参比电极的各层可使用合适的方法例如下面描述的方法被应用于微针阵列和/或被功能化等。
在微针阵列的预处理步骤中，可在惰性气体(例如，射频产生的惰性气体，如氩气)等离子体环境中对微针阵列进行等离子体清洁，以使包括电极材料(例如，上述电极材料1612、1622和1632)在内的材料表面更具亲水性和化学反应性。该预处理不仅用于物理去除有机碎片和污染物，还用于清洁和准备电极表面，以增强随后沉积的膜在其表面上的附着。
工作电极
阳极化：为了在预处理步骤后构造工作电极，可使用电流分析法对电极材料1612进行阳极化处理，其中，在中等强度的酸溶液(例如，0.1-3M H2SO4)中，使被分配用于工作电极功能的电极组成部分经受固定的高阳极电势(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在+1.0V至+1.3V的范围内)适当的时间量(例如，约30秒至约10分钟)。在这个过程中，可以在电极表面上产生薄而稳定的天然氧化物层。由于在电极表面出现的低pH值，任何痕量污染物也可以被去除。
在使用库仑法的替代实施例中，阳极化可继续进行，直到已经过了指定量的电荷(以库仑测量)。可以如上所述施加阳极电势；但是，这一过程的持续时间可改变为，直到已经过了该指定量的电荷。
活化：在阳极化过程之后，工作电极组成部分可在使用循环伏安法的活化过程中经受循环扫描电势波形。在活化过程中(活化过程可能发生在中等强度的酸溶液(如0.1–3MH2SO4)中)，所施加的电势可能随时间以合适的函数变化(如锯齿函数)。例如，电压可以以交代函数(alternating function)(例如，15-50个线性扫描段)在阴极值(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在-0.3V至-0.2V的范围内)和阳极值(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在+1.0V至-1.3V的范围内)之间线性扫描。该波形的扫描速率可为在1mV/秒至1000mV/秒的范围内的值。应当注意，在阳极扫描(扫描到正极端)期间出现的电流峰值对应于化学物质的氧化，而在随后的阴极扫描(扫描到负极端)期间出现的电流峰值对应于所述化学物质的还原。
生物识别层的功能化：在活化过程之后，可使用如上所述的生物识别层1614对工作电极组成部分进行功能化。假设微针阵列的工作电极组已经经历了上述步骤，则所施加的电势可以锯齿函数而随时间变化。例如，电压可以交代函数(例如，10个线性扫描段)在阴极值(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在0.0V)和阳极值(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在+1.0V)之间线性扫描。在一个示例性变型中，在由交联生物识别元素(例如，酶，如葡萄糖氧化酶)和截留导电聚合物的单体前体组成的水溶液中，该波形的扫描速率可以取在约1mV/秒至约10mV/秒的范围内的值。在该过程中，可在工作电极表面上产生(例如，电沉积或电聚合)生物识别层的薄膜(例如，约10nm至约1000nm)，该薄膜包含具有分散的交联生物识别元素的聚合物。在一些变型中，导电聚合物可包括苯胺、吡咯、乙炔、亚苯基、亚苯基伸乙烯基、亚苯基二胺、噻吩、3,4-乙烯二氧噻吩和氨基苯酚硼酸中的一种或多种。如上所述，生物识别层赋予对感兴趣的分析物的选择性感测能力。
在一些变型中，可对工作电极表面进行电化学粗糙化，以增强生物识别层对电极材料1612表面(和/或铂黑层)的附着力。粗糙化过程可以包括阴极化处理(例如，阴极沉积，电流分析法的子集)，其中电极在含有溶解于其中的所需金属阳离子的酸性溶液(例如，0.01-100mM H2PtCl6)中经受固定的阴极电势(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在-0.4V至+0.2V的范围内)一段时间(例如，5秒至10分钟)。替代地，将使电极经受固定的阴极电势(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在约-0.4V至约+0.2V的范围内)，直到在含有溶解于其中的所需金属阳离子的酸溶液(例如，0.01-100mM H2PtCl6)中通过了一特定量的电荷(例如，0.1mC-100mC)。在这个过程中，可以在电极表面上产生薄而多孔的金属层，从而显著增加电极表面积。附加地或替代地，在如上所述的一些变型中，铂金属元素可以沉积在电极上以形成或沉积铂黑层1613。
扩散限制层的功能化：在生物识别层的功能化之后，在一些变型中，工作电极组成部分可以用扩散限制层功能化。假设微针阵列的工作电极组已经经历了上述步骤，则可以采用以下方法中的一种或多种来施加扩散限制层，该扩散限制层可以是厚度为约100纳米至约10,000纳米的薄膜。
在一些变型中，可通过喷涂方法施加扩散限制层，在该方法中，在受控环境设置中，以指定的喷雾模式和持续时间将雾化聚合物制剂(分散在水或溶剂中)施加到微针阵列装置上。这产生了具有限制感兴趣的分析物扩散到生物识别层所需的期望厚度和孔隙率的薄膜。
在一些变型中，可通过等离子体诱导聚合方法施加扩散限制层，其中等离子体源产生气体放电，其提供能量以激活气态、雾化或液态单体前体(例如，乙烯基吡啶)内的交联反应。这将单体前体转化为可在微针阵列上沉积至特定厚度的聚合物涂层，从而产生具有限制感兴趣的分析物扩散至生物识别层1614所需的期望厚度和孔隙率的薄膜。
此外，在一些变型中，可通过电泳或介电泳沉积来施加扩散限制层，例如美国专利第10,092,207号中所述的实例技术，其全文以引用方式并入本文。
反电极
阳极化：在一些变型中，可使用电流分析法对反电极材料进行阳极化处理，其中为反电极功能而分配的电极组成部分在中等强度的酸溶液中经受固定的高阳极电势或适当的时间量。反电极的阳极化过程的示例性参数和其他细节可以类似于上述对工作电极的描述。类似地，反电极的阳极化也可以使用如上所述的库仑法。
活化：在一些变型中，在阳极化过程之后，在使用循环伏安法的活化过程中，反电极组成部分可经历循环扫描的电势波形。在一些变型中，激活过程可以类似于上述工作电极的激活过程。
粗糙化：此外，在一些变型中，可对反电极表面进行电化学粗糙化，以增强该电极组的电流接收或电流供应能力。电化学粗糙化过程可以类似于上述用于工作电极的过程。附加地或替代地，在如上所述的一些变型中，铂金属元素可以沉积在电极上以形成或沉积铂黑层1623。
参比电极
阳极化：与上述工作电极和反电极一样，参比电极可使用电流分析法进行阳极化处理，其中，被分配用于反电极功能的电极组成部分在中等强度的酸溶液中经受固定的高阳极电势或适当的时间量。反电极的阳极化过程的示例性参数和其他细节可以类似于上述对工作电极的描述。类似地，反电极的阳极化可以。
活化：在阳极化过程之后，可在使用循环伏安法的活化过程中使对参比电极组成部分经历循环扫描电势波形。在一些变型中，激活过程可以类似于上述工作电极的激活过程。
功能化：在活化过程之后，参比电极组成部分可被功能化。假设微针阵列的参比电极已经经历了上述步骤，则可以在水溶液中施加固定的阳极电势(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在+0.4V至+1.0V的范围内)一特定的合适持续时间(例如，约10秒至约10分钟)。替代地，参比电极经受固定的阳极电势(例如，相对于Ag/AgCl参比电极在约+0.4V至约+1.0V的范围内)，直到水溶液中通过了一特定量的电荷(例如，0.01mC-10mC)。在一些变型中，水溶液可以包括导电聚合物的单体前体和携带相反电荷的带电掺杂剂抗衡离子或材料(例如，聚(苯乙烯磺酸盐))。在该过程中，具有分散的抗衡离子或材料的导电聚合物的薄膜(例如，约10nm至约10,000nm)可以在参比电极表面上产生。这产生了具有稳定热力学势的表面固定的固态氧化还原对。在一些变型中，导电聚合物可以包括苯胺、吡咯、乙炔、亚苯基、亚苯基伸乙烯基、亚苯基二胺、噻吩、3,4-乙烯二氧噻吩和氨基苯酚硼酸中的一种或多种。
在一些替代实施例中，可在氧化过程中在铱电极表面上电化学生长天然氧化铱膜(例如，IrO2或Ir2O3或IrO4)。如上所述，这也产生了稳定的氧化还原对。
此外，在一些变型中，参比电极表面可经电化学粗糙化，以增强表面固定的氧化还原对的附着力。电化学粗糙化过程可以类似于上述用于工作电极的过程。附加地或替代地，在如上所述的一些变型中，铂金属元素可以沉积在电极上以形成或沉积铂黑层1633。
用于形成参比电极的其他特征和技术可类似于美国专利公开号2019/0309433中描述的那些，该文献通过引用并入上文中。
微针阵列配置
可在微针阵列中布置多个微针(例如，本文所述的任何微针变型，每个微针变型可具有如上所述的工作电极、反电极或参比电极)。如何配置微针的考虑因素包括诸如用微针阵列刺入皮肤所需的插入力、电极信号水平和其他性能方面的优化、制造成本和复杂性等因素。
例如，微针阵列可包括以预定间距(一个微针的中心与其最近的相邻微针的中心之间的距离)隔开的多个微针。在一些变型中，微针可以以足够的间距间隔开，以便分配施加到用户皮肤上的力(例如，避免“钉床”效应)，从而使微针阵列穿透皮肤。随着间距的增加，插入微针阵列所需的力趋于减小，而穿刺深度趋于增加。然而，已经发现，间距仅在低值(例如，小于约150μm)时开始影响插入力。因此，在一些变型中，微针阵列中的微针可以具有至少200μm、至少300μm、至少400μm、至少500μm、至少600μm、至少700μm或至少750μm的间距。例如，间距可以为约200μm至约800μm、约300μm至约700μm、或者约400μm至约600μm。在一些变型中，微针可以布置成周期性网格，并且间距在微针阵列的所有方向和所有区域上可以是均匀的。替代地，沿不同轴线(例如，X、Y方向)测量的间距可以不同，和/或微针阵列的一些区域可以包括较小的间距，而其他区域可以包括较大的间距。
此外，为实现更一致的穿刺，微针可彼此等距间隔(例如，所有方向的间距相同)。为此，在一些变型中，微针阵列中的微针可以如图17所示的六边形配置布置。替代地，微针阵列中的微针可以布置成矩形阵列(例如正方形阵列)，或者以另一种合适的对称方式布置。
确定微针阵列配置的另一个考虑因素是微针提供的总信号水平。通常，阵列中全部数量的微针元件中的每个微针的信号水平相同。然而，可以通过将阵列中的多个微针电互连在一起来增强信号水平。例如，与具有较少微针的阵列相比，具有大量电连接的微针的阵列预期会产生更大的信号强度(并因此提高精度)。然而，承载片上更多数量的微针将增加承载片成本(假定间距恒定)，并且还需要更大的力和/或速度来插入皮肤。相反，承载片上较少数量的微针可降低承载片成本，并且能够以减小的施加力和/或速度插入皮肤。此外，在一些变型中，承载片上较低数量的微针可减少承载片的总覆盖面积，这可导致较少的不希望的局部水肿和/或红斑。因此，在一些变型中，可利用如图17所示的包括37个微针的微针阵列或者图29A和29B所示的包括7个微针的微针阵列来实现这些因素之间的平衡。然而，在其他变型中，在阵列中可具有更少的微针(例如，约5个至约35个，约5个至约30个，约5个至约25个，约5个至约20个，约5个至约15个，约5个至约100个，约10个至约30个，约15个至约25个，等等)或者在阵列中可具有更多的微针(例如，多于37个、多于40个、多于45个，等等)。
此外，如下文进一步详细描述的，在一些变型中，在分析物监测设备的操作过程中，仅微针阵列中的微针子集可以是起作用/有效的的。例如，微针阵列中的微针的一部分可以是不起作用的/无效的(例如，没有从未起作用的微针的电极读取信号)。在一些变型中，微针阵列中的微针的一部分可以在操作期间的某个时间被启用，并且在设备的剩余操作寿命中保持起作用/有效。此外，在一些变型中，微针阵列中的微针的一部分可以附加地或替代地在操作期间的某个时间被停用，并且在设备的剩余操作寿命中保持不起作用/无效。
在考虑微针阵列承载片的特性时，承载片尺寸是微针阵列中微针数量和微针间距的函数。制造成本也是一个考虑因素，因为较小的承载片尺寸将有助于降低成本，因为可以由给定面积的单个晶片形成的承载片的数量将会增加。此外，由于基底的相对易碎性，较小的承载片尺寸也不容易发生脆性断裂。
此外，在一些变型中，微针阵列外围处的微针(例如，靠近承载片的边缘或边界，靠近外壳的边缘或边界，靠近外壳上粘合剂层的边缘或边界，沿微针阵列的外边界等)可能被发现具有更好的性能(例如，灵敏度)，这是因为与微针阵列的或承载片的中心处的微针相比，其具有更好的穿透性。因此，在一些变型中，工作电极可以大部分或全部布置在位于微针阵列外周处的微针上，以获得更准确和/或精确的分析物测量。
图17描绘了在微针阵列的示例变型中布置的37个微针的示意图。例如，37个微针可以六边形阵列布置，其中在每个微针的中心与其在任何方向上的紧邻者的中心之间的、针间中心间间距为约750μm(或约700μm至约800μm，或约725μm至约775μm)。图18A描绘了包括图17所示微针装置的承载片的示例性变型的示意图。微针阵列和承载片的示例尺寸(例如，约4.4毫米×约5.0毫米)如图18B所示。
图29A和29B描绘了布置在微针阵列2900的示例变型中的七个微针2910的示意性透视图。七个微针2910在基底2902上以六边形阵列布置。如图29A所示，电极2920布置在微针2910的从基底2902的第一表面延伸出的远侧部分上。如图29B所示，微针2910的近侧部分导电连接到位于基底2902的与基底2902的第一表面相对的第二表面上的相应背侧电触点2930。图30A和30B描绘了类似于微针阵列2900的微针阵列的示意性平面图和侧视图。如图30A和30B所示，七个微针以六边形阵列布置，其中在每个微针的中心与其在任何方向上的紧邻者的中心之间的针间中心间间距约为750μm。在其他变型中，针间的中心间间距可以是例如约700μm至约800μm，或者约725μm至约775μm。微针可以具有大概约170μm(或者约150μm至约190μm，或者约125μm至约200μm)的轴外径和约500μm(或者约475μm至约525μm，或者约450μm至约550μm)的高度。
此外，关于工作电极、反电极和参比电极在微针阵列中的位置，本文所述的微针阵列可具有高度的可配置性。电子系统可以促进这种可配置性。
在一些变型中，微针阵列可包括以对称或非对称方式分布在微针阵列中的两组或更多组电极，根据信号灵敏度和/或冗余度的要求，每组具有相同或不同数量的电极组成部分。例如，相同类型的电极(例如工作电极)可以以双侧对称或径向对称的方式分布在微针阵列中。例如，图19A描绘了微针阵列1900A的变型，其包括两个对称的由七个工作电极(WE)组成的组，两个工作电极组标记为“1”和“2”。在该变型中，两个工作电极组以双侧对称的方式分布在微针阵列中。工作电极通常布置在由三个参比电极(RE)占据的中心区域与由二十个反电极(CE)占据的外周区域之间。在一些变型中，两个工作电极组中的每个工作电极组可以包括七个工作电极，它们之间电连接(例如，以增强传感器信号)。替代地，一个或两个工作电极组中的仅一部分可以包括在它们之间电连接的多个电极。作为另一种选择，工作电极组可以包括独立的并且不与其他工作电极电连接的工作电极。此外，在一些变型中，工作电极组可以以非对称或随机的配置分布在微针阵列中。
作为另一个示例，图19B描绘了微针阵列1900B的变型，其包括对称的四个由三个工作电极(WE)组成的组，四个工作电极组标有“1”、“2”、“3”和“4”。在该变型中，四个工作电极组以径向对称的方式分布在微针阵列中。每个工作电极组与微针阵列中的两个参比电极(RE)组成部分中的一者相邻，并且以对称的方式布置。微针阵列还包括反电极(CE)，所述反电极围绕微针阵列的外周布置，但不起作用/无效的或者可以用于其他特征或操作模式的两个电极占据六边形的两个顶点。
在一些变型中，微针阵列的仅一部分可包括有效电极。例如，图19C描绘了微针阵列1900C的变型，其具有37个微针和数量减少的有效电极，包括四个双侧对称布置的工作电极(标记为“1”、“2”、“3”和“4”)、二十二个反电极和三个参比电极。微针阵列中剩余的八个电极不起作用/无效。在图19C所示的微针阵列中，每个工作电极被一组反电极包围。两组这样的由工作电极和反电极构成的集群被一行三个参比电极分开。
作为另一个实例，图19D描绘了微针阵列1900D的变型，其具有37个微针和数量减少的有效电极，包括四个双侧对称布置的工作电极(标记为“1”、“2”、“3”和“4”)、二十个反电极和三个参比电极，其中微针阵列中的其余十个电极为无效电极。
作为另一个示例，图19E描绘了微针阵列1900E的变型，其具有37个微针和数量减少的有效电极，包括四个工作电极(标记为“1”、“2”、“3”和“4”)、十八个反电极和两个参比电极。微针阵列中剩余的十三个电极不起作用/是无效的。无效电极沿着整个微针阵列的部分周边，从而将有效微针布置的有效尺寸和形状减小到更小的六边形阵列。在有效微针布置中，四个工作电极通常呈径向对称布置，并且每个工作电极被一组反电极包围。
图19F描绘了微针阵列1900F的另一个示例变型，其具有37个微针和数量减少的有效电极，包括四个工作电极(标记为“1”、“2”、“3”和“4”)、两个反电极和一个参比电极。微针阵列中剩余的三十个电极不起作用/无效。无效电极围绕整个微针阵列的周边布置成两层，从而将有效微针布置的有效尺寸和形状减小到以参比电极为中心的较小的六边形阵列。在有效微针布置中，四个工作电极呈两侧对称布置，并且两个反电极与中心的参比电极的距离相等。
图19G描绘了微针阵列1900G的另一示例变型，其具有37个微针和数量减少的有效电极。除了微针阵列1900G包括一个反电极和两个参比电极，并且较小的六边形有效微针阵列以反电极为中心之外，微针阵列1900G中的有效电极以与图19F所示的微针阵列1900F相似的方式排列。在有效微针布置中，四个工作电极是双侧对称布置的，并且两个参比电极与中心的反电极的距离相等。
图19H描绘了具有7个微针的微针阵列1900H的另一示例变型。这种微针布置包含两个被分配作为独立工作电极(1和2)的微针、由4个微针组成的反电极组、和单个的参比电极。工作电极的和反电极的布置都是双侧对称的，它们与中心参比电极的距离相等。此外，工作电极尽可能远离微针阵列的中心地布置(例如，布置在承载片或阵列的外周处)，以利用工作电极预期具有更高灵敏度和整体性能的位置。
图19I描绘了具有7个微针的微针阵列1900I的另一示例变型。微针布置包含：四个微针，该四个微针被分配为两个独立的组(1和2)，每个组包含两个工作电极；由两个微针组成的反电极组；以及单个参比电极。工作电极和反电极的布置都是双侧对称的，它们与中心参比电极的距离相等。此外，工作电极尽可能远离微针阵列的中心地布置(例如，布置在承载片或阵列的外周处)，以利用工作电极预期具有更高灵敏度和整体性能的位置。
图19J描绘了具有7个微针的微针阵列1900J的另一示例变型。微针布置包含四个被分配作为独立工作电极(1、2、3和4)的微针、由两个微针组成的反电极组、和单个参比电极。工作电极和反电极的布置都是双侧对称的，它们与中心参比电极的距离相等。此外，工作电极尽可能远离微针阵列的中心地布置(例如，布置在承载片或阵列的外周处)，以利用工作电极预期具有更高灵敏度和整体性能的位置。
虽然图19A-19J说明了微针阵列配置的示例性变型，但应理解，这些图并非限制性的，并且其他微针配置(包括不同数量和/或分布的工作电极、反电极和参比电极，以及不同数量和/或分布的有效电极和无效电极等)可能适用于微针阵列的其他变型。
预热
许多植入的电化学传感器需要“预热”时间，或植入后传感器达到稳定信号值的时间。这个过程起源于生理学和传感器动力学。然而，本文所述的分析物监测设备的各个方面被配置成减轻导致预热时间的因素，从而允许本文所述的分析物监测设备与传统CGM系统相比具有显著更短的预热时间。例如，本文所述的分析物监测设备可以具有约30分钟或更少的(例如，约10分钟至约30分钟，约15分钟至约30分钟，约20分钟至约30分钟，约25分钟至约30分钟)，约45分钟或更少的，约60分钟或更少的，约90分钟或更少的，或约120分钟或更少的预热时间。在一些变型中，在预热阶段之后，分析物监测设备可以在校准阶段进行校准。
伤口反应：例如，传感器的植入会导致伤口反应(因对组织定位的破坏、组织的移位和对组织的破坏)。传感器越大，或者植入越深，伤口反应越多。因此，有令人信服的理由使传感器小型化，以引起减弱的伤口反应，这将导致更快的预热。
蛋白质吸附：此外，植入传感器后，立即引发异物反应。异物反应包括复杂的生化级联反应，旨在用细胞物质包裹异物。在植入后，疏水性表面易于非常迅速地吸附内源性蛋白质；这被称为生物污损。另一方面，亲水性表面因含水量高而可以抵抗生物污损。人血清白蛋白(HSA)是真皮间质液中的主要蛋白质，约占总蛋白质的60％，并在生理pH下保持负电荷。当传感器被极化为正电势时(如在分析物监测设备的一些变型中)，内源性HSA经历电漂移和向传感器的正(工作)电极的电荷吸引。这会增加传感器表面生物污垢的倾向。这是实施亲水扩散限制层或外部生物相容层以有效隐藏传感器以便不被识别为异物的基本原理，如上面进一步详细描述的。
如本文所述，分析物监测设备减少了上述生理因素对预热时间的影响，这例如是由于以下：植入物被植入的较浅的特点、最小化了被移位组织的体积(例如，比当前CGM系统低约两个数量级，例如，被移位的组织是当前CGM系统的约1/1000倍至约1/100倍，或者被移位的组织是当前CGM系统的约1/600倍至约1/200倍)、在植入过程中对所述组织的创伤被最小化、以及没有渗透到真皮网状层中的较深的脉管系统，当受到干扰时，渗透到真皮网状层中的较深的脉管系统可能引发更多的伤口反应，这将加速封装植入物的努力，就像竞争的线植入CGM系统的情况那样。
达到平衡：传感器动态对预热时间的影响的一个实例涉及达到平衡。当在新环境中使用时，电化学传感器需要一限定量的时间来达到平衡。这通常与热力学平衡的建立有关，因为在电极上有离子的吸附表面层。由于大多数可植入电化学传感器中的参比电极不采用与电化学电池的其余部分密封隔离的具有氧化还原对的内部填充溶液，因此该参比电极必须与其周围环境达到平衡，以便建立稳定的参比电势。
传感器层的水合作用：电极传感器层必须浸入水环境中才能正常工作。所产生的水合过程可以激活电极的聚合物层和生物识别元素，并允许它们重新排列并返回到它们天然的活性三级结构，这是它们的活性或独特性质的主要原因。这个过程通常被称为传感器“润湿”,并且允许在其中发生感测操作的介质将传感器层插入到足够的程度。
非法拉第响应的衰减：电化学传感器的偏压/偏置(施加电压)将导致在电极表面形成双层离子。由于电极表面上吸附物质的充电，该过程需要一限定量的时间。这产生了双层电容。非法拉第时间常数等于所述双电层电容和溶液电阻的乘积。通常，非法拉第响应(电流)比其他物理现象更快地衰减到可以忽略的水平，并且它通常不是预热过程中的限速步骤。一旦非法拉第响应衰减到可以忽略的水平，法拉第响应就会出现，这反映了感兴趣的电化学/氧化还原反应。
如本文所述，分析物监测设备可例如归因于实施薄的膜层(约10nm-5000nm；这允许这些层比竞争的可植入CGM系统更快地水合)来减少传感器动态对预热时间的影响。此外，由于本文所述电极的小尺寸(例如，工作电极的几何表面积)，非法拉第响应在较短的持续时间内发生(由于减小的双电层电容和因此减少的双电层充电)。在一些变型中，在将设备应用到皮肤之后的一限定时间段内的高电势(例如，>0.75V)偏置可进一步加速传感器的老化/烧机(burn-in)或预热，以实现平衡和稳定的信号水平。
信号延迟
通常，植入的电化学传感器在分析物水平变化后获得稳定的信号值时也会经历延迟或信号延迟。这种信号延迟是各种因素的函数。在高水平上，延迟是3种不同效应的函数：(1)扩散滞后(分析物分子从毛细血管(源)扩散到传感器表面所需的时间量)，(2)传感器膜/层结构对传感器施加的扩散限制，以及(3)数据的算法处理(平均、滤波、信号去噪和其他信号处理措施)，这通常导致群延迟。然而，本文描述的分析物监测设备的各个方面最小化了导致信号延迟的这些因素，从而导致分析物测量的更快响应时间。
如上所述，本文所述的分析物监测设备的一个显著优点是传感器放置的位置。因为电极表面植入的位置非常接近(例如，在几百微米或更小的范围内)真皮网状层的致密且灌注良好的毛细血管床，所以扩散滞后可以忽略不计。这是优于传统分析物传感器的显著优点，传统分析物传感器位于真皮下血管化非常差的脂肪组织中，因此从真皮中的脉管系统的扩散距离和导致的扩散延迟是相当大的(例如，通常为5-20分钟)。
此外，由于电极传感器表面上沉积的膜采用电沉积方法，因此可将所述膜的精确厚度控制在高度精确的程度。例如，形成传感器表面的电沉积方法能够一致地、受控地产生薄膜层，这可以减少扩散滞后。此外，薄膜层相对于传感电极的空间定位允许实现更薄且扩散电阻更小的膜，这进一步减少了由于分析物从另一膜表面扩散到生物识别层而导致的延迟/等待时间。
此外，微针阵列提供的高水平冗余(分析物测量的平行通道)允许实现更高的保真度测量，并降低对插值传感器读数的算法的依赖，从而更大程度地减少延迟或等待时间。
电子系统
如分析物监测设备110的图2A示意图所示，电子系统120可集成在外壳112内，因此电子系统120可与感测元件(例如，微针阵列)相结合，作为单个单元的一部分，这与通常将部件整合在多个物理上不同的单元中的传统CGM系统形成对比。下面描述电子系统120的示例变型的进一步细节。
PCB
在一些变型中，分析物监测设备可包括一个或多个印刷电路板(PCB)。例如，分析物监测设备可以包括在传感器组件320中的至少一个PCB和至少一个设备PCB 350，该传感器组件320包括微针阵列，如图3E所示。
例如，如图3F-3I所示，传感器组件320可包括联接至连接印刷电路板(PCB)324的传感器支座印刷电路板(PCB)322。微针阵列330可以附接到传感器支座PCB 322(例如，FR-4、PTFE、Rogers 4350B)，例如通过结合了用于机械强度的环氧底层填料的焊接工艺来实现该附接。在一些变型中，可以沿着硅微针阵列330的边缘沉积环氧树脂裙部，以减轻上述硅切割过程中的尖锐边缘。环氧树脂还可以提供从微针阵列硅的硅基底边缘到PCB322边缘的过渡。替代地，这种环氧树脂可以由橡胶垫圈或类似物代替或补充。
如图3J所示，传感器支座PCB 322可用作支座，其至少部分地确定微针阵列330从外壳310伸出的期望距离。因此，可以选择传感器支座PCB322的支座高度，以帮助确保微针阵列330正确地插入到用户的皮肤中。在针头插入过程中，外壳310的底面将作为针插入的止挡。如果传感器支座PCB 322具有减小的高度，并且其下表面与外壳的底面齐平或几乎齐平，则外壳310会阻止微针阵列330充分插入皮肤。然而，增加支座高度可能导致微针阵列在微针插入过程中对皮肤的更大压力，这可能导致皮肤刺激和/或红斑(皮肤发红)。
传感器支座PCB 322可例如使用合适的紧固件等固定至外壳310和/或固定在外壳内的叠层内。例如，如图3H-3J所示，传感器支座PCB 322(具有微针阵列330)可以联接到连接PCB 324的第一侧，而连接PCB 324的相对的第二侧又可联接到内插器PCB连接器326。如图3J所示，内插器PCB连接器326可以通信地耦合到设备PCB 350，例如用于如下所述的信号处理。因此，来自微针阵列330的信号可以通过传感器支座PCB 322并经由传感器支座PCB322、连接PCB 324和内插器PCB连接器326传递到设备PCB。然而，在一些变型中，分析物监测设备可包括更少的PCB。例如，在一些变型中，传感器组件320可以去掉传感器支座PCB 322，使得微针阵列330可直接电连通到连接PCB 324(或者直接电连通到设备PCB 350)。
附加地或替代地，在一些变型中，传感器组件320中的至少一个印刷电路板可包括或联接至与微针阵列330结合的一个或多个附加传感器。例如，传感器组件320可以包括温度传感器(例如，热敏电阻、电阻温度检测器、热电偶、带隙基准、非接触式温度传感器等)。在一些变型中，温度测量可以附加地或替代地由微针阵列中的一个或多个对分析物不敏感的电极来执行。
在一些变型中，传感器支座PCB 322的厚度可为约0.05英寸至约0.15英寸，或约0.093英寸至约0.127英寸。在一些变型中，传感器支座PCB 322可以包括一个或多个导电的基底通孔，该导电的基底通孔配置为将电信号从PCB的前表面路由/引导到PCB的后表面。在一些变型中，传感器支座PCB 322可以包括具有导电的基底通孔的半导体(例如，硅)，该导电的基底通孔配置成能将电信号从半导体的前表面路由/引导到半导体的后表面。在其他变型中，微针阵列330可以直接安装到PCB 324，而没有传感器支座PCB 322。
模拟前端
在一些变型中，分析物监测设备的电子系统可包括模拟前端。模拟前端可包括传感器电路(例如，如图2A所示的传感器电路124)，该传感器电路将模拟电流测量值转换成可被微控制器处理的数字值。例如，模拟前端可以包括适用于电化学传感器的可编程模拟前端。例如，模拟前端可以包括可从Maxim Integrated(San Jose，CA)获得的MAX30131、MAX30132或MAX30134部件(它们分别具有1个、2个和4个通道)，它们是用于电化学传感器的超低功率可编程模拟前端。模拟前端还可以包括可从Analog Devices(马萨诸塞州诺伍德)获得的AD5940或AD5941器件，它们是高精度阻抗和电化学前端。类似地，模拟前端也可包括可从Texas Instruments(Dallas，TX)获得的LMP91000，其是用于低功率化学传感应用的可配置模拟前端稳压器。模拟前端可以提供偏置和完整的测量路径，包括模数转换器(ADC)。超低功率可允许传感器的持续偏置，以在需要使用身体佩戴的电池供电设备长时间(例如7天)进行测量时保持精度和快速响应。
在一些变型中，模拟前端装置可与双端和三端电化学传感器兼容，例如，以便实现DC电流测量、交流电流测量和电化学阻抗谱(EIS)测量能力。此外，模拟前端可以包括内部温度传感器和可编程基准电压源，支持外部温度监控和外部基准电压源，并集成偏置和电源电压的电压监控，以确保安全性和合规性。
在一些变型中，模拟前端可包括多通道稳压器，以复用传感器输入并处理多个信号通道。例如，模拟前端可以包括多通道稳压器，例如美国专利第9,933,387号中描述的多通道稳压器，该专利的全部内容通过引用结合于本文中。
在一些变型中，模拟前端和外围电子设备可集成到专用集成电路(ASIC)中，例如，这可有助于降低成本。在一些变型中，该集成方案可以包括下述微控制器。
微控制器
在一些变型中，分析物监测设备的电子系统可包括至少一个微控制器(例如，如图2A所示的控制器122)。微控制器可以包括例如具有集成闪存的处理器。在一些变型中，分析物监测设备中的微控制器可以配置成能执行分析，以将传感器信号与分析物测量(例如，葡萄糖测量)相关联。例如，微控制器可以执行固件中的编程例程来解释数字信号(例如，来自模拟前端)，执行任何相关算法和/或其他分析，并且将处理后的数据路由到通信模块和/或从通信模块路由。将分析保持在分析物监测设备上可以例如使得分析物监测设备能够并行地向多个设备(例如，诸如智能电话或智能手表的移动计算设备、诸如胰岛素笔或泵的治疗输送系统等)广播/传送分析物测量结果，同时确保每个连接的设备具有相同的信息。
在一些变型中，微控制器可配置为在一个或多个检测条件下启用和/或停用分析物监测设备。例如，该设备可以被配置成在微针阵列插入皮肤中后给分析物监测设备通电。例如，这可以实现省电特征，其中电池被断开，直到微针阵列被置于皮肤中，此时设备可以开始传送传感器数据。这种特征例如可以帮助提高分析物监测设备的保存期限和/或为用户简化分析物监测设备-外部设备配对过程。
图25示出了能够在插入后启用上述分析物监测设备的电路示例变型的示意图。通常，在穿透皮肤角质层并将位于微针组成部分的远侧尖端处的电极定位在高电解真皮间质液中后，“传感器检测”的电阻显著降低，从而激活p-沟道MOSFET Q401。一旦Q401接通，电池电压VBAT流向VDD_IN，并为设备供电。当微控制器上电时，它执行的第一个程序是将“PwrEnable”设置为高，从而通过Q402将Q401的栅极拉低来保持设备上电。这样做是为了减轻微针不与皮肤保持接触的情况。如果设备出现误启动，则“传感器_检测(Sensor_Detect)”上应出现高电阻，并且微处理器可将“PwrEnable”拉低，从而切断设备电源(并使设备失效)。用于启用和/或停用分析物监测设备的结构和方法的其他示例变型在美国专利申请第16/051,398号中有所描述，该专利申请通过引用整体结合到本文中。
附加地或替代地，微控制器可配置为基于微针阵列进行的传感器测量来主动确认微针阵列至皮肤中的插入。例如，在微针阵列中的两个或更多个微针被认为已经插入到皮肤中之后，可以向这些微针施加固定的或随时间变化的电势或电流。测量在插入的微针的电极之间产生的信号的测量结果(例如，电势值或电流值)，然后与已知的参考值进行比较，以证实微针阵列成功插入皮肤。参考值可以例如包括电压、电流、电阻、电导、电容、电感和/或阻抗。用于启用和/或停用分析物监测设备的结构和方法的其他示例变型在美国专利申请第16/051,398号中被进一步详细地描述，该文献通过引用结合到本文中。
在一些变型中，微控制器可利用8位、16位、32位或64位数据结构。合适的微控制器架构包括
Figure BDA0003861323140000511
和
Figure BDA0003861323140000512
架构，并且闪存可以嵌入微控制器或在微控制器外部，用于合适的数据存储。在一些变型中，微控制器可以是单核微控制器，而在一些变型中，微控制器可以是多核(例如，双核)微控制器，这可以实现用于优化系统内的功率和/或性能的灵活架构。例如，微控制器中的核可以包括相似或不同的架构。例如，在示例变型中，微控制器可以是双核微控制器，包括具有高性能和高功率架构的第一内核，以及具有低性能和低功率架构的第二内核。第一内核可作为“主力”，因为它可用于处理更高性能的功能(例如，传感器测量、算法计算等)，而第二内核可用于执行较低性能的功能(例如，后台例程、数据传输等)。因此，微控制器的不同内核可以针对它们各自的功能优化的不同占空比/闲忙度运行(例如，用于较低性能功能的第二内核可以较高的占空比运行)，从而提高整体功率效率。附加地或替代地，在一些变型中，微控制器可以包括嵌入式模拟电路，例如用于与附加传感器和/或微针阵列接口/连接。在一些变型中，微控制器可配置为使用0.8V–5V的电源、例如1.2V–3V的电源操作。
通信模块
在一些变型中，分析物监测设备的电子系统可包括至少一个通信模块(例如，如图2A所示的通信模块126)，例如与一个或多个设备通信的无线通信模块。例如，通信模块可以包括集成到微控制器设备中的无线收发器。然而，电子系统可以附加地或替代地包括与微控制器设备分离的通信模块。在一些变型中，通信模块可以经由无线网络(例如，通过蓝牙、NFC、WiFi、RFID或任何类型的不通过电缆连接的数据传输方式)通信。例如，设备可以在成对连接(1:1关系，即单点传送)中，或者在中心辐射或广播连接(“一对多”或1:m关系，即多点传送)中直接相互通信。作为另一个例子，设备可以通过网状网络连接(例如，“多对多”，或m:m关系，或点对点(ad-hoc))相互通信，例如通过蓝牙网状网络相互通信。无线通信可以使用多种通信标准、协议和技术中的任何一种，包括但不限于全球移动通信系统(GSM)、增强型数据GSM环境(EDGE)、高速下行链路分组接入(HSDPA)、高速上行链路分组接入(HSUPA)、演进、纯数据(EV-DO)、HSPA、HSPA+、双小区HSPA(DC-HSPDA)、长期演进(LTE)、近场通信(NFC)、宽带码分多址(W-CDMA)、码分多址(CDMA)、时分多址(TDMA)、蓝牙、无线保真(WiFi)(例如IEEE 802.11a、IEEE 802.11b、IEEE 802.11g、IEEE 802.11n等)、或任何其他合适的通信协议。一些无线网络部署可能会结合来自多个蜂窝网络的网络，或者混合使用蜂窝、Wi-Fi和卫星通信。在示例变型中，通信模块可以包括集成到微控制器中的无线收发器，并且包括符合蓝牙特别兴趣组5.0规范的蓝牙低能量兼容无线电。
通信模块还可包括或联接至一个或多个天线(例如，如图2A所示的天线128)。例如，电子系统可以包括安装在PCB上的芯片天线，或者直接实现在PCB上的天线，这可以提供更好的范围，同时降低成本和复杂性。在一些变型中，佩戴分析物监测设备110的用户可以充当天线(例如，天线128)。例如，通信模块126的天线输入/输出部128可以电连接到插入到佩戴者皮肤中的单个微针或多个微针(例如，类似于图2B所示的微针阵列140)。这可以增加天线的有效横截面积、在通信模块的天线输入/输出和自由空间之间提供足够的阻抗匹配、和/或帮助改善操作指标，例如天线增益、天线分集、全向性和通信模块接收器灵敏度/发射器效率。
设备可进入和离开通信模块的范围，以进行连接和重新连接，从而用户能够在设备之间无缝连接和传输信息。在一些变型中，每个分析物监测设备上的微控制器可具有唯一的序列号，这使得能够在生产和/或现场使用期间跟踪特定的分析物监测设备。
附加传感器
如上所述，在一些变型中，除微针阵列外，分析物监测设备可包括一个或多个传感器。例如，分析物监测设备可包括配置为测量皮肤温度的一个或多个温度传感器，从而能够对分析物传感器进行温度补偿。例如，在一些变型中，温度传感器(例如，热敏电阻、RTD、半导体结、双金属传感器、热电堆传感器)可以耦合到外壳内的设备PCB，使得温度传感器被布置在外壳112的面向皮肤的部分或底部附近。外壳可以变薄，以降低热阻并改善热传递，从而提高测量精度。附加地或替代地，导热材料可以将表面安装温度传感器热耦合到用户的皮肤。在温度传感器于微针阵列承载片基底附近耦合到设备PCB的变型中，导热材料可以例如被模制成裙部，以减轻承载片的尖锐边缘，并沿着承载片的边缘和沿着主PCB的表面包裹。
在一些变型中，温度传感器可用于基于测量的电流和先验灵敏度(例如，nA/mM或pA/mg/dL)开发葡萄糖插值特性。在温度不变的情况下，电流特性可以由以下关系式建模：y＝mG[G]，其中y是测量的电流，mG是葡萄糖灵敏度，而[G]是内插的葡萄糖浓度。在一些情况下，例如引入对分析物不敏感的通道b，背景信号可以被引入上述方程:y＝mG[G]+b。引入来自温度传感器的测量值，电流特性可以由以下关系式表示:y＝mG[G]+mT[T]+b，其中mT是温度灵敏度(例如pA/℃),T是测量的温度，b是背景信号(例如pA)。在其他操作情况下，电流特性由以下关系式建模:y＝m1[G][T]+b，其中m1是先验确定的加权因子。在其他操作场景中，电流特性可以被建模为温度和葡萄糖的卷积:y＝{mT[T]+m2}[G]+b，其中m2是先验确定的加权因子。在其他操作情况下，电流特性由以下关系式提供:y＝{mG[G]+m2}[T][G]+b。在其他操作情况下，电流特性由以下非线性关系式给出:y＝{mG2[G]2+mG[G]}[T]+b，其中mG2是非线性加权因子。在其他操作情况下，电流特性由以下高斯关系给出:y＝mG[G]exp{-([T]–[TOPT])2/(2σ2)}+b，其中TOPT是酶最大催化转换的最佳温度，并且σ是酶的操作温度范围。
在一些变型中，分析物监测设备可包括至少一个微针，其电极配置为用作具有已知温度灵敏度的分析物不敏感通道(例如，葡萄糖不敏感通道)，其中这种已知温度灵敏度可用于补偿温度。例如，使用葡萄糖不敏感通道的一个优点包括接近葡萄糖传感器(例如，导致来自热梯度的较小误差)和成本(例如，通过减少外部组件和减少将传感器热耦合到皮肤的专门过程)。在一些变型中，分析物监测设备可以包括分析物不敏感通道以及热敏电阻，具有利用来自两者的信息的算法。附加地或替代地，分析物监测设备可以包括测量环境温度的附加传感器，这也可以用于温度补偿算法。
在一些变型中，分析物不敏感通道可用于进行差分测量和/或从分析物敏感通道中减去背景噪声水平，以提高信号保真度和/或信噪比。分析物不敏感通道可能对同样出现在分析物敏感通道上的共模信号敏感(例如，内源性和药理学干扰、压力衰减等)。
附加地或替代地，在一些变型中，分析物监测设备可包括至少一个动力学传感器/运动传感器。运动传感器可以例如包括加速度计、陀螺仪和/或惯性测量单元，以捕获位置、位移、轨迹、速度、加速度和/或设备方位值。例如，这种测量可用于推断佩戴者在有限持续时间内的身体活动(例如，步数、剧烈运动)。附加地或替代地，在一些变型中，可以采用运动传感器来实现对佩戴者与分析物监测设备的交互(例如触摸或轻敲)的检测。例如，触摸或轻敲检测可以用于使通知、警示和警报静音或暂停、控制无线连接的移动计算设备、或者启用/停用分析物监测设备上的用户界面(例如，嵌入式显示器或指示灯)。触摸或轻敲可以以定义的顺序和/或预定的持续时间(例如，至少3秒，至少5秒)来执行，以引发某些动作(例如，显示器或指示灯停用/启用)。附加地或可替换地，在一些变型中，如由运动传感器测量的那样，在至少预定时间段(例如，15分钟、30分钟、45分钟、1小时或其他合适的时间)内检测到受限的运动或活动(例如，没有显著的加速度)时，分析物监测设备可以进入省电模式。
附加地或替代地，在一些变型中，分析物监测设备可包括至少一个实时时钟(RTC)。当分析物监测设备在储存中或在使用期间，实时时钟可以用来跟踪绝对时间(例如，协调世界时、UTC或当地时间)。在一些变型中，与绝对时间的同步可以在分析物监测设备制造之后执行。实时时钟可以用于在分析物监测设备的操作期间对分析物测量(例如，葡萄糖测量)进行时间标记，以便创建时间序列数据集，该时间序列数据集被传送到所连接的外围设备(例如，移动计算设备)、云存储或其他合适的数据存储设备，例如供使用者(例如，分析物监测设备的佩戴者)、他们的支持网络或他们的医疗保健提供者等稍后查看。
电源
如图2A所示，分析物监测设备可包括外壳112中的一个或多个电源130(如电池)，其配置为向其他部件供电。例如，分析物监测设备可以包括AgO电池，其具有高能量密度并且比锂电池更环保。在一些变型中，可以使用一次(例如，不可充电的)电池。此外，在一些变型中，可以使用二次(例如，可充电)电池。然而，可以使用任何合适的电源，包括基于锂的电池。
在一些变型中，可使用低轮廓座或安装件将电源连接至设备PCB，该座或安装件降低了电子装置的总高度，从而最小化了分析物监测设备的高度或轮廓。例如，尽管传统的电池座使用具有弹簧力的导电金属将力施加到电池的顶侧，但是在一些变型中，横向安装的电池座可以接触电池的侧面以完成电路。例如，如图20所示，横向安装的电池座2020可以包括弧形夹，该弧形夹夹紧或以其他方式接触电池的侧面，而不增加竖直体积。电池座2020还可以包括一个或多个安装孔，以通过一个或多个合适的紧固件联接到设备PCB(和/或可以以任何合适的方式联接到设备PCB)。在一些变型中，外壳的尺寸和/或形状可确定成具有合适的公差，以便在电池上施加朝向设备PCB的竖直或向下的力，从而保持电池与PCB接触。
施加器
在一些变型中，可手动施加分析物监测设备。例如，用户可以除去粘合剂层上的保护膜，并手动将该设备按压到他或她的皮肤上的所需佩戴部位。附加地或替代地，如图1所示，在一些变型中，可以使用合适的施加器160将分析物监测设备施加至皮肤。施加器160可例如构造成能将分析物监测设备110推向用户的皮肤，使得分析物监测设备110的微针阵列140可以插入皮肤中(例如，插入到期望的目标深度)。
套件
在一些变型中，分析物监测系统的一些或所有部件可在套件中/成套提供(例如，提供给用户、临床医生等)。例如，套件可以包括至少一个分析物监测设备110和/或至少一个施加器160。在一些变型中，套件可以包括多个分析物监测设备110，其可以形成足够预定时间段(例如，一周、两周、三周、一个月、两个月、三个月、六个月、一年等)的分析物监测设备的供应。该套件可包括任何合适比例的施加器和分析物监测设备(例如，1:1，低于1:1，大于1:1)。例如，该套件可以包括与分析物监测设备相同数量的施加器，例如如果每个施加器是一次性使用的，并且配置成能在将相应的分析物监测设备施加给用户时在使用后被丢弃。作为另一个例子，该套件可以包括比套件中的分析物监测设备的数量更少的数量的施加器(例如，每两个或三个分析物监测设备一个施加器)，例如如果施加器打算被重复使用以施加多个分析物监测设备时，或者如果多个分析物监测设备被装载到单个施加器中以重复施加时。作为另一个例子，套件可以包括比套件中的分析物监测设备的数量更多的数量的施加器(例如，每个分析物监测设备两个施加器)，以便在施加器丢失或破损等情况下提供额外或冗余的施加器。
在一些变型中，套件还可包括用于操作分析物监测设备和/或施加器的用户说明书(例如，用于手动或用施加器施加分析物监测设备的说明书，用于将分析物监测设备与一个或多个外围设备(例如，诸如移动电话的计算设备)配对的说明书等)。
分析物监测设备的灭菌
如上所述，分析物监测设备110(如本文所述的设备)与其他CGM设备的区别至少在于感测元件(例如微针阵列)和电子器件集成在一个单元中。这种集成的一个好处是用户不需要对分析物监测设备110进行任何组装。然而，要实现这种集成，还有一些与灭菌相关的挑战。
传统CGM设备和类似的电化学传感器通常通过与电子器件不相容的过程进行灭菌。例如，传统的电化学传感器灭菌使用伽马辐射或电子束辐射对感测元件进行灭菌。然而，与这些灭菌过程相关的玻色子或费米子粒子会干扰电子器件运行。因此，典型地，电子部件必须单独灭菌并要求最终用户对设备执行一些组装，或者电子部件简单地不灭菌，这可能导致污染问题。
相比之下，上述传感器技术配置为与适用于感测元件和电子器件的灭菌形式相容。在一些变型中，如上所述，微针阵列中的工作电极可以包括生物识别层，该生物识别层包括交联的生物识别元素。例如，生物识别元素可以与胺缩合羰基化学物质交联，这有助于桥接胺基，从而有助于稳定生物识别层内的生物识别元素。例如，生物识别元素可以包括酶(例如，葡萄糖氧化酶)，其与戊二醛、甲醛、乙二醛、丙二醛、琥珀醛和/或其他合适的物质交联，然后嵌入如上所述的导电聚合物中。
上述交联结构的结果是酶足够稳定，使得其可经受气体灭菌方法，例如环氧乙烷(EO)灭菌，在感测性能方面对感测元件的影响令人惊讶地最小。因此，由于电子器件可经历EO灭菌，在一些变型中，分析物监测设备110被独特且有利地配置成能经受住“一体式”灭菌程序，其电子器件和感测元件被完全集成在单个单元中并以单个单元的形式同时灭菌，而不会损坏任一组部件。
因此，在一些变型中，对分析物监测设备进行灭菌的方法可包括使分析物监测设备暴露于灭菌剂气体，其中分析物监测设备包括外壳(例如，可佩戴外壳)、从外壳延伸并包括分析物传感器的微针阵列，以及布置在外壳中并与微针阵列电连接的电子系统。分析物监测设备暴露于灭菌剂气体一段足以将分析物监测设备灭菌的停留时间。在一些变型中，分析物监测设备可以被灭菌至10-6的无菌保证水平(SAL)(即，在1,000,000个灭菌装置中不超过1个存活微生物的概率)。
图21示出了用于对分析物监测设备进行灭菌的方法2100的示例性变型。方法2100可以包括，例如，将分析物监测设备插入适于灭菌的腔室中2110、预处理分析物监测设备2120、使分析物监测设备暴露于灭菌剂气体2130、以及为分析物监测设备通气2140。
图22描绘了包括适用于对分析物监测设备进行灭菌的腔室(或一系列腔室)的灭菌系统的示例变型的示意图。例如，灭菌系统可包括用于执行预处理过程的至少一个腔室、用于灭菌过程的至少一个腔室、和/或用于通气过程的至少一个腔室。在一些变型中，相同的腔室可以用于方法2100的两个或更多个这些过程。
因此，例如，可将分析物监测设备置于预处理腔室中，用于预处理过程2120。如上所述，分析物监测设备可作为包括电化学感测元件和电子部件两者的集成设备而放置在腔室中。
预处理可用于在进入灭菌腔室之前，将分析物监测设备加热和加湿至稳定的温度和水分含量，这有助于确保灭菌过程的一致性和可靠性，无论环境条件如何。如图23所示，预处理分析物监测设备可以包括将腔室中的压力降低到真空设定点(例如，1.0psia)。真空可以逐渐建立，例如以约2psia/分钟的速率或其他合适的速率建立。此外，预处理可包括为预定停留时间的各设定点设定其他环境条件。例如，如图23所示，在将压力降低到真空设定点之后，可以将蒸汽注入到腔室中，以便在预定的设定点建立温度、相对湿度和/或湿度。例如，在一个实施方式中，腔室内的温度可以被设置在约35摄氏度至约40摄氏度的范围内，或者约38摄氏度，这可能是合适的，以避免预处理过程中较高的热量使生物识别元素(例如，酶)变性。作为另一个例子，相对湿度可以设置为约45％至约55％(或者约51％)。温度、相对湿度和真空设定点可保持预定的停留时间，例如约90分钟至约180分钟，约100分钟至约160分钟，约110分钟至约140分钟，或约120分钟，或其它合适的时间。在停留时间过去之后，可以抽空腔室和/或可以移除经处理的分析物监测设备并将其放置在灭菌腔室中。
如图21所示，预处理分析物监测设备后，该方法可包括使分析物监测设备暴露于灭菌剂气体2130，该灭菌剂气体例如为环氧乙烷(EO)。在一些变型中，EO可以约425mg/L至约475mg/L或为约450mg/L的气体浓度被引入灭菌腔室。如图23所示，在灭菌过程中，灭菌腔室中的压力可以被设定为约5psia至约6psia或为约5.3psia的灭菌剂设定值。在一些变型中，在将EO气体输送到腔室中之前，必须从腔室中排出至少约97％的空气。附加地或可选地，可以在腔室中建立一系列局部真空，随后进行一系列氮气(N2)注入，以从腔室中清除足够量的空气。类似于预处理过程中的温度，灭菌过程中的腔室温度可以设置为约35摄氏度至约40摄氏度，或者约38摄氏度。随着EO的引入，温度可升高至温度设定值。在将EO气体引入腔室之后，分析物监测设备可以保持暴露于EO气体一段合适的灭菌剂停留时间或暴露时间。合适的灭菌剂停留时间例如可以为约90分钟至约180分钟，约100分钟至约160分钟，约110分钟至约140分钟，或者约120分钟，或者足以对分析物监测设备进行灭菌的其他合适的时间段。应当理解，在一些变型中，在EO暴露过程中温度的升高会减少必要的EO停留时间(例如，根据经验，温度每升高10摄氏度，EO停留时间会减少约一半)。在灭菌剂停留时间之后，腔室可以经历真空/空气循环，以从腔室中清除EO。
如图21所示，方法2100可包括为分析物监测设备通气2140。分析物监测设备的通气可以允许从设备中额外去除任何残留气体(例如，在包装和储存之前)，因为EO是易燃的，并且灭菌后设备上的任何残留EO可能是剧毒的。在一些变型中，通气可以在室温下进行。如图23所示，通气可以持续预定的时间，该时间足以允许彻底除气。例如，通气过程可持续至少约4小时至24小时，例如约12小时。在其他变型中，通气过程可持续至少约12小时、至少约15小时或至少24小时等。
实施例
对EO灭菌循环进行了可行性评估，以对分析物监测设备(例如如本文所述的分析物监测设备)进行灭菌。简言之，预处理在38摄氏度的温度下进行两个小时。随后在38摄氏度下暴露于EO气体中两个小时。暴露于EO后，样品在环境温度下通气至少12小时以排出EO气体。EO暴露方案的详细信息如表1所示：
<u>灭菌设定值</u>
EO气体浓度 450mg/L(100％EO)
温度 38℃
相对湿度 51％
初始真空 1.0psia
EO气体停留时间 120分钟
蒸汽停留时间 120分钟
通气设定值
温度 环境温度
时间 12小时(最小值)
<u>真空后(post-vacuum)</u> 3.5psia
<u>排毒A</u>
初始蒸汽冲洗 3.7psia
初始蒸汽冲洗停留时间 0分钟
蒸汽脉冲 3.7psia
蒸汽脉冲停留时间 5分钟
真空 3.5psia
蒸汽冲洗 3.7psia
蒸汽冲洗停留时间 0
<u>排毒B</u>
蒸汽脉冲 3.7psia
蒸汽脉冲停留时间 5分钟
真空 3.5psia
蒸汽冲洗 3.7psia
蒸汽脉冲停留时间 0分钟
<u>空气洗涤</u> 11.0-2.0psia(5总共)
表1.EO暴露协议示例
为了测试暴露于EO后传感化学的稳定性，对六个功能化微针传感器进行EO灭菌循环。在该实施例中，在该可行性研究中评估了使用葡萄糖氧化酶的酰胺交联的传感器化学。图24显示了暴露于环氧乙烷(EO)后六个传感器的保留灵敏度，以及用作阴性对照的三个传感器(不处理(DNP))。总体而言，暴露于EO的所有六个传感器在处理后仍然对葡萄糖敏感。保留的平均灵敏度百分比为75％。
随后还测试了暴露于EO的三个传感器在含6mM葡萄糖的PBS中七天的操作稳定性。传感器保存在溶液中，并且通过每天校准一次传感器来测量灵敏度。操作稳定性测试的总结结果如图24B所示。可以看出，传感器在测试过程中保持稳定。由于仪器错误，第5天和第6天没有获得数据。这种趋势类似于用γ辐射灭菌的传感器所观察到的趋势。
此外，暴露于EO的三个传感器用于测试储存稳定性。图24C显示了第0天(暴露于EO前)、第14天和第28天的平均灵敏度。传感器在第14天至第28天在37摄氏度下干燥储存。从干燥储存的第14天到第28天保持的平均灵敏度为92％。这显示了使用环氧乙烷灭菌和在暴露于环氧乙烷后储存传感器的潜力。
因此，发现交联传感器化学对EO暴露足够稳定，表明使用EO过程对具有包括交联传感器化学的感测元件的分析物监测设备进行灭菌是可行的。此外，EO暴露后的化学性质在七天的主动运行期间保持稳定，在干储存期间也是如此。
在一些变型中，传感器可与电子器件分离，并采用其他合适的灭菌方法，包括基于伽马射线/粒子辐射或具有足够加速潜能的电子束辐射的方法。可以控制灭菌剂量(例如持续时间和粒子能量)，以达到令人满意的无菌水平，包括小于1E-6的无菌保证水平(SAL)。在一些变型中，电子器件不需要灭菌，因为它们不接触破裂或受损的皮肤表面。在这种变型中，在将整个系统施加至用户皮肤之前，电子器件可以耦合到传感器。
分析物监测系统的使用
下文概述了分析物监测系统的使用和操作方法的各个方面，包括分析物监测设备和外围设备等。
分析物监测设备的施加
如上所述，将分析物监测设备施加至用户的皮肤，使得设备中的微针阵列穿透皮肤，微针阵列的电极位于真皮浅层，用于接近真皮间质液。例如，在一些变型中，微针阵列可以在几何上构造成能穿透皮肤的外层、角质层，穿过表皮层，并停留在真皮乳头层或真皮网状层浅层内。被限制在阵列的每个微针组成部分的远侧范围处的电极的感测区域(如上所述)可以配置成能在施加后停留并保持坐落在真皮乳头层或真皮网状层浅层中，以确保充分暴露于循环真皮间质液(ISF)，而没有出血或对神经末梢的不当影响的风险。
在一些变型中，分析物监测设备可包括具有粘合剂层的可佩戴外壳或贴片，该粘合剂层配置成能粘附至皮肤并将微针阵列固定在适当位置。虽然可以手动施加分析物监测设备(例如，去除粘合剂层上的保护膜，并且手动将贴片按压到皮肤上期望的穿戴位置)，但是在一些变型中，可以使用合适的施加器将分析物监测设备施加到皮肤上。
分析物监测设备可施加至任何合适的位置，但在一些变型中，可能需要避开厚皮肤或胼胝皮肤的解剖区域(例如，手掌和足底区域)，或经历显著弯曲的区域(例如，鹰嘴或髌骨)。合适的穿戴部位可以包括例如手臂(例如上臂、下臂)、肩部(例如三角肌上方)、手背、颈部、面部、头皮、躯干(例如背部，例如胸部区域、腰部区域、骶骨区域等或者在胸部或腹部)、臀部、腿部(例如，大腿、小腿等)，和/或脚的顶部等。
如上所述，在一些变型中，分析物监测设备可配置为在插入后自动激活，和/或确认正确插入皮肤。以上更详细地描述了这些特征的细节。在一些变型中，用于执行这种激活和/或确认的方法可以类似于美国专利申请第16/051,398号中描述的方法，该文献通过引用结合于上文。
与外围设备配对
在一些变型中，分析物监测设备可与至少一个外围设备配对，使得外围设备从分析物监测设备接收广播或以其他方式传输的数据，包括测量数据。合适的外围设备包括例如可以执行移动应用的移动计算设备(例如，智能手机、智能手表)。
附加地或替代地，分析物监测设备可与治疗输送装置(例如，胰岛素笔或泵)配对(或以其他方式相结合)。例如，分析物监测设备可以以类似于美国专利申请第62/823,628号和第62/862,658号中描述的方式与治疗输送设备相结合，其中这两个专利申请中的每一者都在此全文引入作为参考。研究表明，当CGM可用时，使用具有智能算法控制的定量给料装置的胰岛素输送装置的用户在>95％的时间内处于正常血糖范围(即健康血糖水平)。分析物监测设备与胰岛素输送装置直接通信(即，不需要中间智能手机)的能力允许用户通过消除CGM不可用的时间(在分析物监测设备的预热或换入期间)来显著增加范围内的时间。该特征还可以使用户能够佩戴多个分析物监测设备，这些设备同时检测不同的分析物并将数据输入到相同的移动应用中。
如上所述，可通过合适的无线通信模块(例如，实施蓝牙)完成配对。在一些变型中，配对可以在分析物监测设备被施加并插入到用户的皮肤中之后发生(例如，在分析物监测设备被激活之后)。附加地或替代地，配对可以在分析物监测设备被施加和插入用户皮肤之前发生。
因此，配对的移动设备或其他设备可从分析物监测设备接收广播或传输的数据。外围设备可以显示、存储和/或传输测量数据给用户和/或健康护理提供者和/或支持网络。此外，在一些变型中，所述配对的移动或可穿戴设备对数据进行算法处理，以提高信号保真度、准确度和/或校准等。在一些变型中，测量数据和/或其他用户信息可以附加地或替代地经由网络(例如，云网络)来传送和/或存储。
作为示例，在一些变型中，移动计算设备或其他计算设备(例如，智能手机、智能手表、平板电脑等)可以被配置成执行移动应用，该移动应用提供显示估计的葡萄糖值、趋势信息和历史数据等的界面。虽然下面的描述具体提到葡萄糖作为目标分析物，但是应该理解，下面关于葡萄糖描述的特征和过程可以类似地应用于与其他种类的分析物相关的应用。
在一些变型中，移动应用可使用移动计算设备的蓝牙框架来扫描分析物监测设备。如图26所示，分析物监测设备可以在被施加到皮肤上时立即通电或初始化，并且分析物监测设备可以开始广告过程。然后，移动应用可以连接到分析物监测设备，并开始启动传感器进行测量。在移动应用检测到多个分析物监测设备的情况下，移动应用可以检测离其自身最近的分析物监测设备和/或可以请求用户(例如，经由移动设备上的用户界面)确认消除歧义。在一些变型中，移动应用还能够同时连接到多个分析物监测设备。这可能是有用的，例如，以便替换达到其寿命终点的传感器。
在一些变型中，
Figure BDA0003861323140000641
Low EnergyTM(BLE)协议可用于连接。例如，传感器为分析物监测系统实现定制的BLE外围设备配置文件。在分析物监测设备和运行移动应用的智能手机、智能手表或平板电脑之间建立标准的安全BLE连接之后，可以交换数据。BLE连接可以在传感器的使用寿命内永久保持。如果连接由于任何原因(例如，弱信号)而断开，则分析物监测设备可以再次开始广告自己，并且移动应用可以在最早的时机(即，当在范围内/物理邻近时)重新建立连接。
在一些变型中，可在BLE连接的顶部实施一个或多个附加安全层，以确保授权访问，包括一种或多种技术的组合，例如密码保护、共享秘密、加密和多因素认证。
移动应用可引导用户启动新的分析物监测设备。一旦该过程完成，分析物监测设备就不需要移动应用来操作和记录测量。在一些变型中，可以从移动应用授权连接到分析物监测设备的智能胰岛素输送装置直接从传感器接收葡萄糖读数。附加地或替代地，可以从移动应用授权像智能手表这样的辅助显示设备直接从传感器接收葡萄糖读数。
此外，在一些变型中，移动应用可额外或替代地帮助校准分析物监测设备。例如，分析物监测设备可以向移动应用指示校准请求，并且移动应用可以请求来自用户的校准输入来校准传感器。
传感器测量
一旦分析物监测设备被插入并预热，且任何校准已完成，分析物监测设备便可准备好提供目标分析物的传感器测量。目标分析物(和任何必需的辅因子)从生物环境中扩散，通过工作电极上的生物相容层和扩散限制层，到达包括生物识别元素的生物识别层。在存在辅因子(如果存在)的情况下，生物识别元素可以将目标分析物转化为电活性产物。
可在分析物监测设备的工作电极和参比电极之间施加偏压/偏置电势，并且电流可从反电极流出，以保持工作电极和参比电极之间的固定电势关系。这导致电活性产物的氧化或还原，从而导致电流在工作电极和反电极之间流动。电流值与工作电极处的氧化还原反应的速率成比例，具体地说，根据如上文进一步详细描述的科特雷尔关系，与感兴趣的分析物的浓度成比例。
可通过跨阻放大器将电流转换为电压信号，并通过模数转换器(ADC)将电压信号量化为数字比特流。替代地，可以通过电流模式ADC将电流直接量化为数字比特流。电流的数字表示可以在分析物监测设备中的嵌入式微控制器中进行处理，并中继到用于进行广播或传输的无线通信模块(例如，中继到一个或多个外围设备)。在一些变型中，微控制器可以对数据执行额外的算法处理，以提高信号保真度、准确度和/或校准等。
在一些变型中，可通过分析物监测设备而将电流或传感器信号的数字表示与分析物测量结果(例如，葡萄糖测量结果)相关联。例如，微控制器可以执行固件中的编程例程来解释数字信号并执行任何相关算法和/或其他分析。在分析物监测设备上进行分析可以例如使得分析物监测设备能够并行地向多个设备广播分析物测量结果，同时确保每个连接的设备具有相同的信息。因此，通常，用户的目标分析物(例如，葡萄糖)值可以在分析物监测设备中被估计并存储在分析物监测设备中，并被传送到一个或多个外围设备。
数据交换可由移动应用或由分析物监测设备启动。例如，当新的分析物数据变得可用时，分析物监测设备可以将该新的分析物数据通知给移动应用。更新的频率可以例如在约5秒至约5分钟的范围内变化，并且更新的频率可以取决于数据的类型。附加地或替代地，移动应用可以从分析物监测设备请求数据(例如，如果移动应用识别出其已经收集的数据中存在间隙的情况下，该数据中的间隙例如由于断开连接而导致)。
如果移动应用未连接到分析物监测设备，则移动应用可能无法从传感器电子器件接收数据。然而，分析物监测设备中的电子器件可以存储每个实际的和/或估计的分析物数据点。当移动应用重新连接到分析物监测设备时，移动应用可以请求它在断开连接期间错过的数据，并且分析物监测设备上的电子器件也可以传输该组数据(例如回填)。
通常，移动应用可配置为提供实时或近实时分析物测量数据的显示，例如在执行移动应用的移动计算设备的显示器上显示。在一些变型中，移动应用可以通过关于分析物测量的分析的用户界面进行传达，例如警告、警报、趋势洞察等，以例如通知用户需要注意或后续行动的分析物测量结果(例如，高分析物值、低分析物值、高变化率、分析物值超出预设范围等)。在一些变型中，移动应用可以附加地或替代地促进测量数据到云的通信，以便存储和/或存档以供以后检索。
解释分析物监测设备用户界面
在一些变型中，与分析物测量数据和/或分析物监测设备相关的信息可通过分析物监测设备的用户界面进行传达。在一些变型中，作为经由外围设备(例如通过计算设备上的移动应用)向用户传达信息的补充或替代，分析物监测设备的用户界面可以用于向用户传达信息。因此，用户和/或用户周围的人可以容易且直观地查看分析物监测设备本身以评估分析物测量数据(例如，诸如当前和/或趋势分析物测量值水平的分析物测量结果状态)和/或设备状态，而不需要查看单独的设备(例如，外围设备或远离分析物监测设备并与之通信的其他设备)。这种直接在分析物监测设备本身上的信息的可得性还可以使用户和/或用户周围的人能够更迅速地被警告任何问题(例如，高于或低于目标范围的分析物测量值，和/或以惊人的速度增加或减少的分析物测量值)，从而使用户能够更快地采取适当的纠正措施。
例如，图32A-32C描绘了包括具有多个指示灯的用户界面3220的分析物测量设备3200的示例变型，所述多个指示灯包括指示灯3224a-3224c，其可选择性地点亮以传达用户状态(例如，与用户的分析物测量结果相关的信息)。用户界面3220可类似于例如上面参照图31A和/或图31B描述的用户界面3120。尽管用户界面3220包括三个指示灯3224a-3224c，但是应该理解，在一些变型中，用户界面3220可包括任何合适数量的灯，包括少于三个(例如，一个、两个)或多于三个(例如，四个、五个、六个或更多个)。
指示灯3224a-3224c可按顺序排列，使其相对位置有助于用户直观理解用户界面集中传达的信息。例如，三个指示灯3224a-3224c可以被点亮以总体指示分析物测量值的三个渐进水平(或范围)：最低的指示灯3224a可以被点亮以总体指示三个水平中最低的分析物测量值，中间的指示灯3224b可以被点亮以总体指示三个水平中处于中间的分析物测量值，并且最高的指示灯3224c可以被点亮以总体指示三个水平中最高的分析物测量值。在一个示例性变型中，最低的指示灯3224a可被点亮以指示在目标范围内的分析物测量值(图32A)，中间的指示灯3224b可被点亮以指示高于目标范围的分析物测量值(图32B)，并且最高的指示灯3224c可被点亮以指示显著高于目标范围的分析物测量值(图32C)。在另一个示例性变型中，最低的指示灯3224a可被点亮以指示低于目标范围的分析物测量值，中间的指示灯3224b可被点亮以指示在目标范围内的分析物测量值，并且最高的指示灯3224c可被点亮以指示高于目标范围的分析物测量值。
目标范围的阈值可为任何合适的值。例如，在执行葡萄糖监测的一些变型中，如果分析物测量值在约70mg/dL至约180mg/dL的范围内(或者在约80mg/dL或约60mg/dL至约170mg/dL或约190mg/dL的范围内等)，则可认为分析物测量值在目标范围内)，并且如果它们低于约70mg/dL(或低于约80mg/dL，或低于约60mg/dL等)，则可被认为低于目标范围。“高于”目标范围和“显著高于”目标范围的不同阈值可具有任何合适的值。例如，在一些变型中，如果分析物测量值高于第一预定阈值(例如，高于用于葡萄糖监测中高血糖确定的约180mg/dL的阈值，或者高于用于葡萄糖监测中高血糖确定的在约170mg/dL至约200mg/dL的范围内的阈值)，则可认为分析物测量值“高于”目标范围，并且如果分析物测量值高于第一预定阈值一预定量(例如，百分比)，例如高于第一预定阈值(第一预定阈值例如是用于葡萄糖监测中极度高血糖症确定的>240mg/dL的值)至少33％，或高于第一预定阈值至少约25％，高于第一预定阈值至少约30％，高于第一预定阈值至少35％，或高于第一预定阈值至少40％，或高于其他合适的第二预定阈值一预定量，则可认为分析物测量值“显著高于”目标范围。
此外，用于认定分析物测量值处于目标范围内、或低于目标范围、或“高于”目标范围或“显著高于”目标范围(或分析物测量值的其他特征)的阈值可以是静态的或动态的，和/或可以是基于用户信息(例如历史测量值和/或趋势或其他历史数据(例如，关于用户在特定时间的平均或预期分析物测量值或相对于平均或预期变化率))而变化的。此外，应当理解，虽然用户界面3220包括三个顺序排列的指示灯，但是在其他变型中，分析物监测设备的外壳上的用户界面可以包括更少的(例如，两个)或更多的(例如，四个、五个、六个或更多个)可以被类似地单独点亮以指示分析物测量结果的指示灯(例如，每个指示灯对应于分析物测量值的一般相对水平)。
在一些变型中，一个或多个指示灯3224a-3224c的不同点亮颜色和/或定时可附加地或替代地使用户能够容易地区分每个分析物测量值水平。例如，当分析物测量值在目标范围内时，适当的指示灯可以第一颜色(例如，蓝色)点亮，而当分析物测量值在目标范围之外时，适当的指示灯可以以另一种颜色点亮(例如，白色表示低于目标范围，橙色表示高于目标范围)。作为另一个例子，当分析物测量值在目标范围内时，可以以第一时间模式点亮适当的指示灯(例如，长的、柔和的脉冲灯点亮时间)，而当分析物测量值在目标范围之外时，可以另一时间模式点亮适当的指示灯(例如，短的、闪烁的脉冲灯点亮时间)。例如，当分析物测量值低于目标范围、高于目标范围或显著高于目标范围时，较短的脉冲灯点亮时间可有助于更好地吸引用户注意和/或更直观地传达警报。在一些变型中，较高频率的点亮可以与较高的警报水平(例如，显著低于目标范围或显著高于目标范围)相关联。
图33A-33D和表2说明了操作分析物监测设备的用户界面3220的示例方法中使用的不同点亮模式。这些点亮模式的确切参数值是非限制性的，并且仅为了说明的目的而被包括作为示例变型。例如，在“低于目标范围”点亮模式中，点亮颜色可以是任何合适的颜色，和/或亮灯时间/灯“打开”时间可以为约0.1秒至1秒，约0.2秒至0.5秒，或者约0.3秒，和/或闭灯时间/灯“关闭”时间可以为约0.5秒至约5秒，或者约1秒至约4秒，或者约2秒至约4秒，或者约3秒；和/或亮灯时间与闭灯时间之间的比率可以是约0.1、约0.2、约0.3、约0.4、约0.5和/或其他合适的点亮参数。作为另一个例子，在“目标范围内”点亮模式和/或“高于目标范围”点亮模式中，点亮颜色可以是任何合适的颜色，和/或亮灯时间可以为约0.1秒至约3秒，约0.5秒至约2秒，或者约1秒，和/或闭灯模式可以为约0.5秒至约5秒，或者约1秒至约4秒，或者约2秒至约4秒，或者约3秒；和/或亮灯时间和闭灯时间之间的比率可以是约0.1、约0.2、约0.3、约0.4、约0.5和/或其他合适的点亮参数。作为另一个例子，在“显著高于目标范围”中，点亮颜色可以是任何合适的颜色，和/或亮灯时间可以为约0.2秒至2秒，约0.5秒至约1.5秒，或者约0.8秒，和/或闭灯时间可以为约0.5秒至约5秒，或者约1秒至约4秒，或者约2秒至约4秒，或者约3秒，和/或其他合适的点亮参数。此外，在其他变型中，用于指示分析物测量值水平的更少或更多的点亮模式是可能的。
Figure BDA0003861323140000691
表2.用于指示分析物测量值的示例点亮模式
附加地或替代地，在一些变型中，指示灯3224a-3224c可按一渐进顺序/序列点亮，以指示分析物测量值随时间变化的趋势信息。例如，如图34A所示，指示灯3224a-3224c在第一方向上从较低的指示灯到较高的指示灯(例如，指示灯3224a之后是指示灯3224b，之后是指示灯3224c)的渐进点亮顺序可以直观地指示增加分析物测量值的趋势。在一些变型中，点亮的渐进序列可以具有任何合适的点亮颜色。在一些变型中，指示灯的这种上升顺序点亮可以是合适的颜色，以指示当前分析物测量值在目标范围内并且正在上升，或者当前分析物测量值高于目标范围并且正在上升。例如，图34A示出了以第一颜色(例如，蓝色)上升的渐进点亮，以指示当前分析物测量值在目标范围内并且正在上升，而图34B示出了以第二颜色(例如，橙色)上升的渐进点亮，以指示当前分析物测量值高于(或显著高于)目标范围并且正在上升。作为又一示例，第三颜色(例如，白色)的上升渐进点亮可以指示当前分析物测量值低于(或显著低于)目标范围并且正在上升。
作为另一个示例，如图34C所示，指示灯3224a-3224c在第二方向(例如，与第一方向相反的方向)上从较高指示灯到较低指示灯(例如，指示灯3224c，接着是指示灯3224b，接着是指示灯3224a)的渐进点亮顺序可直观地指示分析物测量值下降的趋势。类似于上面关于图34A和34B所描述的，指示灯的这种下降渐进的点亮序列可以是指示当前分析物测量值的正在下降的状态的合适颜色(例如，以第一颜色(例如，蓝色)下降渐进点亮来指示当前分析物测量值在目标范围内并且正在下降，以第二颜色(例如，橙色)下降渐进点亮来指示当前分析物测量值高于(或显著高于)目标范围并且正在下降，并且以第三颜色(例如，白色)下降渐进点亮可以指示当前分析物测量值低于(或显著低于)目标范围并且正在下降。
应理解，可使用点亮渐进序列的其他变型来类似地指示分析物测量值趋势。例如，指示灯的一维阵列(例如，排列成行、列、弧等)可以从阵列的第一端到阵列的第二端以渐进的顺序被点亮以指示上升的分析物测量值趋势，并且从阵列的第二端到阵列的第一端以渐进的顺序被点亮以指示下降的分析物测量值趋势。例如，点亮渐进序列可以表征为从左到右、从右到左、从上到下、从下到上、顺时针、逆时针等。此外，应当理解，尽管用户界面3220包括三个顺序的指示灯，但是在其他变型中，分析物监测设备的外壳上的用户界面可以包括更少的(例如，两个)或更多的(例如，四个、五个、六个或更多个)指示灯，这些指示灯可以以渐进的顺序被类似地点亮，以指示上升和/或下降的分析物测量值趋势。
在一些变型中，在指示灯点亮的每个上升或下降序列中，相邻指示灯的点亮可由闭灯周期穿插。此外，在一些变型中，指示灯之间点亮转变的速度可以指示分析物测量值的变化率。例如，从较低到较高的指示灯点亮转变得越快，则变化的速率越快(并且潜在地，用户需更紧急或更需要关注趋势)。附加地或替代地，指示灯的每个上升的点亮序列或下降的点亮序列可以由序列结束闭灯时间分开，以便帮助区分上升序列和下降序列。序列结束闭灯时间可比每个序列中的闭灯时间更长。在一些变型中，点亮的每个上升或下降序列的开始或结束可以附加地或替代地以任何合适的方式划界(例如，在上升或下降序列的开始或结束时同时点亮所有灯)。
表3说明了在操作分析物监测设备的用户界面3220以指示分析物测量值趋势的示例方法中使用的不同点亮模式。这些点亮模式的确切参数值是非限制性的，并且仅为了说明的目的而被包括作为示例变型。例如，在点亮的渐进序列中(例如，对于任何一种更合适的点亮模式)，点亮颜色可以是任何合适的颜色；和/或亮灯时间可以为约0.1秒至1秒，约0.2秒至0.5秒，或约0.3秒；和/或相邻指示灯点亮之间的闭灯时间可以为约0.05秒至约1秒，约0.1秒至约0.5秒，或约0.18秒；和/或亮灯时间和闭灯时间之间的比率可以是约1、约1.5或约2；和/或序列结束可以通过闭灯约2秒至约5秒、或约3秒来表示。此外，在其他变型中，用于指示分析物测量值趋势的更少或更多的点亮模式是可能的。
Figure BDA0003861323140000711
表3.用于指示分析物测量值趋势的示例点亮模式
附加地或替代地，指示灯3222可选择性点亮，以传达设备状态。类似于上面描述的，点亮的颜色和/或定时可以以预定的方式变化，以指示不同的设备状态。状态可以例如包括预热期通知、寿命结束通知、传感器故障状态通知、传感器故障模式(例如，不正确插入)通知、低电量通知和/或设备错误通知。此外，任何合适数量的指示灯可以被单独和/或共同(例如，依次或同时)点亮，以指示不同的设备状态。例如，如图35A所示，包括指示灯3222的用户界面可以以第一点亮模式(例如，诸如白色的第一点亮颜色和/或第一时间点亮模式)点亮，以指示设备“等待”模式。等待模式可以例如对应于设备预热期(如本文别处所述)、临时错误的检测(例如，压力引起的传感器衰减的检测)。作为另一个例子，如图35B所示，包括指示灯3222的用户界面可以以第二点亮模式(例如，诸如红色的第二点亮颜色和/或第二时间点亮模式)点亮，以指示设备“寿命结束”模式(例如，诸如下面描述的确定预定磨损期的结束，检测到永久错误等)。
表4说明了在操作分析物监测设备的用户界面以指示设备状态的示例方法中使用的不同点亮模式。这些点亮模式的确切参数值是非限制性的，并且仅为了说明的目的而被包括作为示例变型。例如，在“等待”点亮模式中，点亮颜色可以是任何合适的颜色；和/或亮灯时间可以为约0.1秒至约3秒，约0.5秒至约2秒，或者约1秒；和/或闭灯模式可以为约0.5秒至约5秒，或者约1秒至约4秒，或者约2秒至约4秒，或者约3秒；和/或亮灯时间和闭灯时间之间的比率可以是约0.1、约0.2、约0.3、约0.4、约0.5和/或其他合适的点亮参数。作为另一个例子，在“寿命结束”点亮模式中，点亮颜色可以是任何合适的颜色；和/或亮灯时间可以为约0.01秒至约1秒，约0.01秒至约0.5秒，约0.01秒至约0.3秒，约0.01秒至约0.1秒，或约0.04秒；和/或闭灯时间可以为约1秒至约10秒，约3秒至约8秒或约6秒；和/或亮灯时间和闭灯时间之间的比率可以是约0.3、约0.2、约0.1、约0.05、约0.01或小于约0.01，和/或其他合适的点亮参数。尽管仅示出了两种点亮模式，但是在一些变型中，分析物监测设备可以具有更少或更多的点亮模式，例如对于上述状态中的每一种(例如，用于设备预热阶段的第一点亮模式、用于检测暂时错误的第二点亮模式、用于确定设备寿命结束的第三点亮模式、用于检测永久错误的第四点亮模式等)。
设备状态 附图 点亮颜色 亮灯时间t(打开) 闭灯时间t(关闭)
等待 图35A 白色 1秒 3秒
寿命结束 图35B 红色 0.04秒 6秒
表4.用于指示设备状态的示例点亮模式
在一些变型中，可采用光电二极管、光电晶体管、光电探测器或其他合适的环境光传感器来测量设备周围环境的照度。环境光测量结果可以例如用于触发对用户界面(例如，显示器、指示灯等)的亮度的调整(例如，使变暗)以便在省电模式下保存电池电量、提高各种点亮场景下的对比度、和/或降低设备对其他人的可见性。例如，分析物监测设备可以响应于来自环境光传感器的这样的测量结果而进入省电模式，即该测量结果指示大致不存在环境光(例如，至少在预定时间段内足够暗)，例如当设备被放置在佩戴者的衣服下面时或者当佩戴者在黑暗环境中睡觉时。在这些情况下，省电模式可能是实用的，因为当指示灯被隐藏并且在佩戴者的视野之外(例如，在衣服下面)或者可能被感知为打扰(例如，在睡眠期间)等时，指示灯可能具有有限的效用。响应于来自环境光传感器的指示暴露于环境光的测量结果(例如，至少预定时间段内具有足够亮度)，分析物监测设备然后可以退出省电模式并相应地增加用户界面的亮度。
附加系统功能
在一些变型中，移动应用可帮助用户管理分析物监测设备的寿命和更换。例如，当分析物监测设备的佩戴期已经过去时，移动应用可以终止数据显示。在一些变型中，与常规CGM设备相比，分析物监测设备可以具有更长的寿命。例如，本文所述的分析物监测设备可以在没有性能上的重大损失的情况下具有至少3天、至少5天、至少6天、至少7天、至少10天或至少12天、5天至10天、10天至14天等的佩戴期(例如，预期寿命)。
附加地或替代地，移动应用可向用户提供可配置的警告，告知佩戴期即将过去，这允许用户在当前分析物监测设备仍处于有效状态但接近到期时施加新的分析物监测设备。此外，新的分析物监测设备可以预热(通常约30分钟至约2小时)，而旧的单元仍然在输送分析物测量值。旧的分析物监测设备可以在到期时被移除。然后，新的分析物监测设备可以成为向移动应用传送分析物测量结果的主要传感器。这可以为分析物测量结果提供不间断的覆盖。此外，来自旧的分析物监测设备的读数可以用于校准或算法上提高新的分析物监测设备的准确度。
在一些变型中，分析物监测设备可具有包含在微控制器中的唯一序列号(例如，位于电子系统中)。该序列号可以使传感器从制造到产品的整个使用过程中被跟踪。例如，包括制造和客户使用的传感器设备历史记录可以被传输并存储在云数据库中。这使得能够对各种参数(例如传感器性能度量和针对个体用户的改进以及传感器批次)进行跟踪和推断、能够从现场数据到制造或供应商问题非常快速地跟踪有缺陷的传感器批次、能够针对个体用户而个性化健康监测特征等。
在一些变型中，系统可跟踪分析物监测设备的库存，从入库到购买交易再到产品使用，这可使系统帮助用户及时完成订单(例如，确保用户不会没分析物监测设备可用)。附加地或替换地，当监测设备的使用被跟踪时，履行可以被自动执行，并且可以及时交付到用户的住处，以帮助确保传感器不断供(例如，“准时”交付)。这可以与虚拟或电子药房、物流中心和/或基于网络的销售门户(如AmazonTM)连接。
通过门户网站，云基础设施还可允许用户查看其实时和历史血糖数据/趋势，并与护理人员、其医疗保健提供者、支持网络和/或其他合适人员共享所述数据。
列举的实施方案
实施方案I-1.一种用于感测分析物的微针阵列，包括：
实心的多个微针，其中至少一个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
实施方案I-2.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述电极是构造成能感测至少一种分析物的工作电极，并且所述至少一个微针包括布置在所述工作电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括生物识别元素。
实施方案I-3.根据实施方案I-2所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素包括酶。
实施方案I-4.根据实施方案I-3所述的微针阵列，其中，所述酶是氧化还原酶。
实施方案I-5.根据实施方案I-4所述的微针阵列，其中，所述氧化还原酶是乳酸氧化酶、醇氧化酶、β-羟基丁酸脱氢酶、酪氨酸酶、过氧化氢酶、抗坏血酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆碱氧化酶、丙酮酸氧化酶、尿酸氧化酶、脲酶和黄嘌呤氧化酶中的至少一种。
实施方案I-6.根据实施方案I-4所述的微针阵列，其中，所述氧化还原酶是葡萄糖氧化酶。
实施方案I-7.根据实施方案I-2所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素是与胺缩合羰基化学物质交联的。
实施方案I-8.根据实施方案I-7所述的微针阵列，其中，所述胺缩合羰基化学物质是甲醛、乙二醛、丙二醛和丁二醛中的至少一种。
实施方案I-9.根据实施方案I-7所述的微针阵列，其中，胺缩合羰基化学物质是戊二醛。
实施方案I-10.根据实施方案I-2所述的微针阵列，其中，所述至少一个微针包括布置在生物识别层上方的扩散限制层和亲水层中的至少一者。
实施方案I-11.根据实施方案I-2所述的微针阵列，其中，所述微针阵列包括具有反电极的至少一个微针，所述反电极构造成能拉电流或灌电流以维持所述工作电极上的电化学反应。
实施方案I-12.根据实施方案I-2所述的微针阵列，其中，所述微针阵列包括具有参比电极的至少一个微针，所述参比电极构造成能向所述工作电极提供参比电势。
实施方案I-13.根据实施方案I-12所述的微针阵列，还包括布置在所述参比电极上的导电聚合物。
实施方案I-14.根据实施方案I-13所述的微针阵列，其中，所述导电聚合物包括掺杂剂。
实施方案I-15.根据实施方案I-13所述的微针阵列，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属氧化物。
实施方案I-16.根据实施方案I-15所述的微针阵列，其中，所述金属氧化物包括氧化铱。
实施方案I-17.根据实施方案I-13所述的微针阵列，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属盐。
实施方案I-18.根据实施方案I-17所述的微针阵列，其中，所述金属盐包括氯化银。
实施方案I-19.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，整个电极位于所述至少一个微针的锥形远侧部分上。
实施方案I-20.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述电极包括催化表面。
实施方案I-21.根据实施方案I-20所述的微针阵列，其中，催化表面包括铂、钯、铱、铑、金、钌、钛、镍、碳和掺杂金刚石中的至少一种。
实施方案I-22.根据实施方案I-20所述的微针阵列，其中，所述至少一个微针包括布置在电极上方的铂黑。
实施方案I-23.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述电极的远端与所述远侧顶点偏移开至少约10μm的偏移距离，其中所述偏移距离是沿着所述至少一个微针的纵向轴线测量的。
实施方案I-24.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述电极是环形的。
实施方案I-25.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述工作电极的一部分凹进所述锥形远侧部分中。
实施方案I-26.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述电极仅位于锥形远侧部分的一个部段上。
实施方案I-27.根据实施方案I-1所述的微针阵列，还包括电触点，其中所述至少一个微针包括在电触点和电极之间提供导电路径的主体部分。
实施方案I-28.根据实施方案I-27所述的微针阵列，其中，所述主体部分由导电材料形成。
实施方案I-29.根据实施方案I-27所述的微针阵列，其中，所述主体部分包括包埋的路径。
实施方案I-30.根据实施方案I-27所述的微针阵列，其中，所述主体部分是绝缘的。
实施方案I-31.根据实施方案I-27所述的微针阵列，其中，所述主体部分具有圆形、正方形或八边形的基部。
实施方案I-32.根据实施方案I-27所述的微针阵列，其中，所述主体部分的至少一个部段是柱状的。
实施方案I-33.根据实施方案I-27所述的微针阵列，其中，所述主体部分的至少一个部段是棱锥形的。
实施方案I-34.根据实施方案I-33所述的微针阵列，其中，所述主体部分的至少一部分具有相对于所述主体部分的基部测量的第一锥角，并且所述远侧顶点具有相对于所述基部测量的第二锥角，其中所述第二锥角大于所述第一锥角。
实施方案I-35.根据实施方案I-34所述的微针阵列，其中，微针的主体部分和远侧部分中的至少一者是径向不对称的。
实施方案I-36.根据实施方案I-35所述的微针阵列，其中，所述锥形远侧部分包括偏离所述至少一个微针的远侧顶点的平坦表面。
实施方案I-37.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的每个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
实施方案I-38.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的微针彼此电绝缘。
实施方案I-39.根据实施方案I-38所述的微针阵列，其中，微针阵列构造成能检测多种分析物。
实施方案I-40.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的微针以周期性网格形式布置。
实施方案I-41.根据实施方案I-40所述的微针阵列，其中，所述周期性网格包括矩形阵列。
实施方案I-42.根据实施方案I-40所述的微针阵列，其中，所述周期性网格包括六边形阵列。
实施方案I-43.根据实施方案I-40所述的微针阵列，其中，所述周期性网格中的微针间隔开约200μm至约800μm的距离。
实施方案I-44.根据实施方案I-40所述的微针阵列，其中，所述周期性网格中的微针均匀间隔开。
实施方案I-45.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述多个微针包括具有内腔的至少一个输送微针。
实施方案I-46.根据实施方案I-1所述的微针阵列，其中，所述至少一个微针构造成能穿刺用户的皮肤并感测用户真皮层中的间质液中的分析物。
实施方案I-47.一种分析物监测系统，包括实施方案I-1所述的微针阵列和可佩戴的外壳，其中微针阵列从外壳向外延伸出。
实施方案I-48.根据实施方案I-47所述的系统，其中，所述至少一个微针从所述外壳延伸出，使得所述电极的远端位于距所述外壳小于约5mm的位置。
实施方案I-49.根据实施方案I-48所述的系统，其中，所述至少一个微针从所述外壳延伸出，使得所述电极的远端位于距所述外壳小于约1mm的位置。
实施方案I-50.根据实施方案I-47所述的系统，其中，所述外壳封装电子系统，所述电子系统包括处理器和无线通信模块中的至少一者。
实施方案I-51.根据实施方案I-50所述的系统，其中，所述电子系统包括无线通信模块，并且所述系统还包括能在移动计算设备上执行的待与所述无线通信模块配对的软件应用。
实施方案I-52.根据实施方案I-47所述的系统，其中，所述外壳包括构造成能传达状态信息的一个或多个指示灯。
实施方案I-53.根据实施方案I-52所述的系统，其中，所述指示灯中的至少一者配置成能根据对应于分析物测量结果状态的点亮模式被选择性地点亮。
实施方案I-54.根据实施方案I-53所述的系统，其中，所述指示灯中的至少一者配置成能被选择性地点亮以传达当前的分析物测量值水平。
实施方案I-55.根据实施方案I-53所述的系统，其中，所述用户界面包括多个指示灯，所述多个指示灯配置成能以一渐进序列被选择性地点亮，以传达分析物测量值趋势。
实施方案I-56.根据实施方案I-55所述的系统，其中，所述多个指示灯配置成能以沿第一方向的第一渐进序列被选择性地点亮，以传达上升的分析物测量值趋势，并且还配置成能以沿第二方向的第二渐进序列被选择性地点亮，以传达下降的分析物测量值趋势。
实施方案I-57.根据实施方案I-52所述的系统，其中，所述用户界面还配置成能传达指示所述分析物监测设备的状态的信息。
实施方案I-58.根据实施方案I-47所述的系统，还包括配置成能将所述外壳联接到用户皮肤的粘合剂。
实施方案I-59.根据实施方案I-47所述的系统，还包括施加器，其构造成能将所述分析物监测系统的至少一部分施加至用户皮肤。
实施方案I-60.根据实施方案I-47所述的系统，其中，所述分析物监测系统是皮肤粘附贴片。
实施方案I-61.根据实施方案I-47所述的系统，其中，所述多个微针包括具有内腔的至少一个输送微针。
实施方案I-62.根据实施方案I-47所述的系统，其中，所述多个微针包括至少一个实心微针，所述实心微针包括包含治疗物质的涂层。
实施方案I-63.根据实施方案I-62的系统，其中，所述治疗物质包括胰岛素、胰高血糖素、二甲双胍、对乙酰氨基酚、乙酰水杨酸、异丁基苯基丙酸、左旋多巴、他汀类药物、氢可酮、阿片样物质、非甾体抗炎药、麻醉剂、止痛剂、抗惊厥剂、抗抑郁剂、抗精神病药、镇静剂、松弛剂、激素剂、抗菌剂和抗病毒剂中的至少一种。
实施方案I-64.一种用于监测用户的方法，包括：
用分析物监测设备接近用户的体液；和
使用分析物监测设备量化体液中的一种或多种分析物，
其中所述分析物监测设备包括多个实心微针，其中至少一个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在锥形远侧部分的表面上的电极，其中电极位于绝缘的远侧顶点的近侧。
实施方案I-65.根据实施方案I-64的方法，其中，体液包括用户的真皮间质液。
实施方案I-66.根据实施方案I-64的方法，其中，所述一种或多种分析物包括葡萄糖。
实施方案I-67.一种用于感测分析物的微针阵列，包括：
多个实心微针，其中至少一个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极的远端偏离所述远侧顶点。
实施方案I-68.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，所述电极是构造成能感测至少一种分析物的工作电极，并且所述至少一个微针包括布置在所述工作电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括生物识别元素。
实施方案I-69.根据实施方案I-68所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素包括葡萄糖氧化酶。
实施方案I-70.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，所述电极的远端与所述远侧顶点偏移开至少约10μm的偏移距离，其中所述偏移距离是沿着所述至少一个微针的纵向轴线测量的。
实施方案I-71.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，所述电极是环形的。
实施方案I-72.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，在至少一个微针中，所述工作电极的一部分凹进所述锥形远侧部分中。
实施方案I-73.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，所述电极仅位于所述锥形远侧部分的一个部段上。
实施方案I-74.根据实施方案I-67所述的微针阵列，还包括电触点，其中所述至少一个微针包括在电触点和电极之间提供导电路径的主体部分。
实施方案I-75.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的每个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
实施方案I-76.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，所述微针阵列包括多个工作电极，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与所述分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
实施方案I-77.根据实施方案I-76所述的微针阵列，其中，所述微针阵列构造成能检测多种分析物。
实施方案I-78.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的微针以六边形阵列布置。
实施方案I-79.根据实施方案I-67所述的微针阵列，其中，所述至少一个微针构造成能穿刺用户的皮肤并感测用户真皮层中的间质液中的分析物。
实施方案I-80.一种分析物监测系统，包括实施方案I-67所述的微针阵列和可佩戴的外壳，其中微针阵列从外壳向外延伸出。
实施方案I-81.根据实施方案I-80所述的系统，其中，所述至少一个微针从所述外壳延伸出，使得所述电极的远端位于距所述外壳小于约5mm的位置。
实施方案I-82.根据实施方案I-80所述的系统，其中，所述外壳封装包括无线通信模块的电子系统，并且所述系统还包括能在移动计算设备上执行的待与所述无线通信模块配对的软件应用。
实施方案I-83.根据实施方案I-80所述的系统，其中，所述外壳包括用户界面，所述用户界面包括构造成能传达状态信息的一个或多个指示灯。
实施方案I-84.根据实施方案I-83所述的系统，其中，所述指示灯中的至少一者配置成能根据对应于分析物测量结果状态的点亮模式被选择性地点亮。
实施方案I-85.根据实施方案I-83所述的系统，其中，所述分析物监测系统包括皮肤粘附贴片。
实施方案I-86.一种对分析物监测设备进行灭菌的方法，该方法包括：
使所述分析物监测设备暴露于灭菌剂气体，其中所述分析物监测设备包括可佩戴的外壳、从所述外壳延伸出并包括分析物传感器的微针阵列、以及布置在所述外壳中并电耦合到所述微针阵列的电子系统，
其中所述分析物监测设备暴露于灭菌剂气体一足以完成对所述分析物监测设备的灭菌的停留时间。
实施方案I-87.根据实施方案I-86所述的方法，其中，所述灭菌剂气体适用于氧化灭菌。
实施方案I-88.根据实施方案I-87所述的方法，其中，灭菌剂气体包括环氧乙烷。
实施方案I-89.根据实施方案I-86所述的方法，其中，所述分析物传感器包括电极。
实施方案I-90.根据实施方案I-89所述的方法，其中，所述分析物传感器包括布置在所述电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括生物识别元素。
实施方案I-91.根据实施方案I-90所述的方法，其中，所述生物识别元素包括酶。
实施方案I-92.根据实施方案I-91所述的方法，其中，所述酶是氧化还原酶。
实施方案I-93.根据实施方案I-92所述的方法，其中，所述氧化还原酶是乳酸氧化酶、醇氧化酶、β-羟基丁酸脱氢酶、酪氨酸酶、过氧化氢酶、抗坏血酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆碱氧化酶、丙酮酸氧化酶、尿酸氧化酶、脲酶和黄嘌呤氧化酶中的至少一种。
实施方案I-94.根据实施方案I-92所述的方法，其中，所述氧化还原酶是葡萄糖氧化酶。
实施方案I-95.根据实施方案I-90所述的方法，其中，所述生物识别元素是与胺缩合羰基化学物质交联的。
实施方案I-96.根据实施方案I-95所述的方法，其中，所述胺缩合羰基化学物质是甲醛、乙二醛、丙二醛和丁二醛中的至少一种。
实施方案I-97.根据实施方案I-95所述的方法，其中，所述胺缩合羰基化学物质是戊二醛。
实施方案I-98.根据实施方案I-90所述的方法，其中，所述生物识别层至少部分地通过以下方式形成：使所述生物识别元素发生交联以形成交联的生物识别元素聚集体，并且将所述交联的生物识别元素聚集体包埋到导电聚合物中。
实施方案I-99.根据实施方案I-98所述的方法，其中，包埋所述交联的生物识别元素聚集体包括仅包埋至少具有阈值分子量的交联的生物识别元素聚集体。
实施方案I-100.根据实施方案I-86所述的方法，其中，使所述分析物监测设备暴露于灭菌剂气体包括将灭菌剂气体注射到包含所述分析物监测设备的隔室中，并且将所述隔室加热到灭菌温度。
实施方案I-101.根据实施方案I-100所述的方法，其中，灭菌温度在约45摄氏度以下，并且停留时间为至少约2小时。
实施方案I-102.根据实施方案I-86所述的方法，其在使所述分析物监测设备暴露于灭菌剂气体之前还包括预处理所述分析物监测设备，其中预处理所述分析物监测设备包括使所述分析物监测设备暴露于蒸汽。
实施方案I-103.一种用于分析物监测设备的微针阵列，该微针阵列包括：
实心的多个感测微针，其中每个感测微针包括：
锥形远侧部分，其包括构造成能感测分析物的工作电极；和
提供至所述工作电极的导电连接的主体部分，
其中每个感测微针的主体部分是绝缘的，使得每个工作电极是能单独寻址的并且与所述微针阵列中的每个其他工作电极电隔离。
实施方案I-104.根据实施方案I-103所述的微针阵列，其中，至少一个感测微针包括布置在工作电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括生物识别元素。
实施方案I-105.根据实施方案I-104所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素包括酶。
实施方案I-106.根据实施方案I-105所述的微针阵列，其中，所述酶是氧化还原酶。
实施方案I-107.根据实施方案I-106所述的微针阵列，其中，所述氧化还原酶是乳酸氧化酶、醇氧化酶、β-羟基丁酸脱氢酶、酪氨酸酶、过氧化氢酶、抗坏血酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆碱氧化酶、丙酮酸氧化酶、尿酸氧化酶、脲酶和黄嘌呤氧化酶中的至少一种。
实施方案I-108.根据实施方案I-106所述的微针阵列，其中，所述氧化还原酶是葡萄糖氧化酶。
实施方案I-109.根据实施方案I-104所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素是与胺缩合羰基化学物质交联的。
实施方案I-110.根据实施方案I-109所述的微针阵列，其中，所述胺缩合羰基化学物质是甲醛、乙二醛、丙二醛和丁二醛中的至少一种。
实施方案I-111.根据实施方案I-109所述的微针阵列，其中，所述胺缩合羰基化学物质是戊二醛。
实施方案I-112.根据实施方案I-104所述的微针阵列，其中，所述至少一个感测微针包括布置在生物识别层上方的扩散限制层和亲水层中的至少一者。
实施方案I-113.根据实施方案I-103所述的微针阵列，其中，所述微针阵列进一步包括具有反电极的至少一个微针，所述反电极构造成能拉电流或灌电流以维持所述至少一个感测微针的所述工作电极上的电化学反应。
实施方案I-114.根据实施方案I-103所述的微针阵列，其中，所述多个微针包括具有参比电极的至少一个微针，所述参比电极构造成能向所述工作电极提供参比电势。
实施方案I-115.根据实施方案I-114所述的微针阵列，还包括布置在参比电极上的导电聚合物。
实施方案I-116.根据实施方案I-115所述的微针阵列，其中，所述导电聚合物包括掺杂剂。
实施方案I-117.根据实施方案I-114所述的微针阵列，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属氧化物。
实施方案I-118.根据实施方案I-117所述的微针阵列，其中，所述金属氧化物包括氧化铱。
实施方案I-119.根据实施方案I-114所述的微针阵列，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属盐。
实施方案I-120.根据实施方案I-119所述的微针阵列，其中，所述金属盐包括氯化银。
实施方案I-121.根据实施方案I-103所述的微针阵列，其中，在至少一个感测微针中，所述锥形远侧部分包括绝缘的远侧顶点，并且所述工作电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
实施方案I-122.根据实施方案I-121所述的微针阵列，其中，所述工作电极的远端与所述远侧顶点偏移开至少约10μm的偏移距离，其中所述偏移距离是沿着所述至少一个感测微针的纵向轴线测量的。
实施方案I-123.根据实施方案I-103所述的微针阵列，其中，在至少一个感测微针中，所述工作电极的一部分凹进所述锥形远侧部分中。
实施方案I-124.一种分析物监测设备，包括根据实施方案I-103所述的微针阵列和可佩戴的外壳，其中所述微针阵列从所述外壳向外延伸出。
实施方案I-125.根据实施方案I-124所述的分析物监测设备，其中，所述外壳包括构造成能传达状态信息的一个或多个指示灯。
实施方案I-126.根据实施方案I-124所述的分析物监测设备，其中，所述外壳封装电子系统，所述电子系统包括处理器和无线通信模块中的至少一者。
实施方案I-127.根据实施方案I-126所述的分析物监测设备，其中，所述分析物监测设备是皮肤粘附贴片。
实施方案I-128.一种用于身体佩戴式分析物监测设备的微针阵列，其中，所述微针阵列包括：
至少一个微针，所述至少一个微针包括：
具有非圆形的基部的棱锥形的主体部分；和
从主体部分延伸出并包括电极的锥形远侧部分，
其中所述远侧部分包括偏离所述至少一个微针的远侧顶点的平坦表面。
实施方案I-129.根据实施方案I-128所述的微针阵列，其中，所述主体部分的至少一部分具有相对于所述基部测量的第一锥角，并且所述远侧顶点具有相对于所述基部测量的第二锥角，其中所述第二锥角大于所述第一锥角。
实施方案I-130.根据实施方案I-128所述的微针阵列，其中，所述第二锥角为约65度至约75度。
实施方案I-131.根据实施方案I-130所述的微针阵列，其中，所述第一锥角为约15度至约25度。
实施方案I-132.根据实施方案I-128所述的微针阵列，其中，所述平坦表面相对于所述基部成约75度至85度的角度。
实施方案I-133.根据实施方案I-128所述的微针阵列，其中，所述锥形远侧部分包括绝缘的远侧顶点。
实施方案I-134.一种分析物监测设备，包括根据实施方案I-128所述的微针阵列和可佩戴的外壳，其中所述微针阵列构造成从所述外壳向外延伸出。
实施方案I-135.根据实施方案I-134所述的分析物监测设备，其中，所述分析物监测设备是贴片。
实施方案I-136.一种用于监测用户的方法，包括：
用包括单个微针阵列的集成的分析物监测设备在多个传感器位置处接近用户的真皮间质液；
使用微针阵列中的多个工作电极来量化真皮间质液中的一种或多种分析物，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与所述分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
实施方案I-137.根据实施方案I-136所述的方法，其中，量化一种或多种分析物包括使用所述多个工作电极量化真皮间质液中的多种分析物。
实施方案I-138.根据实施方案I-136所述的方法，其中，所述微针阵列包括多个感测微针，每个感测微针包括各自的工作电极。
实施方案I-139.根据实施方案I-138所述的方法，其中，至少一个感测微针包括布置在工作电极上方的生物识别层，其中生物识别层包括酶。
实施方案I-140.根据实施方案I-139所述的方法，其中，所述至少一个微针包括布置在生物识别层上方的扩散限制层和亲水层中的至少一者。
实施方案I-141.根据实施方案I-136所述的方法，其中，所述微针阵列包括具有构造成能拉电流或灌电流以维持至少一个工作电极上的电化学反应的反电极的至少一个微针。
实施方案I-142.根据实施方案I-136所述的方法，其中，所述多个微针阵列包括具有构造成能向至少一个工作电极提供参比电势的参比电极的至少一个微针。
实施方案I-143.根据实施方案I-142所述的方法，还包括布置在所述参比电极上的导电聚合物。
实施方案I-144.根据实施方案I-143所述的方法，其中，所述导电聚合物包括掺杂剂。
实施方案I-145.根据实施方案I-142所述的方法，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属氧化物。
实施方案I-146.根据实施方案I-145所述的方法，其中，所述金属氧化物包括氧化铱。
实施方案I-147.根据实施方案I-142所述的方法，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属盐。
实施方案I-148.根据实施方案I-147所述的方法，其中，所述金属盐包括氯化银。
实施方案I-149.根据实施方案I-136所述的方法，还包括传达指示一种或多种分析物的定量的状态信息。
实施方案I-150.根据实施方案I-149所述的方法，其中，所述微针阵列从可佩戴的外壳向外延伸出，并且传达状态信息包括经由所述外壳上的用户界面传达状态信息。
实施方案I-151.根据实施方案I-150所述的方法，其中，所述传达状态信息包括根据与分析物测量结果状态或与集成的分析物监测设备的状态相对应的点亮模式来选择性地点亮所述外壳上的一个或多个指示灯。
实施方案I-152.根据实施方案I-150所述的方法，其中，所述传达状态信息包括启动与分析物测量结果状态或与集成的分析物监测设备的状态相对应的显示器。
实施方案I-153.一种身体佩戴式分析物监测设备，包括：
可佩戴的外壳；和
微针阵列，其从所述外壳向外延伸出并包括至少一个微针，所述微针构造成能测量佩戴所述外壳的用户体内的一种或多种分析物，
其中所述外壳包括用户界面，所述用户界面配置成能传达指示所述一种或多种分析物的测量结果的信息。
实施方案I-154.根据实施方案I-153所述的设备，其中，所述用户界面包括一个或多个指示灯，所述一个或多个指示灯配置成能根据与分析物测量结果状态或与集成的分析物监测设备的状态相对应的点亮模式而被选择性地点亮。
实施方案I-155.根据实施方案I-154所述的设备，其中，所述指示灯中的至少一者配置成能被选择性地点亮以传达当前的分析物测量值水平。
实施方案I-156.根据实施方案I-154所述的设备，其中，所述用户界面包括多个指示灯，所述多个指示灯配置成能以一渐进序列被选择性地点亮，以传达分析物测量值趋势。
实施方案I-157.根据实施方案I-156所述的设备，其中，所述多个指示灯配置成能以沿第一方向的第一渐进序列被选择性地点亮，以传达上升的分析物测量值趋势。
实施方案I-158.根据实施方案I-156所述的设备，其中，所述多个指示灯配置成能以沿第二方向的第二渐进序列被选择性地点亮，以传达下降的分析物测量值趋势。
实施方案I-159.根据实施方案I-153所述的设备，其中，所述用户界面还配置成能传达指示所述分析物监测设备的状态的信息。
实施方案I-160.根据实施方案I-153所述的设备，其中，所述用户界面包括显示屏。
实施方案I-161.根据实施方案I-153所述的设备，其中，所述分析物监测设备是皮肤粘附贴片。
实施方案I-162.根据实施方案I-153所述的设备，其中，所述至少一个微针包括具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分以及在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
实施方案I-163.根据实施方案I-153所述的设备，其中，所述微针阵列包括多个工作电极，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与所述分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
实施方案I-164.一种用于监测用户的方法，包括：
使用包括可佩戴的外壳和一个或多个分析物传感器的身体佩戴式分析物监测设备来测量用户体内的一种或多种分析物；
通过所述外壳上的用户界面传达指示所述一种或多种分析物的测量结果的信息。
实施方案I-165.根据实施方案I-164所述的方法，其中，传达信息包括根据与分析物测量结果状态相对应的点亮模式来点亮所述外壳上的一个或多个指示灯。
实施方案I-166.根据实施方案I-165所述的方法，其中，所述传达信息包括选择性地点亮至少一个指示灯以传达当前的分析物测量值水平。
实施方案I-167.根据实施方案I-166所述的方法，其中，所述传达信息包括基于被点亮的指示灯的颜色、被点亮的指示灯的位置、或被点亮的指示灯的颜色和被点亮的指示灯的位置两者来传达当前的分析物测量值水平。
实施方案I-168.根据实施方案I-165所述的方法，其中，所述传达信息包括以一渐进序列选择性地点亮所述外壳上的多个指示灯，以传达分析物测量值趋势。
实施方案I-169.根据实施方案I-168所述的方法，其中，所述传达信息包括以沿第一方向的第一渐进序列选择性地点亮所述多个指示灯，以传达上升的分析物测量值趋势。
实施方案I-170.根据实施方案I-168所述的方法，其中，所述传达信息包括以沿第二方向的第二渐进序列选择性地点亮所述多个指示灯，以传达下降的分析物测量值趋势。
实施方案I-171.根据实施方案I-164所述的方法，还包括通过用户界面传达指示所述分析物监测设备的状态的信息。
实施方案I-172.根据实施方案I-164所述的方法，还包括使用所述分析物监测设备在多个传感器位置接近用户的真皮间质液，其中量化一种或多种分析物包括量化所述真皮间质液中的一种或多种分析物。
实施方案I-173.根据实施方案I-164所述的方法，其中，所述分析物监测设备包括微针阵列，所述微针阵列包括多个工作电极，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与所述分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
出于解释目的，前述说明使用了特定术语，以提供对本发明的全面理解。然而，对于本领域技术人员来说显而易见的是，实施本发明不需要特定的细节。因此，出于说明和描述的目的，呈现了本发明的特定实施例的前述说明。它们并不旨在穷举或将本发明限制于所公开的精确形式；显然，鉴于上述教导，许多修改和变型是可能的。选择和描述实施例是为了解释本发明的原理及其实际应用，因此它们使得本领域的其他技术人员能够利用本发明和具有各种修改的各种实施例，以适合预期的特定用途。下面的权利要求及其等同物旨在限定本发明的范围。

Claims (173)

1.一种用于感测分析物的微针阵列，包括：
实心的多个微针，其中至少一个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
2.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述电极是构造成能感测至少一种分析物的工作电极，并且所述至少一个微针包括布置在所述工作电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括生物识别元素。
3.根据权利要求2所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素包括酶。
4.根据权利要求3所述的微针阵列，其中，所述酶是氧化还原酶。
5.根据权利要求4所述的微针阵列，其中，所述氧化还原酶是乳酸氧化酶、醇氧化酶、β-羟基丁酸脱氢酶、酪氨酸酶、过氧化氢酶、抗坏血酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆碱氧化酶、丙酮酸氧化酶、尿酸氧化酶、脲酶和黄嘌呤氧化酶中的至少一种。
6.根据权利要求4所述的微针阵列，其中，所述氧化还原酶是葡萄糖氧化酶。
7.根据权利要求2所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素是与胺缩合羰基化学物质交联的。
8.根据权利要求7所述的微针阵列，其中，所述胺缩合羰基化学物质是甲醛、乙二醛、丙二醛和丁二醛中的至少一种。
9.根据权利要求7所述的微针阵列，其中，胺缩合羰基化学物质是戊二醛。
10.根据权利要求2所述的微针阵列，其中，所述至少一个微针包括布置在生物识别层上方的扩散限制层和亲水层中的至少一者。
11.根据权利要求2所述的微针阵列，其中，所述微针阵列包括具有反电极的至少一个微针，所述反电极构造成能拉电流或灌电流以维持所述工作电极上的电化学反应。
12.根据权利要求2所述的微针阵列，其中，所述微针阵列包括具有参比电极的至少一个微针，所述参比电极构造成能向所述工作电极提供参比电势。
13.根据权利要求12所述的微针阵列，还包括布置在所述参比电极上的导电聚合物。
14.根据权利要求13所述的微针阵列，其中，所述导电聚合物包括掺杂剂。
15.根据权利要求13所述的微针阵列，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属氧化物。
16.根据权利要求15所述的微针阵列，其中，所述金属氧化物包括氧化铱。
17.根据权利要求13所述的微针阵列，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属盐。
18.根据权利要求17所述的微针阵列，其中，所述金属盐包括氯化银。
19.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，整个电极位于所述至少一个微针的锥形远侧部分上。
20.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述电极包括催化表面。
21.根据权利要求20所述的微针阵列，其中，催化表面包括铂、钯、铱、铑、金、钌、钛、镍、碳和掺杂金刚石中的至少一种。
22.根据权利要求20所述的微针阵列，其中，所述至少一个微针包括布置在电极上方的铂黑。
23.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述电极的远端与所述远侧顶点偏移开至少约10μm的偏移距离，其中所述偏移距离是沿着所述至少一个微针的纵向轴线测量的。
24.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述电极是环形的。
25.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述工作电极的一部分凹进所述锥形远侧部分中。
26.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述电极仅位于锥形远侧部分的一个部段上。
27.根据权利要求1所述的微针阵列，还包括电触点，其中所述至少一个微针包括在电触点和电极之间提供导电路径的主体部分。
28.根据权利要求27所述的微针阵列，其中，所述主体部分由导电材料形成。
29.根据权利要求27所述的微针阵列，其中，所述主体部分包括包埋的路径。
30.根据权利要求27所述的微针阵列，其中，所述主体部分是绝缘的。
31.根据权利要求27所述的微针阵列，其中，所述主体部分具有圆形、正方形或八边形的基部。
32.根据权利要求27所述的微针阵列，其中，所述主体部分的至少一个部段是柱状的。
33.根据权利要求27所述的微针阵列，其中，所述主体部分的至少一个部段是棱锥形的。
34.根据权利要求33所述的微针阵列，其中，所述主体部分的至少一部分具有相对于所述主体部分的基部测量的第一锥角，并且所述远侧顶点具有相对于所述基部测量的第二锥角，其中所述第二锥角大于所述第一锥角。
35.根据权利要求34所述的微针阵列，其中，所述微针的主体部分和远侧部分中的至少一者是径向不对称的。
36.根据权利要求35所述的微针阵列，其中，所述锥形远侧部分包括偏离所述至少一个微针的远侧顶点的平坦表面。
37.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的每个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
38.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的微针彼此电绝缘。
39.根据权利要求38所述的微针阵列，其中，所述微针阵列构造成能检测多种分析物。
40.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的微针以周期性网格形式布置。
41.根据权利要求40所述的微针阵列，其中，所述周期性网格包括矩形阵列。
42.根据权利要求40所述的微针阵列，其中，所述周期性网格包括六边形阵列。
43.根据权利要求40所述的微针阵列，其中，所述周期性网格中的微针间隔开约200μm至约800μm的距离。
44.根据权利要求40所述的微针阵列，其中，所述周期性网格中的微针均匀间隔开。
45.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述多个微针包括具有内腔的至少一个输送微针。
46.根据权利要求1所述的微针阵列，其中，所述至少一个微针构造成能穿刺用户的皮肤并感测用户真皮层中的间质液中的分析物。
47.一种分析物监测系统，包括根据权利要求1所述的微针阵列和可佩戴的外壳，其中，所述微针阵列从所述外壳向外延伸出。
48.根据权利要求47所述的系统，其中，所述至少一个微针从所述外壳延伸出，使得所述电极的远端位于距所述外壳小于约5mm的位置。
49.根据权利要求48所述的系统，其中，所述至少一个微针从所述外壳延伸出，使得所述电极的远端位于距所述外壳小于约1mm的位置。
50.根据权利要求47所述的系统，其中，所述外壳封装电子系统，所述电子系统包括处理器和无线通信模块中的至少一者。
51.根据权利要求50所述的系统，其中，所述电子系统包括无线通信模块，并且所述系统还包括能在移动计算设备上执行的待与所述无线通信模块配对的软件应用。
52.根据权利要求47所述的系统，其中，所述外壳包括构造成能传达状态信息的一个或多个指示灯。
53.根据权利要求52所述的系统，其中，所述指示灯中的至少一者配置成能根据与分析物测量结果状态相对应的点亮模式被选择性地点亮。
54.根据权利要求53所述的系统，其中，所述指示灯中的至少一者配置成能被选择性地点亮以传达当前的分析物测量值水平。
55.根据权利要求53所述的系统，其中，所述用户界面包括多个指示灯，所述多个指示灯配置成能以一渐进序列被选择性地点亮，以传达分析物测量值趋势。
56.根据权利要求55所述的系统，其中，所述多个指示灯配置成能以沿第一方向的第一渐进序列被选择性地点亮，以传达上升的分析物测量值趋势，并且还配置成能以沿第二方向的第二渐进序列被选择性地点亮，以传达下降的分析物测量值趋势。
57.根据权利要求52所述的系统，其中，所述用户界面还配置成能传达指示所述分析物监测设备的状态的信息。
58.根据权利要求47所述的系统，还包括配置成能将所述外壳联接到用户皮肤的粘合剂。
59.根据权利要求47所述的系统，还包括施加器，其构造成能将所述分析物监测系统的至少一部分施加至用户皮肤。
60.根据权利要求47所述的系统，其中，所述分析物监测系统是皮肤粘附贴片。
61.根据权利要求47所述的系统，其中，所述多个微针包括具有内腔的至少一个输送微针。
62.根据权利要求47所述的系统，其中，所述多个微针包括至少一个实心微针，所述实心微针包括包含治疗物质的涂层。
63.根据权利要求62所述的系统，其中，所述治疗物质包括胰岛素、胰高血糖素、二甲双胍、对乙酰氨基酚、乙酰水杨酸、异丁基苯基丙酸、左旋多巴、他汀类药物、氢可酮、阿片样物质、非甾体抗炎药、麻醉剂、止痛剂、抗惊厥剂、抗抑郁剂、抗精神病药、镇静剂、松弛剂、激素剂、抗菌剂和抗病毒剂中的至少一种。
64.一种用于监测用户的方法，包括：
用分析物监测设备接近用户的体液；和
使用分析物监测设备量化体液中的一种或多种分析物，
其中所述分析物监测设备包括实心的多个微针，其中至少一个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
65.根据权利要求64所述的方法，其中，所述体液包括用户的真皮间质液。
66.根据权利要求64所述的方法，其中，所述一种或多种分析物包括葡萄糖。
67.一种用于感测分析物的微针阵列，包括：
实心的多个微针，其中至少一个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极的远端偏离所述远侧顶点。
68.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，所述电极是构造成能感测至少一种分析物的工作电极，并且所述至少一个微针包括布置在所述工作电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括生物识别元素。
69.根据权利要求68所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素包括葡萄糖氧化酶。
70.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，所述电极的远端与所述远侧顶点偏移开至少约10μm的偏移距离，其中所述偏移距离是沿着所述至少一个微针的纵向轴线测量的。
71.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，所述电极是环形的。
72.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，在至少一个微针中，所述工作电极的一部分凹进所述锥形远侧部分中。
73.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，所述电极仅位于所述锥形远侧部分的一个部段上。
74.根据权利要求67所述的微针阵列，还包括电触点，其中所述至少一个微针包括在所述电触点和所述电极之间提供导电路径的主体部分。
75.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的每个微针包括：
具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分；和
在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
76.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，所述微针阵列包括多个工作电极，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与所述分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
77.根据权利要求76所述的微针阵列，其中，所述微针阵列构造成能检测多种分析物。
78.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，所述多个微针中的微针以六边形阵列布置。
79.根据权利要求67所述的微针阵列，其中，所述至少一个微针构造成能穿刺用户的皮肤并感测用户真皮层中的间质液中的分析物。
80.一种分析物监测系统，包括根据权利要求67所述的微针阵列和可佩戴的外壳，其中，所述微针阵列从所述外壳向外延伸出。
81.根据权利要求80所述的系统，其中，所述至少一个微针从所述外壳延伸出，使得所述电极的远端位于距所述外壳小于约5mm的位置。
82.根据权利要求80所述的系统，其中，所述外壳封装包括无线通信模块的电子系统，并且所述系统还包括能在移动计算设备上执行的待与所述无线通信模块配对的软件应用。
83.根据权利要求80所述的系统，其中，所述外壳包括用户界面，所述用户界面包括构造成能传达状态信息的一个或多个指示灯。
84.根据权利要求83所述的系统，其中，所述指示灯中的至少一者配置成能根据与分析物测量结果状态相对应的点亮模式被选择性地点亮。
85.根据权利要求83所述的系统，其中，所述分析物监测系统包括皮肤粘附贴片。
86.一种对分析物监测设备进行灭菌的方法，该方法包括：
使所述分析物监测设备暴露于灭菌剂气体，其中所述分析物监测设备包括可佩戴的外壳、从所述外壳延伸出并包括分析物传感器的微针阵列、以及布置在所述外壳中并电耦合到所述微针阵列的电子系统，
其中所述分析物监测设备暴露于灭菌剂气体一足以完成对所述分析物监测设备的灭菌的停留时间。
87.根据权利要求86所述的方法，其中，所述灭菌剂气体适用于氧化灭菌。
88.根据权利要求87所述的方法，其中，所述灭菌剂气体包括环氧乙烷。
89.根据权利要求86所述的方法，其中，所述分析物传感器包括电极。
90.根据权利要求89所述的方法，其中，所述分析物传感器包括布置在所述电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括生物识别元素。
91.根据权利要求90所述的方法，其中，所述生物识别元素包括酶。
92.根据权利要求91所述的方法，其中，所述酶是氧化还原酶。
93.根据权利要求92所述的方法，其中，所述氧化还原酶是乳酸氧化酶、醇氧化酶、β-羟基丁酸脱氢酶、酪氨酸酶、过氧化氢酶、抗坏血酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆碱氧化酶、丙酮酸氧化酶、尿酸氧化酶、脲酶和黄嘌呤氧化酶中的至少一种。
94.根据权利要求92所述的方法，其中，所述氧化还原酶是葡萄糖氧化酶。
95.根据权利要求90所述的方法，其中，所述生物识别元素是与胺缩合羰基化学物质交联的。
96.根据权利要求95所述的方法，其中，所述胺缩合羰基化学物质是甲醛、乙二醛、丙二醛和丁二醛中的至少一种。
97.根据权利要求95所述的方法，其中，所述胺缩合羰基化学物质是戊二醛。
98.根据权利要求90所述的方法，其中，所述生物识别层至少部分地通过以下方式形成：使所述生物识别元素发生交联以形成交联的生物识别元素聚集体，并且将所述交联的生物识别元素聚集体包埋到导电聚合物中。
99.根据权利要求98所述的方法，其中，包埋所述交联的生物识别元素聚集体包括仅包埋至少具有阈值分子量的交联的生物识别元素聚集体。
100.根据权利要求86所述的方法，其中，使所述分析物监测设备暴露于灭菌剂气体包括将灭菌剂气体注射到包含所述分析物监测设备的隔室中，并且将所述隔室加热到灭菌温度。
101.根据权利要求100所述的方法，其中，所述灭菌温度在约45摄氏度以下，并且停留时间为至少约2小时。
102.根据权利要求86所述的方法，其在使所述分析物监测设备暴露于灭菌剂气体之前还包括预处理所述分析物监测设备，其中预处理所述分析物监测设备包括使所述分析物监测设备暴露于蒸汽。
103.一种用于分析物监测设备的微针阵列，该微针阵列包括：
实心的多个感测微针，其中每个感测微针包括：
锥形远侧部分，其包括构造成能感测分析物的工作电极；和
提供至所述工作电极的导电连接的主体部分，
其中每个感测微针的主体部分是绝缘的，使得每个工作电极是能单独寻址的并且与所述微针阵列中的每个其他工作电极电隔离。
104.根据权利要求103所述的微针阵列，其中，至少一个感测微针包括布置在所述工作电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括生物识别元素。
105.根据权利要求104所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素包括酶。
106.根据权利要求105所述的微针阵列，其中，所述酶是氧化还原酶。
107.根据权利要求106所述的微针阵列，其中，所述氧化还原酶是乳酸氧化酶、醇氧化酶、β-羟基丁酸脱氢酶、酪氨酸酶、过氧化氢酶、抗坏血酸氧化酶、胆固醇氧化酶、胆碱氧化酶、丙酮酸氧化酶、尿酸氧化酶、脲酶和黄嘌呤氧化酶中的至少一种。
108.根据权利要求106所述的微针阵列，其中，所述氧化还原酶是葡萄糖氧化酶。
109.根据权利要求104所述的微针阵列，其中，所述生物识别元素是与胺缩合羰基化学物质交联的。
110.根据权利要求109所述的微针阵列，其中，所述胺缩合羰基化学物质是甲醛、乙二醛、丙二醛和丁二醛中的至少一种。
111.根据权利要求109所述的微针阵列，其中，所述胺缩合羰基化学物质是戊二醛。
112.根据权利要求104所述的微针阵列，其中，所述至少一个感测微针包括布置在所述生物识别层上方的扩散限制层和亲水层中的至少一者。
113.根据权利要求103所述的微针阵列，其中，所述微针阵列还包括具有构造成能拉电流或灌电流以维持所述至少一个感测微针的所述工作电极上的电化学反应的反电极的至少一个微针。
114.根据权利要求103所述的微针阵列，其中，所述多个微针包括具有参比电极的至少一个微针，所述参比电极构造成能向所述工作电极提供参比电势。
115.根据权利要求114所述的微针阵列，还包括布置在所述参比电极上的导电聚合物。
116.根据权利要求115所述的微针阵列，其中，所述导电聚合物包括掺杂剂。
117.根据权利要求114所述的微针阵列，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属氧化物。
118.根据权利要求117所述的微针阵列，其中，所述金属氧化物包括氧化铱。
119.根据权利要求114所述的微针阵列，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属盐。
120.根据权利要求119所述的微针阵列，其中，所述金属盐包括氯化银。
121.根据权利要求103所述的微针阵列，其中，在至少一个感测微针中，所述锥形远侧部分包括绝缘的远侧顶点，并且所述工作电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
122.根据权利要求121所述的微针阵列，其中，所述工作电极的远端与所述远侧顶点偏移开至少约10μm的偏移距离，其中所述偏移距离是沿着所述至少一个感测微针的纵向轴线测量的。
123.根据权利要求103所述的微针阵列，其中，在至少一个感测微针中，所述工作电极的一部分凹进所述锥形远侧部分中。
124.一种分析物监测设备，包括根据权利要求103所述的微针阵列和可佩戴的外壳，其中所述微针阵列从所述外壳向外延伸出。
125.根据权利要求124所述的分析物监测设备，其中，所述外壳包括构造成能传达状态信息的一个或多个指示灯。
126.根据权利要求124所述的分析物监测设备，其中，所述外壳封装电子系统，所述电子系统包括处理器和无线通信模块中的至少一者。
127.根据权利要求126所述的分析物监测设备，其中，所述分析物监测设备是皮肤粘附贴片。
128.一种用于身体佩戴式分析物监测设备的微针阵列，其中，所述微针阵列包括：
至少一个微针，所述至少一个微针包括：
具有非圆形的基部的棱锥形的主体部分；和
从所述主体部分延伸出并包括电极的锥形远侧部分，
其中所述远侧部分包括偏离所述至少一个微针的远侧顶点的平坦表面。
129.根据权利要求128所述的微针阵列，其中，所述主体部分的至少一部分具有相对于所述基部测量的第一锥角，并且所述远侧顶点具有相对于所述基部测量的第二锥角，其中所述第二锥角大于所述第一锥角。
130.根据权利要求128所述的微针阵列，其中，所述第二锥角为约65度至约75度。
131.根据权利要求130所述的微针阵列，其中，所述第一锥角为约15度至约25度。
132.根据权利要求128所述的微针阵列，其中，所述平坦表面相对于所述基部成约75度至85度的角度。
133.根据权利要求128所述的微针阵列，其中，所述锥形远侧部分包括绝缘的远侧顶点。
134.一种分析物监测设备，包括根据权利要求128所述的微针阵列和可佩戴的外壳，其中，所述微针阵列构造成从所述外壳向外延伸出。
135.根据权利要求134所述的分析物监测设备，其中，所述分析物监测设备是贴片。
136.一种用于监测用户的方法，包括：
用包括单个微针阵列的集成的分析物监测设备在多个传感器位置处接近用户的真皮间质液；
使用微针阵列中的多个工作电极来量化真皮间质液中的一种或多种分析物，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与所述分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
137.根据权利要求136所述的方法，其中，量化一种或多种分析物包括使用所述多个工作电极量化真皮间质液中的多种分析物。
138.根据权利要求136所述的方法，其中，所述微针阵列包括多个感测微针，每个感测微针包括各自的工作电极。
139.根据权利要求138所述的方法，其中，至少一个感测微针包括布置在所述工作电极上方的生物识别层，其中所述生物识别层包括酶。
140.根据权利要求139所述的方法，其中，所述至少一个微针包括布置在所述生物识别层上方的扩散限制层和亲水层中的至少一者。
141.根据权利要求136所述的方法，其中，所述微针阵列包括具有构造成能拉电流或灌电流以维持至少一个工作电极上的电化学反应的反电极的至少一个微针。
142.根据权利要求136所述的方法，其中，所述多个微针阵列包括具有构造成能向至少一个工作电极提供参比电势的参比电极的至少一个微针。
143.根据权利要求142所述的方法，还包括布置在所述参比电极上的导电聚合物。
144.根据权利要求143所述的方法，其中，所述导电聚合物包括掺杂剂。
145.根据权利要求142所述的方法，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属氧化物。
146.根据权利要求145所述的方法，其中，所述金属氧化物包括氧化铱。
147.根据权利要求142所述的方法，其中，所述参比电极包括具有稳定电极电势的金属盐。
148.根据权利要求147所述的方法，其中，所述金属盐包括氯化银。
149.根据权利要求136所述的方法，还包括传达指示所述一种或多种分析物的定量的状态信息。
150.根据权利要求149所述的方法，其中，所述微针阵列从可佩戴的外壳向外延伸出，并且传达状态信息包括经由所述外壳上的用户界面传达状态信息。
151.根据权利要求150所述的方法，其中，所述传达状态信息包括根据与分析物测量结果状态或与集成的分析物监测设备的状态相对应的点亮模式来选择性地点亮所述外壳上的一个或多个指示灯。
152.根据权利要求150所述的方法，其中，所述传达状态信息包括启动与分析物测量结果状态或与集成的分析物监测设备的状态相对应的显示器。
153.一种身体佩戴式分析物监测设备，包括：
可佩戴的外壳；和
微针阵列，其从所述外壳向外延伸出并包括至少一个微针，所述微针构造成能测量佩戴所述外壳的用户体内的一种或多种分析物，
其中所述外壳包括用户界面，所述用户界面配置成能传达指示所述一种或多种分析物的测量结果的信息。
154.根据权利要求153所述的设备，其中，所述用户界面包括一个或多个指示灯，所述一个或多个指示灯配置成能根据与分析物测量结果状态或与集成的分析物监测设备的状态相对应的点亮模式而被选择性地点亮。
155.根据权利要求154所述的设备，其中，所述指示灯中的至少一者配置成能被选择性地点亮以传达当前的分析物测量值水平。
156.根据权利要求154所述的设备，其中，所述用户界面包括多个指示灯，所述多个指示灯配置成能以一渐进序列被选择性地点亮，以传达分析物测量值趋势。
157.根据权利要求156所述的设备，其中，所述多个指示灯配置成能以沿第一方向的第一渐进序列被选择性地点亮，以传达上升的分析物测量值趋势。
158.根据权利要求156所述的设备，其中，所述多个指示灯配置成能以沿第二方向的第二渐进序列被选择性地点亮，以传达下降的分析物测量值趋势。
159.根据权利要求153所述的设备，其中，所述用户界面还配置成能传达指示所述分析物监测设备的状态的信息。
160.根据权利要求153所述的设备，其中，所述用户界面包括显示屏。
161.根据权利要求153所述的设备，其中，所述分析物监测设备是皮肤粘附贴片。
162.根据权利要求153所述的设备，其中，所述至少一个微针包括具有绝缘的远侧顶点的锥形远侧部分以及在所述锥形远侧部分的表面上的电极，其中所述电极位于所述绝缘的远侧顶点的近侧。
163.根据权利要求153所述的设备，其中，所述微针阵列包括多个工作电极，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与所述分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
164.一种用于监测用户的方法，包括：
使用包括可佩戴的外壳和一个或多个分析物传感器的身体佩戴式分析物监测设备来测量用户体内的一种或多种分析物；
通过所述外壳上的用户界面传达指示所述一种或多种分析物的测量结果的信息。
165.根据权利要求164所述的方法，其中，传达信息包括根据与分析物测量结果状态相对应的点亮模式来点亮所述外壳上的一个或多个指示灯。
166.根据权利要求165所述的方法，其中，所述传达信息包括选择性地点亮至少一个指示灯以传达当前的分析物测量值水平。
167.根据权利要求166所述的方法，其中，所述传达信息包括基于被点亮的指示灯的颜色、被点亮的指示灯的位置、或被点亮的指示灯的颜色和被点亮的指示灯的位置两者来传达当前的分析物测量值水平。
168.根据权利要求165所述的方法，其中，所述传达信息包括以一渐进序列选择性地点亮所述外壳上的多个指示灯，以传达分析物测量值趋势。
169.根据权利要求168所述的方法，其中，所述传达信息包括以沿第一方向的第一渐进序列选择性地点亮所述多个指示灯，以传达上升的分析物测量值趋势。
170.根据权利要求168所述的方法，其中，所述传达信息包括以沿第二方向的第二渐进序列选择性地点亮所述多个指示灯，以传达下降的分析物测量值趋势。
171.根据权利要求164所述的方法，还包括通过用户界面传达指示所述分析物监测设备的状态的信息。
172.根据权利要求164所述的方法，还包括使用所述分析物监测设备在多个传感器位置接近用户的真皮间质液，其中量化一种或多种分析物包括量化所述真皮间质液中的一种或多种分析物。
173.根据权利要求164所述的方法，其中，所述分析物监测设备包括微针阵列，所述微针阵列包括多个工作电极，其中每个工作电极是能单独寻址的并且与所述分析物监测设备中的每个其他工作电极电隔离。
CN202180024077.0A 2020-07-29 2021-07-29 具有微针阵列的持续分析物监测系统 Pending CN115379797A (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US202063058275P 2020-07-29 2020-07-29
US63/058,275 2020-07-29
PCT/US2021/043786 WO2022026764A1 (en) 2020-07-29 2021-07-29 Continuous analyte monitoring system with microneedle array

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN115379797A true CN115379797A (zh) 2022-11-22

Family

ID=80003863

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202180024077.0A Pending CN115379797A (zh) 2020-07-29 2021-07-29 具有微针阵列的持续分析物监测系统

Country Status (12)

Country Link
US (5) US11478194B2 (zh)
EP (1) EP4048152B1 (zh)
JP (2) JP7319742B2 (zh)
KR (1) KR20230043779A (zh)
CN (1) CN115379797A (zh)
AU (1) AU2021316089A1 (zh)
CA (1) CA3163460A1 (zh)
DK (1) DK4048152T3 (zh)
GB (2) GB2622909A (zh)
IL (1) IL294429A (zh)
SE (1) SE2251496A1 (zh)
WO (1) WO2022026764A1 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN116473551A (zh) * 2023-06-19 2023-07-25 中南大学 基于空心微针阵列的血液离子浓度传感芯片及检测装置
CN117770822A (zh) * 2024-01-23 2024-03-29 中国科学院半导体研究所 基于干湿结合微针电极的贴片装置

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8333714B2 (en) * 2006-09-10 2012-12-18 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing an integrated analyte sensor insertion device and data processing unit
US10092207B1 (en) 2016-05-15 2018-10-09 Biolinq, Inc. Tissue-penetrating electrochemical sensor featuring a co-electrodeposited thin film comprised of polymer and bio-recognition element
US11045142B1 (en) 2017-04-29 2021-06-29 Biolinq, Inc. Heterogeneous integration of silicon-fabricated solid microneedle sensors and CMOS circuitry
JP7319742B2 (ja) 2020-07-29 2023-08-02 バイオリンク インコーポレイテッド 微小針アレイを伴う持続的分析物監視システム
USD988160S1 (en) 2021-03-16 2023-06-06 Biolinq Incorporated Wearable dermal sensor
USD985774S1 (en) * 2021-03-30 2023-05-09 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Aanalyte monitoring device
SE2330048A1 (en) 2021-05-08 2023-01-25 Biolinq Incorporated Fault detection for microneedle array based continuous analyte monitoring device
CN117858659A (zh) 2021-07-07 2024-04-09 加利福尼亚大学董事会 可穿戴的非侵入性的微针传感器
AU2022337136A1 (en) 2021-09-01 2024-03-21 Integrated Medical Sensors, Inc. Wired implantable monolithic integrated sensor circuit
CN113777145A (zh) * 2021-09-14 2021-12-10 北京大学 一种微针生物传感器制造方法
US11672965B2 (en) 2021-09-28 2023-06-13 Biolinq Incorporated Microneedle enclosure and applicator device for microneedle array based continuous analyte monitoring device
USD996999S1 (en) 2021-11-16 2023-08-29 Biolinq Incorporated Wearable sensor
USD1013544S1 (en) 2022-04-29 2024-02-06 Biolinq Incorporated Wearable sensor
USD1012744S1 (en) 2022-05-16 2024-01-30 Biolinq Incorporated Wearable sensor with illuminated display
US11946688B2 (en) * 2022-05-24 2024-04-02 Fff Enterprises, Inc. Portable platform based product storage and expansion systems, devices and method
US20240008777A1 (en) * 2022-07-05 2024-01-11 Biolinq Incorporated Sensor assembly of a microneedle array-based continuous analyte monitoring device
CN115204404B (zh) * 2022-08-08 2023-05-30 北京大学 一种抑制费米子系统测量中的错误的方法及装置
EP4374789A1 (en) * 2022-10-26 2024-05-29 PKvitality Close flow cell process for fabricating microneedles

Family Cites Families (373)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4305401A (en) 1979-05-16 1981-12-15 Hughes Aircraft Company Digital watch/infrared plethysmograph having a quick release remote pulse sensor having a finger cuff
DE2940246A1 (de) 1979-10-04 1981-04-16 Gebrüder Junghans GmbH, 7230 Schramberg Elektronische armbanduhr mit elektrischen anschluss-kontakten
US4450842A (en) 1980-04-25 1984-05-29 Cordis Corporation Solid state reference electrode
US4407295A (en) 1980-10-16 1983-10-04 Dna Medical, Inc. Miniature physiological monitor with interchangeable sensors
CA1247960A (en) 1983-03-24 1989-01-03 Hideki Aoki Transcutaneously implantable element
US4969468A (en) 1986-06-17 1990-11-13 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Electrode array for use in connection with a living body and method of manufacture
US4908117A (en) 1986-11-13 1990-03-13 Monsanto Company Solid state reference electrode
US5540828A (en) 1987-06-08 1996-07-30 Yacynych; Alexander Method for making electrochemical sensors and biosensors having a polymer modified surface
US5286364A (en) 1987-06-08 1994-02-15 Rutgers University Surface-modified electochemical biosensor
US5362307A (en) 1989-01-24 1994-11-08 The Regents Of The University Of California Method for the iontophoretic non-invasive-determination of the in vivo concentration level of an inorganic or organic substance
KR970011449B1 (ko) 1988-01-29 1997-07-11 더 리전트 오브 디 유니버시티 오브 캘리포니아 이온전기 영동형 비침입 검체 채취 또는 이송 장치 및 방법
JPH0222552A (ja) 1988-07-12 1990-01-25 Nok Corp 針状電極
JPH0231741A (ja) 1988-07-22 1990-02-01 Nok Corp 生理活性物質固定化電極
US5131390A (en) 1989-09-14 1992-07-21 Suzuken Co. Device for continuously measuring the skin local sweating rate
US5390671A (en) 1994-03-15 1995-02-21 Minimed Inc. Transcutaneous sensor insertion set
US5832410A (en) 1994-12-06 1998-11-03 Lin; Shengfu Method of using a computer to collect chemical signals directly
JP3492086B2 (ja) 1995-06-30 2004-02-03 セイコーエプソン株式会社 腕装着型脈波計測機器および脈波情報処理装置
DE19525607A1 (de) 1995-07-14 1997-01-16 Boehringer Ingelheim Kg Transcorneales Arzneimittelfreigabesystem
US5869078A (en) 1996-04-25 1999-02-09 Medtronic Inc. Implantable variable permeability drug infusion techniques
JPH09293283A (ja) 1996-04-25 1997-11-11 Hewlett Packard Co <Hp> プローブ装置およびその製造方法、ならびにメディア移動型メモリ装置
US6036055A (en) 1996-11-12 2000-03-14 Barmate Corporation Wireless liquid portion and inventory control system
US6139718A (en) 1997-03-25 2000-10-31 Cygnus, Inc. Electrode with improved signal to noise ratio
JP3963485B2 (ja) 1997-04-11 2007-08-22 アルザ コーポレイション 最小限での侵入性の検出用装置
CA2306384A1 (en) 1997-10-14 1999-04-22 Patterning Technologies Limited Method of forming an electronic device
US6579690B1 (en) 1997-12-05 2003-06-17 Therasense, Inc. Blood analyte monitoring through subcutaneous measurement
DK1051219T3 (da) 1998-01-28 2005-01-10 Alza Corp Elektrokemisk reaktive katoder for en elektrotransportanordning
US6134461A (en) 1998-03-04 2000-10-17 E. Heller & Company Electrochemical analyte
US6587705B1 (en) 1998-03-13 2003-07-01 Lynn Kim Biosensor, iontophoretic sampling system, and methods of use thereof
US6091975A (en) 1998-04-01 2000-07-18 Alza Corporation Minimally invasive detecting device
ATE220936T1 (de) 1998-05-13 2002-08-15 Cygnus Therapeutic Systems Sammelvorrichtungen für transdermale probennahmesysteme
US7344499B1 (en) 1998-06-10 2008-03-18 Georgia Tech Research Corporation Microneedle device for extraction and sensing of bodily fluids
US6503231B1 (en) 1998-06-10 2003-01-07 Georgia Tech Research Corporation Microneedle device for transport of molecules across tissue
US6599408B1 (en) 1998-09-17 2003-07-29 E. I. Du Pont De Nemours And Company Thick film conductor composition for use in biosensors
US6132449A (en) 1999-03-08 2000-10-17 Agilent Technologies, Inc. Extraction and transportation of blood for analysis
US6132499A (en) 1999-07-29 2000-10-17 Xerox Corporation Inks
JP3611983B2 (ja) 1999-04-06 2005-01-19 セイコーインスツル株式会社 センサ付き小型電子機器
CA2369336A1 (en) 1999-04-22 2000-11-02 Cygnus, Inc. Hydrogel in an iontophoretic device to measure glucose
EP1187653B1 (en) 1999-06-04 2010-03-31 Georgia Tech Research Corporation Devices for enhanced microneedle penetration of biological barriers
US6611707B1 (en) 1999-06-04 2003-08-26 Georgia Tech Research Corporation Microneedle drug delivery device
US6256533B1 (en) 1999-06-09 2001-07-03 The Procter & Gamble Company Apparatus and method for using an intracutaneous microneedle array
US6312612B1 (en) 1999-06-09 2001-11-06 The Procter & Gamble Company Apparatus and method for manufacturing an intracutaneous microneedle array
EP1210064B1 (en) 1999-08-18 2005-03-09 Microchips, Inc. Thermally-activated microchip chemical delivery devices
WO2001033614A1 (en) 1999-11-02 2001-05-10 University Of Hawaii Method for fabricating arrays of micro-needles
KR100360774B1 (ko) 1999-12-27 2002-11-13 한국전자통신연구원 효소전극센서 및 그 제조방법
US6465091B1 (en) 2000-03-27 2002-10-15 3M Innovative Properties Company Release article and adhesive article containing a polymeric release material
US7473244B2 (en) 2000-06-02 2009-01-06 The University Of Utah Research Foundation Active needle devices with integrated functionality
US6603987B2 (en) 2000-07-11 2003-08-05 Bayer Corporation Hollow microneedle patch
WO2002015960A2 (en) 2000-08-21 2002-02-28 The Cleveland Clinic Foundation Microneedle array module and method of fabricating the same
US20020026111A1 (en) 2000-08-28 2002-02-28 Neil Ackerman Methods of monitoring glucose levels in a subject and uses thereof
US6793789B2 (en) 2000-09-30 2004-09-21 Geun Sig Cha Reference electrode with a polymeric reference electrode membrane
EP1339312B1 (en) 2000-10-10 2006-01-04 Microchips, Inc. Microchip reservoir devices using wireless transmission of power and data
AU2002231207A1 (en) 2000-12-21 2002-07-01 Biovalve Technologies, Inc. Microneedle array systems
ATE359762T1 (de) 2001-01-09 2007-05-15 Microchips Inc Flexible mikrochip-vorrichtungen zur ophthalmologischen und anderen applikation
CA2439822C (en) 2001-03-06 2011-01-11 Pendragon Medical Ltd. Method and device for determining the concentration of a substance in body liquid
US6932894B2 (en) 2001-05-15 2005-08-23 Therasense, Inc. Biosensor membranes composed of polymers containing heterocyclic nitrogens
US6501976B1 (en) 2001-06-12 2002-12-31 Lifescan, Inc. Percutaneous biological fluid sampling and analyte measurement devices and methods
US6875613B2 (en) 2001-06-12 2005-04-05 Lifescan, Inc. Biological fluid constituent sampling and measurement devices and methods
US6793632B2 (en) 2001-06-12 2004-09-21 Lifescan, Inc. Percutaneous biological fluid constituent sampling and measurement devices and methods
US6702857B2 (en) 2001-07-27 2004-03-09 Dexcom, Inc. Membrane for use with implantable devices
US20030032874A1 (en) 2001-07-27 2003-02-13 Dexcom, Inc. Sensor head for use with implantable devices
CA2499838C (en) 2001-09-21 2012-12-18 Biovalve Technologies, Inc. Gas pressure actuated microneedle arrays, and systems and methods relating to same
EP1469903A2 (en) 2001-09-28 2004-10-27 BioValve Technologies, Inc. Microneedle with membrane
US6984307B2 (en) 2001-10-05 2006-01-10 Stephen Eliot Zweig Dual glucose-hydroxybutyrate analytical sensors
US7429258B2 (en) 2001-10-26 2008-09-30 Massachusetts Institute Of Technology Microneedle transport device
US20030116447A1 (en) 2001-11-16 2003-06-26 Surridge Nigel A. Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays
US6814845B2 (en) 2001-11-21 2004-11-09 University Of Kansas Method for depositing an enzyme on an electrically conductive substrate
US20050101841A9 (en) 2001-12-04 2005-05-12 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Healthcare networks with biosensors
US6908453B2 (en) 2002-01-15 2005-06-21 3M Innovative Properties Company Microneedle devices and methods of manufacture
US7955559B2 (en) 2005-11-15 2011-06-07 Nanomix, Inc. Nanoelectronic electrochemical test device
US9247901B2 (en) 2003-08-22 2016-02-02 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US7613491B2 (en) 2002-05-22 2009-11-03 Dexcom, Inc. Silicone based membranes for use in implantable glucose sensors
US8010174B2 (en) 2003-08-22 2011-08-30 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US7392080B2 (en) 2002-03-11 2008-06-24 Altea Therapeutics Corporation Transdermal drug delivery patch system, method of making same and method of using same
JP4083689B2 (ja) 2002-03-22 2008-04-30 アニマス テクノロジーズ エルエルシー 分析物モニタリングデバイスの性能の改良
US7813780B2 (en) 2005-12-13 2010-10-12 Medtronic Minimed, Inc. Biosensors and methods for making and using them
US7343188B2 (en) 2002-05-09 2008-03-11 Lifescan, Inc. Devices and methods for accessing and analyzing physiological fluid
US6801041B2 (en) 2002-05-14 2004-10-05 Abbott Laboratories Sensor having electrode for determining the rate of flow of a fluid
US20040106904A1 (en) 2002-10-07 2004-06-03 Gonnelli Robert R. Microneedle array patch
CN1859943B (zh) 2002-10-11 2010-09-29 贝克顿·迪金森公司 用于控制患者体内葡萄糖的浓度的系统
US20050272989A1 (en) 2004-06-04 2005-12-08 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensors and methods for making and using them
US7212851B2 (en) 2002-10-24 2007-05-01 Brown University Research Foundation Microstructured arrays for cortex interaction and related methods of manufacture and use
JP2004180773A (ja) 2002-11-29 2004-07-02 Nishitomo:Kk 生体情報測定用センサ及びその製造方法
AU2003303597A1 (en) 2002-12-31 2004-07-29 Therasense, Inc. Continuous glucose monitoring system and methods of use
FR2850029B1 (fr) 2003-01-17 2005-11-18 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, comprenant des moyens de determination de la presence et du type de sonde qui lui est associee
US7415299B2 (en) 2003-04-18 2008-08-19 The Regents Of The University Of California Monitoring method and/or apparatus
US20050176136A1 (en) 2003-11-19 2005-08-11 Dexcom, Inc. Afinity domain for analyte sensor
EP1649260A4 (en) 2003-07-25 2010-07-07 Dexcom Inc ELECTRODE SYSTEMS FOR ELECTROCHEMICAL DETECTORS
US7366556B2 (en) 2003-12-05 2008-04-29 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US7494465B2 (en) 2004-07-13 2009-02-24 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US7986986B2 (en) 2003-08-01 2011-07-26 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US7778680B2 (en) 2003-08-01 2010-08-17 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US20190357827A1 (en) 2003-08-01 2019-11-28 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8626257B2 (en) 2003-08-01 2014-01-07 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8761856B2 (en) 2003-08-01 2014-06-24 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US7189341B2 (en) 2003-08-15 2007-03-13 Animas Technologies, Llc Electrochemical sensor ink compositions, electrodes, and uses thereof
JP4312559B2 (ja) 2003-09-19 2009-08-12 株式会社フジクラ センサ内蔵針、検体採取用器具、及び検体検査システム
US8287453B2 (en) 2003-12-05 2012-10-16 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8423114B2 (en) 2006-10-04 2013-04-16 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US11633133B2 (en) 2003-12-05 2023-04-25 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
DE602004029092D1 (de) 2003-12-05 2010-10-21 Dexcom Inc Kalibrationsmethoden für einen kontinuierlich arbeitenden analytsensor
WO2005057173A2 (en) 2003-12-08 2005-06-23 Dexcom, Inc. Systems and methods for improving electrochemical analyte sensors
EP2316331B1 (en) 2003-12-09 2016-06-29 Dexcom, Inc. Signal processing for continuous analyte sensor
GB2411719B (en) 2004-03-04 2008-02-06 Leon Thomas Lee Marsh Hydration monitor
JP4729866B2 (ja) 2004-05-11 2011-07-20 トヨタ自動車株式会社 燃料電池
US7964146B2 (en) 2004-05-30 2011-06-21 Agamatrix, Inc. Measuring device and methods for use therewith
JP2008501037A (ja) 2004-06-01 2008-01-17 マイクロチップス・インコーポレーテッド 医療移植片への／医療移植片からの薬物または分析物の輸送の測定および輸送の増強のためのデバイスおよび方法
US7713574B2 (en) 2004-07-13 2010-05-11 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US20060270922A1 (en) 2004-07-13 2006-11-30 Brauker James H Analyte sensor
US8452368B2 (en) 2004-07-13 2013-05-28 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8565848B2 (en) 2004-07-13 2013-10-22 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
TWI246929B (en) 2004-07-16 2006-01-11 Ind Tech Res Inst Microneedle array device and its fabrication method
CA2578227A1 (en) 2004-08-24 2006-11-30 University Of South Florida Epoxy enhanced polymer membrane to increase durability of biosensors
US7132054B1 (en) 2004-09-08 2006-11-07 Sandia Corporation Method to fabricate hollow microneedle arrays
CA2578078A1 (en) 2004-09-08 2006-03-16 Alertis Medical As Sensor
US8560041B2 (en) 2004-10-04 2013-10-15 Braingate Co., Llc Biological interface system
US7097776B2 (en) 2004-10-22 2006-08-29 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Method of fabricating microneedles
GB2423075B (en) 2004-12-01 2009-07-08 Univ The Arts London A system and method for dispensing fluid in response to a sensed property
US20080009801A1 (en) 2004-12-02 2008-01-10 Nickel Janice H Method for dispensing material into a drug delivery device
ATE468961T1 (de) 2004-12-07 2010-06-15 3M Innovative Properties Co Verfahren zum formen einer mikronadel
CN100367906C (zh) 2004-12-08 2008-02-13 圣美迪诺医疗科技(湖州)有限公司 皮下植入式生物传感器
US9259175B2 (en) 2006-10-23 2016-02-16 Abbott Diabetes Care, Inc. Flexible patch for fluid delivery and monitoring body analytes
KR20060089314A (ko) 2005-02-03 2006-08-09 삼성전자주식회사 마이크로 니들 어레이 제조방법
US7545272B2 (en) 2005-02-08 2009-06-09 Therasense, Inc. RF tag on test strips, test strip vials and boxes
PL206043B1 (pl) 2005-03-01 2010-06-30 Teresa Błaż Elektroda odniesienia do pomiarów elektroanalitycznych, zwłaszcza potencjometrycznych
EP2412306B1 (en) 2005-03-09 2017-08-30 DELTA, Dansk Elektronik, Lys & Akustik A three-dimensional adhesive device having a microelectronic system embedded therein
US20090076360A1 (en) 2007-09-13 2009-03-19 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
WO2006105146A2 (en) 2005-03-29 2006-10-05 Arkal Medical, Inc. Devices, systems, methods and tools for continuous glucose monitoring
US8744546B2 (en) 2005-05-05 2014-06-03 Dexcom, Inc. Cellulosic-based resistance domain for an analyte sensor
EP1871457B1 (en) 2005-04-11 2012-05-02 Infotonics Technology Center, Inc. Blood monitoring systems and methods thereof
EP1874179A2 (en) 2005-04-25 2008-01-09 Infotonics Technology Center, Inc. Microneedle with glucose sensor and method thereof
GB2422197B (en) 2005-05-17 2007-08-08 Bio Nano Sensium Technologies Sensor calibration
US7768408B2 (en) 2005-05-17 2010-08-03 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing data management in data monitoring system
US20090143761A1 (en) 2005-06-03 2009-06-04 Transdermal Patents Company, Llc Agent delivery system and uses of same
US20060281121A1 (en) 2005-06-08 2006-12-14 Ron Unger Computing with biomolecules
WO2006138719A2 (en) 2005-06-17 2006-12-28 Georgia Tech Research Corporation Coated microstructures and method of manufacture thereof
US8005526B2 (en) 2005-08-31 2011-08-23 The Regents Of The University Of Michigan Biologically integrated electrode devices
US7725148B2 (en) 2005-09-23 2010-05-25 Medtronic Minimed, Inc. Sensor with layered electrodes
EP1928539A1 (en) 2005-09-30 2008-06-11 Tti Ellebeau, Inc. Functionalized microneedles transdermal drug delivery systems, devices, and methods
US20070078445A1 (en) 2005-09-30 2007-04-05 Curt Malloy Synchronization apparatus and method for iontophoresis device to deliver active agents to biological interfaces
US20070129620A1 (en) 2005-12-02 2007-06-07 Peter Krulevitch Selectively exposable miniature probes with integrated sensor arrays for continuous in vivo diagnostics
US8308960B2 (en) 2005-12-14 2012-11-13 Silex Microsystems Ab Methods for making micro needles and applications thereof
US7837654B2 (en) 2005-12-15 2010-11-23 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Army Precision sensing and treatment delivery device for promoting healing in living tissue
US8114269B2 (en) 2005-12-30 2012-02-14 Medtronic Minimed, Inc. System and method for determining the point of hydration and proper time to apply potential to a glucose sensor
US20070169533A1 (en) 2005-12-30 2007-07-26 Medtronic Minimed, Inc. Methods and systems for detecting the hydration of sensors
WO2007079193A2 (en) 2005-12-30 2007-07-12 Tti Ellebeau, Inc. Iontophoretic systems, devices, and methods of delivery of active agents to biological interface
US9757061B2 (en) 2006-01-17 2017-09-12 Dexcom, Inc. Low oxygen in vivo analyte sensor
ATE504325T1 (de) 2006-02-09 2011-04-15 Deka Products Lp Systeme zur abgabe von flüssigkeiten in patch- grösse
EP1820441A1 (de) 2006-02-16 2007-08-22 Roche Diagnostics GmbH Mikronadelanordnung mit Sensor basierend auf der abgeschwächten Totalreflexion (ATR)
US20070213044A1 (en) 2006-03-01 2007-09-13 The Regents Of The University Of California Wireless nanoamp resolution galvanostat/potentialstat
US8110079B2 (en) 2006-03-17 2012-02-07 Newsouth Innovations Pty Limited Electrochemical sensor
US20090131778A1 (en) 2006-03-28 2009-05-21 Jina Arvind N Devices, systems, methods and tools for continuous glucose monitoring
US20080154107A1 (en) 2006-12-20 2008-06-26 Jina Arvind N Device, systems, methods and tools for continuous glucose monitoring
US20100049021A1 (en) 2006-03-28 2010-02-25 Jina Arvind N Devices, systems, methods and tools for continuous analyte monitoring
US8473022B2 (en) 2008-01-31 2013-06-25 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor with time lag compensation
US7653425B2 (en) 2006-08-09 2010-01-26 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing calibration of an analyte sensor in an analyte monitoring system
US8219173B2 (en) 2008-09-30 2012-07-10 Abbott Diabetes Care Inc. Optimizing analyte sensor calibration
US8346335B2 (en) 2008-03-28 2013-01-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor calibration management
US8374668B1 (en) 2007-10-23 2013-02-12 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor with lag compensation
US20070282246A1 (en) 2006-06-05 2007-12-06 Mit, Llp Iontosonic-microneedle biosensor apparatus and methods
KR100781702B1 (ko) 2006-07-21 2007-12-03 연세대학교 산학협력단 중공형 마이크로니들 및 이의 제조방법
US8936794B2 (en) 2006-08-25 2015-01-20 The Regents Of The University Of Michigan Conducting polymer nanotube actuators for precisely controlled release of medicine and bioactive molecules
US20090066348A1 (en) 2006-09-06 2009-03-12 Young Shik Shin Apparatus and method for quantitative determination of target molecules
US20080097352A1 (en) 2006-09-12 2008-04-24 Beck Patricia A Methods of fabricating microneedles with bio-sensory functionality
US8022292B2 (en) 2006-10-02 2011-09-20 SolASE Corporation Photovoltaic device employing a resonator cavity
TW200829215A (en) 2007-01-03 2008-07-16 Univ Nat Chiao Tung Micro probe array and manufacturing method of the trans-print mold thereof
EP1967581B1 (en) 2007-03-08 2016-08-17 Imec CMOS compatible method for manufacturing microneedle structures
US8560059B2 (en) 2007-03-09 2013-10-15 Covidien Lp System and methods for optical sensing and drug delivery using microneedles
US20080234562A1 (en) 2007-03-19 2008-09-25 Jina Arvind N Continuous analyte monitor with multi-point self-calibration
CA2683962C (en) 2007-04-14 2017-06-06 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system
TW200912308A (en) 2007-05-21 2009-03-16 Delta Electronics Inc Biosensor and composition thereof
WO2008157821A1 (en) 2007-06-21 2008-12-24 Abbott Diabetes Care, Inc. Health monitor
US7493232B1 (en) 2007-08-28 2009-02-17 Surina Blake J Device and method for monitoring hydration status
EP2030561B1 (de) 2007-09-01 2011-10-26 Roche Diagnostics GmbH Messsystem zur Überwachung einer Analytkonzentration in vivo und Verfahren zur Erkennung einer Fehlfunktion eines derartigen Messsystems
GB2452714A (en) 2007-09-11 2009-03-18 Eleksen Ltd Intelligent connector for interfacing fabric sensors with processing devices
US20090088652A1 (en) 2007-09-28 2009-04-02 Kathleen Tremblay Physiological sensor placement and signal transmission device
US20090099427A1 (en) 2007-10-12 2009-04-16 Arkal Medical, Inc. Microneedle array with diverse needle configurations
US8771500B2 (en) 2007-10-22 2014-07-08 The University Of Connecticut Glucose sensors and methods of manufacture thereof
US8216138B1 (en) 2007-10-23 2012-07-10 Abbott Diabetes Care Inc. Correlation of alternative site blood and interstitial fluid glucose concentrations to venous glucose concentration
MY157968A (en) 2007-11-14 2016-08-30 Mimos Berhad Method for fabricating microneedled and microneedle fabricated from the same
KR20090065124A (ko) 2007-12-17 2009-06-22 한국전자통신연구원 실리콘 나노선을 이용한 바이오 센서 및 그 제조 방법
TW200933146A (en) 2008-01-31 2009-08-01 Nat Univ Tsing Hua Bacterial sensor structure and manufacturing method thereoff
WO2009103034A2 (en) 2008-02-13 2009-08-20 Board Of Regents, The University Of Texas System System, method and apparatus for an amorphous iridium oxide film ph sensor
WO2009124095A1 (en) 2008-03-31 2009-10-08 Abbott Diabetes Care Inc. Shallow implantable analyte sensor with rapid physiological response
CA2760680A1 (en) 2008-05-23 2009-11-26 The University Of Queensland Analyte detection by microneedle patch with analyte selective reagents
US8620398B2 (en) 2008-06-02 2013-12-31 Abbott Diabetes Care Inc. Reference electrodes having an extended lifetime for use in long term amperometric sensors
FR2932823B1 (fr) 2008-06-20 2010-07-30 Commissariat Energie Atomique Procede de depot de capteurs sur un support poreux
GB0811874D0 (en) 2008-06-30 2008-07-30 Nemaura Pharma Ltd Patches for reverse iontophoresis
US8506529B1 (en) 2008-07-08 2013-08-13 MCube Inc. Method and structure of monolithetically integrated microneedle biochip
US20100006451A1 (en) 2008-07-11 2010-01-14 Neil Gordon Biosensing device and method for detecting target biomolecules in a solution
US20100022416A1 (en) 2008-07-25 2010-01-28 Life Bioscience, Inc. Assay plates, methods and systems having one or more etched features
US8700114B2 (en) 2008-07-31 2014-04-15 Medtronic Minmed, Inc. Analyte sensor apparatuses comprising multiple implantable sensor elements and methods for making and using them
US20100025238A1 (en) 2008-07-31 2010-02-04 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensor apparatuses having improved electrode configurations and methods for making and using them
US10080876B2 (en) 2008-08-21 2018-09-25 Kibur Medical, Inc. Device and method for drug evaluation and local treatment
US8125331B2 (en) 2008-08-27 2012-02-28 The Invention Science Fund I, Llc Health-related signaling via wearable items
US20200214566A1 (en) 2008-08-27 2020-07-09 Gearbox Llc Health-related signaling via wearable items
US8130095B2 (en) 2008-08-27 2012-03-06 The Invention Science Fund I, Llc Health-related signaling via wearable items
US8094009B2 (en) 2008-08-27 2012-01-10 The Invention Science Fund I, Llc Health-related signaling via wearable items
US20100056873A1 (en) 2008-08-27 2010-03-04 Allen Paul G Health-related signaling via wearable items
US8284046B2 (en) 2008-08-27 2012-10-09 The Invention Science Fund I, Llc Health-related signaling via wearable items
AR074047A1 (es) 2008-09-09 2010-12-22 Transcu Ltd Sistemas, dispositivos, y metodos para suministrar energia a dispositivos, por ejemplo dispositivos de administracion transdermica y/o para controlarlos
WO2010045247A1 (en) 2008-10-14 2010-04-22 Vivomedical, Inc. Sweat glucose sensors and collection devices for glucose measurement
US20120123232A1 (en) 2008-12-16 2012-05-17 Kayvan Najarian Method and apparatus for determining heart rate variability using wavelet transformation
US20100169035A1 (en) 2008-12-29 2010-07-01 Medtronic Minimed, Inc. Methods and systems for observing sensor parameters
FR2940904B1 (fr) 2009-01-13 2012-08-31 Urgo Laboratoires Systeme de mesure de pression d'interface
JP2010167130A (ja) 2009-01-23 2010-08-05 Omron Healthcare Co Ltd 体液収集装置および体液分析装置
US8696917B2 (en) 2009-02-09 2014-04-15 Edwards Lifesciences Corporation Analyte sensor and fabrication methods
CN101829396B (zh) 2009-03-27 2013-01-30 清华大学 微针阵列芯片及利用其的经皮给药贴剂及其制备方法
US20120037515A1 (en) 2009-04-15 2012-02-16 TheStateof Oregonactingbyand throughthestateBoard ofHigherEducationon behalf of thePortlandstateUniv Impedimetric sensors using dielectric nanoparticles
US20110024043A1 (en) 2009-07-02 2011-02-03 Dexcom, Inc. Continuous analyte sensors and methods of making same
US9351677B2 (en) 2009-07-02 2016-05-31 Dexcom, Inc. Analyte sensor with increased reference capacity
LT3689237T (lt) 2009-07-23 2021-09-27 Abbott Diabetes Care, Inc. Nuolatinio analitės matavimo sistema ir gamybos būdas
JP5572016B2 (ja) 2009-08-04 2014-08-13 シスメックス株式会社 組織液抽出用デバイス、その製造方法、及び該デバイスを用いた組織液の分析方法
US20110319742A1 (en) * 2009-09-08 2011-12-29 SensiVida Medical Technologies, Inc. Spatial imaging methods for biomedical monitoring and systems thereof
US9357951B2 (en) * 2009-09-30 2016-06-07 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
RU2400876C1 (ru) 2009-11-03 2010-09-27 Закрытое акционерное общество "Научно-производственная фирма Микран" Печатная антенна
US9018684B2 (en) 2009-11-23 2015-04-28 California Institute Of Technology Chemical sensing and/or measuring devices and methods
US8490829B2 (en) 2009-11-24 2013-07-23 Pepsico, Inc. Personalized beverage dispensing device
US8660628B2 (en) 2009-12-21 2014-02-25 Medtronic Minimed, Inc. Analyte sensors comprising blended membrane compositions and methods for making and using them
EP2343550B1 (en) 2009-12-30 2013-11-06 Imec Improved microneedle
US20110210017A1 (en) 2010-03-01 2011-09-01 Lai Rebecca Y Fabrication of electrochemical biosensors via click chemistry
US8815070B2 (en) 2010-03-09 2014-08-26 Sparkle Power, Inc. Microelectrode array architecture
WO2011112753A1 (en) 2010-03-10 2011-09-15 Abbott Diabetes Care Inc. Systems, devices and methods for managing glucose levels
US20130065257A1 (en) * 2010-03-16 2013-03-14 Joseph Wang Enzyme-logic biosensing
WO2011116388A1 (en) 2010-03-19 2011-09-22 Nanostar Health Corporation Body fluid sampling/fluid delivery device
WO2011135532A2 (en) 2010-04-28 2011-11-03 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Composite microneedle array including nanostructures thereon
WO2011143627A2 (en) 2010-05-13 2011-11-17 Bayer Healthcare Llc Phenol crosslink for sensor membrane
US9125625B2 (en) 2010-06-10 2015-09-08 The Regents Of The University Of California Textile-based printable electrodes for electrochemical sensing
JP2012026910A (ja) 2010-07-26 2012-02-09 Arkray Inc バイオセンサユニットおよびバイオセンサシステム
WO2012015941A1 (en) 2010-07-28 2012-02-02 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensors having temperature independent membranes
DK2621339T3 (da) 2010-09-29 2020-02-24 Dexcom Inc Avanceret system til kontinuerlig analytmonitorering
US20120172692A1 (en) 2011-01-05 2012-07-05 Janet Tamada Sensing Fluid Concentration for Continuous Glucose Monitoring
US10182748B2 (en) 2011-03-17 2019-01-22 University Of Newcastle Upon Tyne System for the self-monitoring and regulation of blood glucose
WO2012142625A2 (en) 2011-04-14 2012-10-18 The Regents Of The University Of California Multifunctional nanoparticle designs and applications
US20130281808A1 (en) 2012-04-20 2013-10-24 National Cheng Kung University Blood component detection device
US20130053660A1 (en) 2011-04-22 2013-02-28 Dar-Bin Shieh Blood Component Detection Device
WO2012149126A1 (en) 2011-04-29 2012-11-01 Seventh Sense Biosystems, Inc. Plasma or serum production and removal of fluids under reduced pressure
KR101813495B1 (ko) 2011-06-08 2017-12-29 엘지이노텍 주식회사 발광소자 패키지
EP2720612B1 (en) 2011-06-16 2019-02-06 Abbott Diabetes Care, Inc. Temperature-compensated analyte monitoring devices, systems, and methods thereof
KR101542549B1 (ko) 2011-09-02 2015-08-06 산디아 코포레이션 바이오센싱 및 약물 전달을 위한 마이크로니들 어레이
TWM427950U (en) 2011-09-23 2012-05-01 Univ Nat Taipei Technology Transdermal sensor
EP3689235B1 (en) 2011-09-28 2024-04-17 Abbott Diabetes Care, Inc. Methods for analyte monitoring management and analyte measurement data management, and articles of manufacture related thereto
US8882665B2 (en) 2011-10-26 2014-11-11 Medtronic Minimed, Inc. Method and/or system for multicompartment analyte monitoring
US8870763B2 (en) 2011-10-26 2014-10-28 Medtronic Minimed, Inc. Method and/or system for multicompartment analyte monitoring
US9041606B2 (en) 2011-11-30 2015-05-26 Motorola Solutions, Inc. Uninterrupted bezel antenna
NL2009963C2 (en) 2011-12-11 2013-11-11 Abbott Diabetes Care Analyte sensor devices, connections, and methods.
SE538018C2 (sv) 2011-12-22 2016-02-09 Silex Microsystems Ab Isolering av mikrostrukturer
WO2013136968A1 (ja) 2012-03-13 2013-09-19 テルモ株式会社 センサ挿入装置及びその装置の動作方法
WO2014025430A2 (en) 2012-05-10 2014-02-13 The Regents Of The University Of California Wearable electrochemical sensors
WO2013192083A2 (en) 2012-06-18 2013-12-27 Axion Biosystems, Inc. 3d microelectrode device for live tissue applications
US9743871B2 (en) 2012-09-24 2017-08-29 Dexcom, Inc. Multiple electrode system for a continuous analyte sensor, and related methods
US8920628B2 (en) 2012-11-02 2014-12-30 Roche Diagnostics Operations, Inc. Systems and methods for multiple analyte analysis
US9744353B2 (en) 2012-11-14 2017-08-29 Teva Pharmaceuticals International Gmbh Detection of presence and alignment of a therapeutic agent in an iontophoretic drug delivery device
US10194840B2 (en) * 2012-12-06 2019-02-05 Medtronic Minimed, Inc. Microarray electrodes useful with analyte sensors and methods for making and using them
EP2866660B1 (en) 2012-12-07 2015-10-21 Ascilion AB A microfabricated sensor and a method of sensing the level of a component in bodily fluid
EP2934315B1 (en) 2012-12-18 2020-07-22 Abbott Diabetes Care Inc. Dermal layer analyte sensing devices
WO2014120114A1 (en) 2013-01-29 2014-08-07 Empire Technology Development Llc Microneedle-based natremia sensor and methods of use
US9700221B2 (en) 2013-03-06 2017-07-11 Axion Biosystems, Inc. Non-invasive segmentable three-dimensional microelectrode array patch for neurophysiological diagnostics and therapeutic stimulation
CN105228522B (zh) 2013-03-14 2018-06-26 萨诺智能公司 用于生物监测的人体上的微传感器
US10820860B2 (en) 2013-03-14 2020-11-03 One Drop Biosensor Technologies, Llc On-body microsensor for biomonitoring
US9386954B2 (en) 2013-03-15 2016-07-12 Zyvex Labs, Llc Method of fabricating a multi-electrode array
WO2014143452A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Abbott Diabetes Care Inc. In vivo glucose sensing in an increased perfusion dermal layer
US10542922B2 (en) 2013-03-26 2020-01-28 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Fluid extraction and drug delivery system and methods using microneedles
BR112015031162A2 (pt) 2013-06-13 2017-07-25 Microdermics Inc microagulhas metálicas
EP3016584A4 (en) 2013-07-01 2017-05-03 Mayo Foundation for Medical Education and Research Algorithms for managing artifact and detecting cardiac events using a patient monitoring system
GB201312669D0 (en) 2013-07-16 2013-08-28 Univ Swansea Microneedles and method of manufacture
US20160258945A1 (en) 2013-10-21 2016-09-08 Northeastern University Point-of-care immunosensing device for multi-biomarker detection
US20150122647A1 (en) 2013-11-07 2015-05-07 Medtronic Minimed, Inc. Enzyme matrices for use with ethylene oxide sterilization
WO2015073459A1 (en) 2013-11-14 2015-05-21 Dexcom, Inc. Devices and methods for continuous analyte monitoring
TWI519781B (zh) 2014-01-28 2016-02-01 微凸科技股份有限公司 經皮微針陣列貼布
TWI543799B (zh) 2014-01-28 2016-08-01 微凸科技股份有限公司 乳酸量測裝置及運動訓練調整的方法
US10595754B2 (en) 2014-03-13 2020-03-24 Sano Intelligence, Inc. System for monitoring body chemistry
US20150257687A1 (en) 2014-03-13 2015-09-17 Sano Intelligence, Inc. System for monitoring body chemistry
WO2015143443A1 (en) 2014-03-21 2015-09-24 University Of Utah Research Foundation Multi-site electrode arrays and methods of making the same
US20150276758A1 (en) 2014-04-01 2015-10-01 Anteneh Addisu Biomarker Detection Device for Monitoring Peptide and Non-Peptide Markers
US9486169B1 (en) 2014-04-18 2016-11-08 Invoy Technologies, Llc Ketone measurement system and related method with accuracy and reporting enhancement features
US20180338712A1 (en) 2014-07-17 2018-11-29 Imperial Innovations Limited Mutli-probe microstructured arrays
CA2958067C (en) 2014-08-14 2023-03-14 University Of Virginia Patent Foundation Improved accuracy continuous glucose monitoring method, system, and device
US10321858B2 (en) 2014-08-18 2019-06-18 Proteadx, Inc. Apparatus and methods for transdermal sensing of analytes in interstitial fluid and associated data transmission systems
US11219413B2 (en) 2014-08-26 2022-01-11 Dexcom, Inc. Systems and methods for securing a continuous analyte sensor to a host
US9933387B1 (en) 2014-09-07 2018-04-03 Biolinq, Inc. Miniaturized sub-nanoampere sensitivity low-noise potentiostat system
US20160139069A1 (en) 2014-11-13 2016-05-19 Neem Scientific, Inc. Large scale, low cost nanosensor, nano-needle, and nanopump arrays
US10987039B2 (en) * 2014-12-03 2021-04-27 Stmicroelectronics S.R.L. Microneedle array device and method of making
KR102426531B1 (ko) 2015-03-06 2022-07-29 삼성전자주식회사 생체 정보 측정 장치 및 이의 제작 방법
US10028685B2 (en) 2015-03-20 2018-07-24 Stephen DeTurk Device for determining fat expenditure from levels of ketone bodies that have passed through the skin and methods for determining the same
US20160296149A1 (en) 2015-04-08 2016-10-13 Sandia Corporation In Vivo Extraction of Interstitial Fluid Using Hollow Microneedles
US11298039B2 (en) 2015-04-17 2022-04-12 Samsung Electronics Co., Ltd Biometric information measuring sensor, biometric information measuring system, and method of measuring biometric information using the sensor
US10046114B1 (en) 2015-05-22 2018-08-14 Verily Life Sciences Llc Control of a peripheral device with a bandage-type analyte sensor
GB2538731B (en) 2015-05-26 2019-05-22 Imperial Innovations Ltd Methods
GB2538724A (en) 2015-05-26 2016-11-30 Imp Innovations Ltd Methods
DE102015209669A1 (de) * 2015-05-27 2016-12-01 Robert Bosch Gmbh Gassensorvorrichtung sowie Verfahren zum Erfassen mindestens eines gasförmigen Analyten und Verfahren zum Herstellen einer Gassensorvorrichtung
WO2016196516A1 (en) 2015-06-03 2016-12-08 William Kenneth Ward Measurement of glucose in an insulin delivery catheter by minimizing the adverse effects of insulin preservatives
WO2017023931A1 (en) 2015-08-03 2017-02-09 Georgetown University Apparatus and method for delivery of antimicrobial during a transdermal sampling and delivery process
US20190201675A1 (en) 2015-08-17 2019-07-04 National Technology & Engineering Solutions Of Sandia, Llc Electromolded microneedles and fabrication methods thereof
US10172520B2 (en) 2015-08-24 2019-01-08 California Institute Of Technology Minimally invasive wireless sensing devices and methods
EP3156789B1 (en) * 2015-10-15 2024-01-03 ARKRAY, Inc. Biosensor
JP2017108763A (ja) * 2015-12-14 2017-06-22 セイコーエプソン株式会社 電極針、生体情報測定装置、及び液体供給装置
JP2019506201A (ja) 2015-12-28 2019-03-07 メドトロニック ミニメド インコーポレイテッド 連続的グルコース監視のための方法
EP4218566A1 (en) 2015-12-30 2023-08-02 Dexcom, Inc. Enzyme immobilized adhesive layer for analyte sensors
GB2546757A (en) 2016-01-27 2017-08-02 Nemaura Pharma Ltd Microneedle device
DK3216395T3 (da) 2016-03-11 2021-10-25 Hoffmann La Roche Analytmåleplaster
WO2017164982A1 (en) 2016-03-21 2017-09-28 The Regents Of The University Of California Real-time and continuous measurement in vivo using aptamer-based biosensors
WO2017189707A1 (en) 2016-04-28 2017-11-02 Becton, Dickinson And Company System and method for dose capture with flow patch and delivery infomatics
US10092207B1 (en) 2016-05-15 2018-10-09 Biolinq, Inc. Tissue-penetrating electrochemical sensor featuring a co-electrodeposited thin film comprised of polymer and bio-recognition element
US20200297997A1 (en) 2016-05-15 2020-09-24 Biolinq, Inc. Mechanical Coupling Of An Analyte-Selective Sensor And An Infusion System And Information Conveyance Between The Same
US20200254240A1 (en) 2016-05-15 2020-08-13 Biolinq, Inc. Devices and Methods For The Incorporation Of A Microneedle Array Analyte-Selective Sensor Into An Infusion Set, Patch Pump, Or Automated Therapeutic Delivery System
US20210187286A1 (en) * 2016-05-15 2021-06-24 Biolinq, Inc. Devices and Methods For Low-Latency Analyte Quantification Enabled By Sensing In The Dermis
US20210379370A1 (en) 2016-05-15 2021-12-09 Biolinq, Inc. Devices And Methods For The Mitigation Of Non-Analyte Signal Perturbations Incident Upon Analyte-Selective Sensor
US20200101286A1 (en) 2016-05-15 2020-04-02 Biolinq, Inc. Devices And Methods For The Generation Of Alerts Due To Rising Levels Of Circulating Ketone Bodies In Physiological Fluids
EP3484367B1 (en) * 2016-07-18 2022-01-05 Siemens Healthcare Diagnostics Inc. Biofouling prevention of wearable sensors and calibration related thereto
JP2019526332A (ja) 2016-08-22 2019-09-19 ラモット・アット・テル・アビブ・ユニバーシテイ・リミテッドＲａｍｏｔ Ａｔ Ｔｅｌ Ａｖｉｖ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｌｔｄ． 皮下検知のための方法およびシステム
WO2018065954A1 (en) 2016-10-07 2018-04-12 Debiotech S.A. Micro sensor
CN109804107A (zh) 2016-10-10 2019-05-24 比奥林公司 实现用于皮内和皮下分析物选择性的传感器的固态参考电极的电沉积导电聚合物
AU2017347902B2 (en) 2016-10-31 2023-02-23 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor systems and methods
EP3364183A1 (en) 2017-02-21 2018-08-22 Eccrine Systems, Inc. Sweat electrolyte loss monitoring devices
EP3372165A1 (en) 2017-03-07 2018-09-12 Koninklijke Philips N.V. Enhanced sampling using applied energy
LT3592213T (lt) 2017-03-08 2023-06-12 Abbott Diabetes Care Inc. Sveikatos ir mitybos stebėjimo ir valdymo sistema, naudojant analitės duomenis
US11134868B2 (en) 2017-03-17 2021-10-05 Medtronic Minimed, Inc. Metal pillar device structures and methods for making and using them in electrochemical and/or electrocatalytic applications
US11278217B2 (en) 2017-03-31 2022-03-22 RichHealth Technology Corporation Transdermal microneedle array patch
US11045142B1 (en) 2017-04-29 2021-06-29 Biolinq, Inc. Heterogeneous integration of silicon-fabricated solid microneedle sensors and CMOS circuitry
US10669153B2 (en) 2017-05-23 2020-06-02 International Business Machines Corporation Neuro-chemical sensor with selectively permeable membrane on nano-electrode
CA3211794A1 (en) 2017-06-19 2018-12-27 Dexcom, Inc. Applicators for applying transcutaneous analyte sensors and associated methods of manufacture
KR20200067837A (ko) * 2017-08-29 2020-06-12 팻치미 인코포레이티드 미세바늘 처치 시스템
US10524730B2 (en) 2017-09-28 2020-01-07 Medtronic Minimed, Inc. Medical devices with microneedle arrays and methods for operating such medical devices
US10525244B2 (en) 2017-09-28 2020-01-07 Medtronic Minimed, Inc. Microneedle arrays and methods for fabricating microneedle arrays
US11331022B2 (en) 2017-10-24 2022-05-17 Dexcom, Inc. Pre-connected analyte sensors
US20190170739A1 (en) 2017-12-04 2019-06-06 Laxmi Therapeutic Devices, Inc. Electrochemical detection systems and components thereof
WO2019112895A1 (en) 2017-12-05 2019-06-13 Abbott Diabetes Care Inc. Guard rings for on-body analyte sensors
US11186859B2 (en) 2018-02-07 2021-11-30 Medtronic Minimed, Inc. Multilayer electrochemical analyte sensors and methods for making and using them
EP4205649A1 (en) 2018-04-06 2023-07-05 Zense-Life Inc. An enhanced sensor for a continuous biological monitor
US20210236028A1 (en) 2018-05-17 2021-08-05 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor antimicrobial configurations and adhesives
USD875254S1 (en) 2018-06-08 2020-02-11 Biolinq, Inc. Intradermal biosensor
WO2019239258A1 (en) 2018-06-12 2019-12-19 Ascensia Diabetes Care Holdings Ag Flexible ultra low profile transcutaneous continuous monitoring sensor
WO2020023804A1 (en) * 2018-07-25 2020-01-30 Microdermics Inc. Microneedles, apparatus comprising microneedles and methods for using same
FR3084578B1 (fr) * 2018-08-03 2024-01-12 Pkvitality Gestion enfoncement de microaiguilles
WO2020055791A1 (en) 2018-09-10 2020-03-19 Stc.Unm Color changing detection patch utilizing microneedle sampling of interstitial fluid
KR102222049B1 (ko) 2018-09-27 2021-03-04 주식회사 아이센스 연속 혈당 측정 장치용 어플리케이터
JP2022509742A (ja) 2018-12-07 2022-01-24 バイオリンク，インク． 生理学的流体中の循環ケトン体のレベル上昇の測定
US20200330007A1 (en) 2019-04-22 2020-10-22 Medtronic Minimed, Inc. Sensor with substrate including integrated electrical and chemical components and methods for fabricating the same
KR102248614B1 (ko) 2019-07-22 2021-05-06 주식회사 아이센스 연속 혈당 측정 시스템에서 생체 정보를 분실없이 송수신하는 방법
US20220257181A1 (en) * 2019-07-23 2022-08-18 The Regents Of The University Of California Minimally invasive continuous analyte monitoring for closed-loop treatment applications
JP2019205852A (ja) 2019-07-26 2019-12-05 ティ・オ・ドォッブルビィ・エンジニアリング・アー／エス 人の血糖値を調整するためのシステム，ならびに無線接続されたｅｅｇモニタおよびインシュリン投与装置を制御する方法
KR102312548B1 (ko) 2019-08-07 2021-10-18 주식회사 아이센스 생체 정보 측정 데이터의 노이즈 처리 방법
KR20210022201A (ko) 2019-08-19 2021-03-03 주식회사 아이센스 신체 부착형 생체 모니터링 장치의 멸균 포장 방법
EP4037552A4 (en) 2019-10-01 2023-10-11 Wearoptimo Pty Ltd ANALYTE MEASUREMENT SYSTEM
TWI730504B (zh) 2019-11-19 2021-06-11 奇異平台股份有限公司 經皮微針監測系統
US20230023786A1 (en) 2019-12-11 2023-01-26 Gaston Adrian Crespo Paravano Methods of modifying microneedles and needles for transdermal electrochemical detection of ions and (bio)molecules
WO2021119546A1 (en) 2019-12-12 2021-06-17 The Regents Of The University Of California Devices and methods for aptamer-assisted microneedle-based monitoring of biomarkers
KR102509426B1 (ko) 2019-12-13 2023-03-13 주식회사 아이센스 비혼합형 양친매성 열가소성 폴리우레탄, 이의 제조방법 및 이를 포함하는 삽입형 의료장치
EP4076157A4 (en) 2019-12-16 2024-01-10 Dexcom, Inc. MULTI-CONDITION INTERVENTION USING CONTINUOUS GLUCOSE MONITORING SYSTEMS
US20210190718A1 (en) 2019-12-23 2021-06-24 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte Sensors and Sensing Methods Featuring Low-Potential Detection
WO2021216186A2 (en) 2020-02-21 2021-10-28 The Regents Of The University Of California Microneedle array sensor patch for continuous multi-analyte detection
CA3180804A1 (en) 2020-04-21 2021-10-28 Informed Data Systems Inc. D/B/A One Drop Systems and methods for biomonitoring and providing personalized healthcare
CN115715168A (zh) 2020-06-10 2023-02-24 赞思健康科技有限公司 气体灭菌的连续代谢监测仪
WO2021257624A1 (en) 2020-06-17 2021-12-23 Biolinq, Inc. Devices and methods for application of microneedle arrays using radial and axial accelerations
JP7319742B2 (ja) 2020-07-29 2023-08-02 バイオリンク インコーポレイテッド 微小針アレイを伴う持続的分析物監視システム
EP4216805A4 (en) 2020-09-24 2024-05-08 University of Cincinnati ABRASION-PROTECTED MICRO-NEEDLE AND INDURING APTAMER-BASED ELECTROCHEMICAL SENSORS
CA3193835A1 (en) 2020-09-24 2022-03-31 Jason Heikenfeld Continuous sensing with adapters and aptamers
GB202017333D0 (en) 2020-10-02 2020-12-16 Continuous Diagnostics Ltd Continuous sensor
EP4256315A1 (en) 2020-12-03 2023-10-11 Biolinq Incorporated Solid-state substrate-integrated reference electrode and counter electrode
FR3117766A1 (fr) 2020-12-21 2022-06-24 Pkvitality Dispositif de surveillance corporelle a gamme de detection etendue
WO2022159403A1 (en) 2021-01-19 2022-07-28 Informed Data Systems Inc. D/B/A One Drop Systems and methods for tracking and calibrating biosensors
US11359300B1 (en) 2021-02-26 2022-06-14 Laxmi Therapeutic Devices, Inc. Electrochemical method for enzyme immobilization on biosensor electrodes
USD988160S1 (en) 2021-03-16 2023-06-06 Biolinq Incorporated Wearable dermal sensor
SE2330048A1 (en) 2021-05-08 2023-01-25 Biolinq Incorporated Fault detection for microneedle array based continuous analyte monitoring device
CN113717955A (zh) 2021-09-02 2021-11-30 苏州中星医疗技术有限公司 葡萄糖生物传感器及其葡萄糖传感膜、葡萄糖脱氢酶
US11672965B2 (en) 2021-09-28 2023-06-13 Biolinq Incorporated Microneedle enclosure and applicator device for microneedle array based continuous analyte monitoring device
CA3235006A1 (en) 2021-10-14 2023-04-20 Richard Chien YANG Interoperability and data exchange capabilities between a blood glucose monitor and a continuous glucose monitor
WO2023229662A2 (en) 2021-10-27 2023-11-30 Biolinq Incorporated Continuous cortisol monitoring system with microneedle array
USD996999S1 (en) 2021-11-16 2023-08-29 Biolinq Incorporated Wearable sensor
USD1013544S1 (en) 2022-04-29 2024-02-06 Biolinq Incorporated Wearable sensor
WO2023133468A1 (en) 2022-01-05 2023-07-13 Biolinq Incorporated Wearable analyte monitoring device
USD1012744S1 (en) 2022-05-16 2024-01-30 Biolinq Incorporated Wearable sensor with illuminated display
US20240008777A1 (en) 2022-07-05 2024-01-11 Biolinq Incorporated Sensor assembly of a microneedle array-based continuous analyte monitoring device

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN116473551A (zh) * 2023-06-19 2023-07-25 中南大学 基于空心微针阵列的血液离子浓度传感芯片及检测装置
CN116473551B (zh) * 2023-06-19 2023-08-29 中南大学 基于空心微针阵列的血液离子浓度传感芯片及检测装置
CN117770822A (zh) * 2024-01-23 2024-03-29 中国科学院半导体研究所 基于干湿结合微针电极的贴片装置

Also Published As

Publication number Publication date
GB2622909A (en) 2024-04-03
US12011294B2 (en) 2024-06-18
JP7501947B2 (ja) 2024-06-18
US20240164719A1 (en) 2024-05-23
CA3163460A1 (en) 2022-02-03
US20220031209A1 (en) 2022-02-03
US20230190147A1 (en) 2023-06-22
EP4048152A1 (en) 2022-08-31
US11478194B2 (en) 2022-10-25
US20220031244A1 (en) 2022-02-03
EP4048152B1 (en) 2023-12-20
DK4048152T3 (da) 2024-03-11
US11872055B2 (en) 2024-01-16
US20230074798A1 (en) 2023-03-09
AU2021316089A1 (en) 2022-07-21
IL294429A (en) 2022-09-01
EP4048152A4 (en) 2022-11-30
GB2608290B (en) 2023-07-26
WO2022026764A1 (en) 2022-02-03
GB202308686D0 (en) 2023-07-26
JP2023510524A (ja) 2023-03-14
GB2608290A (en) 2022-12-28
EP4365593A2 (en) 2024-05-08
JP7319742B2 (ja) 2023-08-02
JP2023134639A (ja) 2023-09-27
GB202211145D0 (en) 2022-09-14
SE2251496A1 (en) 2022-12-20
KR20230043779A (ko) 2023-03-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP7501947B2 (ja) 微小針アレイを伴う持続的分析物監視システム
US11904127B2 (en) Microneedle enclosure and applicator device for microneedle array based continuous analyte monitoring device
US20230301552A1 (en) Continuous cortisol monitoring system with microneedle array
TWI424832B (zh) 與身體有關的接收器及其方法
CN116113454B (zh) 基于微针阵列的连续分析物监测装置的故障检测
WO2023133468A1 (en) Wearable analyte monitoring device
US20240008777A1 (en) Sensor assembly of a microneedle array-based continuous analyte monitoring device
US11241166B1 (en) Communications between smart contact lens and ingestible smart pill
JP2004294242A (ja) 経皮的分析物抽出システムと分析システムおよび経皮的分析物抽出方法と分析方法
KR20240089125A (ko) 마이크로니들 어레이 기반 연속 분석물 모니터링 장치용 어플리케이터 장치 및 마이크로니들 인클로저
CN117083019A (zh) 用于基于微针阵列的持续分析物监测设备的微针封壳和施加器装置
Tehrani Lab-Under-The-Skin: A Microneedle Platform for Electrochemical Wearable Sensing

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: DE

Ref document number: 40084690

Country of ref document: HK