CN115916048A - 供改进的传感器用于连续葡萄糖监测的方法、系统和装置 - Google Patents

供改进的传感器用于连续葡萄糖监测的方法、系统和装置 Download PDF

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Abstract

本发明公开了用于连续葡萄糖监测的方法、系统和装置。更具体地，这些方法、系统和装置描述了具有GOx传感器的工作电极和背景电极，其中该背景电极不具有GOx传感器。系统然后可以将第一信号和第二信号进行比较以检测用户对药物的摄取。系统可以基于比较来生成传感器血糖值。

Description

供改进的传感器用于连续葡萄糖监测的方法、系统和装置
技术领域
本技术整体涉及传感器技术，包括用于感测各种生理参数(例如，血糖浓度)的传感器。
背景技术
多年来，已经开发了多种用于对患者的血液中的特定试剂或组合物进行检测和/或定量的传感器，这使得患者和医务人员能够监测患者身体内的生理状况。说明性地，受试者可能希望连续地监测受试者身体内的血糖水平。因此，已开发了用于获得对糖尿病患者的血糖水平的指示的血糖传感器。此类读数适用于监测和/或调整通常包含向患者定期施用胰岛素的治疗方案。目前，患者可以使用BG测量装置(即，血糖仪)，例如测试条计、连续血糖测量系统(或连续血糖监测器)或医院BG测试，来测量他/她的血糖(“BG”)。BG测量装置使用各种方法来测量患者的BG水平，诸如患者的血液样品、与体液接触的传感器、光学传感器、酶传感器或荧光传感器。当BG测量装置已生成BG测量结果时，该测量结果将显示在BG测量装置上。
发明内容
当前的连续葡萄糖测量系统包含皮下(或短期)传感器和可植入(或长期)传感器。所述传感器已应用于遥测特性监测系统中。使用电化学传感器的遥测系统包括远程定位的数据接收装置、用于产生指示用户特性的信号的传感器以及用于处理从传感器接收到的信号并用于将经处理的信号无线发射到远程定位的数据接收装置的发射器装置。数据接收装置可以是特性监测器、向另一装置提供数据的数据接收器、RF编程器、药物输送装置(诸如输液泵)等。无论数据接收装置(例如，葡萄糖监测器)、发射器装置和传感器(例如，葡萄糖传感器)是无线通信还是经由电线连接通信，上述类型的特性监测系统都仅在基于单独用户的独特特性进行校准之后才具有实际用途。
连续葡萄糖监测(“CGM”)在很大程度上是附属的，这意味着在没有参考值的情况不能使用由CGM装置(包括例如可植入或皮下传感器)提供的读数来作出临床决策。参考值又必须使用例如BG仪从手指针刺获得。需要参考值的原因在于可从传感器/感测组件获得的信息量有限。一般来讲，葡萄糖测量是基于与以下三种酶中的一种的相互作用：己糖激酶、葡萄糖氧化酶(“GOx”)或葡萄糖-1-脱氢酶(“GDH”)。具体地，目前由感测组件提供以供处理的仅几条信息是原始传感器值(即，传感器电流或Isig)和反电压。因此，在分析期间，如果原始传感器信号看起来异常(例如，如果信号正在减小)，则可区分传感器故障与用户/患者体内的生理变化(即，身体内的葡萄糖水平变化)的唯一方式是通过经由手指针刺获取参考葡萄糖值。然而，用户/患者重复使用手指针刺是疼痛的并且以其它方式不可取的；因此，本文描述了通过改进葡萄糖氧化酶(“GOx”)传感器来使CGM所需的测试和/或校准的量最小化并改善这些测试和/或校准的可靠性的方法、系统和装置。
为了进一步调和CGM装置所面临的障碍，政府机构(例如，联邦药物管理局(“FDA”))对CGM对各种药物的敏感性施加限制和要求。例如，根据FDA iCGM特殊要求，当用户口服对乙酰氨基酚(用于轻微疼痛缓解的常用治疗)时，要求CGM装置受到暴露于对乙酰氨基酚的影响最小。GOx是用于生物传感器的标准酶，因为它对葡萄糖具有相对较高的选择性。GOx也易于获得、廉价，并且与许多其它酶相比可耐受更极端的pH、离子强度和温度，从而允许在制造过程中较不严格的条件和相对松弛的储存规范供外行生物传感器用户使用。然而，传统GOx传感器受到对乙酰氨基酚存在的影响，这可能导致基于传感器葡萄糖(“SG”)信号的所估计BG的误差。例如，高剂量的对乙酰氨基酚可对电化学生物传感器产生分析干扰，因为对乙酰氨基酚在跨多孔薄膜扩散到电极表面之后直接氧化，从而产生增加葡萄糖读数的干扰电流。因此，本文描述了进一步改善CGM装置的可靠性的方法、系统和装置。这通过提供以下两个电极来完成：一个电极称为工作电极，该电极凭借GOx的存在来检测葡萄糖，但由于干扰物(诸如对乙酰氨基酚)的存在而易受干扰，第二电极称为背景电极，该电极不具有GOx，因此仅对干扰物作出响应。通过比较来自工作电极和背景电极的信号，可消除干扰，并且可计算经校正的更准确的所测量SG信号。
更具体地，这些方法、系统和装置描述了具有GOx层的工作电极和其中不具有GOx传感器的背景电极。可形成为金属化层的背景电极可由各种材料构成。例如，背景电极金属层可由铂、金或另一材料制成。在一个示例中，工作电极由铂制成，并且背景电极由金制成。在一些实施方案中，电极材料和所施加的电压可被调谐以靶向各种类型的干扰物。例如，可使用金电极和600mV的电压，而在另一布置中，可使用碳电极和900mV的电压。在一个实施方案中，工作电极和背景电极可具有相同的工作电势。系统可使两个信号相互之间相减以移除源自背景电极处的信号。因此，在该实施方案中，系统可确定工作电极与背景电极之间的信号的差异。如果用户/患者使用对乙酰氨基酚，则工作电极和背景电极两者都受到影响。包括GOx层的工作电极根据存在的葡萄糖的量产生信号。然而，它还针对暴露于对乙酰氨基酚产生信号。另一方面，背景电极不具有GOx层，因此仅由于其暴露于对乙酰氨基酚而产生信号。然后，工作电极与背景电极之间的信号的差异用于计算、生成经调整的传感器葡萄糖值。在一些实施方案中，来自工作电极的信号和来自背景电极的信号可作为参数输入到预定数学模型(例如，外部校准模型)，以便调整传感器葡萄值。
工作电极和背景电极可具有用于工作电极和背景电极的不同电压电位(Vset)。工作电极可在相对于背景电极更低的Vset下操作。例如，工作电极可在400mV-500mV范围内操作，而背景电极在500mV-600mV范围内操作。例如，如上所述，基于工作电极和背景电极的不同电压电位(Vset)计算传感器葡萄糖值提供了传感器葡萄糖值的更准确的量度，特别是在产生增加系统读数的干扰电流的药物的存在下。电压电位(Vset)的值可由电子电路(例如，存储电路)存储。电压电位意指特定电极与参比电极之间的电压。在较高电势下操作背景电极可产生更大信号，因此产生对干扰的更准确指示。另选地，对于相同信号，可使背景电极更小。
在一些方面，描述了用于连续血糖监测的方法、系统和装置。例如，系统可激活用户身上的第一电极，其中第一电极被配置为例如通过葡萄糖氧化酶(GOx)层的存在来检测葡萄糖。系统可激活用户的第二电极，其中第二电极不具有GOx层。系统可设定第一电极的第一电压电位(Vset)。系统可设定第二电极的第二电压电位(Vset)；接收来自第一电极的第一信号。系统可接收来自第二电极的第二信号。系统可将第一信号与第二信号进行比较，该第一信号检测葡萄糖和由于用户对药物的摄取引起的干扰，该第二信号仅检测用户对药物的摄取。然后，系统可通过推导由于干扰引起的误差信号来生成经校正的传感器葡萄糖值。应当理解，尽管在本文讨论的布置中提及GOx，但可使用催化葡萄糖的氧化还原反应并且因此最终产生与葡萄糖浓度成比例的电流的任何物质。为此众所周知的是三种酶：己糖激酶、葡萄糖氧化酶(“GOx”)和葡萄糖-1-脱氢酶(“GDH”)。
通过详细描述和附图，各种其它方面、特征和优点将是显而易见的。还应当理解，前面的一般描述和下面的详细描述都是实例，而不是对本发明范围的限制。如在说明书和权利要求书中所使用的，单数形式的“一个”、“一种”和“所述”包括复数指示物，除非上下文另外清楚地指明。此外，如在说明书和权利要求书中所使用的，术语“或”意指“和/或”，除非上下文另外清楚地指明。另外，如在说明书中所使用的，“一部分”是指给定项目(例如，数据)的子部分或整体，除非上下文另外明确规定。
本公开的一个或多个方面的细节在以下附图和描述中阐述。根据说明书和附图以及权利要求书，本公开中描述的技术的其他特征、目标和优点将是显而易见的。
附图说明
将参照附图对本发明的实施例进行详细描述，其中，相似的数字表示图式中的对应部分。
图1是皮下传感器插入组的透视图和传感器电子装置的框图。
图2示出了具有两个侧的衬底，第一侧包含电极配置，并且第二侧包含电子电路。
图3示出了传感器电子装置和包含多个电极的传感器的框图。
图4示出了本发明的包含传感器和传感器电子装置的替代实施例。
图5示出了传感器电极以及施加到所述传感器电极的电压的电子框图。
图6示出了根据一个或多个实施方案的连续葡萄糖监测中涉及的步骤的流程图。
图7示出了根据一个或多个实施方案的连续葡萄糖监测中涉及的步骤的流程图。
图8示出了具有由铂制成的背景电极金属层的单元传感器。
图9示出了具有由金制成的背景电极金属层的单一传感器。
图10示出了CGM装置中的单传感器柔性件和CGM装置中的双传感器柔性件。
具体实施方式
在以下描述中，参考形成描述的一部分并且示出了本发明的几个实施例的附图。应当理解，在不脱离本发明的范围的情况下，可以利用其它实施例，并且可以进行结构和操作改变。
下文参考方法、系统、装置、设备以及编程产品和计算机程序产品的流程图图示来描述本发明。应当理解，流程图图示的每个框以及流程图图示中的框的组合可通过编程指令来实现，这些指令包括计算机程序指令(如图式中所述的任何菜单屏幕)。可以将这些计算机程序指令加载到计算机或其它可编程数据处理设备(诸如传感器电子装置中的控制器、微控制器或处理器)上以产生机器，使得在计算机或其它可编程数据处理设备上执行的指令产生用于实施在一个或多个流程图框中指定的功能的指令。这些计算机程序指令还可以存储在计算机可读存储器中，所述计算机可读存储器可引导计算机或其它可编程数据处理设备以特定方式起作用，使得存储在计算机可读存储器中的指令产生制品，所述制品包含实施一个或多个流程图框中所指定的功能的指令。计算机程序指令还可以加载到计算机或其它可编程数据处理设备上，以使得在计算机或其它可编程设备上执行一系列操作步骤以产生计算机实施的过程，使得在计算机或其它可编程设备上执行的指令提供用于实施一个或多个流程图框中所指定的功能的步骤，和/或本文中呈现的菜单。编程指令还可存储于电子电路(例如，存储电路、处理电路)中和/或经由电子电路(例如，存储电路、处理电路)来实施，该电子电路包括结合传感器装置、设备和系统使用的集成电路(IC)和专用集成电路(ASIC)。本文还可以使用以下术语和定义：
Figure BDA0003989817320000061
Figure BDA0003989817320000071
图1是皮下传感器插入组的透视图和传感器电子装置的框图。如图1所示，提供皮下传感器组10，用于将柔性传感器12(参见例如图2)等的活动部分皮下放置在用户身体的选定部位处。传感器组10的皮下或经皮部分包含中空的开槽插入针14和套管16。针14用于促进快速并且容易地将套管16皮下放置在皮下插入部位。传感器12的感测部分18在套管16内部，所述感测部分用于通过形成在套管16中的窗口22将一个或多个传感器电极20暴露于用户的体液。在一个实施方案中，一个或多个传感器电极20可包括反电极、参比电极、一个或多个工作电极和背景电极。插入后，拔出插入针14，使套管16和传感部分18以及传感器电极20留在选定的插入位点处的位置。
在特定实施例中，皮下传感器组10促进精确放置柔性薄膜电化学传感器12，所述传感器属于用于监测表示用户状况的特定血液参数的类型。传感器12监测体内的葡萄糖水平，并且可与外部或可植入类型的自动化或半自动化药物输液泵结合使用，以控制胰岛素向糖尿病患者的输送，如例如美国专利号4,562,751；4,678,408；4,685,903或4,573,994中所述。
柔性电化学传感器12的特定实施例是根据薄膜屏蔽技术构造的，以包含嵌入或包覆在选定的绝缘材料(例如聚酰亚胺膜或聚酰亚胺片)与膜之间的细长薄膜导体。当传感器12的感测部分18(或活动部分)被皮下放置在插入部位处时，感测部分18的顶端处的传感器电极20通过绝缘层中的一个暴露以与患者血液或其它体液直接接触。感测部分18接合到终止于导电接触垫等的连接部分24，该导电接触垫等也通过绝缘层之一暴露。
如本领域所知，连接部分24和接触垫通常适用于直接有线电连接到合适的监测器或传感器电子装置100，以响应于从传感器电极20得到的信号来监测用户的状况。对此一般类型的柔性薄膜传感器的进一步描述可见于名称为“METHOD OF FABRICATING THIN FILMSENSORS”的美国专利号5,391,250中。连接部分24可便利地电连接到监测器或传感器电子装置100，或者通过如名称为“FLEX CIRCUIT CONNECTOR”的美国专利号5,482,473中所示和所述的连接器块28(或类似物)连接。因此，根据本发明的实施例，皮下传感器组10可以被配置或形成为与有线或无线特性监测系统一起工作。
传感器电极20可以用于多种感测应用中，并且可以按多种方式配置。例如，传感器电极20可用于其中某一类型的生物分子被用作催化剂的生理参数感测应用中。例如，传感器电极20可用于具有催化与传感器电极20的反应的葡萄糖氧化酶(GOx)的葡萄糖和氧传感器中。传感器电极20连同生物分子或某一其它催化剂可在人体内放置在血管或非血管环境中。例如，传感器电极20和生物分子可以放置在静脉中并且经受血流，或可以放置在人体的皮下或腹膜区。
监测器100也可以被称为传感器电子装置100。监测器100可以包含电源110、传感器接口122、处理电子器件124和数据格式化电子器件128。监测器100可通过电缆102通过连接器耦接到传感器组10，该连接器电耦接到连接部分24的连接器块28。在替代实施方案中，可省略电缆。在此实施例中，监测器100可以包含用于直接连接到传感器组10的连接部分104的合适的连接器。传感器组10可被修改成使连接器部分104定位在不同位置处，例如定位在传感器组之上，以促进将监测器100放置在传感器组上方。
在一个实施方案中，传感器接口122、处理电子器件124和数据格式化电子器件128形成为单独半导体芯片，然而，另选的实施方案可将各种半导体芯片组合成单个或多个定制的半导体芯片。传感器接口122与电缆102连接，所述电缆与传感器组10连接。
电源110可以是电池。电池可以包括三个串联的氧化银357电池单元。在替代实施例中，可利用不同的电池化学物质，例如锂基化学物质、碱性电池、镍金属氢化物等，且可使用不同数目的电池。监测器100经由电源110通过电缆102和电缆连接器104向传感器组提供功率。在一个实施例中，功率是提供给传感器组10的电压。在另一个实施例中，功率是提供给传感器组10的电流。在一个实施例中，功率是以特定电压提供给传感器组10的电压。
图2示出了根据一个实施方案的可植入传感器和用于驱动可植入传感器的电子器件。图2示出了具有两个侧的衬底220，其第一侧222包含电极配置，并且其第二侧224包含电子电路(例如，存储电路、处理电路等)。如图2中可见，衬底的第一侧222包括位于参比电极248的相反侧上的两个电极对，这两个电极对由反电极-背景电极对244、240和反电极-工作电极对246、242组成。衬底的第二侧224包括电子电路。如图所示，电子电路可被包封在气密密封的外壳226中，从而为电子电路提供保护性壳体。这允许传感器衬底220插入血管环境或可能使电子电路经受流体的其它环境中。通过将电子电路密封在气密密封的外壳226中，电子电路可进行操作而没有被周围流体短路的风险。图2还示出了可连接电子电路的输入和输出线路的垫228。电子电路本身可以多种方式制造。根据一个实施方案，可使用工业中常见的技术将电子电路制造为集成电路。
图3示出了根据一个实施方案的具有用于感测传感器的工作电极的输出的第一通道310、312、314的电子电路的一般框图。至少一对传感器电极310可交接到数据转换器312，该数据转换器的输出端可交接到计数器314。计数器314可由控制逻辑316控制。计数器314的输出可以连接到线路接口318。线路接口318可连接到输入和输出线路320，并且还可连接到控制逻辑316。输入和输出线320也可以连接到功率整流器322。
传感器电极310可用于多种感测应用中，并且可以多种方式配置。例如，传感器电极310可用于其中某一类型的生物分子被用作催化剂的生理参数感测应用中。例如，传感器电极310可用于具有催化与传感器电极310的反应的GOx酶的葡萄糖和氧传感器中。传感器电极310连同生物分子或某一其它催化剂可在人体内放置在血管或非血管环境中。例如，传感器电极310和生物分子可放置在静脉中并且经受血流。为了补偿也在第一通道310、312、314中引起信号的干扰物的影响，提供了感测传感器的背景电极的输出的第二相同通道(图3中未示出)。背景电极不具有生物分子，因此仅受干扰物影响。通过比较通道，可计算出干扰物的影响。
图4示出了根据本文的实施方案的传感器电子装置和包括多个电极的传感器的框图。图4包括系统400。系统400包括传感器355和传感器电子装置360。传感器355包括反电极365、参比电极370和工作电极375。传感器电子装置360包括电源380、调节器385、信号处理器390、测量处理器395和显示/传输模块397。电源380向调节器385提供功率(呈电压、电流或包括电流的电压的形式)。调节器385将经调节的电压传输到传感器355。在一个实施方案中，调节器385将电压传输到传感器355的反电极365。
传感器355产生指示被测量的生理特性的浓度的传感器信号。例如，传感器信号可以指示血糖读数。在利用皮下传感器的实施例中，传感器信号可以表示受试者体内的过氧化氢的水平。在利用血液或颅传感器的实施例中，氧的量由传感器测量并且由传感器信号表示。在利用可植入或长期传感器的实施例中，传感器信号可以表示受试者体内的氧的水平。在工作电极375处测量传感器信号。在一个实施例中，传感器信号可以是在工作电极处测量的电流。在一个实施例中，传感器信号可以是在工作电极处测量的电压。
在传感器355(例如，工作电极)处测量传感器信号之后，信号处理器390接收传感器信号(例如，所测量电流或电压)。信号处理器390处理传感器信号并生成经处理的传感器信号。测量处理器395接收经处理的传感器信号并利用参考值校准经处理的传感器信号。在一个实施方案中，参考值存储在参考存储器中并且提供给测量处理器395。测量处理器395生成传感器测量值。传感器测量值可以存储在测量存储器(未示出)中或被电路(例如，存储电路)存储。传感器测量值可以被发送到显示/传输装置，以与传感器电子器件一起显示在壳体中的显示器上，或者被传输到外部装置。
传感器电子装置360可以是包括显示器以显示生理特性读数的监测器。传感器电子装置360还可以安装在台式计算机、寻呼机、包含通信能力的电视、笔记本电脑、服务器、网络计算机、个人数字助理(PDA)、包含计算机功能的便携式电话、包含显示器的输液泵、包含显示器的葡萄糖传感器，和/或组合输液泵/葡萄糖传感器。传感器电子装置360可以容纳在黑莓手机(blackberry)、网络装置、家庭网络装置或连接到家庭网络的器具中。系统400还包括连接到传感器355中的背景电极(未示出)的第二信号处理器(未示出)。背景电极不具有检测在工作电极375处感测的分析物所必需的化学物质，因此仅检测干扰。在测量处理器395中，由于干扰引起的信号被从由于分析物引起的信号中去除，以产生经校正的更准确分析物读数。
图4还包括系统450。系统450包括传感器电子装置360和传感器355。传感器包括反电极365、参比电极370和工作电极375。传感器电子装置360包括微控制器410和数模转换器(DAC)420。传感器电子装置360还可包括电流频率转换器(I/F转换器)430。
微控制器410包括在被执行时使微控制器410向DAC 420传输信号的软件程序代码或可编程逻辑，其中信号表示要施加到传感器355的电压电平或值。DAC 420接收信号并生成由微控制器410指示的电平的电压值。在一个实施方案中，微控制器410可频繁地或不频繁地改变信号中的电压电平的表示。说明性地，来自微控制器410的信号可指示DAC 420施加第一电压值达一秒并且施加第二电压值达两秒。
传感器355可接收电压电平或值。在一个实施方案中，反电极365可接收运算放大器的输出，该运算放大器具有参考电压和来自DAC 420的电压值作为输入。电压电平的施加使传感器355产生指示被测量的生理特性的浓度的传感器信号。在一个实施方案中，微控制器410可测量来自工作电极的传感器信号(例如，电流值)。说明性地，传感器信号测量电路431可以测量传感器信号。在一个实施方案中，传感器信号测量电路431可包括电阻器，并且电流可流过电阻器以测量传感器信号的值。在一个实施方案中，传感器信号可以是电流电平信号，并且传感器信号测量电路431可以是电流频率(I/F)转换器430。电流频率转换器430可测量用电流读数表示的传感器信号，将该传感器信号转换为基于频率的传感器信号，并且将基于频率的传感器信号传输到微控制器410。在一些实施方案中，相比于不基于频率的传感器信号，微控制器410可能够更容易地接收基于频率的传感器信号。微控制器410接收传感器信号，不论是基于频率的还是不基于频率的传感器信号，并且确定受试者的生理特性的值，诸如血糖水平。微控制器410可包括程序代码，该程序代码在被执行或运行时能够接收传感器信号并将传感器信号转换为生理特性值。在一个实施例中，微控制器410可以将传感器信号转换为血糖水平。在一个实施方案中，微控制器410可利用存储在内部存储器内或被电路(例如，存储电路)存储的测量值，以便确定受试者的血糖水平。在一个实施方案中，微控制器410可利用存储在微控制器410外部的存储器内或被电路存储的测量值，以帮助确定受试者的血糖水平。系统450还包括连接到传感器355中的背景电极(未示出)的第二传感器信号测量电路(未示出)。背景电极不具有检测在工作电极375处感测的分析物(例如，血糖)所必需的化学物质，因此仅检测干扰。在微控制器410中，由于干扰引起的信号被从来自工作电极的信号中去除，以产生经校正的更准确分析物读数。
在微控制器410确定生理特性值之后，微控制器410可在数个时间段内存储生理特性值的测量值。例如，可以每秒或每五秒将血糖值从传感器发送到微控制器410，并且微控制器可以在BG读取的五分钟或十分钟内保存传感器测量值。微控制器410可以将生理特性值的测量值传送到传感器电子装置360上的显示器。例如，传感器电子装置360可以是包括提供受试者的血糖读数的显示器的监测器。在一个实施方案中，微控制器410可将生理特性值的测量值传送到微控制器410的输出接口。微控制器410的输出接口可将例如葡萄糖值的生理特性值的测量值传送到外部装置，例如输液泵、组合式输液泵/血糖仪、计算机、个人数字助理、寻呼机、网络设备、服务器、蜂窝电话或任何计算装置。
图5是示出了根据一个实施方案的传感器电极和用于向传感器电极施加电压的电子器件的框图。图5所示的传感器具有四个电极510，包括反电极535、参比电极532、工作电极534a和背景电极534b。运算放大器530连接成其输出端耦接到反电极并且其反相输入端耦接到参比电极532。运算放大器的非反相输入端耦接到保持处于相对于参考工作电极的设定电压Vset的电压源。在操作中，运算放大器使参比电极与工作电极之间的电压稳定，而不管在工作电极中流动的电流的量如何。工作电极534a具有GOx或其它合适的生物分子的涂层。在存在过剩氧气的情况下，GOx催化存在的任何葡萄糖的氧化，最终在工作电极中生成电流Isig，下文称为第一信号。由于干扰物诸如对乙酰氨基酚，在工作电极处也产生电流。背景电极534b不具有GOx层(例如，如下文关于图8和图9所讨论)。因此，背景电极仅传导由干扰物产生的电流Isig，下文称为第二信号。然后，系统可从第二信号中检测用户对药物的摄取，并且通过第一信号与第二信号的比较生成不受干扰物影响的传感器葡萄糖值。在图5所图示的实施方案中，运算放大器530可通过电路/电极接口538连接到传感器电极510。运算放大器530利用通过传感器电极的反馈，尝试通过调整反电极536处的电压来维持参比电极532与工作电极534之间的规定电压(DAC可能期望施加的电压成为的电压)。然后，电流可从反电极536流动到工作电极534。可对这种电流进行测量以确定传感器电极510与传感器的已放置在传感器电极510附近并用作催化剂的生物分子之间的电化学反应。
已经发现，用于GOx的工作电极与参比电极之间的约0.5伏、优选地535mV的电位差产生良好结果。如果使用不同生物分子来代替GOx，则其它电压可能更合适。为了达到最佳结果，背景电极与参比电极之间的电位差可更高，例如700mV。
如上文所讨论，在传感器510的初始植入或插入期间，由于受试者对传感器的调整以及由用于传感器中的催化剂产生的电化学副产物，传感器510可能提供不准确的读数。许多传感器需要稳定时段，以便于传感器510提供受试者的生理参数的准确读数。在稳定时段期间，传感器510不提供准确的血糖测量值。传感器的用户和制造商可能希望改善传感器的稳定时间帧，使得传感器在插入到受试者体内或受试者的皮下层中之后可以被快速利用。
在先前的传感器电极系统中，稳定时间段或时间帧是一小时到三小时。为了缩短稳定时段或时间范围并提高传感器的精度的及时性，传感器(或传感器的电极)可经受多个脉冲，而不是施加一个脉冲接着在第二时间段内施加另一电压。在一个实施方案中，第一电压可以是1.07伏。在一个实施方案中，第一电压可以是0.535伏。在一个实施方案中，第一电压可以是大约0.7伏。
图6示出了根据一个或多个实施方案的连续葡萄糖监测中涉及的步骤的流程图。例如，过程600可表示由如图1-图5所示的一个或多个装置采取的步骤。
在步骤602处，过程600(例如，使用图1-图5中所述的电路)激活用户身上的第一电极，其中第一电极具有葡萄糖氧化酶(GOx)的涂层。例如，系统可激活用户(例如，患者)身上的第一电极，其中第一电极检测由于由葡萄糖氧化酶(GOx)催化的任何葡萄糖的氧化引起的电流Isig(第一电极是GOx传感器)。
例如，在一些实施方案中，传感器可基于远程接收的命令自动地(例如，基于另一传感器检测到某些条件)或根据用户输入的命令发起启动程序。响应于传感器启动，第一电极和第二电极(例如，对应于工作电极和背景电极)。另外，第一电极和第二电极可经历电流初始化序列和/或电压初始化序列。这些初始化序列可基于电极是否包括GOx传感器而不同。
在步骤604处，过程600(例如，使用图1-图5中所述的电路)激活用户身上的第二电极。该第二电极是背景电极，并且不具有GOx层。
在步骤606处，过程600(例如，使用图1-图5中所述的电路)设定第一电极的第一电压电位(Vset)。例如，系统可使用控制电路设定第一电极的第一电压电位(Vset)。例如，第一Vset可在400mV-500mV的范围内。
在步骤608处，过程600(例如，使用图1-图5中所述的电路)设定第二电极的第二Vset。例如，系统可使用控制电路设定第二电极的第二电压电位(Vset)。在一些示例中，第一Vset可低于第二Vset。例如，第二Vset可在500mV-600mV的范围内。
在步骤610处，过程600(例如，使用图1-图5中所述的电路)接收来自第一电极的第一信号。例如，系统可使用控制电路接收来自第一电极的第一信号。第一电极可以是工作电极，并且系统可接收以nA为单位的5分钟传感器电流读数，有时称为“原始Isig”或其它Isig值(例如，如上所示)。
在步骤612处，过程600(例如，使用图1-图5中所述的电路)接收来自第二电极的第二信号。例如，系统可使用控制电路接收来自第二电极的第二信号。第二电极可以是背景电极，并且系统可接收以nA为单位的5分钟传感器电流读数，有时称为“原始Isig”或其它Isig值(例如，如上所示)。可便利地以与图6所示不同的顺序执行步骤606、608、610和612。例如，可能期望在于步骤608处设定第二或背景电极电位和于步骤612处获得第二信号之前设定第一电极电位步骤606和获得第一信号步骤610。
在步骤614处，过程600(例如，使用图1-图5中所述的电路)将第一信号与第二信号进行比较以检测用户对药物的摄取。例如，系统可使用控制电路将第一信号和第二信号进行比较以检测用户对药物的摄取。例如，药物(例如，对乙酰氨基酚)可产生干扰电流，该干扰电流增加工作/第一电极和背景/第二电极两者处的电流。
在一些实施方案中，将第一信号与第二信号进行比较以检测用户对药物的摄取还包括一个或多个步骤。例如，系统可确定第二信号的噪声电平。系统可将噪声电平与噪声阈值进行比较。系统可响应于噪声电平不超过噪声阈值而基于第二信号计算传感器葡萄糖值。例如，系统可基于第一电极使用来自第一电极的Isig计算传感器葡萄糖值。
在另一示例中，系统可确定第二信号的噪声电平。系统可将噪声电平与噪声阈值进行比较。系统可基于经修改的第一信号计算传感器葡萄糖值，其中经修改的第一信号是基于第一信号与第二信号之间的加权差。例如，系统可将比例因子施加到第二电极的Isig并且将比例因子施加到Isig。在一些实施方案中，比例因子可以是线性或非线性多维比例因子。然后，系统可确定第一电极的Isig与第二电极的经缩放的Isig之间的差值。然后，系统可基于第一电极的Isig与第二电极的经缩放的Isig之间的差值来计算以mg/dL为单位的传感器葡萄糖值。然后，可使用传感器葡萄糖值来将值显示给用户。
使用特定于考虑中的环境或生理因子的缩放函数对经归一化值进行缩放，并且将经缩放值组合以生成聚合值。在一个实施例中，可以通过将不同经缩放值一起相乘来获得组合。在其它实施例中，可以通过确定均值或选择可用值的最大值来实现聚合。
应注意，上述参数的阈值或范围可以取决于各种因素，包含特定的传感器和/或电极设计。然而，在一个实施方案中，一些上述参数的典型范围可以是，例如，如下：1kHz阻抗实部的界定阈值＝[0.3e+4 2e+4]；1kHz阻抗虚部的界限阈值＝[-2e+3,0]；0.105Hz阻抗实部的界限阈值＝[2e+4 7e+4]；0.105Hz阻抗虚部的界限阈值＝[-2e+5 -0.25e+5]；以及奈奎斯特斜率的界限阈值＝[2 5]。可例如使用二阶中心差分方法来计算噪声，其中如果噪声高于每个可变缓冲区的中值的某个百分比(例如，30％)，则认为超出了噪声界限。
还应当注意，在另外的实施方案中，在确定应当消隐数据还是终止传感器时，除了上述阈值之外，逻辑还可通过例如将阻抗导数与历史导数进行比较来考虑阻抗的突然增大。此外，取决于高噪声-低传感器信号组合的持续时间，算法可以并入有基于噪声的消隐或终止。在这方面，先前的方法包含在高噪声和低传感器信号的三(3)个连续的2小时窗口之后终止传感器。然而，为了防止将不可靠数据显示给用户，实施方案采用基于噪声的消隐，其中算法在涉及高噪声和低信号的2个连续2小时窗口之后(即，在第三连续窗口开始时)停止计算SG值。在其它方面，算法可以允许在一个小时而不是两个小时的消隐之后，在传感器信号似乎已经恢复的情况下，进一步计算和显示所计算的SG值。这是对在较长时间段内消隐原本可靠的数据的方法的改进。
在步骤616处，过程600(例如，使用图1-图5中所述的电路)基于比较生成传感器葡萄糖值。以其最简单形式，比较包括评估来自工作电极的由于干扰物引起的信号的量，并且推导该量，之后计算葡萄糖值。由于干扰物引起的信号的量可由于这是来自背景电极的信号而容易评估，该信号可被缩放以考虑设定电压或电极面积的任何差异。比较产生经校正的葡萄糖值，该经校正的葡萄糖值可显示给用户。例如，系统可在用户界面上显示经校正的传感器葡萄糖值和/或用于调整输送到用户的葡萄糖量。由于进一步的复杂程度，在一些实施方案中，可进行对传感器葡萄糖值的可靠性评估，以及对传感器数据误差方向的估计，以便在向用户显示SG时向用户和自动化胰岛素输送系统(包括闭环系统中的那些)提供系统的可靠程度的指标。取决于传感器数据的可靠性，此类自动化系统然后能够向SG分配对应权重，并做出关于如何积极地向用户提供治疗的确定。另外，误差方向也可以用于告知用户和/或胰岛素输送系统SG为“假低”或“假高”值。可通过例如在第一天期间检测传感器数据的骤降(EIS骤降检测)、检测传感器滞后以及低频(例如，10Hz)阻抗变化来实现上述目的。
预期图6的步骤或描述可与本公开的任何其它实施方案一起使用。此外，关于图6所述的步骤和描述可以另选的顺序或并行地进行，以进一步实现本公开的目的。例如，这些步骤中的每一个可以以任何顺序或并行或基本上同时执行，以减小滞后或提高系统或方法的速度。此外，应当注意，关于图2-图4讨论的任何装置或装备可用于执行图6中的一个或多个步骤。
图7示出了根据一个或多个实施方案的连续葡萄糖监测中涉及的步骤的流程图。例如，过程700可表示由如图1-图5所示的一个或多个装置采取的步骤。
在步骤702处，过程700(例如，使用图1-图5中所述的电路)接收来自第一电极和第二电极(例如，工作电极和背景电极)的第一信号和第二信号(例如，相应Isig)。例如，系统可使用如上文图6所述的一个或多个步骤来生成Isig。
在步骤704处，过程700(例如，使用图1-图5中所述的电路)确定是否需要调整来自工作电极的Isig的值。这通过确定背景电极(例如，图6的第二电极)的Isig是否超过背景电极的噪声阈值由此指示存在来自干扰物诸如对乙酰氨基酚的显著信号来进行。另外，可任选地确定工作或背景电极是否具有超过相应阈值的0.1Hz IMG EIS阻抗(“EIS值”)。例如，可将由欧姆电阻和EIS的电抗的组合效应产生的电路或组件对交流电的有效电阻与相应阈值进行比较。
EIS可以用于其中传感器包含单个工作电极的传感器系统，以及其中传感器包含多个(冗余)工作电极的传感器系统。在一个实施例中，EIS提供关于传感器的寿命(或老化)的有价值信息。具体地说，在不同的频率下，阻抗的量值和相位角变化。另外，EIS可以通过检测传感器的阻抗何时下降到低阻抗阈值电平以下从而指示传感器可能过度磨损而无法正常操作来实现检测传感器故障。然后，系统可以在指定的工作寿命之前终止传感器。传感器阻抗也可用于检测其它传感器故障(模式)。例如，当传感器由于各种原因而进入低电流状态(即，传感器故障)时，传感器阻抗也可能增大到超过某一高阻抗阈值。如果在传感器操作期间阻抗例如由于蛋白质或多肽污损、巨噬细胞附着或任何其它因素而变得异常高，则系统还可在指定的传感器工作寿命之前终止传感器。
如果过程700确定由于未满足标准而不需要调整，则过程700前进至步骤706。如果过程700确定由于满足一个或两个标准而需要调整，则过程700前进至步骤710。
在步骤706处，过程700(例如，使用图1-图5中所述的电路)基于来自工作电极的Isig计算来自工作电极的传感器葡萄糖值，并且在步骤708处将该值显示给用户。
在步骤710处，过程700(例如，使用图1-图5中所述的电路)确定来自背景电极(例如，上图6的第二电极)的Isig是否大于加权背景电极噪声阈值。例如，为了确定加权背景电极噪声阈值，系统可将安全因子施加于背景电极噪声阈值。如果背景电极的Isig更大，则过程700前进至步骤714。如果背景电极的Isig并不更大，则过程700前进至步骤712。在步骤710处未超过阈值对应于干扰的正检测，但背景电极Isig可用于补偿工作电极处的Isig下的干扰以产生更可靠的传感器葡萄糖SG值的置信度不足。步骤710和712是任选的，并且过程700可从步骤704的“是”分支继续至步骤714。
在步骤712处，过程700(例如，使用图1-图5中所述的电路)将传感器葡萄糖值对用户消隐达给定时间量并返回至步骤702，其中过程700以工作电极Isig和背景电极Isig的下一值重复。还应当注意，在确定应当消隐数据还是终止传感器时，除了上述阈值之外，逻辑还可通过例如将阻抗导数与历史导数进行比较来考虑阻抗的突然增大。此外，取决于高噪声-低传感器信号组合的持续时间，算法可以并入有基于噪声的消隐或终止。在这方面，先前的方法包含在高噪声和低传感器信号的三(3)个连续的2小时窗口之后终止传感器。然而，为了防止将不可靠数据显示给用户，实施方案采用基于噪声的消隐，其中算法在涉及高噪声和低信号的2个连续2小时窗口之后(即，在第三连续窗口开始时)停止计算SG值。在其它方面，算法可以允许在一个小时而不是两个小时的消隐之后，在传感器信号似乎已经恢复的情况下，进一步计算和显示所计算的SG值。这是对在较长时间段内消隐原本可靠的数据的方法的改进。
在步骤714处，过程700(例如，使用图1-图5中所述的电路)使用预定数学模型(例如，如步骤714处的式所示)确定工作电极的新Isig值。例如，新值是工作电极的Isig值与背景电极的加权Isig和任选地加权EIS值之间的差值。已经发现，工作电极处的0.1Hz阻抗虚部与对乙酰氨基酚干扰密切相关，并且可用于建立从加权Isig之间的差值获得的值的置信度。在最简单的情况下，新值是工作电极的Isig值与背景电极的加权Isig值之间的差值。然后，过程700可前进至步骤716，并且基于工作电极的新Isig值计算新的传感器葡萄糖值，以用于稍后在步骤708处显示给用户。在显示步骤后，过程700在步骤702处使用工作电极Isig和背景电极Isig的下一值再次开始。
经考虑，图7的步骤或描述可以与本公开的任何其它实施例一起使用。此外，结合图7描述的步骤和描述可以以替代的顺序或并行地进行，以进一步说明本公开的目的。例如，这些步骤中的每一个可以以任何顺序或并行或基本上同时执行，以减小滞后或提高系统或方法的速度。此外，应当注意，关于图2-图4讨论的任何装置或装备可用于执行图7中的一个或多个步骤。
图8示出了具有由铂制成的背景电极金属层的单一传感器。如图8所示，传感器可包括由隔热材料(例如，聚酰亚胺)围绕的导体迹线(例如，金)。图8中所示的传感器包括反电极、背景电极、参比电极、工作电极，并且可包括其它电极。每个电极可包括铂、金和/或其它材料。例如，参比电极可包括银或氯化银，并且工作电极可包括GOx或能够催化葡萄糖的还原氧化反应由此响应于葡萄糖的存在而在电极中产生电流的某一其它物质。背景电极(例如，在该实施方案中，包含铂)与工作电极的区别可在于，背景电极不包括GOx或其它葡萄糖还原氧化催化剂。任选地，每个电极可以葡萄糖限制薄膜涂覆。如图8所示的单一传感器可包括在CGM装置中(例如，如关于图10所讨论)。尽管电极在衬底上的大小和位置是任选的，但在图8中，背景电极小于工作电极并且定位在参比电极的与工作电极相反的侧上。
图9示出了具有与图8所示相同结构的单一传感器，不同之处在于背景电极金属层由金制成。如图9所示，传感器可包括由隔热材料(例如，聚酰亚胺)围绕的导体迹线(例如，金)。传感器包括反电极、背景电极、参比电极、工作电极和任选地其它电极。每个电极可包括铂、金和/或其它材料。例如，参比电极可包括银或氯化银，并且工作电极可包括GOx或能够催化葡萄糖的还原氧化反应由此响应于葡萄糖的存在而在电极中产生电流的某一其它物质。背景电极(例如，在该实施方案中，包含金)与工作电极的区别可在于，背景电极可不包括GOx或催化剂。任选地，每个电极可以葡萄糖限制薄膜涂覆。如图9所示的单一传感器可包括在CGM装置中(例如，如关于图10所讨论)。
图10示出了CGM装置1000中的单传感器柔性件1002和CGM装置1050中的双传感器柔性件1052。单传感器柔性件1002(例如，如图8所示)可包括反电极1004、背景电极1006、参比电极1008、工作电极1010和/或其它电极。双传感器柔性件1052包括位于CGM装置1050中的两个传感器柔性件(例如，如图9所示)。例如，双传感器柔性件1052的一个传感器可包括反电极1056、参比电极1058、工作电极1060和/或其它电极，而双传感器柔性件1052的另一个传感器可包括背景电极1054和/或其它电极。如图10所示，双传感器柔性件中的两个传感器柔性件可背靠背放置在CGM装置1050中。在制造中，GOx可沉积到图10所示的工作电极1010和1060上。代替GOx，不同的感兴趣的酶例如己糖激酶或葡萄糖-1-脱氢酶(“GDH”)可沉积到这些工作电极中的一个或多个工作电极上。葡萄糖限制薄膜(GLM)可沉积在GOx(或其它酶)层之上。在制造过程中，GOx(或其它酶)可沉积到包括工作电极和背景电极的若干电极上，然后从不需要它的电极诸如背景电极中去除，从而产生GOx或其它酶仅保留在工作电极上但不保留在其它电极上的结构。在一些实施方案中，所沉积的层可不仅沉积在电极上方。例如，GLM层可从一个电极延伸到另一个电极。
本公开的上述实施例是出于说明而非限制的目的而呈现，且本公开仅由所附权利要求书限制。此外，应当注意，在任何一个实施例中描述的特征和限制可以应用于本文的任何其它实施例，并且与一个实施例相关的流程图或实例可以以适当的方式与任何其它实施例组合，以不同的顺序进行，或并行进行。此外，这里描述的系统和方法可以实时执行。还应当注意，上述系统和/或方法可以应用于其它系统和/或方法或与其它系统和/或方法一起使用。
参考以下列举的实施方案将更好地理解本技术：
1.一种用于连续葡萄糖监测的方法，该方法包括：激活用户身上的第一电极；激活该用户的第二电极；将该第一电极设定至第一电压电位(Vset)；将该第二电极设定至第二电压电位(Vset)；接收来自该第一电极的第一信号；接收来自该第二电极的第二信号；将该第一信号与该第二信号进行比较以检测该用户对药物的摄取。以及基于该比较来生成传感器葡萄糖值。
2.根据实施方案1所述的方法，其中该药物产生增加该第一电极处的葡萄糖读数的干扰电流。
3.根据实施方案1-2中任一项所述的方法，还包括：存储该第一电极的该第一电压电位(Vset)，其中该第一电极检测葡萄糖氧化酶(GOx)；存储该第二电极的该第二电压电位(Vset)，其中
该第二电极不检测GOx；并且其中该第一Vset低于该第二Vset。
4.根据实施方案1-3中任一项所述的方法，还包括：将该第一信号和该第二信号作为参数输入在预定数学模型中以用于调整该传感器葡萄糖值。
5.根据实施方案1-4中任一项所述的方法，还包括：基于分析物来选择该第一电极的材料、该第二电极的材料或所施加电压。
6.根据实施方案1-5中任一项所述的方法，其中该第一电极和该第二电极位于装置中的单个传感器上或单独传感器上。
7.根据实施方案1-6中任一项所述的方法，其中将该第一信号与该第二信号进行比较以检测该用户对该药物的摄取包括：确定该第二信号的噪声电平；将该噪声电平与噪声阈值进行比较；以及响应于该噪声电平不超过该噪声阈值而基于该第二信号计算传感器葡萄糖值。
8.根据实施方案1-7中任一项所述的方法，其中将该第一信号与该第二信号进行比较以检测该用户对该药物的摄取包括：确定该第二信号的噪声电平；将该噪声电平与噪声阈值进行比较；以及基于经修改的第一信号来计算该传感器葡萄糖值，其中该经修改的第一信号是基于该第一信号与该第二信号之间的加权差。
9.一种存储指令的有形非暂态机器可读介质，这些指令在由数据处理设备执行时使该数据处理设备执行包括根据实施方案1-8中任一项所述的那些的操作。
10.一种系统，包括：一个或多个处理器；以及存储指令的存储器，这些指令在由这些处理器执行时使这些处理器实现包括根据实施方案1-8中任一项所述的那些的操作。
11.一种系统，包括用于执行实施方案1-8中任一项的方法。
以下段落定义根据本文所示的本发明的另一方面的另外的实施方案，并且也形成本公开的一部分。
段落1.一种用于连续葡萄糖传感器的体内可植入电极阵列，包括：
衬底；
参比电极，该参比电极支撑在该衬底上；
工作电极，该工作电极由该衬底支撑并且承载催化剂层，该催化剂层能够催化与葡萄糖的反应，该反应在该工作电极与该参比电极之间存在电压电位的情况下在该工作电极中引起与葡萄糖浓度成比例的电流；
背景电极，该背景电极由该衬底支撑并且没有物质层；
其中该工作电极和该背景电极均位于该参比电极附近，以在体内植入并与该参比电极保持在相应的电压电位差(Vref)时与该参比电极形成相应的电化学电池，其中该催化剂优选地是氧化还原酶，例如葡萄糖氧化酶。
段落2.根据段落1所述的电极阵列，其中该工作电极是铂的，并且该背景电极是非铂材料的。
段落3.根据段落1或2所述的电极阵列，其中该背景电极是金的。
段落4.根据段落1至3中任一项所述的电极阵列，其中该工作电极具有比该背景电极更大的面积。
段落5.根据段落1至4中任一项所述的电极阵列，还包括：反电极系统，该反电极系统在该参比电极附近由该衬底支撑，并且用于将伺服控制电压施加到这些电化学电池中以稳定相对于该参比电极的该工作电极和该背景电极上的相应的电位。
段落6.根据段落1至5中任一项所述的电极阵列，还包括：葡萄糖限制薄膜，该葡萄糖限制薄膜覆盖该电极。
段落7.根据段落1至6中任一项所述的电极阵列，其中该衬底是聚酰亚胺的。
段落8.根据段落1至7中任一项所述的电极阵列，其中该衬底具有连接到该电极的金迹线。
段落9.根据段落1至8中任一项所述的电极阵列，其中该衬底包括面向不同的优选地相反方向的两个平行柔性件，其中位于这些柔性件中的第一柔性件上的反电极、该参比电极和该工作电极面向这些方向中的一个方向，并且位于这些柔性件中的第二柔性件上的该背景电极面向另一个方向。
段落10.根据段落1至8中任一项所述的电极阵列，其中这些电极布置在该衬底上的线路中，其中该参比电极物理地位于该背景电极与该工作电极之间。
段落11.一种根据权利要求1至10中任一项所述的制造电极阵列的方法，包括：在衬底上形成电极；在该电极上沉积该催化剂；以及从除该工作电极之外的所有电极中去除该催化剂。
段落12.一种连续葡萄糖监测器，包括：根据段落1至10中任一项所述的电极阵列；以及
连接到该电极阵列以相对于该参比电极将该工作电极和该背景电极维持在相应电压电位(Vref)的电路；
连接到该工作电极以测量在该工作电极中流动的电流(We Isig)的电路；
连接到该背景电极以测量在该背景电极中流动的电流(Be Isig)的电路；
处理器，该处理器响应于所测量的电流通过将在该工作电极中流动的该电流(WeIsig)与在该背景电极中流动的该电流(Be Isig)进行比较来区分在该工作电极中流动的归因于葡萄糖的电流的部分与在该工作电极中流动的归因于干扰效应的电流的部分，并且被配置为从归因于葡萄糖的检测而在该工作电极中流动的该电流的该部分来计算葡萄糖浓度；以及
任选地显示器，该显示器被连接以接收并显示所述经计算的葡萄糖浓度。
段落13.根据段落12所述的连续葡萄糖监测器，其中该处理器被配置为将在该背景电极中流动的该电流(Be Isig)分析为噪声，并且如果该噪声的电平低于第一阈值，则从在该工作电极中流动的整个电流计算葡萄糖浓度。
段落14.根据段落12或13所述的连续葡萄糖监测器，其中该处理器被配置为将在该背景电极中流动的该电流(Be Isig)分析为噪声，并且如果该噪声高于第二阈值，则从在该工作电极中流动的电流(We Isig)的电平与在该背景电极中流动的电流(Be Isig)的电平之间的加权差计算葡萄糖浓度。
段落15.根据段落12至14中任一项所述的连续葡萄糖监测器，还包括：被配置为执行以下中的一者或两者的电路：
a)对该工作电极执行EIS，并且如果0.1Hz阻抗虚部超过阈值阻抗，则按基于在使用电流(We Isig)计算该葡萄糖浓度之前的阻抗的加权因子来修改在该工作电极中流动的电流(We Isig)的测量值。
b)如果在该背景电极中流动的该电流(Be Isig)的电平介于该第一阈值与该第二阈值之间，则执行对该显示的消隐。

Claims (15)

1.一种用于在存在由药物引起的干扰的情况下进行连续葡萄糖监测的方法，包括：
激活用户身上的第一电极，其中所述第一电极具有催化剂层，所述催化剂层促进与在所述电极中能够检测为电流的所述葡萄糖的反应；
激活所述用户身上不具有所述催化剂的第二电极；
将所述第一电极设定至第一电压电位(Vset1)；
将所述第二电极设定至第二电压电位(Vset2)；
接收来自所述第一电极的第一信号，所述第一信号具有第一部分和第二部分，所述第一部分归因于葡萄糖的检测，所述第二部分归因于所述药物的干扰；
接收来自所述第二电极的第二信号，所述第二信号归因于所述药物引起的所述干扰；
通过将所述第一信号和所述第二信号进行比较来区分来自所述第一电极的所述信号的所述第一部分和所述第二部分；以及
基于来自所述第一电极的所述信号的所述第一部分来生成传感器葡萄糖值。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述催化剂是葡萄糖氧化酶(GOx)。
3.根据权利要求1或权利要求2所述的方法，其中所述第一电压电位(Vset1)低于所述第二电压电位(Vset2)。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的系统，其中所述区分和所述生成包括：将所述第一信号和所述第二信号作为参数输入在预定数学模型中，以用于调整所述传感器葡萄糖值。
5.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，还包括：
确定所述第二信号的噪声电平；
将所述噪声电平与噪声阈值进行比较；以及
响应于所述噪声电平不超过所述噪声阈值，假定来自所述第一电极的所述信号的所述第二部分为零。
6.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，所述第一信号与所述第二信号的所述比较包括：
计算来自所述第一电极的所述信号的所述第一部分作为所述第一信号与所述第二信号之间的加权差。
7.一种用于通过执行根据权利要求1至6中任一项所述的方法进行连续葡萄糖监测的系统，包括：
所述第一电极，所述第一电极具有所述催化剂层；
所述第二电极，所述第二电极不具有所述催化剂；和
处理电路，所述处理电路被配置为执行所述方法。
8.根据权利要求7所述的系统，其中所述第一电极是铂的。
9.根据权利要求7或8所述的系统，其中所述第二电极是金的。
10.根据权利要求7至9中任一项所述的系统，其中所述第一电极和所述第二电极位于装置中的单独传感器上。
11.一种用于连续葡萄糖监测的非暂态计算机可读介质，包括：指令，所述指令在由一个或多个处理器执行时引起包括根据权利要求1至6中任一项所述的方法的操作。
12.一种用于连续葡萄糖传感器的体内可植入电极阵列，包括：
衬底；
参比电极，所述参比电极支撑在所述衬底上；
工作电极，所述工作电极由所述衬底支撑并且承载催化剂层，所述催化剂层能够催化与葡萄糖的反应，所述反应在所述工作电极与参比电极之间存在电压电位的情况下在所述工作电极中引起与葡萄糖浓度成比例的电流；
背景电极，所述背景电极由所述衬底支撑并且没有物质层；
其中所述工作电极和所述背景电极均位于所述参比电极附近，以在体内植入并与所述参比电极保持在相应的电压电位差(Vref)时与所述参比电极形成相应的电化学电池，其中所述催化剂优选地是氧化还原酶，例如葡萄糖氧化酶。
13.根据权利要求12所述的电极阵列，其中所述工作电极是铂的，并且所述背景电极是金的。
14.根据权利要求12或13所述的电极阵列，其中所述衬底包括面向不同的优选地相反方向的两个平行柔性件，其中位于所述柔性件中的第一柔性件上的反电极、所述参比电极和所述工作电极面向所述方向中的一个方向，并且位于所述柔性件中的第二柔性件上的所述背景电极面向另一个方向。
15.一种制造根据权利要求12至14中任一项所述的电极阵列的方法，包括：在衬底上形成电极；在所述电极上沉积所述催化剂；以及从除所述工作电极之外的所有电极中去除所述催化剂。
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