CN116490128A - 体内葡萄糖特异性传感器 - Google Patents

Abstract

一种葡萄糖特异性传感器，具有葡萄糖限制层(GLL)、酶层和干扰层。所述GLL包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与分子量大于100,000道尔顿的水溶性聚合物物理交联。所述干扰层具有由吡咯、苯二胺(PDA)、氨基苯酚、苯胺或其组合形成的聚合物。用于制造葡萄糖特异性传感器的方法包括：将单体与溶剂混合以形成单体溶液，将所述单体溶液施加到基底，以及使所述单体电聚合以在所述基底上形成聚合物。所述聚合物是所述葡萄糖特异性传感器的干扰层。在所述干扰层上形成酶层，并且在所述酶层上形成葡萄糖限制层。

Description

体内葡萄糖特异性传感器

相关申请

本申请要求2020年10月5日提交并且名称为“In-Vivo Glucose Specific SensorHaving Simplified Calibration”的美国临时申请号63/087,566的优先权，所述美国临时申请如同全文阐述一般并入本文。

本申请涉及2020年6月10日提交并且名称为“Sterilizable Metabolic AnalyteSensor”的美国临时申请63/037,072，所述美国临时申请如同全文阐述一般并入本文。本申请还涉及2019年4月5日提交并且名称为“An Enhanced Interference Membrane for aWorking Electrode of a Continuous Biological Sensor”的美国专利申请号16/375,875；其要求以下美国临时申请的优先权：(1)2018年4月6日提交并且名称为“ContinuousGlucose Monitoring Device”的美国临时申请号62/653,821；(2)2019年1月25日提交并且名称为“Carbon Working Electrode for a Continuous Biological Sensor”的美国临时申请号62/796,832；以及(3)2019年1月25日提交并且名称为“Enhanced Membrane Layersfor the Working Electrode of a Continuous Biological Sensor”的美国临时申请号62/796,842；所述申请中的每个申请都如同全文阐述一般并入本文。

背景技术

内科患者通常患有需要测量和报告生物状况的疾病或病症。例如，如果患者患有糖尿病，则患者准确了解其血液中的葡萄糖水平是非常重要的。传统上，糖尿病患者已通过以下来监测其葡萄糖水平：用小刺血针针刺其手指，使一滴血液形成，并且然后将测试条浸入所述血液中。测试条定位在手持式监测器中，所述监测器对血液执行分析并且在视觉上向患者报告测量的葡萄糖水平。基于此报告水平，患者就食用什么食物或向他们的血液中注射多少胰岛素做出重要决定。尽管全天多次检查葡萄糖水平对患者来说将是有利的，但是许多患者由于疼痛和不便而未能充分监测他们的葡萄糖水平。结果，患者可能进食不当或者注射过多或过少的胰岛素。无论怎样，患者的生活质量都会下降，并且对他们的健康和身体造成永久性损伤的机会增大。糖尿病是一种破坏性的疾病，如果控制不当，可能导致糟糕的生理状况诸如肾衰竭、皮肤溃疡、或眼睛出血、和最终失明、以及疼痛和最终截肢。

定期且准确监测葡萄糖水平对糖尿病患者至关重要。为了促进这种监测，连续葡萄糖监测(CGM)传感器是某种类型的装置，在所述类型的装置中，一天多次从就在皮肤下的区域中取样的液体自动测量葡萄糖。CGM装置通常涉及小外壳，电子器件定位在所述小外壳中，并且所述小外壳粘附到患者的皮肤以穿戴一定时间段。装置内的小针递送通常为电化学的皮下传感器。以此方式，患者可在他们身体上安装CGM，并且所述CGM将提供多天自动且准确的葡萄糖监测，而无需患者或护理人员采取任何行动。应理解，根据患者的需要，可以不同间隔执行连续葡萄糖监测。例如，一些连续葡萄糖监测器可被设定或编程为每分钟读取多个读数，而在其他情况下连续葡萄糖监测器可被编程或设定为大约每小时读取一次读数。应理解，连续葡萄糖监测器可以不同间隔感测和报告读数。

连续葡萄糖监测是复杂的过程，并且已知由于若干个原因，血液中的葡萄糖水平可能会显著升高/提高或迅速降低/降低。单次葡萄糖测量仅提供患者体内葡萄糖瞬时水平的简况。这种单次测量提供关于患者如何随时间推移使用葡萄糖或者患者对特定剂量的胰岛素如何反应的很少信息。因此，即使是坚持严格的条测试时间表的患者也将有可能会在饮食、运动和胰岛素注射方面做出错误的决定。当然，不太坚持执行其条测试的患者会加剧这种情况。为了让患者更全面地了解自己的糖尿病状况并且获得更好的治疗效果，一些糖尿病患者现在使用连续葡萄糖监测。

已知CGM传感器中的显著缺陷是它们在患者之间表现出实质变化，并且甚至随时间推移针对给定患者具有灵敏度变化。更具体地，CGM传感器对血糖浓度的灵敏度有所不同，并且因此必须在使用之前由每个患者进行现场校准，并且然后随时间推移针对特定用户重新校准。遗憾的是，现场校准过程需要患者刺他们的手指并且使用标准条监测器获得血糖读数。现场校准不仅不方便、耗时且容易出现误差，同样可能苦恼的是，患者可能会延迟或避免进行现场校准，从而使得破坏CGM系统可能带来的任何益处。

电化学葡萄糖传感器通过使用电极进行操作，所述电极通常检测在葡萄糖转化为葡糖酸内酯期间由酶的氧化引起的安培信号。然后可将安培信号与葡萄糖浓度相关联。双电极(也称为双极)设计使用工作电极和参比电极，其中参比电极提供工作电极偏置的参考。参比电极基本上完成了电化学电路中的电子流。三电极(或三极)设计具有工作电极、参比电极和反电极。反电极补充在参比电极处的离子损耗并且是离子回路的一部分。

已知CGM系统通常使用工作导线，所述工作导线使用在其上沉积有薄铂层的钽芯。钽是相对坚硬的材料，因此能够在不弯曲的情况下被压入皮肤，尽管可使用插入器针来促进插入。此外，钽与铂相比更廉价，这使得工作导线更经济。众所周知，酶层沉积在铂层之上，所述酶层能够从用户的血液接受氧分子和葡萄糖分子。葡萄糖检测的关键化学过程发生在酶膜内。通常，酶膜具有分散在酶膜内的一种或多种葡萄糖氧化酶(GOx)。当一个葡萄糖分子和一个氧(O₂)分子在存在葡萄糖氧化酶的情况下结合时，形成一个葡糖酸盐分子和一个过氧化氢(H₂O₂)分子。在一种构造中，铂表面促进其中过氧化氢反应以产生水和氢离子并且生成两个电子的反应。通过置于铂导线和参比电极上的偏置电压将电子吸入铂中。以此方式，在铂中流动的电流的大小旨在与过氧化氢反应的数量相关，所述过氧化氢反应旨在与氧化的葡萄糖分子的数量相关。因此，铂导线上的电流测量结果可与患者的血液或间质液(ISF)中的特定葡萄糖水平相关联。

然后工作导线与参比电极相关联，并且在一些情况下与形成CGM传感器的一个或多个反电极相关联。在操作中，CGM传感器耦接到小外壳中的电子器件并与其协作，例如处理器、存储器、无线电和电源定位在所述小外壳中。CGM传感器通常具有一次性施加器装置，所述施加器装置使用小插入器针以将CGM传感器皮下递送到患者体内。一旦CGM传感器就位，就可丢弃施加器，并且将电子器件外壳附接到传感器。尽管电子器件外壳可重复使用并且可长期使用，但CGM传感器和施加器需要相当频繁地(通常每隔几天)更换。

发明内容

在实施方案中，一种用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器包括葡萄糖限制层，所述葡萄糖限制层包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与分子量大于100,000道尔顿的水溶性聚合物物理交联。所述传感器还包括：酶层，所述酶层包含葡萄糖氧化酶(GOx)，所述GOx用于与来自所述患者的体液中的体内葡萄糖反应以生成过氧化氢(H₂O₂)。干扰层包含由吡咯、苯二胺(PDA)、氨基苯酚、苯胺或其组合形成的聚合物，其中所述酶层位于所述干扰层与所述葡萄糖限制层之间。具有导电表面的基底与干扰层相邻，用于携载响应于所述患者的体内葡萄糖浓度而生成的电流。

在实施方案中，用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器包括葡萄糖限制层，所述葡萄糖限制层包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与水溶性聚合物物理交联。酶层包含葡萄糖氧化酶(GOx)，所述GOx用于与来自所述患者的体液中的体内葡萄糖反应以生成过氧化氢(H₂O₂)。干扰层包含吡咯和苯二胺(PDA)，其中所述酶层位于所述干扰层与所述葡萄糖限制层之间。基底具有与所述干扰层相邻的导电表面，所述导电表面用于携载响应于所述患者的体内葡萄糖浓度的电流。

在实施方案中，用于制造用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器的方法包括将单体与溶剂混合以形成单体溶液并且将所述单体溶液施加到具有导电表面的基底。使所述单体电聚合以在所述基底上形成聚合物，所述聚合物是所述葡萄糖特异性传感器的干扰层。在所述干扰层上形成酶层，并且在所述酶层上形成葡萄糖限制层。

附图说明

通过阅读以下具体实施方式并且参考附图和权利要求，本公开的目的和优点将变得显而易见。

图1A是现有技术校准过程的流程图。

图1B是反映现有技术校准过程的灵敏度图表。

图2是根据一些实施方案的用于葡萄糖特异性传感器的工作导线的非按比例径向横截面图。

图3A是根据一些实施方案的用于连续葡萄糖监测器的葡萄糖特异性传感器的非按比例纵向横截面图。

图3B是反映根据一些实施方案的连续葡萄糖监测器的校准过程的灵敏度图表。

图3C是反映根据一些实施方案的连续葡萄糖监测器的校准过程的灵敏度图表。

图4是根据一些实施方案的用于制造和施加葡萄糖特异性传感器的干扰层的过程的流程图。

图5是具有一些实施方案的用于制造葡萄糖特异性传感器的工作导线的过程的流程图。

图6是根据一些实施方案的用于制造葡萄糖特异性传感器的工作导线的过程的流程图。

图7是根据一些实施方案的使用葡萄糖特异性传感器的过程的流程图。

具体实施方式

在一些实施方案中，葡萄糖特异性传感器构造有耦接到电子操作电路的葡萄糖特异性分析物传感器。葡萄糖特异性分析物传感器在导电基底(例如，铂或涂覆有铂的芯)上具有一组膜层(例如，同心形成)。所述组膜层包括干扰膜和针对葡萄糖选择的酶膜。还使用葡萄糖限制膜。在葡萄糖特异性传感器中，至少三种膜——葡萄糖限制膜、酶膜和干扰膜——一起协作并起作用，以几乎消除电活性污染物化合物对响应于葡萄糖存在而生成的电流的干扰。由于由葡萄糖特异性传感器生成的电流中的污染物干扰显著减少，因此电流可仅归因于葡萄糖的存在。因此，个体之间或针对一个个体的校准差异随时间推移极大地减小，从而能够消除患者对葡萄糖特异性传感器进行体内校准的需求。

在一个示例性实施方案中，葡萄糖特异性传感器具有带导电表面的基底、干扰层、酶层和葡萄糖限制层。葡萄糖特异性传感器被插入患者体内以接触患者的体液，诸如血液或ISF。在本公开中，对ISF中的葡萄糖感测的引用也应适用于血液中的葡萄糖感测。外葡萄糖限制层被构造为将确定水平的葡萄糖从血液或ISF传递到酶层，但有效地阻挡血液或ISF中的大量诸如超过95％的活性电化学污染物进入酶层。酶层包含与葡萄糖反应以生成H₂O₂的GOx酶。位于酶层与导电表面之间的干扰层阻挡酶层中几乎所有的活性电化学污染物到达导电表面，同时使H₂O₂自由地传递到导电表面。H₂O₂与通常是铂的导电表面发生反应，其中所述反应生成在导电表面上流动到传感器的电子器件的自由电子。通过H₂O₂反应生成的电流与患者的血液或ISF中的葡萄糖浓度成正比，并且称为“葡萄糖电流”。尽管葡萄糖限制层已经阻挡了超过95％的活性电化学污染物，并且其余大部分被阻挡在干扰层中，但仍可能有少量活性电化学污染物传递到导电表面，其中它们与导电表面发生反应以形成称为“污染物电流”的电流。然而，由于对活性电化学污染物的有效阻挡，污染物电流这样小以使得它在计算和传达血糖水平方面不具有有意义的影响。根据葡萄糖特异性传感器的特异性构造，葡萄糖电流可以是污染物电流的100倍、500倍、1000倍或甚至10,000倍。正是此极高的信号(葡萄糖电流)与噪声(污染物电流)比率使得从传感器流出的总电流能够仅归因于葡萄糖电流。

在具体实施方案中，葡萄糖限制层包含分子量(MW)＞100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与分子量＞100,000道尔顿的水溶性聚合物物理交联。观察并测试了此构造，以阻挡超过95％的活性电化学污染物传递到酶层中，同时仍将足够水平的葡萄糖从患者的血液传递到酶层中。以此方式，少于5％的活性电化学污染物到达酶层。物理交联意指聚合物通过非共价键合(诸如配方中两种聚合物之间的氢键合或疏水相互作用)交联。例如，在一些实施方案中，物理交联是呈聚氨酯与水溶性聚合物之间的氢键合的形式。干扰层还被配置为进一步阻挡活性电化学污染物。在一个示例中，干扰层包含吡咯和苯二胺(PDA)，其中PDA可以是聚(对苯二胺)(即，p-PDA)或聚(间苯二胺)(即，mPDA)。调节用于聚合PDA的溶液的pH值以调整干扰层的形成，这继而确定了被干扰层阻挡的电活性污染物的尺寸。根据本公开的测试结果表明，这种干扰层可阻挡几乎所有的活性电化学污染物到达基底的导电表面。实现了这样阻挡污染物，同时使干扰层足够薄以使所述干扰层传递高水平的H₂O₂。通过阻挡几乎所有的活性电化学污染物并且传递极高水平的H₂O₂，在导电表面处生成的任何电流将主要是通过H₂O₂生成的电流，并且来自活性电化学污染物的电流将几乎为零或者至少很小，以至于它是这种很小的噪声信号，使得它对葡萄糖水平的测量不具有明显影响。

有利地，当葡萄糖特异性传感器处于体内环境中时，其电流原始响应在不具有截距(零基线)的情况下与体内葡萄糖浓度呈线性关系。随着体内基线的消除，葡萄糖特异性传感器显著减小了针对葡萄糖特异性传感器的个体受试者差异，这导致消除了患者针对葡萄糖特异性传感器的体内SMBG校准。此外，由于灵敏度响应的增强稳定性，葡萄糖特异性传感器在传感器的整个使用寿命期间不必由用户进行现场校准。以此方式，一旦葡萄糖特异性传感器已在工厂进行了校准，其就永远不需要再次校准。通过消除对现场校准的需要，葡萄糖特异性传感器能够用更简单的电子器件进行操作，并且避免了疼痛的手指针刺的需要。

本公开涉及葡萄糖特异性分析物传感器的结构和工艺，即，生物传感器被构造为仅由于患者体液中存在葡萄糖而生成电流，并且能够基本上消除来自所有污染物的电干扰。此外，本装置和方法描述了针对CGM葡萄糖特异性传感器的新颖层和过程，所述新颖层和过程在无需用户进行任何手指针刺校准的情况下实现准确操作。重要的是，这使得葡萄糖特异性传感器能够立即用于任何人，从而消除了针对每个单独用户进行校准的需要。替代地，所需要的只是工厂校准，其相比于传统CGM装置在易用性方面提供了巨大的优势。

对于CGM传感器，通常用电绝缘层包裹铂层，并且在制造过程期间去除绝缘层的带以暴露导电线(例如，铂导线)的限定和限制部分，这将所述铂区域暴露于酶层。必须非常准确地且精确地去除此带，因为这会影响传感器的总体电灵敏度。正如预期的那样，准确地形成此带增大了制造过程的费用、复杂性和不确定性。

在酶层与铂层之间进行直接接触具有缺点。首先，铂导线的暴露部分的实际有用暴露区域因氧化污染而基本上减少，这也可能导致不可预测的且不期望的灵敏度结果。为了克服此缺陷，传感器必须经过复杂的且持续的校准。此外，铂导线与参比电极之间的偏置电压必须设定得相对较高，例如在0.4V-1.0V之间。需要这样高的偏置电压将电子吸入铂导线中，但这样高的偏置电压也会作用来将来自血液或ISF中的污染物吸引到传感器中。这些污染物诸如对乙酰氨基酚、抗坏血酸和尿酸干扰化学反应，从而导致错误的且误导性的葡萄糖水平读数。

由于这些活性污染物在不同患者体内以不同水平存在，并且随时间推移在同一患者体内以不同水平存在，因此常规CGM传感器必须针对每个单独用户进行初始校准，并且针对单独用户进行多次校准。例如，将患有慢性疼痛并且每天服用对乙酰氨基酚的患者与未服用任何对乙酰氨基酚的患者相比。如果两个患者具有相同的实际血糖，则由于对乙酰氨基酚的电化学反应，服用对乙酰氨基酚的患者将在传感器中生成更高的电流。因此，如果传感器仅依赖于工厂校准，则服用对乙酰氨基酚的患者的CGM将报告与其他患者相比高得多的血糖水平。由于这是完全不可接受的，因此每个患者必须用一次或多次手指针刺测试来校准他们的CGM，以将CGM校准到对乙酰氨基酚的水平。继续这个示例，如果处于疼痛中的患者改善并降低对乙酰氨基酚使用水平，或者另一个患者受伤并开始服用对乙酰氨基酚，则两个CGM将显示错误的读数，并且将需要由每个患者使用手指针刺测试进行现场重新校准。

活性电化学污染物诸如对乙酰氨基酚、抗坏血酸和尿酸的存在导致生成不希望的电信号或电流，这与响应于葡萄糖的存在而生成的电信号相加。因此，由CGM的电子器件接收到的所得的电信号具有由于葡萄糖引起的分量和由于污染物的存在引起的分量。除非CGM能够准确地考虑到和去除干扰信号的影响，否则所得的葡萄糖读数将不准确并且对患者用处不大。为了弥补污染物，常规CGM装置在CGM电子器件中需要复杂的校准算法，这些校准算法依赖于与用户从手指针刺血糖测量中得到的结果进行定期比较。更正式地称为血糖自我监测(SMBG)的手指针刺过程是已确立的过程，其中用户用刺血针针刺自己并且允许一滴血吸入外壳中，并且几秒钟后向用户显示血糖水平。由于每个人的血液、饮食习惯和生理机能不同，因此必须针对每个人单独校准CGM装置。为了校准常规CGM，用户插入CGM并开始连续监测过程。用户可能会注意到CGM正给出与实验室结果大不相同的读数，或者CGM单元本身可能指示需要手指针刺(SMBG)校准。用户等待直到他们认为自己的葡萄糖水平稳定并获得手指针刺读数。然后，他们例如通过使用无线连接到CGM的智能手机将手指针刺读数录入到CGM中。然后CGM重新校准其算法以弥补污染物的存在。由于传感器的灵敏度随时间推移而变化，因此用户不得不在两周周期内多次重新校准CGM的情况并不少见。

现在参考图1A的流程图，示出了制造和校准生物传感器的现有技术方法10。在步骤11中制造传感器，并且然后在步骤12中对传感器进行工厂校准。在步骤13中包装传感器并且将其运送给医师或直接运送给用户。在步骤14中，用户将CGM和电子器件粘附到他们的身体，并且在步骤15中皮下插入新传感器。然后，有时必须由用户在步骤16中校准CGM电子器件。步骤16的此校准首先通过来自CGM的显示器的指示或者通过与实验室结果或手指针刺的比较让用户认识到CGM读数已经变得不准确。在开始校准过程之前，用户等待一定已知血糖稳定时段，进行手指针刺(SMBG)，并且然后将手指针刺读数录入到CGM中。CGM执行内部校准过程并且根据新校准因子开始处理葡萄糖信息。由于皮下传感器只能使用一定时间段，而电子器件通常可重复使用，因此用户可能会不时插入新传感器(步骤15)。如由图1A的流程图中的步骤15和16的循环所示出的，每个传感器通常在其可用时段期间将被校准一次或多次。

图1A的现有技术CGM是皮下插入体内以实时测量血糖水平的传感器。CGM传感器由两部分组成：导线探针和电子发射器。将导线探针插入身体的间质液中以进行葡萄糖测量。电子器件连接到探针并记录来自探针的信号、计算葡萄糖转化率并且根据需要传输数据。为了使用CGM传感器，必须首先在工厂处进行校准，并且然后再针对单独用户进行校准。由于已经到达工作导线的污染物，工作导线导体上的电信号包括来自污染物的电噪声和电流。必须考虑到这些噪声和污染物信号以获得准确读数。

图1B示出了现有技术CGM传感器的电响应的灵敏度图表18。图表18是具有表示存在于用户体内的血糖水平的X轴的图，所述血糖水平通常以毫克每分升(mg/dL)为单位进行测量。Y轴表示在工作导线上流动的电流(传感器电流)的量，所述电流的量通常以纳安(nA)为单位进行测量。如灵敏度图表18所示，三个用户响应通过三条不同虚线L1、L2和L3示出。这些用户响应可能来自三个不同用户或者可能来自在不同时间处的同一用户。如可看出的，虽然用户响应中的每一者都是线性的，但每个都具有非常不同的基线——分别针对线L1、L2、L3标记为B1、B2、B3。此基线是血糖水平为零时的传感器电流并且表示归因于噪声或污染物干扰的传感器电流的量。如上所讨论，必须在用户特定的校准过程中考虑到这种噪声/污染。如可看出的，传感器的响应通常是线性的并且遵循Y＝AX+B的代数方程式，其中A(线的斜率，随着运行上升)是葡萄糖灵敏度，并且B是基线。一般来讲，值“A”表示传感器对葡萄糖的灵敏程度，并且值“B”表示传感器对葡萄糖的特异性程度。现有技术的CGM传感器通常具有非常高的体内基线，这是由体内干扰化合物诸如对乙酰氨基酚、抗坏血酸和尿酸引起的。

由于响应于活性电化学污染物而生成的噪声和不希望电流，现有技术CGM监测器必须针对每个单独的用户进行校准，并且通常需要在传感器在单个用户上的生命周期期间进行连续校准。这导致了对更强大处理器、更多存储空间的需要以及关于准确性的不确定性。此外，现场校准过程通常需要手指针刺，这与CGM系统提供的益处适得其反。

葡萄糖特异性传感器的工作导线

现在参考图2，示出了连续葡萄糖特异性传感器的工作导线20。工作导线20构造有可以是例如钽的基底22。应理解，可使用其他基底诸如如在名称为“Working Wire for aBiological Sensor”并且于2021年5月3日提交的美国专利申请号17/302,415中所阐述的Cr-Co合金；或如在在名称为“A Carbon Working Electrode for a ContinuousBiological Sensor”并且于2019年4月5日提交的共同未决美国专利申请号16/375,887中所阐述的具有碳化合物的塑料基底；所有这些文献据此以引用方式并入。应理解，可使用其他基底材料。一般来讲，基底22具有是导电材料的导电表面(即，外表面)。导电表面可以是金属，并且可包括铂、铂/铱合金、铂黑、金或其合金、钯或其合金、镍或其合金、钛及其合金。导电表面可包括不同形式的碳，诸如包括纳米管、富勒烯、石墨烯和/或石墨的一种或多种碳同素异形体。导电表面还可包括碳材料，诸如抗磁性石墨、热解石墨、热解碳、炭黑、碳膏或碳墨。在图2的实施方案中，基底22具有连续层23，所述连续层是基底的导电的外表面。在此实施方案中，连续层23将被描述为铂，尽管可如贯穿本公开所述使用其他导电材料。此铂层可通过电镀或沉积工艺提供，或者在一些情况下可使用拉制填充管(DTF)工艺形成。应理解，可使用其他工艺来施加铂连续层23。

基底22、铂连续层23、干扰层24、酶层25和葡萄糖限制层27形成工作导线20的关键方面。应理解，可根据被测试的特定生物制品和应用特定的需求添加其他层。在一些情况下，基底22可具有芯部分28。例如，如果基底22由钽制成，则可提供钛或钛合金的芯以提供附加强度和平直度。其他基底材料可将其他材料用于其芯28。

干扰层24施加在铂连续层23之上。下面将详细描述的此干扰层完全包住铂连续层23，并且设定在铂连续层23与酶层25之间。此干扰层24被构造为完全包裹铂，从而保护铂免受进一步氧化作用。干扰层24还被构造为基本上限制较大污染物分子诸如对乙酰氨基酚的传递，以减少可到达铂并使电信号结果偏差的污染物。此外，干扰层24能够将受控水平的过氧化氢(H₂O₂)从酶层传递到铂层，从而提高灵敏度、稳定性和准确性。然后将酶层25施加在干扰层24之上，并且最后将葡萄糖限制层27层叠在酶层25的顶部上。正如下面将全面讨论的，葡萄糖限制层27被构造和配制为阻挡或排斥大量诸如超过95％的存在于患者的血液中的活性电化学污染物，同时仍将足够的葡萄糖传递到酶层中。工作导线20必须能够承受暴露于灭菌体29，所述灭菌体可以是例如环氧乙烷(EtO)气体。

现在参考图3A，示出了根据一些实施方案的葡萄糖特异性传感器30的横截面。葡萄糖特异性传感器30具有工作电极31，所述工作电极与参比电极32协作以提供可用于确定患者的血液或ISF中的葡萄糖水平的电化学反应。尽管传感器30被示出为具有一个工作电极31和一个参比电极32，但应理解，其他实施方案可使用多个工作电极、多个参比电极和反电极。还应理解，传感器30可在工作电极31与参比电极32之间具有不同物理关系。例如，工作电极31和参比电极32可分层布置、螺旋布置、同心布置或并排布置。应理解，许多其他物理布置可与本文的公开内容一致。

工作电极31具有导电部分，所述导电部分对于葡萄糖特异性传感器30被示出为导电线33。此导电线33可以是例如固体铂、在较廉价的金属、碳或塑料上的铂涂层。换句话讲，在一些实施方案中，导电线33可以是导线的导电表面(即，导电层)。应理解，可使用与本公开一致的其他电子导体。工作电极31还具有干扰层34、酶层35和葡萄糖限制层36。葡萄糖限制层36可用于限制污染物和被接收到酶膜35中的葡萄糖的量。在本公开中，葡萄糖限制层也可称为葡萄糖限制膜，酶层也可称为酶膜，并且干扰层也可称为干扰膜。

葡萄糖特异性传感器30被插入患者体内以接触患者的体液，诸如血液或ISF。外葡萄糖限制层36被构造为将确定水平的葡萄糖从血液或ISF传递到酶层，但有效地阻挡血液或ISF中的大部分诸如超过95％的活性电化学污染物进入酶层35。酶层35包括与葡萄糖反应以生成H₂O₂的GOx酶。位于酶层35与基底的导电表面(导电线33)之间的干扰层34阻挡酶层35中几乎所有的活性电化学物质到达导电表面，同时使H₂O₂自由地传递到导电线33的导电表面。在一些情况下，干扰层34向传感器30提供超过1000nA/mM的电灵敏度。

H₂O₂与通常是铂的导电表面发生反应，其中所述反应生成在导电线33的导电表面上流动到传感器的电子器件的自由电子。通过H₂O₂反应生成的电流与患者的血液或ISF中的葡萄糖浓度成正比并且称为“葡萄糖电流”。尽管葡萄糖限制层36已经阻挡了大部分(例如，超过95％)的活性电化学污染物，并且大部分其余污染物被干扰层34阻挡，但仍可能有微量活性电化学污染物传递到导电表面(导电线33)，其中它们与导电表面发生反应以形成称为“污染物电流”的电流。然而，由于葡萄糖限制层36和干扰层34对活性电化学污染物的有效阻挡，污染物电流这样小以使得它在计算和传达血糖水平方面不具有有意义的影响。根据葡萄糖特异性传感器30的特异性构造，葡萄糖电流可以是污染物电流的100倍、500倍、1000倍或甚至10，000倍。正是此极高的信号(葡萄糖电流)与噪声(污染物电流)比率使得从传感器30流出的总电流能够仅归因于葡萄糖电流。在一些实施方案中，葡萄糖限制层36(GLL)阻挡大于95％的活性电化学污染物进入酶层35，从而使小于5％的活性电化学污染物传递到所述酶层中。在一些实施方案中，GLL阻挡大于97％的来自患者的对乙酰氨基酚进入酶层，从而使小于3％的患者的对乙酰氨基酚传递到所述酶层中。在一些实施方案中，GLL阻挡大于99％的来自患者的抗坏血酸进入酶层，从而使小于1％的患者的抗坏血酸传递到所述酶层中。

在一些实施方案中，葡萄糖限制层36被配制和构造有分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与分子量大于100,000道尔顿的水溶性聚合物物理交联。聚氨酯可以是例如热塑性有机硅聚醚聚氨酯或热塑性有机硅聚碳酸酯聚氨酯。在一些实施方案中，葡萄糖限制层的水溶性聚合物可包括用于与聚氨酯物理交联的聚丙烯酸、聚乙烯醇(PVA)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)或聚(环氧乙烷)(PEO)或其他水溶性聚合物。此构造使葡萄糖限制层能够高度有效地阻挡或排斥活性电化学污染物诸如对乙酰氨基酚、尿酸和抗坏血酸。阻挡或排斥可能是由于污染物的键合或由于基于电荷的相互作用。例如，污染物可能变成氢键合到PVP，因此被防止穿过葡萄糖限制层36。在另一个示例中，PVA或聚丙烯酸可用作电荷排斥材料，从而抑制某些污染物穿过。

在关于本公开执行的实验测试中，观察和测试到了葡萄糖限制层36本身可排斥或阻挡患者的血液中的超过95％的活性电化学污染物。事实上，如下表1所示，与不具有葡萄糖限制层的裸传感器的控制情况相比，葡萄糖限制层36阻挡约97％的对乙酰氨基酚和99.5％的抗坏血酸。对于几乎所有的活性电化学污染物都观察到类似的阻挡率和有效性。

表1

此外，葡萄糖限制层36可基本上限制或设定可到达酶膜35的葡萄糖的量，例如仅允许传递1000个葡萄糖分子中的约1个。通过严格限制可到达酶膜35的葡萄糖的量，改善了总体响应的线性度。葡萄糖限制层36还允许氧气行进到酶膜35。葡萄糖检测的关键化学过程发生在酶膜35内。通常，酶膜35具有分散在酶膜35内的一个或多个葡萄糖氧化酶(GOx)。当一个葡萄糖分子和一个氧(O₂)分子在存在葡萄糖氧化酶的情况下结合时，形成一个葡糖酸盐分子和一个过氧化氢分子。然后过氧化氢通常既分散在酶膜35内又分散到干扰膜34(其在本公开中也可称为干扰层)中。

以下三个性能特性对于干扰层34的有效性和合意性是重要的：它的灵敏度、稳定性和污染物阻挡。灵敏度是所述水平的过氧化氢的量度，必须在穿过干扰膜34的工作电极表面处接收所述水平的过氧化氢以生成足够的自由电子来用于准确测量。一般来讲，高度期望干扰层34具有更大灵敏度，因为这允许在较低电压和偏置电流下操作并且降低检测信号中的噪声水平，这导致更准确的测量。在实施方案中，干扰层34制作得足够薄以传递足够的H₂O₂来生成至少1000nA/mM诸如1000至3000nA/mM的H₂O₂。凭借这种极高灵敏度，响应于H₂O₂生成的信号压倒了通过活性电化学污染物生成的任何噪声。换句话讲，由于活性电化学污染物而生成的任何电信号都是展低限度的，并且对CGM呈现的葡萄糖读数不具有实际影响。

更好的稳定性有助于形成更期望的干扰层34。稳定性是指过氧化氢反应随时间推移而变化的程度。更高的稳定性导致较不复杂的校准以及具有更长使用寿命和更可靠结果的传感器。因此，期望干扰层34具有更好的灵敏度和稳定性特性。

在一些实施方案中，干扰膜34不传导电子，但是传导离子。在实践中，可使用例如聚邻氨基苯酚(POAP，或聚(邻氨基苯酚))、聚吡咯、聚苯胺和/或聚(苯二胺)来构造特别有效的干扰膜。例如，由选自氨基苯酚、苯胺、苯二胺、吡咯或其组合的单体制成的聚合物可用于干扰膜34。在具体示例中，干扰膜可包含吡咯和苯二胺。可使用电沉积工艺将一个或多个单体沉积到导电线33(例如，铂或涂覆有铂)上，其厚度可被精确控制以使得可预测水平的过氧化氢能够通过干扰膜34传递到导电线33。此外，可调节单体溶液的pH水平和/或盐浓度以设定干扰膜34的期望选择渗透性。例如，可有利地调节pH值和/或盐浓度以显著阻挡较大分子诸如对乙酰氨基酚的传递，从而减少可到达导电线33的污染物。应理解，可使用其他材料。例如，干扰层可包含已由以下项电聚合的聚合物：苯胺、萘酚、苯二胺、2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、对苯二胺，吡咯、衍生吡咯、氨基苯基硼酸、噻吩、卟啉、苯胺、苯酚或苯硫酚或其共混物。

有利地，通过调节用于形成干扰层的单体溶液的pH值和/或盐浓度，可调节所述层的选择渗透性以进一步阻挡传递到酶层35中的少数污染物，并且可通过使干扰层34更薄来增大穿过以到达导电表面的H₂O₂的水平。以此方式，可忽略可归因于活性电化学污染物的电信号水平，并且由于葡萄糖的存在可充分考虑导体上的电流。因此，传感器30是葡萄糖特异性传感器并且不受由用户身体中不同量的活性电化学污染物引起的变化的影响。此改进使得能够消除现场手指针刺校准，并且替代地允许仅在工厂内校准传感器30。

干扰膜34层叠在工作电极31中的导电线33(例如，铂导线)与酶膜35之间。一般来讲，干扰膜34作为单体与选定的添加剂一起施加，并且然后在导电线33上原位聚合。

此干扰膜34可以非常一致且共形的方式电沉积到导电线33上，由此降低制造成本以及提供更可控且可重复的层形成。干扰膜34不传导电子，但是将以预选速率传递离子和过氧化氢。此外，干扰膜34可被配制为对于特定分子选择渗透。在一个示例中，干扰膜34以限制活性分子传递的方式配制和沉积，所述活性分子可充当污染物使导电线33劣化或者可干扰电检测和传输过程。

有利地，干扰膜34与已知绝缘层相比提供了降低的制造成本并且能够更精确地调控过氧化氢分子到下面的导电线33的宽表面区域的传递。此外，可定制干扰膜34的配方以允许限制或拒绝某些分子传递到下面的层，例如限制或拒绝大分子或特定目标分子的传递。

干扰膜34是完全包围铂导线(即，导电线33)的涂层。以此方式，避免了如在常规传感器中提供通过绝缘层的窗口的开销和不确定性。因此，干扰膜34可以具有可预测且一致的过氧化氢传递的方式精确地涂覆或沉积在导电线33上。此外，过氧化氢与导电线33的表面之间的允许相互作用区域明显增大，因为相互作用可发生在沿着导电线33的任何地方。干扰膜34能够提高导电线33的表面中过氧化氢分子之间的相互作用水平，使得电子的产生比现有技术工作电极显著放大。干扰膜使得传感器能够在更高的电子电流下操作，从而减小传感器对来自污染物的噪声和干扰的易感性，并且进一步使得能够在外壳中使用较不复杂且较不精确的电子器件。在一个非限制性示例中，在更高电子流下操作的能力允许传感器的电子器件使用更多标准运算放大器(op-amp)，而不是现有技术传感器系统所需的昂贵的精密op-amp。所得的改善信噪比允许实现简化滤波以及精简校准。

此外，在制造过程期间，可在沉积干扰膜34之前去除导电线33的外表面上的氧化。由于干扰膜34作用来密封导电线33，因此可明显降低氧化水平，再次允许更大的相互作用表面并且进一步放大葡萄糖信号，从而导致更高的电子流并且实现更高的信噪比。以此方式，本公开的干扰层通过消除不期望的氧化作用来防止铂的电界面结垢。

传感器30还具有与工作电极31分开的参比电极32。以此方式，工作电极的制造得到简化，并且可以有助于明显改善的稳定性和性能的一致性来执行。在一些实施方案中，参比电极32由银或氯化银37构成。

传感器30在不需现场用户校准的情况下实现准确且稳定的血糖读数。即，由于高水平的污染物排斥，来自噪声和污染物生成的电流的影响被消除，或者至少几乎被消除。正是葡萄糖限制层36、酶层35和干扰层34的组合协作并聚合，以去除对现场用户校准诸如手指针刺校准的需要。极低(或接近于零)的体内基线是通过本文所述的新型传感器膜结构和工艺实现的。体内干扰化合物被所有三个膜层的组合阻挡，并且适量的葡萄糖可渗透到传感器中，这导致生成高度准确且稳定的体内葡萄糖特异性传感器。例如，葡萄糖限制层与干扰层协作以阻挡超过99％、或超过99.9％、或超过99.99％的活性电化学污染物传递到工作导线的导电表面。如本文所述，通常存在产生电流的活性污染物，所述电流干扰由于用户的体液诸如ISF或血液中存在葡萄糖而生成的电信号。然而，葡萄糖特异性传感器30被构造为消除或几乎消除活性污染物，并且因此消除或几乎消除来自活性污染物的任何噪声或负面电化学影响。实际上，已经发现在与本公开相关的测试期间使用葡萄糖特异性传感器30与已知传感器相比以高达污染物的量的500倍到1000倍降低了电活性污染物的影响。因此，来自所有污染物的聚集电流噪声小于由于用户的血液中存在葡萄糖而生成的电流的约0.5％，并且在许多情况下小于0.1％。例如，由于对活性电化学污染物的阻挡，可响应于体内患者葡萄糖浓度生成大于99％的电流，使得小于1％或小于O.5％或小于O.1％的所生成的电流是由于活性电化学污染物的电化学反应引起的。

传感器的零基线结构使用葡萄糖特异性监测产品实现工厂校准，而无需附加SMBG手指针刺校准。凭借接近零的基线，可更准确地计算葡萄糖传感器，而无需任何SMBG体内校准。此外，传感器通常散装以进行分发，例如以25个、100个或甚至1000个为一组。由于本传感器的接近零的截距，葡萄糖特异性传感器分布组中的任何传感器都可用于任何患者，而无需任何现场手指针刺校准。

现在参考图3B，其示出了灵敏度图表38。灵敏度图表38类似于参考图1B讨论的灵敏度图表18，但其示出了葡萄糖特异性传感器诸如葡萄糖特异性传感器30的零基线结果。具体地，用户响应虚线可表示许多不同用户，或者在许多不同时间处的同一用户。无论哪种方式，用户响应在所有情况下都几乎相同，并且用户响应在零处穿过X轴和Y轴，这称为“截距”。因此，葡萄糖特异性传感器30具有零或接近零的截距，并且因此不需要现场用户校准，而是可完全依赖于运送给用户之前的工厂校准。当患者的实际体内葡萄糖浓度为零时，响应于患者的体内葡萄糖浓度而生成的电流可例如小于0.2nA。此外，由于葡萄糖特异性传感器的一致用户响应，增大了所得的葡萄糖读数的可信度和准确性。

如参考图3A和图3B所讨论的，对二十三个葡萄糖特异性传感器进行了制作、测试和工厂校准。体内葡萄糖灵敏度和体内基线针对23个葡萄糖特异性传感器计算并且间质性插入人体，如下表2所示。传感器的灵敏度是使用利用参考SMBG(手指针刺)点计算的最佳拟合来建立的。所有23个葡萄糖特异性传感器都具有约介于0.03nA/mg/dL与0.05nA/mg/dL之间的异常葡萄糖灵敏度。此外，葡萄糖特异性传感器具有接近93％的平均准确性。测试葡萄糖特异性传感器具有测试软件算法，所述测试软件算法使得传感器数据能够在-3nA至+5nA的范围内的若干个基线校正值处进行评估。当基线校正安培数设定为0.0时，始终找到最佳拟合灵敏度。因此，对超过23个葡萄糖特异性传感器的测试坚定地证实，所述传感器具有异常准确的灵敏度，而无需基线补偿。由于所有传感器的基线值实质上为零，因此这些传感器不需要针对单独用户进行校准，而是可仅在简单的工厂校准之后由任何人使用。

为了获得每个传感器相对于参考SMBG值的最佳体内准确性，确定了每个传感器的体内基线。23个传感器中的大多数的体内基线值为零，剩余传感器的体内基线也非常接近零。接近零基线值的那些传感器表明葡萄糖特异性传感器对葡萄糖并且仅对葡萄糖具有真正的特异性响应。

表2(MARD＝平均绝对相对差异)

现在参考图3C，示出了灵敏度图表39。灵敏度图表39类似于参考图3B讨论的灵敏度图表38，但其示出了葡萄糖特异性传感器诸如葡萄糖特异性传感器30的基线结果。具体地，用户响应虚线可表示许多不同用户，或者在许多不同时间处的同一用户。无论哪种方式，用户响应在所有情况下都几乎相同，并且用户响应在基线值C(即截距)处穿过Y轴。C是常数。因此，葡萄糖特异性传感器30不需要现场用户校准，但可在运送给用户之前完全依赖于工厂校准来去除即使不是全部也是大部分的值C。此外，由于葡萄糖特定传感器的一致用户响应，所得的葡萄糖读数的可信度和准确性得以增大。以此方式，葡萄糖特异性传感器提供所有用户或所有时间的任何一个用户都将具有带恒定基线的用户响应。正是这个恒定基线使得能够避免现场用户校准。应理解，在一些情况下，基线在Y轴上可为零、接近零或处于恒定电流。

现在参考图4，描述了用于制作工作导线的干扰层的过程40的流程图。在干扰层的一些实施方案中，将干扰化合物电沉积到导电基底上，并且将酶层施加到干扰化合物之上。根据特定分子量，干扰化合物是不导电的、离子通过的和选择渗透性的。此外，它以薄且共形的方式电沉积，从而能够更精确地控制过氧化氢从酶层到导电基底的流动。在一些实施方案中，干扰材料是通过将单体与弱碱性缓冲液混合并且然后将混合物电聚合成聚合物而制成的。缓冲液可包含盐诸如NaCl或KCl，以调节单体溶液的pH值，并且因此调整电聚合过程以调节干扰层的选择渗透性。

在一些实施方案中，干扰膜不传导电子，但是传导离子。干扰膜可使用包含例如吡咯、苯二胺(PDA)、氨基苯酚或苯胺中的一者或多者的单体来构造。单体在导电基底上聚合。例如，吡咯可聚合以形成聚吡咯，PDA可聚合以形成聚(苯二胺)，或者邻氨基苯酚(邻氨基苯酚)可聚合以形成聚邻氨基苯酚(POAP)，或者苯胺可聚合以形成聚苯胺。以苯二胺为例，可使用电沉积工艺将对苯二胺沉积到导电线33(例如，铂或涂覆有铂)上，其厚度可被精确控制以使得可预测水平的过氧化氢能够通过干扰膜34传递到导电线33。此外，可调节包含p-PDA的单体溶液中的pH水平和/或盐的使用以设定干扰膜34的期望选择渗透性。例如，可有利地调节pH值和/或盐的使用(单体溶液中盐的选择和浓度)以显著阻挡较大分子诸如对乙酰氨基酚的传递，从而减少可到达导电线33的污染物。应理解，可使用其他材料。例如，干扰层可包含已由以下项电聚合的聚合物：苯胺、萘酚、苯二胺、2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、对苯二胺，吡咯、衍生吡咯、氨基苯基硼酸、噻吩、卟啉、苯酚或苯硫酚或其共混物。应理解，可使用其他单体。在一个更具体示例中，单体是2-氨基苯酚并且缓冲液是pH值约为8的磷酸盐缓冲盐水(PBS)。将单体和缓冲液混合并电聚合成聚合物聚邻氨基苯酚(POAP)。然后将POAP电沉积到导电基底上。POAP的选择渗透性可通过缓冲液的pH值例如通过添加氢氧化钠(NaOH)或盐酸(HCl)来进行调节。

过程40示出了干扰层34的一种示例性构造，其中干扰膜应使用苯二胺(PDA)作为示例来描述。PDA是非导电单体并且可聚合，诸如使用溶液或溶液混合物以促进聚合。如框42所示，选择单体诸如PDA、吡咯、苯胺、氨基苯酚或其共混物。共混物可包括主要单体以及一种或多种共聚单体。单体与共聚单体的百分比可以是例如80％的主要单体与20％的共聚单体。在其他实施方案中，与共聚单体的量相比，主要单体的范围可为20％至80％。在更具体示例中，干扰层的聚合物由单体和共聚单体形成，单体是苯二胺，并且共聚单体是吡咯。在另一个示例中，单体是苯二胺并且共聚单体可包含2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、对苯二胺、吡咯、衍生吡咯或苯胺中的一者或多者。框42还可涉及选择要在单体溶液中使用的任何添加剂。在框43中，将单体诸如与水、NaOH、HCl或其他溶剂混合成单体溶液。在一个示例中，在1mM至200mM的范围内制备单体浓度。在一些实施方案中，出于既促进聚合又使得PDA能够混合成可用凝胶的目的，选择液化缓冲溶液作为溶剂。合适的缓冲溶液可以是例如10mM至200mM范围内的磷酸盐缓冲盐水(PBS)。在一个实施方案中，将PDA、缓冲溶液和任何其他添加剂混合成凝胶或膏以用于例如自动化应用过程中。

然后如框44所示，将此单体溶液凝胶或膏以足够薄的层施加到导电基底，以允许传递高水平的H₂O₂，如前所述。一般来讲，此导电基底具有铂外表面，例如通过浸没、浸渍、涂覆或喷涂来将凝胶施加到所述铂外表面上。应理解，可使用其他工艺诸如电沉积或其他沉积工艺。应理解，在框44中，可根据方法和施加过程以诸如20℃至60℃的范围内的受控温度以及在诸如环境压力的压力下沉积干扰层。一旦凝胶已经以期望厚度均匀地施加到导电基底，单体就聚合以形成PDA聚合物，如框45所示。

在一些实施方案中，框45的聚合过程涉及电聚合，所述电聚合可涉及循环伏安法过程46或恒电位的施加47或两者的组合。当以组合使用时，可在施加恒电位47之前或之后执行循环伏安法过程46。循环伏安法过程46涉及窗口范围、起动电压和循环次数。也称为扫描的每个循环涉及将电压从零增大到特定的正电压，然后将电压减小到特定的负电压，然后使电压返回到零。在一个示例中，与常规伏安法循环次数(例如，常规地2次至10次扫描)相比，应用循环伏安法的电压循环次数增加，并且在一些情况下添加附加循环。因此，在一些实施方案中，循环伏安法比常规方法应用更长的时间和/或更多的周期。在本公开中已经发现，将循环次数增加到超过10次循环得到干扰层，所述干扰层能够防止由于暴露于消毒气体而引起的负面影响。在一些实施方案中，可使用在2mV/s至200mV/s范围内的循环电压施加的扫描速率、在-0.5V至0.5V范围内的起动电压以及对Ag/AgCl电极的-1V至2V的电压范围，但应理解，这些窗口范围可根据特定配方和专用需求进行调节。此外，恒电位聚合过程47可代替循环伏安法过程46或与所述循环伏安法过程一起使用。在一些实施方案中，在100秒至2000秒的范围内的时段内施加对Ag/AgCl电极的在+100mV至600mV的范围内的恒定电压得到干扰层，所述干扰层已被发现能够实现期望污染物保护以及对过氧化氢的传递的有利控制。施加恒电位可有益地稳定干扰层、提高性能并减少体内校准的需要。

干扰层有益地用作微孔隙材料，其中层的聚合物链中的“孔隙”允许某些尺寸的分子穿过。通过控制“孔隙”的尺寸和数量以及干扰层的厚度，可控制将被干扰层阻挡的污染物的尺寸，同时仍使得H₂O₂能够穿过。可通过用于形成干扰层的电聚合工艺将此选择渗透性设计到干扰层中。干扰层有益地原位形成在导电基底上，从而使得干扰层能够适形于导电基底。

在一些实施方案中，可在单体溶液中利用盐(例如，NaCl或KCl)以实现干扰层的期望渗透性以及改善电聚合过程的效率。关于渗透性，可选择盐的类型以实现层的“孔隙”的期望尺寸，并且可调整盐的浓度以实现期望的“孔隙度”的量。例如，减小盐的浓度将使干扰层对污染物的渗透性减小。实施方案平衡了单体溶液中盐的浓度以实现对污染物的充分阻挡，同时保持对H₂O₂的渗透性。还可调节单体溶液中的盐的浓度以影响电聚合过程的效率，并且因此影响层的均匀性。具体地，盐改变溶液的电导率和渗透压(可以去离子水或PBS作为主要溶剂)，其中较高的电导率将增大电聚合过程期间流动通过溶液的电流。当在电聚合期间施加电压(诸如通过图4的循环伏安法46和/或恒电位47)时，电流流动通过单体溶液并导致单体聚合。在聚合期间，导电基底上的聚合材料堆积，其中所述层将不规则地堆积在导电基底的表面上。较少材料堆积的区域可形成选择渗透网络，以使分子(例如，H₂O₂)穿过或被阻挡(例如，大于特定尺寸的污染物)。单体溶液的渗透压和电导率影响电流流动，并且因此影响聚合速率，由此影响干扰层的渗透性。

在一些实施方案中，可调节电聚合参数(例如，电压变化速率和电压窗口)以实现干扰层的期望厚度来保持过氧化氢渗透性。电聚合过程是自限制的，因为随着层堆积，所述层变成绝缘层，这导致电流减少并且因此导致聚合减少。通过调节单体溶液的电属性，实施方案有利地能够实现比常规自限制电聚合过程更薄的层。方法可包括调节磷酸盐缓冲盐水的盐浓度以调节溶剂的电导率以用于电聚合。例如，增大盐浓度可增大渗透压，并因此增大电导率。较高的电导率可诸如通过实现在目标厚度(例如，0.1μm至2.0μm)处自限制的聚合速率使电聚合更有效。此厚度可设计得足够薄以使得H₂O₂能够行进通过干扰层，同时阻挡污染物。

在一些实施方案中，在电聚合期间在指定的时间段(诸如大约30秒、或30秒至两分钟、或至少100秒、或至少两分钟、或十分钟至三十分钟)内保持恒电位在现有方法中唯一用于稳定干扰层。施加恒电位通过允许任何未发生反应的材料的反应完成和/或允许不需要的材料离开干扰层来有益地稳定所述层。稳定可由电压水平和恒电位的时间长度控制。

表3示出了针对具有如本文所公开的干扰层的工作导线的示例性实验结果。测试组A具有由PDA和吡咯制成的干扰层，并且测试组B具有由PDA制成的干扰层。如由表3可看出，与对照样本相比，两个测试组中干扰层的存在都改善了葡萄糖灵敏度并且极大地阻挡了对乙酰氨基酚。

表3

在一些实施方案中，干扰层的稳定性由电聚合之前的单体浓度控制。在一些实施方案中，干扰层的稳定性由电聚合温度控制。在一些实施方案中，干扰层的稳定性由电聚合的添加剂控制。添加剂可包含例如磷酸盐缓冲盐水、氯化钠(NaCl)或氯化钾(KCl)。

应理解，可使用其他方法来聚合单体以形成PDA聚合物。一旦干扰层已完全聚合，则酶层就可层叠或沉积在干扰层上。然后可通过添加附加层诸如葡萄糖限制层或保护层来完成工作导线。

现在参考图5，提供了用于制造工作导线的过程50的流程图。在过程50中，在框51中选择并提供导电基底。此导电基底可以是固体铂，或者可以是涂覆有铂层的较不昂贵的基底。在一些实施方案中，基底可以是例如钽、Co-Cr合金或塑料。应理解，可使用其他基底。在一些情况下，可提供碳导电基底。如框52所示，如图4和贯穿本公开所述来制备干扰膜，并且在一些情况下干扰膜可包括具有盐的缓冲溶液。在一些实施方案中，干扰膜化合物将被生产为可在自动化制造过程期间施加到基底的凝胶或膏。然后如框54所示将干扰膜化合物施加到导电表面。可通过例如浸渍、涂覆、沉积工艺(例如，电聚合)或喷涂来施加干扰膜化合物。应理解，可使用其他施加工艺。然后例如使用比常规循环伏安法具有更长时间或周期的循环伏安法和/或通过如参考图4所述的恒电位来聚合由单体组成的干扰膜化合物。

在已聚合干扰层之后，如框55所示施加酶层，诸如具有葡萄糖氧化酶(GOx)(诸如GO₂)的酶层。应理解，可根据待监测的特定物质使用其他酶。在一些情况下，如框56所示，可将葡萄糖限制层施加在酶层上。此葡萄糖限制层不仅可用于限制传递到酶层中的葡萄糖的水平，其还可向总体工作导线添加保护层和一定程度的生物相容性。

在实施方案中，用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器具有葡萄糖限制层、酶层、干扰层和基底。葡萄糖限制层包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与分子量大于100,000道尔顿的水溶性聚合物物理交联。酶层包含葡萄糖氧化酶(GOx)，所述GOx用于与来自患者的体液中的体内葡萄糖反应以生成过氧化氢(H₂O₂)。例如，体液可以是ISF。干扰层包含由吡咯、苯二胺(PDA)、氨基苯酚、苯胺或其组合形成的聚合物，其中酶层位于干扰层与葡萄糖限制层之间。基底具有与干扰层相邻的导电表面，所述导电表面用于携载响应于所述患者的体内葡萄糖浓度而生成的电流。

在一些实施方案中，葡萄糖限制层的水溶性聚合物包括用于与聚氨酯物理交联的聚丙烯酸、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚(环氧乙烷)或其组合。在一些实施方案中，葡萄糖限制层的聚氨酯是热塑性有机硅聚醚聚氨酯或热塑性有机硅聚碳酸酯聚氨酯。在一些实施方案中，水溶性聚合物可以是与热塑性有机硅聚醚聚氨酯或热塑性有机硅聚碳酸酯聚氨酯交联的聚乙烯吡咯烷酮。在一些实施方案中，使干扰层的聚合物在基底上电聚合。在一些实施方案中，干扰层的聚合物由单体和共聚单体形成，所述单体是对苯二胺；其中所述共聚单体包含2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、吡咯、衍生吡咯或苯胺。

在一些实施方案中，患者体内的体液还包含活性电化学污染物，葡萄糖限制层阻挡大于95％的活性电化学污染物进入酶层，并且干扰层基本上阻挡已进入酶层的活性电化学污染物传递到导电表面。在一些实施方案中，小于1％的所生成的电流是由于活性电化学污染物的电化学反应产生的。在一些实施方案中，当体内葡萄糖浓度为零时，所生成的电流小于0.2nA。

在实施方案中，用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器具有葡萄糖限制层、酶层、干扰层和基底。葡萄糖限制层包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与水溶性聚合物物理交联。酶层包含葡萄糖氧化酶(GOx)，所述GOx用于与来自患者的体液中的体内葡萄糖反应以生成过氧化氢(H₂O₂)。例如，体液可以是ISF。干扰层包含吡咯和苯二胺(PDA)，其中酶层位于干扰层与葡萄糖限制层之间。基底具有与干扰层相邻的导电表面，所述导电表面用于携载响应于患者的体内葡萄糖浓度的电流。

在一些实施方案中，水溶性聚合物的分子量大于100，000道尔顿。在一些实施方案中，葡萄糖限制层的聚氨酯是热塑性有机硅聚醚聚氨酯或热塑性有机硅聚碳酸酯聚氨酯。在一些实施方案中，干扰层还包含与吡咯和PDA聚合的共聚单体，所述共聚单体是2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、对苯二胺或苯胺。

应理解，可使用替代的化合物来形成如上所述的干扰层。现在参考图6，示出了用于配制干扰膜(即，干扰层)并且将其施加到连续葡萄糖监测器的工作导线的过程60的流程图。如框61所示，提供导电基底。此导电基底可以是细长导线的形式，但应理解，导电基底可以其他形式诸如印刷或以导电垫的形式提供。在一些实施方案中，导电基底是实心铂导线、已涂覆有铂的不太昂贵的导线，或者如本文所公开的，导电基底可以是涂覆在塑料基底上的导电碳化合物。应理解，可使用其他导电基底。

如框62所示，制备干扰膜化合物。此化合物被配制为1)非导电性的；2)离子通过的；以及3)选择渗透的。干扰层还可针对EtO的负面影响提供防护，并且在一些情况下，在暴露于EtO气体之后表现出改善的稳定性和灵敏度。此外，化合物被特别配制为电沉积在薄且均匀的层中，并且具有由于电驱动交联性的性质而进行自限制的厚度。以此方式，可使用简单且具有成本效益的制造工艺以提供对过氧化氢分子传递的良好控制调控的方式施加化合物。此外，与现有技术的工作导线相比，过氧化氢的传递可发生在大得多的表面区域之上。

一般来讲，可通过将单体与弱碱性缓冲液混合并且通过施加电聚合工艺将单体转化成更稳定且可用的聚合物来配制上面表明的目前干扰膜的特性。在一个公式中：

a)单体：例如，2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、苯胺、萘酚、间苯二胺、邻苯二胺、对苯二胺、吡咯、衍生吡咯、氨基苯硼酸、噻吩、卟啉、苯酚，或苯硫酚或其共混物。

b)缓冲液(溶剂)：例如，通过添加氢氧化钠(NaOH)调整至约7pH至约10pH(诸如7.5pH至9pH，诸如8pH)的磷酸盐缓冲盐水(PBS)。缓冲液还可包含盐诸如NaCl或KCl，以调节缓冲液的电导率。

c)将单体和缓冲液混合并施加到导电基底。

d)电聚合以形成聚合物；例如，聚苯二胺、聚吡咯、聚苯胺和/或聚邻氨基苯酚(POAP)。

在上面陈述的制剂的一个具体实施方案中，将2-氨基苯酚单体与pH 8弱碱性的PBS缓冲液混合。使用添加剂诸如氢氧化钠调节PBS缓冲液的pH值。应理解，可调节pH值以形成与本公开一致的替代的制剂。例如，可调节化合物的pH值，使得可修改所得的POAP(或形成的一种或多种其他聚合物，诸如聚(PDA)、聚吡咯和/或聚苯胺)的选择渗透性。更具体地，POAP可被配制为具有限定截留分子量。也就是说，通过调节配方的pH值，可修改POAP以基本上限制分子量大于截止分子量的分子的传递。因此，POAP可根据需要限制到达铂导线的污染物的分子量进行修改。还应理解，可选择其他单体，并且这些替代的单体可在不同pH值下提供期望功能特性。使2-氨基苯酚和PBS混合物电聚合成POAP。应理解，可使用其他添加剂诸如NaCl、KCl、NaOH或HCl。

任选地，如框63所示，可从导电铂基底的表面去除氧化物或氧化物层。如本公开早前所述，这些氧化物或氧化物层极大地限制了过氧化氢可用于与铂反应的表面区域。通过例如通过化学蚀刻或物理抛光来去除这些氧化物或氧化物层，可提供较少污染的导电线用于涂层。以此方式，可用于过氧化氢相互作用的基底(例如，铂)的表面区域极大地增大，从而增大传感器的总体电灵敏度。

然后如框64所示，将干扰化合物施加到导电基底并使其聚合。在一个特定应用中，干扰化合物被电沉积到导电基底上，所述导电基底将化合物沉积在薄且均匀的层中。此外，随着单体溶液沉积，电沉积过程促进了聚合物的化学交联。

如上所述，干扰膜具有厚度自限制的化合物。可根据单体与缓冲液之间的比率以及用于电聚合过程的特定电特性来调节膜的总体允许厚度。在示例性实施方案中，干扰膜的厚度可以是0.1μm至2.0μm。此外，可通过调节盐浓度来针对特定的选择渗透特性配制干扰膜。还应理解，循环伏安法(CV)工艺可用于电沉积干扰膜化合物，诸如聚吡咯、聚(PDA)、POAP、聚苯胺或其组合。CV工艺通常被定义为具有(1)具有电压下限和电压上限的扫描窗口，(2)所述扫描窗口内的起始点和方向，(3)每个循环的扫描速率，以及(4)完成的循环次数。本领域技术人员应理解，这四个因素可在干扰膜化合物的精确应用中提供多种替代方案。在一个示例中，以下范围对于CV工艺应用POAP以实现改善的污染和过氧化氢性能是有效的。一般来讲，与常规CV技术相比，在本实施方案中进行了调节以延长循环时间周期或增加曝光周期的次数，以提供增强的性能。

扫描窗口：-1.0V至2.0V

起始点：-0.5V至0.5V

扫描速率：2mV/s-200mV/s

循环：5-50

在另一个示例中，以下范围对于将苯二胺施加到基底以形成干扰层的电聚合过程是有效的。苯二胺可以是单体溶液的单体，所述单体溶液与共聚单体诸如2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、吡咯、衍生化吡咯或苯胺中的一者或多者混合。

扫描窗口：-1.0V至2.0V

起始点：-0.5V至0.5V

扫描速率：2mV/s-200mV/s

循环：5-50

恒电位：0.7V至0.9V(例如0.8V)持续30秒至5分钟

如框65所示，施加包含葡萄糖氧化酶的酶层，并且然后如框66所示，施加葡萄糖限制层。如上所讨论的，此葡萄糖限制层用于限制允许传递到酶层中的葡萄糖分子的数量。

最后，如框67所示，可将绝缘体施加到参比导线。在许多情况下，参比导线将是银/氧化银导线，并且绝缘体将是对电子不导电的离子限制层。

在实施方案中，用于制造用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器的方法涉及将单体与溶剂混合以形成单体溶液并且将此单体溶液施加到具有导电表面的基底。所述方法还涉及使所述单体电聚合以在所述基底上形成聚合物，所述聚合物是所述葡萄糖特异性传感器的干扰层。在所述干扰层上形成酶层，并且在所述酶层上形成葡萄糖限制层。

在一些实施方案中，所述单体包含吡咯、苯二胺(PDA)、氨基苯酚、苯胺或其组合。在一些实施方案中，所述单体是对苯二胺，并且所述单体溶液可包含共聚单体，所述共聚单体包含2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、吡咯、衍生吡咯或苯胺。在一些实施方案中，所述电聚合包括循环伏安法、施加恒电位或其组合。在一些实施方案中，所述溶剂包含磷酸盐缓冲盐水(PBS)。所述方法可涉及调节PBS的盐浓度以调节溶剂的电导率以用于电聚合，并且/或者向PBS添加盐(例如，NaCl和/或KCl)以控制干扰层的选择渗透性。在一些实施方案中，所述葡萄糖限制层包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与分子量大于100,000道尔顿的水溶性聚合物物理交联。所述葡萄糖限制层的所述水溶性聚合物可以是聚丙烯酸、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮或聚(环氧乙烷)。所述葡萄糖限制层的所述聚氨酯可以是热塑性有机硅聚醚聚氨酯或热塑性有机硅聚碳酸酯聚氨酯。

现在参考图7，示出了用于使用葡萄糖特异性传感器的方法70的流程图。所述方法可使用例如参考图3所述的葡萄糖特异性传感器30。在框71中，将葡萄糖特异性传感器插入患者或用户体内，其中传感器的工作导线与患者或用户的体液诸如血液或ISF接触。体液将包含一定水平的葡萄糖以及一种或多种活性电化学污染物诸如对乙酰氨基酚、尿酸或抗坏血酸。应理解，存在可能位于人体血液中的广泛多种的活性电化学污染物，并且水平和浓度因个体而变化，并且对于特定个体随时间推移而变化。

如框72所示，体液接触执行两个关键功能的葡萄糖限制层。首先，它被设定为将特定水平的葡萄糖从体液传递到酶层中，这增大线性度，并且其次，它被配制和构造为阻挡大部分(例如，超过95％)的活性电化学污染物到达酶层。如参考葡萄糖特异性传感器30所讨论的，葡萄糖限制层由与高分子量(例如大于100,000道尔顿)水溶性聚合物物理交联的高分子量(例如大于100,000道尔顿)聚氨酯制成。高分子量聚氨酯可以是例如热塑性聚氨酯，诸如热塑性有机硅聚醚聚氨酯或热塑性有机硅聚碳酸酯聚氨酯。可用于与聚氨酯物理交联的水溶性聚合物的示例包括聚丙烯酸、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮或聚(环氧乙烷)和其他水溶性聚合物。根据本公开内容，已发现GLL的此配置不仅基本上阻挡活性电化学污染物，而且还传递足够的葡萄糖以支持更高的准确性、灵敏度和线性度。

框73的酶层在葡萄糖限制层下方(即，在葡萄糖限制层与干扰层之间)并且接收葡萄糖，所述葡萄糖与GOx反应一起使用以生成被吸引到导电基底的H₂O₂。传递到酶层的少量活性电化学污染物也可能被吸引到导电基底。然而，框74的干扰层置于酶层与导电表面之间。此干扰层有两个关键特征。首先，它被施加得非常薄(例如，0.1μm至2.0μm)，使得干扰层可自由地将H₂O₂传递到导电表面。干扰层被构造为提供超过1000nA/mM的极高电灵敏度。其次，干扰层阻挡了剩余的活性电化学污染物。本领域技术人员将预期这种薄且灵敏的干扰层几乎不会阻挡任何活性污染物。然而，通过定制干扰层的渗透性(例如，通过调节盐的类型和/或量)，干扰层令人惊讶地能够排斥或阻挡设法传递到酶层中的几乎所有的活性电化学污染物。因此，干扰层执行两个重要但看似矛盾的功能：容易地传递H₂O₂，同时有效阻挡几乎所有的活性电化学污染物。干扰层基本上阻挡从酶层传递到干扰层的至少例如80％或90％或95％的污染物。

框76示出，可忽略通过已到达导电基底的任何活性污染物生成的电流，这是由于(1)由葡萄糖限制层阻挡大部分活性污染物并且(2)由干扰层阻挡少量剩余的活性污染物。由于患者体液中的任何活性污染物，这些互补效应导致几乎为零的电信号生成。不仅来自活性污染物的电流无关紧要，而且由于干扰层的极端电灵敏度，由H₂O₂生成的电信号非常大。以此方式，如框77所示，导电基底上的电信号可被认为仅由于患者体液中存在葡萄糖而产生，并且可完全忽略任何活性电化学污染物的电效应。

已详细参考所公开发明的实施方案，其一个或多个示例已在附图中示出。每个示例已通过解释本技术的方式而不是作为对本技术的限制来提供。事实上，尽管已相对于本发明的具体实施方案来详细描述本说明书，但应理解的是，本领域技术人员在理解前述内容之后可容易构想出这些实施方案的替代物、变化和等同物。例如，作为一个实施方案的一部分示出或描述的特征可与另一个实施方案一起使用以得到又一个实施方案。因此，意在本主题涵盖在所附权利要求及其等同物的范围之内的所有此类修改和变化。本领域普通技术人员可实践本发明的这些和其他修改和变化，而不背离在所附权利要求中更具体阐述的本发明的范围。此外，本领域普通技术人员将理解的是，前述描述仅作为示例，并不旨在限制本发明。

Claims (27)

1.一种用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器，其包括：

葡萄糖限制层，所述葡萄糖限制层包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与分子量大于100,000道尔顿的水溶性聚合物物理交联；

酶层，所述酶层包含葡萄糖氧化酶(GOx)，所述GOx用于与来自所述患者的体液中的体内葡萄糖反应以生成过氧化氢(H₂O₂)；

干扰层，所述干扰层包含由吡咯、苯二胺(PDA)、氨基苯酚、苯胺或其组合形成的聚合物，其中所述酶层位于所述干扰层与所述葡萄糖限制层之间；以及

基底，所述基底具有与所述干扰层相邻的导电表面，所述导电表面用于携载响应于所述患者的体内葡萄糖浓度而生成的电流。

2.如权利要求1所述的葡萄糖特异性传感器，其中所述体液是间质液(ISF)。

3.如权利要求1所述的葡萄糖特异性传感器，其中所述葡萄糖限制层的所述水溶性聚合物包括用于与所述聚氨酯物理交联的聚丙烯酸、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚(环氧乙烷)或其组合。

4.如权利要求1所述的葡萄糖特异性传感器，其中所述干扰层的所述聚合物电聚合在所述基底上。

5.如权利要求1所述的葡萄糖特异性传感器，其中所述干扰层的所述聚合物由单体和共聚单体形成，所述单体是对苯二胺。

6.如权利要求5所述的葡萄糖特异性传感器，其中所述共聚单体包含2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、吡咯、衍生吡咯或苯胺。

7.如权利要求1所述的葡萄糖特异性传感器，其中：

所述患者体内的所述体液还包含活性电化学污染物；

所述葡萄糖限制层阻挡大于95％的所述活性电化学污染物进入所述酶层；并且

所述干扰层基本上阻挡已进入所述酶层的所述活性电化学污染物传递到所述导电表面。

8.如权利要求1所述的葡萄糖特异性传感器，其中小于1％的所生成的电流是由于所述活性电化学污染物的电化学反应产生的。

9.如权利要求1所述的葡萄糖特异性传感器，其中当所述体内葡萄糖浓度为零时，所生成的电流小于0.2nA。

10.一种用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器，其包括：

葡萄糖限制层，所述葡萄糖限制层包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与水溶性聚合物物理交联；

酶层，所述酶层包含葡萄糖氧化酶(GOx)，所述GOx用于与来自所述患者的体液中的体内葡萄糖反应以生成过氧化氢(H₂O₂)；

干扰层，所述干扰层包含吡咯和苯二胺(PDA)，其中所述酶层位于所述干扰层与所述葡萄糖限制层之间；以及

基底，所述基底具有与所述干扰层相邻的导电表面，所述导电表面用于携载响应于所述患者的体内葡萄糖浓度的电流。

11.如权利要求10所述的葡萄糖特异性传感器，其中所述体液是间质液(ISF)。

12.如权利要求10所述的葡萄糖特异性传感器，其中所述水溶性聚合物的分子量大于100,000道尔顿。

13.如权利要求10所述的葡萄糖特异性传感器，其中所述干扰层还包含与所述吡咯和所述PDA聚合的共聚单体，所述共聚单体是2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、对苯二胺或苯胺。

14.如权利要求10所述的葡萄糖特异性传感器，其中：

所述患者体内的所述体液还包含活性电化学污染物；

所述葡萄糖限制层阻挡大于95％的所述活性电化学污染物进入所述酶层；并且

所述干扰层基本上阻挡已进入所述酶层的所述活性电化学污染物传递到所述导电表面。

15.如权利要求10所述的葡萄糖特异性传感器，其中小于1％的所生成的电流是由于所述活性电化学污染物的电化学反应产生的。

16.如权利要求10所述的葡萄糖特异性传感器，其中当所述体内葡萄糖浓度为零时，所生成的电流小于0.2nA。

17.一种用于制造用于在患者体内使用的葡萄糖特异性传感器的方法，所述方法包括：

将单体与溶剂混合以形成单体溶液；

将所述单体溶液施加到具有导电表面的基底；

使所述单体电聚合以在所述基底上形成聚合物，所述聚合物是所述葡萄糖特异性传感器的干扰层；

在所述干扰层上形成酶层；以及

在所述酶层上形成葡萄糖限制层。

18.如权利要求17所述的方法，其中所述单体包含吡咯、苯二胺(PDA)、氨基苯酚、苯胺或其组合。

19.如权利要求17所述的方法，其中所述单体是对苯二胺。

20.如权利要求19所述的方法，其中所述单体溶液包含共聚单体，所述共聚单体包含2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、间苯二胺、邻苯二胺、吡咯、衍生吡咯或苯胺。

21.如权利要求17所述的方法，其中所述电聚合包括循环伏安法、施加恒电位或其组合。

22.如权利要求17所述的方法，其中所述溶剂包含磷酸盐缓冲盐水(PBS)。

23.如权利要求22所述的方法，其还包括：调节所述PBS的盐浓度以调节所述溶剂的电导率以用于所述电聚合。

24.如权利要求22所述的方法，其还包括：向所述PBS添加盐以控制所述干扰层的选择渗透性，其中所述盐是NaCl或KCl。

25.如权利要求17所述的方法，其中所述葡萄糖限制层包含分子量大于100,000道尔顿的聚氨酯，所述聚氨酯与分子量大于100,000道尔顿的水溶性聚合物物理交联。

26.如权利要求25所述的方法，其中所述葡萄糖限制层的所述水溶性聚合物是用于与所述聚氨酯物理交联的聚丙烯酸、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮或聚(环氧乙烷)。

27.如权利要求25所述的方法，其中所述葡萄糖限制层的所述聚氨酯是热塑性有机硅聚醚聚氨酯或热塑性有机硅聚碳酸酯聚氨酯。