CN207202871U - 一种连续或非连续的生理参数分析系统 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开了一种连续的或非连续的生理参数分析系统。该系统包括用于感测被分析物的植入式传感器电极、内部发射器以及外部控制器。内部发射器包含能提供一个连续变化直流电压的电压源和信号测量、分析、处理、传输的模块。外部处理器能对数据进行储存、分析、处理，以及包括了其他生理参数监测功能。还包括了一个将传感器电极与电压源连接的连接装置以及对连接装置电阻进行分析的方法。施加的连续电压能导致一种或多种生物体内组织液中的化学物质产生一个或多个电化学反应。本实用新型系统可实现连续或非连续对生物体生理参数进行监测，结果准确，方便，适合产业化。

Description

一种连续或非连续的生理参数分析系统

技术领域

本实用新型涉及生物体内生理参数分析领域，具体涉及一种连续或非连续的生理参数分析系统。

背景技术

随着科技的发展，医学检测领域水平的提高，生物传感器的使用越来越广泛。生物传感器是通过将生物体内的化学物质转化为可探测的信号如电流信号、光信号、热信号等，进而测定生物体内组分。现有的生物传感器种类繁多，如生物酶电极、化学电极、物理电极、电化学电极、分光光度计电极、测定偏振的电极、测定热的电极、测定辐射的电极、免疫化学的电极等。

比如说人体内葡萄糖监控的。糖尿病俗称富贵病，随着生活水平的提高，患病率也在增加，目前糖尿病患者多通过注射胰岛素保持血糖稳定。但是胰岛素过量会导致低血糖发生的概率是传统治疗的3倍，虽然注射胰岛素有效减少了血糖含量，但会引起并发症。因此，在患者注射胰岛素前后，应多次监测血糖含量。准确的血糖监测是有效控制血糖的关键，有助于评估糖尿病患者代谢紊乱的程度，制定降糖方案，同时反映降糖治疗效果并及时调整治疗方案。

申请号US20130126349的美国专利公开了一种持续性生物传感器的制备方法，该方法提供了一种电化学生物传感器电极的制备方法，包括电极的构造以及高分子膜的构成。

授权公告号CN102469966B的中国专利公开了一种持续分析物测量系统和用于植入它们的系统和方法。其中系统由基座、传感器、电子元件、处理单元构成。

授权公告号CN201492421U的中国实用新型专利公开了一种可实现动态血糖检测的动态血糖仪。由传感器、发射器、接收处理器组成。

现有的传感器固定酶的方式多种多样，如美国专利申请US20050115832,美国专利第 US20050027463-A1；US20060020187-A1；US-2005-0143635-A1；US-2007-0213611-A1；US-2008-0083617-A1以及US6,565,509；US6,579,690；US6,484,046；US6,001,067； US6,702,857等。并且这些传感器在使用过程中，因为温度、湿度、以及组装出现短路、断路现象造成监测失败，尤其是检测初期，由于小分子干扰物引起干扰，致使检测结果不准确，也有可能传感器电极本身不稳定造成的，鉴于上述原因，改进连续或非连续生理参数分析系统是必要的。

实用新型内容

针对现有技术的不足，本实用新型的目的在于提供一种连续或非连续的生理参数分析系统的，该分析系统准确性高，系统结构简单。

为解决现有技术问题，本实用新型采取的技术方案为：

一种连续或非连续的生理参数分析系统，包括植入生物体皮下组织的传感器电极、连接传感器电极和电压源的连接装置、内部发射器和外部处理器，所述内部发射器包括电压源、标准电路、测量电路和传输电路，所述标准电路与传感器电极并联连接到电压源上，所述外部处理器包括处理模块和传输接收模块，所述传感器电极至少包括1个工作电极、1个参比电极、 1个感测区域，所述感测区域的长度为(K-2)×cscα，k为2.5-6mm，α为传感器电极植入生物体皮下的角度，范围为0-60°；所述连接装置的电阻值比传感器电极的电极阻抗R_e小至少2个数量级；所述标准电路的电阻是传感器电极的电极阻抗R_e的百分之一倍数到万分之一倍数，所述电压源施加的连续电压能导致一种或多种生物体内组织液中的化学物质产生至少一个电化学反应。

进一步改进的是，所述传感器电极的电极载体为圆柱形金属丝，所述圆柱形金属丝的植入端设有长度0.3-1mm保护层。

改进的是，所述传感器电极的电极载体为聚合物薄片，所述聚合物薄片上的参比电极和工作电极反方向叠放，所述参比电极位于最外层或最里层。

改进的是，所述传感器电极外设有聚合物膜层。

进一步改进的是，所述聚合物膜层3-10μm。

改进的是，所述连接装置的连接件为导电橡胶、导电胶、金属弹簧或金属夹扣。

进一步改进的是，所述传感器电极的工作电极和参比电极与导电橡胶的连接方式是通过电极穿刺导电橡胶或者电极与导电橡胶挤压。

改进的是，所述外部处理器还包括加速度检测模块、心率监测模块或校准输入模块。

有益效果

本实用新型生理参数分析系统结构简单，操作方便，可实现连续或非连续的数据监测，提高了监测数据的准确率，为患者治疗提供了可靠的数据支持。

附图说明

图1是干扰物抗坏血酸对本实用新型设计的一个实例性的电流型葡萄糖传感器测试结果的影响；

图2是一个监测皮下组织液中葡萄糖的传感器电极植入实例图；

图3(a)是一个圆柱形状传感器电极的纵向界面图；

图3(b)是一个圆柱形状传感器电极的横向界面图，31为导电层，28为内膜层，29为酶层， 30为聚合物膜层；

图3(c)是圆柱形状传感器电极中参比电极区域的横向界面图，31为导电层，32为绝缘层， 33为银/氯化银层，30为聚合物膜层；

图4为平面形状传感器电极，其中1为参比电极，2为工作电极，3为空白电极，4为对电极，5为第一导电接触点，6为第二导电接触点，7为第三导电接触点，8为第四导电接触点；

图5为单针圆柱形状传感器电极通过导电橡胶的示意图，其中1为参比电极，2为工作电极， 9为第一导电橡胶，10为第二导电橡胶；

图6为单针圆柱形状传感器电极通过导金属夹扣连接的示意图，其中1为参比电极，2为工作电极，11为第一金属夹扣，12为第二金属夹扣；

图7(a)为单针平面形状传感器电极通过导金属弹簧连接的俯视图，1为参比电极，2为工作电极，3为空白电极，5为第一导电接触点，6为第二导电接触点，7为第三导电接触点， 8为第四导电接触点；

图7(b)为为单针平面形状传感器电极通过导金属弹簧连接的侧视图，13为第一弹簧圈， 14为第二弹簧圈，15为第三弹簧圈，16为第四弹簧圈；

图8(a)为单针平面形状传感器电极导电橡胶的俯视图，1为参比电极，2为工作电极，3 为空白电极；

图8(b)为单针平面形状传感器电极导电橡胶的侧视图，17为第三导电橡胶，18为第四导电橡胶；

图9(a)为多针电极导电胶固定连接的俯视图，1为参比电极，2为工作电极，3为空白电极，5为第一导电接触点，6为第二导电接触点，7为第三导电接触点；

图9(b)多针电极导电胶固定连接的侧视图，19为顶针，27为导线；

图10为双电极的传感器系统的电阻组成的Randles等效电路图，其中20为电阻R，21为电解质电阻，22为电极表面电子传递电阻，23为汪帮(Warburg)阻抗，24为电极表面的双电层电容；

图11为双电极的传感器系统的标准电路等效原理图，25为标准电路电阻，26为电压计， 28为第一电流计，29为第二电流计；

图12为电流型传感器Randles等效电路阻抗原理图；

图13为双电极的生物体外模拟人体组织液环境下的阻抗图；

图14是说明在本实用新型的一个实例中，用于连续分析组织液中的葡萄糖浓度检测系统的的电压施加方法；

图15是说明一个本实用新型实例方案制备的多个植入式葡萄糖传感器在一系列葡萄糖浓度下的体外测试电流曲线图；

图16是说明一个本实用新型实例方案制备的一个葡萄糖传感器植入在生物体内皮下组织 11天测试结果的曲线图，在该测试过程中，被要求记录校正值、饮食等日常事件；

图17是说明一个本实用新型实例方案制备的一个葡萄糖传感器植入在生物体内皮下组织某一个时间段内与生化血测试结果对比曲线图，在该测试过程中，被要求记录在一个横跨饮食、静止平稳状态的生化分析过程；

图18位本实用新型分析系统的原理图。

具体实施方式

实施例1

一、传感器电极

本实用新型传感器电极提供测量的原始信号，该电极包括但不限于生物酶电极、化学电极、物理电极、电化学电极、分光光度计电极、测定偏振的电极、测定热的电极、测定辐射的电极、免疫化学的电极、或类似的电极。

单针传感器是指工作电极和参比电极在同一个基材载体，彼此以绝缘层隔开。

多针传感器是指每个基材载体上仅有一个电极，工作电极和参比电极通过不同基材载体彼此分开独立。

无论是多针传感器还是单针传感器，在制备过程中，由于温度、湿度等环境的条件控制不一致，特别是传统的手工制造,对传感器性能的影响相差略大。

目前常用于测量葡萄糖的电流型植入式传感器的工作原理如下：

葡萄糖氧化酶用于催化葡萄糖，生成葡萄糖酸以及双氧水，双氧水在铂作为催化剂的作用下，发生电化学反应，产生一个电化学电流信号，该电流信号能够被电子元器件所测量。虽然葡萄糖氧化酶对葡萄糖是特异的,但这种特异性被电极的不良选择所降低,如在+650mV电压下,不但过氧化氢有响应电流,而且体液中其他一些点活性干扰物也有响应电流,这些电活性物质通过电极的氧化或与过氧化氢发生反应而干扰传感器的功能。

中国专利号CN200910097842公布了皮下组织实时监测用针状电流测定式葡萄糖传感器及其制作方法，该实用新型的葡萄糖传感器特别适用于皮下组织液的葡萄糖的检测。该葡萄糖传感器是一种夹心式传感器，用金属作为导电层，铂黑作为催化层，高分子硅氧烷作为内膜层，通过内膜层高分子材料消除干扰物的影响，比如抗坏血酸、氨基酸尿酸、胆红素、儿茶酚胺、药物及各种其他代谢产物。高分子聚合物作为外膜层，外膜层用于隔离大分子和细胞。

本技术领域人员熟知多种传感器内膜外膜制备技术，可通过溶液的技术比如喷雾、浸渍、浇铸、旋涂、涂覆等类似技术进行实现成膜。该技术的实现是通过易挥发的液体，比如水和有机溶剂，蒸发后留下的聚合物膜。蒸发方式可以是热、高能辐射、紫外光或者是负压。

该技术实现的内外高分子膜，在溶液蒸发后，形成的高分子膜非常干燥，有助于酶的活性的保护。然而，干燥的高分子膜，在没有浸润的情况下，高分子膜的孔径足够大，以至于诸如抗坏血酸、氨基酸尿酸、胆红素、儿茶酚胺、药物及各种其他代谢产物等小分子非常容易进入传感器催化层，在一定的电位下，产生电化学反应，形成干扰信号。此时测出的传感器信号不仅包含了葡萄糖产生的电化学信号，还包含了由于干扰物产生的信号，对测试结果影响大。图1说明了干扰物抗坏血酸对测试结果的影响。

当传感器植入生物体组织一定时间后，在组织液的浸润下，聚合物膜逐渐膨胀，形成水凝胶，膜的孔径逐渐减小，并形成一个稳定的空间三维结构，此时小分子干扰物不容易进入传感器电极里面。聚合物膜逐渐膨胀至稳定水凝胶的时间，随着膜的厚度增大，时间越长。经过研究，证实当聚合物膜厚度为3～10μm时，形成稳定的水凝胶需要时间不少于3min。在达到聚合物膜水凝胶稳定的过程中，体液不断穿过膜层扩散进入传感器导电层，除了一些大分子及蛋白质之外，葡萄糖、氧气、离子及小分子干扰物一并进入酶层及催化层，在一定电位及铂等催化剂的作用下，产生电化学干扰信号。当聚合物膜形成稳定的水凝胶后，外层水凝胶膜阻挡了大部分的大分子、蛋白质以及一部分的小分子干扰物，内层水凝胶膜阻挡大部分的小分子干扰物进入到催化层。因而，当聚合物形成稳定的水凝胶后，小分子干扰信号大大减小。

本实用新型中聚合物膜层的材料为聚四氟乙烯、聚烯烃、聚酰胺、聚二甲基硅氧烷、聚氨酯、聚碳酸酯、聚脲纤维素乙酸酯、Nafion、聚酯磺酸等等材料通过溶液挥发技术制备的亲水性膜。

另外，电极结构上，本实用新型传感器电极至少包含一个工作电极和一个参比电极。当传感器电极为单针传感器时，工作电极和参比电极可以通过一根金属丝作为载体，比如铂金丝载体，以绝缘层将多个电极进行隔开来实现。当传感器电极为多针传感器时，可以通过多根诸如镀铂的不锈钢丝等金属丝作为载体，单独分开的每一根金属丝作为一个电极来实现。所述的工作电极和参比电极也可以通过在平面聚合物材料或陶瓷材料涂覆导电层作为电极的载体，导电层涂覆的方式包括电镀、气相沉积、喷涂、浸涂等方法。

在本实用新型的传感器工作电极，被设计至少有一个感测区域，在该区域，被分析物能够产生一个诸如光信号、电信号或者其他能够被电子元器件检测到的原始信号。如图2所示，用于检测皮下组织液中的葡萄糖的传感器电极，其感测区域A(酶区域)被要求植入到皮下组织中，因而要求感测区域即不能停留在真皮中，也不能植入到肌肉里。在该实例中，传感器电极无论是类似于金属丝为载体的圆柱形状电极还是以聚合物薄片基材的平面形状电极，或者是其他形状的电极，要求被植入的感测区域长度L的最大值可以通过以下公式计算得到：

L＝(K-2)×cscα

要求被植入的传感器电极长度L1可以通过以下公式计算得到：

L1＝K×cscα

其中，α为传感器电极植入的角度，范围为0～60度，K值范围为2.5～6mm。能理解，L和L1是被要求从植入端起计算。

一个用于检测皮下组织液中的葡萄糖的圆柱形传感器电极。图3 (a)为传感器电极的纵向截面图。其中，金属丝为电极载体，该金属丝可以是生物兼容性很好的铂金丝、铂铱丝、以及涂覆铂的不锈钢丝、镍钛丝、银丝、钛丝、钽丝、钯丝、金丝及其混合金属丝。C为参比电极，D为聚合物膜水凝胶层。靠近酶反应区域的金属丝的一端 A1端为皮下植入端。工作电极感测区域被设计成酶反应区域，其长度L范围为0.5mm～ 5mm。金属丝的另一端A2端为电路连接端，B2为绝缘层，电路连接端A2不能完全被绝缘层覆盖，预留一段长度为L3的裸露金属丝连接到测量电路，L3的长度由测量电路的触点大小决定。

保护层B1为植入保护端，长度为0.3mm～1mm。绝缘层B2将参比电极和工作电极隔开，保护层B1和绝缘层B2可以是相同的生物相容性好高分子材料，也可以是不同的生物相容性好高分子材料。绝缘层的材料为聚对二甲苯、聚酰亚胺、膨体聚四氟乙烯等。采用气相沉积、喷涂、浸涂等方法涂覆在金属丝载体上。

参比电极C可以完全覆盖绝缘层B2，也可以不完全覆盖。参比电极C通常为银/氯化银电极。可以采用将银丝缠绕在绝缘层B2上，然后在含氯离子的溶液中进行氯化而成。也可以将银/氯化银浆料涂覆在绝缘层B2上，涂覆的方式可以是浸涂、喷涂、沉积等方式。采用涂覆银/氯化银的浆料要求银：氯化银的质量比在50：50～70：30范围内。

D为聚合物膜层，将保护端B1、反应区域A1和靠近植入端的部分的绝缘层B2以及参比电极C连续覆盖。其覆盖长度L2值至少大于电极植入在皮下组织中的长度L1，但不能完全覆盖到靠近接线端A2的参比电极C，应预留长度为L4的银/氯化银层连接到测量电路， L4的大小由测量电路的触点决定。

B1为传感器电极感测区域的横向截面图，所述设计1为导电催化层，可以是生物兼容性很好的铂金丝、铂铱丝或者涂覆铂的金属丝或者金属合金丝；所述设计2为内膜层，可以是有机硅烷或者是含硅烷组分的聚合物；所述设计3为酶层，是葡萄糖特异的葡萄糖氧化酶；所述设计4为水凝胶高分子外膜层，可以是聚四氟乙烯、聚烯烃、聚酰胺、聚二甲基硅氧烷、聚氨酯、聚碳酸酯、聚脲纤维素乙酸酯、Nafion、聚酯磺酸等等材料。

如图4所示，一个用于检测被分析物为皮下组织液中的葡萄糖的传感器电极，按照从下往上的顺序依次包括参比电极1，工作电极2，空白电极3，对电极4，电极整体覆盖一层聚合物外膜层。所述参比电极与工作电极进行反方向叠放，以保证参比电极最大化被利用，A区域为感测区域，其被葡萄糖特异的葡萄糖氧化酶覆盖。5为第一导电接触点，6为第二导电接触点，7为第三导电接触点，8为第四导电接触点。本技术领域人员可以理解，也可以以不同顺序的进行叠放。每一个电极包括基材薄片，基材薄片是不可透水绝缘材料制备的薄膜片。通常可以是陶瓷基板(比如氧化铝)或者聚合物基板(比如聚酰亚胺)等。在本实例中的传感器电极电催化层通常是指能够测量被分析物的信号并将该信号传输至测量电路，并同时在分析物或者分析物被催化反应之后的产物产生电化学反应时起催化作用，通常是在金属层上或者碳层上涂覆铂或者钯，金属层沉积在基材薄片上并蚀刻成具有一定几何形状，沉积的方式可以是磁控溅射、电镀、气相沉积、印刷等方法。

每个电极通过胶粘实现叠放，胶粘剂为氨基丙基三甲氧基硅烷之类的硅烷化合物。聚合物膜层为聚四氟乙烯、聚烯烃、聚酰胺、聚二甲基硅氧烷、聚氨酯、聚碳酸酯、聚脲纤维素乙酸酯、Nafion、聚酯磺酸等材料。

所述的电极阻抗，包括电子迁移阻抗、回路阻抗、电解质阻抗等，在Randles等效电路进行模拟传感器阻抗，电子迁移阻抗占据主导地位。传感器的电化学电流信号主要由电子迁移阻抗决定。电子迁移阻抗由参与电化学反应的底物物质本性，底物浓度、传感器电极表面、施加电位大小等决定。

本实用新型传感器电极中参比电极(通常是银/氯化银电极)释放电子的总量应能在一定的电位下维持整个电化学反应的发生。因而要求传感器电极的阻抗不能太小，不至于参比电极很快就失效。

当检测时间为3天，电化学反应的电流灵敏度不大于100nA/mm，对应电极的阻抗2.0MΩ～7.0MΩ。当检测时间为7天，电化学反应的电流灵敏度不大于50nA/mm，对应电极的阻抗4MΩ～14MΩ。当检测时间为14天，电化学反应的电流灵敏度不大于25nA/mm，对应电极的阻抗5MΩ～28MΩ。

同时，在生物组织液的生理参数检测，特别的在葡萄糖电流型传感器中，测量电路的采样精度要求不能过高，不至于设备体积过大以及成本过高。通常不高于0.1nA。在该精度要求下，传感器的阻抗不大于7000MΩ。

二、连接电路

无论是中国专利号CN200910097842公布的针状式金属为基体的传感器电极制作还是美国申请号US20130126349公开的聚合物为基体的片状生物传感器电极的制备，都没有详细阐述传感器电极与测量电路及电源的连接方法以及连接方式对传感器性能的影响。然而在实际应用中，必须维持酶的活性以及传感器高分子膜材料的稳定，保证检测效果，不能采用常规的热焊接、超声焊接、激光焊接等方法。

如图5所示，连接件为第一导电橡胶9，第二导电橡胶10。采用导电橡胶来连接电极与测量电路及电源，并同时利用导电橡胶的弹力将电极固定住。利用辅助工具将电极从导电橡胶的中间穿刺过，测量电路的触点(图中省略)施加一定的压力于导电橡胶上，导电橡胶产生变形，电极与导电橡胶紧密接触。或者通过压迫导电胶，将电极直接压在导电橡胶表面上来实现连接。

如图6所示，一种单针圆柱形传感器电极，通过第一金属夹扣11，第二金属夹扣12夹紧电极以实现电极与测量电路及电源的连接。或者使用一片金属，在测量电路的触点处加压，使得金属片与电极紧密接触，亦可完成连接。

如图7(a)和7(b)所示，一个单针平面形状传感器电极实例，四个电极(图中反面一个参比电极没有标识出来)，所有电极与之对应的导电接触点相通，弹簧圈一端与测量电路的触点接通。弹簧圈的另一端压在电极触点上。通过测量电路触点的压迫第一弹簧圈 13，第二弹簧圈14，第三弹簧圈15，第四弹簧圈变形16，使之分别与导电接触点紧密接触，实现电极与测量电路及电源的良好连接。所述的弹簧可以改成顶针、金属片、金属柱等的导电金属。若将弹簧更改为导电橡胶时，单针平面形状传感器如图8(a)和8(b)所示(第三导电橡胶17，第四导电橡胶18)。

如图9(a)和9(b)所示，参比电极1通过导电接触点5与导线27相连，顶针19 压紧导线。其中导线与电极的相连，采用点导电胶固化的方式固定在触点盘上。导电胶不仅起着连接的作用，同时还提供将电极固定的作用。

电极可以是双电极，也可以是多电极。无论采用导电橡胶夹持方式，还是诸如弹簧、金属片等金属夹持方式，或者点导电胶固定方式，都需要考虑到夹持连接之后的电极与测量电路的触点之间的电阻以及电极稳定固定。电极的固定不稳定同时影响电极的使用，也影响电极与测量电路触点之间的电阻。

以下给出一个双电极的传感器工作Randles等效电路原理：

如图10所示，整个双电极电化学系统可以用Randles等效电路进行模拟，其中R_et为工作电极表面电子传递电阻，Z_w为Warburg阻抗，C_dl为电极表面的双电层电容，R_S为电解质电阻， R为导线连接电阻在内的回路等效电阻。在只有导线情况下，导线连接电阻R忽略不计。然而，前已所述，在植入式生物传感器电极制备技术中，必须要通过一个连接装置将传感器电极与测量电路的触点来连接，该连接装置可以通过导电橡胶、金属夹扣(弹簧)、导电胶等类似的方式来实现。电路等效电阻R主要是由电极与测量电路的触点之间的电阻来决定。特别的，采用导电胶或者导电橡胶方式，由于特殊的状况，比如触点压迫导线橡胶的压力不够，导电胶的树脂成分过多等等原因，造成其连接电阻有可能很大。那么如果在Randles等效电路的回路电阻R值与R_et和R_S的之和相差不在一个数量级上，R值就不可忽略。其结果是在整个传感器工作的串联回路中，连接电阻分担了电源给出的一部分电压，传感器电极的工作电压并不是在设计过程中给出的理论电压，造成测试结果与实际结果相差偏大。

本实用新型人研究证实，连接装置的电阻与传感器电极之间的阻抗(包括工作电极表面电子传递电阻R_et和电解质电阻R_S)至少小2个数量级或以上，连接装置的电阻才不会对测试结果造成影响。因而在设计传感器的时候，特别是在设计植入式葡萄糖传感器的过程中，必须考虑到传感器电极与测量电路的触点的连接方式，比如连接装置的所选材料电阻，以及连接的方式。

导电橡胶可以是镍-铜硅橡胶、银-镍硅橡胶、银-铝硅橡胶、银-玻璃硅橡胶、银包铜硅橡胶、炭黑硅橡胶其中的一种。形状可以是长条形状或者圆柱形状，也或者是其他的几何形状。

图7(a)和图8(a)的连接方式，传感器电极采用绝缘聚合物薄片为载体的平面电极传感器，是在绝缘聚合物薄片衬底上通过电镀、溅射等方式，沉积一层金或铂等金属层作为电导催化层。与测量电路的连接方式是通过顶针、弹簧、导电橡胶等与电极触点接触。该连接方式中，由于沉积的金或铂等金属层密度不致密、结合力不够等原因导致连接电阻也会过大。

三、内部发射器

内部发射器用来存储测量数据、分析处理测量数据、校正测量数据和传输数据。在测量电路测量到的电流和电压是一个连续的数据，因而要求内部发射器的处理电路能将采集到的数据进行平均计算。

内部发射器包括电压源、标准电路、测量电路和传输电路。

1.电压源

当传感器电极外聚合物膜层厚度为3～10μm时，形成稳定的水凝胶需要时间不少于3min。在聚合物膜层稳定之前，体液不断穿过膜层扩散进入传感器导电层，除了一些大分子及蛋白质之外，葡萄糖、氧气、离子及小分子干扰物一并进入感测区域的酶层，并产生电化学反应，形成干扰信号。下面阐述一种通过施加连续变化的电压来消除上述的小分子干扰物的影响的方法。

电化学电流型传感器，被分析物和干扰物都可能产生电化学反应，通常的，将被分析物和干扰物统称为底物,每一个底物的氧化电位和还原电位并不相同。电压源被设计可以产生连续的同一方向或不同方向变化的脉冲电压或步进电压。所设计的电压施加方式被用于使被分析物发生电化学反应，并同时能全部或部分的将在形成稳定的聚合物膜水凝胶之前扩散进入传感器的小分子干扰物消耗。如施加N个连续的电压，那么要求第一个电压的值是最小，并至少第N个电压和第N-1个电压是同向，且第N个电压的值小于或等于第N-1个电压的值。另外，本实用新型电压源至少三个连续的电压，其中第一个电压作用于聚合物膜水凝胶稳定之前时间段，第二电压作用于被认为能全部或部分的将扩散进入传感器的小分子干扰物消耗时间段，第三电压用于直至该检测结束阶段。其中要求第二阶段的电压与第三阶段的电压是同一方向，第一阶段电压与第二阶段电压可以是同一方向，也可以是不同方向。且同时要求第二阶段电压的值大于第一阶段电压和第三电压的值。所施加第一阶段电压，至少使被分析物产生电化学反应。所施加第二阶段电压，除被分析物产生电化学反应外，还导致主要的进入酶层和电导催化的干扰物产生电化学反应。所施加第三阶段电压，主要导致被分析物产生电化学反应。

2.标准电路

传感器电极的连接方式会影响传感器的测试。然而，当传感器被植入到生物体体内，所得到测试结果，在与标准值对照前，无法知晓其准确性，并且，即使是怀疑测试结果的准确性，也无法判断其误差是由传感器电极的原因造成，还是由传感器电极的连接方式原因造成，这给在分析测试失败的因素造成困惑。因而需要对由于传感器电极的连接问题造成测试的失败，提出一个预警的方案。

标准电路是一个固定值的电阻，与传感器电极并联到直流电压源电路，图11为等效原理图，R_c为标准电路的电阻。其两端电压和电流都能被测量电路测试。标准电阻的作用用来判断连接装置的电阻是否影响传感器的测试结果。标准电阻的阻值可以根据传感器电极之间的阻抗确定。

下面描述一种可以通过利用标准电路判断电极之间连接装置的电阻是否对测试造成失败的方法。

首先确定传感器电极之间的电阻。传感器电极之间的阻抗R_e是由电极表面电子传递电阻R_et和电解质电阻R_S组成。该步骤可以在生物体外模拟人体组织液的环境中，通过阻抗电化学方法来确定电极表面电子传递电阻R_et和电解质电阻R_S大小。Randles等效电路阻抗原理图如图12所示，此电路的Nyquist图谱的形状为相连的半圆和斜线两部分，其中高频区测得的半圆部分由电子传递过程控制，其直径大小等于Ret的数值，半圆的前部分为电解质电阻R_S，那么整个传感器在植入到生物体内的电阻R_e可以认为近似等于Ret的数值和R_S数值之和。图13显示了本实用新型的一个双电极的生物体外模拟人体组织液环境下的阻抗图，该传感器工作电极表面电子传递电阻R_et值为1850KΩ，电解质电阻R_S值约为50KΩ，传感器电极之间的阻抗R_e大约为1800KΩ。

第二步骤，设定标准固定电阻阻值R_c，R_c阻值范围属于电极电阻R_e的百分之一倍数到万分之一倍数。考虑功耗原因，不能更小的倍数。

第三步骤，判断连接装置的电阻R是否影响传感器的测试结果。根据前已所述，本实用新型人证实，当连接装置的电阻与传感器电极之间的阻抗至少小2个数量级或以上时，测试结果才更接近真实值。标准固定电阻的电流可被计算出为I_s＝V/R_c。V为施加在标准电路两端的电压，同时也是施加在电极两端的工作电压。测量电路测试传感器电极之间的电流为I_e。如果I_s大于101倍的I_e，说明连接装置的电阻R阻值大于传感器电极之间的阻抗(包括工作电极表面电子传递电阻R_et和电解质电阻R_S)2个数量级，连接装置的电阻R阻值过大，影响传感器的测试结果。如果I_s小于于101倍的I_e，说明连接装置的电阻R阻值小于传感器电极之间的阻抗(包括工作电极表面电子传递电阻R_et和电解质电阻R_S)2个数量级，连接装置的电阻R阻值不会影响传感器的测试结果。

另外，在本实用新型的一个实例图5以及图6的电极结构设计中，其电极工作电极和参比电极是通过中间一层绝缘层进行分开，在绝缘层的制备过程中或者参比制备过程中，绝缘层可能造成露底、凹陷造成缺陷，比如绝缘高分子聚合物涂覆的不均匀导致聚合物没有完全覆盖电导层，或者因被磨损导致绝缘高分子聚合物脱落，等等，以致工作电极和参比电极直接导通，没有被隔离开。在此情况下，工作电极和参比电极直接构成回路，不需要通过组织液的介质进行电子转移，传感器电极不产生电化学反应，传感器失效。此时，传感器电极的电阻R_e的阻值几乎为零。此时的I_s与I_e近乎相等。在本实用新型的另一个实例中，如在图7(a)、图7(b)、图8(a)及图8(b)的电极结构设计，当工作电极和在参比电极在制备过程中，造成工作电极和参比电极直接导通，此时的I_s与I_e也近乎相等。

3.测量电路

测量电路被设计受内部发射器处理电路控制，包括采样调制电路、ADC转化电路等，能采集传感器的电流数据和标准电路的电流和电压数据。采样调制电路被要求设计能按预设的采样频率进行采样。ADC转化电路被设计要求将采集到的电流、电压数据经ADC电路模数转换后，转换成数字信号送至内部发射器处理器进行分析。测量电路还包括数字滤波器，通常，数字滤波器被要求对采集到的数据进行滤波，以平滑采集到原始数据。

4.传输电路

传输电路受处理器控制，被设计成将处理器建立的数据包传输到外部控制器,并与外部控制器建立唯一通信。传输的数据包括传感器标识、传感器与外部控制器唯一对应标识符、传感器原始数据、经过处理器处理过的数据。传输电路也被设计接受外部控制器下发的指令。

四、外部处理器

外部处理器用于存储内部发射器传输过来的数据，并评估分析的结果、对比被分析物的各个时间段的结果，给出变化趋势，评估分析结果，同时还可用于被分析物的数据下载、日常时间输入以及异常预警等。

外部处理器还包括加速度模块。可以完成运动监测，睡眠质量，久坐提醒提示，摔倒报警等功能。运动监测提供的计步信息和速度信息配合心电/心率模块可以对运动强度提供准确的量化参考，进而指导用户如何通过合适的运动进行血糖控制。而摔倒报警时因为糖尿病患者更容易发生由低血糖带来的晕厥摔倒的风险，因此，在无人情况下对摔倒发出一个远程报警(如将摔倒报警和GPS位置通过电话功能模块发送给另一个亲人)是很有必要的。

外部控制器处理器电路还包括了心率监测模块，心率模块主要指动态心率，采用光电原理进行监测，配合加速度模块提供的运动信息，可以给用户的运动时长和运动强度提供参考。运动量是直接会影响到血糖变化的，用户可以通过本次运动时长，运动强度对血糖的作用，预计出下次需要进行的运动量和强度，对血糖控制能更准确的知道。心电模块为ECG电路，主要读取心电图。有资料表明，糖尿病患者既使无心脏病表现,心电图仍有不同程度的异常改变。糖尿病性心脏引起的死亡者占糖尿病病死率的70％左右，其中心率失常是致死的重要原因之一。因此对于糖尿病患者监测动态心电图也很有意义。在处理器的外侧装有心电传感器电极，在进行葡萄糖检测的时候，启动心电传感器电极工作，可以直接监测被分析者的心率变化

外部处理器还包括校准输入模块。主要利用试纸条，采集指血血糖浓度读数。该读数直接用于校准连续血糖监测算法。当插入试纸条时，手表显示血糖试纸读数界面，此时可以采血测试指血浓度，按确认保存后，处理器将该值直接保存作为参比血糖进行算法校准。

实施例2

本实例中，电极载体也即电导催化层为铂金丝。铂金丝经过离子活化后，通过气相沉积方法沉积一层大约8微米的聚对二甲苯作为工作电极和参比电极的绝缘层。采用浸涂的方式，将比例为50：50的银/氯化银浆料涂覆在绝缘层表面上，通过紫外光进行固化干燥。用激光蚀刻出一段2.5mm的区域，暴露出铂金丝作为感测区域，其中，保护端长度为0.75mm。涂覆含有硅烷的葡萄糖氧化酶溶液在感测区域，经交联剂交联，干燥固化，形成一段2.5mm长的葡萄糖感测区域。涂覆一层聚氨酯水凝胶，作为隔离外部大分子干扰物，该水凝胶同时用来限制组织液中的葡萄糖和氧气的扩散。

通过导电橡胶将传感器电极固定在传感器基座的电极固定片上，电极从导电橡胶的中间穿过，电极与水平呈45度夹角。传感器电极借助辅助穿刺工具将电极植入到生物其皮下组织中，植入长度为8mm。内部发射器的测量电路的顶针将导电橡胶压紧，电极、导电橡胶、测量电路之间的电阻为8.31KΩ欧姆。电极之间的阻抗为1850KΩ，标准电路的电阻为10KΩ。

内部发射器的电压源施加第一阶段电压V1的值在是0.60V，持续时间9min，在施加电压第3min，求出如果I_s与I_e的比值为1056，远大于大于101。说明电极采用导电橡胶的连接方式的电阻远小于传感器电极之间的阻抗，该连接方案可行。所施加第二阶段电压V2 为1.07V，与第一阶段电压同向，持续时间5min。所施加第三阶段电压为0.60V，持续时间至检测结束，施加电压方式如图14.。

测量电路测试的电流、电压信号经传输电路传输至外部控制器中，经过数据处理，显示测试结果。

实施例3

将实施例2中制备的用于测定葡萄糖的分析系统的电极置于含葡萄糖的磷酸盐缓冲液中，葡萄糖的浓度为5mmol/L、10mmol/L、15mmol/L、20mmol/L。

从图15中可以看出，本实用新型分析系统体外检测灵敏度为27nA/mmol～32 nA/mmol，线性相关度0.999。

实施例4

将实施例2用于测定葡萄糖的分析系统的电极灭菌后植入生物体内11天，记录检测结果。

如图16所示，连续的曲线代表本实施例的连续测试额结果，圆点代表生化血测试结果，如图17所示，是本实用新型实施例2和生化测血结果6小时曲线对比，其中，检测时间段横跨进食活动和静止休息活动，每隔15分钟，记录一次生化结果，实线为实施例2的结果，圆点为生化测血的结果，并将生化测血的点进行拟合得虚线曲线。分析两条曲线后，整个测试阶段的标准误差为11.2％，高血糖时间段标准误差为13.7％，低血糖误差为12.5％。

Claims (8)

1.一种连续或非连续的生理参数分析系统，包括植入生物体皮下组织的传感器电极、连接传感器电极和电压源的连接装置、内部发射器和外部处理器，所述内部发射器包括电压源、标准电路、测量电路和传输电路，所述标准电路与传感器电极并联连接到电压源上，所述外部处理器包括处理模块和传输接收模块，其特征在于，所述传感器电极至少包括1个工作电极、1个参比电极、1个感测区域，所述感测区域的长度为(K-2)×cscα，k为2.5-6mm，α为传感器电极植入生物体皮下的角度，范围为0-60°；所述连接装置的电阻值比传感器电极的电极阻抗R_e小至少2个数量级；所述标准电路的电阻是传感器电极的电极阻抗R_e的百分之一倍数到万分之一倍数，所述电压源施加的连续电压能导致一种或多种生物体内组织液中的化学物质产生至少一个电化学反应。

2.根据权利要求1所述的一种连续或非连续的生理参数分析系统，其特征在于，所述传感器电极的电极载体为圆柱形金属丝，所述圆柱形金属丝的植入端设有长度0.3-1mm保护层。

3.根据权利要求1所述的一种连续或非连续的生理参数分析系统，其特征在于，所述传感器电极的电极载体为聚合物薄片，所述聚合物薄片上的参比电极和工作电极反方向叠放，所述参比电极位于最外层或最里层。

4.根据权利要求1所述的一种连续或非连续的生理参数分析系统，其特征在于，所述传感器电极外设有聚合物膜层。

5.根据权利要求4所述的一种连续或非连续的生理参数分析系统，其特征在于，所述聚合物膜层3-10μm。

6.根据权利要求1所述的一种连续或非连续的生理参数分析系统，其特征在于，所述连接装置的连接件为导电橡胶、导电胶、金属弹簧或金属夹扣。

7.根据权利要求6所述的一种连续或非连续的生理参数分析系统，其特征在于，所述传感器电极的工作电极和参比电极与导电橡胶的连接方式是通过电极穿刺导电橡胶或者电极与导电橡胶挤压。

8.根据权利要求1中一种连续或非连续的生理参数分析系统，其特征在于，所述外部处理器还包括加速度检测模块、心率监测模块或校准输入模块。