CN119970028A - 一种用于连续生物监测器的增强型传感器 - Google Patents

Abstract

简言之，提供了一种用于连续生物监测器的传感器，用于测量患者的目标分析物的水平。所述传感器具有工作导线和参比导线，其中所述工作导线具有将超过1000个分析物分子中的1个从所述患者传递到酶层的分析物限制层。所述酶层具有截留在与丙烯酸多元醇交联的聚氨酯中的酶。当产生自由电子时，导体将所述电子转移到所述生物监测器。在一些情况下，所述传感器可以不使用任何昂贵的铂来构造。

Description

一种用于连续生物监测器的增强型传感器

本申请是申请号为201980024867.1、申请日为2019年4月5日、发明名称为“一种用于连续生物监测器的增强型传感器”的发明专利申请的分案申请。

相关申请

本申请要求以下临时申请的优先权：(1)提交于2018年4月6日并题为“ContinuousGlucose Monitoring Device”的美国临时申请号62/653,821；(2)提交于2019年1月25日并题为“CarbonWorking Electrode for a Continuous Biological Sensor”的美国临时申请号62/796,832；以及(3)提交于2019年1月25日并题为“Enhanced Membrane Layers forthe Working Electrode of a Continuous Biological Sensor”的美国临时申请号62/796,842；所述临时申请各自均以引用的方式整体并入本文。

背景技术

葡萄糖水平的监测对糖尿病患者至关重要。连续葡萄糖监测(CGM)传感器是一种类型的每天多次从仅在皮肤下的一个区域取样的流体中测量葡萄糖的装置。CGM装置通常包括电子器件位于其中并且其粘附在患者皮肤上以佩戴一段时间的小外壳。装置内的小针递送经常为电化学的皮下传感器。

可以通过监测装置来跟踪并分析由传感器获取的葡萄糖读数，诸如通过用定制的接收器扫描传感器或通过将信号传输到智能手机或其他具有相关软件应用程序的装置。CGM系统中已包括的软件特征包括观察随时间推移的葡萄糖水平、指示葡萄糖趋势以及提醒患者葡萄糖水平的高低。

内科患者经常患有需要测量并报告生物学状况的疾病或病状。例如，如果患者患有糖尿病，那么患者对其系统内的葡萄糖水平具有准确了解十分重要。传统上，糖尿病患者通过用小长矛刺破其手指、形成一滴血并且然后将试纸条浸入血液中来监测葡萄糖水平。将试纸条放置在对血液进行分析并以可视方式将已测量的葡萄糖水平报告给患者的手持式监测器中。基于此报告的水平，患者做出关于要吃什么食物或要注射多少胰岛素的重要健康决定。虽然全天多次检查葡萄糖水平对患者有利，但许多患者由于疼痛和不便未能充分监测其葡萄糖水平。因此，患者可能进食不当或注射过多或过少的胰岛素。无论哪种方式，患者的生活质量都会降低，并且对其健康和身体造成永久性损害的风险也会提高。糖尿病是一种毁灭性疾病，如果控制不当，可能会导致可怕的生理病状，诸如肾衰竭、皮肤溃疡或眼睛出血并且最终失明、疼痛以及经常性的肢体截肢。

众所周知，由于若干已知和未知的原因，血糖水平可显著升高或迅速降低，这使患者的葡萄糖监测复杂化。因此，单次葡萄糖测量仅提供患者体内的瞬时葡萄糖水平的短暂快照。这种单次测量几乎没有提供关于患者的葡萄糖用途随时间推移如何变化或患者对特定剂量的胰岛素如何反应的信息。因此，即使患者坚持严格的扎破手指和试纸条测试程序，所述患者也可能将在饮食、运动和胰岛素注射方面做出错误的决定。当然，患者的试纸条测试不一致会加剧此情况。为了使患者对其糖尿病病状有更全面的了解并获得更好的治疗结果，一些糖尿病患者如今正使用连续葡萄糖监测。

CGM传感器通常使用粘着垫暂时粘附在患者的皮肤上，并且CGM传感器联接到电子器件位于其中的小外壳上。CGM传感器通常具有使用小导针来皮下递送CGM传感器用于患者的一次性涂药器装置。一旦CGM传感器就位，就丢弃涂药器，并将电子器件外壳附接到传感器。虽然电子器件外壳是可重复使用的并且可以长期使用，但是CGM传感器和涂药器需要经常更换，通常每几天更换一次。

应当理解，根据患者的特定医疗需要，可以不同时间间隔进行连续葡萄糖监测。例如，一些连续葡萄糖监测器可设置为每分钟获取多个读数，而在其他情况下，连续葡萄糖监测器可设置为每小时左右获取读数。应当理解，连续葡萄糖监测器可以不同时间间隔来感测并报告葡萄糖读数，并且读数速率可根据过去的测量值、当日的时间或其他标准而改变。

电化学葡萄糖传感器通过使用通常在葡萄糖转化为葡糖酸内酯期间检测由酶的氧化引起的安培信号的电极来操作。然后安培信号可与葡萄糖浓度相关。两电极(也称为两极)设计使用工作电极和参比电极，其中参比电极提供了工作电极偏置所针对的参比。参比电极基本上完成了电化学回路中的电子流。三电极(或三极)设计具有工作电极、参比电极和对电极。对电极补充参比电极上的离子损失，并且是离子回路的一部分。

不幸的是，当前使用连续葡萄糖监测器的成本对于可从其使用中极大受益的许多患者来说是过高的。如上文大体所述，连续葡萄糖监测器具有两个主要部件。首先，电子器件、处理器、存储器、无线通信和电源的外壳。所述外壳通常是可重复使用的，并且可在长时间段(诸如几个月)内重复使用。然后，此外壳连接或连通到一次性CGM传感器，其粘附在患者身体上，所述传感器使用导针将传感器皮下插入患者体内。此传感器有时必须每三天更换一次，并且可能至少每隔一周更换一次。因此，购买新的一次性传感器的成本对患者和保险公司来说都意味着重大的财务负担。因为如此，大量可能从连续葡萄糖监测受益的患者不能使用此类系统，并被迫依靠不太可靠且疼痛的手指刺破监测。

发明内容

在一些实施方案中，连续葡萄糖监测传感器包含工作电极、参比电极和对电极。所述工作电极具有带有第一平面的第一导线和第一平面上的电化学元件。所述参比电极具有带有第二平面的第二导线，并且对电极具有带有第三平面的第三导线。所述第一导线、所述第二导线和所述第三导线用作工作电极、参比电极和对电极的传感器导线。所述第二平面和所述第三平面彼此面对。

在另一个实施方案中，公开了一种用于在连续生物传感器中使用的新型工作电极。所述工作电极使用涂有特殊配制的含碳化合物的塑料基板。此含碳化合物是在弹性体材料中的碳材料的水性分散体。将所述碳化合物施加到塑料基板中，并且然后进一步施加膜和涂层以形成所述工作电极。然后，所述工作电极可与一个或多个参比电极或对电极相联以形成所述生物传感器。

在一个实例中，所述塑料基板可以是聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、聚氯乙烯或聚乳酸，并且可形成为细长线。所述碳材料可以是例如石墨烯、抗磁性石墨、热解石墨、热解碳、炭黑、碳糊或碳墨，其水性分散在弹性体材料诸如聚氨酯、硅酮、丙烯酸酯或丙烯酸中。任选地，可在将所述碳化合物分层堆放到塑料线上之前将所选择的添加剂添加到所述碳化合物中。这些添加剂可以例如改善电导率或灵敏度，或充当目标分析物分子的催化剂。

在一种特定应用中，所述塑料基板形成为细长线，并且然后将其涂有具有水性分散在弹性体材料中的碳材料的碳化合物。添加剂可添加到所述碳化合物中，充当过氧化氢催化剂，诸如酞菁或普鲁士蓝中。而且，所述添加剂可以呈金属氧化物的形式以增强电特性，其中优选的金属氧化物用铜、镍、Rh或Ir形成。

有利地是，工作电极可被构造成耐用的、坚固的、柔性的并且具有优良的电特性和灵敏度特性的工作电极。此外，由于所述工作电极可以不使用昂贵且稀有的铂来构造，因此可提供更具有成本效益的工作电极。这种无铂电极将能够为患者提供更便宜的传感器，从而允许更多的患者获得连续监测并且特别是连续葡萄糖监测的实质益处。这也允许传感器的机械设计和构造具有更大的灵活性。此外，此设计还允许用于除葡萄糖外的其他分析物/酶，其中许多酶系统需要碳基电极以获得最佳性能。

在另一个实施方案中，公开了一种用于连续生物监测器的传感器，其具有带有以下各项的工作电极：(1)用于增强并稳定过氧化氢与导体层的相互作用的新干扰层和(2)由物理氢键形成的增强型葡萄糖限制层。虽然这些发明方面可以独立使用，但它们组合来形成非常理想的新工作电极和新传感器。所述新传感器与之前的装置相比，制造更容易且更便宜，并且提供改善的灵敏度、更好的线性度和增强的精确度。与之前的工作传感器相比，所述新干扰层更精确地调节了过氧化氢从酶膜到其电导体的流动，并使过氧化氢与所述电导体表面之间的相互作用更大。所述新传感器还具有使用物理氢键而不是提供化学交联来形成的外部保护葡萄糖限制层。

在所述干扰层的一个实例中，干扰化合物电沉积在导电基板上，并且酶层施加在所述干扰化合物上。所述干扰化合物是：1)不导电的，2)离子通过的，并且3)具有根据分子量的选择渗透性。此外，它以薄且保形的方式进行电沉积，从而能够更精确地控制过氧化氢从所述酶层到所述导电基板的流动。在一个特定实例中，通过将单体与温和碱性缓冲液混合并且然后将混合物电聚合成聚合物来制备干扰材料。例如，所述单体可以是2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、苯胺、萘酚、苯二胺或其共混物，所述单体与缓冲液混合并电聚合成聚合物。应当理解，可使用其他单体。在更特定的实例中，所述单体是2-氨基苯酚，并且所述缓冲液是在pH约8下的磷酸盐缓冲盐水(PBS)。所述单体与所述缓冲液混合并电聚合成聚合物聚邻氨基苯酚(PoAP)。然后PoAp电沉积到所述导电基板上。PoAP的渗透选择性可通过所述缓冲液的pH来调节，例如通过添加氢氧化钠(NaOH)来调节。

在葡萄糖限制层的一个实例中，将1)亲水粘结材料、2)疏水粘结材料和3)溶剂混合在一起以形成粘结凝胶。然后将所述粘结凝胶施加在酶膜层上，并且使所述凝胶固化。所述亲水材料通常被选择为具有高分子量、易于分配并且提供强氢键结合。在一个特定实例中，所述亲水粘结材料是聚乙烯吡咯烷酮(Polyvinylpyrrolidone)(PVP)。所述疏水材料被选择为具有生物相容性，并具有足够的硬度且仍然提供与所述亲水材料和溶剂的适当相互作用。已发现聚氨酯和硅酮是理想的疏水材料。最后，所述溶剂被选择为极性的、二元的并具有足以满足固化要求的挥发性。

有利地，新型干扰层和新型葡萄糖限制层两者都可经济地制造以提供更具有成本效益的工作电极。此外，两种新膜都为所述工作电极提供了增强的线性度和总体检测特性。在一个实例中，所述干扰层是非电子导电的、离子通过的并且对于分子量具有选择渗透性，并且所述葡萄糖限制层是聚丙烯酸和丙烯酸聚氨酯的自交联制剂。

在本发明的另一个实施方案中，工作导线具有包含聚氨酯和GOx共混物的水性乳剂的酶层，所述酶层被施加到工作导线中并固化。所述新酶层具有更好的稳定性和GOx的完全截留、更均匀的分散并且能够实现更高的GOx负载量和更好的总体传感器灵敏度。还应当理解，为了测量其他代谢功能，其他酶可替代GOx。

在本发明的另一个实施方案中，工作导线具有包含聚氨酯、碳和GOx共混物的水性乳剂的碳-酶层，所述碳-酶层被施加并固化到用于工作导线的塑料基板中。新的碳-酶层具有更好的稳定性和GOx的完全截留、更均匀的分散并且能够实现更高的GOx负载量和更好的总体传感器灵敏度。此外，碳-酶层能够直接产生与反应的葡萄糖的量成比例的自由电子，从而消除对昂贵的铂的任何需要。还应当理解，为了测量其他代谢功能，其他酶可替代GOx。

附图说明

阅读以下具体实施方式并参考附图和权利要求书后，本公开的这些和其他目的和优点将变得明显。

图1示出了根据一些实施方案的平面电极的各种视图。

图2A-图2D示出了根据一些实施方案的具有三角形支撑芯线的平面电极的各种视图。

图3示出了根据一些实施方案的安装到平面电极中的电化学元件。

图4A是根据一些实施方案的用于工作电极的碳涂覆线的不按比例的插图。

图4B是根据一些实施方案的用于工作电极的碳涂覆线的不按比例的插图。

图4C是根据一些实施方案的用于工作电极的碳涂覆线的不按比例的插图。

图5是根据一些实施方案的用于制备工作电极的一般制造步骤的流程图。

图6是现有技术的单线传感器的不按比例的横截面框图。

图7A是根据一些实施方案的具有干扰膜层的2线传感器的不按比例的横截面框图。

图7B是根据一些实施方案的具有干扰膜层和涂覆参比电极的2线传感器的不按比例的横截面框图。

图8是根据一些实施方案的用于制备具有干扰膜层的2线传感器的一般制造步骤的流程图。

图9A是根据一些实施方案的具有干扰膜层和葡萄糖限制层的2线传感器的不按比例的横截面框图。

图9B是根据一些实施方案的具有干扰膜层、葡萄糖限制层和涂覆参比电极的2线传感器的不按比例的横截面框图。

图10是根据一些实施方案的用于制备并施加葡萄糖限制层的一般制造步骤的流程图。

图11是根据一些实施方案的用于制备并施加酶层的一般制造步骤的流程图。

图12是根据一些实施方案的具有酶层、干扰层、葡萄糖限制层和非铂基板的2线传感器的不按比例的横截面框图。

图13A是根据一些实施方案的具有用于直接产生电子或过氧化物的碳/GOx膜以及干扰层的2线传感器的不按比例的横截面框图。

图13B是根据一些实施方案的具有用于直接产生电子或过氧化物的碳/GOx膜以及干扰层的1线传感器的不按比例的横截面框图。

图14A是根据一些实施方案的具有用于直接产生电子或过氧化物的碳/GOx膜的2线传感器的不按比例的横截面框图。

图14B是根据一些实施方案的具有用于直接产生电子或过氧化物的碳/GOx膜的1线传感器的不按比例的横截面框图。

图15是根据一些实施方案的具有工作导线(其具有用于直接产生电子或过氧化物的碳/GOx膜)和附接的参比导线的1线传感器的不按比例的横截面框图。

图16是根据一些实施方案的用于制备并施加用于直接产生电子或过氧化物的碳/GOx膜的一般制造步骤的流程图。

具体实施方式

本公开涉及用于在连续代谢监测器(诸如连续葡萄糖监测器)中使用的传感器的结构和过程。特别地，本发明的装置和方法描述了用于与连续代谢传感器中的工作电极一起使用的新型膜和基板。对于可受益于CGM的使用的患者来说，成本可能是禁止因素。因此，市场上对用于连续生物监测器的低成本传感器有很大的需要。应当理解，成本降低可以通过降低传感器本身的制造成本、通过增加传感器更换之间的时间长度或通过降低成本和提高使用寿命两者的组合来获得。通过降低用于连续监测的传感器的成本，更多患者可以受益于提高的生活质量和增强的连续监测治疗效果。

大多数CGM传感器设计是平面的(平坦的基板)或基于导线的。平面类型更适合用于3极电化学设计，因为可以很容易地构造简单的导线迹线和小电极。然而，平面类型在生理学上具有缺陷，因为平面基板由于其几何形状而具有一些方向性并且还具有锋利的边缘，这对装置产生更具侵略性的生物反应。基于导线的系统由于其几何形状的平滑性质而产生比平面系统更好的来自患者的生理反应，但是其主要限于易于插入穿过针的单线。由于基于针的传感器递送的空间限制引起的这种单线约束通常将设计限制为2极电化学设计。所述2极设计具有使参比电极不可再生的额外缺点，并因此消耗电极材料以完成电化学回路，这限制了系统的工作寿命。

基于导线的传感器设计的挑战是在远端上形成电连接。单线构型需要原位制造工作膜和化学物质，并因此限制可在此类设计中使用的方法和材料。为了易于制造，用于工作电极、参比电极和对电极的单独导线是理想的；然而，这种方法受限于插入针的内直径。

本发明的实施方案公开了一种基于导线的解决了上述设计的缺陷的3极电化学设计。工作化学物质与导线分开制备，并且然后与下面的传感器导线粘结。因为本发明的CGM装置的部件可以彼此独立地制备，这允许成本更低的材料和方法。而且，因为单独制造导线不需要100％传感器质量测试，并且可以基于片材或批次进行质量测试，因此能够实现更具有成本效益的规模化制造。所公开的基于导线的系统的一些实施方案使用以工作化学物质以大规模片材制造的基于碳(诸如基于石墨烯)的电极，所述电极然后附接到工作电极。

基于导线的3极电极设计

图1示出了使用分割的导线设计的连续葡萄糖监测传感器的基于导线的3极系统100的实施方案。在此实施方案中，提供导线的一部分(诸如半线)用于参比电极110和对电极120，每个电极具有近似穿过其直径的平面，使得导线具有半圆形横截面。在一些实施方案中，参比电极110的平面和对电极120的平面彼此面对。每个半线电极，诸如参比电极110和对电极120，可具有部分表面积，诸如具有相同直径的全线的表面积的82％，同时仍允许参考电极和对电极组件适合于用于插入皮肤下的小直径插入针102内。换言之，分割线构型使参比电极110和对电极120能够提供与两个全线电极几乎相同的表面积，但是仅占据插入针102内的一根导线的空间而不是两根全线的空间。虽然描绘了用于参比电极110和对电极120的半线(其中每根导线已沿其直径沿导线的长度分割)，但可利用其他部分分数的导线来形成平面电极，例如像30％至70％或40％至60％，通常由穿过导线的圆形横截面拉伸的弦所限定以得到更大比例的全线表面积。

也通过在导线上形成平坦部分来制造工作电极。图1示出了两个实施方案，即1侧工作电极130和2侧工作电极135，可使用两者中的任一个。1侧工作电极130具有半圆形横截面，其中所述导线的横截面面积的一半已被移除，而2侧工作电极135具有矩形横截面，其中所述导线在平坦部分上方和下方的部分已被移除。移除的部分可能相等或者一个部分(即顶部或底部)可能大于另一个部分。工作电极130或工作电极135的平坦部分用于支撑电化学元件，所述电化学元件是感测患者组织液中的葡萄糖的反应性部件。

图1还示出了将电极插入到插入针102中，其中可以看出传感器的这种3极设计在针腔内占据了仅相当于两根导线而不是三根导线的空间。工作电极(其中此插图中示出了2侧工作电极135)利用一根导线的空间，并且参比电极110和对电极120一起占据另一根导线的空间。用于参比电极110、对电极120或工作电极135的导线的直径可以例如为0.002英寸至0.007英寸。电极部分本身的长度或表面积可根据所需的传感器灵敏度和所需的设计规格来定制。

在图2A-图2D中示出了在连续葡萄糖监测传感器中使用平面电极的系统的其他实施方案。在设计200(图2A)和设计210(图2B)的径向横截面视图中，紧凑型系统由具有三角形横截面的支撑芯线140组装而成，所述三角形横截面由面对三角形芯线140的平面的工作电极135、参比电极110和对电极120所围绕。用于工作电极135、参比电极110和对电极120的每根导线都具有定位成面对三角形芯线140的表面的平面。如图2A-图2B所示，参比电极110和对电极120的横截面近似为半圆形，而工作电极135的横截面可以为半圆形(图2A的设计200)或矩形(图2B的设计210)。示意图220(图2C)和示意图230(图2D)分别提供了三角形支撑导线末端的纵向横截面图和透视图，这显示此三角形设计可以是完全自插式传感器。也就是说，三角形芯线140的尖端142可被削尖成点或变成尖的，使得传感器可以直接插入而无需使用针来将传感器放置在皮下组织内。

在这些各种实施方案中，电极的平面为易碎的电化学材料(诸如通常为脆性的基于碳的片材)提供支撑。在一个实例中，可以形成支撑片材(例如，由吡咯或聚苯胺制成)，并且然后将碳材料沉积到支撑片材上。支撑片材提供了碳所粘结良好的基板，并且还应是导电的，以使电化学(例如，碳/吡咯)片材与电极线电联接。然后通过各种拉伸膜或旋涂技术，导电片材材料可浸渍或涂有感测化学物质。

电化学材料片材可与电极线分开制备，并且然后如图3所示安装在电极的平面上。在图3的这个实例中，具有围绕导电线芯330的绝缘体320的导线310使其末端的一部分移除以形成平面340。碳或碳/石墨烯/吡咯片材350切割成一定尺寸并放置在平坦电极线310的平面340上。例如，一旦用感测化学物质制造平坦片材，这些片材350就可以被激光切割成小部分并且然后组装到导线310的平面340上。

支撑片材可以通过例如沉积吡咯层以使其与电极的平面电接触来制备。在其他实施方案中，额外吡咯的电聚合可用于连接电极金属与薄片，或者导电胶粘剂或其他电接触粘结方法也可用于形成电接触。

在其他实施方案中，电化学物质部件可以在电极上原位形成而不是与电极分开形成片材。例如，用于原位产生感测化学物质和膜的替代制造方法可包括直接在导线的平面上进行移印或丝网印刷、涂漆或3D打印。

碳材料可以呈例如油墨或糊状物的形式，并且碳可包括各种同素异形体，诸如但不限于石墨、石墨烯、富勒烯和/或纳米管。可使用除纯碳之外的材料，包括单独或组合使用的铂黑、碳铂糊、碳金糊或其他已知的工作电极表面材料(例如，碳、铂、金、钯、铑、铱)。在一些实施方案中，可使用石墨烯和/或其他纳米材料的高表面积纳米多孔材料，以增加可用于反应的活性化学位点的数量。

与通常用于生物相容性应用的金属(例如，金和铂)相比，碳的成本更低。然而，由于碳材料的固有脆性，基于碳的电极常规地用于平面型电极(诸如手指针刺)中，其中碳可以由平面基板支撑而不会在电极上施加不适当的机械负载。本发明的实施方案通过提供碳材料所需的机械支撑并且通过消除在导线上原位制造工作化学物质的典型需要(虽然可使用原位制造)来克服在导线电极上使用基于碳的材料的困难。

在电极上单独或原位产生感测化学物质后，可以使用最终的浸涂，使用通过聚合物干燥后收缩产生的环向强度来密封整个系统。此最终聚合物层还用作产生线性葡萄糖反应所需的生物相容性膜和葡萄糖限制膜，并提供植入式传感器所需的生物安全性。

本发明的平线实施方案还可用于优化电化学基板，以便其可通过使氧化还原中心保持在多孔碳表面附近或在封装的聚合物内来针对直接电子转移化学物质进行调整。一个此类实施方案使用通过电接枝共价粘结到碳电极的氨基苯酚，并且随后通过重氮化学连接到葡萄糖氧化酶(GOx)以提供直接电子转移。实施方案可直接用于在多孔碳片材上原位形成的导电聚合物(例如，PEDOT-PSS、聚吡咯、聚苯胺、萘酚、苯二胺等)，所述导电聚合物可与正常酶(葡萄糖氧化酶(GOx)或葡萄糖脱氢酶(GDH))和/或具有介体的酶作用以产生改变对高偏压的需要的杂合酶系统并因此减少来自所有来源的干扰。

在一些实施方案中，氧化还原酶可以新的方式在电极表面上固定化，使得在酶的活性侧与换能器之间可以发生直接电子转移。安培型葡萄糖传感器的此类实施方案的主要独特特性在于其偏置电位是在0V至-0.5V的范围内，理想地至约-0.1V。相比之下，常规CGM传感器具有通常为+0.55V的偏置电位。存在两种实现本发明的设计的较低偏置电位的主要方法。第一种方法是将导电聚合物与氧化还原酶原位电聚合。感测层通过用酶和单体/共聚单体溶液施加电位循环或合适的电位脉冲的序列来形成。这种方法的优点在于由于沉积过程的电化学引发，薄膜仅在电极表面上形成。第二种方法是将氧化还原介体并入聚合物或预聚物中。可将含有氧化还原介体的聚合物与酶物理混合，然后通过浸涂、旋涂或其他涂覆方法沉积到电极上。这也可通过在酶溶液和电极存在下，将含有氧化还原介体的预聚物与其他活性预聚物原位聚合来实现。电极上所得的感测层包含具有共价连接的氧化还原介体的聚合物网络内部的基质酶。

碳基板

在一些实施方案中，具有成本效益的无铂传感器用于连续生物监测系统中。实施方案为这种生物传感器的工作电极的制造提供显著的成本降低。虽然主要讨论用于连续葡萄糖监测的实施方案，但应当理解存在受益于成本降低的传感器和工作电极的用于生物感测的许多其他用途。

通常，用于连续生物监测系统的传感器具有工作电极和参比电极。构造并布置工作电极和参比电极，使得它们可以经常通过测量血液或其他体液(诸如组织液(ISF))内的浓度或离子流来感测患者体内分析物的浓度。应当理解，传感器可包括多根工作导线、多个参比电极和对电极。

通常，需要构造工作电极以满足三个基本要求。第一，它必须足够坚固以承受患者皮肤下的插入并承受在使用期间的振动、冲击和运动。第二，它需要足够柔性以沿着弯曲的路径进入皮肤，并为了使患者舒适在插入后允许一些运动。并且第三，它需要提供电特性以支撑一致且准确的感测。因此，已知的工作电极通常使用铂丝的一些形式，即实心铂丝或者是涂有铂的较便宜的金属材料(诸如钽)。正是铂的这种依赖和使用驱动了一些高成本的当前生物传感器。

有利地是，本公开的实施方案消除了制备不仅具有足够的机械强度和柔性而且具有优异的电特性和感测特性的工作电极对昂贵且稀有的铂的需要。此外，本发明的工作电极的实施方案由已知对人体安全的材料构造。这也允许使用传感器的替代几何形状和不同风格的传感器制造。

在一个特别具有成本效益的实施方案中，所述工作电极使用塑料材料作为基板。所述塑料材料足够坚固以支撑插入人体，同时具有插入和患者舒适度所需的柔性。此塑料基板可以形成为许多形状的细长线以支撑不同类型的传感器的构造。然后塑料线可涂有特殊形成的碳化合物。塑料线与具有相同尺寸的金属线相比具有改善的疲劳性能的额外优点。传统上，元素碳糊电极不考虑在柔性工作电极上使用，因为碳非常脆并且需要刚性支撑。而且，碳糊电极通常是水溶性的，并因此当其插入潮湿环境时会溶解并降解。并且最后，碳与铂金属相比具有高电阻，并且因此实际上不可用作生物传感器中的导体。然而，如本文所公开的在塑料线上使用的载体化合物中的新形式的碳克服了元素碳的若干种缺点。

在一些实施方案中，将碳化合物制备成碳材料与弹性体材料的水性分散体涂层。例如，碳材料可以呈石墨烯、抗磁性石墨、热解石墨、热解碳、炭黑、碳糊或碳墨的形式。在一些情况下，为了支撑特定应用，其他添加剂可添加到碳化合物中用于增强电特性和反应特性。例如，过氧化氢催化剂可添加到碳化合物中以支撑增强的葡萄糖水平灵敏度。应当理解，其他感测分子可用于其他感测应用。

然后，将如上所述的碳化合物施加到塑料线中。大多数情况下，这是通过简单的浸入过程完成的，虽然应当理解涂层也可以喷涂、挤压、沉积或甚至印刷在塑料线上或直接3D打印基板上。然后，可通过添加膜、将其与参比电极相联并添加保护性生物涂层，使用已知方法将涂覆线加工成工作电极。

现在参考图4A、图4B和图4C，示出了碳涂覆线400。碳涂覆线400包括图4A中的导线411、图4B中的导线412和图4C中的导线413。这些插图是不按比例的并且仅用于描述目的。碳涂覆线400各自均具有完全由碳化合物418围绕的塑料芯415。应当理解，塑料芯415可以形成为许多不同的细长物理形状。例如，如图4A所示，塑料芯415可具有圆形横截面。如图4B所示，塑料芯415可具有矩形横截面或正方形横截面。并且如图4C所示，塑料芯415可具有三角形横截面。应当理解，可使用许多其他横截面形状。

碳化合物418被配制为具有优异的电特性、适当的机械特性(诸如强度和柔性)并具有成本效益。例如，标准碳导电油墨具有约23Ohm/mm2的电阻率，而碳化合物418可被配制为具有更理想的电阻率，诸如1-5Ohm/mm2。以这种方式，已发现碳化合物418具有比标准碳导电油墨低一个数量级的电阻率，这显著提高了其作为用于工作导线的导体的效用和性能。碳涂层418不仅比铂便宜得多，而且其以涂层形式施加也更容易且更具有成本效益。例如，碳化合物418可与低成本的浸入、喷涂、挤压、沉积或印刷过程一起使用。应当理解，根据特定应用，碳涂覆线400将进一步加工以添加膜和保护涂层，并且它们将与一个或多个参比电极或对电极相联。应当理解，工作导线与参比导线的相联可以若干种方式来完成。例如，工作导线和参比导线可以并排放置、同心形成、缠绕成合股的关系、分层或形成为工作导线及其相联参比导线的任何其他已知的物理关系。

在一个实例中，碳涂层可如下配制。应当理解，许多其他制剂也落入本文的教导内容之内。

制剂(重量％，总计100％)

一种水性分散体，其包含：

40％-60％聚氨酯(即Hauthaway HD4661、

40％-60％丙烯酸多元醇(即Acquathane)、

0.5％-5％聚乙烯吡咯烷酮)。

0.1％-0.5％炭黑

0.05％-0.5％石墨烯

0.1％-0.5％热解石墨

0％-10％额外水

现在参考图5，示出了用于制备碳工作电极的流程500。流程500以在步骤522中选择塑料基板材料开始。此塑料基板材料被选择为具有用于插入患者皮肤下的足够强度，以及用于患者舒适度的柔性并且易于制造。此外，应当理解，塑料基板应该是生物上安全的并且通常不发生电反应。应当理解，广泛范围的材料满足所选择的塑料基板的机械要求和功能要求。例如，可使用许多有机聚合物和热塑性塑料。仅出于说明性目的，可使用以下特定塑料基板材料：聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、聚氯乙烯和聚乳酸。应当理解，各种各样的材料可用作塑料基板。

然后在步骤523中将所选择的塑料基板材料形成为细长塑料线。应当理解，导线可采用许多横截面形状，诸如圆形、正方形或三角形。通常，这些导线可使用众所周知的挤压过程来形成。塑料基板也可以形成为带状导线，或者在一些情况下通过打印诸如3D打印来制造。

在步骤525中制备碳化合物以用于施加到塑料基板中。碳化合物具有水性分散在弹性体材料中的碳材料。针对其机械特性，诸如强度和柔性选择弹性体材料，同时针对有利的电特性选择碳材料。存在若干种可提供所需特性的可接受的弹性体材料，例如：如聚氨酯、硅酮、丙烯酸酯或丙烯酸。应当理解，其他弹性体材料可替代。与本公开有关的实验结果显示，碳化合物与涂覆铂的钽丝相比，在弹性体材料固化后，不会与塑料线分层。

针对增强的电特性选择碳化合物中的碳材料。例如，如上文简略地讨论，元素碳具有太高的电阻，不能有效地用于工作电极。然而，通过添加石墨烯、抗磁性石墨或热解碳，碳化合物可被配制为具有有利的电特性。事实上，可以调节碳材料与弹性体材料的负载以产生具有所需电阻(例如100ohms/cm2或更小)的碳化合物。以这种方式，可使用利用这种碳化合物涂层的工作电极，使得感测系统具有非常理想的信噪比。由于来自碳电极的高电阻的高电背景，元素碳不能实现这种信噪比。

任选地，在步骤526中可将额外催化剂或材料添加到碳化合物中以增强电特性或感测特性。例如，可将金属氧化物添加到碳化合物中以用于降低电阻率，从而使工作电极与元素碳相比具有更高的信噪比能力。例如，在一些实施方案中，可使用镍或铜的金属氧化物。在一些实施方案中，Rh和Ir的金属氧化物当添加到碳化合物中时，与用铂形成的导线相比，可使工作导线能够以较低偏置电压操作。通过在较低偏置电压下操作，工作导线能够以更高的灵敏度和更低的能量消耗操作。

在步骤526中的添加剂的另一个实例中，可将过氧化氢催化剂添加到碳化合物中。在一个实例中，将酞菁或普鲁士蓝添加到碳化合物中，从而基本上提高了工作导线对过氧化氢的灵敏度，这对于葡萄糖监测器传感器的总体精确度和灵敏度是非常有利的。应当理解，可使用其他过氧化氢催化剂。而且，对于旨在用于除葡萄糖之外的生物感测的工作导线，应当理解，可使用其他感测分子和分子催化剂。

然后在步骤527中可将涂层施加到塑料线基板中。因为碳化合物便宜并且易于使用，因此塑料基板可浸入碳化合物中。对于其他应用，碳化合物可喷涂到塑料线上，可使用众所周知的沉积过程沉积，共挤压，或者可使用印刷过程(诸如移印)施加。也可将其制备成3D打印的。应当理解，任何适当的施加过程可用于将碳化合物涂覆或沉积到塑料基板上。然后，在进一步加工之前，使碳化合物涂层固化。

一旦碳涂覆的工作导线已经固化，就可以在步骤528中将其加工成工作电极。以这种方式，可添加膜和保护涂层，并且工作导线与一个或多个参比电极或对电极相联。用于添加膜、保护涂层并且与其他电极相联的过程是众所周知的，因此本文将不进行描述。例如，工作电极和参比电极可以并排放置、分层、同心形成或缠绕在一起。还应当理解，一些应用将使用多个工作电极、多个参比电极或对电极。

由于含碳化合物的水性性质，酶或其他感测分子和化学物质可直接包含在含碳化合物中，从而通过移除附加层和扩散距离来提高电子转移效率并进一步提高信噪比。将酶和其他感测化学物质并入传感器导线本身也进一步简化这些传感器的制造。

现在参考图6，示出了用于连续生物监测器的现有技术的单线传感器600。本领域技术人员应认识到传感器600仅是出于指导目的的高级图，并且省略了大量细节以促进理解提高。如所理解的那样，这种现有技术的传感器将在单线上整合工作电极的功能与参比电极的功能。应当理解，单线电极可使用多个工作电极层和多个参比电极层构造。单线电极也可使用对电极或辅以对电极。虽然传感器600被示出为具有同心形成的层的导线，但应当理解，可使用其他物理实施方式，诸如分层的、螺旋的、平坦的以及其他众所周知的物理关系。

现有技术的传感器600具有细长导线605，其经常由实心铂或较便宜的金属基板或塑料基板上的铂涂层制备。应当理解，其他类型的导线可替代。导线605包裹有电绝缘层614a。在制造期间，移除绝缘层614a的带618，这暴露出仍未绝缘的铂丝的一部分617。此带618的移除必须非常准确地且精确地进行，因为这会影响传感器600的总体电灵敏度。例如，此带618可以为大约20μm厚，并且必须被切割成约40μm，虽然根据传感器600的总体结构，可使用其他厚度和宽度。

银或氯化银层611定位在电绝缘层614周围，并且第二电绝缘材料层614b设置在银/氯化银层611周围。在制造期间，银/氯化银层611的一部分621需要暴露。通常，这要求使用例如激光烧蚀过程精确移除层614b的一小部分。还可以在传感器600的连接末端处使用第二移除过程以暴露银/氯化银层611的一小部分，以便可形成更方便的电连接。从银/氯化银层611移除绝缘层是精确的操作，因为层可以仅为大约20μm厚。这种昂贵的移除操作为制备单线传感器603增加了大量的成本和制造风险。

在操作中，葡萄糖限制膜607基本上限制了可到达酶膜608的葡萄糖的量。通过限制可到达酶膜608的葡萄糖的量，改善了总体反应的线性度。葡萄糖限制膜607还允许氧气进入酶膜608。用于葡萄糖检测的关键化学过程发生在酶膜608内。通常，酶膜608具有分散在酶膜608内的一种或多种葡萄糖氧化酶(GOx)。当在葡萄糖氧化酶的存在下一个葡萄糖分子与一个氧气分子(O2)组合时，形成了一个葡萄糖酸分子和一个过氧化氢分子(H2O2)。然后，过氧化氢通常既分散在酶膜608内，又分散在离子导电层609中。

至少一些过氧化氢进入到电绝缘层614a中的窗口(带618)中，在所述窗口中其与铂丝605的暴露部分617接触。铂表面促进反应，其中过氧化氢发生反应以产生水和释放到离子导电层609中的氢离子，并且产生两个电子。通过跨越铂丝605和银/氯化银层611设置的偏置电压来将电子吸引到铂丝605中。来自银/氯化银层611的正离子被释放到离子导电层609中以完成电路。以这种方式，铂丝上的电流大小旨在与过氧化氢反应的数量有关，所述过氧化氢反应的数量旨在与氧化的葡萄糖分子的数量有关。以这种方式，铂丝上的电流测量值旨在与患者血液或ISF中的特定葡萄糖水平相关联。

不幸的是，因为在制造期间已暴露了铂表面(部分617)，因此在窗口618中形成氧化层。此氧化层污染了电极并干扰暴露的铂转化过氧化氢的效率。也就是说，铂丝的暴露部分617的实际有用的暴露面积由于氧化污染而大量减少，这也可能导致不可预测且不合需要的灵敏度结果。为了克服此缺陷，必须对单线传感器603进行复杂的校准。此外，铂丝605与银/氯化银层611之间的偏置电压必须设置为相对较高，例如在0.4V-1.0V之间。需要这种高偏置电压来将电子吸引到铂丝中，而且其用于将来自血液或ISF的污染物吸引到传感器中。这些污染物诸如对乙酰氨基酚和尿酸干扰化学反应，从而导致错误的和误导性的葡萄糖水平读数。单线传感器603的制造也很昂贵，这部分是由于暴露铂丝605中的带618所需要的精确的激光烧蚀，以及暴露银/氯化银层611的小部分621。

本公开的实施方案涉及用于在连续生物监测系统中使用的具有成本效益的传感器。实施方案为这种生物传感器的工作电极的制造提供显著的成本降低。虽然主要讨论用于连续葡萄糖监测的实施方案，但应当理解存在受益于成本降低的传感器和功能增强的工作电极的用于生物传感器的许多其他用途。

通常，用于连续生物监测系统的传感器被构造为具有工作电极和参比电极的两线连续生物传感器。构造并布置工作电极和参比电极，使得它们可以经常通过测量血液或其他体液诸如ISF内的浓度分子，诸如葡萄糖来感测患者体内分析物的浓度。应当理解，传感器可包括多根工作导线、多个参比电极和对电极。

干扰层

现在参考图7A，通常示出了用于连续生物监测器的传感器700。传感器700具有工作电极703，所述工作电极703与参比电极705协作以提供可用于确定患者血液或ISF中的葡萄糖水平的电化学反应。虽然示出了具有一个工作电极703和一个参比电极705的电极传感器700，但应当理解，一些替代传感器可使用多个工作电极、多个参比电极和对电极。还应当理解，传感器700在工作电极703与参比电极705之间可具有不同的物理关系。例如，工作电极703和参比电极705可分层布置、呈螺旋状、同心布置或并排布置。应当理解，许多其他物理布置可与本文的公开内容一致。

工作电极703具有导电部分，示出了传感器700的呈导电线710形式的导电部分。此导电线710可以是例如实心铂、较便宜的金属或塑料上的铂涂层，或者如上文所公开，导电线710可以是塑料基板上的碳化合物涂层。应当理解，可与此公开一致地使用其他电子导体。如现有技术的工作电极一样，工作电极703具有可用于限制污染并限制接收到酶膜708中的葡萄糖的量的葡萄糖限制层707。

在操作中，葡萄糖限制膜707基本上限制了可到达酶膜708的葡萄糖的量，例如仅允许约1000个葡萄糖分子中的1个葡萄糖分子通过。通过严格限制可到达酶膜708的葡萄糖的量，改善了总体反应的线性度。葡萄糖限制膜707还允许氧气进入酶膜708。用于葡萄糖检测的关键化学过程发生在酶膜708内。通常，酶膜708具有分散在酶膜708内的一种或多种葡萄糖氧化酶(GOx)。当在葡萄糖氧化酶的存在下一个葡萄糖分子与一个氧气分子(O2)组合时，形成了一个葡萄糖酸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708内，又分散在干扰膜709中。

干扰膜709在工作电极703中的导电线710与酶膜708之间分层。如下文将更详细讨论的，与常规绝缘层(例如，图6的层614a/b和Ag/AgCl层611)相比，干扰膜709可以被独特地配制为对过氧化氢分子的水平具有更精确的调节，使其能够从酶膜层708传递到导电线710的更广阔表面积。此干扰膜709可以非常一致且保形的方式电沉积到导电线710上，因此降低了制造成本以及提供了更可控且可重复的层形成。干扰膜709是不传导电子的，但将以预选速率通过负离子。此外，干扰膜709可以被配制为对特定分子具有选择渗透性。在一个实例中，以限制较大分子通过的方式配制并沉积干扰膜709，所述较大分子可充当降解导电层710的污染物，或者可干扰电检测和传递过程。

有利地，干扰膜709与已知的绝缘层相比，提供了降低的制造成本，并且能够更精确地调节过氧化氢分子通向下面的导电层710的宽表面积。此外，可定制干扰膜709的配制以允许限制或拒绝某些分子通向下层，例如，限制或拒绝大分子或特定目标分子通过。

干扰膜709是围绕铂丝710的固体涂层。以这种方式，避免了提供穿过绝缘层的窗口的费用和不确定性。因此，干扰膜709可以具有可预测且一致的过氧化氢通过的方式精确地涂覆或沉积在铂丝710上。此外，过氧化氢与铂丝710的表面之间的可允许相互作用面积显著增加，因为相互作用可沿着铂丝710的任何地方发生。以这种方式，干扰膜709使铂丝710的表面中的过氧化氢分子之间的相互作用水平提高，使得电子的产生在现有技术的工作电极上充分放大。以这种方式，干扰膜使传感器能够在较高的电子电流下操作，从而降低了传感器对噪声和来自污染物的干扰的敏感性，并进一步使在外壳中能够使用不太复杂且不太精确的电子器件。在一个非限制性实例中，以较高的电子流操作的能力允许传感器的电子器件使用更多的标准运算放大器(op-amp)，而不是现有技术的传感器系统所需的昂贵的精密op-amp。所得的改善的信噪比允许实现简化的滤波以及精简的校准。

此外，在制造过程期间，可在沉积干扰膜709之前去除铂丝710的外表面上的氧化。因为干扰膜709用于密封铂丝710，因此可以显著降低氧化水平，从而再次允许更大的相互作用表面并进一步放大葡萄糖信号，进而产生更高的电子流并实现更高的信噪比。以这种方式，新的干扰层通过消除不合需要的氧化作用来防止铂的电界面结垢。

在一些实施方案中，干扰膜709是不传导电子的，但是传导离子的。在实践中，特别有效的干扰膜可使用例如聚邻氨基苯酚(PoAP)来构造。PoAP可使用电沉积过程，以可精确控制使得可预测水平的过氧化氢能够穿过干扰膜709到达铂电极710的厚度来沉积到铂丝710上。此外，可调节PoAP的pH值以设置干扰膜709的理想渗透选择性。例如，可有利地调节pH以显著阻挡较大分子诸如对乙酰氨基酚的通过，从而减少可到达铂丝710的污染物。应当理解，可使用其他材料，例如聚苯胺、萘酚或聚乙烯二胺。

传感器700还具有与工作电极703分开的参比电极705。以这种方式，工作电极的制造得到简化并且可使用有助于显著改善稳定性和性能的一致性来进行。参比电极705由银或氯化银714构造而成。

现在参考图7B，示出了用于连续生物监测器的另一个传感器701。传感器701类似于传感器700，因此将不详细描述。传感器701具有与参考传感器700所述的工作电极相同的工作电极703。然而，传感器701具有参比导线725，其具有由离子限制膜728围绕的银/氯化银层726。此离子限制膜728在银/氯化银层726上的施加理想地通过控制来自银/氯化银层726的离子流来控制总体传感器装置701的电流灵敏度。以这种方式，可有利地控制并限定电流灵敏度。如应理解的，这还可以充当通过控制来自电极表面的氯化物释放来控制传感器灵敏度的辅助方法。

现在参考图8，示出了用于配制并施加干扰膜的流程800的一般描述。如步骤802所示，提供导电基板。此导电基板可以呈细长线的形式，但应当理解，导电基板可以呈其他形式，诸如印刷的形式或呈导电垫的形式来提供。在一些实施方案中，导电基板是实心铂丝、已涂有铂的较便宜的导线，或者如本文所公开的，导电基板可以是涂覆在塑料基板上的导电碳化合物。应当理解，可使用其他导电基板。

如步骤804所示，现在制备干扰膜化合物。将此化合物配制为1)不导电的；2)离子通过的；以及3)选择性渗透的。此外，特别地配制所述化合物以将其电沉积在薄且均一的层中，并且所述化合物由于电驱动的交联性质而具有自限制的厚度。以这种方式，化合物可使用简单且具有成本效益的制造过程以提供控制良好的调节过氧化氢分子通过的方式来施加。此外，过氧化氢的通过与现有技术的工作导线相比可发生在大得多的表面积上。

通常，上文所鉴定的本发明的干扰膜的特性可通过将单体与温和的碱性缓冲液混合，并通过应用电聚合过程将单体转化为更稳定且可用的聚合物来配制。在一种制剂中：

a)单体：例如2-氨基苯酚、3-氨基苯酚、4-氨基苯酚、苯胺、萘酚、苯二胺或其共混物。

b)缓冲液：例如通过添加氢氧化钠将磷酸盐缓冲盐水(PBS)调整至约pH7.5至约pH10，诸如pH 7.5至pH 9，诸如pH 8。

c)将单体与缓冲液混合并进行电聚合。

d)产生聚合物；例如聚邻氨基苯酚(PoAP)。

在上文所陈述的特定制剂中，将2-氨基苯酚单体与在pH 8下呈温和碱性的PBS缓冲液混合。使用添加剂诸如氢氧化钠来调节PBS缓冲液的pH。应当理解，可调节pH以产生与此公开一致的替代制剂。例如，可调节化合物的pH，使得所得PoAP的渗透选择性可以修改。更特别地，可将PoAp被配制为具有限定的截止分子量。也就是说，通过调节制剂的pH，可修改PoAP以基本上限制分子量大于截止分子量的分子的通过。因此，根据需要限制到达铂丝的污染物的分子量来修改PoAP。还应当理解可选择其他单体，并且这些替代单体可在不同pH下提供期望的功能特性。将2-氨基苯酚和PBS混合物电聚合为聚邻氨基苯酚(PoAP)。

任选地，如框805所示，可将氧化物或氧化层从导电铂基板的表面移除。如前所述，这些氧化物或氧化层显著地限制了可用于过氧化氢与铂反应的表面积。通过移除这些氧化物或氧化层，例如通过化学蚀刻或物理抛光，可提供污染较小的铂丝用于涂层。以这种方式，可用于过氧化氢相互作用的铂的表面积显著增加，从而增加了传感器的总体电灵敏度。

然后，如框807所示，将干扰化合物施加到导电基板中。在一种特定应用中，将干扰化合物电沉积在导电基板上，所述导电基板将化合物沉积在薄且均一的层中。此外，电沉积过程促进聚合物随着PoAP沉积发生化学交联。应当理解，其他过程可用于将聚合物施加到导电基板中。

如上文所述，干扰膜具有自限制厚度的化合物。膜的总体可允许厚度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。而且，可通过调节pH来配制具有特定选择性渗透特性的干扰膜。还应当理解，循环伏安法(CV)过程可用于电沉积干扰膜化合物，诸如PoAP。通常通过以下特点来限定CV过程：(1)具有下限电压和上限电压的扫描窗口，(2)扫描窗口内的起点和方向，(3)每个循环的经过时间，以及(4)完成的循环数。本领域的技术人员应理解，这四个因素可在干扰膜化合物的精确应用中提供几乎无限的替代方案。在一个实例中，发现以下范围对于施加PoAP的CV过程有效：

扫描窗口：-1.0V至2.0V

起点：-0.5V至0.5VV

速率：每分钟x-y个循环

循环：5-50个

如步骤811所示，然后施加包含葡萄糖氧化酶的酶层，并且然后如818所示施加葡萄糖限制层。如上文所述，此葡萄糖限制层可用于限制允许进入酶层的葡萄糖分子的数量。

最后，如框821所示，可将绝缘体施加到参比导线中。在许多情况下，参比导线将是银/氧化银线，并且绝缘体将是不传导电子的离子限制层。

葡萄糖限制层

现在参考图9A，示出了用于在连续生物监测器中使用的传感器900。传感器900具有工作电极903和参比电极905。银/氯化银参比电极914、导电层910、干扰膜909和酶层908类似于先前参考传感器700所讨论的那些，因此将不详细讨论。应当理解，与此公开一致的这些层存在若干种替代方案。

传感器900具有葡萄糖限制膜层907。正如所述，葡萄糖限制膜907可使用简单且便宜的制造技术来制造，并且提供对葡萄糖分子具有更精确调节的更均一的葡萄糖限制膜。以这种方式，可更精确且更均一地限定并控制允许进入酶层的葡萄糖分子的水平，并且使所得计算和结果能够更线性且更精确。构造葡萄糖限制膜907以提供物理交联材料的薄保形层，所述保形层易于设置并且提供优良的均一性、葡萄糖分子控制和线性度结果。在一个特定实例中，物理交联材料使用氢键。重要的是，葡萄糖限制层不依赖于化学交联。

虽然本发明的葡萄糖限制层907与传感器900一起示出，但应当理解，葡萄糖限制层907也可有利地用于其他传感器上，诸如现有技术的传感器600。应当理解，本发明的葡萄糖限制层可广泛地用于其他类型的生物传感器上。

如图9A所配制，可配制葡萄糖限制层907以提供均一层，所述均一层比典型的现有技术的葡萄糖限制层更均匀且更精确地将葡萄糖分子传递到酶层908中，这导致自由电子更稳定、更一致且更准确的产生。因为传感器900更均匀且更均一地通过葡萄糖并产生电子，因此传感器更准确、对噪声的灵敏度更低、更稳定且更易于校准。

现在参考图9B，示出了用于连续生物监测器的另一个传感器901。传感器901类似于传感器900，因此将不详细描述。传感器901具有与参考传感器900所述的工作电极相同的工作电极903。然而，传感器901具有参比导线925，其具有由离子限制膜928围绕的银/氯化银层926。此离子限制膜928在银/氯化银层926上的施加理想地通过控制来自银/氯化银层的离子流来控制总体传感器装置901的电流灵敏度。以这种方式，可有利地控制并限定电流灵敏度。

现在参考图10，大体上描述了用于产生葡萄糖限制层的流程1000。在提供细节和实例之前，大体上描述所述流程。首先，如步骤1002所示，选择亲水粘结材料。而且，如步骤1004所示，选择疏水粘结材料，并且如步骤1007所示，选择溶剂。将亲水粘结材料、疏水粘结材料和溶剂以所需比率混合在一起，这产生了如步骤1011所示的粘结凝胶。然后可以将此粘结凝胶施加在工作导线上的酶层上1018。然后如1021所示使凝胶固化以形成坚固且有弹性的氢键结构。应当理解，可使用其他材料，并且可形成其他类型的物理交联。

在选择亲水粘结材料1002时，理想的是鉴定具有相对高的分子量，例如1百万至5百万的亲水粘结材料。已发现具有1百万至3百万的分子量的亲水粘结材料是特别有效的。正如所理解的，聚合物的分子量是分子中所有原子的原子量之和。因此，所选择的亲水粘结材料通常是相当大的聚合物。此外，选择亲水体材料以使其在标准制造过程中易于分配，并具有形成强氢键的能力。虽然在一些实施方案中，亲水粘结材料具有相对高的分子量，易于分配，并且具有强的氢键能力，但应当理解，根据特定的应用，其他特性可能变得重要。例如，聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙烯吡咯烷酮(PVP)可用作葡萄糖限制层的亲水粘结材料。在一个特定实例中，药用级形式的PVP具有约130万的分子量。应当理解，可发现具有类似或其他理想特性的其他聚合物。

然后选择疏水粘结材料1004。特别地，基于理想的生物相容性以及硬链段与软链段之间的比率来选择疏水材料。通常，疏水材料由交联到大得多的聚合物部分的小单体的链段形成。较高比例的软链段允许疏水粘结材料与溶剂和亲水粘结材料具有更高程度的相互作用；然而，较高比率的软链段也降低了材料的疏水特性，因为小链段倾向于是亲水的。至于硬链段，较高比率的硬链段提供更强的物理特性，经常使用硬度计将其作为肖氏硬度(Shore hardness)进行测量。以这种方式，可选择与溶剂和亲水材料具有适当水平的相互作用，以及具有足够硬度以有效地用作保护涂层的疏水材料。在一些实施方案中，聚氨酯可用作疏水粘结材料，其具有提供足够硬度以及与亲水粘结材料(例如，PVP)和所选溶剂的理想相互作用的所需特性。此外，硅酮也可用作疏水粘结材料。还应当理解，根据特定应用的需要可选择其他类型的疏水粘结材料。

步骤1007中的第三种材料是溶剂。通常，选择极性的、二元的且挥发性足以满足固化需要的溶剂。首先，溶剂应具有足够强的极性特性以帮助正确对齐亲水粘结材料和疏水粘结材料。其次，因为溶剂必须同时溶解亲水材料与疏水材料，因此应选择对于所选择的粘结材料中的每一种具有有利的溶解特性的溶剂。应当理解，存在可替代的三元溶剂。最后，应选择支撑所需固化特性的溶剂的挥发性。例如，一些应用可能需要在短时间段内完成，因此需要快速的闪蒸溶剂。在其他情况下，挥发性较小的溶剂可替代。在一个实例中，重有机化合物与醇的混合物可提供用于葡萄糖限制层的理想溶剂。在一个特定实例中，重有机化合物可以是四氢呋喃(THF)或二甲基甲酰胺(DMF)，并且醇可以是乙醇。应当理解，可使用可提供理想的溶剂特性的其他化合物。

在步骤1011中，将亲水粘结材料、疏水粘结材料和溶剂混合在一起以形成粘结凝胶。可通过调节溶剂与粘结材料的比率来调整粘结凝胶的粘度。然后在步骤1018中可将粘结凝胶施加到酶层上。粘结凝胶易于使用，并且可使用各种制造过程来进行浸入、喷涂、沉积或移印。然后在步骤1021中使粘结凝胶固化，这可在环境空气中通过使用额外加热或通过使用额外真空来完成。应当理解，可使用其他过程来加快或减慢固化过程。随着粘结材料固化，疏水和亲水物理交联，并且特别是形成氢键。与之前的化学键合层相比，所得的氢键合层使葡萄糖分子能够高度理想的均一且均匀地通过。

酶层

如参考传感器600、传感器700和传感器900所讨论的，用于每个传感器的工作导线具有相应的酶层608、酶层708和酶层908。众所周知，酶层促进葡萄糖与葡萄糖氧化酶(GOx)之间的化学相互作用，这产生过氧化氢(H₂O₂)。过氧化氢进一步与导电铂基板反应，这产生可测量的自由电子电流，其中所测量的电流水平与血流中或另一种体液诸如ISF中的葡萄糖水平成比例。为了制备用于葡萄糖传感器的有用膜，GOx经常用戊二醛、亚氨酸酯(二甲基己二亚酰胺化物(dimethyl adipimidate)、二甲基辛二亚酰胺化物(dimethylsuberimidate))、羟基琥珀酰亚胺及其衍生物来稳定。通常，将约0.6％戊二醛制剂与GOx混合，并且然后将混合物施加到工作导线中。应当理解，可使用其他比率，并且混合物中可存在其他添加剂。众所周知，聚氮丙啶也可用作GOx的稳定剂，但其具有与戊二醛类似的缺点。

不幸的是，即使进行适当的混合，GOx也不能均匀地分散在戊二醛内，从而使酶层有部分具有较高的GOx浓度并且有部分具有较低的GOx浓度。GOx的这种不均匀分布引起葡萄糖与GOx之间不均一的相互作用，这导致不均匀的过氧化氢的产生。也就是说，给定恒定的葡萄糖水平，酶层的不同部分将产生或多或少的过氧化氢分子，从而产生或多或少的自由电子。以这种方式，所测量的葡萄糖水平可基于葡萄糖分子在酶层上的何处到达并反应而变化。由于不均匀的GOx分散，这种不确定性和可变性可导致错误的血糖读数。

此外，商业GOx源自细菌或真菌来源，并因此已知其是细胞毒性的，也就是说，对细胞有害。即使当用戊二醛稳定GOx时，一些GOx仍可在层内移动并从酶层渗入受试者体内。因为酶层的已知保护层都不能完全截留GOx，因此存在至少一些GOx可能暴露于受试者细胞的风险。

为了解决已知的戊二醛稳定的GOx中的缺陷，提供了酶层的实施方案，所述实施方案提供了充分改善的GOx截留和均匀分布。如图11所示，使用流程1100来制备酶层。如步骤1103所示制备水性聚氨酯乳剂。应当理解，与聚氨酯混合的水的量可根据特定应用的要求来调节。虽然在图11的描述中应使用聚氨酯，但应当理解其他乳剂可替代，诸如水性硅酮分散体。如步骤1105所示，将水性聚氨酯乳剂与水性丙烯酸多元醇乳剂混合。丙烯酸多元醇充当自交联剂以与聚氨酯一起产生能够完全截留GOx的高度稳定且紧凑的结构。来自步骤1103的聚氨酯乳剂和来自步骤1105的丙烯酸多元醇乳剂的组合在步骤1107中产生基础乳剂。根据特定应用的要求，可调节聚氨酯与丙烯酸多元醇的比率；然而，在一个实例中，在步骤1107中将近似相等量的每种化合物混合在一起以形成基础乳剂。在一些实施方案中，将GOx与聚氨酯以按体积计约1份GOx比60份聚氨酯的比率一起共混。应当理解，根据特定的应用，可使用其他比率。还应当理解，如果要测试除葡萄糖水平之外的其他代谢功能，则可使用其他酶。

如框1110所示，可添加其他任选的添加剂。例如，可将一种或多种亲水物添加到乳剂混合物中，以促进更好的混合或提供更适当的应用粘度。可用于酶层的制剂中的亲水物的实例包括PVP、PEO和Si-PEO。应了解，Si-PEO包含硅烷和PDMS PEO。应当理解，可使用其他亲水物。虽然丙烯酸多元醇在其固化时可提供自交联，但可添加其他交联聚合物用于额外交联。对于GOx，此类交联剂可包括例如戊二醛、亚氨酸酯、羟基丁二酰亚胺(hydroxysuccinimide)、carbodilite、三聚氰胺、环氧树脂和聚氮丙啶。

将聚氨酯/GOx共混物施加到在步骤1109中的工作电极中，例如通过喷涂、浸入、沉积或印刷来施加1121。在步骤1125中使共混物固化，此时层发生交联以提供稳定的GOx分散体。

有利地，聚氨酯/GOx共混物作为水性乳剂是安全的，易于处理和施加的，并提供GOx的均匀分布。此外，因为交联聚合物在层内完全稳定并截留，因此GOx不能从酶层移动到受试者体内，从而消除了安全顾虑。而且，因为聚氨酯/GOx共混物比现有技术的酶层更稳定，因此其具有更长的可用保质期，并表现出支撑更高负载量的能力。在GOx负载量较高的情况下，聚氨酯/GOx共混物具有更高的灵敏度并实现更高的信噪比。

传感器

现在参考图12，示出了根据一些实施方案的传感器1200。传感器1200使用工作电极1203和参比电极1205构造。如先前所述，参比电极1205通常是氯化银或银1214。工作电极1203具有如参考图9A、图9B和图10所述的葡萄糖限制层1207。工作电极1203还具有如参考图11所述的与葡萄糖限制层1207接触的酶层1208。酶层1208也与如参考图7A、图7B和图8所述的干扰膜1209接触。干扰膜1209由如参考图4A-4C和图5所充分描述的基板1210支撑。如图所示，基板1210具有塑料基板部分1210b，其具有如参考图4A-4C和图5所述的碳涂层1210a。应当理解，如图所示，碳涂层1210a包括过氧化氢催化剂，诸如酞菁或普鲁士蓝。

有利地是，与之前的传感器相比，传感器700提供具有较高信噪比的电信号，制造更便宜并且患者佩戴更安全。

具有直接电子或过氧化物产生的酶层

现在参考图13A，示出了传感器1300。传感器1300被示出为具有工作电极1303和参比电极1305的两线传感器。如参考先前的传感器所述，参比电极1305通常是氯化银或银1314。应当理解，传感器1300的构造可以是用于两线传感器的共同结构中的任一种。

工作导线1303具有葡萄糖限制层1307。葡萄糖限制层可具有已知的构造，但如图所示，葡萄糖限制层1307是参考图9A和图9B所述的葡萄糖限制层。如前所述，提供葡萄糖限制层以限制并控制可从患者的血液或ISF传递到酶层中的葡萄糖分子的数量，从而提高总体传感器反应的线性度。葡萄糖限制层仍允许氧气进入酶层。干扰膜1309可定位在葡萄糖限制层1307下方。在一个实例中，干扰膜1309是参考图7A和图7B所述的干扰膜。因此，干扰层1309具有选择渗透性以拒绝较大分子的通过。以这种方式，可阻止大分子(诸如对乙酰氨基酚)或其他污染物到达酶层。

传感器1300具有塑料材料基板1312，诸如塑料线。此塑料基板材料被选择为具有用于插入患者皮肤下的足够强度，以及用于患者舒适度的柔性并且易于制造。此外，应当理解，塑料基板应该是生物上安全的并且通常不发生电反应。应当理解，广泛范围的材料满足所选择的塑料基板的机械要求和功能要求。例如，可使用许多有机聚合物和热塑性塑料。仅出于说明性目的，可使用以下特定塑料基板材料：聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、聚氯乙烯和聚乳酸。应当理解，各种各样的材料可用作塑料基板。此塑料基板可以形成为许多形状的细长线以支撑不同类型的传感器的构造。通常，这些塑料线使用众所周知的挤压过程来形成。

塑料基板1312支撑碳-酶层1310。通常，新的碳-酶层1310被制备成作为碳材料、弹性体材料、交联剂和GOx的水性分散体的涂层。例如，碳材料可以呈石墨、石墨烯、抗磁性石墨、热解碳、炭黑、碳糊或碳墨的形式。在一些情况下，为了支撑特定应用，其他添加剂可添加到碳化合物中用于增强电特性和反应特性。

存在若干种将提供所需特性的可接受的弹性体材料，例如：聚氨酯、硅酮、丙烯酸酯或丙烯酸。应当理解，其他弹性体材料可替代。而且，在一些实施方案中，碳化合物与钽丝的铂涂层相比，在弹性体材料固化后，不会与塑料线分层。在一个实例中，选择水性聚氨酯乳剂来与作为交联剂的水性丙烯酸多元醇分散体混合。应当理解，可使用替代或额外的交联剂和其他添加剂。

如参考传感器1300所述的，使用GOx酶，因为传感器1300涉及检测葡萄糖水平。应当理解，其他酶诸如乳酸脱氢酶(乳酸)、羟基丁酸(酮)可用于其他代谢传感器。还应当理解，如果使用除GOx之外的酶，那么碳-酶层中材料的选择和比率可能需要额外修改。

将碳-酶涂层1310施加到塑料基板1312上并使其固化。随着水性分散体在塑料基板上固化，其交联到基板的柔性但坚固的涂层，其中GOx均匀分散并完全截留。此外，所选择的碳材料的组合提供了碳-酶层的有利的结构特性、机械特性和电特性。

在操作中，传感器1300允许葡萄糖和氧气穿过葡萄糖限制层1307和干扰膜1309进入碳-酶层1310。干扰膜1309阻挡可污染或干扰化学过程和电过程的较大分子。一旦葡萄糖和氧气进入碳-酶层1310，其就反应形成过氧化氢，然后过氧化氢与碳相互作用以产生自由电子。然后，这些自由电子可以如箭头1315所示穿过碳-酶层1310传导到传感器1300的电子器件。

有利地，传感器1300不使用任何铂，并且具有均匀地分散并完全留在碳-酶层内的GOx酶。以这种方式，传感器1300降低了使用GOx的潜在安全问题的风险，并提供了高度理想的灵敏度水平和高信噪比性能。

参考图13B，示出了传感器1301。传感器1301类似于传感器1300，因此将不详细描述。传感器1301是单线传感器，其中参比电极1305附接到工作电极1303。应当理解，这种物理构造可通过各种印刷过程、挤压过程和沉积过程来实现。

现在参考图14A，示出了传感器1400。传感器1400类似于传感器1300，因此将不详细描述。如图所示，传感器1400具有类似于葡萄糖限制层1307的葡萄糖限制层1407、类似于碳-酶层1310的碳-酶层1410、类似于塑料基板1312的塑料基板1412以及类似于参比电极1305的参比电极1405，因此这些都将不详细描述。如图所示，传感器1400不具有干扰膜。在一些情况下，将不需要干扰膜，因为干扰膜的主要目的之一是防止大分子污染物到达并污染铂丝。因为传感器1300未使用铂丝，因此可以减少对干扰膜的需要。

参考图14B，示出了传感器1401。传感器1401类似于传感器1400，因此将不详细描述。传感器1401是单线传感器，其中具有氯化银或银1414的参比电极1405附接到工作电极1403。应当理解，这种物理构造可通过各种印刷过程和沉积过程来实现。

现在参考图15，示出了单线传感器1501。传感器1501具有物理地附接到参比导线1507的工作导线1505，其中工作导线1505和参比导线1507均具有半圆形横截面，其平面彼此面对。在一些情况下，绝缘构件1509可定位在工作导线1505与参比导线1507之间的平面界面处。在一些实施方案中，工作导线1505可以是参考图13B或图14B所述的工作导线。仍参考图15，示出了另一种单线传感器1511。单线传感器1511具有附接到具有三角形横截面的绝缘基板1513的参比导线1515。在一个实例中，基板1513可以是挤压的塑料线。参比电极1517和对电极1519也附接到基板1513。在一些实施方案中，工作导线1515可以是参考图13B或图14B所述的工作导线。参比导线1515、参比电极1517和对电极1519具有面对基板1513的平面。

现在参考图16，描述了用于制备并施加如图13A、图13B、图14A和图14B所示的碳-酶层的流程1600。如参考传感器600、传感器700和传感器900所讨论的，用于每个传感器的工作导线具有相应的酶层608、酶层708和酶层908。众所周知，酶层促进葡萄糖与葡萄糖氧化酶(GOx)之间的化学相互作用，这产生过氧化氢(H2O2)。过氧化氢进一步与导电铂基板反应，这产生可测量的自由电子电流，其中所测量的电流水平与血流中或ISF中的葡萄糖水平成比例。为了制备用于葡萄糖传感器的有用膜，GOx经常用戊二醛来稳定。通常，将约0.6％戊二醛制剂与GOx混合，并且然后将混合物施加到工作导线中。应当理解，可使用其他比率，并且混合物中可存在其他添加剂。众所周知，聚氮丙啶、亚氨基酯、羟基丁二酰亚胺、carbodilite、三聚氰胺、环氧树脂、过氧化苯甲酰、过氧化二异丙苯也可用作GOx的稳定剂，但其具有与戊二醛类似的缺点。

不幸的是，即使进行适当的混合，GOx也不能均匀地分散在戊二醛内，从而使酶层有部分具有较高的GOx浓度并且有部分具有较低的GOx浓度。GOx的这种不均匀分布引起葡萄糖与GOx之间不均一的相互作用，这导致不均匀的过氧化氢的产生。也就是说，给定恒定的葡萄糖水平，酶层的不同部分将产生或多或少的过氧化氢分子，从而产生或多或少的自由电子。以这种方式，所测量的葡萄糖水平可基于葡萄糖分子在酶层上的何处到达并反应而变化。由于不均匀的GOx分散，这种不确定性和可变性可导致错误的血糖读数。

此外，已知GOx是细胞毒性的，也就是说，对细胞有害。即使当用戊二醛稳定GOx时，一些GOx仍可在层内移动并从酶层渗入受试者体内。因为酶层的已知保护层都不能完全截留GOx，因此存在至少一些GOx可能暴露于受试者细胞的风险。

此外，大多数已知的传感器使用实心铂或涂覆铂金属线的基板。无论哪种方式，铂都是昂贵的，并导致传感器价格较高。铂还容易氧化，这可导致不稳定和低信噪比。如参考图4A、图4B、图4C和图5所讨论的，可将碳化合物施加在塑料基板上，从而去除了在工作导线中对任何铂的需要。如参考流程500所述的，碳涂层可被构造成柔性的、坚固的、具有理想的电特性并且以不会与塑料基板分层的方式施加。

为了解决已知的戊二醛稳定的GOx中的缺陷以及铂的费用，提供了一种新的碳-酶层，其提供了充分改善的GOx捕获和均匀分布，其中同一层中的碳提供强度、柔性和适当的电特性。此外，已发现碳-酶层提供直接的自由电子的产生，这不仅消除了对任何离子导电层或铂丝的需要，而且提供了增强的稳定性和充分改善的信噪比。

如图16所示，使用流程1600来制备碳-酶层。如步骤1603所示制备水性聚氨酯乳剂。应当理解，与聚氨酯混合的水的量可根据特定应用的要求来调节。虽然已证明聚氨酯性能良好，但应当理解，其他乳剂可替代，诸如水性硅酮分散体。如步骤1605所示，将水性聚氨酯乳剂与水性丙烯酸多元醇乳剂混合。丙烯酸多元醇充当自交联剂以与聚氨酯一起产生能够完全截留GOx的高度稳定且紧凑的结构。步骤1603中的聚氨酯乳剂和步骤1605中的丙烯酸多元醇乳剂的组合在步骤1607中产生基础乳剂。根据特定应用的要求，可调节聚氨酯与丙烯酸多元醇的比率；然而，在一个实例中，在步骤1607中将近似相等量的每种化合物混合在一起以形成基础乳剂。在一个实施方案中，GOx与聚氨酯以按体积计约1份GOx比60份聚氨酯的比率一起共混。应当理解，根据特定的应用，可使用其他比率。还应当理解，如果要测试除葡萄糖水平之外的其他代谢功能，则在步骤1609中可使用其他酶，诸如酮、乳酸或其他代谢催化剂。

如框1610所示，可添加其他任选的添加剂。例如，可将一种或多种亲水物添加到乳剂混合物中，以促进更好的混合或提供更适当的应用粘度。众所周知的亲水物包括PVP、PEO和Si-PEO。应了解，Si-PEO包含硅烷和PDMS PEO。应当理解，可使用其他亲水物。虽然丙烯酸多元醇在其固化时可提供自交联，但可添加其他交联聚合物用于额外交联。对于GOx，此类交联剂可包括例如戊二醛和聚氮丙啶。

在步骤1612中，还将碳材料的共混物混合到乳剂中。碳材料和比率根据应用和功能要求来选择。例如，可添加碳(石墨)以增加所得层的强度，同时可添加石墨烯、热解石墨或石墨烯与热解石墨的共混物以提供改善的电特性。将选择要添加的石墨的比率，以为所得的碳-酶层提供足够的强度，但仍允许所述层具有足够的柔性以免与塑料基板分层或太脆以致破裂。而且，可调节石墨烯和热解石墨的量以为碳-酶层设置理想的电阻。应当理解，其他形式的碳可替代。

当在步骤1612中制备最终混合物时，在步骤1616中可添加额外的水或一种或多种亲水物(诸如PVP)以获得适当的粘度和流体特性(例如，使混合物变稀)，从而促进GOx的均匀分散，并实现所选择的应用技术。

虽然已示出了添加步骤1612中的聚氨酯/GOx/C共混物的组分的特定顺序，但应当理解，可改变顺序而不影响所得层。在步骤1621中，将聚氨酯/GOx/C共混物施加到工作电极，例如通过喷涂、浸入、沉积或印刷来施加。在步骤1625中使共混物固化，此时层发生交联以提供稳定的GOx分散体。

有利地，聚氨酯/GOx/C共混物作为水性乳剂是安全的，易于处理和施加的，并提供GOx的均匀分布。此外，因为交联聚合物在层内完全稳定并截留，因此GOx不能从酶层移动到受试者体内，从而减少了安全顾虑。而且，因为聚氨酯/GOx/C共混物比之前的酶层更稳定，因此其具有更长的可用保质期，并表现出支撑更高负载量的能力。在GOx负载量较高的情况下，聚氨酯/GOx/C共混物比已知的装置具有更高的灵敏度并实现更高的信噪比。

在步骤1621中所施加的碳-酶乳剂的一个实例中，所述碳-酶乳剂包含以下物质：

0.5份至2份聚氨酯乳剂；

0.5份至2份丙烯酸多元醇乳剂；

0.5份至2份碳，其包含：

0.5份至1份石墨；

0.0份至1份石墨烯；和

0.0份至2份热解石墨；

0.0份至3份水与亲水物；以及

0.01份至0.1份GOx。

虽然已参考GOx酶讨论了流程1600，但应当理解，根据要监测的特定代谢功能，其他酶可替代。例如，在流程1600中可使用以下酶。应当理解，可使用其他酶和代谢功能，例如：

酶代谢功能

乳酸脱氢酶乳酸

羟丁酸脱氢酶酮

已详细参考了所公开的发明的实施方案，在附图中已示出其一个或多个实例。每个实例已经通过说明本技术的方式提供，而不是对本技术进行限制。实际上，尽管已经关于本发明的特定实施方案详细地描述了本说明书，但是应当理解，本领域技术人员在理解前述内容之后，可以容易地想到对这些实施方案的替代、变型和等同物。例如，作为一个实施方案的一部分而示出或描述的特征可以与另一个实施方案一起使用以产生又一实施方案。因此，意图是本主题涵盖所附权利要求及其等同物的范围内的所有此类修改和变型。在不脱离所附权利要求书中更特定阐述的本发明的范围的情况下，本领域的一般技术人员可以实践本发明的这些和其他修改和变型。此外，本领域的一般技术人员应理解前述描述是仅通过举例的方式，而不意图限制本发明。

Claims (11)

1.一种制造用于连续生物监测器的工作电极的酶膜的方法，所述方法包括:

制备水性聚氨酯乳剂；

制备丙烯酸多元醇乳剂；

将聚氨酯乳剂和丙烯酸多元醇乳剂混合以制备基础乳剂；

将酶施加到所述基础乳剂中以产生酶/基础乳剂分散体，根据待监测的生物功能选择所述酶；

将所述酶/基础乳剂分散体施加到所述工作电极；和

使所施加的酶/基础乳剂分散体固化。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述酶是葡萄糖氧化酶，并且所述生物功能是葡萄糖水平。

3.根据权利要求1所述的方法，进一步包括在施加之前向所述酶/基础乳剂分散体中添加亲水物。

4.根据权利要求3所述的方法，其中所述亲水物是聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚氧化乙烯(PEO)或硅烷-PEO(Si-PEO)。

5.根据权利要求1所述的方法，还包括在施加之前向所述酶/基础乳剂分散体中添加交联剂。

6.根据权利要求5的方法，其中交联剂是戊二醛或聚氮丙啶。

7.根据权利要求1所述的方法，进一步包括在施加之前向所述酶/基础乳剂分散体中加入亚氨基酯、羟基琥珀酰亚胺、碳二亚胺、三聚氰胺、环氧树脂、过氧化苯甲酰或过氧化二异丙苯。

8.根据权利要求1所述的方法，其中所述施加包括浸入、喷涂、沉积、印刷或移印。

9.根据权利要求1所述的方法，其中所述固化包括移动空气、加热或施加真空。

10.根据权利要求1的方法，其中聚氨酯乳剂与丙烯酸多元醇乳剂的比率是按体积计约1比1。

11.根据权利要求1的方法，其中所述酶是乳酸脱氢酶、乳酸氧化酶或羟基丁酸脱氢酶。