使用脉冲电流电镀降低葡萄糖传感器氧响应并减少电极边缘生长

摘要

本发明公开了具有下述电极的电流型葡萄糖传感器，所述电极通过使用脉冲电镀工艺由电极沉积铂黑形成。这可产生相对平滑的三维金属结构，所述结构有助于传感器可靠性和稳定性。本发明的实施方式提供了具有这种均匀电极结构的分析物传感器以及用于制造(以及使用)这些传感器电极的方法。这样的电极可用于由糖尿病个体佩戴的电流型葡萄糖传感器。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请根据119(e)条的规定要求2013年1月22日提交的美国临时申请第 61/755,345号的优先权并且根据第120条的规定要求2013年2月27日提交的美 国专利申请第13/779,584号的优先权，上述美国临时申请和专利申请的全部内 容通过引用并入本文。

技术领域

本发明涉及分析物传感器，例如，在糖尿病管理中有用的葡萄糖传感器 (以及用于该葡萄糖传感器的电极)。

背景技术

电化学传感器通常用于检测或测量诸如葡萄糖之类的体内分析物的浓 度。通常，在这样的分析检测系统中，分析物(或者源自分析物的物种)是 电活性的并且在传感器的电极处产生可检测的信号。所述信号随后与生物样 本中分析物的存在或浓度相关。一些常规的传感器中提供的酶与待测量的分 析物发生反应，该待测量的分析物是电极处的定量或定性反应的副产物。在 一种常规的葡萄糖传感器中，固定的葡萄糖氧化酶催化葡萄糖的氧化以形成 过氧化氢，过氧化氢随后通过一个或多于一个电极由电流测量值(例如，电 流的变化)进行定量。

多种电化学葡萄糖传感器是多层的，包括在各种不同的材料层顶部的电 极和/或用各种不同的材料层涂覆的电极。多层传感器具有很多理想的的特性， 包括：这种传感器的功能特性可以通过改变一些设计参数(例如，内层的数 量、层厚度、电极面积或结构等)进行量身定制。这种多层传感器的构造需 要复杂的处理步骤，例如，所述处理步骤确保各种不同的材料层展现出合适 的功能特征、具有统一的一致性以及适于粘附至构成稳定传感器叠层的材料 组。在这种情况下，一些电镀工艺可导致所镀的电极具有不均匀的表面，例 如，电极表现出电极边缘的过量生长。这种边缘生长随后可使涂覆到该电极 的后续材料层不均匀，这种现象似乎会产生一些不理想的葡萄糖传感器现象 (包括分层、传感器信号可变和高氧响应)。

本领域亟需可提供具有多种理想特征的多层电流型传感器的方法和材 料，所述理想特征例如稳定性和优化的氧响应以及制造这些传感器的改善的 制造工艺。

发明内容

本文公开的本发明涉及使用脉冲电镀工艺或根据脉冲电镀工艺形成的电 极，适当地选择产生非常理想的电极形态的脉冲电镀工艺。根据这些工艺形 成的电极可展现出高表面面积比例(SAR)，有益地，同时避免电极边缘生 长(已经观测到在用于产生高表面面积比例的常规电镀方法中发生的一种现 象)。因此，本文公开的脉冲电镀工艺可以产生具有提高的表面面积比例而 通常不会同时增加边缘生长的电极。任选地具有低边缘区域(由这些工艺产 生)的电极可以使用一种或多于一种组合物涂覆，从而形成相对平滑和/或均 匀的多层分析物传感器装置或用于相对平滑和/或均匀的多层分析物传感器装 置。

本文公开的脉冲电沉积工艺可以用于产生具有多种理想的材料特性的电 极。因而它们可用于电流型葡萄糖传感器，例如由糖尿病个体所佩戴的那些 传感器。常规的(现有技术)传感器电极电镀工艺可产生沿着外部边缘具有过量 铂沉积(边缘生长)的电极或可产生可使通常涂覆在这样结构的多层电流型 传感器上方的材料层不均匀的电极结构。这样的不规则特征可导致传感器具 有不理想的特征，包括例如传感器信号变化和高氧响应。相反地，通过本文 公开的脉冲工艺制成的电极可展现出更为平坦的形态，例如通过在电极边缘 相对较小的铂黑生长表征。如下面所述，当本发明的电极适用于多层葡萄糖 传感器时，所产生的葡萄糖传感器可展现出使下述已知的现象减少，所述现 象为在具有非常不规则形态的电极的传感器中混淆精确葡萄糖检测，例如， 传感器信号变化和传感器氧响应。

本文公开的本发明具有多个方面。一种示例性的方面是使用包括多个电 流脉冲的(电沉积)工艺形成(铂黑)电极(组合物)的方法。如下面实施 例所示，本文公开的脉冲沉积工艺可以定制为形成所选择的具有选定材料特 性的电极，这使所述电极作为多层电流型葡萄糖传感器中的电极特别有用。 例如，通过这些脉冲电沉积工艺产生的(铂)电极(组合物)可展现出比例如通 过采用恒定电流工艺产生的铂电极组合物少的边缘生长从而产生可与之相媲 美的电极表面面积比例。如图6所示，电沉积工艺可产生主要为平面材料层形 式的铂组合物，所述材料层是由该材料层的边缘或脊部围绕(例如，邻接组 合物沉积的井部的脊部)。与通过使用恒定电流的常规电沉积工艺形成的电 极相比，在脉冲电镀电极中，边缘区域的层的高度/厚度可以相对较小，并且 可以是不形成边缘的铂组合物的层的厚度的不到两倍。当用于电流型葡萄糖 传感器时，使用脉冲电沉积产生的本发明的相对均匀的电极结构可展现出非 常理想的氧响应曲线。例如，使用脉冲电镀工作电极制成的葡萄糖传感器可 以响应氧浓度的变化甚至在极低的氧水平下而几乎不展现出信号波动。相反 地，具有相同SAR的使用常规恒定电流电镀形成的电极制成的传感器在 400mg/dl的葡萄糖溶液中氧水平从5％到0.1％变化时显示出多达40％的信号下 降。

在本发明中，(铂)电极(组合物)优选地由下述工艺形成：所述工艺 包括使用多个电流脉冲(例如，至少50个、100个、150个、200个或250个电 流脉冲)(在井部)沉积铂黑。适当地，电流以一些波形施加，例如以单相 波、双相波和/或多相波。用于本发明的电流脉冲可以是相同的持续时间或不 同的持续时间。脉冲的持续时间通常从0.5秒和/或高达10秒(例如，从1秒和/ 或高达5秒)。本发明还可在脉冲方法中使用不同量的电流。例如，脉冲的至 少一种电流密度是从-191A/m²和/或高达-267A/m²(例如，下述“开启时间” 电流)。在本发明的一些方面，脉冲的至少一种电流密度是从0和/或高达25 A/m²(例如，也在下文讨论的“关闭时间”或“休息时间”电流)。

本发明的另一方面涉及分析物传感器装置，适当地，包括脉冲电镀(铂) 电极(组合物)(固定在基板所包含的井部中)。铂(组合物)的结构可以 形成为包括中央平坦区域和适当围绕中央平坦区域的类似边缘和/或脊部的区 域(参见，例如，图6)。边缘处铂黑层的厚度或高度可以是中央平坦区域铂黑 层的平均厚度的不到2倍。井部可包括唇部，该唇部围绕井部；铂黑组合物的 边缘区域可以位于井部的唇部之下(参见，例如，图19B)。通常电极的中央 平坦区域和边缘区域包括铂的枝状物。电沉积铂黑层可形成传感器中工作电 极的电活性表面。本发明的传感器通常可包括涂覆在工作电极上方的附加材 料层，例如分析物检测层(例如，设置在工作电极上方，在分析物存在的情 形下可检测地改变工作电极处的电流)，和/或分析物调节层(例如，设置在 分析物检测层的上方，可调节穿过该分析物调节层的分析物的扩散)。

本发明的另一方面是检测例如位于哺乳动物体内的分析物的方法。通常 该方法包括：将具有本文公开的脉冲电镀电极的分析物传感器植入哺乳动物 体内(例如，糖尿病个体的组织间隙)。本领域技术人员可检测工作电极处 电流的改变，例如，在分析物存在的情形下。随后，本领域技术人员可以将 电流的改变与分析物的存在相关，从而检测出分析物。尽管本发明的典型实 施方式属于葡萄糖传感器，但本文公开的电极结构可适用于本领域已知的多 种元件/设备。

根据接下来具体的描述，本发明的其他目的、特征和优势对本领域技术 人员将变得明显。然而，应理解，具体的描述和特定的实施例，尽管指示了 本发明的一些实施方式，是作为示例而非限制给出。在不脱离本发明实质的 情况下，可以在本发明的范围内作出多种变化和变形，并且本发明包括所有 这样的变形。本发明的一个方面的优选特征和特点，本领域技术人员会同样 应用于变异的修改的其他方面。

附图说明

图1提供了表征通过Zygo干涉仪测量的铂电极边缘生长的数据。(A)： 脉冲电镀工作电极(WE)，边缘生长(EG)＝4μm；(B)，Enlite标称非脉冲电 镀WE，EG＝15μm。在本说明书中，“Enlite”和“Enlite标称”以及类似物指 的是使用通过恒定电流的常规电沉积工艺(即，非脉冲电镀方法)制成的特 定尺寸和设计的电极。具有使用常规电沉积工艺制成的“Enlite标称”电极的 这样的对比公开强调了本文公开的脉冲电流电极方法和材料的理想特征。

图2提供了用于本发明实施方式的脉冲电镀变量的示意图，包括波形、电 流、开启时间、关闭时间以及周期数。

图3提供了显示使用不同工艺参数电镀的电极的边缘生长相对于表面面 积比例(SAR)的数据表。五个蓝色方形是同时显示出足够高的SAR和显著降 低的边缘生长的电极。用于这些电极的条件在下面实施例中的表1中标出。这 些条件通常用于持续型葡萄糖传感器电极的脉冲电流电镀。

图4提供了根据脉冲电镀方法和Enlite标称电镀方法(即，非脉冲电镀方法) 的WESAR数据的箱形图。

图5提供了显示使用不同脉冲电镀参数的脉冲电镀电极的边缘生长的数 据的箱形图。

图6提供了显示同一放大率下WE比较的扫描电子显微镜(SEM)图片： 左侧，脉冲电镀Enlite电极(-75μA，开启2秒，关闭2秒，150周期)，右侧， 标称Enlite非脉冲电镀电极。

图7提供了显示同一放大率下WE比较的SEM图片：左侧，脉冲电镀Enlite 电极(-75μA，开启2秒，关闭2秒，150周期)，右侧，标称非脉冲电镀Enlite 电极。

图8提供了显示具有化学层的脉冲电镀(上)和标称非脉冲电镀(下)Enlite 板的横截面的图片。

图9提供了显示脉冲电镀WE的横截面的图片。

图10提供了图示可适于与本发明的实施方式一起使用的一种皮下传感器 插入套件、遥测特征监测发送器设备以及数据接收设备、元件的透视图。

图11提供了可用于在本发明实施方式中测量电流的恒电位器的示意图。 如图11所示，恒电位器300可包括运算放大器310，运算放大器310电路连接成 具有两个输入：Vset和Vmeasured。如图示，Vmeasured是参比电极和工作电 极之间的电压的测量值。另一方面，Vset是工作电极和参比电极之间的理想的 期望电压。测量对电极和参比电极之间的电流，产生恒电位器输出的电流测 量值(isig)。

图12显示了由多个平面分层元件形成的电流型分析物传感器的图示。

图13提供了来自由各种不同脉冲电镀方法和非脉冲(标称)电镀方法制成 的电极的Isig100mg/dl葡萄糖，5％O₂的箱形图。

图14提供了来自各种不同脉冲电镀方法和非脉冲(标称)电镀方法制成的 电极的背景电流传感器第1天数据的箱形图。

图15提供了O₂响应5％到1％以及在由各种不同脉冲电镀方法和非脉冲(标 称)电镀方法制成的电极中的不同葡萄糖浓度的数据的箱形图。

图16提供了O₂响应5％到0.1％以及在由各种不同脉冲电镀方法和非脉冲 (标称)电镀方法制成的电极中的不同葡萄糖浓度的数据的箱形图。

图17提供了由各种不同脉冲电镀方法和非脉冲(标称)电镀方法制成的 电极上温度的影响(每华氏度的信号变化)的箱形图。

图18提供了由各种不同脉冲电镀方法和非脉冲(标称)电镀方法制成的 电极上传感器醋氨酚干扰的影响的箱形图。

图19提供了显示形成在设置于聚酰亚胺基板内的井部的电沉积铂电极的 比较的照片。图19A显示了不使用脉冲电流的常规工艺形成的电极(注意井部 的边缘上的枝状物生长)。图19B显示了使用脉冲电流的电沉积工艺形成的电 极(注意沉积的铂的边缘是位于井部的唇部之下)。

图20提供了显示使用持续电流(即，无脉冲)(右控制板，显示边缘生长 和断裂)电镀的对电极(CE)和具有化学层的脉冲电镀WE(左控制板，显示 没有边缘生长并且没有断裂)的比较的照片。

具体实施方式

除非另外限定，本文所用的所有专门术语、符号和其他科学术语或专门 名词意在具有本发明所属技术领域的技术人员通常理解的含义。为了清楚和/ 或促进参考起见，在一些情形下，本文对具有通常理解的含义的术语作出定 义，且本文中这些定义的内容不应当必然地理解为表示与本领域一般理解的 实质区别。本文所描述或引用的许多技术和方法是本领域技术人员熟知的和 使用传统方法通常所采用的。

本说明书和相关权利要求中限定的涉及能够通过整数之外的数值表征的 所有数量(例如，厚度)应理解为是由术语“约”修正。在提供数值范围的 情形下，应理解每个介于中间的数值，到下限的十分之一除非内容清楚另外 限定，在该范围的上限和下限之间以及在该陈述的范围内的任何其他陈述的 或介于中间的数值，应包含在本发明内。这些较小范围的上限和下限可独立 地包括在所述较小的范围内，并且也包括在本发明的内，受所陈述的范围的 任何特别排出的限值的限定。在所陈述的范围包括所述限值的一者或二者的 情形下，排除哪些所包含的限值中的一者或两者的范围也包括在本发明内。 而且，本文提到的所有出版物通过引用并入本文以公开和描述与引用的出版 物有关的方法和/或材料。引用了本文所引用的出版物在本申请的申请日以前 的公开内容。本文不被理解为承认发明人由于在先的优先权日期或在先的发 明日期而无权享有先于所述出版物的权利。此外，实际的出版日期可能与显 示的日期不同，需要独立地验证。

如下面具体讨论，本发明的各个方面涉及能够测量目标分析物的浓度或 者测量表示流体中的分析物的存在或浓度的物质的浓度的电化学传感器的使 用。传感器可以是持续性设备，例如，皮下、经皮或血管内设备。设备可以 能够分析多种(间歇或血液)样本。传感器可采用侵入式、微创或无创检测 技术，以便提供指示目标分析物的浓度的输出信号。通常，传感器可检测诸 如分析物或酶之间(在氧存在的条件下)的酶反应的产物或反应物，例如， 作为(体内或体外)分析物的测量值。传感器通常包括膜，例如围绕酶(分 析物通过所述酶迁移)的膜。产物随后可使用电化学方法测量。因此电极系 统的输出可充当分析物的测量值。

传感器可以用于例如糖尿病患者的(血液)葡萄糖水平的皮下或经皮监 测。它可以用于可植入、电化学生物传感器，例如，研发用于糖尿病和其他 威胁生命的疾病的治疗。许多现有的传感器设计使用一些形式的固定酶以实 现它们的生物特异性。本文公开的本发明可适于多种不同的已知电化学传感 器元件并且与多种不同的已知电化学传感器元件一起实施，所述多种不同的 已知电化学传感器包括例如下列参考文献中所描述的那些：美国专利申请第 20050115832号、第20050008671号、第20070227907号、第20400025238号、 第20110319734号、第20110152654号以及2012年12月6日提交的第13/707,400 号、美国专利第6,001,067号、第6,702,857号、第6,212,416号、第6,119,028号、 第6,400,974号、第6,595,919号、第6,141,573号、第6,122,536号、第6,512,939 号、第5,605,152号、第4,431,004号、第4,703,756号、第6,514,718号、第5,985,129 号、第5,390,691号、第5,391,250号、第5,482,473号、第5,299,571号、第5,568,806 号、第5,494,562号、第6,120,676号、第6,542,765号、第7,033,336号、以及PCT 国际公布WO01/58348、WO04/021877、WO03/034902、WO03/035117、WO 03/035891、WO03/023388、WO03/022128、WO03/022352、WO03/023708、 WO03/036255、WO03/036310、WO08/042,625以及WO03/074107、以及欧洲 专利申请EP1153571，上述各参考文献的内容通过引用并入本文。

A.本发明示例性的实施方式和相关特征

尽管使用恒定电流形成铂黑电极的已知、常规、电沉积工艺可产生具有 用于电化学反应的高活性表面区域的电极，但这些工艺也产生具有显著边缘 生长(参见，例如图6B)的电极。形成该边缘生长的枝状结构可在涂覆至这 种电极的后续材料层中产生不均匀性(例如，层裂、分层，等等)。在多个 层状传感器元件中的这种不均匀性可产生一些不理想的现象，例如，传感器 信号变化和较高的氧响应。

在作出本发明的过程中，研发出一种新的脉冲电流电镀工艺(用于Pt黑)。 这可产生具有类似于常规电镀工艺(即，使用恒定电流的哪些)形成的一个 或多于一个电化学强活性表面或区域但同时可显著减少铂边缘生长的电极。 本文公开的脉冲电流电镀工艺可以优化为几乎消除边缘生长和/或保持(甚至 增加)活性表面区域(甚至在没有反相脉冲电流的情形下)。

本发明的脉冲电沉积工艺可产生具有下述材料性质的(铂黑)组合物， 所述材料性质可使其非常有用于作为多层电流型葡萄糖传感器中的电极。例 如，通过这些脉冲电沉积工艺产生的铂电极组合物可表现出其表面具有比通 过使用恒定电流的工艺产生的形态更均匀的形态。如图6所示，本发明可产生 由铂的边缘或脊部(例如，邻接组合物沉积的井部的脊部)围绕的平面材料 层的形式的铂组合物。与根据已知、常规、恒定电流工艺形成的电极相反， 在脉冲电镀电极中，边缘区域的层的平均厚度可以相对较小。例如，它可以 是不到铂黑层的非边缘区域的部分(中央平面区域)的平均厚度的2倍。此外， 当用于电流型葡萄糖传感器时，这些相对均匀的电极结构可展现非常理想的 氧响应曲线。例如，使用脉冲电镀工作电极制作的葡萄糖传感器可响应变化 的氧浓度甚至极低的氧浓度几乎不展现出信号波动。相反地，通过使用恒定 电流电镀形成的电极而制成的现有技术传感器在400mg/dl的葡萄糖溶液中的 氧水平从5％变化到0.1％时显示出多达40％的信号下降。举例说明这种氧响应 性的数据在图15和图16中给出。而且，通过使用脉冲电镀工艺形成的电极而 制成的传感器的一些实施方式还显示对诸如醋氨酚之类的干扰物质的响应较 低。显示脉冲电镀和非脉冲电镀电极中的醋氨酚干扰的差别的图表数据在图 18中给出。此外，在本发明的一些方面中，(使用脉冲铂电镀技术制成的) 电极具有至少250、275、300、325、350或者400的SAR(参见，例如下面的 表1)。

本发明的一个方面涉及使用包括多个电流脉冲的电沉积工艺形成(铂黑) 电极(组合物)的方法。如下面的实施例所示，本文公开的脉冲沉积工艺可 以定制成形成选择为具有某些材料特性的电极。任选地，例如，电极在基板 的井部中使用电沉积工艺制成。这可包括例如在井部的底部上(例如，Au) 的(导电)材料(平面)片和/或(介电)材料(例如，聚酰亚胺)的壁。铂 组合物适于由包括在井部中沉积铂黑的工艺形成。这可使用多个(至少50、 100、150、200或250)电流脉冲形成。在本发明的一些方面，电流以一些波 的形式施加，例如，单相波、双相波和/或多相波。

一种示例性的脉冲电镀工艺使用150个以上脉冲(周期)，例如150到200 个周期，例如，以产生具有期望表面面积比例和并同时具有低边缘曲线的电 极。这些150个周期的每一个可以是相同(或不同)。而且，在每个周期内， 可存在脉冲期间和休息期间(参见，例如，图2)。这两个期间可具有相同或不 同的持续时间。脉冲期间(“开启时间”)优选地具有较高的(负的)电流； 所以休息期间(“关闭时间”或“休息时间”)具有零或非常低的(正)电 流。本发明中电流脉冲的时间可以是1秒到5秒和/或相同的持续时间(例如， 脉冲期间持续1秒并且休息期间持续1秒)，或可选地，不同的持续时间(例 如，脉冲持续1秒并且休息期间持续2秒)。脉冲的持续时间通常从0.5秒和/或 高达10秒(例如，1秒和/或高达5秒)。在本发明的一些实施方式中，脉冲的 电流密度在“开启时间”是从-191A/m²和/或高达-267A/m²。此处，脉冲的电 流密度可以在“关闭时间”或者“休息时间”是0和/或高达25A/m²。在一些方 面，脉冲的电流在开启时间是从-60μA和/或高达-100μA(例如，-75μA到 -80μA)，在关闭时间是从0μA和/或高达10μA。如上所述，本发明的脉冲电 镀工艺通常使用至少两个电流：一个电流指示脉冲的高度而另一电流在脉冲 的足部。如果在处理参数列表中仅指明一个电流，这暗示在脉冲的足部，电 流接近零。它不必须是零，它可以是小的正数(例如，0μA到10μA)。可以 在“休息期间”使用这种小的正电流，例如，从而溶解在电镀工艺中形成的 枝状物并且使电镀更平滑。

本发明包括用于形成设计为包括本文公开的结构均匀的电极的分析物传 感器的方法。一种示例性的方法包括提供基板(例如，由介电材料的平面片 形成)并且在其中设置井部。所述方法包括在所述基板的井部形成工作电极。 所述工作电极可包括由电沉积工艺(例如，包括使用多个电流脉冲在所述井 部沉积铂黑)形成的(铂)组合物。在这样的方法中，使用多个电流脉冲形 成的(铂)组合物可包括具有第一厚度的中央平坦区域和可围绕所述中央平 坦区域的边缘区域(具有第二厚度)。图6显示了在电沉积铂电极中的这些区 域。在这种情况下，(本领域技术人员理解)本实施方式中的边缘区域是围 绕矩形电极的区域。这通常包括比电极层的其他部分更多的铂材料，同时中 央平坦区域是不包括相对较多的铂材料的电极的所述边缘内侧的区域。电沉 积工艺可在例如中央平坦区域产生平均厚度为1μm至20μm(并且通常大约为 1μm、2μm、3μm、4μm、5μm、6μm、7μm、8μm、9μm或10μm)的铂黑层。 在本发明的一些方面，电沉积工艺可产生边缘厚度小于15μm、14μm、13μm、 12μm、11μm、10μm、9μm、8μm、7μm、6μm或5μm的铂黑层(参见，例如， 图8和图9)。边缘区域的顶部可在中央平坦区域的顶部上方上升小于大约7μm、 6μm、5μm、4μm、3μm、2μm或1μm。本发明的边缘区域中铂黑层的平均厚 度不到铂黑层的非边缘区域(例如，中央平面区域)的平均厚度的2倍、1.5 倍或1倍。

用于形成包括本发明的电极的分析物传感器的方法可包括多个其他步 骤。例如，所述方法可包括在基板上形成工作电极、对电极和参比电极和/或 在基板上形成多个触片，和/或在基板上形成多个电导管。所述方法可包括以 单元的形式聚集在一起的多个工作电极、对电极和/或参比电极，所述单元基 本上由一个工作电极、一个对电极和一个参比电极构成。它们可以在基板上 形成。这些聚集的单元可以以重复的单元模式在基板的至少一个纵向臂上纵 向分布。任选地，工作电极形成为导电部件的阵列，其适当地布置在所述基 板上。导电部件可以是圆形的和/或可具有10μm到400μm的直径。阵列通常包 括至少10个导电部件。所述方法还可包括在工作电极上形成分析物检测层， 例如其中分析物检测层在分析物存在的情形下可检测地改变(工作电极处) 电流。通常所述方法还包括在分析物检测层上形成分析物调节层，这样分析 物调节层调节穿过它的分析物的扩散。

本发明的另一方面包括传感器电极配置，所述电极配置包括包含井部和 设置于所述井部的铂组合物的基板。在此，铂组合物可以设置于井部，作为 电沉积的铂黑层。这可包括中央平坦区域(具有第一厚度)和例如围绕中央 平坦区域的边缘区域(具有第二厚度)。通常，(在边缘区域)铂黑层的平 均厚度/高度是不到中央平面区域的铂黑层的平均厚度/高度的2倍、1.75倍、1.5 倍、1.4倍、1.3倍、1.2倍或1.1倍(例如，就不到2倍而言，在中央平坦区域的 厚度为约5μm时，边缘区域的厚度小于10μm)。在本发明中，铂黑层在边缘 区域的平均厚度/高度可小于大约10μm、9μm、8μm、7μm或6μm。在本文公 开的本发明的实施例中，中央平坦区域和/或边缘区域包括铂的枝状物。

本发明还提供了分析物传感器装置，所述装置包括包含井部的基板，所 述井部例如固定使用本文公开的脉冲电镀工艺形成的铂电极组合物。铂组合 物的结构可以形成为包括中央平坦区域，以及，合适地，围绕中央平坦区域 的类似于边缘或脊部的区域(参见，例如图6)。铂黑层(在边缘处)的厚度 或高度可以是铂黑层(在中央平面区域)的平均厚度不到2倍。所述井部可包 括唇部(该唇部围绕所述井部)；并且适当地铂黑组合物的边缘区域是位于 所述井部的唇部之下(参见，例如图19)。通常，电极的中央平坦区域和/或 边缘区域包括铂的枝状物(参见，例如图6至图8)。电沉积铂黑层可形成传 感器的工作电极的电活性表面。本发明的传感器一般包括通常涂覆在工作电 极上方的附加材料层，例如，设置在工作电极上方的分析物检测层(该检测 层在分析物存在的条件下可检测地改变工作电极处的电流以及设置在分析物 检测层上方调节穿过其的分析物的扩散的分析物调节层)。

通常电极是在包含介电材料(例如，聚酰亚胺)的基板的井部形成。井 部可包括导电材料，通常设置在井部的底部(例如，Au)。任选地，基板中 的井部是矩形的或圆形的。基板可包括至少10个、20个或30个井部，例如形 成微阵列。在典型的传感器中，基板通常形成为包括井部(包括围绕井部的 唇部)。铂组合物通常是脉冲电沉积的，从而使铂黑组合物的边缘区域位于 井部的唇部之下(参见，例如图19)。此外，可以在基板上设置大量不同的 导电元件。在一些方面中，基板包括以单元形式聚集在一起的多个参比电极、 多个工作电极和/或多个对电极(所述单元通常基本上由一个工作电极、一个 对电极和一个参比电极组成并且优选地聚集的单元以重复的单元模式在基板 上纵向分布)。

本发明可包括设计为与传感器装置一起使用的其他元件，例如，设计为 分析从设置于基板上的脉冲电镀电极获取的电信号数据的那些元件。因此， 分析物传感器装置还可包括处理器和计算机可读程序代码(具有指令，当执 行指令时，使所述处理器评价从至少一个工作电极获取的电化学信号数据并 且基于从所述工作电极获取的电化学信号数据计算分析物的浓度)。处理器 可比较电化学信号数据(从多个工作电极获取的)，从而，例如调整不同的 电极以检测不同的分析物，和/或集中于单一分析物的不同浓度范围；和/或识 别或表征假性传感器信号(例如，传感器噪声，由干扰化合物等引起的信号)。 这可增强传感器读数的精确度。

基底结构可包括柔性(却具有刚性且平面)的结构，例如，适合用于光 刻掩膜或蚀刻工艺。就此而言，基底结构通常包括至少一个具有高度均匀的 平面度的表面。基底结构材料可包括，例如，诸如不锈钢、铝和镍钛记忆合 金(例如，NITINOL)之类的金属以及诸如迭尔林等的聚合/塑料材料。基底 结构材料可以由介电材料制成、可以包括介电材料或使用介电材料涂覆。在 一些实施方式中，基底结构是非刚性的，所以可以是膜层或绝缘层，适合用 作图案化电元件(例如，电极、线路等)的衬底，例如诸如聚酰亚胺等之类 的塑料。在本发明的方法的初始步骤通常包括传感器的基板的形成。任选地， 平面材料片在传感器制造期间形成和/或设置在诸如玻璃或陶瓷板之类的支承 件上(参见，例如图12)。基底结构可通过任何期望的方式(例如，通过控制的 旋转涂覆)设置在支承件(例如，玻璃板)上。任选地，绝缘材料的基板层 是形成在支承件上，通过将基板材料以液体形式施加于支承件上并且随后旋 转所述支承件以产生薄并且基本厚度均匀的基板结构。这些步骤可以重复进 行以产生具有期望厚度的基板结构。这随后进行一系列光刻和/或化学掩膜和 蚀刻步骤以形成导电元件。在一个示例性的例子中，基板可包括绝缘材料的 薄膜片，例如用于图案化电元件的聚酰亚胺衬底。基板结构可包括多种元素 中的一个或多于一个，所述多种元素包括但不限于：碳、氮、氧、硅、蓝宝 石、金刚石、铝、铜、镓、砷、镧、钕、锶、钛、钇或它们的组合。本发明 的方法可包括在基板上形成充当一个或多于一个检测元件的导电层。通常这 些检测元件包括通过诸如光刻、蚀刻和/或清洗之类的本领域已知的多种方法 中的一种形成的以限定活性电极几何构造的电极、电导管(例如，线路等等)、 触片等等。电极随后制成电化学活性的，例如通过对工作电极和对电极沉积 Pt和/或在参比电极上沉积银并随后形成氯化银。传感器层，例如分析物检测 酶层，随后可以设置在检测层上(通过电化学沉积或电化学沉积之外的方法， 例如，旋转涂覆)，适当地，随后例如使用二醛(戊二醛)或碳二亚胺进行 气相交联。

基板可最初涂覆有薄膜导电层，例如，通过电极沉积、表面溅射或其他 合适的图案化或其他处理步骤。该导电层可设置为多个薄膜导电层，例如初 始的基于铬的层(适用于化学粘附至聚酰亚胺基板)，通常随后依次形成薄 膜(基于金和/或基于铬)层。可选地，可以使用其他电极构造或材料。导电 层随后可使用选定的光阻涂层根据常规的光刻技术覆盖。接触掩膜可在施加 于光阻涂层上方，从而进行适当光成像。接触掩膜通常包括用于适当暴露光 阻涂层的一个或多于一个导体线路图案，通常随后接着进行蚀刻步骤(例如， 产生保持在基板上的多个导电传感器)。在设计用作皮下葡萄糖传感器的传 感器构造中，每个传感器线路可包括两个或三个并列的传感器元件，例如， 对应两个或三个分离的电极(例如工作电极、对电极和参比电极)。

本发明还可包括向脉冲电镀电极的表面添加多种材料的方法。制造用于 植入哺乳动物体内的传感器设备(例如，葡萄糖传感器)的一种这样的方法 包括：提供基板；在基板上形成导电层，例如其中导电层包括已经通过脉冲 电镀电沉积的电极(并且任选地工作电极、参比电极和对电极)；在导电层 上形成分析物检测层，其中分析物检测层适当地包括能够在分析物(例如， 葡萄糖氧化酶)存在的条件下改变导电层中电极处的电流的组合物；任选地 在分析物检测层上方形成蛋白质层；在分析物检测层或任选的蛋白质层上形 成促粘层；形成设置于促粘层上的分析物调节层，其中分析物调节层可包括 调节分析物穿过其扩散的组合物；并且通常形成设置在分析物调节层的至少 一部分上的覆盖层，其中覆盖层可进一步包括孔(在分析物调节层的至少一 部分上方)。

在本发明(或其他酶)中，(分析物检测层)优选地包括葡萄糖氧化酶 (或其他酶)。任选地，设备包括促粘层，例如，设置在分析物检测层和分 析物调节层之间。分析物调节层可包括亲水性梳状共聚物，例如(具有中心 链以及例如与该中心链连接的多个侧链，其中，适当地所述至少一个侧链包 括硅树脂基团)。通常，设备包括在外部表面上的生物相容材料，当植入体 内时适于接触生理组织或流体。分析物传感器装置优选地是电流型葡萄糖传 感器并且可展现出非常理想的氧响应曲线。适当地，电流型葡萄糖传感器产 生第一信号(在包含100mg/dL葡萄糖和5％氧的溶液中)和第二信号(在包含 100mg/dL葡萄糖和0.1％氧的溶液中)(即，测试条件，其中唯一的实质性差 别是氧的百分比)，优选地第一信号和第二信号的差别少于10％。

附加的功能涂层和/或覆盖层随后可通过本领域已知的多种方法中的任意 一种(例如喷洒、浸泡等)涂敷到电极或其他传感器元件。本发明的一些方 面包括沉积在含酶层上方的分析物调节层(其设置在工作电极上方)。分析 物限制膜除了用于调节可接触活性传感器表面的分析物的数量之外，由外部 物质而产生的传感器污垢问题也可通过采用分析物限定膜加以避免。分析物 调节膜层的厚度可影响到达活性酶的分析物的数量。因此，它的施加通常在 限定的处理条件下执行，并且密切控制它的维度厚度。下层的微制造可以是 影响分析物调节膜层的维度控制以及分析物限制膜层材料自身的精确组成的 因素。就此而言，已发现数种共聚物(例如，硅氧烷和非硅氧烷基团的共聚 物)特别有用。这些材料可以微分配或旋转涂覆，例如，以形成控制的厚度。 它们最终的结构还可以通过图案化和光刻技术设计成与本文描述的其他分离 结构一致。

在本发明的一些方面，传感器是通过下述方法制成：涂敷可调节分析物 (可接触传感器层的酶)的量的分析物调节层(该分析物调节层包括亲水性 膜涂层)。例如，添加至本发明的葡萄糖检测元件的覆盖层可包括葡萄糖限 制膜，所述膜可调节接触电极上的葡萄糖氧化酶层的葡萄糖的量。这样的葡 萄糖限制膜可以由已知的适于这样目的的多种材料制成或可包括已知的适于 这样目的的多种材料，例如，诸如聚二甲基硅氧烷等之类的硅氧烷或类似物、 聚氨酯、醋酸纤维素、Nafion、聚酯磺酸(例如，KodakAQ)、水凝胶或本领 域技术人员已知适合这样目的的任何其他膜。优选地，分析物调节层可包括 亲水性聚合物。分析物调节层可包括线性聚氨酯/聚脲聚合物和/或分支的丙烯 酸酯聚合物和/或包括这些聚合物的混合物。

在一些方面中，促粘层可设置在覆盖层(例如，分析物调节膜层)和分 析物检测层之间，例如，以便于它们接触(并且选择能够增强传感器装置的 稳定性的促粘层)。如本文所述的，促粘层的组合物选择为提供除了能够提供 传感器稳定性之外的多个理想的特征。例如，用于促粘层的一些组合物选择 为在干扰抑制和/或控制期望分析物的质量转移方面发挥作用。促粘层可以由 本领域已知的促进这些层之间的粘接的多种材料中的任意一种制造并且可以 通过本领域已知的多种方法中的任意一种涂敷。通过这些工艺产生的成品传 感器通常从支承结构(如果用了的话)快速且容易移走，例如，通过沿着支 承结构上围绕每个传感器的线切割。切割步骤可使用本领域通常使用的方法， 例如，这些方法包括UV激光切割设备，该设备用于沿着围绕或环绕每个传感 器的线切割基底和覆盖层以及功能性涂层，通常距离导电元件至少稍微向外 间隔以便充分互连的基底和覆盖层材料保持密封成品传感器的侧边缘。由于 基板是通常不是物理连接或仅最少地直接粘附至下面的支承件，传感器可以 从支承结构快速且容易抬起，无需大量其他处理步骤或不会产生由于从支承 结构物理拉起或剥离连接的传感器产生的应力而产生可能的损怀。此后，支 承结构可以被清洗并且重新使用，或丢弃。功能性涂层可以在传感器元件从 支承结构移走(例如，通过切割)之前或之后进行涂敷。

本发明的其他方面包括检测哺乳动物(例如，人类、糖尿病患者)体内 分析物(例如，葡萄糖)的方法，所述方法包括：将本文公开的分析物传感 器植入哺乳动物体内(植入体内环境)并且随后检测一个或多个电波动(例 如电流变化，例如在工作电极处的电流变化)。本领域技术人员可将所述电流 的变化与分析物的存在相关，从而检测出分析物。通常，这种方法包括将葡 萄糖传感器植入(糖尿病)个体的组织间隙，检测葡萄糖存在的条件下工作 电极处电流的变化；并且随后将电流的变化与葡萄糖的存在相关，从而检测 出葡萄糖。尽管本发明的典型实施方式属于葡萄糖传感器，但本文公开的脉 冲电镀传感器电极可适用于本领域已知的多种其他设备。

如下面具体讨论，本发明包括传感器系统，所述传感器系统包括设计为 促进分析物检测的其他元件。例如，包括传感器电极的基底材料可以设置在 外壳(例如，导管的管腔)内和/或与促进分析物(例如，葡萄糖)检测的 其他元件关联。一种示例性的传感器系统包括处理器、包括第一纵向部件和 第二纵向部件的基底，其中所述第一纵向部件和第二纵向部件中的每个包括 具有电化学反应性表面的至少一个电极。电化学反应性表面在分析物存在的 条件下可产生由处理器评价的电化学信号。所述系统可包括计算机可读程序 代码，所述代码具有指令，当执行所述指令时使处理器评价从电极获取的电 化学信号数据；并且基于从电极获取的电化学信号数据计算分析物存在或浓 度。本文描述的本发明还可适于电流型传感器结构并且与电流型传感器结构 一起实施，例如，在美国专利申请第20070227907号、第20400025238号、第 20110319734号和第20110152654号中公开的那些，上述各美国专利申请的内 容通过引用并入本文。

B.用于本发明实施方式的示例性的分析物传感器成分

下面的公开内容提供了用于本发明的传感器实施方式的典型元件/成分 的实例。尽管这些元件可描述为分离的单元(例如，各个层)，本领域技术 人员会理解地是，传感器可以设计为包含具有下文所讨论的元件/成分的材料 性质和/或功能的一些或全部的组合的元件(例如，充当支承基底成分和/或充 当导电成分和/或充当用于分析物检测成分的基质并且充当传感器中电极的元 件)。本领域技术人员会理解这些薄膜分析物传感器可以适用于诸如下述的 多种传感器系统。

基底成分

本发明的传感器通常包括基底成分(参见，例如，图12中的元件402)。 术语“基底成分”根据本领域可接受的术语含义在本文中使用，并且指代装 置中通常为多个成分提供支承基质的成分，所述多个成分在彼此上方堆叠并 且构成功能传感器。在一种形式中，基底成分包括绝缘(例如，电绝缘和/或 水不可渗透)材料的薄膜片。该基底成分可由具有诸如介电性质、水不可渗 透性和密闭性之类的理想性质的多种材料制成。一些材料包括金属基板、和/ 或陶瓷基板和/或聚合基板等。

导电成分

本发明的电化学传感器通常包括设置在基底成分上的导电成分，所述导 电成分包括用于接触待分析的分析物或其副产物(例如，氧和/或过氧化氢) 的至少一个电极(参见，例如图12中的元件404)。术语“导电成分”根据本 领域公认的术语定义在本文使用，指的是诸如电极、触片、线路等之类的导 电传感器元件。它的一个示例性的例子是形成工作电极的导电成分，所述工 作电极可测量对暴露于刺激响应的电流的增加或减少，所述刺激例如与不经 历下述物质的浓度的变化的参比电极相比分析物或其副产物的浓度的变化， 所述物质包括分析物、当分析物与存在于分析物检测成分410中的组合物(例 如，葡萄糖氧化酶)相互作用时所用的共反应物(例如，氧)或该相互作用 的反应产物(例如，过氧化氢)。这些元件的示例性的例子包括能够在诸如 过氧化氢或氧之类的分子浓度可变化的情况下产生可变化的可检测信号的电 极。

除了工作电极之外，本发明的分析物传感器通常包括参比电极或组合的 参比电极和对电极(也称为准参比电极或对/参比电极)。如果传感器不具有 对/参比电极，那么它可包括分离的对电极，所述分离的对电极可以由与工作 电极相同或不同的材料制得。本发明的典型传感器具有一个或多于一个工作 电极和一个或多于一个对电极、参比电极、和/或对/参比电极。本发明的传 感器的一种实施方式具有两个、三个或四个或四个以上工作电极。传感器中 的这些工作电极可以连接为一体或者它们可以保持分离。任选地，电极可以 设置在传感器结构的单个表面或侧面上。可选地，电极可以设置在传感器结 构的多个表面和侧面上。在本发明的一些实施方式中，电极的反应表面是不 同相对面积/尺寸，例如，参比电极的1倍、工作电极的3.2倍和对电极的6.3倍。

干扰抑制成分

本发明的电化学传感器任选地包括设置在电极的表面和待分析的环境之 间的干扰抑制成分。具体而言，一些传感器依赖在施用恒定电位的条件下的 工作电极表面上由酶促反应生成的过氧化氢的氧化作用和/或还原作用。因为 基于过氧化氢直接氧化的电流检测要求较高的氧化电位，所以采用这种检测 方案的传感器可受到诸如抗坏血酸、尿酸和醋氨酚之类的生物流体中存在的 可氧化物种的干扰。在这种情况下，术语“干扰抑制成分”根据本领域公认 的术语定义在本文中使用，指的是传感器中起抑制由这些可氧化的物种所生 成的假信号(所述假信号干扰待检测的分析物生成的信号的检测)的作用的 涂层或膜。某些干扰抑制成分通过尺寸排除(例如，通过排除特定尺寸的干 扰物类)起作用。干扰抑制成分的例子包括一个或多于一个化合物层或化合 物涂层，例如，亲水性聚氨酯、醋酸纤维素(包括加入诸如聚(乙二醇)之 类试剂的醋酸纤维素)、聚醚砜、聚四氟乙烯、全氟代离子交联聚合物 (perfluoronatedionomer)NAFION^TM、聚亚苯二胺、环氧基树脂等。

分析物检测成分

本发明的电化学传感器可包括设置于传感器的电极上的分析物检测成分 (参见，例如，图12中的元件410)。术语“分析物检测成分”根据本领域公 认的术语定义在本文中使用，指的是包括能够识别分析物或与分析物反应的 材料的成分，所述分析物的存在将由分析物传感器装置检测。通常，分析物 检测成分中的这种材料在与待检测的分析物相互作用后通常通过导电成分的 电极产生可检测的信号。就这一点而言，分析物检测成分和导电成分的电极 联合工作来产生电信号，所述电信号由与分析物传感器关联的装置读取。通 常，分析物检测成分包括能够与浓度变化可通过测量导电成分的电极的电流 变化来进行测量的分子(例如，氧和/或过氧化氢)反应和/或生成所述分子 的氧化还原酶，例如葡萄糖氧化酶。能够生成诸如过氧化氢之类的分子的酶 可根据本领域已知的多种工艺设置于电极上。分析物检测成分可以涂敷传感 器的各种电极的全部或一部分。在这种情况下，分析物检测成分可以相同的 程度涂敷电极。可选地，分析物检测成分可以不同的程度涂敷不同电极，例 如工作电极的涂敷表面比对电极和/或参比电极的涂敷表面大。

本发明的典型传感器使用已经与另一种蛋白(例如，白蛋白)例如以固 定比例(例如，通常针对葡萄糖氧化酶的稳定性而优化的比例)结合的酶(例 如，葡萄糖氧化酶)。它们随后涂敷于电极表面上以形成薄的酶成分。在典 型实施方式中，分析物检测成分包括GOx和HSA(混合物)。在具有GOx的典 型分析物检测成分中，GOx与检测环境(例如，哺乳动物身体)中存在的葡 萄糖反应并生成过氧化氢。

如上所述，通常对酶和另一种蛋白(例如，白蛋白)进行处理以形成交 联基质(例如，通过将交联剂添加至该蛋白质混合物)。如本领域所公知的， 可以控制交联条件来调节诸如酶的保留生物活性、酶的机械稳定性和/或操作 稳定性之类的因素。示例性的交联步骤在下列文献中有描述，美国专利申请 第10/335,506号和PCT公开WO03/035891，上述文件通过引用并入本文。例如， 胺交联试剂(例如，但不限于，戊二醛)可添加至所述蛋白质混合物。向蛋 白质基质中添加交联剂可形成蛋白质糊。待添加的交联剂的浓度可根据蛋白 质混合物的浓度进行变化。尽管戊二醛为一种示例性交联剂，还可以使用其 他交联剂，或者可以使用其他交联剂代替戊二醛。对本领域技术人员显而易 见的是，还可以使用其他合适的交联剂。

如上所述，在本发明的一些方面，分析物检测成分包括能够产生可由导 电元件(例如，检测氧和/或过氧化氢浓度变化的电极)检测到的信号(例如， 氧和/或过氧化氢浓度的变化)的试剂(例如，葡萄糖氧化酶)。然而，其他 有用的分析物检测成分可由能够产生可检测信号(所述可检测信号可以在与 待检测其存在的目标分析物相互作用之后由导电元件检测到)的任何组合物 形成。在一些实施方式中，组合物包括在与待检测的分析物反应之后调节过 氧化氢浓度的酶。可选地，组合物包括在与待检测的分析物反应之后调节氧 浓度的酶。在这种情况下，本领域已知在与生理分析物反应中使用或产生过 氧化氢和/或氧的多种酶，这些酶可容易地加入到分析物检测成分组合物中。 本领域已知的多种其他酶可产生和/或利用下述化合物：所述化合物的调节可 以由诸如并入本文所述的传感器设计中的诸如电极之类的导电元件检测到。 这样的酶包括，例如，下述文献中特别描述的酶：ProteinImmobilization: FundamentalsandApplications(BioprocessTechnology,第14卷)的第15页至第 29页，表1和/或第111页至第112页，表18，(RichardF.Taylor(编辑)出版商: MarcelDekker；1991年1月7日)，上述文献的全部内容在此通过引用并入。

蛋白质成分

本发明的电化学传感器任选地包括设置在分析物检测成分和分析物调节 成分之间的蛋白质成分(参见，例如图12中的元件416)。术语“蛋白质成分” 在本文中根据本领域公认的术语定义进行使用，指的是包括通常所选择的可 与分析物检测成分和/或分析物调节成分相容的载体蛋白等的成分。在典型实 施方式中，蛋白质成分包括诸如人血清白蛋白之类的白蛋白。HSA浓度可以 在大约0.5％至30％(w/v)之间变化。通常HSA浓度为大约1％至10％w/v，并且 最典型地为大约5％w/v。在本发明可选的实施方式中，可在这些情况下使用 胶原蛋白或BSA或其他结构蛋白代替HSA，或者除了HSA之外，还可在这些 情况下使用胶原蛋白或BSA或其他结构蛋白。这种成分通常根据本领域公认 的方案在分析物检测成分上交联。

促粘成分

本发明的电化学传感器可包括一种或多于一种促粘(AP)成分(参见， 例如图12中的元件414)。术语“促粘成分”在本文中根据本领域公认的术语 定义进行使用，指的是包括所选择的能够促进传感器中的邻接成分之间粘接 的材料的成分。通常，促粘成分设置在任选的蛋白质成分和分析物调节成分 之间。促粘剂成分可由多种本领域已知的促进这些成分之间粘合的材料中的 任何一种制得，并且可根据本领域已知的多种方法中的任何一种进行涂敷。 通常，促粘剂成分包括诸如3-氨丙基三甲氧基硅烷之类的硅烷化合物。

分析物调节成分

本发明的电化学传感器包括设置在传感器上的分析物调节成分(参见， 例如，图12中的元件412)。术语“分析物调节成分”在本文中根据本领域公 认的术语含义使用，指的是通常在传感器上形成膜的成分，所述膜对一种或 多于一种分析物(例如，葡萄糖)穿过该成分的扩散起调节作用。在本发明 的一些实施方式中，分析物调节成分为分析物限制膜，所述分析物限制膜起 防止或限制一种或多于一种分析物(例如，葡萄糖)穿过所述成分扩散的作 用。在本发明的其他实施方式中，分析物-调节成分起促进一种或多于一种分 析物穿过该成分扩散的作用。任选地，所述分析物调节成分可形成为防止或 限制一种类型的分子穿过所述成分的扩散(例如，葡萄糖)，而同时允许或 甚至促进其他类型的分子穿过所述成分的扩散(例如，O₂)。

就葡萄糖传感器而言，在已知的酶电极中，血液中的葡萄糖和氧、以及 诸如抗坏血酸和尿酸之类的一些干扰物质穿过传感器的主要膜扩散。当葡萄 糖、氧和干扰物质到达分析物检测成分时，诸如葡萄糖氧化酶之类的酶催化 葡萄糖转化为过氧化氢和葡萄糖酸。过氧化氢可以穿过分析物调节成分扩散 回去，或者它可以扩散至电极(在电极处过氧化氢可以反应生成氧和质子以 产生与葡萄糖浓度成比例的电流)。分析物调节传感器膜组件可发挥多种功 能，包括选择性地允许葡萄糖穿过(参见，例如美国专利申请第2011-0152654 号)。

覆盖成分

本发明的电化学传感器包括一种或多于一种通常为电绝缘保护成分的覆 盖成分(参见，例如，图12中的元件406)。通常，这样的覆盖成分可以为涂 层、护套或管的形式并且可设置于分析物调节成分的至少一部分上。用作绝 缘保护覆盖成分的可接受的聚合物涂层可包括，但不限于，无毒的生物相容 聚合物(例如硅树脂化合物，聚酰亚胺)、生物相容焊接掩模、环氧丙烯酸 酯共聚物等。而且。这些涂层可以是光致成像的以利于光刻形成贯穿至导电 成分的孔。典型的覆盖成分包括(旋涂的)硅树脂。本领域众所周知，该成 分可以是市售的RTV(室温硫化的)硅树脂组合物。这种情况下典型的化学 物质为聚二甲基硅氧烷(基于乙酸基)。

示例性的传感器叠层

具有层状堆叠成分的本发明的实施方式在图12中显示。图12举例说明了 包括上述成分的本发明的典型传感器实施方式400的横截面。该传感器实施方 式由多个元件形成，所述多个元件通常是以本领域公认的方法和/或本文公开 的本发明的特定方法设置在彼此之上的各种不同导电和非导电成分的层的形 式。传感器的元件在本文通常表征为各个层，因为，例如，这容易表征如图 12所示的传感器结构。本领域技术人员会理解，在本发明的一些实施方式中， 对传感器成分进行组合，以使多个成分形成一个或多于一个异质层。在这种 情况下，本领域技术人员会理解，层状成分的顺序可在本发明的各种实施方 式中发生改变。

图12所示的实施方式包括支承传感器400的基板层402。基板层402可以由 诸如金属和/或陶瓷和/或聚合衬底之类的材料制成，其可以自支承或由本领域 已知的其他材料支承。本发明的实施方式包括导电层404，导电层404设置在 基板层402上和/或与基板层402结合。通常，导电层404包括充当电极的一个或 多于一个导电元件。运行的传感器400通常包括诸如工作电极、对电极和参比 电极之类的多个电极。其他实施方式还可包括多个工作电极和/或对电极和/ 或参比电极和/或执行多种功能的一个或多于一个电极，例如，既充当参比电 极又充当对电极的电极。

如以下详述，基底层402和/或导电层404可以使用多种已知的技术和材 料制造。在本发明的一些实施方式中，传感器的电路可以通过将所设置的导 电层404蚀刻为导电通路的期望图案来限定。用于传感器400的典型电路包 括两个或两个以上相邻的导电通路，其中在近端的区域形成触片，在远端的 区域形成传感器电极。诸如聚合物涂层之类的电绝缘覆盖层406可以设置在 传感器400的部分上。用作绝缘保护覆盖层406的可接受的聚合物涂层可包 括，但不限于，无毒的生物相容聚合物(例如硅氧烷化合物、聚酰亚胺)、 生物相容焊接掩模、环氧丙烯酸酯共聚物等。在本发明的传感器中，穿过覆 盖层406可以形成一个或多于一个暴露的区域或孔408以使导电层404向外 部环境开放，并且，例如，允许诸如葡萄糖之类的分析物透过传感器的各层 并由检测元件进行检测。孔408可以通过多种技术形成，包括激光烧蚀、带 子遮掩、化学铣切或蚀刻或光刻显影等。在本发明的一些实施方式中，在制 造期间，还可对保护层406应用二次光阻材料以限定保护层的将被移走从而 形成孔408的区域。所述暴露的电极和/或触片还可(例如，通过孔408)经 历二次处理，例如额外的电镀工艺，以制备表面和/或加强导电区域。

在图12所示的传感器配置中，分析物检测层410设置在导电层404的暴 露的电极中的一个电极或多于一个电极上。通常，分析物检测层410为酶层。 最典型的是，分析物检测层410包括能够产生和/或利用氧和/或过氧化氢的酶， 例如葡萄糖氧化酶。任选地，分析物检测层中的酶与诸如人血清白蛋白、牛 血清白蛋白等之类的另一种载体蛋白结合。在示例性实施方式中，分析物检 测层410中的诸如葡萄糖氧化酶之类的氧化还原酶与葡萄糖反应生成过氧化 氢，过氧化氢是随后在电极处调节电流的化合物。由于电流的这种调节取决 于过氧化氢的浓度，并且过氧化氢的浓度与葡萄糖的浓度相关，葡萄糖的浓 度可以通过监测电流的这种调节进行确定。在本发明的具体实施方式中，过 氧化氢在作为阳极的工作电极(本文也称为阳极工作电极)上被氧化，伴随 产生与过氧化氢浓度成比例的电流。这种通过改变过氧化氢浓度所引起的电 流的调节可以由多种传感器检测器装置中的任意一种监测，例如，通用传感 器、电流型生物传感器检测器、或本领域已知的其他多种类似的装置中的一 种(例如，由MedtronicDiabetes生产的葡萄糖监测装置)。

在本发明的实施方式中，分析物检测层410可以涂敷在导电层的部分之 上或导电层的整个区域之上。通常，分析物检测层410设置在工作电极上， 该工作电极可以为阳极或阴极。任选地，分析物检测层410还设置在对电极 和/或参比电极上。用于产生薄分析物检测层410的一些方法包括将所述层刷 涂在衬底上(例如，铂黑电极的反应表面)、以及旋涂工艺、浸渍和干燥工 艺、低剪切喷涂工艺、喷墨印刷工艺、丝印工艺等。在本发明的一些实施方 式中，刷涂被用于：(1)进行层的精确定位；(2)推动所述层深入至电极 的活性表面的构造(例如，由电沉积工艺产生的铂黑)。

通常，分析物检测层410靠近一个或多于一个附加层涂敷和/或设置。任选 地，所述一个或多于一个附加层包括设置在分析物检测层410上的蛋白质层 416。通常，蛋白质层416包括诸如人血清白蛋白、牛血清白蛋白等之类的蛋 白质。通常，蛋白质层416包括人血清白蛋白。在本发明的一些实施方式中， 附加层包括分析物调节层412，该分析物调节层412设置在分析物检测层410之 上以调节与分析物检测层410的分析物接触。例如，分析物调节膜层412可包 括葡萄糖限制膜，所述葡萄糖限制膜调节接触分析物检测层中存在的诸如葡 萄糖氧化酶之类的酶的葡萄糖的量。这样的葡萄糖限制膜可以由已知的适于 上述目的的多种材料制成，例如，诸如聚二甲基硅氧烷等之类的硅树脂、聚 氨酯、醋酸纤维素、Nafion、聚酯磺酸(例如，KodakAQ)、水凝胶或本领域 技术人员已知的任何其他合适的亲水性膜。

在本发明的典型实施方式中，如图12所示，促粘剂层414设置在分析物调 节层412和分析物检测层410之间以促进它们的接触和/或粘附。在本发明的一 种具体实施方式中，如图12所示，促粘剂层414设置在分析物调节层412和蛋 白质层416之间以促进它们接触和/或粘附。促粘剂层414可以由本领域已知的 促进所述层之间的粘接的多种材料中的任意一种制得。通常，促粘剂层414包 括硅烷化合物。在可选的实施方式中，分析物检测层410中的蛋白质或类似的 分子可以充分交联或以其他方式制备以在没有促粘剂层414的情形下允许分 析物调节膜层412设置为与分析物检测层410直接接触。

C.本发明的典型系统实施方式

组成葡萄糖传感器的具体的示例性的系统包括如本文公开的脉冲电镀铂 电极组合物、发送器、接收器和葡萄糖测量仪。在此系统中，发送器中的无 线信号以规律的时间周期(例如，每5分钟)发送至泵接收器以提供实时的传 感器葡萄糖(SG)值。值/图表显示在泵接收器的监控器上以便用户可自己监 视血糖并使用他们自己的胰岛素泵递送胰岛素。通常本文公开的传感器系统 通过有线或无线连接与其他医疗设备/系统通信。无线通信可包括，例如，在 通过RF遥测技术、红外传输、光学传输、音速和超音速传输等的信号传输发 生时接收发射的辐射信号。任选地，所述设备为药品输注泵(例如，胰岛素 泵)的整体部分。通常，在这样的设备中，所述生理特征值包括多个血糖测 量值。

图10提供了根据本发明的一种示例性实施方式的皮下传感器插入系统的 一种广义实施方式的透视图和传感器电子设备的框图，所述皮下传感器插入 系统可适用于本文公开的传感器电极。通常与所述传感器系统实施方式一起 使用的附加的元件例如在美国专利申请第20070163894号中有公开，所述申请 的内容通过引用并入本文。图10提供了遥测特征监测系统1的透视图，其包括 提供用于在用户身体的选定位置皮下放置柔性传感器12的活性部分的皮下传 感器套件10等。传感器套件10的皮下或经皮部分包括具有尖端44的中空、开 槽的插入针14，以及插管16。传感器12的检测部分18在插管16的内侧以将一 个或一个以上传感器电极20通过在插管16上形成的窗口22暴露于用户的体 液。所述基底设计为使检测部分18接合至在导电触片或类似物处终止的连接 部24，所述导电触片也通过绝缘层中的一个暴露。所述连接部24和触片通常 适用于直接有线电连接至合适的监测器200，该监测器200与显示器214连接， 用于响应从传感器电极20获得的信号来监测用户的情况。连接部24可以通过 连接器模块28(或类似模块)方便地电连接至监测器200或特征监测发送器200， 所述连接器模块28(或类似模块)如题为“FLEXCIRCUITCONNECTOR”的美 国专利第5,482,473号所示和所述，该专利通过引用并入本文。

如图10所示，根据本发明的实施方式，皮下传感器套件10可以配置为或 形成为与有线的或无线的特征监测系统一起工作。传感器12的近端部分装配 在适于放置在用户皮肤上的装配基部30。装配基部30可以是下侧表面涂敷有 合适的压力敏感粘接层32的触板，其中通常提供可剥离纸带34，该可剥离纸 带34通常设置成覆盖和保护粘接层32，直至准备使用传感器套件10。装配基 部30包括上层36和下层38，其中柔性传感器12的连接部24夹在层36和层38之 间。连接部24具有连接至传感器12的活性检测部分18的前部，其有角度地折 叠以向下延伸穿过在下基部层38内形成的孔40。任选地，粘接层32(或该装 置的与体内组织接触的另外的部分)包括降低炎症反应的抗炎剂和/或减少感 染机会的抗菌剂。插入针14适于滑动安装收纳穿过基部上层36内形成的针端 口42并穿过基部下层38内的下孔40。在插入之后，撤回插入针14以在选定的 插入位置留下带有检测部分18和传感器电极20的插管16。在本实施方式中， 遥测特征监测发送器200由电缆402通过连接器104连接至传感器套件10，所述 连接器104电连接至传感器套件10的连接部24的连接器模块28。

在图10所示的实施方式中，遥测特征监测器400包括支承印刷电路板108、 电池110、天线112和具有连接器104的电缆202的外壳106。在一些实施方式中， 外壳106由上壳114和下壳116形成，所述上壳和下壳通过超声焊接密封以形成 防水(抗水)密封从而允许通过沉浸(或刷涂)水、清洁剂、酒精等进行清 洁。在一些实施方式中，上壳114和下壳116由医用级塑料形成。然而，在可 选的实施方式中，上壳114和下壳116可以通过其他方法连接在一起，例如卡 扣装配、密封环、RTV(硅树脂密封剂)，并且可以粘接在一起等，或可以 由其他的材料形成，例如金属、复合材料、陶瓷等。在其他实施方式中，可 以省略单独的外壳，并且所述组件可以简单地装入环氧树脂或与电子装置相 容并且具有合适地抗湿性的其他可模塑材料。如所示的，下壳116可具有下侧 表面，该下侧表面涂敷有合适的压力敏感粘接层118，该下侧表面带有可剥离 纸带120，该可剥离纸带120设置成覆盖和保护粘接层118，直至准备使用传感 器套件遥测特征监测发送器200。

在图10所示的示例性实施方式中，皮下传感器套件10便于精确地放置用 于监测表示用户情况的特定血液参数的这种类型的柔性薄膜电化学传感器 12。传感器12监测体内的葡萄糖水平，并且可以与如美国专利第4,562,751号； 第4,678,408号；第4,685,903号或第4,573,994号描述的外部或可植入类型的自 动或半自动药物输注泵联合使用，从而控制胰岛素向糖尿病患者的递送。

在图10所示的示例性实施方式中，传感器电极10可以用于多种检测应用 并且可以配置在基底结构上的多种位置并且进一步形成为包括起到多种功能 的材料。例如，传感器电极10可以用于生理参数检测应用，其中一些类型的 生物分子用作催化剂。例如，传感器电极10可以用于具有葡萄糖氧化酶的葡 萄糖和氧传感器，所述葡萄糖氧化酶催化与传感器电极20的反应。传感器电 极10，连同生物分子或一些其他催化剂，可以放置于人体体内血管或非血管 环境中。例如，传感器电极20和生物分子可以放置在静脉内并且可经历血流， 或可以放置在人体的皮下或腹膜区域。

在图10所示的本发明的实施方式中，传感器信号的监测器200还可以称作 传感器电子装置200。监测器200可以包括电源、传感器交互界面、处理电子 装置(即处理器)和数据格式化电子装置。监测器200可以由电缆402通过连 接器连接至传感器套件10，所述连接器电连接至连接部24的连接器模块28。 在可选的实施方式中，电缆可以省略。在本发明的此实施方式中，监测器200 可以包括用于直接连接至传感器套件10的连接部104的合适的连接器。传感器 套件10可以改良为具有安置在不同位置的连接器部104，例如，在传感器套件 的顶部，从而便于将监测器200放置在传感器套件之上。

如上所述，传感器元件和传感器的实施方式可以操作性地连接至通常与 分析物传感器一起使用的多种其他系统元件(例如，诸如刺穿部件、插入套 件等的结构元件以及诸如处理器、监测器、药品输注泵等的电子元件)，例 如，将使它们适用于各种不同场景(例如，植入哺乳动物体内)。本发明的 一种实施方式包括使用本发明的实施方式监测用户生理学特征的方法，所使 用的本发明的实施方式包括：能够接收来自传感器的基于所检测到的用户的 生理学特征值的信号的输入元件和用于分析所接收到的信号的处理器。在本 发明的典型实施方式中，处理器确定生理学特征值的动态行为并且基于所确 定的生理学特征值的动态行为提供可观测的指示。在一些实施方式中，生理 学特征值是用户血糖浓度的测量值。在其他实施方式中，分析所接收到的信 号和确定动态行为的处理包括重复测量生理特征值以获取一系列生理特征 值，从而例如以设计成提供关于传感器功能、分析物浓度测量值、干扰物的 存在等的确认信息的方式将比较冗余并入传感器装置。

图11显示了可用于测量本发明的实施方式中电流的恒电位器的示意图。 如图11所示，恒电位器300可包括运算放大器310，运算放大器310连接在电路 中，从而具有两个输入：Vset和Vmeasured。如图所示，Vmeasured是参比电 极和工作电极之间的电压的测量值。另一方面，Vset是工作电极和参比电极之 间的最优的期望电压。测量对电极和参比电极之间的电流，产生作为恒电位 器输出的电流测量值(Isig)。

本发明的实施方式包括以如下方式和形式显示检测到的生理特征(例如， 血糖浓度)的测量数据的设备，所述方式和形式适于使该设备的用户易于进 行监控并且(若需要的话)使设备的用户易于调节所述特征的生理状态(例 如，通过给药胰岛素来调节血糖浓度)。本发明的示例性实施方式为一种装 置，所述装置包括：能够从传感器接收信号的传感器输入端，所述信号是基 于检测到的用户的生理特征值；存储器，该存储器用于存储根据从传感器接 收到的信号检测到的用户生理特征值的多个测量值；和显示器，该显示器用 于呈现所述检测到的生理特征值的多个测量值的文字和/或图像表示(例如， 文字、线状图表或类似图、柱状图或类似图、网格图像或类似图、或其组合)。 通常，图像表示显示所检测到的生理特征值的实时测量值。这样的设备可用 于多种场景，例如与其他医疗装置结合使用。在本发明的一些实施方式中， 所述设备与至少一种其他医疗设备(例如，葡萄糖传感器)结合使用。

一种示例性的系统实施方式由葡萄糖传感器、发送器和泵接收器以及葡 萄糖测量仪构成。在该系统中，来自发射器的无线电信号可每5分钟发送至泵 接收器以提供实时传感器葡萄糖(SG)值。值/图表显示在泵接收器的监控器 上以便用户可自己监视血糖和使用他们自己的胰岛素泵递送胰岛素。通常本 文公开的装置的实施方式通过有线或无线连接与另一医疗装置通信。无线通 信可包括，例如，在通过RF遥测技术、红外传输、光学传输、音速和超音速 传输等的信号传输发生时接收发射的辐射信号。任选地，所述装置为药品输 注泵(例如，胰岛素泵)的整体部分。通常，在这样的装置中，所述生理特 征值包括多个血糖测量值。

尽管本文公开的分析物传感器和传感器系统通常设计为可植入哺乳动物 体内，但本文公开的发明不限于任何特定的环境，而可用于多种场合，例如， 用于分析大多数体内和体外液体样本，包括生物流体，例如，组织液、全血、 淋巴液、血浆、血清、唾液、尿液、粪便、汗水、粘液、眼泪、脑脊液、鼻 分泌物、宫颈或阴道分泌物、精液、胸水、羊水、腹水、中耳液、关节液、 胃液等。此外，固体或粉状样本可以溶解在合适的溶剂中以提供适合分析的 液体混合物。

实施例

实施例1：产生高表面面积比例和低边缘生长的脉冲电镀条件

表面面积比例(SAR)是电极的真实表面面积和几何面积的比例。活性 (或真实)表面面积确定电镀电极的催化活性。铂工作电极的活性表面面积 可以使用循环伏安法结合氢原子吸收进行测量。在这种情况下，本领域熟知 对Pt表面面积的各种不同确定方式，参见，例如：Rodriguez等.,J.Chem.Educ., 2000,77(9),p1195。

由不使用电流脉冲的铂电镀技术制成的一些电极可具有理想的SAR(例 如，大约300)，但在远端的角落具有大约15μm到20μm的边缘生长。本文公 开的脉冲电流电镀工艺的目的是实现SAR接近300同时减少边缘生长。在下文 的实施例中所讨论的“边缘生长”是使用Zygo干涉仪从围绕聚酰亚胺的水平 面测量的工作电极的远端角落上的铂黑的高度。电极的侧面和近端的边缘生 长低于远端角落的生长。远端角落的边缘生长是电镀电极上最高的并且代表 最坏的情景。将脉冲电镀电极的边缘生长与由非脉冲电镀工艺中使用的恒定 电流方法电镀的电极进行比较(参见图1)。本文公开的脉冲电镀技术可使用 常规的方法和/或材料(参见，例如，FelthamandSpiroChemicalReviews,1971, Vol.71,No.2第177页至193页；Chandrasekar等.,ElectrochimicaActa53(2008) 3313–3322；Karimi等.,ElectrochemistryCommunicationsVolume19,2012年6月, 第17页至20页；Wei等.,J.Phys.Chem.C2007,111,15456-15463；以及美国专利 第4,490,219号，所述文献的内容通过引用并入。

用于实施例的常用首字母缩略词包括：WE工作电极：GOx葡萄糖氧化 酶；HSA人血清白蛋白；SITS传感器体内测试系统；GLM葡萄糖限制膜(分 析物调节层的实施方式)；OQ操作确认；SAR表面面积比例；BTS碳酸氢 盐测试系统；以及EIS电化学阻抗光谱。本实施例所讨论的BTS和SITS测试是 用于评价传感器性能的各个方面的测试。SITS测量5-7天时间跨度上葡萄糖溶 液中的传感器信号，以及传感器氧响应、温度响应、背景电流、线性度、稳 定性、醋氨酚干扰和响应时间。狗测试是用于评价长达3天时间期间糖尿病狗 和非糖尿病狗体内葡萄糖传感器性能(Isig和计算出的血糖水平)并且将由持 续型葡萄糖传感器测量的葡萄糖水平与葡萄糖测量仪测量的葡萄糖水平进行 比较。

图2提供了脉冲电流电镀中电流波形的示意图。脉冲电镀电极的表面面积 和边缘生长受电镀电流、脉冲长度、占比周期和周时数量的影响。工程电镀 是在GamryPotentiostatMultiEchem8workstation(“Gamry”)上电镀，一个 WE一次使用标准铂溶液(例如下面所公开的那些)和不同的电镀参数。对于 本实验而言:第一步骤(开启时间)电流为-60μA到-100μA；第一步骤持续时 间为1秒到5秒；第二步骤电流(关闭时间)为0μA到+10μA；第二步骤的持续时 间为1秒到5秒，并且周期数量为40到180。通常，本领域技术人员可以使用设 计用于Gamry的选择器板一次电镀多个电极(例如，1个到24个)。本领域技术 人员仅需要基于待电镀的电极的数量调整总的施加电流。每个电极上的电流 密度与目标电流密度相同。在使用Gamry的示例性实施方式中，我们使用3- 电极设置(工作电极、对电极、参比电极)。脉冲电镀还可通过两电极设置 进行(工作电极、对电极)。如上所述，在本发明的实施方式中，使用Gamry 工作站。本领域技术人员会理解，脉冲电镀不是必须在Gamry上进行，并且可 以在其他电镀模块(例如，在生产电镀设备上)上进行，例如，将机器进行 编程以控制施加电流和时间的那些模块。下面的内容描述了可在Gamry工作站 上完成的一种方式：

将传感器板沉入Pt电镀溶液。通过Gamry将Ag/AgCl电极连接至参比电极， 通过Gamry将Pt网格连接至对电极电缆，通过Gamry将意图用于Pt电镀的电极 连接至工作电极电缆。从GamryInstrumentsFrameworkmenu选择计时电势分 析法。将步骤1电流设置为每个电极-75μA，步骤1时间为2秒，步骤2电流为0， 步骤2时间为2秒，并且周期数为170。

示例性铂电镀溶液的制备

为了制作1000ml溶液，向棕色玻璃瓶中添加大约500ml去离子水，随后添 加31.25克的H2PtCI6.1H20并且在暗处溶解。向该溶液中添加 109.4mg(CH3C00)2.3H20。让所添加的材料完全溶解并且使用去离子水使容 积达到1000ml。

图3显示了各种不同条件下WE电镀的SAR和边缘生长。图中央的五个方 形是同时显示足够高的SAR和显著减少的边缘生长的电极。这些电极所使用 的条件在下面的表1中标出。这些条件对持续型葡萄糖传感器电极的脉冲电流 电镀有用。

表1：产生理想的SAR和边缘生长的脉冲电镀条件

为了探索和改善脉冲电镀的条件，包括基底的传感器板使用表2所示的设 置在Gramry上进行脉冲电镀。在该表中，包括了使用常规电镀技术(恒定电 流)制成的WE的SAR以用于对照。两个脉冲电镀条件产生了与常规(恒定电 流)电镀的SAR匹配的SAR(图4)。当以-80μA电镀时，观测到边缘生长明 显更高，而SAR与在-75μA进行电镀没有统计学上的不同(图4和图5)，因此 对于所有后续电镀矩形Enlite工作电极(用于Medtronic’sEnlite^TM葡萄糖传感器 的那些工作电极)的实验选择-75μA的电流。较大的电极和/或分布式的电极通 常要求较高的电流。常规(恒定电流)电镀产生大约15μm到20μm的边缘生长 (图1B)。

表2.脉冲电镀的设置

图6和图7是电镀工作电极的远端的扫描电子显微镜(SEM)图片。在同 一放大率，脉冲电镀电极具有显著减少的边缘生长和更均匀的外观。图8显示 了WE柱BTS测试的横截面。脉冲电镀铂具有较短的枝状物，但该枝状物的数 量比使用恒定电流的常规“Enlite标称(nominal)”电镀工艺更多。这解释了 脉冲电镀电极上足够高的SAR。

在标称电镀的Enlite板上(图8)，底部是较密且较小特征的薄层，从该层 上生出大的枝状物。在电极边缘，枝状物生长出巨大的高度和宽度(图6，右)。 脉冲电镀铂(图9)显示了较小特征的较厚层并且在电极的中央或边缘上没有 大的枝状物。脉冲电镀电极上的边缘生长保持在聚酰亚胺绝缘体的高度之下 (对于Enlite板是5μm，对于短的无管板是7μm)，除了可能在两个远端角落 上之外。脉冲电镀电极的远端角落上的边缘生长显著低于Enlite标称电镀的传 感器。

电极形状对脉冲电镀的影响

具有相同WE几何面积但不同WE外观比例的衬底使用相同设置的脉冲电 镀：-75μA、开启2秒、关闭2秒、150周期。这些衬底在表3中列出。LS02是在 同一板上具有4个不同外观比例和2个电极尺寸的特定工程衬底。

表3.具有不同WE外观比例的衬底板

衬底描述 批号(Lot Nr.) WE外观比例 Enlite(12/5) 2494-6 13.9 100％短的无管(18/7) 3176-8 7.9 TLS 02平坦WE 3146-1,WE 1,6,12 4.5 TLS 02窄的WE 3146-1,WE24 14.0

SAR在相同尺寸但不同外观比例的电极上没有统计学上的不同。考虑到 Enlite聚酰亚胺绝缘体比短的无管或TLS02板薄2μm，以及边缘生长是围绕WE 从聚酰亚胺绝缘体的表面测量的铂边缘生长的高度，脉冲电镀边缘生长在各 分组中没有明显不同。

示例性的传感器构建

传感器中的每一个构建在短的无管板上(表4)。脉冲电镀是在Gamry PotentiostatMultiEchem8workstation上执行，每次一个WE。随后使用Enlite标 称设置在生产电镀设备上电镀CE和RE。用于Enlite标称控制组的全部电极是 在生产电镀设备上电镀。其余的传感器制造，组装和杀菌遵循Enlite标准制造 和组装步骤。“2X可渗透GLM”指的是具有标准Enlite传感器所用的GLM的 渗透率的两倍的葡萄糖限制聚合物。

表4.不同条件下构建的传感器

板号码 WE电镀 GLM干燥厚度 3311-10 -75uA,开启2s,关闭2s,170周期 7μm 2x可渗透 3311-11 Enlite标称控制,-75uA,210s 7μm 2x可渗透 3313-1,2 -75uA,开启2s,关闭2s,170周期 8μm 2x可渗透 3313-3,4 -75uA,开启2s,关闭2s,170周期 10μm 2x可渗透

SITS测试

表4中的每组五个传感器通过SITS进行测试。计算出关键性能参数并且在 图13至图18中显示。脉冲电镀传感器显示出比对比的对照电极高的信号和高 的第1天背景电流。脉冲电镀传感器还具有比对比的对照电极低的醋氨酚干扰 或者与对比的对照电极类似的醋氨酚干扰。脉冲电镀WE的最突出的特征是O₂响应。所有的脉冲电镀传感器具有比对比的对照组更缓和的氧响应(图15和 图16)。当氧水平从5％变为极低的0.1％时，对比的对照组的氧响应不再“相 反”并且传感器信号变得非常低。在此O₂水平，与5％氧的信号相比，脉冲电 镀传感器具有平均小于5％的信号变化。这是很大的优势，因为人体的氧水平 易受变化影响，并且持续型葡萄糖传感器的信号应精确反映体内葡萄糖水平， 而不是氧水平。

不容易理解为什么脉冲电镀抑制氧响应。不受到特定理论或作用机制的 限制，一种可能的原因是因为在脉冲电镀WE上几乎消除了边缘生长，化学层 的厚度更加均匀。本文公开的葡萄糖传感器的实施方式包括设计为限制葡萄 糖的扩散而不限制氧扩散到电极表面(从而使葡萄糖和WE上涂覆的葡萄糖氧 化酶之间的反应是葡萄糖限制的)的GLM层。在使用恒定电流电镀的WE上(标 称EnliteGLOBAL电镀)，在边缘生长的位置存在非常薄的GLM区域，这使 得电极侧上的局部葡萄糖浓度变得比所设计的传感器处理浓度高得多。高的 局部葡萄糖浓度可以耗尽可用的氧，使得WE表面上的反应是氧限制的而不是 葡萄糖限制的。WE的脉冲电镀消除了GLM薄区域，这可能是传感器信号对氧 水平变化具有缓和响应的原因。而且，当使用非脉冲电镀方法形成邻近的多 个电极(例如，WE和RE)时，如果边缘生长太高，就有使这些电极短路的风 险，因为边缘生长也可以横向生长。应理解，本发明不限于所描述的特定实 施方式，当然，所述实施方式可发生改变。还应理解，本文使用的术语仅为 了描述特定实施方式，而无意进行限定，因为本发明的范围仅由所附的权利 要求限定。在优选实施方式的描述中，参考作为其一部分的附图，并且所述 附图是以举例说明可实施本发明的具体实施方式的方式显示。还会理解，在 不背离本发明的范围的情形下可以使用其他实施方式并且可以作出结构变 化。

尽管所述描述和具体实施例说明了本发明的一些实施方式，但是所述描 述和具体实施方式是以举例说明而非限制的方式给出。在不背离本发明实质 的情况下，可以在本发明的范围内做出多种变化和变形，并且本发明包括所 有这些变形。