含杂环氮的聚合物涂覆的分析物监测仪和使用方法.pdf

本发明涉及由杂环氮基，例如乙烯吡啶组成的膜和配备有此种膜的电化学传感器。该膜可用于限制分析物向电化学传感器中的工作电极扩散以致该传感器在大的分析物浓度范围内不浸透和/或保持线性响应。配备有本文所述膜的电化学传感器在各种条件下显示相当的敏感性和稳定性，和大的信噪比。

1.  电化学传感器，包括：
工作电极，它包括：
与该电极的导电材料接触的感测层；
布置在该感测层上的膜，其中该膜包含交联剂和具有以下通式的聚合物：

其中该实心水平线代表聚合物主链，n是正整数；和
与该工作电极电化学连通的平衡电极。

2.  权利要求1的电化学传感器，其中该工作电极的感测层包含葡萄糖响应性酶。

3.  权利要求1的电化学传感器，其中该工作电极的感测层包含氧化还原介体。

4.  权利要求3的电化学传感器，其中所述氧化还原介体包含选自含钌配合物和含锇配合物的配合物。

5.  权利要求3的电化学传感器，其中所述氧化还原介体相对于工作电极是不可浸出的。

6.  权利要求3的电化学传感器，其中所述氧化还原介体固定在工作电极上。

7.  权利要求1的电化学传感器，其中所述聚合物包括以下通式：

其中n是正整数。

8.  权利要求1的电化学传感器，其中所述交联剂包括聚(乙二醇)。

9.  权利要求8的电化学传感器，其中所述聚(乙二醇)是聚(乙二醇)二缩水甘油醚。

10.  权利要求1的电化学传感器，其中所述膜限制葡萄糖或乳酸酯的流过。

11.  权利要求1的电化学传感器，其中所述膜限制葡萄糖或乳糖的在体内流过。

12.  用于生物传感器的电极，包括：
与该电极的导电材料接触的感测层，和
布置在该感测层上的膜，其中该膜包含交联剂和具有以下通式的聚合物：

其中该实心水平线代表聚合物主链，n是正整数。

13.  权利要求12的电极，其中该工作电极的感测层包含葡萄糖响应性酶。

14.  权利要求12的电极，其中该工作电极的感测层包含氧化还原介体。

15.  权利要求14的电极，其中所述氧化还原介体包含选自含钌配合物和含锇配合物的配合物。

16.  权利要求14的电极，其中所述氧化还原介体相对于工作电极是不可浸出的。

17.  权利要求14的电极，其中所述氧化还原介体固定在工作电极上。

18.  权利要求12的电极，其中所述聚合物包括以下通式：

其中n是正整数。

19.  权利要求12的电极，其中所述交联剂包括聚(乙二醇)。

20.  权利要求19的电极，其中所述聚(乙二醇)是聚(乙二醇)二缩水甘油醚。

21.  权利要求12的电极，其中所述膜限制葡萄糖或乳酸酯的流过。

22.  权利要求12的电极，其中所述膜限制葡萄糖或乳糖的在体内流过。

23.  分析物传感器组件，包括：
包括柔性基材的电化学传感器，该电化学传感器包括
(i)至少一个包括感测层和布置在该感测层上的膜的工作电极，其中该膜包含交联剂和以下通式的聚合物：

其中该实心水平线代表聚合物主链，n是正整数，
(ii)至少一个平衡电极，和
(iii)至少一个与该工作电极和平衡电极中的每一个连接的接触垫，其中该电化学传感器适合于让包括工作电极和平衡电极的电化学传感器的一部分植入透过皮肤；和
电化学传感器控制单元，它包括
(i)适合于放置在皮肤上的外壳；
(ii)布置在该外壳上并且装配用于与该电化学传感器的接触垫连接的许多导电触头；和
(iii)布置在该外壳中并且与该许多导电触头连接用于传送使用该电化学传感器获得的数据的射频发送器。

24.  权利要求23的分析物传感器，其中该工作电极的感测层包含葡萄糖响应性酶。

25.  权利要求23的分析物传感器，其中该工作电极的感测层包含氧化还原介体。

26.  权利要求25的分析物传感器，其中所述氧化还原介体包含选自含钌配合物和含锇配合物的配合物。

27.  权利要求25的分析物传感器，其中所述氧化还原介体相对于工作电极是不可浸出的。

28.  权利要求25的分析物传感器，其中所述氧化还原介体固定在工作电极上。

29.  权利要求23的分析物传感器，其中所述聚合物包括以下通式：

其中n是正整数。

30.  权利要求23的分析物传感器，其中所述交联剂包括聚(乙二醇)。

31.  权利要求30的分析物传感器，其中所述聚(乙二醇)是聚(乙二醇)二缩水甘油醚。

32.  权利要求23的分析物传感器，其中所述膜限制葡萄糖或乳酸酯的流过。

33.  权利要求23的分析物传感器，其中所述膜限制葡萄糖或乳糖的在体内流过。

34.  使用权利要求23的分析物监测系统监测分析物水平的方法，该方法包括：
将该电化学传感器插入病人的皮肤；
将该电化学传感器控制单元连接到该病人的皮肤上；
将布置在该传感器控制单元中的许多导电触头与布置在该传感器上的许多接触垫连接；
使用该传感器控制单元从该传感器产生的信号收集关于分析物水平的数据；
使用该传感器控制单元的射频发送器将所收集的数据传送到显示单元；和
在该显示单元的显示器上显示该分析物水平的示值。

35.  权利要求34的方法，其中该分析物是葡萄糖。

36.  权利要求34的方法，其中所述聚合物包括以下通式：

其中n是正整数。

37.  权利要求34的方法，其中所述交联剂包括聚(乙二醇)。

38.  权利要求37的方法，其中所述聚(乙二醇)是聚(乙二醇)二缩水甘油醚。

39.  权利要求34的方法，其中收集数据包括从该传感器产生信号并将该信号加工成数据。

40.  权利要求34的方法，其中所述数据包括来自该传感器的信号。

41.  权利要求34的方法，还包括如果该数据指示报警条件，则激活警报器。

42.  权利要求34的方法，还包括响应于该数据给药。

43.  权利要求42的方法，其中该药物是胰岛素。

44.  权利要求43的方法，还包括从校准仪获得校准值以校准该数据。

45.  权利要求44的方法，其中将该校准仪与该显示单元连接。

46.  权利要求45的方法，还包括将该校准值从该显示单元中的发送器传送到该传感器控制单元中的接收器。

含杂环氮的聚合物涂覆的分析物监测仪和使用方法
发明背景
[0001]酶基生物传感器是其中将分析物浓度依赖性生化反应信号转化成可测量的物理信号，例如光信号或电信号的仪器。此类生物传感器广泛地用于在临床、环境、农业和生物技术应用中检测分析物。可以在人体流体的临床分析中测量的分析物包括例如，葡萄糖、乳酸酯、胆甾醇、胆红素和氨基酸。生物学流体，例如血液中的分析物的检测在许多疾病的诊断和监测中是重要的。
[0002]经由电信号，例如电流(安培生物传感器)或电荷(电量生物传感器)检测分析物的生物传感器具有特殊利益，因为许多重要的生物分析物的生化反应涉及电子转移。例如，葡萄糖与葡萄糖氧化酶的反应涉及电子从葡萄糖转移至酶而产生葡糖酸内酯和还原酶。在安培葡萄糖生物传感器的一个实例中，葡萄糖被体液中的氧经由产生葡糖酸内酯和过氧化氢的葡萄糖氧化酶催化反应氧化，然后该过氧化氢被电氧化并与体液中的葡萄糖浓度相关联。
[0003]一些生物传感器经设计用于植入活动物体，例如哺乳动物或人体，仅举例来说。在可植入的安培生物传感器中，工作电极通常由感测层和在该感测层上面的扩散限制膜层构造，该感测层与该电极的导电材料直接接触。感测层通常由酶、任选的酶稳定剂例如牛血清蛋白(BSA)和使该感测层组分交联的交联剂构成。或者，感测层由酶、聚合物氧化还原介体和使感测层组分交联的交联剂构成，如″连线-酶″生物传感器中的情况那样。
[0004]在可植入的安培葡萄糖传感器中，对于调节或限制葡萄糖向感测层的流动，膜通常是有利的或必要的。作为说明在没有膜的葡萄糖传感器中，葡萄糖向感测层的流动随葡萄糖的浓度线性地增加。当到达感测层的所有葡萄糖耗尽时，测量的输出信号与葡萄糖的通量并因此与葡萄糖的浓度成线性比例。然而，当葡萄糖消耗受感测层中的化学或电化学反应中的一种或多种的速率限制时，测量的输出信号不再受葡萄糖的通量控制并且不再与葡萄糖的通量或浓度成线性比例。在这种情况下，仅到达感测层的少许葡萄糖贡献于电流。电流不再随葡萄糖浓度线性增加，但是变得浸透，这意味着它对于葡萄糖浓度的给定增量增加越来越少，并且最终随葡萄糖的浓度停止增加。在配备有扩散限制膜的葡萄糖传感器中，另一方面，这种膜减少葡萄糖向感测层的流动以致传感器不会变得浸透，或仅在非常高的葡萄糖浓度下变得浸透并因此可以有效地起作用分辨当葡萄糖浓度高时葡萄糖浓度的增加。
[0005]已有开发葡萄糖扩散限制膜的各种尝试。然而，这种膜通常由聚合物制成，它们的平均厚度和/或它们厚度的微观均匀性难以控制和/或再现。结果，透过这种膜的葡萄糖流动(这确定采用此种膜的葡萄糖传感器的敏感性)广泛地分散，这指示在膜制造过程中缺乏足够的控制。因此，仍需要葡萄糖扩散限制膜，它对葡萄糖向感测层的流动提供足够调节并且是机械性强、生物相容的并且可容易和以再现方式制造。
[0006]在可植入安培葡萄糖或其它分析物传感器中，这种膜可能还有利或必要地用于调节或限制干扰物向感测层的流动，干扰物影响信号，例如由分析物产生的电流。通过影响信号，干扰物添加测量的误差。优选的膜减少干扰物的流动多于它们减少分析物例如葡萄糖的流动。
发明概述
[0007]本申请涉及由杂环氮基，例如乙烯吡啶组成的膜和配备有此种膜的电化学传感器。该膜可用于限制分析物向电化学传感器中的工作电极扩散以致该传感器在大的分析物浓度范围内不浸透和/或保持线性响应。配备有本文所述膜的电化学传感器在各种条件下显示相当的敏感性和稳定性，和大的信噪比。
[0008]本文描述了电化学传感器，它包括：工作电极，该工作电极具有与该电极的导电材料接触的感测层；布置在该感测层上的膜，其中该膜包含交联剂和具有以下通式的聚合物：

其中该实心水平线代表聚合物主链，n是正整数；和与该工作电极电化学连通的平衡电极。
[0009]在一些实施方案中，工作电极的感测层包括葡萄糖响应性酶。在一些实施方案中，工作电极的感测层包含氧化还原介体。在某些实施方案中，氧化还原介体包括选自含钌配合物和含锇配合物的配合物。在某些实施方案中，氧化还原介体相对于工作电极是不可浸出的。在某些实施方案中，氧化还原介体固定在工作电极上。
[0010]在一些实施方案中，聚合物包括以下通式：

其中n是正整数。在一些实施方案中，交联剂包括聚(乙二醇)。在某些实施方案中，聚(乙二醇)是聚(乙二醇)二缩水甘油醚。在一些实施方案中，所述膜限制葡萄糖或乳酸酯的流过。在一些实施方案中，所述膜限制葡萄糖或乳糖的在体内流过。
[0011]本文还描述的用于生物传感器的电极，包括与该电极的导电材料接触的感测层，和布置在该感测层上的膜，其中该膜包含交联剂和具有以下通式的聚合物：

其中该实心水平线代表聚合物主链，n是正整数。
[0012]在一些实施方案中，工作电极的感测层包括葡萄糖响应性酶。在一些实施方案中，工作电极的感测层包含氧化还原介体。在某些实施方案中，氧化还原介体包括选自含钌配合物和含锇配合物的配合物。在某些实施方案中，所述氧化还原介体相对于工作电极是不可浸出的。在某些实施方案中，氧化还原介体固定在工作电极上。在一些实施方案中，所述聚合物包括以下通式：

其中n是正整数。在一些实施方案中，交联剂包括聚(乙二醇)。在某些实施方案中，所述聚(乙二醇)是聚(乙二醇)二缩水甘油醚。在一些实施方案中，所述膜限制葡萄糖或乳酸酯的流过。在一些实施方案中，所述膜限制葡萄糖或乳糖的在体内流过。
[0013]本文还描述了分析物传感器组件，它包括具有柔性基材的电化学传感器，该电化学传感器包括(i)至少一个包括感测层和布置在该感测层上的膜的工作电极，其中该膜包含交联剂和以下通式的聚合物：

其中该实心水平线代表聚合物主链，n是正整数，(ii)至少一个平衡电极，和(iii)至少一个与该工作电极和平衡电极中的每一个连接的接触垫，其中该电化学传感器适合于让包括工作电极和平衡电极的电化学传感器的一部分植入透过皮肤；和电化学传感器控制单元，它包括(i)适合于放置在皮肤上的外壳；(ii)布置在该外壳上并且装配用于与该电化学传感器的接触垫连接的许多导电触头；和(iii)布置在该外壳中并且与该许多导电触头连接用于传送使用该电化学传感器获得的数据的射频发送器。
[0014]在一些实施方案中，工作电极的感测层包括葡萄糖响应性酶。在一些实施方案中，工作电极的感测层包含氧化还原介体。在某些实施方案中，氧化还原介体包括选自含钌配合物和含锇配合物的配合物。在某些实施方案中，所述氧化还原介体相对于工作电极是不可浸出的。在某些实施方案中，氧化还原介体固定在工作电极上。在一些实施方案中，所述聚合物包括以下通式：

其中n是正整数。在一些实施方案中，交联剂包括聚(乙二醇)。在某些实施方案中，所述聚(乙二醇)是聚(乙二醇)二缩水甘油醚。在一些实施方案中，所述膜限制葡萄糖或乳酸酯的流过。在一些实施方案中，所述膜限制葡萄糖或乳糖的在体内流过。
[0015]本文还描述了使用所述分析物监测系统监测分析物水平的方法，包括，将该电化学传感器插入病人的皮肤；将该电化学传感器控制单元连接到该病人的皮肤上；将布置在该传感器控制单元中的许多导电触头与布置在该传感器上的许多接触垫连接；使用该传感器控制单元从该传感器产生的信号收集关于分析物水平的数据；使用该传感器控制单元的射频发送器将所收集的数据传送到显示单元；和在该显示单元的显示器上显示该分析物水平的示值。
[0016]在一些实施方案中，分析物是葡萄糖。在一些实施方案中，所述聚合物包括以下通式：

其中n是正整数。在一些实施方案中，交联剂包括聚(乙二醇)。在某些实施方案中，所述聚(乙二醇)是聚(乙二醇)二缩水甘油醚。在一些实施方案中，收集数据包括从传感器产生信号并将该信号加工成数据。在一些实施方案中，数据包括来自传感器的信号。在某些实施方案中，该方法还包括如果数据指示报警条件，则激活警报器。在某些实施方案中，该方法还包括响应于数据给药，例如胰岛素。在一些实施方案中，该方法还包括从校准仪获得校准值以校准数据。在一些实施方案中，将校准仪与显示单元连接。在一些实施方案中，该方法还包括将校准值从显示单元中的发送器传送到传感器控制单元中的接收器。
[0017]本发明的这些及其它目的、优点和特征将对阅读了以下更完全描述的本发明细节之后的本领域技术人员变得明朗。

附图简述
[0018]当结合附图阅读时从以下详细描述将能最好地理解本发明。应该强调的是，根据惯例，附图的各种特征并不是按比例的。相反地，为了清楚说明，各种特征的尺寸是任意扩大或减小的。以下各图包括在附图中：
[0019]图1是具有本文所述扩散限制膜的两个传感器(PVP1和PVP2)的校准曲线，它们都在37℃下同时试验。将传感器放入PBS缓冲溶液(pH值7)中并随着时间测量每个传感器的输出电流。
[0020]图2是具有本文所述扩散限制膜的两个传感器(PVP1和PVP2)的校准曲线，它们都在37℃下同时试验。将传感器放入PBS缓冲溶液(pH值7)中并随着各种葡萄糖浓度(mM)测量每个传感器的输出电流。
[0021]图3是被同时试验的具有本文所述扩散限制膜的两个传感器稳定性曲线。在各种葡萄糖浓度下将每个传感器放入PBS缓冲溶液(pH值7)中，并在室温(RT)下或在56℃下储存1星期(56C/1wk)后测量每个传感器的输出电流。将测量的输出电流(nA)相对葡萄糖的浓度(mM)作图。
[0022]图4A是根据本发明的两电极葡萄糖传感器的一部分的示意图侧观图，该葡萄糖传感器具有工作电极、组合的平衡/参考电极和包封这两个电极的浸涂膜。
[0023]图4B是图4A的示例性传感器的示意性顶视图。
[0024]图4C是图4A的示例性传感器的示意性底视图。
[0025]图5是经皮的电化学传感器部分植入皮肤是将看到的示意性透视图。
[0026]图6示出了具有本文所述扩散限制膜的两个传感器(PVP1和PVP2)的校准曲线，以及具有以下通式的扩散限制膜的两个传感器(cnt11和cnt12)的校准曲线

[0027]每组膜在37℃下同时地试验。将传感器放入PBS缓冲溶液(pH值7)中并随着时间测量每个传感器的输出电流。本发明的膜的响应时间是55秒，而cnt11和cnt12膜的是138秒。这表明本发明的膜比用于相同目的的其它聚合物膜表现出更快的响应时间。
[0028]在描述本发明之前，应该理解的是本发明不限于所述的特定实施方案，因为本发明当然可以变化。还应理解的是，本文所使用的术语仅是为了描述特定的实施方案，并且没有限制的意图，因为本发明的范围将仅由所附权利要求书限制。
[0029]当提供数值范围时，除非上下文明确指明相反，应该理解该范围的上限和下限间的每一居中值到该下限的第十个单位也被特别公开。本发明涵盖给定范围中的任何给定值或居中值和该给定范围中的任何其它给定值或居中值之间的每一小范围。这些小范围的上下限可以独立地包括或排除在该范围中，并且当两个极限中任一、皆不或都包括在该小范围中时，每一范围也被本发明涵盖，但排除该给定范围中任何特别排除的极限。当给定范围包括极限中一个或两者时，排除它们包括的极限中任一或两者的范围也包括在本发明中。
[0030]除非另有定义，这里所用的所有技术和科学术语具有如本发明所属领域的普通技术人员通常理解的相同含义。虽然与本文描述的那些类似或等效的任何方法和材料在本发明的实践或测试中可以使用，但是目前描述的是一些潜在和优选的方法和材料。本文所提及的所有出版物在此引入作为参考以与这些出版物列举的那些一起地公开和描述方法和/或材料。应该理解的是，本公开内容在与引入的出版物的任何公开内容存在矛盾的情况下处于优先地位。
[0031]必须指出，当在本文和在所附权利要求书中使用时，单数形式″一个(a)″、″一个(an)″、和″该″包括复数指示，除非上下文明确指明相反。因此，例如，所谓的″一个单元″包括许多这样的单元，所谓的″该化合物″包括一种或多种化合物和本领域技术人员已知的它们的等效物，诸如此类。
[0032]本文讨论的出版物仅是提供其在本申请提交日期之前的公开内容。在此不应理解为承认本发明由于在前的发明而没有资格早于这种公开。另外，所提供的公开日期可能不同于实际的公开日期，这可能需要独立地加以证实。
发明详述
[0033]本申请涉及由乙烯吡啶类组成的膜和配备有此种膜的电化学传感器。该膜可用于限制分析物向电化学传感器中的工作电极扩散以致该传感器在大的分析物浓度范围内不浸透和/或保持线性响应。配备有本文所述膜的电化学传感器在各种条件下显示相当的敏感性和稳定性，和大的信噪比。
[0034]一般而言，本文所述的膜如下形成：使含杂环氮基的改性聚合物在醇-缓冲物混合溶剂中交联并允许该膜溶液随着时间固化。所得的膜能够限制分析物从一个空间，例如与生物流体相联系的空间流动到另一个空间，例如与含酶感测层相联系的空间。″生物流体″是其中可以测量分析物的任何体液或体液衍生物例如，血液、组织间隙液、等离子体、真皮流体、汗液和眼泪。由连线-酶感测层和本文所述葡萄糖扩散限制层构造的安培葡萄糖传感器非常稳定并且具有大的线性检测范围。
扩散限制膜
[0035]扩散限制膜包括具有杂环氮基的聚合物并且具有以下通式I：

其中水平线代表聚合物主链，n是大约150-大约15,000，包括大约500-大约12,000，大约750-大约10,000，大约1,000-大约9,000，例如大约1,500、2,000、2,500、5,000、7,000等的正整数。术语″杂环氮基″是指在结构的环中含氮的环状结构。
[0036]在某些实施方案中，聚合物主链还包括共聚物组分，本文称为″D″。共聚物组分的实例包括但不限于，苯基烷基、烷氧基苯乙烯、羟烷基、烷氧基烷基、烷氧基羰基烷基和含聚(乙二醇)或多羟基的分子。适合作为起始材料的一些聚(杂环氮-共聚-D)聚合物可商购。例如，聚(2-乙烯吡啶-共聚-苯乙烯)、聚(4-乙烯吡啶-共聚-苯乙烯)和聚(4-乙烯吡啶-共聚-甲基丙烯酸丁酯)可以从AldrichChemical Company，Inc.获得。其它聚(杂环氮-共聚-D)聚合物可以由高分子化学领域技术人员使用熟悉的方法容易地合成。例如，D是聚乙烯吡啶-聚-D，例如聚(4-乙烯吡啶-共聚-苯乙烯)或聚(4-乙烯吡啶-共聚-甲基丙烯酸丁酯)的苯乙烯或甲基丙烯酸C1-C18烷基酯组分。D可以有助于膜的各种合乎需要的性能，包括但不限于疏水性、亲水性、可溶性、生物相容性、弹性和强度。D可以经选择用来例如在对分析物的渗透性和对不希望的干扰组分的不透性方面优化或″微调″由聚合物制成的膜。
[0037]通式I的杂环氮基包括但不限于，吡啶、咪唑、恶唑、噻唑、吡唑或它们的任何衍生物。在一些实施方案中，杂环氮基是乙烯吡啶，例如2-、3-或4-乙烯吡啶，或乙烯咪唑，例如1-、2-或4-乙烯咪唑。在某些实施方案中，杂环氮基是4-乙烯吡啶，以致聚合物是聚(4-乙烯吡啶)的衍生物。术语″聚乙烯吡啶″或″PVP″是指聚(4-乙烯吡啶)、聚(3-乙烯吡啶)或聚(2-乙烯吡啶)，以及乙烯吡啶和第二或第三共聚物组分的任何共聚物。此种聚(4-乙烯吡啶)膜的实例具有以下通式，通式II：

其中实心水平线代表聚合物主链，n是正整数。此种聚(4-乙烯吡啶)膜的另一个实例具有以下通式，通式III：

其中n是正整数。
[0038]在一些实施方案中，膜还包括交联剂。″交联剂″是含有至少两个反应性基团的分子，该反应性基团能够将至少两个分子连接在一起或将同一分子的至少两个部分连接在一起。至少两个分子的连接称作分子间交联，而同一分子的至少两个部分的连接称作分子内交联。具有多于两个反应性基团的交联剂能同时分子间和分子内交联。″反应性基团″是分子的能够与另一种化合物反应而将该另一化合物的至少一部分连接到该分子上的官能团。反应性基团包括羧基、活化酯、磺酰卤、磺酸酯、异氰酸酯、异硫氰酸酯、环氧化物、氮丙啶、卤化物、醛、酮、胺、丙烯酰胺、硫醇、酰基叠氮、酰卤、肼、羟胺、烷基卤、咪唑、吡啶、苯酚、烷基磺酸酯、卤代三嗪、亚氨基酯、马来酰亚胺、酰肼、羟基和光反应性叠氮基芳基。本领域中理解的活化酯一般包括被吸电子基例如磺基、硝基、氰基或卤基取代的琥珀酰亚胺基、苯并三唑基或芳基的酯；或被碳二亚胺活化的羧酸。
[0039]适合用于所述膜的交联剂包括具有至少两个反应性基团，例如二、三或四官能团的分子，这些官能团能够与聚合物的杂环氮基，例如吡啶基反应。适合的交联剂包括，但不限于，聚(乙二醇)或聚(丙二醇)的衍生物、环氧化物(缩水甘油基)、氮丙啶、烷基卤和磺酸酯。交联剂的烷基化基优选是缩水甘油基。优选地，缩水甘油基交联剂具有大约200-大约4,000的分子量并且是水溶性的或可溶于水可混容性溶剂，例如醇。适合的交联剂的实例包括但不限于，分子量大约250-大约2000，包括大约350-大约150，例如大约650的聚(乙二醇)二缩水甘油醚。示例性的交联剂具有以下通式，通式IV：

其中n是正整数，例如大约1-大约15，包括大约8、9、10、11等。
[0040]在某些实施方案中，希望在膜溶液的分配期间具有缓的交联反应以致膜涂料溶液对大规模生产具有合理的罐储寿命。快速的交联反应导致涂料溶液迅速地改变粘度，这使涂覆困难。例如，当可能时，交联反应在膜溶液的分配期间缓慢，并且在环境温度或升高的温度下的膜固化期间加速。
[0041]现将描述膜的制备方法的实施例。例如，将聚合物和适合的交联剂溶于含缓冲物的溶剂，通常是缓冲物-醇混合溶剂中，而产生膜溶液。在一些实施方案中，缓冲物具有大约7.5-大约9.5的pH值并且醇是乙醇。例如，缓冲物是10mM(2-(4-(2-羟乙基)-1-哌嗪)乙磺酸盐)(HEPES)缓冲物(pH值8)并且乙醇与缓冲物体积比为大约95∶5至大约0∶100。对于交联化学作用，最低量的缓冲物是必要的。使聚合物和交联剂溶解所需要的溶剂的量可以根据聚合物和交联剂的性质变化。例如，使较疏水性聚合物和/或交联剂溶解可能要求较高百分比的醇。
[0042]聚合物与交联剂的比例对最终膜的性质是重要的。举例来说，如果使用不足量的交联剂或极大过量的交联剂，则交联是不充分的且膜是弱的。此外，如果使用多于足够量的交联剂，则膜过度交联以致膜过脆和/或妨碍分析物扩散。因此，存在应该用来制备所希望或有用的膜的给定聚合物与给定交联剂的最佳比。举例来说，对于上面通式I-III中任一个的聚合物和分子量大约200-大约400的聚(乙二醇)二缩水甘油醚交联剂，该聚合物与交联剂的最佳重量比通常是大约4∶1-大约32∶1。例如，这一范围为大约2∶1-大约25∶1，包括大约3∶1-大约22∶1，大约4∶1-大约20∶1，大约5∶1-大约16∶1等。进一步举例来说，对于上面通式III的聚合物和分子量大约650的聚(乙二醇)二缩水甘油醚交联剂，最佳聚合物与交联剂重量比通常是大约10∶1。
[0043]可以将膜溶液涂覆在各种可能由于膜布置在含酶感测层上而受益的生物传感器上。″感测层″是传感器的包括促进分析物电解的成分的构件。感测层可以包括成分例如电子转移剂、将分析物的反应催化以在电极处产生响应的催化剂或两者。在传感器的一些实施方案中，感测层以不可浸出方式布置在工作电极附近或其上。″不可浸出″或″不可释放″的化合物或″以不可浸出方式布置″的化合物用来限定固定在传感器上满足在使用传感器的期间(例如将传感器植入病人或测量样品期间)基本上不扩散离开工作电极的工作表面的化合物。″工作表面″是工作电极的涂有或能涂有电子转移剂并装配用于与含分析物的流体接触的部分。
[0044]在一些实施方案中，感测层还包括氧化还原介体。″氧化还原介体″是在以下步骤的一个或多个中携带电子的电子转移剂：信号产生反应或例如分析物、分析物还原或分析物氧化酶和电极间的反应，直接地或经由一种或多种附加的电子转移剂。包括聚合物主链的氧化还原介体还可以称为″氧化还原聚合物″。氧化还原介体的实例包括含钌配合物和含锇配合物。
[0045]此类生物传感器的实例包括但不限于，葡萄糖传感器和乳酸酯传感器。(参见Heller等的美国专利号6,134,461，该文献在此全文引入供参考)。涂覆方法可以包括任何常用的技术，例如将膜溶液的小液滴旋涂，浸涂，刮刀涂或散布在感测层等上，接着在环境条件下固化通常1-2天。涂覆方法的具体细节(例如浸渍持续时间、浸渍频率、浸渍数目等)可以改变。
[0046]传感器制造通常包括将含酶感测层沉积在工作电极上并将扩散限制膜层浇铸在该感测层上，并任选地，但是优选地，还浇铸在平衡电极和参考电极上。还可以使用类似的方法制备具有其它构造例如三电极设计的传感器。
电化学传感器
[0047]可以将电化学传感器形成在基材上，该电化学传感器包括至少一个布置在其上的工作电极，该工作电极具有包括杂环氮基，例如聚乙烯吡啶的膜。传感器还可以包括至少一个平衡电极(或平衡电极/参考电极)和/或至少一个参考电极。″电化学传感器″是配置用来经由传感器上的电化学氧化或还原反应，或经由一序列化学反应检测分析物在样品中的存在和/或测量其水平的仪器，在该一序列化学反应中，化学反应中的至少一个是传感器上的电化学氧化或还原反应。这些反应被转换成能与分析物在样品中的量、浓度或水平相关的电信号。
[0048]″工作电极″是这样一种电极，在该电极处分析物或其水平取决于分析物水平的化合物在有或者没有电子转移剂参与下被电氧化或电还原。″平衡电极″是指与工作电极成对的电极，经过该平衡电极流动着与流经工作电极的电流大小大致相等符号相反的电流。在本发明范围中，术语″平衡电极″包括还充当参考电极的平衡电极(即，平衡电极/参考电极)。除非另有说明，术语″参考电极″既包括a)参考电极又包括b)还充当平衡电极的参考电极(即，平衡电极/参考电极)。除非另有说明，术语″平衡电极″既包括a)参考电极又包括b)还充当参考电极的平衡电极(即，平衡电极/参考电极)。
[0049]平衡电极和/或参考电极可以形成于基材上或可以是独立的。例如，平衡电极和/或参考电极可以形成于也植入病人中的第二基材上，或对于可植入传感器的一些实施方案，可以将平衡电极和/或参考电极置于病人的皮肤上，而将工作电极植入病人。皮肤上平衡电极和/或参考电极与可植入工作电极的使用在美国专利号5,593,852中进行了描述。
[0050]使用布置在基材上的导电性迹线形成工作电极。平衡电极和/或参考电极，以及传感器的其它任选的部分例如探温针也可以使用布置在基材上的导电性迹线形成。这些导电性迹线可以形成在基材的光滑表面上或形成在沟道内，该沟道通过例如，在基材中压花、压痕或产生凹部来形成。
[0051]感测层通常邻近于至少一个工作电极或在其上形成以促进分析物的电化学检测和其在样品流体中的水平的测定，尤其是如果分析物不能以所需速率和/或在所需特异性下在裸电极上电解时。感测层可以包括电子转移剂以使电子在分析物和工作电极之间直接或间接地转移。″电子转移剂″是在分析物和工作电极之间直接地或与其它电子转移剂协同地携带电子的化合物。电子转移剂的一个实例是氧化还原介体。
[0052]感测层还可以含有催化分析物的反应的催化剂。感测层的组分可以在紧邻工作电极或与其接触的流体或凝胶中。或者，感测层的组分可以布置在紧邻工作电极或在其上的聚合物或溶胶凝胶基体中。一般而言，感测层的组分以不可浸出方式布置在传感器内。例如，感测层的组分固定在传感器内。除了电极和感测层之外，传感器还可以包括探温针、生物相容层和/或其它任选的组件。当化合物被截留在表面上或与其化学结合时，该化合物被″固定″在该表面上。例如，当组分以共价键、离子键或配位键与传感器的成分结合和/或被截留在阻碍它们通过外扩散而损失的聚合物或溶胶凝胶基体或膜中时，这种组分被″固定″在传感器内。
[0053]例如，葡萄糖或乳酸酯传感器可以包括第一感测层，它与工作电极定距离隔离开并且含有酶，例如，葡萄糖氧化酶或乳酸酯氧化酶。葡萄糖或乳酸酯在合适的酶存在下的反应形成过氧化氢。第二感测层直接地提供在工作电极上并且含有过氧化物酶和电子转移剂以响应于过氧化氢在电极处产生信号。由传感器指示的过氧化氢的水平则与葡萄糖或乳酸酯的水平相互关联。可以使用单个感测层制造起类似作用的另一个传感器，其中葡萄糖或乳酸酯氧化酶和过氧化物酶同时沉积在该单个感测层中。此类传感器的实例在美国专利号5,593,852、美国专利申请序列号08/540,789和PCT专利申请号US98/02403中进行了描述。
[0054]在一些实施方案中，一个或多个工作电极不具有相应的感测层，或具有不含一种或多种需要用来使分析物电解的组分(例如电子转移剂或催化剂)的感测层。在这一工作电极产生的信号通常由流体中的干扰物及其它源，例如可电氧化或可电还原离子产生，并不响应于分析物(因为分析物没有电氧化或电还原)。因此，在这一工作电极处的信号增加背景信号。可以从分析物信号中减去背景信号，分析物信号是从与完全功能性感测层连接的其它工作电极获得的。
[0055]可以使用各种不导电材料形成基材，包括例如，聚合物或塑料材料和陶瓷材料。对特定传感器适合的材料可以至少部分地基于传感器的期望用途和材料的性能确定。
[0056]在一些实施方案中，基材是柔性的。例如，如果传感器装配用于植入病人，则可以使传感器变得柔性(但是刚性传感器也可以用于可植入传感器)以减少病人的疼痛和由传感器的植入和/或磨损所引起的组织损害。柔性基材通常增加病人的舒适感和允许更宽的活动范围。对柔性基材适合的材料包括例如，不导电塑料或聚合物材料及其它不导电、柔性可变形材料。有用的塑料或聚合物材料的实例包括热塑性塑料例如聚碳酸酯、聚酯(例如Mylar^TM)和聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET))、聚氯乙烯(PVC)、聚氨酯、聚醚、聚酰胺、聚酰亚胺或这些热塑性塑料的共聚物，例如PETG(二醇改性聚对苯二甲酸乙二醇酯)。
[0057]在其它实施方案中，使用较刚性基材制造传感器以例如，提供针对弯曲或断裂的结构支撑。可以用作基材的刚性材料的实例包括弱导电性陶瓷，例如氧化铝和二氧化硅。具有刚性基材的可植入传感器的一个优点是可以具有尖锐点和/或尖锐边缘以帮助传感器的植入，而不需要附加的插入器。
[0058]应当理解，许多传感器和传感器应用(刚性和柔性传感器)将充分地起作用。还可以通过改变例如，基材的组成和/或厚度控制传感器的柔性和沿着连续体改变该柔性。
[0059]除了关于柔性的考虑之外，通常希望可植入传感器应该具有生理学无害的基材，例如，经管理机构或民间机构批准用于体内应用的基材。
[0060]传感器可以包括任选的特征以促进可植入传感器的插入。例如，传感器在末梢可以是尖的以便于插入。另外，传感器可以包括倒刺，它在传感器的操作期间帮助传感器锚固在病人的组织内。然而，倒刺通常足够小以致当为了置换而移除传感器时对皮下组织引起很少损害。
[0061]至少一个导电性迹线形成在基材上以便用于构造工作电极。另外，其它导电性迹线可以形成在基材上以便用作电极(例如，附加的工作电极，以及平衡电极、平衡电极/参考电极、和/或参考电极)及其它组件，例如探温针。导电性迹线可以沿着传感器长度延伸大部分距离，但是这是不必要的。导电性迹线的位置可以取决于分析物监测系统的特定构造(例如，控制单元触点和/或样品室相对于传感器的位置)。对于可植入的传感器，尤其是可皮下植入的传感器，导电性迹线通常延伸靠近传感器的末梢以使传感器的必须植入的量最小化。
[0062]通常，导电性迹线中的每一个包括接触垫。接触垫可以仅是导电性迹线的不可与迹线的其余部分区分的一部分，只是该接触垫与控制单元(例如传感器控制单元)的导电触头接触。然而，更通常地，接触垫是导电性迹线的具有比该迹线其它区域更大的宽度的区域以促进与控制单元上的触点连接。通过使接触垫与导电性迹线的宽度相比较大，接触垫和控制单元上的触点之间的精确配准的需要与采用小接触垫时相比要求不那么严格。
[0063]为了使分析物电解，在工作电极和平衡电极之间施加电势(对比参考电势)。外加电势的最小数值通常取决于具体的电子转移剂、分析物(如果分析物在该电极处直接地电解)或第二化合物(如果其水平取决于分析物水平的第二化合物，例如氧或过氧化氢在该电极处直接地电解)。外加电势通常相等或比电子转移剂、分析物或第二化合物(任何一个在该电极处直接地电解)的氧化还原电势更氧化或还原(取决于期望的电化学反应)。工作电极处的电势通常足够大以驱使电化学反应完成或接近完成。
[0064]当在工作电极和平衡电极之间施加电势时，电流将流动。电流是分析物或其水平受分析物影响的第二化合物的电解结果。″电解″是化合物直接地在电极处或经由一种或多种电子转移剂的电氧化或电还原。在一个实施方案中，电化学反应经由电子转移剂和任选的催化剂发生。许多分析物B在合适的催化剂(例如酶)存在下被电子转移剂物质A氧化(或还原)成产物C。电子转移剂A然后在该电极处氧化(或还原)。电子被电极收集(或从其移除)并测量所得的电流。
[0065]例如，电化学传感器可以基于葡萄糖分子与两个不可浸出铁氰化物阴离子在葡萄糖氧化酶存在下的反应以产生两个不可浸出的亚铁氰化物阴离子、两个氢离子和葡糖酸内酯。存在的葡萄糖的量如下分析：将该不可浸出的亚铁氰化物阴离子电氧化成不可浸出的铁氰化物阴离子并测量电流。
[0066]可植入传感器还可以任选地具有布置在基材的植入病人的一部分上的抗凝结剂。这种抗凝结剂可以减少或消除传感器周围的血液或其它体液的凝固，尤其是在插入传感器后。血凝块可能淤塞传感器或不可再现地减少扩散进入传感器的分析物的量。有用的抗凝结剂的实例包括肝素和组织纤溶酶原激活物(TPA)，以及其它已知的抗凝结剂。
[0067]可以将抗凝结剂施加到传感器的待植入的那部分的至少一部分上。可以例如，通过浴涂、喷涂、刷涂或浸涂施加抗凝结剂。允许抗凝结剂在传感器上干燥。可以使抗凝结剂固定在传感器的表面上或可以允许它扩散离开传感器表面。通常，布置在传感器上的抗凝结剂的量远低于通常用于治疗涉及血凝块的医疗状况的量，并因此，仅具有有限的局部化影响。
[0068]举例来说，可以将所述膜用于两电极安培葡萄糖传感器，如图4A-4C(统称图4)所示。图4的安培葡萄糖传感器10a包括布置在工作电极29a和Ag/AgCl平衡/参考电极29b之间的基材13，该工作电极29a通常是碳基的。传感器或感测层18a布置在工作电极上。膜或膜层30a包封整个葡萄糖传感器10a，包括Ag/AgCl平衡/参考电极。葡萄糖传感器10a的感测层18a包括例如，交联的葡萄糖氧化酶和低电势聚合物锇配合物介体，如上述公开的PCT申请国际公开号WO01/36660A2中公开的那样。可以用于感测层的含酶和介体的配方，和将它们应用于电极体系的方法是本领域中已知的，例如，从上述Say等的美国专利号6,134,461获知。
[0069]举例来说，所述膜还可以用于堆叠的电极葡萄糖传感器，如图5所示。图5显示了完全制造的传感器，其中催化剂被结合到保护膜中，当看到该传感器置于皮肤上时，传感器的一部分经皮插入皮下空间中。图5提供了传感器10a的透视图，它的主要部分在皮肤50的表面上方，而插入末梢11穿透皮肤并进入皮下空间52，在那里，它被浸泡在生物流体40之中。可以看到工作电极29aa、参考电极29bb和平衡电极29cc的接触部分在传感器10a的位于皮肤表面上方的部分上。可以看到工作电极29a、参考电极29b和平衡电极29c在插入末梢11的末端。如图5所示，电极以堆叠构造提供在传感器插入末梢11上。工作电极29a据显示停留在塑料基材13的顶部上，连线酶感测层18a停留在工作电极29a的一部分的顶部上。与感测层和电极的一部分重叠(以透明方式描绘)的是分界膜30a，并且与该膜连接并分散在整个膜中的是催化剂32，该膜覆盖该酶基电化学传感器的感测层18a。末梢11在皮下空间52中(如图5所示)并因此浸泡在周围的生物流体40之中。通过将催化剂掺合到用于合成该膜的膜溶液中而将催化剂分散在该膜中，即本体加载程序，如2004年4月6日提交的美国专利申请号10/819,498(属于Feldman等)所述。
插入器
[0070]插入器可以用来将传感器皮下插入病人。通常使用结构刚性的材料，例如金属或刚性塑料形成插入器。优选的材料包括不锈钢和ABS(丙烯腈-丁二烯-苯乙烯)塑料。在一些实施方案中，插入器在末梢是尖的和/或锐利的以便于穿透病人的皮肤。锐利、薄的插入器可以在插入传感器时减少病人感觉的疼痛。在其它实施方案中，插入器的末梢具有其它形状，包括钝头或平坦形状。当插入器不穿透皮肤而是在传感器被推入皮肤时充当传感器的结构支撑时，这些实施方案可能是尤其有用的。
传感器控制单元
[0071]传感器控制单元可以集成到传感器中，它的部分或全部被皮下植入或它可以配置用来置于病人的皮肤上。传感器控制单元任选地以对病人舒适的并且可以允许隐蔽，例如，在病人的服装下的形状形成。大腿、小腿、上臂、肩膀或腹部是病人身体的用于放置传感器控制单元以维持隐蔽的适宜部分。然而，传感器控制单元可以布置在病人身体的其它部分上。传感器控制单元的一个实施方案具有薄、椭圆形状以提高隐蔽。然而，可以使用其它形状和尺寸。
[0072]传感器控制单元的具体轮廓，以及高度、宽度、长度、重量和体积可以改变并且至少部分地取决于包括在传感器控制单元中的组件和相关功能。一般而言，传感器控制单元包括通常形成为单个整体部件的外壳，该单个整体部件停留在病人的皮肤上。该外壳通常容纳传感器控制单元的大多数或全部电子元件。
[0073]传感器控制单元的外壳可以使用各种材料，包括例如，塑料和聚合物材料，尤其是刚性热塑性塑料和工程热塑性塑料形成。适合的材料包括例如，聚氯乙烯、聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、ABS聚合物和它们的共聚物。传感器控制单元的外壳可以使用各种技术形成，包括例如，注塑、压塑、浇铸及其它模塑方法。在传感器控制单元的外壳中可以形成中空或凹入区域。传感器控制单元的电子元件和/或其它项，例如电池或用于声音报警的扬声器可以放入该中空或凹入区域中。
[0074]传感器控制单元通常附贴到病人的皮肤上，例如，通过用提供在传感器控制单元外壳的接触皮肤的至少一部分上的粘合剂直接地将传感器控制单元粘附到病人皮肤上或通过经由传感器控制单元中的缝线开口将传感器控制单元缝合到皮肤上。
[0075]当布置在病人的皮肤上时，经由导电触头连接传感器控制单元内的传感器和电子元件。一个或多个工作电极、平衡电极(或平衡/参考电极)、任选的参考电极和任选的探温针与各个导电触头连接。例如，在传感器控制单元的内部上提供导电触头。传感器控制单元的其它实施方案让导电触头布置在外壳的外部上。导电触头的放置满足当将传感器适当地布置在传感器控制单元内时它们与传感器上的接触垫接触。
传感器控制单元电子仪器
[0076]传感器控制单元还通常包括电子元件的运转传感器和分析物监测仪系统的至少一部分。传感器控制单元的电子元件通常包括运转传感器控制单元和传感器的电源，从传感器获得信号并运转传感器的传感器电路，将传感器信号转化成期望形式的测量电路和数据处理电路，该数据处理电路最少从传感器电路和/或测量电路获得信号并将信号提供给任选的发送器。在一些实施方案中，数据处理电路还可以部分或完全地评价传感器的信号并将所得的数据输送到任选的发送器和/或如果分析物水平超过阈值则激活任选的警报系统。数据处理电路通常包括数字逻辑电路系统。
[0077]传感器控制单元可以任选地含有从数据处理电路将传感器信号或处理数据传送到接收器/显示单元的发送器；临时或永久储存来自数据处理电路的数据的数据存储器；从探温针接收信号并运转探温针的探温针电路；提供用于与传感器产生的信号对比的参考电压的参考电压发生器；和/或监测传感器控制单元中的电子元件的运转的监视电路。
[0078]此外，传感器控制单元还可以包括使用半导体器件例如晶体管的数字和/或模拟组件。为了运转这些半导体器件，传感器控制单元可以包括其它组件，包括例如，偏置控制发生器以正确地偏置模拟和数字半导体器件，提供时钟信号的振荡器，和为电路的数字元件提供定时信号和逻辑操作的数字逻辑和定时构件。
[0079]作为这些组件的操作实例，传感器电路和任选的探温针电路将原始信号从传感器提供给测量电路。测量电路将原始信号转化成期望的形式，使用例如，电流电压变换器、电流频率变换器和/或二进制计数器或其它产生与原始信号的绝对值成比例的信号的指示器进行转化。例如，这可以用来将原始信号转化成可以被数字逻辑电路使用的形式。任选地，数据处理电路然后可以评价数据并提供运转电子仪器的指令。
校准
[0080]一般而言，校准优选通过在特定时点测量信号来进行，所谓的一点校准，如美国专利号5,593,852所述。
[0081]除了发送器之外，任选的接收器可以包括在传感器控制单元中。在一些情形下，发送器是既作为发送器又作为接收器运转的收发器。接收器可用来接收用于传感器的校准数据。校准数据可以被数据处理电路用来校正传感器的信号。这种校准数据可以被接收器/显示单元传输或从其它源例如医生办公室中的控制单元传输。另外，任选的接收器可用来从接收器/显示单元接收信号来引导发送器，例如，改变频率或频带，激活或钝化任选的警报系统和/或引导发送器以更高的速率传输。
[0082]校准数据可以按各种方法获得。例如，校准数据可以仅仅是制造厂确定的校准测量值(可以使用接收器将它们输入传感器控制单元)或也可以储存在传感器控制单元本身内的校准数据存储器中(在这种情况下，可以不需要接收器)。校准数据存储器可以例如，是可读或可读/可写存储电路。
[0083]可以基于医生或其它专业人员或病人进行的试验提供备选或附加的校准数据。例如，糖尿病个体使用商购的试验试剂盒测定他们自己的血糖浓度是常见的。如果合适的输入器件(例如，键板、光信号接收器或与键板或计算机连接的端口)结合在传感器控制单元中，则直接地将这种试验的结果输入传感器控制单元，或者通过将校准数据输入接收器/显示单元并将该校准数据传输到传感器控制单元而间接地输入。
[0084]独立测定分析物水平的其它方法也可以用来获得校准数据。这类校准数据可以代替或补充制造厂确定的校准值。
[0085]在本发明的一些实施方案中，可能以周期性间隔，例如，每八小时、一天一次或一周一次要求校准数据，以确认正在报道精确的分析物水平。每当植入新传感器时，或如果传感器超过阈限最小或最大值或如果传感器信号的变化率超过阈值，则也可能要求校准。在一些情形下，在传感器植入后在校准之前等待一段时间可能是必要的以允许传感器达到平衡状态。在一些实施方案中，仅在插入传感器以后才校准传感器。在其它实施方案中，不需要校准传感器。
分析物监测仪
[0086]在本发明的一些实施方案中，分析物监测仪包括传感器控制单元和传感器。在这些实施方案中，传感器控制单元的数据处理电路能够测定分析物的水平并且若分析物水平超过阈值则激活警报系统。在这些实施方案中，传感器控制单元具有警报系统并且还可以包括显示器，例如LCD或LED显示器。
[0087]如果在指示具体条件的方向上数据点具有越过阈值的值，则超过阈值。例如，与200mg/dL的葡萄糖水平相关的数据点超过180mg/dL的高血糖阈值，因为该数据点指示病人已经进入高血糖状态。作为另一个实例，与65mg/dL的葡萄糖水平相关的数据点超过70mg/dL的低血糖阈值，因为该数据点指示病人处于由该阈值界定的低血糖症。然而，与75mg/dL的葡萄糖水平相关的数据点不会超过低血糖的相同阈值，因为该数据点没有指示由所选定的阈值界定的特定状况。
[0088]如果传感器读数指示超出传感器测量范围的值，则也可以激活警报器。对于葡萄糖，生理学相关的测量范围通常是组织间隙液中大约50-250mg/dL，优选大约40-300mg/dL，理想地30-400mg/dL葡萄糖。
[0089]当分析物水平增加或降低的变化率的变化或加速率达到或超过阈值率或加速度时，也可以激活警报系统。例如，在皮下葡萄糖监测的情况下，如果葡萄糖浓度的变化率超过可能指示高血糖症或低血糖症状况很可能发生的阈值，则可能激活警报系统。
实施例
[0090]提出下列实施例以便向本领域的技术人员提供如何制造和使用本发明的完全公开和说明，而且并不意图限制发明人将他们的发明所涉及的范围，也不意图表明下面的实验是全部或仅有的所执行的实验。已经努力确保关于所用数字(例如数量、温度等)的精确性，但应考虑到一些实验误差和偏差。除非另外指明，份是重量份，分子量是重均分子量，温度是摄氏度，压力处于或接近大气压。
实施例1
校准实验
[0091]在第一个实施例中，进行校准实验，其中在37℃下同时试验具有本文所述扩散限制膜的两个传感器(PVP1和PVP2)。由上面通式III的聚合物和分子量大约650的聚(乙二醇)二缩水甘油醚(PEGDGE)交联剂制备膜。在PVP1和PVP2中每一个的校准实验中，将传感器放入PBS-缓冲溶液(pH值7)中并随着时间(图1)或随着提高葡萄糖浓度(图2)测量每个传感器的输出电流。测定PVP1和PVP2中每一个的测量输出电流(nA)并相对时间(如图1的校准图所示)或葡萄糖浓度(mM)(如图2的校准图所示)绘图。
[0092]如图2所示，具有本文所述扩散限制膜的两个传感器的校准曲线在较大的葡萄糖浓度范围(例如，从0到大约30mM)内是基本上线性的，如PVP1传感器(y＝0.4318x+0.7613；R²＝0.9967)和PVP2传感器(y＝0.4424x+0.3701；R²＝0.9964)的最佳拟合线所证实的那样。这种结果证实在低、中和高葡萄糖浓度下膜对葡萄糖浓度的相当大的敏感性，和在大约30mM下的临床相关的葡萄糖浓度的高端，特定关联性的相当大的敏感性。
在同一实验中，将本发明的膜的响应时间与具有以下通式V的聚合物膜相比较：


[0093]在这一对比中，本发明的聚合物膜的响应时间如图6所示快得多。本发明的膜的响应时间是55秒，而cnt11和cnt12膜的是138秒。这表明本发明的膜比用于相同目的的其它聚合物膜有利地表现出更快的响应时间。
实施例2
稳定性实验
[0094]在第二个实施例中，进行稳定性实验，其中在37℃下同时试验具有扩散限制膜的两个传感器。这些传感器具有用与上面校准实验中描述的传感器的那些相同的聚合物和相同交联剂制备的膜。在这一稳定性实验中，将每个传感器放入在各种葡萄糖浓度下的PBS-缓冲溶液(pH值7)中，并在室温(RT)下或在56℃下储存1星期(56C/1wk)后测量每个传感器的输出电流。将测量的输出电流(nA)相对葡萄糖的浓度(mM)绘图，如图3的稳定性图所示。
[0095]如图3所示，具有扩散限制膜的两个传感器的稳定性曲线在较大的葡萄糖浓度范围(例如，从0到大约30mM)内是基本上线性的，如RT传感器(y＝0.5535x+0.8031；R²＝0.9952)和56C/1wk传感器(y＝0.6828x+1.183；R²＝0.993)的最佳拟合线所证实那样。这种结果证实本文所述装备膜的传感器的相当大的稳定性和可靠性。
实施例3
PVP膜涂覆的传感器的体内评价
[0096]临床研究旨在评价在生理条件下的本发明的PVP(聚乙烯吡啶)膜涂覆的传感器。将PVP传感器的总体性能和第1天性能与其它标准传感器评定，并且好于对照传感器(″CTL″)。如上所述，在实验室试验中，PVP膜传感器显示一些优于当前膜传感器的优点。优点包括更快的响应时间、更薄的膜涂覆和不要求附加的合成。在这一临床试验中，在168小时/使用循环下，20个受试者佩带Abbott DiabetesCare Inc.Navigator^TM可植入连续葡萄糖监测生物传感器2个使用循环。所述生物传感器在美国专利号6,284,478和6,329,161中进行了进一步描述，两篇文献在此全文引入作为参考。在精度的评价中，PVP传感器的总体性能(相对差的平均偏差值(″MARD″)、％A和低端葡萄糖)好于对照传感器，如下表1所示。
表1