電流型傳感器及其製造方法

2023-06-09 17:33:11 3

專利名稱：電流型傳感器及其製造方法
電流型傳感器及其製造方法
技術領域：
本發明涉及被構造用於植入到人或動物活體內測量體液中分析物 濃度的電流型傳感器，所述傳感器包括反電極和工作電極，所述工作電 極包括水可透過並布置在接觸墊上的傳感層，所迷傳感層包括能在分析 物存在時起催化作用以引起電信號的固定化酶，傳感層具有面向接觸墊
的下表面和背離接觸墊的上表面。從EP 0247850 B1中了解到這類傳感
器》
用於醫學上重要分析物如葡萄糖或乳酸鹽的體內測量的可植入傳 感器基於分析物的電化學酶檢測。最常見的方法是使用氧化酶氧化分析 物如葡萄糖，隨後還原氧氣成過氧化氫，並用傳感器的工作電極電流型 檢測過氣化氬。體內傳感領域的另一種方法是通過利用合成氧化還原介 體無氧氣地進行葡萄糖轉化而迴避使用氧氣/過氧化物作為介體對。在該 情況下，合成的氧化還原介體被嵌在傳感元件內。這種方法的例子利用 聚(聯咪唑基(biimidizyl))鋨絡合物作為與酶結合的氧化還原介體，如 Feldmann等在Diabetes Technology and Therapeutics, 5， 769 ( 2003 )中 所述。
儘管存在廣泛研究和開發努力，但目前仍沒有能在長時間內可靠地 測量醫學上重要分析物如葡萄糖的可植入傳感器。
本發明的目的是提供提高用於體液中分析物濃度體內測量的電流 型傳感器(amperometric sensor)的可靠性和壽命的方法。
根據本發明，該目的通過被構造用於植入到人或動物活體內測量體 液中分析物濃度的電流型傳感器來達到，所迷傳感器包括反電極和工作 電極，所述工作電極包括水可透過並靠近接觸墊布置在支撐構件上的傳 感層，所述傳感層包括能在分析物存在時起催化作用以引起電信號的固 定化酶，傳感層具有面向體液的上表面和背離體液的下表面，特徵在於 固定化酶被分布在傳感層中使得傳感層上和下表面之中間部分中的酶 濃度與傳感層上表面上至少一樣高。
在平面構造中，接觸墊可被直接放置在傳感層下面(或傳感層被布 置在接觸墊上)，兩者具有相同表面面積。在另一種實施方案中，可使 接觸墊小於或大於傳感層。在又一種實施方案中，接觸墊可從傳感層覆蓋的區域被部分移置，從而只有傳感層的一部分直接接觸墊。對於其它 布置，接觸墊可被放置在傳感層側面的一個上。所有這些可選方案都用 術語"傳感層靠近接觸墊"來概述。應認識到，對於其它電極也同樣如 此。
發現植入的電流型傳感器的測量經常受包圍傳感器的皮下組織中 低氧氣濃度負面影響。這個問題似乎在依靠氧化酶例如葡萄糖氧化酶作 為傳感層中固定化酶的酶傳感器情況下尤其顯著，因為這類傳感器通過 氧化分析物而導致電測量信號。原則上，由這類傳感器引起的測量信號 強度取決於存在的酶、分析物和氧氣的數量。如果氧氣濃度足夠高，則 具有規定酶加栽量的給定傳感器的響應反映傳感器附近分析物的濃度， 在理想情況下，與其成比例。但是，如果氧氣濃度太低，較少的分析物 分子被氧化，因此，與在氧氣飽和條件下工作的傳感器相比，產生較弱 的電信號。
降低傳感器的酶加栽量降低達到飽和的臨界氧氣濃度，但也降低了 信噪比，因為形成較小的測量信號。因此，降低酶加栽量不足以解決問題。
根據本發明的電流型傳感器利用包括分布在傳感層中的固定化酶 使得上和下表面之中間的酶濃度與傳感層上表面上至少一樣高的傳感 層解決皮下組織中低氧氣濃度的問題。
因此，傳感層中包含的酶分子只有相對小一部分在傳感層的上表面 上是活躍的。因此，相對低的氧氣濃度足以使傳感層表面被氧氣飽和。 傳感層的結構允許分析物分子擴散到傳感層內部並與遠離表面被它們 自身的氧氣分子池包圍的酶分子相互作用。因此，根椐本發明的傳感器 的電信號不僅在小的表面層內而且在降低實現傳感器飽和的氧氣密度 (氧氣濃度)的擴大體積內形成。因此，可在較低氧氣濃度下實現氧氣 對酶的飽和而不會降低傳感器測量信號的信噪比。
EP0247850 B1中已描述了具有多孔傳感層的電流型傳感器。但是， 只是在已經製備多孔層後才將酶供應到已知的傳感器上。因此， EP0247850 Bl中描述的傳感器的酶濃度在傳感層的上表面上最高並隨 離表面的距離增加而急劇降低。因此，這類傳感器的電信號的大部分形 成在傳感層的該表面上，即在相對小的體積內，從而為了精確測量需要 相應更高的氧氣濃度。根據本發明酶在整個傳感層上的分布尤其是均勻濃度可非常容易 地通過混合酶到糊內優選是包括碳顆粒和粘合劑的糊內並施加這種混 合物到接觸墊上以提供工作電極的傳感層來實現。在一些情況下，使用 表面活性劑如清潔劑或親水聚合物輔助酶在糊內的分散是有利的。按照 這種方式，可實現酶分子在整個傳感層中的均等分布。本發明的目的因 此還通過製造被構造用於植入到人或動物活體內以測量體液中分析物
濃度的電流型傳感器的方法來達到，所述方法包括以下步驟混合碳顆 粒、酶和聚合物粘合劑形成糊；靠近接觸墊施加該糊到支撐構件上和將
該糊硬化成多孔傳感層。
根據參考附圖的示例性實施方案在下文中描述本發明的更多細節
和優點。本文描述的特徵可單獨或組合用於限制本發明。在圖中


圖1以橫截面圖顯示了根椐本發明的傳感器的第一種示例性實施方案。
圖2顯示了來自體外測量的根據圖1的傳感器的功能特性。 圖3顯示了根據圖1的傳感器在生物基質中測量的測量數據。 圖4顯示了傳感器電流對覆蓋傳感器F到J而不是傳感器A到E的
傳感層的擴散阻擋層的依賴性。
圖5以橫截面圖顯示了根據本發明的傳感器的第二種示例性實施方案。
圖1示意地顯示了被構造用於植入到人或動物活體內以測量人或動 物體液中分析物濃度的電流型傳感器1的第一種實施方案。為了更好說 明某些細節，圖1未按比例繪製。
傳感器1包括布置在由塑料材料尤其是聚醯亞胺製成的支撐構件5 上的反電極2、工作電極3和參比電極4。每個電極2、 3、 4都包括作 為導電膜提供的接觸墊6、 7、 8,例如金屬膜，尤其是金膜，厚度優選 50nm到150nm。還可以由其它金屬尤其是鈀或以不同金屬的多層膜的 形式製造接觸墊6、 7、 8。例如，覆蓋支撐構件5的小於20nm的鈦薄 膜可被厚度為50-130nm的第二金膜覆蓋，從而形成接觸墊6、 7、 8。或 者，接觸墊6、 7、 8可形成為導電聚合物膜形式，例如由導電聚合物糊 通過例如絲網印刷或通過導致較厚接觸墊6、 7、 8的分配來形成。還可 使用組合的反/參比電極代替獨立的反和參比電極3、 4。合適的反/參比 電極的一個例子是銀/氯化銀電極。由於這類反和/或參比電極是常用的，因此不需要進一步描述。
工作電極3還包括水可透過並靠近工作電極3的接觸墊7布置的傳 感層9。傳感層9包括能在分析物存在下起催化作用引起電信號的固定 化酶u在本例子中，使用氧化酶尤其是葡萄糖氧化酶作為測量人體液如 組織液或血液中作為分析物的葡萄糖的酶。
傳感層9以糊的形式被施加到支撐構件5上覆蓋工作電極2的接觸 墊7。通過混合碳顆粒、酶和聚合物粘合劑製備糊。按照這種方式，固 定化酶被均等地分布在整個傳感層9中。整個傳感層9中的均勻酶分布 是有利的。因此，酶濃度在傳感層9的上表面和下表面之間應差別小於 20%,尤其小於10%。由於分析物可擴散到多孔傳感層9內部，因此不 僅在背離接觸墊7的傳感層9上表面中而且在擴展體積內產生電測量信 號。因此，相當低的氧氣濃度足以使傳感器1被氧氣飽和並使精確測量 成為可能。 '
在優選實施方案中，傳感層9是平的。優選傳感層9導電，其中傳 感層9的電導率為至少m"cm人藉此實現以下優點，即發生分析物的 酶反應的傳感層9中的每個位置都用作微小電極，酶反應的產物可在該 微小電極處直接被還原或氧化。按照這種方式，這些位置用作陰極或陽 極，具體取決於施加的電位信號。因此多孔結構中的傳感層9包括大量 微小陰極或陽極。結果，不需要酶反應的產物前進通過傳感層9的整體， 這種通過會導致信號髙度損失。傳感層9的導電實施方案因此具有增加 的信號高度。
所示例子的傳感層9具有30pm的厚度。通常，傳感層9應具有至 少5pm的厚度，優選至少l(Him，以便為電測量信號形成提供足夠大的 容積。超過lOOpm的傳感層9的厚度不能提供附加益處。20nm-7(Him 的厚度是優選的。傳感層9被布置在支撐構件5的凹陷中。按照這種方 式，其一定程度上被支撐構件5側壁保護免受植入過程中的損壞。此外， 傳感層9的側表面可被連接到支撐構件5上並因此確保分析物分子可僅 僅通過傳感層9上表面擴散到傳感層9內。當然，也可通過不同手段使 側表面不透水。傳感層9可具有不透體液的側表面。
按照類似方式，反電極2和參比電極4的接觸墊6、 8被也以糊形 式施加的透水層12、 14覆蓋。當然，反電極2和參比電極4的層12、 14不包含酶。象傳感層9一樣，層12和14也可包括碳顆粒和聚合物粘合劑。儘管孔隙率增強顆粒13如碳納米管已被加入到針對傳感層9和 層12的糊中，但這類孔隙率增強顆粒13對參比電極4的強導電層14 不提供益處，因此不用加入u
由於酶被分布在整個傳感層9中，即使在傳感層9的上表面處存在 比對已知傳感器而言可行的高得多的分析物濃度，也能保持氧氣飽和。 根據現有技術的傳感器的傳感層通常被擴散阻擋層覆蓋，擴散阻擋層阻
分析物濃度的約100分之一的程度。
本發明實施方案的傳感器1的傳感層9被擴散阻擋層覆蓋，該擴散 阻擋層阻礙分析物分子的擴散只到這樣的程度，即在植入到人或動物活 體內後，傳感層9上表面處的分析物濃度是包圍植入的傳感器1的體液 中的至少十分之一，尤其至少五分之一，優選至少三分之一。在所示例
的多個不同層10、 11。
擴散阻擋層允許分析物透過並阻止酶洩漏出傳感層9。在所示例子 中，擴散阻擋層包括導電無酶層IO作為第一層，其包括碳顆粒和聚合 物粘合劑並具有小於傳感層9厚度三分之一的厚度。通常它為約lpm到 3pm厚。同傳感層9一樣，無酶層10以糊的形式被施加。該糊與傳感 層9的糊不同僅僅在於不向其中添加酶。
擴散阻擋層還包括防止大分子阻塞傳感層9的孔的層U。層9可為 以纖維素和/或聚合物材料製成的膜件形式提供的滲析層。這類滲析層也 為無酶層並可被直接施加在傳感層9上面，或如圖1所示，施加在導電 無酶層10的上面。如果這類滲析層儘可能小地阻礙分析物擴散，則是 有利的。優選地，層11具有是分析物在水中的擴散係數D的至少十分 之一 的分析物有效擴散係數Deff,尤其是分析物在水中的擴散係數D的 至少五分之一。滲析層可作為固體膜被施加或作為原位硬化成滲析膜件 的聚合物溶液被施加。
滲析膜通常特徵在於它們的分子量截斷(MWCO)，其取決於孔尺 寸。MWCO描迷了在夜間(17-小時)滲析後保留90%的化合物的分子 量。所示例子的滲析層具有小於10kD (kDalton)的MWCO，優選小於 7kD，尤其小於5kD。必須認識到，針對滲析層指明的MWCO僅僅嚴格 適用於球狀分子如大多數蛋白質。較線形的分子可以通過滲析層的孔，即使它們的分子量超過指明的MWCO。
代替滲析膜件或除了滲析膜件外，擴散阻擋層還可以包括由具有兩 性離子結構的聚合物製成的聚合物層以保護傳感層9和任何多孔層10 免於蛋白質進入。兩性離子結構使得能快速吸收極性質子溶劑尤其是水 和比如內部溶解的葡萄糖這類分析物。因此，具有連接到聚合物骨架上 的兩性離子結構的聚合物不能透過蛋白質，但非常輕微阻礙分析物如葡 萄糖的擴散。這類聚合物的眾所周知的例子為聚(2-甲基丙烯醯基氧基乙 基磷酸膽鹼-共-曱基丙烯酸正丁基酯)(簡寫為MPC) 。 MPC聚合物層 11以包括乙醇或蒸餾水和至少5wt。/。MPC、尤其至少10wt。/oMPC的聚合 物溶液的形式^皮施加。
擴散阻擋層和尤其是它包括的聚合物層U保護傳感器1在植入過 程中免受機械損害，阻止酶洩漏出傳感層9進入周圍組織(酶在這裡可 能是有害的)，和防止大分子阻塞傳感層9的孔。可以混合具有兩性離 子結構的聚合物如MPC和另一種聚合物例如聚氨酯或上述滲析膜件的 典型成分以便調節聚合物層11的物理性質。
如果層11包含具有不同親水性的成分的共聚物，則還可以通過改 變共聚物中每種成分的相對含量調節層11的物理性質，如對分析物的 滲透性。在MPC情況下，可以增加2-甲基丙烯醯基氧基乙基磷酸膽鹼 對丁基甲基丙烯酸酯的相對數量從30:70%到50:50%,產生對極性質子 溶劑或葡萄糖有更高滲透性的共聚物。增加對極性質子溶劑或葡萄糖的 滲透性的另一種方法是將共聚物的疏水性骨架改變成較親水的實體。這 也適用於其它水溶性分析物。
圖1中所示例子的傳感層9包括多孔顆粒13以增加其孔隙率並因 此使分析物分子易於擴散到傳感層9內。在這個方面中多孔顆粒13為 具有吸附水分子的空隙的顆粒。這些多孔顆粒13被加入到形成傳感層9
的糊中並造成分析物分子和水可通過的空隙。通過聚合物粘合劑使多孔 顆粒13與糊的其它顆粒結合。碳納米管是提高傳感層孔隙率的尤其有 用的添加劑，因為它們往往形成線團，其僅僅被碳顆粒和粘合劑部分填 充，並還增加傳感層的電導率。還可使用二氧化矽顆粒作為多孔顆粒13 增加傳感層9的孔隙率。
如果使用二氧化矽或類似的多孔顆粒13,使用粒度分布使得最大粒 度小於傳感層9厚度的材料是有利的。為了最有效，多孔顆粒13應有
10至少lpm的尺寸，尤其至少5|im。考慮傳感層9厚度為大約20^mi到 50nm,來自Degussa的二氧化矽FK 320提供至多15pm的足夠粒度。 典型地，少於10%的這種材料被混合到糊內，優選少於5%。
重要的是在整個傳感層9中提供導電性，從而在於其中由酶反應產 生產物分子的多孔基質每個點處，通過施加合適電壓直接氣化或還原這 種分子，不需要這種分子擴展擴散到遠的位置。在這些情況下，多孔的 可滲透傳感層9能在基本整個層上電解分析物。
不管使用何種增加孔隙率的手段，酶與糊的混合都將導致部分酶分 子可訪問分析物，或者在傳感層9的上表面上，或在傳感層9內添加劑 顆粒附近的通道處。通過工作電極3中的吸附和夾帶使酶固定。夾帶不 僅取決於傳感層9而且取決於擴散阻擋層即層11的性質和任選的無酶 層10的性質。應認識到，為了保持酶在工作電極內的理想分布，與溶 劑(水)的接觸應不會導致酶大量脫離基質並隨後酶分子遷移。可通過 交聯增強傳感層9中的酶固定。尤其有利的是作為鏈被交聯的酶分子。 如果這些鏈過長，則酶不太有效。因此優選平均3到10個尤其是4到8 個酶分子被連接到一起。5到7個酶分子的鏈長度似乎最有利。
可以在乾燥前向糊中添加交聯劑如戊二^溶液。但是，優選混合已 經交聯的酶到糊內。使用與親水伴侶形成絡合物的酶是有利的。在混入 到不太親水或甚至疏水的糊內後，如可通過混合碳顆粒與合適的粘合劑 實現的，交聯的酶位於有助於其穩定性的局部親水環境中。交聯的酶與 親水伴倡的附加優點在於它增強了水合分析物分子向酶遷移。因此加速 了傳感層9的潤溼，這縮短了傳感器在植入後的潤溼時間。具體例如， 已發現與來自 Roche Diagnostics ( Penzberg ， Germany , Ident-No. 1485938001 )的葡聚糖交聯的葡萄糖氧化酶具有可保持足夠活性 (20-40U/mg冷凍千燥物)的這種酶含量(大約16%)。由於絡合物中 親水葡聚糖的高程度，可利用上述優點。
通過混合已經交聯的酶與包含碳納米管的傳感層糊，碳納米管纏繞 並形成線團的特點得到更大的酶-葡聚糖鏈支持，尤其被它們的聚集支 持，其中線團用作大孔籠結構。因此，交聯酶將有助於傳感層9的多孔 結構的形成。
所示例子的傳感層9包括平均尺寸小於1pm的碳顆粒、聚合物粘合 劑、酶和作為多孔顆粒13的碳納米管。多孔顆粒13最有效地增加傳感層9的孔隙率，如果它們明顯大於碳顆粒的話。在所示例子中，多孔顆 粒13平均有至少lpm的尺寸，尤其至少5nm。典型地，傳感層9包括 50wt。/o至70wtG/o的聚合物粘合劑、20wt。/。至40wtQ/o的碳顆粒和不超過約 20wt%、優選wt。/。到10wt。/。的多孔顆粒13如碳納米管或二氧化矽。碳 納米管是尤其有利的添加劑，因為它們既提高傳感層9的孔隙率又提高 傳感層9的電導率。在圖1中示意顯示的實施方案中，使用NanoLab, Newton, MA的多壁碳納米管(研究級，純度>95%)，其具有5pm到 20nm的長度和25nm到35nm的平均外徑。粘合劑為熱塑性樹脂，例如 基於環氧樹脂或基於聚氯乙烯(PVC) /聚乙烯醇(PVA)。還可使用基 於氟碳樹脂尤其是聚四氟乙烯或基於聚笨乙烯的樹脂作為粘合劑。在 PVC/PVA粘合劑的情況下，使用添加劑如矽油可有助於調節糊的粘度。 按照這種方法，圖1中所示傳感器1的傳感層9經適應和設置使得 在植入後的操作中，傳感層9中的分析物濃度在上表面處最高，並隨離 上表面的距離增加而降低，在作為離含分析物體液的最遠點並接觸接觸 墊7的下表面處為零。應相對於傳感層9的孔隙率和透水性來選擇傳感 層9的酶加栽量，即其中固定的酶的數量。
這個方面中的重要參數是傳感層9的有效擴散係數Deff。有效擴散 係數Deff表徵了分析物在傳感層9中的擴散並取決於傳感層9的孔容積 S和曲率L通常，有效擴散係數Deff可被描迷為Def產D's/T,其中D為
分析物在水中的擴散係數。商T/e還稱為阻礙H。在所示例子中，H在 10和1000之間，尤其在50和500之間。
這個方面中的另一個重要參數是酶加栽量參數a,其可被描述為 oKV薩'd)/(KM'D),其中V匪為確定分析物轉化最大速度的酶活性密度， KM為酶的MichaelisMenten常數，d為傳感層的厚度，D為分析物在水 中的擴散係數。優選傳感層9中的有效擴散係數Deff對酶加栽量參數a 的比在10-200的範圍內。
圖2顯示了上述傳感器的功能特性。通過在電極上分配MPC在乙 醇/水中的10%溶液由MPC ( Lipidure CM 5206, NOF Corp，曰本)製造 層11。用nA表示的測量電流I對用mg/dl表示的葡萄糖濃度g繪製曲 線。圖2中顯示的數據是在葡萄糖水溶液中體外測量得到。可看出，在 較高葡萄糖濃度下沒有觀察到飽和。
圖3顯示用於比較的以nA表示的測量電流U和Ib，電流Ia在體外測量，電流lB用傳感器在生物基質中測量，兩者都在T-35。C溫度下在 傳感器已在各自介質中平衡12小時後進行測量。顯示的每個數據點因 此都屬於在相同葡萄糖濃度的生物基質測量和葡萄糖水溶液測量。使用 的生物基質由穩定的血漿組成，向其中加入葡萄糖以得到所需的葡萄糖 濃度。在生物基質中測量的傳感器電流和在葡萄糖水溶液中測量的傳感 器電流顯示出優異的 一致性。
結果尤其值得關注，並證實了起因於本發明實施方案的傳感器布置 的顯著效果。通常，預料到傳感器1到生物基質的暴露確保了蛋白質、 肽或纖維蛋白沉積在傳感器表面上。這個過程影響外層如層11的分析 物或水的滲透性。在常規傳感器布置中，這個層限制分析物到傳感層的 擴散，從而滲透性降低導致較弱的測量信號。
但是，所述傳感器1的信號高度不受到生物基質的暴露影響，如圖 3中所示，這是因為分析物通過層11的擴散在信號產生中不是速率限制 性步驟。因此，任何滲透性改變都對上述傳感器1的信號有極小影響。
本發明的這種優點不限於催化反應中使用氧氣作為共底物的酶。酶 也可為脫氫酶。例如，不使用氧氣作為共底物的葡萄糖脫氫酶可被分布 在傳感層9內。已知的脫氫酶包括某些分子作為葡萄糖氧化的輔因子， 例如吡咯並全啉醌(PQQ)或黃素腺噪呤二核苷酸(FAD)或煙醯胺腺 噪呤二核苦酸(NAD),參見EP1661516 Al。可在傳感層9中使用這 些脫氬酶的任何代替氧化酶。
圖4顯示了以nA表示的傳感器電流I，其用傳感器A到J在不同濃 度的磷酸鹽緩沖的葡萄糖水溶液中測量。在360mg/dl葡萄糖濃度測量的 傳感器電流用三角形(▲)描繪。在180mg/dl葡萄糖濃度測量的傳感器 電流用正方形(■)描繪。在零葡萄糖濃度的傳感器電流用鑽石形( ) 描繪。
傳感器A到J僅僅在施加在傳感層9上面的擴散阻擋層方面存在不 同。在傳感器A到E,缺少擴散阻擋層，即傳感層9直接接觸要被測量 的葡萄糖水溶液。傳感器F到J包括覆蓋傳感層9的擴散阻擋層。傳感 器F到J的擴散阻擋層以圖1中的由MPC製成的聚合物層狀的層11的 形式來提供。可看出，傳感器F到J的傳感器電流只稍微低於傳感器A 到E的傳感器電流。因此，MPC聚合物層ll提供的擴散阻擋層阻礙分 析物分子的擴散只到很小程度。由於傳感器F到J的傳感器電流比傳感器A到E的傳感器電流低約20。/0,因此可得出結論，傳感器F到J的擴 散阻擋層導致傳感層9上表面上的分析物濃度僅僅比傳感器周圍葡萄糖 溶液中低約20%。
如前面結合圖l描述的實施方案中一樣，傳感器A到J的傳感層9 包括交月關的酶，即可從Roche Diagnostics, Penzberg, Germany購買的 idem-No. 14859389001的葡聚糖化葡萄糖氧化酶。葡聚糖化葡萄糖氧化 酶被溶解在磷酸鹽緩沖的溶液中並混入到包括碳顆粒、碳納米管和聚合 物粘合劑的糊內。在傳感器基底5上的工作電極3的接觸墊7上分配傳 感層9,點尺寸為約0.05mm2到0.1mm2,例如300)um直徑的圓形點。 傳感層9的厚度為20pm。還提供具有相同尺寸的Ag/AgCl參比電極4。 反電極2具有矩形形狀(400pm乘以90(Him)，具有20pm厚的包含碳 納米管的碳糊層。
從圖4中看到，傳感器電流幾乎不受MPC制的膜件的存在影響。
從這個發現可得出結論，通過具體選擇兩性離子膜件結構，發現了 對溶劑化葡萄糖高度可透的塗層。對於傳感器l的構造，在傳感層9中 存在擴散限制時(見圖1 ),膜件的這種高滲透性是重要的。反之亦然， 分析物通過MPC層11提供的擴散阻擋層的擴散應儘可能小地被阻礙， 理想地，在具有塗層的傳感層9處的分析物濃度(即信號)應不小於沒 有塗層時所得值的一半。
應注意到，任選的無酶層10也應對分析物擴散幾乎沒有阻擋，因 此，它的層厚度應比傳感層9的層厚度薄很多。
如上所迷，親水交聯酶的混入可在長時間內產生非常穩定的功能， 因為傳感層的潤溼快速並且酶分布保持不變。這由測量葡萄糖水溶液中 6天內上述傳感器時得到的漂移值(driftvalue)反映出來。對於沒有塗 層的傳感器，漂移範圍為-0.62%每天到0.78%每天，而有塗層的那些覆 蓋-0.5%到1.5%每天的範圍。這些小的漂移值在37'C測量得到。
測量穩定性即低信號漂移的具體優點不限於在使用氧氣作為共底 物的傳感層9中具有酶的傳感器1。事實上，通過使用在催化反應中不
需要氧氣作為共底物的交聯脫氫酶可得到相同的交聯益處。例如，葡聚 糖化葡萄糖脫氫酶或加入聚乙二醇的脫氫酶(PEG:聚乙二醇)可被引 入到傳感層9內。
在圖l所示的傳感器l中，傳感層9被布置在接觸墊7上。另外，傳感層9具有面向接觸墊7的下表面和背離接觸墊7的上表面，或更一 般地，傳感層9具有面向支撐構件5的下表面和背離支撐構件5朝向含 分析物體液的上表面。因此，層12、 14被排列到接觸墊6、 8。圖5顯 示了圖1的傳感器1的修改實施方案。圖5的實施方案對應於圖1的實 施方案，差別在於電極的接觸墊6、 7、 8被放在透水層9、 12和14一 側上，與圖1相反。還可以將接觸墊6、 7、 8放在各個層9、 12、 14的 兩側上，如為反電極2的透水層12的接觸墊6所示。還可形成這種接 觸墊6使得它從所有側面包圍層12。在接觸墊6、 7、 8位於滲透層9、 12、 14側上的所有情況下，背離含分析物體液的層9、2、 14的表面直 接接觸支撐構件5。
附圖標記列表
1 傳感器
2 反電極
3 工作電極
4 參比電才及
5 支撐構件
6 2的接觸墊
7 3的接觸墊
8 4的接觸墊
9 傳感層
10 無酶層
11 層(滲析層，聚合物層，MPC層)
12 2的透水層
13 孔隙率增強性顆粒(多孔顆粒)
14 4的透水層
權利要求
1. 一種被構造用於植入到人或動物活體內以測量體液中分析物濃度的電流型傳感器(1)，所述傳感器(1)包括反電極(2)和工作電極(3)，所述工作電極(3)包括水可透過並靠近接觸墊(7)布置在支撐構件(5)上的傳感層(9)，所述傳感層(9)包括能在所述分析物存在時起催化作用以引起電信號的固定化酶，傳感層(9)具有面向體液的上表面和背離體液的下表面，特徵在於所述固定化酶被分布在傳感層(9)中使得上和下表面之中間的酶濃度與傳感層(9)上表面上至少一樣高。
2. 根據權利要求1的傳感器(1),其中工作電極(3)的接觸墊 (7)為導電膜。
3. 根據權利要求1或2的傳感器(1),其中工作電極(3)的接 觸墊(7)為金屬膜或導電聚合物膜。
4. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1 ),其中工作電極(3) 被布置在支撐構件(5)上，尤其是塑料材料制的支撐構件(5)上。
5. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1),其中傳感層(9) 具有至少5pm、尤其至少10pm的厚度。
6. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1),其中傳感層(9) 包含碳顆粒和聚合物粘合劑。
7. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1 ),其中傳感層(9) 包含多孔顆粒(13),尤其是二氧化矽和/或碳納米管。
8. 根椐權利要求7的傳感器(1),其中多孔顆粒(13)有平均至 少l|Lim、尤其至少5pm的尺寸。
9. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1),其中傳感層(9) 被擴散阻擋層覆蓋，該擴散阻擋層阻礙分析物分子的擴散到這樣的程 度，即在植入到人或動物活體內後，傳感層(9)上表面處的分析物濃 度是包圍植入傳感器(1 )的體液中的至少1/10,尤其至少1/5。
10. 根據權利要求9的傳感器(1),其中擴散阻擋層包括包含碳 顆粒和聚合物粘合劑的導電無酶層(10)。
11. 根據權利要求9或IO的傳感器U),其中擴散阻擋層包括滲 析層(1)。
12. 根據權利要求9-11中任何一個的傳感器(1)，其中擴散阻擋 層包括由具有兩性離子結構的聚合物製成的聚合物層(U)。
13. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1 )，其中傳感層(9) 為平的。
14. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1 ),其中傳感層(9) 具有不透體液的側表面。
15. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(l)，其中傳感層(9) 為導電的。
16. 根據權利要求15的傳感器(1),其中傳感層(9)具有至少 1Q"crrT1的電導率。
17. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1 ),其中傳感層(9) 經適應和布置使得在植入後的操作中，傳感層(9)中的分析物濃度在 上表面處最高，並隨離上表面的距離增加而降低，在作為離含分析物體 液的最遠點的下表面處為零。
18. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1 ),其中所述酶為 氧化酶，尤其是葡萄糖氧化酶。
19. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1)，其中所述酶為 脫氫酶，尤其是葡萄糖脫氫酶。
20. 根椐前面權利要求中任何一個的傳感器(1),其中所述酶為 交聯的酶。
21. 根據權利要求20的傳感器(1),其中所迷交聯的酶具有3到 10、尤其是4到8個酶分子的平均鏈長度。
22. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1),其中所迷酶被 均等地分布在整個傳感層(9)內。
23. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1 )，其中傳感層(9) 具有有效擴散係數Det.,、其表徵分析物在傳感層(9)中的擴散並且是分 析物在水中的擴散係數D的1/10~1/1000。
24. 根據權利要求23的傳感器(1),其中傳感層(9)具有是有 效擴散係數Deff的1/10 1/200的酶加栽量參數a。
25. 根據前面權利要求中任何一個的傳感器(1),其中所述傳感層(9)被布置在接觸墊(7)上，並且傳感層(9)具有面向接觸墊(7) 的下表面和背離接觸墊(7)的上表面。
26. 製造被構造用於植入到人或動物活體內以測量體液中分析物濃 度的電流型傳感器(1)的方法，所述方法包括以下步驟-混合碳顆粒、酶和聚合物粘合劑以形成糊；-靠近接觸墊(7)施加該糊到支撐構件(5)上，-將該糊硬化成多孔傳感層(9)。
27. 根據權利要求26的方法，其中使交聯的酶與碳顆粒和聚合物 粘合刑混合。
28. 根據權利要求26或27的方法，其中製造傳感層(9)使得它 具有有效擴散係數Deff，其表徵分析物在傳感層(9)中的擴散並且是分 析物在水中的擴散係數D的1/10-1/1000。
29. 根椐權利要求26至28中任何一個的方法，其中製造傳感層(9) 使得它導電。
全文摘要
本發明涉及被構造用於植入到人或動物活體內測量體液中分析物濃度的電流型傳感器(1)，所述傳感器(1)包括反電極(2)和工作電極(3)，所述工作電極(3)包括水可透過並靠近接觸墊(7)布置在支撐構件(5)上的傳感層(9)，所述傳感層(9)包括能在分析物存在時起催化作用以引起電信號的固定化酶，傳感層(9)具有面向體液的上表面和背離體液的下表面。根據本發明，固定化酶被分布在傳感層(9)中使得上和下表面之中間的酶濃度與傳感層(9)上表面上至少一樣高。
文檔編號G01N33/487GK101473225SQ200780022701
公開日2009年7月1日 申請日期2007年5月24日 優先權日2006年6月19日
發明者A·施泰布, H·巴克, M·哈恩澤克, R·米施勒, W·傑尼根 申請人:霍夫曼-拉羅奇有限公司