用於生物傳感和藥物遞送的微針陣列的製作方法

2023-09-09 17:07:55

用於生物傳感和藥物遞送的微針陣列的製作方法
【專利摘要】本發明公開了用於生物傳感和藥物遞送技術的方法、結構和系統。在一個方面，用於檢測分析物和/或將生物化學物質釋放至生物流體中的裝置可以包括中空針陣列和線陣列，其中每個針包括突起的針結構和探針，突起的針結構包括形成中空內部的外壁和位於突起的針結構末端的、暴露所述中空內部的開口，所述探針位於所述外壁內並用於與通過所述開口與所述探針發生接觸的一種或多種化學或生物學物質相互作用而產生探針感應信號，並且所述線分別與所述中空針陣列的探針相聯，每根線均為導電性的，以傳輸各個探針產生的探針感應信號。
【專利說明】用於生物傳感和藥物遞送的微針陣列
[0001] 相關申請的引用
[0002] 本專利申請要求2011年9月2日遞交的美國臨時申請第61/530, 927號的優先權 權益。將上述專利申請的全部內容通過引用的方式併入本文並作為本申請公開內容的一部 分。
[0003] 關於政府資助的研究或開發的聲明
[0004] 本發明是在海軍研究所（0NR)授予的資助金N00014-08-1-1202號和桑迪亞國家 實驗室實驗室定向研究與開發（Laboratory Directed Research and Development, LDRD) 授予的資助金151337號的政府支持下完成的。政府具有本發明的某些權益。

【技術領域】
[0005] 本專利文件涉及生物傳感器和藥物遞送裝置。
[0006] 發明背景
[0007] 感應體外和體內生物學事件可以提供生理相關化合物的實時檢測，如監測代謝 物、電解質、生物化學物質、神經遞質、醫學相關分子、癌症生物標誌物和致病微生物。進行 此類生物事件感應的裝置稱為生物傳感器，其可以提供生物體的生理物質和過程的實時檢 測。生物傳感器為能檢測化學物、物質或生物體的分析工具，其利用與轉換元件相聯的生 物感應組件，所述轉換元件用於將檢測事件轉換為用於處理和/或顯示的信號。生物傳感 器可以使用生物材料作為生物感應組件，例如，包括酶、抗體、核酸等的生物分子，以及活細 胞。例如，可以將分子生物傳感器配置為能利用特定化學特性或分子識別機制識別靶標試 齊IJ。實例可以包括評價組織中的生理和病理活性，以及藥物開發和藥物篩選。生物傳感器 可以利用轉換元件將通過生物感應組件檢測分析物產生的信號轉換為可以通過光學、電學 或其他方式處理的不同的信號。例如，轉換機制可以包括物理化學、電化學、光學、壓電以及 其他轉換方式。
[0008] 發明概述
[0009] 本文公開了用於生物傳感和治療幹預的技術、系統和裝置。
[0010] 在所公開的技術的一個方面，裝置包括中空針陣列和線陣列，其中每個針包括突 起的針結構和探針，突起的針結構包括形成中空內部的外壁和位於突起的針結構末端的、 暴露所述中空內部的開口，所述探針位於所述外壁內並用於與通過所述開口與所述探針發 生接觸的一種或多種化學或生物學物質相互作用而產生探針感應信號，所述線分別與所述 中空針陣列的探針相聯，每根線均為導電性的，以傳輸各個探針產生的探針感應信號。
[0011] 實施方案可以任選地包括以下一個或多個特徵。例如，探針中的一個或多個可以 包括功能化的包被，所述包被被配置為能與流體中的分析物相互作用。可以使用安培法、伏 安法或電勢法中的至少一種檢測分析物和一個或多個功能化探針中的一個上的包被之間 的電化學相互作用。所述裝置還可以包括與線陣列通訊的處理單元，其接收探針感應信號 並將探針感應信號用作數據。處理單元可以將數據與閾值比較，以確定分析物濃度是否反 映了健康或疾病狀態。處理單元可以確定數據的模式，所述模式指示分析物濃度是否反映 了健康或疾病狀態。處理單元可以多路復用從探針接收的探針感應信號。可以將裝置整合 至粘合式貼片中，以用於放置於皮膚上來檢測透皮液體中存在的分析物。
[0012] 在所公開技術的另一方面，裝置包括基底、電極和線，基底包括位於基底一側的、 具有中空內部的微針，其中微針包括壁，所述壁具有開口於所述中空內部的開口，電極包括 探針，探針被設置於中空內部中，線連接於所述探針，其中電極被探針上的包被功能化，從 而能與分析物相互作用而產生電信號。
[0013] 實施方案可以任選地包括以下一個或多個特徵。例如，可以使用安培法、伏安法或 電勢法中的至少一種檢測分析物和功能化電極上的包被之間的電化學相互作用。裝置還可 以包括與線通訊的處理單元，其接收電信號並將該電信號用作數據。處理單元可以將數據 與閾值比較，以確定分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。處理單元可以確定數據的模 式，所述模式指示分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。可以將裝置整合於粘合式貼片 中，以用於放置於皮膚上來檢測透皮液體中存在的分析物。裝置還可以包括具有孔隙度能 可逆調節的孔的聚合物膜、配置於基底一側的突起結構、容納化學物質的容納結構和連接 於所述聚合物膜的電極，其中所述聚合物膜附接於基底的對側，所述突起結構具有在基底 中的、暴露聚合物膜的開口和位於突起結構末端的開口之間的通道，所述容納結構包括位 於所述突起結構上方的、連接於所述聚合物膜的一個或多個開口，所述電極能提供電刺激， 從而引起所述聚合物膜的孔的擴張至開放狀態，或引起聚合物膜的孔收縮至關閉狀態。處 理單元可以與線通訊，其接收電信號以用作數據並與電極通訊來產生電刺激。處理單元可 以處理數據以確定分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。處理單元可以驅動電極向聚合 物膜施加電刺激，以將其通透性從關閉狀態改變為開放狀態，從而從裝置釋放化學物質。處 理單元可以多路復用接收的電信號和電刺激的驅動。
[0014] 在另一方面，感應分析物和遞送治療劑的方法包括檢測位於與化學功能化的探針 的界面處的分析物產生的信號，所述探針被配置為能與生物流體中的分析物發生電化學相 互作用，其中所述信號被所述化學功能化的探針轉換為電信號，處理電信號以確定分析物 參數，以及基於所測定參數，對閥門施加電刺激，所述閥門包括具有孔隙度能可逆調節的孔 的多孔聚合物膜，所述閥門連接於容納治療劑的容器，其中所述電刺激能將孔的通透性從 關閉狀態改變為開放狀態，從而將治療劑釋放至生物流體中。
[0015] 在另一方面，裝置包括基底、生物傳感器模塊、驅動器模塊和處理單元，基底包括 位於所述基底一側上的、具有中空內部的多個微針，每個微針包括壁，所述壁具有開口於所 述中空內部的開口，處理單元與多根線通訊以接收電信號並將所接收的電信號用作數據， 其中所述處理單元與驅動器電極通訊以基於所述數據產生電刺激。生物傳感器模塊包括置 於第一組多個微針的中空內部中的多個感應電極以及多根線，所述感應電極包括探針，其 中所述探針包括功能化的包被，所述功能化的包被被配置為能與流體中的分析物相互作用 而產生電信號，所述多根線中的一根線連接至感應電極的探針。所述驅動器模塊包括聚合 物膜、多個突起結構、容納結構和連接於所述聚合物膜的驅動器電極，聚合物膜具有孔隙度 能可逆調節的孔，其中所述聚合物膜附接至基底的對側，多個突起結構置於第二組多個微 針的中空內部中，其中所述突起結構包括在基底中的、暴露聚合物膜的開口和位於所述突 起結構的末端的開口之間的通道，容納結構容納位於聚合物膜上的化學物質，其中所述容 納結構包括連接於位於所述突起結構上方的聚合物膜的一個或多個開口，所述驅動器電極 能提供電刺激，從而引起聚合物膜的孔擴張至開放狀態，或引起聚合物膜的孔收縮至關閉 狀態。
[0016] 實施方案可以任選地包括以下一個或多個特徵。例如，處理單元可以將數據與閾 值比較以確定分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。處理單元可以確定數據的模式，所 述模式能指示分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。處理單元可以驅動驅動器電極向聚 合物膜施加電刺激，以將其通透性從關閉狀態改變為開放狀態，從而將化學物質釋放至流 體中。處理單元可以多路復用從探針接收的電信號和向驅動器電極的電刺激的驅動。處理 單元可以包括配置於基底上的邏輯門。可以將裝置整合至粘合式貼片中，以用於放置於皮 膚上來檢測透皮液體中存在的分析物。
[0017] 本專利文件中描述的主題能夠以提供以下一個或多個特徵的具體方式實施。描述 的微針陣列裝置和技術用於以自發性、侵入性最低化和受控的方式進行多路復用感應應用 和/或藥物遞送。例如，可以使用能夠整合至貼片中並施用於皮膚的微針陣列、通過電化學 方法實施所公開的技術來檢測生物體中的分析物。可以直接在微針透皮界面實施生物傳 感，而不需要生物流體的提取以及隨後的處理。可以使用微針陣列平臺將電勢、伏安和安培 技術用於轉換生理和生物化學信息，所述平臺可以整合為一個全包括平臺，以實現體液中 的多種分析物的直接生物傳感。另外，可以將生物傳感功能與驅動功能相聯。例如，可以通 過刺激反應傳導性聚合物納米驅動器來啟動治療劑（例如，藥物、疫苗、胰島素、激素、維生 素、抗氧化劑和其他藥學試劑）遞送特性。可以將生物傳感器-驅動器平臺整合在粘合式 貼片上，以監測關鍵生理/生物化學參數和/或根據需要遞送治療幹預。可以將粘合式貼 片與電子設備整合，以允許信號轉導和通訊。該技術可以在示例性"感應-作用-治療"反 饋環路過程中用作"感應"構件和"治療"構件，其可以用於多種應用，至少包括無線健康護 理、個體化治療、健康狀況分析、表現/健康監測和運動員/作戰人員監測。
[0018] 例如，所公開的技術可以在需要實時評價健康的大量領域和專業中具有廣泛的應 用。例如，可以將所述技術容易地施用於普通健康護理、健身、運動、遠程監測、無線健康護 理、個體化醫療、表現/健康監測和作戰人員監測領域。該技術的侵入性最低化特性聯合其 強大的體系結構，可以使得該技術良好適用於不同的生物醫學監測應用，例如，獲得用於健 康狀況分析的生物標誌物信號，或用作表現/健康測量標準的生物分析物模式。作為另一 個實例，已知癌細胞（如黑素瘤）經受增加的糖酵解水平，其造成局部環境的pH和葡萄糖 濃度降低，以及乳酸鹽濃度增加；因此所公開的技術可以同時地並局部地檢測葡萄糖、乳酸 鹽和pH,從而可以用作床旁（point-of-care)臨床診斷裝置，從而在能夠進行繁瑣的活組 織檢查前確定皮膚細胞是否是癌性的並即時給出數據。例如，當所述技術用作示例性'感 應-作用-治療'反饋環路中的"感應"構件時，所述技術可以用作能趨化高風險患者（例 如，中風、心臟病患者等）的相關生理/生物化學信息的智能貼片的元件。此外，例如，可以 將該技術的這個特徵調整為"貼片戰地醫院（battlefield hospital-on-a-patch) "，其能夠 測定急性損傷/創傷的發生並警告適當人員對該個體進行快速撤離並啟動目的性治療方 案。當所述技術用作示例性'感應-作用-治療'反饋環路的"治療"構件時，所述技術可 以用作其能提供針對高風險患者（中風、心臟病患者等）經歷的急性事件的目的性療法的 智能貼片的元件。可以將這些示例性特徵調整為"貼片戰地醫院"，其能在傷員快速撤離和 治療不可行的戰鬥情形下啟動治療方案。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0019] 圖1A-1C顯示了示例性微針陣列裝置的示意圖。
[0020] 圖1D-1F顯示了示例性微針和微針陣列的圖像。
[0021] 圖1G-1I顯示了施用於生物體上的粘合式貼片上的示例性微針陣列裝置的圖像。
[0022] 圖1J顯示了'感應-作用-治療'反饋環路的示例性圖。
[0023] 圖1K顯示了示例性微針陣列傳感器-驅動器的圖，其特徵為具有可單獨訪問的微 針以監測不同的功能障礙和可單獨訪問的微針以響應於功能障礙的檢測來遞送治療劑。
[0024] 圖1L顯示了目的性治療劑的示例性多路復用控制釋放的圖示。
[0025] 圖2A-2C顯示了示例性微針陣列條系統的示意圖。
[0026] 圖3A-3C所示的數據圖為利用個體微針的電化學陣列條上的各種生物標誌物的 多路復用檢測的示例性結果。
[0027] 圖4A和4B顯示了利用絲網印刷和模板方法製造以產生圖案的示例性微針陣列。
[0028] 圖5A顯示了利用實心和中空微針構件製造示例性雙組件微針電極陣列的示例性 方法圖。
[0029] 圖5B顯示了完全組裝的示例性雙組件微針電極陣列的示意圖。
[0030] 圖5C顯示了在實心微針表面產生穀氨酸氧化酶（GluOx)功能化的聚（鄰苯二胺） (PPD)膜的示例性方法圖。
[0031] 圖ro顯示了示例性電聚合的穀氨酸氧化酶-聚（鄰苯二胺）膜的生物催化行為 圖。
[0032] 圖6A和6B分別顯示了示例性實心和中空微針陣列的掃描電鏡（SEM)圖。
[0033] 圖7顯示了示例性穀氨酸鹽雙組件微針陣列電極的流體力學伏安圖數據圖。
[0034] 圖8A和8B顯示了記錄的增加的穀氨酸鹽濃度的示例性計時電流圖數據圖。
[0035] 圖9顯示了在0. 1M磷酸鹽緩衝液中記錄的示例性計時電流圖數據圖。
[0036] 圖10所示為顯示在延長的時間段中穀氨酸鹽反應的穩定性的示例性數據圖。
[0037] 圖11A和11B所示為顯示示例性葡萄糖微針生物傳感器的敏感性的數據圖。
[0038] 圖12A和12B顯示了基於示例性微針的多通道、多路復用藥物遞送驅動器裝置的 示意圖。
[0039] 圖13A和13B顯示了示例性中空微針陣列的表面形態的SEM圖。
[0040] 圖14顯示了引發的從示例性的基於微針的藥物遞送驅動器裝置的可單獨訪問的 貯庫釋放次甲基綠的圖。
[0041] 圖15顯示了從示例性的基於微針的藥物遞送驅動器裝置的單個微針釋放次甲基 綠染料的延時靜止幀圖。
[0042] 圖16顯示的示例性紫外可見光譜數據圖，該圖展示了從示例性微針釋放的次甲 基綠染料的吸光度。
[0043] 圖17顯示了藥物遞送期間示例性微針的示意圖。
[0044] 圖18A-18D所示的示意圖顯示了示例性微針陣列裝置組件的處理步驟。
[0045] 圖19A和19B顯示了碳纖維電極的陣列和單個碳纖維電極的光學圖。
[0046] 圖20A和20B顯示了示例性中空微針陣列的SEM圖。
[0047] 圖21A顯示了施用示例性微針陣列後的皮膚的圖像。
[0048] 圖21B和圖21C顯示了中空微針在插入皮膚之前和之後的光學顯微圖。
[0049] 圖22A和22B顯示了示例性中空微針陣列的SEM圖。
[0050] 圖23顯示了 KC1相對Ag/AgCl參比電極和Pt反電極中鐵氰化物的循環伏安掃描 數據圖。
[0051] 圖24顯示了過氧化氫相對Ag/AgCl參比電極和Pt反電極的循環伏安掃描數據 圖。
[0052] 圖25顯示了緩衝溶液和緩衝液中的抗壞血酸相對Ag/AgCl參比電極和Pt反電極 中的伏安掃描數據圖。
[0053] 圖26A和26B顯示了未包裝的和Rh-碳糊包裝的微針陣列的光學顯微圖。
[0054] 圖27A和27B顯示了陣列的未包裝的和Rh-碳糊包裝的微針構件的SEM圖。
[0055] 圖28A顯示了銠分散的碳糊微針電極處的緩衝劑和過氧化氫的流體力學伏安圖。
[0056] 圖28B顯示了使用示例性銠分散的碳糊微針電極獲得的計時電流圖。
[0057] 圖29顯示了獲得的過氧化氫濃度的校正曲線圖。
[0058] 圖30A顯示了獲得的乳酸鹽的計時電流圖。
[0059] 圖30B顯示了獲得的乳酸鹽濃度的校正曲線圖。
[0060] 圖31所示的計時電流圖顯示了生理相關電活性幹擾物的效應。
[0061] 圖32所示的數據圖顯示了用於乳酸鹽檢測的示例性微針陣列的電化學響應的穩 定性。
[0062] 發明的詳細描述
[0063] 本文公開了使用基於微針陣列的生物傳感器和驅動器在生物體中檢測分析物和 遞送治療化合物的技術、系統和裝置。
[0064] 在一個方面，本申請的技術包括使用能穿透生物組織表面的微尺度結構的陣列來 檢測組織液和/或細胞外液中的某些生物標誌物的變化的裝置。通過檢測此類變化，所述 裝置可以用於監測疾病、病患和急性損傷以及其他病症的進展。例如，這可以通過用電化學 轉換器裝載微結構來實施，所述微結構採用微尺度針的形式，例如，也稱為微針、微探針、電 極或探針，其可以具有針對生物化學和生理分析物（例如，生物化學物質、代謝物、電解質、 離子、病原體、微生物等）的不同的化學功能。例如，裝置可以採用各種電化學技術，直接在 微針/流體界面處進行電化學反應，並將生物化學信息轉換為電信號（例如，伏安法、電勢 法、安培法、電導法和/或阻抗法），然後可以進一步處理電信號。例如，陣列中的每個微針 可以被配置為能檢測不同的分析物，且可以進行多路復用而被一個或多個轉導部分處理， 例如，微針元件的N-陣列，其中每個元件N1感應葡萄糖，N2感應乳酸鹽，元件N3感應脂肪 酸等，並且可以使用伏安、電勢、安培、電導和/或阻抗技術中的任一或所有轉換每種分析 物。
[0065] 裝置還可以用於實施治療幹預，其利用微針在施用微針的具體局部區域處，將化 學劑（例如，藥物）以受控方式釋放至流體中。可以響應於急性事件或基於慢性病症來實 施目的性治療幹預的遞送，例如，通過裝置的感應部分進行監測。微針陣列可以配置為與通 透性可調的傳導性聚合物材料聯合，以控制聚合物的孔隙度。例如，裝置可以被配置為包括 一個或多個容納化學劑的貯庫，所述化學劑與位於微針陣列的貯庫和基底之間的通透性可 調傳導性聚合物材料相聯。在一定的電化學刺激下，聚合物材料可以選擇性地成為多孔的 (例如，改變聚合物材料的孔隙度），其可以有效用作能夠選擇性開放或關閉的閥門，以通 過微針（腔）從貯庫運輸化學劑並於隨後運輸至組織液中。化學劑釋放機制通過電化學方 式實現，例如，不需要可移動部分或微電子機械（MEMS)元件。
[0066] 可以使用整合的邏輯系統或處理單元控制示例性裝置的治療部分的驅動，所述邏 輯系統或處理單元可以基於來自示例性裝置的感應部分的反饋來提供電刺激。例如，示例 性裝置的感應部分可以連續監測與指示疾病、病患和急性損傷或其他病症的正常功能或功 能障礙相關的具體分析物的濃度水平（例如，基於平均水平、最大或最小閾值水平等的波 動），並將檢測到的與分析物相關的生物化學信息轉換為電信號。可以使用處理單元處理 電信號，處理單元可以至少包括處理器和與處理器相聯的存儲器。例如，存儲器可以編碼 一個或多個程序，所述程序能使處理器運行本專利文件中描述的一種或多種方法行為，例 如，包括儲存所檢測的信號、針對其他儲存值（例如，指示健康或功能失常狀態的分析物閾 值）分析檢測到的和/或儲存的信號，和/或確定是否使用示例性裝置的治療部分釋放化 學劑。例如，處理單元可以確定檢測的分析物水平已超過存儲器中儲存的閾值，並隨後激活 所述驅動器，從而響應於測定的分析物水平而釋放藥物。例如，這可以通過施加合適的氧化 還原電勢來實施，示例性裝置能夠通過改變基質的固有孔隙度以可逆方式"打開"和"關閉" 所述聚合物，從而引起藥物從體表貯庫直接流至透皮液體中。多元/多路復用藥物遞送能 夠以獨特的方式用於實施治療，其中可以在陣列的每個微針構件處遞送藥物。例如，由於微 針結構的陣列特性，可以實現多元/多路復用藥物遞送，並且可以在陣列的每個微針構件 處檢測獨特的分析物，或者可以通過針中的電極陣列在每個單獨的針處檢測多種分析物。 此外，示例性系統的陣列特性可以使得裝置能夠調配藥物混合物，以緩解各種形式的損傷/ 創傷。此外，通過調節所施加的氧化還原電勢選擇性控制膜孔隙度的能力可意味著，可以通 過整合的生物傳感器和/或邏輯門感應和處理單元根據需要控制流速和給藥劑量。
[0067] 在一些實例中，可以通過對皮膚施用示例性微針裝置經皮實施所述微針生物傳感 器-驅動器技術。在其他實例中，可以在體內將所述微針生物傳感器-驅動器技術實施至 身體內的其他器官，例如，包括肝、眼鞏膜等。在所公開技術的生物傳感功能的實例中，裝置 可以包括整合在皮膚粘合式貼片上的微針傳感器-驅動器陣列，並可以施用至生物皮膚以 經皮監測生理和生物化學參數（例如，葡萄糖）。在血糖監測的實例中，可以將微針用包埋 在傳導性聚合物中的葡萄糖氧化酶（一種生物催化劑）功能化，例如，其中電極組件為傳導 性的和功能化的（例如，包被的），以包括生物催化劑。通過向皮膚施用貼片，微針穿透皮 膚，使得細胞外液（例如，血液）能夠擴散至微針中。隨著葡萄糖擴散進入，生物催化劑可 以轉化葡萄糖底物為葡萄糖酸。同時，由於葡萄糖轉化為葡萄糖酸為氧化-還原（氧化還 原）反應（例如，氧化葡萄糖），血液中天然存在的氧和水也發生還原，形成過氧化氫。過氧 化氫為電化學活性物質，其可以在電極處的一定電勢下氧化或還原。例如，這可以經安培法 進行，其中施加電勢並監測電流，或經伏安法進行，其中改變電勢並監測電流變化。例如，當 過氧化氫在施加電勢的電極處改變時，監測相應的電流變化作為電信號，其還可以使用信 號處理技術加以處理。
[0068] 在一個實施方案中，用於檢測分析物和遞送治療化合物的侵入性最低化的多組件 微針裝置可以包括與電極相聯的微針陣列，例如，電極可以為化學功能化的、酶功能化的和 /或離子選擇性電極，以進行多路復用感應並以自發性的、侵入性最低化和受控的方式驅動 應用。
[0069] 圖1A和1B顯示了基於帶有探針的中空針的示例性裝置的示意圖。圖1A顯示了 示例性微針陣列裝置100的示意圖，圖1B顯示了未裝配的裝置的示例性示意圖。微針陣 列100包括中空的微尺寸的針101陣列，其中每個針101包括突起的針結構和探針102,所 述突起的針結構具有形成中空內部的外壁和位於突起的針結構末端的、暴露中空內部的開 口，探針102形成於外壁內部，用於與通過所述開口接觸探針102的一種或多種化學或生物 物質相互作用而產生探針信號（例如，感應信號）。
[0070] 圖1C顯示的示例性微針陣列100包括線103的陣列，其分別與中空針101陣列的 相應的探針102相聯，例如，其能提供可單獨訪問的微針感應電極陣列。線103的陣列可以 配置在基底105中（例如，絕緣材料），在一些實例中，基底105可以為柔性的並可粘合至生 物組織。線103陣列的每根線都為導電性的，以將各個探針產生的探針感應信號傳輸至傳 感器迴路，在傳感器迴路中探針感應信號得到處理。
[0071] 圖1D顯示了通過掃描電子顯微鏡成像的示例性微針的圖。圖1E顯示了示例性微 針陣列圖，其旁邊放有物體，如一美分硬幣或印刷電路板上的電路，以提供示例性微針陣列 的尺寸大小。圖1F顯示了示例性微針陣列圖像的放大圖。
[0072] 基於示例性微針陣列的傳感器驅動器裝置可以涉及微型品製造、電化學、酶固定 化電極和離子選擇性電極技術。可以將電勢、伏安、安培、導電和/或阻抗檢測方法整合至 一個全包括平臺，例如，為了能夠實現存在於體液中的多種分析物（例如，佔據透皮流體的 關鍵生物標誌物）的直接生物傳感。例如，為了透皮監測關鍵生理和生化參數，可以將微針 陣列平臺整合至放置於皮膚上的粘合式貼片。可以將示例性粘合式貼片進一步與電子元件 整合，以允許通訊和信號轉導。例如，因為可通過電化學方式將化學信息轉換為電子範圍， 可以將該裝置與電子讀數器相聯，例如，其可以類似於連續監測血糖的裝置。以這種方式， 例如，所公開的技術可以將多種基於實驗室的測試小型化並整合至單陣列的微針感應平 臺，並提供以受控和最低限度侵入性的方式遞送自發性治療幹預以及調整用於不同形式的 損傷/創傷的藥物混合物能力。
[0073] 圖1G-1I顯示了位於施用於生物體上的粘合式貼片上的示例性微針陣列裝置圖。 圖1G顯示了採用微針陣列傳感器-驅動器裝置的示例性粘合式貼片施加於人手臂上的圖。 圖1H顯示了採用微針陣列傳感器-驅動器裝置的另一示例性粘合式貼片施加於動物上的 圖。圖II顯示了從動物皮膚去除粘合式貼片後的示例性裝置的放大圖，例如，顯示示例性 微針完整。
[0074] 所公開的生物傳感器-驅動器技術可以用於提取相關的生理信息，並基於檢測到 的生理和生化信息提供受控的治療應答。圖1J顯示了"感應-作用-治療"反饋環路的示 例性圖，其中感應到的信息被用於控制驅動器調整藥物遞送。來自感應操作的信息能實現 根據感應到的信息調整藥物遞送。圖1J中的生物傳感器-驅動器裝置180可以包括微針 (例如，其能夠以如同示例性微針陣列100的方式配置）的多路復用陣列，其中陣列的一些 微針被配置為用於感應，陣列的其他微針被配置為用於治療幹預。
[0075] 如圖1J中所示的"感應-作用-治療"反饋環路包括生物傳感器-驅動器裝置180 的感應部分，以提取來自生物流體（例如，透皮流體）的分析物的生理信息。示例性感應特 徵可以包括可單獨訪問的微針，其被功能化為電化學傳感器，能夠檢測生物標誌物變化的 模式，例如，急性病症或慢性病症。可以在感應陣列中的每個微針處檢測單獨的分析物，或 可以通過容納於一個微針中的幾個電極檢測多種分析物。例如，可以將各種催化劑、生物催 化劑、底物、試劑、輔因子和/或輔試劑固定在傳感器中，以賦予針對目標分析物的選擇性。 同樣地，離子選擇性膜（或固態離子選擇性組件）可以用於電化學測量，以賦予針對目標離 子的選擇性。在一些實例中，生物傳感器-驅動器裝置180的感應部分還可以包括用於直接 處理感應到的分析物信息的分析物邏輯門（logic-gate)感應，如示例性圖170中所示。例 如，圖170顯示了分析物感應邏輯的兩個示例性輸入（例如，輸入1和輸入2)，其中輸入1 為產生於被配置為能檢測第一反應的微針探針的檢測信號，輸入2為產生於被配置為能檢 測第二反應的另一微針探針的檢測信號。圖170顯示了通過邏輯門（例如，在本實例中為 單個NAND門）的兩個示例性輸入信號，其中邏輯門的輸出可以用作信號以控制微針驅動器 (例如，其中邏輯門輸出信號與示例性傳導性聚合物相聯，以控制貯庫中貯存的藥物的孔隙 度）。在其他的實例中，感應到的分析物信息可以通過處理單元進行處理。
[0076] 例如，軟組織損傷（STI)的輸入生物標誌物可以包括作為生物催化級聯的事件的 肌酸激酶（CK)和乳酸脫氫酶（LDH)，並能分別代表輸入1和輸入2,如圖170中所示。例如， CK將肌酸底物轉化為磷酸肌酸，其同時造成該化合物將ATP轉化為ADP。在磷酸烯醇丙酮 酸（PEP)存在下，丙酮酸激酶（PK)能夠產生丙酮酸酯。如果存在乳酸脫氫酶，丙酮酸酯能 夠被轉化為乳酸鹽，NADH同時被氧化為NAD+。因此，能夠以安培法形式監測NADH隨時間的 減少。例如，因為僅CK和LDH同時存在能引起NADH的相伴減少，因此利用示例性生物傳感 器-驅動器裝置180監測輸入1和輸入2能夠有效地發揮NAND布林（Boolean)邏輯門的 作用。
[0077] 如圖1J所示的"感應-作用-治療"反饋環路包括處理單元175的示例性圖，其 用以處理感應到的分析物信息，將其用作數據並採用邏輯和/或指令控制生物傳感器-驅 動器裝置180的驅動器部分釋放治療劑、不釋放治療劑或調整治療劑釋放。例如，處理單元 175可以包括處理器和與處理器相聯的存儲器。處理單元175可以包括電源，例如，包括電 池源、可再生能源（例如，太陽能）或自供能源（例如，運動反饋能源）。處理單元175可 以包括與處理器和存儲器相聯的輸入/輸出（I/O)單元，其還可以連接至外部接口、數據存 儲源或顯示裝置。可以用與常規數據通訊標準兼容的各種類型的有線或無線接口實現I/O 單元，例如，包括但不限於，通用串行總線（USB)、IEEE1394(火線）、藍牙、IEEE802. 111、無 線區域網（WLAN)、無線個人區域網（WPAN)、無線廣域網（WWAN)、WiMAX、IEEE802. 16(全球微 波接入互操作性（WiMAX))和並行接口。例如，處理單元175的I/O單元可以利用有線配置 與生物傳感器-驅動器裝置180通訊。在其他的實例中，處理單元175的I/O單元可以包 括無線通訊功能，以從感應部分接收數據，並傳輸對照數據至生物傳感器-驅動器裝置180 的驅動器部分。在此類實例中，生物傳感器-驅動器裝置180可以包括基底上的或遠程連 接（例如，利用線）於基底的無線傳輸器/接收器，以便於傳感器-驅動器微針陣列的運 行。在此類實例中，無線傳輸器/接收器可以相聯有多路復用能力，從而多路復用感應信號 並控制傳輸和接受的信號。
[0078] 如圖1J所示的"感應-作用-治療"反饋環路包括生物傳感器-驅動器裝置180 的驅動器部分，從而基於所處理的分析物信息（通過感應部分感應到的）將一種或多種藥 物遞送至微針所穿透的區域。示例性藥物遞送特徵可以實現響應於檢測到的急性或慢性病 症的目的性治療幹預的自發性遞送。例如，傳導性聚合物納米驅動器的通透性可以通過自 發性孔隙度改變進行調節，所述孔隙度改變改變受整合的感應或酶邏輯系統（例如，通過 處理單元175處理）控制，其隨後能夠控制藥物釋放，如圖1J的藥物遞送驅動器的圖185 中所示。圖185表明，0代表的處理信號不啟動藥物釋放（例如，示例性傳導性聚合物的孔 隙度保持有效封閉狀態）。圖185還表明，1代表的處理信號能啟動藥物釋放（例如，示例 性傳導性聚合物的孔隙度被觸發為開放狀態，從而允許藥物通過聚合物的孔並離開微針進 入組織液）。陣列式微針結構可以允許多元/多路復用藥物遞送，並且可以在陣列的每個微 針組件處遞送特定的治療劑，如圖1K和1L中所示。
[0079] 圖1K顯示了示例性微針陣列傳感器-驅動器180的圖，其特徵為具有用於監測 不同的功能障礙的可單獨訪問的微針和用於響應於檢測的功能障礙而遞送治療劑的可單 獨訪問的微針。如圖1K中所示，生物傳感器-驅動器裝置180的圖包括陣列中被配置用 於感應的微針（例如，微針181a、181b和181c)和陣列中被配置用於治療幹預的其他微針 (例如，微針181d、181e和181f)。在本實例中，微針181a被配置為用於感應與軟組織損傷 (STI)相關的分析物，微針181b被配置為用於感應與創傷性腦損傷（TBI)相關的分析物，微 針181c被配置為用於感應與腹部創傷（ABT)相關的分析物。另外在本實例中，微針181d 被配置為用於遞送與治療STI相關的藥物，微針181e被配置為用於遞送與治療TBI相關的 藥物，微針181f被配置為用於遞送與治療ABT相關的藥物。
[0080] 例如，可以檢測的（例如，利用傳感器-驅動器180)與STI相關的示例性分析物 包括肌酸激酶、乳酸鹽和乳酸脫氫酶；例如，利用糖皮質激素、NSAID予以緩解。可以檢測的 與TBI相關的示例性分析物包括穀氨酸鹽、血漿酮藍蛋白；例如，利用醋氨酚予以緩解。可 以檢測的與ABT相關的示例性分析物包括乳酸鹽、乳酸脫氫酶；例如，利用乙醯水楊酸或異 丁基丙酚酸予以緩解。
[0081] 圖1L顯示了目的性治療混合物的多路復用受控釋放的示例性圖，例如，其中聚合 物驅動器對目的性治療幹預的按需釋放為可單獨訪問的。圖1L的圖顯示了驅動器部分的 示例性微針（例如，微針182d、182e和182f)，其被配置為用於治療幹預。在本實例中，微針 182d被配置為用於貯存於貯庫1中的藥物183的受控釋放，微針182e被配置為用於貯存於 貯庫2中的藥物183e的受控釋放，微針182f被配置為用於貯存於貯庫3中的藥物183f的 受控釋放。例如，基於從處理單元接收到的對照信號（例如，如圖1L的圖185中所示），可 以控制（例如，利用多路復用）藥物183d、183e和/或183f中的任何或所有的釋放，以產 生目的性治療混合物，例如，其中可單獨訪問的聚合物驅動器以這樣的方式啟動，其能夠控 制孔隙度大小（例如，並從而控制流動），以及開放狀態的持續時間，以控制每種所釋放的 藥物的濃度。
[0082] 圖2A-2C顯示了示例性微針陣列條系統200的圖。在本實例中，系統可以包括扁 平柔性電纜（FFC) 210,其包括使微針陣列與接頭區域218互相連接的多個導體211 (例如， 10個銅導體），例如，其中導體211可以為1.5"長，並例如，通過零插入力（ZIF)接頭相聯 (例如，右端（再）連接）至線路板。例如，示例性微針陣列條系統可以配置於FFC上，FFC 大小為11.0mmX38. 1mm。可以利用雷射燒蝕技術在左端開孔以暴露下面的跡線。金屬電 極，例如，4個工作電極202和1個反電極207以及一個或多個參比電極206,可以溉鍍於表 面開口上。4個排放型射流小室215可由帶有壓敏粘合劑的雷射燒蝕的聚酯薄膜（Mylar) 製得。粘合層還可以將微針陣列相聯至FFC。圖2A顯示了微針陣列條系統200的俯視圖。 圖2B顯示了微針陣列條系統200的三維圖。圖2C顯示了插入至線路板接頭219的微針陣 列條系統200的另一三維圖。
[0083] 在另一實例中，可單獨訪問的電極（微針）可以裝載上碳糊、碳纖維或傳導性聚合 物轉換器，並用於檢測反應最佳健康狀況和/或表現的生物標誌物變化模式。使用電勢法、 安培法或伏安法，可以將各種催化劑、生物催化劑、底物、試劑、輔因子和/或輔試劑固定在 轉換器內，以賦予針對目標分析物的選擇性。同樣地，採用離子選擇性膜（或固態離子選擇 性組件）可以用於電化學測量，以賦予針對目標離子的選擇性。可以通過監測多種生物標 志物和測量這些種類的動態模式獲得大量的預測和診斷信息，作為對象的整體健康/表現 /適宜性的衡量標準。可以將多種生物標誌物模式整合，並可以評價那些標誌物在較長的時 間段的變化，以提供除大量的疾病和病症外的壓力和訓練過度的負作用的更詳細和精確的 時間特性。
[0084] 例如，將微針設置為陣列可以允許測量多種生物分析物的模式。此外，可以通過穩 定的方式固定一種或多種分析物，如催化劑/生物催化劑或其他分析物或生物標誌物，所 述方式包括電聚合/聚合物包埋、靜電相互作用、共價連接和和直接吸附。在一個實例中， 平面固態轉換器可以為電極，例如，利用碳纖維、碳糊和傳導性聚合物形成電化學轉換器。
[0085] 示例性裝置能夠以下述方式使用。可以採用透皮微針陣列；每個微針構件可以包 括有孔的空圓柱體，其中容納三電極電化學感應元件（例如，電勢、伏安、安培、導電、阻抗 等感應元件）。在一個實例中，可以將酶（對具體生物化學部分具有親和力）固定於三電極 部分的工作電極上，並可以進行電流分析。在另一實施例中，可以將離子選擇性膜（具有合 適的離子載體）或固態官能化應用於工作電極，並進行電勢或電壓測量。目標分析物、代謝 物、電解質或離子的存在分別可以引起檢測的電流（酶電極）或電勢（離子選擇性電極） 的波動。
[0086] 圖3A-3C顯示了利用個體微針、電化學陣列條上不同生物標誌物的多路復用檢測 的示例性結果的數據圖。圖3A顯示了 pH的多路復用檢測的數據圖；圖3B顯示了乳酸鹽的 多路復用檢測的數據圖；圖3C顯示了葡萄糖的多路復用檢測的數據圖。
[0087] 圖4A和4B顯示了能通過與裝置的背面匹配的微電極陣列訪問的示例性個體微針 微傳感器。例如，可以利用多種技術製造陣列，包括光刻、噴墨印刷和絲網印刷，以及其他技 術。圖4A顯示了絲網印刷的微針陣列的一個實例，圖4B顯示了通過模板印製方法確定圖 案而製造的微針陣列。
[0088] 在所公開技術的另一實施方案中，描述了用於電化學監測和生物傳感的最低限度 侵入性的多組件微針裝置。該實施方案可以包括如同先前描述的那些的相同的實施方案， 並因此可以在一個實施方案中實施各個實施方案的全部功能。例如，可以實施本文公開的 技術，以用於興奮神經遞質穀氨酸鹽和葡萄糖的電化學監測和生物傳感。在該示例性實施 方案中，裝置可以包括緊密集成至容納多個微腔的單個生物傳感器陣列裝置中的實心和中 空微針。此類微腔可以便於每個微凹部中的識別酶的電聚合包埋。得到的微針生物傳感器 陣列可以用作最低限度侵入性的體表透皮貼片，例如，去除生物流體的提取/收集，從而簡 化裝置要求。
[0089] 進行了示例性實施以展示裝置的各種功能，例如，包括聚（鄰苯二胺）（PPD)薄膜 中的穀氨酸氧化酶和葡萄糖氧化酶的電聚合包埋。例如，基於PPD的酶包埋方法可以實現 有效排斥共存的電活性幹擾物，而不破壞裝置的敏感性或反應時間。得到的基於微針的 穀氨酸鹽和葡萄糖生物傳感器可以在緩衝液和未處理的人血清中展現高選擇性、靈敏性、 速率和穩定性。例如，在未稀釋的人血清中獲得了高精度穀氨酸鹽的測量值（例如，低至 ΙΟμΜ水平）。示例性凹部設計還可以在插入皮膚後保護酶層。所述穩定的微針設計可以 良好地適應實時代謝物監測為核心需求的不同的生物傳感應用。
[0090] 示例性基於微針的穀氨酸鹽和葡萄糖生物傳感器以這樣的方式實施，其通過最低 程度侵入性的電化學生物傳感器展示用於相關生物分析物的體表監測的微裝置的臨床應 用。就這一點而言，微針陣列可以被配置為能提供無痛生物傳感，並且作為高度整合的生物 相容性裝置，這些裝置可以以工業規模、低成本製造。例如，所述微針陣列可以執行監測和 生物傳感應用，而不涉及流體採樣/提取。例如，本申請的技術的一個特徵為不需要提取體 液（例如，如透皮流體），而這在常規微流體感應系統中是需要的。通過在微針-透皮流體 界面執行電化學檢測，可以提取有用的化學信息並直接轉換為電子方式。以這種方式，可以 從實施中去除用於調控向檢測陣列/單獨的感應單元的流體流動的複雜且昂貴的機械裝 置。
[0091] 示例性微針感應陣列裝置可以採用基於凹部的微腔結構，其可以設計為封閉識別 酶，並在穿透皮膚時對其進行保護。例如，雙組件微針生物傳感器可以包括包被鉬的實心微 針的陣列，其可以用作工作電極，和中空微針蓋，其能夠提供圍繞每個實心微針的微腔。該 示例性雙組件微針生物傳感器顯示在圖5Α-?中。圖5Α-?還展示了製造示例性雙組件微 針生物傳感器的過程。
[0092] 圖5A顯示了雙組件微針電極500的示例性陣列的實心微針構件501和中空微針 構件503。實心微針構件可以包被有傳導性材料以形成工作電極，例如，鉬工作電極502。圖 5A還顯示了組裝包被鉬的實心微針502與中空微針蓋503的方法。在一些實例中，組裝包 括施加密封劑（例如，環氧樹脂）於實心微針構件501和中空微針構件503之間非檢測性 的、非凹陷的區域。圖5B顯示了完全組裝的雙組件微針陣列電極500。如圖5B中所示，陣 列中的每個雙組件微針電極500包括有凹陷區，其暴露實心微針構件501的針（例如，包被 鉬的電極502)，例如，以便凹部能便於酶固定。圖5C顯示了來自o-PD-GluOx溶液的鄰苯二 胺（〇-PD)單體的微針電極500的凹陷區中的實心微針表面處穀氨酸氧化酶（GluOx)功能 化的PH)膜504的製備。例如，製造雙組件微針電極500的陣列可以包括通過將微針浸入 o-PD-GluOx溶液中，將GluOx-Pro薄膜施加於鉬工作電極502。圖?顯示了電聚合的穀氨 酸氧化酶-聚（鄰苯二胺）膜504(以紫色展示）的生物催化行為，例如，從而實現透皮流 體中的穀氨酸鹽水平的定量。在這些示例性圖中，葡萄糖氧化酶（G0x)代替GluOx，用於葡 萄糖定量。
[0093] 基於凹部的微針電極500可以實現將酶電聚合包埋在個體微腔中。因此，可以實 現直接透皮生物傳感，而不需要提取透皮流體，例如，從而簡化裝置要求和感應過程。微針 生物傳感器的雙組件凹部幾何學結構還可以為用容納包埋的平面電極的微針的酶固定提 供較大的表面積。
[0094] 基於凹部的微針電極500可以包括電聚合的pro薄膜，其可以用於將酶封裝在小 型化電極轉換器中，例如，同時賦予顯著的選擇性通透特性和穩定的反應。在一個實例中， pro可以用於包埋不同的氧化酶，如葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶和穀氨酸氧化酶，以及產生 的過氧化氫產物的選擇性通透檢測。由於其具有顯著的選擇性通透特性，pro膜可以通過 排除共存的電活性幹擾物和體液中通常存在的蛋白而賦予高選擇性和穩定性。所述生物傳 感器裝置（可以採用pro膜）因此能夠以高底物選擇性、優秀的靈敏性、可操作的穩定性和 快速的反應時間促進過氧化氫的電流測量檢測。以這種方式，當相比基於如本文所述的其 他固定化技術的那些生物傳感器裝置時，所述採用酶功能化的pro膜的生物傳感器裝置可 以展現明顯的感應優勢。
[0095] 例如，為了說明所公開的雙組件微針陣列平臺的多功能性，展示了用於安培法谷 氨酸鹽生物傳感的示例性生物傳感器裝置。該示例性平臺隨後可以擴展為用於糖尿病管控 的葡萄糖監測。例如，興奮神經遞質穀氨酸鹽可參與多種病理醫學病症，如缺血性神經元損 傷、低血糖損傷、癲癇、阿爾茨海默氏病和外傷性腦損傷。另外，循環系統中增加的穀氨酸鹽 水平可能與興奮性中毒有關。血液穀氨酸鹽水平從健康患者的均值37. 5 μ Μ上升至患有顱 內損傷相關的中度至重度創傷的患者的141. 3μΜ。鑑於此，血清穀氨酸鹽水平可以提供對 腦創傷後中樞神經系統總體狀態的有用的深入了解。
[0096] 例如，所述的生物傳感平臺可以優於以高度的侵入性定量穀氨酸鹽水平的生物傳 感器，例如，經導管或微滲透探針提取腦脊液（CSF)用於進一步分析。還例如，所述的生物 傳感平臺可以優於通常在醫院環境中臨床實施的生物傳感器，例如，因為此類臨床分析可 能是讓人感到疼痛的、耗時的和昂貴的操作。另外，所述的生物傳感平臺可能易於體表連續 監測，尤其是當獲取CSF不可行時。因為血液穀氨酸鹽水平與CSF中的水平相關性良好，因 此在所公開的實施方案下不需要從該難於獲取的體液提取穀氨酸鹽。
[0097] 所述的生物傳感器裝置的示例性展示涉及穀氨酸氧化酶（GluOx)和葡萄糖氧化 酶（g〇x)，可以利用不同的pro製備方法將它們包埋在示例性微針裝置的微腔中，每種方法 具有其自身的特殊優勢，可以調整用於具體應用。基於pro將酶封閉於微針的腔中可以實 現有效定量緩衝溶液和未稀釋的人血清中的病理生理學水平的穀氨酸鹽和葡萄糖。例如， 示例性裝置的最低程度侵入性特性聯合其實現酶包埋和保護的便利方式，以及其吸引人的 電分析性能，能夠展示出其作為實用的貼片型體表生物傳感器的實用性。
[0098] 提供了實施所公開的技術的實施方案的示例性材料和方法。以下化學物和試 劑被用於描述的實施方案中，其包括來自大腸桿菌（E.coli)(重組體）的穀氨酸氧化 酶（GluOx, E.C. 1.4. 3. 11)、來自黑麴黴（Aspergillus niger)的葡萄糖氧化酶（G0x，E. C. L L3.4)、l，2-苯二胺（o-Pd)、L-穀氨酸（GLU)、D-(+)_ 葡萄糖（GLC)、L-抗壞血酸 (AA)、尿酸（UA)、L-半胱氨酸（CYS)、乙醯氨酚（ACT)、硫酸鈉、乙二胺四乙酸（EDTA)、一元 磷酸鉀、二元磷酸鉀和來自男性（AB型）的血清。示例性實施方式（除了血清校準）在含 0. 5mM EDTA的0. 1M磷酸鹽緩衝液（pH7. 40)中進行。所有示例性實施方式中均採用超純水 (18. 2ΜΩ · cm)。
[0099] 用於所述實施方案的儀器包括如下，其在本文公開的示例性條件下用於所公開實 施方案的示例性演示和實施。CH儀器（Austin，TX) 1232A型電化學分析儀被用於電化學 測量。外部Ag/AgCl參比電極（CH儀器CHI111)和0. 5mm直徑的鉬線反電極（BASi，West Lafayette，IN)被用於建立三電極電化學系統。伏安和計時電流研究被用於評價微針陣列 電極在室溫（22°C )下的電化學特性。在這些示例性電化學實施中，為了獲得所需濃度，將 穀氨酸鹽（或葡萄糖）加入至2mL的磷酸鹽緩衝液溶液或血清（攪拌）中。在施加電勢步驟 後15s對計時電流採樣。使用場發射掃描電子顯微鏡（SEM) (Philips XL30, Amsterdam，the Netherlands)檢查雙組件微針陣列的形態。在SEM分析前，使用溉射儀器（Energy Beam Sciences Emitech Κ575Χ，Ε· Granby, CT)將樣品包被上鉻。施加130mA的沉積電流30s，以 在樣品表面上沉積?15nm的鉻。
[0100] 以下述方式開發用於示例性實施的示例性實心和中空微針陣列。使用CAD軟體 製作微針設計，例如，Solidworks(Dassualt Systemes S.A.，Velizy, France)。用 Magics RP13 (Materialise NV, Leuven, Belgium)製作基底支持結構。例如，將實心針設計和制 造為錐形，並具有390± 14 μ m的底座直徑和818±35 μ m的高度。中空針為金字塔形，具 有三角形底座。每個中空微針的尺寸如下：邊長1174±13μπκ高1366±15μπι，金字塔結 構的一個面上的垂直的圓柱形孔直徑為342±5 μ m。實心和中空針均以2mm間隔設置為 3X3方形陣列。微針陣列的基底範圍為10mmX 10mm，實心和中空變型分別具有2000 μ m和 500 μ m的厚度值。三維計算機模型被移送至Perfactory? SXGA標準uv原型快速設計系 統（EnvisionTEC GmbH, Gladbeck, Germany)以用於製造。該系統使用計算機模型來精確引 導來自150W滷素燈泡的光至可光固化材料上，例如，引起所暴露材料的選擇性聚合。在一 些方面，基於Eshell200丙烯酸酯的聚合物（EnvisionTEC GmbH)可以用作製造微針陣列 的組成性材料，因為樹脂在可見光下選擇性聚合併展現3050±90MPa的彈性楊氏模量。此 夕卜，聚合物特徵為按照IS010993的Ila類生物相容性。具有0度傾斜的550mW輸出功率束 (步長=50 μ m)被用於樹脂聚合。在製造程序後，用異丙醇衝洗陣列以去除未聚合的材料。 將陣列放置於Otoflash後固化系統（EnvisionTEC)中；並進行構建後固化50s。能夠以 10Hz重複率和248nm波長操作的Compex201氟化氪（KrF)準分子雷射器（Coherent, Santa Clara, CA)被用於燒蝕市購的高純度Pt祀標。該過程使Pt薄膜（?12nm)沉積在實心微 針陣列表面上。在2min脈衝雷射沉積（PLD)程序中，維持5μ託的背景壓力，在室溫下進 行。
[0101] 可以將粘合性非傳導性環氧樹脂施加於實心微針基底周圍。然後，可以將中空微 針蓋置於實心微針基底上。該示例性方案圖示於圖5Α和5Β中。例如，可以將兩種組件 (例如，實心微針基底和中空微針蓋）置於光學顯微鏡下，以將實心微針對準在中空微針孔 中。這可以形成雙組件微針陣列電極（ΒΜΑΕ)，如圖5C所示，例如，其可以與3mL注射器（BD Biosciences, Franklin Lakes, NJ)匹配。例如，可以去除注射器的嘴部以便於連接BMAE, 可以使用粘合性環氧樹脂將BMAE粘合至注射器尖端，以便於操作。為了產生與Pt工作電 極的電接觸，隨後可以將銅線插入至注射器的開口端。可以從鄰苯二胺（ο-Pd)單體溶液電 聚合聚（鄰苯二胺）（PPD)膜，如圖5C所示，例如，用來將GluOx和G0x酶固定在電極表面 上並排斥潛在電活性幹擾物。例如，可以在室溫下、用氮氣將含10mM 〇_Pd、5mM硫酸鈉和 100U/mL G0x的0. 1M磷酸鹽緩衝液（pH7. 40)溶液清洗20分鐘，其可以用於形成G0x功能 化的電極。例如，然後可以將BMAE、Ag/AgCl參比電極和鉬反電極浸沒在該溶液中；然後可 以施加相對Ag/AgCl的0. 75V電勢20min，以生長出包埋G0x的PH)膜，如圖5C所示。該示 例性過程反映出了一種快速固定酶的方式，並且適於酶成本足夠低的應用，以便可以將整 個電極浸沒在酶-〇-PD溶液中。
[0102] 在其他實例中，可以使用上述方法的輕微變型，例如，以在電聚合過程中的保留昂 貴的GluOx酶。在該示例性備選方法中，可以將BMAE、Ag/AgCl參比電極和鉬反電極浸沒 在含10mM o-Pd和5mM硫酸鈉的0. 1M磷酸鹽緩衝溶液（pH7. 40)中；並可在隨後施加相對 Ag/AgCl的0. 75V電勢5min。然後，可以在室溫下衝洗並乾燥電極。然後可以將溶於0. 1M 磷酸鹽緩衝液（PH7. 40)的7. 5U/mL GluOx的0. 5 μ L小份溶液分配於BMAE的每個凹部中； 可以使用低滯留微量移液管在每個微針上再重複該步驟6次。在該過程後，可以允許溶液 在室溫下乾燥。可以再重複該逐滴分配方案5次。隨後，可以將含10mM 〇-Pd、5mM硫酸鈉 和lU/mL GluOx的0. 1M磷酸鹽緩衝溶液（pH7.4)分配於微針陣列的每個微腔中。然後可 以施加相對Ag/AgCl的0. 75V電勢15min，以電聚合包埋GluOx的PH)膜。例如，雖然可以 為簡單起見在增加酶利用的情況下調整先前描述的方法，但該實施方案可以促進較昂貴酶 的電聚合。
[0103] 在每個電聚合過程後，可以衝洗BMAE並浸沒於0. 1M磷酸鹽緩衝溶液（pH7. 4)中 30min，以從微針結構去除單體殘留物以及任何未結合的酶。在不使用時，可以於4°C將 BMAE保存在磷酸鹽緩衝液中。該示例性方法（圖示在圖?中）可以實現穀氨酸鹽和葡萄 糖以及其他分析物的定量。
[0104] 所述微針陣列生物傳感器裝置的示例性實施包括評價BMAE的表面形態，進行該 步驟是為了確定電極幾何學和表面特徵。使用SEM進行BMAE表面形態的近距離檢查。圖 6A顯示了實心微針陣列的示例性掃描電子顯微鏡圖。圖6B顯示了中空微針陣列的示例性 掃描電子顯微鏡圖。如SEM圖所示，示例性微針的特徵與示例性計算機輔助設計文件中指 定的那些特徵密切對應。例如，可以在微針陣列處觀察到實心和中空微針的一致分布。關 於示例性實心微針（圖6A)，能明顯觀察到稜狀結構，其可以歸因於用於聚合E-shell200樹 脂的逐層方式。可以在中空微針陣列（圖6B)的每個組件處觀察到一致的金字塔式結構和 三角形基座，以及具有一致尺度分布的孔。觀察到的微針間幾何學差異非常小，甚至沒有。
[0105] 所述的微針陣列生物傳感器裝置的示例性實施包括雙組件微針電極對穀氨酸鹽 的安培檢測的電化學表徵。BMAE最初的電化學表徵旨在構建流體力學伏安圖（HDV)，例如， 以選擇最佳檢測電勢。例如，可以利用計時電流法、以相對Ag/AgCl的0. 1至0. 6V變化電 勢（以50mV增量）獲得HDV。這些示例性表徵在含100 μ Μ穀氨酸鹽的空白緩衝溶液中進 行。在電勢步驟後15s，對氧化還原電流採樣。然後可以使用GOx-BMAE進行相同的方案，以 檢測10mM葡萄糖。圖7顯示了穀氨酸鹽雙組件微針陣列電極的示例性流體力學伏安圖，例 如，其中在電勢步驟後t = 15s時對氧化還原電流採樣。從圖中顯然可見，穀氨酸鹽的存在 引起陽極電流的相伴增加，對應於H20 2酶產物的氧化。過氧化物氧化的起始可以發生於相 對Ag/AgCl的?0. 25V。為了將實際樣品中幹擾物的潛在氧化減至最低，可以選擇相對Ag/ AgCl的0. 40V電勢用於BMAE生物傳感器進一步的電化學實施。
[0106] 描述了雙組件微針陣列電極處的在緩衝基質和人血清中的穀氨酸鹽的生物傳感 的實例。使用計時電流電勢步驟評價了示例性BMAE生物傳感器對所選的相對Ag/AgCl的 0. 40V電勢的靈敏性。圖8A顯示了緩衝基質中穀氨酸鹽水平隨整個病理生理範圍（例如， 0-140 μ M，以20 μ Μ增量，在t = 15s時取樣）增加的三平行樣品計時電流實驗的均值數據 圖。可以觀察到在研究的整個範圍中的線性校準圖（R2 = 〇. 995)(如圖8A的插圖所示）。 示例性校準圖展示高靈敏性（sx = 7. 129ηΑ/μΜ)和低偏差（RSD = 3. 51% );可以基於實 驗數據的信噪比特性（S/N = 3)評價3 μ Μ的檢測限度（LOD)。LOD遠低於正常生理水平， 這反映出微針傳感器檢測生理水平的穀氨酸鹽的能力。
[0107] 在緩衝溶液中的校準實驗後，通過未稀釋人血清樣品中穀氨酸鹽的定量評價所述 BMAE生物傳感器的示例性實施。圖8B顯示了人血清中的穀氨酸鹽水平在0-140 μ Μ範圍 (例如，以20 μ Μ增量）增加的三平行樣品計時電流校準實驗的均值的數據圖。正如示例 性緩衝劑研究，可以觀察到整個範圍的線性校準圖（如圖8Β的插圖所示；R 2 = 0.992)。另 夕卜，例如，校準數據展現高靈敏性（sx = 8· 077ηΑ/μ M)和低偏差（RSD = 6. 53% )。可以基 於這些數據的信噪比特性（S/N = 3)評價10 μ Μ的L0D。如同示例性緩衝劑實驗，獲自實驗 數據的L0D低於正常生理水平限度。ΒΜΑΕ在未處理血清樣品中表現出的引人注目的行為反 映了 ΡΗ)膜的保護能力。此外，從基於緩衝劑和血清的試驗獲得的類似的靈敏性也能支持 Pro固定方案的穩定性，儘管生物傳感器長時間暴露於蛋白質豐富的血清介質。
[0108] 描述了採用生理相關電活性化合物的幹預研究的實例。例如，pro包被的另一有 利特徵包括其即使在中等水平的氧化電勢下仍排斥共存的電活性幹擾物的能力。因此， 檢測了在生理水平的抗壞血酸（60μΜ)、尿酸（500μΜ)、半胱氨酸（200μΜ)和乙醯氨酚 (200 μ Μ)的存在下的反應靈敏性。圖9顯示的數據圖為示例性計時電流圖，其記錄了 0.1Μ 磷酸鹽緩衝液（ΡΗ7. 40)中的空白緩衝溶液、ΙΟΟμΜ穀氨酸鹽和存在電活性生理幹擾物抗 壞血酸（ΑΑ，60 μ Μ)、尿酸（UA，500 μ Μ)、半胱氨酸（CYS，200 μ Μ)和乙醯氨酚（ACT, 200 μ Μ) 的100 μ Μ穀氨酸。在與圖8Α和8Β所示的那些相同的條件下進行示例性實施。圖9展示 了這些電活性化合物的存在對100 μ Μ穀氨酸鹽的電流信號賦予的可忽略的貢獻。生理水 平的抗壞血酸、尿酸、半胱氨酸和乙醯氨酚分別引起了與100 μ Μ穀氨酸鹽電流反應的僅 0. 44%、0. 31 %、1. 93%和6. 37%的平均偏差。因此，這些電活性物質水平的自然代謝波動 預期不會干擾使用示例性BMAE裝置作為體表生物傳感器的體內穀氨酸鹽定量。
[0109] 進行了示例性實施，以用於示例性雙組件微針電極陣列的穩定性分析。例如，在較 長時間內、以最低程度的電流反應退化工作的能力可以代表體表生物傳感器的另一重要特 徵。因此，使用100 μ Μ穀氨酸鹽溶液檢測了 8小時時段的BMAE反應的穩定性。圖10所示 的數據圖顯示了穀氨酸鹽反應在長時間段的穩定性，其中每個數據項參照t = 0 (100% )時 的原始電流水平。在該示例性實施中，數據產生於在含140 μ Μ穀氨酸鹽的0. 1M磷酸鹽緩 衝液（ΡΗ7. 40)中記錄的計時電流圖。示例性實施在與圖8Α和8Β中所示的那些相同的條 件下進行。圖10的示例性時程圖表明，示例性生物傳感器展現高度穩定的電流反應，在8 小時的連續採樣後仍保留105%的原始信號水平。在該實例中，測量的電流在整個時程中從 未超過原始水平的110%。因此，可以預期BMAE能在與體戴式生物傳感器相關的長時間段 內可靠運行。
[0110] 描述了利用示例性雙組件微針電極陣列進行葡萄糖生物傳感的實例。例如，利用 方法學表徵的穀氨酸鹽BMAE，隨後可以變換示例性平臺以用作針對糖尿病監測的葡萄糖生 物傳感器。使用所述GluOx固定方法的稍微變形方案將GOx封裝於BMAE腔中。該技術可以 按照量化成本（cost-per-quantity)進行修改，如上文所述。圖11A顯示的數據圖表徵了 整個病理生理範圍（例如，〇-14mM，以ImM增量）內緩衝基質中的葡萄糖水平增加的計時電 流校準數據。可在整個範圍觀察到非常好的反應，從而產生出線性校準圖（如圖11A的插 圖所示；R 2 = 0. 996)。另外，這些示例性校準數據展現高靈敏性（sx = 0. 353 μ A/mM)和低 偏差（RSD = 6· 44%，η = 3)，以及0· 2mM的LOD(S/N = 3)。可以注意到，當相比於GluOx 功能化的平臺時，GOx功能化的BMAE對其底物展現的靈敏性較低。例如，這可以歸因於不 同pro生長過程，其可以影響底物和產物的運輸特性。因此，當需要高靈敏性時，可以按照 GluOx固定過程。
[0111] 圖11B展示了示例性葡萄糖微針生物傳感器的高選擇性。圖11B顯示了對空白 緩衝溶液、l〇mM葡萄糖和存在電活性生理幹擾物抗壞血酸（AA，60 μ M)、尿酸（UA，500 μ M)、 半胱氨酸（CYS，200 μ Μ)和乙醯氨酚（ACT，200 μ Μ)的10mM葡萄糖記錄的示例性計時電流 圖的數據圖。圖11B展示了潛在電活性幹擾物存在對10mM葡萄糖的電流信號所賦予的貢 獻。生理水平的抗壞血酸、尿酸、半胱氨酸和乙醯氨酚分別引起與10mM葡萄糖的電流反應 的1. 07%、0. 88%、1. 65%和2. 21 %的可忽略的偏差。因此，如同用穀氨酸鹽BMAE進行的 示例性幹擾實施，這些化合物自然的代謝波動預期不會干擾葡萄糖監測。
[0112] 使用含10mM葡萄糖的緩衝溶液、在8小時時間段進行GOx功能化的BMAE的示例 性穩定性評價。GOx BMAE產生高度穩定的電流反應，為在測量階段結束時提取原始信號水 平的97%。在該實例中，在研究的整個時間段，測得的電流反應從未低於原始水平的87%。 與先前描述的GluOx功能化的BMAE的類似的結果表明，基於PH)的固定方案在長時間的連 續應用後仍能產生穩定的反應。
[0113] 對該實施方案描述的所公開的技術包括雙組件微針陣列生物傳感器平臺，其可以 用於最低程度侵入性的穀氨酸鹽和葡萄糖定量。雙組件微針設計整合了實心和中空微針的 固有優勢，以形成可以允許酶的電聚合包埋的微腔，其能夠在穿透皮膚時對酶層提供保護， 並能夠免去提取生物流體的要求。使用聚（鄰苯二胺）薄膜來包埋穀氨酸和葡萄糖氧化酶 可以分別實現高靈敏性、選擇性、穩定性和快速的電化學檢測穀氨酸鹽和葡萄糖。未稀釋的 人血清樣品在整個病理生理範圍內的穀氨酸高保真性檢測可以進一步證實該平臺作為實 用的體表生物傳感器的效用。示例性貼片式體表生物傳感器可以實現多種相關代謝物的透 皮監測。
[0114] 在所公開技術的另一實施方案中，描述了最低侵入性的、多路復用、多組件微針 驅動器裝置，其能實現多種治療劑的受控遞送。該實施方案可以包括如同先前描述的那 些的相同的實施方案，並因此可以基於單個實施方案實施個體實施方案的整個功能。在 該描述的實施方案中，裝置能夠以自發性的、最低程度侵入性的和受控的方式響應於損 傷/創傷遞送藥物，其利用微針陣列作為遞送結構，該結構可以稱為智能晶片納米藥劑 (NanoPharmacy-on-A-Chip)。例如，可以將微針陣列整合在放置於皮膚上的粘合式貼片上， 以根據需要經皮遞送目的性治療幹預。示例性技術可以將微針平臺與刺激反應性傳導性聚 合物納米驅動器（具有通過整合的感應或酶邏輯系統控制的自發性孔隙度變化的可調的 通透性）整合。例如，所公開的生物傳感器-驅動器裝置可以用於幫助快速給予多種治療 齊U，並消除不利的生物醫學病症。
[0115] 所述實施方案包括單個微針陣列上的多個可單獨訪問的通道，每個配對有其自身 的貯庫和傳導性聚合物納米驅動器，驅動器被用於遞送多種不同的化學物質的各種組合。 例如，通過向所選的驅動器施加合適的氧化還原電勢，傳導性聚合物能經歷可逆的容積變 化，從而通過相應的微針通道、以受控方式用於釋放模式化學劑。本文中進行並描述了所公 開的生物傳感器-驅動器裝置的藥物遞送部分的示例性實施。例如，記錄了延時錄像，這能 提供膜轉換能力的直接視覺化和表徵，並且聯合校準研究，證實了裝置以高精確性和時間 解析度替代來自陣列的個體微針的多試劑遞送能力。本文描述了分析模型，其可以提供通 過單個微針的體積流速的預測，並因此，可以用於幫助設計微針陣列。
[0116] 在一些實例中，可以採用如聚吡咯（PPy)、聚苯胺（PANI)和聚（3, 4-乙撐二氧噻 吩）（PED0T)的傳導性聚合物，用於所述受控釋放系統和藥物遞送驅動器。這些示例性材料 包括特有的特性（例如，尤其是PPy)，包括它們作為"人工肌肉"的可逆的機械行為，以及 它們響應於施加的電化學刺激而改變孔隙度和容積變化的能力。所公開的驅動器技術在裝 置和系統中改造了這些示例性材料，以提供以有效和最低程度侵入性的方式遞送藥物的方 式，例如，其能夠以實用的體戴式裝置實施，以用於改善疾病和急性期損傷，適合於長時間 無痛佩戴。
[0117] 圖12A顯示了示例性的基於微針的多通道、多路復用藥物遞送驅動器裝置1200的 示意圖。裝置1200包括中空微針陣列1201。裝置1200包括濺鍍金的聚碳酸酯膜1204,能 夠用塗有十二烷基苯磺酸鈉的聚吡咯（PC/Au/PPy/DBS)將其功能化。裝置1200包括聚二 甲基矽氧烷（PDMS)貯庫1207,其可以包括貯存化學（治療）劑的多個貯庫。
[0118] 圖12B顯示了組裝的多通道藥物遞送驅動器裝置1200的示意圖，其中貯庫1207 配置為具有兩個示例性貯庫，容納兩種不同藥物，例如藥物1211和藥物1212。圖12B的示 意圖也顯示了組裝的多通道藥物遞送驅動器裝置1200,其包括電極連接物1216和1217,分 別對應於容納藥物1211和1212的兩個貯庫。
[0119] 所公開的生物傳感器-驅動器裝置能實現進行多種治療劑的受控和可開啟/關閉 的遞送。所述裝置的示例性實施利用靜止幀成像和實時視頻捕捉，以顯示從來自相同陣列 平臺的不同微針交替釋放染料。例如，圖像分析軟體（例如，ImageJ)和紫外可見（UV-Vis) 分光光度計被用於展示開啟/關閉精確性和微針體積流速的可重複性。這些示例性結果與 評價通過單個微針的流體流動特性的分析模型相關，其隨後可以用於幫助設計和開發所公 開的多部分微針陣列技術的其它實施方案，例如，其能夠用於可以根據需要遞送不同治療 劑的實用性體戴式裝置。
[0120] 通過採用所公開的生物傳感器-驅動器技術，可以在陣列的每個微針構件處釋放 獨特的藥物治療劑，從而能實現提供定製的給藥。所述的生物傳感器-驅動器技術包括活 動的固態裝置，其不需要移動各個部分或整合的微電子機械系統（MEMS)。因此，這簡化了低 斷面裝置設計，並消除了對可以使系統結構變得複雜並增加尺寸和成本的複雜的基於微流 體元件的要求。另外，例如，能夠用可植入裝置實施所述微針多藥物遞送技術，因此其非常 適合聯合多路復用微針傳感器陣列而用作自發性'可佩戴的納米藥學試劑'的核心元件。
[0121] 提供了實施所述技術的所公開的實施方案的示例性材料和方法。在所描述的 實施中使用了以下化學物和試劑，包括十二烷基苯磺酸鈉（NaDBS)、次甲基綠（MG)、甲酚 紅（CR)、一元磷酸鉀（ΚΗ 2Ρ04)和二元磷酸鉀（Κ2ΗΡ04)，例如，其獲自Sigma Aldrich (St. Louis, M0)並且不經過進一步純化或修飾直接使用。在真空條件下每天蒸饋批咯並在電 聚合前保存於4°C下。所有試劑均在0.1M磷酸鹽緩衝液溶液（pH7. 00)中製備。超純水 (18. 2ΜΩ ·αιι)被用於所有示例性實施。聚二甲基娃氧燒（PDMS)獲自Dow Corning Corp. (Midland，MI)並以10:1的聚合物：固定劑比手工混合。然後將懸浮液倒入定製模具中，並 在真空乾燥器中脫氣。然後，將PDMS懸浮液在110°C下烘焙15min。將得到的結構以3 SCCm 的氣流速率暴露於UVO臭氧（Jetline Co.，Irvine，CA) 5分鐘。25mm直徑的黑色聚碳酸酯 (PC)徑跡蝕刻膜過濾器獲自SPI供應商（West Chester, Pennsylvania);這些膜具有600nm 的孔徑。
[0122] 所述實施中使用的儀器包括如下，其在本文公開的示例性條件下用於所公開 實施方案的示例性展示和實施。CH儀器（Austin，TX) 1232A型電化學分析儀被用於所 有電化學測量中。Ag/AgCl線參比電極和鉬線反電極被用於建立3電極電化學系統。 Shimadzu(Kyoto, Japan)UV_2450紫外可見分光光度計被用於所有的光學測量。商業數字 視頻攝像機/攝錄像機被用於捕捉靜止巾貞圖和視頻。Philips XL30場發射掃描電子顯微 鏡（Amsterdam, the Netherlands)被用於研究微針陣列的表面形態。在SEM成像前，使用 Emitech(East Sussex，UK)K575X溉射儀對陣列包被金膜（例如，?15nm)。得到的電子顯 微圖顯示在圖13A和13B中。圖13A顯示的SEM成像描繪了示例性中空微針陣列表面形態 的細節。圖13B顯示了示例性中空微針陣列單個針的掃描電子顯微鏡的增強圖，其特徵為 具有界限明確的圓柱形腔。在塗有NaDBS的PPy傳導性聚合物沉積前，使用Emitech K575X 濺射儀對PC膜濺鍍金薄膜（?75nm)。
[0123] 用於所述實施的示例性中空微針陣列的製造以下述方式進行。製造中空微針陣 列，其中首先使用 Solidworks(Dassualt Systemes S.A.，Velizy，France)準備微針設計。 然後用Magics RP13(Materialise NV, Leuven, Belgium)製作基底支持結構。例如，中空 針為金字塔形，具有三角形底座。例如，每個中空微針的維度如下：邊長1174± 13 μ m、高 1366±15μπι，金字塔結構的一個面上的垂直的圓柱形內孔直徑為342±5μπι。中空針均以 2mm間隔布置為3X3方形陣列。例如，微針陣列基底面積為10mmX 10臟，並具有500 μ m的 厚度值。
[0124] 用於所述實施的示例性可電驅動的納米多孔膜（例如，PC/Au/PPy/DBS膜）的制 備以下述方式進行。例如，使用銀導電環氧樹脂將濺鍍金的PC膜（PC/Au)(例如，孔徑? 600nm、孔隙度?0. 2)在外圍連接至銅線。將0. 1M NaDBS溶液用氮氣淨化40min，然後加入 吡咯單體以獲得〇. 25M的終濃度。然後，將PC/Au膜浸沒於溶液中，並用作電化學室中的工 作電極，同時施加相對Ag/AgCl的0. 6V10min。持續指定的時間施用該示例性電勢量引起聚 吡咯聚合物在PC/Au膜上的最佳沉積，從而將'閉合'狀態下溶液通過膜的浸出減至最小， 同時允許溶液在'開放'狀態下以合適的速度流動。電聚合聚吡咯/DBS(PPy/DBS)後，用去 離子水衝洗PC/Au/PPy/DBS膜，並通過於緩衝溶液中在相對Ag/AgCl的-1. IV至0. 5V間循 環10次進行穩定。該過程使得膜能夠在還原態（-1. IV)時膨脹，並在氧化態（〇. 5V)時以 可逆方式收縮。當不使用時，可以將膜於室溫下保存在緩衝溶液中。
[0125] 用於所述實施的所公開生物傳感器-驅動器裝置的示例性藥物遞送驅動器部分 的製造以下述方式進行。將PC/Au/PPy/DBS膜切成約12mmX4mm的尺寸的薄片。然後使用 粘合性環氧樹脂將這些薄片粘合在示例性3X3微針陣列的背面，使得一個薄片完全覆蓋 一排3個微針。用建模粘土堵塞陣列的中心排，這能實現形成兩個可單獨訪問的可電驅動 的通道，圖12A示例性展示了組件水平的示意圖。使用銀環氧樹脂將電引線連接至兩個PC/ Au/PPy/DBS膜中的每個，以促進與每個驅動器的歐姆接觸。然後將PDMS雙通道貯庫在膜上 對齊，並使用粘合性環氧樹脂粘合。如圖12B所示，最終將貯庫裝載上?20 μ L的模式化學 劑。
[0126] 示例性微針陣列驅動器裝置的最初實施旨在確認和可視化PC/Au/PPy/DBS膜的 開啟/關閉能力和雙通道操作。例如，首先將組裝的多路復用藥物遞送驅動器的兩個貯庫 (例如，貯庫1 (R1)和貯庫2 (R2))裝載上12mM的次甲基綠（MG)染料並連同反電極和參比電 極浸沒在緩衝溶液中。用磁性攪拌棒以恆定速率（例如，140rpm)施加連續攪動。塗有DBS的 PPy膜進入還原態，並通過相對Ag/AgCl的-1. IV偏壓而填充，從而阻止溶液流過多孔材料。 在該電勢（表示為處於'OFF'狀態）下，在每個通道中均未觀察到MG染料的排出，如圖14 的圖（A)所示。隨後，R2膜納米驅動器維持在還原態（相對Ag/AgCl的-1. IV，''0FF'）， 並通過施用相對Ag/AgCl的0. 5V電勢將R1的膜被轉換至氧化態（'ON'）。該"ON"狀態 引起塗有DBS的PPy膜成為氧化態並收縮，從而促進溶液流過納米多孔膜，然後流過微針。 如從圖14的圖（B)可觀察到的，可見到MG從R1射出，而R2保持關閉且不允許釋放燃料。 該操作後，R1保持氧化態（相對Ag/AgC10. 5V，'0N'），而將R2轉換為氧化態（相對Ag/ AgClO. 5V，'ON'），從而從兩個貯庫釋放MG(如圖14的圖（C)所示）。隨後，R1轉換為還原 態"0FF"，且R2保持氧化態"0N"，如圖14的圖⑶所示。這種通過轉換納米多孔膜上的電 勢實現的MG從各個貯庫受控和交替釋放以實時方式展示。重複的'0N-0FF'循環實施證明 了藥物遞送陣列能以循環形式保持其開放和關閉的能力，例如，甚至在10次或更多次重複 後。此外，第10次循環時觀察MG釋放所需要的時間長度（?30s)與第一次循環時的相同。 在示例性實施中，施加"OFF"電勢後，完成流動關閉的時長為約35s。基於以上結果，將R1 裝載上CR染料，並將R2裝載上MG燃料。施用了總共4次"0N/0FF"轉換。基於施加於每 個多孔膜的電勢展示了從交替性微針陣列貯庫的受控染料排出。
[0127] 示例性實施包括圖像分析和紫外可見分光光度計技術，用於通過實驗定量來自單 個微針通道的MG染料的流速來分析微針陣列的藥物遞送能力。圖15展示了以30s的固 定時間間隔從單個微針釋放MG到靜止的緩衝溶液中。圖15顯示了以30s(圖（A)所示）、 60s (圖⑶所示）、90s (圖（C)所示）和120s (圖⑶所示）的不同時間間隔從單個微針 釋放次甲基綠（MG)的示例性延時靜止幀圖。例如，在實施中施加0. 5V (相對Ag/AgCl)的 電勢以開放多孔膜並釋放染料。通過分析多個延時視屏靜止幀，確定所釋放染料的示例性 流速為6. 3±0.4 μ L/小時（η = 10)。施加該電勢30s後，染料開始從微針孔冒出。60s時 清楚地觀察到小的染料柱。120s後觀察到具有約0. 5cm高度的界限明確的染料柱。然後， 通過利用圖像處理軟體（例如，ImageJ)聯合以下流速方程（Eq. 1)測量其柱高（h)來計算 所釋放染料的估計的實驗流速：

【權利要求】
1. 裝置，包括： 中空針陣列，其中每個針包括突起的針結構和探針，所述針結構包括形成中空內部的 外壁和位於突起的針結構末端的、暴露所述中空內部的開口，所述探針位於所述外壁內部 並用於與通過所述開口與所述探針發生接觸的一種或多種化學或生物學物質相互作用而 產生探針感應信號；和 線陣列，所述線分別與中空針陣列的探針相聯，每根線均為導電性的，以傳輸各個探針 產生的探針感應信號。
2. 如權利要求1所述的裝置，其中所述探針中的一個或多個包括功能化的包被，所述 包被被配置為能與流體中的分析物相互作用。
3. 如權利要求2所述的裝置，其中所述包被包括酶功能化的包被或離子選擇性包被中 的至少一種。
4. 如權利要求2所述的裝置，其中所述分析物包括生物化學物質、代謝物、電解質、離 子、病原體或微生物中的至少一種。
5. 如權利要求2所述的裝置，其中使用安培法、伏安法或電勢法中的至少一種，檢測所 述分析物與所述一個或多個功能化的探針中的一個上的所述包被之間的電化學相互作用。
6. 如權利要求5所述的裝置，其中通過以下方式中的至少一種將所述分析物固定在所 述包被的界面處：電聚合/聚合物包埋、靜電相互作用、共價相聯或直接吸附。
7. 如權利要求2所述的裝置，還包括與所述線陣列通訊的處理單元，其能接收所述探 針感應信號並將所述探針感應信號用作數據。
8. 如權利要求7所述的裝置，其中所述處理單元能將所述數據與閾值比較，以確定所 述分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。
9. 如權利要求7所述的裝置，其中所述處理單元能確定所述數據的模式，所述模式指 示所述分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。
10. 如權利要求7所述的裝置，其中所述處理單元多路復用從所述探針接收的探針感 應信號。
11. 如權利要求2所述的裝置，其中所述裝置被整合至粘合式貼片中，以放置於皮膚上 來檢測透皮液體中存在的分析物。
12. 如權利要求1所述的裝置，其中所述探針包括碳纖維、碳糊、傳導性金屬或傳導性 聚合物中的至少一種。
13. 裝置，包括： 基底，包括位於所述基底的一側的、具有中空內部的微針，其中所述微針包括壁，所述 壁具有開口於所述中空內部的開口； 電極，包括探針，其中所述探針被設置於所述中空內部中；和 線，其中所述線與所述探針相聯， 其中所述電極被所述探針上的包被功能化，用於與分析物相互作用而產生電信號。
14. 如權利要求13所述的裝置，其中所述探針包括碳纖維、碳糊、傳導性金屬或傳導性 聚合物中的至少一種。
15. 如權利要求13所述的裝置，其中所述包被包括酶功能化的包被或離子選擇性包被 中的至少一種。
16. 如權利要求13所述的裝置，其中所述分析物包括生物化學物質、代謝物、電解質、 離子、病原體或微生物中的至少一種。
17. 如權利要求13所述的裝置，其中使用安培法、伏安法或電勢法中的至少一種，檢測 所述分析物與所述功能化電極上的包被之間的電化學相互作用。
18. 如權利要求13所述的裝置，還包括與所述線通訊的處理單元，其能接收所述電信 號並將所述電信號用作數據。
19. 如權利要求18所述的裝置，其中所述處理單元能將所述數據與閾值比較，以確定 所述分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。
20. 如權利要求18所述的裝置，其中所述處理單元能確定所述數據的模式，所述模式 指示所述分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。
21. 如權利要求13所述的裝置，其中所述裝置被整合至粘合式貼片中，以放置於皮膚 上來檢測透皮液體中存在的分析物。
22. 如權利要求13所述的裝置，還包括： 聚合物膜，具有孔隙度能可逆調節的孔，其中所述聚合物膜附接至所述基底的對側； 配置於所述基底的一側上的突起結構，所述突起結構具有在所述基底中的、暴露所述 聚合物膜的開口與位於所述突起結構末端的開口之間的通道； 容納化學物質的容納結構，所述容納結構包括位於所述突起結構上方的、連接於所述 聚合物膜的一個或多個開口；和 連接於所述聚合物膜的電極， 其中所述電極能提供電刺激，從而引起所述聚合物膜的孔的擴張至開放狀態，或引起 聚合物膜的孔收縮至關閉狀態。
23. 如權利要求22所述的裝置，其中所述化學物質為治療劑，包括藥物、疫苗、激素或 藥學試劑中的至少一種。
24. 如權利要求22所述的裝置，還包括與所述線通訊的處理單元，其能接收所述電信 號並用作數據，並與所述電極通訊以產生電刺激。
25. 如權利要求24所述的裝置，其中所述處理單元能處理所述數據，以確定所述分析 物濃度是否反映了健康或疾病狀態。
26. 如權利要求24所述的裝置，其中所述處理單元能驅動所述電極對所述聚合物膜施 加電刺激，以將其通透性從關閉狀態改變為開放狀態，從而從所述裝置釋放所述化學物質。
27. 如權利要求26所述的裝置，還包括： 第二聚合物膜，具有孔隙度能可逆調節的孔，其中所述第二聚合物膜附接至所述基底 的對側； 配置於所述基底的一側上的另一突起結構，所述另一突起結構包括在所述基底中的、 暴露所述第二聚合物膜的開口與位於所述另一突起結構末端的開口之間的通道； 容納第二化學物質的第二容納結構，所述第二容納結構包括位於所述另一突起結構上 方的、連接於所述第二聚合物膜的一個或多個開口；和 連接於所述第二聚合物膜的第二電極， 其中所述第二電極能提供第二電刺激，從而引起所述第二聚合物膜的孔擴張至開放狀 態，或引起第二聚合物膜的孔收縮至關閉狀態。
28. 如權利要求27所述的裝置，其中所述處理單元多路復用從所述探針接收到的電信 號和分別向所述電極和第二電極用於釋放所述化學物質和所述第二化學物質的電刺激的 驅動。
29. 感應分析物和遞送治療劑的方法，包括： 檢測位於與化學功能化的探針的界面處的分析物產生的信號，所述探針被配置為能與 生物流體中的分析物發生電化學相互作用，其中所述信號被所述化學功能化的探針轉換為 電信號； 處理所述電信號以確定所述分析物的參數；和 基於所確定的參數，對閥門施加電刺激，所述閥門包括具有孔隙度能可逆調節的孔的 多孔聚合物膜，所述閥門連接於容納治療劑的容器， 其中所述電刺激能將所述孔的通透性從關閉狀態改變為開放狀態，從而將所述治療劑 釋放至所述生物流體中。
30. 如權利要求29所述的方法，其中所述分析物包括生物化學物質、代謝物、電解質、 離子、病原體或微生物中的至少一種。
31. 如權利要求29所述的方法，其中所述治療劑包括藥物、疫苗、激素、維生素、抗氧化 劑或藥學試劑中的至少一種。
32. 如權利要求29所述的方法，其中所述生物流體包括透皮液體、眼內液體、玻璃體 液、腦脊液、細胞外液、間質液、血漿、血清、淚液、唾液、汗液、粘液或血液中的至少一種。
33. 如權利要求29所述的方法，其中使用安培法、伏安法或電勢法中的至少一種，檢測 所述一個或多個信號。
34. 如權利要求29所述的方法，其中所述參數包括所述分析物的濃度水平。
35. 裝置，包括： 基底，包括位於所述基底一側上的、具有中空內部的多個微針，其中每個所述微針包括 壁，所述壁具有開口於所述中空內部的開口； 生物傳感器模塊，包括： 多個感應電極，其設置於第一組所述多個微針的中空內部中，所述感應電極包括探針， 其中所述探針包括功能化的包被，所述功能化的包被被配置為能與流體中的分析物相互作 用而產生電信號，和 多根線，其中所述多根線中的一根線連接至所述感應電極的探針； 處理單元，其與所述多根線通訊以接收所述電信號並將所接受到的電信號用作數據； 和 驅動器模塊，包括： 聚合物膜，其具有孔隙度能可逆調節的孔，其中所述聚合物膜附接至所述基底的對側， 多個突起結構，其被設置於第二組所述多個微針的中空內部中，所述突起結構包括在 所述基底中的、暴露所述聚合物膜的開口與位於所述突起結構末端的開口之間的通道， 容納結構，其容納置於所述聚合物膜上的化學物質，其中所述容納結構包括位於所述 突起結構上方的、連接於所述聚合物膜的一個或多個開口，和 連接於所述聚合物膜的驅動器電極，其中所述驅動器電極能提供電刺激以引起所述聚 合物膜的孔擴張至開放狀態，或引起所述聚合物膜的孔收縮至關閉狀態， 其中所述處理單元與所述驅動器電極通訊，以基於所述數據產生電刺激。
36. 如權利要求35所述的裝置，其中所述分析物包括生物化學物質、代謝物、電解質、 離子、病原體或微生物中的至少一種。
37. 如權利要求35所述的裝置，其中所述化學物質為治療劑，包括藥物、疫苗、激素或 藥學試劑中的至少一種。
38. 如權利要求35所述的裝置，其中所述處理單元能將所述數據與閾值比較，以確定 所述分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。
39. 如權利要求35所述的裝置，其中所述處理單元能確定所述數據的模式，所述模式 能指示所述分析物濃度是否反映了健康或疾病狀態。
40. 如權利要求35所述的裝置，其中所述處理單元能驅動所述驅動器電極對所述聚合 物膜施加電刺激，以將其通透性從關閉狀態改變為開放狀態，從而將所述化學物質釋放至 所述流體中。
41. 如權利要求40所述的裝置，其中所述處理單元多路復用從所述探針接收的電信號 和向所述驅動器電極的電刺激的驅動。
42. 如權利要求40所述的裝置，其中所述處理單元包括配置於所述基底上的邏輯門。
43. 如權利要求35所述的裝置，其中所述裝置被整合至粘合式貼片中，以放置於皮膚 上來檢測透皮液體中存在的分析物。
【文檔編號】A61M37/00GK104114224SQ201280053416
【公開日】2014年10月22日 申請日期:2012年8月31日 優先權日:2011年9月2日
【發明者】約瑟夫·王, 約書亞·雷·溫德米勒, 羅傑·納拉揚, 羅訥恩·波爾斯基, 菲利普·米勒, 賽亞尼·L·愛德華茲 申請人:加利福尼亞大學董事會, 北卡羅萊納州立大學, 三帝公司