专利名称：具有足够缓冲能力的膜系统的制作方法
技术领域：
本公开一般涉及用于在受试者中测量分析物的电化学设备。更具体地，本公开涉及用于测量分析物的设备，其并入缓冲剂以提供快速和精确的分析物水平。
背景技术：
除了快速和精确的分析物检测之外的需要是目前传感器技术需要满足“开箱即用 (out of the box)”或者否则几乎不需要或不需要用前(pre-use)测试和或验证。提供几乎没有或没有用前测试的电化学传感器的尝试已经以许多方法进行，例如通过使用基于软件或算法的验证方案，或通过在传感器附近并入具有已知分析物浓度的含水贮器或环境。 在某些情况，比如重症监护病房(ICU)环境或用于动态血糖监测(CGM)应用，期望避免或消除就在使用之前验证或以其他方式测试传感器的需要。因此，目前市场上可得到的安培传感器可能不具备特定应用比如ICU监测受试者中分析物水平需要的“开箱即用”性能。在某些医学应用中，在ICU或其他紧急情况中的患者可通常配备侵入性器械比如导管，以便重要的流体或药品可经静脉施用。决定经静脉提供给患者的流体剂量的医生可能需要尽可能快地知道只有通过验血才可能确定的症状。不过，信息需要多快取决于情形的严重性。在一些情况下，生理参数可以被确定的速度可能是生与死之间的差异。在那些情形下，要求必须用前测试或以其他方式就在使用之前验证传感器，正如进行采血样并送去进行实验室分析一样，对于患者可能是完全不可接受的和/或有害的。用于测量血液化学以确定感兴趣的生理参数的更加及时的方法可以最终得到完善。因此，对于提供静脉内安培传感存在未满足的需要，其中在患者血流中存在的分析物的浓度可通过在循环系统中放置传感器测定，所述传感器包含电化学分析物传感器，其已经在体外预先测试和/或验证并产生与真实分析物浓度成比例的快速和精确的电流。而且，预先测试电化学设备可导致与最终实际用途不同的性能，并且因此，潜在可行的传感器结构可能错误地抛弃。一般已知，当在体外测试电化学分析物传感器时，试液被缓冲以模拟传感器实际最终用途环境的PH。典型地，缓冲溶液是PBS且pH调整为测试对象中存在的生理流体(例如，血液、间隙液、尿等)的pH。通常在传感器开发和/或质量保证OiC)测试电化学分析物传感器中还观测到，对于给定(且相对恒定)分析物浓度范围， 经过一段时间输出信号可能漂移。当观测到这种漂移时，典型地认为表示传感器结构和它的任何组件未被优化和/或以其他方式不合适并可导致传感器和可能与其一起制造的所有传感器的再设计或QC拒绝。因此，期望一种用于电化学分析物传感器的测试方法，其以其他方式提供与实际最终用途相称和/或在多层分析物传感膜中足够缓冲酶的微环境的性能。简述在第一种实施方式中，提供了电化学分析物传感器，其包含至少一个具有电活性表面的电极；分析物传感膜，至少一部分该膜覆盖电活性表面，所述膜包含任选的阻挡层；酶层；任选的亲水聚合物层；和至少一种与分析物传感膜结合(associate)的缓冲剂。任选的亲水聚合物层放置(i)在电活性表面和阻挡层之间和/或(ii)在阻挡层和酶层之间。缓冲剂包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子的至少一种盐、或其组合。在第一种实施方式的一方面，缓冲剂包括碳酸根离子、碳酸氢根离子或其组合。在第一种实施方式的另一方面，缓冲剂包括聚电解质，其中聚电解质的阴离子是乙酸根、碳酸氢根、碳酸根或所述阴离子的混合物。在第一种实施方式的另一方面，缓冲剂以这样的量存在在体内测试时，足以中和酸性的、在分析物药理学浓度范围电化学产生的分析物传感膜的副产物。在第一种实施方式的另一方面，传感器包括至少一种盐，所述盐包括乙酸根离子、 碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物，所述至少一种盐(i)在电活性表面和阻挡层之间沉积为干燥层；(ii)在阻挡层和酶层之间沉积为干燥层；(iii)与亲水聚合物层结合，亲水层放置(a)在电极表面和阻挡层之间和/或(b)在阻挡层和酶层之间；(iv)与酶层结合； 或(v)(i)_(iv)的任一种或所有组合。分析物传感膜还包括流量限制层，所述流量限制层包封所述膜，在使用期间消除和/或减少缓冲剂从分析物传感膜扩散。在第二种实施方式中，提供了电化学分析物传感器。传感器包括至少一个工作电极，其具有电活性表面；分析物传感膜、任选的阻挡层、酶层、至少一种盐和流量限制层。分析物传感层可包含任选的亲水层，其放置(i)在电活性表面和任选的阻挡层之间和/或 (ii)在任选的阻挡层和酶层之间，亲水层包括至少一种亲水聚合物且不包括酶。任选的阻挡层包括纤维素衍生物。至少一种盐包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物。至少一种盐(i)在电活性表面和阻挡层之间沉积为干燥层；(ii)在任选的阻挡层和酶层之间沉积为干燥层；(iii)与亲水聚合物层结合，亲水层放置(a)在电极表面和任选的阻挡层之间和/或(b)在任选的阻挡层和酶层之间；(iv)与酶层结合；或(ν) (i)-(iv)的任一种或所有组合。流量限制层覆盖酶层、阻挡层、任选的亲水层和至少一个电极。在第三种实施方式中，提供了测试电化学分析物传感器的方法。该方法包括提供电化学传感器，使电化学传感器与缓冲剂的水溶液接触，缓冲剂在400mg/dL或更高的葡萄糖浓度下、在1小时或更长时间内，提供10%或更少的信号漂移，使电化学传感器与一种或多种在分析物临床浓度范围内浓度的分析物接触，和测试电化学分析物传感器。在第三种实施方式的一方面，缓冲剂存在的量足以(i)中和酸性的、在分析物临床浓度范围在体外电化学产生的电化学分析物传感器的副产物；和/或(ii)在体外测试时，在分析物临床浓度范围的上限提供基本上恒定的输出电流至少2小时。在第三种实施方式的另一方面，缓冲剂包括碳酸根离子、碳酸氢根离子、或碳酸根离子和碳酸氢根离子的混合物。在第三种实施方式的另一方面，缓冲剂在400mg/dL或更高的葡萄糖浓度下在2小时或更长时间内提供10%或更少的信号漂移。在第三种实施方式的另一方面，在400mg/dL或更高的葡萄糖浓度下，10%或更少的信号漂移保持大于8小时的时间。该发明还适用于葡萄糖试液和葡萄糖校准液。具体地，配制这些溶液以具有足够的缓冲酶促副产物酸积累的能力，所述酶促副产物比如在葡萄糖传感器的酶的微环境周围的葡萄糖酸。因此，浸入本发明公开溶液中的葡萄糖传感器能够提供输出信号，所述输出信号1)作为溶液浸入时间的函数是稳定的和2)作为葡萄糖浓度的函数是线性的。
附图简述
图1显示了根据本发明实施方式的柔韧性电路(flex circuit)形式的安培传感器，其具有流量限制膜覆盖的工作电极。图2是根据本发明实施方式，施加流量限制膜之前，所示传感器的工作电极部分的侧剖视图。图3是如在图2中传感器的工作电极部分的剖视图，其显示为在根据本发明实施方式施加流量控制膜之后。图4是根据本发明实施方式的具有传感器装置的多腔导管的侧视图。图5是根据本发明实施方式的图4多腔导管的远端细节。图6A和6B分别是使用IX PBS和10XPBS控制缓冲系统，测试传感器组的输出电流对时间的图。图7描绘了使用IOOmM碳酸氢盐缓冲系统，测试传感器组的输出电流对时间的图， 如本文所公开和描述的。图8-10是对于图7中描绘的各个传感器，相应于输出电流对时间数据的输出电流对葡萄糖浓度的校准曲线和计算的回归线。图11是使用PBS控制缓冲系统，测试传感器组的输出电流对时间的图。图12是使用如本文所公开和描述的缓冲系统，保持在高分析物浓度下的测试传感器组的输出电流对时间的图。图13-17是对应于图12中描绘的各个传感器的每一个的输出电流对葡萄糖浓度的校准曲线与相关的计算回归线。图18-21是使用10XPBS控制缓冲系统，基于在图6B中描绘的数据，对应于各个控制传感器的输出电流对葡萄糖浓度的校准曲线与相关的计算回归线。发明详述一般地，公开了电化学分析物传感器和体外测试方法，其提供与它们的环境的快速化学、电学和物理平衡，并因此提供迅速和精确的分析物水平。更具体地，本公开涉及用于测量分析物的设备，所述分析物并入缓冲剂以提供快速和精确的分析物水平，和/或预先测试和验证设备的体外测试方法。这些传感器和体外测试方法尤其用在更加苛刻的传感应用中，比如ICU监测。申请人令人惊讶地发现，与电化学传感器的分析物传感膜结构结合的或在用于传感器的试液中的特定类型缓冲剂基本上保持对应于分析物浓度的传感器信号输出。比对比的缓冲溶液或基本上没有该特定缓冲剂的对比传感器结构更保持信号输出。另外，申请人已经令人惊讶地发现，使用特定的缓冲剂，例如包括乙酸根、碳酸氢根、碳酸根及其混合物的缓冲剂，基本上消除或减少电化学传感器商品化需要的调试时间、验证和QC相关的测试。尽管没有被任何具体理论支持，但是申请人一般认为，选自乙酸根离子、碳酸氢根离子、碳酸根离子的至少一种盐或其混合物的缓冲剂，减少或消除了在分析物传感膜微环境中局部PH的变化。例如，分析物传感膜微环境中局部pH的变化源于葡萄糖酸的产生，所述葡萄糖酸来自葡萄糖与葡萄糖氧化酶的反应。因此，本文公开的缓冲剂在分析物传感膜微环境中保持酶的灵敏度，其又在相对恒定的分析物浓度、和特别是相对高的分析物浓度、 以及甚至更特别地保持长时间的相对高分析物浓度期间，提供改进的或另外稳定的信号输出。恒定的分析物浓度条件可在传感器调试期间、验证或传感器QC相关测试期间、或在传感器体内使用期间存在或提供。下面的描述和实施例详细图解了本公开发明的一些示例性实施方式。本领域技术人员将意识到，可存在本发明的许多变型和修改，其可包括在它的范围内。因此，某些示例性实施方式的描述不意图限制本发明的范围。定义为了方便理解本发明的各个方面，接下来定义如下。本文使用的术语“分析物”指，但不限于，在生物流体(例如血液)中可被分析的感兴趣物质或化学成分。分析物可以自然存在于生物流体中，分析物可以被引入机体，或分析物可以是感兴趣物质的代谢产物或酶促产生的感兴趣物质的化学反应物或化学产物。优选地，分析物包括能够与至少一种酶反应并定量产生安培计量或伏特计量可检测的电化学反应产物的化学个体。本文使用的短语和术语“分析物测量设备”、“传感器”和“传感器装置”指，但不限于，分析物-监测设备的领域，其能够检测至少一种分析物。例如，传感器可包括非传导部分、至少一个工作电极、参比电极和反电极(任选的)，在非传导部分的一个位置上形成电化学反应表面并在非传导部分的另一个位置上形成电连接，和在电化学反应表面上形成一个或多个层。本文使用的术语“磨合(break-in) ”指，但不限于，传感器部署之后其中传感器的电输出在传感器与溶液接触后达到基本恒定值的持续时间。磨合包括通过施加不同的电压设置配置传感器电子器件，用较高电压设置启动并接着降低电压设置和/或用负电流以恒定电流密度预处理操作电极。磨合包括一个或多个传感器组件比如膜、层、酶和电子器件的化学/电学平衡，并可在校准传感器输出之前进行。例如，在电势输入传感器之后，立即磨合将会是来自传感器的基本恒定的输出电流。作为例子，与溶液接触之后，对于葡萄糖电化学传感器立即磨合是在部署之后大约30分钟或更短之内表示校准葡萄糖浓度的+/_5mg/ dL的电流输出。术语“磨合”被很好地记录在文献中并被电化学葡萄糖传感器领域技术人员了解，但是对于葡萄糖传感器其可以被举例为参考葡萄糖数据(例如来自SMBG计)在所测量葡萄糖传感器数据的+/_5mg/dL之内的时间。本文使用的短语“缓冲剂”一般指是或成为缓冲溶液主要成分的试剂。例如，当“缓冲剂”被包括分析物的水溶液接触时，改变和/或保持溶液的PH，其中溶液的pH与溶液接触缓冲剂之间相比可以相同或不同。在一个具体实例中，一旦与包含分析物或与分析物一起出现的水性介质接触时，缓冲剂形成与分析物传感膜结合的缓冲溶液的活性剂。在优选的方面，一旦与包含葡萄糖或与葡萄糖一起出现的水性介质接触，缓冲剂形成与构成传感膜的葡萄糖氧化酶结合的缓冲溶液的活性剂。在另一具体实例中，缓冲剂形成与包括分析物的水性介质结合的缓冲溶液的活性剂，该分析物用于测试响应分析物的电化学传感器。在优选的方面，缓冲剂形成与包括葡萄糖的水性介质结合的缓冲溶液的活性剂，所述葡萄糖用于测试电化学葡萄糖传感器。在更优选方面，缓冲剂包括乙酸根离子、碳酸氢根离子、碳酸根离子的至少一种或其混合物，或包括大约IOX磷酸缓冲盐水(10XPBQ，或包括与乙酸根离子、碳酸氢根离子、碳酸根离子结合的磷酸缓冲盐水(PBS)。在更加优选方面，在分析物传感膜的酶的(微)环境中，缓冲剂包括乙酸根离子、碳酸氢根离子、碳酸根离子的至少一种或其混合物。在优选的方面，缓冲剂是铵、烷基铵、碱、碱土或聚阳离子的水溶性盐，所述盐包括乙酸根离子、碳酸氢根离子、碳酸根离子的至少一种或其混合物。本文使用的短语“能够”，当指与叙述的结构有关的功能叙述时，包括其中所叙述结构可实际执行所叙述功能的所有条件。例如，短语“能够”包括在正常操作条件、实验条件或实验室条件以及在正常操作期间可能不出现或不可能出现的条件下的功能执行。本文使用的术语“乙酸丁酸纤维素”指，但不限于，通过使纤维素与乙酸酐和丁酸酐接触获得的化合物。本文使用的术语“包括”和它的语法上等同词与“包含”、“含有”或“特征在于”同义，并且是包含式的或开放式的，不排除其他未叙述的要素或方法步骤。本文使用的词语“连续分析物传感”和“持续分析物传感”(和语法上的等同词“连续地”和“持续地”)指，但不限于，连续地、持续地和/或间断地(但规律地)进行一段时间的分析物浓度监测。本文使用的词语“连续葡萄糖传感”指，但不限于，连续地、持续地和/或间断地 (但规律地)进行一段时间的葡萄糖浓度监测。例如，时间段可以是范围从几分之一秒到例如1、2或5分钟或更长的时间间隔。本文使用的术语“覆盖”和它的语法上等同词指，但不限于，其常规词典定义，并包括一个或多个居间层。例如层“覆盖”至少部分电活性表面包括在该层和电活性表面之间有一个或多个居间层。本文使用的术语“交联(crosslink) ”和“交联(crosslinking) ”指，但不限于，通过形成共价键或离子键连接(例如，聚合物和/或蛋白质的相邻链)。可通过已知的技术实现交联，例如，热反应、化学反应或电离辐射(例如，电子束辐射、UV辐射、X-射线或伽马辐射)。例如，二醛比如戊二醛与亲水聚合物酶组分的反应产生一个或多个酶和/或亲水聚合物的化学交联。本文使用的术语“电活性表面”指，但不限于，在那里发生电化学反应的电极表面。 例如，在预定的电势下，H2O2与工作电极电活性表面反应，产生2个质子QH+)、2个电子 (2e0和1个氧分子(O2)，其中电子产生可检测的电流。电活性表面可在其至少部分上包括化学或共价结合的增粘剂，比如氨基烷基硅烷和类似物。 本文使用的短语“酶层”指，但不限于，可渗透或半渗透膜，其包括一个或多个可渗透在测定感兴趣分析物时采用的反应物和/或共反应物的区域。作为例子，酶层包括葡萄糖氧化酶和亲水聚合物，该酶催化葡萄糖和氧的电化学反应以允许测量葡萄糖浓度。酶层可还包括至少一种蛋白质、或者天然或合成材料。在优选的方面，酶层有意排除来自动物源的、对人具有已知的或猜测的病理、病毒或免疫影响的蛋白质，例如任何牛蛋白，特别是牛绵状脑病(BSE)相关的牛蛋白，以避免宿主无意之中感染的可能性。另一方面，酶层有意排除氧化还原介质，特别是具有过渡金属与其相结合的氧化还原介质——考虑到它们已知的毒性。至少部分由于在使用期间释放有毒金属进入宿主的可能性，促进了排除氧化还原介质。 本文使用的术语“流量限制膜”指控制氧和其他分析物至下方酶层的流量的半渗透膜。举例而言，对于葡萄糖传感器，流量限制膜优选地以非速率限制过量提供氧。结果， 比不用流量限制膜获得的上限，该葡萄糖测量的线性上限扩大到高得多的值。
本文使用的术语“干扰物(interferant) ”、“干扰物(interferent) ”和“干扰种类”指，但不限于，否则会干扰在传感器中感兴趣分析物的测量从而产生不能准确代表分析物测量的信号的现象和/或种类。例如，在电化学传感器中，干扰种类可能是氧化势基本上与被测量分析物的氧化势重叠的化合物。本文使用的术语“聚电解质”指具有侧链可电离基团的高分子量材料。聚电解质的分子量范围可从至少大约千道尔顿到至少大约百万道尔顿。一方面，聚电解质不包括具有末端可电离基团并基本上没有侧链可电离基团的聚合物，例如Nafi0n(纳菲昂)。本文使用的术语“受试者”指，但不限于，哺乳动物，特别是人类和驯养的动物。本文使用的短语“乙烯酯单体单元”指物质的化合物和组合物，其从具有酯官能度的不饱和单体聚合形成。例如，聚乙烯乙酸乙烯酯聚合物和其共聚合物是包括乙烯酯单体单元的化合物。传感器系统和传感器装置本公开发明的方面涉及分析物传感器系统的应用，所述分析物传感器系统测量感兴趣分析物的浓度或指示分析物的浓度或存在的物质的浓度。该传感器系统是连续设备， 例如可用作皮下、经皮(例如，穿皮的)或血管内设备，或其部分。分析物传感器可使用酶的、化学的、电化学的方法或这些方法的组合，用于分析物-传感。输出信号通常是原始信号，其用于向使用者提供感兴趣分析物的有用值，所述使用者，比如可能使用该设备的患者或医生。因此，合适的修勻、校准和评估方法可被应用于原始信号。一般地，传感器包括被多个层围绕的工作电极的至少部分暴露的电活性表面。优选地，阻挡层沉积在传感器至少部分电活性表面上(工作电极和任选地参比电极)并与其接触以对暴露的电极表面提供保护免受生物环境和/或限制或阻止干扰物。酶层沉积在部分阻挡层上并与其接触。一方面，阻挡层和酶层提供快速响应并稳定传感器的信号输出和/ 或消除用短效种类(fugitive species)预处理电极电活性表面的需要，短效种类比如盐和电解质层或区域，这简化了所公开传感器的制造并减少了所公开传感器每批之间的差别。下面详细描述的一个示例性实施方式利用具有葡萄糖传感器装置的医学设备，比如导管。一方面，提供了具有分析物传感器装置的医学设备，用于插入受试者的血管系统。 具有分析物传感器装置的医学设备与其相关可包括与传感器相连的电子单元，和用于接收和/或处理传感器数据的接收器。尽管连续葡萄糖传感器的一些示例性实施方式可在本文中图解并描述，但是应当理解所公开的实施方式可适合任何设备，所述设备能够基本连续或基本持续测量感兴趣分析物的浓度并用于提供快速和精确的代表该分析物浓度的输出信号。电极和电活性表面本文公开的传感器或传感器装置的电极和/或电活性表面包括传导性材料，比如钼、钼-铱、钯、石墨、金、碳、传导性聚合物、合金、油墨等。尽管电极可通过各种制造技术形成(整体金属加工、放置金属在基片上等)，但是从使用传导性和/或催化油墨的丝网印刷技术形成电极可以是有优势的。传导性油墨可用贵金属比如钼和/或钯催化。一方面，传感器或传感器装置的电极和/或电活性表面在柔韧性基片比如柔韧性电路上形成。一方面，柔韧性电路是传感器的部分并包括基片、传导径迹和电极。径迹和电极可以例如使用丝网印刷或油墨沉积技术掩蔽并影印到基片上。径迹和电极以及电极电活性表面可由传导材料比如钼、钼-铱、钯、石墨、金、碳、传导性聚合物、合金、油墨等组成。一方面，提供反电极以平衡在工作电极由被测量的种类产生的电流。在基于葡萄糖氧化酶的葡萄糖传感器的情况下，在工作电极被测量的种类是吐02。根据下列反应，葡萄糖氧化酶催化氧和葡萄糖转化成过氧化氢和葡萄糖酸盐葡萄糖+ —葡萄糖酸盐+h202。 在工作电极H2A的氧化被任何存在的氧或在反电极的其他可还原种类的还原平衡。由葡萄糖氧化酶反应产生的H2A在工作电极表面反应并产生2个质子QH+)、2个电子(加_)和1 个氧分子(O2)。一方面，另外的电极可被包括在传感器或传感器装置中，例如，三电极系统(工作电极、参比电极和反电极)，和/或配置为基线扣除电极(baseline subtracting electrode)或配置用于测量另外分析物的一个或多个工作电极。两个工作电极可相互非常靠近放置，并非常靠近参比电极。例如，多电极系统可被配置，其中第一工作电极配置为测量包括葡萄糖和基线的第一信号，且与第一工作电极基本相似、没有酶放在其上的另外工作电极配置为测量只由基线组成的基线信号。这样，由另外电极产生的基线信号可从第一工作电极的信号中扣除以产生只有葡萄糖的信号，基本上没有基线波动和/或电化学活性干扰种类。一方面，传感器包括2到4个电极。电极可包括，例如，反电极(CE)、工作电极 (WEl)、参比电极(RE)和任选的第二工作电极(WE2)。一方面，传感器至少具有CE和TO1。 一方面，使用另外的WE2，其可进一步改善传感器测量的精确度。一方面，可使用另外的第二反电极(CE》，其可进一步改善传感器测量的精确度。在施加任何随后的层之前，可处理电活性表面。表面处理可包括例如化学、等离子体或激光处理至少部分电活性表面。举例而言，电极可与一种或多种增粘剂化学或共价接触。增粘剂可包括例如氨基烷基烷氧基硅烷、环氧烷基烷氧基硅烷和类似物。例如，一个或多个电极可与包含3-缩水甘油氧基丙基三甲氧基硅烷的溶液化学或共价接触。在一些可选实施方式中，通过改变电极本身的横截面可增加工作(和/或其他) 电极的暴露表面积。增加工作电极的表面积在提供对分析物浓度响应的增加信号上可以是有利的，其又可有助于改善例如信噪比。工作电极的横截面可限定为任何规则或不规则的、 圆形或非圆形的构造。缓冲剂一方面，缓冲剂包含乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子的至少一种及其混合物。另一方面，缓冲剂包括至少0. 030摩尔浓度Na2HPOjn至少0. 006摩尔浓度KH2PO4的磷酸缓冲盐水(PBQ水溶液，或乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子和磷酸缓冲盐水(PBS) 的任何组合。当出现在水介质中时，缓冲剂能够提供乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子及其混合物。在优选的方面，缓冲剂形成与分析物传感膜结合的缓冲溶液或者用于测试电化学葡萄糖传感器的包含葡萄糖的含水介质的活性剂。缓冲剂以这样的量存在当在体内或体外使用时，足以中和酸性的、在分析物临床浓度范围电化学产生的电化学分析物传感器的副产物。在更加优选方面，缓冲剂包含乙酸根离子、碳酸氢根离子、碳酸根离子、3X 或更多PBS的至少一种或其混合物。在更优选方面，在分析物传感膜酶的(微)环境中，缓冲剂包含乙酸根离子、碳酸氢根离子、碳酸根离子、10XPBS的至少一种或其混合物。在优选方面，缓冲剂是铵、烷基铵、碱、碱土或聚阳离子的盐，所述盐包括乙酸根离子、碳酸氢根离子、碳酸根离子的至少一种或其混合物。在更加优选方面，缓冲剂包括钠、钾、铵或聚阳离子的乙酸盐、碳酸盐或碳酸氢盐或其混合物。一方面，缓冲剂是包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物的聚电解质。聚电解质是具有侧链可电离基团的高分子量材料。作为电解质，聚电解质具有稳定的传感器功能所需的有利离子性质，比如电荷中和及电荷转移能力。由于它们大的尺寸，聚电解质基本上减少或消除了电解(短效)种类穿过分析物传感膜，例如乙酸根离子、碳酸根离子或碳酸氢根离子。因此，认为包含乙酸盐、碳酸盐或碳酸氢盐及其混合物的聚电解质基本上保持电中性，同时为分析传感膜提供非短效缓冲系统。一般地，聚电解质具有许多可电离基团，并因此可以是高度带电的。一方面，聚电解质可能由许多可电离基团组成。另一方面，聚电解质优选地没有末端可电离基团，例如，Nafion基聚电解质。优选的聚电解质是阳离子聚电解质盐或包含乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物的聚阳离子 (具有正电荷、包含重复连接体的聚合物)。本发明的优选方面利用包括药学上可接受的聚阳离子的聚电解质，其包括乙酸盐、碳酸盐、碳酸氢盐及其混合物。药学上可接受的盐是一种人使用安全和有效的盐。聚阳离子或聚阳离子前体的例子包括，例如，直链或有支链的聚(吖丙啶)、聚(烯丙胺)、聚亚烷基聚胺、聚(二烯丙基二甲基铵)、聚(丙烯酸)、聚(甲基丙烯酸)、聚(磺苯乙烯)、聚 (2-丙烯酰胺-2-甲基-1-丙烷-磺酸)、(3-丙烯酰胺丙基)三甲基铵、N-(3-氨基丙基) 甲基丙烯酰胺、聚-4-乙烯吡啶、聚丙烯腈、聚赖氨酸、多鸟氨酸(polyornithine)、多组氨酸、聚精氨酸、聚色氨酸、聚-2，4-二氨基丁酸、聚-2，3-二氨基丙酸、鱼精蛋白和多肽—— 所述多肽在多肽链中具有至少一种或多种选自赖氨酸、组氨酸、精氨酸、色氨酸、鸟氨酸、2， 4- 二氨基丁酸和2，3- 二氨基丙酸的氨基酸残基、二甲基胺-环氧氯丙烷缩合产物、聚胺型化合物——包括聚亚烷基聚胺和胍衍生物的缩合产物、聚酰胺聚胺、及其混合物。聚合物科学领域技术人员可了解很多种可能的聚阳离子及其组合和乙酸盐、碳酸盐、碳酸氢盐相关的抗衡离子及其混合物，并可意识到上面的列举绝不是穷尽的，且考虑包括其他可能的组合，包括一种或多种聚阳离子的可能组合。包括乙酸盐、碳酸盐、碳酸氢盐或其混合物的聚阳离子盐可通过聚阳离子的游离酸和乙酸盐、碳酸盐或碳酸氢盐的共轭碱直接反应，或通过其他阴离子聚阳离子的离子交换方法，使用本领域一般已知的方法制备。—方面，包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物的缓冲剂以超过任何其他缓冲剂的摩尔浓度存在。例如，缓冲剂以超过磷酸缓冲盐水(PBQ缓冲液的主要组分的摩尔(molar)(或克分子(molal))存在，其中1 XPBS缓冲溶液典型地具有137mM NaClUOmM磷酸盐、2. 7mM KCl的浓度和7. 4的pH，磷酸盐是主要缓冲组分。在优选方面， 缓冲剂的浓度在IOmM和200mM之间，更优选在20mM和大约150mM之间，和最优选在25mM 和60mM之间。可使用更多量的缓冲剂。其他方面，缓冲剂与PBS—起使用，条件是非-PBS 缓冲剂的量至少是20mM。例如，已经发现，与1XPBS、甚至10XPBS缓冲溶液相比，在pH大约7. 4，包含大约20mM浓度碳酸根离子的缓冲剂在高分析物水平长时间提供更优的信号输出性能。另一方面，缓冲剂以水溶液存在，用于测试传感器，以便水溶液包含乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子、至少0. 030摩尔浓度Na2HPO4和0. 006摩尔浓度KH2PO4的磷酸缓冲盐水(PBS)，或乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子和磷酸缓冲盐水(PBS)的任何组合。例如，水溶液可包含20mM碳酸氢盐和1 XPBS或可只包含至少0. 030摩尔浓度Na2HPO4和0. 006摩尔浓度KH2PO4的PBS。在一个优选方面，缓冲剂是(i)在电活性表面和阻挡层之间沉积为干燥层；(ii) 在阻挡层和酶层之间沉积为干燥层；(iii)与任选的亲水聚合物层结合，所述亲水层放置 (a)在电活性表面和阻挡层之间和/或(b)在阻挡层和酶层之间；(iv)与酶层结合；或(ν)
(i)-(iv)的任一种或所有组合。任选的亲水层一方面，电化学传感器的分析物传感膜任选包括亲水层。亲水层可放置在电极/ 电活性表面的上方和/或直接与电极/电活性表面接触。同样地，亲水层可放置在分析物传感膜另一层比如阻挡层和/或酶层的上方/下方。亲水层可选自聚-N-乙烯基吡咯烷酮 (PVP)、聚-N-乙烯基-3-乙基-2-吡咯烷酮、聚-N-乙烯基-4，5- 二甲基-2-吡咯烷酮、聚丙烯酰胺、聚-N，N- 二甲基丙烯酰胺、聚乙烯醇、具有侧链可电离基团的聚合物和共聚物或其混合物。优选地，亲水层包括聚-N-乙烯基吡咯烷酮或聚电解质。亲水层可包含缓冲剂。任选的阻挡层—方面，电化学传感器的分析物传感膜任选包括阻挡层以消除或减少干扰物与工作电极的接触。干扰物可以是分子或其他种类，其可在传感器的电化学反应表面直接或者通过电子传递剂被还原或氧化，产生假阳性分析物信号(例如，非分析物相关的信号)。这种假阳性信号通常造成受试者的分析物浓度显得比真实分析物浓度更高。例如，在血糖过低情形下——其中受试者已经摄入干扰物(例如，对乙酰氨基苯酚)，假的高葡萄糖信号可导致受试者或卫生保健提供者认为他们血糖正常，或在一些情况下认为血糖过高。结果，受试者或卫生保健提供者可能做出不适合或不正确的处理决定。适合用作阻挡层的任何材料可根据本文公开的传感器和方法使用。一方面，阻挡层提供在传感器或传感器装置上，其基本上限制或消除一种或多种干扰种类穿过。合适的阻挡材料包括，例如，纤维素和它们的衍生物、聚氨酯比如包含硅氧烷和/或碳酸酯的聚氨酯弹性体、Nafion、聚阴离子树脂、聚碳酸酯、聚砜和类似物。葡萄糖传感器的干扰种类包括，例如，对乙酰氨基苯酚、抗坏血酸、胆红素、胆固醇、肌酸酐、多巴胺、麻黄碱、布洛芬、左旋多巴、甲基多巴、水杨酸酯、四环素、妥拉磺脲、甲苯磺丁脲、甘油三酸酯、尿素和尿酸。阻挡层对一种或多种干扰种类比靶分析物种类更难渗透。阻挡层可被穿孔以具有特定大小的孔，例如其限制一种或多种干扰种类渗透但是允许靶分析物种类通过。一方面，阻挡层包括缓冲剂，所述缓冲剂包括乙酸根离子、碳酸根离子、 碳酸氢根离子的至少一种盐或其混合物。另一方面，包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子的至少一种盐或其混合物的缓冲剂干燥层放置(i)在阻挡层和电极表面之间和/或
(ii)在阻挡层上方。在一种实施方式中，阻挡层由一种或多种纤维素衍生物形成。纤维素衍生物包括纤维素乙酸酯、纤维素丁酸酯、纤维素邻苯二甲酸酯、纤维素丙酸酯，纤维素偏苯三甲酸酯和类似物。一方面，可使用混合酯纤维素衍生物，例如，纤维素乙酸丁酸酯、纤维素乙酸邻苯二甲酸酯、纤维素乙酸丙酸酯、纤维素乙酸偏苯三甲酸酯，以及它们与其他纤维素或非纤维素单体的共聚物和三聚物，包括上面的交联变型。其他聚合物，比如具有与纤维素衍生物类似性质的多糖，可用作阻挡材料或与上面纤维素衍生物结合。其他纤维素酯可与混合酯纤维素衍生物混合，例如，纤维素乙酸酯与纤维素乙酸丁酸酯混合。上述不同纤维素衍生物的离散层可组成阻挡层。
一方面，阻挡层由纤维素乙酸丁酸酯形成。纤维素乙酸丁酸酯是具有乙酰基和丁基以及羟基的纤维素聚合物。可使用具有大约35%或更少的乙酰基、大约10%到大约25% 丁酰基以及其余为羟基的纤维素乙酸丁酸酯。还可以使用具有大约25%到大约34%的乙酰基和大约15%到大约20%的丁酰基的纤维素乙酸丁酸酯，但是，可以使用其他量的乙酰基和丁酰基。优选的纤维素乙酸丁酸酯包含大约到大约30%的乙酰基和大约16%到大约18%的丁酰基。具有大约10，000道尔顿到大约75，000道尔顿分子量的纤维素乙酸丁酸酯是优选的，优选地采用大约15，000,20, 000或25，000道尔顿到大约50，000,55, 000,60, 000、 65，000或70，000道尔顿和更优选地采用大约65，000道尔顿。但是，在某些实施方式中，可
使用更高或更低分子量或可适用具有不同分子量的两种或多种纤维素乙酸丁酸酯的混合物。在一些实施方式中，可结合多个纤维素乙酸丁酸酯层，形成阻挡层，例如，可采用两层或更多层。可期望在单个溶液中采用具有不同分子量的纤维素乙酸丁酸酯的混合物，或可期望从不同溶液中沉积多层纤维素乙酸丁酸酯，所述不同溶液包括不同分子量、 不同浓度和/或不同化学性质(例如，官能团的纤维素乙酸丁酸酯。可在浇铸溶液或分散系中使用其他物质，例如，浇铸助剂、消泡剂、表面张力改性剂(surface tension modifier)、官能化剂(functionalizing agent)、交联剂、其他聚合物物质、能够改变所得层亲水性/疏水性的物质和类似物。阻挡材料可被直接喷射、浇铸、涂敷或浸渍到传感器的电活性表面(一个或多个) 以提供阻挡层。可使用任何已知的薄膜技术进行阻挡材料的分散。通过连续施加和固化和 /或干燥浇铸溶液，可形成两层、三层或更多层的阻挡材料。可调整浇铸溶液中固体的浓度，以便以一层(例如以一次浸入或喷射)在电极上沉积足够量的固体或膜，以形成足以阻止氧化或还原势否则与传感器测量的测量种类(如 H2O2)重叠的干扰物的层。例如，可调整浇铸溶液的固体百分数，以便只需要沉积足够量的单层，以形成功能性阻挡层，其基本防止或减少由传感器测量的干扰物的等同葡萄糖信号。 阻挡材料的足够量是这样的量其基本防止或减少干扰物的小于大约30、20或10mg/dl的等同葡萄糖信号。举例而言，阻挡层优选地配置为基本阻止大约30mg/dl的等同葡萄糖信号响应，其否则将通过没有阻挡层的传感器由对乙酰氨基苯酚产生。这种由对乙酰氨基苯酚产生的等同葡萄糖信号响应包括对乙酰氨基苯酚的治疗剂量。以任何顺序形成的任何数量的涂层或层可适合形成本文公开实施方式的阻挡层。—方面，阻挡层直接沉积在传感器电活性表面上或沉积在直接与电极表面接触的层或材料上。优选地，阻挡层直接沉积在传感器电活性表面上而基本没有居间材料或居间层与电极表面直接接触。令人惊讶地发现，包含直接沉积在传感器电活性表面上的阻挡层的构造基本消除了对在电活性表面和阻挡层之间居间层的需要，而仍然提供代表分析物的快速和精确信号。可施加阻挡层以提供大约0. 05微米或更小到大约20微米更大的厚度，更优选地大约 0. 05,0. 1,0. 15,0. 2,0. 25,0. 3,0. 35,0. 4,0. 45,0. 5、1、1· 5、2、2· 5、3、或 3. 5 微米到大约 4、5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19、或 19. 5 微米，和仍更优选地大约 1,1. 5
或2微米到大约2. 5或3微米。在某些实施方式中，还可期望更厚的膜，但是更薄的膜一般可以是优选的，因为它们一般对于过氧化氢从酶膜到电极的扩散速率具有更小的影响。酶层本文公开的传感器或传感器装置包括酶层。酶层可包含亲水聚合物。一方面，酶层包括直接沉积在至少部分阻挡层上的酶。一方面，酶层包括缓冲剂，所述缓冲剂包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子的至少一种盐或其混合物。一方面，酶层包括酶和选自下列的亲水聚合物聚-N-乙烯基吡咯烷酮(PVP)、 聚-N-乙烯基-3-乙基-2-吡咯烷酮、聚-N-乙烯基-4，5- 二甲基-2-吡咯烷酮、聚丙烯酰胺、聚-N，N-二甲基丙烯酰胺、聚乙烯醇、具有侧链可电离基团的聚合物、聚氨酯及其共聚物。优选地，酶层包括聚-N-乙烯基吡咯烷酮。酶层可基本不含其他组分，比如交联剂和其他蛋白质。最优选地，酶层包括葡萄糖氧化酶、聚-N-乙烯基吡咯烷酮和足以固化酶的一定量的交联剂。酶层亲水聚合物的分子量是这样的当传感器初始布置时，阻止或基本抑制短效种类离开传感器环境和更具体地，阻止或基本抑制短效种类离开酶的环境。酶优选地固定在传感器的酶层中。酶可全部或部分封装在亲水聚合物中并可被交联或以其他方式在其中固定。酶可任选地与至少一种蛋白质和/或天然或合成材料一起交联或以其他方式固定。酶层的亲水聚合物可还包括至少一种蛋白质和/或天然或合成材料。例如，酶层的亲水聚合物还可包括，例如血清白蛋白、聚烯丙胺、聚胺和类似物，以及其组合。但是，酶层的亲水聚合物可不包括来自牛源的血清白蛋白。因此，一方面，其他蛋白质或天然或合成材料可基本不包括在酶层中。例如，酶层可基本不含或完全没有牛血清白蛋白。无牛白蛋白的成分可期望符合各种政府规章要求。因此，一方面，酶层基本上由亲水聚合物、葡萄糖氧化酶和足够量的交联剂例如二醛比如戊二醛组成，以交联或以其他方式固定酶。在其他方面，酶层基本上由葡萄糖氧化酶、聚-N-乙烯基吡咯烷酮和足够量的交联剂组成以交联或以其他方式固定酶。酶层厚度可从大约0. 05微米或更小到大约20微米或更大，更优选地从大约0. 05、 0. 1,0. 15,0. 2,0. 25,0. 3,0. 35,0. 4,0. 45,0. 5、1、1· 5、2、2· 5、3 或 3. 5 微米到大约 4、5、6、7、 8、9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19或19. 5微米。优选地，酶层通过喷雾或浸渍涂布沉
积，但是，可使用其他形成酶层的方法。可通过以预定的涂布溶液浓度、插入速率、停留时间撤出速率和/或期望的厚度浸渍涂布和/或喷雾一层或多层，形成酶层。任选的流量限制膜传感器或传感器装置可以任选地包括沉积在上述连续层上方的膜，其中膜改动或改变一种或多种感兴趣分析的流过(flux)速度(例如“流量限制膜”)。尽管下面的描述涉及用于葡萄糖传感器的膜，但是，该膜也可被改进，用于其他分析物以及共反应剂。一方面，传感器或传感器装置包括如本文公开的膜。一方面，膜包括半渗透材料，其控制氧和葡萄糖至下方酶层的流量，优选地以非速度限制过量提供氧。结果，葡萄糖测量线性的上限扩大到比不用流量限制膜获得的上限高得多的值。在一种实施方式中，膜具有大约50 1或更小到大约400 1或更大，优选地大约200 1的氧和葡萄糖渗透比。可使用或结合其他流量限制层，比如具有亲水和疏水聚合区域二者的膜，以控制分析物和任选的共分析物到分析物传感器的扩散。例如，合适的膜可包括疏水聚合物基质组分比如聚氨酯、热塑性聚碳酸酯氨基甲酸乙酯，或聚醚氨基甲酸乙酯尿素(polyetherurethaneurea)。可使用在聚氨酯聚合物中包括聚环氧乙烷片段的疏水-亲水共聚物，所述聚氨酯聚合物包括大约20%的亲水聚环氧乙烷。共聚物的聚环氧乙烷部分受热力学驱动与共聚物的疏水部分(例如，氨基甲酸乙酯部分)和疏水聚合物组分分离。共聚物的用于形成最终混合物的基于20%聚环氧乙烷的软片段部分影响膜的水吸收(pick up)和随后的葡萄糖渗透性。一方面，非聚氨酯类型材料，比如乙烯基聚合物、聚醚、聚酯、聚酰胺、无机聚合物比如聚硅氧烷和聚碳硅氧烷、天然聚合物比如基于纤维素和蛋白质的材料，及其混合物或组合可用作流量限制层。另一方面，构成膜的材料可以是适合用在传感器设备中具有足够渗透性的乙烯基聚合物，以允许相关化合物穿过它，例如，允许氧分子穿过以到达活性酶或电化学电极。可用于制造膜的材料的例子包括具有乙烯基酯单体单元的乙烯基聚合物。在优选实施方式中，流量限制膜包括聚乙烯乙酸乙烯酯(EVA聚合物)。在其他方面，流量限制膜包括与EVA 聚合物混合的甲基丙烯酸甲酯-甲基丙烯酸丁酯共聚物。EVA聚合物或它的混合物可被交联，例如，用二缩水甘油醚。EVA膜是非常有弹性的，其可给传感器提供弹性以便通过曲折路径，例如，进入哺乳动物的静脉解剖结构。一方面，流量限制膜基本不包括缩合聚合物，比如硅氧烷和氨基甲酸乙酯聚合物和/或其共聚物或混合物。这种排除的缩合聚合物典型地包含残留重金属催化材料，其否则如果浸出可能是有毒的和/或难以完全去除，因此由于安全性和/或费用，造成它们在这种传感器中的使用是不期望的。可从具有大约9wt%乙酸乙烯酯(EVA-9)到大约40wt%乙酸乙烯酯(EVA-40)的任何组成的来源提供EVA聚合物。EVA聚合物优选地溶解在溶剂中以便扩散在传感器或传感器装置上。应当选择溶剂的溶解EVA聚合物的能力，以促进与传感器基片和酶电极的粘合，并形成可有效施加(例如，喷雾涂布或浸渍涂布)的溶液。比如环己酮、对二甲苯和四氢呋喃的溶剂可适合这种目的。溶液可包括大约0. 5wt%到大约6. Owt %的EVA聚合物。 另外，溶剂应当具有足够挥发性以便不用过度搅动而蒸发以防止下方酶的问题，但是不可过度挥发以致产生喷雾过程的问题。在优选实施方式中，流量限制膜的乙酸乙烯酯组分包括大约20%的乙酸乙烯酯。在优选的实施方式中，流量限制膜沉积在酶层上以产生从大约 0. 05微米或更小到大约20微米或更大，更优选地从大约0. 05,0. 1,0. 15,0. 2,0. 25,0. 3、 0. 35,0. 4,0. 45,0. 5、1、1· 5、2、2· 5、3 或 3. 5 微米到大约 4、5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、 16、17、18、19、或19. 5微米和仍更优选地从大约5、5. 5或6微米到大约6. 5、7、7. 5或8微米的层厚度。流量限制膜可通过喷雾涂布或浸渍涂布沉积在酶层上。一方面，流量限制膜通过浸渍涂布大约Iwt. %到大约5wt. % EVA聚合物和大约95wt. %到大约99wt. %溶剂的溶液，沉积在酶层上。一方面，提供了包含流量限制膜的电化学分析物传感器，所述流量限制膜覆盖酶层、阻挡层和至少部分电活性表面。因此，传感器包括至少一个电活性表面、阻挡层、酶层和流量限制膜，所述阻挡层包括这样的阻挡层——其包含接触并至少部分覆盖至少部分电活性表面的纤维素衍生物；所述酶层包括亲水聚合物，至少部分酶层接触并至少部分覆盖阻挡层；所述流量限制膜覆盖酶层、阻挡层并包封酶层、阻挡层和电活性表面。包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子的至少一种盐或其混合物的缓冲剂沉积(i)在阻挡层和电极表面之间和/或(ii)在阻挡层上方，和/或(iii)与酶层结合。另外的层，例如，亲水聚合物，可沉积(i)在阻挡层和电极表面之间和/或(ii)在阻挡层上方，且这样的亲水聚合物可包含缓冲剂。任选的生物活性剂和生物活性层在一些可选实施方式中，生物活性剂可以任选地并入上述传感器系统，以便生物活性剂扩散出来进入邻近传感器的生物学环境。另外或可选地，可在出口部位或植入部位局部施用生物活性剂。合适的生物活性剂包括改变受试者对任何传感器或其组分的组织响应的那些。例如，生物活性剂可选自抗炎剂、抗感染剂、麻醉剂、炎症剂、生长因子、免疫抑制剂、抗血小板剂、抗凝血剂、抗增生剂(anti-proliferate)、ACE抑制剂、细胞毒性剂、抗屏障细胞化合物(anti-barrier cell compound)、诱导血管生成化合物、反义分子 (anti-sense molecule)或其混合物。在一些可选实施方式中，可使用生物活性剂层。生物活性剂层可任选地并入任何上述层，以便生物活性剂扩散出来进入邻近传感器的生物学环境。另外或可选地，生物活性剂可在出口部位或植入部位局部施用。合适的生物活性剂包括改变受试者对任何传感器或其组分的组织响应的活性剂。例如，生物活性剂可选自抗炎剂、抗感染剂、麻醉剂、炎症剂、生长因子、免疫抑制剂、抗血小板剂、抗凝血剂、抗增生剂、 ACE抑制剂、细胞毒性剂、抗屏障细胞化合物、抗诱导血管生成化合物、反义分子或其混合物。可在分析物传感器中采用生物活性剂层以阻止在传感器中或上的凝结(例如，在导管中或上或在传感器中或上)。合适的用作并入传感器中或上的抗凝剂的生物活性剂包括， 但不限于，维生素K拮抗剂(例如，醋硝香豆醇、氯茚二酮、双香豆素(DicumarolM双香豆素(Dicoumarol))、二苯茚酮、双香豆乙酯、苯丙香豆素、苯茚二酮、噻氯香豆素、或华法林 (Warfarin))；肝素类抗凝剂(例如，血小板聚集抑制剂抗凝血酶III、贝米肝素、达肝素、 达那肝素、依诺肝素、肝素、那屈肝素、帕肝素、瑞肝素、舒洛地昔、亭扎肝素)；其他血小板聚集抑制剂(例如，阿昔单抗、乙酰基水杨酸(阿司匹林)、阿洛普令、贝前列素、地他唑、卡巴匹林钙、氯克罗孟、氯吡格雷、双嘧达莫、依前列醇、依替巴肽、喷哚布芬、伊洛前列素、吡考他胺、噻氯匹定、替罗非班、曲罗尼尔、三氟柳)；酶(例如，阿替普酶、安克洛酶、阿尼普酶、纤维蛋白酶(Brinase)、替加色罗、纤维蛋白溶酶、蛋白质C、瑞替普酶、沙芦普酶、链激酶、替奈普酶、尿激酶)；直接凝血酶抑制剂(例如，阿加曲班、比伐卢定、地西卢定、来匹卢定、美拉加群、希美加群)；其他抗凝剂(例如，达比加群、去纤苷、硫酸皮肤素、磺达肝素、利伐沙班)和类似物。一方面，生物活性剂层包括至少一种选自下列的活性剂维生素K拮抗剂、肝素类抗凝剂、血小板聚集抑制剂、酶、直接凝血酶抑制剂、达比加群、去纤苷、硫酸皮肤素、磺达肝素和利伐沙班。生物活性剂可被并入上述分析物传感膜。在一些实施方式中，在制造分析物传感膜时并入生物活性剂。例如，生物活性剂可在分析物传感膜制造之前或随后混合，例如，通过涂布、吸胀、溶剂-浇铸或生物活性剂吸附进入分析物传感膜。尽管生物活性剂优选地并入分析物传感膜，但是在一些实施方式中生物活性剂可例如通过口服或局部施用，例如通过靠近植入部位进行皮下注射，与包括传感器的设备插入(例如，血管内)同时、之前或之后施用。在某些方面，在分析物传感膜中结合生物活性剂以及局部和/或全身地施用生物活性剂可以是优选的。
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生物活性剂可只被并入或放置在靠近设备传感区域的分析物传感膜部分中或上， 在除了传感区域上方的整个设备表面上方，或其任何组合。生物活性剂的这种布置在控制血栓形成不同机制和/或阶段是有用的。但是，生物活性剂可被并入分析物传感膜，以便生物活性剂可扩散穿过分析物传感膜并进入宿主循环系统。生物活性剂可例如通过涂布、填充或溶剂浇铸沉积在分析物传感膜中或其上。生物活性剂可使用如上述技术并入聚合物， 且聚合物可用于形成分析物传感膜的层之一，涂布在分析物传感膜、部分分析物传感膜和/ 或传感器的任何部分上。载体可用于生物活性剂。载体可包括胶原蛋白、微粒基质、可吸收或不可吸收基质、控释基质和/或凝胶的一种或多种。载体可包括包封包含生物活性剂的微胶囊的贮器 (reservoir)。生物活性剂可与分析物传感膜交联或吸入分析物传感膜中，例如，通过吸附、 吸收或吸胀。可选择用于短期释放的生物活性剂以帮助或克服例如与传感器插入短期作用有关的因素(例如，急性炎症和/或血栓症)。可选择用于长期释放的生物活性剂以帮助或克服与长期作用有关的因素，例如慢性炎症或纤维化组织和/或色斑物质的积聚。生物活性剂可结合短期和长期释放以提供二者的优点。因此，可以以受控制的、持续的或延长释放形式提供生物活性剂，其中“受控制的” “持续的”或“延长的”释放包括连续或不连续、线性或非线性释放情形。这可使用一种或多种类型的聚合物成分、药物填充量、赋形剂或降解增强剂的选择或其他改进实现，单独、组合或顺序地施用，以产生期望的效果。生物活性剂可被并入水凝胶并涂布或以其他方式沉积在分析物传感膜中或其上。 适合使用的一些水凝胶包括交联的、亲水的三维聚合物网络，其对生物活性剂可渗透和/ 或基于外部刺激释放生物活性剂。进入分析物传感膜的生物活性剂的量可取决于几个外部变量。例如，生物活性剂剂量和持续时间可随着分析物传感膜的预期使用而变化，例如，设备使用的预期长度；在生物活性剂的位置和施用方面，在患者间生物活性剂有效量的不同；和与生物活性剂有关的释放速度。本领域技术人员至少因为上述原因可了解生物活性剂装载水平的变化。当没有载体情况下将生物活性剂并入分析物传感膜时，进入分析物传感膜的生物活性剂装载水平可根据生物活性剂的化学和/或物理性质变化。生物活性剂装载水平优选地足够高以便获得生物学效果(例如，预防血栓症)。装载水平(基于生物活性剂(一种或多种)、分析物传感膜和存在的其他物质的重量)从大约Ippm或更小到大约IOOOppm或更大，优选地从大约 2、3、4 或 5ppm 到大约 10、25、50、75、100、200、300、400、500、600、700、800、 或900ppm。在某些实施方式，装载水平可以是Iwt. %或更小到大约50wt. %或更大，优选地从大约 2、3、4、5、6、7、8、9、10、15 或 20wt. %到大约 25、30、35、40 或 45wt. V0o当使用载体将生物活性剂并入分析物传感膜时，载体浓度可通过装载一种或多种生物测试装载量生物活性剂进行优化。载体可包含从大约0. 1或更小到大约50wt. % 或更大的生物活性剂(一种或多种)，优选地从大约0. 2,0. 3,0. 4,0. 5,0. 6,0. 7,0. 8或 0. 9wt. %到大约6、7、8、9、10、15、20、25、30、35、40或45wt. %或更多生物活性剂(一种或多种)，更优选地从大约1、2或3wt. %到大约4或5wt. %生物活性剂(一种或多种)。还可使用非生物活性的和/或与生物活性剂协同作用的物质。适合静脉内插入的柔韧性基片传感器装置
一方面，电化学分析物传感器装置被配置静脉内插入受试者的血管系统。为了使传感器容纳在适合静脉内插入的设备的受限空间中，传感器装置可包含柔韧性基片，比如柔韧性电路。例如，可配置柔韧性电路的柔韧性基片为薄的传导电极，其涂布在非传导材料比如热塑性塑料或热固性材料(thermoset)上。可在非传导材料上形成传导径迹并与薄的传导电极电连接。柔韧性电路的电极可如上述。柔韧性电路可包含至少一个参比电极和至少一个工作电极，该至少一个工作电极具有电活性表面，其一旦与电化学可检测种类作用，能够提供可检测的电输出。柔韧性电路可还包括至少一个反电极。一方面，柔韧性电路包含两个或更多个工作电极和两个或更多个反电极。一方面，柔韧性电路包含两个或更多个工作电极、至少一个空白电极(blank electrode)和至少一个反电极。如上述适合传感器装置的医学设备包括，但不限于，中央静脉导管(CVC)、肺动脉导管(PAC)、用于插入穿过CVC或PAC或穿过外围IV导管的探针、外围插入的导管(PICC)、 斯旺-甘兹导管、插管器或静脉动脉血管理保护(Venous Arterial blood Management Protection) (VAMP)系统的附件。可使用任何大小/类型的中央静脉导管(CVC)或静脉内设备，或任何大小/类型的中央静脉导管(CVC)或静脉内设备可适合与传感器装置一起使用。对于前述讨论，传感器或传感器装置被公开为放置在导管中，但是，上述其他设备被考虑并并入本发明的方面。传感器装置可优选地应用于导管以与导管的OD齐平。这可例如通过热变形管的OD以便为传感器提供凹座(recess)来实现。传感器装置可结合在适当的位置，并用粘合剂密封(即，氨基甲酸乙酯、2部分环氧、丙烯酸等)，该粘合剂经受得住弯曲/剥离，并粘附至氨基甲酸乙酯CVC管以及传感器的材料。小直径电线可通过软焊、电阻焊接或传导环氧与传感器装置连接。这些电线可从传感器的近端行进穿过导管腔之一， 并接着到达导管的近端。在这一点上，电线可被软焊到电连接器。如本文公开的传感器装置可用各种方式添加到导管。例如，可在导管体中提供开孔并可将传感器或传感器装置安装在开孔处的腔内，以便传感器可直接与血液接触。一方面，传感器或传感器装置可靠近导管的所有输注口放置。在这种构造中，传感器被阻止或最小化测量否则可检测的输注物浓度而不是分析物的血液浓度。另一方面，连接方法可以是在导管体外面的缺口并将传感器固定在缺口内。这可具有使传感器部分隔离任何添加输注物的温度影响的附加优势。凹座的每个末端可具有切割的开孔以1)固定传感器的远端和 2)允许腔携带传感器电线到达在导管近端的连接器。优选地，传感器装置在导管中的位置可接近任何输注口(在其上游)，以阻止或最小化IV溶液对分析物测量的影响。一方面，传感器装置可以接近导管的任何输注口大约 2. Omm或更近。另一方面，传感器装置可被配置以便可以采用冲洗导管(即盐水溶液)，以允许传感器装置清理掉任何可能干扰其功能的物质。传感器或传感器装置的杀菌一般地，传感器或传感器装置以及传感器适合的设备在例如受试者中使用之前进行杀菌。可使用辐射(例如，电子束或伽马辐射)、环氧乙烷或瞬时-UV杀菌或本领域其他已知的方式实现杀菌。
如果有的话，传感器、传感器装置或适合接收和包含传感器的设备的一次性部件优选地例如使用电子束或伽马辐射或其他已知的方法杀菌。完全组装的设备或任何一次性组件可包装在密封的不透气容器或袋子中。现在参看图，图1是以柔韧性电路形式的安培传感器11，该柔韧性电路并入了本文公开的传感器实施方式。传感器或传感器11可形成在基片13上(例如，弯曲基片，比如与聚酰亚胺层压的铜箔)。一个或多个电极15、17和19可连接或结合基片13表面或可置于基片的凹陷区域。传感器11显示具有参比电极15、反电极17和工作电极19。在另一种实施方式中，一个或多个另外的工作电极可包括在基片13上。电线210可输送功率到电极， 用于维持氧化或还原反应，和还可携带信号电流到指示被测量参数的检测电路(未显示)。 被测量参数可以是任何感兴趣的在血液化学物中存在的或可能来自血液化学物的分析物。 在一种实施方式中，感兴趣的分析物可以是过氧化氢，其由葡萄糖与葡萄糖氧化酶的反应形成，因此具有与血糖浓度成比例的浓度。图2描绘了本文公开实施方式的靠近工作电极19的一部分基片13的横截面侧视图。工作电极19可至少部分涂布有阻挡层50。阻挡层50可至少部分涂布有酶层23，选择所述酶层23以便当传感器暴露于某些反应物例如在血流中发现的反应物时进行化学反应。例如，在用于葡萄糖传感器的实施方式中，酶层23可包含葡萄糖氧化酶，比如可来自黑曲霉(Aspergillus niger) (EC 1. 1.3.4)，II型或VII型。电极的一般形状可以是凹形 (如所示)，或可以是平的或凸起的，比如电极的形状为符合基片中的凹陷。图3显示了在传感器基片13上工作电极部位的横截面侧视图，其还包括覆盖(包封)酶层23和阻挡层50以及至少部分电极19的流量限制膜25。流量限制膜25可选择性地允许与酶反应的血液组分从血液扩散到酶层23。在葡萄糖传感器实施方式中，流量限制膜25使丰富的氧穿过至酶层23，并选择性地限制葡萄糖。另外，具有粘合性质的流量限制膜25可机械地密封酶层23与下面的层和/或工作电极19，还可密封工作电极19与传感器基片13。本文公开了从EVA聚合物形成的流量限制膜可用作电极上的流量限制物，但是还可用作酶/电极边界和电极/基片边界的密封层或封装层。另外的生物相容层(未显示)，包括生物相容抗血栓形成物质比如肝素，可添加到流量限制膜25上。现参看图4-5，作为示例性实施方式，讨论了适合具有传感器或传感器装置的中心线导管的传感器方面，不限于任何具体的静脉内设备。图4显示在多腔导管中的传感器装置。导管装置10可包括多个输注口 lla、llb、llc、lld和在它的最近端的一个或多个电连接器130。腔15a、15b、15c或15d可分别连接每个输注口 11a、lib、Ilc或Ild到汇合处190。 类似地，导管170可连接电连接器130到汇合处190，并可终止于汇合处190，或终止于腔 15a-15d的一个(如所示)。尽管在图4中显示的具体实施方式
是具有4个腔和1个电连接器的多腔导管，但是具有腔和连接器其他组合的其他实施方式是可能的，包括单腔导管、 具有多个电连接器的导管等。在另一种实施方式中，一个腔和电连接器可为探针或其他传感器安装设备留着，或一个腔可在它的近端开口并设计用于插入探针或传感器安装设备。导管装置10的远端5以放大部分fe更详细地显示在图5中。在一个或多个沿着远端的中间位置，管21可限定一个或多个穿过它的外壁形成的口。这些可包括中间口 25a、 2 和25c以及可在管21的末梢端形成的末端口 25d。每个口 2fe_25d可分别对应一个腔 15a-15d。即，每个腔可限定从一个输注口 lla-1 Id延伸到一个管口 25a-25d的独立的通道。通过放置在一个或多个口处可将传感器提供在传感环境中以提供与待分析介质的接触。中心线导管在本领域是已知的并典型地用在医院的重症监护病房(ICU)/急救室中，以通过一个或多个腔输送药物到达患者(不同的腔输送不同的药物)。中心线导管典型地一端与输注设备(例如，输液泵、IV滴液器或注射器口)连接而另一端插入靠近患者心脏的主动脉或静脉以输送药物。根据患者需要，输注设备输送药物，比如，但不限于，盐水、 药品、维生素、药物、蛋白质、肽、胰岛素、神经递质或类似物。在可选实施方式中，中心线导管可用在任何身体空间或血管中，比如腹膜内区域、淋巴腺、皮下、肺、消化道或类似物，并可测定除血液外体液中的分析物或疗效。中心线导管可以是双腔导管。一方面，分析物传感器构建到中心线导管的一个腔中并用于测定使用者血液和/或体液中的特征水平。但是，将认识到进一步的实施方式可用于测定其他试剂、特征或成分比如激素、胆固醇、药物、 浓度、病毒载量(例如HIV)或类似物的水平。因此，尽管本文公开的方面可能主要在用于治疗糖尿病/糖尿病综合征的葡萄糖传感器情形下描述，但是公开的方面可适合宽范围的在ICU中监测生理特征的患者治疗程序，包括但不限于血液气体、pH、温度和在血管系统中其他感兴趣的分析物。另一方面，提供了在受试者中静脉内测量分析物的方法。方法包括提供包括本文描述的传感器装置的导管并将导管引入受试者的血管系统。方法还包括测量分析物。
实施例传感器可被制备包含盐，所述盐包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物，如下(i)在电活性表面和阻挡层之间沉积为干燥层；(ii)在阻挡层层和酶层之间沉积为干燥层；(iii)与亲水聚合物层结合，其放置在电极表面和阻挡层之间或者在阻挡层和酶层之间；(iv)与酶层结合；或(V) (i)-(iv)的任一种或所有组合。在体外，用于测试、 验证或改进传感器的电化学分析物传感器测试方法通过接触包括盐的水溶液进行，所述盐具有乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物。因此，作为一个预测性实施例，在用3-缩水甘油氧基丙基三甲氧基硅烷的3wt% 乙醇溶液处理并干燥的所制造工作电极的电活性表面(例如，碳/钼墨或钼；氧等离子体清理)上，可沉积包括盐的水溶液并干燥，所述盐具有至少20mM的乙酸根离子、碳酸根离子、 碳酸氢根离子或其混合物(任选地也包括IXPBS :137mM NaCl,2. 7mM KCl、10mM磷酸盐)。 在干燥盐层上可涂布在环己酮中0. 2wt% CAB溶液的阻挡层并在60°C下干燥15分钟。如刚才所述第二盐层可被沉积在CAB层上。酶层溶液可被沉积在CAB层(或任选的第二干燥盐层)上，所述酶层溶液为30mg GOx和70mgBAS添加到2微升在乙酸缓冲DI水中的2. 5wt% K90PVP。酶溶液的pH可用IM碳酸氢钠调整到大约6。沉积之前，25%的戊二醛溶液(每 ml溶液10微升)可任选地添加到酶溶液中。然后，包括在二甲苯中的EVA的流量限制膜可喷雾(1X-4X)到酶层上并在60°C下干燥15分钟。第二个预测性实施例如下。在用3-缩水甘油氧基丙基三甲氧基硅烷的3wt %乙醇溶液处理并干燥的工作电极的电活性表面(例如，碳/钼墨或钼；氧等离子体清理)上，可沉积在环己酮中0. 2wt% CAB溶液的阻挡层并在60°C下干燥15分钟。在CAB层上可沉积包括盐的水溶液并干燥，所述盐具有至少20mM的乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物(任选地还包括IXPBS :137mM NaCl,2. 7mM KC1、IOmM磷酸盐)。在干燥盐层上可从下列溶液涂布酶层(任选包括具有至少20mM的乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物的盐)，所述溶液为30mg GOx和70mg BSA添加到2微升在缓冲DI水溶液中的2. 5wt% K90PVP。酶涂布溶液的pH可用IM碳酸氢钠调整到大约6。沉积在干燥盐层上之前，25%戊二醛溶液(每ml溶液10微升)可任选地被添加到酶溶液。包括在二甲苯中的2wt% EVA的流量限制膜可被喷雾(1X-4X)到这些预测性实施例的酶层上并在60°C 下干燥15分钟。第三个预测性实施例如下。在用3-缩水甘油氧基丙基三甲氧基硅烷的3wt%乙醇溶液处理并干燥的工作电极的电活性表面上，可沉积在环己酮中0. 2wt% CAB溶液的阻挡层并在60°C下干燥15分钟。包括下述盐的酶层可被沉积到上述层，其来自30mg GOx和 70mg BSA添加到2微升在缓冲DI水溶液中的2. 5wt% K90PVP中的溶液，所述盐具有至少 20mM的乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物(任选地还包括IXPBS :137mM NaCl,2. 7mM KClUOmM磷酸盐)。溶液的pH可用IM碳酸氢钠调整到大约6。沉积在CAB 层上之前，可任选地结合25%的戊二醛溶液(每ml溶液10微升)。同样地，包括下述盐的酶层可沉积到上述层，其来自30mg GOx和70mg BSA添加到2微升在缓冲DI水溶液中的 2. 5wt% K90PVP的溶液，所述盐具有至少IOOmM的乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物(任选地还包括IXPBS :137mM NaCl、2. 7mM KC1、IOmM磷酸盐)。溶液的pH可用IM碳酸氢钠调整到大约6。沉积在CAB层之前，可任选地结合25%的戊二醛溶液(每ml 溶液10微升)。包括在二甲苯中的2wt% EVA的流量限制膜可被喷雾(1X-4X)到这些预测性实施例的酶层上并在60°C下干燥15分钟。用于测试、验证或改进电化学分析物传感器的体外试液从蒸馏水(dH20)中的盐制备，所述盐具有乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物(例如，碳酸氢钠，任选地还包括IXPBS :137mM NaCl、2. 7mM KC1、IOmM磷酸盐)。用于测试、验证或改进的示例性电化学传感器可被制备具有膜结构，所述膜结构可被设计具有如上述制备的“电极/CAB/ PVP-GOx/EVA”结构，而不使用乙酸根离子盐、碳酸根离子盐或碳酸氢根离子盐或其干燥盐层。参看图6A-6B，分别呈现了对于测试传感器组(UHG_02、03、14和16)，使用IXPBS 对照缓冲系统和10XPBS对照缓冲系统，对于已知葡萄糖浓度的电流输出对时间的图。 χ-轴代表时间，y-轴代表电流。将传感器连接到稳压器，对于Ag/AgCl，使用大约850mV的工作电极电势10分钟，然后调整电压到大约650mV的工作电势，然后测试。传感器在37°C 下、在大约7. 4pH下与PBS溶液接触，并添加逐渐升高浓度的葡萄糖溶液(每次+50mg/dL)。 图中的阶跃变化代表葡萄糖浓度的变化。如在图中可见，在IXPBS缓冲系统中传感器的电流在高葡萄糖浓度时不保持线性(漂移)，且在10 X PBS缓冲系统中的电流，虽然比1 X PBS 系统有些改进，但是仍然不能在高葡萄糖浓度时持续保持线性(漂移)。相比之下，如在图7中所示——其描绘对于测试传感器组(UHD-08、10，11和12)、 使用IOOmM碳酸钠/PBS缓冲系统、对于已知葡萄糖浓度的电流输出对时间图，在高葡萄糖浓度保持线性，没有明显的信号漂移并且长时间保持线性。χ-轴代表时间，y_轴代表电流。 将传感器连接至稳压器，对于Ag/AgCl，其使用大约850mV的工作电极电势10分钟，然后调整电压到大约650mV的工作电势，然后测试。传感器在37°C下、在大约7. 4pH下与碳酸氢盐/PBS溶液接触，并添加逐渐升高浓度的葡萄糖溶液(每次+50mg/dL)。图中的阶跃变化代表葡萄糖浓度的变化。某些单个测试传感器获得数据，但超过IOOnA的设置增益(gain) (“平划线(flat-liners) ”)，并因此由箭头指示。对于使用20mM碳酸钠/PBS缓冲系统测试的传感器，获得相似的结果(数据未显示)。图8-10是基于在图7中描绘的数据，显示单个葡萄糖传感器校准曲线的图示。在这些图中，回归线为点线且源自传感器的数据点由几何符号指示。这些数据显示在碳酸盐 /PBS介质中所测试传感器的优异线性。图11是对于另外的测试传感器组(Uhd-04、05、08、09、11、12、13、15、17和19)，使用IXPBS对照，已知葡萄糖浓度的电流输出对时间的图，结果与在图6A中所见的相似。在这些图中，χ-轴代表时间，y_轴代表电流。将传感器连接至稳压器，对于Ag/AgCl，使用大约850mV的工作电极电势10分钟，然后调整电压到大约650mV的工作电势，然后测试。传感器在37°C下、大约7. 4pH下接触PBS溶液。如在图中可见，在恒定葡萄糖浓度下，尤其在较高浓度下，电流随着时间持续降低。图12描绘了对于图7的传感器组(UHD_08、10、11和12)，由碳酸钠/PBS缓冲系统提供的漂移稳定性。因此，在37°C下使用20mM碳酸钠/PBS缓冲系统与高葡萄糖浓度长时间接触的传感器的电流输出对时间图保持线性，没有明显信号漂移。χ-轴代表时间，y_轴代表电流。将传感器连接至稳压器，对于Ag/AgCl，使用大约850mV的工作电极电势10分钟，然后调整电压到大约650mV的工作电势，然后测试。如所示，在37°C、大约7. 4pH下与包含高浓度葡萄糖(400mg/dL或更高)的20mM碳酸氢盐/PBS缓冲系统接触的传感器保持线性超过8小时，信号漂移小于大约10%，其中“漂移”通过在传感器持续暴露于包含恒定分析物浓度的不变化环境中的同时在一个特定时间点和另一个特定时间点之间传感器输出信号的％变化计算。在IOOmM碳酸氢盐/PBS缓冲系统中进行的实验产生相似的结果。图13-17是显示使用20mM碳酸钠/PBS缓冲系统，在减小的氧分压环境下( 20mmTorr/p02)测试的葡萄糖传感器电流输出对时间图以及单个传感器(UHD-08、10、11和 12)的对应校准曲线的图示。在这些图中，回归线为点线和源于传感器的数据点由几何符号指示。因此，数据指示包括碳酸氢盐的缓冲系统对于测定测试传感器低氧分压性能是有用的。图18-21是基于描绘在图6B中的数据，显示葡萄糖传感器(UHG_02、03、14和16) 的校准曲线的图示。在这些图中，回归线为点线且源自传感器的数据点由几何符号指示。因此，10XPBS缓冲系统相对IXPBS缓冲系统提供了改进的性能，但是稍微小于包括碳酸氢盐的缓冲系统。从上述数据(图7&1；3)可见，使用包含碳酸氢盐的缓冲系统保持了测试传感器的线性，特别是在高葡萄糖浓度下。如表明，示例性传感器具有优异的线性并保持随时间的线性超过8小时。因此，用于电化学传感器的缓冲系统——其包括乙酸根离子、碳酸根离子、 碳酸氢根离子的至少一种或其组合，对于在体外的电化学分析物传感器测试、验证和/或 QC有关方案是有用的。本文引用的所有参考文件，包括但不限于公开的和未公开的申请、专利和参考文献，通过引用将它们的全部并入本文并成为本说明书的一部分。在通过引用并入的出版物和专利或专利申请与在说明书中包含的内容相矛盾的情况下，本说明书意在代替和/或优先于任何这样的矛盾材料。
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在本说明书中使用的表示组成、反应条件等数量的所有数字可理解为在所有情况下被术语“大约”修饰。因此，除非相反指出，本文阐明的数字参数可以是近似值，其可根据期望要获得的期望性质而变化。至少，每个数字参数应当按照有效数字位数和常规取舍方法解释。上面描述公开了几种方法和材料。这些描述在方法和材料方面容易进行改进，以及在制作方法和装置方面容易进行改变。考虑到本公开或本公开的实施，这些修改对于本领域技术人员是显而易见的。因此，本公开不意图被限制在本文公开的具体实施方式
中，而是它覆盖在权利要求真正范围和精神之内的所有改型和替代型。
权利要求
1.电化学分析物传感器，其包括 至少一个具有电活性表面的电极；分析物传感膜，至少部分所述膜覆盖所述电活性表面，所述膜包括 任选的阻挡层； 酶层；任选的亲水聚合物层，其放置(i)在所述电活性表面和所述阻挡层之间和/或(ii)在所述阻挡层和所述酶层之间；和至少一种缓冲剂，其与所述分析物传感膜结合，其中所述缓冲剂包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子的至少一种盐或其组合。
2.根据权利要求1所述的传感器，其中所述缓冲剂包括碳酸根离子、碳酸氢根离子或碳酸根离子和碳酸氢根离子的混合物。
3.根据权利要求1所述的传感器，其中所述缓冲剂是至少一种包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物的盐，所述至少一种盐(i)在所述电活性表面和所述阻挡层之间沉积为干燥层；(ii)在所述阻挡层和所述酶层之间沉积为干燥层；(iii)与所述任选的亲水聚合物层结合，所述亲水层放置(a)在所述电活性表面和所述阻挡层之间和/ 或(b)在所述阻挡层和所述酶层之间；(iv)与所述酶层结合；或(ν) (i)-(iv)的任一种或所有组合。
4.根据权利要求1所述的传感器，其中所述缓冲剂包括聚阳离子。
5.根据权利要求1-4任一项所述的传感器，其中所述缓冲剂在400mg/dL葡萄糖或更高下，在达8小时或更长时间期间，提供10%或更小的信号漂移。
6.根据权利要求1-4任一项所述的传感器，其中所述至少一种缓冲剂以足以中和至少一种酸性的、在分析物临床浓度范围电化学产生的所述酶层的副产物的量存在。
7.根据权利要求1-4任一项所述的传感器，其中所述酶层包括酶和选自下列的材料 聚-N-乙烯基吡咯烷酮、聚-N-乙烯基-3-乙基-2-吡咯烷酮、聚-N-乙烯基-4，5- 二甲基-2-吡咯烷酮、聚乙烯基咪唑、聚-N，N- 二甲基丙烯酰胺、聚丙烯酰胺、聚氨酯、和它们的共聚物。
8.根据权利要求1-4任一项所述的传感器，其中所述任选的亲水聚合物是聚-N-乙烯基吡咯烷酮，其中所述任选的亲水聚合物不包括酶。
9.根据权利要求1-4任一项所述的传感器，还包括流量限制层，其中所述流量限制层是所述分析物传感膜的密封层或封装层。
10.根据权利要求9所述的传感器，其中所述流量限制膜选自乙烯基聚合物、聚硅氧烷、聚氨酯、和它们的共聚物或混合物。
11.根据权利要求9所述的传感器，其中所述流量限制膜是聚(乙烯-乙酸乙烯酯)。
12.电化学分析物传感器，其包括至少一个具有电活性表面的工作电极；分析物传感膜，其包括亲水层；任选的阻挡层；酶层；和至少一种缓冲剂，所述缓冲剂包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子或其混合物，所述至少一种缓冲剂(i)在所述电活性表面和所述阻挡层之间沉积为干燥层；(ii)在所述阻挡层和所述酶层之间沉积为干燥层；(iii)与所述任选的亲水聚合物层结合，所述亲水层放置(a)在电极表面和所述阻挡层之间和/或(b)在所述阻挡层和所述酶层之间； (iv)与所述酶层结合；或(v) (i)-(iv)的任一种或所有组合；流量限制层，其覆盖所述酶层、所述阻挡层、所述亲水层和所述至少一个电极；其中所述亲水层放置(i)在所述电活性表面和所述任选的阻挡层或所述酶层之间和 /或(ii)在所述任选的阻挡层和所述酶层之间，所述亲水层包括至少一种亲水聚合物并且不包括酶。
13.根据权利要求12所述的传感器，其中所述至少一种缓冲剂以足以中和至少一种酸性的、在分析物临床浓度范围电化学产生的所述酶层的副产物的量存在。
14.根据权利要求12-13任一项所述的传感器，其中所述酶层包括酶和选自下列的材料聚-N-乙烯基吡咯烷酮、聚-N-乙烯基-3-乙基-2-吡咯烷酮、聚-N-乙烯基-4，5- 二甲基-2-吡咯烷酮、聚乙烯基咪唑、聚-N，N- 二甲基丙烯酰胺、聚丙烯酰胺、聚氨酯、和它们的共聚物。
15.根据权利要求12-13任一项所述的传感器，其中所述亲水聚合物是聚-N-乙烯基吡咯烷酮。
16.根据权利要求12-13任一项所述的传感器，其中所述流量限制层是所述分析物传感膜的密封层或封装层。
17.根据权利要求12-13任一项所述的传感器，其中所述流量限制膜选自乙烯基聚合物、聚硅氧烷、聚氨酯、和它们的共聚物或混合物。
18.根据权利要求12-13任一项所述的传感器，其中所述流量限制膜是聚(乙烯-乙酸乙烯酯)。
19.根据权利要求12-13任一项所述的传感器，其中所述传感器构建在柔韧性电路上， 其中所述柔韧性电路包括至少一个参比电极和至少一个工作电极以及至少一个反电极，所述柔韧性电路(i)可配置到用于在受试者中静脉内测量分析物浓度的导管；和/或(ii)可配置到用于连续在受试者中测量葡萄糖浓度的连续血糖监测仪。
20.在体外的电化学分析物传感器测试方法，所述方法包括提供电化学传感器；使所述电化学传感器与包括缓冲剂的水溶液接触，所述缓冲剂在400mg/dL葡萄糖或更高下在至少1小时的时间期间提供10%或更小的信号漂移；使所述电化学传感器与一种或多种浓度的分析物接触，所述一种或多种浓度的分析物在分析物临床浓度范围内；和测试所述电化学分析物传感器。
21.根据权利要求20所述的方法，其中所述缓冲剂存在的量足以(i)中和酸性的、在所述分析物临床浓度范围在体外电化学产生的所述电化学分析物传感器的副产物；和/或(ii)在体外测试时，在所述分析物临床浓度范围的上限提供基本上恒定的输出电流至少2小时。
22.根据权利要求20-21任一项所述的传感器，其中所述缓冲剂包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子、至少0. 030摩尔浓度Na2HPO4和至少0. 006摩尔浓度KH2PO4的磷酸缓冲盐水(PBS)，或乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子和磷酸缓冲盐水(PBS)的任何组合。
23.根据权利要求20-21任一项所述的传感器，其中所述缓冲剂包括聚阳离子。
24.根据权利要求20-21任一项所述的传感器，其中所述缓冲剂还包括磷酸缓冲盐水 (PBS)缓冲液，其中碳酸根离子、碳酸氢根离子或碳酸根离子和碳酸氢根离子的混合物的总摩尔量至少是20mM。
25.根据权利要求20-21任一项所述的传感器，其中所述缓冲剂在400mg/dL葡萄糖或更高下在达8小时或更长的时间期间提供10%或更小的信号漂移。
全文摘要
用于测量分析物的电化学传感器，包括分析物传感膜，所述分析物传感膜包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子的至少一种盐或其混合物。传感器测试方法包括使电化学传感器与包括乙酸根离子、碳酸根离子、碳酸氢根离子的至少一种盐或其混合物的水溶液接触和使电化学传感器与一种或多种浓度的分析物接触，所述一种或多种浓度的分析物在分析物临床浓度范围内。
文档编号G01N27/416GK102428364SQ201080022021
公开日2012年4月25日 申请日期2010年3月17日 优先权日2009年3月19日
发明者C·莫尼, H·小奥瓦特, J·R·派提斯 申请人:爱德华兹生命科学公司