CN102047101A - 用于连续的分析物传感器的聚合物膜 - Google Patents

Abstract

描述了用于提供分析物浓度的连续测量的装置和方法。在一些实施方案中，所述装置具有感测机构和感测膜，所述感测膜包括至少一种含有表面活性基团的聚合物，且位于感测机构上面。感测膜可具有生物保护层，生物保护层被构建成基本上阻止引起非恒定噪声的物种的作用和/或影响。感测机构可以是传感器34，传感器34包括膜系统32和两个电极，即工作电极38和至少一种另外的电极30，电极30可用作反电极或参比电极。

Description

用于连续的分析物传感器的聚合物膜

发明领域

在本文描述的装置和方法涉及在可植入的分析物传感器中使用的膜。

发明背景

电化学传感器用于化学和医学中，以确定生物分析物的存在或浓度。这种传感器是有用的，例如以监测糖尿病患者中的葡萄糖和危急护理事件期间的乳酸盐。已开发了用于连续地检测和定量血糖值的多种血管内的、经皮的和可植入的传感器。许多可植入的葡萄糖传感器引起体内的并发症，且仅提供对血糖的短期或不够精确的感测。同样地，在延长的时间段内，许多经皮的和血管内的传感器在精确地感测和连续地报告返回葡萄糖值上具有问题，例如，由于信号上的噪声，该噪声由干扰物种或未知的引起噪声的的事件引起。

发明概述

在第一方面，提供了一种用于分析物浓度的连续测量的装置，所述装置包括：感测机构，所述感测机构被构建成产生与宿主中的分析物的浓度有关的信号；和感测膜，所述感测膜位于感测机构上面，感测膜包括结合入其中的生物保护区域，所述生物保护区域包括含有表面活性基团的聚合物。

在第一方面的一个实施方案中，表面活性基团与聚合物共价地结合。

在第一方面的一个实施方案中，表面活性基团包括表面活性端基。

在第一方面的一个实施方案中，聚合物包括聚氨基甲酸乙酯且其中表面活性基团包括硅氧烷。

在第一方面的一个实施方案中，所述装置包括葡萄糖传感器，且其中聚氨基甲酸乙酯包括柔性链段，柔性链段被构建成控制葡萄糖通过生物保护区域的通量。

在第一方面的一个实施方案中，柔性链段包括选自由以下各项组成的组的聚合物：聚乙酸乙烯酯、聚乙二醇、聚丙烯酰胺、醋酸酯、聚氧化乙烯、聚丙烯酸乙酯和聚乙烯吡咯烷酮。

在第一方面的一个实施方案中，生物保护区域的厚度是从约1微米到约25微米。

在第一方面的一个实施方案中，分析物是葡萄糖。

在第一方面的一个实施方案中，感测机构包括电极。

在第一方面的一个实施方案中，生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量。

在第一方面的一个实施方案中，感测膜还包括阻力区域(resistancedomain)，阻力区域被构建成控制分析物通过其中的通量。

在第一方面的一个实施方案中，感测膜还包括酶区域，酶区域包括催化剂。

在第一方面的一个实施方案中，将催化剂结合到生物保护区域。

在第一方面的一个实施方案中，所述装置还包括干扰区域，干扰区域被定位为比酶区域更接近感测机构，其中干扰区域包括按重量计至少约25％的硅氧烷。

在第一方面的一个实施方案中，聚合物包括选自由以下各项组成的组的至少一种聚合物：环氧树脂、聚烯烃、聚硅氧烷、聚醚、丙烯酸类树脂、聚酯、碳酸酯和聚氨基甲酸乙酯。

在第一方面的一个实施方案中，表面活性基团包括硅氧烷。

在第一方面的一个实施方案中，聚合物包括按重量百分比计至少约10％的硅氧烷。

在第一方面的一个实施方案中，聚合物包括按重量百分比计从约19％到约40％的硅氧烷。

在第一方面的一个实施方案中，生物保护区域被构建成基本上阻止引起非恒定的噪声的物种的作用或影响，使得总信号的不到20％对应于非恒定噪声部分。

在第一方面的一个实施方案中，生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量，且基本上减少或阻止内源性的干扰物(endogenousinterferent)通过其中的通量。

在第一方面的一个实施方案中，感测膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

在第一方面的一个实施方案中，所述相关大于约0.8。

在第一方面的一个实施方案中，感测膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

在第二方面，提供了一种用于分析物浓度的连续测量的装置，所述装置包括：感测机构，所述感测机构被构建成产生与宿主中的分析物的浓度有关的信号；以及感测膜，所述感测膜位于感测机构上面，感测膜包括生物保护区域，所述生物保护区域包括含有表面活性基团的聚合物，其中所述装置被构建成基本上阻止引起非恒定噪声的物种的作用或影响，使得总信号的不到20％对应于非恒定噪声部分。

在第二方面的一个实施方案中，所述装置还包括传感器电子线路，所述传感器电子线路被构建成产生信号，其中非恒定的非分析物相关的部分在传感器开始工作(break-in)之后基本上不促成信号至少约一天。

在第二方面的一个实施方案中，所述装置还包括传感器电子线路，所述传感器电子线路被构建成产生信号，其中非恒定的非分析物相关的部分在传感器开始工作之后基本上不促成信号至少约三天。

在第二方面的一个实施方案中，所述装置还包括传感器电子线路，所述传感器电子线路被构建成产生信号，其中非恒定的非分析物相关的部分在传感器开始工作之后基本上不促成信号至少约五天。

在第二方面的一个实施方案中，所述装置还包括传感器电子线路，所述传感器电子线路被构建成产生信号，其中非恒定的非分析物相关的部分在传感器开始工作之后基本上不促成信号至少约七天。

在第二方面的一个实施方案中，生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量，且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量。

在第二方面的一个实施方案中，感测膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

在第二方面的一个实施方案中，所述相关大于约0.8。

在第二方面的一个实施方案中，感测膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

在第三方面，提供了一种用于葡萄糖浓度的连续测量的装置，所述装置包括：感测机构，所述感测机构被构建成产生与宿主中的葡萄糖的浓度相关的信号；以及感测膜，所述感测膜位于感测机构上面，感测膜包括生物保护区域，所述生物保护区域包括与基础聚合物共价地结合的表面活性端基。

在第三方面的一个实施方案中，所述生物保护区域被构建成控制葡萄糖通过其中的通量，且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量。

在第三方面的一个实施方案中，所述膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

在第三方面的一个实施方案中，所述相关大于约0.8。

在第三方面的一个实施方案中，所述膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

在第四方面，提供了一种用于分析物浓度的连续测量的装置，所述装置包括：感测机构，所述感测机构被构建成产生与宿主中的分析物的浓度相关的信号；以及感测膜，所述感测膜位于感测机构上面，感测膜包括生物保护区域，所述生物保护区域包括含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯，其中聚氨基甲酸乙酯还包括柔性链段，所述柔性链段被构建成控制葡萄糖通过其中的通量。

在第四方面的一个实施方案中，生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量，且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量。

在第四方面的一个实施方案中，生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量，且基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量。

在第四方面的一个实施方案中，感测膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

在第四方面的一个实施方案中，所述相关大于约0.8。

在第四方面的一个实施方案中，感测膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

在第五方面，提供了一种用于分析物浓度的连续测量的传感器，所述传感器包括：电极和位于电极之上的膜，所述膜包括：第一区域，所述第一区域包括具有表面活性基团的聚合物，第一区域被构建成控制分析物通过其中的通量，且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量；以及第二区域，所述第二区域包括酶。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约50比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约100比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约125比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约150比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约200比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约300比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域被构建成基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有小于约1比60的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有小于约1比30的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有小于约1比15的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第五方面的一个实施方案中，聚合物包括基础聚合物和亲水性聚合物的共混物。

在第五方面的一个实施方案中，基础聚合物是选自由以下各项组成的组的聚氨基甲酸乙酯：聚醚-氨基甲酸乙酯-脲(polyether-urethane-urea)、聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯、聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯和聚酯-氨基甲酸乙酯。

在第五方面的一个实施方案中，亲水性聚合物是选自由以下各项组成的组的聚合物：聚乙酸乙烯酯、聚乙二醇、聚丙烯酰胺、醋酸酯、聚氧化乙烯、聚丙烯酸乙酯和聚乙烯吡咯烷酮。

在第五方面的一个实施方案中，第一区域具有从约0.1微米至约15微米的厚度。

在第五方面的一个实施方案中，第二区域具有从约0.1微米至约10微米的厚度。

在第五方面的一个实施方案中，所述膜还包括第三区域，所述第三区域被构建成基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量。

在第五方面的一个实施方案中，第三区域具有从约0.01微米至约5微米的厚度。

在第五方面的一个实施方案中，所述膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

在第五方面的一个实施方案中，所述相关大于约0.8。

在第五方面的一个实施方案中，所述膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

在第五个方面的一个实施方案中，响应于施用至宿主的外源性的干扰物的治疗剂量的等效峰的葡萄糖小于100mg/dL。

在第五方面的一个实施方案中，传感器能够获得大于约5比1的葡萄糖信号比基线信号的比率。

在第六方面，提供了一种用于连续地检测宿主中的葡萄糖的装置，所述装置包括：第一工作电极，所述第一工作电极包括第一电活性表面，所述第一电活性表面被设置在膜系统的酶部分下面且被构建成测量包括葡萄糖信号和基线信号的第一信号；以及第二工作电极，所述第二工作电极包括第二电活性表面，所述第二电活性表面被设置在膜系统的非酶部分下面且被构建成测量包括基线信号的第二信号，其中膜系统还包括位于第一工作电极和第二工作电极中的每一个上面的生物保护区域，且其中生物保护区域被构建成基本上减少或阻止一种或多种内源性的干扰物通过其中的通量。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有大于约50比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有大于约100比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有大于约125比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有大于约150比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有大于约200比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有大于约300比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，第一区域被构建成基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有小于约1比60的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有小于约1比30的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有小于约1比15的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第六方面的一个实施方案中，生物保护区域具有从约0.1微米至约15微米的厚度。

在第六方面的一个实施方案中，膜系统能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

在第六方面的一个实施方案中，所述相关大于约0.8。

在第六方面的一个实施方案中，膜系统能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

在第六方面的一个实施方案中，响应于施用至宿主的外源性的干扰物的治疗剂量的等效峰的葡萄糖小于100mg/dL。

在第六方面的一个实施方案中，所述装置能够获得大于约5比1的葡萄糖信号比基线信号的比率。

在第七方面，提供了一种用于分析物浓度的连续测量的装置，所述装置包括：电极和位于电极之上的膜，所述膜包括第一区域，第一区域包括基础聚合物和亲水性聚合物，第一区域被构建成控制分析物通过其中的通量，且被构建成通过促进与外源性的干扰物氢键键合而基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量，其中响应于施用至宿主的外源性的干扰物的治疗剂量的等效峰的葡萄糖小于100mg/dL。

在第七方面的一个实施方案中，基础聚合物是选自由以下各项组成的组的聚氨基甲酸乙酯：聚醚-氨基甲酸乙酯-脲、聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯、聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯和聚酯-氨基甲酸乙酯。

在第七方面的一个实施方案中，亲水性聚合物是选自由以下各项组成的组的聚合物：聚乙酸乙烯酯、聚乙二醇、聚丙烯酰胺、醋酸酯、聚氧化乙烯、聚丙烯酸乙酯和聚乙烯吡咯烷酮。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约50比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约100比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约125比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约150比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约200比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约300比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约1比60的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约1比30的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有大于约1比15的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

在第七方面的一个实施方案中，第一区域具有在约0.1微米和15微米之间的厚度。

在第七方面的一个实施方案中，所述膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

在第七方面的一个实施方案中，所述相关大于约0.8。

在第七方面的一个实施方案中，所述膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

在第七方面的一个实施方案中，响应于施用至宿主的外源性的干扰物的治疗剂量的等效峰的葡萄糖小于100mg/dL。

在第七方面的一个实施方案中，所述装置能够获得大于约5比1的葡萄糖信号比基线信号的比率。

附图简述

图1是连续的分析物传感器的一个示例性的实施方案的展开图。

图2A-2C是通过图1中的传感器的在线2-2处的横截面图，说明了膜系统的各种实施方案。

图3是说明在非糖尿病的志愿者宿主中通过葡萄糖传感器(在传感器开始工作完成之后)测量的信号的部分(component)的图。

图4A是在一个实施方案中包含表面活性端基的基础聚合物的示意图。

图4B是生物保护区域的示意图，显示了在生物环境中的界面(例如，胞间隙(interstitial space)或血管空间)。

图5是说明对比了双边地(bilaterally)植入在人类宿主内的对照传感器和测试传感器的体内测试结果的图，如实施例2所描述的。

图6A和图6B是说明在多于约2天时间内，来自双边地植入到大鼠内的对照传感器(图6A)和测试传感器(图6B)的体内测试结果的图。

图7是对比植入一个大鼠中的传感器的体内葡萄糖灵敏度与葡萄糖PBS溶液中的传感器的体外葡萄糖灵敏度的图，如实施例4所描述的。

图8是说明在施用醋氨酚之后从具有生物保护层的酶电极接收的信号的图，该生物保护层由与PVP共混的硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯形成，对比了由常规的聚氨基甲酸乙酯膜形成的生物保护层，如实施例5所描述的。

图9A和图9B是说明在各种环境下基线信号比总信号的百分比的图，如实施例6所描述的。

优选实施方案的详述

下面的描述和实施例详细地描述了用于提供分析物浓度的连续测量的装置和方法的一些示例性的实施方案。应理解，存在本文描述的装置和方法的众多的变化和修改，这些变化和修改被本发明包括。因此，某些示例性的实施方案的描述不应被认为限制本发明的范围。

定义

为了便于理解本文描述的装置和方法，下面定义了许多术语。

如本文使用的术语“分析物”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于可以被分析的生物流体(例如，血液、间质液、脑脊髓液、淋巴液、尿、汗、唾液等)中的物质或化学成分。分析物可包括天然存在的物质、人造物质、代谢物或反应产物。在一些实施方案中，用于通过感测区域、装置和方法测量的分析物是葡萄糖。然而，也涵盖其他分析物，包括但不限于：非羧基凝血酶原(acarboxyprothrombin)；酰基肉碱；腺嘌呤磷酸核糖转移酶；腺苷脱氨酶；清蛋白；甲胎蛋白；氨基酸构型(精氨酸(克雷布斯循环)、组氨酸/尿刊酸、高半胱氨酸、苯丙氨酸/酪氨酸、色氨酸)；andrenostenedione；安替比林；阿拉伯糖醇对映体；精氨酸酶；苯甲酰爱康宁(可卡因)；生物素酰胺酶；生物蝶呤；C反应蛋白；肉碱；肌肽酶；CD4；血浆铜蓝蛋白；鹅胆酸；氯喹；胆固醇；胆碱酯酶；共轭1-β羟胆酸；皮质醇；肌酸激酶；肌酸激酶MM同工酶；环孢菌素A；右旋青霉胺；去乙基氯喹；脱氢表雄酮硫酸酯；DNA(乙酰化器多形性、醇脱氢酶、α1-抗胰蛋白酶、囊性纤维化、杜兴/贝克肌营养不良、葡糖-6-磷酸脱氢酶、血红蛋白A、血红蛋白S、血红蛋白C、血红蛋白D、血红蛋白E、血红蛋白F、D-Punjab、β-地中海贫血、乙型肝炎病毒、HCMV、HIV-1、HTLV-1、利伯遗传性视神经萎缩、MCAD、RNA、PKU、间日疟原虫、性别分化、21-脱氧皮质醇)；去丁基卤泛群；二氢蝶啶还原酶；diptheria/破伤风抗毒素；红血球精氨酸酶；红血球原卟啉；酯酶D；脂肪酸/酰基甘氨酸；游离β-人绒毛膜促性腺激素；游离血红球卟啉；游离甲状腺素(FT4)；游离三碘甲状腺原氨酸(FT3)；延胡索酰乙酰乙酸酶；半乳糖/半乳糖-1-磷酸盐；磷酸半乳糖尿苷酸转移酶；庆大霉素；葡糖-6-磷酸脱氢酶；谷胱甘肽；谷胱甘肽过氧化酶；甘氨胆酸；糖基化血红蛋白；卤泛群；血红蛋白变异体；氨基己糖苷酶A；人红血球碳酸酐酶I；1-α-羟孕酮；次黄嘌呤转磷酸核糖基酶；免疫反应性胰蛋白酶；乳酸酯；铅；脂蛋白((a)、B/A-1、β)；溶菌酶；甲氟喹；乙基西梭霉素；苯巴比妥；苯妥英；植烷酸/降植烷酸；孕酮；促乳素；氨酰基脯氨酸二肽酶；嘌呤核苷磷酸化酶；奎宁；反三碘甲状腺原氨酸(rT3)；硒；血清胰脂肪酶；紫苏霉素(sissomicin)；生长调节素C；特异性抗体(腺病毒、抗核抗体、抗zeta抗体(anti-zeta antibody)、虫媒病毒、猪疱疹病毒、登革病毒、麦地那龙线虫、细粒棘球绦虫、痢疾阿米巴、肠道病毒、Giardia duodenalisa、幽门螺杆菌、乙型肝炎病毒、疱疹病毒、HIV-1、免疫球蛋白E(特应性病)、流感病毒、杜氏利什曼原虫、钩端螺旋体、麻疹/腮腺炎/风疹、麻风分支杆菌、支原体肺炎、肌红蛋白、旋盘尾丝虫、副流感病毒、恶性疟原虫、脊髓灰质炎病毒、绿脓假单胞菌、呼吸道合胞病毒、立克次氏体(沙虱病)、曼氏裂体吸虫、刚地弓形虫、Trepenoma pallidium、南美洲锥虫/蓝氏锥虫、水泡性口炎病毒、班氏吴策线虫、黄热病毒)；特异性抗原(乙型肝炎病毒、HIV-1)；琥珀酰丙酮；磺胺多辛；茶碱；促甲状腺激素(TSH)；甲状腺素(T4)；甲状腺素结合球蛋白；痕量元素；转铁蛋白；UDP-半乳糖-4-差向异构酶；脲；尿卟啉原I合成酶；维生素A；白细胞；和锌原卟啉。天然地存在于血液或间质液中的盐、糖、蛋白质、脂肪、维生素和激素在某些实施方案中还可以构成分析物。分析物可天然地存在于生物流体或是内源性的，例如代谢产物、激素、抗原、抗体及类似物。可选择地，分析物可被引入身体或是外源性的，例如用于成像的造影剂、放射性同位素、化学试剂、基于碳氟化合物的合成血液、或药物或药物组合物，包括但不限于：胰岛素；乙醇；大麻(大麻毒质、四氢大麻酚、大麻浸膏)；吸入剂(一氧化二氮、亚硝酸戊酯、亚硝酸丁酯、氯代烃、碳氢化合物)；可卡因(快克可卡因)；兴奋剂(安非他明、脱氧麻黄碱、利他林、苯异妥英、苯甲吗啉、盐酸苄非他明、PreState、盐酸邻氯苯丁胺、Sandrex、苯双甲吗啉)；镇静剂(barbituates、甲喹酮、安定药诸如安定、利眠宁、眠尔通、舒宁、安宁、二钾氯氮)；致幻剂(苯环利定、麦角酸、墨斯卡灵、仙人掌(peyote)、赛洛西宾)；麻醉药(海洛因、可待因、吗啡、鸦片、哌替啶、盐酸羟考酮和对乙酰氨基酚片剂(Percocet)、复方羟可酮、氢可酮镇咳药、芬太尼、达而丰、镇痛新、复方苯乙哌啶片)；设计药(芬太尼、哌替啶、安非他明、脱氧麻黄碱和苯环利定的类似物，例如迷魂药)；促蛋白合成类固醇；和烟碱。药物和药物组合物的代谢产物也是涵盖的分析物。也可分析在身体内产生的诸如神经化学品和其他化学品的分析物，例如，如抗坏血酸、尿酸、多巴胺、去甲肾上腺素、3-甲氧酪胺(3MT)、3，4-二羟基苯乙酸(DOPAC)、高香草酸(HVA)、5-羟色胺(5HT)、和5-羟基吲哚乙酸(FHIAA)。

如本文使用的短语“连续的(或持续的)分析物感测”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于其中分析物浓度的监测被连续地、持续地和或间歇地(但有规律地)进行例如约每5到10分钟的时段。

如本文使用的术语“可操作的连接(operable connection)”、“可操作地连接(operably connected)”和“可操作地连接(operably linked)”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且涉及但不限于以允许组分之间的信号传输的方式与另外的组分连接的一种或多种组分。例如，可使用一个或多个电极来检测样品中的分析物的量并将此信息转换成信号；然后信号可以被传输到电路。在这种情况下，电极“可操作地连接”到电子电路。

如本文使用的术语“宿主”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于动物(例如人类)和植物。

如本文使用的术语“电化学反应性表面”和“电活性表面”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于电极的发生电化学反应的表面。作为一个实例，在工作电极上，由被检测的分析物的酶催化反应产生的H₂O₂(过氧化氢)反应且因此产生了可测量的电流。例如，在葡萄糖的检测中，葡萄糖氧化酶产生了作为副产物的H₂O₂。H₂O₂与工作电极的表面反应产生两个质子(2H⁺)、两个电子(2e^-)和一个氧分子(O₂)，这产生了待测电流。在反电极的情况下，在电极表面还原可还原的物种如O₂，以便平衡由工作电极产生的电流。

如本文使用的术语“感测区域”、“传感器”和“感测机构”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于担负特定的分析物的检测的监测装置的区域或装置。

如本文使用的术语“原始数据流”和“数据流”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于来自葡萄糖传感器的与测量的葡萄糖浓度直接有关的模拟信号或数字信号。在一个实例中，原始数据流是通过A/D转换器由代表葡萄糖浓度的模拟信号(例如电压或安培)转换的以“读数(count)”表示的数字数据。术语广义地包括来自基本上连续的葡萄糖传感器的多个时间隔开的数据点，该葡萄糖传感器包括在时间间隔进行的单个测量，该时间间隔范围从1秒的分数达到如1、2或5分钟或更长。

如本文使用的术语“读数”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于数字信号的测量单位。在一个实例中，以读数测量的原始数据流是直接与电压有关的(例如通过A/D转换器转换)，该电压直接与来自工作电极的电流有关。在另一个实例中，以读数测量的反电极电压直接与电压有关。

如本文使用的术语“电势”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于在电路中两点之间的电势差，该电势差是电流流动的起因。

如本文使用的短语“远离(distal to)”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于相比于特定的参照点的在各种元件之间的空间关系。例如，传感器的一些实施方案包括具有生物保护区域和酶区域的膜系统。如果传感器被认为是参照点，且生物保护区域被安置为比酶区域更远离传感器，那么生物保护区域比酶区域更远离传感器。

如本文使用的短语“接近”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于相比于特定的参照点的在各种元件之间的空间关系。例如，装置的一些实施方案包括具有生物保护区域和酶区域的膜系统。如果传感器被认为是参照点，且酶区域被安置为比生物保护区域更近于传感器，那么酶区域比生物保护区域更接近传感器。

如本文使用的术语“干扰物”和“干扰物种”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于在传感器中干扰感兴趣的分析物的测量而产生不能准确地表示分析物测量的信号的作用或物种。在一个示例性的电化学传感器中，干扰物种可包括具有与待测量的分析物的氧化电位交迭的氧化电位的化合物。

如本文使用的术语“区域”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于膜区域，该膜区域可以是层、均匀的或不均匀的梯度(即，各向异性的)、或被提供为膜的一部分。

如本文使用的术语“感测膜”和“膜系统”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于渗透膜或半渗透膜，它们可包括一个或多个区域且由几微米厚度或更厚的材料构造，该材料对氧气是可渗透的且对感兴趣的分析物可能是或可能不是可渗透的。在一个实例中，感测膜或膜系统可包括固定的葡萄糖氧化酶，该葡萄糖氧化酶使电化学反应能够发生以便测量葡萄糖的浓度。

如本文使用的术语“基线”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且涉及但不限于分析物传感器信号的与分析物浓度无关的部分。在葡萄糖传感器的一个实例中，基线基本上由归因于除了葡萄糖之外的因素(例如干扰物种、非反应相关的过氧化氢或具有与过氧化氢的氧化电位交迭的氧化电位的其他电活性物种)的信号贡献组成。在其中通过求解方程式y＝mx+b来界定校正的一些实施方案中，b的值代表信号的基线。

如本文使用的术语“灵敏度”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于由预定的量(单位)的被测量的分析物产生的电流的量。例如，在一个实施方案中，对于每1mg/dL的葡萄糖分析物，传感器具有从约1到约100皮安培的电流的灵敏度(或斜率)。

如本文使用的，应用下面的缩写：Eq和Eqs(当量)；mEq(毫克当量)；M(摩尔的)；mM(毫摩尔的)；μM(微摩尔的)；N(当量的)；mol(摩尔)；mmol(毫摩尔)；μmol(微摩尔)；nmol(纳摩尔)；g(克)；mg(毫克)；μg(微克)；Kg(千克)；L(升)；mL(毫升)；dL(分升)；μL(微升)；cm(厘米)；mm(毫米)；μm(微米)；nm(纳米)；h和hr(小时)；min.(分钟)；s和sec.(秒)；℃(摄氏度)。

综述

优选的实施方案的膜系统适合与可植入的装置一起使用，该装置与生物流体接触。例如，膜系统可与可植入的装置一起使用，例如用于监测和测定生物流体中的分析物水平的装置，如用于监测具有糖尿病的个体的葡萄糖水平的装置。在一些实施方案中，分析物测量装置是连续的装置。分析物测量装置可以使用任何适当的感测元件来提供原始信号，感测元件包括但不限于包括酶的、化学的、物理的、电化学的、分光光度计的、测定偏振的、量热的、辐射测量的、免疫化学的、或类似的元件的那些。

虽然下面的描述中的一些涉及葡萄糖测量装置，包括所描述的膜系统和它们的使用方法，但是这些膜系统并不限于在测量或监测葡萄糖的装置中使用。这些膜系统适合在多种装置中的任一个中使用，所述装置包括例如检测和定量存在于生物流体中的其他分析物(如胆固醇、氨基酸、醇、半乳糖和乳酸酯)的装置、细胞移植装置(见，如美国专利第6,015,572号、美国专利第5,964,745号和美国专利第6,083,523号)、药物输送装置(见，如美国专利第5,458,631号、美国专利第5,820,589号和美国专利第5,972,369号)及类似物。

在一个实施方案中，分析物传感器是可植入的葡萄糖传感器，例如参考美国专利第6,001,067号和美国专利公布第US-2005-0027463-A1号中所描述的，以上专利在此通过引用以其整体并入。在另一个实施方案中，分析物传感器是葡萄糖传感器，例如参考美国专利公布第US-2006-0020187-A1号所描述的，该专利在此通过引用以其整体并入。在还其他的实施方案中，传感器被构建成被植入到宿主脉管或身体外，例如在美国专利公布第US-2007-0027385-A1号、美国专利公布第US-2008-0119703-A1号、在2007年3月26日提交的待审美国专利申请第11/691,426号和美国专利公布第US-2007-0197890-A1号所描述的，以上专利在此通过引用以其整体并入。在一些实施方案中，传感器被构建为双电极传感器，例如在美国专利公布第US-2005-0143635-A1号、美国专利公布第US-2007-0027385-A1号、美国专利公布第US-2007-0213611-A1号和美国专利公布第US-2008-0083617-A1号中所描述的，以上专利在此通过引用以其整体并入。在一个可选择的实施方案中，连续的葡萄糖传感器包括传感器，诸如例如在Say等人的美国专利第6,565,509号中所描述的。在另一个可选择的实施方案中，连续的葡萄糖传感器包括皮下传感器，诸如例如参考Bonnecaze等人的美国专利第6,579,690号或Say等人的美国专利第6,484,046号所描述的。在另一个可选择的实施方案中，连续的葡萄糖传感器包括可再装的皮下传感器，诸如例如参考Colvin等人的美国专利第6,512,939号所描述的。在又一个可选择的实施方案中，连续的葡萄糖传感器包括血管内传感器，诸如例如参考Schulman等人的美国专利第6,477,395号所描述的。在另一个可选择的实施方案中，连续的葡萄糖传感器包括血管内传感器，例如参考Mastrototaro等人的美国专利第6,424,847号所描述的。在一些实施方案中，电极系统可与多种已知的体内分析物传感器或监测器中的任一种一起使用，例如Ward的美国专利第7,157,528号；Ward等人的美国专利第6,212,416号；Schulman等人的美国专利第6,119,028号；Lesho的美国专利第6,400,974号；Berner等人的美国专利第6,595,919号；Kurnik等人的美国专利第6,141,573号；Sun等人的第6,122,536号；Varall等人的欧洲专利申请EP 1153571；Colvin等人的美国专利第6,512,939号；Slate等人的美国专利第5,605,152号；Bessman等人的美国专利第4,431,004号；Gough等人的美国专利第4,703,756号；Heller等人的美国专利第6,514,718号；Gough等人的美国专利第5,985,129号；Caduff的WO专利申请公布第04/021877号；Maley等人的美国专利第5,494,562号；Heller等人的美国专利第6,120,676号；和Guy等人的美国专利第6,542,765号，以上每个专利都在此通过引用以其整体并入。一般而言，应理解，所公开的实施方案可应用于多种连续的分析物测量的装置构型。

在一些实施方案中，长期的传感器(例如完全地可植入的或血管内的)被构建且被配置成起作用达约30天或更短到约1年或更长的时间段(例如传感器工作时间(sensor session))。在一些实施方案中，短期的传感器(例如经皮的或血管内的传感器)被构建且被配置成起作用达约几个小时到约30天的时间段，包括约1、2、3、4、5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19、20、21、22、23、24、25、26、27、28或29天的时间段(例如传感器工作时间)。如本文使用的术语“传感器工作时间”是广义的术语，且是指但不限于传感器被应用于(例如，被植入)宿主或正被用于获得传感器值的时间段。例如，在一些实施方案中，传感器工作时间从传感器植入(例如，包括将传感器插入皮下组织和将传感器放入与宿主的循环系统连通的流体中)的时间延伸到除去传感器时的时间。

示例性的葡萄糖传感器构型

图1是连续的分析物传感器34(还被称为分析物传感器)的一个示例性实施方案的展开图，说明了感测机构。在一些实施方案中，感测机构适合插入在宿主的皮肤下，且传感器的剩余主体(例如电子线路等)可留在体外。在所说明的实施方案中，分析物传感器34包括两个电极，即工作电极38和至少一个另外的电极30，该另外的电极30可用作反电极或参比电极，在下文中被称为参比电极30。

所预期的是，电极可被形成为具有多种横截面形状中的任一种。例如，在一些实施方案中，电极可被形成为具有圆形的或基本上圆形的形状，但在其他实施方案中，电极可被形成为具有类似椭圆、多边形(例如，三角形、正方形、长方形、平行四边形、梯形、五边形、六边形、八边形)或类似形状的横截面形状。在各种实施方案中，电极的横截面形状可以是对称的，但在其他实施方案中，横截面形状可以是不对称的。在一些实施方案中，每个电极可由例如具有从约0.001英寸或更小到约0.050英寸或更大的直径的细线形成，且由例如电镀绝缘体、电镀线或庞大的电导材料形成。在一些实施方案中，用于形成工作电极的线的直径可以是约0.002、0.003、0.004、0.005、0.006、0.007、0.008、0.009、0.01、0.015、0.02、0.025、0.03、0.035、0.04或0.045英寸。在一些实施方案中，工作电极可包括由导电材料形成的线，例如铂、铂黑、铂铱、钯、石墨、金、碳、导电聚合物、合金或类似物。虽然所说明的电极构型和相关的正文描述了形成传感器的一个方法，但是多种已知的传感器构型中的任一种可与分析物传感器系统一起使用。

工作电极38被构建成测量分析物的浓度，分析物例如但不限于葡萄糖、尿酸、胆固醇、乳酸酯及类似物。例如，在用于检测葡萄糖的酶电化学传感器中，工作电极可测量由待测分析物的酶催化反应产生的过氧化氢并且产生可测量的电流。例如，在葡萄糖的检测中，其中葡萄糖氧化酶(GOX)产生作为副产物的H₂O₂，H₂O₂与工作电极的表面反应，产生了两个质子(2H⁺)、两个电子(2e^-)和一个氧分子(O₂)，这产生待测电流。

绝缘体可被提供来使工作电极和参比电极电绝缘。在这个示例性的实施方案中，工作电极38覆盖有绝缘材料，例如非导电聚合物。浸涂、喷涂、气相沉积或其他涂覆或沉积技术可用于将绝缘材料沉积在工作电极上。在一个实施方案中，绝缘材料包括聚对二甲苯，该聚对二甲苯由于它的强度、润滑性和电绝缘性质可以是有利的聚合物涂层。一般地，聚对二甲苯通过气相沉积和对二甲苯(或其取代的衍生物)的聚合而产生。然而，可以使用任何适当的绝缘材料，例如氟化聚合物、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚氨基甲酸乙酯、聚酰亚胺、其他不导电聚合物或类似物。还可以使用玻璃或陶瓷材料。适合使用的其他材料包括表面能改性的的涂层系统，例如由Bellafonte，PA的Advanced Materials Components Express以商品名AMC18、AMC148、AMC141和AMC321销售的那些涂层系统。然而，在一些可选择的实施方案中，工作电极可不需要绝缘体涂层。

在一些实施方案中，参比电极30可仅用作参比电极，或用作双参比电极和反电极，参比电极30由银、银/氯化银或类似物形成。在一些实施方案中，电极被并置或互相缠绕在一起或缠绕在周围，但然而，所预期的是，其他构型也是可能的。在一个实施方案中，参比电极30成螺旋形地环绕工作电极38。线的组件然后可以可选择地用绝缘材料涂覆在一起，类似于上面所描述的，以便提供绝缘的附件(例如，确保工作电极和参比电极在一起)。

在其中配置了外部绝缘体的实施方案中，涂覆的组件结构的一部分可被剥去或以其他方式除去，例如手工、准分子激光、化学浸蚀、激光消融、喷棱角砂或类似方法，以暴露电活性表面。可选择地，电极的一部分可在沉积绝缘体之前被遮盖，以便维持暴露的电活性表面区域。

在一些实施方案中，通过绝缘材料形成径向窗口(radial window)，以暴露工作电极的圆周的电活性表面。另外，参比电极的电活性表面的部分(section)被暴露。例如，可在外部绝缘层沉积期间遮盖电活性表面的部分或在外部绝缘层沉积之后蚀刻电活性表面的部分。在一些应用中，细胞攻击传感器或细胞迁移到传感器可导致装置的灵敏度或功能下降，特别是在植入的第一天之后。然而，当暴露的电活性表面被圆周地分布在传感器周围(例如，如以径向窗口)时，有效的用于反应的表面区域可被充分地分布，以便使传感器的局部细胞侵入对传感器信号的影响最小。可选择地，可形成切向暴露的电活性窗口，例如，通过仅剥离涂覆的组件结构的一侧。在其他可选择的实施方案中，在涂覆的组件结构的顶端可提供窗口，使得在传感器的顶端暴露电活性表面。还可使用其他用于暴露电活性表面的方法和构型。

在一些可选择的实施方案中，可在组件内包括另外的电极，例如，三电极系统(工作电极、参比电极和反电极)和另外的工作电极(例如，可用来产生氧气的电极，被构建为基线减去(baseline subtracting)电极的电极，或被构建成测量另外的分析物的电极)。美国专利第7,081,195号、美国专利公布第US-2005-0143635-A1号和美国专利公布第US-2007-0027385-A1号(以上每一个专利在此通过引用并入)，描述了一些用于实施和使用另外的工作电极、反电极和参比电极的系统和方法。在其中传感器包括两个工作电极的一个实施方案中，两个工作电极被并置，参比电极被配置在两个工作电极周围(例如成螺旋形地缠绕)。在一些实施方案中，其中提供了两个或更多个工作电极，可沿着传感器的长度(例如围绕参比电极、绝缘棒或其他支撑结构)形成双螺旋状、三螺旋状、四螺旋状等螺旋状构型的工作电极。所得到的电极系统可被构建有合适的膜系统，其中第一工作电极被构建成测量包括葡萄糖信号和基线信号的第一信号，且另外的工作电极被构建成测量仅由基线信号组成的基线信号。在这些实施方案中，第二工作电极可被构建成基本上类似于第一工作电极，但没有放置于其上的酶。这样，基线信号可被测定并被从第一信号中减去而产生不同的信号，即仅葡萄糖的信号，该信号基本上不受基线或干扰物种对信号的波动的影响，例如美国专利公布第US-2005-0143635-A1号、美国专利公布第US-2007-0027385-A1号和美国专利公布第US-2007-0213611-A1号以及美国专利公布第US-2008-0083617-A1号中所描述的，以上专利在此通过引用以其整体并入。

已发现，在包括两个工作电极的一些电极系统中，即，在一些双电极系统中，工作电极有时可以稍微地不同于彼此。例如，两个工作电极，即使是从一个工厂制造，可稍微地在厚度或渗透性上不同，这是因为电极在制造时对环境条件(例如温度、湿度)的高灵敏度。因此，双电极系统的工作电极有时可以具有变化的扩散、膜厚度和扩散特性。因此，上面描述的不同的信号(即仅葡萄糖的信号，其由从第一信号减去基线信号而产生)可能不是完全地准确。为减轻此状况，所预期的是，在一些双电极系统中，两个工作电极可被制造成具有一种或多种膜，每种膜都包括生物保护层，这在本文其它地方更详细地描述。下面的实施例6详细地描述了用其中传感器包括两个工作电极的一个实施方案获到的减去干扰相关的信号的结果，两个工作电极中的每一个由生物保护层覆盖。

所预期的是，感测区域可包括多种电极构型中的任一种。例如，在一些实施方案中，除了一个或多个葡萄糖测量工作电极之外，感测区域还可包括与工作电极结合的参比电极或其他电极。在这些特定的实施方案中，传感电极还可包括与一个或多个可选择的辅助工作电极结合的单独的参比电极或反电极。在其他实施方案中，感测区域可包括葡萄糖测量工作电极、辅助工作电极、两个反电极(每一个工作电极对应一个反电极)和一个共享的参比电极。在另外其他的实施方案中，感测区域可包括葡萄糖测量工作电极、辅助工作电极、两个参比电极和一个共享的反电极。

美国专利公布第US-2008-0119703-A1号和美国专利公布第US-2005-0245799-A1号描述了用于在不同的身体部位使用连续的传感器的另外的构型。在一些实施方案中，传感器被构建成经皮植入宿主中。在可选择的实施方案中，传感器被构建成插入循环系统，例如周围静脉或动脉中。然而，在其他实施方案中，传感器被构建成插入中心循环系统，例如但不限于腔静脉中。在还其他实施方案中，可将传感器放置在体外循环系统中，例如但不限于提供到血管的身体外入口的血管内接入装置、静脉内流体输注系统、身体外的血液化学分析装置、透析机器、心肺机(即，当心脏在心脏手术期间停止时用于提供血液循环和充氧的装置)等。在还其他的实施方案中，传感器可以被构建成完全地可植入的，如美国专利第6,001,067号中所描述的。

图2A是通过图1中的传感器的在线2-2处的横截面图，说明了膜系统32的一个实施方案。在这个特定的实施方案中，膜系统包括酶区域42、扩散阻力区域44和位于工作电极38周围的生物保护区域46，在本文其他地方更详细描述了以上所有区域。在一些实施方案中，整体的扩散阻力区域和生物保护区域可被包括在膜系统中(例如，其中两个区域的功能性被并入到一个区域，即生物保护区域)。在一些实施方案中，传感器被构建成短期植入(例如，从约1到30天)。然而，应理解，膜系统32可以被修改以在其他装置中使用，例如通过仅包括区域中的一个或多个、或另外的区域。

在一些实施方案中，膜系统可包括生物保护区域46，其还被称为细胞不可渗透的区域或生物干扰区域，包括表面改性的基础聚合物，如本文其他地方更详细描述的。然而，一些实施方案的感测膜32还可包括多个区域或层，该区域或层包括例如电极区域(例如，如在图2C中所说明的)、干扰区域(例如，如在图2B中所说明的)、或细胞分裂区域(未显示)，如在本文其他地方和美国专利公布第US-2006-0036145-A1号中更详细描述的，该专利在此通过引用以其整体并入。

应理解，被修改用于其他传感器的感测膜，例如可包括更少或另外的层。例如，在一些实施方案中，膜系统可包括一个电极层、一个酶层和两个生物保护层，但在其他实施方案中，膜系统可包括一个电极层、两个酶层和一个生物保护层。在一些实施方案中，生物保护层可以被构建成起到扩散阻力区域的作用并控制分析物(例如葡萄糖)到达下面的膜层的通量。

在一些实施方案中，可由以下材料形成感测膜中的一个或多个区域，例如硅氧烷、聚四氟乙烯、聚乙烯-共聚-四氟乙烯、聚烯烃、聚酯、聚碳酸酯、生物稳定的聚四氟乙烯、聚氨基甲酸乙酯的均聚物、共聚物、三元共聚物，聚丙烯(PP)、聚氯乙烯(PVC)、聚偏氟乙烯(PVDF)、聚对苯二甲酸丁二酯(PBT)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚醚醚酮(PEEK)、聚氨基甲酸乙酯、纤维素聚合物、聚(环氧乙烷)、聚(环氧丙烷)以及其共聚物和共混物，聚砜和其嵌段共聚物，包括，例如二嵌段共聚物、三嵌段共聚物、交替共聚物、无规共聚物和接枝共聚物。

在一些实施方案中，可使用已知的薄膜或厚膜技术(例如喷雾、电沉积、浸渍或类似技术)将感测膜沉积在电极材料的电活性表面。应理解，位于工作电极上面的感测膜并不需要具有与位于参比电极上面的感测膜相同的结构；例如，沉积在工作电极上面的膜区域并不必定需要被沉积在参比电极或反电极上面。

虽然在图2A-2C中说明的示例性实施方案包括圆周地延伸的膜系统，但本文所描述的膜可应用于任何平面的或非平面的表面，例如Say等人的美国专利第6,565,509号的基于衬底的传感器结构。

传感器电子线路

一般而言，分析物传感器系统具有与其结合的电子线路，其还被称为“计算机系统”，该计算机系统可包括硬件、固件或软件，它们使得能够进行与宿主中的分析物水平相关的测量和数据处理。在电化学传感器的一个示例性实施方案中，电子线路包括稳压器、用于给传感器提供电力的电源和可用于信号处理的其他部件。在另外的实施方案中，电子线路中的一些或所有可以与传感器或电子线路的其他部分有线或无线通信。例如，配置在装置上的稳压器可以用线连接到放置在床旁的剩余的电子线路(例如处理器、记录器、发送器、接收器等)。在另一个实例中，电子线路的一些部分无线地连接到电子线路的另一部分(例如接收器)，例如通过红外(IR)或RF。所预期的是，电子线路的其他实施方案可以用于提供传感器数据输出，例如在美国专利公布第US-2005-0192557-A1号、美国专利公布第US-2005-0245795-A1号、美国专利公布第US-2005-0245795-A1号和美国专利公布第US-2005-0245795-A1号、美国专利公布第US-2008-0119703-A1号以及在2007年3月26日递交的美国专利申请第11/691,426号中描述的那些，以上每一个专利在此通过引用以其整体并入。

在一个优选的实施方案中，稳压器可操作地连接到电极(如本文其他地方所描述的)，该稳压器加偏压到传感器使得能够进行指示宿主中的分析物浓度的电流信号的测量(还被称为模拟部分)。在一些实施方案中，稳压器包括将电流转化成电压的电阻器。在一些可选择的实施方案中，提供了电流到频率的转换器，该转换器被构建成例如使用电荷计数装置(charge counting device)连续地积分所测量的电流。在一些实施方案中，电子线路包括A/D转换器，该A/D转换器将模拟信号数字化成数字信号，其还被称为用于处理的“读数”。因此，以读数表示的所得到的原始数据流，还被称为原始传感器数据，与通过稳压器测量的电流直接相关。

一般而言，电子线路包括处理器模块，该处理器模块包括控制传感器系统的处理的中央控制单元。在一些实施方案中，处理器模块包括微处理器，然而除了微处理器之外的计算机系统可用来处理如本文所描述的数据，例如ASIC可用于传感器的中央处理中的一些或全部。处理器通常提供半永久性数据存储，例如存储如传感器标识符(ID)的数据和编程以处理数据流(例如编程以进行数据平滑或信号伪像的替换，如在美国专利公布第US-2005-0043598-A1号中所描述的)。处理器另外地可用于系统的高速缓冲存储器，例如用于暂时地存储最近的传感器数据。在一些实施方案中，处理器模块包括存储器存储部件如ROM、RAM、动态RAM、静态RAM、非静态RAM、EEPROM、可重写的ROM、闪速存储器及类似物。

在一些实施方案中，处理器模块包括被构建为平滑原始数据流的数字滤波器，例如无限冲击响应(IIR)或有限冲击响应(FIR)滤波器。一般地，数字滤波器被编程为对以预定的时间间隔(还被称为采样速率)采样的数据进行滤波。在一些实施方案中，其中稳压器被构建成以离散时间间隔测量分析物，这些时间间隔决定了数字滤波器的采样速率。在一些可选择的实施方案中，其中稳压器被构建成例如使用如上所描述的电流-频率转换器来连续地测量分析物，可将处理器模块编程为以预定的时间间隔从A/D转换器得到数字值，预定的时间间隔还被称为采集时间。在这些可选择的实施方案中，由于电流测量的连续性，对通过处理器获得的值在采集时间内有利地求平均。因此，采集时间决定了数字滤波器的采样速率。

在一些实施方案中，处理器模块被构建成建立数据包以传输到外部源，例如RF传输到接收器。一般地，数据包包括多个比特，该多个比特可包括前同步码、标识电子单元、接收器或两者(例如传感器ID码)的唯一标识符、数据(例如原始数据、滤过的数据或积分值)或误差检测或修正。优选地，数据(传输)包具有从约8比特到约128比特的长度，优选约48比特；然而，在特定的实施方案中可以期望更大或更小的包。处理器模块可被构建成传输原始数据或滤过的数据的任何组合。在一个示例性的实施方案中，传输包包括固定的前同步码、电子单元的唯一ID、简单五分钟平均的(例如积分的)传感器数据值和循环冗余码(CRC)。

在一些实施方案中，处理器还实施了处理，例如存储数据、分析数据流、校正分析物传感数据、估计分析物值、对比所估计的分析物值和时间对应的所测量的分析物值、分析估计的分析物值的变化、下载数据以及通过提供分析物值、提示、消息、警告、警报及类似物来控制用户界面。在这种情况下，处理器包括实施在本文所描述的处理的硬件和软件，例如提供了永久或半永久的数据存储的闪速存储器以及存储了系统的高速缓冲存储器且有助于数据处理的随机存取存储器(RAM)，闪速存储器存储诸如传感器ID、接收器ID的数据，以及编程为处理数据流(例如，编程以实施估计和本文其他地方所描述的其他算法)。可选择地，数据处理的某部分(如本文其他地方参考处理器所描述的)可在另一个(例如远程的)处理器完成且可被构建成成与处理器有线连接或无线连接。

在一些实施方案中，输出模块和处理器为整体或可操作地与处理器连接，该输出模块包括编程为基于从传感器系统接收的数据流产生输出，且输出模块的处理发生在处理器中。在一些实施方案中，经由用户界面产生输出。

噪声

一般地，可植入的传感器测量与宿主中的感兴趣的分析物相关的信号。例如，电化学传感器可测量宿主中的葡萄糖、肌酸酐或脲，宿主例如动物(如人类)。一般地，将信号用数学方法转换成指示分析物状况的数值，例如分析物浓度，如本文其他地方更详细描述的。通常，由常规的分析物传感器产生的信号包括一些噪声。噪声在临床上是重要的，这是因为噪声可引起误差并且可降低传感器性能，例如通过提供造成分析物浓度呈现出高于或低于实际的分析物浓度的信号。例如，向上的或高的噪声(如引起信号增大的噪声)可引起宿主的葡萄糖浓度的读数呈现出高于实际值，这又可导致不适当的治疗决定。同样地，向下的或低的噪声(如引起信号减小的噪声)可引起宿主的葡萄糖浓度的读数呈现出低于它的实际值，这同样又可导致不适当的治疗决定。因此，噪声减少是需要的。

通常，可将由传感器检测的信号分解成其组成部分。例如，在酶电化学分析物传感器中，优选地，在传感器开始工作完成之后，总信号可被分成代表分析物(例如，葡萄糖)浓度的“分析物部分”和由非分析物相关的物种引起的“噪声部分”，该非分析物相关的物种在外加电压下具有基本上与分析物(或测量的物种，如H₂O₂)的氧化还原电势交迭的氧化还原电势。噪声部分还可被分成其组成部分，例如恒定噪声和非恒定噪声。传感器经历某一水平的噪声不是异常的。通常，“恒定噪声”(有时被称为恒定背景或基线)由随着时间相对稳定的非分析物相关的因素引起，该因素包括但不限于由通常恒定的(如每日)的代谢过程产生的电活性物种。恒定噪声在宿主之间可广泛变化。相反，“非恒定噪声”(有时被称为非恒定背景)通常由非恒定的、非分析物相关的物种(例如引起非恒定噪声的电活性物种)引起，该非恒定的、非分析物相关的物种可在暂现事件期间例如宿主代谢过程(如创伤愈合或响应疾病)期间或由于某些化合物(如某些药物)的摄取而产生。在一些情况下，噪声可由多种引起噪声的电活性物种引起，在本文其他地方详细讨论该引起噪声的电活性物种。

图3是说明在非糖尿病的志愿者宿主中通过经皮葡萄糖传感器(在传感器开始工作完成之后)测量的信号的部分的图。Y轴指示由传感器测量的信号幅度(以读数表示)。由传感器收集的总信号由线1000表示，该线1000包括涉及葡萄糖、恒定噪声和非恒定噪声的部分，这在本文其他地方更详细描述。在一些实施方案中，总信号是原始数据流，该原始数据流可包括平均信号或积分信号，例如使用电荷计数装置。

总信号的非恒定噪声部分由线1010表示。通过使用多种已知的滤波技术中的任一种对总信号1000进行滤波以获得滤过的信号1020，且然后从总信号1000减去滤过的信号1020，可获得总信号1000的非恒定噪声部分1010。在一些实施方案中，可使用n(如10)个最新采样的传感器值的线性回归分析来对总信号进行滤波。在一些实施方案中，可使用非线性回归来对总信号进行滤波。在一些实施方案中，可使用裁剪回归(trimmedregression)来对总信号进行滤波，裁剪回归是裁剪回归均值(例如，在排除离开回归线的任何点的大偏移之后)的线性回归。在一些实施方案中，在传感器以预定的采样速率(例如每30秒)记录葡萄糖测量之后，传感器计算了裁剪均值(例如，从数据集中去除最高和最低测量)且然后对剩余的测量进行回归以估计葡萄糖值。在一些实施方案中，可使用诸如有限冲击响应(FIR)滤波器的非回归滤波器来总信号进行滤波。FIR滤波器是数字信号滤波器，其中输出的每一采样是输入的过往采样和当前采样的加权和，仅使用一些有限数量的过往采样。在一些实施方案中，可使用诸如无限冲击响应(IIR)滤波器的回归滤波器来对总信号进行滤波。IIR滤波器是一种类型的数字信号滤波器，其中输出的每一采样是输入的过往采样和当前采样的加权和。在一些实施方案中，可使用最大平均(最大平均)滤波算法对总信进行号滤波，该算法基于以下发现来平滑数据：例如，在人体中植入葡萄糖传感器之后观察到的大部分的信号伪像，不是均匀地分布在实际的血糖水平之上或之下。已观察到，许多数据集事实上的特征是延伸的周期，其中噪声显示出倾向于向下地离开具有偶然的高尖峰信号的最大值。为了克服这些向下倾向的信号伪像，最大平均计算跟踪最高的传感器值，且放弃大批的较低值。另外地，最大平均法被设计成减少具有来自高尖峰信号的非生理性地高的数据的数据污染。最大平均计算以采样间隔(例如每30秒)平滑数据，以便以较不频繁的传输间隔(例如每5分钟)传输给接收器，以使得非生理数据的影响最小化。首先，微处理器在采样数据点的第一集(例如，5个连续的、已接收的、30秒的数据点)中寻找和存储最大的传感器读数值。移帧时间窗口(frame shift time window)为采样数据的每一集(例如，每一5点循环长度)寻找最大的传感器读数值和存储每一个最大值。然后微处理器为每一采样间隔(例如每30秒)计算这些最大值的移动平均(rolling average)(例如，5点平均)。周期性地(如每第10个间隔)，传感器将移动平均的当前最大值输出到接收器(例如，在最后的10个30秒间隔结束时作为段时间(例如5分钟)的经平滑的值而输出)。在一些实施方案中，可使用“可能性替换方法的圆锥体(Coneof Possibility Replacement Method)”对总信号进行滤波，该方法使用生理信息和葡萄糖信号值以便定义在人体内的生理上可行的葡萄糖信号值的“圆锥体”。特别地，生理信息取决于从文献中的连续研究和我们自己的观察获得的生理参数。第一生理参数使用了在人体中的葡萄糖的最大持续变化速率(例如约4mg/dl/min至6mg/dl/min)和葡萄糖变化速率的最大持续加速度(例如约0.1至0.2mg/min/min)。第二生理参数使用了以下知识：葡萄糖的变化速率在最大值和最小值时是最低的，最大值和最小值在患者的治疗中是具有最大风险的区域。第三生理参数使用了以下事实：沿着特定的时间段(例如约20-25分钟)内的曲线的任何点的曲线形状的最佳解决方案是直线。应注意，在一些例子中，最大变化速率可以变窄。因此，另外的生理数据可以用来修改强加于用于传感器葡萄糖值的可能性替换方法的圆锥体上的限制。例如，当实验对象躺下或睡眠时，每分钟变化速率的最大值可以较低；另一方面，例如当实验对象正在锻炼时，每分钟变化速率的最大值可以较高。在一些实施方案中，在来自电化学葡萄糖传感器的信号伪像的正检测期间，可使用电极电位中的参比变化来估计葡萄糖传感器数据而对总信号进行滤波；在这个实施方案中，电化学葡萄糖传感器包括工作电极、反电极和参比电极。这个方法开发了参比电极的作用，这是因为它漂移以补偿反电极在缺氧、pH变化或温度变化时的局限。在参比漂移方法的可选择的实施中，因此可基于在参比电极中测量的变化而实施多种算法。线性算法及类似物适合用于解释参比电极漂移和限制信号噪声的非葡萄糖速率之间的直接关系，使得可以衍生出到信号噪声补偿的合适转化。信号滤波的另外的描述可在美国专利公布第US-2005-0043598-A1号中找到。

恒定噪声信号部分1030可通过使用参比数据校正传感器信号而获得，例如从手持血糖仪或类似物获得的一个或多个血糖值，从中可以获得回归的基线“b”，代表恒定噪声信号部分1030。

分析物信号部分1040可通过从滤过的信号1020中减去恒定噪声信号部分1030而获得。

通常，非恒定噪声由干扰物种(引起非恒定噪声的物种)引起，该干扰物种可以是化合物，例如已施用至宿主的药物、或宿主的各种代谢过程间歇地产生的产物。示例性的干扰物包括但不限于各种药物(如醋氨酚)、来自外部源的H₂O₂(如在传感器膜系统外部产生的)和反应性代谢物种(如反应性氧气和氮气物种、一些激素等)。一些已知的对于葡萄糖传感器的干扰物种包括但不限于醋氨酚、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、甘油三酯和尿酸。

在可植入的葡萄糖传感器的一些实验中，观察到在一些宿主间歇地固定不动时，例如在睡眠或久坐期间，噪声增加。当宿主又开始移动时，噪声很快消失。发生在间歇、久坐时的噪声(有时称为间歇久坐噪声)可发生在相对不活跃的时期，例如睡眠。非恒定的非分析物相关的因素可引起间歇久坐噪声，例如在植入了不用酶制造的酶型葡萄糖传感器的非糖尿病个体的一个示例性的研究中所观察到的。这些传感器(没有酶)不能与葡萄糖反应或测量葡萄糖，且因此提供了仅由于非葡萄糖作用引起的信号(例如恒定噪声和非恒定噪声)。在久坐时(例如睡眠时)，在传感器上观察到大量的、持续的信号。然后，当宿主起床和来回移动时，信号很快改正。作为对照，进行了体外实验以测定传感器部分是否可能过滤(leached)到传感器周围的区域且引起噪声，但没有检测到任何东西。从这些结果，可认为宿主产生的非分析物相关的反应物扩散到电极且产生了意想不到的非恒定噪声信号。

干扰物

干扰物是可能引起传感器产生错误的正或负的分析物信号(例如与分析物无关的信号)的分子或其他物种。一些干扰物在传感器的电化学反应性表面减少或氧化，而其他干扰物干扰了用来与待测分析物反应的酶(例如葡萄糖氧化酶)的能力。还有其他干扰物与酶(例如葡萄糖氧化酶)反应而产生了电化学活性的副产物。干扰物可夸大或遮盖响应信号，因此导致错误或是人误解的结果。例如，错误的正信号可能引起宿主的分析物浓度(例如葡萄糖浓度)高于真实的分析物浓度。错误的正信号可能造成在一些常规的传感器中的临床上的重大问题。例如在严峻的血糖过低的形势下，其中宿主已吞下干扰物(例如醋氨酚)，得到的假的高葡萄糖信号可能导致宿主相信他血糖正常或血糖过高。作为回应，宿主可能做出不合适的治疗决定，例如在合适的做法可能是开始吃东西时给自己注射太多胰岛素或不采取任何行动。反过来，这个不合适的行动或不行动可能导致宿主的危险的血糖过低事件。因此，期望膜系统可以改进而基本上减少或消除干扰物对分析物测量的影响。如本文其他地方所更详细描述的，所预期的是，具有一个或多个能阻止或基本上减少分析物流到电极的电活性表面上的区域的膜系统可减少噪声和提高传感器精确性。

关于分析物传感器，所预期的是，多个类型的干扰物可能引起不准确的读数。一种类型的干扰物在本文定义为“外源性的干扰物”。如本文使用的术语“外源性的干扰物”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于影响葡萄糖的测量和存在于宿主中而来源于体外的干扰物，且可包括施用至人的物品，例如药剂、药物、食物或药草，无论是静脉注射地、口服、局部地施用的。举例来说，宿主吞下的醋氨酚或注射到宿主的利多卡因在本文可被认为是外源性的干扰物。

另一类型的干扰物在本文定义为“内源性的干扰物”。如本文使用的术语“内源性的干扰物”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于影响葡萄糖的测量和来源于体内的干扰物，且因此包括来源于在细胞代谢(由于创伤愈合)时产生的物种或代谢物的干扰物。尽管不希望被理论束缚，但认为电活性干扰物的局部积累，如来源于细胞代谢和创伤愈合的电活性代谢物，可能干扰传感器功能和引起早期的间歇、久坐的噪声。当身体的部分被挤压时或当身体不活跃时，局部的淋巴淤血，也可能部分地引起干扰物(例如电活性代谢物)的这个局部积累。应注意，内源性的干扰物以不同于外源性的干扰物的方式可与膜系统反应。内源性的干扰物可包括但不限于具有以下各项的化合物：电活性酸、胺基或巯基、脲(例如作为肾衰竭的结果)、乳酸、磷酸酯、柠檬酸酯、过氧化物、氨基酸(例如L-精氨酸)、氨基酸前体或分解产物、一氧化氮(NO)、NO-供体、NO-前体、或其他电活性物种或如在细胞代谢或创伤愈合时产生的代谢物。

噪声减少的膜系统

在一些实施方案中，连续的传感器可具有生物保护区域，该生物保护区域包括聚合物，该聚合物含有一个或多个表面活性基团，该表面活性基团被构建成基本上减少或阻止引起非恒定噪声的物种的作用或影响。在这些实施方案中的一些中，减少或阻止引起非恒定噪声的物种的作用或影响可使得信号的非恒定噪声部分少于总信号的约60％、50％、40％、30％、20％或10％。在一些实施方案中，传感器可包括至少一个电极和电子线路，该电子线路被构建成提供在电极处测量的信号。该测量的信号可被分解(例如在传感器开始工作之后)为其组成部分，组成部分可包括但不限于基本上分析物相关的部分、基本上恒定的非分析物相关的部分(例如恒定噪声)和基本上非恒定的非分析物相关的部分(例如非恒定噪声)。在这些实施方案中的一些中，传感器可被构建成使得基本上非恒定的非分析物相关的部分不会基本上促成信号至少约一天或两天。在一些实施方案中，非恒定噪声的信号贡献在至少约一天的时间段内可小于信号(即，总信号)的约60％、50％、40％、30％、20％或10％，但在其他实施方案中，时间段可以是至少约两天、三天、四天、五天、六天、七天或更多天，包括数周或数月，且非恒定噪声的信号贡献可以小于约18％、16％、14％、12％、10％、8％、6％、5％、4％、3％、2％或1％。所预期的是，在一些实施方案中，传感器可被构建成使得分析物相关的部分的信号贡献在至少约一天的时间段内为总信号的至少约50％、60％、70％、80％、90％或更多；但在一些实施方案中，时间段可以是至少约两天、三天、四天、五天、六天、七天或更多天，包括数周或数月，且分析物相关的部分的信号贡献可以为至少约50％、55％、60％、65％、70％、75％、80％、82％、84％、86％、88％、90％、91％、92％、93％、94％、95％、96％、97％、98％、99％或更多。

总信号的信号部分的百分比可以使用定量信号部分和总信号的幅度的多种方法来确定，从中可计算每一个部分的百分比贡献。在一些实施方案中，信号部分可通过对比一个时间段内的每一个信号部分的峰-峰幅度来定量，借此可将每一个部分的峰-峰幅度与总信号的峰-峰幅度对比以确定其占总信号的百分比。在一些实施方案中，信号部分可通过确定一个时间段内的信号部分的均方根(RMS)来定量。在信号部分的均方根分析的一个示例中，信号部分可使用下式来定量：

$\mathrm{RMS}=\sqrt{\frac{\mathrm{\Σ}(x_1^2+x_2^2+x_3^2+x_n^2)}{n}}$

其中在预定的时间段(例如约1天、约2天、约3天等)期间存在数目(n)个信号(例如分析物部分、非恒定噪声部分、恒定噪声部分和总信号)的数据值(x)。一旦定量了信号部分和总信号，可将信号部分与总信号对比以确定每一个信号部分在总信号内的百分比。

生物保护区域

生物保护区域是可植入的装置的区域或层，该装置被构建成在被植入到宿主中或连接到宿主时(例如，通过提供到血管的身体外入口的血管内接入装置)与生物流体连接(例如接触)。如上面所描述的，一些实施方案的膜可包括生物保护区域46(见图2A-2C)，其还被称为生物保护层，包括至少一种聚合物，该聚合物包含表面活性基团。在一些实施方案中，包含表面活性基团的聚合物是包含表面活性端基的聚合物。在这些实施方案中的一些中，包含表面活性端基的聚合物是具有共价键合的表面活性端基的聚合物。然而，所预期的是，包含其他表面活性基团的聚合物也可以被使用且可通过完全反应的基础聚合物的改性而形成，该改性通过侧链结构的接枝、膜制造之后应用的表面处理或涂层(例如通过表面改性添加剂)、在膜制造之前将表面改性添加剂与基础聚合物共混、通过合成期间的物理夹带固定包含表面活性基团的柔性链段、或类似方式。

对某些实施方案有用的基础聚合物可包括在聚合物的主链结构上任何直链的或支链的聚合物。适当的基础聚合物可包括但不限于环氧树脂、聚烯烃、聚硅氧烷、聚醚、丙烯酸类树脂、聚酯、碳酸酯和聚氨基甲酸乙酯，其中聚氨基甲酸乙酯可包括聚氨基甲酸乙酯共聚物，例如聚醚-氨基甲酸乙酯-脲、聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯、聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯、聚酯-氨基甲酸乙酯及类似物。在一些实施方案中，基础聚合物可依据它们的整体性质来选择，例如但不限于拉伸强度、挠曲寿命、模量及类似物。例如，已知聚氨基甲酸乙酯是相对坚固的且提供多个反应途径，它的性质作为连续的传感器的膜区域的整体性质可以是有利的。

在一些实施方案中，合成为具有亲水链段的基础聚合物可用来形成生物保护层。例如，可以使用包括生物相容的分段的嵌段聚氨基甲酸乙酯共聚物的直链基础聚合物，所述共聚物包括硬链段和柔性链段。在一些实施方案中，共聚物的硬链段可具有从约160道尔顿至约10,000道尔顿，且有时从约200道尔顿至约2,000道尔顿的分子量。在一些实施方案中，柔性链段的分子量可从约200道尔顿至约10,000,000道尔顿，且有时从约500道尔顿至约5,000,000道尔顿，并且有时从约50,000道尔顿至约2,000,000道尔顿。所预期的是，用于制备共聚物的硬链段的聚异氰酸酯可以是芳族的或脂族的二异氰酸酯。用于制备聚氨基甲酸乙酯的柔性链段可以是多官能的脂族多元醇、多官能的脂族胺或芳族胺、或类似物，其可用于产生分析物(例如葡萄糖)通过其中的渗透性，且可包括例如聚乙酸乙烯酯(PVA)、聚乙二醇(PEG)、聚丙烯酰胺、醋酸酯、聚氧化乙烯(PEO)、聚丙烯酸乙酯(PEA)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)及其变体(例如PVP乙酸乙烯酯)，且其中PVP及其变体在一些实施方案中由于它们的水解稳定性可以是优选的。

可选择地，在一些实施方案中，生物保护层可包括基础聚合物(例如聚氨基甲酸乙酯)和一种或多种亲水性聚合物的组合，例如，作为物理共混物或混合物，其中每种聚合物保持它的独特的化学性质，亲水性聚合物例如PVA、PEG、聚丙烯酰胺、醋酸酯、PEO、PEA、PVP及其变体(例如PVP乙酸乙烯酯)。所预期的是，多种聚合物的组合中的任一种可以用来生成具有所需的葡萄糖、氧气和干扰渗透性质的共混物。例如，在一些实施方案中，生物保护层可以由聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯基础聚合物和PVP的共混物形成，但在其他实施方案中，聚氨基甲酸乙酯或其他基础聚合物和一种或多种亲水性聚合物的共混物可以代替使用。在包括PVP的使用的实施方案中的一些中，聚合物共混物的PVP部分可构成聚合物共混物的按重量计从约5％至约50％，有时从约15％至20％，且其他时候从约25％至40％。所预期的是，可以使用各种分子量的PVP。例如，在一些实施方案中，所使用的PVP的分子量可以从约25,000道尔顿至约5,000,000道尔顿，有时从约50,000道尔顿至约2,000,000道尔顿，且其他时候从6,000,000道尔顿至约10,000,000道尔顿。

已开发了这样的膜，所述膜能够控制特定的分析物通过膜的通量。然而，已知的是，常规的膜通常缺乏基本上减少或阻止干扰物通过其中的通量的能力。从膜设计的角度，通常因为膜被制成对于分析物通过是更可渗透的(例如开放的)，该增加的对于分析物的膜的渗透性也倾向于增加干扰物的渗透性。举例来说，允许葡萄糖(具有180道尔顿的分子量)通过膜的通量的常规的膜将通常基本上不减少或阻止干扰物例如醋氨酚(具有151.2道尔顿的分子量)的通量。因此，没有被设计成减少干扰物的通量的机构，高水平的不期望的信号噪声可能由于通过膜的干扰物而产生。有利地，本文所描述的一些实施方案通过提供用于选择性地控制特定的分析物的通量，同时还基本上减少或阻止干扰物通过膜的通量的机构，来提供克服了上面所描述的不足的膜层。

尽管不希望受理论束缚，但认为，在由各种分段的嵌段聚氨基甲酸乙酯共聚物形成的一些常规的膜中，共聚物的疏水性部分(例如硬链段)可能倾向于与亲水性部分(例如柔性链段)分开，这又可能引起亲水性部分排列且形成通道，通过该通道分析物如葡萄糖和其他分子如像醋氨酚一样的外源性的干扰物可从远的表面通过生物保护层到达邻近的表面。尽管分析物通过生物保护层的扩散是期望的，但干扰物的扩散一般不是。通过实验，已意外地发现，与基础聚合物如硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯共混的PVP的使用可提供具有基本上减少或阻止各种干扰物如醋氨酚通过其中的通量的能力的生物保护层。尽管不希望受理论束缚，但认为，PVP分子的羰基可与各种干扰物形成氢键。例如，已知醋氨酚分子能够通过它们的羟基(O-H)与酰胺基(H-N-(C＝O))氢键键合，且因此通过这些部分可以与PVP相互作用。尽管PVP在此被描述为提供能够提供上面所描述的氢键键合效应的亲水性聚合物的实例，但所预期的是，还可以使用已知具有强的氢键键合特性的多种其他亲水性聚合物中的任一种，诸如例如聚乙烯吡咯烷酮-乙酸乙烯酯(PVP-VA)、羟丙基纤维素(HPC)、羟丙基甲基纤维素(HPMC)。

在一些实施方案中，生物保护区域被构建成基本上减少或阻止至少一种干扰物的通量，且显示出约1比30的葡萄糖比干扰物的渗透率比，但在其他实施方案中，葡萄糖比干扰物的渗透率比(例如葡萄糖比醋氨酚的渗透率比)可以小于约1比1、1比2、1比5、1比10、1比15、1比20、1比35、1比40、1比45、1比50或1比100。通过这些实施方案显示的葡萄糖比干扰物的渗透率比是比常规的聚氨基甲酸乙酯膜有改进的，常规的聚氨基甲酸乙酯膜通常显示大于1比300的葡萄糖比干扰物的渗透率比(例如葡萄糖比醋氨酚的渗透率比)。在一些实施方案中，相应于1,000mg剂量的醋氨酚的等效峰的葡萄糖小于约100mg/dL，有时小于80mg/dL，且有时在约50mg/dL之间，且有时小于20mg/dL。

图8说明了和实施例5描述了如所显示的通过生物保护区域阻止干扰物醋氨酚的水平，所述生物保护区域包括与硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯基础聚合物共混的PVP。尽管这种特定的聚合物通过在膜制造之前将基础硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯聚合物与PVP共混而形成，但所预期的是，其他方法诸如例如膜制造之后应用的表面处理(如通过表面改性添加剂)、通过聚合物合成期间的物理夹带固定含有表面活性基团的链段，也可以被使用，且也可提供相似的结果。

在一些实施方案中，聚合物共混物的PVP部分可构成聚合物共混物的按重量计从约5％至约50％，有时从约15％至20％，且其他时候从约25％至40％。所预期的是，可以使用各种分子量的PVP。例如，在一些实施方案中，所使用的PVP的分子量可以从约25,000道尔顿至约5,000,000道尔顿，有时从约50,000道尔顿至约2,000,000道尔顿，且其他时候从6,000,000道尔顿至约10,000,000道尔顿。

如本文使用的术语“表面活性基团”和“表面活性端基”是广义的术语，且以它们的普通含义被使用，该普通含义包括但不限于具有表面活性性质的表面活性低聚物或其他表面活性部分，例如优先朝着由其形成的膜的表面迁移的烃基。表面活性基团优先朝着空气迁移(例如由膜形成期间的热力学性质驱动)。在一些实施方案中，表面活性基团在合成期间共价地结合到基础聚合物。在一些优选的实施方案中，表面活性基团可包括硅氧烷、磺酸酯、氟、聚氧化乙烯、烃基及类似物。包括含有表面活性基团的聚合物的膜区域的表面活性(例如，化学，性质)反映了表面活性基团的表面活性，而不是基础聚合物的表面活性。换句话说，表面活性基团控制了在膜表面(例如生物接触表面)的化学，而不损害基础聚合物的整体性质。基于期望的表面性质来选择优选的实施方案的表面活性基团，例如非恒定噪声阻止能力、开始工作时间(减少的)、排斥带电物种的能力、阳离子或阴离子阻止或类似物。在一些优选的实施方案中，表面活性基团位于聚合物主链的一端或多端，且指的是表面活性端基，其中认为表面活性端基在一些情况下更容易地迁移到生物保护区域/层的表面，该生物保护区域/层由含有表面活性基团的聚合物形成。

图4A是在一个实施方案中具有表面活性端基的基础聚合物400的示意图。在一些优选的实施方案中，表面活性部分402被限制在直链的或支链的基础聚合物400的末端，使得基础聚合物的整体性质的变化最小。因为聚合物在合成期间使端基连接到主链聚合物，所以聚合物主链保留了它的强度和加工性能。表面活性端基的效用是基于它们在形成的制品的表面积聚的能力，该制品由含有表面活性端基的聚合物制成。这种积聚是通过使系统的界面能减小到最小来驱动的，这种积聚由于界面能减小而发生。

图4B是生物保护区域的示意图，显示了在生物环境中的界面(例如，胞间隙或血管空间。优选的含有表面活性基团的聚合物被显示为制造成膜46，其中表面活性端基已迁移到基础聚合物的表面。尽管不希望受理论束缚，但认为，这个表面通过在膜制造期间活性表面端基的表面能减少的迁移到面向空气的表面而显现。还认为，相对于主链基团，端基的疏水性和迁移率通过表面活性(末端)嵌段促进了这种均匀层的形成。

在一些实施方案中，生物保护区域46由含有作为表面活性基团的硅氧烷的聚合物形成，例如含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯。一些实施方案包括被构建成插入宿主中的连续的分析物传感器，其中所述传感器具有位于感测机构之上的膜，所述感测机构包括含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯，所述硅氧烷端基被构建成基本上阻止引起非恒定噪声的物种对传感器信号的影响，如本文其他地方更详细描述的。在一些实施方案中，聚合物包括按重量计约10％、11％、12％、13％、14％、15％、16％、17％、18％、19％、20％、21％、22％、23％、24％、25％、26％、27％、28％、29％、30％至约31％、32％、33％、34％、35％、36％、37％、38％、39％、40％、41％、42％、43％、44％、45％、46％、47％、48％、49％、50％、51％、52％、53％、54％或55％的硅氧烷。在某些实施方案中，硅氧烷(例如，前体，如PDMS)具有从约500道尔顿至约10,000道尔顿，优选地至少约200道尔顿的分子量。在一些实施方案中，基础聚合物包括按重量计至少约10％的硅氧烷，且优选地按重量计从约19％至约40％的硅氧烷。这些范围被认为提供了噪声减少功能同时在其中传感器是诸如葡萄糖传感器的实施方案中保持了足够的葡萄糖渗透性的有利平衡。

在一些实施方案中，生物保护区域由含有作为表面活性基团的氟的聚合物形成，例如含有氟端基的聚氨基甲酸乙酯。在优选的实施方案中，聚合物包括按重量计从约1％至约25％的氟。一些实施方案包括被构建成用于插入宿主中的连续的分析物传感器，其中所述传感器具有位于感测机构之上的膜，其中所述膜包括含有氟表面活性基团的聚氨基甲酸乙酯，且其中相比于由相似的不含表面活性基团的基础聚合物形成的膜，所述膜被构建成和配置成减少传感器的开始工作时间。例如，在优选的实施方案中，具有优选的实施方案的生物保护区域的葡萄糖传感器具有小于120秒，有时小于60秒，且有时小于约45、30、20或10秒(覆盖葡萄糖浓度的生理范围)的响应时间(例如t90)。

在一些实施方案中，生物保护区域可由含有作为表面活性基团的磺酸酯的聚合物形成，例如含有磺酸酯端基的聚氨基甲酸乙酯。在一些实施方案中，被构建成插入宿主中的连续的分析物传感器可包括位于感测机构上面的膜，其中所述膜包括含有作为表面活性基团的磺酸酯的聚合物，且被构建成排斥带电物种，例如由于磺化基团的净的负电荷。

在一些实施方案中，两种或更多种(例如两种、三种、四种、五种或更多种)含有表面活性基团的聚合物的共混物用来形成生物保护膜区域。例如，通过将具有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯与具有氟端基的聚氨基甲酸乙酯共混，且由该共混物形成生物保护膜区域，传感器可被构建成基本上阻止引起非恒定噪声的物种和减小传感器的t₉₀，如本文其他地方更详细描述的。同样地，通过将含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯、含有氟端基的聚氨基甲酸乙酯和含有磺酸酯端基的聚氨基甲酸乙酯共混，且由该共混物形成生物保护膜区域，传感器可被构建成基本上阻止引起非恒定噪声的物种、减少传感器的开始工作时间和排斥带电物种，如上面更详细描述的。虽然在一些实施方案中，使用了两种或更多种含有表面活性基团的聚合物的共混物，但在其他实施方案中，单组分聚合物可通过用基础聚合物合成两种或更多种表面活性基团而形成以获得相似的有利的表面性质；然而，在一些实施方案中为了制造的容易，共混可能是优选的。

膜制造

优选地，优选的实施方案的聚合物可通过基于溶液的技术诸如喷雾、浸渍、浇铸、静电纺丝、气相沉积、旋涂、涂覆及类似技术来加工。通过与用于基于溶剂的材料的方法相似的方法，可制造基于水的聚合物乳状液以形成膜。在两种情况下，易挥发液体(例如有机溶剂或水)的蒸发留下了聚合物膜。沉积的膜的交联可通过本领域的技术人员熟知的的多种方法通过使用多官能的反应成分而实施。液体系统可以通过热、湿气、高能辐射、紫外光或通过完成反应来固化，这在模具中或在待涂覆的衬底上产生最终的聚合物。

包括至少两种含有表面活性基团的聚合物的区域可使用本领域已知的形成聚合物共混物的方法中的任一种来制成。在一个示例性的实施方案中，将含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯的溶液与含有氟端基的聚氨基甲酸乙酯的溶液(例如，其中所述溶液包括溶解在适当的溶剂如丙酮、乙醇、DMAC、THF、2-丁酮及类似物中的聚合物)混合。然后，可使用本领域已知的任何方法(例如喷雾、喷漆、浸涂、气相沉积、模塑、3-D印刷、平版印刷技术(如影印石版)、微量吸管(micropipetting)和纳量吸管印刷技术，等)将混合物拉成膜或应用于表面。然后可在高温(例如50-150℃)下固化混合物。其他适当的固化方法可包括诸如紫外或γ辐射。

一些量的交联剂还可被包括在混合物中以引起聚合物分子之间的交联。适当的交联剂的非限制性的实例包括异氰酸盐、碳二亚胺、戊二醛(gluteraldehyde)或其他醛类、环氧树脂、丙烯酸酯、基于自由基的试剂、乙二醇二缩水甘油醚(EGDE)、聚乙二醇二缩水甘油醚(PEGDE)或过氧化二异丙苯(DCP)。在一个实施方案中，当共混各成分时，相对于加入的交联剂和聚合物的总的干量，加入从约0.1％w/w至约15％w/w的交联剂(在一个实例中，约1％至约10％)。在固化过程中，认为基本上所有的交联剂反应，在最终的膜中基本上不留下可检测的未反应的交联剂。

在一些实施方案中，当插入体内时，生物保护区域46被放置为最远离感测区域，使得它的外部的大部分区域与生物流体接触。在一些实施方案中，生物保护区域抵抗细胞的附着，对细胞是不可渗透的，且可主要由生物稳定的材料组成。尽管不希望受理论束缚，但认为，当生物保护区域46抵抗细胞的附着时(例如，炎性细胞如巨噬细胞的附着，炎性细胞因此与其他区域如酶区域保持足够的距离)，次氯酸盐和其他氧化物种是体内短命的化学物种，且一般不发生生物降解。另外，优选用于形成生物保护区域46的材料可以抵抗这些氧化物种的影响且因此被称为生物耐久的(biodurable)。在一些实施方案中，生物保护区域控制氧气和其他分析物(例如葡萄糖)到达下面的酶区域(例如，其中扩散阻力区域的功能性被构建到生物保护区域中，使得不需要单独的扩散阻力区域)的通量。

在某些实施方案中，生物保护区域的厚度可以从约0.1、0.5、1、2、4、6、8微米或更小至约10、15、20、30、40、50、75、100、125、150、175、200或250微米或更大。在这些实施方案中的一些中，生物保护区域的厚度有时可以从约1至约5微米，且有时从约2至约7微米。在其他实施方案中，生物保护区域的厚度可以是从约20或25微米至约50、55或60微米。在一些实施方案中，葡萄糖传感器可以被构建成经皮的或短期的皮下植入，且可具有从约0.5微米至约8微米且有时从约4微米至约6微米的厚度。在一个被构建成与宿主的循环系统流体相通的葡萄糖传感器中，厚度可以从约1.5微米至约25微米，且有时从约3至约15微米。还所预期的是，在一些实施方案中，电极的生物保护层或任何其他层可具有一致的的厚度，但在其他实施方案中，厚度可以改变。例如，在一些实施方案中，生物保护层的厚度可沿着电极末端的纵轴变化。

扩散阻力区域

在一些实施方案中，扩散阻力区域44，其还被称为扩散阻力层，可以被使用且被设置为相对于生物保护区域更接近可植入的装置。在一些实施方案中，扩散阻力区域的功能性可以被构建到包括含有表面活性基团的基础聚合物的生物保护区域中。因此，应注意，本文的扩散阻力区域的描述还可应用于生物保护区域。扩散阻力区域用来控制氧气和其他分析物(例如葡萄糖)到达下面的酶区域的通量。如本文其他地方更详细描述的，相对于血液中的氧气的量，存在摩尔过量的葡萄糖，即对于在细胞外流体中的每一个游离的氧气分子，通常有多于100个葡萄糖分子存在(见Updike等人，Diabetes Care 5：207-21(1982))。然而，以非速率限制过量地提供氧气给使用氧气作为辅助因子的固定的基于酶的传感器，以便线性地响应葡萄糖浓度的变化，而不响应氧张力的变化。更具体地，当葡萄糖监测反应是氧气有限的，在葡萄糖的最小浓度以上不能获得线性。在没有位于酶区域之上的控制葡萄糖和氧气的通量的半渗透膜的情况下，可仅获得高达约40mg/dL的葡萄糖水平的线性响应。然而，在临床环境下，期望的是高达至少约500mg/dL的葡萄糖水平的线性响应。

扩散阻力区域44包括控制氧气和葡萄糖到达下面的酶区域44的通量的半渗透膜，优选地以非速率限制过量地提供氧气。因此，葡萄糖测量的线性的上限被扩展到比没有扩散阻力区域时获得的值高得多的值。在一些实施方案中，扩散阻力区域显示了约200∶1的氧气比葡萄糖的渗透率比，但在其他实施方案中，氧气比葡萄糖的渗透率比可以是约100∶1、125∶1、130∶1、135∶1、150∶1、175∶1、225∶1、250∶1、275∶1、300∶1或500∶1。作为高的氧气比葡萄糖的渗透率比的结果，一维反应物扩散可在皮下基质中发现的所有合理的葡萄糖和氧气浓度下提供足够的过量氧气(见Rhodes等人，Anal.Chem.，66：1520-1529(1994))。在一些实施方案中，通过使用高的氧气可溶区域(例如硅氧烷材料)来提高氧气到达酶膜或电活性表面的提供/运输，较低比率的氧气比葡萄糖可足以提供过量氧气。例如，通过使用硅氧烷组合物提高氧气的供应，葡萄糖浓度可以较少地是限制性的因素。换句话说，如果将更多的氧气提供给酶或电活性表面，那么更多的葡萄糖也可被提供给酶而不产生氧气速率限制过量。

在一些实施方案中，扩散阻力区域由合成的基础聚合物形成，以包括具有亲水性的和疏水性的区域的聚氨基甲酸乙酯膜以控制葡萄糖和氧气到分析物传感器的扩散。适当的疏水性聚合物组分可以是聚氨基甲酸乙酯或聚醚氨基甲酸乙酯脲。聚氨基甲酸乙酯是通过二异氰酸酯和含有双官能羟基的材料的缩合反应而产生的聚合物。聚脲是通过二异氰酸酯和含有双官能胺的材料的缩合反应而产生的聚合物。优选的二异氰酸酯包括含有从约4个至约8个亚甲基单元的脂族二异氰酸酯。含有脂环族部分的二异氰酸酯在优选的实施方案的膜的聚合物和共聚物组分的制备中也可以是有用的。形成扩散阻力区域的疏水性基质的主要成分的材料可以是在本领域已知的适合用作传感器装置中的膜和具有足够的渗透性以允许相关的化合物通过膜，例如允许氧气分子从检测中的样品通过膜以便到达活性酶或电化学电极的那些材料中的任一种。可用来制造非聚氨基甲酸乙酯类型的膜的材料的实例包括乙烯基聚合物、聚醚、聚酯、聚酰胺、无机聚合物如聚硅氧烷和聚碳硅烷(polycarbosiloxane)、天然聚合物如纤维素材料和基于蛋白质的材料及其混合物或组合。

在基于聚氨基甲酸乙酯的阻力区域的一个实施方案中，亲水性聚合物组分是聚氧化乙烯。例如，一种有用的亲水性共聚物组分是包括约20％亲水性聚氧化乙烯的聚氨基甲酸乙酯聚合物。共聚物的聚氧化乙烯部分被热力学驱动为从共聚物的疏水性部分和疏水性聚合物组分分开。用来形成最终的共混物的共聚物的基于20％聚氧化乙烯的柔性链段部分影响了水的提取和随后的膜的葡萄糖渗透性。

可选择地，在一些实施方案中，阻力区域可包括基础聚合物(例如聚氨基甲酸乙酯)和一种或多种亲水性聚合物(例如PVA、PEG、聚丙烯酰胺、醋酸酯、PEO、PEA、PVP及其变体)的组合。所预期的是，多种聚合物的组合中的任一种可用来产生具有期望的葡萄糖、氧气和干扰渗透性性质的共混物。例如，在一些实施方案中，阻力区域可由硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯基础聚合物和PVP亲水性聚合物的共混物形成，但在其他实施方案中，聚氨基甲酸乙酯或其他基础聚合物以及一种或多种亲水性聚合物的共混物可以代替使用。在包括PVP的使用的实施方案中的一些中，聚合物共混物的PVP部分可构成聚合物共混物的按重量计从约5％至约50％，有时从约15％至20％，且其他时候从约25％至40％。所预期的是，可以使用各种分子量的PVP。例如，在一些实施方案中，所使用的PVP的分子量可以从约25,000道尔顿至约5,000,000道尔顿，有时从约50,000道尔顿至约2,000,000道尔顿，且其他时候从6,000,000道尔顿至约10,000,000道尔顿。

在一些实施方案中，扩散阻力区域44可以与生物保护区域46形成为整体结构；即，扩散阻力区域44的固有性质被结合到生物保护区域46中，使得生物保护区域46起到扩散阻力区域44的作用。

在某些实施方案中，阻力区域的厚度可以从约0.05微米或更小至约200微米或更大。在这些实施方案中的一些中，阻力区域的厚度可以从约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、3.5、4、6、8微米至约9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19、19.5、20、30、40、50、60、70、75、80、85、90、95或100微米。在一些实施方案中，阻力区域的厚度在经皮植入的传感器的情况下是从约2、2.5或3微米至约3.5、4、4.5或5微米，或在完全植入的传感器的情况下是从约20或25微米至约40或50微米。

酶区域

在一些实施方案中，酶区域42，其还被称为酶层，可以被使用且被设置为比扩散阻力区域44离电化学反应性表面更近。酶区域包括被构建成与分析物反应的催化剂。在一个实施方案中，酶区域是包括葡萄糖氧化酶的固定的酶区域42。在其他实施方案中，酶区域42可以充满其他氧化酶，例如半乳糖氧化酶、胆固醇氧化酶、氨基酸氧化酶、醇氧化酶、乳酸氧化酶或尿酸酶。例如，对于运行良好的基于酶的电化学葡萄糖传感器来说，传感器的响应应不受酶活性限制也不受辅助因子浓度限制。

在一些实施方案中，可将催化剂(酶)浸渍或以其他方式固定到生物保护区域或扩散阻力区域，使得不需要单独的酶区域42(例如，其中提供了包括生物保护区域、扩散阻力区域和酶区域的功能性的整体区域)。在一些实施方案中，酶区域42由聚氨基甲酸乙酯形成，例如包括酶的胶状聚氨基甲酸乙酯聚合物的水分散体。

在一些实施方案中，酶区域的厚度可以从约0.01、0.05、0.6、0.7或0.8微米至约1、1.2、1.4、1.5、1.6、1.8、2、2.1、2.2、2.5、3、4、5、10、20、30、40、50、60、70、80、90、或100微米。在更优选的实施方案中，酶区域的厚度在约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、4或5微米和6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19、19.5、20、25或30微米之间。在甚至更优选的实施方案中，酶区域的厚度在经皮植入的传感器的情况下是从约2、2.5或3微米至约3.5、4、4.5或5微米，或在完全植入的传感器的情况下是从约6、7或8微米至约9、10、11或12微米。

干扰区域

所预期的是，在一些实施方案中，例如在图2B中所说明的实施方案中，除生物保护区域和酶区域之外，可以提供可选择的干扰区域40，其还被称为干扰层。干扰区域40可基本上减少一种或多种干扰物渗透到电化学反应性表面。优选地，干扰区域40被构建成相比于对待测物种可渗透来说，对干扰物中的一种或多种更少地可渗透。还预期的是，在一些实施方案中，当通过生物保护区域(例如，通过生物保护区域的含有表面活性基团的聚合物)提供干扰物封闭(blocking)时，可以不使用单独的干扰区域。

在一些实施方案中，干扰区域由含有硅氧烷的聚合物形成，例如含有硅氧烷的聚氨基甲酸乙酯或硅氧烷聚合物。尽管不希望受理论束缚，但认为，为了使基于酶的葡萄糖传感器适当地起作用，葡萄糖将不需要渗透干扰层，其中干扰区域被定位为比酶区域更接近电活性表面。因此，在一些实施方案中，可以使用含有硅氧烷的干扰区域而基本上不影响葡萄糖浓度测量，该含有硅氧烷的干扰区域包括比生物保护区域按重量计更大百分比的硅氧烷。例如，在一些实施方案中，含有硅氧烷的干扰区域可包括具有高的百分比的硅氧烷的聚合物(例如，从约25％、30％、35％、40％、45％或50％至约60％、70％、80％、90％或95％)。

在一个实施方案中，干扰区域可包括并入聚合物基质中的离子组分，以减少干扰区域对具有与离子组分相同的电荷的离子干扰物的渗透性。在另一个实施方案中，干扰区域可包括用于催化移除干扰物的反应的催化剂(例如，过氧化物酶)。美国专利第6,413,396号和美国专利第6,565,509号公开了用于消除干扰物种的方法和材料，以上两篇专利在此通过引用以其整体并入。

在某些实施方案中，干扰区域可包括被设计成限制某些物种的扩散的薄膜，例如分子量大于34kD的那些薄膜。在这些实施方案中，干扰区域允许将由电极测量的某些物质(例如过氧化氢)通过，而阻止其他物质例如潜在干扰物质通过。在一个实施方案中，干扰区域由聚氨基甲酸乙酯构成。在一个可选择的实施方案中，干扰区域包括高氧气可溶解的聚合物，例如硅氧烷。

在一些实施方案中，干扰区域由一种或多种纤维素衍生物形成。一般说来，纤维素衍生物可包括聚合物，例如醋酸纤维素、醋酸丁酸纤维素、2-羟乙基纤维素、醋酸邻苯二甲酸纤维素、醋酸丙酸纤维素、醋酸偏苯三酸纤维素、或其共混物及组合。

在一些可选择的实施方案中，可以作为干扰区域的基础材料使用的其他聚合物类型包括例如聚氨基甲酸乙酯、具有侧链的(pendant)离子基团的聚合物、和具有控制的孔径大小的聚合物。在一个这样的可选择的实施方案中，干扰区域包括薄的、疏水性膜，该膜是不可膨胀的且限制低分子量物质的扩散。干扰区域对相对低分子量的物质是可渗透的，例如过氧化氢，但限制高分子量物质通过，包括葡萄糖和抗坏血酸。在以下专利中描述了可以应用于优选的实施方案的膜系统中的用于减少或消除干扰物种的其他系统和方法：美国专利第7,074,307号、美国专利公布第US-2005-0176136-A1号、美国专利第7,081,195号和美国专利公布第US-2005-0143635-A1号，以上专利在此通过引用以其整体并入。

所预期的是，在一些实施方案中，干扰区域的厚度可从约0.01微米或更小至约20微米或更大。在这些实施方案中的一些中，干扰区域的厚度可在约0.01、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微米和约4、5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、16、17、18、19或19.5微米之间。在这些实施方案中的一些中，干扰区域的厚度可以是从约0.2、0.4、0.5或0.6微米至约0.8、0.9、1、1.5、2、3或4微米。

一般来说，可以使用已知的薄膜技术(例如浇铸、喷涂、拉细(drawingdown)、电沉积、浸涂及类物技术)在暴露的电活性表面(例如工作电极和参比电极中的一个或多个)上形成或沉积膜系统，然而也可以使用浇铸或其他已知的应用技术。在一些实施方案中，干扰区域可通过喷涂或浸涂沉积。在一个示例性的实施方案中，干扰区域可通过将传感器浸涂到干扰区域溶液中而形成，使用的插入速率从约0.5英寸/分钟至约60英寸/分钟，且有时约1英寸/分钟；停留时间从约0.01分钟至约2分钟，且有时约1分钟；且取出速率从约0.5英寸/分钟至约60英寸/分钟，且有时约1英寸/分钟；且固化(干燥)区域从约1分钟至约14小时，且有时从约3分钟至约15分钟(且可在室温下或在真空(例如20至30mmHg)下完成)。在包括醋酸丁酸纤维素干扰区域的一个示例性的实施方案中，在应用的每层之间使用了3分钟固化(即干燥)时间。在使用醋酸纤维素干扰区域的另一个示例性的实施方案中，在应用的每层之间使用了15分钟固化时间。

在一些实施方案中，浸入过程可以重复至少一次和高达10次或更多次。在其他实施方案中，仅一次浸入是优选的。浸入过程的优选的重复次数可取决于所使用的纤维素衍生物、它们的浓度、沉积(例如浸入)期间的条件和期望的厚度(例如足够的厚度以提供某些干扰物的官能封闭)及类似物。在一个实施方案中，干扰区域由三层醋酸丁酸纤维素形成。在另一个实施方案中，干扰区域由10层醋酸纤维素形成。在又一个实施方案中，干扰区域由1层醋酸纤维素和醋酸丁酸纤维素的共混物形成。在可选择的实施方案中，干扰区域可使用任何已知的方法以及醋酸纤维素和醋酸丁酸纤维素的组合来形成，如本领域的技术人员所理解的。

电极区域

所预期的是，在一些实施方案中，例如在图2C中所说明的实施方案，除生物保护区域和酶区域之外，可提供可选择的电极区域36，其还被称为电极层；然而，在其他实施方案中，电极区域的功能性可被并入生物保护区域中，以便提供包括生物保护区域、扩散阻力区域、酶区域和电极区域的功能性的整体区域。

在一些实施方案中，电极区域被定位为更接近电化学反应性表面。为促进电化学反应，电极区域可包括半渗透涂层，该半渗透涂层保持传感器界面的电化学反应性表面的亲水性。通过保护和支撑构成邻近区域的材料，电极区域可提高邻近区域的稳定性。通过克服电极启动问题和由不足的电解质引起的漂移问题，电极区域也可帮助稳定装置的操作。被包含在电极区域中的缓冲电解质溶液也可防止pH介导的破坏，该破坏可以由于电极的电化学活性，在基本上疏水性干扰区域和电极之间形成大的pH梯度而产生。

在一些实施方案中，电极区域包括柔性的、水可溶胀的、基本上固态凝胶状的膜(例如水凝胶)，该膜具有的“干膜”厚度从约0.05微米至约100微米，且有时从约0.05、0.1、0.15、0.2、0.25、0.3、0.35、0.4、0.45、0.5、1微米至约1.5、2、2.5、3、或3.5、4、4.5、5、6、6.5、7、7.5、8、8.5、9、9.5、10、10.5、11、11.5、12、13、14、15、16、17、18、19、19.5、20、30、40、50、60、70、80、90或100微米。在一些实施方案中，电极区域的厚度在经皮植入的传感器的情况下可从约2、2.5或3微米至约3.5、4、4.5或5微米，或在完全植入的传感器的情况下从约6、7或8微米至约9、10、11或12微米。如本文使用的术语“干膜厚度”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于固化的膜的厚度，该膜通过标准的涂覆技术从将涂层制剂浇铸到膜的表面上而形成。涂层制剂可包括薄膜形成聚合物和交联剂的预混合料，且可以是在温热的应用下可固化的。

在某些实施方案中，电极区域可由氨基甲酸乙酯聚合物和亲水性聚合物的可固化的混合物形成。在这些实施方案中的一些中，涂层由具有阴离子羧酸酯官能团和非离子亲水性聚醚链段的聚氨基甲酸乙酯聚合物形成，该非离子亲水性聚醚链段在聚乙烯吡咯烷酮的存在下交联且在约50℃的温和温度下固化。

特别适合这个目的的是完全反应的具有可交联的羰基官能度的胶状聚氨基甲酸乙酯聚合物的水分散体(例如

MobayCorporation)。提供分散体等级的这些聚合物，所述聚合物具有聚碳酸酯-聚氨基甲酸乙酯主链，其含有被确定为XW-121和XW-123的羧酸酯基团；和聚酯-聚氨基甲酸乙酯主链，其含有被确定为XW-110-2的羧酸酯基团。在一些实施方案中，可以使用

一种脂族聚碳酸酯聚氨基甲酸乙酯聚合物的含水阴离子分散体，以35重量百分比的在水和共溶剂N-甲基-2-吡咯烷酮中的溶液出售。

在一些实施方案中，电极区域由亲水性聚合物形成，该亲水性聚合物给予了电极区域比上面的区域(例如干扰区域、酶区域)基本上更多的亲水性。这种亲水性聚合物可包括，例如聚酰胺、聚内酯、聚酰亚胺、聚内酰胺、官能化聚酰胺、官能化聚内酯、官能化聚酰亚胺、官能化聚内酰胺或其组合。

在一些实施方案中，电极区域主要由亲水性聚合物形成，且在这些实施方案中的一些中，电极区域基本上由PVP形成。PVP是亲水性水溶性聚合物，且可以粘度等级和从约18,000至约500,000的范围内的平均分子量，在BASF Wyandotte和GAF Corporation的均聚物系列下商业获得。在某些实施方案中，具有约360,000的平均分子量的被确定为PVP-K90(BASF Wyandotte)的PVP均聚物可以用来形成电极区域。同样适合的是亲水性的、膜形成的N-乙烯吡咯烷酮的共聚物，例如N-乙烯吡咯烷酮和醋酸乙烯酯的共聚物、N-乙烯吡咯烷酮共聚物、甲基丙烯酸乙酯和甲基丙烯酸单体及类似物。

在某些实施方案中，电极区域完全由亲水性聚合物形成。涵盖的有用的亲水性聚合物包括但不限于聚-N-乙烯吡咯烷酮、聚-N-乙烯基-2-哌啶酮、聚-N-乙烯基-2-己内酰胺、聚-N-乙烯基-3-甲基-2-己内酰胺、聚-N-乙烯基-3-甲基-2-哌啶酮、聚-N-乙烯基-4-甲基-2-哌啶酮、聚-N-乙烯基-4-甲基-2-己内酰胺、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、聚乙烯醇、聚丙烯酸、聚氧化乙烯、聚-2-乙基-噁唑啉、其共聚物和其混合物。在一些实施方案中，两种或更多种亲水性聚合物的共混物可以是优选的。

所预期的是，在某些实施方案中，可不交联使用的亲水性聚合物，但在其他实施方案中，可以使用交联且通过任何多种的方法例如通过加入交联剂而获得交联。在一些实施方案中，可通过准备聚合物的预混合料和刚好在膜产生之前加入交联剂，在PVP的存在下交联聚氨基甲酸乙酯聚合物。预期的适当的交联剂包括但不限于碳化二亚胺(例如1-乙基-3-(3-二甲基氨丙基)碳化二亚胺盐酸盐(hydrochloride)，

XL-25(Union Carbide))、环氧化合物和三聚氰胺/甲醛树脂。可选择地，也预期，可通过足够波长的辐射获得交联，以提高在亲水性聚合物分子之间的交联，这被认为产生了通过区域的更弯曲的扩散通道。

通过改变在涂层制剂中的组分的干重固体，涂层的柔韧性和硬度可以按照期望而改变。如本文使用的术语“干重固体”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于在包括交联剂的时间之后的基于总的涂层组合物的干重的百分比。在一个实施方案中，涂层制剂可包括约6至约20干重百分比、优选地为约8干重百分比的PVP；约3至约10干重百分比、有时约5干重百分比的交联剂；和约70至约91重量百分比、有时约87重量百分比的聚氨基甲酸乙酯聚合物，诸如例如聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯聚合物。这种涂层制剂的反应产物在本文指的是聚氨基甲酸乙酯和PVP的水可溶胀的交联基质。

在一些实施方案中，下面的电极区域是电解质相，当该电解质相水合时是包括含有至少一种化合物的溶液的自由流体相，所述化合物通常是可溶解的氯化物盐，该化合物传导电流。在一个实施方案中，其中膜系统与如本文所描述的葡萄糖传感器一起使用，电解质相在电极上流动且与电极区域接触。所预期的是，某些实施方案可以使用任何适当的电解质溶液，包括标准的、商业可获得的溶液。通常，电解质相可具有比待分析的样品相同的渗透压或更低的渗透压。在优选的实施方案中，电解质相包括生理盐水。

生物活性剂

所预期的是，任何多种的生物活性(治疗)剂可以与如本文所描述的分析物传感器系统一起使用，例如在图1中所显示的分析物传感器系统。在一些实施方案中，生物活性剂是抗凝血剂。如本文使用的术语“抗凝血剂”是广义的术语，且应被赋予对本领域的普通技术人员来说的其普通和通常的含义(且不应被限于特定的或专用的含义)，且是指但不限于防止凝血的物质(例如，减小、减少或停止血液的凝块)。在这些实施方案中，包括在分析物传感器系统中的抗凝血剂可防止传感器内或传感器上的凝血。用于结合传感器系统的适当的抗凝血剂包括但不限于维生素K对抗剂(例如醋硝香豆醇、氯茚二酮、双香豆素(双香豆精)、双苯茚酮、双香豆乙酯、苯丙香豆醇、苯茚二酮、噻氯香豆醇或丙酮苄羟香豆素(Warfarin))、肝素基团抗凝血剂(例如血小板凝聚抑制剂：抗凝血酶III、贝米肝素、达替肝素、达那肝素、依诺肝素、肝素、那屈肝素、帕肝素、瑞肝素、舒洛地希、亭扎肝素)、其他血小板凝聚抑制剂(例如阿昔单抗、乙酰水杨酸(阿司匹林)、阿洛泼林、贝拉普罗、地他唑、卡巴匹林钙、氯克罗孟、氯吡格雷、潘生丁、依前列醇、依替巴肽、吲哚布芬、伊洛前列素、吡考他胺、噻氯匹定、替罗非班、曲前列环素、三氟醋铆酸)，酶(例如阿替普酶、安克洛酶、阿尼普酶、纤维蛋白酶、drotrecogin α、纤维蛋白溶酶、蛋白C、瑞替普酶、次鲁普酶、溶栓酶、替奈普酶、尿激酶)、直接的凝血酵素抑制剂(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)、其他抗血栓药(例如，达比加群、去纤苷、硫酸皮肤素、方达帕鲁、利伐沙班)，及类似物。

在一个实施方案中，将肝素结合到分析物传感器系统，例如通过浸入或喷涂。尽管不希望受理论束缚，但认为，涂覆在导管或传感器上的肝素可防止血液在分析物传感器系统上凝聚和凝块，因此防止血栓形成(例如，防止血液以血栓或凝块流动)或随后的并发症。在另一个实施方案中，抗菌剂涂覆在导管(内径或外径)或传感器上。

在一些实施方案中，可将抗菌剂结合分析物传感器系统。涵盖的抗菌剂可包括但不限于抗生素、杀菌剂、消毒剂和合成部分、和其组合，以及其他在有机溶剂例如醇、酮、醚、乙醛、乙腈、乙酸、二氯甲烷和氯仿中可溶解的试剂。用来注入医疗卫生器材的每一种抗菌剂的量在一定程度上变化，但至少是有效的浓度以抑制细菌有机体和真菌有机体的生长，例如葡萄球菌、革兰氏阳性化能矿质营养细菌(gram-positive bacteria)、革兰氏阴性杆状菌和假丝酵母。

在一些实施方案中，可将抗生素结合分析物传感器系统。可以使用的抗生素的物质包括四环素(例如二甲胺四环素)、利福霉素(例如利福平)、大环内酯物(例如红霉素)、青霉素(例如nafeillin)、头孢菌素(例如唑啉头孢菌素)、其他β-内酰胺抗生素(例如亚胺培南、噻肟单酰胺菌素(aztreonam))、氨基糖苷类(例如庆大霉素)、氯霉素、sufonamide(例如磺胺甲恶唑)、糖肽(例如万古霉素)、喹诺酮(例如环丙沙星)、梭链孢酸、三甲氧苄二氨嘧啶、甲硝哒唑、氯林可霉素、莫匹罗星、多烯(例如两性霉素B)、唑类(例如氟康唑)、和β-内酰胺抑制剂(例如舒巴坦)。

可以使用的特定的抗生素的实施例包括二甲胺四环素、利福平、红霉素、nafeillin、唑啉头孢菌素、亚胺培南、噻肟单酰胺菌素、庆大霉素、磺胺甲恶唑、万古霉素、环丙沙星、三甲氧苄二氨嘧啶、甲硝哒唑、氯林可霉素、替考拉宁、莫匹罗星、阿奇霉素、克拉霉素、氧氟沙星、洛美沙星、诺氟沙星、萘啶酸、施怕沙星、培氟沙星、氨氟沙星、依诺沙星、氟罗沙星、替马氟沙星、托磺沙星、克林沙星、舒巴坦、棒酸、两性霉素B、氟康唑、伊曲康唑、甲酮康唑和制真菌素。

在一些实施方案中，可将杀菌剂或消毒剂结合分析物传感器系统。杀菌剂和消毒剂的实施例是六氯酚、阳离子bisiguanide(例如双氯苯双胍己烷、cyclohexidine)碘和载碘化合物(例如聚雏酮)、对氯间二甲苯酚、三氯生、呋喃医药治疗(medical preparation)(例如呋喃妥英、呋喃西林)、六亚甲基四胺、醛(戊二醛、甲醛)和醇。杀菌剂和消毒剂的其他实施例对于那些本领域的普通技术人员是易于想到的。

在一些实施方案中，可将反屏蔽细胞剂(anti-barrier cell agent)结合分析物传感器系统。反屏蔽细胞剂可包括显示出对巨噬细胞和异物巨细胞(FBGCs)的影响的化合物。据认为，反屏蔽细胞剂防止对溶质运输的屏蔽关闭，该溶质运输由FBC成熟时在装置-组织装置的界面上的巨噬细胞和FBGCs呈现。反屏蔽细胞剂可提供抗炎剂或免疫抑制剂的机制(mechanism)，该机制可影响创伤愈合过程，例如由可植入装置插入的切口产生的创伤的愈合。可将在生物材料周围刺激非常高水平的新血管化的环孢霉素结合到优选的实施方案的生物保护膜中(见Martinson等人的美国专利第5,569,462号，在此通过引用以其整体并入)。可选择地，可将在组织-装置的界面减少FBC响应的强度的的地塞米松结合到优选的实施方案的生物保护膜中。可选择地，可将雷帕霉素结合到优选的实施方案的生物保护膜中，雷帕霉素是一些巨噬细胞的发炎功能的有效的特定抑制剂。

在一些实施方案中，可将抗炎症药结合到分析物传感器系统以减少植入的组织邻近处的急性或慢性炎症或增加FBC胶囊的形成，例如用来减少或防止屏障细胞层的形成。合适的抗炎症药包括但不限于例如非类固醇抗发炎药(NSAIDs)如acetometaphen、对氨基水杨酸、阿司匹林、塞来考昔、胆碱三水杨酸镁、双氯芬酸钾、双氯芬酸钠、二氟尼柳、吲哚乙酸、非诺洛芬、氟比洛芬、布洛芬、茚甲新、白细胞介素(IL)-10、IL-6突变蛋白、抗-IL-6iNOS抑制剂(例如L-NAME或L-NMDA)、干扰素、酮洛芬、酮咯酸、来氟米特、甲灭酸(melenamic acid)、麦可酚酸、咪唑立宾、萘丁美酮、萘普生、甲氧萘丙酸钠、苯嗯丙酸、吡罗昔康、罗非考昔、双水杨酯、舒林酸和托美丁；以及皮质类固醇如可的松、氢化可的松、甲强龙、强的松、脱氢皮质醇、betamethesone、二丙酸倍氯米松、布地缩松、地塞美松磷酸钠、氟尼缩松、氟替卡松丙酸酯、红豆杉醇、他克莫司、曲尼司特、去炎松缩酮、倍他米松、氟轻松、氟轻松醋酸酯、二丙酸倍他米松、戊酸倍他米松、地奈德、去羟米松、氟轻松、去炎松、去炎松缩酮、丙酸氯倍米松和地塞米松。

在一些实施方案中，可将免抑制疫力的或免疫调制的试剂结合到分析物传感器系统中以直接干扰几个主要的机制(mechanism)，该机制用于炎症响应中的不同纤维素元素的包含(involvement)。适当的免抑制疫力的或免疫调制的试剂包括但不限于抗增殖的、细胞周期抑制剂、(例如红豆杉醇、细胞松弛素D、英夫利昔单抗)、紫杉酚、放射菌素、丝裂霉素、thospromote VEGF、雌二醇、NO供体、QP-2、他克莫司、曲尼司特、放射菌素、依维莫司、甲氨蝶呤、菌酚酸、血管肽素、vincristing、丝裂霉素、抑制素、C MYC反义(antisense)、西罗莫司(及类似物)、RestenASE、2-氯-脱氧腺苷、PCNA核糖核酸酶、巴马司他、脯氨酰羟化酶抑制剂、PPARγ配合体(例如曲格列酮、罗西格列酮、匹格列酮)、卤夫酮、C蛋白酶抑制剂、丙丁酚、BCP671、EPC抗体、儿茶素、与糖化试剂(glycating agents)、内皮缩血管肽抑制剂(例如安博森坦、替唑生坦、波生坦、抑制素(例如西立伐他汀)、E.coli不耐热肠毒素、及改进的涂层。

在一些实施方案中，抗感染剂可结合到分析物传感器系统中。通常，抗感染剂是能够抵抗感染的物质，通过抑制有感染力的试剂的扩散或通过彻底地杀死有感染力的试剂，该抗感染剂可用来减少免疫反应而在植入部位不发生发炎反应。抗感染剂包括但不限于驱虫剂(例如甲苯咪唑)、抗生素(例如氨基糖甙类(aminoclycoside)、庆大霉素、新霉素、妥布霉素)、抗真菌抗生素(例如两性霉素b、氟康唑、灰黄霉素、伊曲康唑、酮康唑、制霉菌素、硝酸咪康唑、托萘酯)、头孢菌素(例如氯氨苄青霉素、唑啉头孢菌素、氨噻肟头孢菌素、头孢他啶、头孢曲松、头孢呋辛、头孢氨苄)、β-内酰胺抗生素(例如头孢替坦、美罗培南)、氯霉素、大环内酯物(例如阿奇霉素、克拉霉素、红霉素)、青霉素(例如青霉素G钠盐、羟氨苄青霉素、氨比西林、双氯青霉素、乙氧萘青霉素、哌拉西林、替卡西林)、四环素类(例如强力霉素、二甲胺四环素、四环素)、杆菌肽、克林霉素、粘菌素甲磺钠、硫酸多粘菌素b、万古霉素、抗病毒类(例如阿昔洛韦、金刚烷胺、去羟肌苷、依非韦轮、膦甲酸、更昔洛韦、印地那韦、拉米夫定、那非那韦、利托那韦、沙奎那韦、银、司他夫定、发昔洛韦、缬更昔洛韦、齐多夫定)、喹诺酮类(例如环丙沙星、左氧氟沙星)；磺胺类(例如.磺胺嘧啶、磺胺异恶唑)、砜类(例如氨苯砜)、呋喃唑酮、甲硝哒唑、潘他米丁、结晶磺胺、加替沙星、及磺胺甲恶唑/三甲氧苄二氨嘧啶。

在一些实施方案中，血管化试剂可结合到分析物传感器系统。血管化试剂一般可包括具有直接或间接的生成血管的性质的物质。在一些情况下，血管化试剂可另外地影响体内的屏障细胞的形成。通过间接的血管再生术，意味着血管再生术可通过炎症或免疫刺激通道。不能完全理解引起局部血管化的试剂是如何间接地抑制屏障细胞的形成；然而，尽管不希望受理论束缚，但认为，一些屏障细胞的效果可间接地由血管化试剂的效果产生。

血管化试剂可提供这样的机制，该机制提高新血管形成和加速膜周围的创伤愈合，或通过增加组织-装置的界面附件的血管化而将局部缺血的时间减到最少。可将鞘氨醇-1-磷酸酯(S1P)，磷脂处理有效的生成血管的活性，结合到生物保护膜中。也可将甘油一丁酸酯，脂肪细胞的血管扩张的和生成血管的脂质产物，结合到生物保护膜中。在另一个实施方案中，将可增加血管化的反义分子(例如凝血酶致敏蛋白-2反义技术)结合到生物保护膜中。

血管形成试剂可提供促进炎症的机制，据认为血管形成试剂会引起加速的新血管形成和体内的创伤愈合。在一个实施方案中，异基因载体，例如骨胶原，通过它的异质的性质引起免疫反应，异基因载体刺激新血管形成，且被结合到一些实施方案的生物保护膜。在另一个实施方案中，脂多糖，一种免疫刺激剂，可被结合到生物保护膜中。在另一个实施方案中，蛋白质，例如骨形态生成蛋白(BMP)，已知用来调节组织中的骨头愈合，其可以被结合到生物保护膜中。

在一些实施方案中，血管生成试剂可以结合到分析物传感器系统中。血管生成试剂是能够刺激新血管形成的物质，该物质例如能加速和保持血管化组织床在组织-装置界面的发展。血管生成试剂包括但不限于碱性成纤维细胞生长因子(bFGF)、(也被称为肝素结合性生长因子-II和成纤维细胞生长因子II)、酸性成纤维细胞生长因子(aFGF)、(也被称为肝素结合性生长因子-I和成纤维细胞生长因子-I)、血管内皮细胞生长因子(VEGF)、血小板衍生的内皮细胞生长因子BB(PDEGF-BB)、促血管新生蛋白因子-1、转化生长因子β(TGF-β)、转化生长因子α(TGF-α)、肝细胞生长因子、肿瘤坏死因子-α(TNF-α)、胎盘生长因子(PLGF)、血管生成素、白细胞介素-8(IL-8)、低氧诱导因子-I(HIF-1)、血管紧张素转化酶(ACE)抑制剂喹那普利特、促血管素、凝血酶致敏蛋白、肽KGHK、低氧张力、乳酸、胰岛素、硫酸铜、雌二醇、前列腺素、环氧化酶抑制剂(cox inhibitor)、内皮细胞结合试剂(例如核心蛋白多糖或波形蛋白)、京尼平(glenipin)、过氧化氢、烟碱和生长激素。

在一些实施方案中，促炎剂可以结合到分析物传感器系统中。促炎剂一般是能够刺激宿主组织中的免疫响应的物质，该物质能加速或保持成熟的血管化组织床的形成。例如，促炎剂一般是刺激素或其他引起创伤部位的慢性炎症和慢性慢性肉芽性响应的物质。尽管不希望受理论束缚，但认为，高的组织肉芽的形成诱发血管，该血管向装置-组织界面提供足够的或丰富的分析物供应。促炎剂包括但不限于异基因载体、脂多糖、S.aureus肽聚糖和蛋白质。

这些生物活性试剂可以单独使用或组合使用。生物活性试剂可分散在传感器的材料中，例如结合到膜系统的至少一部分中，或结合到装置(例如壳体)中且适于通过扩散。

存在多种系统和方法，通过这些系统和方法生物活性试剂可以结合到传感器膜中。在一些实施方案中，可在膜系统制造时结合生物活性试剂。例如，可在固化膜系统之前共混生物活性试剂，或在制造膜系统之后共混生物活性试剂，例如通过将生物活性试剂涂覆、吸入、溶剂浇铸、或吸附到膜系统中。虽然在一些实施方案中，可将生物活性试剂结合到膜系统中，在其他实施方案中，可在将装置插入体内的同时、之前或之后施用生物活性试剂，例如通过口服、或局部地通过植入部位附近的皮下注射。在某些实施方案中，优选的是被结合在膜系统中的生物活性试剂和局部或全身地施用的生物活性试剂的组合。

通常，可将生物活性试剂结合到膜系统中，或结合到装置中且使其适于从装置中扩散，以修改宿主对膜的体内响应。在一些实施方案中，可将生物活性试剂仅结合到与装置的感测区域邻近的膜系统的部分中，覆盖除感测区域外的整个装置的表面，或其任何组合，这可以有助于控制体内响应(例如血栓形成)的不同机制或阶段上。然而，在一些可选择的实施方案中，可将生物活性试剂结合到接近膜系统的装置中，使得生物活性试剂通过膜系统扩散到宿主的循环系统。

生物活性试剂可包括载体基质，其中所述基质包括一种或多种胶原、微粒基质、可吸收基质或不可吸收基质、控释基质或凝胶。在一些实施方案中，载体基质包括储蓄泡(reservoir)，其中生物活性试剂被密封在微胶囊内。载体基质可包括其中生物活性试剂物理地陷入在聚合物网络内的系统。在一些实施方案中，生物活性试剂与膜系统交联，而在其他实施方案中，生物活性试剂被吸收到膜系统中，例如通过吸附、吸收或吸入。生物活性试剂可沉积在膜系统内或膜系统上，例如通过涂覆、填充或溶剂浇铸。在某些实施方案中，离子的和非离子的表面活性剂、洗涤剂、胶束、乳化剂、反乳化剂、稳定剂、含水的和含油的载体、溶剂、防腐剂、抗氧化剂或缓冲剂可被用来将生物活性试剂结合到膜系统中。可使用如上所描述的技术将生物活性试剂结合到聚合物中，且所述聚合物可被用来形成膜系统，在膜系统上的涂层、膜系统的一部分或传感器系统的任何部分。

可使用本领域已知的技术来制造膜系统。生物活性试剂可被吸收到膜系统中，例如通过长时间浸泡所述膜系统(例如从约一小时或更少至约一周，或更优选地从约4小时、8小时、12小时、16小时或20小时至约1天、2天、3天、4天、5天或7天)。

可在形成膜系统之前将生物活性试剂共混到未固化的聚合物中。然后膜系统被固化且因此生物活性试剂被交联或密封到形成膜系统的聚合物内。

在又一个实施方案中，使用微球体来密封生物活性试剂。微球体可由生物可降解聚合物形成，更优选由合成聚合物或天然聚合物如蛋白质和多糖形成。如本文使用的，术语聚合物用来指合成聚合物和蛋白质两者。在此通过引用以其整体并入的美国专利第6,281,015号公开了可以与优选的实施方案共同使用的一些系统和方法。通常，可将生物活性试剂结合到(1)形成微球体的聚合物基质；(2)由形成微球体的聚合物包围的微粒；(3)蛋白质微球体内的聚合物核；(4)涂覆在聚合物微球体周围的聚合物；(5)与聚集成更大形式的微球体混合；或(6)其组合。生物活性试剂可作为微粒而被结合或通过用聚合物共溶解因子而被结合。可通过在微球体形成之前将稳定剂加入到因子溶液中而结合稳定剂。

可将生物活性试剂结合到水凝胶且涂覆或另外地沉积在膜系统内或膜系统上。一些适合在优选的实施方案中使用的水凝胶包括交联的、亲水性的、三维的聚合物网络，该聚合物网络对生物活性试剂是高度可渗透的且被触发为基于刺激物而释放生物活性试剂。

可通过溶剂浇铸将生物活性试剂结合到膜系统中，其中将包括溶解的生物活性试剂的溶液放置于膜系统的表面，然后将溶剂除去，以在膜表面形成涂层。

可将生物活性试剂混合到材料的栓(plug)中，所述材料的栓被放置于装置内，如在美国专利第4,506,680号和美国专利第5,282,844号中所描述的，以上两篇专利在此通过引用以其整体并入。在一些实施方案中，优选将栓放置于膜系统的下面；这样，可由通过膜的扩散来控制生物活性试剂，这在宿主内提供了生物活性试剂的持续释放的机制。

生物活性试剂的释放

许多可变因素可影响生物试剂释放的药物代谢动力学。优选的实施方案的生物活性试剂可被优化为短期释放或长期释放。在一些实施方案中，可将优选的实施方案的生物活性试剂设计成帮助或克服与传感器插入的短期影响(例如急性炎症或血栓形成)关联的因素。在一些实施方案中，可将优选的实施方案的生物活性试剂设计成帮助或克服与长期影响关联的因素，例如慢性炎症、或纤维化组织或血小板材料的聚集。在一些实施方案中，优选的实施方案的生物活性试剂结合短期释放和长期释放以开发两者的益处。

如本文使用的因子的“可控的”、“持续的”或“延伸的”释放可以是连续的或不连续的、线性的或非线性的。这可以使用单独施用、合并施用或顺序施用的一种或多种类型的聚合物组合物、载药量、赋形剂或降解增强剂的选择、或其他修改以产生期望的效果而完成。

在优选的实施方案中的生物活性试剂的短期释放一般是指在从约几分钟或几小时至约2天、3天、4天、5天、6天或7天或更多天的时间段内的释放。

生物活性试剂的装载

生物活性试剂装载到膜系统中的量可取决于几个因素。例如，生物活性试剂的剂量和持续时间可以随着膜系统的期望用途而变化，例如装置使用的期望长度及类似物；患者间在生物活性试剂有效剂量上的差异；装载生物活性试剂的位置和方法；及与生物活性试剂和可选择地它们的载体基质有关的释放速率。因此，由于上面所描述的理由，本领域的技术人员将理解在装载生物活性试剂的水平上的可变性。

在一些实施方案中，其中可将生物活性试剂结合到膜系统中而不需要载体基质，生物活性试剂装载到膜系统中的优选水平可以根据生物活性试剂的性质而变化。生物活性试剂的装载水平优选地足够高，使得观察到生理影响(例如血栓形成预防)。在这个阈值之上，可以将生物活性试剂装载到膜系统中，以吸收高达100％的固体部分，覆盖所有的可到达的膜表面，或填充高达100％的可到达的空隙。通常，装载的水平(基于生物活性试剂、膜系统和其他存在的物质的重量)从约1ppm或更少至约1000ppm或更多，优选地从约2ppm、3ppm、4ppm或5ppm高达约10ppm、25ppm、50ppm、75ppm、100ppm、200ppm、300ppm、400ppm、500ppm、600ppm、700ppm、800ppm或900ppm。在某些实施方案中，装载的水平可以是1wt.％或更少高达约50wt.％或更多，优选地从约2wt.％、3wt.％、4wt.％、5wt.％、6wt.％、7wt.％、8wt.％、9wt.％、10wt.％、15wt.％或20wt.％高达约25wt.％、30wt.％、35wt.％、40wt.％或45wt.％。

当将生物活性试剂和诸如凝胶的载体基质被结合到膜系统中时，可以优化凝胶的浓度，例如装载生物活性试剂的一种或多种测试装料。一般优选的是，凝胶包括从约0.1wt.％或更少至约50wt.％或更多的生物活性试剂，优选地从约0.2wt.％、0.3wt.％、0.4wt.％、0.5wt.％、0.6wt.％、0.7wt.％、0.8wt.％或0.9wt.％至约6wt.％、7wt.％、8wt.％、9wt.％、10wt.％、15wt.％、20wt.％、25wt.％、30wt.％、35wt.％、40wt.％或45wt.％或更多的生物活性试剂，更优选地从约1wt.％、2wt.％或3wt.％至约4wt.％或5wt.％的生物活性试剂。也可将不是生物活性的物质结合到基质中。

现在参见微囊密封的生物活性试剂，试剂从这些聚合物系统中的释放一般通过两种不同的机制发生。生物活性试剂可由通过充满水的通道的扩散而释放，该通道通过溶剂的溶解或通过由聚合物溶剂的去除产生的空隙或通过在最初的微囊密封期间形成小孔的试剂而以剂型产生。可选择地，由于密封聚合物的降解，释放可以被增强。随着时间的变化，聚合物消蚀且在装置内产生增加的孔隙率和微结构。这为生物活性试剂的释放产生了另外的通道。

在一些实施方案中，将传感器设计成生物惰性的，例如通过使用生物惰性材料。生物惰性材料基本上不会引起来自宿主的任何响应。因此，细胞可生长在材料的邻近处而不会与材料形成结合。生物惰性材料包括但不限于氧化铝、氧化锆、氧化钛或其他在“导管/导管插入”领域中通常使用的生物惰性材料。尽管不希望受理论束缚，但认为，在传感器内或传感器上包含生物惰性材料可以减少血细胞或蛋白质附着到传感器、血栓形成或传感器上的其他宿主反应。

实施例

实施例1

传感器被构建成测试含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯减少或防止葡萄糖传感器信号上的非恒定噪声的能力。构建和测试了具有电极、酶区域和生物保护区域的经皮传感器。按照在标题为“示例性的葡萄糖传感器构型”的部分中所描述的构建了对照传感器和测试传感器，这两种传感器包括电极区域、酶区域和具有一种差异的完整的生物保护区域，该差异是：测试传感器被构建成具有生物保护区域，该生物保护区域包括含有按重量计约19％的硅氧烷的硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯，且还包括加入到其中的PVP(按重量计约25％以提供葡萄糖到膜的渗透性)；且对照传感器被构建成具有生物保护区域，该生物保护区域包括具有亲水性区域和疏水性区域两者的聚氨基甲酸乙酯膜，以控制葡萄糖和氧气到葡萄糖传感器的扩散。即，与在生物保护区域中不包括硅氧烷的对照传感器相比，测试传感器的生物保护区域包括具有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯(按重量计～19％的硅氧烷)。

将六个对照传感器和六个测试传感器放在含有200mg/dL葡萄糖的溶液中，且然后随后放在含有200mg/dL葡萄糖和治疗剂量(165μM)的醋氨酚的溶液中。当将对照传感器移到含有葡萄糖和醋氨酚的溶液中时，信号平均增加622％。当将测试传感器移到含有葡萄糖和醋氨酚的溶液中时，信号平均增加4％。因此，与对照传感器相比，具有包括含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯的生物保护区域的葡萄糖传感器可基本上阻止或减少已知的干扰物醋氨酚的作用或影响，所述含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯包括按重量计约19％的硅氧烷且与PVP共混。

实施例2

将参考上面的实施例1所描述的测试传感器和对照传感器双边地植入人体且评价信号。图5是说明约2天时间内来自在人体宿主中的双边地植入的传感器的连续的葡萄糖传感器数据的图。x轴代表时间；y轴代表按读数计的信号振幅。圆圈代表从对照传感器获得的数据集，该对照传感器具有实施例1的构型且在宿主的第一侧植入。正方形代表从测试传感器获得的数据集，该测试传感器具有实施例1的构型且在相同宿主的另一侧植入。可以看出，对照传感器例示了比测试传感器高得多的水平的(非恒定)噪声，例如在最初的24小时期间的对照传感器数据中看到的零星的上升和下降所表明的。这些上升和下降在本质上是非生理的，如由它们的变化速率高于在人体中的葡萄糖浓度的已知生理界限所表明的。在约24小时之后，宿主摄取治疗剂量的醋氨酚。在对照传感器数据中的尖峰信号(由箭头指出)与醋氨酚摄取有关，而与时间相对应的测试传感器数据(与醋氨酚摄取的时间安排有关)没有显示信号的显著变化。因此，包括含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯的生物保护区域基本上阻止或减少了已知的化学物质和引起生物学非恒定噪声的物质的作用和/或影响，该含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯包括按重量计约19％的硅氧烷。

实施例3

将参考上面的实施例1所描述的测试传感器和对照传感器双边地植入糖尿病大鼠中持续多于约2天。图6A和6B说明了在多于约2天期间内、在传感器开始工作之后来自双边地植入在大鼠中的对照传感器(图6A)和测试传感器(图6B)的示例性的测试结果。y轴代表信号振幅(按读数计)。x轴代表时间。双箭头近似地指出研究的天数。通过测试葡萄糖传感器来测定的总信号用填充的菱形表示。为了测定信号组分，对测试数据集和对照数据集的每一个的总信号用以下方法分析。首先，使用IIR滤波器将总信号滤波而获得滤过的信号(开放的菱形)。通过从总信号中减去滤过的信号而获得非恒定噪声组分(填充的圆圈)。接下来，使用从指粘(finger-stick)的葡萄糖测量仪(SMBG)获得的葡萄糖数值来校正滤过的信号，如本文其它地方所更详细描述的，以获得恒定噪声信号组分(例如从校正方程式的基线中，未显示)。最后，通过从滤过的信号中减去恒定噪声信号组分而获得总信号的葡萄糖组分(开放的圆圈)。

在第一天(从约15∶30至约18∶50)的对照传感器数据集(图6A)上可以看到严重的噪声事件(noise episode)。在所述的噪声事件期间，与来自测试传感器的信号的非恒定噪声组分仅为总信号的约2.4％相比，来自对照传感器的信号的非恒定噪声组分为总信号的约21.8％。使用具有约3小时和15分钟的窗的均方根(RMS)方法，已测定，在传感器工作时间期间的任何时间，对测试传感器(包括优选的实施方案的生物保护区域)来说，非恒定噪声信号组分不多于总信号的约12％。因此，已显示，在严重的噪声事件期间，包括优选的实施方案的生物保护区域(包括含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯)的传感器可使总信号的非恒定噪声信号组分减少约18％。此外，已显示，在多于约2天的传感器工作时间的时间段内，对于包括优选的实施方案的生物保护区域的葡萄糖传感器，信号的非恒定噪声组分少于总信号的约12％。

实施例4

对以与在实施例1中所描述的测试传感器基本上相同的方法构建的测试传感器进行分析，以确定在体内传感器葡萄糖测量和体外传感器葡萄糖测量(例如葡萄糖浓度读数的灵敏度)之间是否存在强的正相关。测试传感器被构建为具有电极、酶和生物保护区域。该生物保护区域包括含有按重量计约20％的硅氧烷的硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯，且还包括加入到其中的PVP(按重量计约17.5％，用来提供葡萄糖到膜的渗透性)。将多个测试传感器放在葡萄糖PBS(磷酸盐缓冲盐水)溶液中用于校正用途，而然后将相应数量的测试传感器植入糖尿病大鼠体内多于约7天，以监控大鼠的葡萄糖水平。图7说明了将植入大鼠中的测试传感器的最初的体内葡萄糖灵敏度与在葡萄糖PBS溶液中的测试传感器的体外葡萄糖灵敏度进行对比的图。如图7所示，然后进行线性回归以计算在体内环境和在体外环境中的测试传感器的灵敏度。发现体内测试传感器和体外测试传感器的灵敏度分别是约13.37pA/mg/dL和13.73pA/mg/dL。因此，可以测定，在这一特定的研究中的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率至少大于0.97比1，且为约1比1，具有约0.1的标准偏差。测试数据也显示，以基本上相同的方法制造的固定数量的测试传感器的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的相关，即R²，是约0.98。

在类似的研究中，尽管发现体内灵敏度比体外灵敏度的比率不是1比1时，但依然发现体内灵敏度比体外灵敏度的比率是基本上固定的。换句话说，在这些研究中，发现在以基本上相同的方法制造的固定数量的测试传感器中所述比率是基本上一致的。在这些研究中，已发现体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率有时在约1比1.5和约1比10之间，其它时候在约1比0.1和约1比0.7之间。在这些研究中，也发现体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的相关是高的，即，有时大于0.7或是约0.7，有时大于0.8或是约0.8，有时大于0.9或是约0.9，有时大于0.95或约是0.95，且有时大于0.98或是约0.98。

实施例5

双电极传感器被构建成测试与PVP共混的含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯减少或阻止葡萄糖传感器信号上的非恒定噪声的能力。双电极传感器每一个都被构建成包括电极层、酶层和生物保护层。(如下面所描述的，在一些例子中，酶层中的一些或全部不包括酶)。更具体地，双电极传感器由两根铂丝构建，每一铂丝都涂覆一层聚氨基甲酸乙酯以形成电极层。暴露的电活性窗通过除去其一部分而插入丝中。将传感器裁剪到一个长度。然后，将具有葡萄糖氧化酶的溶液应用于一个电极(即，酶电极)以形成酶层，而然后将相同的但没有葡萄糖氧化酶的溶液应用于其它电极(即，非酶电极)以形成非酶层。在干燥传感器之后，在每一个传感器上沉积生物保护层且然后干燥。取决于特定的传感器是被指定为对照传感器或是被指定为测试传感器，沉积在传感器上以形成生物保护层的材料是不同的。对于对照传感器，生物保护层由常规的聚氨基甲酸乙酯膜形成。相反，对于测试传感器，生物保护层由硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯(按重量计约84％)和聚乙烯吡咯烷酮(按重量计16％)的共混物形成。然后将铂丝互相靠近放置，以使得窗被偏置(例如通过扩散势垒分开)。然后将该束放入绕线机且将银丝绕在铂电极的周围。然后将银丝氯化以产生银/氯化银参比电极。

图8说明来自一个体内实验的结果，对比了从测试传感器和对照传感器的酶电极接收的信号。在测试过程中，将测试传感器和对照传感器合并到被连接到患者和静脉内血糖监控系统的导管中，且使患者口服施用1000mg剂量的醋氨酚。如在图8中所说明的，连接到对照传感器和测试传感器的患者每一个都在约11∶48AM施用醋氨酚剂量。如还说明的，在连接到测试传感器的患者被施用醋氨酚之后，从酶电极接收的信号从约105-115mg/dL的读数上升至约185-195mg/dL的读数。由此可以估计，对于在这个特定的实验中的对照传感器，酶电极对施用至患者的1000mg剂量的醋氨酚的等效峰葡萄糖响应是至少约80mg/dL。为了对比，如在图8中还说明的，在与对照传感器连接的其他患者施用醋氨酚之后，从酶电极接收的基线信号从约70-80mg/dL的读数快速地增加至约390-400mg/dL的读数。由此可以估计，对于在这个特定的实验中的对照传感器，酶电极对施用至患者的1000mg剂量的醋氨酚的等效峰葡萄糖响应是至少约320mg/dL。这些结果共同地表明，包括硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯基础聚合物和聚乙烯吡咯烷酮的共混物的聚合物的使用可提供用于减少干扰物(例如醋氨酚)通过膜的通量。

实施例6

进行体内分析以便与在实施例5中所描述的对照传感器和测试传感器的葡萄糖信号比基线信号的比率进行对比。如先前所描述的，在这个实验中的双电极传感器每一个都包括一个被构建为酶的电极和一个被构建为非酶的相应的非酶电极。酶电极被构建成测量包括葡萄糖信号和基线信号的总信号，且非酶电极被构建成测量仅由基线信号组成的基线信号。这样，可测定基线信号且从总信号中减去基线信号以产生差信号，即基本上不受信号上基线起伏或干扰物质影响的唯葡萄糖信号。

为提供用于比较两种传感器的基准，对两种传感器都以相同的葡萄糖浓度采集数据。在这个特定的实验中，选择在正常的葡萄糖范围即约80-125mg/dL内的传感器数据。在第一实验中，对于对照传感器和测试传感器两者，如图9A所说明的，在葡萄糖浓度为约80mg/dL和醋氨酚不可检测地存在的环境中，计算和对比葡萄糖信号比基线信号的比率。在第二实验中，对于对照传感器和测试传感器两者，如图9B所说明的，在葡萄糖浓度为约125mg/dL和醋氨酚以约1-3mg/dL的浓度存在的环境中，计算和对比葡萄糖信号比基线信号的比率。如在图9A和图9B中所显示的，在上面所描述的两种环境下，测试传感器比对照传感器具有显著地更高的葡萄糖信号比基线信号的比率。例如，如在图9A中所显示的，在葡萄糖浓度为约80mg/dL和没有可检测的醋氨酚存在的环境下，发现测试传感器的基线信号为总信号的约15％(对应于约5.7比1的葡萄糖信号比基线信号的比率)，然而发现对照传感器的基线信号为总信号的约53％(对应于约0.9比1的葡萄糖信号比基线信号的比率)。如在图9B中所显示的，在葡萄糖浓度为约125mg/dL和醋氨酚以约1-3mg/dL的浓度存在的环境下，发现测试传感器的基线信号为总信号的约15％(对应于约5.7比1的葡萄糖信号比基线信号的比率)，然而发现对照传感器的基线信号为总信号的约61％(对应于约0.64比1的葡萄糖信号比基线信号的比率)。在其它类似的实验中，已获得约2比1、3比1、4比1、5比1、6比1、7比1、8比1、9比1和10比1的葡萄糖信号比基线信号的比率。

实施例7

也进行了体外测试以评估如在实施例5和实施例6中所描述的测试传感器减少各种干扰物的干扰影响的能力，各种干扰物特别地是醋氨酚、沙丁胺醇、抗坏血酸、阿替洛尔、氟哌啶醇、利多卡因、mataproterenol、美托洛尔、苯肾上腺素、异丙酚和尿酸。在测试期间，每一个测试传感器都进行校正检验，在这之后，将测试传感器浸入包括测试浓度的干扰物的溶液中。然后，监控来自每一个测试传感器的酶电极的得到的信号。基于每一个测试传感器的已知的灵敏度，然后计算估计的等效葡萄糖信号。在下面的表1中总结了来自在不同干扰物上实施的测试的估计的等效葡萄糖信号。

表1

干扰物	测试浓度(mg/dL)	等效葡萄糖信号(mg/dL)
			醋氨酚	～3	～30
沙丁胺醇	～0.04	～-3
			抗坏血酸	～6	～17
阿替洛尔	～1	～1
			氟哌啶醇	～0.1	～-5
利多卡因	～1.2	～-3
			mataproterenol	～0.001	～1
美托洛尔	～0.5	～-1
			苯肾上腺素	～4	～10

异丙酚	～0.65	～0
			尿酸	～6	～25

适合与优选的实施方案的方面共同使用的方法和装置在以下专利中公开：美国专利第4,994,167号；美国专利第4,757,022号；美国专利第6,001,067号；美国专利第6,741,877号；美国专利第6,702,857号；美国专利第6,558,321号；美国专利第6,931,327号；美国专利第6,862,465号；美国专利第7,074,307号；美国专利第7,081,195号；美国专利第7,108,778号；美国专利第7,110,803号；美国专利第7,192,450号；美国专利第7,226,978号；美国专利第7,310,544号；美国专利第7,364,592号；美国专利第7,366,556号；美国专利第7,424,318号；美国专利第7,471,972号；美国专利第7,460,898号；美国专利第7,467,003号和美国专利第7,497,827号。

适合与优选的实施方案的方面共同使用的方法和装置在以下专利中公开：美国专利公布第US-2005-0143635-A1号；美国专利公布第US-2005-0181012-A1号；美国专利公布第US-2005-0177036-A1号；美国专利公布第US-2005-0124873-A1号；美国专利公布第US-2005-0115832-A1号；关国专利公布第US-2005-0245799-A1号；美国专利公布第US-2005-0245795-A1号；美国专利公布第US-2005-0242479-A1号；美国专利公布第US-2005-0182451-A1号；美国专利公布第US-2005-0056552-A1号；美国专利公布第US-2005-0192557-A1号；美国专利公布第US-2005-0154271-A1号；美国专利公布第US-2004-0199059-A1号；美国专利公布第US-2005-0054909-A1号；美国专利公布第US-2005-0051427-A1号；美国专利公布第US-2003-0032874-A1号；美国专利公布第US-2005-0203360-A1号；美国专利公布第US-2005-0090607-A1号；美国专利公布第US-2005-0187720-A1号；美国专利公布第US-2005-0161346-A1号；美国专利公布第US-2006-0015020-A1号；美国专利公布第US-2005-0043598-A1号；美国专利公布第US-2005-0033132-A1号；美国专利公布第US-2005-0031689号；美国专利公布第US-2004-0186362-A1号；美国专利公布第US-2005-0027463-A1号；美国专利公布第US-2005-0027181-A1号；美国专利公布第US-2005-0143635-A1号；美国专利公布第US-2005-0027180-A1号；美国专利公布第US-2006-0036142-A1号；美国专利公布第US-2006-0020192-A1号；美国专利公布第US-2006-0036143-A1号；美国专利公布第US-2006-0036140-A1号；美国专利公布第US-2006-0019327-A1号；美国专利公布第US-2006-0020186-A1号；美国专利公布第US-2006-0036139-A1号；美国专利公布第US-2006-0020191-A1号；美国专利公布第US-2006-0020188-A1号；美国专利公布第US-2006-0036141-A1号；美国专利公布第US-2006-0020190-A1号；美国专利公布第US-2006-0036145-A1号；美国专利公布第US-2006-0036144-A1号；美国专利公布第US-2006-0016700-A1号；美国专利公布第US-2006-0142651-A1号；美国专利公布第US-2006-0086624-A1号；美国专利公布第US-2006-0068208-A1号；美国专利公布第US-2006-0040402-A1号；美国专利公布第US-2006-0036142-A1号；美国专利公布第US-2006-0036141-A1号；美国专利公布第US-2006-0036143-A1号；美国专利公布第US-2006-0036140-A1号；美国专利公布第US-2006-0036139-A1号；美国专利公布第US-2006-0142651-A1号；美国专利公布第US-2006-0036145-A1号；美国专利公布第US-2006-0036144-A1号；美国专利公布第US-2006-0200022-A1号；美国专利公布第US-2006-0198864-A1号；美国专利公布第US-2006-0200019-A1号；美国专利公布第US-2006-0189856-A1号；美国专利公布第US-2006-0200020-A1号；美国专利公布第US-2006-0200970-A1号；美国专利公布第US-2006-0183984-A1号；美国专利公布第US-2006-0183985-A1号；美国专利公布第US-2006-0195029-A1号；美国专利公布第US-2006-0229512-A1号；美国专利公布第US-2006-0222566-A1号；美国专利公布第US-2007-0032706-A1号；美国专利公布第US-2007-0016381-A1号；美国专利公布第US-2007-0027370-A1号；美国专利公布第US-2007-0032718-A1号；美国专利公布第US-2007-0059196-A1号；美国专利公布第US-2007-0066873-A1号；美国专利公布第US-2007-0197890-A1号；美国专利公布第US-2007-0173710-A1号；美国专利公布第US-2007-0163880-A1号；美国专利公布第US-2007-0203966-A1号；美国专利公布第US-2007-0213611-A1号；美国专利公布第US-2007-0232879-A1号；美国专利公布第US-2007-0235331-A1号；美国专利公布第US-2008-0021666-A1号；美国专利公布第US-2008-0033254-A1号；美国专利公布第US-2008-0045824-A1号；美国专利公布第US-2008-0071156-A1号；美国专利公布第US-2008-0086042-A1号；美国专利公布第US-2008-0086044-A1号；美国专利公布第US-2008-0086273-A1号；美国专利公布第US-2008-0083617-A1号；美国专利公布第US-2008-0119703-A1号；美国专利公布第US-2008-0119704-A1号；美国专利公布第US-2008-0119706-A1号；美国专利公布第US-2008-0194936-A1号；美国专利公布第US-2008-0194937-A1号；美国专利公布第US-2008-0195967-A1号；美国专利公布第US-2008-0183061-A1号；美国专利公布第US-2008-0183399-A1号；美国专利公布第US-2008-0189051-A1号；美国专利公布第US-2008-0214918-A1号；美国专利公布第US-2008-0194938-A1号；美国专利公布第US-2008-0214915-A1号；美国专利公布第US-2008-0194935-A1号；美国专利公布第US-2008-0188731-A1号；美国专利公布第US-2008-0242961-A1号；美国专利公布第US-2008-0208025-A1号；美国专利公布第US-2008-0197024-A1号；美国专利公布第US-2008-0200788-A1号；美国专利公布第US-2008-0200789-A1号；美国专利公布第US-2008-0200791-A1号；美国专利公布第US-2008-0228054-A1号；美国专利公布第US-2008-0228051-A1号；美国专利公布第US-2008-0262469-A1号；美国专利公布第US-2008-0108942-A1号；美国专利公布第US-2008-0306368-A1号；美国专利公布第US-2009-0012379-A1号；美国专利公布第US-2008-0287765-A 1号；美国专利公布第US-2008-0287764-A 1号；美国专利公布第US-2008-0287766-A1号；美国专利公布第US-2008-0275313-A1号；美国专利公布第US-2008-0296155-A1号；美国专利公布第US-2008-0306434-A1号；美国专利公布第US-2008-0306444-A1号；美国专利公布第US-2008-0306435-A1号；美国专利公布第US-2009-0018424-A1号；美国专利公布第US-2009-0043181-A1号；美国专利公布第US-2009-0043541-A1号；美国专利公布第US-2009-0043542-A1号；美国专利公布第US-2009-0043525-A1号；美国专利公布第US-2009-0036758-A1号；美国专利公布第US-2009-0043182-A1号；美国专利公布第US-2009-0030294-A1号；美国专利公布第US-2009-0036763-A1号；美国专利公布第US-2009-0062633-A1号；美国专利公布第US-2009-0062635-A1号。

适合与优选的实施方案的方面共同使用的方法和装置在以下专利中公开：在1999年10月22日递交且标题为“DEVICE AND METHOD FORDETERMINING ANALYTE LEVELS(用于测定分析物水平的装置和方法)”的美国专利申请第09/447,227号；在2007年1月17日递交且标题为“POROUS MEMBRANES FOR USE WITH IMPLANTABLE DEVICES(用于与可植入装置一起使用的多孔膜)”的美国专利申请第11/654,135号；在2007年1月17日递交且标题为“MEMBRANES FORAN ANALYTESENSOR(用于分析物传感器的膜)”的美国专利申请第11/654,140号；在2008年4月15日递交且标题为“BIOINTERFACE WITH MACRO-ANDMICRO-ARCHITECTURE(具有大体系结构和微体系结构的生物界面)”的美国专利申请第12/103,594号；在2008年3月25日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/055,098号；在2008年3月25日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/054,953号；在2008年6月5日递交且标题为“INTEGRATED MEDICAMENT DELIVERYDEVICE FOR USE WITHCONTINUOUS ANALYTE SENSOR(用于与连续的分析物传感器一起使用的集成药物递送装置)”的美国专利申请第12/133,789号；在2008年6月13日递交且标题为“ELECTRODE SYSTEMS FOR ELECTROCHEMICALSENSORS(用于电化学传感器的电极系统)”的美国专利申请第12/139,305号；在2008年7月29日递交且标题为“INTEGRATED RECEIVER FORCONTINUOUS ANALYTE SENSOR(用于连续的分析物传感器的集成接收器)”的美国专利申请第12/182,073号；在2008年10月28日递交且标题为“SENSORHEAD FOR USEWITH IMPLANTABLE DEVICES(用于与可植入装置一起使用的传感器感测头)”的美国专利申请第12/260,017号；在2008年10月24日递交且标题为“SYSTEMS AND METHODS FORPROCESSING SENSOR DATA(用于处理传感器数据的系统和方法)”的美国专利申请第12/258,320号；在2008年10月24日递交且标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR PROCESSING SENSOR DATA(用于处理传感器数据的系统和方法)”的美国专利申请第12/258,235号；在2008年10月24日递交且标题为“SYSTEMS AND METHODS FORPROCESSING SENSOR DATA(用于处理传感器数据的系统和方法)”的美国专利申请第12/258,345号；在2008年10月24日递交且标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR PROCESSING SENSOR DATA(用于处理传感器数据的系统和方法)”的美国专利申请第12/258,325号；在2008年10月24日递交且标题为“SYSTEMS AND METHODS FORPROCESSING SENSOR DATA(用于处理传感器数据的系统和方法)”的美国专利申请第12/258,318号；在2008年10月24日递交且标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR PROCESSING SENSOR DATA(用于处理传感器数据的系统和方法)”的美国专利申请第12/258,335号；在2008年11月3日递交且标题为“DUAL ELECTRODE SYSTEM FOR ACONTINUOUS ANALYTE SENSOR(用于连续的分析物传感器的双电极系统)”的美国专利申请第12/264,160号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/267542号；在2009年1月14日递交且标题为“SYSTEMS AND METHODS FORREPLACING SIGNAL ARTIFACTS IN A GLUCOSE SENSOR DATASTREAM(用于替换葡萄糖传感器数据流中的信号伪像的系统和方法)”的美国专利申请第12/353,787号；在2009年1月14日递交且标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR REPLACING SIGNAL ARTIFACTS INA GLUCOSE SENSOR DATA STREAM(用于替换葡萄糖传感器数据流中的信号伪像的系统和方法)”的美国专利申请第12/353,799号；在2008年11月3日递交且标题为“SIGNAL PROCESSING FOR CONTINUOUSANALYTE SENSOR(用于连续的分析物传感器的信号处理)”的美国专利申请第12/263,993号；在2008年12月15日递交且标题为“DUALELECTRODE SYSTEMS FOR A CONTINUOUS ANALYTE SENSOR(用于连续的分析物传感器的双电极系统)”的美国专利申请第12/335,403号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/267,518号；在2008年11月4日递交且标题为“IMPLANTABLE ANALYTE SENSOR(可植入的分析物传感器)”的美国专利申请第12/264,835号；在2008年11月18日递交且标题为“TRANSCUTANEOUS ANALYTE SENSOR(经皮的分析物传感器)”的美国专利申请第12/273,359号；在2008年12月5日递交且标题为“TRANSCUTANEOUS ANALYTE SENSOR(经皮的分析物传感器)”的美国专利申请第12/329,496号；在2008年1月23日递交且标题为“TRANSCUTANEOUS ANALYTE SENSOR(经皮的分析物传感器)”的美国专利申请第12/359,207号；在2009年1月14日递交且标题为“TRANSCUTANEOUS ANALYTE SENSOR(经皮的分析物传感器)”的美国专利申请第12/353,870号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/267,525号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/267,548号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/267,547号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利中请第12/267,546号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/267,544号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/267,545号；在2008年11月7日递交且标题为“INTEGRATED DEVICE FOR CONTINUOUS IN VIVO ANALYTEDETECTION AND SIMULTANEOUS CONTROL OF AN INFUSIONDEVICE(用于连续的体内分析物检测和输注装置的同时控制的集成装置)”的美国专利申请第12/267,494号；在2008年11月7日递交且标题为“ANALYTE SENSOR(分析物传感器)”的美国专利申请第12/267,531号；在2009年2月26日递交且标题为“TRANSCUTANEOUS ANALYTESENSOR(经皮的分析物传感器)”的美国专利申请第12/393,887号；在2009年2月3日递交且标题为“TRANSCUTANEOUS ANALYTE SENSOR(经皮的分析物传感器)”的美国专利申请第12/364,786号；在2009年2月23日递交且标题为“TRANSCUTANEOUS ANALYTE SENSOR(经皮的分析物传感器)”的美国专利申请第12/391,148号；在2009年1月29日递交且标题为“CONTINUOUS CARDIAC MARKER SENSOR SYSTEM(连续的心脏病指标传感器系统)”的美国专利申请第12/362,194号；在2009年2月4日递交且标题为“CONTINUOUS MEDICAMENT SENSORSYSTEM FOR IN VIVO USE(用于体内使用的连续的药物传感器系统)”的美国专利申请第12/365,683号；在2009年2月20日递交且标题为“SYSTEM AND METHODS FOR PROCESSING，TRANSMITTING ANDDISPLAYING SENSOR DATA(用于处理、传输和显示传感器数据的系统和方法)”的美国专利申请第12/390,304号；在2009年2月20日递交且标题为“SYSTEM AND METHODS FOR CUSTOMIZING DELIVERY OFSENSOR DATA(用于定制传感器数据的递送的系统和方法)”的美国专利申请第12/390,205号；在2009年2月20日递交且标题为“SYSTEM ANDMETHODS FOR BLOOD GLUCOSE MONITORING AND ALERTDELIVERY(用于血糖监控和警报递送的系统和方法)”的美国专利申请第12/390,290号。

本文引用的所有参考文献包括但不限于公布和未公布的申请、专利和文献参考资料，在此通过引用以其整体并入且因此构成此说明书的一部分。在一定程度上，通过引用并入的公布和专利或专利申请与包含在说明书中的公开内容相矛盾时，说明书意在替代和/或优先于任何这种相矛盾的内容。

在此文件中使用的术语和短语及其变化形式，除非另外清楚地说明，否则应被解释为开放式的，而不是限制性的。作为前述内容的实例，术语“包括(including)”应被理解为意指“包括但不限于”或类似含义；如本文使用的术语“包括(comprising)”与“包括(including)”、“包含(containing)”或“特征为(characterized by)”同义，且是包括的或开放式的，且并不排除另外的未叙述的成分或方法步骤；术语“实例”用来提供讨论中的项目的示例性的例子，不是提供其穷尽的或限制性的列表；且形容词如“已知的(known)”、“正常的(normal)”、“标准的(standard)”和相似含义的术语不应被解释为将所描述的项目限制在给定的时间段或限制在给定的时间时可得到的项目，而应被理解为包括已知的、正常的或标准的技术，该技术在现在或将来的任何时间可以得到或知道。同样，用连接词“和(and)”连接的一组项目不应被理解为要求那些项目中的每一个存在分组中，而是应被理解为“和/或”，除非另外清楚地说明。同样地，用连接词“或”连接的一组项目不应被理解为要求在该组之中的互相排他性，而是应被理解为“和/或”，除非另外清楚地说明。此外，如在此申请中使用的，冠词“一(a)”和“一(an)”应被解释为是指冠词的语法对象中的一个或多于一个(即，至少一个)。举例来说，“一个元件”意指一个元件或多于一个元件。

在一些情况中扩展的词和短语如“一个或多个”、“至少”、“但不限于”或其他的相似短语的存在不应被理解为意指在不存在这样的扩展的短语的情况中预期或要求更窄的情形。

在说明书中使用的表达成分的量、反应条件等等的所有数字应被理解为在所有的情况中通过术语“约”来修饰。因此，除非相反地指出，否则在本文提出的数字参数是近似值，该近似值可以根据寻求获得的期望的性质而变化。最低限度地，且不试图将等效物的原则的应用限制在要求保护本申请的优先权的任何申请中的任何权利要求的范围内，每一个数字参数应根据有效数字的数目和普通的舍入方法来解释。

此外，尽管为了清楚和理解的目的已经相当详细地以实例和实施例的方式描述了前述内容，但对于本领域的技术人员来说明显的是，可以实施某些改变和修改。因此，说明书和实施例不应被解释为将本发明的范围限制到本文所描述的具体的实施方案和实施例，而是说还覆盖了伴随本发明的真实范围和精神发生的所有的修改和替代形式。

Claims (101)

1.一种用于分析物浓度的连续测量的装置，所述装置包括：

感测机构，所述感测机构被构建成产生与宿主中的分析物的浓度有关的信号；以及

感测膜，所述感测膜位于所述感测机构上面，所述感测膜包括结合在其中的生物保护区域，所述生物保护区域包括含有表面活性基团的聚合物。

2.根据权利要求1所述的装置，其中所述表面活性基团共价地结合到所述聚合物。

3.根据权利要求1所述的装置，其中所述表面活性基团包括表面活性端基。

4.根据权利要求1所述的装置，其中所述聚合物包括聚氨基甲酸乙酯且其中所述表面活性基团包括硅氧烷。

5.根据权利要求4所述的装置，其中所述装置包括葡萄糖传感器，且其中所述聚氨基甲酸乙酯包括柔性链段，所述柔性链段被构建成控制葡萄糖通过所述生物保护区域的通量。

6.根据权利要求5所述的装置，其中所述柔性链段包括选自由以下各项组成的组的聚合物：聚乙酸乙烯酯、聚乙二醇、聚丙烯酰胺、醋酸酯、聚氧化乙烯、聚丙烯酸乙酯和聚乙烯吡咯烷酮。

7.根据权利要求5所述的装置，其中所述生物保护区域的厚度是从约1微米至约25微米。

8.根据权利要求1所述的装置，其中所述分析物是葡萄糖。

9.根据权利要求1所述的装置，其中所述感测机构包括电极。

10.根据权利要求1所述的装置，其中所述生物保护区域被构建成控制所述分析物通过其中的通量。

11.根据权利要求1所述的装置，其中所述感测膜还包括阻力区域，所述阻力区域被构建成控制所述分析物通过其中的通量。

12.根据权利要求1所述的装置，其中所述感测膜还包括酶区域，所述酶区域包括催化剂。

13.根据权利要求12所述的装置，其中将所述催化剂结合到所述生物保护区域中。

14.根据权利要求12所述的装置，所述装置还包括干扰区域，所述干扰区域被定位为比所述酶区域更接近所述感测机构，其中所述干扰区域包括按重量计至少约25％的硅氧烷。

15.根据权利要求1所述的装置，其中所述聚合物包括选自由以下各项组成的组的至少一种聚合物：环氧树脂、聚烯烃、聚硅氧烷、聚醚、丙烯酸类树脂、聚酯、碳酸酯和聚氨基甲酸乙酯。

16.根据权利要求1所述的装置，其中所述表面活性基团包括硅氧烷。

17.根据权利要求16所述的装置，其中所述聚合物包括按重量百分比计至少约10％的硅氧烷。

18.根据权利要求16所述的装置，其中所述聚合物包括按重量百分比计从约19％至约40％的硅氧烷。

19.根据权利要求16所述的装置，其中所述生物保护区域被构建成基本上阻止引起非恒定噪声的物种的作用或影响，使得总信号的不到20％对应于非恒定噪声部分。

20.根据权利要求1所述的装置，其中所述生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量。

21.根据权利要求1所述的装置，其中所述感测膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

22.根据权利要求21所述的装置，其中所述相关大于约0.8。

23.根据权利要求1所述的装置，其中所述感测膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

24.一种用于分析物浓度的连续测量的装置，所述装置包括：

感测机构，所述感测机构被构建成产生与宿主中的分析物的浓度有关的信号；以及

感测膜，所述感测膜位于所述感测机构上面，所述感测膜包括生物保护区域，所述生物保护区域包括含有表面活性基团的聚合物，其中所述装置被构建成基本上阻止引起非恒定噪声的物种的作用或影响，使得总信号的不到20％对应于非恒定噪声部分。

25.根据权利要求24所述的装置，所述装置还包括传感器电子线路，所述传感器电子线路被构建成产生信号，其中非恒定的非分析物相关的部分在传感器开始工作之后基本上不促成所述信号至少约一天。

26.根据权利要求24所述的装置，所述装置还包括传感器电子线路，所述传感器电子线路被构建成产生信号，其中非恒定的非分析物相关的部分在传感器开始工作之后基本上不促成所述信号至少约三天。

27.根据权利要求24所述的装置，所述装置还包括传感器电子线路，所述传感器电子线路被构建成产生信号，其中非恒定的非分析物相关的部分在传感器开始工作之后基本上不促成所述信号至少约五天。

28.根据权利要求24所述的装置，所述装置还包括传感器电子线路，所述传感器电子线路被构建成产生信号，其中非恒定的非分析物相关的部分在传感器开始工作之后基本上不促成所述信号至少约七天。

29.根据权利要求24所述的装置，其中所述生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量。

30.根据权利要求24所述的装置，其中所述感测膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

31.根据权利要求30所述的装置，其中所述相关大于约0.8。

32.根据权利要求24所述的装置，其中所述感测膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

33.一种用于葡萄糖浓度的连续测量的装置，所述装置包括：

感测机构，所述感测机构被构建成产生与宿主中的葡萄糖的浓度有关的信号；以及

感测膜，所述感测膜位于所述感测机构上面，所述感测膜包括生物保护区域，所述生物保护区域包括共价地结合到基础聚合物的表面活性端基。

34.根据权利要求33所述的装置，其中所述生物保护区域被构建成控制葡萄糖通过其中的通量且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量。

35.根据权利要求33所述的装置，其中所述膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

36.根据权利要求35所述的装置，其中所述相关大于约0.8。

37.根据权利要求33所述的装置，其中所述膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

38.一种用于分析物浓度的连续测量的装置，所述装置包括：

感测机构，所述感测机构被构建成产生与宿主中的分析物的浓度有关的信号；以及

感测膜，所述感测膜位于所述感测机构上面，所述感测膜包括生物保护区域，所述生物保护区域包括含有硅氧烷端基的聚氨基甲酸乙酯，其中所述聚氨基甲酸乙酯还包括柔性链段，所述柔性链段被构建成控制葡萄糖通过其中的通量。

39.根据权利要求38所述的装置，其中所述生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量。

40.根据权利要求39所述的装置，其中所述生物保护区域被构建成控制分析物通过其中的通量且基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量。

41.根据权利要求38所述的装置，其中所述感测膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

42.根据权利要求41所述的装置，其中所述相关大于约0.8。

43.根据权利要求38所述的装置，其中所述感测膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

44.一种用于分析物浓度的连续测量的传感器，所述传感器包括：

电极和膜，所述膜位于所述电极上面，所述膜包括：

第一区域，所述第一区域包括具有表面活性基团的聚合物，所述第一区域被构建成控制分析物通过其中的通量且基本上减少或阻止内源性的干扰物通过其中的通量；以及

第二区域，所述第二区域包括酶。

45.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第一区域具有大于约50比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

46.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第一区域具有大于约100比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

47.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第一区域具有大于约125比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

48.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第一区域具有大于约150比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

49.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第一区域具有大于约200比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

50.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第一区域具有大于约300比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

51.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第一区域被构建成基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量。

52.根据权利要求51所述的传感器，其中所述第一区域具有小于约1比60的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

53.根据权利要求51所述的传感器，其中所述第一区域具有小于约1比30的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

54.根据权利要求51所述的传感器，其中所述第一区域具有小于约1比15的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

55.根据权利要求44所述的传感器，其中所述聚合物包括基础聚合物和亲水性聚合物的共混物。

56.根据权利要求55所述的传感器，其中所述基础聚合物是选自由以下各项组成的组的聚氨基甲酸乙酯：聚醚-氨基甲酸乙酯-脲、聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯、聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯和聚酯-氨基甲酸乙酯。

57.根据权利要求55所述的传感器，其中所述亲水性聚合物是选自由以下各项组成的组的聚合物：聚乙酸乙烯酯、聚乙二醇、聚丙烯酰胺、醋酸酯、聚氧化乙烯、聚丙烯酸乙酯和聚乙烯吡咯烷酮。

58.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第一区域具有从约0.1微米至约15微米的厚度。

59.根据权利要求44所述的传感器，其中所述第二区域具有从约0.1微米至约10微米的厚度。

60.根据权利要求44所述的传感器，其中所述膜还包括第三区域，所述第三区域被构建成基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量。

61.根据权利要求60所述的传感器，其中所述第三区域具有从约0.01微米至约5微米的厚度。

62.根据权利要求44所述的传感器，其中所述膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

63.根据权利要求62所述的传感器，其中所述相关大于约0.8。

64.根据权利要求44所述的装置，其中所述膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

65.根据权利要求44所述的传感器，其中响应于施用至宿主的外源性的干扰物的治疗剂量的等效峰的葡萄糖小于100mg/dL。

66.根据权利要求44所述的传感器，其中所述传感器能够获得大于约5比1的葡萄糖信号比基线信号的比率。

67.一种用于连续地检测宿主中的葡萄糖的装置，所述装置包括：

第一工作电极，所述第一工作电极包括第一电活性表面，所述第一电活性表面被设置在膜系统的酶部分下面且被构建成测量包括葡萄糖信号和基线信号的第一信号；以及

第二工作电极，所述第二工作电极包括第二电活性表面，所述第二电活性表面被设置在所述膜系统的非酶部分下面且被构建成测量包括所述基线信号的第二信号，其中所述膜系统还包括生物保护区域，所述生物保护区域位于所述第一工作电极和所述第二工作电极中的每一个上面，且其中所述生物保护区域被构建成基本上减少或阻止一种或多种内源性的干扰物通过其中的通量。

68.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有大于约50比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

69.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有大于约100比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

70.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有大于约125比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

71.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有大于约150比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

72.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有大于约200比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

73.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有大于约300比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

74.根据权利要求67所述的装置，其中所述第一区域被构建成基本上减少或阻止外源性的干扰物通过其中的通量。

75.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有小于约1比60的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

76.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有小于约1比30的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

77.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有小于约1比15的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

78.根据权利要求67所述的装置，其中所述生物保护区域具有从约0.1微米至约15微米的厚度。

79.根据权利要求67所述的装置，其中所述膜系统能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

80.根据权利要求79所述的装置，其中所述相关大于约0.8。

81.根据权利要求67所述的装置，其中所述膜系统能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

82.根据权利要求67所述的装置，其中响应于施用至宿主的外源性的干扰物的治疗剂量的等效峰的葡萄糖小于100mg/dL。

83.根据权利要求67所述的装置，其中所述装置能够获得大于约5比1的葡萄糖信号比基线信号的比率。

84.一种用于分析物浓度的连续测量的装置，所述装置包括：

电极和膜，所述膜位于所述电极上面，所述膜包括：

第一区域，所述第一区域包括基础聚合物和亲水性聚合物，所述第一区域被构建成控制所述分析物通过其中的通量且被构建成通过促进与外源性的干扰物氢键键合而基本上减少或阻止所述外源性的干扰物通过其中的通量，其中响应于施用至宿主的所述外源性的干扰物的治疗剂量的等效峰的葡萄糖小于100mg/dL。

85.根据权利要求84所述的装置，其中所述基础聚合物是选自由以下各项组成的组的聚氨基甲酸乙酯：聚醚-氨基甲酸乙酯-脲、聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯、聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚醚-氨基甲酸乙酯、硅氧烷-聚碳酸酯-氨基甲酸乙酯和聚酯-氨基甲酸乙酯。

86.根据权利要求84所述的装置，其中所述亲水性聚合物是选自由以下各项组成的组的聚合物：聚乙酸乙烯酯、聚乙二醇、聚丙烯酰胺、醋酸酯、聚氧化乙烯、聚丙烯酸乙酯和聚乙烯吡咯烷酮。

87.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约50比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

88.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约100比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

89.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约125比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

90.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约150比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

91.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约200比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

92.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约300比1的葡萄糖比氧气的渗透率比。

93.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约1比60的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

94.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约1比30的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

95.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有大于约1比15的葡萄糖比外源性的干扰物的渗透率比。

96.根据权利要求84所述的装置，其中所述第一区域具有在约0.1微米和15微米之间的厚度。

97.根据权利要求84所述的装置，其中所述膜能够提供体内葡萄糖浓度测量的灵敏度和体外葡萄糖浓度测量的灵敏度之间的正相关。

98.根据权利要求97所述的装置，其中所述相关大于约0.8。

99.根据权利要求84所述的装置，其中所述膜能够提供约1比1的体内葡萄糖灵敏度和体外葡萄糖灵敏度之间的比率。

100.根据权利要求84所述的装置，其中响应于施用至宿主的所述外源性的干扰物的治疗剂量的等效峰的葡萄糖小于100mg/dL。

101.根据权利要求84所述的装置，其中所述装置能够获得大于约5比1的葡萄糖信号比基线信号的比率。

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