CN117616130A - 电化学分析物生物传感器、相关的物质组合物及其制造和使用方法 - Google Patents

电化学分析物生物传感器、相关的物质组合物及其制造和使用方法 Download PDF

Info

Publication number
CN117616130A
CN117616130A CN202280029373.4A CN202280029373A CN117616130A CN 117616130 A CN117616130 A CN 117616130A CN 202280029373 A CN202280029373 A CN 202280029373A CN 117616130 A CN117616130 A CN 117616130A
Authority
CN
China
Prior art keywords
continuous network
electrochemical analyte
metal
analyte biosensor
electrochemical
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202280029373.4A
Other languages
English (en)
Inventor
M·D·埃德蒙森
C·A·艾布拉姆斯
R·R·内森
C·D·克劳德
R·L·克里克
P·D·德拉姆赫勒
W·E·小斯特罗本
P·D·特雷勒
徐明华
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
WL Gore and Associates Inc
Original Assignee
WL Gore and Associates Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by WL Gore and Associates Inc filed Critical WL Gore and Associates Inc
Publication of CN117616130A publication Critical patent/CN117616130A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/301—Reference electrodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G01N27/3278—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction involving nanosized elements, e.g. nanogaps or nanoparticles
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B82—NANOTECHNOLOGY
    • B82Y—SPECIFIC USES OR APPLICATIONS OF NANOSTRUCTURES; MEASUREMENT OR ANALYSIS OF NANOSTRUCTURES; MANUFACTURE OR TREATMENT OF NANOSTRUCTURES
    • B82Y15/00—Nanotechnology for interacting, sensing or actuating, e.g. quantum dots as markers in protein assays or molecular motors
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B82—NANOTECHNOLOGY
    • B82Y—SPECIFIC USES OR APPLICATIONS OF NANOSTRUCTURES; MEASUREMENT OR ANALYSIS OF NANOSTRUCTURES; MANUFACTURE OR TREATMENT OF NANOSTRUCTURES
    • B82Y5/00—Nanobiotechnology or nanomedicine, e.g. protein engineering or drug delivery

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Nanotechnology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Cell Biology (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

一种电化学分析物生物传感器被配置为检测分析物。该电化学分析物生物传感器包括生物相容性电极复合材料，该电极复合材料具有拥有多个互连孔的微孔聚合物基材、用作工作电极并包括至少部分地包含在微孔聚合物基材的互连孔中的导电材料的导电区域，以及至少一个与导电区域相邻的固定生物受体区域。导电材料可包括微孔聚合物基材上的保形金属涂层或吸入微孔聚合物基材中的纳米多孔金属。在某些应用中，微孔聚合物基材可以支持组织整合和/或组织向内生长。电化学分析物生物传感器可用于医疗、工业、农业、环境和其他应用。

Description

电化学分析物生物传感器、相关的物质组合物及其制造和使 用方法
相关申请的交叉引用
本申请要求2021年4月19日提交的临时申请号63/176,653的优先权，其通过引用全部纳入本文，用于所有目的。
技术领域
本公开一般涉及电化学分析物生物传感器。本公开还涉及可用于电化学分析物生物传感器的物质组合物，以及制造和使用此类组合物和装置的相关方法。
背景技术
电化学分析物生物传感器可用于测量多种生物样品或用于多种应用的其他样品中的多种目标分析物。例如，在医学应用中，可以测量分析物以检测患者的病理状况(例如，缺血、低血糖、败血症、细胞膜损伤或脂肪分解、神经活动功能障碍、血管痉挛和高血糖)、患者的治疗剂(例如，药物开发期间的药代动力学或剂量、化疗期间的化疗药物)或患者体内的毒素(例如非法药物)。在工业和制药应用中，可以测量分析物以监测生物过程的进展(例如，细胞营养吸收、细胞代谢物生成、反应动力学)。电化学分析物生物传感器也可用于农业和环境应用。
先前的电化学分析物生物传感器提出了许多挑战，包括：缺乏生物相容性；缺乏机械、化学或电化学稳定性；浸出；和/或寿命短。所有这些挑战都可能导致电化学分析物生物传感器读数不准确或延迟，这可能会对相应的应用产生负面影响。
发明内容
本公开提供了一种被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器。该电化学分析物生物传感器包括生物相容性电极复合材料，该电极复合材料具有拥有多个互连孔的微孔聚合物基材、用作工作电极并包括至少部分地包含在微孔聚合物基材的互连孔中的导电材料的导电区域，以及至少一个与导电区域相邻的固定生物受体区域。导电材料可包括微孔聚合物基材上的保形金属涂层或吸入微孔聚合物基材中的纳米多孔金属。在某些应用中，微孔聚合物基材可以支持组织整合和/或组织向内生长。电化学分析物生物传感器可用于医疗、工业、农业、环境和其他应用。
根据本公开的示例性实施方式，公开了一种被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器，该电化学分析物生物传感器包括：微孔聚合物基材，其包括多个互连孔；导电区域，其包括至少部分包含在微孔聚合物基材的互连孔中的导电材料；以及至少一个与导电区域相邻的固定生物受体区域。
根据本公开的另一个示例性实施方式，公开了一种被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器，该电化学分析物生物传感器包括：第一连续网络，其包括具有多个互连孔的微孔聚合物；第二基本连续网络，其包括金属，所述第二基本连续网络至少部分地互穿第一连续网络；以及至少一个与第二基本连续网络相邻的固定生物受体区域。
根据本公开的又一示例性实施方式，公开了一种制造被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器的方法，该方法包括提供包括具有多个互连孔的微孔聚合物的第一连续网络，将金属涂覆到第一连续网络的微孔聚合物上以形成至少部分地互穿第一连续网络的第二基本连续网络，以及将至少一个固定生物受体区域定位为与第二基本连续网络相邻。
根据本公开的又一示例性实施方式，公开了一种制造被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器的方法，该方法包括提供包括具有多个互连孔的微孔聚合物的第一连续网络，使第一连续网络的微孔聚合物吸收金属前体，将金属前体还原为金属以形成至少部分地互穿第一连续网络的第二基本连续网络，以及将至少一个固定生物受体区域定位为与第二基本连续网络相邻。
附图说明
采用附图以帮助进一步理解本公开内容，其纳入说明书中并构成说明书的一部分，附图显示了本公开内容的实施方式，与说明书一起用来解释本公开内容的原理。
图1是本公开的电化学分析物生物传感器***的透视图；
图2是本公开的另一个电化学分析物生物传感器***的透视图；
图3是本公开的又一个电化学分析物生物传感器***的透视图；
图4是电化学分析物生物传感器***的生物相容性电极复合材料的截面图；
图5是用于测量样品的薄层电阻的装置的示意图；
图6A-6C是显示实施例1的纳米多孔金(NPG)/膨胀聚四氟乙烯(ePTFE)复合材料的微结构的扫描电子显微(SEM)图像；
图7A是实施例1的NPG/ePTFE复合材料的另一截面SEM图像，图7B显示了为纳米孔径分析而处理的相同图像，图7C显示了纳米孔被分离后的相同图像；
图8是显示实施例1的NPG/ePTFE复合材料的金属相内的纳米孔径分布的直方图；
图9是显示实施例1的NPG/ePTFE复合材料的金属相内的孔的短轴与最小费雷特之比的直方图；
图10是显示实施例1的NPG/ePTFE复合材料的金属相内的孔的长轴与最大费雷特之比的直方图；
图11A-11D是显示实施例3的保形金(CG)/ePTFE复合材料的微结构的SEM图像；
图12是实施例6的NPG/ePTFE工作电极/吸银伪参比电极的循环伏安图；
图13A和13B是显示实施例9的包含NPG/ePTFE材料的GOx基葡萄糖传感器的葡萄糖响应的图；
图14A和14B是显示实施例9的包含CG/ePTFE材料的GOx基葡萄糖传感器的葡萄糖响应的图；
图15是表示实施例10的电化学表面积对电解质溶剂表面张力的依赖性的图。
图16-18描绘了湿挠曲颗粒耐久性测试方法；
图19是显示实施例11的毛细管流动孔测定数据的图；
图20是用于电化学表面积(ECSA)测试的电化学电池设计的示意图；
图21包括将实施例1的NPG/ePTFE复合材料与实施例14的密堆积银/ePTFE(CPS/ePTFE)复合材料进行比较的2,000倍放大倍数的截面SEM图像；
图22包括将实施例1的NPG/ePTFE复合材料与实施例14的CPS/ePTFE复合材料进行比较的20,000倍放大倍数的截面SEM图像，并且还示出了从用于纳米孔径分析的相应图像分离的纳米孔相；和
图23包括将实施例1的NPG/ePTFE复合材料和实施例14的CPS/ePTFE复合材料的金属相内基于数量和基于体积的纳米孔径分布进行比较的直方图。
定义
本公开内容并非旨在以限制性方式阅读。例如，本申请中使用的术语应该在本领域归属于这些术语的含义的上下文中广义地进行阅读。
对于不精确的术语，术语“约”和“大约”可以互换使用，表示测量值包括所述测量值并且还包括合理接近所述测量值的任何测量值。如相关领域的普通技术人员所理解和容易确定的，与所述测量值合理接近的测量值与所述测量值之间存在合理小的偏差。例如，此类偏差可能归因于测量误差、测量和/或制造设备校准的差异、读数和/或设置测量中的人为错误、与其他组件相关的测量差异而进行的微调以优化性能和/或结构参数，特定实现场景、人或机器对对象的不精确调整和/或操纵等。如果确定相关领域的普通技术人员不容易确定这种合理的小差异的值，则术语“约”和“大约”可以理解为表示所述值的正负10％。
如本文所用，短语“生物流体”是指至少部分由生物体产生的流体，包括但不限于血清、血浆、尿液、血液、唾液、间质液、细胞外液和细胞溶质。
本文所用的术语“分析物”是指待分析的物质，包括但不限于葡萄糖、乳酸盐、丙酮酸盐、甘油、谷氨酸盐、谷氨酰胺、肽、激素、心脏特异性酶、阿片类药物/麻醉剂、和化疗剂。分析物可以存在于生物流体中和/或从生物流体获得。
如本文所用，术语“生物受体”是指包括生物或仿生材料的化学实体，其与分析物相互作用以产生可测量的效果。生物或仿生材料可包括但不限于酶、适体、外来体、催化抗体、催化核糖核酸、催化多糖等。
如本文所用，短语“分析物生物传感器”是利用生物受体产生包含关于分析物的信息(例如其浓度)的信号的分析装置。“电化学分析物生物传感器”是一类分析物生物传感器，其中生物受体和分析物之间的相互作用至少部分地通过电化学过程转变成电信号。
如本文所用，短语“组织整合”是指将装置暴露于周围组织，同时最小化周围组织中的有害反应，例如可能损害装置在预期使用期间的预期性能的炎症和封装。本质上，并且不希望受理论的束缚，该装置在周围组织中达到生物相容性静止状态。
如本文所用，短语“组织向内生长”是指组织、细胞、毛细血管和/或其他身体成分生长成多孔材料的完整厚度或部分厚度。
如本文所用，术语“微孔”是指包含单一孔径或孔径分布的孔的材料。平均孔径可以为约0.1μm至约50μm。应当理解，微孔材料可以包括落在该平均尺寸范围之外的单独的孔，包括一些大孔。微孔材料可具有通过泡点分析或另一合适的测试来表征的特征孔径或标称孔径，如下所述。膜的平均孔径可以例如通过毛细管流孔测定法测定的平均流量孔径来表征。
如本文所用，术语“纳米多孔”是指包含单一孔径或孔径分布的孔的材料。基于数量的平均孔径可以为约1nm至约500nm。所述分布可包括具有不同尺寸的多个孔群，其尺寸在约1nm直径至约10nm、约10nm至约100nm、或约100nm至约500nm的范围内。应当理解，纳米多孔材料可以包括落在这些尺寸范围之外的单独的孔，包括一些微孔。孔径可以通过定量图像分析来表征，如下所述。
如本文所用，术语“保形”是指涂覆下面的多孔基材的内表面的涂层。在涂层包括导电材料的实施方式中，保形涂层可以实现穿过并沿着涂层表面的导电性。
如本文所用，术语“吸收”是指使用流体载体沉积在多孔基材的孔内但基本上不并入多孔基材的基质中从而使得多孔基材保持基本完整的材料。
如本文所使用的，短语“导电”是指以低电阻传输电子的材料，使得该材料的电阻不会使其不适合在期望的应用中使用。实际上，该短语通常表示电阻率低于约1x10-3欧姆×厘米。
如本文所使用的，短语“不导电材料”和“电绝缘材料”是指具有高电阻的材料，使得该材料的电导性不会使其不适合在期望的应用中使用。实际上，这些短语通常意味着高于约1x108欧姆×厘米的电阻率。
如本文所使用的，术语“连接的”或“连接”可以指：(a)通过适当的机械手段的物理连接，包括但不限于粘合、涂覆或其他物理连接；(b)从一个部件到另一个部件具有低电阻电连接和/或离子连接的电连接；或(c)物理连接和电连接的组合。物理连接的缺失可能指的是物理上的分离。
如本文所用，短语“扩散屏障”是指以某种方式至少部分地限制或防止特定物质经由扩散穿过屏障的部件。
具体实施方式
电化学分析物生物传感器***
首先参考图1，示出了电化学分析物生物传感器***100的实施方式，其包括生物相容性电极复合材料200和电子处理器300。生物相容性电极复合材料200包括导电工作电极202、任选的导电参比电极204或伪参比电极205，如下文进一步描述的，以及导电反电极206。电极202、204、205、206可以集成为单个结构，如图1所示，或者可以是单独的结构。例如，在一个实施方式中，电极204、205、206中的一个或多个可以位于电子处理器300的外表面上。电极202、204、205、206可以彼此分开约10μm至约10mm或更大。
在使用中，生物相容性电极复合材料200暴露于含有目标分析物A(例如，葡萄糖)的生物流体F。生物流体F还可以含有污染物或其他成分C(例如氧)。目标分析物A与工作电极202相关联的生物受体相互作用，如下文进一步描述的。该事件在工作电极202处被转变成电信号。该转导的机制涉及电子的给予或接受。电子处理器300被配置成检测该电信号，该电信号与生物流体F中的目标分析物A的量相关。电子处理器300可以将该信息处理成合适的输出(例如，分析物A的浓度)，由患者、执业医师、其他用户或设备(例如生物过程营养监测设备)读取。在葡萄糖生物传感器的示例中，可以向患者或执业医师报告葡萄糖浓度以用于糖尿病监测。在另一个示例中，可以周期性地和/或连续地向胰岛素输送装置报告葡萄糖浓度。
电化学分析物生物传感器***100的尺寸、形状、取向、顺应性、柔性和其他属性可以变化。在图1所示的实施方式中，生物相容性电极复合材料200是从电子处理器300横向延伸的柔性膜。如下文进一步解释的，柔性生物相容性电极复合材料200可被物理操纵以基于周围环境改变其顺应性。在图2所示的实施方式中，与图1的生物相容性电极复合材料200相比，生物相容性电极复合材料200’是更刚性的膜，其从电子处理器300’横向延伸更短的距离。在图3所示的实施方式中，生物相容性电极复合材料200”和电子处理器300”的形状均为圆柱形以形成连续纤维或管。
电化学分析物生物传感器***100的位置也可根据待分析的所需生物流体F而变化。在一些实施方式中，当生物流体F保留在活有机体(例如，人)内部时，电化学分析物生物传感器***100可以与该活有机体相关联并且位于例如该有机体的皮肤下(即，植入装置)、在该有机体的皮肤内或穿过有机体的皮肤(即，经皮设备)，和/或在该有机体的皮肤上或附近(例如，可穿戴设备)。在其他实施方式中，例如当生物流体F已从活有机体中提取时，电化学分析物生物传感器***100可位于远程实验室、工业设施或护理点设施中。应当理解，生物相容性电极复合材料200的位置可以不同于电子处理器300的位置。
与常规生物传感器***相比，电化学分析物生物传感器***100可具有某些优点。电化学分析物生物传感器***100可以表现出生物相容性、稳定性以及对机械、化学和电化学降解的抵抗性，并且几乎没有浸出或脱落。电化学分析物生物传感器***100还可以表现出电极稳定性和抗生物污垢性。在某些实施方式中，电化学分析物生物传感器***100还可促进组织整合和/或组织向内生长。与常规生物传感器***相比，这些特征可以允许电化学分析物生物传感器***100具有增加的寿命和准确性。
生物相容性电极复合材料
接下来参考图4，以横截面示出了生物相容性电极复合材料200的至少一部分。示例性生物相容性电极复合材料200是集成复合结构，其包括多孔聚合物基材210、用作工作电极202(图1)的导电区域220、一个或多个扩散屏障区域230、以及一个或多个固定生物受体区域240。除了如图4所示将导电区域220、扩散屏障区域230和/或固定生物受体区域240集成到多孔聚合物基材210中外，以分层方式将相邻区域层压或以其他方式连接在一起也在本公开的范围内。尽管图4中未示出，图1的任选的参比(或伪参比)电极204、205和/或反电极206也可以并入多孔聚合物基材210中。工作电极202的导电区域220可以包括第一金属，任选的参比(或伪参比)电极204、205可以包括与第一金属不同的第二金属，反电极206可以包括与第一金属不同的第三金属，其中第二金属和第三金属可以相同或不同。现在将在下面进一步描述生物相容性电极复合材料200的每个组件。
生物相容性电极复合材料：多孔聚合物基材
仍然参考图4，生物相容性电极复合材料200的多孔聚合物基材210可以是生物相容性、柔性、化学惰性材料。在某些实施方式中，多孔聚合物基材210可包括含氟聚合物，例如膨胀聚四氟乙烯(ePTFE)，聚烯烃，例如膨胀聚乙烯(ePE)，或另一种合适的聚合物。多孔聚合物基材210的柔性(或弯曲刚度)可以使用例如川端纯弯曲测试仪(Kawabata PureBending Tester)来测量。
如图4所示，多孔聚合物基材210具有第一表面(即，图4中的上表面)212、第二表面(即，图4中的下表面)214、以及在第一表面212和第二表面214之间的多个互连孔216。如上所述，在生物相容性电极复合材料200与活有机体相关的实施方式中，多孔聚合物基材210可包括一个或多个组织界面区域217，其支持组织T(示例性地，毛细血管)的整合和/或向内生长通过第一表面212和/或第二表面214并进入孔216中。组织T的这种整合和/或向内生长可以增加生物相容性电极复合材料200的生物相容性，最小化周围组织中的有害反应，例如纤维封装或慢性炎症，促进目标分析物A的摄入，并促进组织T和生物受体区域240之间的紧密接触，以获得更快速和更准确的传感器读数。包括第一表面212和第二表面214的组织界面区域217可以与导电区域220不同并且可以不包含导电材料(例如，可以是未金属化的或以其他方式裸露的)以促进组织T的这种整合和/或向内生长。组织界面区域217包括一种或多种生物活性剂以促进组织T的这种整合和/或向内生长也在本公开的范围内。所述治疗剂可以通过本领域已知的方式物理结合、共价结合、物理吸附或化学吸附到组织界面区域217。组织界面区域217可以是多孔聚合物基材210的整体的、非层压的部分。
多孔聚合物基材210可具有节点218和互连原纤维219的微结构，节点218和互连原纤维219协作以限定孔216，孔216可包括如上所定义的微孔。多孔聚合物基材210具有相互配合以限定孔216的互连原纤维219的“无节点”微结构也在本公开的范围内。原纤维219的长度可以在约0.1μm至约1000μm之间变化，直径可以在约0.002μm至约100μm之间变化，但这些尺寸可变化。
在某些实施方式中，多孔聚合物基材210可包括较小孔216和较大孔216两者的组合。较大孔216可向外定位在第一表面212和/或第二表面214附近以促进组织T的整合和/或向内生长，而较小孔216可以向内定位在多孔聚合物基材210的中心附近，其可以邻近扩散屏障区域230和/或导电区域220。
多孔聚合物基材210本身可以是疏水性的或亲水性的。在亲水实施方式中，多孔聚合物基材210可能具有与水或其他极性生物流体F(例如，血液)混合或被水或其他极性生物流体F(例如，血液)润湿的倾向(图1)。在一些情况下，这类极性生物流体F可以与目标分析物A一起穿过多孔聚合物基材210并到达生物相容性电极复合材料200的导电区域220。随着更多的流体进入生物相容性电极复合材料200，更多的分析物A可以被感测，进而可以产生更准确的传感器读数。
多孔聚合物基材210可被成形和尺寸设计以达到生物相容性电极复合材料200的所需形状和尺寸。例如，多孔聚合物基材210可被成形为膜、薄膜、纤维、管或另一种所需形状，以产生类似形状的生物相容性电极复合材料200，如上面关于图1-3所述的。多孔聚合物基材210还可以被弯曲、微皱、拉伸、卷起、折叠、切割或以其他方式物理操纵，以基于周围环境获得生物相容性电极复合材料200的期望形状和顺应性。在某些实施方式中，可能需要多孔聚合物基材210的顺应性匹配或接近周围组织的顺应性。生物相容性电极复合材料：导电区域
仍然参考图4，用作工作电极202的生物相容性电极复合材料200的导电区域220可以电连接和/或离子连接至分析物A(直接连接或通过中间物质间接连接)和电子处理器300(图1)，并且能够将电信号传输到电子处理器300，如上所述。用于导电区域220的合适材料的非限制性示例包括导电金属，例如铂、铱、钯、金、银、铜、镍及其组合和合金。用于导电区域220的合适材料的其他示例包括导电非金属，例如石墨。导电区域220可以使用适当的金属化技术粘附、热熔合、涂覆到(例如，浸涂、喷涂)、吸入(imbibed)或以其他方式连接到多孔聚合物基材210上。
导电区域220的导电材料至少部分地包含在多孔聚合物基材210的互连孔216内。在这种设置中，多孔聚合物基材210的节点218和原纤维219限定第一连续聚合物网络，导电区域220可以限定与聚合物网络互穿的第二基本连续导电网络。以这种方式，多孔聚合物基材210的聚合物网络和导电区域220的导电网络可以是基本上共连续的和互穿的，至少在导电区域220内是基本上共连续的和互穿的。在某些实施方式中，纳米多孔金属224可以以期望的图案加载到多孔聚合物基材210中，其中该图案可以在x-y平面内形成期望的形状。这种期望的图案可以通过控制导电区域220向多孔聚合物基材210中的输送来实现，类似于喷墨印刷或本领域已知的其他印刷或平版印刷方式，通过掩蔽多孔聚合物基材210的某些区域，或通过其他合适的技术进行。
在第一实施方式中，如图4的区域R1所示，导电区域220包括多孔聚合物基材210上的保形金属涂层222。在一个实例中，保形金属涂层222是保形金(CG)涂层，其在整个导电区域220的厚度上涂覆ePTFE多孔聚合物基材210的各个节点218和各个原纤维219，以提供穿过并沿其表面的导电性。保形金属涂层222的厚度可以是约0.01μm至约10μm，例如约0.01μm至约1μm，例如约0.1μm，并且该厚度在节点218上可以比在多孔聚合物基材210的原纤维219上更大。保形金属涂层222可以具有暴露在复合材料200的表面处(例如，在图11D的厚度或z方向上)的间隙，以使得组织能够向内生长，同时保持导电性(例如，至少在图11D的面内或x-y方向上)。
可以进行涂覆工艺以用保形金属涂层222涂覆多孔聚合物基材210。该工艺可以涉及：(1)使多孔聚合物基材210吸收金属纳米颗粒的分散体，以及(2)加热该结构以烧结金属并留下保形金属涂层222。加热步骤可以涉及在约150℃至约300℃或更高的温度下加热该结构，持续几分钟至几小时的合适时间。
在某些实施方式中，当使用下述的薄层电阻测试方法在生物相容性电极复合材料200的第一表面212和第二表面214处测量时，工作电极202的薄层电阻大致相同。例如，当在第一表面212和第二表面214处测量时，薄层电阻之间的百分比差异可以小于约50％、小于约25％、小于约10％或小于约1％。在某些实施方式中，实际差异可以小于约0.4欧姆/□、小于约0.3欧姆/□、或小于约0.2欧姆/□。
在第二实施方式中，如图4的区域R3所示，导电区域220包括存在于多孔聚合物基材210的孔216内的纳米多孔金属224，而基本上没有并入多孔聚合物基材210的基质中。在该实施方式中，纳米多孔金属224的纳米孔基本上适配在聚合物基材210的孔内。在一个示例中，纳米多孔金属224是提供导电性的纳米多孔金(NPG)。
纳米多孔金属224可以与多孔聚合物基材210、尤其是多孔聚合物基材210的节点218间隔开并避免与之发生实质性接触。纳米多孔金属224和节点218之间的这些间隙226可以是微孔，其促进组织T的向内生长并改善质量传输(例如，分析物A的质量传输)，同时仍然实现通过纳米多孔金属224的足够的电导率并且同时还保持多孔聚合物基材210的机械增强。这些间隙226可以暴露在复合材料200的表面处(例如，在图6B的厚度或z方向上)，以使得这种组织能够向内生长，同时保持导电性(例如，至少在图6B的面内或x-y方向上)。
可以进行吸入过程以用纳米多孔金属224装载多孔聚合物基材210。该过程可以涉及：(1)产生在非水性溶剂中包含金属前体(例如，盐)的非水性润湿溶液，(2)使多孔聚合物基材210吸入非水性润湿溶液，以及(3)加热吸入的结构以除去非水性润湿溶液的元素，将金属前体还原至金属状态，烧结金属，并且留下纳米多孔金属224。可以调整非水性润湿溶液以彻底润湿多孔聚合物基材210。在疏水性ePTFE多孔聚合物基材210的情况下，例如，根据美国专利第9,018,264号的教导，非水性润湿溶液可以包括由基本上不溶于水的醇和表面活性剂组成的润湿包。加热步骤可涉及在高达约300℃或更高的一个或多个温度下加热该结构高达数小时的合适时间。
在某些实施方式中，本公开的纳米多孔金属224可包括单峰且右偏的基于数量的纳米孔径分布。在本领域已知的纳米多孔金属的一些典型制备中，基于数量的纳米孔径分布是单峰和单分散的，或者换句话说，平均纳米孔径大约是众数纳米孔径(mode nanoporesize)(例如A Pastre，“湿化学工艺制备的多孔金膜(Porous Gold Films Fabricated byWet-Chemistry Processes)”，J Nanomater，2016年卷，文章ID 3536153，2016)。在本领域已知的纳米多孔金属的其他典型制备中，纳米孔径分布是多峰的且复杂的，换言之，存在不止一个众数纳米孔径(例如，Y.Ding，“具有受控多峰孔径分布的纳米多孔金属(NanoporousMetals with Controlled Multimodal Pore Size Distribution)”，J Am Chem Soc，第125卷，第7772页，2003年)。然而，在本发明的实施方式中，纳米多孔金属224的基于数量的纳米孔径分布是单峰且右偏的，换言之，基于数量的平均纳米孔径大于基于数量的单众数纳米孔径(例如，前者比后者大至少75％，100％、125％、150％、175％、200％、225％或250％)，表明大量纳米孔大于单众数(single mode)，并且只有少量纳米孔小于单众数(参见图8和下面的实施例1)。纳米多孔金属224的单峰且右偏的基于数量的纳米孔径分布可在具有挑战性的环境中提供性能方面的益处，例如在高表面张力流体环境、生物污垢环境或组织整合环境中。例如，纳米孔径分布可以平衡整个复合材料200的表面积和传质。
基于数量的右偏纳米孔径分布的特征可以是平均孔径明显大于中值孔径(例如，前者比后者大至少10％、20％、30％、40％、50％、60％或70％)。
本发明的纳米多孔金属224可包含基于体积的孔径分布，该孔径分布的众数明显大于基于数量的孔径分布的众数(例如，前者比后者大至少200％、500％、1000％、1500％、2000％、2500％、3000％、3500％或4000％)。
本发明的纳米多孔金属224可包含基于体积的孔径分布，其平均值明显大于基于数量的孔径分布的平均值(例如，前者比后者大至少150％、200％、250％、300％、350％、400％、450％、500％、550％或600％)。
本公开的纳米多孔金属224可以表现出稳定的电化学表面积，而与周围生物流体F的表面张力无关(图1)。本领域已知，为了实现植入生物传感器的全部功能，电极的整个表面和微结构必须被生物流体接触或润湿，以使整个电极表面区域能够活跃用于分析物感测。流体润湿微结构的能力与其表面张力有关，因此具有高表面张力(大于约50mN/m)的流体，例如盐水(约72mN/m)和血液(约50mN/m)润湿疏水性基材的倾向较低。相反，具有低表面张力(低于约30mN/m)的流体，例如异丙醇(约23mN/m)和50:50盐水:异丙醇混合物(约25mN/m)具有较高的润湿疏水性基材的倾向。因为本公开的生物相容性电极复合材料200可包含疏水性多孔聚合物基材210，例如ePTFE，所以预期高表面张力生物流体的接触或润湿将减少，这也将减少工作电极202的电化学表面积和/或分析物感测活性。疏水性多孔聚合物基材210的孔216内存在吸入的纳米多孔金属224预计不会改变工作电极202的疏水性，因为疏水性多孔聚合物基材210过量存在，包括沿着第一表面212和第二表面214。换句话说，预期包括吸收了纳米多孔金属224的疏水性多孔聚合物基材210的工作电极202本身是疏水性的，因此，高表面张力生物液体的接触或润湿将会减少。然而，本发明人惊奇地发现，具有吸入的纳米多孔金属224的工作电极202的电化学表面积并不强烈依赖于流体表面张力的润湿，因此允许工作电极202在低或高表面张力生物流体中起作用。例如，具有吸入的纳米多孔金属224的工作电极202的电化学表面积可以在低和高表面张力生物流体之间改变约50％或更少、约25％或更少、或约10％或更少(参见图15和下面的实施例10)。这种意想不到的润湿行为可用于利用吸收的纳米多孔金属224的高表面积。
生物相容性电极复合材料：扩散屏障区域
仍然参考图4，生物相容性电极复合材料200的扩散屏障区域230可以存在于导电区域220的一侧或多侧上。尽管在图4中扩散屏障区域230与导电区域220分离，但是扩散屏障区域230与导电区域220重叠(例如，涂覆)也在本公开的范围内。扩散屏障区域230可以限制或防止分析物A通过至固定生物受体区域240。同样地，扩散屏障区域230可以防止目标分析物A一旦被吸收到多孔聚合物基材210中而离开导电区域220。因此，扩散屏障区域230可以避免生物受体区域240被分析物A淹没，并且有助于在导电区域220处获得准确的传感器读数。
生物相容性电极复合材料200还可以包括干扰屏障区域(未示出)，其限制或防止干扰污染物或其他成分C(例如，对乙酰氨基酚)通过至导电区域220。干扰屏障区域可以选择性地渗透至目标分析物A，但可以防止污染物或其他成分C通过干扰屏障区域进入和/或离开多孔聚合物基材210。例如，干扰屏障区域230可以防止污染物或其他成分C完全穿透多孔聚合物基材210并干扰在导电区域220处发生的分析物感测。因此，干扰屏障区域可以提供噪声降低。
存在许多适合用作扩散屏障区域230中使用的扩散屏障材料的材料。在一些非限制性实施方式中，扩散屏障区域230可包括具有不对称布置的原纤维219的ePTFE，以控制通过工作电极202的扩散。在其他实施方式中，扩散屏障区域230可以包括聚氨酯或全氟弹性体，例如四氟乙烯-全氟甲基乙烯基醚共聚物。扩散屏障区域230可以粘附、热熔合、涂覆到(例如，浸涂、喷涂)、吸入或以其他方式连接到多孔聚合物基材210上。
扩散屏障区域230的位置和其他特性可以变化。在第一实施方式中，如图4的区域R1所示，扩散屏障区域230作为独特的层232位于固定生物受体区域230的外部。多孔聚合物基材210可以或可以不延伸穿过扩散屏障区域230的该独特的层232。在第二实施方式中，并且如图4的区域R3所示，扩散屏障区域230作为涂层234并入并封装固定生物受体区域230。
扩散屏障区域230可以是不连续的，同时仍然保护固定生物受体区域230。如图4中的区域R2所示，扩散屏障区域230包括间隙236以选择性地增加穿过多孔聚合物基材210的渗透性和组织向内生长。
生物相容性电极复合材料：固定生物受体区域
仍然参考图4，生物相容性电极复合材料200的固定生物受体区域240可以邻近导电区域220存在。在第一实施方式中，如图4的区域R1和R3所示，固定生物受体区域240与导电区域220分离。在第二实施方式中，如图4的区域R2所示，固定生物受体区域240与导电区域220接触。第二实施方式尤其适合于基于适体的实施方式。
固定生物受体区域240包括多个生物受体242，如上文所定义。生物受体242能够与目标分析物A或分析物A的所需反应物或产物相互作用。如上所述，生物受体242和分析物A之间的相互作用至少部分地经由电化学过程转变成电信号。在某些实施方式中，生物受体242是催化导电区域220内或附近的酶反应的酶，使得分析物A发生化学反应以产生至少一种更容易被导电区域220转导和检测的组分。多种酶可用作生物受体242。酶的选择将取决于例如所使用的生物相容性电极复合材料200(图1)的类型或所感测的特定分析物A。在葡萄糖生物传感器的一个实例中，酶可以包括葡萄糖氧化酶(GOx)。GOx酶催化葡萄糖氧化成葡萄糖酸内酯和过氧化氢。催化反应的氧反应物和/或过氧化氢产物，或者氧反应物和/或过氧化氢产物的浓度变化然后被工作电极202的导电区域220转导和检测并且被转化为相应的葡萄糖读数。
其他类型的生物相容性电极复合材料200将使用能够促进生物相容性电极复合材料200内或附近的酶促反应的适当的酶，以实现期望的分析物读数。用作生物受体242的其他合适的酶的例子可以包括但不限于：用于乙醇检测的醇脱氢酶，例如用于酒精中毒和生物过程生产监测；用于乳酸检测的乳酸脱氢酶，例如用于贫血和生物过程营养物监测；用于乙酰胆碱检测的乙酰胆碱酯酶，例如用于肌无力；用于酪氨酸检测的酪氨酸酶，例如用于苯丙酮尿症；用于甘油三酯检测的脂肪酶，例如用于血脂异常；用于硝酸盐的硝酸盐还原酶，例如用于亚硝酸盐尿；用于果糖的果糖脱氢酶，例如用于营养生物过程监测；用于蔗糖的转化酶和变旋酶，例如用于营养生物过程监测；用于L-谷氨酸的谷氨酰胺酶和谷氨酸氧化酶，例如用于营养生物过程监测；用于L-谷氨酰胺、L-乳酸脱氢酶的谷氨酸氧化酶和脱氢酶，例如用于代谢物生物过程监测；和用于L-乳酸的L-乳酸氧化酶，例如用于代谢物生物过程监测。
与其中酶通常固定在其固相中或固定在其自身的离散层中的常规分析物生物传感器相反，本公开的生物受体242可固定在多孔聚合物基材210上。例如，生物受体242可以固定在多孔聚合物基材210的孔216内、节点218上和/或原纤维219上，以促进生物相容性、传感器精度、传质、改进的信噪比、以及组织整合。在另一个实施方式中，生物受体242可以被固定到导电区域220和/或扩散屏障区域240中。例如，如图4的区域B所示并且如上所述，扩散屏障区域230的涂层234可以封装生物受体242。
本领域公知的各种技术可用于固定和/或封装生物受体242，例如美国专利号5,897,955、美国专利号9,764,068、美国专利号8,853,287和美国专利号8,591,932中发现的那些教导。一种合适的固定技术是生物受体242的端点或多点共价缀合，如例如美国专利号8,591,932的实施例7中所教导的。其他合适的固定技术包括亲和标记结合、吸附、水解、氨解、光解、蚀刻、卡宾***、氮宾***和等离子体处理，例如，如G.T.Hermanson，《生物共轭技术》，学术出版社，第3版，2013年中所描述的。
参比电极或伪参比电极
返回到图1，电化学分析物生物传感器***100还包括任选的参比电极204或伪参比电极205。
在某些实施方式中，生物相容性电极复合材料200包括参比电极204。参比电极204可以维持稳定的电势，使得工作电极202的电势能够被监测和控制。参比电极204的示例是银/氯化银(Ag/AgCl)电极，其具有布置成与氯化钾内部电解质溶液接触的具有氯化银涂层的银线。尽管这种配置提供了所需的已知且恒定的电势，但这种配置在生物应用中使用时具有局限性。内部电解质溶液包含盐浓度、缓冲剂和其他添加剂，如果从参比电极204或工作电极202浸出或以其他方式损失，则可能对生物相容性产生不利影响。
在其他实施方式中，生物相容性电极复合材料200包括伪参比电极205。尽管本领域教导可植入分析物生物传感器的适当功能通常需要上述参比电极204，但是本发明人已经发现，伪参比电极205可以在本文公开的生物相容性电极复合材料200中起作用。伪参比电极205并不表现出已知且恒定的电势，而是具有在限定条件下可预测且一致地作用的变化电势。具有伪参比电极205和工作电极202的生物相容性电极复合材料200建立必要的电化学参数以驱动工作电极202处的期望反应。
具有伪参比电极205和工作电极202的生物相容性电极复合材料200可以实现在工作电极202和伪参比电极205之间具有非导电材料的一体化构造的设计。非导电材料的一个实例是上述多孔聚合物基材210(图4)，使得伪参比电极205可以并入与工作电极202相同的多孔聚合物基材210中。
对于包括伪参比电极205的生物相容性电极复合材料200，其他变型也是可能的。一个示例包括与不包括内部电解质或银/氯化银的工作电极202组合的伪参比电极205。另一个示例是伪参比电极205通过物理间隙与工作电极202物理分离，使得它们之间不存在物理连接。
本领域的技术人员应理解，可通过用于发挥所需作用的任何数量的方法和设备来发挥其预期功能。还应注意，本文参考的附图不一定是按比例绘制，而是有可能放大以说明本公开的各个方面，就此而言，附图不应视为限制性的。
测试方法
应理解，虽然下文描述了某些方法和设备，但也可替代性地采用本领域普通技术人员确定适用的其它方法或设备。
非接触厚度
使用以下技术，采用激光测微仪(基恩士公司(Keyence)，型号LS-7010，比利时梅赫伦)测量非接触厚度。将金属圆柱体对准在激光测微仪源和激光测微仪接收器之间，使得圆柱体顶部的第一阴影投射到接收器上。然后将第一阴影的位置设置为激光测微仪的“零”读数。然后将单层测试制品覆盖在金属圆柱体的表面上，没有重叠也没有皱纹，这将第二阴影投射到接收器上。然后激光测微仪将第一和第二阴影之间的位置变化指示为样品的厚度。对于每个样品，每个厚度测量三次，并取平均值。
单位面积质量
根据标准ASTM D 3776(织物单位面积质量(重量)的标准测试方法(StandardTest Methods for Mass Per Unit Area(Weight)of Fabric)，测试方法选项C)，测量样品的单位面积质量。
泡点
使用毛细流动气孔计(型号3Gzh，来自美国佛罗里达州博因顿海滩市的康塔仪器公司(Quantachrome Instruments,Boynton Beach,Florida))，使用Silwick硅油(20.1达因/厘米；多孔材料股份有限公司(Porous Materials Inc.))，根据ASTM F31 6-03测量泡点压力。表示泡点压力的值取两次测量的平均值。
薄层电阻
从待测试的材料片上模切出2.125”x 0.5”的样品。将样品平放在闭孔硅酮海绵片(1/2英寸厚，Bellofoam#7704)上。使用Keithley 2750数字万用表，利用4点探针测量电阻，如图5所示。4点探针以标准4点探针配置连接到万用表(即，电压检测引线位于两个最里面的端子上，输入引线位于两个最外面的端子上)。将4点探针轻轻放置在待测样品上后，在探针顶部放置一个330克的重物，以确保探针与样品可靠、均匀的接触。小心确保探针和样品的导电相之间充分接触。重物用塑料片绝缘，以确保它不会使探针短路。Keithley万用表在4点探针模式下运行，并启用“OCOMP”4线偏移补偿。对于每次测量，在记录电阻值之前，让***稳定大约10秒。数据以每平方面积欧姆为单位报告。
定量图像分析测量金属相内的孔径
为了收集用于孔径分析的图像，使用宽束离子磨(Illon 2，Gatan，美国)制备每个样品的横截面以保留其结构。使用溅射镀膜机(208HR，Cressington，英国)涂覆薄薄的导电铂涂层，以提高SEM成像过程中电子束下样品的稳定性。使用扫描电子显微镜(SEM：SU8200，日立，日本)以50,000倍放大倍数(2.5μm水平视场宽度)拍摄结构的横截面图像，分辨率至少为2560像素x1920像素。
使用“Fiji”ImageJ 1.53软件对横截面SEM图像进行定量分析，对金属相内的孔径进行分析。下表1中列出的自动化宏用于最小化主观性并最大化数据分析的可重复性。
表1
/>
/>
/>
/>
首先，使用上表1的“Macro1_PreProcess”宏对横截面SEM图像进行预处理，以消除导电Pt涂层引起的灰度波动。
接下来，对预处理的图像进行手动审查，以消除除横截面平面内构成金属相及其嵌入孔隙的区域之外的所有区域。手动审查包括识别视觉线索，例如表面纹理和透视。手动审查是在上面表1的“Macro2_After_Segmenting_Support”和“Macro3_After_Segmenting_Void”宏的帮助下进行的。
最后，使用上面表1中的“Macro4_Analysis”宏对预处理和手动审查的图像进行分析。该宏解析图像以识别单个孔，其中包括将复杂的孔空间细分为由喉道分隔的各个孔。该宏还根据截至2020年6月29日可在https://imagej.nih.gov/ij/docs/menus/ analyze.html#set上访问的ImageJ文档生成一个数据文件，列出每个单独孔的各种测量结果。特别地，数据文件包括下表2中列出的孔径测量结果。
表2
单个孔的孔径定义为最佳拟合椭圆的长轴和短轴的平均值。为了描述孔径分布，将数据表中所有孔的孔径绘制为直方图，其中频率是基于数量计算的(即，作为孔总数的％，不按体积、表面积或其他参数加权)。还进行了质量检查，以确保正确解析孔。此质量检查确保孔没有被解析不足(意味着多个连接的孔已被定义为单个孔)或过度解析(意味着单个孔已被细分为多个孔)。检查“长轴与费雷特直径”和“短轴与最小费雷特”的比值，确保它们在0.5–1.2的范围内；这样的范围接近统一，并确认数据经过质量检查。以这种方式，产生了用于孔径分析的处理图像。
为了确定基于数量的孔径分布，通过以下方式生成直方图。将孔分成3nm宽、介于0nm和1500nm之间的组(即，第一组包括所有>0nm且<＝3nm的孔，第二组包括所有>3nm且<＝6nm的孔，依此类推，直到最后一组，其中包括所有>1497nm且<＝1500nm的孔)。每组的“孔径”是孔径范围四舍五入到最接近的微米的平均值(即第一组的孔径为1nm，第二组的孔径为4nm，依此类推，直到最后一组，其孔径为1498nm)。通过将该组中的孔数除以孔总数来确定每组中的孔频率。为了以数量为基础绘制孔径分布，将每组的孔频率指定为y轴，并将该组的孔径指定为x轴。
然后使用基于数量的孔径分布来计算基于体积的孔径分布。为了计算每组的单位孔体积，将每组中孔的基于数量的频率乘以该组的“孔径”的三次方。为了计算每组的孔体积％，将每组的单位孔体积除以所有组的单位孔体积之和。为了以体积为基础绘制孔径分布，将每组的孔体积％指定为y轴，并将该组的孔径指定为x轴。
通过用数值频率对各组的孔径进行加权来计算数均孔径。体积加权平均孔径通过将各组的孔径以体积％加权来计算。每个分布的众数是通过取分布中峰值的最大值来确定的。
为了进一步详细说明定量图像分析测试方法，更一般地描述了该测试方法的设计原理。为了满足该测试方法，需要拍摄代表孔相的横截面SEM图像，隔离横截面平面中显示纳米多孔金属的图像部分，并对这些孔的尺寸进行量化。去除图像伪影并隔离图像的适当部分以进行分析所需的视觉提示(包括纹理和透视，上面称为“审查”)对于本领域普通技术人员来说是显而易见的。当两者进行视觉比较时，解析用于分析的孔相应当表现出对SEM图像的极好的保真度(参见例如图7A-7C)。可解析的最小特征尺寸对应于大约5个像素。直径与费雷特比率的使用提供了实际检查，以确保正确地解析孔以确定其各自的尺寸。
葡萄糖电流台式测试
使用以下***进行电流分析台式测试。将成品电极(直径为4mm)浸入装有磷酸盐缓冲盐水(PBS)和磁力搅拌棒的20mL烧杯中，旁边是Ag/AgCl参比电极(Gamry)，旁边是0.25mm铂丝反电极(Alfa Aesar)，连接至恒电位仪***(Digi-Ivy#DY211或GamryReference 600)，设定电位为0.6至0.7V，过采样率为5Hz。报告相对于参比(或伪参比)电极的工作电极电压。使***在300rpm的磁力搅拌下平衡60分钟。每50至500秒将不同微升体积的测试溶液(D-(+)-葡萄糖，去离子水中0.4g/mL)移液到PBS中，以连续增加葡萄糖浓度，并测量电流随时间的变化。
伪参比电极测试
为了进行测试，将恒电位仪(Gamry Reference 600)与Gamry Instruments EchemAnalyst软件和Gamry Instruments FrameworkTM数据采集软件结合使用。组装了三电极电化学电池的两种变体。电解质溶液包含去离子水(>18M-Ohm)中的1M氯化钾(西格玛-奥尔德里奇公司(Sigma Aldrich))和1mM铁***(西格玛-奥尔德里奇公司)。
第一个变体(代表本领域传统上使用的变体)由液体接界Ag/AgCl参比电极(Gamry)、作为反电极的铂丝(99.9％)、作为工作电极的3mm直径平面金电极(Alfa Aesar)和电解质溶液组成。工作电极和参比电极物理分离约1cm的距离。
第二个变体由作为伪参比电极的ePTFE银吸收膜、作为反电极的铂丝(99.9％)、作为工作电极的NPG/ePTFE膜(安装在具有3mm直径开口的PTFE电化学电池中)和电解质溶液组成。伪参比电极和工作电极物理分离约1cm的距离。
使用相对于参比(或伪参比)电极0.5V的初始电位，扫描至-0.1V，然后以50mV/s的扫描速率反向扫描至0.5V，在变体上生成循环伏安图。
抗生物污垢测试
生物污垢测试旨在评估样品电极在牛血清白蛋白(BSA)等常见生物污垢介质存在下的电化学性能。除非另有说明，溶液是水性的。
使用铁***储备溶液(0.1M KCl溶液中的2mM)作为小分子氧化还原发生器来表征电化学性能。通过将BSA以2mg/mL、6mg/mL、10mg/mL、15mg/mL和25mg/mL溶解在铁***储备溶液中，制备一组BSA生物污垢测试溶液。
用70％异丙醇冲洗样品电极表面3-5秒，然后将样品电极放入装有0.05M硫酸溶液的20mL烧杯中，旁边放置Ag/AgCl参比电极和0.25mm铂丝反电极，连接至恒电位仪***(Digi-Ivy#DY211)。报告相对于参比(或伪参比)电极的工作电极电压。进行清洁CV扫描(10个循环，扫描范围：0至1.5V，扫描速率：50mV/s)以清洁工作电极。清洗后，将电极从硫酸测试池中取出并用去离子水冲洗，然后用纸巾吸收残留的水。
将样品电极、Ag/AgCl参比电极和铂丝反电极浸入装有铁***储备溶液的20mL烧杯中。进行连续CV扫描(10-20个周期，扫描范围：-0.2至0.6V，扫描速率：100mV/s)以获得基线CV数据。然后，将电极移至另一个装有BSA生物污垢测试溶液的20mL烧杯中，进行连续CV扫描(100个循环，扫描范围：-0.2至0.6V，扫描速率：100mV/s)，以获得生物污垢CV数据。将铁***储备溶液的峰值电流与BSA生物污垢测试溶液的峰值电流进行比较，以评估样品电极在生物污垢介质存在下的电化学性能。毛细管流动孔隙测定法(CFP)测试
使用Quantachrome Porometer 3G zH进行测量。润湿液是硅油，标称表面张力为19.78达因/厘米。压力范围为0.255psig至394psig。样品尺寸为直径10mm。上升速率设置为“2x”，导致运行时间约为28分钟。仅生成“湿”曲线的数据(即，没有收集“干”曲线的数据)。最大可测量流量为10升/分钟。
湿弯曲颗粒测试
该耐久性测试旨在评估复合材料脱落颗粒的趋势。为了使测试有效，样品必须具有足够低的弯曲刚度，以在测试条件下实现完全弯曲运动。为了进行测试，从复合材料上切下了2.125”x 0.5”的样品。通过将样品夹在切割成图16所示形状的两片工程塑料之间，将样品装入文本夹具中。样品被加载有受控量的松弛量并通过O形圈固定就位，如图17所示。对于比例，允许样品弯曲的窗口尺寸为24.5mm长x 14.1mm宽x 2.7mm厚。然后将含有样品的测试装置装入标准的50mL离心管中，然后填充40mL异丙醇。然后将离心管盖上并用胶带封闭以防止泄漏。如图18所示，然后将离心管装入Intelli-Mixer(#RM-2L)中，使得测试装置的平面平行于旋转轴。该取向使得样品能够弯曲。Intelli-Mixer设置为以20rpm的速度将样品摇动+/-99度，持续所需的时间(通常为1-7天)。每次样品晃动时，它们也会由于管内的流体动力学而弯曲。弯曲意味着样品的松弛从测试装置的一侧切换到另一侧。摇动所需时间后，使用移液管提取管中的液体，并使用ICP-MS进行分析，以检查是否存在可能从复合材料中脱落的金属。
电化学表面积(ECSA)测试
电化学测试在WonATech CCK05腐蚀池套件(500mL)中进行，如图20所示。工作电极样品固定在电极直径为11.28mm(1cm2)的WonATech FSH2扁平样品架中。反电极是WonATechPFL5铂板电极(活性面积为5cm2)或10cm铂丝(直径1.5mm，痕量金属含量≥99.9％，来自西格玛·奥尔德里奇(Sigma Aldrich)，349399-3.8G)。参比电极是Gamry 932-00018，Ag/AgCl，填充并储存在饱和KCl溶液中。该池利用鲁金(Luggin)毛细管使参比电极靠近工作电极表面。池中装有500mL硫酸(LabChem LC256801，0.05M)。工作电极的对照样品是金箔(Sigma Aldrich 326496-1.5G，厚度0.127mm，99.99％痕量金属或同等物)。将氮气鼓泡通过玻璃料至少10分钟，以除去电解质中的溶解氧(在循环伏安法测量期间关闭氮气吹扫以避免搅拌电解质)。
将样品切割或打孔，使其成为直径15.5mm至22mm的圆盘，然后将其装入扁平样品架中。加载样品支架时要小心，以干燥所有O形圈和内部零件，以确保样品周围没有离子传导路径。用异丙醇润湿样品，然后浸入电解质中以确保完全润湿。使用循环伏安(CV)扫描来确保工作电极是清洁的，如本领域普通技术人员所理解的。
电化学表面积通过测量双层电容来确定，因为ECSA与双层电容成正比。为了确定双层电容，通过以以下扫描速率从0mV到100mV扫描电势(相对于参比电极)来收集代表性循环伏安曲线：100mV/s；50mV/s；20mV/s；和10mV/s。确定50mV时的曲线高度(以安培(h)为单位)并相对于扫描速率(以V/s为单位)进行绘制。双层电容由最佳拟合线的斜率确定。为了确定粗糙度系数(电化学表面积与几何表面积之比)，样品的双层电容通过光滑金箔的双层电容进行归一化，假设其粗糙度系数为1。为了计算金属比表面积，用样品的粗糙度系数除以样品的单位面积金属质量。
实施例
实施例1：NPG/ePTFE复合材料的制备
本实施例描述了掺入纳米多孔金的ePTFE膜(“NPG/ePTFE复合材料”)的制备。
将ePTFE膜(3-5g/m2质量/面积；1.5psi泡点；92μm非接触厚度；W.L.戈尔及同仁股份有限公司(W.L.Gore&Associates))固定在直径4.5”的金属箍中，并用手拉紧以消除皱纹。将溶剂中的反应性金油墨(部件#LXPM-G2-1019，液体X公司(Liquid X,Inc.))与基材润湿包混合，根据美国专利号9,018,264的教导,所述基材润湿包包含1.0g LXPM-G2-1019、0.05gTMN-10(陶氏公司(Dow,Inc.))和0.03g 1-己醇。将混合物移液到膜的表面上，并使用一次性移液管均匀地铺开，直到其润湿ePTFE(约30秒)。用/>纸巾擦拭ePTFE膜的表面，去除多余的油墨。将样品用热风枪干燥并在标准对流烘箱中155℃加热20分钟，然后在300℃加热1小时，以还原和烧结金相，并去除残留的油墨溶剂、还原剂和残留基材润湿包。结果就是NPG/ePTFE复合材料。
图6A-6C显示NPG/ePTFE复合材料的实例的代表性SEM图像。图6A示出了复合材料的横截面，图6B示出了表面图像，图6C示出了NPG相的横截面的特写。
NPG/ePTFE复合材料包含纳米孔、高表面积金基质，金属相内的纳米孔径分布约为10-200nm。该NPG基质被吸入ePTFE膜的节点和原纤维之间的ePTFE膜的内部微结构内。NPG在图6A-6C中可见为ePTFE膜的节点和原纤维之间的孔中的浅色材料。如图6A和6C所示，NPG基质显示与ePTFE膜(尤其是ePTFE膜的节点)间隔开并避免与ePTFE膜(尤其是ePTFE膜的节点)实质性接触，以形成约10μm的间隙。此外，ePTFE膜的外表面层不存在NPG基质(即裸露的)，无需层压界面。根据上述和图5所示的4点探针薄层电阻测试方法，NPG/ePTFE复合材料具有约0.3-1欧姆/□的测量薄层电阻。
NPG金属相的纳米孔径分析总结于图7A-10中。图7A显示NPG/ePTFE复合材料的实例的另一代表性横截面SEM图像，图7B显示为纳米孔径分析而处理的相同图像。图7C显示NPG/ePTFE复合材料的金属相内的孤立的纳米孔。图8显示NPG/ePTFE复合材料的金属相内的纳米孔径分布。图9显示最佳拟合椭圆的短轴与NPG/ePTFE复合材料的金属相内纳米孔的最小费雷特的比值的直方图。图10显示最佳拟合椭圆的长轴与NPG/ePTFE复合材料的金属相内纳米孔的最大费雷特的比值的直方图。
实施例2：NPG/ePTFE裸电极的制备
本实施例描述了NPG/ePTFE平面圆盘裸电极(“NPG/ePTFE裸电极”)的制备。
PTFE空心杆(1.5”长，0.5”外径，0.25”内径)具有0.25”的近端开口和3至4mm的远端开口。将实施例1的NPG/ePTFE复合材料经由近端开口***空心杆中，平放在远端开口上，并用ePTFE垫圈密封，以产生NPG/ePTFE裸电极。
实施例3：CG/ePTFE复合材料的制备
本实施例描述了带有保形金涂层的ePTFE膜复合材料(“CG/ePTFE复合材料”)的制备。
将第一ePTFE膜(“目标膜”)(3-5g/m2质量/面积；1.5psi泡点；92μm非接触厚度；W.L.戈尔及同仁股份有限公司)固定在直径4”的金属箍中，并用手拉紧以消除皱纹。将第二ePTFE膜(“门膜”)(3-5g/m2质量/面积；40psi泡点；18μm非接触厚度；W.L.戈尔及同仁股份有限公司)固定在直径6”的金属箍中，并用手拉紧以消除皱纹。将门膜放置在目标膜的顶部，使得两个膜物理接触并且大致同心。将0.75mL的金纳米颗粒油墨(#UTDAu60X；UTDots公司(UTDots,Inc.))移液到门膜表面上，并使用一次性移液管球均匀涂抹，直到吸收溶液完全润湿门膜和目标膜(<30秒)。通过用不起毛的布擦拭门膜的上表面来去除多余的油墨。然后通过分离它们各自的箍来将两个吸收的膜分开。丢弃门膜。然后，使用设定为200℉的热风枪干燥目标膜，然后在标准对流烘箱中在300℃加热一小时。结果是CG/ePTFE复合材料。
根据上述和图5所示的4点探针薄层电阻测试方法，CG/ePTFE复合材料具有46g/m2的质量/面积和约0.2-0.4欧姆/□的薄层电阻。为了证明金属在目标膜的整个厚度上保形涂覆，无论是在顶面还是底面测量，复合材料的薄层电阻大致相同(具体而言，在电阻较小的表面的约15％范围内)。
图11A-11D显示CG/ePTFE复合材料的实例的代表性SEM图像。图11A示出了复合材料的横截面，图11B示出了其节点横截面，图11C显示其原纤维横截面。CG在ePTFE膜的节点和原纤维周围可见。图11D示出了在保形金涂层中沿着厚度或z方向具有间隙的表面图像，该间隙可以使得组织向内生长，同时至少在面内或x-y方向上保持导电性。
实施例4：吸银ePTFE结构的制备
本实施例描述了吸银ePTFE结构的制备。
如上述实施例3那样制备门膜和目标膜。将5.7g银纳米颗粒油墨(#UTDAg60x；UTDots公司)用3.3g二甲苯稀释，并用移液管移至门膜表面上，均匀铺展，并如上述实施例3中那样完全润湿膜。如上面的实施例3中那样移除并丢弃门膜，并且如上面的实施例3中那样加热目标膜。结果是吸银ePTFE结构。
实施例5：CG/ePTFE裸电极的制备
本实施例描述了CG/ePTFE平面圆盘裸电极(“CG/ePTFE裸电极”)的制备。
PTFE空心杆(1.5”长，0.5”外径，0.25”内径)具有0.25”的近端开口和3至4mm的远端开口。将实施例3的CG/ePTFE复合材料经由近端开口***空心杆中，平放在远端开口上，并用ePTFE垫圈密封，以产生CG/ePTFE裸电极。
实施例6：具有NPG/ePTFE工作电极和吸银ePTFE伪参比电极的生物传感器的电化学行为
本实施例描述了三电极电化学电池的电化学行为，该电池包括作为工作电极的NPG/ePTFE裸电极和作为伪参比电极的吸银ePTFE结构。
使用上述伪参比电极测试方法，构建第一电化学电池，其包括作为工作电极的实施例2的NPG/ePTFE裸电极和作为伪参比电极的实施例4的吸银ePTFE结构(“NPG//吸AgRE”)。为了进行比较，构建了第二电化学电池，其包括平面金电极盘工作电极和液体接界Ag/AgCl参比电极(“金盘-Ag//Ag液体接界RE”)。
图12叠加了NPG//吸Ag RE电化学电池和金盘-Ag//Ag液体接界RE电化学电池的循环伏安图。从数据叠加可以看出，循环伏安图位于大致相同的电位区域。电位略有变化(166mV与124mV)，这是预期的，因为液体接界参比电极是饱和氯化钾，而伪参比电极与电解质直接接触。还可以看出，与金盘-Ag//AgCl液体接界RE电池相比，NPG//吸Ag RE电池的伏安图中的滞后更窄且增益更高，这证明了采用伪参比电极的NPG//吸Ag RE电池在这些限定的条件下可预测地发挥作用。换句话说，使用ePTFE作为具有纳米多孔金的工作电极基材、ePTFE作为具有吸收银的伪参比电极基材以及它们之间的物理分离的电极设计可以用作电化学分析物生物传感器。
实施例7：NPG/ePTFE裸电极的抗生物污垢性
该实施例描述了NPG/ePTFE裸电极的抗生物污垢能力。
根据上述抗生物污垢测试方法，检查实施例2的NPG/ePTFE裸电极的抗生物污垢性。另外，对未抛光的金箔样品进行相同的测试条件。
表3显示了NPG/ePTFE裸电极与金箔样品相比的峰值电流，并相对于每个样品的基线标准化。即使在最高BSA浓度下，NPG/ePTFE样品在BSA生物污垢测试溶液中的峰值电流也仅略有下降。相比之下，即使在低BSA浓度下，金箔样品的峰值电流也显著降低。总之，NPG/ePTFE样品在常见生物污垢介质存在下表现出较高的电化学性能。
表3
实施例8：NPG/ePTFE GOx和CG/ePTFE GOx成品电极的制备
本实施例描述了包含葡萄糖氧化酶(GOx)的酶固定成品电极的制备。除非另有说明，所有溶液均是水性的。
将实施例2的NPG/ePTFE裸电极和实施例5的CG/ePTFE裸电极各自的远端浸入异丙醇中，用去离子水冲洗，浸入聚乙烯亚胺(PEI)溶液(10mg/mL水；10分钟；西格玛(Sigma))，并用去离子水冲洗。将GOx(50kU/g活性；西格玛)以500U/mL溶解在磷酸盐缓冲液中，通过每个电极的远端开口将10μL移液至其ePTFE膜表面上并风干。将每个电极的远端第二次浸入PEI溶液中，第二次用GOx溶液移液，并第二次风干。将4μL体积的Nafion溶液(2％w/v，溶于92重量％乙醇：8重量％水；西格玛)移液至每个电极的远端开口上，风干，并在4℃储存，以分别产生NPG/ePTFE GOx成品电极或CG/ePTFE GOx成品电极。
实施例9：NPG/ePTFE GOx和CG/ePTFE GOx成品电极对葡萄糖的电化学响应
该实施例描述了实施例8的NPG/ePTFE GOx和CG/ePTFE GOx成品电极对葡萄糖的电化学响应。
如图13A所示，在连续添加葡萄糖后，NPG/ePTFE GOx成品电极的测量电流立即快速上升并快速稳定。如图13B所示，NPG/ePTFE GOx成品电极对0至400mg/dL的广泛葡萄糖浓度范围有响应。相比之下，根据实施例8的程序制备的固定有葡萄糖氧化酶的金箔显示出随葡萄糖浓度变化的大大降低的信号(未示出)。
如图14A所示，在连续添加葡萄糖后，CG/ePTFE GOx成品电极的测量电流立即快速上升并快速稳定。如图14B所示，CG/ePTFE GOx成品电极对0至400mg/dL的广泛葡萄糖浓度范围有响应。相比之下，根据实施例8的程序制备的固定有葡萄糖氧化酶的金箔显示出随葡萄糖浓度变化的大大降低的信号(未示出)。
实施例10：电化学表面积对电解质溶剂表面张力的依赖性
该实施例描述了电化学表面积对电解质溶剂表面张力的依赖性。
将实施例1的NPG/ePTFE复合材料、实施例3的CG/ePTFE复合材料和金箔各自浸入包含不同比例的盐水与异丙醇的一系列溶液中。盐水具有约72mN/m的高表面张力，异丙醇具有约21mN/m的较低表面张力，并且盐水:异丙醇的混合物具有作为溶剂比率的函数的表面张力，使得50:50盐水:异丙醇混合物具有约25mN/m的低表面张力，而90:10盐水:异丙醇混合物具有约50mN/m的高表面张力，或与血液大致相同。
电解质的制备如下。所有稀释均使用去离子水(>18兆欧)。去离子水中的0.05M硫酸(H2SO4)：2.5mL 1M H2SO4稀释至50mL。1％异丙醇中的0.05M硫酸：2.5mL 1M H2SO4和0.5mL异丙醇稀释至50mL。5％异丙醇中的0.05M硫酸：2.5mL 1M H2SO4和2.5mL异丙醇稀释至50mL。10％异丙醇中的0.05M硫酸：2.5mL 1M H2SO4和5mL异丙醇稀释至50mL。20％异丙醇中的0.05M硫酸：2.5mL 1M H2SO4和10mL异丙醇稀释至50mL。30％异丙醇中的0.05M硫酸：2.5mL1M H2SO4和15mL异丙醇稀释至50mL。50％异丙醇中的0.05M硫酸：2.5mL 1M H2SO4和25mL异丙醇稀释至50mL。
测量每个浸入样品的电化学表面积，并根据以下方程计算测得的电化学表面积的绝对变化：
绝对变化＝abs((H–L)/H)*100％
其中：
abs(n)为绝对值函数；
L是在包含50:50盐水:异丙醇的约25mN/m的低表面张力溶剂中测得的电化学表面积；和
H是在包含盐水的约72mN/m的高表面张力溶剂中测得的电化学表面积。
如图15所示，复合材料根据电解质组成显示出显著差异。CG/ePTFE复合材料在纯盐水至50:50盐水:异丙醇的范围内表现出随着电解质表面张力降低而表面积增加的结果，其中在此范围内，电化学表面积从约0.005cm2增加至约1.000cm2(或绝对变化约19,900％)。相比之下，NPG/ePTFE复合材料证明其电化学表面积对电解质表面张力的依赖性很小，并且在纯盐水至50:50盐水:异丙醇的范围内产生相对平坦的响应，其中在此范围内，电化学表面积变化为约5cm2至约2.5cm2(或约50％的绝对变化)。如上所述，NPG/ePTFE的这种平坦响应预计在宽电解质表面张力范围内不会相对恒定(即小于约50％)，因为基础ePTFE膜是疏水性的，因此预计会限制润湿并导致较低的可观察电化学表面积。相比之下，金箔是非疏水性的，在纯盐水至50:50盐水:异丙醇的范围内显示出预期的相对平坦的响应。
实施例11：NPG/ePTFE复合材料的毛细管流动孔径测定
该实施例描述了根据上述CFP测试方法的实施例1的NPG/ePTFE复合材料的毛细管流动孔隙测定法(CFP)数据。如实施例1中所解释的和如图6A和6C所示的，NPG基质和ePTFE膜之间的间隙是可见的，尤其是ePTFE膜的节点。CFP数据呈现在图16中。非常低的泡点(即流动开始)约为5psig，这与NPG基质和ePTFE膜之间存在延伸穿过复合材料厚度的间隙一致。
实施例12：NPG/ePTFE复合材料的耐久性
该实施例描述了根据实施例1的教导制造的NPG/ePTFE复合材料的耐久性数据，其是根据上述湿弯曲颗粒测试方法测量的。24小时湿弯曲颗粒测试完成后，测试液中的金含量低于ICP检测限。该结果与NPG/ePTFE复合材料中金没有损失一致，并表明至少99.97重量％的金保留在复合材料中。
实施例13：无强化的薄NPG的脆性
该实施例说明了处理未用聚合物基材强化的薄NPG的困难。使用镊子将一块尺寸约为1cm x 1cm的12K白金真金叶(White Gold Genuine Gold Leaf)(洛杉矶金叶(L.A.Gold Leaf)，0.12μm厚，51％金/48％Ag/1％Pd)放入培养皿中。将70％ HNO3(水溶液)添加到培养皿中，其量足以完全覆盖NPG。金叶在室温下在HNO3(水溶液)中保留15分钟，以便有时间蚀刻掉银以产生NPG。蚀刻后，即使用镊子轻轻接触样品也容易破裂。
实施例14：CPS/ePTFE复合材料的制备
根据W.L.戈尔及同仁股份有限公司的题为“可拉伸和不可拉伸基材上的柔性耐用印刷电路(Flexible and Durable Printed Circuits on Stretchable and Non-Stretchable Substrates)”的国际公开号WO 2019/216885的实施例1的教导来制造密堆积银/ePTFE复合材料(CPS/ePTFE)。测量并比较了该材料和根据实施例1中描述的程序制备的NPG/ePTFE复合材料的性质。
图21比较了NPG/ePTFE和CPS/ePTFE在低放大倍数(2,000x)下的横截面SEM图像，以便能够确定每个样品的总厚度，包括NPG/ePTFE的裸ePTFE表面层。图22比较了NPG/ePTFE和CPS/ePTFE的金属相的特写，以及通过定量图像分析确定的它们的孔相。图23比较了NPG/ePTFE和CPS/ePTFE基于数量和基于体积的孔径分布。每个图表上都指示了众数孔径，并且众数从基于数量的图表到基于体积的图表的转变用块箭头指示。
NPG/ePTFE和CPS/ePTFE比较的数值数据如表4-6所示。为了确定单位面积体积和体积％值，假设以下密度：金为19.3g/cc，银为10.5g/cc，PTFE为2.2g/cc。表7列出了孔径分布的一些关键变化。
表4：基于质量和基于体积的组成
表5：电学和电化学性质
性质 NPG/ePTFE CPS/ePTFE
薄层电阻(欧姆/□) 0.3 0.1
双层电容(mF/cm2) 1875 6750
粗糙度系数(m2 ECSA/m2 几何) 29 111
金属的比ECSA(m2 ECSA/g金属) 1.0 4.0
表6：金属相的孔径
性质 NPG/ePTFE CPS/ePTFE
最大孔径(nm) 604 108
最小孔径(nm) 13 6
孔径范围的中心(nm) 308 57
中值孔径(nm) 32 15
基于数量的孔径分布众数(nm) 16 10
基于体积的孔径分布众数(nm) 604 25
基于数量的孔径分布的平均值(nm) 54 16
基于体积的孔径分布的平均值(nm) 375 37
表7：孔径测量的变化
/>

Claims (35)

1.一种被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器，所述电化学分析物生物传感器包括：
包括多个互连孔的微孔聚合物基材；
包括至少部分地包含在微孔聚合物基材的互连孔中的导电材料的导电区域；和
至少一个与导电区域相邻的固定生物受体区域。
2.如权利要求1所述的电化学分析物生物传感器，其还包括一个或多个扩散屏障区域，所述扩散屏障区域被配置为控制所述分析物通过所述微孔聚合物基材的扩散。
3.如权利要求1或2所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述导电材料是保形金属涂层。
4.如权利要求3所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述微孔聚合物基材包括多个节点和多个互连原纤维，其中所述保形金属涂层涂覆所述节点和所述原纤维。
5.如权利要求1或2所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述导电材料是纳米多孔金属。
6.如权利要求5所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述微孔聚合物基材包括多个节点和多个互连原纤维，其中所述纳米多孔金属至少部分地包含在节点和原纤维之间的孔中。
7.如权利要求5或6所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述纳米多孔金属包含基于数量的单峰和右偏纳米孔径分布。
8.如权利要求5-7中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中：
纳米多孔金属包含平均尺寸为约10nm至约200nm的纳米孔；
微孔聚合物基材的互连孔是比纳米多孔金属的纳米孔更大的微孔。
9.如权利要求6所述的电化学分析物生物传感器，其中，纳米多孔金属与微孔聚合物基材的节点分离以限定间隙。
10.如权利要求5-7中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述纳米多孔金属包括尺寸允许组织向内生长的纳米孔和微孔间隙。
11.如前述权利要求中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，固定生物受体区域包含酶、适体、外泌体、催化抗体、催化核糖核酸或催化多糖。
12.如权利要求11所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述固定生物受体区域包含葡萄糖氧化酶。
13.如前述权利要求中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述微孔聚合物基材包含膨胀聚四氟乙烯或膨胀聚乙烯。
14.如前述权利要求中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，导电材料包括铂、铱、钯、金、银、铜、镍、或它们的组合或合金。
15.如前述权利要求中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，导电材料包括第一金属，分析物生物传感器还包括：
参比电极或伪参比电极，其包含与第一金属不同的第二金属；和
反电极，其包含不同于第一金属的第三金属；
其中，第二和第三金属相同或不同。
16.如前述权利要求中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，至少一个固定生物受体区域与导电区域分离。
17.如前述权利要求中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，至少一个固定生物受体区域与导电区域接触。
18.如前述权利要求中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，微孔聚合物基材的孔包括：
位于微孔聚合物基材外表面附近的外孔；和
位于导电区域附近的内孔；
其中，外孔大于内孔。
19.一种被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器，所述电化学分析物生物传感器包括：
包含具有多个互连孔的微孔聚合物的第一连续网络；
包含金属的第二基本连续网络，所述第二基本连续网络至少部分地互穿所述第一连续网络；和
至少一个与第二基本连续网络相邻的固定生物受体区域。
20.如权利要求19所述的电化学分析物生物传感器，其中，第二基本连续网络的金属是第一连续网络的微孔聚合物上的保形金属涂层。
21.如权利要求19所述的电化学分析物生物传感器，其中，第二基本连续网络的金属是至少部分包含在第一连续网络的微孔聚合物的互连孔内的纳米多孔金属。
22.如权利要求21所述的电化学分析物生物传感器，其中：
第二基本连续网络的纳米多孔金属包含平均尺寸为约1nm至约500nm的纳米孔；
第一连续网络的微孔聚合物包含比第二基本连续网络的纳米孔大的微孔。
23.如权利要求22-所述的电化学分析物生物传感器，其中，第二基本连续网络的纳米多孔金属还包括尺寸允许组织向内生长的微孔间隙。
24.如权利要求19-23中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，微孔聚合物包含多个节点和多个互连原纤维。
25.如权利要求24所述的电化学分析物生物传感器，其中，所述微孔聚合物包含膨胀聚四氟乙烯或膨胀聚乙烯。
26.如权利要求19-25中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，固定生物受体区域包含酶、适体、外泌体、催化抗体、催化核糖核酸或催化多糖。
27.如权利要求19-26中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，金属包括铂、铱、钯、金、银、铜、镍、或它们的组合或合金。
28.如权利要求19-27中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，第一连续网络包括不导电且与第二基本连续网络不同的组织界面区域。
29.如权利要求19-28中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，微孔聚合物的孔包括：
位于第一连续网络外表面附近的外孔；和
位于第二基本连续网络的金属附近的内孔；
其中，外孔大于内孔。
30.如权利要求19-29中任一项所述的电化学分析物生物传感器，其中，第二基本连续网络的金属以期望的图案存在于第一连续网络的微孔聚合物内。
31.一种使用如权利要求19-30中任一项所述的电化学分析物生物传感器的方法，其包括用第二基本连续网络检测分析物。
32.如权利要求31所述的方法，其还包括：
将分析物生物传感器放置在活有机体组织之上或之中；和
使组织向内生长到微孔聚合物的组织界面区域中，该区域是未金属化的并且与第二基本连续网络不同。
33.一种制造被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器的方法，所述方法包括：
提供包含具有多个互连孔的微孔聚合物的第一连续网络；
将金属涂覆到第一连续网络的微孔聚合物上以形成至少部分地互穿第一连续网络的第二基本连续网络；和
将至少一个固定生物受体区域定位为邻近第二基本连续网络。
34.一种制造被配置为检测分析物的电化学分析物生物传感器的方法，所述方法包括：
提供包含具有多个互连孔的微孔聚合物的第一连续网络；
使第一连续网络的微孔聚合物吸收金属前体；
将金属前体还原为金属以形成至少部分地互穿第一连续网络的第二基本连续网络；和
将至少一个固定生物受体区域定位为邻近第二基本连续网络。
35.如权利要求34所述的方法，其中，吸入步骤以受控模式进行。
CN202280029373.4A 2021-04-19 2022-04-14 电化学分析物生物传感器、相关的物质组合物及其制造和使用方法 Pending CN117616130A (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US202163176653P 2021-04-19 2021-04-19
US63/176,653 2021-04-19
PCT/US2022/024874 WO2022225792A1 (en) 2021-04-19 2022-04-14 Electrochemical analyte biosensors, associated compositions of matter, and methods for making and using same

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN117616130A true CN117616130A (zh) 2024-02-27

Family

ID=81580674

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202280029373.4A Pending CN117616130A (zh) 2021-04-19 2022-04-14 电化学分析物生物传感器、相关的物质组合物及其制造和使用方法

Country Status (8)

Country Link
US (1) US20240201181A1 (zh)
EP (1) EP4326891A1 (zh)
JP (1) JP2024515105A (zh)
CN (1) CN117616130A (zh)
AU (1) AU2022261713A1 (zh)
CA (1) CA3213305A1 (zh)
IL (1) IL307856A (zh)
WO (1) WO2022225792A1 (zh)

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5914182A (en) 1996-06-03 1999-06-22 Gore Hybrid Technologies, Inc. Materials and methods for the immobilization of bioactive species onto polymeric substrates
US7813780B2 (en) * 2005-12-13 2010-10-12 Medtronic Minimed, Inc. Biosensors and methods for making and using them
US20060263763A1 (en) * 2005-04-15 2006-11-23 Simpson Peter C Analyte sensing biointerface
US8060174B2 (en) * 2005-04-15 2011-11-15 Dexcom, Inc. Analyte sensing biointerface
US8851294B2 (en) 2005-05-25 2014-10-07 W. L. Gore & Associates, Inc. Aqueous delivery system for low surface energy structures
JP2007035437A (ja) * 2005-07-27 2007-02-08 Sony Corp 多孔体導電材料およびその製造方法ならびに電極およびその製造方法ならびに燃料電池およびその製造方法ならびに電子機器ならびに移動体ならびに発電システムならびにコージェネレーションシステムならびに電極反応利用装置
US8658707B2 (en) 2009-03-24 2014-02-25 W. L. Gore & Associates, Inc. Expandable functional TFE copolymer fine powder, the expanded functional products obtained therefrom and reaction of the expanded products
US8591932B2 (en) 2009-09-17 2013-11-26 W. L. Gore & Associates, Inc. Heparin entities and methods of use
FR2955429B1 (fr) * 2010-01-20 2012-03-02 Centre Nat Rech Scient Modifications enzymatiques d'un carbone monolithique alveolaire et applications
BR112013023241B1 (pt) 2011-03-11 2019-07-02 W. L. Gore & Associates, Inc. Molécula de polímero catiônico hiper ramificado e dispositivo
EP3791697A1 (en) 2018-05-08 2021-03-17 W. L. Gore & Associates Inc Flexible and stretchable printed circuits on stretchable substrates

Also Published As

Publication number Publication date
CA3213305A1 (en) 2022-10-27
US20240201181A1 (en) 2024-06-20
EP4326891A1 (en) 2024-02-28
IL307856A (en) 2023-12-01
JP2024515105A (ja) 2024-04-04
WO2022225792A1 (en) 2022-10-27
AU2022261713A1 (en) 2023-10-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Chen et al. PVDF-Nafion nanomembranes coated microneedles for in vivo transcutaneous implantable glucose sensing
US11246518B2 (en) Sensors for analyte detection and methods of manufacture thereof
US10859525B2 (en) Analyte sensors and methods of using same
KR101203898B1 (ko) 전도성 고분자의 나노로드 구조를 포함하는 고감도 다공성 글루코오스 바이오센서 및 그 제조 방법
US8527024B2 (en) Amperometric sensor and method for its manufacturing
CN110618179A (zh) 一种基于纳米多孔金属膜的葡萄糖电化学微电极传感器
US9394563B2 (en) Electrode system for measuring an analyte concentration under in-vivo conditions
Yang et al. Glucose sensor using a microfabricated electrode and electropolymerized bilayer films
Rahman et al. Selective determination of dopamine with an amperometric biosensor using electrochemically pretreated and activated carbon/tyrosinase/Nafion®-modified glassy carbon electrode
US20150247817A1 (en) Test Strips Having Ceria Nanoparticle Electrodes
JP7383286B2 (ja) 被検体センサ
Lee et al. Fully packaged nonenzymatic glucose microsensors with nanoporous platinum electrodes for anti-fouling
US9700252B2 (en) Amperometric sensor and method for its manufacturing
CN212780624U (zh) 一种基于纳米多孔金属膜的葡萄糖电化学微电极传感器
CN117616130A (zh) 电化学分析物生物传感器、相关的物质组合物及其制造和使用方法
KR101163678B1 (ko) 크레아틴의 방해영향을 줄인 크레아티닌 바이오센서
US20230168217A1 (en) Test strip for the detection of neutral analytes in a sample
CN117242339A (zh) 在多孔聚合物基材中包含分级纳米多孔金属的复合材料
EP4327088A1 (en) Composite material including a hierarchical and nanoporous metal in porous polymer substrate
EP2135843A1 (en) Nanostructured composite material and biosensor comprising it
Yang et al. Highly ordered gold-nanotube films for flow-injection amperometric glucose biosensors
CN118090853A (zh) 基于激光诱导石墨烯的聚合物薄膜柔性葡萄糖检测工作电极
CN116698943A (zh) 乳酸传感器的测试方法

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination