用于生物傳感器的多相生物相容性半透膜的制作方法

專利名稱：：用于生物傳感器的多相生物相容性半透膜的制作方法
技術領域：
：本發明涉及一類新的用于生產生物傳感器的多相生物相容性半透材料，特別是適用于葡萄糖體內感應的可植入性生物傳感器的外膜。此外，本發明涉及制備這種膜的方法。
背景技術：
：在糖尿病中，胰腺損失其制造和分泌胰島素的能力，從而導致代謝失衡。該情況的結果是肌體失去調節血液葡萄糖含量的能力。歷史上，已經通過胰島素注射、飲食、運動和口服藥物治療而治療糖尿病。為了給患者提供改善它們代謝調節的方法，需要研制一種裝置，其能夠連續監測血液的葡萄糖含量。這種裝置必須包括植入到患者中的一個或多個生物傳感器。生物傳感器是一種分析裝置，它包括特殊生物元件(細胞，酶，組織等)和將識別事件轉換成可監測信號(電的，聲學的，光學的，熱的等)的物理元件的組合。通常，傳感器產生與被分析物濃度定量相關的信號。有多種類型的生物傳感器用于各種被分析物。電化學生物傳感器通常使用酶將濃度轉化成電信號。免疫生物傳感器依靠被分析物的分子識別，例如，抗體(cf.PrinciplesofChemicalandBiologicalSensors，ChemicalAnalysisvol.150，JohnWiley&Sons，Inc.，1998；BiosensorsintheBody，D.M.Fraser，JohnWiley&Sons，1997)。與生物傳感器的類型無關，構成生物傳感器的各種材料必須具有特定的性質，從而在體內發揮作用并提供適宜的信號。首先，與組織接觸的生物傳感器的最外層表面必須是生物相容性的，即，在特定的應用下，以適宜的宿主反應進行(Williams，“Amodelforbiocompatibilityanditsevaluation”，J.Biomed.Eng.，185-191，11(1989))。生物相容性包括對肝臟組織不會引起直接損傷或僅引起次要或較小的損傷，不會引起任何不利反應，不會引起其它不利的全身作用或延遲的不利作用(Wallin，“Globalbiocompatibility”，Med.Dev.Tech，34-38，6(1995))。由于一些實踐的重要性，生物傳感器的信號穩定且不被蛋白以及電解質，藥物治療和其它潛在干擾化合物的存在不利地影響也很重要。為了防止蛋白干擾，傳感器的外膜應阻止蛋白粘附。此外，傳感器應使用一層或多層來保持潛在干擾的化合物遠離傳感器有效部位。某些生物傳感器依靠不止一個化學品種類發揮作用。關于這點的其中一個重要實施例是使用氧化還原酶的電流分析葡萄糖型傳感器，其使用氧作為共同-基材(見圖2)。如果傳感器要發揮適當的功能需要更多化學品種類，那么重要的是目標種類(被分析物)限制傳感器的輸出，勝于所需的共同-基材。對使用氧化還原酶的葡萄糖型傳感器而言，存在過量氧(相對于葡萄糖)從而產生有效讀數因此是很重要的。這在下面被稱作“氧不足問題”。雖然糖尿病患者組織中的一般葡萄糖濃度高于氧濃度約40-100倍，但“氧不足問題”仍然可通過選擇膜材料加以解決，該膜對氧的透過性要高于對葡萄糖的透過性。總之，用于使用氧化還原酶的葡萄糖型傳感器的成功膜必須是生物相容性的，必須屏蔽干擾性化學品種類，且必須對氧的透過性較之對葡萄糖的透過性更高。在文獻中，對有關適合使用氧化還原酶的葡萄糖型傳感器的膜系統給出了許多例子。美國專利No.4,759,828公開了一種用于解決“氧不足問題”的微孔膜。微孔膜可在短期實驗過程中很好地工作。然而，由于蛋白粘附所致膜材料的污染可影響長期穩定性。此外，由于多孔性，傳感器的電極和酶層暴露于含蛋白的體液中。由于電極的污染和活性酶的變質，蛋白使傳感器性能迅速退化。美國專利No.4,484,987使用具有包埋在親水膜中的疏水材料離散域的組合膜。雖然作了簡單描述并在實驗室中進行了試驗，但由于形成了具有較差內聚力的大結構，因此證實極難生產出具有穩定的長期穩定性、足夠的透過性、以及適宜機械強度的工作膜。美國專利Nos.5,882,494和5,777,060描述了一種均勻的聚合物組合物，其是至少一種二異氰酸酯，至少一種親水二醇或二胺，和至少一種硅氧烷材料的反應產物。該專利中的多孔膜在單一的聚合物中摻入了兩種不同類型的鍵和組分。二異氰酸酯與二醇的反應產生了氨基甲酸乙酯鍵且相同的異氰酸酯與二胺反應產生脲鍵。因此，在這些專利中，硅氧烷是反應產物的一部分。由溶液生產涂層和膜是本領域廣泛熟知的已經確定的技術。非常簡單的方法像浸涂或涂抹常常產生具有良好質量的涂層。但是，涂覆復雜的幾何結構或如果對使用方法施加特殊要求，則噴涂可能是優選的策略。在美國專利No.2,378,148中，給出了噴涂系統的布置，其特殊之處在于必須在施用之前加熱涂層材料。加熱作為提高噴涂過程的方法也在美國專利No.4,505,957中使用。生產美國專利No.4,484,987教導的厚膜，即，含有疏水域的膜的一個主要阻礙在于疏水和親水相之間的內聚力較差。因此，如果由溶液生產該膜，所得膜將是不均勻的且可能是多孔的。不均勻性是由于在膜溶液的蒸發過程中，疏水分子形成域的事實。由于膜的松弛，這些域可像所形成的空白的成核作用中心一樣發揮作用。在美國專利No.5,882,494中，公開了一種利用疏水/親水嵌段共聚物生產膜的方法。由于疏水區與聚合物鏈親水主鏈的固定，該方法可確保較小的疏水域在親水基質中的均勻分散。雖然嵌段共聚物的使用可確保均勻的膜，但單一嵌段共聚物系統的使用在一般情況下對于將特殊的聚合物系統制成特殊應用的可能性無益。此外，美國專利No.5,882,494所述聚合物需要相對較薄的膜是由于葡萄糖在該聚合物系統中相對有限的轉運。由于該薄膜，需要防止傳感器與組織直接接觸。最后，實驗顯示該類型的膜對蛋白粘附敏感且因此在使用過程中靈敏度降低。雖然作了簡單描述并在實驗室中試驗，已經證實很難生產具有穩定的長期穩定性，足夠的透過性以及適宜機械強度的工作膜。微孔膜可在短期實驗過程中很好地工作。由于多孔性，傳感器的電極和酶層與含有蛋白的體液接觸可使傳感器性能迅速退化，這是由于電極的污染和活性酶的變質。防止傳感器變質的唯一確定方式是使用很明顯均勻且密集的膜，由此防止蛋白達到傳感器的內側部分。聚氨酯被認為是適宜的材料，這是由于該材料經證明的生物相容性(G.W.Shaw，D.J.ClaremontandJ.C.Pickup，BiosensorsandBioelectronics，401-406，6(1991)；D.S.Bindra，Y.Zhang，G.S.Wilson，R.Sternberg，D.R.Thevenot，D.MoattiandG.Reach，AnalyticalChemistry，1692，63(1991)；和M.Shichiri，Y.Yamasaki，K.Nao，M.SekiyaandN.Ueda，Horm.Metab.Res.，Suppl.Ser.，17，20(1988))。雖然滿足了對穩定的、且機械性強的傳感器的要求，但是被聚氨酯的密集膜覆蓋的傳感器不適合作為葡萄糖型傳感器，這是由于本文前面討論過的氧不足問題。由此根據文獻推斷出可使用美國專利No.4,484,987提到的原理，基于與聚硅氧烷(sil)混合的聚氨酯(PU)，也稱作PU/sil，生產具有足夠強度、壽命和氧透過性的膜(見圖3)。正如上文提及的，多孔和其它有缺陷的膜不適合長期使用。且，應當避免使用非常薄的膜，因為它們性質非常脆弱。雖然處理脆弱薄膜的方法可在文獻中找到(見，例如，“Anelectroenzymaticglucosesensorfabricatedonaflexiblesubstrate”，J.J.Mastrototaroetal.，SensorsandActuatorsB，139-144，5(1999))，但如果將傳感器制備得盡可能的小和有效，則很明顯這不是一個有效的方式。為了提高葡萄糖的擴散，可從Allen在美國專利.No.5,322,063中描述的方案受益，其中使用聚環氧乙烷(PEO)改性的聚氨酯(PU)系統用于提高葡萄糖以及氧的擴散。受到Allen提供的方法啟示的實驗證實了可制備具有足夠葡萄糖透過性的PU/PEO共聚物系統。然而，該實驗還顯示出不能按照該方案生產出有效的傳感器，這是由于葡萄糖以及氧通過同一相擴散，導致葡萄糖相對于氧的透過性被固定，且葡萄糖透過性相對于氧透過性過高的事實。令人吃驚地是，使用PU/PEO共聚物的實驗顯示出另外且意外的優點。由于PEO含量，PU/PEO共聚物吸水(溶脹)。因為溶脹的聚合物可非常有效的將水轉運到傳感器的內側部分，因此顯著降低了系統的啟動時間。溶脹聚合物系統的其它益處在于生產過程中，在膜中誘導的張應力被體積擴張部分或完全平衡，由此產生在使用狀況下沒有內應力的膜系統。葡萄糖生物傳感器的進一步描述可在下面的文獻中找到“InvivocharacteristicsofNeedleTypeGlucoseMeasurementsofsubcutaneousglucoseconcentrationsinHumanVolunteers”，Shinchri等人，Horm.Metab.Res.，SupplSer.，17-20，20(1988)；“Invivomeasurementsofsubcutaneousglucoseconentrationswithanenzymaticglucosesensorandawickmethod”，Bruckel等人，Klin.Wochenschr.，491-495，67(1989)；“Invivomolecularsensingindiabetesmellitusanimplantableglucosesensorwithdirectelectrontransfer”，Pickup等人，Diabetologia，213-217，32(1989)；“BiosensorsintheBody”，Fraser，JohnWiley&Sons，1997；“ImplantedElectrochemicalGlucoseSensorsfortheManagementofDiabetes”，Heller，Annu.Rev.Biomed.Eng.，153-175(1999)；“AnewamperometricglucosemicrosensorInvitroandshortterminvivoevaluation”，Ward等人，BiosensorsandBioelectronics，181-189，17(2002)；MaterialsandTechniquesforElectrochemicalbiosensordesignandconstruction”，S.Zhang等人，BiosensorsandBioelectronics，273-282，15，(2000)；“Anelectroenzymaticglucosesensorfabricatedonaflexiblesubstrate”，J.J.Mastrototaro等人，SensorsandActuatorsB，139-144，5(1999)；“Enzyme-BasedBiosensorsforinVivoMeasurements”，G.S.WilsonandY.Hu，Chem.Rev.2693-2704，100(2000)；“ASubcoutaneousGlucoseSensorwithImprovedLongevity，DynamicRange，andStabilityofCalibration”，Updike等人，DiabetesCare，208-214，23(2000)；“AContinuousGlucoseSensorBasedonWiredEnzymedTMTechnology-Resultsfroma3-DayTrialinPatientswithType1Diabetes”，Feldman等人，DiabetesTechnology&Therapeutics，769-779，5(2003)；其全部引入此處作為參考。
發明內容本發明的目的是設計一種適合作為葡萄糖型傳感器外膜的多相材料，該傳感器基于酶，并使用氧作為共同-基材。本發明特別適合使用一種或多種氧化還原酶的透皮傳感器。另一目的是確保膜的較高機械強度且因此確保現實使用情況中，該系統的機械完整性。本發明另一目的是提供一種具有生物相容性的膜。此外，本發明的目的是設計一種新的方法，其可從含有多種不混溶聚合物的溶液生產各向同性的膜，例如，本發明的膜。本發明的這一目的是通過多步涂覆該膜而實現的，各步包括稀釋膜材料的涂覆和隨后的干燥。通過在多個連續步驟中涂覆該膜，防止擴散和相-分離，由此產生實際上均勻的膜。另一目的是產生同時含有疏水氧轉運域以及親水域的多相膜，其可提高系統的生物相容性，例如，本發明的膜。本發明另一目的是提供一種在體內使用過程中，具有良好長期穩定性的膜，例如，本發明的膜。發明概述簡單地說，本發明的主要目的是通過膜的氧透過性而實現的，即在另外一種聚合物或可透過氧且與第一種聚合物不混溶的可混溶聚合物的混合物中包含由對氧具有較高透過性，而對在傳感器中氧化的物質具有較低透過性的聚合物制備的結構域。為了實現上述一些目的，即，關于該膜，本發明包括一種用于生物傳感器的膜系統，特別是該膜由下面權利要求1定義的至少兩種不混溶聚合物的混合物構成。其中一種不混溶聚合物優選PU/PEO或PU/聚四亞甲基二醇(PTMG)共聚物且，優選，另外一種不混溶聚合物增強氧透過。本發明的膜結合了電流分析葡萄糖型傳感器的許多重要性質，即高靈敏度(高信噪比)，較大的線性范圍，體內使用所需的高化學和機械穩定性，和生物相容性。優選形成膜中離散粒子的不混溶氧增強聚合物是具有高于10kDa分子量的液體或固體。此外，為了實現上述其它目的，即，關于本發明的方法，本發明包括一種生物傳感器膜系統的涂覆方法，特別是該膜由包括至少兩種不混溶聚合物的各向同性的混合物制備而成，例如，本發明的膜。為了防止具有可與膜厚度相比較大小的域沉淀，以多個連續步驟制備該膜，各步均包括材料的涂覆和隨后溶劑的蒸發。通過涂覆步驟之間溶劑的蒸發，防止了較大的域沉淀，由此產生實際上各向同性的膜。在本發明其中一個實施方案中，該膜是通過超過30個連續的涂覆/蒸發步驟，優選超過100步，甚至更優選超過500步制備的。為了有助于在涂覆之前均勻混合聚合物，溶解這些聚合物中的至少一種。其它不混溶的聚合物或者使用第一種不混溶聚合物溶解或者作為粒子混懸于溶液中，或者兩者皆可。在本文中，溶劑或者是純化合物(例如，醚)或者是化合物的混合物(像醇和水)，其特征在于該溶劑能夠溶解至少一種不混溶聚合物且，優選，最終的聚合物溶液具有25℃下低于約50cSt，更優選25℃下低于約20cSt的粘度。可能雖然不是必需的，但膜層可變化，例如，這樣首先涂在基材上的某些層顯示出較低的葡萄糖透過性，而隨后或最后涂在基材上的某些層顯示較高的葡萄糖透過性。定義這里，本發明產品試驗所用的“電流分析氧化還原酶型生物傳感器”是指一種兩個電極的電化學傳感器(如圖1所描述的)，它包括具有350μm×40μm最大橫截面大小、由鉑粒子糊制備的工作電極，和具有300μm×40μm最大橫截面大小、由Ag/AgCl聚合物糊制備的參考電極。用于植入到皮膚中的電極長度為約15mm，而未涂覆的工作電極為約2.4mm，未涂覆的參考電極為約11mm。該電極是通過將糊篩網印花制備的，它們是為該目的定制的。將電極印在具有約500μm×180μm橫截面大小的聚酰亞胺基材的反面上。使用1-8μm厚的三乙酸纖維素和Nafion的內膜覆蓋工作電極。使由葡萄糖氧化酶和戊二醛制備的1-8μm厚的酶層在內膜的上面沉積。電介質糊用于使導軌絕緣并限制電極面積和接觸墊。將此處所述產品，和外膜完全覆蓋在電極、基材、電介質糊和其它膜上。將傳感器構造為以0.6V恒定電壓運行的偶極。上面定義的傳感器還相當于“電化學葡萄糖型傳感器”。這里，“葡萄糖測量的線性范圍”可在加入葡萄糖之后10分鐘，平均花費5分鐘的時間，通過計算與不同葡萄糖濃度(1，2.00，2.99，4.98，6.95，9.90，14.8，19.6，24.4，29.1，33.8，和38.5mM葡萄糖)相對應的電流獲得。應計算平均和標準偏差。范圍內的預期異常值使用Dixon’sQ試驗(”StatisticsforAnalyticalChemistry”，MillerandMiller，3rdedition，EllisHorwoodLtd.，1993)，以5％顯著水平測試。線性范圍(電流＝靈敏度×葡萄糖濃度+背景)使用線性回歸使前三個數據擬合。如果沒有點從線性擬合偏差超過10％(相對誤差)，則加入下一個點繼續。加入各點直到擬合與電流值之間的相對偏差大于10％。相對于這些點進行線性擬合。如果對于新擬合而言所有點均在10％誤差之內，則類似測試下一濃度的電流值。線性范圍被定義為相對于線性回歸擬合，所有點相對偏差低于10％的范圍。這里，就‘信噪比’而言，噪音被定義為電流分析氧化還原酶型生物傳感器電流的波動，其中已經將恒定背景從平均電流中扣除。時間-變化對非-葡萄糖源，如干擾物(例如，抗壞血酸，對乙酰氨基酚，和尿酸)電流的影響不包括在背景中，但預期它們對所測量的電流產生可以忽略不計的影響。這里，術語“用于葡萄糖測量的擴展線性范圍”是指當把具有試驗材料外膜的電流分析氧化還原酶型生物傳感器的線性范圍與具有和試驗材料相同、但不含較高氧透過性材料外膜的電流分析氧化還原酶型生物傳感器的線性范圍進行比較時，對加入葡萄糖的電流反應在5mM更寬的范圍內是線性的。該試驗是在較低的氧壓力(pO2＝60mmHg)和37℃的溫度下，在攪拌(磁攪拌器中，IKA彩色超導量子干涉元件磁攪拌器，攪拌速度設置10點)標準PBS緩沖液(pH7.4，150mMNaCl)中進行的。這里，術語“濕潤條件下的極限拉伸強度”是使用具有20牛頓測量頭的Lloyds儀器拉伸裝置LR5K，以30mm/分鐘拉伸具有約10mm寬×20mm長×～30μm厚大小的聚合物薄膜直到破裂而測定的。在拉伸試驗之前，已經將該聚合物在PBS緩沖液(pH7.4，150mMNaCl)中浸沒了至少6小時，其是在從緩沖液中取出薄膜后的5分鐘內進行的。這里，術語“足夠的體內生物相容性”是指在特殊應用(Williams，1995)中，以適宜的宿主反應執行裝置，當皮下注入到手臂或腹部中時，確保穩定的生物傳感器響應。這里，術語“對于氧的透過性”或“氧透過性”是指氧分子通過聚合物膜傳遞。透過性P的定義是P＝(透過量，這里是氧)×膜厚度/(膜面積×時間×穿過膜的壓力或濃度)。透過量通常由標準溫度(273.15K)和壓力(1.013×105Pa)(STP)下的質量，摩爾，或氣體體積表示。這里給出的量以STP下的體積表示。關于實驗的詳細內容見SternandBhide，J.Appl.PolymerSci.，2131，38(1989)；Stern等人，J.Polym.Sci.B，1263，25(1987)。這里，術語“沒有以不希望的方式改變性質”是指在電子束輻射之前和之后，用于本發明產品試驗的電流分析氧化還原酶型生物傳感器相對于葡萄糖、反應時間、穩定性和其它性質保持其線性范圍。這里，術語“足夠低的啟動時間”是指在浸沒于含葡萄糖的液體中后的1小時內，用于本發明產品試驗的電流分析氧化還原酶傳感器達到其平衡狀態。這里，術語“生物傳感器的穩定反應”(或穩定的生物傳感器響應)是指葡萄糖型傳感器，如上面定義的電流分析氧化還原酶型生物傳感器，在皮下組織中插入3天，具有可檢測的葡萄糖信號，即大于3的信噪比和大于0.4nA/mM/mm2的靈敏度，每天低于20％的信號衰減。在皮下組織中插入傳感器(低于皮膚表面約2mm)是通過針(如插入裝置)進行的，其可在不損害傳感器的情況下穿透皮膚并在使用之后除去。通常將腹部的皮下組織用作測量部位，但也可利用其它部位如上臂。這里，術語“長期穩定性”是指一種傳感器，如圖1所述和“電流分析氧化還原酶型生物傳感器”的定義中舉例說明的且其具有本發明的外膜，當在較低的氧張力(30-60mmHg)下，在PBS緩沖液(pH7.4，150mM氯化鈉(NaCl))中體外測量時，對至少20mM葡萄糖具有線性電流，在膜生產之后的規定時間(長達幾個月，例如，6個月，甚或幾年，例如，2年)產生至少0.4nA/mM/mm2的靈敏度。此外，當在制備后的規定時間對傳感器進行測量時，在3天內信號每天不會降低超過20％。這里，術語“良好的化學穩定性”是指具有本發明外膜的傳感器，如上面定義的電流分析氧化還原酶型生物傳感器，同時具有此處定義的穩定反應和此處定義的長期穩定性。這里，術語“良好的機械穩定性”是指當涂在電流分析氧化還原酶型生物傳感器的定義中舉例說明的傳感器上時，插入到皮下組織中3天后，本發明的外膜不會分層或破裂。本發明包括的外膜的強度和最大伸長率是通過實施例6所述過程測量的。這里，術語“聚氨酯”是指含有至少兩個氨基甲酸乙酯鍵的聚合物。圖1舉例說明設計用于皮下或靜脈內應用的、使用氧化還原酶的電流分析葡萄糖型傳感器。圖2舉例說明在外膜下面的傳感器含酶層中發生的反應。圖3舉例說明美國專利No.4,484,987的圖2描述的膜。圖4舉例說明本發明膜的大規模例證。圖5a&5b表示純聚氨酯膜(ThermedicsHP60D-20)和其中分散了18.6wt％聚二甲基硅氧烷(DC360)的膜的體內(豬)傳感器信號。加入聚二甲基硅氧烷可將傳感器響應從僅對10mM反應(圖5a)明顯提高到對約20mM反應(圖5b)。圖6表示葡萄糖型傳感器上外膜的ESEM像(18.6wt％DC360，于ThermedicsHP60D-20中，完全水合)。圖7a是噴涂沉積在平坦基材(在該圖中不可見)上的本發明膜的橫截面(垂直于外表面)的掃描電子顯微圖像。白色包涵物(域)代表親水聚氨酯連續基質中的疏水硅氧烷域(PDMS12500cSt)。圖7b是圖7a膜的封閉，其中硅氧烷域已經涂成黑色。圖8膜(18.6wt％DC360，于ThermedicsHP60D-20中)的ATR-FTIR測量在最終加工膜中確定的硅氧烷和聚氨酯。圖9表示具有本發明外膜的電流分析生物傳感器對PBS緩沖液中葡萄糖的電流反應。圖10表示本發明膜的DSC測量。圖11表示插入之后第2天和第3天，具有本發明所述和實施例1舉例說明的外膜的、皮下植入的電流分析葡萄糖型傳感器的離散血液葡萄糖測量值(Hemocue)和反應的比較。插入之后進行24小時校準。圖12聚合物薄膜拉伸試驗的實施例。圖13舉例說明按照U.S.PatentNo.4,484,987提供的過程制備的、源于聚氨酯和聚二甲基硅氧烷(此后稱作PDMS)的剝脫膜。注意到在膜和基材之間的截面存在大量空白。據信這些空白是由于溶劑蒸發過程中，弱PDMS相的內聚失敗而形成的。圖14是由聚氨酯和PDMS制備的、與圖3舉例說明的膜相似的膜的表面。注意到有大量可見空白和縫隙。據信這些是由于溶劑蒸發過程中，弱PDMS相的內聚失敗而形成的。發明詳述本發明涉及一種具有較高氧透過性(對于氧的透過性)的膜，它包含一種聚合物(或可混溶聚合物的混合物)的連續相和第二種高分子量聚合物的離散域，其中各相中的聚合物是不混溶的，且其中第二種高分子量聚合物具有約20μm-約1nm，優選約10μm-約10nm，更優選約5μm-約50nm的域大小，且，當所述產品用作葡萄糖氧化酶型生物傳感器的密集或大部分密集的外膜時，它在使用此處定義的所述葡萄糖氧化酶型生物傳感器進行葡萄糖測量的體內使用過程中，導致a)信躁比大于3，b)靈敏度大于0.4nA/mM/mm2，c)擴大的葡萄糖測量的線性范圍，d)良好的化學穩定性，和e)良好的機械穩定性。此處的術語不混溶是指連續相不能與形成離散域的聚合物混合或僅僅較小程度混合。換句話說，第二種聚合物的離散域存在于形成連續相或基本連續相的聚合物或聚合物的混合物中。在其中一個實施方案中，本發明的膜為兩種聚合物之一為親水聚合物的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜為兩種聚合物之一為疏水聚合物的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜為其中連續相是親水的，而離散域是疏水的膜。一方面，本發明的膜包含一種聚合物(或可混溶聚合物的混合物)的連續相和第二種高分子量聚合物的離散域，其中各相的聚合物是不混溶的。該聚合物可借著它們的疏水/親水性質而不混溶。在本發明膜的其中一個實施方案中，疏水聚合物是聚硅氧烷，氟-碳聚合物或它們的嵌段-共聚物。制備本發明膜的其中一種方式是將液體聚硅氧烷與溶解的聚氨酯混合產生溶液，其-在噴霧干燥之后-可很容易作為外膜而被涂在傳感器上。由于聚氨酯和聚硅氧烷的不混溶性，前者是親水的，而后者是疏水的，當溶劑蒸發時，材料6(見圖4)的其中一種將作為域在另外一種7中沉淀，由此形成所需多相系統(見圖4)，其中疏水域6的平均域大小優選約20μm-約1nm，更優選約10μm-約10nm，甚至更優選約5μm-約50nm。在其中一個實施方案中，本發明膜中疏水聚合物的分子量為約10kDa-約100kDa，優選約20kDa-約80kDa，更優選約30kDa-約60kDa，最優選約42kDa。在其中一個實施方案中，本發明膜中疏水聚合物的分子量為至少約10kDa，優選至少約20kDa，更優選至少約30kDa，最優選約42kDa，且優選不超過約60kDa。圖7a表示本發明膜的掃描電子顯微圖像。圖7a中所見的較小明亮域是聚二甲基硅氧烷的較小疏水域。為了突出該疏水域(圖7b中的相2)，將這些域涂成黑色(暗的)，以使它們可見。在其中一個實施方案中，本發明膜的其中一種不混溶聚合物為PU/PEO或PU/聚四亞甲基二醇(稱作PTMG)共聚物。本發明的膜系統可由包括至少兩種不混溶聚合物的混合物制備，其中至少一種聚合物為PU/PEO或PU/PTMG共聚物且另外一種聚合物具有較高氧透過性。在其中一個實施方案中，本發明涉及上述產物，其是使用具有約7×10-12-約7×10-10cm3(273.15K，1.013×105Pa)×cm/(cm2×s×Pa)，優選約1.4×10-11-約3.5×10-10cm3(273.15K，1.013×105Pa)×cm/(cm2×s×Pa)，更優選約2.3×10-11-約2.1×10-10cm3(273.15K，1.013×105Pa)×cm/(cm2×s×Pa)，最優選約7×10-11cm3(273.15K，1.013×105Pa)×cm/(cm2×s×Pa)氧透過性的疏水聚合物制備的。根據上面的描述，符合新穎性規定的本發明是，尤其，其中硅氧烷作為離散域存在于聚氨酯的連續相中而沒有形成任何共聚物的膜。葡萄糖和氧的透過性可隨意調節且由此可通過簡單改變聚氨酯中硅氧烷的濃度而調節非-介導的電化學葡萄糖型傳感器的線性區域。在其中一個實施方案中，本發明涉及如上所述產品，其中疏水材料的含量占總重量的約1％-約50％(重量/重量)，優選約5％-約25％，更優選約8％-約20％，最優選約18.6％。在其中一個實施方案中，本發明所用的PU/PEO或PU/PTMG共聚物是屬于聚氨酯家族的聚合物。此處所用術語“聚氨酯”是指含有至少兩個氨基甲酸乙酯鍵的聚合物。PU/PEO或PU/PTMG共聚物很容易從商業來源，如Thermedics購得，例如，商品名為Tecophilic。在其中一個實施方案中，本發明涉及上面所述產品，其中親水聚合物為水可溶脹性的聚氨酯。聚氨酯可包含水凝膠如聚乙烯醇，聚(2-羥基異丁烯酸酯)(聚HEMA)，聚乙烯吡咯烷酮(PVP)，或聚環氧乙烷(PEO)。在其中一個實施方案中，本發明涉及如上所述含有至少一種親水聚合物的產品。在其中一個實施方案中，本發明的膜含有一層或多層。這里，本發明包含雙層膜，其中最內層，其位于電流分析生物傳感器(見圖1)中，與電極最接近，由PU/PDMS或PU制成，且最外層由PU-PEO，PU-PTMG，PU-PEO/PDMS，PU-PTMG/PDMS，PU/PU-PEO/PDMS，或PU/PU-PTMG/PDMS制成。本發明包括，此外，一種三層膜，其中最內層由PU，PU-PEO，或PU-PTMG構成，第二層由PU-PEO/PDMS，PU-PTMG/PDMS，PU/PU-PEO/PDMS，PU/PU-PTMG/PDMS構成，且第三層由PU-PEO，或PU-PTMG構成。這里，PDMS是聚二甲基硅氧烷。通常，聚氨酯是通過將二異氰酸酯與醇和/或胺混合而形成的。例如，在聚合條件下混合異佛爾酮二異氰酸酯與PEG600和氨丙基聚硅氧烷，提供同時具有氨基甲酸乙酯(氨基甲酸酯)鍵和脲鍵的聚氨酯/聚脲混合物。用于制備生物相容性聚氨酯的二異氰酸酯在Szycher(Seminaronadvancesinmedicalgrade聚氨酯。TechnomicPublishing，(1995))中詳細描述，包括芳族和脂族的二異氰酸酯。適宜的芳族二異氰酸酯的例子包括甲苯二異氰酸酯，4，4’-二苯甲烷二異氰酸酯，和3，3’-二甲基-4，4’-二苯基二異氰酸酯。適宜的脂族二異氰酸酯包括，例如，1，6-亞己基二異氰酸酯(HDI)，三甲基亞己基二異氰酸酯(TMDI)，反-1，4-環己烷二異氰酸酯(CHDI)，1，4-環己烷雙-(亞甲基異氰酸酯)(H6XDI)，異佛爾酮二異氰酸酯(IPDI)和4，4，-亞甲基雙(環己基異氰酸酯)。這些二異氰酸酯中有許多可從商業來源如AldrichChemicalCompany(Milwaukee，Wis，USA)購得或可使用文獻過程，通過標準合成方法很容易地制備。為了有助于聚合物的均勻混合，將PU/PEO或PU/PTMG共聚物溶于溶劑中。其它不混溶的聚合物或者用第一種不混溶的聚合物溶解，作為粒子混懸于溶液中，或溶于其自身的溶劑中，獲得全部分散的均勻混合物。在本文中，溶劑或者是純的化合物，例如，醚或化合物的混合物像醇和水，其特征在于溶劑能夠溶解不混溶聚合物中的至少一種。通過選擇具有規定水吸收的聚氨酯，這里聚氨酯可溶脹其干樹脂重量的約1％-約50％，優選約5-約40％，更優選約10-約30％，最優選約20％，所產生的應力和最大伸長率可被設計用于任何規定用途。在其中一個實施方案中，本發明涉及如上所述的膜，其在濕潤條件下具有約0.1MPa-約50Mpa，優選約1MPa-約40Mpa，更優選約2MPa-約30Mpa，最優選約8Mpa的極限拉伸強度。聚合物的最大拉伸率可在其原始長度的基礎上變化約150％-約800％，優選約200％-約700％，更優選約250％-約600％。此外，潛在的新穎性是，尤其，具有非常高分子量的硅氧烷的選擇和限制硅氧烷在膜內遷移的粘度的選擇。聚氨酯和硅氧烷是生物相容性材料，其可確保最小的體內反應。在其中一個實施方案中，本發明涉及如上所述的產品，其是從具有高于約5000厘沱，優選高于約10,000厘沱，更優選高于約12,000厘沱粘度的疏水材料制備而成的。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中任意親水聚合物為水可溶脹性的聚氨酯或聚氨酯嵌段共聚物的混合物，例如，聚氨酯/聚環氧乙烷，聚氨酯/聚四亞甲基醚二醇，或聚氨酯/聚二甲基硅氧烷的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中聚氨酯-聚硅氧烷嵌段共聚物用作使聚硅氧烷域穩定的增容劑/乳化劑的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中親水聚合物優選源自ThermedicsInc.的名稱為Tecophilic的脂族、基于聚醚的聚氨酯家族，更優選ThermedicsInc.的TecophilicHP60D-20的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中疏水聚合物為聚二甲基硅氧烷，優選DowCorning的DC360(年度12,500cSt，醫用級)的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜從親水聚合物制備，其可溶脹其干樹脂重量的約1％-約50％，優選約5-約40％，更優選約10-約30％，最優選約20％。在其中一個實施方案中，本發明的膜是含有至少一種或多種親水聚合物的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中聚合物占混懸液或溶液約0.1％-約10％，更優選約0.25％-約2％(重量/重量)的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中溶劑為THF、二甲基甲酰胺、醇、或水或上述溶劑的混合物的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中溶劑包括抗氧劑(例如，丁化羥基甲苯(此處稱作BHT))的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中THF的含量為約60％-約100％(體積/體積)，更優選約70-約90％的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中聚二甲基硅氧烷的溶劑優選自六甲基二硅氧烷，八甲基三硅氧烷，十甲基四硅氧烷，或其混合物的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜具有此處定義的足夠體內生物相容性。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中親水性水可溶脹性的材料為聚氨酯的膜。在其中一個實施方案中，本發明的膜是其中疏水材料的含量占總重量的約1％-約50％(重量/重量)，優選約5％-約25％，更優選約8％-約20％，最優選約18.6％的膜。在其中一個實施方案中，本發明涉及由本發明膜構成的兩相或多相生物相容性膜。涂膜的生物傳感器(見圖1)，特別是利用葡萄糖氧化酶使葡萄糖與氧反應的葡萄糖型傳感器是本領域已知的。圖1表示設計用于皮下使用的利用氧化還原酶的電流2-電極電-化學葡萄糖型傳感器的例子。該傳感器包括聚合物基材1，電極2，抗-干擾膜3，酶層4，外膜5。該酶可沉積為一層(如圖1所示)或包埋在抗-干擾膜中。圖2表示在電流分析葡萄糖型傳感器的酶層中發生的反應。由于酶的存在，分子氧所致β-D-葡萄糖的氧化可經由催化反應而被催化產生葡糖酸-σ-內酯和過氧化氫β3-D-葡萄糖+O2→葡糖酸內酯+H2O2葡糖酸內酯進一步與水反應，從而使內酯環水解并產生葡糖酸。因此，每個葡萄糖分子消耗一個分子的氧并產生一個分子的過氧化氫。電化學方法可檢測將所測量的信號與葡萄糖濃度聯系起來的氧或過氧化氫的變化。如下所示，過氧化氫(H2O2)在具有0.6V應用電壓的電極表面上進行電化學反應H2O2→O2+2e-+2H+只要存在過量的氧，該反應的速率就與葡萄糖的濃度成比例。最大電流，因此，與和酶反應的葡萄糖的量成比例。圖9表示在較低的氧張力(30-60mmHg)下，源自浸沒在PBS緩沖液(pH7.4，150mMNaCl)中的葡萄糖型傳感器的電流，其中該傳感器的外膜是按照本發明生產的。對葡萄糖增加的反應是線性的，因此沒有顯示“氧不足問題”的征兆。此外，圖5a和5b顯示(豬)體內測量的連續傳感器電流和相應的血漿值。圖5a中，沒有硅氧烷分散于聚氨酯中，因此僅對約10mM顯示線性反應，而加入18.6wt％PDMS(DC360，12500cSt，DowCorning)可對至少20mM葡萄糖明顯提高線性范圍。另一方面，本發明涉及一種可植入的生物傳感器，其具有由如上所述產品構成的外膜。因此，本發明還涉及一種用于測量被分析物和氧反應的可植入性生物傳感器，該傳感器的工作電極包括酶層，其特征在于所述生物傳感器具有由本發明膜構成的外膜。基本上，本發明不取決于生物傳感器的構造，而取決于本發明的兩相生物相容性膜覆蓋生物傳感器元件的應用。在其中一個實施方案中，本發明涉及一種如上所述具有約1μm-約60μm，優選約5μm-約50μm，更優選約20μm-約40μm，最優選約35μm厚度的膜。生物傳感器電極上的噴涂-沉積膜的例子在圖6，7a和7b中表示。在環境掃描電子顯微照片(見圖6)中，看到的上部的黑色區域為外膜的橫截面。該膜在100％RH下完全水合并預期完全溶脹。該膜很明顯是均勻且密集的。在其中一個實施方案中，本發明涉及如上所述的膜，其具有約0.01×10-10m3-約250×10-10m3，優選約0.5×10-10m3-約150×10-10m3，更優選約10-10m3-約50×10-10m3，最優選約5×10-10m3的體積。另一方面，本發明涉及一種用于測量被分析物和氧反應的可植入性生物傳感器，該傳感器的工作電極包括酶層，所述生物傳感器具有由本發明的膜構成的外膜。在另一實施方案中，本發明涉及一種如上所述的可植入性生物傳感器，其中被分析物為葡萄糖。在另一實施方案中，本發明涉及一種如上所述的可植入性生物傳感器，其中該酶是葡萄糖氧化酶。在其中一個實施方案中，本發明涉及一種如上所述具有足夠體內生物相容性的產品。在人皮下組織(胃)中植入具有本發明外膜的植入葡萄糖型傳感器3天不會導致任何不利事件(變態反應或其它免疫反時間應)。此外，第1天后，僅有單一的校準組(靈敏度，背景電流，和血液與皮下血液值之間的延遲)是獲得第2天和第3天的兩組葡萄糖值(見圖11)之間對應所必需的。因此，3天周期之后，沒有信號衰減使膜的穩定性和生物相容性顯著。在其中一個實施方案中，本發明涉及一種如上所述的產品，可在不以不希望的方式改變性質的情況下，使用2×25kGy劑量的電子束將其滅菌。在其中一個實施方案中，本發明涉及一種膜，其具有生產之后至少232天的長期穩定性，因此顯著表明沒有聚硅氧烷遷移的出現。在其中一個實施方案中，該產品在可改變膜性質的6℃-45℃區域中沒有顯示任何相轉變，且因此在規定的間隔中對溫度的改變是穩定的，這是通過圖10所見本發明所述薄膜的差示掃描量熱方法加以證實的。在另一實施方案中，本發明涉及一種如上所述的可植入性生物傳感器，其具有此處定義的足夠低的啟動時間。在其中一個實施方案中，當插入到皮下組織中時，本發明的可植入性生物傳感器具有長達3天的穩定的生物傳感器響應。在其中一個實施方案中，本發明的可植入性生物傳感器具有雙層膜，其中最內層，其在電流分析生物傳感器(見圖1)中，與電極最接近，由PU/PDMS或PU制成，最外層由PU-PEO，PU-PTMG，PU-PEO/PDMS，PU-PTMG/PDMS，PU/PU-PEO/PDMS，或PU/PU-PTMG/PDMS制成。在其中一個實施方案中，本發明的可植入性生物傳感器包含三層膜，其中最內層由PU，PU-PEO，或PU-PTMG構成，第二層由PU-PEO/PDMS，PU-PTMG/PDMS，PU/PU-PEO/PDMS，PU/PU-PTMG/PDMS構成，第三層由PU-PEO或PU-PTMG構成。本發明的方法是一種用于將由兩種不混溶聚合物構成的層放置在基材上的方法，例如，用于制備前述膜權利要求任意一項所述的膜，其特征在于a)使用溶劑，制備含有一種或多種聚合物的溶液或混懸液，b)將一部分所述聚合物溶液或混懸液通過噴嘴涂在所述基材上，以這樣的一種方式，在聚合物溶液/混懸液到達基材之前，一定量的所述溶劑被蒸發，c)在剩余部分的聚合物溶液或混懸液達到基材之后，使存在于聚合物溶液/混懸液中的大部分剩余量的溶劑被蒸發，d)將一部分所述聚合物溶液或混懸液通過噴嘴涂在所述基材上，以這樣的一種方式，在聚合物溶液/混懸液到達基材之前，一定量的所述溶劑被蒸發，e)在剩余部分的聚合物溶液或混懸液達到基材之后，使存在于聚合物溶液/混懸液中的大部分剩余量的溶劑被蒸發，并f)按照步驟b)所述將溶液或混懸液反復涂在所述基材上并按照步驟b)和c)所述使溶劑蒸發，以這個順序總共進行至少約30步。在本發明的方法中，加熱用于溶劑涂層材料的溶劑至高于該溶劑的沸騰溫度，由此減少對過量溶劑的需要。有關減少溶劑用量和由此使噴涂更有效的方案的若干例子存在于文獻中。本發明的特殊之處在于有效的過程，即，不需要較厚涂層的過程。另一方面，需要許多薄層，其涉及對所得涂層微觀結構的一些控制。本發明的方法不取決于涂覆涂層的方式，而取決于包括涂覆步驟和蒸發步驟的許多涂層步驟的應用。一方面，本發明的方法涉及一種將由至少兩種不混溶聚合物構成的層放置在基材上的方法。在其中一個實施方案中，本發明的方法包括葡萄糖型傳感器外膜的生產。優選的基材包括由篩網印花技術或薄膜技術形成的電極，其中任選使用外膜層如酶層或其它聚合物膜涂覆基材。該基材可以是聚酰亞胺或聚酯，而電極可包括鉑。將含有一種或多種聚合物的溶液或混懸液通過噴嘴涂在基材上，以這樣的一種方式，在聚合物溶液/混懸液到達基材之前，一定量的溶劑被蒸發。在剩余部分的聚合物溶液或混懸液達到基材之后，在將新的聚合物溶液/混懸液噴在現在具有前面的聚合物層的基材上之前，使存在于聚合物溶液/混懸液中的大部分剩余量的溶劑蒸發。從一定量聚合物溶液/混懸液到達基材的時間點到剩余量聚合物溶液或混懸液到達基材的時間點之間的周期優選約50毫秒-約10秒。這樣，將聚合物溶液/混懸液反復噴在基材上，優選持續總共約30步，優選至少約100，且更優選至少約500步。在各步驟中沉積的層厚度優選低于約5μm，優選低于約1μm且甚至更優選低于約100μm。在本發明方法的實施方案中，溶劑的量，其在聚合物溶液/混懸液達到基材之前蒸發，為約80％-約99％(體積/體積)。因此，在下一步使用更多量的聚合物溶液/混懸液之前，其中一步所用聚合物溶液/混懸液中剩余的溶劑含量為低于約19％(體積/體積)，優選低于約10％，更優選低于約1％。用于涂覆聚合物溶液或混懸液的本發明方法可以是粒子產生過程，例如噴涂過程，其中使用具有氣源的噴嘴。在該實施方案內，可同時使用不止一個噴嘴，以產生在同一基材上同時或基本上同時噴涂兩種或多種不同聚合物溶液或混懸液的可能性。還可順序使用不止一個噴嘴。如果各噴嘴噴涂不同的聚合物溶液或混懸液，則可提供制備層狀結構的優點。在本發明的方法中，涂層由至少兩種不混溶聚合物的混合物制備，其中至少一種聚合物是可溶的。在本發明方法的實施方案中，可溶聚合物屬于聚氨酯家族。此處所用術語“聚氨酯”是指含有至少兩個氨基甲酸乙酯鍵的聚合物。PU/PEO(PU是聚氨酯，而PEO是聚環氧乙烷)共聚物可從商業來源，如Thermedics購得，商品名為TecophilicHP-60D-20。聚氨酯/聚二甲基硅氧烷共聚物可從商業來源如ThePolymerTechnologyGroup，例如PurSil購得。在本發明方法的實施方案中，溶液或混懸液中聚合物的量為約0.1％-約10％(重量/重量)且更優選約0.25％-約2％(重量/重量)。在其中一個實施方案中，本發明的方法涉及其中可溶聚合物是三乙酸纖維素和Nafion組合的方法。如果其中一種聚合物不溶于所選溶劑中，則不得不將其混懸于溶液中。雖然溶解聚合物中有效粒子的混懸液并不特殊(見，例如，美國專利No.6,355,058)，但本發明方法中所用的粒子卻是特殊的，這在于，優選，它們的大小必須小于最終涂層厚度的約1/10，即優選低于約5μm，甚至更優選低于約1μm。在粒子之中優選硅氧烷和氟聚合物，這是由于這些材料較高的氧透過性。在本發明方法的實施方案中，使用聚二甲基硅氧烷，例如，其從DowCorning獲得，商品名DC360(Medicalgrade)，具有至少600cSt且更優選至少約12,500cSt的粘度。為了使聚合物溶劑化，可使用一種或多種溶劑。可使用很多有機溶劑如單獨的四氫呋喃，六甲基二硅氧烷，八甲基三硅氧烷，十甲基四硅氧烷，二甲基甲酰胺，己烷和庚烷或組合。此外，可使用水與一種或多種有機溶劑的組合。在本發明方法的實施方案中，溶劑是四氫呋喃，六甲基二硅氧烷和水的混合物，比例(重量/重量)為60-100％四氫呋喃，0-25％六甲基二硅氧烷和0-10％水且更優選70-90％四氫呋喃，10-20％六甲基二硅氧烷和0-10％水。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中一種聚合物為聚氨酯或聚氨酯共聚物的組合，例如聚氨酯/聚環氧乙烷或聚氨酯/聚二甲基硅氧烷。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中一種聚合物為來源于Thermedics的TecophilicHP-60D-20。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中一種聚合物為來源于ThePolymerTechnologyGroup的Pursil。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中一種聚合物為三乙酸纖維素或三乙酸纖維素和Nafion的組合。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其它聚合物選自聚二甲基硅氧烷，氟聚合物，和硅氧烷。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中的聚二甲基硅氧烷具有至少約600cSt，更優選至少約12,500cSt的粘度。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中的聚二甲基硅氧烷為來源于DowCorning的DC360(12500cSt，醫用級)。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中超過約90％，優選超過約95％，更優選超過約99％的一種聚合物溶于溶劑中。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中的最后一層由3或4種不同的聚合物構成。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中，在步驟b)，d)等的一步或多步中，使用含有3種不同聚合物的溶液或混懸液。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中，步驟a)的溶液或混懸液中的聚合物量為約0.1％-約10％，更優選約0.25％-約2％(重量/重量)。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中的基材包括用其它膜層如酶層或其它聚合物膜任選涂覆的電極。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中的基材為聚酰亞胺或聚酯。在其中一個實施方案中，本發明的方法是將膜涂覆在通過篩網印花技術或薄膜技術形成的電極上。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中的電極包括鉑。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中的溶劑選自四氫呋喃、六甲基二硅氧烷，八甲基三硅氧烷，十甲基四硅氧烷，二甲基甲酰胺，己烷，庚烷，和這些溶劑中的兩種或多種的混合物。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中的溶劑由水和兩種或多種有機溶劑的混合物組成。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中所用溶劑為四氫呋喃，六甲基二硅氧烷，和水的混合物。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中四氫呋喃的含量為約60％-約100％(重量/重量)，優選約70％-約90％(重量/重量)。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中六甲基二硅氧烷的含量為約0％-約25％(重量/重量)，優選約10％-約20％(重量/重量)。在其中一個實施方案中，本發明的方法是溶劑中水的含量為約0％-約10％(重量/重量)。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中步驟b)，d)等的聚合物溶液或混懸液的涂覆通過粒子產生過程進行。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中步驟b)，d)等的溶液或混懸液的涂覆通過使用具有氣源的噴嘴的噴涂過程進行。在其中一個實施方案中，本發明的方法是在聚合物溶液/混懸液到達基材(即，在步驟b)，d)等中蒸發)之前，約80％-約99％(體積/體積)的溶劑被蒸發。在其中一個實施方案中，本發明的方法是從使聚合物溶液或混懸液中存在的剩余量溶劑的大部分蒸發的步驟開始，到使聚合物溶液或混懸液中存在的剩余量溶劑的大部分蒸發的在前步驟(例如，從步驟b)開始到步驟d)開始)的周期為約50毫秒-約10秒。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中步驟b)，c)，d)，e)等的總數為至少約30，優選至少約100，更優選至少約500。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中用于步驟b)，d)等的聚合物溶液或混懸液具有相同或基本上相同的組成。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中步驟b)，d)等所用的聚合物溶液或混懸液沒有相同或基本上相同的組成。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中所用第一層為其中一種聚合物的引物，而下一層由另一種聚合物溶液制備。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中同時或順序使用不止一個噴嘴噴涂相同或不同的聚合物溶液。在其中一個實施方案中，本發明的方法是在下一步中使用更多量按照步驟a)所述制備的聚合物溶液或混懸液之前，最后一步所用聚合物溶液或混懸液中溶劑的含量低于約19％(體積/體積)，優選低于約10％，更優選低于約1％。在其中一個實施方案中，本發明的方法是該層包括聚合物的其中一相，聚合物的第二相分散其中。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中分散的聚合物具有低于約5μm，優選低于約1μm的域大小。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中沉積層的厚度低于約5μm，優選低于約1μm，甚至更優選低于約100nm。在其中一個實施方案中，本發明的方法是混懸液或溶液中聚合物的量為約0.1％-約10％，更優選約0.25％-約2％(重量/重量)。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中所用的溶劑是四氫呋喃，二甲基甲酰胺，醇，或水或上述溶劑的混合物。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中所用的溶劑包括抗氧劑，如丁化羥基甲苯。在其中一個實施方案中，本發明的方法是所用溶液中四氫呋喃的含量為約60％-約100％(體積/體積)，更優選約70-約90％。在其中一個實施方案中，本發明的方法是其中聚二甲基硅氧烷的溶液優選自六甲基二硅氧烷，八甲基三硅氧烷，十甲基四硅氧烷，或其混合物。雖然本發明已經首要提到溶液中葡萄糖濃度的測定，但應了解本發明的膜不限于該材料的使用，而且可用于其它化合物的濃度測定。本領域的技術人員應了解前面的概述和下列的詳述是本發明的舉例和解釋，而不是其限制。因此，可在不犧牲本發明主要優點的前提下，在權利要求的范圍和精神內進行變化。參考文獻在此處的提及不認為它構成現有技術。此處的詞語“包含”被廣泛解釋為“包括”、“含有”或“包含”(參見，例如，GuidelinesforExaminationintheEuropeanPatentOffice，2000，partC，chapterIII，4.13)。此處提及的所有文章均引入作為參考。提出下列實施例是為了舉例說明，而不是限制本發明的范圍。具體實施例方式實施例1本實施例舉例說明如何通過將聚合物溶液的混合物噴在基材上產生膜而制備用于檢測葡萄糖的生物傳感器的膜。將商購的聚氨酯，其與干樹脂重量相比溶脹20％，溶于9.5THF:0.5H2O中。將溶于六甲基二硅氧烷的18.65重量％(聚合物總的干重)聚二甲基硅氧烷分散在聚氨酯溶液中，得到本發明的膜。將40ml毫-Q-水加入到760ml四氫呋喃中，得到724g的總質量。然后將3.64g聚氨酯，(tecophilicHP-60D-20，購自Thermedics)，其已在烘箱中55℃干燥了至少3小時，加入到溶劑中。攪拌0.5％tecophilicHP-60D-20溶于9.5THF:0.5H2O的溶液至少60小時。將4.5g聚二甲基硅氧烷(DC360，12500cSt，購自DowCorning)加入到900ml六甲基二硅氧烷(OS10購自DowCorning)中，得到溶于六甲基二硅氧烷中的0.65重量％聚二甲基硅氧烷。將溶于六甲基二硅氧烷中的128.41g0.65重量％聚二甲基硅氧烷加入到800ml0.5重量％tecophilic溶于9.5THF:0.5H2O的溶液中，并攪拌該溶液直到硅氧烷完全溶劑化(約30min)。然后，計算出硅氧烷與總量聚合物之間的關聯為18.65％。使用0.3mm噴嘴噴涂該溶液，其中氣流運載1.8E-4m3/h物料流，壓力為2巴。在噴涂過程中，以33RPM將所要噴涂的物體旋轉安裝在轉臺上，由此在連續涂層之間產生約1.8秒的蒸發時間。噴涂該膜共70分鐘，膜的總厚度約30μm。共涂覆了2310層。產品的ATR-FTIR(衰竭的總反射傅里葉轉換紅外)光譜(見圖8)顯示出源于聚氨酯和聚二甲基硅氧烷的預期譜帶。實施例2本實施例舉例說明按照本發明構造的涂膜生物傳感器的評價。一種兩個電極的系統(見電流分析氧化還原酶型生物傳感器的定義)，其中外膜是使用具有實施例1所述組成的約35μm厚的膜噴涂的。在較低的氧張力(30-60mmHg)下，將傳感器浸沒在標準PBS緩沖液(pH7.4，150mMNaCl)中，隨后對浸沒施加1.1伏特的初始脈沖共360秒。將傳感器保持在0.6V下進行剩余測量。等待60-70分鐘后，傳感器達到恒定背景，并將1，2.00，2.99，4.98，6.95，9.90，14.8，19.6，24.4，29.1，33.8，和38.5mM濃度的葡萄糖加入到溶液中測量反應的線性。每次加入葡萄糖后，使溶液平衡10分鐘。連續攪拌該溶液(磁攪拌器，IKA彩色超導量子干涉元件磁攪拌器，攪拌速度設置10點)。典型傳感器響應在圖9描述的圖形中表示。傳感器響應在1-40mM之間是線性的，其清楚地表明氧濃度對傳感器響應沒有限制。在聚氨酯中沒有加入聚硅氧烷的膜在較低濃度下顯示出信號的飽和。實施例3本實施例舉例說明如何可通過浸涂將由聚氨酯和硅氧烷構成的膜涂在電極上。在浸沒在膜溶液中前，將電極浸沒在表面增強劑中，使最終所得膜的均勻性達到最佳。溶于乙醇中的15wt％TritonX-100(Sigma-Aldrich)用作表面增強劑。該膜溶液由4.45wt％TecoflexEG-80A(ThermedicsInc.)和0.85wt％聚二甲基硅氧烷(DC360，12500cSt，DowCorning)溶于四氫呋喃中的溶液構成。通過單一垂直浸沒涂覆該膜，得到10μm厚膜。實施例4本實施例舉例說明如何構造含有兩種類型的聚氨酯和一種類型的硅氧烷的膜。將1.82gTecoflexEG-80A和1.82gTecophilicHP-60D-20(兩種聚氨酯購自ThermedicsInc.)在800ml9.75THF:0.25H2O中溶劑化。攪拌該溶液至少60小時。然后將128.41g聚二甲基硅氧烷溶液(按照實施例1所述制備)加入到該溶液中，由此得到聚合物總干重18.65％的硅氧烷。兩個電極的系統，其中使用約4μm厚的葡萄糖氧化酶層預涂的工作電極是使用本實施例中所述的溶液噴涂的，從而獲得約20μm厚的本發明的膜。實施例5本實施例舉例說明如何構造含有兩層兩種聚氨酯的膜，其中每種均含有聚二甲基硅氧烷。使3.64gTecoflexEG-80A在800mlTHF中溶劑化，并向其中加入128.41g按照實施例1制備的聚二甲基硅氧烷溶液。兩個-電極的系統，其中工作電極使用葡萄糖氧化酶層涂覆，是使用上述溶液噴涂的，從而獲得膜層，其中Tecoflex層厚1-5μm。隨后，將實施例1所述溶液噴涂在該膜上部，厚度為1-25μm，從而獲得高于0.4nA/mM/mm2的靈敏度。實施例6本實施例舉例說明如何進行本發明聚合物薄膜的拉伸試驗。就該目的而言，厚度(30μm)可與本發明外膜相比較的商購聚合物InspireTM2301(www.inspirecomponents.com)用于證實該方法并作為參考點。將聚合物薄膜切割成約10×20mm2大小的片，使用精確度±1μm的精密測微計測量工具測量厚度。拉伸試驗在Lloyds儀器拉伸裝備LR5K上進行，其中使用20牛頓測量頭進行測量，因為先前的實驗已經顯示所用聚氨酯-硅氧烷薄膜得到極限拉伸強度所需的力為1-10牛頓。利用30mm/min伸長率向聚合物膜施加應力，直到膜破裂。應力σ被定義為樣品上的力P與原始橫截面面積之間的比值，A0∶σ＝P/A0，應變ε被定義為樣品長度變化Δl與其原始長度之間的比值l0∶ε＝Δl/l0。圖12表示從商購聚氨酯InspireTM2301獲得的應力應變曲線。權利要求1.一種具有較高氧透過性(對于氧的透過性)的膜，它包含一種聚合物(或可混溶聚合物的混合物)的連續相和第二種高分子量聚合物的離散域，其中各相中的聚合物是不混溶的，且其中第二種高分子量聚合物具有約20μm-約1nm，優選約10μm-約10nm，更優選約5μm-約50nm的域大小，且，當所述產品用作葡萄糖氧化酶型生物傳感器的密集或大部分密集的外膜時，它在使用此處定義的所述葡萄糖氧化酶型生物傳感器進行葡萄糖測量的體內使用過程中，導致a)信躁比大于3，b)靈敏度大于0.4nA/mM/mm2，c)擴大的葡萄糖測量的線性范圍，d)良好的化學穩定性，和e)良好的機械穩定性。2.根據權利要求1所述的膜，其中兩種聚合物之一是親水聚合物。3.根據前述權利要求任何一項所述的膜，其中兩種聚合物之一是疏水聚合物。4.根據前述權利要求任何一項所述的膜，其中存在的任意親水聚合物是水可溶脹性的聚氨酯或聚氨酯嵌段共聚物的組合物，例如，聚氨酯/聚環氧乙烷，聚氨酯/聚四亞甲基醚二醇，或聚氨酯/聚二甲基硅氧烷。5.根據前述權利要求任何一項所述的膜，其中聚氨酯-聚硅氧烷嵌段共聚物用作使聚硅氧烷域穩定的增容劑/乳化劑。6.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其中不混溶聚合物之一是PU/PEO或PU/聚四亞甲基二醇(稱作PTMG)共聚物。7.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其中親水聚合物優選來源于ThermedicsInc.的稱作Tecophilic的基于脂族聚醚的聚氨酯家族，更優選來源于ThermedicsInc.的TecophilicHP60D-20。8.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其中疏水聚合物是聚二甲基硅氧烷，優選來源于DowCorning的DC360(粘度12,500cSt，醫用級)。9.根據前述權利要求所述的膜，其由溶脹其干樹脂重的約1％-約50％，優選約5-約40％，更優選約10-約30％，最優選溶脹約20％的親水聚合物制備。10.根據前述權利要求任意一項所述的膜，它含有一種或多種親水聚合物。11.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其中任意疏水聚合物的分子量為至少約10kDa，優選至少約20kDa，更優選至少約30kDa，最優選約42kDa，且優選不超過約60kDa。12.根據前述權利要求任意一項所述的膜，厚度為約1μm-約60μm，優選約5μm-約50μm，更優選約20μm-約40μm，最優選約35μm。13.根據前述權利要求任意一項所述的膜，體積為約0.01×10-10m3-約250×10-10m3，優選約0.5×10-10m3-約150×10-10m3，更優選約10-10m3-約50×10-10m3，最優選約5×10-10m3。14.根據前述權利要求任意一項所述的膜，在此處定義的濕潤條件下的極限拉伸強度為約0.1MPa-約50MPa，優選約1MPa-約40MPa，更優選約2MPa-約30MPa，最優選約8MPa。15.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其中聚合物的最大伸長率為其原始長度的約150％-約800％，優選約200％-約700％，更優選約250％-約600％。16.根據前述權利要求任意一項所述的膜，具有此處定義的足夠的體內生物相容性。17.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其中所述親水性水可溶脹性的材料是聚氨酯。18.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其中疏水材料的含量為總重量的約1％-約50％(重量/重量)，優選約5％-約25％，更優選約8％-約20％，最優選約18.6％。19.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其是使用具有約7×10-12-約7×10-10cm3×cm/(cm2×s×Pa)，優選約1.4×10-11-約3.5×10-10cm3×cm/(cm2×s×Pa)，更優選約2.3×10-11-約2.1×10-10cm3×cm/(cm2×s×Pa)，最優選約7×10-11cm3×cm/(cm2×s×Pa)氧透過性的疏水聚合物制備的。20.根據前述權利要求任意一項所述的膜，可在不以不希望的方式改變性質的情況下，使用2×25kGy劑量將其電子束滅菌。21.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其具有生產后至少232天的長期穩定性。22.一種在6℃-45℃的范圍中沒有相轉變的膜。23.根據前述權利要求任意一項所述的膜，其是從具有高于約5000厘沱，優選高于約10,000厘沱，更優選高于約12,000厘沱粘度的疏水材料制備的。24.一種用于測量被分析物和氧反應的可植入性生物傳感器，所述傳感器的工作電極包括酶層，其特征在于所述生物傳感器具有由前述權利要求任意一項所述的薄構成的外膜。25.根據前述權利要求所述的可植入性生物傳感器，其特征在于被分析物是葡萄糖。26.根據前述生物傳感器權利要求任意一項所述的可植入性生物傳感器，其特征在于所述酶是葡萄糖氧化酶。27.根據前述生物傳感器權利要求任意一項所述的可植入性生物傳感器，具有此處定義的足夠低的啟動時間。28.根據前述生物傳感器權利要求任意一項所述的可植入性生物傳感器，當插入到皮下組織中時，具有長達3天的穩定的生物傳感器響應。29.根據前述生物傳感器權利要求任意一項所述的可植入性生物傳感器，包含雙層膜，其中最內層，其在電流分析生物傳感器(參見圖1)中，與電極最接近，由PU/PDMS或PU制成，且最外層由PU-PEO，PU-PTMG，PU-PEO/PDMS，PU-PTMG/PDMS，PU/PU-PEO/PDMS，或PU/PU-PTMG/PDMS制成。30.根據前述生物傳感器權利要求任意一項所述的可植入性生物傳感器，包括三層膜，其中最內層由PU，PU-PEO，或PU-PTMG構成，第二層由PU-PEO/PDMS，PU-PTMG/PDMS，PU/PU-PEO/PDMS，PU/PU-PTMG/PDMS構成，且第三層由PU-PEO或PU-PTMG構成。31.一種由前述產品權利要求任意一項所述的膜構成的兩相或多相生物相容性膜。32.一種用于將由兩種不混溶聚合物構成的層放置在基材上的方法，例如，用于制備前述膜權利要求任意一項所述的膜，其特征在于a)使用溶劑，制備含有一種或多種聚合物的溶液或混懸液，b)將一部分所述聚合物溶液或混懸液通過噴嘴涂在所述基材上，以這樣的一種方式，在聚合物溶液/混懸液到達基材之前，一定量的所述溶劑被蒸發，c)在剩余部分的聚合物溶液或混懸液達到基材之后，使存在于聚合物溶液/混懸液中的大部分剩余量的溶劑被蒸發，d)將一部分所述聚合物溶液或混懸液通過噴嘴涂在所述基材上，以這樣的一種方式，在聚合物溶液/混懸液到達基材之前，一定量的所述溶劑被蒸發，e)在剩余部分的聚合物溶液或混懸液達到基材之后，使存在于聚合物溶液/混懸液中的大部分剩余量的溶劑被蒸發，并g)按照步驟b)所述將溶液或混懸液反復涂在所述基材上并按照步驟b)和c)所述使溶劑蒸發，以這個順序總共進行至少約30步。33.此處所述任意新的特征或特征的組合。全文摘要本發明涉及新的用于生物傳感器的兩相生物相容性半透膜，且特別涉及用于酶對葡萄糖體內感應中的均勻膜。所述膜包含具有水可溶脹性的聚氨酯的連續親水相，其中分散聚二甲基硅氧烷離散粒子。此外，具有作為用于體內血液葡萄糖水平連續測定的生物傳感器外膜的良好性質的膜可通過大量噴涂步驟，例如，超過20步噴涂聚合物溶液來制備。文檔編號C12Q1/00GK101018599SQ200580030187公開日2007年8月15日申請日期2005年8月15日優先權日2004年8月16日發明者C·C·羅斯梅瑟爾,M·C·薩布拉,M·杰斯滕伯格,K·格萊耶伯爾,T·布克－拉斯姆森申請人:諾和諾德公司