RESULTSNoninvasive intravascular gl

RESULTSNoninvasive intravascular glucose measuring principle and the skin-like biosensorsHere, we present a strategy for a fully noninvasive biosensor system for intravascular blood glucose monitoring.The system consists of a flexible biocompatible paper battery and ultrathin skin-like biosensors. The paper battery is first attached to the skin to generate subcutaneouselectrochemical twin channels (ETCs).The ETCs act through hyaluronic acid (HA) penetration into the ISF (anode channel), intravascular blood glucose refiltration from vessels, and glucose reverse iontophoresis to the skin surface (cathode channel).Under the paper battery anode, high-density positively charged HA is transdermally repelled into the ISF. Extra HA increases the ISF osmotic pressure and breaks the balance between ISF filtration and reabsorption, thus promoting intravascular blood glucose refiltration at the arterial ends and reducing the reabsorption at the venous ends.A higher molar glucose concentration in the ISF also increases the flux of reverse iontophoresis in low-current occasions.As a result, more intravascular blood glucose is driven out of the vessel and is transported to the skin surface. The measurement of “real” blood glucose (that is, the glucose previously existed in the blood together with the glucose previously in the ISF) greatly improves the blood glucose correlation.Next, the ultrathin skin-like biosensors completely conform to the skin and measure the outward-transported glucose driven by ETCs.These biosensors are multilayered with “sand dune” nanostructures, which exhibit better electrochemical properties and higher sensitivity.The layers of the biosensor, from bottom to top, are polymethylmethacrylate (PMMA) (80 nm), polyimide (PI) (1.6 mm), a nanostructured deposited gold thin film (100 nm), an electrochemically deposited nanometer transducer layer (51.8 nm), and a transfer/glucose oxidase (GOx) immobilization layer (~1 mm). We first fabricate the biosensors on the silicon wafers with various shapes and then transfer-printed (26–28) them by bionic “capillary grabbing.” The transfer-printed biosensors are ultrathin, skin-like, and flexible .The total thickness of the multilayer biosensor is approximately 3 mm so that the biosensor fully conforms to the skin with intimate contact.The conformal contact with dermal ridges increases the contact areas between the biosensor and outward-transported glucose on the skin. A larger surface energy reinforces the absorption of glucose on the biosensor surface. As a result, we can collect more glucose and measure it by such biosensors, thereby improving them easurement accuracy and signal-to-noise ratio of in vivo measurements.

結果 (繁體中文) 1:

結果
無創血管內的血糖測量原理和皮膚般的生物傳感器
在這裡，我們提出了一個戰略血管內血糖監測完全非侵入性的生物傳感器系統。
該系統包括一個柔性的生物相容紙電池和超薄皮膚狀生物傳感器。紙電池首先被附接至皮膚以產生皮下
電化學雙通道（ETCS）。
的作用ETCS通過透明質酸（HA）滲透到ISF（陽極通道），從血管的血管內血糖refiltration，和葡萄糖反向離子電滲到皮膚表面（陰極信道）。
下的紙電池陽極，高密度帶正電的HA經皮排斥到ISF。額外HA增加ISF滲透壓和打破ISF過濾和重吸收之間的平衡，從而促進在動脈血管內端部血糖refiltration和減少再吸收在靜脈的端部。
在ISF較高摩爾葡萄糖濃度也增加反向離子電滲的在低電流的場合的通量。
其結果是，更血管內血糖被驅動，從容器中並且被輸送到皮膚表面。
“真正的”血糖測量（即，在血液中與在先前ISF中的葡萄糖以前存在一起的葡萄糖）極大地提高了血糖相關性。
接著，將超薄皮膚狀生物傳感器完全符合皮膚並測量向外輸送葡萄糖通過ETCS驅動。
這些生物傳感器是多層的用“沙丘”納米結構，其表現出更好的電化學性能和更高的靈敏度。
生物傳感器的層，從下到上，是聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）（80納米），聚酰亞胺（PI）（1.6毫米），納米結構化沉積的金薄膜（100納米），電化學沉積納米換能器層（51.8納米），以及傳送/葡萄糖氧化酶（GOx）固定化層（約1毫米）。
我們首先通過仿生製造與各種形狀的矽晶片的生物傳感器，然後轉印的（26-28）他們“毛細管斂。”
轉印的生物傳感器超薄，皮膚等，和柔性的。
多層生物傳感器的總厚度為大約3mm，使得生物傳感器完全符合緊密接觸皮膚。
與真皮脊共形接觸增加了生物傳感器和向外輸送的葡萄糖對皮膚之間的接觸面積。
較大的表面能增強葡萄糖的生物傳感器表面上的吸收。其結果是，我們可以收集更多的葡萄糖，並通過這樣的生物傳感器測量它，由此提高它們easurement精度和信噪比體內測量。

結果 (繁體中文) 2:

結果
非侵入性血管內葡萄糖測量原理與皮膚狀生物感應器
在這裡，我們提出了一個完全非侵入性生物感應器系統的策略，用於血管內血糖監測。
該系統由靈活的生物相容性紙電池和超薄皮膚狀生物感應器組成。紙電池首先連接到皮膚，以產生皮下
電化學雙通道 （ETCs）。
ETCs 通過透明質酸 （HA） 滲透到 ISF（陽極通道）、血管內血糖從血管重新過濾以及葡萄糖反向電泳到皮膚表面（陰極通道）來作用。
在紙電池陽極下，高密度正帶電HA被轉入ISF。額外的 HA 會增加 ISF 滲透壓力，打破 ISF 過濾和再吸收之間的平衡，從而促進動脈末端的血管內血糖再過濾，並減少靜脈端的再吸收。
ISF 中較高的摩爾葡萄糖濃度也會增加低電流場合反向電泳的通量。
因此，更多的血管內血糖被擠出血管，並輸送到皮膚表面。
測量"真實"血糖（即以前存在於血液中的葡萄糖和以前在ISF中的葡萄糖）可以極大地改善血糖相關性。
接下來，超薄皮膚狀生物感應器完全符合皮膚，並測量由ETCs驅動的外運葡萄糖。
這些生物感應器採用多層"沙丘"納米結構，具有較好的電化學特性和更高的靈敏度。
生物感應器的層，從下到上，是聚甲基丙烯酸酯 （PMMA） （80 nm）， 聚醯亞胺 （PI） （1.6 毫米）， 納米結構沉積金薄膜 （100 nm）， 電化學沉積納米感應器層 （51.8 nm）， 轉移/葡萄糖氧化酶 （GOx） 固定層 （±1 mm）.
我們首先用各種形狀在矽晶片上製造生物感應器，然後通過仿生"毛細管抓取"轉移印刷（26-28）。
轉移印刷的生物感應器是超薄，皮膚一樣，靈活。
多層生物感應器的總厚度約為 3 mm，因此生物感應器完全符合與皮膚親密接觸。
與皮膚脊的順形接觸增加了生物感應器和外運葡萄糖在皮膚上的接觸區域。
更大的表面能量會增強生物感應器表面葡萄糖的吸收。因此，我們可以收集更多的葡萄糖，並通過這樣的生物感應器進行測量，從而提高其在體內測量的測量精度和信噪比。

結果 (繁體中文) 3:

結果
無創性血管內血糖量測原理及皮膚樣生物感測器
在此，我們提出了一種用於血管內血糖監測的全無創生物感測器系統的策略。
該系統由柔性生物相容性紙電池和超薄類皮膚生物感測器組成。紙電池首先附著在皮膚上產生皮下
電化學雙通道（ETCs）。
ETCs通過透明質酸（HA）滲透到ISF（陽極通道）、血管內血糖再灌注和葡萄糖反向離子導入皮膚表面（陰極通道）起作用。
在紙電池陽極下，高密度正電荷HA經皮排斥到ISF中。額外的HA新增ISF滲透壓，打破ISF過濾和再吸收之間的平衡，從而促進動脈端的血管內血糖再吸收，减少靜脈端的再吸收。
ISF中較高的摩爾葡萄糖濃度也新增了低電流情况下反向離子導入的流量。
結果，更多的血管內血糖被排出血管，並被輸送到皮膚表面。
量測“真實”血糖（即先前存在於血液中的葡萄糖和先前存在於ISF中的葡萄糖）可大大改善血糖相關性。
接下來，超薄的類皮膚生物感測器完全符合皮膚，並量測由ETCs驅動的向外轉運的葡萄糖。
這些生物感測器是具有“沙丘”納米結構的多層膜，具有較好的電化學效能和較高的靈敏度。
從下到上的生物感測器層為聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）（80 nm）、聚醯亞胺（PI）（1.6 mm）、納米結構沉積金薄膜（100 nm）、電化學沉積納米感測器層（51.8 nm）和轉移/葡萄糖氧化酶（GOx）固定層（約1 mm）。
我們首先在不同形狀的矽片上製作生物感測器，然後通過仿生“毛細管抓取”將其轉移到印刷（26-28）上
轉移印刷生物感測器是超薄的，皮膚狀的，靈活的。
多層生物感測器的總厚度約為3毫米，使生物感測器完全符合皮膚的密切接觸。
與真皮脊的共形接觸新增了生物感測器與皮膚上向外輸送的葡萄糖之間的接觸面積。
較大的表面能加强了葡萄糖在生物感測器表面的吸收。囙此，我們可以收集更多的葡萄糖並用這種生物感測器進行量測，從而提高體內量測的精度和信噪比。