本發(fā)明涉及一種生物傳感器領域，具體涉及一種柔性生物電極。

背景技術：

生物傳感器用于生物體內(nèi)組分測定，越來越廣泛，比如組織液葡萄糖的濃度分析。通過使用生物酶電極、化學電極、物理電極、生物電極、分光光度計電極、測定偏振的電極、測定熱的電極、測定輻射的電極、免疫化學的電極等類似電極將生物體內(nèi)的化學物質(zhì)轉(zhuǎn)化成可探測的信號，如電流信號、光信號、熱信號等等。本發(fā)明主要涉及到電流型生物傳感器。例如國際申請?zhí)朠CT/US2005/032102，國際公布號WO/2006/029293，公開了一種血液接觸傳感器，其包括一個傳感器可以監(jiān)測到樣品的存在及其的裝配工具，裝配工具有一個傳感器終端，固定在傳感器上，以及裝配工具時適合于靜脈流裝置聯(lián)合使用。

為了更進一步改善以上述“血液接觸傳感器”為例的連續(xù)血糖監(jiān)測系統(tǒng)中，葡萄糖傳感器兼容性、穩(wěn)定性等特性，美國申請?zhí)朥S20130126349公開了一種持續(xù)性生物傳感器的制備方法。授權公告號CN102469966B中國發(fā)明專利公開了一種持續(xù)分析物測量系統(tǒng)和用于植入它們的系統(tǒng)和方法，其中系統(tǒng)由基座、傳感器、電子元件、處理單元構成。授權公告號CN201492421U的中國實用新型專利公開了一種可實現(xiàn)動態(tài)血糖檢測的動態(tài)血糖儀，由傳感器、發(fā)射器、接收處理器組成。CN101530327A，公開了一種皮下組織實時監(jiān)測用針狀電流測定式葡萄糖傳感器及其制作方法，其包括一個針狀式參考電極和至少一個針狀式工作電極，工作電極由里至外依次為導電層、高分子材料內(nèi)膜層、酶膜層、高分子材料控制擴散層；該傳感器雖然通過針狀式電極能夠直接植入皮下組織，但是由于該裝置包括一個針狀式參考電極和至少一個針狀式工作電極，植入皮下組織時創(chuàng)傷大。此外，該裝置的導電層由金屬基體、金屬過渡層和貴金屬層由內(nèi)而外組成，由于金屬過渡層、貴金屬層均需要附著到金屬基體表面，制作成本高、加工工藝繁雜。

現(xiàn)有技術中，該類傳感器也有以柔性聚合物薄膜為基底，在其上印刷碳電極或沉積金屬電極，通過電極的層層組裝或平面錯位排布形成電化學三電極檢測系統(tǒng)；或者直接利用極細的金屬線實現(xiàn)。但這些方法大都工藝復雜，規(guī)?；潭鹊停沟眠@類產(chǎn)品生產(chǎn)成本高，價格昂貴。

技術實現(xiàn)要素：

針對現(xiàn)有技術的不足，本發(fā)明的目的在于提供一種柔性生物電極，該電極結構簡單，易于制備，且檢測準確率高，方便病人監(jiān)測病情。

為解決現(xiàn)有技術問題，本發(fā)明采取的技術方案為：

一種柔性生物電極，包括電極載體和包裹電極載體的聚合物水凝膠層，所述電極載體與聚合物水凝膠層之間設有第一導電層和第二導電層，所述第一導電層和第二導電層分別位于電極載體的兩面，所述第一導電層上設有兩個獨立且不相導通的感測區(qū)域和空白區(qū)域，所述感測區(qū)域上設有酶生化感測層。

作為改進的是，所述電極載體為與生物相容性好的聚合物薄膜，厚度為20-200μm。

進一步改進的是，所述聚合物薄膜為聚酰亞胺樹脂或聚對苯二甲酸乙二醇酯。

作為改進的是，所述第一導電層和第二導電層的導電材料為金、銀或碳，厚度為2-20μm。

作為改進的是，所述感測區(qū)域與空白區(qū)域的材料為鉑或鈀，大小形狀相同，厚度為2-10μm。

作為改進的是，所述酶生化感測層厚度為0.1-0.3mm，長度為0.1-5mm。

作為改進的是，所述第二導電層上沉積參比-對電極層，厚度為5-20μm，所述參比-對電極層的材料為銀或氯化銀。

進一步改進的是，所述沉積方式為氣象沉積、浸涂、電鍍、化學鍍或印刷中任一種，所述銀與氯化銀的質(zhì)量比為50:50-80:20。

作為改進的是，所述聚合物水凝膠層的厚度為20-40μm。

與現(xiàn)有技術相比，一種柔性生物電極通過在同一載體上增加空白電極對照，組成四電極系統(tǒng)，可以提高傳感器電極的準確度及抗干擾能力。將工作電極和參比-對電極以及感測區(qū)域和參比區(qū)域設計在同一電極載體上，規(guī)避了傳感器層層組裝工藝所帶來的加工困難及不良品率高的缺點，利用應用該方法能夠有效簡化加工工藝、易于實現(xiàn)規(guī)?；a(chǎn)、降低生產(chǎn)成本，同時具有寬線性范圍、低檢測限、強抗干擾性、高響應靈敏度、以及長期穩(wěn)定性等特性。

附圖說明

圖1是本發(fā)明柔性生物電極的截面結構示意圖，其中1為電極載體，2為第一導電層，3為第二導電層，4為感測區(qū)域， 7為聚合物水凝膠層。

圖2是本發(fā)明柔性生物電極的俯視結構示意圖，其中，5為空白區(qū)域，6為酶生化感測層；

圖3為本發(fā)明實施例2的生物電極在不同葡萄糖濃度下的電流相應測試曲線圖；

圖4為本發(fā)明實施例2的生物電極在葡萄糖濃度瞬間改變之后（0mmol/l變化到3mmol/l）平衡穩(wěn)定性測試結果。

圖5本發(fā)明實施例2和實施例3的生物電極用于測試含有抗壞血酸、尿酸和醋氨酚等干擾物的葡萄糖溶液時的曲線圖。

具體實施方式

下面結合附圖詳細說明本發(fā)明的優(yōu)選技術方案。

一種柔性生物電極，包括電極載體1和包裹電極載體1的聚合物水凝膠層7，所述電極載體1與聚合物水凝膠層7之間設有第一導電層2和第二導電層3，所述第一導電層2和第二導電層3分別位于電極載體1的兩面，所述第一導電層2上設有兩個獨立且不相導通的感測區(qū)域4和空白區(qū)域5，所述感測區(qū)域4上設有酶生化感測層6。

作為改進的是，所述電極載體1為與生物相容性好的聚合物薄膜，厚度為20-200μm。聚合物薄膜太厚，會導致柔性生物電極的直徑過大，在植入人體的過程中易造成較大的創(chuàng)傷口。在沉積第一導電層2和第二導電層3之前，必須對聚合物薄膜進行清洗去除雜質(zhì)，其中，清洗聚合物薄膜的清洗劑先為非極性溶劑再為極性溶劑。

進一步改進的是，所述聚合物薄膜為PI或PET。

作為改進的是，所述第一導電層2和第二導電層3的導電材料為金、銀或碳，厚度為2-20μm。

作為改進的是，所述感測區(qū)域4與空白區(qū)域5的材料為鉑或鈀，大小形狀相同，厚度為2-10μm。以保證空白區(qū)域能的背景信號能完全復制感測區(qū)域的背景信號。

作為改進的是，所述酶生化感測層6厚度為0.1-0.3mm，長度為0.1-5mm。

作為改進的是，所述第二導電層3上沉積參比-對電極層7，厚度為5-20μm，所述參比-對電極層7的材料為銀/氯化銀。

進一步改進的是，所述沉積方式為氣象沉積、浸涂、電鍍、化學鍍或印刷中任一種，所述銀與氯化銀的質(zhì)量比為50:50-80:20。

作為改進的是，所述聚合物水凝膠層6的厚度為20-40μm。聚合物水凝膠層用的材料是由本領域技術人員已知的聚四氟乙烯、聚烯烴、聚酰胺、聚二甲基硅氧烷、聚氨酯、聚碳酸酯、聚脲纖維素乙酸酯、Nafion、聚酯磺酸等等材料通過溶液揮發(fā)技術制備的親水性膜。親水性膜的制備技術是由本技術領域人員熟知多種傳感器內(nèi)膜外膜制備技術，可通過溶液的技術比如噴霧、浸漬、澆鑄、旋涂、涂覆等類似技術進行實現(xiàn)成膜。該技術的實現(xiàn)是通過易揮發(fā)的液體，比如水和有機溶劑，在傳感器電極形成一層聚合物溶液后，蒸發(fā)留下的聚合物膜。蒸發(fā)方式可以是熱、高能輻射、紫外光或者是負壓。當傳感器植入生物體組織后，在組織液的浸潤下，親水性膜逐漸膨脹，形成聚合物水凝膠層。

實施例2

除酶生化感測層6為葡萄糖氧化酶層，其他同實施例1。

上述柔性生物電極的制備方法，包括以下步驟：

步驟1，電極載體預處理

選取PI為電極載體，將厚度至少為20μm的高分子薄膜材料切成；

步驟2，預處理

清洗 將步驟1的片材分別置于丙酮、乙醇、去離子水中超聲5min 后烘干，去除表面的油污，備用將清潔后的片材浸入多巴胺鹽酸鹽溶（pH8.5，2mg/ml）中，并在室溫下置于脫色搖床上，在空氣中氧化24h后，在片材表面形成一層聚多巴胺，然后放入去離子水中浸泡清洗8h后，置于80℃烘箱中干燥；

沉積活化層 將干燥后的片材浸入 0.1wt%的十八烷基三甲基氯化銨（STAC）溶液中靜置5s后取出晾干，然后置于鉑納米溶膠中30min，在片材表面吸附納米鉑顆粒層，取出后用去離子水沖洗表面，去除未固定化的鉑納米顆粒后晾干；

步驟3，制備第一導電層和第二導電層 將步驟2的片材置于鍍金液（含10mM氯金酸與20mM過氧化氫）中15min 后取出，并迅速置于120℃烘箱中退火50min后關閉烘箱，待烘箱內(nèi)溫度降到室溫后取出片材，此時，片材表面沉積有一層光亮、致密牢固的金層，即第一導電層和第二導電層；

步驟4，電沉積鉑黑層，蝕刻空白區(qū)域和感測區(qū)域

將局部保護好的電極（只露出工作電極和空白電極層的有效工作區(qū)）置于鍍鉑液（3wt%氯鉑酸，0.25wt%醋酸鉛）中，以鉑絲為對電極，采用恒電壓法，設定工作電位為-2.5V，沉積時間120s，在電極兩面同時電沉積一層致密的鉑黑層；然后采用激光切割方式，蝕刻出條形狀的兩個大小一樣的獨立隔開鉑層區(qū)域，且蝕刻出一條與鉑層區(qū)域相連的鉑細線作為導電線與外部的電子元件接觸。其他區(qū)域暴露出聚合物層，兩個區(qū)域的寬度0.16mm，長度為1.5mm。鉑細線的寬度為0.02mm；

步驟5，沉積參比-對電極層

在第二導電層上印刷一層銀/氯化銀層，作為為參比-對電極層；

步驟6，切割電極

用紫外激光切割機將片材切割成細絲狀、單層雙面的電極；

步驟7，制備酶生化感測層

在感測區(qū)域印刷一層葡萄糖氧化酶層；

步驟8，酶層化學鍵合固化

將電極置于戊二醛的氛圍容器中，在30～ 40℃烘箱中反應60min后置于4℃冰箱中保存2h；

步驟9，形成聚合物水凝膠層

將4wt%的聚氨酯溶于98v%四氫呋喃和2v%二甲基甲酰胺的混合溶液，形成聚氨酯溶液，將采用浸涂的方式在整個電極表面形成一聚氨酯水凝膠層，干燥，保存。

上述步驟制備的用于測定葡萄糖的柔性生物電極至于一系列濃度下的葡萄糖溶液測試，測試結果如圖3所示。線性范圍達到33mMol/L。在葡萄糖濃度瞬間變化的情況下，本發(fā)明實例生物電極能快速達到穩(wěn)定，圖4結果顯示從0mMol/L升高到3mMol/L葡萄糖溶液，該生物電極在20秒內(nèi)達到穩(wěn)定狀態(tài)。

實施例3

按實施例2制備本發(fā)明另一個測定葡萄糖的生物電極。

除步驟4中無空白區(qū)域外，其它同實施例2。

用實施例2和實施例3制備的生物電極測定多個濃度下葡萄糖溶液，所測試的葡萄糖溶液中還含有抗壞血酸、尿酸和醋氨酚等干擾物。兩個測試結果如圖5所示，本發(fā)明技術下增加空白電極的葡萄糖傳感器對葡萄糖反應的線性達到0.9998。而沒有增加空白電極的同樣工藝下的葡萄糖傳感器線性只有0.9877.說明，本發(fā)明生物電極增加空白電極之后，抗干擾性更強。