CN102954992A - 一种生物传感器 - Google Patents
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Abstract
本发明提供了一种用于检测生物物质的生物传感器，该传感器包括：a.复合式立体结构的电极系统；b.用于相应生物物质检测的试剂组成；c.自动识别校正代码的组合开关系统。当被检测的样品自动吸入电极系统后，与试剂发生生物化学反应和电化学反应，产生的电子由电极传输到测试仪，由测试仪读取数据，经数据处理显示测试结果。本发明的自动识别校正代码的组合开关系统，解决了用户手工输入有关信息的不便之处；同时可以预防因输入错误而带来的测量结果的错误；该系统具有生产效率高，成本低的优点。
Description
技术领域
本发明涉及一种生物传感器。
背景技术
葡萄糖氧化酶(glucose oxidase，GOD)，1928年由Muller等发现，此后，Nekamatsu、Konelia、Yoshio等先后对其作了大量的研究并投人生产，Fiedurek和Rogalski等对酶单位的增加做了大量的研究工作，尤其对葡萄糖氧化酶的辅基一黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)做了深入的研究，并给出了详细的说明，目前该酶在临床检测和食品工业有广泛的用途。葡萄糖传感器就是利用葡萄糖氧化酶催化氧化葡萄糖的专一性，检测各种物质中的葡萄糖含量，葡萄糖传感器在生物和医学上有着极其重要的应用价值。1962年，Clark和Lyons提出将酶与电极结合，可以通过检测其酶催化反应所消耗的氧来测定葡萄糖的含量。1967年，Updike和Hicks首次研制出以铂(Pt)电极为基体的第一支葡萄糖氧化酶电极，通过检测酶反应的产物H2O2来测定葡萄糖含量。第一代酶生物传感器是以氧为电子转移媒介体的电催化反应：
GODox+葡萄糖→GODred+葡萄糖酸
GODred+O2→GODox+H2O2
2H2O2→O2+2H2O+2e
第一代葡萄糖氧化酶传感器存在以下一些缺点：①溶解氧的变化可能影响电极响应的波动；②氧的溶解度有限，当溶解氧贫乏时，相应电流明显下降，从而影响检出限；③生物传感器的响应性能受溶液中pH及温度的影响很大。
1970年Williams等试图采用分子导电介质取代氧分子进行氧化还原电子传递的尝试。他们使用铁氰化钾-亚铁氰化钾导电介质系统成功实施了血液葡萄糖的电化学测定，同时还用同一电化学系统测定了血乳酸。尽管日后这一开创性的电化学测试原理被广泛使用在公司血糖仪的开发和生产实践中。第二代酶生物传感器是以人工电子转移媒介体为基础的电催化：
GODox+葡萄糖→GODred+葡萄糖酸
GODred+Mox→GODox+Mred
Mred-ne→Mox
第二代葡萄糖氧化酶传感器利用了人工电子转移媒介体，其目的是为了扩大电极可测物质浓度范围及提高测定灵敏度
世界上第一个便携式家用电化学血糖测试系统是1987年由美国Medisense公司推出的ExacTech，该系统采用二茂铁及其衍生物作为氧化还原导电介质，通过丝网印刷导电碳墨在PVC塑料基片上，制成外观尺寸如同pH试纸大小的血糖试纸，可以大规模制作生产。采用葡萄糖氧化酶技术，虽然不受麦芽糖等非葡萄糖糖类物质干扰，但却易受氧气干扰，如ICU重症病人或者其他需要吸氧的病人，由于大量吸入氧气、往往使血氧含量大大偏离正常水平。采用葡萄糖脱氢酶(GDH-PQQ)技术则会与某些非葡萄糖的糖类如麦芽糖、半乳糖和木糖等发生反应，而导致血糖仪读数假性偏高。如果患者根据这个假性高值接受治疗，可能会造成异常的低血糖(低血糖症)、昏迷、甚至死亡。美国FDA收到的13份与GDH-PQQ血糖检测试纸相关的死亡报告，均受麦芽糖或其它非葡萄糖的糖类物质的干扰。此外，影响血糖测量血糖试纸的因素还有红细胞比积，红细胞比积过高或过低(以Hct 42％为基准点)都会影响测试结果。还有，血糖试纸代码输入错误；目前血糖仪试纸代码技术一种为人工条码技术，需要人工输入血糖仪试纸上的代码，容易发生人为输入代码错误。另外一种为代码片技术，无需人工输入；但每换一盒试纸都要重新更换代码片，一般来说后者比较方便；但也会出现失误；只是频率相对少了一些。
发明内容
为了克服现有技术中存在的技术问题，本发明提出了一种。
为了实现上述目的，本发明提供以下技术方案：
一种生物传感器包括：
a、至少二个用于构成电极系统的绝缘基板(100)和(300)；
b、在基板上构成的电极系统(104)、(105)和(107)其中(104)和(107)为辅助电极，(105)为工作电极；
c、构成样品槽的基板(200)；
d、构成组合开关的接点(102)；
e、自动开启用开关(101)；
f、排气孔(109)；
h、涂敷在(104)和(105)电极上的化学和生物化学试剂；
所述生物传感器包括一个辅助电极和一个工作电极及组合开关接点，自动开启用开关在同一个基板上，分布在同一面或在基板两面分开分布。
优选的，包括二个或两个以上辅助电极的系统。
优选的，构成样品槽的基板的厚度可以是均匀的也可以是二种以上厚度的基板拼接的系统。
优选的，辅助电极(107)与测试仪连接脚由底部通过连接孔(103)导通的结构。
优选的，组合开头接点可分布在基板的同一面也可以分布在基板的两个面。
优选的，包含有葡萄糖氧化酶，葡萄糖脱氢酶(GDH-FAD，GDH-PQQ)，辣根过氧化物酶，尿酸氧化酶，β-羟丁酸脱氢酶，胆固醇氧化酶等酶中的一种或几种。
优选的，含有对苯醌及苯醌衍生物，二茂铁及衍生物，铁氰化钾，三氯化六氨合钌，普鲁士兰，邻联二茴香胺，亚甲基绿，四硫富瓦烯，纳米银，纳米金微粒，N-甲基吩嗪甲基硫酸盐，其中一种或一种以上作为电子转移媒介体。
优选的，电极材料由碳、导电碳浆、金、铂、钯、银、银/氯化银中的一种或几种。
优选的，组合开头接点可由二个到二十个组成。
优选的，样品槽的厚度在10微米至250微米或体积为0.01微升至20微升。
优选的，选用葡萄糖氧化酶时电子转移媒介体选择三氯化六氨合钌，选用葡萄糖脱氢酶(GDH-FAD)时电子转移媒介体选择N-甲基吩嗪硫酸甲脂和三氯化六氨合钌。
优选的，两个辅助电极不在同一个基板上。
优选的，先由不在同一基板的辅助电极和工作电极进行测量，过一定时间后再由在同一个基板上的辅助电极和工作电极进行测量。
优选的，两次的测量间隔时间范围为0.01秒到30秒。
优选的，施加在分别测量的二组电化学池上的电压可以是直流、交流、直流脉冲，直流和交流叠加的电压
优选的，施加的直流电压在0到1.2伏，脉冲频率在1Hz到1万Hz，交流电压的频率范围在1Hz到3万Hz
优选的，先行进行测量得到的信号用于校正，之后进行测量得到的信号用于测量浓度。
优选的，先行进行测量的结果可分辩红细胞比积的高低。
优选的，先行进行测量的结果可分辨质控深液和全血样品。
优选的，先行测量时施加的电信号时间范围从0.01秒到30秒，后行测量时施加的电信号时间范围从0.01秒到30秒。
本发明带来的有益效果是：该系统配合测试仪可以作到提高准确度、降低干扰因素的影响。另外本发明还包括自动识别校正码的组合开关，利用它不但使用简便，更大的目的是防止使用时发生失误，提高对测试结果的准确度和可信度。
附图说明
图1为本发明传感器结构的分解透视图。
图2为本发明传感器组装的图。
图3为本发明传感器相配使用的测试仪。
图4为本发明传感器测量工作程序和算法示意图。
图5a为本发明传感器在未添加磺酸基烃类物质时在不同红细胞比积下测量时的电流时间曲线。
图5b为本发明传感器在添加磺酸基烃类物质后在不同红细胞比积下测量时的电流时间曲线。
图6为本发明传感器测量时完整的电流时间曲线。
图7为本发明传感器测量不同浓度的血糖得到的校正曲线。
图8a为本发明传感器在分别以铁氰化钾和三氯化六氨合钌作为电子转移媒介体时受干扰物质影响程度的比较图(血糖浓度为75mg/dL时)。
图8b为本发明传感器在分别以铁氰化钾和三氯化六氨合钌作为电子转移媒介体时受干扰物质影响程度的比较图(血糖浓度为320mg/dL时)。
具体实施方式
下面对结合附图对本发明的较佳实施例作详细阐述，以使本发明的优点和特征能更易于被本领域技术人员理解，从而对本发明的保护范围作出更为清楚明确的界定。
根据图1包含在绝缘基板100上形成的工作电极104，与工作电极104在绝缘基板同一平面上间隔一定距离形成的辅助电极105；在绝缘基板300上形成另外一个辅助电极107并在本辅助电极107间隔一段距离的上方形成排气孔；在绝缘基板100顶端形成的自动开启测试仪的开关101和与此在同一基板上形成的自动识别校正代码的组合开关接点102，包含为虹吸样品的样品槽106。为了测试仪的连接器接触脚能与基板300上形成的辅助电极107相导通在基板100和基板200靠上端形成了小孔103。将基板300与涂有粘合剂的基板200对好位置后相粘合，再将粘合好的基板300和基板200与涂敷好酶和电子转移媒介体的基板100相粘合；以此便构成了要使用的包含复合式立体电化学池的传感器，其工作过程如下：
(1)将本发明生物传感器插入测试仪400，通过开关101开启测试仪400，并通过校正代码的组合开关102测试仪选择校正代码；将准备吸入样品；
(2)在工作电极104和辅助电极107形成的电化学池施加一定的电压，读取随时间变化的电流值；断开电路；
(3)经过一段反应时间后在工作电极104和辅助电极105之间施加一定的电压，读取随时间变化的电流值；
(4)从(2)阶段获得的电流一时间曲线，获得红细胞比积的信息；
(5)从(3)阶段获得的电流一时间曲线确定待分析物的浓度，结合(4)过程获得的红细胞比积的信息加以校正得出准备结果，以这些过程为特征的生物传感器将被用于血糖的测定。
上述生物传感器用来测试血糖时，在过程(1)吸入样品少于0.1微升，并且不需预处理直接用于测试作为特征。
上述生物传感器测试(2)过程中施加的电压，可以是直流、交流、脉冲电压，以获得电流响应，交流阻抗值、电容值作为特征。
上述生物传感器在过程(3)中开路一段时间进行反应作为特征，此后施加的电压，可以是直流、交流、脉冲电压，以获得电流响应，交流阻抗值、电容值作为特征。
上述生物传感器中酶和电子转移媒介体涂敷在工作电极104和辅助电极105上，以得到稳定和快速响应为特征。
上述生物传感器试剂组成中选用三氯化六氨合钌作为电子转移媒介体，以减少干扰物质对测试结果的影响，同时加快反应速度为特征。
上述生物传感器试剂组成中选用磺酸基的烃类化合物，使不同红细胞比积的血样的电流响应得以分离为特征。
实施例1、不含有磺酸基烃类化合物的试剂组成
三氯化六氨合钌5.0g(重量比为40％)，聚乙烯醇1.0g(重量比8.0％)Triton X-1000.5g(重量比4.0％)，葡萄糖氧化酶6.0g(重量比48.0％)溶解在pH为6.4的100ml磷酸盐缓冲溶液，过滤。
实施例2、含有铁氰化钾和磺酸基烃类化合物的试剂组成
铁氰化钾5.0g(重量比为37.0％)，辛基磺酸钠1.0g(重量比17.4％)聚乙烯醇1.0g(重量比7.4％)，Triton X-1000.5g(重量比3.7％)，葡萄糖氧化酶6.0g(重量比44.5％)将上述化合物溶于pH为6.4的100ml磷酸盐缓冲溶液，过滤。
实施例3、含有三氯化六氨合钌和磺酸基烃类化合物的试剂组成
三氯化六氨合钌5.0g(重量比为37.0％)，辛基磺酸钠1.0g(重量比7.4％)聚乙烯醇1.0g(重量比7.4％)，Triton X-100 0.5g(重量比3.7％)，葡萄糖氧化酶6.0g(重量比44.5％)将上述化合物溶于pH为6.4的100ml磷酸盐缓冲溶液，过滤。
实施例4、用于血糖测试的生物传感器的制作和测量
按图1和图2进行传感器制作，在三块基板组装前将实施例1、实施例2、实施例3准备好的试剂分别涂敷在104和105再组装成三种传感器。在104和105构成的电化学池施加0.2V的直流电压，测量进行5秒后断开电路；保持2秒钟，再在104和107构成的电化学池施加0.2V的直流电压；测试读取两个过程的电流响应。由第一阶段的电流响应曲线获取有关红细胞比积的信息；由第二阶段的电流响应曲线获取有关血糖浓度的信息，综合两种信息在测试仪401上显示结果。
实验例1、反应试剂组成中有无磺酸基烃类化合物时血糖传感器的响应曲线
利用实施例1和3的试剂组成，根据实施例4所述的血糖传感器制作和测量方法，得到全血样品的响应曲线。全血样品经离心分离，分离血浆和血细胞，再利用它配制红细胞比积为20，42，60％的血样，在三种配制的血样中添加葡萄糖溶液，使三种血样中血糖的浓度分别达到229，298，296mg/dL用于测量。图5a是没有磺酸基烃类化合物时的血糖传感器的响应曲线，响应曲线中可以看到背景电流过高，三种血样的响应曲线中峰电流时的时间几乎相同，无法分辨红细胞比积为20，42，60％的血液样品。而图5b是添加了磺酸基烃类化合物的血糖传感器的响应曲线；随着血样的红细胞比积的增加背景电流变低，且峰电流的位置随红细胞比积的增加明显发生位移，即很容易分辨三种红细胞比积的血样；利用此特性就可以很容易对此进行补偿，得到准确的结果。
实验例2、血糖传感器对血样的响应曲线和校正曲线
利用实施例3的试剂组成和实施例4的方法制作的血糖传感器，用血样进行测量获得响应曲线和制作校正曲线。制备的血样的红细胞比积为42％，血糖的浓度为100mg/dL，获得电流响应曲线如图6所示。利用相同的方法配制血糖浓度为49.6，71，100，153，191，301，391和499mg/dL血样，同样方法进行测量，测量结果作成的标准曲线如图7所示。
实验例3、干扰物质对血糖检测结果的影响
利用实施例2、3的试剂组成，利用实施例4的方法制作的血糖传感器对抗坏血酸，多巴胺，对乙酰氨基酚检测结果的影响进行了测试。血样的红细胞比积配制成42％，血液葡萄糖调到75mg/dL和320mg/dL两种浓度，每种浓度的血样再分成三份，各加入抗坏血酸，多巴胺，对乙酰氨基酚分别为3mg/dL，13mg/dL，20mg/dL，利用这些血样得出结果如图8a和图8b从图中可以比较出利用三氯化六氨合钌电子转移媒介体的传感器对干扰物质的影响远小于利用铁氰化钾的传感器。
以上所述，仅为本发明的具体实施方式之一，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本领域的技术人员在本发明所揭露的技术范围内，可不经过创造性劳动想到的变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。因此，本发明的保护范围应该以权利要求书所限定的保护范围为准。
Claims (20)
1.一种生物传感器包括
a、至少二个用于构成电极系统的绝缘基板(100)和(300)；
b、在基板上构成的电极系统(104)、(105)和(107)其中(104)和(107)为辅助电极，(105)为工作电极；
c、构成样品槽的基板(200)；
d、构成组合开关的接点(102)；
e、自动开启用开关(101)；
f、排气孔(109)；
h、涂敷在(104)和(105)电极上的化学和生物化学试剂；
其特征在于：一个辅助电极和一个工作电极及组合开关接点，自动开启用开关在同一个基板上，分布在同一面或在基板两面分开分布。
2.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：包括二个或两个以上辅助电极的系统。
3.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：构成样品槽的基板的厚度可以是均匀的也可以是二种以上厚度的基板拼接的系统。
4.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：辅助电极(107)与测试仪连接脚由底部通过连接孔(103)导通的结构。
5.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：组合开头接点可分布在基板的同一面也可以分布在基板的两个面。
6.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：包含有葡萄糖氧化酶，葡萄糖脱氢酶(GDH-FAD，GDH-PQQ)，辣根过氧化物酶，尿酸氧化酶，β-羟丁酸脱氢酶，胆固醇氧化酶等酶中的一种或几种。
7.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：含有对苯醌及苯醌衍生物，二茂铁及衍生物，铁氰化钾，三氯化六氨合钌，普鲁士兰，邻联二茴香胺，亚甲基绿，四硫富瓦烯，纳米银，纳米金微粒，N-甲基吩嗪甲基硫酸盐，其中一种或一种以上作为电子转移媒介体。
8.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：电极材料由碳、导电碳浆、金、铂、钯、银、银/氯化银中的一种或几种。
9.根据权利要求5所述的一种生物传感器，其特征在于：组合开头接点可由二个到二十个组成。
10.根据权利要求3所述的一种生物传感器，其特征在于：样品槽的厚度在10微米至250微米或体积为0.01微升至20微升。
11.根据权利要求6和7所述的一种生物传感器，其特征在于：选用葡萄糖氧化酶时电子转移媒介体选择三氯化六氨合钌，选用葡萄糖脱氢酶(GDH-FAD)时电子转移媒介体选择N-甲基吩嗪硫酸甲脂和三氯化六氨合钌。
12.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：两个辅助电极不在同一个基板上。
13.根据权利要求1所述的一种生物传感器，其特征在于：先由不在同一基板的辅助电极和工作电极进行测量，过一定时间后再由在同一个基板上的辅助电极和工作电极进行测量。
14.根据权利要求13所述的一种生物传感器，其特征在于：两次的测量间隔时间范围为0.01秒到30秒。
15.根据权利要求13所述的一种生物传感器，其特征在于：施加在分别测量的二组电化学池上的电压可以是直流、交流、直流脉冲，直流和交流叠加的电压
16.根据权利要求15所述的一种生物传感器，其特征在于：施加的直流电压在0到1.2伏，脉冲频率在1Hz到1万Hz，交流电压的频率范围在1Hz到3万Hz
17.根据权利要求13所述的一种生物传感器，其特征在于：先行进行测量得到的信号用于校正，之后进行测量得到的信号用于测量浓度。
18.根据权利要求13所述的一种生物传感器，其特征在于：先行进行测量的结果可分辩红细胞比积的高低。
19.根据权利要求13所述的一种生物传感器，其特征在于：先行进行测量的结果可分辨质控深液和全血样品。
20.根据权利要求13所述的一种生物传感器，其特征在于：先行测量时施加的电信号时间范围从0.01秒到30秒，后行测量时施加的电信号时间范围从0.01秒到30秒。
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| PB01 | Publication | ||
| C10 | Entry into substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| DD01 | Delivery of document by public notice |
Addressee: Cui Gang Document name: Notification that Application Deemed to be Withdrawn |
|
| C02 | Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001) | ||
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |
Application publication date: 20130306 |