CN106770573A - 一种葡萄糖传感器 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种葡萄糖传感器，包括基片层；位于基片层上的电极层，电极层包括用于电极与仪器相连接的导线；位于电极层上的绝缘层；覆盖在绝缘层上的试剂层；位于绝缘层及试剂层上的亲水膜层；绝缘层上开有第一窗口、第二窗口和第三窗口，电极层包括第一红血球压积比测试电极、第二红血球压积比测试电极，对电极，工作电极；第一窗口处暴露第一红血球压积比测试电极的工作部分，第二窗口处暴露第二红血球压积比测试电极的工作部分，第三窗口处暴露对电极、工作电极的工作部分。本发明还公开了一种葡萄糖传感器测试的方法。本发明的葡萄糖传感器试剂配伍优化、结构设计合理、检测精准度高。
Description
技术领域
本发明属于医疗设备技术，涉及一种用于血糖检测设备中的葡萄糖传感器及测试方法。
背景技术
葡萄糖传感器等生物传感器一般而言是在绝缘性基片上形成包括对电极和工作电极的电极体系，并在其上配置酶和电子介体等构成试剂层。作为电子介体，使用铁氰化钾，钌化合物等。
目前市场上，有不少葡萄糖传感器上用于检测的酶是葡萄糖氧化酶(GOD)。但GOD存在如下问题：GOD可能以分子氧作为电子介体，因此血液样本中的溶解氧浓度将影响最终测试结果。作为解决该问题的方法，多使用不以分子氧为电子介体的脱氢酶(GDH)。
作为GDH，大致依次经历了三个阶段：以烟酰胺腺嘌呤二核苷酸(NAD)作为辅酶的NAD–GDH，以吡咯并喹啉醌(PQQ)作为辅酶的PQQ-GDH，以黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)作为辅酶的FAD-GDH。FAD-GDH不仅抗麦芽糖干扰，而且抗木糖干扰，为目前市场的主流产品。
然而在单独使用三氯化六氨合钌作为FAD-GDH的电子介体来制作葡萄糖传感器的情况下，无法获得依赖于血液样本中葡萄糖浓度的电流值，导致无法测定血糖值。
此外，众所周知，红细胞压积比影响血液样本在试剂层中的扩散，具体表现为，当红细胞压积比低于42％时，血液样本中葡萄糖产生的测试电流偏大；当红细胞压积比高于42％时，血液样本中葡萄糖产生的测试电流偏小。因此红细胞压积比对测试结果造成的偏差不容忽视。
发明内容
为解决以上问题，本发明提供一种试剂配伍优化、结构设计合理、检测精准度高的葡萄糖传感器。
本发明的葡萄糖传感器包括：
基片层；位于基片层上的电极层，电极层包括用于电极与仪器相连接的导线；位于电极层上的绝缘层；覆盖在绝缘层上的试剂层；位于绝缘层及试剂层上的亲水膜层；绝缘层上开有第一窗口、第二窗口和第三窗口，电极层包括第一红血球压积比测试电极、第二红血球压积比测试电极，对电极，工作电极；
第一窗口处暴露第一红血球压积比测试电极的工作部分，第二窗口处暴露第二红血球压积比测试电极的工作部分，第三窗口处暴露对电极、工作电极的工作部分。
进一步的，试剂层覆盖在绝缘层的第三窗口上。
上述的葡萄糖传感器，电极层包括开机键，第二红血球压积比测试电极和对电极通过开机键形成通路；电极层还包括检测电极，检测电极的工作部分暴露在第三窗口。
进一步的，所述试剂层的材料中包括葡萄糖脱氢酶FAD-GDH、钌化合物和PES。钌化合物为三氯化六氨合钌。
葡萄糖脱氢酶FAD-GDH活性在200U/mg～600U/mg；PES含量为250～450pmol；所述PES是吩嗪硫酸乙酯。
上述试剂层包括如下重量的组分：
配置完成后还需要进行充分搅拌，使其溶解分散，形成均相的溶液。
优选的，所述试剂层的材料中包括葡萄糖脱氢酶FAD-GDH、三氯化六氨合钌和吩嗪硫酸乙酯PES，且所述葡萄糖脱氢酶活性在200U/mg到600U/mg的范围。每一个葡萄糖传感器所述PES含量为250-450pmol。
优选的，所述基片层材质为聚对苯二甲酸二乙酯。
优选的，所述电极层的电极材质为碳，导线材质可以为碳，也可为银等金属材质。
优选的，所述绝缘层材质为聚丙烯酸树脂。
优选的，所述双面胶材质为改性丙烯酸。
优选的，所述经过单面亲水处理的亲水膜材质为聚对苯二甲酸二乙酯。
使用葡萄糖传感器测试的方法，一种葡萄糖传感器测试的方法，其特征是：
步骤1，当开始测试时，第二红血球压积比测试电极和对电极通过开机键形成通路，启动测试仪器；
步骤2，吸取血液样本后，当对电极和工作电极形成通路且电流达到设定阀值时，记录时间为t1，在设定时间△t内，工作电极和检测电极形成通路且电流达到设定阀值时，记录时间为t2；
步骤3，在第一红血球压积比测试电极和第二红血球压积比测试电极之间施加交流电压测试血液样本的阻抗值，由阻抗值换算得出血液样本的红血球压积比；
步骤4，阻抗测试完毕后，在对电极和工作电极之间施加直流电压测试血液样本的葡萄糖电流值；
步骤5，根据红血球压积比对血液样本的葡萄糖电流值进行相应的补偿，然后换算得出血糖值。
在第一红血球压积比测试电极和第二红血球压积比测试电极之间施加的交流电压为100hz，500mv；对电极和工作电极之间施加300mv直流电压，还包括检测功能：当吸取样本不足时，仪器会报错。测试时，静脉血液样本的红血球压积比调整为42％±2％，氧分压控制在65mmHg±5mmHg。
本发明的有益效果是：
1.本发明的葡萄糖传感器电极层由多电极构成，其中，绝缘层限定第一红血球压积比测试电极和第二红血球压积比测试电极，精确控制测试时的碳电极面积，通过暴露的窗口与血样直接接触，从而提高了红血球压积比测试的准确度。根据红血球压积比对测试电流进行相应的补偿，得出最终测试结果，大大提高了血糖测试的准确度。
2.本发明的葡萄糖传感器所用的是FAD-GDH，替代了常用的GOD，从根本上避免了氧分压对测试结果的影响，使得毛细血管血和静脉血测试结果基本相同。
3.本发明的葡萄糖传感器选用三氯化六铵合钌作为第一电子介体，PES(吩嗪硫酸乙酯)作为第二电子介体，代替市场常用的铁氰化钾，二茂铁及其衍生物。铁氰化钾存储不稳定，容易被还原成亚铁氰化钾，使得葡萄糖传感器随着有效期的接近，背景电流越来越大，导致测试结果出现偏差，尤其是低浓度范围，测试结果不准确。二茂铁的水溶性差，通过化学合成在二茂铁上连接亲水基团改善其溶解度，但是收效甚微。在点液过程中，溶液中未溶解的二茂铁会逐步沉降，溶液的不均匀导致葡萄糖传感器的一致性变差。而三氯化六氨合钌和吩嗪硫酸乙酯作为电子介体，水溶性较好。所制葡萄糖传感器的背景电流比较小而且随着效期临近几乎没有变化。葡萄糖传感器稳定性的改善提高了测试准确度。
4、本发明的葡萄糖传感器增加了检测电极。当进样不足时，仪器会报错。进样检测功能有效的减少了因为进血不足造成的测试结果偏差。
附图说明
图1是本发明实施例的葡萄糖传感器分层分解结构示意图。
图2是本发明实施例的葡萄糖传感器电极层分布示意图。
图3是本发明实施例的葡萄糖传感器测试值与YSI测试值的线性图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明的实施例作进一步的说明和描述。
如图1和图2所示，本发明葡萄糖传感器结构包括：基片层1；电极层2；绝缘层3；双面胶层4；亲水膜层5；遮蔽层6；
电极层2上设有第一红血球压积比测试电极21，第二红血球压积比测试电极22，对电极23，工作电极24，检测电极25，开机键26以及用于电极与仪器相连接的导线；
其中，绝缘层3在第一红血球压积比测试电极21和第二红血球压积比测试电极22的工作部分相对应的位置留有第一窗口31和第二窗口32，在对电极23、工作电极24和检测电极25的工作部分相对应的位置留有第三窗口34，并覆盖试剂层33；双面胶层4在第一窗口、第二窗口和第三窗口位置相对应处设有缺口41构成反应区；亲水膜5上设有通气孔51；遮蔽层6上留有矩形缺口61。
通过绝缘层留有的第一窗口31和第二窗口32精确控制测试时的碳电极的工作面积，提高了丝网印刷的碳电极尺寸的精度，通过暴露的窗口与血液样本直接接触，从而提高了红血球压积比测试的准确度。
通过在绝缘层留有的窗口34上覆盖试剂层，有效控制了反应区试剂层的一致性，提高了葡萄糖传感器的精度。
当葡萄糖传感器插入测试仪器时，第二红血球压积比测试电极和对电极通过开机键形成通路，启动测试仪器。通过虹吸效应吸取血液样本，当对电极和工作电极形成通路且电流达到设定阀值时，记录时间为t1，在设定时间△t内，工作电极和检测电极形成通路且电流达到设定阀值时，记录时间为t2(t2<t1+△t)。此时在第一红血球压积比测试电极和第二红血球压积比测试电极之间施加100hz，500mv交流电压测试血液样本的阻抗值，由阻抗值换算得出血液样本的红血球压积比。阻抗测试完毕后，在对电极和工作电极之间施加300mv直流电压测试血液样本的葡萄糖电流值。最终根据红血球压积比对血液样本的葡萄糖电流值进行相应的补偿，然后换算得出血糖值。
上述试剂层包括如下重量的组分：
配置完成后还需要进行充分搅拌，使其溶解分散，形成均相的溶液。
其中，羟甲基纤维素发挥聚合物支架的作用，有助于酶的分散和稳定，同时试剂层成膜良好，附着力强。聚乙烯吡咯烷酮在血液进样时促成干燥的试剂层及时崩解，改善试剂层再水合的速率，在反应区快速构筑均匀液相的反应体系；海藻糖作为酶的保护剂，提高了葡萄糖传感器的稳定性。用作溶血剂的肉豆蔻基三甲基溴化铵可以减小红血球压积比对葡萄糖电流测量的影响。X-100导致在点液期间试剂均匀铺展在电极上至一均匀厚度，同时改善了试剂层亲水性，提高血液样本的填充速率。FAD-GDH将葡萄糖被氧化失去的电子传递给第一电子介体三氯化六氨合钌，然后第一电子介体三氯化六氨合钌将获得的电子传递给第二电子介体PES，还原态的PES在阳极发生氧化反应，完成整个电化学过程。
基片层1材质为聚对苯二甲酸二乙酯。
电极层2的电极材质为碳，导线材质可以为碳，也可为银等金属材质
绝缘层3材质为聚丙烯酸树脂。
双面胶层4材质为改性丙烯酸。
亲水膜层5经过单面的亲水处理，材质为聚对苯二甲酸二乙酯。
上述葡萄糖传感器对10份不同葡萄糖浓度的血液样本在室温下进行测试。测试时，静脉血液样本的红血球压积比调整为42％±2％，氧分压控制在65mmHg±5mmHg，每个浓度梯度的血液样本重复测试10次，取平均值。
葡萄糖传感器测试结果见表1，通过与YSI测试结果对比易知，测试血糖值的偏差很小，准确度较高。除了零浓度血液样本的CV之外，后面9个浓度梯度的血液样本的CV值都小于3.5％，可见精确度较高。
表一：葡萄糖传感器测试结果
| YSI值(mg/L) | 血糖值(mg/L) | 血糖值偏差(％) | 血糖值CV(％) |
| 0 | 2.0 | 2.0 | 35.1 |
| 42.1 | 43.6 | 1.5 | 3.1 |
| 65 | 70.8 | 5.8 | 2.7 |
| 81 | 83.8 | 3.5％ | 3.0 |
| 124.5 | 119.6 | -3.9％ | 2.9 |
| 185.7 | 180.3 | -2.9％ | 2.8 |
| 240 | 235.6 | -1.8％ | 3.4 |
| 338.5 | 336.6 | -0.6％ | 1.3 |
| 528 | 533.0 | 1.0％ | 1.4 |
| 615 | 614.3 | -0.1％ | 0.9 |
图3是葡萄糖传感器测试值与YSI测试值的线性图，拟合方程为y＝0.999x+0.2004，R2＝0.9996，易知该葡萄糖传感器线性较好。
以上所述，仅为本发明的较佳实施例而已，故不能依此限定本发明实施的范围，即依本发明专利范围及说明书内容所作的等效变化与修饰，皆应仍属本发明涵盖的范围内。
Claims (10)
1.一种葡萄糖传感器，其特征是：
基片层(1)；
位于所述基片层(1)上的电极层(2)，所述电极层(2)包括第一红血球压积比测试电极(21)、第二红血球压积比测试电极(22)、对电极(23)、工作电极(24)、开机键(26)以及用于电极与仪器相连接的导线；
位于所述电极层(2)上的绝缘层(3)，所述绝缘层(3)上开有第一窗口(31)、第二窗口(32)和第三窗口(34)，所述第一窗口(31)处暴露第一红血球压积比测试电极的工作部分，所述第二窗口(32)处暴露第二红血球压积比测试电极的工作部分，所述第三窗口(34)处暴露对电极、工作电极的工作部分；
覆盖在所述第三窗口(34)上的试剂层(33)；
位于所述绝缘层(3)上的双面胶层(4)，所述双面胶层(4)上开有与第一窗口(31)、第二窗口(32)和第三窗口(34)位置相对应的缺口(41)；
位于所述双面胶层(4)上的亲水膜层(5)；
位于所述亲水膜层(5)上的遮蔽层(6)。
2.根据权利要求1所述的葡萄糖传感器，其特征是：所述电极层(2)包括开机键(26)，所述第二红血球压积比测试电极(22)和所述对电极(23)通过所述开机键(26)形成通路；所述电极层(2)还包括检测电极(25)，所述检测电极(25)的工作部分暴露在所述第三窗口(34)处。
3.根据权利要求1所述的葡萄糖传感器，其特征是：所述遮蔽层(6)同样开有与第一窗口(31)、第二窗口(32)和第三窗口(34)位置相对应的缺口(61)。
4.根据权利要求1、2或3所述的葡萄糖传感器，其特征是：所述亲水膜层(5)经过单面亲水处理。
5.根据权利要求1、2或3所述的葡萄糖传感器，其特征是：所述亲水膜层(5)上设有通气孔(51)。
6.根据权利要求1、2或3所述的葡萄糖传感器，其特征是：所述电极层(2)的电极材质为碳，连接导线材质为碳或银。
7.根据权利要求1、2或3所述的葡萄糖传感器，其特征是：所述试剂层(33)的材料中包括葡萄糖脱氢酶FAD-GDH、钌化合物和PES。
8.根据权利要求7所述的葡萄糖传感器，其特征是：所述葡萄糖脱氢酶FAD-GDH活性在200U/mg到600U/mg的范围；所述PES含量为250～450pmol；所述PES是吩嗪硫酸乙酯；所述钌化合物为三氯化六氨合钌。
9.一种葡萄糖传感器测试的方法，其特征是：应用权利要求1至8中任一所述的葡萄糖传感器，包括以下步骤：
步骤1，当开始测试时，第二红血球压积比测试电极和对电极通过开机键形成通路，启动测试仪器；
步骤2，吸取样本后，当对电极和工作电极形成通路且电流达到设定阀值时，记录时间为t1，在设定时间△t内，工作电极和检测电极形成通路且电流达到设定阀值时，记录时间为t2；
步骤3，在第一红血球压积比测试电极和第二红血球压积比测试电极之间施加交流电压测试血液样本的阻抗值，由阻抗值换算得出血液样本的红血球压积比；
步骤4，阻抗测试完毕后，在对电极和工作电极之间施加直流电压测试血液样本的葡萄糖电流值；
步骤5，根据红血球压积比对血液样本的葡萄糖电流值进行相应的补偿，然后换算得出血糖值。
10.根据权利要求9所述的葡萄糖传感器测试的方法，其特征是：在第一红血球压积比测试电极和第二红血球压积比测试电极之间施加的交流电压为100hz，500mv；对电极和工作电极之间施加300mv直流电压；还包括检测功能：当吸取样本不足时，仪器会报错。
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