CN110455887A - 一种检测微传感器的结构及其检测方法 - Google Patents

一种检测微传感器的结构及其检测方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供了一种检测微传感器，包括：至少一个检测单元1及NFC模块2；检测单元1包括抽取电极3、微流道4和三电极阵列5；抽取电极3将含有待检测物质的汗液通过微流道4传输至三电极阵列5进行检测，得到待检测物质对应的响应电流；NFC模块2用于将响应电流转化为调制信号。基于该检测微传感器，可无创检测血液中葡萄糖、乳酸、尿酸等生理参数的浓度。

Description

一种检测微传感器的结构及其检测方法
技术领域
本发明涉及生物医学器件领域，具体涉及一种检测微传感器的结构及其检测方法。
背景技术
可穿戴式生物芯片能够紧贴皮肤，通过物理传感器监测个体生命指标，或通过电化学传感器检测个体特定的生化指标，进而实时监测个体生命和健康情况，而现有的可穿戴式设备已实现无创或微创检测，使佩戴者无痛感异感，保证正常生活作息的功能。商业化可穿戴设备目前可以实现对人体位置的实时跟踪，并监测基本生命特征，但进一步推广到使用该设备监测人体特定的生化分子指标并精确响应则出现诸多瓶颈，例如：皮下组织液中分子与人体实际血液中分子浓度在时间上是否对应；如何在获取微量皮下组织液中的分子后能在敏感膜上发生显著电化学反应，并使得指数精确；如何研发高精度、具有高重复性的微纳米级的传感器件以及如何将传感器件与可穿戴电子设备结合，构建高可靠性、低成本的人体生化指标检测体系这一系列问题尚未解决。
在目前的研究中，汗液柔性集成传感阵列(Flexible Integrated SensingArray，FISA)器件已能较为成熟的检测Na+、K+、皮肤温度指标，但汗液检测FISA电化学传感系统，尤其是可穿戴式的汗液中葡萄糖、乳酸、尿酸等生理参数系统尚处于研发空白，同时精准检测皮下组织液和汗液中生理参数的无创传感器系统也处于研发空白。
发明内容
(一)要解决的技术问题
本发明提供了一种检测微传感器的结构及其检测方法，通过无创检测汗液中葡萄糖、乳酸、尿酸的浓度从而得到血液中葡萄糖、乳酸、尿酸的浓度。
(二)技术方案
为实现上述目的，本发明一方面提供一种检测微传感器，包括：至少一个检测单元1及NFC模块2；检测单元1包括抽取电极3、微流道4和三电极阵列5；抽取电极3将含有待检测物质的汗液通过微流道4传输至三电极阵列5进行检测，得到待检测物质对应的响应电流；NFC模块2用于将响应电流转化为调制信号。
可选地，微流道4设置在抽取电极3的上方，微流道4包覆三电极阵列5。
可选地，抽取电极3的数量为一对，其外半径12预设值范围为1000-5000μm，一对抽取电极3之间的间距13的预设值范围为100-500μm。
可选地，每一微流道4包括一个及以上的入口腔7、出口腔8和连接通道6，入口腔7和出口腔8的形状可以为圆形或n边形，其中n≥3。
可选地，入口腔7的尺寸19预设值范围为1000-4000μm；出口腔8的尺寸20预设值范围为1000-2000μm，连接通道6的宽度14预设值范围为100-200μm。
可选地，三电极阵列5包括工作电极9、参比电极10和对电极11，参比电极10和对电极11设置在工作电极9的两侧。
可选地，工作电极9上涂有与待检测物质相对应的检测酶。
可选地，工作电极9半径15的预设值范围为30-300μm，参比电极10与对电极11的半径16预设值范围为300-600μm，参比电极10与对电极11之间的间距17的预设值范围为50-200μm，参比电极10与对电极11的电极宽度18预设值范围为50-200μm。
本发明另一方面提供一种检测方法，包括：S1，利用表面粘贴有汗液刺激兴奋剂水凝胶的抽取电极(3)刺激皮肤，产生汗液；同时，所述抽取电极(3)获得皮下组织液中待检测物质；S2，通过微流道4将含有待检测物质的汗液传输至三电极阵列5进行检测，得到待检测物质对应的响应电流；S3，采用电化学检测算法，根据响应电流计算血液中待检测物质的浓度。
可选地，电化学检测算法，表示如下：
i(t)表示待检测物质对应的响应电流，表示皮下组织液中的待检测分子的浓度，κ1，κ2表示效应影响因子，Dm表示总传质扩散系数，t表示时间，l表示厚度，n为电子传递个数，F为法拉第常数，Am是工作电极的几何面积。
(三)有益效果
本发明提供的检测微传感器的结构及其检测方法，具有以下有益效果：
1、通过传感器中的检测电极单元阵列将采集的信号差分、平均后，使得采集的数据准确率高；通过抽取电极和微流道，建立起稳定的汗液获取和反离子电渗透的微环境，使得该传感器的检测时间长且稳定性高；通过涂有二代媒介酶的三电极阵列使得只需极微量的汗液葡萄糖、乳酸和尿酸就能实现高灵敏度和高准确度检测；
2、使用创新的薄层电化学算法能够通过检测汗液中待检测物质的含量来反推血液中待检测物质的含量，并能够对每次的检测结果单次校准；
3、传感器中使用微米厚度的柔性基底和纳米厚度的微电极，产生小于1V的工作电压，使得皮肤无损伤，真正实现可穿戴无创生理检测微传感器。
附图说明
图1A示意性示出了本发明第一实施例中提供的可穿戴无创生理检测微传感器示意图；
图1B示意性示出了本发明第一实施例中提供的检测单元的电极溅射金属金后的示意图；
图1C示意性示出了本发明第一实施例中提供的检测单元光刻微流道后的示意图；
图2A示意性示出了本发明第一实施例中提供的检测微传感器的检测单元结构图；
图2B示意性示出了本发明第一实施例中提供的检测微传感器的三电极阵列结构图；
图2C示意性示出了本发明第一实施例中提供的检测单元的放大结构图；
图2D示意性示出了本发明第一实施例中提供的微流道出口腔的结构图；
图3示意性示出了本发明第一实施例中提供的NFC技术原理图；
图4示意性示出了本发明第二实施例中提供的抽取电极制备方法流程图；
图5示意性示出了本发明第二实施例中抽取电极修饰过程流程图；
图6示意性示出了本发明第二实施例提供的微流道制备方法流程图；
图7示意性示出了本发明第二实施例提供的葡萄糖检测三电极阵列以及乳酸检测三电极阵列的电极修饰方法流程图；
图8示意性示出了本发明第二实施例提供的尿酸检测三电极阵列的电极修饰方法流程图；
图9示意性示出了本发明第二实施例提供的芯片结构的示意图；
图10示意性示出了本发明第三实施例提供的传感器检测方法流程图；
图11示意性示出了本发明第三实施例提供的一号志愿者12小时内无创检测与有创检测时血糖浓度的对比图；
图12示意性示出了本发明第三实施例提供的二号志愿者12小时内无创检测与有创检测时血糖浓度的对比图；
图13示意性示出了本发明第三实施例提供的实验结果综合评价Clark图；
图14示意性示出了本发明第三实施例提供的实验综合结果分布饼状图；
图15示意性示出了本发明第三实施例提供的微传感器系统与智能设备相连接的检测方法示意图。
附图标记说明：
1-检测单元；2-NFC模块；3-抽取电极；4-微流道；5-三电极阵列；6-连接通道；7-入口腔；8-出口腔；9-工作电极；10-参比电极；11-对电极；12-抽取电极外半径；13-一对抽取电极之间的间距；14-连接通道的宽度；15-工作电极的半径；16-对电极的半径；17-参比电极与对电极之间的间距；18-参比电极与对电极的电极宽度；19-入口腔的尺寸；20-出口腔的尺寸；21-玻璃片；22-聚二甲基硅氧烷；23-聚对苯二甲酸乙二酯或聚萘二甲酸乙二醇酯；24-光刻胶；25-Cr/Au；26-聚碳酸酯纳米孔膜。
具体实施方式
为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合具体实施例，并参照附图，对本发明进一步详细说明。
图1A示意性示出了本发明第一实施例中提供的可穿戴无创生理检测微传感器示意图，如图1A所示，该检测微传感器为可穿戴无创生理检测微传感器，结合图1B-1C以及图2A-2D，该传感器包括：
至少一个检测单元1及NFC模块2；
检测单元1包括抽取电极3、微流道4和三电极阵列5，其中，微流道4设置在抽取电极3的上方，微流道4包覆三电极阵列5；抽取电极3将含有待检测物质的汗液通过微流道4传输至三电极阵列5进行检测，得到待检测物质对应的响应电流。
抽取电极3的材料例如可以是金、银、铜、铂，具体材料类型本发明不做限制。抽取电极3的外半径12预设值范围为1000-5000μm，一对抽取电极3之间的间距13的预设值范围为100-500μm。
微流道4包括一个及以上的入口腔7、出口腔8和连接通道6，其中，微流道4的图形可以为“V”字型，可以为“一”字型，入口腔7和出口腔8的形状可以为圆形或n边形，其中n≥3，具体微流道图形本发明不做限制。微流道4的入口腔7的尺寸19预设值范围为1000-4000μm、出口腔8的尺寸20预设值范围为1000-2000μm、连接通道6的宽度14预设值范围为100-200μm。
三电极阵列5包括工作电极9、参比电极10和对电极11，参比电极10和对电极11设置在工作电极9的两侧。材料例如可以是金、银、铜、铂，具体材料类型本发明不做限制。工作电极9的半径15的预设值范围为30-300μm、参比电极10与对电极11的半径16预设值范围为300-600μm、参比电极10与对电极11之间的间距17的预设值范围为50-200μm、参比电极10与对电极11的电极宽度18预设值范围为50-200μm。
本实施例中三电极阵列5以葡萄糖检测三电极阵列、乳酸检测三电极阵列、尿酸检测三电极阵列为例，待检测的物质以汗液中的葡萄糖、乳酸和尿酸为例来说明。
葡萄糖检测三电极阵列的检测原理包括：
工作电极9上固定化的葡萄糖氧化酶(Glucose oxidase，GOD)将葡萄糖催化生成H2O2，生成的H2O2扩散至含有固定化辣根过氧化酶(Horse radish peroxidase，HRP)的膜中，将固定在聚合物膜中的还原态辣根过氧化物酶氧化并生成可检测的响应电流。
反应中产生的响应电流与H2O2的浓度成正比，而H2O2的浓度与汗液中葡萄糖浓度成正比，因此响应电流与汗液中葡萄糖的浓度成正比。同时，因为电子的转移发生在整个氧化还原聚合物的三维网络中，所以反应电流密度大且灵敏度高，而且由于氧化还原聚合物不能自由扩散到本体溶液中，因此，具有较高的电子转移效率。固定化双酶的目的是在较低的工作电位下测试反应产物H2O2生成的还原电流，较相对高的氧化电位的选择，可减少抗坏血酸、尿酸等体液中的电活性物质对葡萄糖检测的干扰。
乳酸检测三电极阵列的检测原理包括：工作电极9上固定化的乳酸氧化酶(Lacticoxidase，LOD)与汗液中的乳酸发生氧化反应，生成丙酮酸和H2O2；生成的H2O2与HRP产生氧化反应，在电极表面的还原反应电流。
尿酸检测三电极阵列的检测原理为：电化学法直接检测尿酸在电极上氧化还原电位和电流，测定尿酸浓度。因为汗液中尿酸氧化还原电位明显高于其他分子，同时工作电位与葡萄糖和乳酸酶电极检测电位有明显区别，因此，为简化敏感膜设计并有效提高检测灵敏度。
NFC模块2用于将响应电流转化为调制信号。
参阅图3，近场通信(Near Field Communication，NFC)通过电感耦合实现无源能量的传输和信号的传递，为上述传感器阵列提供电压并获取电流值，该无线传输原理为：通过电感耦合，使信号发生端的电场被信号接收端感应，通过整流二极管和数模转换器将能量传输至接收端，该能量传递为可逆传递。传递的能量一方面能够通过智能设备为传感器系统提供电压和电流；另一方面传感器上检测的信号，可以通过NFC传送到智能设备上，通过电化学检测算法计算出当时佩戴者的汗液中待检测物质的浓度。
本实施例提供的检测微传感器，通过设计并制备抽取电极3，微流道4和三电极阵列5，使得汗液中极微量的葡萄糖、乳酸、尿酸等生理参数能够被识别，达到只需极微量的汗液葡萄糖、乳酸和尿酸就能实现高灵敏度和高准确度检测的效果。
本发明第二实施例示出了检测单元中抽取电极、微流道以及三电极阵列的制备方法，参阅图4-8，结合图9。
参阅图4，抽取电极的制备包括以下步骤：
S401、在玻璃片上旋涂聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane，PDMS)，得到的结构的示意图如图9中的a所示。
S402、采用异丙醇以及氧等离子刻蚀清洁聚对苯二甲酸乙二酯(Polyethyleneterephthalate，PET)或聚萘二甲酸乙二醇酯(Polyethylene naphthalate，PEN)材料表面，将PET/PEN膜粘接至旋涂有聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane，PDMS)的玻璃片上，得到的结构的示意图如图9中的b所示。
S403、在PET/PEN膜上旋涂厚度为2-3μm的光刻胶EPI680并光刻图形，得到的结构的示意图如图9中的c所示。
S404、在PET/PEN膜片上溅射厚度分别为20nm和150nm的Cr/Au，得到的结构的示意图如图9中的d所示。
S405、最后进入丙酮中30分钟并超声，剥离金属，得到抽取电极3，得到的结构的示意图如图9中的e所示。
参阅图5，抽取电极的修饰，包括以下步骤：
S501、配置浓度分数为3％的琼脂糖胶溶液，将该溶液置于47％的磁力搅拌器上搅拌1分钟，向其中加入适量刺激兴奋剂。
S502、将上述加有刺激兴奋剂的琼脂糖胶溶液倒入圆形容器中，4℃条件下放置1小时，使琼脂糖胶溶液凝固。
S503、上述凝固后的琼脂糖胶裁切成1mm厚的薄片，粘贴到抽取电极3的表面，完成抽取电极3的修饰。
该刺激兴奋剂可以为普鲁卡因或卡巴可，这里不对刺激兴奋剂的种类做具体限制。
参阅图6，汗液收集微流道的制备包括以下步骤：
S601、采用酒精或去离子水超声处理PET/PEN膜片，并在PET/PEN膜片上旋涂厚度为15μm的AZ4620光刻胶，得到的结构的示意图如图9中的f所示。
S602、采用普通光刻工艺光刻AZ4620光刻胶得到微流道，将PET/PEN膜从玻璃片上玻璃，得到的结构的示意图如图9中的g所示。
参阅图7，葡萄糖检测三电极阵列的电极的制备及修饰过程，包括以下步骤：
S701、制备浓度分数1％的壳聚糖溶液，并向其中加入2mg·mL-1单壁碳纳米管，激烈搅拌30min。
S702、然后将上述壳聚糖溶液与GOD以及HRP混合(2∶1∶1)。
S703、在工作电极9的表面电镀一层普鲁士蓝分子，然后将上述含有GOD和HRP的壳聚糖溶液滴涂到普鲁士蓝分子修饰的电极表面，完成电极修饰。
S704、参比电极10和对电极11采用电镀或者丝网印刷的方式镀上Ag/AgCl层。
乳酸检测三电极阵列的电极的制备及修饰过程与葡萄糖检测三电极阵列的电极修饰过程相似，包括：
制备浓度分数1％的壳聚糖溶液，并向其中加入2mg·mL-1单壁碳纳米管，激烈搅拌30min。将壳聚糖溶液与LOD和HRP混合(2∶1∶1)；在工作电极9的表面电镀一层普鲁士蓝分子，然后将上述含有乳酸氧化酶的壳聚糖溶液滴涂到普鲁士蓝分子修饰的电极表面，完成电极修饰。参比电极10和对电极11采用电镀或者丝网印刷的方式镀上Ag/AgCl层。
尿酸检测三电极阵列的电极的制备及修饰参阅图8，包括：
S801、制备浓度分数1％的壳聚糖溶液，并向其中加入2mg·mL-1单壁碳纳米管，激烈搅拌30min。
S802、在工作电极9的表面电镀一层普鲁士蓝分子，然后将上述壳聚糖溶液滴涂到普鲁士蓝分子修饰的电极表面，完成电极修饰。
S803、参比电极10和对电极11采用电镀或者丝网印刷的方式镀上Ag/AgCl层。
微流道4的覆盖过程为：选用聚碳酸酯(Polycarbonate，PC)纳米孔膜(600nm，106孔/cm2)通过热压方式，将PC纳米孔膜覆盖在出汗液出入口、抽取电极的其他位置，得到的结构的示意图如图9中的h所示。
本发明第三实施例示出了一种检测方法，本实施例中以本发明应用于中国人民解放军海军总医院内分泌病房的2次临床志愿者实验为例来说明。实验为12小时的连续监测，采用Gluco Dr血糖仪采集的指血作为本发明检测结果的对照值，以时间为横坐标，以血液中葡萄糖的浓度为纵坐标，参阅图10，结合图11-14，来进行说明，该检测方法包括：
S1、利用表面粘贴有汗液刺激兴奋剂水凝胶的抽取电极3刺激皮肤，产生汗液；同时，抽取电极3获取皮下组织液中待检测物质。
将本发明与志愿者皮肤直接接触，抽取电极3刺激志愿者皮肤产生汗液，作为待检测物质运动的媒介；同时，抽取电极3建立电场，使皮下组织液中待检测物质通过反离子电渗透原理到达汗液中。
S2、通过微流道4将含有待检测物质的汗液传输至三电极阵列5进行检测，得到待检测物质对应的响应电流。
工作电极9上固定化的的GOD将汗液中的葡萄糖催化生成H2O2，H2O2扩散至含有固定化辣根过氧化酶(Horse radish peroxidase，HRP)的膜中，将固定在聚合物膜中的HRP，生成可检测的电流，且反应中产生的响应电流与H2O2的浓度成正比，而H2O2的浓度与汗液中葡萄糖浓度成正比，因此响应电流与汗液中葡萄糖的浓度成正比。
到达三电极阵列5中的葡萄糖分子是皮下组织液中分子和汗液中已有分子的总和，皮下组织液中的葡萄糖分子的浓度远远大于汗液中葡萄糖分子的浓度，且皮下组织液中的葡萄糖分子与汗液中葡萄糖分子浓度的变化规律一致，具有高度的线性相关性，因此，汗液中的分子浓度可以忽略，实际待检测物质为皮下组织液中葡萄糖分子。
S3、采用电化学检测算法，根据响应电流计算血液中待检测物质的浓度。
因为反应中产生的响应电流与H2O2的浓度成正比，而H2O2的浓度与汗液中葡萄糖浓度成正比，因此响应电流与汗液中葡萄糖的浓度成正比。采用电化学检测算法，从汗液中葡萄糖的浓度，计算出血液中葡萄糖分子的浓度。该算法表示如下：
其中，i(t)表示检测到的响应电流，表示本实施例中葡萄糖分子的浓度，κ1，κ2表示效应影响因子，Dm表示总传质扩散系数，t表示时间，l表示厚度，n为电子传递个数，F为法拉第常数，Am是工作电极的几何面积。
通过标准溶液校准或一次指血校准后，三电极阵列5上检测到的响应电流信号通过平均或者差分计算得到平均值，反推出当时当刻待检测物质的浓度值。
采集到志愿者的血糖数据通过NFC芯片2与智能设备相连接，得到如图11所示的连续点线段。
图11示意性示出了本发明第三实施例提供的一号志愿者12小时内无创检测与有创检测患者血糖浓度的对比图，其中，一号志愿者为年龄60岁的糖尿病住院患者，在图11中，一号志愿者使用Gluco Dr血糖仪采集的指血用7个离散点表示，一号志愿者使用本发明传感器采集到的数据用连续的点线段表示。图11中司以看出，本发明得到血糖数据与Gluco Dr血糖仪采集的指血数据相吻合，说明了本发明无创监测的稳定性与灵敏度较高。
图12示意性示出了本发明第三实施例提供的二号志愿者12小时内无创检测与有创检测患者血糖浓度的对比图，其中，二号志愿者为年龄60岁的轻度糖尿病患者。在图12中，二号志愿者使用Gluco Dr血糖仪采集的指血用5个离散点表示，二号志愿者使用本发明传感器采集到的数据用连续的点线段表示。病人的进餐时间为：早餐7:30；午餐11:30；晚餐5:30，因此，从图12中可以看出，通过无创监测所得数据在餐后均出现了血糖的峰值，且在一段时间后，回复到餐前水平，与通过有创方法检测到的值吻合，因此可以直观的反映出，本发明具有较好的灵敏度，即对日常血糖波动的峰值具有捕捉能力。
医学上常用Clarke误差栅格对监测系统的临床准确度进行评估，图13示意性示出了本发明第三实施例提供的实验结果综合评价Clarke图，临床对于A～E五个区域的定义分别为：A-临床上准确；B-相对准确；C-不准确；D-不准确，有潜在的治疗错误危险；E-不准确，与实际应采取的措施相反，五个分区的危险程度依次增加。通过计算得出，参阅图14，与有创血糖仪对比，在20mM以内有91.0％的数据点分布在A、B区域，表明该无创血糖监测系统的临床准确度为91.0％。
图15示意性示出了本发明第三实施例提供的微传感器与无线智能设备相连接后的检测过程示意图。该系统的检测过程包括：
在三电极阵列5上产生的响应电流通过信号接收和信号转换，变成易于数字处理的形式。
使用低通滤波器将过滤信号中的高频噪声后信号处理，截断长时间的数据序列，并对截取的数字序列加权，进行数字滤波，把所得到的有限长的时间序列按照给定的程序进行运算。
通过NFC模块2将信号通过无线方式发送给手机终端接收，通过手机终端的智能软件将大数据储存至终端，用作专业程序后续统计分析。
以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种检测微传感器，包括：
至少一个检测单元(1)及NFC模块(2)；
所述检测单元(1)包括抽取电极(3)、微流道(4)和三电极阵列(5)；所述抽取电极(3)将含有待检测物质的汗液通过所述微流道(4)传输至所述三电极阵列(5)进行检测，得到所述待检测物质对应的响应电流；
NFC模块(2)用于将所述响应电流转化为调制信号。
2.根据权利要求1所述的微传感器，其中，所述微流道(4)设置在所述抽取电极(3)的上方，所述微流道(4)包覆所述三电极阵列(5)。
3.根据权利要求1所述的微传感器，其中，所述抽取电极(3)的数量为一对，其外半径(12)预设值范围为1000-5000μm，一对所述抽取电极(3)之间的间距(13)的预设值范围为100-500μm。
4.根据权利要求1所述的微传感器，其中，每一所述微流道(4)包括一个及以上的入口腔(7)、出口腔(8)和连接通道(6)，所述入口腔(7)和所述出口腔(8)的形状可以为圆形或n边形，其中n≥3。
5.根据权利要求4所述的微传感器，其中，所述入口腔(7)的尺寸(19)预设值范围为1000-4000μm；所述出口腔(8)的尺寸(20)预设值范围为1000-2000μm，所述连接通道(6)的宽度(14)预设值范围为100-200μm。
6.根据权利要求1所述的微传感器，其中，所述三电极阵列(5)包括工作电极(9)、参比电极(10)和对电极(11)，所述参比电极(10)和所述对电极(11)设置在所述工作电极(9)的两侧。
7.根据权利要求6所述的微传感器，其中，所述工作电极(9)上涂有与待检测物质相对应的检测酶。
8.根据权利要求6或7所述的微传感器，其中，所述工作电极(9)半径(15)的预设值范围为30-300μm，所述参比电极(10)与所述对电极(11)的半径(16)预设值范围为300-600μm，所述参比电极(10)与所述对电极(11)之间的间距(17)的预设值范围为50-200μm，所述参比电极(10)与所述对电极(11)的电极宽度(18)预设值范围为50-200μm。
9.一种检测方法，包括：
S1：利用表面粘贴有汗液刺激兴奋剂水凝胶的抽取电极(3)刺激皮肤，产生汗液；同时，所述抽取电极(3)获得皮下组织液中待检测物质；
S2：通过微流道(4)将所述含有待检测物质的汗液传输至三电极阵列(5)进行检测，得到待检测物质对应的响应电流；
S3：采用电化学检测算法，根据所述响应电流计算血液中所述待检测物质的浓度。
10.根据权利要求9所述的检测方法，其中，所述电化学检测算法表示如下：
i(t)表示待检测物质对应的响应电流，表示皮下组织液中的待检测分子的浓度，κ1，κ2表示效应影响因子，Dm表示总传质扩散系数，t表示时间，l表示厚度，n为电子传递个数，F为法拉第常数，Am是工作电极的几何面积。
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