CN111387993B - 微创检测左旋多巴的传感器及其检测系统 - Google Patents

微创检测左旋多巴的传感器及其检测系统 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种微创检测左旋多巴的传感器及其检测系统。该传感器包含有一基底，基底下平面固定有三根针形电极，其分别为第一工作电极，第二工作电极，以及参比电极。三根针形电极上端均连接着导电片，在导电片上端固定有一块印刷电路板，电极的信号可以通过导电片与印刷电路板的触点连接。本发明在使用过程中，三根针形电极刺入并停留在人体皮肤的浅表层，以此来持续将体液中探测到的反应电流输出，由于第一工作电极与第二工作电极表面修饰有不同的涂层，因此可以通过差分的方式计算得到左旋多巴的浓度，从而实现微创连续检测左旋多巴浓度。

Description

微创检测左旋多巴的传感器及其检测系统
技术领域
本发明属于医疗监测仪器技术领域，更具体地说，涉及一种微创检测左旋多巴的传感器及其检测系统。
背景技术
帕金森是一种由缺乏神经递质多巴胺引起的常见神经系统变性疾病，平均发病年龄为60岁左右，患者常表现为静止性震颤、运动迟缓、肌强直和姿势步态障碍。自1960年起，左旋多巴(L-DOPA)作为一种最为有效药物被用于治疗帕金森病。由于左旋多巴是多巴胺的代谢前体，左旋多巴可以穿越血脑屏障，而多巴胺本身则不能，因此服用左旋多巴药物可以有效提高多巴胺水平。然而长期使用左旋多巴也将使血液中的左旋多巴浓度提高，进而产生运动障碍等其他负面影响。因此，检测并控制治疗过程中左旋多巴在血液中的浓度至关重要。
目前用于检测左旋多巴的几种分析方法，包含：分光光度法，气相色谱法，高效液相色谱法等，这些方法都需要长时间分析，实时性较差无法用于动态监测血液中的左旋多巴浓度。
电化学检测方法由于灵敏度高、制造成本低等优点，现今被研究用于左旋多巴的监测。目前在电化学方法测定生物体内左旋多巴含量时，最大的困难是与其共存的抗坏血酸，葡萄糖与尿酸等干扰物的影响。
发明内容
本发明针对现有技术存在的上述不足，提供了一种微创检测左旋多巴的传感器。该传感器的工作电极一，工作电极二与参比电极刺入并停留在人体皮肤的浅表层，工作电极一生成目标信号与干扰信号，工作电极二只生成干扰信号，两者进行差分，从而排除干扰并对左旋多巴进行连续监测。
本发明解决其技术问题所采取的技术方案如下所述：
一种微创检测左旋多巴的传感器，其包括基座和绝缘顶盖，两者构成传感器内腔，传感器内腔中安装有印刷电路板，在基座的底面固定有第一针形工作电极、第二针形工作电极和参比电极；所述第一针形工作电极、第二针形工作电极和参比电极的固定端各自通过不同的导电片连接印刷电路板上对应的信号触点，第一针形工作电极、第二针形工作电极和参比电极的尖端均突出基座的底面；第一针形工作电极、第二针形工作电极分别与参比电极构成双电极体系；
所述第一针形工作电极为多层复合结构，中心为第一金属针芯，第一金属针芯外面依次包裹有第一催化金属层和第一生物相容高分子渗透膜层；
所述第二针形工作电极为多层复合结构，中心为第二金属针芯，第二金属针芯外面依次包裹有第二催化金属层、酪氨酸酶层和第二生物相容高分子渗透膜层。
作为优选，所述第一金属针芯和/或第二金属针芯的材质为金。
作为优选，所述第一催化金属层和/或第二催化金属层为金纳米颗粒。
作为优选，所述的第一生物相容高分子渗透膜层和/或第二生物相容高分子渗透膜层为聚氨酯层。
作为优选，所述的参比电极为银/氯化银电极。
作为优选，所述基座的底面边缘部分贴有一圈粘性胶布，用于将传感器粘贴固定于皮肤表面。
作为优选，所述第一针形工作电极、第二针形工作电极和参比电极以可拆卸形式固定于基座上。
作为优选，所述的印刷电路板包含恒电位电路、蓝牙天线、金属触点、微处理器和锂电池。
本发明的另一目的在于提供一种左旋多巴检测系统，其包括上述任一项方案所述传感器以及上位机，所述传感器与所述上位机连接进行数据传输；
所述传感器用于在外加电压下分别获取两个双电极体系对于待测体液的氧化还原反应电信号，并将其发送给所述上位机；其中第一针形工作电极获得体液在外加电压下的基础电流I1，第二针形工作电极获得体液中的左旋多巴被酪氨酸酶层催化生成多巴醌后，在外加电压下的检测电流I2；
所述上位机获取基础电流I1和检测电流I2后，计算两者的差分电流，根据差分电流与左旋多巴浓度间的换算公式计算得到待测体液中的左旋多巴浓度。
作为优选，所述的浓度换算公式是差分电流与样品中左旋多巴浓度之间的拟合公式。
与现有技术相比，本发明具有以下有益效果：
本发明可以利用三根针形电极刺入并停留在人体皮肤的浅表层，以此来持续将体液中探测到的反应电流输出，由于两个工作电极表面修饰有不同的涂层，因此可以通过差分的方式计算得到左旋多巴的浓度，从而实现微创连续检测左旋多巴浓度。本发明排除了体液中存在的干扰，实现了持续探测体液中左旋多巴浓度并可以连续输出，有效控制帕金森患者用药量在一个合适的水平。
附图说明
图1是本发明的整体结构示意图；
图2是本发明的爆炸图；
图3是本发明的第一针形工作电极示意图；
图4是本发明的第二针形工作电极示意图；
图5是第一针形工作电极与第二针形工作电极在不同浓度左旋多巴下的电流值。
图中附图标记为：基座1、第一针形工作电极2、参比电极3、第二针形工作电极4、导电片5、印刷电路板6、绝缘顶盖7、第一金属针芯2.1、第一金属催化层2.2、第一生物相容高分子渗透膜层2.3、第二金属针芯4.1、第二金属催化层4.2、第二生物传感层4.3、第二生物相容高分子渗透膜层4.4。
具体实施方式
下面结合附图对本发明的实例作详细说明，本实例在以本发明技术方案为前提下进行实施，给出了详细的实施方式和具体的操作过程，但本发明的保护范围不限于下述实例。
如图1和2所示，在本发明的一较佳实施例中提供了一种微创检测左旋多巴的传感器，在该传感器中设有一个基座1和一个绝缘顶盖7。基座1是整个传感器的安装骨架，呈板状。在基座1的底面固定有一条第一针形工作电极2，一条第二针形工作电极4与一条参比电极3。三根电极与基座1的底面垂直安装，其尖端朝下设置。在使用时，三根电极的尖端刺入皮肤，并固定在皮肤的浅表层。第一针形工作电极2、第二针形工作电极4与参比电极3的固定端各自通过不同的导电片5连接印刷电路板6上供信号输入的金属触点。由此，第一针形工作电极2与参比电极3，第二针形工作电极2与参比电极3分别构成两个双电极体系。这两个双电极体系在体液中分别发生不同的电化学反应并生成电信号，电信号传递至印刷电路板6中，基座1上装配有一个塑料材质的电绝缘顶盖7，而印刷电路板6内置并封装于两者构成的传感器内腔中。为了加强固定效果，在基座1的边缘位置存在一圈胶布可固定于人体皮肤，胶布可以采用医用双面胶或者粘性凝胶等产品。
为了便于使用，基座1的底面上具有一个凹槽，凹槽中开设三个电极安装孔，第一针形工作电极2、第二针形工作电极4和参比电极3均匀布置于该凹槽中。各电极的固定端穿过电极安装孔进行固定，其尖端需要突出于基座1的底面，使其能够刺入皮肤。尖端的突出长度需要合理设置，以能够接触皮肤浅表层的体液为准，但不能刺入太深，以免过于损失皮肤组织。另外，参见图2所示，本发明的各电极可以以可拆卸的形式安装或者贴附在基座1底面，与电极匹配的导电片5可以设置成卡件形式，电极的固定端可以利用导电片5固定于基座1上。当完成依次检测过程时可以对其进行拆卸替换，并对基座1、导电片5和印刷电路板进行复用，降低使用成本。
在这两个双电极体系中，工作电极由于包裹了不同的复合结构，因此发生的电化学反应并不相同。其中，如图3所示，第一针形工作电极为多层复合结构，中心为第一金属针芯2.1，第一金属针芯2.1外面依次包裹有第一催化金属层2.2和第一生物相容高分子渗透膜层2.3。在本实例中，第一金属针芯2.1材质为金，第一催化金属层2.2为金纳米颗粒层，第一生物相容高分子渗透膜层2.3为聚氨酯Pu层。体液中的左旋多巴以及抗坏血酸等干扰物质在0.3V的外加电压下发生氧化还原反应，进而产生电信号，电信号通过第一金属针芯2.1向外传递。而如图4所示，第二针形工作电极4也为多层复合结构，中心为第二金属针芯4.1，第二金属针芯4.1外面依次包裹有第二催化金属层4.2、酪氨酸酶层4.3和第二生物相容高分子渗透膜层4.4。在本实例中，第二金属针芯4.1为金，第二催化金属层4.2为金纳米颗粒层，酪氨酸酶层4.3作为生物传感层，第二生物相容高分子渗透膜层4.4为聚氨酯Pu层。体液中的左旋多巴通过Pu层渗入，在生物传感层中被酪氨酸酶反应生成多巴醌。而抗坏血酸等干扰物质依旧在0.3V的外加电压下发生氧化还原反应，进而生成电信号，电信号通过第二金属针芯4.1向外传递。因此，两个工作电极的电信号之间的差异在于被酪氨酸酶反应生成的多巴醌所造成的氧化还原电位。如图5所示，为第一针形工作电极2与第二针形工作电极4在不同浓度左旋多巴下的电流值，因此将两者的电信号进行差分计算，由此可以根据差分信号，换算得到体液中左旋多巴的浓度。
在本发明中，参比电极的形式可以采用任意现有技术中的银/氯化银电极实现，但在本实例中，其内部针芯为银，其表面复合有银/氯化银层。
在本发明中，第一针形工作电极，第二针形工作电极和参比电极的作用是获取体液中相关反应的电化学信号，而印刷电路板的作用是接收电极所采集的电信号并对信号进行相应的处理。印刷电路板的具体形式以及电路结构，可根据所需功能进行设计，也可以采用现有的市售产品，并非本发明的关键。一般而言，印刷电路板上需要设置恒电位电路、蓝牙天线、金属触点、微处理器以及外围电路和锂电池。电极所采集的电信号需要通过金属触点传输至印刷电路板的微处理器中，然后通过蓝牙天线无线传输至相应的上位机中。需注意，本发明的上述传感器中并不需要进行左旋多巴浓度的计算，其主要是检测相应的电信号，后续的信号处理和计算可以由外部系统实现。
因此，本发明基于上述传感器，可以进一步提供一种左旋多巴检测系统，其包含上述传感器以及上位机，传感器与上位机通过蓝牙连接进行数据传输。当然，传感器与上位机之间也可以通过其他的有线或者无线方式连接。在该系统中，传感器先固定在皮肤表面，三个电极刺入皮肤的浅表层与体液接触。对三个电极构成的两个双电极体系施加相同的电位，就可以分别获取两个双电极体系对于待测体液的氧化还原反应电信号，并将其发送给上位机。如前所述，在这两个双电极体系中，工作电极由于包裹了不同的复合结构，因此发生的电化学反应并不相同，其中第一针形工作电极2获得体液在外加电压下的基础电流I1，该电流由左旋多巴以及抗坏血酸等干扰物质的氧化还原反应产生；而第二针形工作电极4由于还具有酪氨酸酶层4.3，因此可以获得体液中的左旋多巴被酪氨酸酶层4.3催化生成多巴醌后，在外加电压下的检测电流I2。上位机中的计算单元获取基础电流I1和检测电流I2后，计算两者的差分电流△I＝I1-I2，根据预先存储的差分电流与左旋多巴浓度间的换算公式，计算得到待测体液中的左旋多巴浓度。
在本发明中，用于数据处理的浓度换算公式可由数据拟合得到，其为差分电流与样品中左旋多巴浓度之间的拟合公式。可利用上述传感器对含有不同浓度左旋多巴的体液进行测定，在外加恒电位下检测响应电流，拟合直线得到待测体液的左旋多巴浓度与其差分电流之间的换算关系。
以上所述的实施例只是本发明的一种较佳的方案，然其并非用以限制本发明。有关技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，还可以做出各种变化和变型。因此凡采取等同替换或等效变换的方式所获得的技术方案，均落在本发明的保护范围内。

Claims (9)

1.一种左旋多巴检测系统，其特征在于，包括微创检测左旋多巴的传感器以及上位机，所述微创检测左旋多巴的传感器与所述上位机连接进行数据传输；
所述微创检测左旋多巴的传感器包括基座（1）和绝缘顶盖（7），两者构成传感器内腔，传感器内腔中安装有印刷电路板（6），在基座（1）的底面固定有第一针形工作电极（2）、第二针形工作电极（4）和参比电极（3）；所述第一针形工作电极（2）、第二针形工作电极（4）和参比电极（3）的固定端各自通过不同的导电片（5）连接印刷电路板（6）上对应的信号触点，第一针形工作电极（2）、第二针形工作电极（4）和参比电极（3）的尖端均突出基座（1）的底面；第一针形工作电极（2）、第二针形工作电极（4）分别与参比电极（3）构成双电极体系；
所述第一针形工作电极（2）为多层复合结构，中心为第一金属针芯（2.1），第一金属针芯（2.1）外面依次包裹有第一催化金属层（2.2）和第一生物相容高分子渗透膜层（2.3）；
所述第二针形工作电极（4）为多层复合结构，中心为第二金属针芯（4.1），第二金属针芯（4.1）外面依次包裹有第二催化金属层（4.2）、酪氨酸酶层（4.3）和第二生物相容高分子渗透膜层（4.4）；
所述传感器用于在外加电压下分别获取两个双电极体系对于待测体液的氧化还原反应电信号，并将其发送给所述上位机；其中第一针形工作电极（2）获得体液在外加电压下的基础电流I1，第二针形工作电极（4）获得体液中的左旋多巴被酪氨酸酶层（4.3）催化生成多巴醌后，在外加电压下的检测电流I2；
所述上位机获取基础电流I1和检测电流I2后，计算两者的差分电流，根据差分电流与左旋多巴浓度间的换算公式计算得到待测体液中的左旋多巴浓度。
2.如权利要求1所述的左旋多巴检测系统，其特征在于，所述第一金属针芯（2.1）和/或第二金属针芯（4.1）的材质为金。
3.如权利要求1所述的左旋多巴检测系统，其特征在于，所述第一催化金属层（2.2）和/或第二催化金属层（4.2）为金纳米颗粒。
4.如权利要求1所述的左旋多巴检测系统，其特征在于所述的第一生物相容高分子渗透膜层（2.3）和/或第二生物相容高分子渗透膜层（4.4）为聚氨酯层。
5.如权利要求1所述的左旋多巴检测系统，其特征在于，所述的参比电极（3）为银/氯化银电极。
6.如权利要求1所述的左旋多巴检测系统，其特征在于，所述基座（1）的底面边缘部分贴有一圈粘性胶布，用于将传感器粘贴固定于皮肤表面。
7.如权利要求1所述的左旋多巴检测系统，其特征在于，所述第一针形工作电极（2）、第二针形工作电极（4）和参比电极（3）以可拆卸形式固定于基座（1）上。
8.如权利要求1所述的左旋多巴检测系统，其特征在于，所述的印刷电路板（6）包含恒电位电路、蓝牙天线、金属触点、微处理器和锂电池。
9.如权利要求1所述的左旋多巴检测系统，其特征在于，所述的浓度换算公式是差分电流与样品中左旋多巴浓度之间的拟合公式。
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