CN111803086B - 一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器及其制作方法 - Google Patents
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Abstract
一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器及其制作方法，本发明的传感器采用工作电极、参考电极和辅助电极的三电极形式，测试的微电流从工作电极和辅助电极通过，参考电极基本没有电流通过，从而延长参考电极的使用寿命；通过对传感器电极制作工艺的改进，使得工艺变的简单、质量可控，并且保持了工作电极葡萄糖氧化酶的稳定性，确保传感器测试数据准确；此外，取消了牛血清白蛋白等载体，采用戊二醛和硅烷双功能偶联的方式保证葡萄糖氧化酶的活性和稳定性，降低了对人体的安全隐患，减轻了人体的排异反应；通过发射器和传感器可拆装的卡合连接方式，使得传感器和发射器能够方便分离，实现更换传感器后发射器还能够重复使用，降低了用户的使用成本。
Description
技术领域
本发明涉及糖尿病人血糖实时监测用的针状式传感器领域，更具体的说涉及一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器及其制作方法。
背景技术
动态血糖监测系统（RGMS）是近年来投入临床使用的一种新型持续动态血糖监测系统，它连接一个或多个探测头类似针头，探测头用于置入皮下组织。探测头直径很小，置入时患者无明显痛感和不适感。仪器间隔一定时间从探测头接受一次反映血糖变化的电信号，将多次采集到的电信号平均值转化成为血糖值存储起来。每天可以记录几百个血糖值。动态血糖监测仪还可以同时存储进餐、运动、用药等时间。这就可以让患者不用每天再忍受针扎的痛苦，并且它能提供每日血糖图，多日血糖图波动趋势分析和每日血糖数据的小结，是血糖检测的新突破。
动态血糖监测仪的探测针头即电极，为了提高血糖监测的准确性，通常需要工作电极和参考电极配合使用。公开号为CN101530328B的发明专利“皮下植入式的葡萄糖传感器及其制作方法”公开了一种带有工作电极和参考电极的双电极皮下植入式葡萄糖传感器，改进和优化了实际葡萄糖传感器的性能、相互兼容性和一致性。虽然该传感器的性能和稳定性得到了一定保障，但是参考电极会有电流通过，参考电极内含有的氯化银会和电子发生反应AgCl+e-→Ag+Cl-，使得银\氯化银层中的氯化银被持续消耗，影响参考电极的使用寿命；此外，该传感器电极的制作使用的生化材料较多，工艺过于复杂，不利于电极质量的控制，报废率高，使得传感器成本较高；特别的，葡萄糖氧化酶的交联需要使用牛血清白蛋白或人血清白蛋白等作为载体，对人体存在一定的生物安全隐患，并且会增加人体排异反应的可能性。
发明内容
针对现有技术的不足之处本发明提供一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器及其制作方法，本发明的三电极皮下植入式葡萄糖传感器采用工作电极、参考电极和辅助电极的三电极形式，测试的微电流从工作电极和辅助电极通过，参考电极仅对电压进行测量，基本没有电流通过，从而延长参考电极的使用寿命，即延长了传感器的使用寿命，由原本的仅能植入佩戴几天延长至植入佩戴半个月至一个月；通过对传感器电极制作工艺的改进以及生化材料的简化，使得复杂的工艺变的简单、质量可控，降低了传感器的成本，并且通过工艺改进保持了工作电极葡萄糖氧化酶的稳定性，确保传感器测试数据准确；此外，取消了牛血清白蛋白或人血清白蛋白等葡萄糖氧化酶的载体，采用戊二醛和硅烷双功能偶联的方式保证葡萄糖氧化酶的活性和稳定性，降低了对人体的生化安全隐患，减轻了人体的排异反应；通过发射器和传感器可拆装的卡合连接方式，使得传感器和发射器能够方便分离，实现更换传感器后发射器还能够重复使用，降低了用户的使用成本。
本发明的具体技术方案如下：一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，包括针状式的工作电极、参考电极和辅助电极，所述工作电极、所述参考电极和所述辅助电极固定于传感器座；
所述工作电极由内而外包括第一导电基体、第一金属过渡层、第一贵金属层、内偶联层、固定化酶层、外偶联层、第一高分子膜层；
所述参考电极由内而外包括第二导电基体、第二金属过渡层、银\氯化银层、第二高分子膜层；
所述辅助电极由内而外包括第三导电基体、第三金属过渡层、第二贵金属层、偶联层、第三高分子膜层。
对于糖尿病患者的连续血糖监测所使用的传感器为消耗品，需要定期更换，影响传感器使用寿命的最关键因素是参考电极的损耗，所述参考电极在有电子通过时，里面含有的氯化银会和电子发生反应AgCl+e-→Ag+Cl-，使得所述银\氯化银层中的氯化银被持续消耗，影响所述参考电极的使用寿命，而通过增加所述辅助电极，能够使大部分电子都从所述辅助电极通过，减少所述银\氯化银层的消耗，延长传感器使用寿命；所述工作电极为起主要电化学反应的电极，其内部存在与人体血液葡萄糖发生反应的生物酶，即所述固定化酶层，外层为限制葡萄糖与生物酶反应量的所述第一高分子膜层，为了提高生物酶的稳定性并保持活性，通常将所述固定化酶层固定到载体上，并在所述固定化酶层和所述第一高分子膜层之间采用偶联剂进行偶联，而载体通常使用牛血清白蛋白或人血清白蛋白，对人体存在一定的生物安全隐患。
作为本发明的优选，所述传感器座包括塑料基体，位于所述塑料基体中间的三个呈三角形排列的金属连接点，所述金属连接点中间开设有安装孔，所述工作电极、所述参考电极和所述辅助电极针尾端分别穿过所述安装孔后与所述金属连接点连接导通。
所述工作电极、所述参考电极和所述辅助电极在所述塑料基体上呈三角形排列能够保证三电极之间的距离较近，对于血糖的监测值更加准确。
作为本发明的优选，三个所述金属连接点呈正三角形排列，且正三角形边长为3mm~6mm。
当所述工作电极、所述参考电极和所述辅助电极两两之间的距离太近时，植入人体的阻力较大，距离较远时，血糖监测的数据偏差较大，在距离为3mm~6mm时既能保证能够顺畅植入人体，又能保证传感器的数据准确性。
作为本发明的优选，所述工作电极、所述参考电极和所述辅助电极均垂直于所述塑料基体安装。
所述工作电极、所述参考电极和所述辅助电极垂直植入人体较为顺畅，特别是利用辅助佩戴工具时，垂直植入变的异常轻松，人体基本不会有疼痛感，在垂直植入后，所述塑料基体和人体植入表面贴合程度较好，能够保证传感器植入后的稳定性。
作为本发明的优选，所述传感器座还包括位于所述塑料基体上的至少三个金属触点，所述金属触点分别与所述金属连接点导通，所述塑料基体上设有与发射器连接的卡合机构。
所述发射器为传感器提供工作需要的电压，并且接收传感器电极产生的电流，所述金属触点与所述发射器上的触点位置相对，在所述发射器和所述传感器座卡合连接时，所述金属触点与所述发射器上的触点导通实现电流数据的传输；所述传感器为消耗品，需要定期更换，所述发射器能够长期使用，通过所述卡合机构能够方便所述传感器和所述发射器的分离，实现所述发射器的重复使用。
作为本发明的优选，所述发射器内安装有运算放大器，所述参考电极通过所述金属连接点和所述金属触点与所述运算放大器的反向输入端电连接，所述辅助电极通过所述金属连接点和所述金属触点与所述运算放大器的输出端电连接。
所述参考电极连接所述运算放大器的反向输入端，所述辅助电极连接所述运算放大器的输出端，使得大部分电流都从所述辅助电极通过，所述参考电极几乎没有电流流过，即没有电子通过，减弱了反应AgCl+e-→Ag+Cl-的发生，延长所述参考电极的使用寿命。
作为本发明的优选，所述第一导电基体材料为不锈钢，所述第一金属过渡层为金，所述第一贵金属层为铂，所述内偶联层和所述外偶联层为硅烷，所述固定化酶层为葡萄糖氧化酶，所述第一高分子膜层为聚氨酯和/或聚乙二醇。
所述第一导电基体的材料优选304不锈钢或316不锈钢，韧性好，人体排异反应小，安全性强；所述固定化酶层为葡萄糖氧化酶能够有效催化葡萄糖+O2→葡萄糖酸+H2O2反应的发生，所述第一高分子膜层为聚氨酯和/或聚乙二醇能够限制葡萄糖进入所述固定化酶层参与反应，保证有足够的氧气参与反应，使得葡萄糖浓度为H2O2生成量的决定因素；所述第一金属过渡层为金，所述第一贵金属层为铂能够有效催化H2O2→O2+2H++2e-反应的发生，使H2O2生成量转化为电子生成量，电子通过所述工作电极产生微电流，并且金和铂能够降低信噪比，使得微电流和葡萄糖浓度之间呈线性正相关；所述内偶联层和所述外偶联层优选硅烷，不仅能够起到很好的偶联效果，提高所述固定化酶层的稳定性，而且简化了工艺，使得所述工作电极的质量可控。
作为本发明的优选，所述第二导电基体材料为不锈钢，所述第二金属过渡层为银，所述第二高分子膜层为聚氨酯和/或聚乙二醇。
所述第二导电基体的材料优选304不锈钢或316不锈钢，韧性好，人体排异反应小，安全性强；所述第二金属过渡层为银，并且在银层外过渡所述银\氯化银层具有较高的精确度和稳定性。
作为本发明的优选，所述第三导电基体材料为不锈钢，所述第三金属过渡层为金，所述第二贵金属层为铂，所述偶联层为硅烷，所述第三高分子膜层为聚氨酯和/或聚乙二醇。
所述第三导电基体的材料优选304不锈钢或316不锈钢，韧性好，人体排异反应小，安全性强；所述第三金属过渡层为金，所述第二贵金属层为铂能够降低电流信噪比，保证和所述工作电极组成回路后电流稳定性。
本发明还公开了一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器的制作方法：
所述传感器包括针状式的工作电极、参考电极和辅助电极，所述工作电极、所述参考电极和所述辅助电极固定于传感器座；
所述工作电极由内而外包括第一导电基体、第一金属过渡层、第一贵金属层、内偶联层、固定化酶层、外偶联层、第一高分子膜层，所述第一导电基体材料为不锈钢，所述第一金属过渡层为金，所述第一贵金属层为铂，所述内偶联层和所述外偶联层为硅烷，所述固定化酶层为葡萄糖氧化酶，所述第一高分子膜层为聚氨酯和/或聚乙二醇；
所述参考电极由内而外包括第二导电基体、第二金属过渡层、银\氯化银层、第二高分子膜层，所述第二导电基体材料为不锈钢，所述第二金属过渡层为银，所述第二高分子膜层为聚氨酯和/或聚乙二醇；
所述辅助电极由内而外包括第三导电基体、第三金属过渡层、第二贵金属层、偶联层、第三高分子膜层，所述第三导电基体材料为不锈钢，所述第三金属过渡层为金，所述第二贵金属层为铂，所述偶联层为硅烷，所述第三高分子膜层为聚氨酯和/或聚乙二醇；
所述工作电极的所述第一金属过渡层采用阳离子刻蚀法覆盖于所述第一导电基体外层；所述第一贵金属层采用阳离子刻蚀法或电化学沉积法覆盖于所述第一金属过渡层外层；所述内偶联层采用浸渍或涂布方式覆盖于所述第一贵金属层外层；所述固定化酶层由酶溶液采用浸渍或涂布方式附着于所述内偶联层外层；所述外偶联层采用浸渍或涂布方式覆盖于所述固定化酶层外层；所述第一高分子膜层采用浸渍或涂布方式覆盖于所述外偶联层外层。
所述工作电极在不锈钢针外层电镀金层，在金层外层阳离子刻蚀法或电化学沉积铂层，在铂层外层浸渍或涂布硅烷再将葡萄糖氧化酶浸渍或涂布于外层，在酶层外层浸渍或涂布硅烷，最后再浸渍或涂布聚氨酯和/或聚乙二醇，整个制作方法简单成本低，质量可控，能够保证葡萄糖氧化酶的稳定性。
作为本发明的优选，所述参考电极的所述第二金属过渡层采用阳离子刻蚀法覆盖于所述第二导电基体外层；所述银\氯化银层由所述第二金属过渡层氯化形成；所述第二高分子膜层采用浸渍或涂布方式覆盖于所述银\氯化银层外层。
所述参考电极在不锈钢针外层电镀银层，对银层氯化后生成银\氯化银层，在银\氯化银层外部再浸渍或涂布聚氨酯和/或聚乙二醇，制作方法简单，质量可控，作为参考电极能够保证电压稳定。
作为本发明的优选，所述辅助电极的所述第三金属过渡层采用阳离子刻蚀法覆盖于所述第三导电基体外层；所述第二贵金属层采用阳离子刻蚀法或电化学沉积法覆盖于所述第三金属过渡层外层；所述偶联层采用浸渍或涂布方式覆盖于所述第二贵金属层外层；所述第三高分子膜层采用浸渍或涂布方式覆盖于所述偶联层外层。
所述辅助电极相当于所述工作电极去除了葡萄糖氧化酶层，其它结构及制作方法与工作电极相同，保证和所述工作电极组成回路后电流的稳定性。
作为本发明的优选，所述酶溶液溶质为葡萄糖氧化酶，溶液为磷酸缓冲溶液，且葡萄糖氧化酶的浓度为0.02g/ml~0.2g/ml。
葡萄糖氧化酶在磷酸缓冲溶液中浓度为0.02g/ml~0.2g/ml的情况下活性更好，对人体血糖催化反应的效果更好。
作为本发明的优选，所述葡萄糖氧化酶通过戊二醛交联固化。
戊二醛和葡萄糖氧化酶溶液通过一定比例混合，采用浸渍或涂布方式覆盖到硅烷层上，再在外层浸渍或涂布硅烷层；游离的葡萄糖氧化酶通过戊二醛和硅烷的双功能偶联，交联固化形成类似三明治的夹心层，游离酶结合成聚集体，使得酶的活性位点更加密集，稳定性高，在持续葡萄糖监测中具有稳定持久的反应能力。
作为本发明的优选，所述葡萄糖氧化酶与所述戊二醛交联温度为25℃~35℃，单次交联时间为20min~60min。
所述葡萄糖氧化酶和所述戊二醛在25℃~35℃温度条件下交联20min~60min能够保证酶活性稳定并且聚集性更好，保证人体血糖催化反应的效果。
作为本发明的优选，所述葡萄糖氧化酶与所述戊二醛在所述工作电极上浸渍或涂布的次数不少于3次。
通过多次浸渍或涂布，所述葡萄糖氧化酶在所述工作电极上的分布更加均匀，所述固定化酶层厚度更厚，人体持续葡萄糖监测更加稳定持久，延长所述工作电极的使用寿命。
综上所述，本发明具有以下有益效果：
1.采用工作电极、参考电极和辅助电极的三电极形式，测试的微电流从工作电极和辅助电极通过，参考电极仅对电压进行测量，基本没有电流通过，从而延长参考电极的使用寿命，即延长了传感器的使用寿命，由原本的仅能植入佩戴几天延长至植入佩戴半个月至一个月；
2.通过对传感器电极制作工艺的改进以及生化材料的简化，使得复杂的工艺变的简单、质量可控，降低了传感器的成本，并且通过工艺改进保持了工作电极葡萄糖氧化酶的稳定性，确保传感器测试数据准确；
3.取消了牛血清白蛋白或人血清白蛋白等葡萄糖氧化酶的载体，采用戊二醛和硅烷双功能偶联的方式保证葡萄糖氧化酶的活性和稳定性，降低了对人体的生化安全隐患，减轻了人体的排异反应；
4.通过发射器和传感器可拆装的卡合连接方式，使得传感器和发射器能够方便分离，实现更换传感器后发射器还能够重复使用，降低了用户的使用成本。
附图说明
图1为本发明传感器电极针尖一侧朝上的立体图；
图2为本发明传感器电极针尖一侧朝下的立体图；
图3为本发明传感器工作电极的结构示意图；
图4为本发明传感器参考电极的结构示意图；
图5为本发明传感器辅助电极的结构示意图；
图6为本发明传感器参考电极和辅助电极连接运算放大器的示意图；
图7为本发明三电极传感器和双电极传感器线性相关度变化折线图；
图8为本发明三电极传感器参考电极和双电极传感器参考电极测试对比图；
图中，1-工作电极、11-第一导电基体、12-第一金属过渡层、13-第一贵金属层、14-内偶联层、15-固定化酶层、16-外偶联层、17-第一高分子膜层、2-参考电极、21-第二导电基体、22-第二金属过渡层、23-银\氯化银层、24-第二高分子膜层、3-辅助电极、31-第三导电基体、32-第三金属过渡层、33-第二贵金属层、34-偶联层、35-第三高分子膜层、4-传感器座、41-塑料基体、411-卡合机构、42-金属连接点、43-金属触点。
具体实施方式
下面将结合附图，通过具体实施例对本发明作进一步说明。
实施例1：如图1、图2、图3、图4、图5，一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，包括针状式的工作电极1、参考电极2和辅助电极3，工作电极1、参考电极2和辅助电极3固定于传感器座4；
工作电极1由内而外包括第一导电基体11、第一金属过渡层12、第一贵金属层13、内偶联层14、固定化酶层15、外偶联层16、第一高分子膜层17；
参考电极2由内而外包括第二导电基体21、第二金属过渡层22、银\氯化银层23、第二高分子膜层24；
辅助电极3由内而外包括第三导电基体31、第三金属过渡层32、第二贵金属层33、偶联层34、第三高分子膜层35。
对于糖尿病患者的连续血糖监测所使用的传感器为消耗品，需要定期更换，影响传感器使用寿命的最关键因素是参考电极2的损耗，参考电极2在有电子通过时，里面含有的氯化银会和电子发生反应AgCl+e-→Ag+Cl-，使得银\氯化银层23中的氯化银被持续消耗，影响参考电极2的使用寿命，而通过增加辅助电极3，能够使大部分电子都从辅助电极3通过，减少银\氯化银层23的消耗，延长传感器使用寿命；工作电极1为起主要电化学反应的电极，其内部存在与人体血液葡萄糖发生反应的生物酶，即固定化酶层15，外层为限制葡萄糖与生物酶反应量的第一高分子膜层17，为了提高生物酶的稳定性并保持活性，通常将固定化酶层15固定到载体上，并在固定化酶层15和第一高分子膜层17之间采用偶联剂进行偶联，而载体通常使用牛血清白蛋白或人血清白蛋白，对人体存在一定的生物安全隐患。
如图1、图2，传感器座4包括塑料基体41，位于塑料基体41中间的三个呈三角形排列的金属连接点42，金属连接点42中间开设有安装孔，工作电极1、参考电极2和辅助电极3针尾端分别穿过安装孔后与金属连接点42连接导通。
工作电极1、参考电极2和辅助电极3在塑料基体41上呈三角形排列能够保证三电极之间的距离较近，对于血糖的监测值更加准确。
如图1、图2，三个金属连接点42呈正三角形排列，且正三角形边长为3mm~6mm。
当工作电极1、参考电极2和辅助电极3两两之间的距离太近时，植入人体的阻力较大，距离较远时，血糖监测的数据偏差较大，在距离为3mm~6mm时既能保证能够顺畅植入人体，又能保证传感器的数据准确性。
如图1，工作电极1、参考电极2和辅助电极3均垂直于塑料基体41安装。
工作电极1、参考电极2和辅助电极3垂直植入人体较为顺畅，特别是利用辅助佩戴工具时，垂直植入变的异常轻松，人体基本不会有疼痛感，在垂直植入后，塑料基体41和人体植入表面贴合程度较好，能够保证传感器植入后的稳定性。
如图1、图2，传感器座4还包括位于塑料基体41上的至少三个金属触点43，金属触点43分别与金属连接点42导通，塑料基体41上设有与发射器连接的卡合机构411。
发射器为传感器提供工作需要的电压，并且接收传感器电极产生的电流，金属触点43与发射器上的触点位置相对，在发射器和传感器座4卡合连接时，金属触点43与发射器上的触点导通实现电流数据的传输；传感器为消耗品，需要定期更换，发射器能够长期使用，通过卡合机构411能够方便传感器和发射器的分离，实现发射器的重复使用。
实施例2：如图6，发射器内安装有运算放大器，参考电极2通过金属连接点42和金属触点43与运算放大器的反向输入端电连接，辅助电极3通过金属连接点42和金属触点43与运算放大器的输出端电连接。
参考电极2连接运算放大器的反向输入端，辅助电极3连接运算放大器的输出端，使得大部分电流都从辅助电极3通过，参考电极2几乎没有电流流过，即没有电子通过，减弱了反应AgCl+e-→Ag+Cl-的发生，延长参考电极2的使用寿命。
实施例3：第一导电基体11材料为不锈钢，第一金属过渡层12为金，第一贵金属层13为铂，内偶联层14和外偶联层16为硅烷，固定化酶层15为葡萄糖氧化酶，第一高分子膜层17为聚氨酯和/或聚乙二醇。
第一导电基体11的材料优选304不锈钢或316不锈钢，韧性好，人体排异反应小，安全性强；固定化酶层15为葡萄糖氧化酶能够有效催化葡萄糖+O2→葡萄糖酸+H2O2反应的发生，第一高分子膜层17为聚氨酯和/或聚乙二醇能够限制葡萄糖进入固定化酶层15参与反应，保证有足够的氧气参与反应，使得葡萄糖浓度为H2O2生成量的决定因素；第一金属过渡层12为金，第一贵金属层13为铂能够有效催化H2O2→O2+2H++2e-反应的发生，使H2O2生成量转化为电子生成量，电子通过工作电极1产生微电流，并且金和铂能够降低信噪比，使得微电流和葡萄糖浓度之间呈线性正相关；内偶联层14和外偶联层16优选硅烷，不仅能够起到很好的偶联效果，提高固定化酶层15的稳定性，而且简化了工艺，使得工作电极1的质量可控。
第二导电基体21材料为不锈钢，第二金属过渡层22为银，第二高分子膜层24为聚氨酯和/或聚乙二醇。
第二导电基体21的材料优选304不锈钢或316不锈钢，韧性好，人体排异反应小，安全性强；第二金属过渡层22为银，并且在银层外过渡银\氯化银层23具有较高的精确度和稳定性。
第三导电基体31材料为不锈钢，第三金属过渡层32为金，第二贵金属层33为铂，偶联层34为硅烷，第三高分子膜层35为聚氨酯和/或聚乙二醇。
第三导电基体31的材料优选304不锈钢或316不锈钢，韧性好，人体排异反应小，安全性强；第三金属过渡层32为金，第二贵金属层33为铂能够降低电流信噪比，保证和工作电极1组成回路后电流稳定性。
根据实施例3中的结构制作两个传感器，其中一个为三电极传感器，另一个为去掉辅助电极的双电极传感器，对两个传感器在体外磷酸盐缓冲试剂的葡萄糖溶液中进行电流测试，测试结果如下：
表1：三电极传感器体外测试电流及线性相关度
表2：双电极传感器体外测试电流及线性相关度
其中线性相关度表示的是传感器电流值变化相比测试液浓度变化的相关性，越接近100%，说明传感器的性能越好，从表1和表2的对比可以看出，三电极传感器在测试到第18天时线性相关度还是在99.9%以上，而双电极传感器在测试到第7天时就开始出现线性相关度的衰减，测试到第9天时已经下降明显，故不再进行测试。
如图7，为三电极传感器和双电极传感器线性相关度折线图的比较，从图中可以看出三电极传感器工作至18天时还能维持较好的准确性，而双电极传感器工作至6天之后稳定性就明显下降。
如图8，从工作三天后的照片也能明显看出传感器的变化，三电极传感器的参考电极只有针头部分发白，而双电极传感器的参考电极已经基本全部发白。
实施例4：制作上述实施例中三电极皮下植入式葡萄糖传感器的制作方法，传感器包括针状式的工作电极1、参考电极2和辅助电极3，工作电极1、参考电极2和辅助电极3固定于传感器座4；
工作电极1由内而外包括第一导电基体11、第一金属过渡层12、第一贵金属层13、内偶联层14、固定化酶层15、外偶联层16、第一高分子膜层17，第一导电基体11材料为不锈钢，第一金属过渡层12为金，第一贵金属层13为铂，内偶联层14和外偶联层16为硅烷，固定化酶层15为葡萄糖氧化酶，第一高分子膜层17为聚氨酯和/或聚乙二醇；
参考电极2由内而外包括第二导电基体21、第二金属过渡层22、银\氯化银层23、第二高分子膜层24，第二导电基体21材料为不锈钢，第二金属过渡层22为银，第二高分子膜层24为聚氨酯和/或聚乙二醇；
辅助电极3由内而外包括第三导电基体31、第三金属过渡层32、第二贵金属层33、偶联层34、第三高分子膜层35，第三导电基体31材料为不锈钢，第三金属过渡层32为金，第二贵金属层33为铂，偶联层34为硅烷，第三高分子膜层35为聚氨酯和/或聚乙二醇；
工作电极1的第一金属过渡层12采用阳离子刻蚀法覆盖于第一导电基体11外层；第一贵金属层13采用阳离子刻蚀法或电化学沉积法覆盖于第一金属过渡层12外层；内偶联层14采用浸渍或涂布方式覆盖于第一贵金属层13外层；固定化酶层15由酶溶液采用浸渍或涂布方式附着于内偶联层14外层；外偶联层16采用浸渍或涂布方式覆盖于固定化酶层15外层；第一高分子膜层17采用浸渍或涂布方式覆盖于外偶联层16外层。
工作电极1在不锈钢针外层电镀金层，在金层外层阳离子刻蚀法或电化学沉积铂层，在铂层外层浸渍或涂布硅烷再将葡萄糖氧化酶浸渍或涂布于外层，在酶层外层浸渍或涂布硅烷，最后再浸渍或涂布聚氨酯和/或聚乙二醇，整个制作方法简单成本低，质量可控，能够保证葡萄糖氧化酶的稳定性。
参考电极2的第二金属过渡层22采用阳离子刻蚀法覆盖于第二导电基体21外层；银\氯化银层23由第二金属过渡层22氯化形成；第二高分子膜层24采用浸渍或涂布方式覆盖于银\氯化银层23外层。
参考电极2在不锈钢针外层电镀银层，对银层氯化后生成银\氯化银层，在银\氯化银层外部再浸渍或涂布聚氨酯和/或聚乙二醇，制作方法简单，质量可控，作为参考电极能够保证电压稳定。
辅助电极3的第三金属过渡层32采用阳离子刻蚀法覆盖于第三导电基体31外层；第二贵金属层33采用阳离子刻蚀法或电化学沉积法覆盖于第三金属过渡层32外层；偶联层34采用浸渍或涂布方式覆盖于第二贵金属层33外层；第三高分子膜层35采用浸渍或涂布方式覆盖于偶联层34外层。
辅助电极3相当于工作电极1去除了葡萄糖氧化酶层，其它结构及制作方法与工作电极相同，保证和工作电极1组成回路后电流的稳定性。
实施例5：制作三电极的方法如实施例4，其中工作电极1固定化酶层15的具体交联方法如下。
酶溶液溶质为葡萄糖氧化酶，溶液为磷酸缓冲溶液，且葡萄糖氧化酶的浓度为0.02g/ml~0.2g/ml。
葡萄糖氧化酶在磷酸缓冲溶液中浓度为0.02g/ml~0.2g/ml的情况下活性更好，对人体血糖催化反应的效果更好。
葡萄糖氧化酶通过戊二醛交联固化。
戊二醛和葡萄糖氧化酶溶液通过一定比例混合，采用浸渍或涂布方式覆盖到硅烷层上，再在外层浸渍或涂布硅烷层；游离的葡萄糖氧化酶通过戊二醛和硅烷的双功能偶联，交联固化形成类似三明治的夹心层，游离酶结合成聚集体，使得酶的活性位点更加密集，稳定性高，在持续葡萄糖监测中具有稳定持久的反应能力。
葡萄糖氧化酶与戊二醛交联温度为25℃~35℃，单次交联时间为20min~60min。
葡萄糖氧化酶和戊二醛在25℃~35℃温度条件下交联20min~60min能够保证酶活性稳定并且聚集性更好，保证人体血糖催化反应的效果。
葡萄糖氧化酶与戊二醛在工作电极1上浸渍或涂布的次数不少于3次。
通过多次浸渍或涂布，葡萄糖氧化酶在工作电极1上的分布更加均匀，固定化酶层15厚度更厚，人体持续葡萄糖监测更加稳定持久，延长工作电极1的使用寿命。
在温度为25℃条件下，对不同浓度的酶溶液进行不同次数的交联（单次交联时间30min），再使用不同的工作电极1制作的三电极传感器进行灵敏度体外测试，得到如下试验数据：
表3：不同浓度酶溶液涂布不同次数后得到传感器灵敏度（nA/mmol）
传感器灵敏度在10 nA/mmol以上时能够保证血糖值的监测更加准确，由试验数据可知，在酶溶液葡萄糖氧化酶的浓度超过0.02g/ml，葡萄糖氧化酶与戊二醛混合后浸渍或涂布的次数不少于3次时，三电极传感器的灵敏度便能达到要求，并且在酶溶液葡萄糖氧化酶的浓度超过0.2g/ml时，传感器灵敏度甚至达到了60nA/mmol以上，当灵敏度达到60nA/mmol以上时，灵敏度已不再是影响传感器性能的主要因素；此外，从用户佩戴传感器得到电流数据可知，酶溶液仅进行单次交联时，传感器灵敏度跟随佩戴时间灵敏度浮动较大；综合考虑成本、效率以及传感器稳定性等问题，一般控制葡萄糖氧化酶在磷酸缓冲溶液中浓度为0.02g/ml~0.08g/ml时，葡萄糖氧化酶与戊二醛混合溶液在工作电极1上浸渍或涂布5次；葡萄糖氧化酶在磷酸缓冲溶液中浓度为0.08g/ml~0.14g/ml时，葡萄糖氧化酶与戊二醛混合溶液在工作电极1上浸渍或涂布4次；葡萄糖氧化酶在磷酸缓冲溶液中浓度为0.14g/ml~0.2g/ml时，葡萄糖氧化酶与戊二醛混合溶液在工作电极1上浸渍或涂布3次。
上面所述的实施例仅是对本发明的优选实施方式进行描述，并非对本发明的构思和范围进行限定。在不脱离本发明设计构思的前提下，本领域普通人员对本发明的技术方案做出的各种变型和改进，均应落入到本发明的保护范围，本发明请求保护的技术内容，已经全部记载在权利要求书中。
Claims (10)
1.一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，其特征在于：包括针状式的工作电极(1)、参考电极(2)和辅助电极(3)，所述工作电极(1)、所述参考电极(2)和所述辅助电极(3)固定于传感器座(4)；所述工作电极(1)由内而外包括第一导电基体(11)、第一金属过渡层(12)、第一贵金属层(13)、内偶联层(14)、固定化酶层(15)、外偶联层(16)、第一高分子膜层(17)；
所述参考电极(2)由内而外包括第二导电基体(21)、第二金属过渡层(22)、银\氯化银层(23)、第二高分子膜层(24)；
所述辅助电极(3)由内而外包括第三导电基体(31)、第三金属过渡层(32)、第二贵金属层(33)、偶联层(34)、第三高分子膜层(35)；
所述第一导电基体(11)材料为不锈钢，所述第一金属过渡层(12)为金，所述第一贵金属层(13)为铂，所述内偶联层(14)和所述外偶联层(16)为硅烷，所述固定化酶层(15)为葡萄糖氧化酶，所述第一高分子膜层(17)为聚氨酯和/或聚乙二醇；
所述第三导电基体(31)材料为不锈钢，所述第三金属过渡层(32)为金，所述第二贵金属层(33)为铂，所述偶联层(34)为硅烷，所述第三高分子膜层(35)为聚氨酯和/或聚乙二醇；
发射器内安装有运算放大器，所述参考电极连接所述运算放大器的反向输入端，所述辅助电极连接所述运算放大器的输出端。
2.根据权利要求1所述的一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，其特征在于：所述传感器座(4)包括塑料基体(41)，位于所述塑料基体(41)中间的三个呈三角形排列的金属连接点(42)，所述金属连接点(42)中间开设有安装孔，所述工作电极(1)、所述参考电极(2)和所述辅助电极(3)针尾端分别穿过所述安装孔后与所述金属连接点(42)连接导通。
3.根据权利要求2所述的一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，其特征在于：三个所述金属连接点(42)呈正三角形排列，且正三角形边长为3mm～6mm。
4.根据权利要求3所述的一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，其特征在于：所述工作电极(1)、所述参考电极(2)和所述辅助电极(3)均垂直于所述塑料基体(41)安装。
5.根据权利要求2所述的一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，其特征在于：所述传感器座(4)还包括位于所述塑料基体(41)上的至少三个金属触点(43)，所述金属触点(43)分别与所述金属连接点(42)导通，所述塑料基体(41)上设有与发射器连接的卡合机构(411)。
6.根据权利要求5所述的一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，其特征在于：所述发射器内安装有运算放大器，所述参考电极(2)通过所述金属连接点(42)和所述金属触点(43)与所述运算放大器的反向输入端电连接，所述辅助电极(3)通过所述金属连接点(42)和所述金属触点(43)与所述运算放大器的输出端电连接。
7.根据权利要求1所述的一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器，其特征在于：所述第二导电基体(21)材料为不锈钢，所述第二金属过渡层(22)为银，所述第二高分子膜层(24)为聚氨酯和/或聚乙二醇。
8.一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器的制作方法，其特征在于：所述传感器包括针状式的工作电极(1)、参考电极(2)和辅助电极(3)，所述工作电极(1)、所述参考电极(2)和所述辅助电极(3)固定于传感器座(4)；
所述工作电极(1)由内而外包括第一导电基体(11)、第一金属过渡层(12)、第一贵金属层(13)、内偶联层(14)、固定化酶层(15)、外偶联层(16)、第一高分子膜层(17)，所述第一导电基体(11)材料为不锈钢，所述第一金属过渡层(12)为金，所述第一贵金属层(13)为铂，所述内偶联层(14)和所述外偶联层(16)为硅烷，所述固定化酶层(15)为葡萄糖氧化酶，所述第一高分子膜层(17)为聚氨酯和/或聚乙二醇；
所述参考电极(2)由内而外包括第二导电基体(21)、第二金属过渡层(22)、银\氯化银层(23)、第二高分子膜层(24)，所述第二导电基体(21)材料为不锈钢，所述第二金属过渡层(22)为银，所述第二高分子膜层(24)为聚氨酯和/或聚乙二醇；
所述辅助电极(3)由内而外包括第三导电基体(31)、第三金属过渡层(32)、第二贵金属层(33)、偶联层(34)、第三高分子膜层(35)，所述第三导电基体(31)材料为不锈钢，所述第三金属过渡层(32)为金，所述第二贵金属层(33)为铂，所述偶联层(34)为硅烷，所述第三高分子膜层(35)为聚氨酯和/或聚乙二醇；
所述工作电极(1)的所述第一金属过渡层(12)采用电镀法镀于所述第一导电基体(11)外层；所述第一贵金属层(13)采用阳离子刻蚀法或电化学沉积法覆盖于所述第一金属过渡层(12)外层；所述内偶联层(14)采用浸渍或涂布方式覆盖于所述第一贵金属层(13)外层；所述固定化酶层(15)由酶溶液采用浸渍或涂布方式附着于所述内偶联层(14)外层；所述外偶联层(16)采用浸渍或涂布方式覆盖于所述固定化酶层(15)外层；所述第一高分子膜层(17)采用浸渍或涂布方式覆盖于所述外偶联层(16)外层；
所述酶溶液溶质为葡萄糖氧化酶，溶液为磷酸缓冲溶液，且葡萄糖氧化酶的浓度为0.06g/ml～0.12g/ml；所述葡萄糖氧化酶通过戊二醛交联固化，所述葡萄糖氧化酶与所述戊二醛交联温度为25℃～35℃，单次交联时间为20min～60min；
所述葡萄糖氧化酶与所述戊二醛在所述工作电极(1)上浸渍或涂布的次数不少于3次。
9.根据权利要求8所述的一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器的制作方法，其特征在于：所述参考电极(2)的所述第二金属过渡层(22)采用电镀法镀于所述第二导电基体(21)外层；所述银\氯化银层(23)由所述第二金属过渡层(22)氯化形成；所述第二高分子膜层(24)采用浸渍或涂布方式覆盖于所述银\氯化银层(23)外层。
10.根据权利要求8所述的一种三电极皮下植入式葡萄糖传感器的制作方法，其特征在于：所述辅助电极(3)的所述第三金属过渡层(32)采用电镀法镀于所述第三导电基体(31)外层；所述第二贵金属层(33)采用阳离子刻蚀法或电化学沉积法覆盖于所述第三金属过渡层(32)外层；所述偶联层(34)采用浸渍或涂布方式覆盖于所述第二贵金属层(33)外层；所述第三高分子膜层(35)采用浸渍或涂布方式覆盖于所述偶联层(34)外层。
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