CN113288138A - 一种微针阵列电极、传感器及其制备方法 - Google Patents
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Abstract
本发明创造公开了一种微针阵列电极、传感器及其制备方法，包括第一针体、导电元件、生物敏感元件、绝缘元件、电催化元件和半透膜，第一针体采用不锈钢或塑料制成，导电元件用以传递电信号，生物敏感元件用以将检测到的生物物质模拟信号转换为导电元件上的电信号，绝缘元件设置在第一针体和导电元件之间，用以阻断导电元件上的电信号传递至第一针体上，电催化元件设置在导电元件和生物敏感元件之间，用以加快生物敏感元件和导电元件之间的电信号传递，半透膜设置在生物敏感元件上，用以选择性地通过物质，具有韧性好、精测准确、安全和耐用的优点。
Description
技术领域
本发明创造属于疾病检测技术，特指一种微针阵列电极、传感器及其制备方法。
背景技术
微针电极的整体结构好比于细小的针具，其尺寸一般为微米级。在实际使用中，微针电极穿刺入人体皮肤角质层，进入表皮层而不影响真皮层的神经组织，因此，人体不会产生疼痛感，创伤也比较微小，不易感染且容易愈合。另外，微针电极在表皮层内将生物物质的模拟信号转换为电流信号，控制器依据电流信号生成EIT层析成像，医生可对EIT层析成像进行分析，从而达到诊断人体健康状态的目的。
实际使用中，表皮层具有血液、组织液等生物物质，其中的血液富含氨基酸、糖类、脂肪酸、辅酶、激素、神经介质、细胞、尿酸等物质，微针电极可针对性地检测其中一种物质的模拟信号，模拟信号指的是组织液中一种物质的浓度，进而判断人体的生理状态。
现有专利号“US7,344,499B1”的美国专利公开了一种硅微针的工艺，首先，提供其上覆盖有图案化的第一光刻胶层的硅晶圆。接着，利用等向性蚀刻方式进行蚀刻，形成一穿孔。接着，在硅晶圆表面涂布一铬层，之后涂布图案化的第二光刻胶层，以至于覆盖在穿孔上，及形成一圆形屏蔽供后续蚀刻。接着，进行蚀刻以形成微针的外锥壁。然而，硅微针的材料主要为硅，硅微针为细长件并且质地非常脆弱。在实际使用中，若硅微针在受力发生较小的变形时，硅微针就极有可能发生断裂。导致微针电极使用寿命缩短，甚至断裂的硅微针容易残留在人体的皮下组织内而引起伤口发炎等未知的疾病隐患。为此，亟需有志之士开发一款硬度高、韧性好的微针电极。
另外，微针电极包括基体、电极和用于感测目标物质的活性分子，电极与基体结构上直接接触，基体由于自身带有阻抗特性，容易导致微针电极在检测时引入交流干扰，阻碍了电极上的电流精确性，带来了检测的误差，使得EIT 成像不准确。
发明创造内容
为克服现有技术的不足及存在的问题，本发明创造提供一种微针阵列电极、传感器及其制造方法，采用本发明创造可以提高产品的韧性，也提高了产品的检测精确性、耐用性。
为实现上述目的，本发明创造采用如下技术方案：
一方面，本发明创造提供了一种微针阵列电极，包括：
第一针体，采用不锈钢或塑料制成，采用的不锈钢或塑料的韧性大于硅的韧性；
导电元件，用以传递电信号；
生物敏感元件，用以将检测到的生物物质模拟信号转换为导电元件上的电信号；
绝缘元件，设置在第一针体和导电元件之间，用以阻断导电元件上的电信号传递至第一针体上；
电催化元件，设置在导电元件和生物敏感元件之间，用以加快生物敏感元件和导电元件之间的电信号传递；
半透膜，设置在生物敏感元件上，用以选择性地通过物质。
在一些方式中，所述导电元件的整体结构、电催化元件的整体结构、生物敏感元件的整体结构和绝缘元件的整体结构、半透膜的整体结构均呈薄膜状，第一针体、绝缘元件、导电元件、电催化元件、生物敏感元件和半透膜依次固定设置在一起。
在一些方式中，所述第一针体采用不锈钢或塑料制成，采用的不锈钢或塑料的韧性大于硅的韧性。
在一些方式中，所述绝缘元件采用聚对二氯甲苯或聚酰亚胺制成。
在一些方式中，所述电催化元件采用纳米碳管、石墨烯、铂、铂、铱、铑、钛、锇中的至少一种材料制成。
在一些方式中，所述半透膜采用聚氨酯、聚氯乙烯、全氟磺酸基聚合物、壳聚糖、两性离子聚合物中的至少一种材料制成。
在另一方面，本发明创造还提供了一种传感器，采用上述的一种微针阵列电极作为工作电极，还包括电路板和参比电极，工作电极和参比电极分别电连接在电路板上，工作电极的数量为1-16根，工作电极相互并联在一起，参比电极的数量为1-16根，参比电极相互并联在一起。
在一些方式中，还包括辅助电极，辅助电极电连接在电路板上，辅助电极的数量为1-16根，1-16根辅助电极相互并联在一起。
在一些方式中，还包括壳体，壳体采用绝缘的塑料制成，电路板设置在壳体内，电路板包括工作金属片、参比金属片、辅助金属片，工作电极电连接在工作金属片上，参比电极电连接在参比金属片上，辅助电极电连接在辅助金属片上。
在另一方面，本发明创造还提供了一种传感器的制备方法，用于上述的一种微针阵列电极，包括：
对第一针体进行表面清洗处理；
通过气相沉积方法在第一针体的表面上形成绝缘元件；
通过气相沉积方法在绝缘元件上形成导电元件；
通过气相沉积方法在导电元件上形成电催化元件；
通过酶固定化技术在电催化元件上形成生物敏感元件；
通过浸涂法在生物敏感元件上形成半透膜。
本发明创造相比现有技术突出且有益的技术效果是：
(1)本发明创造中，第一针体采用不锈钢或塑料制成，不锈钢或塑料的韧性大于硅的韧性，可以更好地防止断裂的发生，因此本发明创造具有韧性好、耐用和使用更加安全的优点。
(2)本发明创造中，绝缘元件设置在第一针体和导电元件之间，避免第一针体和导电元件之间发生电流传递，避免第一针体干扰导电元件上电信号的电位而导致电位失真的问题，因此本发明创造具有检测精确、误差小的优点。
(3)本发明创造中，电催化元件设置在导电元件和生物敏感元件之间，对生物敏感元件起到活化作用，加快生物敏感元件和导电元件之间的电信号传递，因此本发明创造具有检测效率高、进一步提升检测精度的优点。
(4)本发明创造中，半透膜设置在生物敏感元件，一方面对生物敏感元件起到防护作用，防止生物敏感元件被污染，也避免用户发生过敏反应，另一方面可选择性通过物质，避免干扰生物敏感元件的检测，因此本发明创造具有可重复使用、安全性更好和耐用的优点。
附图说明
图1是本发明创造的工作电极的剖面结构示意图；
图2是本发明创造的图1中“A”处的放大结构示意图；
图3是本发明创造的参比电极的剖面结构示意图；
图4是本发明创造的图3中“B”处的放大结构示意图；
图5是本发明创造的辅助电极的剖面结构示意图；
图6是本发明创造的图5中“C”处的放大结构示意图；
图7是本发明创造的传感器的结构示意图；
图8是本发明创造的电路板的结构示意图；
图9是本发明创造的实验数据的折线图；
图10是本发明创造的制备的步骤流程图；
图中：1-工作电极、2-参比电极、3-辅助电极、4-电路板、5-壳体、11-第一针体、12-绝缘元件、13-导电元件、14-电催化元件、15-生物敏感元件、16- 半透膜、21-第二针体、22-第二导电层、31-第三针体、32-惰性金属层、41-工作金属片、42-参比金属片、43-辅助金属片。
具体实施方式
为了便于本领域技术人员的理解，下面结合附图和具体实施例对本发明创造作进一步描述。
本发明创造提供了一种微针阵列电极、传感器及其制备方法，其原理是基于皮肤表层的医学特性。在实际使用中，可以刺入皮肤最外层的角质层直至到达表皮层，而未进入真皮层，微针阵列电极在表皮层对生物物质进行实时检测。表皮层不包含有神经和血管，真皮层具有神经和血管，微针电极的刺入不伤害神经和血管，不会产生痛觉和出血，并且创伤口较小，不易感染且容易愈合，从而达到微创的效果。
实施例一
如图1至图2所示，一种微针阵列电极，包括第一针体11、导电元件13、生物敏感元件15、绝缘元件12、电催化元件14、半透膜16。
所述第一针体11采用不锈钢或塑料制成，采用的不锈钢或塑料的韧性大于硅的韧性。
其中，第一针体11指的形状为细长形并且一端形成有尖锐的针尖。在实际使用中，第一针体11的针尖可刺入人体的皮肤。
其中，韧性指的是第一针体11受到使其发送形变的力时对断裂的抵抗能力。第一针体11的韧性越好，则发生断裂的可能性越小。
优选地，第一针体11可以采用不锈钢制成，其韧性大于硅的韧性指的是不锈钢制成的第一针体11韧性大于现有技术中的硅微针的韧性，采用不锈钢制成的第一针体11具有更好的防止断裂的能力。具体地，不锈钢为304不锈钢，抗拉强度在700-900Mpa，具有优异的硬度和韧性，而且304不锈钢制成的第一针体11还具有耐腐蚀、耐高温、耐磨损和耐用的优点。
第一针体11还可以采用塑料制成，其韧性大于硅的韧性指的是塑料制成的第一针体11韧性大于现有技术中的硅微针的韧性。采用塑料制成的第一针体11 具有更好的防止断裂的能力。具体地，塑料为医用级别的聚氯乙烯(PVC)，抗拉强度为78-93Mpa，具有较好的硬度和韧性，而且聚氯乙烯制成的第一针体11 还具有无毒无害、不易分解和制造成本低廉的优点。塑料的第一针体11可采用注塑成型工艺或3D打印工艺制成。
所述导电元件13用以传递电信号。
其中，导电元件13传递的电信号为本微针阵列电极检测到的电信号。在实际使用中，导电元件13将本微针真累电极检测到的电信号传递至控制器，控制器将上述的电信号处理成EIT层析图像。
所述生物敏感元件15，用以将检测到的生物物质的模拟信号转换为导电元件13上的电信号。
其中，生物物质指的是人体表皮层内的细胞、糖类、盐类、氨基酸、酶类、抗体等成分。生物物质的模拟信号包括生物物质的浓度、PH值、温度、压力等。若生物敏感元件15结合在生物物质上时，则引起导电元件13上的电信号的改变。
所述绝缘元件12设置在第一针体11和导电元件13之间，用以阻断导电元件13上的电信号传递至第一针体11。
其中，绝缘元件12指的是不导电的物质。绝缘元件12设置在第一针体11 和导电元件13之间，避免第一针体11触碰在导电元件13上，继而避免第一针体11和导电元件13之间发生电流传递。第一针体11呈高阻态，若第一针体11 和导电元件13导通时，第一针体11将干扰导电元件13上电信号的电位，导致导电元件13上的电信号出现失真的问题，在第一针体11和导电元件13之间设置的绝缘元件12起到阻断导电元件13上的电信号传递至第一针体11的作用，避免第一针体11干扰导电元件13的电信号，因此本微针阵列电极具有检测精确、误差小的优点。
所述电催化元件14设置在导电元件13和生物敏感元件15之间，用以加快生物敏感元件15和导电元件13之间的电信号传递。
其中，电催化元件14是可导电的，生物敏感元件15可通过电催化元件14 与导电元件13进行电信号的传递。电催化元件14还具有对生物敏感元件15起到活化作用，若本微针阵列电极导电时，电催化元件14可提升生物敏感元件15 和生物物质结合时发生的化学反应效率。
所述半透膜16设置在生物敏感元件15上，用以选择性地通过物质。
其中，半透膜16指的是只允许让离子或小分子物质通过而生物大分子不能自由通过的薄膜。在实际使用中，半透膜16将生物物质中的大分子与生物敏感元件15隔离，而生物物质中的离子、小分子可通过半透膜16结合在生物敏感元件15上。
具体地，半透膜16采用高分子材料制成。离子或小分子可通过半透膜16 高分子之间的间隙通过。
所述导电元件13的整体结构、电催化元件14的整体结构、生物敏感元件 15的整体结构、绝缘元件12的整体结构和半透膜16的整体结构均呈薄膜状，第一针体11、绝缘元件12、导电元件13、电催化元件14、生物敏感元件15和半透膜16依次固定设置在一起。
其中，薄膜状指的是扁平的形状。第一针体11上依次堆叠绝缘元件12、导电元件13、电催化元件14、生物敏感元件15和半透膜16，绝缘元件12、导电元件13、电催化元件14、生物敏感元件15和半透膜16均较为扁平，并不会较为明显地增大第一针体11的直径，对本微针阵列电极的穿刺伤口的大小影响较小。而且元件依次设置的结构也便于本微针阵列电极的生产加工。
具体地，绝缘元件12、导电元件13、电催化元件14、生物敏感元件15和半透膜16依次包覆在第一针体11上。第一针体11的外轮廓、绝缘元件12的外轮廓、导电元件13的外轮廓、电催化元件14的外轮廓、半透膜16的外轮廓基本一致，避免绝缘元件12、导电元件13、电催化元件14、生物敏感元件15 和半透膜16降低了第一针体11的穿刺效果。
第一针体11的长度为100-300μm，第一针体11针尖的一端的宽度为5-30 μm，第一针体11的最大直径为50-80μm。在实际使用中，第一针体11的刺入深入要大于10-15μm小于50-100μm，才能够达到刺入人体皮肤角质层，进入表皮层而不影响真皮层的神经组织的效果，从而达到微创的效果。采用上述尺寸的微针可达到微创的效果。
绝缘元件12的厚度为5-20μm，并且在绝缘元件12的长度不小于100μm，绝缘元件12的长度方向和第一针体11的长度方向一致，另外，绝缘元件12由第一针体11针尖的一端向第一针体11的另一端延伸。绝缘元件12的整体结构呈一端尖锐的桶状。
导电元件13的厚度为1-10μm，导电元件13的长度不小于50μm，导电元件13的长度方向和绝缘元件12的长度方向一致，导电元件13由第一针体11 针尖的一端向第一针体11的另一端延伸。导电元件13的整体结构呈一端尖锐的桶状。
电催化元件14的厚度为1-1000纳米。电催化元件14的整体结构呈筒体。
半透膜16完全包覆在生物敏感元件15上，对生物敏感元件15起到全方位地防护。
所述绝缘元件12采用聚对二氯甲苯或聚酰亚胺制成。
绝缘元件12可以采用聚对二氯甲苯制成，聚对二氯甲苯采用真空气相沉积法在第一针体11的表面形成绝缘元件12。采用聚对二氯甲苯制成的绝缘元件 12不仅具有较好的绝缘性能、生物兼容性和耐腐蚀性，而且绝缘元件12可全方位地涂敷在第一针体11的表面，绝缘元件12的厚度均匀、致密性好，因此对第一针体11起到表面强化处理的作用，进一步提升了本微针阵列电极的结构强度。
绝缘元件12还可以采用聚酰亚胺制成，聚酰亚胺采用流延成膜的方式在第一针体11的表面形成绝缘元件12。采用聚酰亚胺制成的绝缘元件12不仅具有较好的绝缘性能，而且还具有突出的生物兼容性、耐热、耐化学腐蚀性能和优异的韧性，聚酰亚胺制成的绝缘元件12的抗拉强度为100-200Mpa，在第一针体 11上复合聚酰亚胺制成的绝缘元件12提升了本微针阵列电极的韧性。
所述导电元件13采用碳、金、铂、钛、铬中的至少一种材料制成。
优选地，导电元件13可以采用金制成。金制成的导电元件13不仅具有较好的导电性能，而且还具有较好的延展性，使得导电元件13可以更加扁平地设置在绝缘元件12上，降低了导电元件13的厚度，使得本微针阵列电极更细。
所述电催化元件14采用纳米碳管、石墨烯、铂、铂、铱、铑、钛、锇中的至少一种材料制成。
优选地，电催化元件14采用纳米碳管和铑制成。不仅具有较好的催化效果，而且纳米碳管和铑构成的电催化元件14具有稳定性好和结构强度高的优点。碳纳米管的抗拉强度可达到50-200Gpa，不仅提高了电催化元件14的强度，并且电催化元件14包覆在第一针体11上，也提高了本微针阵列电极的结构强度。
所述生物敏感元件15包括生物活性分子，用以将检测到的目标生物物质浓度转换为导电元件13上的电信号。
其中，生物活性分子可以是酶类或蛋白质或氨基酸，若生物物质结合在生物活性分子上时，则可以引起目标生物物质发送化学反应，进而引起物质浓度的变化，由此导电元件13上的电信号的改变。
优选地，生物活性分子为酶类，生物活性分子可采用的是葡萄糖氧化酶。葡萄糖氧化酶专用于检测生物物质中的葡萄糖浓度。若生物物质结合在葡萄糖氧化酶上时，生物物质中的葡萄糖在葡萄糖氧化酶的催化作用下消耗氧气并生成葡萄糖酸和双氧水，导致PH和氧浓度的改变，继而引起导电元件13上的电位变化，由此测出葡萄糖的浓度。
生物活性分子还可以采用的是乳酸氧化酶。乳酸氧化酶专用于检测生物物质中的乳酸的浓度。若生物物质结合在乳酸氧化酶上时，生物物质中的乳酸在乳酸氧化酶的催化作用下消耗氧气并生成丙酮酸和双氧水，导致PH和氧浓度的改变，继而引起导电元件13上的电位变化，由此测出乳酸的浓度。
生物活性分子还可以采用的是尿酸氧化酶。尿酸氧化酶专用于检测生物物质中的尿酸浓度。若生物物质结合在尿酸氧化酶上时，生物物质中的尿酸在尿酸氧化酶的催化作用下消耗氧气并生成尿囊酸和双氧水，导致PH和氧浓度的改变，继而引起导电元件13上的电位变化，由此测出尿酸的浓度。
所述半透膜16采用聚氨酯、聚氯乙烯、全氟磺酸基聚合物(Nafion)、壳聚糖、两性离子聚合物中的至少一种材料制成。
优选地，半透膜16可以采用全氟磺酸基聚合物制成，采用浸涂法在生物敏感元件15上形成全氟磺酸基聚合物材质的半透膜16。全氟磺酸基聚合物制成的半透膜16不仅具有较好的透水性、滤杂性，而且还具有较高的机械强度、可加工性、生物兼容性和化学稳定性，在实际使用中，可避免本微针阵列电极的生物敏感元件15受到污染，对其起到保护效果，提高了本微针阵列电极可重复使用的次数，而且稳定的化学性能也避免用户发生过敏反应。
实施例二
如图1至图9所示，一种传感器，采用上述的一种微针阵列电极作为工作电极1，还包括电路板4和参比电极2，工作电路和参比电极2分别电连接在电路板4上。
所述参比电极2包括第二针体21，第二针体21采用不锈钢制成，第二针体 21的表面设置有第二导电层22，第二导电层22的材质包括氯化银，工作电极1 的数量为1-16根，1-16根工作电极1相互并联在一起，参比电极2的数量为1-16根，1-16根参比电极2相互并联在一起。
其中，参比电极2上测得的电位用于作为工作电极1上测得的电位的参照和比较。
具体地，参比电极2的制备方法包括如下步骤：选用一根不锈钢材质的第二针体21，在第二针体21的表面镀银，将镀银的第二针体21浸入含0.20mol/L 盐酸的0.25mol/L的氯化铁溶液中，或浸入0.30mol/L氯化钾溶液中并施加 5μA的恒电流持续15min，从而在第二针体21的表面形成第二导电层22。
其中，1-16根工作电极1相互并联在一起用以获得更大的电量，起到放大电信号的作用，提高了检测的灵敏性。1-16根参比电极2相互并联在一起也用以获得更大的电量，起到放大电信号的作用，提高了检测的灵敏性。
具体地，工作电极1优选为6根，参比电极2优选为6根。
还包括辅助电极3，辅助电极3电连接在电路板4上，辅助电极3的数量为 1-16根，1-16根辅助电极3相互并联在一起。
其中，辅助电极3用以与工作电极1构成极化回路，使得工作电极1上的电流畅通。
具体地，辅助电极3包括第三针体31，第三针体31采用不锈钢制成，第三针体31的表面设置有惰性金属层32，惰性金属层32采用金或银制成。
其中，1-16根辅助电极3相互并联在一起也用以获得更大的电量，起到放大电信号的作用，提高了检测的灵敏性。
具体地，辅助电极3优选为6根。
还包括壳体5，壳体5采用绝缘的塑料制成，电路板4设置在壳体5内，电路板4包括工作金属片41、参比金属片42、辅助金属片43，工作电极1电连接在工作金属片41上，参比电极2电连接在参比金属片42上，辅助电极3电连接在辅助金属片43上。
其中，工作金属片41用以将多个工作电极1并联在一起，参比金属片42 用以将多个参比电极2并联在一起，辅助金属片43用以将多个辅助电极3并联在一起。
具体地，工作金属片41、参比金属片42和辅助金属片43均采用表面镀金的不锈钢片制成，并且相互独立，互不干扰。工作电极1可采用低温焊接或点胶的方式固定在工作金属片41上。参比电极2可采用低温焊接或点胶的方式固定在参比金属片42上。辅助电极3可采用低温焊接或点胶的方式固定在辅助金属片43上。
其中，壳体5为中空的，电路板4设置在壳体5内，壳体5起到屏蔽的作用，避免电路板4上的电流影响工作电极1、参比电极2和辅助电极3的检测精度。
具体地，壳体5采用一对半壳构成，电路板4设置在一对半壳之间，一对半壳通过超声波焊接工艺固定设置在一起，从而壳体5对电路板4的密封屏蔽效果较好。
其中，接电孔为盲孔，工作电极1、参比电极2和辅助电极3的数量不多于接电孔的数量。
如图9所示，为本传感器的实际实验数据，图中的横坐标表示的是时间，单位是秒，图中的纵坐标表示的是电位，单位是安培，外部电源分别与工作金属片41、参比金属片42和辅助金属片43电连接。工作电极1、参比电极2和辅助电极3均为6根。在本传感器的工作电极1上导通0.5V的恒定电位，分别对PBS溶液、0.20mol/L乳酸的PBS溶液、0.50mol/L乳酸的PBS溶液、1mol/L 乳酸的PBS溶液、2mol/L乳酸的PBS溶液进行检测。检测过程中，工作电极1、参比电极2和辅助电极3刚好浸入溶液中。
由图可知，在0-2mol/L的乳酸浓度范围内，其线性相关系数可达0.998，在常温干燥箱总保存14天后，其检测到的电位值仍然有初始电位值的90％。由此可知本传感器具有检测稳定性好、使用寿命长的优点。
实施例三
如图10所示，一种微针阵列电极的制备方法，用于制备上述的微针阵列电极，包括：
S1：对第一针体11进行表面清洗处理；
S2：通过气相沉积方法在第一针体11的表面上形成绝缘元件12；
S3：通过气相沉积方法在绝缘元件12上形成导电元件13；
S4：通过气相沉积方法在导电元件13上形成电催化元件14；
S5：通过酶固定化技术在电催化元件14上形成生物敏感元件15；
S6：通过浸涂法在生物敏感元件15上形成半透膜16。
在本实施例中，第一针体11优选为不锈钢的材质。第一针体11的制备方法包括：选用直径为80μm、长度为300μm的不锈钢丝进行打磨和抛光，制得长度为100-300μm、最大直径为50-80μm的第一针体11，第一针体11针尖的宽度为5-30μm。
在本实施例中，绝缘元件12、导电元件13、电催化元件14、生物敏感元件 15、半透膜16均呈薄膜状。
上述S1：对第一针体11进行表面清洗处理的步骤，具体包括：
采用无水乙醇对第一针体11的表面进行清洗处理；
采用纯化水对第一针体11的表面进行清洗处理。
在本实施例中，第一针体11依次经过无水乙醇、纯化水的清洗，每次的清洗时间不少于5分钟，清洗完毕后，晾晒1小时，使得第一针体11表面干燥。
上述S2：通过气相沉积方法在第一针体11的表面上形成绝缘元件12的步骤，具体包括：
所述第一针体11表面形成绝缘元件12的气相沉积方法为溅射镀膜法。
上述S2：通过气相沉积方法在第一针体11的表面上形成绝缘元件12的步骤，具体包括：
所述第一针体11表面形成绝缘元件12的气相沉积方法为溅射镀膜法。
上述S3：通过气相沉积方法在绝缘元件12上形成导电元件13的步骤，具体包括：
所述绝缘元件12表面形成导电元件13的气相沉积方法为溅射镀膜法。
上述S4：通过气相沉积方法在导电元件13上形成电催化元件14的步骤，具体包括：
所述导电元件13表面形成电催化元件14的气相沉积方法为溅射镀膜法。
上述S5：通过酶固定化技术在电催化元件14上形成生物敏感元件15的步骤，具体包括：
所述电催化元件14上形成生物敏感元件15的方法为交联法。
上述S6：通过浸涂法在生物敏感元件15上形成半透膜16的步骤，具体包括：
将生物敏感元件15全部浸没在盛有全氟磺酸基聚合物的液体内，浸没8-10 秒后，取出生物敏感元件15，静置1分钟，即可在生物敏感元件15上形成半透膜16。
上述实施例中未注明具体技术或条件，可按照本领域内的文献所描述的技术或条件，或者按照产品说明书进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商，均为可通过正规渠道商购获得的常规商品。
上述实施例仅为本发明创造的较佳实施例，并非依此限制本发明创造的保护范围，故：凡依本发明创造的结构、形状、原理所做的等效变化，均应涵盖于本发明创造的保护范围之内。
Claims (10)
1.一种微针阵列电极，其特征在于，包括：
第一针体，采用不锈钢或塑料制成，采用的不锈钢或塑料的韧性大于硅的韧性；
导电元件，用以传递电信号；
生物敏感元件，用以将检测到的生物物质模拟信号转换为导电元件上的电信号；
绝缘元件，设置在第一针体和导电元件之间，用以阻断导电元件上的电信号传递至第一针体上；
电催化元件，设置在导电元件和生物敏感元件之间，用以加快生物敏感元件和导电元件之间的电信号传递；
半透膜，设置在生物敏感元件上，用以选择性地通过物质。
2.根据权利要求1所述的一种微针阵列电极，其特征在于，所述导电元件的整体结构、电催化元件的整体结构、生物敏感元件的整体结构和绝缘元件的整体结构、半透膜的整体结构均呈薄膜状，第一针体、绝缘元件、导电元件、电催化元件、生物敏感元件和半透膜依次固定设置在一起。
3.根据权利要求1所述的一种微针阵列电极，其特征在于，所述第一针体采用不锈钢或塑料制成，采用的不锈钢或塑料的韧性大于硅的韧性。
4.根据权利要求1所述的一种微针阵列电极，其特征在于，所述绝缘元件采用聚对二氯甲苯或聚酰亚胺制成。
5.根据权利要求1所述的一种微针阵列电极，其特征在于，所述电催化元件采用纳米碳管、石墨烯、铂、铂、铱、铑、钛、锇中的至少一种材料制成。
6.根据权利要求1所述的一种微针阵列电极，其特征在于，所述半透膜采用聚氨酯、聚氯乙烯、全氟磺酸基聚合物、壳聚糖、两性离子聚合物中的至少一种材料制成。
7.一种传感器，其特征在于，采用权利要求1至权利要求6所述的一种微针阵列电极作为工作电极，还包括电路板和参比电极，工作电极和参比电极分别电连接在电路板上，工作电极的数量为1-16根，工作电极相互并联在一起，参比电极的数量为1-16根，参比电极相互并联在一起。
8.根据权利要求7所述的一种传感器，其特征在于，还包括辅助电极，辅助电极电连接在电路板上，辅助电极的数量为1-16根，1-16根辅助电极相互并联在一起。
9.根据权利要求8所述的一种传感器，其特征在于，还包括壳体，壳体采用绝缘的塑料制成，电路板设置在壳体内，电路板包括工作金属片、参比金属片、辅助金属片，工作电极电连接在工作金属片上，参比电极电连接在参比金属片上，辅助电极电连接在辅助金属片上。
10.一种传感器的制备方法，其特征在于，用于制备权利要求1至权利要求9所述的一种微针阵列电极，包括：
对第一针体进行表面清洗处理；
通过气相沉积方法在第一针体的表面上形成绝缘元件；
通过气相沉积方法在绝缘元件上形成导电元件；
通过气相沉积方法在导电元件上形成电催化元件；
通过酶固定化技术在电催化元件上形成生物敏感元件；
通过浸涂法在生物敏感元件上形成半透膜。
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