CN114324529A - 一种用于生物活性物质连续电化学检测的微电极、生物传感器及制备方法 - Google Patents
一种用于生物活性物质连续电化学检测的微电极、生物传感器及制备方法 Download PDFInfo
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Abstract
本发明提供一种用于生物活性物质连续电化学检测的微电极、生物传感器及制备方法，涉及电化学传感器领域。用于生物活性物质连续电化学检测的微电极的一端为连接端，另一端为插入端，包括分别作为与外电路连接的两极的外管和内芯。外管包括金属材料的多孔管体，以及沉积于多孔管体的内外表面的贵金属膜或碳膜，固定于多孔结构内外部的碳纳米管及酶反应试剂；内芯包括磁性材料的芯体，以及镀设于芯体的表面的银及氯化银膜；外管同端套设于内芯外部，且二者之间填充有聚合物电解质。本发明将正负电极结合成一体，减少对人体的创口数量，保证监测信号的稳定和灵敏度。
Description
技术领域
本申请涉及电化学传感器领域，具体而言，涉及一种用于生物活性物质连续电化学检测的微电极、生物传感器及制备方法。
背景技术
随着社会的发展，科技的进步，人们的生活水平日益提高，健康问题成为很多人日常关注的焦点，也催生出越来越多的快捷检测产品，方便人们简单快速地对自身的健康状况进行了解。其中，生物传感器用于对体内生物活性物质的连续检测，对健康监测、疾病诊断及治疗具有很重要的作用。血糖的监测对糖尿病患者来说非常重要，血糖值有助于评估糖尿病患者糖代谢紊乱的情况。通过对血糖的实时连续动态监测可以有效进行糖尿病管理，适时的注射胰岛素或者补充葡萄糖使血糖维持在一个正常的值。
目前血糖的监测有采血后体外检测的方法，但糖尿病患者体内的葡萄糖浓度的变化受到多种因素的影响，其瞬时浓度在环境温度、情绪变化、体力活动等各种因素影响下是不可预见的。使用这种方法来对血糖水平进行监控时，必须每天多次采血，这对患者的精神与肉体带来沉重的负担。
动态血糖监测主要是通过检测皮下组织间液的葡萄糖浓度，组织间液的葡萄糖浓度随着血液葡萄糖浓度变化而变化，已被证明能可靠反映血糖水平。动态血糖传感器的探头主要有由半透膜、葡萄糖氧化酶和微电极组成，探头借助助针器植入受检者腹部皮下，并与皮下组织间液中的葡萄糖发生化学反应产生电信号。
现有的便携式动态血糖传感器一般含有2到3个电极，在使用过程中需要将全部电极的前端植入人体皮下，并停留在人体皮肤浅表层，因此至少产生2到3个创口，这不仅加大了操作的繁琐程度，且较多的创口会对患者本身产生一定的心理压力。而且正负的电极为相互独立，由于二者存在空间分离，在体内的液体环境下，对电化学测试的离子传到造成阻碍和干扰，影响信号的稳定和灵敏度。
发明内容
本发明的目的在于提供一种用于生物活性物质连续电化学检测的微电极、生物传感器及制备方法，将正负电极结合成一体，减少对人体的创口数量，保证监测信号的稳定和灵敏度。
第一方面，本发明提供了一种用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其一端为连接端，另一端为插入端，微电极包括：外管与内芯，分别作为与外电路连接的两极。
外管包括金属材料的多孔管体，以及沉积于所述多孔管体的内外表面的贵金属膜或碳膜，固定于多孔结构内外部的碳纳米管及酶反应试剂；
内芯包括磁性材料的芯体，以及镀设于所述芯体的表面的银及氯化银膜；
外管同端套设于所述内芯外部，且二者之间填充有聚合物电解质。
在上述实现过程中，外管具有金属材料的多孔管体，内芯具有银及氯化银膜，外管和内芯组成的电极可使在电化学测量时的溶液电阻尽可能降低，相对隔离的内环境也可以减低相关的干扰，有助于提高测试的灵敏度和信噪比。聚合物电解质或固体电解质材料层有一定绝缘性能，但可以传导离子移动，内芯采用的磁性材料能够在生产加工制备中通过磁场装置对材料进行固定和移动。
在一种可能的实现方式中，多孔管体的材质为铜、铝、锌、镍、铁或合金材料，多孔管体的外径0.2-0.4mm，内径0.05-0.3mm；
和/或，贵金属膜的材质为金、钯或铂或贵金属钌、锇离子和吡咯单体的配位聚合的薄膜；
和/或，碳膜的材质为石墨烯或碳纳米管；
和/或，酶反应试剂为葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸氧化酶、乳酸脱氢酶、组胺氧化酶、氨基酸氧化酶中的至少一种，以及二茂铁衍生物、吡啶钌衍生物、吡啶锇衍生物，或者钌、锇离子和吡咯的配位聚合物中的至少一种，酶反应试剂通过物理包埋或共价连接固定。
在一种可能的实现方式中，内芯的直径0.02-0.08mm。
在一种可能的实现方式中，聚合物电解质的基体材料为聚氧化乙烯、聚偏氟乙烯、聚偏氟乙烯-六氟丙烯、聚甲基丙烯酸甲酯、聚氯乙烯、聚乙烯醇、聚丙烯酸、聚丙烯腈、聚甲基丙烯酸乙酯、聚己内酯、壳聚糖、聚碳酸亚乙烯酯及它们对应的嵌段化合物中的至少一种；添加剂为纳米SiO2、Al2O3、TiO2、MgO、ZnO、ZrO2、CuO粉体或溶胶，或者纤维素纳米晶、壳聚糖、甲壳素纳米晶、环糊精、氧化石墨烯、碳纳米管。
在一种可能的实现方式中，外管的插入端和内芯的插入端均为斜切口，且斜切角度分别为20-75度，内芯的插入端位于外管内，内芯的连接端伸出外管。
在一种可能的实现方式中，外管和内芯的斜切口通过镀金膜封闭。
第二方面，本发明提供了一种第一方面提供的微电极的制备方法，其包括以下步骤：
在外管的内部沉积填满聚合物电解质；
将内芯的插入端由外管的连接端插入外管内部，直至内芯的插入端贯穿至外管的插入端；
将内芯的连接端沿插入反方向拉出至外管外，且内芯的插入端位于外管内。
或者，在内芯外部包裹聚合物电解质；
将包裹有聚合物电解质的内芯插入外管内，使内芯和外管通过聚合物电解质连接在一起，内芯的连接端位于外管外，插入端位于外管内；
在一种可能的实现方式中，外管的制备方法是：
通过去合金化或化学蚀刻法在管体上制孔，得到多孔管体：
在多孔管体内外表面沉积贵金属膜或碳膜，再固定碳纳米管及酶反应试剂。
第三方面，本发明提供了一种生物传感器，其包括探头，探头上设置有第一方面提供的微电极，微电极的连接端与测试电路连接。
在一种可能的实现方式中，微电极可以阵列式排列，数量为至少2个。
附图说明
为了更清楚地说明本发明的技术方案，下面将对本发明中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本申请的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。
图1为微电极组装及配套工装示意图；
图2为不锈钢针电化学腐蚀致孔扫描电镜照片；
图3为黄铜针化学腐蚀致孔扫描电镜照片；
图4为实施例1的微电极检测的葡萄糖测试浓度与电流曲线图；
图5为实施例1的微电极检测的葡萄糖测试响应电流与测试延续时间关系图。
附图说明：1-外管；2-内芯；3-第一打孔限位板；4-第二打孔限位板；5-磁场装置。
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，下面将对本发明中的技术方案进行清楚、完整地描述。实施例中未注明具体条件者，按照常规条件或制造商建议的条件进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可以通过市售购买获得的常规产品。
下面对本发明的用于生物活性物质连续电化学检测的微电极、生物传感器及制备方法进行具体说明。
本发明提供的一种用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其一端为连接端，另一端为插入端，微电极包括分别作为与外电路连接的两极的外管、内芯，外管同端套设于内芯外部，且二者之间填充有聚合物电解质。外管的插入端和内芯的插入端均为斜切口，且斜切角度分别为20-75度，内芯的插入端位于外管内，内芯的连接端伸出外管。
以下对微电极的各重要部分进行详细说明。
(1)外管
外管包括金属材料的多孔管体，以及沉积于所述多孔管体的内外表面的贵金属膜或碳膜，固定于多孔结构内外部的碳纳米管及酶反应试剂；多孔管体的多孔结构是内外贯通的，所以镀膜时也是内外表面都有的，在多孔结构内部来看，多孔结构内部也镀有贵金属膜或碳膜，而碳纳米管和酶反应试剂可以是沉积在多孔结构内贵金属膜或碳膜表面或其他位置；在多孔结构外部来看，也镀有贵金属膜或碳膜，而碳纳米管和酶反应试剂可以是沉积在贵金属膜或碳膜表面或多孔管体表面的其他位置。
多孔管体的材质为铜、铝、锌、镍、铁或合金材料，多孔管体的外径0.2-0.4mm，内径0.05-0.3mm；
贵金属膜的材质为金、钯、铂或贵金属钌、锇离子和吡咯单体配位聚合的薄膜；上述材质的贵金属膜可以沉积在多孔管体的表面，作为反应界面。
碳膜的材质可以为石墨烯或碳纳米管。
酶反应试剂为葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸氧化酶、乳酸脱氢酶、组胺氧化酶、氨基酸氧化酶中的至少一种，以及二茂铁衍生物、吡啶钌衍生物、吡啶锇衍生物，或者钌、锇离子和吡咯的配位聚合物中的至少一种，酶反应试剂通过物理包埋或共价连接固定。
金属材料的多孔管体(纳米多孔金属)是一种具有纳米尺寸孔和骨架的多孔材料。特殊的微观结构使其具有独特的物理化学性能，并在催化、活化、传感、表面增强拉曼散射(SERS)等方面具有巨大的应用前景。
(2)内芯
内芯包括磁性材料的芯体，以及镀设于芯体的表面的银及氯化银膜。
内芯的直径0.02-0.08mm。
磁性材料是能对磁场作出某种方式反应的材料。按照物质在外磁场中表现出来磁性的强弱，可将其分为抗磁性物质、顺磁性物质、铁磁性物质、反铁磁性物质和亚铁磁性物质。铁磁性材料一般是Fe，Co，Ni元素及其合金，稀土元素及其合金，以及一些Mn的化合物。磁性材料按照其磁化的难易程度，一般分为软磁材料及硬磁材料。通常所说的磁性材料是指强磁性物质。
(3)聚合物电解质(固体电解质材料)
聚合物电解质或固体电解质材料层有一定绝缘性能，但可以传导离子移动。聚合物电解质是指由聚合物材料与各种导电物质以均匀分散混合、层叠复合等方式制得的一种具备离子导电能力的功能复合材料。当聚合物中分散有大量离子型载流子时，利用聚合物分子链的链段松弛运动等作用，离子型载流子在电场作用下可以作定向迁移，构成离子导电材料。聚合物通过与无机粒子、增塑剂等其它改性添料混合制备复合聚合物电解质是提高电解质材料导电能力的重要途径。按照聚合物电解质体系的形态，可分为全固态聚合物电解质、凝胶聚合物电解质和微孔型聚合物电解质。全固态聚合物电解质是指在聚合物基体与掺杂盐形成的配合物中加入无机纳米氧化物或其它掺杂物形成的固体电解质；凝胶聚合物电解质是指在聚合物/盐体系中加入一定量的极性有机小分子物质而构成的凝胶聚合物电解质体系；微孔型聚合物电解质是指聚合物基体具有大量微孔结构、增塑剂和盐存在于聚合物基体孔状结构中。按照聚合物选用的基体不同，可分为聚氧化乙烯(PEO)系电解质、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)系电解质、聚偏氟乙烯(PVDF)系电解质、聚1，2-亚乙基亚胺(PEI)系电解质、聚丙烯腈(PAN)体等。
聚合物电解质的基体材料为聚氧化乙烯(PEO)、聚偏氟乙烯(PVDF)、聚偏氟乙烯-六氟丙烯(PVDF-HFP)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚氯乙烯(PVC)、聚乙烯醇(PVA)、聚丙烯酸(PAA)、聚丙烯腈(PAN)、聚甲基丙烯酸乙酯(PEMA)、聚己内酯(PCL)、壳聚糖(Chitosan)和聚碳酸亚乙烯酯(PVCA)及它们对应的嵌段化合物中的至少一种；添加剂为纳米SiO2、Al2O3、TiO2、MgO、ZnO、ZrO2、CuO粉体或溶胶，或者纤维素纳米晶、壳聚糖、甲壳素纳米晶、环糊精、氧化石墨烯、碳纳米管。
(4)其他部分
外管和内芯的斜切口通过镀金膜封闭。具体地，表面镀有银及氯化银的磁性材料合金线材内芯切割后暴露出来的磁性材料合金面及多孔金属材料外管切割后暴露出来的合金面通过在表面滴加湿化学镀金液形成镀金膜，或电化学镀金封闭暴露的金属基底。
本发明的微电极在使用时，该单电极植入式血糖传感器的针形尖端刺入人体皮肤的浅表层，停留在组织液层，并与体液发生电化学反应，由此只会产生一个创口。该传感器对血糖进行连续监测，数据以反应电流的形式经导电片通过触点输出至印刷电路板，从而实现对人体动态血糖的监测。
另外，本发明还提供一种上述的微电极的制备方法，主要分为三种方法：
第一种是填充插入法，其包括以下步骤：
(一)、在外管的内部沉积填满聚合物电解质。
(二)、将内芯的插入端由外管的连接端插入外管内部，直至内芯的插入端贯穿至外管的插入端。
(三)、将内芯的连接端沿插入反方向拉出至外管外，且内芯的插入端位于外管内。通过磁场控制及工装辅助，使表面镀有银及氯化银的磁性材料合金线材内芯相对多孔金属材料外管的切口反向移动，在另一端伸出一段适宜长度，用于焊接引线。多孔金属材料外管切口的另一端顶部也焊接引线，该端采用适当材料对内芯和外管的相对位置进行固定。
图1为微电极组装及配套工装示意图。表面镀有银及氯化银膜的磁性材料合金线材内芯2预先组装入内表面沉积聚合物电解质材料的外管1内，它们称之为组合件。组合件插入适当孔径及深度的固定工装中，固定工装包括第一打孔限位板3和第二打孔限位板4，第一打孔限位板3的限位孔套设在外管1的外部，第二打孔限位板4叠设于第一打孔限位板3上，且二者的限位孔同轴贯通；第二打孔限位板4上还设置有磁场装置5，该磁场装置5与内芯2的连接端磁性连接，还能够通过磁场装置5使内芯2相对于外管1移动。该固定工装使组合件既可以插入，又不会大幅度摆动，之后将组合件切割出适当长度，如10mm，15mm，20mm，30mm等，其中切口为斜口，形成一定的锐度，切口所在面与内芯2和外管1的轴线之间的夹角为锐角，如20-75度，切割方法包括机械切割或激光切割、线切割等。
第二种是包裹插入法，其包括以下步骤：
(一)、在内芯外部包裹聚合物电解质；
(二)、将包裹有聚合物电解质的内芯插入外管内，使内芯和外管通过聚合物电解质连接在一起，内芯的连接端位于外管外，插入端位于外管内。
第三种是套设注入法，其包括以下步骤：
使外管套设在内芯外部，然后往内芯和外管之间填充注入聚合物电解质。
其中，外管的制备方法是：
通过去合金化或(电)化学蚀刻法在管体上制孔，得到多孔管体：
在多孔管体内外表面沉积贵金属膜或碳膜，再固定碳纳米管及酶反应试剂。
纳米多孔金属所采用的脱合金法，是将目标金属(如铂、金、铜、镍等)，与相对活泼的金属(银、铝、锌等)形成合金，然后再除去相对活泼金属，从而使得目标金属形成连续的网状、或泡沫状等多孔形貌。纳米孔通道相互关联。此方法操作过程简单，制得的纳米多孔结构比表面积高，结构均匀，适合大量制备。
选择性化学或电化学腐蚀，是指合金组元间的电极电位相差较大，合金中的电化学性质较活泼元素在电解质的作用下选择性溶解进人电解液而留下电化学性质较稳定元素的腐蚀过程。合金组元既可以是非晶合金中的某一元素，亦可为单相固溶体合金中的一种元素，又可以是多相合金中的某几种元素。
图2不锈钢针电化学腐蚀致孔扫描电镜照片；
图3为黄铜针化学腐蚀致孔扫描电镜照片；
多孔金属材料管体形成多孔结构后，可在多孔结构表面及管体其它表面沉积贵金属层，如金、钯、铂等，或石墨烯、碳纳米管镀层，以及金属钌、锇离子和吡咯单体的配位聚合物等。
另外，本发明还提供一种生物传感器，其包括探头，探头上设置有至少一个上述的微电极，微电极的连接端(焊接引线)与外电路(测试电路)连接。在实际使用时，电极整体(外管和内芯一端整体)被包覆在半透膜材料(生物相容高分子渗透膜层)中，生物相容高分子渗透膜层为医用级硅橡胶为骨架的混合高分子或共聚高分子导离子渗透膜层，另一端焊接引线与测试电路连接。
通常情况下，探头上设置一个微电极即可满足使用需求，在特殊情况下，微电极的数量还可以设置2个、3个，或者至少4个，且呈阵列式排列。
以下结合实施例对本申请的特征和性能作进一步的详细描述。
实施例1
本实施例提供一种微电极，其制备方法如下：
(1)制备表面镀有银及氯化银的磁性材料合金线材内芯
镍丝线材作为芯体，直径0.04mm，表面采用磁控溅射或电化学或化学镀银，本实施例具体采用磁控溅射镀银，之后可以采用盐酸或氯化物溶液生成氯化银，本实施例具体采用氯化钾溶液生成氯化银。将电极浸入30mmol/L的KCl溶液中进行氯化，环形铂片为参比-对电极，采用恒压计时电位法，阴极电流固定为0.5mA/cm2，氯化适宜时间后，用去离子水清洗干燥。
采用光引发聚合的原位电解质凝胶法制备了化学交联型凝胶聚合物电解质。将水溶性单体、低聚物、引发剂和纯液态电解液以一定的组成配成前驱体混合液。前驱体混合液较佳的组成为：水溶性单体20％，低聚物30％，引发剂2％，20％Al2O3水溶胶，10％纤维素纳米晶，其余为氯化钾溶液。
将上述得到的镍丝内芯经过大气等离子体处理，以提高表面亲水性，将处理后的镍丝内芯在上述前驱体混合液中以适当速度提拉出混合液后光照固化为适宜厚度的聚合物电解质薄膜。
聚合物电解质或固体电解质材料层有一定绝缘性能，但可以传导离子移动。
(2)制备多孔金属材料外管
可以以304(316)不锈钢针做管体材料，本实施例选择304不锈钢针作为管体材料，管体外径0.4mm，内径0.2mm。该不锈钢针适当连接后作为阳极，以高纯铝箔作为阴极，利用阴极高纯铝箔的延展性，做成环形电极，这样有利于阳极氧化过程中电场的均匀分布。将表面预处理后的304不锈钢针插入电解液中，设定适宜的电流密度、适宜的阳极氧化时间、适宜的电流频率等条件，开始阳极氧化，得到具有多孔纳米结构的管体。制备的多孔纳米结构的孔径大小在60nm左右，结构完整，孔径分布均一。
镀金采用多孔不锈钢针外管为基底，对该基底采用电化学电镀的方法沉积金膜。根据市售镀金液使用方法，在常温下，设定电流密度为0.4mA/cm2，以多孔不锈钢针外管为工作电极，环形铂片为参比-对电极，电镀金适当时间后，在多孔不锈钢针外管内外表面形成约10um的金层。
沉积碳纳米管：将上述镀金外管材料浸泡在溶剂悬浮的碳纳米管液体中，以适当速度提拉出液体，在空气中蒸发掉溶剂，碳纳米管即可沉积在外管材料的多孔结构内部及表面。碳纳米管悬液固含量为45％，提拉速度为50米/小时。
沉积酶和导电剂：将沉积碳纳米管的外管材料在葡萄糖脱氢酶(5kU/mL)及二茂铁丙烯酸衍生物聚合物(10mg/mL)溶液中浸泡，含1％多聚赖氨酸。以适当速度提拉出液体，在空气中蒸发干燥。提拉速度为5米/小时。温度为室温，在45度的热风中干燥。之后类似步骤将外管材料在戊二醛溶液中浸泡和提拉，戊二醛浓度0.25％-5％(本实施例中浓度为0.5％)。在饱和蒸汽密闭空间中冷藏存放12小时交联。交联完成后以适当次数对外管材料电极进行淋洗，去除游离的未固化交联成分，干燥后在0.1％Nafion水溶液中浸泡提拉，干燥后备用。
(3)制备微电极(阵列)
采用微加工工艺将内芯插入外管，形成组合件。长度可以为50cm-100cm。可以采用外加可控磁场引导内芯在外管中的移动。
将上述组合件插入适当孔径及深度的固定工装中，孔径0.5mm-0.6mm，使组合件既可以插入，又不会大幅度摆动，使组合件相对固定。之后将组合件切断，长度20mm。其中一端的切口为斜口，形成30度的锐度。
切割方法包括机械切割或激光切割、线切割等。本实施例中为机械切割。
采用外加可控磁场使内芯和外管相对移动，内芯移动出外管约5mm，外接引线及固定，采用芯片金丝引线键合过程的焊接工艺将电极与电路基座连接。内芯和外管的相对位置可通过紫外固化胶水通过点胶工艺实现固定。
(4)微电极(阵列)性能测试结果
微电极在含不同浓度葡萄糖的模拟血浆中充分平衡，测试循环伏安曲线，扫描速度50mV s-1，扫描电压范围-0.25V-0.5V，温度恒温为37℃。取氧化电流峰值，对相应葡萄糖浓度值做图，结果见图4。
参考上述实验条件，采用含15mM葡萄糖的模拟血浆中测试微电极稳定性。体系封闭恒温37℃，含适量防腐剂。每天定时测试循环伏安曲线，扫描速度50mV s-1，扫描电压范围-0.25V-0.5V，连续测试若干天，取氧化电流峰值，对应时间做图，结果见图5。
实施例2
本实施例提供一种微电极，其采用黄铜合金制成中空针管，内径为0.1mm，外径0.25mm。将中空针管插入0.5mol/L硫酸溶液中，一定时间后取出，清洗干燥待用。制备的多孔纳米结构的孔径大小均在100nm左右，结构完整，孔径分布均一，结果见图3。
其它可参考实施例1。
实施例3
本实施例提供一种微电极，其多孔金属材料外管中灌装热固化聚合物电解质原液。
采用热聚合的原位电解质凝胶法制备了化学交联型凝胶聚合物电解质。将单体、交联剂、引发剂和纯液态电解液以一定的组成配成前驱体混合液，之后注入金属材料外管中，封口，再以一定的温度和时间加热使之聚合形成凝胶。较佳的组成为：水溶性单体20％，低聚物30％，引发剂2％，20％Al2O3溶胶，10％纤维素纳米晶，其余为氯化钾溶液。较佳的加热温度为70℃，加热时间为2h，形成水凝胶结构。
采用微加工工艺将表面镀有银及氯化银的磁性材料合金线材内芯插入外管，内芯可以按实施例1的方式包覆聚合物电解质层，也可以保持原状。两者形成组合件。长度可以为50cm-100cm。由于聚合物电解质为水凝胶状态，所以仍可以采用外加可控磁场引导内芯在外管中移动。
其它可参考实施例1。
实施例4
本实施例提供一种微电极，其中酶的沉积交联在电极完成切割后进行。
采用微加工工艺将内芯插入外管，形成组合件。长度可以为50cm-100cm。可以采用外加可控磁场引导内芯在外管中的移动。
将上述组合件插入适当孔径及深度的固定工装中，孔径0.5mm-0.6mm，使组合件既可以插入，又不会大幅度摆动，使组合件相对固定。之后将组合件切断，长度20mm。其中一端的切口为斜口，形成30度的锐度。
切割方法包括机械切割或激光切割、线切割等。本实施例中为机械切割。
采用外加可控磁场使内芯和外管相对移动，内芯移动出外管约5mm，
外接引线及固定，采用芯片金丝引线键合过程的焊接工艺将电极与电路基座连接。内芯和外管的相对位置可通过紫外固化胶水通过点胶工艺实现固定。
沉积酶和导电剂过程可参考实施例1。
电极整体外包覆半透膜，所述的生物相容高分子渗透膜层为医用级硅橡胶为骨架的混合高分子或共聚高分子导离子渗透膜层。
其它可参考实施例1。
实施例5
本实施例提供一种微电极，其采用2％京尼平水溶液代替戊二醛作为交联剂。
其它可参考实施例1。
综上所述，本发明用于生物活性物质连续电化学检测的微电极、生物传感器及制备方法，将正负电极结合成一体，减少对人体的创口数量，保证监测信号的稳定和灵敏度。
以上所述仅为本申请的实施例而已，并不用于限制本申请的保护范围，对于本领域的技术人员来说，本申请可以有各种更改和变化。凡在本申请的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请的保护范围之内。
Claims (10)
1.一种用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其一端为连接端，另一端为插入端，其特征在于，所述微电极包括：外管与内芯，分别作为与外电路连接的两极；
所述外管包括金属材料的多孔管体，以及沉积于所述多孔管体的内外表面的贵金属膜或碳膜，固定于多孔结构内外部的碳纳米管及酶反应试剂；
所述内芯包括磁性材料的芯体，以及镀设于所述芯体的表面的银及氯化银膜；
所述外管同端套设于所述内芯外部，且二者之间填充有聚合物电解质。
2.根据权利要求1所述的用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其特征在于，所述多孔管体的材质为铜、铝、锌、镍、铁或合金材料，所述多孔管体的外径0.2-0.4mm，内径0.05-0.3mm；
和/或，所述贵金属膜的材质为金、钯或铂或贵金属钌、锇离子和吡咯单体配位聚合的薄膜；
和/或，所述碳膜的材质为石墨烯或碳纳米管；
和/或，所述酶反应试剂为葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸氧化酶、乳酸脱氢酶、组胺氧化酶、氨基酸氧化酶中的至少一种，以及二茂铁衍生物、吡啶钌衍生物、吡啶锇衍生物，或者钌、锇离子和吡咯的配位聚合物等导电剂中至少一种，所述酶反应试剂通过物理包埋或共价连接固定。
3.根据权利要求1所述的用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其特征在于，所述内芯的直径0.02-0.08mm。
4.根据权利要求1所述的用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其特征在于，所述聚合物电解质的基体材料为聚氧化乙烯、聚偏氟乙烯、聚偏氟乙烯-六氟丙烯、聚甲基丙烯酸甲酯、聚氯乙烯、聚乙烯醇、聚丙烯酸、聚丙烯腈、聚甲基丙烯酸乙酯、聚己内酯、壳聚糖、和聚碳酸亚乙烯酯及它们对应的嵌段化合物中的至少一种；添加剂为纳米SiO2、Al2O3、TiO2、MgO、ZnO、ZrO2、CuO粉体或溶胶，或者纤维素纳米晶、壳聚糖、甲壳素纳米晶、环糊精、氧化石墨烯、碳纳米管。
5.根据权利要求1所述的用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其特征在于，所述外管的插入端和所述内芯的插入端均为斜切口，且斜切角度分别为20-75度，所述内芯的插入端位于所述外管内，所述内芯的连接端伸出所述外管。
6.根据权利要求1所述的用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其特征在于，所述外管和内芯的斜切口通过镀金膜封闭。
7.一种如权利要求1所述的微电极的制备方法，其特征在于，其包括以下步骤：
在所述外管的内部沉积填满聚合物电解质；
将所述内芯的插入端由所述外管的连接端插入所述外管内部，直至所述内芯的插入端贯穿至所述外管的插入端；
将所述内芯的连接端沿插入反方向拉出至所述外管外，且所述内芯的插入端位于所述外管内。
或者，在所述内芯外部包裹聚合物电解质。
将包裹有聚合物电解质的内芯插入外管内，使所述内芯与所述外管通过聚合物电解质连接在一起，所述内芯的连接端位于所述外管外，插入端位于所述外管内。
8.根据权利要求1所述的用于生物活性物质连续电化学检测的微电极，其特征在于，所述外管的制备方法是：
通过去合金化或化学蚀刻法在管体上制孔，得到多孔管体：
在所述多孔管体内外表面沉积贵金属膜或碳膜，再固定碳纳米管及酶反应试剂。
9.一种生物传感器，其特征在于，其包括探头，所述探头上设置有至少一个如权利要求1所述的微电极，所述微电极的连接端与外电路连接。
10.根据权利要求9所述的生物传感器，其特征在于，所述微电极可以阵列式排列，数量为至少2个。
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