CN114778628B - 柔性工作电极及酶传感器 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种柔性工作电极及酶传感器。该柔性工作电极由底部至表面依次包括：基底层、催化层、抗干扰层、酶层、保护层和扩散抑制层；其中，形成保护层的保护膜液的溶剂选用挥发速度快的溶剂，形成扩散抑制层的扩散抑制膜液的溶剂选用挥发速度慢的溶剂；所述保护膜液的溶质包括非离子双亲型表面活性剂、天然高分子、有机硅烷类润滑剂中的一种或两种以上的组合。本发明还提供了包括上述柔性工作电极的酶传感器。本发明通过在柔性工作电极中额外修饰致密的保护层，可以有效防止扩散抑制膜液在挥发过程中向下渗透的问题，由此获得的柔性工作电极具有较大的葡萄糖浓度检测范围，且具有柔性和生物相容性。

Description

柔性工作电极及酶传感器

技术领域

本发明涉及动态血糖监测设备技术领域，尤其涉及一种柔性工作电极及酶传感器。

背景技术

血糖监测是糖尿病管理中的重要组成部分，其结果有助于评估糖尿病患者糖代谢紊乱程度，制定合理的降糖方案，防止并减少并发症的产生。连续动态的血糖监测系统通过在患者皮肤表面佩戴或者皮下组织植入葡萄糖传感器，来实现24小时不间断地测定人体葡萄糖浓度变化。这种系统平均每几分钟或者更短时间记录一个葡萄糖数值，进而形成每日血糖图波动趋势，更加有利于患者了解自身血糖变化状况，也能够为临床医师选择药物、判断疗效、制订合理的饮食结构提供最科学的依据。

目前的植入式的葡萄糖传感器一般设计寿命为7-14天，因此，植入皮下电极材料也应该具有很高的生物兼容性，以免为个体带来炎症或者生物毒性。如果植入电极引发产生严重的炎症和排异反应，会导致电极周围的机体组织生化微环境改变，进而影响电极的检测结果。而且在传感器制备过程，对于葡萄糖特异性检测的工作电极，还需要保持长时间检测的稳定性，若电极在皮下长时间检测过程中由于酶活性降低或者出现电极修饰层脱落等问题导致的发生灵敏度的降低，则会对电极检测的准确性造成影响。此外，现有技术中对于柔性电极的设计、制备和加工以及柔性电极后续的传感层修饰均存在技术困难。

现有技术中，有时会在酶传感器的工作电极表面修饰扩散抑制层，用于抑制葡萄糖扩散，提高传感器的响应性。如果形成扩散抑制层的膜液中所用的溶剂挥发时间过长，会导致膜液中高分子向电极内层渗透，不仅导致对酶活性的破坏、导致酶电极失活，甚至还会进一步溶解工作电极的基底(碳层、碳纳米管)和参比电极(银和氯化银)中的高分子粘合剂，使基底材料和柔性基底膜附着力变差，最终导致电极基础层脱落。因此，目前一般是将作为扩散抑制层的高分子材料溶于挥发速度较快的单一或混合的有机溶剂(例如四氢呋喃、丙酮、乙醇、二氯乙烷等)形成扩散抑制膜液，以使扩散抑制膜液可以在电极表面快速成膜。但是采用挥发较快的溶剂会导致形成的扩散抑制层具有大量针孔、桔纹等一些常见的形貌缺陷，并且会影响扩散抑制层对葡萄糖的扩散抑制作用，对电极的检测线性造成不利影响。此外，在采用滴涂、喷涂等修饰方式时，挥发较快的溶剂会在喷头尖端迅速挥发、导致扩散抑制膜液在喷头造成喷头堵塞，限制滴涂、喷涂方式在制备动态血糖监测电极中的应用；如果采用浸涂、旋涂等修饰方式，由于扩散抑制膜液在修饰过程中难以形成密闭的环境，溶剂挥发较快会导致膜液浓度发生急剧变化、造成同一批次的电极扩散抑制层厚度不同、进而导致同批次电极性能差异较大、对柔性工作电极的一致性产生制约无法实现大规模的动态血糖电极免校准监测葡萄糖。因此，当前阶段，扩散抑制层的在电极膜层表面的合理修饰是制备皮下植入葡萄糖传感器的一项巨大的技术难题。

综上所述，需要研究一种能够持续监测体内葡萄糖、且监测准确性高的可植入柔性设备。

发明内容

为了解决上述问题，本发明的目的在于提供一种柔性工作电极及酶传感器。通过在柔性工作电极中额外修饰致密的保护层，可以有效防止扩散抑制膜液在挥发过程中向下渗透的问题，由此获得的柔性工作电极具有较大的葡萄糖浓度检测范围，且具有柔性和生物相容性。

为了达到上述目的，本发明提供了一种柔性工作电极，该柔性工作电极由底部至表面依次包括：基底层、催化层、抗干扰层、酶层、保护层和扩散抑制层；其中，所述保护层通过将保护膜液修饰在酶层表面干燥形成，所述保护膜液的溶质包括非离子双亲型表面活性剂、天然高分子、有机硅烷类润滑剂中的一种或两种以上的组合；所述保护膜液的溶剂包括碳数为6以下的醇、碳数为6以下的酮中的一种或两种以上的组合；

所述扩散抑制层通过将扩散抑制膜液修饰在保护层表面干燥形成，所述扩散抑制膜液的溶剂包括二甲基甲酰胺、二甲基乙酰胺、聚乙烯吡咯烷酮、二甲苯中的一种或两种以上的组合。

在本发明的具体实施方案中，所述基底层一般是在柔性高分子绝缘膜表面印刷、刻蚀导电物质形成。所述柔性高分子膜柔软可折叠，利于植入。所述导电物质通常为碳、金、银等，可作为柔性工作电极的电子导线。

在本发明的具体实施方案中，催化层用于催化酶层与葡萄糖反应产生的过氧化氢形成电流信号。所述催化层一般通过在基底层表面沉积导电颗粒形成，所述导电颗粒可以是铂纳米颗粒等。

在本发明的具体实施方案中，所述抗干扰层用于排除体液中抗坏血酸、多巴胺、尿酸等常见的电化学物质的干扰，提高柔性工作电极的准确性。

在本发明的具体实施方案中，上述抗干扰层一般通过在催化层表面修饰抗干扰膜液干燥形成。所述抗干扰膜液的溶质优选包括Nafion、醋酸纤维素、聚苯胺、全氟磺酸型聚合物中的一种或两种以上的组合。所述抗干扰膜液的溶剂可以采用水、环己酮、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜等挥发速度慢的溶剂中的一种或两种以上的组合。

在本发明的具体实施方案中，所述抗干扰层的厚度一般控制为1μm-10μm。

在本发明的具体实施方案中，所述酶层中含有酶、用于与葡萄糖反应将葡萄糖信号转化为可以测定的过氧化氢，使工作电极对葡萄糖产生特异性响应。

在本发明的具体实施方案中，所述酶层一般通过在所述抗干扰层表面修饰酶溶液干燥形成。所述酶溶液通常包括葡萄糖氧化酶，进一步地，所述酶溶液中还可以添加戊二醛、牛血清蛋白等成分，用于固定葡萄糖氧化酶，防止柔性工作电极上的酶出现活性降低或流失。

在本发明的具体实施方案中，所述酶层的厚度一般控制为1μm-10μm。

在本发明的具体实施方案中，所述保护层能够改变酶层表面的官能团及表面化学性能、提高膜层的附着力；并且能够与扩散层中的高分子键合，防止扩散抑制膜液在挥发成膜过程中向内部渗透，增加扩散抑制层在柔性工作电极表面的附着力和结合程度；此外，保护层还可以使扩散抑制膜液在电极表面充分流平，有利于获得完整、致密、均匀的扩散抑制层，进而提高电极性能、有利于实现柔性工作电极的皮下植入。

在本发明的具体实施方案中，所述保护层的材质(即所述保护膜液中的溶质)一般具有较低的表面张力、可以均匀铺展在亲水的酶层表面，并且保护层的材质具有功能性末端反应基团，能够与扩散抑制层材质(即扩散抑制膜液中的溶质)的高分子端基进行键合，增强扩散抑制层中的高分子物质在电极表面的亲和力。

在本发明的具体实施方案中，所述保护膜液的溶质一般选用非离子双亲型表面活性剂、天然高分子、有机硅烷类润滑剂等。在上述保护膜液的溶质中，优选地，所述非离子双亲型表面活性剂包括脂肪醇聚氧乙烯醚、烷基酚聚氧乙烯醚、肪醇聚氧乙烯醚、聚氧乙烯月桂醇醚和甜菜碱等中的一种或两种以上的组合。

在上述保护膜液的溶质中，优选地，所述天然高分子包括多糖，例如壳聚糖、醋多糖等。

在上述保护膜液的溶质中，优选地，所述有机硅烷类润滑剂包括硅氧烷、聚硅氧烷、硅烷、硅氧烷的衍生物、聚硅氧烷的衍生物、硅烷的衍生物中的一种或两种的组合。

在上述有机硅烷类润滑剂中，所述聚硅氧烷可以包括聚二甲基硅氧烷等。

在上述有机硅烷类润滑剂中，所述硅烷可以包括甲基硅烷、乙基硅烷等。

在上述有机硅烷类润滑剂中，所述硅氧烷的衍生物一般是指由氨基、甲基等取代的硅氧烷；所述聚硅氧烷的衍生物是指由氨基、甲基等取代的聚硅氧烷。在本发明的具体实施方案中，优选采用易水解的含有硅氧键的小分子化合物，如氨基乙基硅氧烷等；也可以采用低聚物，如线性聚硅氧烷硅油等。

根据本发明的具体实施方案，所述有机硅烷类润滑剂优选包括聚二甲基硅氧烷、甲基硅烷、乙基硅烷、氨基乙基硅氧烷、线性聚硅氧烷硅油等中的一种或两种以上的组合。

在本发明的具体实施方案中，所述保护膜液所用的溶剂挥发速度快、并且不会破坏酶层、抗干扰层、催化层和基底层。具体地，所述保护膜液的溶剂可以包括碳数为6以下的醇、碳数为6以下的酮等。其中，碳数为6以下的醇可以是甲醇、乙醇、丁醇、戊醇、环己醇、异丙醇等，碳数为6以下的酮可以是丙酮、丁酮、环己酮、戊酮等。在一些具体实施方案中，也可以将上述有机溶剂与水混合，共同作为保护膜液的溶剂。

在本发明的具体实施方案中，所述保护膜液中溶质的质量浓度一般控制为0.5％-10％、例如1％-5％。

在本发明的具体实施方案中，将所述保护膜液修饰在酶层表面的方式可以是滴涂、浸泡等。

在本发明的具体实施方案中，所述保护层的厚度一般控制为0.1μm-10μm。

在本发明的具体实施方案中，还可以在所述抗干扰层表面也修饰保护层。此时，所述柔性工作电极包含两层保护层，分别位于抗干扰层与酶层之间、以及酶层与扩散抑制层之间。

在本发明的具体实施方案中，所述扩散抑制层能够减少葡萄糖向电极的扩散、提高电极氧气与葡萄糖的扩散比例，提高传感器的响应性和在体内检测的线性范围，同时能够延缓电极内层物质(例如酶层中的酶)的流失，提高电极的生物相容性。

在本发明的具体实施方案中，形成扩散抑制层的扩散抑制膜液的溶剂采用挥发速度慢的溶剂，例如二甲基甲酰胺、二甲基乙酰胺、聚乙烯吡咯烷酮、二甲苯等溶剂，避免形成大量针孔、桔纹，有利于形成厚度均匀、形貌缺陷少的扩散抑制层；并且本发明通过额外引入作为内层膜的保护层与扩散抑制膜液中的高分子键合，使扩散抑制膜液可以在电极表面充分流平、停留更长的时间而不向电极内层渗透，从而可以在电极表面形成完整、致密、均匀的扩散抑制层，有效提高扩散抑制层在电极表面的附着力以及电极的检测线性和稳定性。此外，挥发速度较慢的溶剂形成的膜液在成膜过程中不会发生浓度的急剧变化、且不会堵塞喷头，获得的电极产品结构和性能稳定、品控较好，因此有利于实现性能一致的动态血糖电极的大批量生产。

在本发明的具体实施方案中，所述扩散抑制膜液的溶质一般包括能够抑制葡萄糖扩散且生物相容性较好的高分子物质，例如聚碳酸酯、聚吡咯、醋酸纤维素、聚氨酯、聚乙烯醇中的一种或两种以上的组合。

在本发明的具体实施方案中，所述扩散抑制膜液中溶质的质量浓度一般控制为1％-5％、例如1％-3％。

在本发明的具体实施方案中，将扩散抑制膜液修饰到保护层表面的方式可以是滴涂、浸涂、旋涂、喷涂等。

本发明还提供了一种酶传感器，该酶传感器包括对电极、工作电极和参比电极，其中，所述工作电极包括上述柔性工作电极。该酶传感器可以作为植入式生物传感器使用，用于检测皮下目标分子分析物、比如细胞间液的葡萄糖的浓度，具有较高的生物相同性，且监测效果准确。

在上述酶传感器中，所述对电极一般是通过在导电基底表面沉积导电颗粒形成的，所述导电颗粒可以包括铂纳米颗粒。所述对电极沉积的导电颗粒与柔性工作电极中催化层沉积的导电颗粒种类可以相同、也可以不同。所述导电基底可以通过碳油墨喷涂形成。

在上述酶传感器中，所述参比电极可以包括银和/或氯化银。在一些具体实施方案中，所述参比电极可以是由银/氯化银油墨喷涂形成。

在上述酶传感器中，优选地，所述工作电极的长度为0.5mm-1.5mm，宽度为0.1mm-0.3mm，面积为0.05mm²-0.45mm²；

在上述酶传感器中，优选地，所述参比电极的长度为0.5mm-1.5mm，宽度为0.1mm-0.3mm，面积为0.05mm²-0.45mm²。

在上述酶传感器中，优选地，所述对电极的长度为0.5mm-1.0mm，宽度为0.1mm-0.4mm，厚度为0.05mm-0.2mm。

在本发明的具体实施方案中，所述酶传感器可以是柔性电极的形式，该柔性电极的长度一般为0.5cm-2cm。

本发明的有益效果在于：本发明提供的柔性工作电极具有结构完整、致密、厚度均匀的扩散抑制层，且具有良好的生物相容性。利用该柔性工作电极制备的酶传感器能够有效植入皮下实现体内血糖的持续实时动态监测，监测结果具有可靠性、一致性和稳定性。

附图说明

图1、图2为实施例1中酶传感器的结构示意图。

图3为实施例1中柔性工作电极的结果示意图。

图4为实施例1中酶传感器的制备方法的流程图。

图5为实施例1与对比例1的酶传感器对葡萄糖的时间线形图。

图6为实施例1与对比例1的酶传感器对葡萄糖的浓度线性图。

图7为对比例1形成的扩散抑制层照片(左)与实施例1形成的扩散抑制层照片(右)。

符号说明：

对电极101，参比电极102，柔性工作电极103，测试触点104，测试触点105，测试触点106，基底107，绝缘高分子膜108，基底层1030，铂催化层1031，抗干扰层1032，酶层1033，保护层1034，扩散抑制层1035。

具体实施方式

为了对本发明的技术特征、目的和有益效果有更加清楚的理解，现对本发明的技术方案进行以下详细说明，但不能理解为对本发明的可实施范围的限定。

本发明实施例中所使用的实验方法如无特殊说明，均为常规方法。

本发明实施例中所用的材料、试剂等，如无特殊说明，均可从商业途径得到。

实施例1

鉴于现有技术在传感器表面修饰扩散抑制层膜液过程中出现的膜液向下渗透侵蚀酶层的问题，本发明实施例提供一种额外修饰保护层的柔性工作电极以及包括该柔性工作电极的酶传感器，本发明提供的柔性工作电极和酶传感器具有稳定性、可靠性和一致性的特点。以下结合附图对本发明进行详细说明。

图1、图2为本发明提供的酶传感器的结构示意图。该酶传感器是一种柔性传感器，如图1所示，该酶传感器包括基底107、对电极101、参比电极102、柔性工作电极103，三个测试触点(104、105、106)。如图2所示，对电极101、参比电极102、柔性工作电极103由上至下依次叠层设置于基底107上。柔性工作电极103与参比电极102之间、参比电极102与对电极101之间、以及对电极101的表面分别设有绝缘高分子膜108。对电极101未覆盖绝缘高分子膜108的部分作为导电迹线，对电极101通过导电迹线与测试触点105连接；参比电极102未覆盖绝缘高分子膜108的部分作为导电迹线，参比电极102通过导电迹线与测试触点104连接；柔性工作电极103未覆盖绝缘高分子膜108的部分作为导电迹线，柔性工作电极103通过导电迹线与测试触点106连接。

本实施例中，基底107为高分子聚酰亚胺膜。

对电极101通过在导电基底表面沉积铂纳米颗粒形成。

参比电极102包括银和氯化银，通过在导电基底上喷涂银/氯化银油墨形成。

对电极101、参比电极102、柔性工作电极103所用的导电基底均由碳油墨喷涂形成。

绝缘高分子膜108可以是由聚酰亚胺、聚酯、聚四氟乙烯等通过高分子膜成膜工艺得到，厚度可以为0.01mm-0.05mm左右。本实施例中，绝缘高分子膜108为聚酰亚胺覆膜形成，厚度为0.01mm。

酶传感器的长度为0.5cm-2cm；对电极101的长度为0.5mm-1.0mm，宽度为0.1mm-0.4mm，厚度为0.05mm-0.2mm；参比电极102的长度为0.5mm-1.5mm，宽度为0.1mm-0.3mm，面积为0.05mm²-0.45mm²；柔性工作电极的长度为0.5mm-1.5mm，宽度为0.1mm-0.3mm，面积为0.05mm²-0.45mm²。

柔性工作电极103的具体结构如图3所示，在柔性工作电极未覆盖绝缘高分子膜108的部分，由底部至表面依次为基底层1030、铂催化层1031、抗干扰层1032、酶层1033、保护层1034和扩散抑制层1035。

本实施例提供的酶传感器的制备方法如图4所示，具体包括：

S101、在高分子基底膜表面对应柔性工作电极区域的位置喷涂碳油墨形成导电基底，该导电基底即为柔性工作电极103的基底层1030，在该导电基底的部分表面覆盖高分子聚酰亚胺形成绝缘高分子膜108；

在柔性工作电极103的绝缘高分子膜表面对应参比电极区域喷涂碳油墨形成导电基底，然后在参比电极区域的导电基底依次喷涂银/氯化银油墨并覆膜绝缘高分子聚酰亚胺形成绝缘高分子膜108，得到参比电极102；

在参比电极102的绝缘高分子膜的表面对应参比电极区域喷涂碳油墨形成导电基底，然后在对电极区域的导电基底依次沉积导电物质铂纳米颗粒和覆膜绝缘高分子聚酰亚胺，得到对电极101。

S102、在S101得到的柔性工作电极103的基底层表面未覆盖绝缘高分子膜108的区域沉积铂纳米颗粒，形成铂催化层1031。

S103、在S102得到的柔性工作电极103的铂催化层1031表面修饰抗干扰层1032。具体是在柔性工作电极103的铂催化层1031表面滴涂或浸泡抗干扰膜液，烘干形成抗干扰层1032。

本发明中，抗干扰膜液可以是Nafion溶液、聚苯胺溶液、全氟磺酸型聚合物溶液、醋酸纤维素溶液，抗干扰膜液的质量浓度一般为1％-5％。在本实施例中，抗干扰膜液是质量浓度为5％的Nafion的二甲基亚砜溶液。

S104、在S103得到的柔性工作电极103的抗干扰层1032表面修饰酶层1033。具体是在抗干扰层1032表面通过滴涂、浸泡等方式修饰酶溶液，将修饰后的柔性工作电极103放在4℃的冰箱中晾干，形成酶层1033。

本发明中，酶溶液可以是将葡萄糖氧化酶、牛血清白蛋白和戊二醛混合后进行充分交联反应得到的，其中，葡萄糖氧化酶的浓度为5mg/mL至10mg/mL(本实施例为10mg/mL)、戊二醛的质量分数为0.05％、牛血清蛋白的浓度为4mg/mL。

S105、在S104得到的柔性工作电极103的酶层1033表面修饰保护层1034。具体是在酶层1033表面通过滴涂、浸泡等方式修饰保护膜液，将修饰后的柔性工作电极103放在37℃干燥箱中烘干1小时，形成保护层1034。

本发明采用的保护膜液的溶质可以是非离子双亲型表面活性剂、天然高分子、有机硅烷类润滑剂等。保护膜液的溶质的质量浓度一般为1％至5％，所用溶剂可以是碳数为6以下的醇(例如甲醇、乙醇、丁醇、戊醇、环己醇、异丙醇等)、碳数为6以下的酮(丙酮、丁酮、环己酮、戊酮等)等挥发性强、挥发速度较快的溶剂。本实施中保护膜液为壳聚糖的丁醇溶液，其中壳聚糖的质量浓度为5％。

S106、在S105得到的柔性工作电极103的保护层1034表面通过浸泡、滴涂或旋涂等方式修饰扩散抑制层1035。本实施例中是将柔性工作电极103缓慢浸入扩散抑制膜液，停留10秒后缓慢提出，表干，然后置于50℃烘箱干燥2小时-24小时，形成扩散抑制层1035。完成以上对柔性工作电极103的修饰后，得到酶传感器。该酶传感器可以作为体内检测的生物传感器使用。

在上述S106的过程中，保护层1034可以避免扩散抑制膜液中的高分子物质在长时间挥发过程中渗透至柔性工作电极103的内部，保证扩散抑制膜液在电极表面流平、以获得均匀完整的扩散抑制层1035。

在本发明中，扩散抑制层1035能提高传感器在体内检测的线性范围，同时能够延缓电极上的酶的流失，提高电极的生物相容性。本发明采用的扩散抑制膜液的溶质可以是聚碳酸酯、聚吡咯、醋酸纤维素、聚氨酯、聚乙烯醇中的一种或两种以上的组合，扩散抑制膜液的溶质质量浓度一般为1％至5％。扩散抑制膜液的溶剂一般为低挥发性溶剂，以避免快速挥发成膜导致的针孔、桔纹等常见的膜层问题，例如溶剂可以是二甲基甲酰胺、二甲基乙酰胺、聚乙烯吡咯烷酮、二甲苯、等挥发速度较慢的溶剂中的一种或两种以上的组合。本实施例采用的扩散抑制膜液为聚碳酸酯的二甲基甲酰胺溶液，其中聚碳酸酯的质量浓度为3％。

对比例1

本对比例提供了一种酶传感器，其制备方法与实施例1提供的酶传感器制备方法基本相同，区别仅在于本对比例不设保护层、在酶层表面只设置抑制扩散层，并且将扩散抑制膜液的溶剂替换为挥发速度快的四氢呋喃，采用的扩散抑制膜液为醋酸纤维素的四氢呋喃溶液，扩散膜液的溶质质量浓度与实施例1相同。

测试例1

本测试例1提供了对实施例1与对比例1制备的酶传感器对葡萄糖的检测效果。

图5是酶传感器对葡萄糖的时间线形图、图6是酶传感器对葡萄糖的浓度线性图。图6中横坐标为浓度、单位是毫摩尔每升(mM)。图5、图6采用三电极系统的恒电位法测得，具体是通过施加一定的电位，在溶液中检测柔性工作电极103上葡萄糖催化氧化所得到的电流变化，该电流变化与葡萄糖的浓度成正相关的趋势，因此可以线性公式计算出该时刻下葡萄糖的浓度。

从图5、图6可以看出，在加入葡萄糖后，实施例1制备的酶传感器对于葡萄糖具有迅速的电化学响应电流，响应时间为10s，如图6看出，实施例1的酶传感器加入30mM葡萄糖时的电流响应的线性拟合度能够达到R2＝0.99，证明酶传感器同时具有很好的线性范围，其最大线性检测浓度能够达到30mM。相比之下，对比例1酶传感器加入30mM时的电流响应的线性拟合度只能达到R2＝0.97，酶电极的线性范围较实施例1差，证明没有添加保护层的工作电极响应电流相比于添加保护层柔性工作电极的电极响应电流小、响应慢且准确度低。

图7为对比例1形成的扩散抑制层照片(左)与实施例1形成的扩散抑制层照片(右)。从图7中可以看出，采用挥发快的溶剂形成的膜层厚度不均、表面存在明显的针孔和桔纹、不平整。而采用挥发慢的溶剂形成的膜层厚度较为均匀、无明显针孔和桔纹、整体更加平整。以上对比说明，本发明提供的制备方法能够保证柔性工作电极中的扩散抑制层均匀、完整，有利于提高酶传感器的在体内检测的线性范围、防止酶流失、提高传感器的生物相容性。

综上，本发明实施例的酶传感器及其制备方法可以获得具有稳定性、可靠性和一致性的酶传感器，对于血糖持续监测和糖尿病的动态分析管理具有重要意义。

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，并不用于限定本发明的保护范围，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 (16)

1.一种柔性工作电极，该柔性工作电极由底部至表面依次包括：基底层、催化层、抗干扰层、酶层、保护层和扩散抑制层；

其中，所述保护层通过将保护膜液修饰在酶层表面干燥形成，所述保护膜液的溶质包括天然高分子，所述天然高分子包括壳聚糖；所述保护膜液的溶剂包括碳数为6以下的醇；所述保护膜液中溶质的质量浓度为0.5%-10%；

所述扩散抑制层通过将扩散抑制膜液修饰在保护层表面干燥形成；所述扩散抑制膜液的溶剂包括二甲基甲酰胺、二甲基乙酰胺中的一种或两种的组合；所述扩散抑制膜液的溶质包括聚碳酸酯、聚吡咯、醋酸纤维素、聚氨酯、聚乙烯醇中的一种或两种以上的组合；所述扩散抑制膜液中溶质的质量浓度为1%-5%。

2.根据权利要求1所述的柔性工作电极，其中，在所述保护膜液的溶剂中，所述碳数为6以下的醇包括甲醇、乙醇、丁醇、戊醇、环己醇、异丙醇中的一种或两种以上的组合。

3.根据权利要求1所述的柔性工作电极，其中，所述保护膜液中溶质的质量浓度为1%-5%。

4.根据权利要求1所述的柔性工作电极，其中，所述扩散抑制膜液中溶质的质量浓度为1%-3%。

5.根据权利要求1所述的柔性工作电极，其中，所述基底层包含导电物质，所述导电物质包括碳、金、银中的一种或两种以上的组合。

6.根据权利要求1所述的柔性工作电极，其中，所述催化层通过在基底层表面沉积导电颗粒形成。

7.根据权利要求6所述的柔性工作电极，其中，所述导电颗粒包括铂纳米颗粒。

8.根据权利要求1所述的柔性工作电极，其中，所述抗干扰层通过在催化层表面修饰抗干扰膜液干燥形成。

9.根据权利要求8所述的柔性工作电极，其中，所述抗干扰膜液的溶质包括Nafion、醋酸纤维素、聚苯胺、全氟磺酸型聚合物中的一种或两种以上的组合。

10.根据权利要求8所述的柔性工作电极，其中，所述抗干扰膜液的溶剂包括水、环己酮、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜中的一种或者两种以上的组合。

11.根据权利要求1-10任一项所述的柔性工作电极，其中，所述抗干扰层的厚度为1μm-10μm；

所述酶层的厚度为1μm-10μm；

所述保护层的厚度为0.1μm-10μm。

12.一种酶传感器，该酶传感器包括对电极、工作电极和参比电极，其中，所述工作电极包括权利要求1-11任一项所述的柔性工作电极。

13.根据权利要求12所述的酶传感器，其中，所述对电极沉积有铂纳米颗粒；

所述参比电极包括银和氯化银。

14.根据权利要求13所述的酶传感器，其中，所述对电极的长度为0.5mm-1.0mm，宽度为0.1mm-0.4mm，厚度为0.05mm-0.2mm。

15.根据权利要求13所述的酶传感器，其中，所述工作电极的长度为0.5mm-1.5mm，宽度为0.1mm-0.3mm，面积为0.05mm²-0.45mm²。

16.根据权利要求13所述的酶传感器，其中，所述参比电极的长度为0.5mm-1.5mm，宽度为0.1mm-0.3mm，面积为0.05mm²-0.45mm²。