CN116297765A - 生物传感器的聚合物膜 - Google Patents

生物传感器的聚合物膜 Download PDF

Info

Publication number
CN116297765A
CN116297765A CN202310332674.0A CN202310332674A CN116297765A CN 116297765 A CN116297765 A CN 116297765A CN 202310332674 A CN202310332674 A CN 202310332674A CN 116297765 A CN116297765 A CN 116297765A
Authority
CN
China
Prior art keywords
polymer
polymer film
layer
type
examples
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202310332674.0A
Other languages
English (en)
Inventor
刘敏
方骏飞
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shenzhen Guiji Sensing Technology Co ltd
Original Assignee
Shenzhen Guiji Sensing Technology Co ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shenzhen Guiji Sensing Technology Co ltd filed Critical Shenzhen Guiji Sensing Technology Co ltd
Priority to CN202310332674.0A priority Critical patent/CN116297765A/zh
Publication of CN116297765A publication Critical patent/CN116297765A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G01N27/3277—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction being a redox reaction, e.g. detection by cyclic voltammetry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G01N27/3278—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction involving nanosized elements, e.g. nanogaps or nanoparticles
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/416—Systems
    • G01N27/48—Systems using polarography, i.e. measuring changes in current under a slowly-varying voltage

Landscapes

  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Nanotechnology (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

本公开涉及一种生物传感器的聚合物膜，包括基底层、形成在基底层上的粘接层、以及形成在粘接层上的外表层，基底层由第一类聚合物形成，粘接层由第二类聚合物形成，外表层由第三类聚合物形成，第一类聚合物为具有苯环或杂环的均聚物，第二类聚合物为由与第一类聚合物的单体相同的第一单体和与第三类聚合物的单体相同的第二单体所形成的共聚物，其中第一单体与第二单体的质量比为3︰7至7︰3，第二类聚合物为水溶胀型共聚物，粘接层具有扩散控制性能，粘接层通过共轭效应、相似相溶、氢键相互作用和交联中的至少一种作用而与基底层和外表层粘接。由此，能够提供一种能够扩大响应线性范围且具有生物相容性的生物传感器的聚合物膜。

Description

生物传感器的聚合物膜
本申请是申请日为2020年09月01日、申请号为202010906747.9、发明名称为生物 传感器及其制备方法以及生物传感器用的聚合物膜层的专利申请的分案申请。
技术领域
本公开涉及生物传感器领域，具体涉及一种生物传感器的聚合物膜。
背景技术
生物传感器是将生物材料、生物衍生材料，或者生物仿生材料与光学、电化学、温度、压电、磁体、或者是微机械的物理化学传感器或传感微系统紧密结合的分析装置，其通常可以用来快速检测人体内某些特定化学物质，例如葡萄糖、尿素、尿酸以及一系列氨基酸化合物等。
以体内植入式电流传感器为例，工作电极通常包括以电极导电层直接接触的传感层，当化学物质到达传感层表面被消耗完时，检测到的电流值与化学物质浓度之间存在一定的线性关系，而当化学物质消耗能力限制于传感层电化学动力学时，输出的电流值与到达传感层表面的化学物质浓度不再是线性关系，因此需要控制到达传感层的化学物质浓度，使植入式电流传感器对化学物质响应的线性范围扩大，进而使植入式电流传感器能够检测更高的葡萄糖浓度，而且由于植入式电流传感器需要部分植入体内，与组织直接相接触，因此要求与组织相接触的部分具有非常好的生物相容性。
发明内容
本公开是鉴于上述情况而做出的，其目的在于提供一种能够扩大响应线性范围且具有生物相容性的生物传感器及其制备方法以及生物传感器用的聚合物膜层。
为此，本公开的第一方面提供了一种生物传感器，是用于检测体内的被检物的生物传感器，其包括：衬底、设置在所述衬底上的电极、设置在所述电极上的传感酶层、以及设置在所述传感酶层上的聚合物膜层，所述聚合物膜层用于控制所述被检物的扩散，所述聚合物膜层包括基底层、形成在所述基底层上的粘接层、以及形成在所述粘接层上且具有生物相容性的外表层，所述基底层由第一类聚合物形成，所述粘接层由第二类聚合物形成，所述外表层由第三类聚合物形成，所述第一类聚合物为具有苯环或杂环的均聚物，所述第二类聚合物为由与所述第一类聚合物的单体相同或相似的第一单体和与所述第三类聚合物的单体相同或相似的第二单体所形成的共聚物，其中所述第一单体与所述第二单体的质量比为3︰7至7︰3，在所述聚合物膜层中，所述粘接层的厚度占所述聚合物膜层的厚度的40％至50％。
在本公开的第一方面所涉及的生物传感器中，通过在生物传感器的传感酶层上设置用于控制被检物的扩散的聚合物膜层，能够扩大生物传感器响应线性范围，并通过聚合物膜层具有生物相容性的外表层使生物传感器具有生物相容性。
另外，在本公开的第一方面所涉及的生物传感器中，可选地，所述第一类聚合物为水溶胀型均聚物，所述第二类聚合物为水溶胀型共聚物，所述第三类聚合物为水溶性聚合物。由此，能够有利于提高聚合物膜层的扩散控制性能和生物相容性，进而能够有助于扩大生物传感器响应线性范围，提高生物传感器的生物相容性。
另外，在本公开的第一方面所涉及的生物传感器中，可选地，所述水溶胀型均聚物为选自聚苯乙烯、聚氨酯、聚丙烯酸乙氧基乙酯，聚丙烯酸乙氧基丙酯、聚2-乙烯基吡啶、聚4-乙烯基吡啶、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酸羟乙酯中的一种，并且所述水溶性聚合物为选自聚乙烯基吡咯烷酮、聚乙烯醇、壳聚糖、羧甲基壳聚糖、壳聚糖盐、海藻酸、海藻酸盐、透明质酸、透明质酸盐、纤维素醚类、纤维素酯类、聚乙烯吡咯烷酮、聚丙烯酰胺、聚丙烯酸、聚丙烯醇、聚苯乙烯磺酸钠、聚乙二醇、聚乙二醇聚丙二醇共聚物中的一种。由此，能够形成具有扩散控制性能和生物相容性的聚合物膜层，从而能够扩大生物传感器响应线性范围，改善生物传感器的生物相容性。
另外，在本公开的第一方面所涉及的生物传感器中，可选地，所述水溶胀型共聚物为选自聚乙二醇-嵌段-聚苯乙烯、聚丙烯酸-嵌段-聚苯乙烯、聚丙烯酸-共聚-聚苯乙烯、聚丙烯酰胺-嵌段-聚苯乙烯、聚丙烯酰胺-共聚-聚苯乙烯、聚2-乙烯基吡啶-嵌段-聚苯乙烯、聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚苯乙烯、聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚乙烯基吡咯烷酮、聚2-乙烯基吡啶-共聚-聚苯乙烯、聚4-乙烯基吡啶-嵌段-聚苯乙烯、聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚丙烯酰胺、聚丙烯酸乙氧基乙酯-共聚-聚丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酸乙氧基丙酯-共聚-聚乙烯醇中的一种。在这种情况下，能够形成与基底层和外表层的粘接作用增强的粘接层，从而能够有利于聚合物膜层的形成，进而能够有助于扩大生物传感器响应线性范围，提高生物传感器的生物相容性。
另外，在本公开的第一方面所涉及的生物传感器中，可选地，所述水溶胀型均聚物的分子量为50000至500000Da，所述水溶胀型共聚物的分子量为10000至50000Da，所述水溶性聚合物的分子量为2000至50000Da。由此，能够有利于聚合物膜层的形成，从而有助于扩大生物传感器响应线性范围。
另外，在本公开的第一方面所涉及的生物传感器中，可选地，在所述聚合物膜层中，所述基底层的厚度占所述聚合物膜层的厚度的30％至40％，所述外表层的厚度占所述聚合物膜层的厚度的20％至30％。在这种情况下，基底层、粘接层和外表层的配合能够进一步增强聚合物膜层的扩散控制性能。
另外，在本公开的第一方面所涉及的生物传感器中，可选地，所述粘接层通过共轭效应、相似相溶、氢键相互作用和交联中的至少一种作用而与所述基底层和所述外表层粘接。由此，能够加强粘接层与基底层和外表层的结合，从而能够有利于提高聚合物膜层的扩散控制性能，进而能够有利于扩大生物传感器响应线性范围。
另外，在本公开的第一方面所涉及的生物传感器中，可选地，所述基底层、所述粘接层和所述外表层分别经由相同的交联剂交联而成，所述交联剂为活性酯类、环氧化物类、硫酸盐中的至少一种。在这种情况下，基底层、粘接层和外表层能够通过交联的方式而结合，从而能够有利于提高聚合物膜层的扩散控制性能，进而能够有利于扩大生物传感器响应线性范围。
本公开的第二方面提供了一种生物传感器的制备方法，其包括：准备衬底，并在所述衬底上设置电极；在所述电极上设置传感酶层；并且在所述传感酶层上设置聚合物膜层，其中，所述聚合物膜层通过如下步骤制备：准备包括第一类聚合物的基底层试剂、包括第二类聚合物的粘接层试剂和包括第三类聚合物的外表层试剂，所述第一类聚合物为具有苯环或杂环结构的均聚物，所述第二类聚合物为由与所述第一类聚合物的单体相同或相似的第一单体和与所述第三类聚合物的单体相同或相似的第二单体所形成的共聚物，所述第一单体与所述第二单体的质量比为3︰7至7︰3；并且依次形成用于控制化学物质的扩散的基底层、在所述基底层上且具有粘接作用的粘接层和在所述粘接层上且具有生物相容性的外表层，其中，在所述聚合物膜层中，所述粘接层的厚度占所述聚合物膜层的厚度的40％至50％。
在本公开的第二方面中，在生物传感器的传感酶层上形成有用于控制被检物的扩散且外表层具有生物相容性的聚合物膜层，由此能够形成响应线性范围扩大且具有生物相容性的生物传感器。
本公开的第三方面提供了一种生物传感器用的聚合物膜层，其包括：基底层、形成在所述基底层上的粘接层、以及形成在所述粘接层上且具有生物相容性的外表层，所述基底层由第一类聚合物形成，所述粘接层由第二类聚合物形成，所述外表层由第三类聚合物形成，所述第一类聚合物为具有苯环或杂环的均聚物，所述第二类聚合物为由与所述第一类聚合物的单体相同或相似的第一单体和与所述第三类聚合物的单体相同或相似的第二单体所形成的共聚物，并且所述第一单体与所述第二单体的质量比为3︰7至7︰3，在所述聚合物膜层中，所述粘接层的厚度占所述聚合物膜层的厚度的40％至50％。
在本公开的第三方面中，粘接层由与第一类聚合物的单体相同或相似的第一单体和与第三类聚合物的单体相同或相似的第二单体形成的第二类聚合物所形成，由此能够提高粘接层对基底层和外表层粘接的牢固性，使聚合物膜层的稳定性提高，从而能够有利于提高聚合物膜层的扩散控制性能，使聚合物膜层两侧的被检物浓度存在固定的浓度比，而具有生物相容性的外表层能够改善聚合物膜层的生物相容性。
根据本公开，能够提供一种能够扩大响应线性范围且具有生物相容性的生物传感器及其制备方法以及生物传感器用的聚合物膜层。
附图说明
图1是示出了本公开的示例所涉及的生物传感器的应用场景图。
图2是示出了本公开的示例所涉及的生物传感器的探头的局部示意图。
图3是示出了本公开的示例所涉及的聚合物膜层的结构示意图。
图4是示出了本公开的示例所涉及的生物传感器的制备方法的流程图。
图5是示出了本公开的示例所涉及的聚合物膜层的制备方法的流程图。
图6是示出了本公开的实施例1的葡萄糖生物传感器测量的电流曲线。
图7是示出了图6中的电流与葡萄糖浓度线性关系图。
图8是示出了本公开的实施例1的聚合物膜层的切片染色图。
具体实施方式
以下，参考附图，详细地说明本公开的优选实施方式。在下面的说明中，对于相同的部件赋予相同的符号，省略重复的说明。另外，附图只是示意性的图，部件相互之间的尺寸的比例或者部件的形状等可以与实际的不同。
图1是示出了本公开的示例所涉及的生物传感器1的应用场景图。
本公开所涉及的生物传感器1可以应用于体内组织和生理环境中小分子化学物质的检测，例如可以应用于检测血糖(比如葡萄糖传感器)、检测尿酸(比如尿酸传感器)、检测胆固醇(比如胆固醇传感器)等。
在本实施方式中，生物传感器1可以是用于检测体内的被检物的。换言之，生物传感器1可以是用于检测体液中的被检物。另外，被检物可以是体液中的化学物质。例如，被检物可以是葡萄糖、乙酰胆碱、淀粉酶、胆红素、胆固醇、绒毛膜促性腺激素、肌酸激酶、肌酸、肌酸酐、DNA、果糖胺、葡萄糖、谷氨酰胺、生长激素、激素、酮体、乳酸盐、氧、过氧化物、前列腺特异性抗原、凝血酶原、RNA、促甲状腺激素或肌钙蛋白。此外，被检物可以为体液中的药物，例如，洋地黄毒苷、地高辛、茶碱、华法林或抗生素(比如庆大霉素、万古霉素等)。
在本实施方式中，生物传感器1可以包括探头P和与探头P相连接的电子系统。其中，探头P的一部分(特别是感测部分)可以被植入于例如人体的体表而与体内的组织液接触。另外，探头P的另一部分还与位于体表外的电子系统连接。在生物传感器1工作时，探头P与体内的组织液或血液反应生成感测信号(例如电流信号)，并且将感测信号传输至体表的电子系统，电子系统对感测信号进行处理，以获得被检物浓度。另外，尽管图1示出了生物传感器1可以配置在手臂上的位置，但是本实施方式不限于此，例如生物传感器1也可以配置在腹部、腰部、腿部等。
图2是示出了本公开的示例所涉及的生物传感器1的探头P的局部示意图。
在一些示例中，探头P可以包括衬底10和电极20。换言之，生物传感器1可以包括衬底10和电极20。其中，电极20可以设置在衬底10上。另外，电极20可以作为探头P的感测部分。
在一些示例中，衬底10可以是柔性衬底。柔性衬底可以大体由聚乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚酰亚胺(PI)、聚苯乙烯(PS)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚对萘二甲酸乙二醇酯(PEN)中的至少一种制成。另外，在另一些示例中，柔性衬底也可以大体由金属箔片、超薄玻璃、单层无机薄膜、多层有机薄膜或多层无机薄膜等制成。
在一些示例中，衬底10也可以是非柔性衬底。非柔性衬底可以大体包括导电性较弱的陶瓷、氧化铝或二氧化硅等。由此，能够在不需要辅助植入装置(例如穿刺针)的情况下植入体表(例如，皮肤浅层等)中。
在一些示例中，电极20可以包括工作电极。工作电极可以用于获取电流信号。另外，电极20可以包括对电极。在另一些示例中，电极20还可以包括参比电极，从而能够形成三电极20传感器。
在一些示例中，电极20可以由铂、银、氯化银、钯、钛或铱制成。由此，可以在具有良好导电性的情况下不影响电极20的电化学反应。但本实施方式不限于此，在另一些示例中，电极20还可以由选自金、玻璃碳、石墨、银、氯化银、钯、钛或铱中的至少一种制成。由此，可以在具有良好导电性的情况下降低对电极20的影响。
在一些示例中，生物传感器1可以包括传感酶层。另外，传感酶层可以设置在电极20(可以是指工作电极)上。进一步而言，在生物传感器1中，电极20可以被传感酶层包裹或覆盖。在一些示例中，传感酶层可以通过旋涂、浸渍提拉、滴涂、喷涂等方式形成于电极20(可以是指工作电极)上。
在一些示例中，传感酶层可以具有反应酶。在一些示例中，传感酶层中反应酶可以根据被检物来进行选择。例如，若被检物为葡萄糖，则反应酶可以是葡萄糖氧化酶或葡萄糖脱氢酶。
在一些示例中，反应酶可以作为被检物的检测底物。在一些示例中，反应酶可以与被检物发生化学反应。
以下，以葡萄糖传感器作为示例，以GOX(FAD)作为葡萄糖氧化酶来说明葡萄糖氧化酶与葡萄糖发生化学反应。
在传感酶层中，当GOX(FAD)遇到组织里的葡萄糖时，会发生如下反应：
葡萄糖+GOx(FAD)→葡萄糖内酯+GOx(FADH2)……反应式(I)
GOx(FADH2)+O2→GOx(FAD)+H2O2……反应式(II)。
在一些示例中，将电极20植入人体皮肤中，反应酶可以与被检物连续地发生化学反应，并转化成相应的电流信号，传输至体外的电子系统中。
在一些示例中，传感酶层可以具有特定交联剂。由此，能够将反应酶固定在电极20(工作电极)上。例如，特定交联剂可以为戊二醇、牛血清白蛋白-戊二醛、多聚环氧化合物、1,4-丁二醇二缩水甘油醚、戊二醛、活性酯类、酸酐类、叠氮类、异氰酸酯类或吖啶类。
在一些示例中，传感酶层可以包含金属聚合物、碳纳米管、石墨烯、多孔二氧化钛和导电有机盐中的至少一种成分。
在一些示例中，传感酶层的厚度可以为0.1μm至100μm。在另一些示例中，优选地，传感酶层的厚度可以为2μm至10μm。在这种情况下，将反应酶的厚度控制在一定程度内，从而避免反应酶过多而导致的附着力下降，造成材料在体内脱落，也避免反应酶而导致的反应不充分，无法反馈出正常的葡萄糖浓度信息等问题。
在一些示例中，传感酶层的厚度可以为0.1μm、1μm、2μm、3μm、4μm、5μm、6μm、7μm、8μm、9μm、10μm、20μm、50μm、80μm或100μm。
在一些示例中，生物传感器1可以包括聚合物膜层30。具体而言，在生物传感器1中，传感酶层上可以设置有聚合物膜层30。另外，聚合物膜层30可以作为扩散限制膜。换言之，聚合物膜层30可以用于控制被检物的扩散。
在一些示例中，在生物传感器1中，传感酶层可以被聚合物膜层30包裹或覆盖。由此，能够利用聚合物膜层30控制到达传感酶层的被检物浓度。
在一些示例中，聚合物膜层30可以包括基底层31。其中，基底层31可以设置在传感酶层上。另外，在一些示例中，基底层31可以包裹或覆盖传感酶层。
在一些示例中，基底层31可以由第一类聚合物形成。在另一些示例中，基底层31可以由第一类聚合物交联而成。基底层31可以由第一类聚合物利用交联剂进行交联而形成。
在一些示例中，第一类聚合物可以为具有苯环或杂环的均聚物。由此，能够形成具有孔隙的基底层31，从而被检物能够穿过基底层31。另外，具有苯环或杂环的第一类聚合物能够有利于共轭效应(例如π-π共轭)的产生。
在一些示例中，基底层31可以具有扩散控制性能。在另一些示例中，基底层31可以具有水溶胀性。由此，能够改善基底层31的扩散控制性能。
在一些示例中，第一类聚合物可以为水溶胀型均聚物。在这种情况下，能够形成扩散控制性能改善的基底层31，从而能够有利于提高聚合物膜层30的扩散控制性能，进而能够有助于扩大生物传感器1响应线性范围。
在一些示例中，水溶胀型均聚物可以为选自聚苯乙烯、聚氨酯、聚丙烯酸乙氧基乙酯，聚丙烯酸乙氧基丙酯、聚2-乙烯基吡啶、聚4-乙烯基吡啶、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酸羟乙酯中的一种。由此，能够形成扩散控制性能良好的基底层31，从而能够有利于提高聚合物膜层30的扩散控制性能，进而能够有助于扩大生物传感器1响应线性范围。
在一些示例中，水溶胀型均聚物的分子量可以为50000至500000Da。由此，能够有利于基底层31的成膜，从而能够有利于聚合物膜层30的形成，进而有助于扩大生物传感器1响应线性范围。
在一些示例中，水溶胀型均聚物的分子量可以为50000Da、60000Da、70000Da、100000Da、150000Da、200000Da、300000Da、400000Da或500000Da。
在一些示例中，基底层31的厚度没有特别限制。例如基底层31的厚度可以为5μm至20μm。由此，能够有利于与其他部件(例如传感酶层和粘接层32)的配合。
在一些示例中，基底层31的厚度可以为5μm、6μm、7μm、8μm、9μm、10μm、12μm、14μm、16μm、18μm或20μm。
在一些示例中，聚合物膜层30可以包括粘接层32。其中，粘接层32可以形成于基底层31上。另外，粘接层32可以具有粘接作用。粘接层32可以与基底层31结合。在另一些示例中，粘接层32可以通过共轭效应、相似相溶、氢键相互作用和交联中的至少一种作用而与基底层31粘接。
在一些示例中，粘接层32可以由第二类聚合物形成。另外，粘接层32可以由第二类聚合物交联而成。此外，粘接层32可以由第二类聚合物利用交联剂进行交联而形成。
在一些示例中，第二类聚合物可以分别与第一类聚合物和第三类聚合物(后续介绍)具有相似结构。在这种情况下，能够提高粘接层32对基底层31和外表层33粘接的牢固性，使聚合物膜层30的稳定性提高，避免基底层31和外表层33从粘接层32上脱落，从而能够有利于提高聚合物膜层30的扩散控制性能。
具体而言，第二类聚合物可以为由与第一类聚合物的单体相同或相似的第一单体和与第三类聚合物的单体相同或相似的第二单体所形成的共聚物。换言之，第一单体的结构可以与第一类聚合物的单体的结构相同或相似，第二单体的结构可以与第三类聚合物的单体的结构相同或相似。
在一些示例中，第二类聚合物中，第一单体与第二单体的质量比可以为3︰7至7︰3。在这种情况下，能够提高粘接层32的扩散控制性能，进而能够有利于提高聚合物膜层30的扩散控制性能。换言之，在形成第二类聚合物的单体中，第一单体的质量分数可以为30％至70％，第二单体的质量分数可以为30％至70％。
在一些示例中，第一单体与第二单体的质量比可以为3︰7、7︰13、2︰3、9︰11、1︰1、11︰9、3︰2、13︰7或7︰3。
在一些示例中，粘接层32可以具有扩散控制性能。另外，在一些示例中，粘接层32可以具有一定水溶胀性。由此，能够改善粘接层32的扩散控制性能。在另一些示例中，第二类聚合物可以为水溶胀型共聚物。
在一些示例中，水溶胀型共聚物可以为选自聚乙二醇-嵌段-聚苯乙烯、聚丙烯酸-嵌段-聚苯乙烯、聚丙烯酸-共聚-聚苯乙烯、聚丙烯酰胺-嵌段-聚苯乙烯、聚丙烯酰胺-共聚-聚苯乙烯、聚2-乙烯基吡啶-嵌段-聚苯乙烯、聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚苯乙烯、聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚乙烯基吡咯烷酮、聚2-乙烯基吡啶-共聚-聚苯乙烯、聚4-乙烯基吡啶-嵌段-聚苯乙烯、聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚丙烯酰胺、聚丙烯酸乙氧基乙酯-共聚-聚丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酸乙氧基丙酯-共聚-聚乙烯醇中的一种。在这种情况下，能够形成与基底层31和外表层33的粘接作用增强的粘接层32，从而能够有利于聚合物膜层30的形成，进而能够有助于扩大生物传感器1响应线性范围。
在一些示例中，水溶胀型共聚物的分子量可以为10000至50000Da。由此，能够有利于粘接层32的成膜，从而能够有利于聚合物膜层30的形成，进而有助于扩大生物传感器1响应线性范围。
在一些示例中，水溶胀型共聚物的分子量可以为10000Da、12000Da、15000Da、20000Da、25000Da、30000Da、35000Da、40000Da或50000Da。
在一些示例中，粘接层32的厚度没有特别限制。例如粘接层32的厚度可以为5μm至20μm。由此，能够有利于与其他部件(例如基底层31和外表层33)的配合。
在一些示例中，粘接层32的厚度可以为5μm、6μm、7μm、8μm、9μm、10μm、12μm、14μm、16μm、18μm或20μm。
在一些示例中，聚合物膜层30可以包括外表层33。其中，外表层33可以形成于粘接层32上。另外，外表层33可以具有生物相容性。在另一些示例中，外表层33可以通过共轭效应、相似相溶、氢键相互作用和交联中的至少一种作用而粘接于粘接层32。
在一些示例中，粘接层32可以通过共轭效应(例如π-π共轭)、相似相溶、氢键相互作用和交联中的至少一种作用而与基底层31和外表层33粘接。由此，能够加强粘接层32与基底层31和外表层33的结合，从而能够有利于提高聚合物膜层30的扩散控制性能，进而能够有利于扩大生物传感器1响应线性范围。
在一些示例中，外表层33可以由第三类聚合物形成。另外，外表层33可以由第三类聚合物交联而成。此外，外表层33可以由第三类聚合物利用交联剂进行交联而形成。
在一些示例中，粘接层32和外表层33可以分别经由相同的交联剂交联而成。在另一些示例中，粘接层32和基底层31可以分别经由相同的交联剂交联而成。
在一些示例中，基底层31、粘接层32和外表层33可以分别经由相同的交联剂交联而成。在这种情况下，基底层31、粘接层32和外表层33能够通过交联的方式而结合，从而能够有利于提高聚合物膜层30的扩散控制性能，进而能够有利于扩大生物传感器1响应线性范围。
在一些示例中，交联剂可以为活性酯类、环氧化物类、硫酸盐中的至少一种。例如，交联剂可以为多异氰酸酯、聚乙二醇活性酯、缩水甘油酯、马来酰亚胺PEG活性酯、聚乙二醇环氧乙烷、1,4-丁二醇二缩水甘油醚、戊二酸酐、1,4-二叠氮、双吖啶或硫酸钠。
在一些示例中，第三类聚合物可以具有生物相容性。另外，第三类聚合物可以为水溶性聚合物。由此，能够有助于改善外表层33的生物相容性，从而能够有利于提高聚合物膜层30的生物相容性，提高生物传感器1的生物相容性。
在一些示例中，水溶性聚合物可以为选自聚乙烯基吡咯烷酮、聚乙烯醇、壳聚糖、羧甲基壳聚糖、壳聚糖盐、海藻酸、海藻酸盐、透明质酸、透明质酸盐、纤维素醚类、纤维素酯类、聚乙烯吡咯烷酮、聚丙烯酰胺、聚丙烯酸、聚丙烯醇、聚苯乙烯磺酸钠、聚乙二醇、聚乙二醇聚丙二醇共聚物中的一种。由此，能够有助于形成具有生物相容性的外表层33，从而能够形成具有生物相容性的聚合物膜层30，进而能够改善生物传感器1的生物相容性。
在一些示例中，水溶性聚合物的分子量可以为2000至50000Da。由此，能够有利于外表层33的成膜，从而能够有利于聚合物膜层30的形成，进而有助于提高生物传感器1的生物相容性。
在一些示例中，水溶性聚合物的分子量可以为2000Da、5000Da、10000Da、15000Da、20000Da、25000Da、30000Da、35000Da、40000Da或50000Da。
在一些示例中，外表层33的厚度没有特别限制。例如外表层33的厚度可以为5μm至20μm。由此，能够有利于与其他部件(例如粘接层32)的配合。在一些示例中，外表层33的厚度可以为5μm、6μm、7μm、8μm、9μm、10μm、12μm、14μm、16μm、18μm或20μm。
在一些示例中，聚合物膜层30的厚度没有特别限制。另外，在一些示例中，聚合物膜层30的厚度可以不大于100μm。由此，能够有利于聚合物膜层30与传感酶层的配合。例如，聚合物膜层30的厚度可以为10μm、15μm、20μm、30μm、40μm、50μm、60μm、70μm、80μm、90μm或100μm。
在一些示例中，第一类聚合物、第二类聚合物和第三类聚合物可以相互匹配。例如，若第一类聚合物为聚4-乙烯基吡啶，第三类聚合物为聚乙烯基吡咯烷酮，则第三类聚合物可以为聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚乙烯基吡咯烷酮。
在一些示例中，在聚合物膜层30中，粘接层32可以包裹或覆盖基底层31。另外，在一些示例中，在聚合物膜层30中，外表层33可以包裹或覆盖粘接层32。
在本实施方式中，可以通过调整基底层31、粘接层32和外表层33的厚度比例来调节聚合物膜层30的扩散控制性能。在一些示例中，在聚合物膜层30中，粘接层32的厚度可以不小于基底层31的厚度，且粘接层32的厚度可以大于外表层33的厚度。
在一些示例中，在聚合物膜层30中，粘接层32的厚度可以占聚合物膜层30的厚度的40％至50％。由此，能够有利于提高聚合物膜层30的扩散控制性能。例如，粘接层32的厚度可以占聚合物膜层30的厚度的40％、41％、42％、43％、44％、45％、46％、47％、48％、49％或50％。
在一些示例中，在聚合物膜层30中，基底层31的厚度可以占聚合物膜层30的厚度的30％至40％。在这种情况下，基底层31、粘接层32和外表层33的配合能够进一步增强聚合物膜层30的扩散控制性能。例如，基底层31的厚度可以占聚合物膜层30的厚度的30％、31％、32％、33％、34％、35％、36％、37％、38％、39％或40％。
在一些示例中，在聚合物膜层30中，外表层32的厚度可以占聚合物膜层30的厚度的20％至30％。在这种情况下，基底层31、粘接层32和外表层33的配合能够进一步增强聚合物膜层30的扩散控制性能。例如，外表层32的厚度可以占聚合物膜层30的厚度的20％、21％、22％、23％、24％、25％、26％、27％、28％、29％或30％。
在本实施方式中，基底层31、粘接层32和外表层33可以均具有扩散控制性能。也就是说，基底层31、粘接层32和外表层33均可以控制被检物的通过率。
在一些示例中，在聚合物膜层30中，粘接层32的扩散控制性能可以与基底层31和外表层33的扩散控制性能相匹配。
在一些示例中，粘接层32的扩散控制性能可以处于基底层31和外表层33之间。换言之，被检物经粘接层32的通过率可以不小于被检物经基底层31的通过率且不大于被检物经外表层33的通过率。在这种情况下，粘接层32能够起过渡作用，减小基底层31与外表层33界面间的扩散控制性能差异，提高聚合物膜层30的扩散控制性能。
在本实施所涉及的聚合物膜层30中，粘接层32由与第一类聚合物的单体相同或相似的第一单体和与第三类聚合物的单体相同或相似的第二单体形成的第二类聚合物所形成，由此能够提高粘接层32对基底层31和外表层33粘接的牢固性，使聚合物膜层30的稳定性提高，从而能够有利于提高聚合物膜层30的扩散控制性能，使聚合物膜层30两侧的被检物浓度存在固定的浓度比，而具有生物相容性的外表层33能够改善聚合物膜层30的生物相容性。
在本实施方式中，通过在生物传感器1的传感酶层上设置用于控制被检物的扩散的聚合物膜层30，能够扩大生物传感器1响应线性范围，并通过聚合物膜层30具有生物相容性的外表层33使生物传感器1具有生物相容性。
另外，在本实施方式中，通过使用聚合物膜层30来扩大生物传感器1响应线性范围，从而能够使生物传感器1的可检测浓度上限提升。在一些示例中，可检测浓度上限可以提升至40mM。
以下，结合附图详细地描述生物传感器1的制备方法。图4是示出了本公开的示例所涉及的生物传感器1的制备方法的流程图。图5是示出了本公开的示例所涉及的聚合物膜层30的制备方法的流程图。
在本实施方式中，如图4所示，生物传感器1的制备方法可以包括准备衬底10，并在衬底10上设置电极20(步骤S100)。另外，关于衬底10和电极20可以参照上文的描述。
在一些示例中，在步骤S100中，可以在衬底10上形成有工作电极。另外，在步骤S100中，可以在衬底10上形成有对电极。此外，在步骤S100中，可以在衬底10上形成有参比电极。
在一些示例中，在步骤S100中，可以通过电镀、蒸发、印刷、挤出等方式在衬底10上形成电极20。
在本实施方式中，如图4所示，生物传感器1的制备方法可以包括在电极20上设置传感酶层(步骤S200)。具体而言，在步骤S200中，可以在工作电极上设置传感酶层。另外，关于传感酶层可以参照上文的描述。
在本实施方式中，如图4所示，生物传感器1的制备方法可以包括在传感酶层上设置聚合物膜层30(步骤S300)。关于聚合物膜层30可以参照上文的描述。
在一些示例，步骤S300可以包括聚合物膜层30的制备(步骤S310)。另外，在一些示例，如图5所示，步骤S310可以包括准备基底层试剂、粘接层试剂和外表层试剂(步骤S311)。
在一些示例，基底层试剂可以包括第一类聚合物，粘接层试剂可以包括第二类聚合物，外表层试剂可以包括第三类聚合物。
在一些示例，基底层试剂可以包含交联剂。在另一些示例，粘接层试剂可以包含交联剂。另外，在一些示例，外表层试剂可以包含交联剂。
在一些示例，在步骤S311中，可以通过将第一类聚合物溶解于第一溶剂以形成基底层试剂。具体而言，在步骤S311中，可以将第一类聚合物与第一溶剂混合，并经过超声、震荡、搅拌等处理而获得基底层试剂。
在一些示例，在步骤S311中，第一溶剂可以具有挥发性。例如，第一溶剂可以为乙醇、四氢呋喃、异丙醇、甲醇、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜或环丁砜的水溶液。
在一些示例，在步骤S311中，在基底层试剂中，第一类聚合物的浓度可以为30至120mg/ml。例如，第一类聚合物的浓度可以为30mg/ml、40mg/ml、50mg/ml、60mg/ml、70mg/ml、80mg/ml、90mg/ml、100mg/ml、110mg/ml或120mg/ml。
在一些示例，在步骤S311中，可以通过将第一类聚合物和交联剂溶解于第一溶剂以形成基底层试剂。在另一些示例，在步骤S311中，第一类聚合物和交联剂的质量比可以为8︰1、10︰1、15︰1、20︰1、30︰1、40︰1、60︰1、80︰1、100︰1、120︰1或128︰1。
在一些示例，在步骤S311中，可以通过将第二类聚合物溶解于第二溶剂以形成粘接层试剂。具体而言，在步骤S311中，可以将第二类聚合物与第二溶剂混合，并经过超声、震荡、搅拌等处理而获得粘接层试剂。
在一些示例，在步骤S311中，第二溶剂可以具有挥发性。例如，第二溶剂可以为乙醇、四氢呋喃、异丙醇、甲醇、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜或环丁砜的水溶液。另外，第二溶剂可以与第一溶剂相同。
在一些示例，在步骤S311中，在粘接层试剂中，第二类聚合物的浓度可以为30至120mg/ml。例如，第二类聚合物的浓度可以为30mg/ml、40mg/ml、50mg/ml、60mg/ml、70mg/ml、80mg/ml、90mg/ml、100mg/ml、110mg/ml或120mg/ml。
在一些示例，在步骤S311中，可以通过将第二类聚合物和交联剂溶解于第二溶剂以形成基底层试剂。在另一些示例，在步骤S311中，第二类聚合物和交联剂的质量比可以为8︰1、10︰1、15︰1、20︰1、30︰1、40︰1、60︰1、80︰1、100︰1、120︰1或128︰1。
在一些示例，在步骤S311中，可以通过将第三类聚合物溶解于第三溶剂以形成外表层试剂。具体而言，在步骤S311中，可以将第三类聚合物与第三溶剂混合，并经过超声、震荡、搅拌等处理而获得外表层试剂。
在一些示例，在步骤S311中，第三溶剂可以具有挥发性。例如，第三溶剂可以为乙醇、四氢呋喃、异丙醇、甲醇、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜或环丁砜的水溶液。另外，在一些示例中，第三溶剂可以与第一溶剂相同。在另一些示例中，第三溶剂可以与第二溶剂相同。此外，在一些示例中，第一溶剂、第二溶剂和第三溶剂可以相同。
在一些示例，在步骤S311中，在外表层试剂中，第三类聚合物的浓度可以为30至120mg/ml。例如，第三类聚合物的浓度可以为30mg/ml、40mg/ml、50mg/ml、60mg/ml、70mg/ml、80mg/ml、90mg/ml、100mg/ml、110mg/ml或120mg/ml。
在一些示例，在步骤S311中，可以通过将第三类聚合物和交联剂溶解于第三溶剂以形成外表层试剂。在另一些示例，在步骤S311中，第三类聚合物和交联剂的质量比可以为8︰1、10︰1、15︰1、20︰1、30︰1、40︰1、60︰1、80︰1、100︰1、120︰1或128︰1。
在一些示例，如图5所示，步骤S310可以包括依次形成基底层31、粘接层32和外表层33(步骤S312)。
在一些示例，在步骤S312中，基底层31、粘接层32和外表层33可以通过旋涂、浸渍提拉、滴涂、喷涂等方式依次形成，以形成聚合物膜层30。另外，聚合物膜层30可以经由氮气环境干燥而成。
在一些示例中，在步骤S300中，可以将电极20(可以是指工作电极)依次经基底层试剂、粘接层试剂和外表层试剂进行提拉浸渍，以在电极20上形成聚合物膜层30。
在本实施方式中，在生物传感器1的传感酶层上形成有用于控制被检物的扩散且外表层33具有生物相容性的聚合物膜层30，由此能够形成响应线性范围扩大且具有生物相容性的生物传感器1。
根据本公开，能够提供一种能够扩大响应线性范围且具有生物相容性的生物传感器1及其制备方法以及生物传感器1用的聚合物膜层30。
以下，结合具体的实施例对本发明的实施方式进一步详细说明。图6是示出了本公开的实施例1的葡萄糖生物传感器测量的电流曲线。图7是示出了图6中的电流与葡萄糖浓度线性关系图。图8是示出了本公开的实施例1的聚合物膜层的切片染色图。
【实施例】
在本实施例中，使用带葡萄糖氧化酶的三电极系统的葡萄糖生物传感器作为生物传感器。原料中，聚4-乙烯基吡啶的分子量为50000Da，聚乙烯基吡咯烷酮的分子量为5000Da，聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚乙烯基吡咯烷酮的分子量为10000Da，聚丙烯酸乙氧基乙酯的分子量为15000Da，聚丙烯酸乙氧基乙酯-共聚-聚丙烯酸羟乙酯的分子量为10000Da，聚丙烯酸羟乙酯的分子量为10000Da，聚丙烯酰胺的分子量为8000Da，聚4-乙烯基吡啶-共聚-聚丙烯酰胺的分子量为12000Da。
首先，根据表1准备各实施例(实施例1至实施例3)的基底层试剂原料，并将第一类聚合物溶于第一溶剂，超声、震荡至完全溶解，得到基底层试剂；接着，根据表1准备各实施例(实施例1至实施例3)的粘接层试剂原料，并将第二类聚合物溶于第二溶剂，超声、震荡至完全溶解，得到粘接层试剂；然后，根据表1准备各实施例(实施例1至实施例3)的外表层试剂原料，并将第三类聚合物溶于第三溶剂，超声、震荡至完全溶解，得到外表层试剂。
然后，将各实施例的葡萄糖生物传感器的工作电极依次在基底层试剂、粘接层试剂和外表层试剂中进行提拉浸渍，浸渍时间5s，每次浸渍间隔10分钟进行干燥，每种试剂均浸渍12次，以制成聚合物膜层30，而后置于氮气环境中干燥48小时完成制备。
最后，进行如下两个试验：测试各实施例所获得的葡萄糖生物传感器的性能测试；测试各实施例中聚合物膜层中基底层、粘接层和外表层粘接的牢固性测试，具体步骤如下：
(1)将葡萄糖生物传感器浸没在标准PBS缓冲液(pH 7.4，150mM NaCl)中，随后施加1.1伏特初始脉冲360s。分别将各葡萄糖生物传感器在0.05V下进行剩余测量，等待30分钟，葡萄糖生物传感器达到恒定背景，并将0mM、5mM、10mM、15mM、20mM、25mM、30mM、35mM、40mM浓度的葡萄糖加入到溶液中测量反应的线性，每次加入葡萄糖后，使溶液平衡3分钟，并且在测量过程中连续搅拌该溶液使其浓度均匀。各实施例的葡萄糖生物传感器对葡萄糖的响应表现出良好的线性，具体地，例如从图6和图7中可以看出，实施例1中的葡萄糖传感器在0mM至40mM范围内葡萄糖浓度和响应电流线性相关性良好。
(2)将葡萄糖生物传感器的工作电极用夹子固定于环氧树脂溶液中固化成型，24小时后置于磨片机中磨切，磨切深度为工作电极总宽度二分之一；接着用去离子水冲洗干净，再置于45度烘箱中烘烤60分钟；然后将烘干的工作电极浸入0.1％尼罗红乙醇溶液5s，再用乙醇冲洗并室温晾干；最后置于500倍的光学显微镜下观察切面。各实施例中聚合物膜层的基底层、粘接层和外表层之间粘结牢固，具体地，例如从图8中可以看出，实施例1的聚合物膜层中各层对染料吸附程度不同，从颜色能够明显区分，并且经过磨片机磨切后，基底层、粘接层和外表层之间没有明显裂缝，各层之间粘结得牢固。
表1
Figure BDA0004155430010000181
Figure BDA0004155430010000191
虽然以上结合附图和实施例对本公开进行了具体说明，但是可以理解，上述说明不以任何形式限制本公开。本领域技术人员在不偏离本公开的实质精神和范围的情况下可以根据需要对本公开进行变形和变化，这些变形和变化均落入本公开的范围内。

Claims (10)

1.一种生物传感器的聚合物膜，所述生物传感器用于检测体液中的被检物，其特征在于，
所述聚合物膜用于控制所述被检物的扩散，
其中，所述聚合物膜包括基底层、形成在所述基底层上的粘接层、以及形成在所述粘接层上的外表层，所述基底层由第一类聚合物形成，所述粘接层由第二类聚合物形成，所述外表层由第三类聚合物形成，
所述第一类聚合物为具有苯环或杂环的均聚物，所述第二类聚合物为由与所述第一类聚合物的单体相同的第一单体和与所述第三类聚合物的单体相同的第二单体所形成的共聚物，其中所述第一单体与所述第二单体的质量比为3︰7至7︰3，所述第二类聚合物为水溶胀型共聚物，所述粘接层具有扩散控制性能，所述粘接层通过共轭效应、相似相溶、氢键相互作用和交联中的至少一种作用而与所述基底层和所述外表层粘接。
2.根据权利要求1所述的聚合物膜，其特征在于，
所述基底层由所述第一类聚合物利用第一交联剂进行交联而形成，所述粘接层由所述第二类聚合物利用第二交联剂进行交联而形成，所述外表层由所述第三类聚合物利用第三交联剂进行交联而形成。
3.根据权利要求2所述的聚合物膜，其特征在于，
所述第一交联剂、所述第二交联剂和所述第三交联剂相同。
4.根据权利要求2或3所述的聚合物膜，其特征在于，
所述第一交联剂为多异氰酸酯、聚乙二醇活性酯、缩水甘油酯、马来酰亚胺PEG活性酯、聚乙二醇环氧乙烷、1,4-丁二醇二缩水甘油醚、戊二酸酐、1,4-二叠氮、双吖啶或硫酸钠；
所述第二交联剂为多异氰酸酯、聚乙二醇活性酯、缩水甘油酯、马来酰亚胺PEG活性酯、聚乙二醇环氧乙烷、1,4-丁二醇二缩水甘油醚、戊二酸酐、1,4-二叠氮、双吖啶或硫酸钠；
所述第三交联剂为多异氰酸酯、聚乙二醇活性酯、缩水甘油酯、马来酰亚胺PEG活性酯、聚乙二醇环氧乙烷、1,4-丁二醇二缩水甘油醚、戊二酸酐、1,4-二叠氮、双吖啶或硫酸钠。
5.根据权利要求1所述的聚合物膜，其特征在于，
所述粘接层的厚度大于所述外表层的厚度，且所述粘接层的厚度不小于所述基底层的厚度。
6.根据权利要求1或5所述的聚合物膜，其特征在于，
在所述聚合物膜中，所述基底层的厚度占所述聚合物膜的厚度的30％至40％，所述粘接层的厚度占所述聚合物膜的厚度的40％至50％，所述外表层的厚度占所述聚合物膜的厚度的20％至30％。
7.根据权利要求1所述的聚合物膜，其特征在于，
所述第一类聚合物为水溶胀型均聚物，所述第三类聚合物为水溶性聚合物。
8.根据权利要求7所述的聚合物膜，其特征在于，
所述水溶胀型均聚物为选自聚苯乙烯、聚氨酯、聚丙烯酸乙氧基乙酯，聚丙烯酸乙氧基丙酯、聚2-乙烯基吡啶、聚4-乙烯基吡啶、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酸羟乙酯中的一种，
并且所述水溶性聚合物为选自聚乙烯基吡咯烷酮、聚乙烯醇、壳聚糖、羧甲基壳聚糖、壳聚糖盐、海藻酸、海藻酸盐、透明质酸、透明质酸盐、纤维素醚类、纤维素酯类、聚丙烯酰胺、聚丙烯酸、聚丙烯醇、聚苯乙烯磺酸钠、聚乙二醇、聚乙二醇聚丙二醇共聚物中的一种。
9.根据权利要求7或8所述的聚合物膜，其特征在于，
所述水溶胀型均聚物的分子量为50000至500000Da，所述水溶性聚合物的分子量为2000至50000Da。
10.根据权利要求1所述的聚合物膜，其特征在于，
所述基底层、所述粘接层和所述外表层均具有扩散控制性能，且所述粘接层的扩散控制性能处于所述基底层和所述外表层之间。
CN202310332674.0A 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器的聚合物膜 Pending CN116297765A (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202310332674.0A CN116297765A (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器的聚合物膜

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202310332674.0A CN116297765A (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器的聚合物膜
CN202010906747.9A CN112014448B (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器及其制备方法以及生物传感器用的聚合物膜层

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202010906747.9A Division CN112014448B (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器及其制备方法以及生物传感器用的聚合物膜层

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN116297765A true CN116297765A (zh) 2023-06-23

Family

ID=73516208

Family Applications (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202310326150.0A Pending CN116297764A (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器用的聚合物膜层的制备方法
CN202010906747.9A Active CN112014448B (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器及其制备方法以及生物传感器用的聚合物膜层
CN202310332674.0A Pending CN116297765A (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器的聚合物膜

Family Applications Before (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202310326150.0A Pending CN116297764A (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器用的聚合物膜层的制备方法
CN202010906747.9A Active CN112014448B (zh) 2020-09-01 2020-09-01 生物传感器及其制备方法以及生物传感器用的聚合物膜层

Country Status (1)

Country Link
CN (3) CN116297764A (zh)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113567522A (zh) * 2021-08-25 2021-10-29 上海微创生命科技有限公司 一种生物传感器及其制备方法
CN116359311B (zh) * 2023-02-15 2024-05-28 重庆联芯致康生物科技有限公司 一种动态乳酸传感器膜及制备方法
CN116735885A (zh) * 2023-05-25 2023-09-12 深圳硅基传感科技有限公司 多分析物监测传感器
CN117686564B (zh) * 2024-02-01 2024-10-22 深圳硅基传感科技有限公司 生物传感器及其聚合物膜和分析物监测装置

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA2473069C (en) * 2003-07-11 2014-03-18 F. Hoffmann-La Roche Ag Castable diffusion membrane for enzyme-based sensor application
EP1784249A2 (en) * 2004-08-16 2007-05-16 Novo Nordisk A/S Multiphase biocompatible semi-permeable membrane for biosensors
KR20130122696A (ko) * 2011-03-28 2013-11-07 에프. 호프만-라 로슈 아게 효소 생체내 센서에 대한 개선된 확산층
US9549692B2 (en) * 2011-08-26 2017-01-24 Dexcom, Inc. Polymer membranes for continuous analyte sensors
US10820860B2 (en) * 2013-03-14 2020-11-03 One Drop Biosensor Technologies, Llc On-body microsensor for biomonitoring
CN116473552A (zh) * 2019-06-24 2023-07-25 深圳硅基传感科技有限公司 葡萄糖监测探头的工作电极的制作方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN112014448B (zh) 2023-02-17
CN112014448A (zh) 2020-12-01
CN116297764A (zh) 2023-06-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN112014448B (zh) 生物传感器及其制备方法以及生物传感器用的聚合物膜层
JP5324473B2 (ja) 複素環式窒素含有ポリマーで被覆された検体監視装置
JP4112499B2 (ja) 複素環窒素を含む重合体からなるバイオセンサ・メンブラン
CN103328650B (zh) 用于分析物传感器的层状酶组合物
JP4731554B2 (ja) 被検物センサならびにその製造方法および使用方法
JP5781088B2 (ja) ブレンド膜組成物を含む検体センサならびにそれらを製造および使用するための方法
US11859231B2 (en) Multilayer electrochemical analyte sensors and methods for making and using them
WO2019146788A1 (ja) バイオセンサプローブ用保護膜材料
CN103348015A (zh) 用于分析物传感器的电极组合物
JP2009544407A (ja) 分析物センサならびにその製造および使用方法
WO2019187586A1 (ja) フェナジン誘導体またはフェナジン誘導体を含有する高分子量レドックスポリマーを用いたセンサ
JP2023540905A (ja) インスリン保存剤の悪影響を最小限にすることによるインスリン送達カテーテル近傍でのグルコースの測定：代替配位子および酸化還元メディエーター金属
KR102389269B1 (ko) 연속혈당측정 바이오센서용 글루코즈 확산 제어막 용액, 이를 포함하는 연속혈당측정 바이오센서용 글루코즈 확산 제어막 및 이를 포함하는 연속혈당측정용 바이오센서
WO2019176339A1 (ja) バイオセンサプローブ用保護膜材料
CN116735885A (zh) 多分析物监测传感器
JP2020156911A (ja) バイオセンサプローブおよびその製造方法

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination