一种柔性生物电极的制作方法

本发明涉及一种生物传感器领域，具体涉及一种柔性生物电极。

背景技术：

生物传感器用于生物体内组分测定，越来越广泛，比如组织液葡萄糖的浓度分析。通过使用生物酶电极、化学电极、物理电极、生物电极、分光光度计电极、测定偏振的电极、测定热的电极、测定辐射的电极、免疫化学的电极等类似电极将生物体内的化学物质转化成可探测的信号，如电流信号、光信号、热信号等等。本发明主要涉及到电流型生物传感器。例如国际申请号PCT/US2005/032102，国际公布号WO/2006/029293，公开了一种血液接触传感器，其包括一个传感器可以监测到样品的存在及其的装配工具，装配工具有一个传感器终端，固定在传感器上，以及装配工具时适合于静脉流装置联合使用。

为了更进一步改善以上述“血液接触传感器”为例的连续血糖监测系统中，葡萄糖传感器兼容性、稳定性等特性，美国申请号US20130126349公开了一种持续性生物传感器的制备方法。授权公告号CN102469966B中国发明专利公开了一种持续分析物测量系统和用于植入它们的系统和方法，其中系统由基座、传感器、电子元件、处理单元构成。授权公告号CN201492421U的中国实用新型专利公开了一种可实现动态血糖检测的动态血糖仪，由传感器、发射器、接收处理器组成。CN101530327A，公开了一种皮下组织实时监测用针状电流测定式葡萄糖传感器及其制作方法，其包括一个针状式参考电极和至少一个针状式工作电极，工作电极由里至外依次为导电层、高分子材料内膜层、酶膜层、高分子材料控制扩散层；该传感器虽然通过针状式电极能够直接植入皮下组织，但是由于该装置包括一个针状式参考电极和至少一个针状式工作电极，植入皮下组织时创伤大。此外，该装置的导电层由金属基体、金属过渡层和贵金属层由内而外组成，由于金属过渡层、贵金属层均需要附着到金属基体表面，制作成本高、加工工艺繁杂。

现有技术中，该类传感器也有以柔性聚合物薄膜为基底，在其上印刷碳电极或沉积金属电极，通过电极的层层组装或平面错位排布形成电化学三电极检测系统；或者直接利用极细的金属线实现。但这些方法大都工艺复杂，规模化程度低，使得这类产品生产成本高，价格昂贵。

技术实现要素：

针对现有技术的不足，本发明的目的在于提供一种柔性生物电极，该电极结构简单，易于制备，且检测准确率高，方便病人监测病情。

为解决现有技术问题，本发明采取的技术方案为：

一种柔性生物电极，包括电极载体和包裹电极载体的聚合物水凝胶层，所述电极载体与聚合物水凝胶层之间设有第一导电层和第二导电层，所述第一导电层和第二导电层分别位于电极载体的两面，所述第一导电层上设有两个独立且不相导通的感测区域和空白区域，所述感测区域上设有酶生化感测层。

作为改进的是，所述电极载体为与生物相容性好的聚合物薄膜，厚度为20-200μm。

进一步改进的是，所述聚合物薄膜为聚酰亚胺树脂或聚对苯二甲酸乙二醇酯。

作为改进的是，所述第一导电层和第二导电层的导电材料为金、银或碳，厚度为2-20μm。

作为改进的是，所述感测区域与空白区域的材料为铂或钯，大小形状相同，厚度为2-10μm。

作为改进的是，所述酶生化感测层厚度为0.1-0.3mm，长度为0.1-5mm。

作为改进的是，所述第二导电层上沉积参比-对电极层，厚度为5-20μm，所述参比-对电极层的材料为银或氯化银。

进一步改进的是，所述沉积方式为气象沉积、浸涂、电镀、化学镀或印刷中任一种，所述银与氯化银的质量比为50:50-80:20。

作为改进的是，所述聚合物水凝胶层的厚度为20-40μm。

与现有技术相比，一种柔性生物电极通过在同一载体上增加空白电极对照，组成四电极系统，可以提高传感器电极的准确度及抗干扰能力。将工作电极和参比-对电极以及感测区域和参比区域设计在同一电极载体上，规避了传感器层层组装工艺所带来的加工困难及不良品率高的缺点，利用应用该方法能够有效简化加工工艺、易于实现规模化生产、降低生产成本，同时具有宽线性范围、低检测限、强抗干扰性、高响应灵敏度、以及长期稳定性等特性。

附图说明

图1是本发明柔性生物电极的截面结构示意图，其中1为电极载体，2为第一导电层，3为第二导电层，4为感测区域， 7为聚合物水凝胶层。

图2是本发明柔性生物电极的俯视结构示意图，其中，5为空白区域，6为酶生化感测层；

图3为本发明实施例2的生物电极在不同葡萄糖浓度下的电流相应测试曲线图；

图4为本发明实施例2的生物电极在葡萄糖浓度瞬间改变之后（0mmol/l变化到3mmol/l）平衡稳定性测试结果。

图5本发明实施例2和实施例3的生物电极用于测试含有抗坏血酸、尿酸和醋氨酚等干扰物的葡萄糖溶液时的曲线图。

具体实施方式

下面结合附图详细说明本发明的优选技术方案。

一种柔性生物电极，包括电极载体1和包裹电极载体1的聚合物水凝胶层7，所述电极载体1与聚合物水凝胶层7之间设有第一导电层2和第二导电层3，所述第一导电层2和第二导电层3分别位于电极载体1的两面，所述第一导电层2上设有两个独立且不相导通的感测区域4和空白区域5，所述感测区域4上设有酶生化感测层6。

作为改进的是，所述电极载体1为与生物相容性好的聚合物薄膜，厚度为20-200μm。聚合物薄膜太厚，会导致柔性生物电极的直径过大，在植入人体的过程中易造成较大的创伤口。在沉积第一导电层2和第二导电层3之前，必须对聚合物薄膜进行清洗去除杂质，其中，清洗聚合物薄膜的清洗剂先为非极性溶剂再为极性溶剂。

进一步改进的是，所述聚合物薄膜为PI或PET。

作为改进的是，所述第一导电层2和第二导电层3的导电材料为金、银或碳，厚度为2-20μm。

作为改进的是，所述感测区域4与空白区域5的材料为铂或钯，大小形状相同，厚度为2-10μm。以保证空白区域能的背景信号能完全复制感测区域的背景信号。

作为改进的是，所述酶生化感测层6厚度为0.1-0.3mm，长度为0.1-5mm。

作为改进的是，所述第二导电层3上沉积参比-对电极层7，厚度为5-20μm，所述参比-对电极层7的材料为银/氯化银。

进一步改进的是，所述沉积方式为气象沉积、浸涂、电镀、化学镀或印刷中任一种，所述银与氯化银的质量比为50:50-80:20。

作为改进的是，所述聚合物水凝胶层6的厚度为20-40μm。聚合物水凝胶层用的材料是由本领域技术人员已知的聚四氟乙烯、聚烯烃、聚酰胺、聚二甲基硅氧烷、聚氨酯、聚碳酸酯、聚脲纤维素乙酸酯、Nafion、聚酯磺酸等等材料通过溶液挥发技术制备的亲水性膜。亲水性膜的制备技术是由本技术领域人员熟知多种传感器内膜外膜制备技术，可通过溶液的技术比如喷雾、浸渍、浇铸、旋涂、涂覆等类似技术进行实现成膜。该技术的实现是通过易挥发的液体，比如水和有机溶剂，在传感器电极形成一层聚合物溶液后，蒸发留下的聚合物膜。蒸发方式可以是热、高能辐射、紫外光或者是负压。当传感器植入生物体组织后，在组织液的浸润下，亲水性膜逐渐膨胀，形成聚合物水凝胶层。

实施例2

除酶生化感测层6为葡萄糖氧化酶层，其他同实施例1。

上述柔性生物电极的制备方法，包括以下步骤：

步骤1，电极载体预处理

选取PI为电极载体，将厚度至少为20μm的高分子薄膜材料切成；

步骤2，预处理

清洗 将步骤1的片材分别置于丙酮、乙醇、去离子水中超声5min 后烘干，去除表面的油污，备用将清洁后的片材浸入多巴胺盐酸盐溶（pH8.5，2mg/ml）中，并在室温下置于脱色摇床上，在空气中氧化24h后，在片材表面形成一层聚多巴胺，然后放入去离子水中浸泡清洗8h后，置于80℃烘箱中干燥；

沉积活化层 将干燥后的片材浸入 0.1wt%的十八烷基三甲基氯化铵（STAC）溶液中静置5s后取出晾干，然后置于铂纳米溶胶中30min，在片材表面吸附纳米铂颗粒层，取出后用去离子水冲洗表面，去除未固定化的铂纳米颗粒后晾干；

步骤3，制备第一导电层和第二导电层 将步骤2的片材置于镀金液（含10mM氯金酸与20mM过氧化氢）中15min 后取出，并迅速置于120℃烘箱中退火50min后关闭烘箱，待烘箱内温度降到室温后取出片材，此时，片材表面沉积有一层光亮、致密牢固的金层，即第一导电层和第二导电层；

步骤4，电沉积铂黑层，蚀刻空白区域和感测区域

将局部保护好的电极（只露出工作电极和空白电极层的有效工作区）置于镀铂液（3wt%氯铂酸，0.25wt%醋酸铅）中，以铂丝为对电极，采用恒电压法，设定工作电位为-2.5V，沉积时间120s，在电极两面同时电沉积一层致密的铂黑层；然后采用激光切割方式，蚀刻出条形状的两个大小一样的独立隔开铂层区域，且蚀刻出一条与铂层区域相连的铂细线作为导电线与外部的电子元件接触。其他区域暴露出聚合物层，两个区域的宽度0.16mm，长度为1.5mm。铂细线的宽度为0.02mm；

步骤5，沉积参比-对电极层

在第二导电层上印刷一层银/氯化银层，作为为参比-对电极层；

步骤6，切割电极

用紫外激光切割机将片材切割成细丝状、单层双面的电极；

步骤7，制备酶生化感测层

在感测区域印刷一层葡萄糖氧化酶层；

步骤8，酶层化学键合固化

将电极置于戊二醛的氛围容器中，在30～ 40℃烘箱中反应60min后置于4℃冰箱中保存2h；

步骤9，形成聚合物水凝胶层

将4wt%的聚氨酯溶于98v%四氢呋喃和2v%二甲基甲酰胺的混合溶液，形成聚氨酯溶液，将采用浸涂的方式在整个电极表面形成一聚氨酯水凝胶层，干燥，保存。

上述步骤制备的用于测定葡萄糖的柔性生物电极至于一系列浓度下的葡萄糖溶液测试，测试结果如图3所示。线性范围达到33mMol/L。在葡萄糖浓度瞬间变化的情况下，本发明实例生物电极能快速达到稳定，图4结果显示从0mMol/L升高到3mMol/L葡萄糖溶液，该生物电极在20秒内达到稳定状态。

实施例3

按实施例2制备本发明另一个测定葡萄糖的生物电极。

除步骤4中无空白区域外，其它同实施例2。

用实施例2和实施例3制备的生物电极测定多个浓度下葡萄糖溶液，所测试的葡萄糖溶液中还含有抗坏血酸、尿酸和醋氨酚等干扰物。两个测试结果如图5所示，本发明技术下增加空白电极的葡萄糖传感器对葡萄糖反应的线性达到0.9998。而没有增加空白电极的同样工艺下的葡萄糖传感器线性只有0.9877.说明，本发明生物电极增加空白电极之后，抗干扰性更强。