用于静脉内电流分析生物传感器的水凝胶的制作方法

专利名称：用于静脉内电流分析生物传感器的水凝胶的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于测量血液化学性质的电流分析生物传感器 (amperometric biosensor)。特别地，本发明涉及静脉内电流分析生物传 感器。
背景已知电流分析生物传感器在医学行业用于分析血液化学性 质。早期的生物传感器——也称作酶电极(enzyme electrode)^^最先由 Clark和Lyons提出并由Updike和Hicks实施。酶电极典型地包括被固 定在电极表面的透析膜之后的氧化酶，比如葡萄糖氧化酶。在血液存 在下，该膜选择性地传递感兴趣的分析物例如葡萄糖到进行氧化或者 还原的氧化酶，例如葡萄糖氧化成葡糖酸内酯。当在反应物存在下施 加足以维持该反应的电位到两电极间时，电流分析生物传感器通过产 生电流而起作用。例如，在葡萄糖和葡萄糖氧化酶的反应中，通过转 移电子到电极，过氧化氢副产物可以随后被氧化。在电极中产生的电 流的流动是感兴趣的分析物浓度的指标。电流分析生物传感器的应用包括测量体液中的分析物、血 液中的电解质水平以及特别是血液葡萄糖浓度。对于测量葡萄糖，已 经提出皮下方法。例如，参见Garg等，"Improvement in Glycemic Excursions With a Transcutaneous, Real-Time Continuous Glucose Sensor," Diabetes Care， 2006年1月。虽然这些最低程度地侵入的葡萄 糖监测系统适当地表明了血浆葡萄糖浓度的趋势，但它们不能足够精
确地跟踪葡萄糖以用于加强的胰岛素治疗，例如，低血糖症状况下的 不精确可能对患者造成非常高的风险。此外，基于酶葡萄糖氧化酶的 传感器必须使用足够的氧以提供线性葡萄糖响应。对于皮下组织而言 优化的传感器系统在静脉血液中不一定起到良好的作用，其中氧张力
可以是20mmHg或者更低。目前，在ICU患者身上获得高精确血糖测量的最可靠的方 法是通过一种直接时间-点方法(direct time-point method),其包括抽出 血液样品并送去进行实验室分析。这是耗时的方法，其通常不能以及 时的方式产生需要的结果。尽管这个领域的研究正在进行，仍然需要 对葡萄糖监测的许多改进。阻碍静脉内电流分析传感器的一个难题是为了被悬浮在 血管内，传感器必须足够小；但为了固定酶以便可以足够长时间地维 持反应，传感器必须足够坚固。静脉内传感器也必须是生物相容的， 以致它不释放任何毒素到患者体内，并且当被植入时一一例如通过股 静脉中的导管植入，它阻止血液在膜表面凝块，该凝块会阻碍血浆扩 散到酶层。
概述本发明公开了一种新型水凝胶，其与设计用于静脉内使用 和连续的分析物监测的电流分析生物传感器一起使用。在具有电极的 传感器上，该水凝胶可以被形成为具有至少一种反应性酶的层。该水 凝胶层可以包括与至少一种另外的交联剂交联的壳聚糖固定基质，以 固定反应性酶在整个层上。在一种实施方式中，该反应性酶可以包括 氧化酶如葡萄糖氧化酶。在另一种实施方式中，京尼平(都栀子素， genipin)被用作交联剂。在其它实施方式中，传感器可以是薄膜传感 器以及电极可以是铂电极。水凝胶本身可以起限速层的作用，以选择 性地控制扩散到水凝胶层的速率。也公开了用具有固定氧化酶的水凝胶涂敷电极以用于电流 分析生物传感器的相关方法。该方法可以包括，在酸性溶液中溶解壳 聚糖，向壳聚糖溶液加入氧化酶，向电极表面施加壳聚糖溶液，固化 壳聚糖溶液直到其形成固体膜，以及把该固体膜浸入到京尼平溶液中。 在一种实施方式中，该方法可以包括使该壳聚糖与京尼平交联以有效 地固定氧化酶。
附图简述当与附图结合时，本发明的细节、目标以及优势从下面提
出的详细描述中将更明显，其中

图1是挠性电路(flex circuit)形式的电流分析生物传感器， 其具有根据本发明的实施方式涂敷有水凝胶薄膜层的工作电极。图2是图1生物传感器的工作电极部分的放大侧视图，显 示了根据本发明实施方式的工作电极表面上的水凝胶层。图3是图1生物传感器的工作电极部分的放大侧视图，显 示了根据本发明实施方式的水凝胶层表面上的扩散层。图4是工艺流程图，其说明根据本发明的实施方式制造水 凝胶层的方法。图5是对于根据本发明的实施方式用水凝胶层形成的生物 传感器，电流输出对葡萄糖浓度的葡萄糖分析结果图。图6是对于根据本发明的实施方式用水凝胶层形成的生物 传感器，电流输出随时间的葡萄糖分析结果图，其包括葡萄糖浓度的 多步变化。
详细描述本发明公开了固定酶的、坚固、生物相容的水凝胶，其对 于用作静脉内电流分析生物传感器中的工作电极上的反应性酶层是理 想的。该水凝胶可以由(i)壳聚糖，(ii)反应性酶，和(iii)交联剂 形成。如本文所公开，已经证明了这种组合提供机械性能强的交联基 质，其固定反应性酶并使它均匀地分布在整个水凝胶中。在一种实施 方式中，壳聚糖可以与京尼平交联以固定氧化酶比如葡萄糖氧化酶。 水凝胶的交联加强了该构成并防止其在水溶液中溶解。水凝胶的一种应用是在挠性电路上形成的薄膜电流分析生 物传感器中。挠性电路已经被用于微电子工业很多年。最近，挠性电 路己经作为用于体内应用中的微电极基底被应用于医疗器械中。例如， 一种挠性电路设计在柔性的绝缘基底(例如聚酰胺)上使用一层导电 金属薄片(例如，铜)。可以在导电金属薄片上使用掩蔽技术以及光刻 法技术，形成挠性电路。由于它们的低制造成本、 一体化设计简单以
及运输过程中的物理挠性，在应用如中心静脉导管(CVC)的插入中 挠性电路是期望的。图1是挠性电路形式的电流分析生物传感器ll，其根据本 发明的实施方式结合了水凝胶层。生物传感器或者传感器11可以在基 底13 (例如挠性基底)上形成。 一种或者多种电极15、 17和19可以 被附着或者结合到基底13的表面上。生物电极11被显示具有参比电 极15、反电极17和工作电极19。在另一种实施方式中， 一种或者多 种附加工作电极可以被包括在基底13上。电线21可以传递能量到电 极上，用于维持氧化或者还原反应，并且也可以携带信号流到指示被 测量参数的检测电路(未显示)。被测量参数可以是出现在血液化学性 质中或者可能源自血液化学性质的任何感兴趣的被分析物。在一种实 施方式中，感兴趣的被分析物可以是由葡萄糖与葡萄糖氧化酶反应形 成的过氧化氢，因此其具有与血液葡萄糖浓度成比例的浓度。在一种实施方式中，水凝胶层可以含有在葡萄糖传感器上 使用的葡萄糖氧化酶。传感器ll可以分别包括参比电极、反电极以及 工作电极15、 17以及19。工作电极19可以至少部分涂敷有水凝胶层， 并且暴露于或者浸入在溶液如血液中，以使酶与血液中某些反应物发 生化学反应。在这个例子中，工作电极19上的葡萄糖氧化酶与血液中 的葡萄糖发生反应。传感器ll以电流计测量原理工作，其中相对于反电极n， 工作电极i9被保持正电位。该正电位足以维持过氧化氢的氧化反应， 过氧化氢是葡萄糖与葡萄糖氧化酶反应的结果。因此，工作电极19起 到阳极的作用，并且收集在工作电极19表面产生的由氧化反应形成的 电子。收集的电子以电流形式流进工作电极19。在一种实施方式中， 工作电极涂敷有葡萄糖氧化酶，当工作电极19被保持在大约+450 mV 到大约+650 mV的电位时，对于每分子葡萄糖，葡萄糖的氧化产生一 个过氧化氢分子。产生的过氧化氢在工作电极19表面按照以下方程氧 化
H202" — 2H+ + O20 + 2e-
该方程表明每个氧化的过氧化氢分子产生两个电子。因此，
在一定条件下，电流的量可以与过氧化氢浓度成比例。因为在工作电 极处对于每个氧化的葡萄糖分子产生一个过氧化氢分子，所以血液葡 萄糖浓度与产生的电流之间可以存在线性关系。关于电流分析葡萄糖 生物传感器的其它有关电子感应理论的信息，读者可以参考下面的文
章J. Wang, "Glucose Biosensors: 40 Years of Advances and Challenges," Electroanaylsis， Vol. 13, No. 12, 983-988页(2001)。为了保证条件利于获得该线性关系，工作电极19被设计以 促进期望的化学反应。在电流分析传感器ll中，可以通过在挠性电路 基底表面上施加不同组成的一种或者多种膜或者层，控制化学过程。 在一种实施方式中，基底13可以为聚酰亚胺材料并且膜可以是水凝胶 层。基底13为设置电极和膜层提供绝缘结构。在一种实施方式中，在 预期用于有限空间如导管内腔的挠性电路上，基底13可以具有在大约 0.015英寸到大约0.080英寸之间的宽度和大约1.0到2.0英寸的长度。 膜层厚度可以在大约0.5微米到大约10微米之间变化。在一种实施方 式中， 一种或者多种膜层可以具有在大约4微米到大约5微米范围内 的厚度。使用传统挠性电路技术，电线21可以被连接或者焊接到在 基底13上形成的导电径迹上。例如，径迹可以是镀金铜。在一种实施 方式中，传感器ll可以被如此设计，以致挠性电路终止于与传统多脚 连接器如3脚1 mm间距ZIF Molex连接器配对的连接端(tab)。这种连
接有助于例如使用稳压器或其它控制器激发工作电极和测量电流信 号。使用厚膜方法和商业上可获得的浆料，电极15、 17和19 可以被施加到基底13上。在一种实施方式中，参比电极15可以是在 基底13上沉积的或者形成的银/氯化银类型。参比电极15建立了固定 的电位，可以从其中形成反电极17和工作电极19的电位。参比电位 是Nemstian。对于银/氯化银电极，参比电位通过下面的半-反应维持
Ag0 — Ag+ + e-反电极17可以由导电材料比如铂或者石墨构成。可以配制
这些材料为浆料，使用厚膜方法施加到基底13上，并从而固化。反电
极n提供了用于传导由氧化化学产生的大部分电子返回到血液溶液的
工作区域。否则，所有的电流可能会通过参比电极15，并减小其使用 寿命。在一种实施方式中，可以形成表面积大于工作电极19表面积的
反电极17。可以使用与用于形成反电极17的那些类似的销/石墨材料， 形成工作电极19。在其它实施方式中，工作电极19可以由其它导电材 料形成。其运作迄今被描述为促进过氧化氢在其表面的阳极氧化。其 它实施方式是可能的，然而，工作电极19可以被保持在负电位。在这 种情况下，在工作电极19处产生的电流可以产生于氧气的还原。在一种实施方式中，生物传感器11可以安装在例如通过 CVC静脉内插入到患者内的探针或导管内。通过添加反应性水凝胶层 23到工作电极19的表面，生物传感器11在被浸入到患者血流中时可 以起电流分析传感器的作用。通过添加反应试剂到层的基本材料中， 使水凝胶层23成为反应性的。图2的放大侧视图表示对在工作电极19上形成的水凝胶层 23的说明。该图显示工作电极19附近的基底13的远端部分。在如图 3所示的另一种实施方式中，限速层25可以被添加在水凝胶层23的顶 部，以选择性允许与反应试剂反应的血液成分向水凝胶层23扩散。水凝胶层23可以由壳聚糖、至少一种反应试剂以及至少一 种交联剂构成。该至少一种交联剂与壳聚糖交联，形成固定至少一种 反应试剂的基质。该壳聚糖、反应试剂以及交联剂可以基本上均匀地 分布在形成的整个水凝胶中。壳聚糖来源于壳多糖——甲壳类外骨骼中的结构元素，并 且是地球上最常见的多糖之一。基于其生物相容性、可获得性、交联 亲和力以及由于其粘附性质，壳聚糖被选择用作水凝胶层23的基本材 料。壳聚糖是无毒的，并且已经发现其阻止在植入的传感器表面的血 小板粘附或者血栓。此外，可以使壳聚糖在金属表面上形成坚硬、透 明的层，并且其己经被有效地用作盐水环境中金属桥(metal bridge)上的
保护性喷涂层。水凝胶层23包括至少一种可以被添加到壳聚糖中的反应
试剂。在一种实施方式中，反应试剂可以是酶如氧化酶。在葡萄糖生 物传感器实施方式中，反应试剂可以是葡萄糖氧化酶，比如可以来源
于黑曲酶(Aspergillus niger) (EC1丄3.4)，H型或VII型。为了促进反 应试剂与血液反应，反应试剂可以被均匀地分布遍及水凝胶层，以致 一定量的反应试剂暴露于水凝胶表面。这可以通过添加或者交联反应 试剂到壳聚糖实现。水凝胶层23可以是水吸收剂，以致其可以膨胀以 提供血液中反应物(例如葡萄糖)从血液到反应试剂的主动运输。因 此，分子间键可以被形成遍及水凝胶层23，以形成粘附和基质密度， 使得反应试剂在整个水凝胶表面上并遍及水凝胶层23均匀分散。然后 反应产物可以被传递到电极层。然而，壳聚糖本身可能不足以提供容纳反应试剂所需的足 够强度。因此，可以添加交联剂比如京尼平到壳聚糖中，以形成具有 足够机械强度和固定性质的基质。京尼平——在栀子果实提取物中发 现的活性化合物，是在中药中使用的草药。京尼平是生物相容的和无 毒的交联剂，当其在体内时，无害地分解成二氧化碳和水。京尼平与壳聚糖的交联保证了水凝胶层23的机械强度，使 其在工作电极19的表面保持完整。这种性质对于在制造过程中以及也 在体内安装过程例如通过CVC导管传递到测量位置的过程中保证水凝 胶23的完整性是重要的。京尼平与壳聚糖的交联相容性已经记录在以 下文献中J. Berger等，"Structure and Interactions in Covalently and Ionically Crosslinked Chitosan Hydrogels for Biomedical Applications," Europ. J. Pharm. Biopharm., Vol. 57, No. 1, pp. 19-34 (2004)。在实验性试验的基础上——其主旨在本文中公开，已证实 的方法得以开发，并且在本文中作为在电极上固定反应试剂的水凝胶 的形成方法或者工艺公开。图4说明方法400的一种这样的实施方式。在步骤402中，在醋酸溶液中溶解壳聚糖。例如，在一种 实施方式中，可以在醋酸溶液中溶解壳聚糖以产生重量百分比在大约 0.1到大约0.2之间的壳聚糖浓度。可选地，可以在醋酸溶液中溶解壳 聚糖，使具有大约1%到5%之间的浓度。步骤402可以包括搅拌或者 搅动溶液直到壳聚糖溶解。在步骤404中，可以添加至少一种反应试 剂比如氧化酶或者其它酶到壳聚糖溶液。步骤404也可以包括搅动或
者混合该溶液，并可以进行直到该溶液形成粘性液体或者凝胶。在一 种实施方式中，步骤404可以产生氧化酶重量百分比(相对于该溶液)
在大约1/120,000到大约1/10,000之间的氧化酶浓度。在步骤406中，施加壳聚糖溶液或者凝胶到电极表面。壳 聚糖的施加可以以基本均匀的层部分地或者完全地覆盖该表面。在步 骤408中，施加的壳聚糖可以被固化直到其在电极表面形成固体膜。 步骤408可以在室温或者在低热下进行。在步骤410中，在水凝胶层 中固定反应试剂。这可以通过在京尼平溶液中浸渍该固体膜以促进京 尼平与壳聚糖的交联来完成。在一种实施方式中，膜涂敷电极可以被 浸渍大约2到大约IO小时。在其它实施方式中，京尼平溶液可以是磷 酸盐或者柠檬酸盐缓冲液，京尼平大约1重量比体积百分比，并且具 有的pH值在大约4和大约IO之间。任选地，在固化交联的京尼平和 壳聚糖之后，第二层更致密的京尼平和壳聚糖交联层可以被添加到己 固化的交联京尼平和壳聚糖上，以提供限速层，其用于选择性地扩散 血液成分以与反应试剂发生反应。
实验结果在实验室，使用方法400，制造一类模型(prototype)葡萄糖 传感器，在铂电极上形成的壳聚糖-京尼平水凝胶中固定葡萄糖氧化酶。 测试该葡萄糖传感器的各种机械和化学性质。测试的主要机械性质是 粘附力以及浸泡后的粘附力。测试的主要化学性质是葡萄糖响应性。7 型葡萄糖氧化酶被用于实验。下面的公开内容给出了试验传感器制造 过程和在试验传感器类上进行的主要测试所获得的结果。对于所有测试，使用铂浆料制造试验传感器，该铂浆料被 制造并以10mmx 10 mm小块沉积到传感器基底上。该铂使用碳/石墨 浆料进行施加，以保证对挠性基底的良好粘附力。在固化后，浆料形 成固体铂垫。传感器基底是挠性传感器，环氧树脂层沉积在薄金属层 上，电路径迹被刻蚀到挠性材料中以及电线与之连接。在第一类试验传感器上进行粘附力测试，该试验传感器从 无京尼平的壳聚糖-葡萄糖氧化酶溶液施加了水凝胶。制备了不同配方 的2000/xL溶液，其都含有在1%醋酸中的0.25 wt. %壳聚糖。通过在醋酸中溶解壳聚糖并在冰浴中搅拌以形成粘性凝胶，制成各种溶液。加 入葡萄糖氧化酶并溶解在溶液中，形成黄色凝胶物质——即水凝胶。 对于不同试验传感器，葡萄糖氧化酶的量不同，并且包括由0、
1/160,000、 1/140,000禾卩1/120，000 wt. %的葡萄糖氧化酶制造的水凝胶 溶液。施加水凝胶到干燥的铂浆料区域并使其固化。 一些测试传感器 在环境空气中固化，而其它在低温炉中固化。在固化后，水凝胶层形 成坚硬透明的膜。对于粘附测试，每个10 mm x 10 mm小块被刻痕以形成100 个方块，每个方块为1 mmx 1 mm。 ASTM胶带测试标准被用于确定 水凝胶对铂电极表面的粘附力。胶带被施加并移去，并且检查小块是 否存在水凝胶方块。最好的结果从由1/40,000 wt.%和1/60,000 wt.% 葡萄糖氧化酶形成的风干的水凝胶获得。然后风干的测试传感器在pH大约7.4、体温下的磷酸盐缓 冲液中浸泡。浸泡实验的目的是为了测试在模拟静脉内环境中水凝胶 粘附力的持久性。在浸泡一段时间后，用胶带再次进行粘附实验。然 而，浸泡后不久，在缓冲溶液中出现染料云(dyecloud)并且所有的水凝 胶层发生溶解。第二种粘附实验使用第二类试验传感器进行。在这个实验 中，水凝胶由壳聚糖、葡萄糖氧化酶和京尼平构成。与第一类几乎相 同地制造第二类试验传感器。用于第二类试验传感器的壳聚糖溶液是 100 ml 1.0 wt.%壳聚糖的1%醋酸溶液。使用15mg葡萄糖氧化酶的 4mL壳聚糖溶液，制备水凝胶。然后采取附加步骤以添加京尼平到水 凝胶层中。为了交联壳聚糖膜到京尼平上，各种pH水平的京尼平溶 液被测试。据发现，取决于京尼平的pH，京尼平可以首先自身交联(pH 7-10)，形成在京尼平与壳聚糖间产生大键的长链，或者在较低pH(4-5) 下，京尼平可以直接交联到壳聚糖上，并具有单一单位的间隔基而不 是会改变水凝胶机械性质的聚合物间隔基。因此京尼平被溶解在不同 pH的由生物相容性缓冲液形成的溶液中。第一种缓冲液是由磷酸盐形 成，pH在大约7到大约IO之间，第二种缓冲液由柠檬酸形成，pH在 大约4到大约5之间。第二种缓冲液由0.1 M柠檬酸钠和0.1 M柠檬酸
形成。在制造该第二类试验传感器中，下一步是把壳聚糖和葡萄 糖氧化酶的固化层浸泡到任一个京尼平溶液中。 一组在具有的pH为 4.98的柠檬酸盐缓冲液中浸泡6小时，另一组在具有的pH为7.54的 磷酸盐缓冲液中浸泡6小时。该暴露在壳聚糖和京尼平间产生交联反 应。然后，基质通过在环境空气中过夜干燥再次干燥。使用与用于第 一类的相同步骤，测试传感器的粘附力和在浸泡后的粘附力。结果显示了水凝胶层对电极表面的优良粘附力，甚至在模 拟静脉内环境的磷酸盐缓冲液中浸泡之后也是如此。更优的结果从由 4.98.pH京尼平缓冲液制造的试验传感器获得。其中，作为在磷酸盐缓 冲液中浸泡至少24小时之后进行的ASTM粘附力测试结果，4分之3 的测试传感器有3个或者更少的方块被移去。使用第二类测试样品的另一样品测试葡萄糖响应性。该样 品被分成4.98-pH组和7.54-pH组。为简洁起见，这些被分别称作5-pH 组和7-pH组。在盐水溶液中浸泡这些组中的每种试验传感器15.5小时 后，暴露每种传感器到己知的葡萄糖浓度中，同时工作电极被激发到 大约650mV的电位。对于每种传感器，在50mg/dL、 100mg/dL以及 150 mg/dL的葡萄糖浓度下测量电极中产生的电流。图5表示在七个第二类传感器上的葡萄糖试验结果。所有 都表现出电流作为葡萄糖浓度的函数的线性响应特征。5-pH组表现出 更好的线性和更优的电流输出。因为据认为，5-pH组对于截留葡萄糖 氧化酶具有更强的机械性质，该结果表示，通过增加水凝胶中被交联
或者截留的葡萄糖氧化酶的量，可以获得更高的电流响应。图6说明了在相同的传感器上的葡萄糖试验结果，表示为 电流输出对时间的函数。显示的时间段包括对应50mg/dL、 100mg/dL 以及150 mg/dL浓度的葡萄糖浓度的三个步进变化。在与每个步进变 化同时发生的电流信号的初始瞬时峰值之后，每种浓度下的响应很快 稳定到稳态响应。在歩进变化中葡萄糖水平的随时间的稳定响应表明， 葡萄糖氧化酶或多或少均匀地分散在水凝胶基质中，并且能够保持相 对于时间的线性电流输出。因为在反应物比如葡萄糖的存在下，葡萄 糖氧化酶的粘附层随时间被维持，其表明葡萄糖氧化酶粘附力也是稳
定的，并且能够与葡萄糖和电极保持接触，同时固定在壳聚糖-京尼平 基质中。图5和6表示的线性响应表明，根据本发明的水凝胶也可 以起到血浆与葡萄糖氧化酶之间的限速层25的作用。S卩，壳聚糖可以 以这种方式被交联并且与京尼平和葡萄糖氧化酶成比例，以获得期望 的氧灵敏性。期望的氧灵敏性是这样的灵敏性，其使得大量的氧通过 水凝胶层，同时选择性地通过葡萄糖，以保证与葡萄糖氧化酶的氧化 反应通过可利用的葡萄糖加以限制。最后，使用混合在浓度为大约0.25至U 1.0 wt. %范围的壳 聚糖溶液中的从1/20，000至lj 1/60,000 wt. %葡萄糖氧化酶的任何值制 造的传感器在反应性方面不存在显著变化，条件是京尼平缓冲液的pH 不变。在这些条件下，据认为，壳聚糖中低达1/120,000的葡萄糖氧化 酶浓度可以提供可测量的和线性的电流响应。本发明已经以说明的方式公布。因此，通篇采用的术语将 被以示例性而非限制性的方式阅读。尽管本领域很精通的技术人员会 想到本发明的少量修改，但应当理解，意欲被包括在本专利要求保护 的范围之内的是所有这样的实施方式其合理地落入此处作出的对本 领域而言进步的范围内，并且应当理解，除了根据所附权利要求和它 们的等同物，该范围不应被限制。
权利要求
1.用于电流分析生物传感器的水凝胶层，包括壳聚糖；至少一种反应试剂；以及至少一种交联剂，其与所述壳聚糖交联，形成固定所述至少一种反应试剂的基质。
2. 权利要求1所述的水凝胶层，其中所述至少一种交联剂包括京尼平。
3. 权利要求1所述的水凝胶层，其中所述至少一种反应试剂包括氧化 酶。
4. 权利要求3所述的水凝胶层，其中所述氧化酶包括葡萄糖氧化酶。
5. 静脉内电流分析生物传感器，包括 柔性基底；与所述基底结合的电极；以及与所述电极结合的水凝胶层，所述水凝胶层包括壳聚糖、至少一种 反应试剂以及至少一种与所述壳聚糖交联形成固定所述至少一种反应 试剂的基质的交联剂。
6. 权利要求5所述的生物传感器，其中所述水凝胶层提供限速层，用 于选择性扩散血液成分以与所述至少一种反应试剂反应。
7. 权利要求5所述的生物传感器，其中所述水凝胶层包括限速层，其 选择性扩散血液成分以与所述至少一种反应试剂反应。
8. 权利要求7所述的生物传感器，其中响应于所述反应，所述电极传 导与所述血液成分的浓度成比例的电流。
9. 权利要求5所述的生物传感器，其中所述至少一种反应试剂包括葡 萄糖氧化酶。
10. 权利要求5所述的生物传感器，其中所述至少一种交联剂包括京 尼平。
11. 用于在电极上固定反应试剂的水凝胶的形成方法，包括-在酸性溶液中溶解壳聚糖； 向所述壳聚糖溶液加入反应试剂； 施加所述壳聚糖溶液到所述电极的表面； 固化所述施加的壳聚糖溶液直到其形成固体膜；以及 在京尼平溶液中浸入所述固体膜，以使所述壳聚糖与所述京尼平交联，由此固定所述反应试剂。
12. 权利要求ll所述的方法，其中所述溶解步骤产生壳聚糖重量百分 比在大约0.1和大约2.0之间的壳聚糖浓度。
13. 权利要求12所述的方法，其中所述溶解歩骤产生壳聚糖重量百分 比为大约0.25的壳聚糖浓度。
14. 权利要求ll所述的方法，其中所述反应试剂包括氧化酶。
15. 权利要求14所述的方法，其中所述氧化酶包括葡萄糖氧化酶。
16. 权利要求14所述的方法，其中所述加入歩骤产生氧化酶重量百分 比在大约1/120,000和大约1/10，000之间的氧化酶浓度。
17. 权利要求ll所述的方法，其中所述浸入步骤包括在京尼平溶液中 浸入所述固体膜大约2到大约10小时之间的持续时间。
18. 权利要求ll所述的方法，其中所述京尼平溶液包括pH在大约4 到大约IO之间的缓冲液。
19. 权利要求11所述的方法，其中所述京尼平溶液包括大约1重量比 体积百分比的京尼平。
20. 权利要求ll所述的方法，进一步包括向交联的京尼平和壳聚糖添加第二层更致密交联的京尼平和壳聚糖层，以提供限速层，用于 选择性扩散血液成分以与所述反应试剂反应。
全文摘要
用于静脉内电流分析生物传感器的水凝胶。用于静脉内电流分析生物传感器的水凝胶由壳聚糖和交联剂如京尼平的基质在电极上形成，以固定反应试剂如葡萄糖氧化酶。该基质也可以起到限速层的作用以选择性控制向反应试剂的扩散。用于在电极上形成水凝胶以固定反应试剂的方法可以包括在酸性溶液中溶解壳聚糖、添加反应试剂、施加溶液到电极表面、固化该溶液成为固体膜以及在京尼平缓冲液中浸入该固体膜。
文档编号C12Q1/00GK101360449SQ200780001468
公开日2009年2月4日 申请日期2007年2月20日 优先权日2006年2月27日
发明者J·洛希, K·柯里 申请人:爱德华兹生命科学公司