CN114829622A - 生物传感器 - Google Patents

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Abstract

根据本发明的实施方式的生物传感器，包括：基板；设置在基板上的工作电极；以及设置在基板上以与工作电极间隔开的参比电极。工作电极包括：设置在基板的上表面上的传感电极；设置在传感电极的上表面上的酶反应层；以及设置在酶反应层的上表面上的并且包括水溶性聚合物和水不溶性聚合物的传输控制层。传输控制层通过混合该水溶性聚合物和该水不溶性聚合物形成，因此可以提高对于被检测的材料的传感性能。

Description

生物传感器
技术领域
本发明涉及一种生物传感器。更具体地，本发明涉及一种包括工作电极和参比电极的生物传感器。
背景技术
随着人的预期寿命延长，医疗保健行业迅速扩张。特别是，对能够在任何地方方便地测量各种生物信号的便携式小型生物传感器的需求正在增加。
例如，生物传感器可以使用与体液(汗液、泪液、血液等)中所含的化学物质反应的酶。当酶与化学物质反应产生电流时，可以测量电流以确定相应化学物质的浓度。
然而，在基于酶的生物传感器中，化学物质的可测量的浓度范围会根据酶的类型而改变。例如，当使用对底物具有低亲和力的酶时，只有当底物浓度相对较高以检测高浓度的底物时，反应才是饱和的。当使用对底物具有高亲和力的酶时，即使在底物浓度低的情况下，导致可测量的浓度范围很小时，反应也是饱和的。因此，高浓度底物的检测是受限的。
例如，韩国注册专利公开No.10-1624769公开了一种提供快速且准确检测的乳酸传感器。然而，使用对底物具有高亲和力的酶(例如乳酸氧化酶)，底物的可测量的浓度范围是有限的，并且没有提出可以克服该问题的生物传感器结构。
发明内容
[技术目标]
根据本发明的一个方面，提供了一种具有改进的传感能力的生物传感器。
[技术手段]
1.一种生物传感器，包括：基板；设置在基板上的工作电极，该工作电极包括设置在基板的上表面上的传感电极，设置在传感电极的上表面上的酶反应层，以及设置在酶反应层的上表面上的渗透控制层，该渗透控制层包含水溶性聚合物和水不溶性聚合物；和设置在基板上的与工作电极间隔开的参比电极。
2.根据上述1所述的生物传感器，其中，所述水溶性聚合物包括选自由聚乙烯醇(PVA)、羟乙基纤维素(HEC)、羟丙基纤维素(HPC)、羧甲基纤维素(CMC)、醋酸纤维素和聚乙烯吡咯烷酮(PVP)组成的组中的至少一者。
3.根据上述1所述的生物传感器，其中，所述水不溶性聚合物包括选自由聚氨酯(PU)、聚碳酸酯(PC)和聚氯乙烯(PVC)组成的组中的至少一者。
4.根据上述1所述的生物传感器，其中，所述渗透控制层由包含溶剂、所述水溶性聚合物和所述水不溶性聚合物的组合物形成。
5.根据上述4所述的生物传感器，其中，基于所述组合物的总重量，以1重量％至10重量％的量包含所述水溶性聚合物。
6.根据上述4所述的生物传感器，其中，基于所述组合物的总重量，以0.5重量％至5重量％的量包含所述水不溶性聚合物。
7.根据上述1所述的生物传感器，其中，所述渗透控制层具有多层结构。
8.根据上述1所述的生物传感器，其中，所述酶反应层包含氧化酶或脱氢酶。
9.根据上述8所述的生物传感器，其中，所述氧化酶包括选自由葡萄糖氧化酶、胆固醇氧化酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶和醇氧化酶组成的组中的至少一者，并且所述脱氢酶包括选自由葡萄糖脱氢酶、谷氨酸脱氢酶、乳酸脱氢酶和醇脱氢酶组成的组中的至少一者。
10.根据上述1所述的生物传感器，其中，所述酶反应层包括具有0.1mM至10mM的Km(米氏常数)值的酶。
11.根据上述1所述的生物传感器，其中，所述传感电极包括碳电极层。
12.根据上述11所述所述的生物传感器，其中，所述传感电极还包括设置在所述基板和所述碳电极层之间的金属电极层。
13.根据上述1所述的生物传感器，还包括设置在所述渗透控制层的上表面上的保护层。
14.根据上述1所述的生物传感器，其中，所述生物传感器用于测量乳酸浓度。
[发明效果]
在根据本发明的示例性实施方式的生物传感器中，包含水溶性聚合物和水不溶性聚合物的渗透控制层设置在酶反应层的上表面上。因此，可以检测高浓度样品并且可以调整传感目标材料的测量浓度范围(响应范围)。
在示例性实施方式中，渗透控制层可以通过混合水溶性聚合物和水不溶性聚合物来形成。因此，可以稳定酶反应层中的酶并且可以提高渗透控制层的稳定性。
在一些实施方式中，工作电极和生物传感器可以通过将传感电极形成为单个碳糊层来变薄。
附图说明
图1是示出根据本发明的示例性实施方式的生物传感器的示意性侧视图。
图2是显示根据本发明的一些示例性实施方式的生物传感器的示意性侧视图。
图3是使用根据本发明的示例性实施方式的生物传感器测量最大响应乳酸浓度的图。
具体实施方式
根据本发明的实施方式，提供了一种生物传感器，包括基板、设置在基板上的工作电极、以及设置在基板上的与工作电极间隔开的参比电极。
工作电极包括设置在基板的上表面上的传感电极、设置在传感电极的上表面上的酶反应层、和设置在酶反应层的上表面上的渗透控制层。渗透控制层包含水溶性聚合物和水不溶性聚合物。渗透控制层可以通过混合水溶性聚合物和水不溶性聚合物来形成，以改善例如传感目标材料的传感性能。
在下文中，将参照附图详细描述本发明。然而，本领域技术人员将理解，提供参考附图描述的这些实施方式是为了进一步理解本发明的精神，而不是限制如在详细描述和所附权利要求中公开的要保护的主题。
图1是示出根据本发明的示例性实施方式的生物传感器的示意性侧视图。
参照图1，根据示例性实施方式的生物传感器可以包括基板100、工作电极200和参比电极300。工作电极200可以包括传感电极210、酶反应层220和渗透控制层230。在一些实施方式中，工作电极200还可以包括第一保护层240，参比电极300还可以包括第二保护层310。
基板100可以用作例如其上设置有工作电极200和参比电极300的基底层。
基板100可以是柔性膜。例如，柔性膜可以包括热塑性树脂，例如基于聚酯的树脂，例如聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚间苯二甲酸乙二醇酯、聚萘二甲酸乙二醇酯、和聚对苯二甲酸丁二醇酯；基于纤维素的树脂，例如二乙酰纤维素、和三乙酰纤维素；基于聚碳酸酯的树脂；丙烯酸树脂，例如聚(甲基)丙烯酸甲酯、和聚(甲基)丙烯酸乙酯；基于苯乙烯的树脂，例如聚苯乙烯、和丙烯腈-苯乙烯共聚物；基于聚烯烃的树脂，例如聚乙烯、聚丙烯、具有降冰片烯结构的环烯烃或聚烯烃、和乙烯-丙烯共聚物；基于氯乙烯的树脂；基于酰胺的树脂，例如尼龙、和芳香族聚酰胺；基于酰亚胺的树脂；基于聚醚砜的树脂；基于砜的树脂；基于聚醚醚酮的树脂；聚苯硫醚树脂；基于乙烯醇的树脂；基于偏二氯乙烯的树脂；基于乙烯丁缩醛的树脂；基于烯丙基的树脂；基于聚甲醛的树脂；环氧基树脂。热固性或UV光固化树脂，例如(甲基)丙烯酸树脂、基于尿烷的树脂、基于丙烯酸尿烷的树脂、环氧基树脂、基于硅酮的树脂等。
考虑到强度、易于维护、工艺、薄层结构的形成等，基板100的厚度可以适当地确定在期望的范围内，例如从1μm到500μm。优选地，基板100的厚度可以在从1μm到300μm的范围内，更优选地在从5μm到200μm的范围内。
在一些实施方式中，基板100可以包括添加剂。例如，可以包括紫外线吸收剂、抗氧化剂、润滑剂、增塑剂、释放剂、颜色抑制剂、阻燃剂、成核剂、抗静电剂、颜料、着色剂等作为添加剂。
在一些实施方式中，基板100可以包括在膜的一侧或两侧上的功能层。功能层可以包括例如硬涂层、抗反射层、阻气层等。
在一些实施方式中，基板100可以经表面处理。例如，表面处理可以包括干处理(例如等离子体处理、电晕处理、底漆处理等)、化学处理(例如包括皂化处理的碱处理)。
传感目标材料的氧化还原反应可以在工作电极中发生。工作电极200可以检测例如由酶反应层220的酶与传感目标材料之间的反应产生的电信号。传感目标材料的非限制性实例可以包括人的汗液、体液、血液等。例如，传感目标材料可以包括葡萄糖或乳酸(乳酸盐/酯)。
在示例性实施方式中，工作电极200可以包括传感电极210、酶反应层220和渗透控制层230，并且还可以包括第一保护层240。
传感电极210可以设置在基板100上。例如，传感电极210可以接触基板100。传感电极210可以用作路径，例如在传感目标材料的氧化还原反应中产生的电子或空穴通过该路径被转移。
在示例性实施方式中，传感电极210可以通过在基板100上印刷碳糊、或将包括Au、Ag、Cu、Pt、Ti、Ni、Sn、Mo、Co、Pd及其合金中的至少一者的金属层图案化来形成。
图案化可以包括相关领域中常用的方法。例如，可以使用光刻法。
传感电极210还可以包括金属保护层。在这种情况下，可以将金属层图案化，然后形成金属保护层，或者可以在金属层上形成铟锡氧化物(ITO)或铟锌氧化物(IZO)导电氧化物层，然后可以将金属层和导电氧化物层一起图案化。
在示例性实施方式中，传感电极210可以由单层碳糊形成。在这种情况下，碳糊层可以用作电极，并且可以省略额外的金属电极的形成。因此，生物传感器可以形成为薄层结构。
在示例性实施方式中，酶反应层220可以设置在传感电极210上。例如，酶反应层220可以与传感电极210的上表面直接接触。酶反应层220可以用作例如在其中发生传感目标材料中所包括的传感目标材料的化学反应的层。
在示例性实施方式中，酶反应层220可以包括氧化酶或脱氢酶。氧化酶和脱氢酶可以根据检查目标材料的类型来选择。
在示例性实施方式中，氧化酶可以包括葡萄糖氧化酶、胆固醇氧化酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶或醇氧化酶中的至少一者。
在示例性实施方式中，脱氢酶可以包括葡萄糖脱氢酶、谷氨酸脱氢酶、乳酸脱氢酶或醇脱氢酶中的至少一者。
因此，包括该酶反应层220的生物传感器可以能够测量乳酸、葡萄糖、胆固醇、抗坏血酸、醇和/或谷氨酸的浓度。
例如，当生物传感器是乳酸传感器时，酶反应层220可以包括乳酸氧化酶或乳酸脱氢酶。
在一些实施方式中，氧化酶或脱氢酶可以使用粘合剂固定。粘合剂可以包括相关领域中常用的那些，并且可以包括例如全氟磺酸及其衍生物、或壳聚糖中的至少一者。
酶反应层220可以通过在酶反应层220上涂布组合物、然后干燥来形成，该组合物是通过将氧化酶和脱氢酶与粘合剂混合而获得的。
可以使用相关领域中常用的涂布方法。例如，可以使用常规印刷方法，例如滴铸(drop casting)。
在一些实施方式中，酶反应层220可以包括具有0.1mM至10mM的Km(米氏常数)值的酶。因此，可以更有效地控制由酶的Km值确定的可测量样品的浓度范围。
在示例性实施方式中，渗透控制层230可以设置在酶反应层220上。例如，渗透控制层230可以与酶反应层220的上表面直接接触。渗透控制层230可以包括水溶性聚合物和水不溶性聚合物。
例如，可以将用于形成包含水溶性聚合物和水不溶性聚合物的渗透控制层的组合物涂布在酶反应层220上，然后干燥以形成渗透控制层230。因此，通过渗透控制层230可以保护酶反应层220免受外部物理冲击，并且可以防止酶反应层220的氧化酶或脱氢酶暴露于外部环境。
可以使用相关领域中常用的涂布方法。例如，可以使用常规印刷方法，例如滴铸。在这种情况下，可以实施用于形成渗透控制层的组合物的铸造(casting)以形成具有适当强度的膜。
酶反应层220可以包括例如具有各种Km(米氏常数)值的酶。
如本文所用，术语“Km”表示酶对底物的亲和力。例如，低Km表示底物-酶亲和力高，酶-底物复合状态可以是稳定的。例如，高Km表示底物-酶亲和力低，可以促进产物的产生。
下面的方程式1是米氏方程，表示酶的根据底物浓度的初始反应速率。
[方程式1]
Figure BDA0003587039200000071
(在方程式1中，[S]是底物的浓度，KM是米氏常数(Km)，v是反应速率，并且Vmax是米氏方程中的最大反应速率)
根据方程式1，当使用具有相对低的Km值的酶时，会降低底物的可测量浓度。例如，当使用具有低Km值的乳酸氧化酶时，不会容易地检测到具有10mM或更高的高浓度的底物。
渗透控制层230可以通过例如调整底物的扩散速率来调整生物传感器的响应范围。例如，渗透控制层230可以通过减慢含有高浓度底物的样品流入酶反应层220的速率来增大生物传感器的最大响应浓度。
在示例性实施方式中，水溶性聚合物可以包括聚乙烯醇(PVA)、羟乙基纤维素(HEC)、羟丙基纤维素(HPC)、羧甲基纤维素(CMC)、醋酸纤维素和聚乙烯吡咯烷酮(PVP)中的至少一者。
因此，渗透控制层230可以稳定酶反应层220的氧化酶或脱氢酶。另外，可以在渗透控制层230上形成聚合物膜以控制包括传感目标材料的样品底物扩散到传感电极210中的速率。
在示例性实施方式中，水不溶性聚合物可以包括聚氨酯(PU)、聚碳酸酯(PC)和聚氯乙烯(PVC)中的至少一者。
因此，水不溶性聚合物可以与水溶性聚合物混合以进一步提高渗透控制层230的稳定性。
渗透控制层230可以通过例如施加用于形成渗透控制层的组合物、然后干燥该组合物来形成。例如，渗透控制层230可以通过使用滴铸工艺的简单工艺来形成。
例如，用于形成渗透控制层的组合物可以包括水溶性聚合物和水不溶性聚合物。用于形成渗透控制层的组合物还可以包括溶剂。
当使用具有相对低的Km值的酶时，根据米氏方程，对高浓度底物的传感性能可能劣化。例如，乳酸氧化酶具有约1mM的相对低的Km值，检测10mM或更高的高浓度底物会受到限制。
在示例性实施方式中，酶反应层220可包括Km值在约0.1mM至10mM的范围内的酶。在一些实施方式中，酶反应层220可包括Km值在约0.1mM至5mM范围内的酶。在一个实施方式中，酶反应层220可包括Km值在约0.5mM至3mM范围内的酶。
在示例性实施方式中，即使酶反应层220的Km值降低，底物通过渗透控制层230的引入速率会延迟或滞后，从而可以防止底物-酶吸附或稳定。因此，即使使用具有小的Km值的酶，也可以获得具有宽的响应范围的生物传感器。
溶剂可以包括水或有机溶剂，并且有机溶剂可以包括醇、例如乙醇。溶剂可以是还含有盐的缓冲液。因此，可以有效地分散水溶性聚合物和水不溶性聚合物。
例如，基于用于形成渗透控制层的组合物的总重量，可以以1重量％至10重量％的量包含水溶性聚合物。如果水溶性聚合物的量小于1重量％，则会无法形成聚合物膜。如果水溶性聚合物的量超过10重量％，则底物的扩散速率会过度降低，从而导致生物传感器的灵敏度和分辨率下降。
例如，基于用于形成渗透控制层的组合物的总重量，可以以0.5重量％至5重量％的量包含水不溶性聚合物。如果水不溶性聚合物的量小于0.5重量％，则渗透控制层230的稳定效果会降低。如果水溶性聚合物的量超过10重量％，则溶解水不溶性聚合物所需的有机溶剂的量增加并且会导致对工作电极200的损坏。
第一保护层240可以设置在渗透控制层230上。例如，第一保护层240可以与渗透控制层230的上表面直接接触。在一些实施方式中，第一钝化层240可以省略。
例如，第一保护层240可以保护工作电极200免受外部冲击和除检查目标材料之外的化学物质的影响。例如，只有传感目标材料可以穿过第一保护层240。因此，可以防止酶反应层220被除待测成分之外的材料变性或损坏。
任何能够使传感目标材料通过的材料都可以用于第一保护层240而没有特别限制。例如，可以使用相关领域中常用的离子交换膜，并且可以包括全氟磺酸或其衍生物。
在示例性实施方式中，参比电极300可以设置在基板100上。例如，参比电极300可以设置在基板100的设置有工作电极200的同一表面上。例如，参比电极300可以与工作电极200间隔开。例如，参比电极300和工作电极200可以电断开。
例如，参比电极300可以为工作电极200在测量期间测量的电流值或电位值提供参考值。例如，可以通过利用来自参比电极300的电位值作为参考值来说明在工作电极200中传感目标材料发生氧化还原反应。
此外，可以将电流值的参考值与工作电极200测量的电流值比较，以计算由测量目标成分(例如，传感目标材料)最初改变的电流量，该测量目标成分的浓度可由该电流量导出。
参比电极300可以包括例如Ag/AgCl电极层。Ag/AgCl电极层可以由例如Ag/AgCl糊形成。
在实施方式中，第二保护层310可以设置在参比电极300的上表面上。第二保护层310可以保护参比电极300免受外部冲击和环境的影响。例如，第二保护层310可以由与用于形成在工作电极200的酶反应层220上的第一保护层240的材料和方法基本相同的材料和方法来形成。
在一些实施方式中，配线可以连接至工作电极200和参比电极300中的每一者。连接至工作电极200的配线和连接至参比电极300的配线可以彼此电隔开。配线可以各自连接至驱动集成电路(IC)芯片。
例如，配线可以由与工作电极200的传感电极210的材料基本相同的材料形成，并且可以由与参比电极300的材料基本相同的材料形成。
在一些实施方式中，配线可以各自与工作电极200和参比电极300一体形成。例如，碳糊层和/或金属层可以形成在基板100上，并被图案化以形成一体配线。替选地，传感电极210、参比电极300和配线可以通过丝网印刷法一体形成。
例如，从工作电极200和参比电极300测量的电信号可以通过配线传输到驱动IC芯片，并且驱动IC芯片可以计算测量目标成分的浓度。
图2是显示根据本发明的一些示例性实施方式的生物传感器的示意性侧视图。
参照图2，传感电极210可以包括金属电极层205和碳电极层215。
在一些实施方式中，金属电极层205可以设置在碳电极层215的下表面上。例如，金属电极层205可以接触基板100。例如，碳电极层215可以接触酶反应层220。
在一些实施方式中，金属电极层205还可以包括金属层和设置在金属层的上表面上的金属保护层。在一个实施方式中，金属层和金属保护层可以介于基板100和碳电极层215之间。
金属保护层可以完全覆盖金属层的上表面并且可以具有导电性。例如，金属保护层可以与金属层直接接触。例如，金属保护层可以防止金属层由于工作电极200的氧化还原反应而发生氧化还原。
在示例性实施方式中，金属层可以包括Au、Ag、Cu、Pt、Ti、Ni、Sn、Mo、Co、Pd及其合金中的至少一者。例如，可以使用APC合金(Ag-Pd-Cu合金)。
在一些实施方式中，金属层可以由仅选自Au、Ag、Ag-Pd-Cu合金(APC)和Pt的至少一者形成。
例如，Au、Ag、APC合金(Ag-Pd-Cu合金)和Pt可以提高导电性并降低传感电极210的电阻。因此，可以提高生物传感器10的检测性能。
在示例性实施方式中，金属保护层可以包括铟锡氧化物(ITO)或铟锌氧化物(IZO)。例如，金属保护层可以仅由铟锡氧化物(ITO)或铟锌氧化物(IZO)形成。例如，ITO和IZO可以具有提高的导电性并且可以是化学稳定的以有效地保护金属层免受氧化还原反应。
例如，金属保护层可以防止金属层与大气直接接触，以防止金属层中包含的金属成分的氧化。因此，可以提高由金属层感测到的电信号的可靠性。
在一些实施方式中，碳电极层215可以设置在金属电极层205的上表面上。例如，碳电极层215可以接触金属电极层205的上表面。例如，碳电极层215可以包括基于碳的材料，并且还可以包括电子传输材料和聚合物电解质。例如，碳电极层215可以包括碳糊。因此，在酶反应层220中产生的传输电子和/或空穴可以转移到传感电极210，从而可以提高酶反应层220对传感目标材料的传感性能。
在一些实施方式中，电子传输材料可以包括通过接收由酶反应层220中的传感目标材料的氧化-还原反应产生的电子/空穴而被氧化或还原的材料。因此，电子/空穴可以通过氧化或还原转移到传感电极210。
例如，电子传输材料可以包括铁(Fe)的氰化物络合物。铁的氰化物络合物可以容易被氧化或还原。
传感目标材料可以与酶反应层220中的酶反应以形成过氧化氢(H2O2)。例如，生物传感器可以测量由过氧化氢的分解产生的电流。当使用铁的氰化物络合物时，过氧化氢的氧化还原电位会降低。因此，可以在较低的电位下选择性地分解过氧化氢以提高生物传感器的选择性。
例如，当不使用铁的氰化物络合物时，过氧化氢在高电位下分解，除过氧化氢以外的材料可以一起分解以产生电流。
在一些实施方式中，电子传输材料可以包括普鲁士蓝(Fe4[Fe(CN)6]3)、铁***(K3[Fe(CN)6])或亚铁***铁(KFeIII[FeII(CN)6]·xH2O)中的至少一者。例如，普鲁士蓝是一种蓝色颜料，可具有高氧化特性。例如，当使用普鲁士蓝作为电子传输材料时，可以提高工作电极200的电灵敏度。
例如，聚合物电解质可以包括全氟磺酸或其衍生物。聚合物电解质可以分散和固定电子传输材料。因此，可以增加电子传输材料和酶反应层220之间的接触面积，从而可以增加酶反应层220的可检测浓度的上限。此外，聚合物电解质可以均匀地分散电子传输材料以防止聚集。因此，可以提高生物传感器的传感速度、灵敏度和传感范围。
参照图2，在一些实施方式中，渗透控制层230可以包括多层结构。例如，在多层结构中，多个渗透控制层230可以堆叠成彼此接触。因此，可以精细地控制样品的底物流入到酶反应层220中的扩散速率。
例如，渗透控制层230可以具有从双层结构到五层结构的多层结构。渗透控制层230中的层数为5层或更多层，在通过干燥工艺制造生物传感器时会延长干燥时间，并且会延迟基板的扩散速率，从而降低传感器的灵敏度和分辨率。
根据示例性实施方式的生物传感器可用于测量乳酸盐/酯(乳酸)。例如，随着运动的强度和持续时间增加，体内的乳酸水平也会增加。乳酸可以通过汗液排出体外，可以使用生物传感器测量排出的乳酸浓度。
例如，乳酸的浓度可以在运动期间增加到几十mM。根据示例性实施方式的生物传感器可以包括渗透控制层230，以使用具有相对低的Km值的乳酸氧化酶来提供准确且快速的测量，即使乳酸浓度是高的。
在下文中，提出优选实施方式以更具体地描述本发明。然而，以下实施例仅用于举例说明本发明，本领域技术人员将显然理解，在本发明的范围和精神内可以进行各种改变和修改。这样的改变和修改恰当地包括在所附权利要求中。
实施例1：乳酸传感器的制备
制备180μm厚的PET基板作为绝缘基板。
通过在基板上丝网印刷糊剂(DS-7406CF，由Daejoo Electronic Materials制造)来形成传感电极，基于100重量份的碳糊，该糊剂包含3重量份的普鲁士蓝。
参比电极通过丝网印刷Ag/AgCl来形成以与传感电极间隔开预定的距离。
在传感电极上形成乳酸氧化酶试剂层。如下制备乳酸氧化酶试剂层。
在40μl乳酸氧化酶(TOYOBO制造，10U/1μl原液)中加入并均匀混合40μl PBS缓冲液和20μl 1-甲氧基-5-甲基吩嗪鎓甲基硫酸酯(Sigma Aldrich，50mM原液)以制备用于形成酶反应层的组合物。将2.0μl用于形成酶反应层的组合物滴在传感电极上，在室温下干燥约30分钟以形成酶反应层。
在酶反应层上形成厚度为9.2μm的渗透控制层。渗透控制层通过涂布和干燥用于形成渗透控制层的组合物而形成，该组合物包含10重量％的聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、2重量％的聚氨酯(PU)和水。
实施例2
除了渗透控制层被形成为三层结构(在该三层结构中，三个层相互接触)之外，通过与实施例1中相同的方法制造传感器。
实施例3
除了渗透控制层被形成为五层结构(在该五层结构中，五个层相互接触)之外，通过与实施例1中相同的方法制造传感器。
对比例
制备180μm厚的PET基板作为绝缘基板。
制备180μm厚的PET基板作为绝缘基板。
通过在基板上丝网印刷糊剂(DS-7406CF，由Daejoo Electronic Materials制造)来形成传感电极，基于100重量份的碳糊，该糊剂包含3重量份的普鲁士蓝。
参比电极通过丝网印刷Ag/AgCl来形成以与传感电极间隔开预定的距离。
在传感电极上形成乳酸氧化酶试剂层。如下制备乳酸氧化酶试剂层。
在40μl乳酸氧化酶(TOYOBO制造，10U/1μl原液)中加入并均匀混合40μl PBS缓冲液和20μl 1-甲氧基-5-甲基吩嗪鎓甲基硫酸酯(Sigma Aldrich，50mM原液)以制备用于形成酶反应层的组合物。将2.0μl用于形成酶反应层的组合物滴在传感电极上，在室温下干燥约30分钟以形成酶反应层。
实验例
最大乳酸敏感浓度的测量
使用实施例和对比例的生物传感器测量乳酸标准溶液的电流。此处，乳酸标准溶液为L-乳酸钠(Sigma-aldrich)，将各个乳酸标准溶液(1mmol/L、3mmol/L、5mmol/L、10mmol/L、15mmol/L、20mmol/L、25mmol/L、30mmol/L、35mmol/L、40mmol/L和50mmol/L)均匀滴在工作电极和参比电极上，施加0.2V电压，测量20秒后的电流值，以评估能够被生物传感器响应的样品中乳酸的最大浓度，并得到图3的图表。
参照图3，实施例1的生物传感器可以检测含有至多5mM乳酸的样品，实施例2和实施例3的生物传感器分别可以检测含有至多25mM和40mM乳酸的样品。在对比例的生物传感器中，当乳酸浓度超过5mM时，尽管乳酸浓度增加，但电流值降低。即，在乳酸浓度超过5mM时，乳酸浓度检测失败。
实施例1的生物传感器仅包括单层渗透控制层，但提供了比对比例更宽的灵敏度范围。在实施例2和实施例3的生物传感器中，渗透控制层具有多层结构，与对比例相比，显著提高了对于乳酸的传感性能(灵敏度范围)。

Claims (14)

1.一种生物传感器，包括：
基板；
设置在所述基板上的工作电极，所述工作电极包括：
设置在所述基板的上表面上的传感电极，
设置在所述传感电极的上表面上的酶反应层，和
设置在所述酶反应层的上表面上的渗透控制层，所述渗透控制层包含水溶性聚合物和水不溶性聚合物；以及
设置在所述基板上的与所述工作电极间隔开的参比电极。
2.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述水溶性聚合物包括选自由聚乙烯醇(PVA)、羟乙基纤维素(HEC)、羟丙基纤维素(HPC)、羧甲基纤维素(CMC)、醋酸纤维素和聚乙烯吡咯烷酮(PVP)组成的组中的至少一者。
3.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述水不溶性聚合物包括选自由聚氨酯(PU)、聚碳酸酯(PC)和聚氯乙烯(PVC)组成的组中的至少一者。
4.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述渗透控制层由包含溶剂、所述水溶性聚合物和所述水不溶性聚合物的组合物形成。
5.根据权利要求4所述的生物传感器，其中，基于所述组合物的总重量，以1重量％至10重量％的量包含所述水溶性聚合物。
6.根据权利要求4所述的生物传感器，其中，基于所述组合物的总重量，以0.5重量％至5重量％的量包含所述水不溶性聚合物。
7.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述渗透控制层具有多层结构。
8.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述酶反应层包含氧化酶或脱氢酶。
9.根据权利要求8所述的生物传感器，其中，所述氧化酶包括选自由葡萄糖氧化酶、胆固醇氧化酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶和醇氧化酶组成的组中的至少一者，并且
所述脱氢酶包括选自由葡萄糖脱氢酶、谷氨酸脱氢酶、乳酸脱氢酶和醇脱氢酶组成的组中的至少一者。
10.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述酶反应层包括具有0.1mM至10mM的Km(米氏常数)值的酶。
11.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述传感电极包括碳电极层。
12.根据权利要求11所述的生物传感器，其中，所述传感电极还包括设置在所述基板和所述碳电极层之间的金属电极层。
13.根据权利要求1所述的生物传感器，还包括设置在所述渗透控制层的上表面上的保护层。
14.根据权利要求1所述的生物传感器，其中，所述生物传感器用于测量乳酸浓度。
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