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1、(10)申请公布号 CN 102038493 A (43)申请公布日 2011.05.04 CN 102038493 A *CN102038493A* (21)申请号 201010594460.3 (22)申请日 2010.12.20 A61B 5/00(2006.01) A61B 5/145(2006.01) (71)申请人 长沙三诺生物传感技术股份有限公 司 地址 410013 湖南省长沙市长沙高新区火炬 城集贤路 28 号 (72)发明人 魏巧龙 车宏莉 (74)专利代理机构 湖南兆弘专利事务所 43008 代理人 周长清 (54) 发明名称 微针型生物传感器 (57) 摘要 本发明公开。
2、了一种微针型生物传感器， 包括 由第一电极组件和第二电极组件组成的传感器探 头， 第一电极组件和第二电极组件通过导线相连， 所述第二电极组件呈管状， 所述第一电极组件的 一端穿过第二电极组件， 所述第一电极组件上的 一段位于第二电极组件内。本发明具有结构简单 紧凑、 成本低廉、 操作简便、 测试效果好、 稳定性和 可靠性更佳等优点。 (51)Int.Cl. (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书 1 页 说明书 3 页 附图 3 页 CN 102038495 A1/1 页 2 1. 一种微针型生物传感器， 包括由第一电极组件 （5） 和第二电极组件 （4） 组成。
3、的传感 器探头 （1） ， 第一电极组件 （5） 和第二电极组件 （4） 通过导线相连， 所述第二电极组件 （4） 呈 管状， 其特征在于 ： 所述第一电极组件 （5） 的一端穿过第二电极组件 （4） ， 所述第一电极组 件 （5） 上的一段位于第二电极组件 （4） 内。 2. 根据权利要求 1 所述的微针型生物传感器， 其特征在于 ： 所述第一电极组件 （5） 包 括金属针芯 （51） ， 所述金属针芯 （51） 的前端穿过第二电极组件 （4） ， 所述金属针芯 （51） 的 后端上设有银 / 氯化银层 （53） 。 3. 根据权利要求 2 所述的微针型生物传感器， 其特征在于 ： 所述金属。
4、针芯 （51） 上前端 的直径为 0.4 0.6 毫米， 所述金属针芯 （51） 上后端的直径为 0.1 0.3 毫米。 4. 根据权利要求 2 所述的微针型生物传感器， 其特征在于 ： 所述第二电极组件 （4） 包 括金属针管 （41） ， 所述金属针管 （41） 上靠近金属针芯 （51） 前端的一端上设有生物传感层 （42） 。 5. 根据权利要求 4 所述的微针型生物传感器， 其特征在于 ： 所述生物传感层 （42） 包括 扩散限制层和生物活性层。 6. 根据权利要求 4 或 5 所述的微针型生物传感器， 其特征在于 ： 所述金属针管 （41） 的 内径为 0.1 0.3 毫米， 外径为。
5、 0.4 0.6 毫米。 7. 根据权利要求 1 5 中任意一项所述的微针型生物传感器， 其特征在于 ： 所述第一 电极组件 （5） 和第二电极组件 （4） 固定于一手柄 （2） 上， 所述手柄 （2） 内设有与外接导线 （3） 相连的插口 （6） 。 8. 根据权利要求 1 5 中任意一项所述的微针型生物传感器， 其特征在于 ： 所述第一 电极组件 （5） 上位于第二电极组件 （4） 一段的外侧壁与第二电极组件 （4） 的内腔之间设有 绝缘层 （52） 。 权 利 要 求 书 CN 102038493 A CN 102038495 A1/3 页 3 微针型生物传感器 技术领域 0001 本发。
6、明主要涉及到医疗设备中生物传感器领域， 特指一种微针型生物传感器。 背景技术 0002 传统的生物传感器结构中， 正、 负两极一般通过套设关系组合成传感器探头， 其特 点是管状电极壁上设有一个以上微孔用于物质交换， 微孔结构体外测试的过程中取得了很 好的效果， 物质的流通性好， 测试结果佳。但是， 在体内测试的过程中， 遇到了一定的困难， 微孔的直径在 0.1 0.2 毫米之间， 比较容易被生物体内的大分子物质堵塞， 如果增大孔 径， 表面缺陷又过于明显， 不利于表面的平滑和流畅， 会对皮肤造成一定创伤。 发明内容 0003 本发明要解决的技术问题就在于 ： 针对现有技术存在的技术问题， 本发。
7、明提供一 种结构简单紧凑、 成本低廉、 操作简便、 测试效果好、 稳定性和可靠性更佳的微针型生物传 感器。 0004 为解决上述技术问题， 本发明采用以下技术方案 ： 一种微针型生物传感器， 包括由第一电极组件和第二电极组件组成的传感器探头， 第 一电极组件和第二电极组件通过导线相连， 所述第二电极组件呈管状， 其特征在于 ： 所述第 一电极组件的一端穿过第二电极组件， 所述第一电极组件上的一段位于第二电极组件内。 0005 作为本发明的进一步改进 ： 所述第一电极组件包括金属针芯， 所述金属针芯的前端穿过第二电极组件， 所述金属 针芯的后端上设有银 / 氯化银层。 0006 所述金属针芯上前。
8、端的直径为 0.4 0.6 毫米， 所述金属针芯上后端的直径为 0.1 0.3 毫米。 0007 所述第二电极组件包括金属针管， 所述金属针管上靠近金属针芯前端的一端上设 有生物传感层。 0008 所述生物传感层包括扩散限制层和生物活性层。 0009 所述金属针管的内径为 0.1 0.3 毫米， 外径为 0.4 0.6 毫米。 0010 所述第一电极组件和第二电极组件固定于一手柄上， 所述手柄内设有与外接导线 相连的插口。 0011 所述第一电极组件上位于第二电极组件一段的外侧壁与第二电极组件的内腔之 间设有绝缘层。 0012 与现有技术相比， 本发明的优点在于 ： 本发明的微针型生物传感器，。
9、 其结构简单紧 凑、 体积小、 成本低廉、 操作简便， 在体内测试过程中， 被检测物质可以同时的、 直接的与第 一电极组件和第二电极组件上的相应检测层相结合， 避免了因为物质传导、 延迟而带来测 试不准确等问题， 更适合长时间在体检测。 说 明 书 CN 102038493 A CN 102038495 A2/3 页 4 附图说明 0013 图 1 是本发明的结构示意图 ； 图 2 是本发明中手柄内插口的结构示意图 ； 图 3 是本发明中传感器探头的结构示意图 ； 图 4 是本发明中第二电极组件的结构示意图 ； 图 5 是本发明中第一电极组件的结构示意图 ； 图 6 是本发明在磷酸盐缓冲液中对。
10、葡萄糖响应电流信号的应用实例示意图 ； 图 7 是传统传感器在体内测试响应电流信号图 ； 图 8 是本发明传感器在体内测试响应电流信号实例示意图。 0014 图例说明 ： 1、 传感器探头 ； 2、 手柄 ； 3、 外接导线 ； 4、 第二电极组件 ； 41、 金属针管 ； 42、 生物传感层 ； 5、 第一电极组件 ； 51、 金属针芯 ； 52、 绝缘层 ； 53、 银 / 氯化银层 ； 6、 插口。 具体实施方式 0015 以下将结合说明书附图和具体实施例对本发明做进一步详细说明。 0016 如图 1、 图 2、 图 3、 图 4 和图 5 所示， 本发明的微针型生物传感器， 包括由第一。
11、电极 组件5和第二电极组件4组成的传感器探头1， 第一电极组件5和第二电极组件4通过导线 相连， 第一电极组件 5 和第二电极组件 4 固定于一手柄 2 上， 手柄 2 内设有与外接导线 3 相 连的插口 6， 方便第一电极组件 5 和第二电极组件 4 与外接仪器进行信号传输， 并通过其将 信号传输给相应检测设备。手柄 2 的下面设有一胶布层， 材料宜采用医用低敏胶布。第一 电极组件5为针形， 第二电极组件4为管状， 第一电极组件5的一端穿过第二电极组件4， 第 一电极组件 5 上的一段位于第二电极组件 4 内。本实施例中， 第一电极组件 5 上位于第二 电极组件 4 一段的外侧壁与第二电极组。
12、件 4 的内腔之间设有绝缘层 52。 0017 本实施例中， 第二电极组件 4 包括一金属针管 41， 金属针管 41 的前端设有生物传 感层 42， 生物传感层 42 为由扩散限制层、 生物活性层依次排列组成的复合层。金属针管 41 的材料可以是纯度在 99.9% 以上的金、 铂， 也可以是在表面溅射或电镀有一层铂黑的不 锈钢或钛合金。金属针管 41 外的生物活性层中可以含有葡萄糖氧化酶、 乳酸氧化酶、 胆固 醇氧气酶等以氧为天然电子传导体的酶， 生物活性层可以通过共价交联固定于金属针管 41 的表面， 如将酶溶解于牛血清白蛋白和戊二醛的混合溶液中， 通过溶胶 - 凝胶包埋法在金 属针管 4。
13、1 的表面形成生物活性层。扩散限制层可以是聚氯乙烯、 乙酸纤维素、 聚乙二醇等 在酶层表面形成的半透膜， 它限制被检测物质透过量， 如在体检测葡萄糖， 由于检测时间比 较长， 体内氧气不足， 常常需要限制葡萄糖在传感器表面透过的量。第二电极组件 4 的内径 可以为 0.1 0.3 毫米， 外径可以为 0.4 0.6 毫米。 0018 本实施例中， 第一电极组件 5 包括一金属针芯 51， 金属针芯 51 的前端设有银 / 氯 化银层 53， 金属针芯 51 可以由不锈钢、 钛合金等组成。第一电极组件 5 的银 / 氯化银层 53 与金属针管 51 共同作为传感器辅助电极。第一电极组件 5 的前。
14、端直径可以为 0.4 0.6 毫米， 后端可以为 0.1 0.3 毫米。 0019 工作时， 第一电极组件 5 的后端固定于第二电极组件 4 内， 第一电极组件 5 和第二 电极组件 4 组成了一个双电极测试系统。第一电极组件 5 和第二电极组件 4 的间隔距离较 说 明 书 CN 102038493 A CN 102038495 A3/3 页 5 短， 测试过程中能产生比一般传感器更大更稳定的电流信号。 0020 参见图 6， 本发明的传感器在磷酸盐缓冲液中对葡萄糖响应的电流信号特征曲线， 图中纵坐标表示传感器测得的响应电流信号， 图中从左向右每一阶梯葡萄糖浓度依次升高 50 毫克 / 分升。
15、。由图 6 可知， 本传感器稳定时间不大于 10 分钟， 对葡萄糖浓度瞬时变化的 响应少于 10 秒， 对葡萄糖浓度检测的线性范围不低于 600 毫克 / 分升， 传感器灵敏度高， 线 性范围宽， 稳定性好。 0021 参见图 7， 为现有技术中传感器在体内测试响应电流信号图， 该传感器在体内测试 一小时左右， 信号明显下降， 因为传感器组件上的微孔被大分子蛋白堵塞， 说明该结构不适 宜长时间在体检测。 参见图8， 为本发明传感器在体内测试响应电流信号图， 可以看出， 该传 感器在体内测试信号稳定， 无下降趋势， 说明本发明设计的传感器更适合长时间在体检测。 0022 以上仅是本发明的优选实施。
16、方式， 本发明的保护范围并不仅局限于上述实施例， 凡属于本发明思路下的技术方案均属于本发明的保护范围。应当指出， 对于本技术领域的 普通技术人员来说， 在不脱离本发明原理前提下的若干改进和润饰， 应视为本发明的保护 范围。 说 明 书 CN 102038493 A CN 102038495 A1/3 页 6 图 1 图 2 图 3 说 明 书 附 图 CN 102038493 A CN 102038495 A2/3 页 7 图 4 图 5 图 6 说 明 书 附 图 CN 102038493 A CN 102038495 A3/3 页 8 图 7 图 8 说 明 书 附 图 CN 102038493 A 。