技术领域
[0001] 本
发明属于医疗设备技术领域，涉及一种血糖检测设备中的葡萄糖传感器以及测试方法，尤其涉及一种新型免木糖干扰的葡萄糖传感器。
背景技术
[0002] 葡萄糖传感器等
生物传感器一般是在绝缘性基片上形成包括工作
电极和
对电极的电极体系，并在其上配上酶和
电子介体等构成
试剂层；通常使用的电子介体为
铁氰化
钾和钌的化合物等。
[0003] 目前市场上常见的葡萄糖传感器使用的酶经历了由葡萄糖
氧化酶(GOD)向葡萄糖脱氢酶(GDH)转变的过程，最初使用的GOD由于受到血液中的氧气的干扰影响较大而逐渐被不受氧气干扰影响的GDH所取代。
[0004] 现阶段常见的GDH大致有三种：以烟酰胺腺嘌呤二核苷酸(NAD)为辅酶的NAD-GDH、以吡咯并喹啉醌(PQQ)为辅酶的PQQ-GDH和以黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)为辅酶的FAD-GDH。其中大多数都使用了FAD-GDH，但其会受到血液中木糖含量的影响干扰。
[0005] 然而在单独使用三氯化六
氨合钌作为FAD-GDH的电子介体来制作葡萄糖传感器的情况下，无法较好的获得依赖于
血液样本中葡萄糖浓度的
电流值，导致无法准确测量血糖值。
[0006] 另外，
红细胞压积比影响血液样本在试剂层的扩散，具体表现为红细胞压积比低于42％时，血液样本中葡萄糖产生的测试电流偏大；而当红细胞压积比高于42％时，血液样本中葡萄糖产生的测试电流偏小，因此红细胞压积比对测试产生的影响也不容忽略。
发明内容
[0007] 为了克服
现有技术中存在的缺点与不足，本发明的目的在于提供一种新型免木糖干扰的葡萄糖传感器，其具有试剂配方优化、结构设计合理和检测
精度高的优点。
[0008] 本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：
[0009] 一种新型免木糖干扰的葡萄糖传感器，所述传感器包括：
[0011] 位于基片层(1)上的电极层(2)，电极层(2)包括红血球压积比测试
工作电极(21)、对电极(22)和血糖测试工作电极(23)，红血球压积比测试以及血糖测试共用所述对电极(22)；
[0012] 位于电极层(2)上的绝缘层(3)，绝缘层(3)在所述红血球压积比测试工作电极(21)的工作部分留有第一窗口(31)，在所述对电极(22)和血糖测试工作电极(23)的工作部分留有第二窗口(32)；
[0013]
覆盖于第二窗口(32)上的试剂层(4)；
[0014] 位于试剂层(4)上的亲
水中隔组合层(5)，亲水中隔组合层(5)在所述第一窗口(31)和第二窗口(32)
位置相对应设有缺口构成反应区(51)；
[0015] 位于亲水中隔组合层(5)上的遮蔽
胶带层(6)。
[0016] 进一步地，所述试剂层(4)包括如下(按照重量份计算)：
[0017]
[0018] 更进一步地，所述试剂层(4)包括如下(按照重量份计算)：
[0019]
[0020]
[0021] 所述缓冲体系为
柠檬酸钠、
琥珀酸钠、铃酸盐缓冲液或富
马酸钠中任意一种或多种，所述崩解剂为聚乙烯吡咯烷
酮PVP，所述
表面活性剂为Triton，所述稳定剂为麦芽糖醇或蛋白保护剂。
[0022] 所述FAD-GDH的活性在200～600U/mg。
[0023] 所述电极层(2)还包括进样检测电极(24)和开机检测电极(25)，进样检测电极(24)的工作部分暴露在所述第二窗口(32)处，所述对电极(22)和进样检测电极(24)通过所述开机检测电极(25)形成通路。
[0024] 所述亲水中隔组合层(5)中的亲水膜经过单面亲水性处理。
[0025] 所述遮蔽胶带层(6)在对应所述反应区(51)末端位置设有缺口(61)。
[0026] 所述电极层(2)的电极材质为
碳，
导线材质为碳或贵金属。
[0027] 使用本发明免木糖干扰的葡萄糖传感器测试的方法如下：
[0028] 步骤1，开机吸取血液样本后，当对电极和血糖测试工作
电极形成通路且电流达到设定的
阈值时，记录时间为t1，在设定的时间△t内，血糖测试工作电极进样检测电极形成通路且电流达到设定的阈值时，记录时间为t2；
[0029] 步骤2，在红血球压积比测试工作电极和对电极之间施加交流
电压，测试血液样本的阻抗值，由阻抗值换算出，血液样本的红血球压积比；
[0030] 步骤3，上述阻抗测试完毕后，在对电极和血糖测试工作电极之间施加直流电压，测试血液样本的葡萄糖电流值；
[0031] 步骤4，根据血液样本的红血球压积比对血液样本的葡萄糖电流值进行相应的补偿，然后换算出血糖值。
[0032] 优选的，在红血球压积比测试工作电极和对电极之间施加交流电压为20-100Hz，200-500mV；对电极和血糖测试工作电极之间施加200-500mV直流电压；还包括进样检测功能：当吸取血液样本不足时，仪器会报错。
[0033] 本发明的有益效果如下：
[0034] (1)本发明传感器的电极层由多电极构成，其中绝缘层第一窗口限定红血球压积比测试工作电极，精确控制每一传感器的碳电极面积，通过暴露的窗口与血样
接触，提高了阻抗测试的准确性。跟进红血球压积比对测试电流进行补偿，得出最终血糖值，大大提高了血糖测试的准确度。另外，将红血球压积比测试电极的对电极与葡萄糖电流测试的对电极进行共用，减少了电极使用个数，降低了工艺复杂度，提高了葡萄糖传感器的
稳定性。
[0035] (2)本发明传感器使用的酶为FAD-GDH，替代常用的GOD，从根本上避免了氧分压对测试结果的影响，使得毛细血管血和静脉血液的测试结果基本一致。
[0036] (3)本发明传感器虽然使用的酶为FAD-GDH，但是通过对配方体系的优化，真正做到了体系在原先免麦芽糖、半乳糖等类葡萄糖干扰的
基础上免木糖干扰。
[0037] (4)本发明传感器选用三氯化六氨合钌作为第一电子介体，PES作为第二电子介体，取代常用的铁氰化钾、二茂铁及其衍生物，铁氰化钾存储不稳定，容易被还原成亚铁氰化钾，使得葡萄糖传感器随着效期的临近，背景电流越来越大，导致测试结果出现偏差，尤其是在低浓度范围，测试结果不准确。而三氯化六氨合钌和PES作为电子介体，
水溶性较好，所制的葡萄糖传感器的背景电流较小而且随着效期的临近几乎变化较小，葡萄糖传感器的稳定性提高了测试的准确度。
[0038] (5)本发明传感器增加了检测电极，当血样进样不足时，仪器将会报错，进样检测功能有效的减少了因进样不足造成的测试偏差。
附图说明
[0039] 图1是本发明
实施例的葡萄糖传感器分层分解结构示意图；
[0040] 图2是本发明实施例的葡萄糖传感器电极层分布示意图；
[0041] 图3是本发明实施例的葡萄糖传感器测试值与YSI2300测试值的线性图；
[0042] 图4是本发明实施例的葡萄糖传感器模拟木糖干扰的测试值与对照测试值的对比图；
[0043] 其中，1-基片层，2-电极层，21-红血球压积比测试工作电极，22-对电极，23-血糖测试工作电极，24-进样检测电极，25-开机检测电极，3-绝缘层，31-第一窗口，32-第二窗口，4-试剂层，5-亲水中隔组合层，51-反应区，6-遮蔽胶带层，61-缺口。
具体实施方式
[0044] 下面结合附图和实施例对本发明做进一步的说明。
[0045] 如图1和图2所示，本实施例的葡萄糖传感器包括：基片层1、电极层2、绝缘层3、试剂层4、亲水中隔组合层5和遮蔽胶带层6。
[0046] 具体的，本实施例的葡萄糖传感器包括基片层1；位于基片层1上的电极层2，电极层2包括用于反应测试的电极结构和连接仪器的导线；位于电极层2上的绝缘层3，其中绝缘层3上开有两处窗口；覆盖在绝缘层3上的试剂层4；覆盖在绝缘层3和试剂层4上的亲水中隔组合层5；覆盖在绝缘层3和亲水中隔组合层5上的遮蔽胶带层6。
[0047] 其中，电极层2上设有红血球压积比测试工作电极21、对电极22、血糖测试工作电极23、进样检测电极24、开机检测电极25以及用于电极和仪器连接的导线。
[0048] 绝缘层3在红血球压积比测试工作电极21的工作部分留有第一窗口31，在对电极22、血糖测试工作电极23和进样检测电极24的工作部分留有第二窗口32，并在第二窗口32上覆盖试剂层4，即试剂层4覆盖在第二窗口32上，覆盖满第二窗口32中暴露的对电极22、血糖测试工作电极23和进样检测电极24。
[0049] 亲水中隔组合层5通过双面胶在第一窗口31和第二窗口32位置相对应处设有缺口构成反应区51。遮蔽胶带层在反应区51末端设有缺口61。
[0050] 通过绝缘层3留有的第一窗口31和第二窗口32控制测试时的碳电极工作面积，提高了红血球压积比测试和葡萄糖测试的准确度。
[0051] 通过在绝缘层3留有的第二窗口32上覆盖试剂层4，有效的控制了反应区试剂层4的一致性，提高了葡萄糖传感器的精度。
[0052] 将葡萄糖传感器插入测试仪器后，启动测试仪器。通过虹吸效应吸取血液样本，当对电极22和血糖测试工作电极23形成通路且电流达到设定阈值时，记录时间为t1，在设定时间△t内，血糖测试工作电极23和进样检测电极24形成通路且电流达到设定阈值时，记录时间为t2(t2
温度传感器测出的环境温度对葡萄糖电流值进行校正补偿，并换算出血糖值显示。
[0053] 上述试剂层4包括如下(按照重量份计算)：
[0054]
[0055] 上述组分配置完成后进行充分搅拌，使得组分充分溶解分散，形成均相的溶液。其中，缓冲体系如柠檬酸钠、琥珀酸钠、铃酸盐缓冲液、富马酸钠等；羟乙基
纤维素发挥
聚合物支架的作用，有助于酶的分散和稳定，同时增强试剂层的附着性；崩解剂如聚乙烯吡咯烷酮PVP在血液进样时促进干燥的试剂层及时崩解分散，改善试剂层在血液中的分散速率，在反应区快速构筑均匀液相的反应体系；表面活性剂如Triton作为两性表明活性剂，增加了试剂层2的亲水性，提高了血液样本的填充速率。葡萄糖脱氢酶FAD-GDH接触到血液样本中的葡萄糖后将葡萄糖氧
化成葡萄糖酸，同时释放出电子，传递给第一电子介体三氯化六氨合钌，三价的钌被还原成二价的钌，然后二价的钌在200-500mV直流电压下，被氧化成三价钌，同时释放出电子并被电极捕获检测，得到电流值，完成整个电化学反应过程，而第二电子介体PES提高了电子传递到钌上并进行电化学反应的速率，加快了整个电化学反应过程。其他稳定剂如麦芽糖醇、蛋白保护剂等，麦芽糖醇作为酶的保护剂，提高了葡萄糖传感器的稳定性。
[0056] 试剂层2的材料主要包括葡萄糖脱氢酶FAD-GDH、钌化合物和第二电子介体，钌化合物为三氯化六氨合钌，第二电子介体优选为吩嗪乙基
硫酸盐(PES)；葡萄糖脱氢酶FAD-GDH的酶活性在200～600U/mg。
[0057] 基片层1的材质为聚对苯二
甲酸二乙酯。电极层2的电极材质为碳，导线材质可以为碳，也可为黄金等贵金属材质，优选的是，导线材质为
银。绝缘层3的材质为聚
丙烯酸树脂。
[0058] 亲水中隔组合层4的双面胶材质为改性的丙烯酸，亲水膜为经过单面亲
水处理的聚对苯二甲酸二乙酯。
[0059] 上述葡萄糖传感器对11份不同葡萄糖浓度的血液样本在室温下进行测试。测试时先将静脉血液样本的红血球压积比调整到42％±2％，将血液氧分压调整到氧饱和，每个浓度梯度的血液样本重复测试10次，取平均值。
[0060] 葡萄糖传感器测试结果见表1，通过与YSI2300测试结果比对可知，葡萄糖传感器的测试结果偏差很小，准确度很高。除因小于20mg/dL和大于600mg/dL显示LO和HI以外，20～600mg/dL之间的血液样本的测试值的变异系数CV均在3％以内，精度完全符合要求。
[0061] 表一：葡萄糖传感器测试结果
[0062]
[0063] 图3是葡萄糖传感器测试值与YSI测试值的线性图，拟合方程为y＝0.9936x+1.3111，R2＝0.9996。可知该葡萄糖传感器线性良好。
[0064] 上述葡萄糖传感器对不同葡萄糖浓度不同木糖浓度的的血样在室温下进行测试。测试前将血样的红细胞压积比调节到42％±2％，将血样氧分压调至氧饱和，每个血液样本测试10次，记录测试值。
[0065] 上述血液样本在相同体积的相同葡萄糖浓度的基础上，添加相同体积不同木糖浓度的水溶液，配制成相同体积相同葡萄糖浓度不同木糖浓度的血液样本进行测试。上述葡萄糖传感器的测试结果见表二。
[0066] 表二：葡萄糖传感器木糖影响实验测试结果。
[0067]
[0068] 图4为葡萄糖传感器在木糖影响实验中的测试数据统计图，横坐标为3个葡萄糖浓度梯度，纵坐标为同一葡萄糖浓度下不同木糖浓度的血样测试结果在两者总和的占比，可知在相同葡萄糖浓度下不同木糖浓度的血样测试结果几乎一致，偏差均在3％以内，对葡萄糖传感器的影响很小。
[0069] 以上所述仅为本发明的优选例实施方式，并不构成对本发明保护范围的限定。任何在本发明的精神和原则之内所作的任何
修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的
权利要求保护范围之内。
