一种基于树脂基底微针电极阵列的动态连续血糖传感器的制作方法

：本发明涉及电化学传感器，具体涉及一种基于树脂基底微针电极阵列的动态连续血糖传感器。

背景技术

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背景技术：

1、动态连续血糖监测是糖尿病管理的重要组成部分，目前市场上已经有一些商业化的动态血糖传感器，通过植入式电极插入皮下组织，以持续监测组织液中的血糖水平代替传统指血血液检测。然而，植入式电极长期插入皮下组织存在感染的风险，因此需要一种更安全、更方便的动态血糖传感器。

2、近年来，微针电极阵列技术在生物医学领域得到了广泛应用，可以用于实时监测生物体内的化学物质。随着微针电极在动态血糖传感领域的应用，微针电极使用的安全性、有效性和舒适性逐渐引起重视。目前的微针葡萄糖传感电极通常采用硅和金属材料。硅材料的mems加工工艺成熟，但硅材质较脆，且生物相容性差，刺入皮肤时容易发生断裂造成碎裂针头滞留在体内，存在一定安全隐患。与硅微针相比，金属材质对人体安全无害，且材料成本相对低，其机械性能优异，不容易发生断裂。但金属微针的加工成本较高，无法大规模生产，且容易产生氧化问题造成污染，亟待解决该问题。

技术实现思路

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技术实现要素：

1、本发明旨在解决现有技术的不足和缺陷，提出一种基于树脂基底微针电极阵列的动态连续血糖传感器，该传感器采用树脂基复合材料作为电极基底，具有较好的韧性和优异的生物相容性和化学稳定性，有效解决了微针插入皮肤后，在皮肤内断裂时造成感染并且难于去除等问题。同时，采用翻模成型工艺的方法制备，该成型方法加工工艺简单，可以实现微针的批量化制备，有效降低了生产成本，易于实现规模化生产。

2、本发明的目的是提供一种基于树脂基底微针电极阵列的动态连续血糖传感器，包括设置于柔性基底上的工作电极、参比电极和对电极，所述的工作电极是第一树脂作为基底，基底上依次设置金属导电层、绝缘层和酶电极修饰层的微针阵列电极，所述的参比电极是第二树脂作为基底，基底上设置有ag/agcl层的微针阵列电极，所述的对电极是第三树脂作为基底，基底上设置有铂层的微针阵列电极。

3、本发明提出的微针阵列电极的长度和直径均小于1毫米，能够轻松地插入皮肤表面，通过控制刺入的深度，可以减少刺入位置的损伤(刚好达到真皮层上部，且不碰到能传递疼痛的神经，不会产生痛感和引起出血)，为患者提供了更好的运动自由性，便于日常携带。

4、树脂基复合材料是一种性能良好的电极材料，具有优异的生物相容性和化学稳定性，同时还可以通过控制其化学结构来调节其电化学性能。此外，合成树脂材料还具有易加工、加工周期短、成本低等特点。本发明将树脂作为微针电极阵列的电极基底材料，可以提高传感器的性能和稳定性，在微纳制造领域具有广泛应用的潜力。

5、优选地，所述的第一树脂、第二树脂和第三树脂选自聚甲基丙烯酸树脂(pmma)、聚酰亚胺(pi)、聚对二甲苯(parylene)、聚碳酸酯(pc)和聚二甲基硅氧烷(pdms)中的一种以上。第一树脂、第二树脂和第三树脂的材料相同。

6、优选地，所述的工作电极、参比电极和对电极为棱锥形或纺锤形，工作电极、参比电极和对电极的尖端结构为平头式、尖头式或圆头式。

7、本发明还保护上述基于树脂基底微针电极阵列的动态连续血糖传感器的制备方法，包括如下步骤：

8、s1、制备微针阵列电极模具：在柔性树脂基底表面形成微米级别电极结构，得到微针阵列电极母模；

9、s2、翻模工艺制备微针阵列电极：将合成树脂的聚合物材料混合液倒入步骤s1得到的微针阵列电极母模中，固化脱模后得到微针阵列电极；

10、s3、制备金属导电层并进行绝缘处理：在步骤s2得到的微针阵列电极表面制备金属导电层，再对微针阵列电极的微针针尖以外的区域涂覆绝缘材料，进行绝缘处理；

11、s4、制备工作电极：将牛血清蛋白溶液、戊二醛或l-赖氨酸溶液、葡萄糖氧化酶(gox)混合得到酶电极修饰层溶液，将酶电极修饰层溶液滴加至绝缘处理后的微针阵列电极表面作为酶电极修饰层，得到工作电极；

12、s5、制备参比电极和对电极：在步骤s2翻模工艺制备的微针阵列电极表面磁控溅射铂(pt)层，得到对电极；再将步骤s2翻模工艺制备的微针阵列电极浸入ag/agcl浆料中，取出烘干，使ag/agcl浆料固定在微针阵列电极上，制备得到参比电极；

13、s6、采用三电极系统，分别将工作电极、参比电极、对电极的针尖朝上固定于柔性基底上，通过外接电路与pcb印刷电路板连接，并联排线封装成所述的微针电极阵列的动态连续血糖传感器。

14、本发明提出的翻模成型技术可以针对多种聚合物材料进行加工，微针的精度很大程度上取决于所用模具的精度及相应的注塑成型参数，该成型方法可以实现微针的大批量生产，降低生产成本。

15、优选地，步骤s1具体步骤为：使用3d打印或激光刻蚀技术，在su-8光刻胶树脂、聚二甲基硅氧烷或聚酰亚胺基底表面形成微米级别电极结构，制备得到微针阵列母模。

16、优选地，步骤s2所述的聚合物材料混合液由如下步骤制备得到：聚甲基丙烯酸树脂、聚酰亚胺、聚对二甲苯、聚碳酸酯或聚二甲基硅氧烷粉末溶于异丙醇溶液中，搅拌，使聚甲基丙烯酸树脂、聚酰亚胺、聚对二甲苯、聚碳酸酯或聚二甲基硅氧烷颗粒全部溶解形成均匀的溶液，溶液的质量浓度为4-6wt％，将配置好的溶液放置于真空箱中去除气泡，得到所述的聚合物材料混合液。真空箱的真空度为-15kpa，抽取20分钟，去除溶液中的气泡。

17、步骤s2得到的微针阵列电极底部厚度50-150μm，微针结构直径50-200μm，高度300-1000μm。

18、优选地，步骤s3中金属为金、铂或钛，金属导电层厚度为1-2μm，绝缘材料的厚度为2-3μm。步骤s3中微针阵列电极表面通过磁控溅射工艺、电沉积工艺或热蒸镀工艺制备金属导电层。绝缘材料为聚酰亚胺(pi)。

19、优选地，步骤s4中配置酶电极修饰层溶液的具体步骤为：将质量分数为1％的牛血清蛋白溶液与质量分数为0.5％的戊二醛或l-赖氨酸溶液，再加入质量分数为0.8％-1.2％的葡萄糖氧化酶，按照体积比9:1:1进行混合得到酶电极修饰层溶液。

20、优选地，酶电极修饰层的厚度为2-3μm。

21、本发明还保护所述的基于树脂基底微针电极阵列的动态连续血糖传感器在血糖监测中的应用。本发明采用的合成树脂聚合物材料具有良好的生物相容性和可降解特性，通过改性材料可以提升微针的强度，避免插入皮肤后电极发生屈曲破损，从而影响传感器性能。同时，翻模成型技术可以针对多种合成树脂聚合物材料进行加工，通过对模具及注塑成型参数的修改，可以灵活调整微针尺寸和界面形状，以匹配不同应用场景动态血糖检测需求。

22、本发明与现有技术相比，具有如下优点：

23、1.目前的微针电极阵列，电极材料通常是硅或金属材料。硅基材料的生物相容性差且不可降解，当微针在皮肤内断裂时，容易造成感染并且难于去除。而金属材料的生物相容性较差，一些患者可能会出现过敏或其他不适症状，影响了患者的使用体验。本发明提出的微针电极的长度和直径均小于1毫米，能够轻松地插入皮肤表面，通过控制刺入的深度，可以减少刺入位置的损伤(刚好达到真皮层上部，且不碰到能传递疼痛的神经，不会产生痛感和引起出血)，为患者提供了更好的运动自由性，便于日常携带。

24、2.基于硅材料的微针电极可能会在插入过程中遇到阻力或折断，从而影响传感器的准确性和可靠性。而金属微针制造成本较高，并且容易氧化污染。现有的硅基底微针，制作微针工艺复杂，需要进行微加工光刻和深硅刻蚀，工艺复杂；而pdms对金属导电层的粘附性差，电极金属层容易脱落，影响稳定性；本发明中采用的树脂基底材料，金属导电层粘附性好，电极稳定性好。

25、3.本发明采用的合成树脂聚合物材料具有良好的生物相容性和可降解特性，通过改性材料可以提升微针的强度，避免插入皮肤后电极发生屈曲破损，从而影响传感器性能。此外，合成树脂材料还具有易加工、加工周期短、成本低等特点，易于实现规模化生产。

26、4.采用翻模成型工艺的方法制备，这种成型方法加工工艺简单、成本相对较低，可以实现微针的批量化制备。翻模成型技术可以针对多种合成树脂聚合物材料进行加工，通过对模具及注塑成型参数的修改，可以灵活调整微针尺寸和界面形状，以匹配不同应用场景动态血糖检测需求。