生物传感器的成膜组合物及其制备方法与流程

1.本发明涉及电化学领域，特别涉及生物传感器的成膜组合物及其制备方法。


背景技术：

2.自1962年clark和lyon成功地研制出第一个生物传感器以来，经过50多年的发展，生物传感器已经在环境检测，食品工业，临床医学等领域得到了非常广的应用。例如基于生物传感技术发展起来的各种葡萄糖传感器已经造福了千百万的糖尿病患者。其中，近几年迅速发展起来的植入式持续葡萄糖监测系统以其使用方便和实时监测等特点，受到越来越多的糖尿病患者的青睐，特别是i型糖尿病患者。作为植入式持续葡萄糖监测系统的核心部件，葡萄糖生物传感器的性能直接决定了植入式持续葡萄糖监测系统的性能和使用寿命。现有的植入式持续葡萄糖监测系统所使用的葡萄糖生物传感器都是基于第一和第二代生物传感技术发展起来的。第一代生物传感技术是通过电化学方法检测葡萄糖氧化过程中生成的过氧化氢或消耗的氧气来间接地对葡萄糖进行监测。例如美敦力的guardian和ipro2和德康的dexcom g5和g6都是基于第一代生物传感技术开发出来的，它们通过电化学方法检测葡萄糖在葡萄糖氧化酶催化氧化过程中生成的过氧化氢来对葡萄糖进行监测。由于电化学方法检测过氧化氢对电极的要求非常苛刻，只有铂和铂合金等极少数几种材料能用于这类葡萄糖生物传感器的制作，这就大大地增加了植入式持续葡萄糖监测系统的传感器的成本。另外，过氧化氢的电化学检测要求较高的检测电位，因而大大地降低了植入式持续葡萄糖监测系统的抗干扰能力，特别是对常用的退烧药如乙酰氨基酚的抗干扰能力。
3.第二代生物传感技术是通过在葡萄糖生物传感器中引入氧化还原媒介体来实现对葡萄糖进行直接的电化学检测。与普通的蛋白质分子不同，葡萄糖氧化酶的分子量很大(160kda)，其分子结构，特别是催化活性中心的立体结构非常复杂，而且位于葡萄糖氧化酶的内部，并被各种肽链深深地包裹着。因此，葡萄糖氧化酶不能直接与电极进行电子交换。heller等人(acc.chem.res.23(1990)128-134)发现在葡萄糖生物传感器中引入氧化还原物质—氧化还原媒介体(氧化还原小分子如铁氰化物或氧化还原高分子)，葡萄糖氧化酶可以通过这些媒介体实现与电极进行电子交换。基于此原理发展起来第二代生物传感技术目前已被广泛应用于生物传感器，特别是葡萄糖生物传感器，包括各种一次性血糖检测试纸条和植入式持续葡萄糖监测系统，例如雅培糖尿病护理的freestyle libre。通过对氧化还原媒介体的分子设计和优化，葡萄糖的检测可以在较低的电位下实现，从而大大地提高了植入式持续葡萄糖监测系统的抗干扰能力，特别是对常用的退烧药如乙酰氨基酚的抗干扰能力。由于这类葡萄糖监测系统是通过氧化还原媒介体对葡萄糖进行直接的电化学检测，其灵敏度也得到了显著的改善。但由于氧化还原媒介体为小分子或高分子材料，使其制备难于得到精确的控制，同时也存在氧化还原媒介体从植入式葡萄糖生物传感器中渗出的可能性，给植入式持续葡萄糖监测系统的性能带来相当多的不确定性。
4.当对葡萄糖生物传感膜进行反复的循环伏安法测试时，由于这层葡萄糖生物传感膜和基体电极之间的结合仅是靠物理吸附，没有坚固的结合机制，部分生物传感膜就不可
避免地从电极上脱落，导致其对葡萄糖的催化氧化电流出现明显的衰减。要应用于植入式持续葡萄糖监测系统，其稳定性还需要大大加强。
5.另一方面，与第二代生物传感技术相似，氧气作为葡萄糖氧化酶催化氧化葡萄糖的自然媒介体，不可避免地参与葡萄糖的催化氧化，成为葡萄糖监测中的一个重要的干扰因素。虽然通过直接电化学对葡萄糖的催化氧化效率大大地高于葡萄糖氧化酶通过其自然媒介体氧气的催化氧化效率，要从根本上消除氧气的干扰，还必须在葡萄糖生物传感器上涂布一层能够有效地消除氧气干扰的选择性滲透膜。另外，由于直接电化学对葡萄糖检测的高灵敏度，这个选择性滲透膜也必须能够有效地调控葡萄糖。也就是说，这个选择性滲透膜必须是双功能的—可以大大提高葡萄糖生物传感器的寿命，同时有效地调控氧气和葡萄糖。现有的植入式持续葡萄糖监测系统的生物相容性膜的配方中，都存在一个化学交联反应，这就大大地缩短了生物相容性膜溶液的使用寿命，无形中增加了植入式持续葡萄糖监测系统的生产成本。更为严重的是，随着使用时间的增加，化学交联反应越来越多，生物相容性膜溶液的粘度也越来越大，从而严重地影响到产品的一致性。


技术实现要素：

6.有鉴于此，本发明提供一种生物传感器的成膜组合物及其制备方法。通过调节选择性滲透膜的组成和各组分之间的比例，例如聚合物分子中疏水和亲水组分的种类和配比，疏水聚合物和亲水聚合物在生物相容性膜溶液中的配比，可以实现同时对氧气和葡萄糖的调控。经过详细的研究和实验发现在电化学活化的葡萄糖氧化酶的生物传感膜上覆盖一层4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物和薄膜可以实现以上目的。
7.为了实现上述发明目的，本发明提供以下技术方案：
8.本发明提供了生物传感器的成膜组合物，其特征在于，包括：亲水聚合物、疏水聚合物、引发剂和溶剂；
9.所述亲水聚合物包括乙酰胆碱；
10.所述疏水聚合物包括4-乙烯吡啶、苯乙烯、丙烯酰胺及其衍生物、丙烯酸酯及其衍生物中的一种或两者以上的组合物；
11.所述引发剂包括过硫酸钠、偶氮二异丁腈或过氧化二苯甲酰中的一种或两者以上的组合物；
12.所述溶剂包括无水乙醇、水、丙酮中的一种两者以上的组合物。
13.在本发明的一些具体实施方案中，以g/mg/ml/ml计，所述亲水聚合物、所述引发剂、所述疏水聚合物与所述溶剂的比为(2～10)：(20～300)：(5～100)：(1031～10530)。
14.在本发明的一些具体实施方案中，所述溶剂中，乙醇、水、丙酮的体积比为(30～500)：(1～30)：(1000～10000)。
15.在本发明的一些具体实施方案中，所述的成膜组合物包括如下组分：
[0016][0017][0018]
在本发明的一些具体实施方案中，所述亲水聚合物还包括聚环氧乙烷、含有聚环氧乙烷的共聚物、聚环氧丙烷、含有聚环氧丙烷的共聚物、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇中的一种或两者以上的组合物；或
[0019]
所述疏水聚合物还包括苯乙烯和乙烯吡啶共聚物，苯乙烯和乙烯吡咯共聚物，苯乙烯和丙烯酰胺共聚物中的一种或两者以上的组合物。
[0020]
在本发明的一些具体实施方案中，所述溶剂还包括甲醇、丙醇、异丙醇中的一种或两者以上的组合物。
[0021]
在本发明的一些具体实施方案中，所述成膜组合物还包括聚乙烯醇或nafion中的一个或两者的混合物。
[0022]
在本发明的一些具体实施方案中，所述聚乙烯醇的浓度为10～100mg/ml；nafion的浓度为5％(v/v)；所述混合物中聚乙烯醇与nafion的体积比为1:1。
[0023]
在上述研究的基础上，本发明还提供了所述的成膜组合物的制备方法，取所述亲水聚合物、所述疏水聚合物、无水乙醇和水混合，氩气除氧；再与所述引发剂混合，密闭反应；经丙酮沉淀，离心，收集沉淀，经无水乙醇溶解，再经丙酮沉淀，离心，收集沉淀，真空干燥。
[0024]
在本发明的一些具体实施方案中，以g/mg/ml/ml/ml计，所述亲水聚合物、所述引发剂、所述疏水聚合物、无水乙醇、水和丙酮的质量体积比为(2～10)：(20～300)：(5～100)：(30～500)：(1～30)：(1000～10000)。
[0025]
在本发明的一些具体实施方案中，所述氩气除氧的时间为20～60min；所述密闭反应的温度为50～75℃，时间为12～24h；所述真空干燥的温度为60～120℃，真空度为-1.0bar。
[0026]
在本发明的一些具体实施方案中，具体为：取2～10g的乙酰胆碱(mpc)、5～100ml的4-乙烯吡啶、20～300ml的无水乙醇和1～30ml的水，氩气除氧20～60min。然后加入20～300mg的na2s2o8，置于密闭容器中，在50～75℃反应12～24h。然后加入500～5000ml丙酮沉淀4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物，离心；收集沉淀，加10～200ml的乙醇溶解，再加入500～5000ml丙酮沉淀，离心，收集沉淀在60～120℃真空干燥至少12h。
[0027]
本发明还提供了所述的成膜组合物或所述的制备方法制得的成膜组合物在制备薄膜、生物传感器和/或生物监测系统中的应用。
[0028]
基于上述研究，本发明还提供了生物传感器，涂覆有所述的成膜组合物或所述的制备方法制得的成膜组合物。
[0029]
本发明还提供了所述的生物传感器的制备方法，将100～300mg/ml的所述成膜组
合物的乙醇溶液，以浸渍提拉法均匀地涂布在生物传感膜上，室温下干燥，重复3到6次，形成生物相容性膜，制得生物传感器。
[0030]
在本发明的一些具体实施方案中，所述重复3到6次之后，还包括将含有10～100mg/ml的聚乙烯醇和/或5％nafion(所述混合物中聚乙烯醇与nafion的体积比为1:1)，以浸渍提拉法均匀地涂布在所述生物相容性膜上。其中，nafion的中文名称为全氟磺酸型聚合物溶液，1/1体积是指聚乙烯醇和4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物的体积比。
[0031]
基于上述，本发明还提供了生物监测系统，包括所述的生物传感器或所述的制备方法制得的生物传感器。
[0032]
本发明基于第三代生物传感技术发展起来的葡萄糖生物传感器可以非常有效地和准确地对葡萄糖进行实时活体监测，与此同时，4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的存在也显著拓展了葡萄糖的可监测范围，并大大提高了传感器的稳定性。初步的活体实验表明我们的第三代葡萄糖生物传感器具有卓越的生物相容性和超长的工作寿命，是迄今为止，工作寿命最长的可用于植入式持续葡萄糖监测系统的葡萄糖生物传感器。
附图说明
[0033]
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍。
[0034]
图1示第三代葡萄糖生物传感器结构示意图；1-生物相容胶；2-银/氯化银参比电极；3-碳导电层；4-聚对苯二甲酸乙二醇酯基体；5-碳工作电极；6-碳对电极；7-葡萄糖传感膜；
[0035]
图2示覆盖有4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的葡萄糖生物传感器(a)在pbs缓冲溶液中的循环伏安图和(b)加入20毫摩尔/升葡萄糖后的循环伏安图；
[0036]
图3示覆盖有4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的葡萄糖生物传感器的葡萄糖浓度-电流曲线，检测电位：0.1伏(银/氯化银参比电极)；
[0037]
图4示(a)覆盖有4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的葡萄糖生物传感器和(b)没有覆盖4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的葡萄糖生物传感器在含有10毫摩尔/升的葡萄糖的pbs缓冲溶液中的稳定性；检测电位：0.1伏(银/氯化银参比电极)；
[0038]
图5示含有电化学活化后的葡萄糖氧化酶的葡萄糖生物传感器的两个植入式持续葡萄糖监测系统植入同一个人上臂的实验结果。
具体实施方式
[0039]
本发明公开了生物传感器的成膜组合物及其制备方法，本领域技术人员可以借鉴本文内容，适当改进工艺参数实现。特别需要指出的是，所有类似的替换和改动对本领域技术人员来说是显而易见的，它们都被视为包括在本发明。本发明的方法及应用已经通过较佳实施例进行了描述，相关人员明显能在不脱离本发明内容、精神和范围内对本文所述的方法和应用进行改动或适当变更与组合，来实现和应用本发明技术。
[0040]
本发明提供的生物传感器的成膜组合物及其制备方法中所用原料及试剂均可由市场购得。
[0041]
下面结合实施例，进一步阐述本发明：
[0042]
实施例1 4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物的合成
[0043]
2克的乙酰胆碱(mpc) 5毫升的4-乙烯吡啶 300毫升的无水乙醇和10毫升的水，氩气除氧40分钟。然后加入20毫克的na2s2o8，置于密闭容器中，在60℃反应18小时。然后加入500毫升丙酮沉淀4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物，并离心分离。加100毫升的乙醇溶解，再加入5000毫升丙酮沉淀，并离心分离。反复几次，最后将沉淀物在90℃真空干燥至少12小时。在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物中的4-乙烯吡啶也可以被苯乙烯、丙烯酰胺其衍生物、丙烯酸酯及其衍生物等取代。
[0044]
实施例2 4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物的合成
[0045]
10克的乙酰胆碱(mpc) 100毫升的4-乙烯吡啶 150毫升的无水乙醇和1毫升的水，氩气除氧60分钟。然后加入150毫克的na2s2o8，置于密闭容器中，在75℃反应12小时。然后加入2500毫升丙酮沉淀4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物，并离心分离。加200毫升的乙醇溶解，再加入500毫升丙酮沉淀，并离心分离。反复几次，最后将沉淀物在120℃真空干燥至少12小时。在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物中的4-乙烯吡啶也可以被苯乙烯、丙烯酰胺其衍生物、丙烯酸酯及其衍生物等取代。
[0046]
实施例3 4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物的合成
[0047]
5克的乙酰胆碱(mpc) 50毫升的4-乙烯吡啶 20毫升的无水乙醇和15毫升的水，氩气除氧20分钟。然后加入300毫克的na2s2o8，置于密闭容器中，在50℃反应12小时。然后加入5000毫升丙酮沉淀4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物，并离心分离。加10毫升的乙醇溶解，再加入2500毫升丙酮沉淀，并离心分离。反复几次，最后将沉淀物在60℃真空干燥至少12小时。在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物中的4-乙烯吡啶也可以被苯乙烯、丙烯酰胺其衍生物、丙烯酸酯及其衍生物等取代。
[0048]
实施例4 4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的涂布
[0049]
将100毫克/毫升的4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物的乙醇溶液(实施例1制得)，以浸渍提拉法均匀地涂布在生物传感膜上，然后在室温下干燥成膜，反复3到6次，得到葡萄糖生物传感器(图4)。
[0050]
实施例5 4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的涂布
[0051]
将300毫克/毫升的4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物的乙醇溶液(实施例2制得)，以浸渍提拉法均匀地涂布在生物传感膜上，然后在室温下干燥成膜，反复3到6次，得到葡萄糖生物传感器。
[0052]
实施例6 4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的涂布
[0053]
将200毫克/毫升的4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物的乙醇溶液(实施例3制得)，以浸渍提拉法均匀地涂布在生物传感膜上，然后在室温下干燥成膜，反复3到6次，得到葡萄糖生物传感器。
[0054]
效果例1
[0055]
实施例4制得的产品如图2所示，尽管葡萄糖生物传感器完全被4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜包裹，其通过直接电化学对葡萄糖的催化氧化性能并没有受到非常大的影响，循环伏安法测试表明其生物传感膜在pbs缓冲溶液(ph 7.4)中仍然呈现出良好的电化学性能(图2，曲线a)，当在此缓冲溶液中加入20毫摩尔/升的葡萄糖后，这个生物传感膜的循环伏安图清晰地展示了一个典型的电化学催化过程(图2，曲线b)。
[0056]
效果例2
[0057]
当实施例4制得的葡萄糖生物传感器的表面覆盖了4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜，和没有覆盖任何膜的葡萄糖生物传感器相比，葡萄糖的可监测范围从8-10毫摩尔/升被成功地拓展到30-40毫摩尔/升，完全满足了糖尿病人的葡萄糖监测需要.其对葡萄糖的响应时间为2-3分钟。在拓宽葡萄糖的可监测范围的同时，其电流信号也被这层生物相容性膜很好地调控了(图3)。由于葡萄糖的检测是在非常低的电位下(50-150毫伏)进行的，其对乙酰氨基酚的抗干扰能力得到非常显著地改善(图3)。
[0058]
效果例3
[0059]
实施例4制得的葡萄糖生物传感器的稳定性也得到了显著的改善。例如，经过20天的连续测试实验，其电流信号只有不到5％的衰减(图4，曲线a)，相比之下，没有4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜的葡萄糖生物传感器的电流信号在20天内的连续测试中其电流衰减了90％以上(图4，曲线b)。
[0060]
实施例7
[0061]
表面涂覆：将含有10毫克/毫升聚乙烯醇，以浸渍提拉法均匀地涂布在实施例4制得的葡萄糖生物传感器的4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜上，将其完全覆盖。然后在室温下干燥成膜。聚乙烯醇也可以被聚环氧乙烷、聚环氧丙烷、聚乙烯吡咯烷酮等取代。另外，也可以在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物溶液中直接加入亲水性的聚合物如聚环氧乙烷、含有聚环氧乙烷的共聚物、聚环氧丙烷、含有聚环氧丙烷的共聚物、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇等。其疏水性除了调节4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物中4-乙烯吡啶的含量，也可以在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物溶液中直接加入疏水性的聚合物如4-乙烯吡啶，苯乙烯和乙烯吡啶共聚物，苯乙烯和乙烯吡咯共聚物，苯乙烯和丙烯酰胺共聚物等，以便使得外膜获得所需的亲水性能或疏水性能。上述操作中添加亲水聚合物、疏水聚合物的目的是为了调节4-乙烯吡啶的含量，将含量调节至电流足够小氧气干扰足够小为止。以上所有的生物相容性膜的配方都是基于合成好并经过提纯的聚合物，只要将它们溶解在合适的溶剂中例如甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇等，所以，配制好的溶液可以无限期地使用。
[0062]
实施例8
[0063]
表面涂覆：将含有5％全氟磺酸型聚合物溶液nafion，以浸渍提拉法均匀地涂布在实施例5制得的葡萄糖生物传感器的4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜上，将其完全覆盖。然后在室温下干燥成膜。聚乙烯醇也可以被聚环氧乙烷、聚环氧丙烷、聚乙烯吡咯烷酮等取代。另外，也可以在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物溶液中直接加入亲水性的聚合物如聚环氧乙烷、含有聚环氧乙烷的共聚物、聚环氧丙烷、含有聚环氧丙烷的共聚物、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇等。其疏水性除了调节4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物中4-乙烯吡啶的含量，也可以在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物溶液中直接加入疏水性的聚合物如4-乙烯吡啶，苯乙烯和乙烯吡啶共聚物，苯乙烯和乙烯吡咯共聚物，苯乙烯和丙烯酰胺共聚物等，以便使得外膜获得所需的亲水性能或疏水性能。上述操作中添加亲水聚合物、疏水聚合物的目的是为了调节4-乙烯吡啶的含量，将含量调节至电流足够小氧气干扰足够小为止。以上所有的生物相容性膜的配方都是基于合成好并经过提纯的聚合物，只要将它们溶解在合适的溶剂中例如甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇等，所以，配制好的溶液可以无限期地使用。
[0064]
实施例9
[0065]
表面涂覆：将含有50毫克/毫升聚乙烯醇和5％全氟磺酸型聚合物溶液nafion(聚乙烯醇与nafion的体积比为1:1)，以浸渍提拉法均匀地涂布在实施例6制得的葡萄糖生物传感器的4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物薄膜上，将其完全覆盖。然后在室温下干燥成膜。聚乙烯醇也可以被聚环氧乙烷、聚环氧丙烷、聚乙烯吡咯烷酮等取代。另外，也可以在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物溶液中直接加入亲水性的聚合物如聚环氧乙烷、含有聚环氧乙烷的共聚物、聚环氧丙烷、含有聚环氧丙烷的共聚物、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇等。其疏水性除了调节4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物中4-乙烯吡啶的含量，也可以在4-乙烯吡啶-乙酰胆碱共聚物溶液中直接加入疏水性的聚合物如4-乙烯吡啶，苯乙烯和乙烯吡啶共聚物，苯乙烯和乙烯吡咯共聚物，苯乙烯和丙烯酰胺共聚物等，以便使得外膜获得所需的亲水性能或疏水性能。上述操作中添加亲水聚合物、疏水聚合物的目的是为了调节4-乙烯吡啶的含量，将含量调节至电流足够小氧气干扰足够小为止。以上所有的生物相容性膜的配方都是基于合成好并经过提纯的聚合物，只要将它们溶解在合适的溶剂中例如甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇等，所以，配制好的溶液可以无限期地使用。
[0066]
效果例4
[0067]
将含有电化学活化后的葡萄糖氧化酶的葡萄糖生物传感器(实施例7制得)应用于植入式持续葡萄糖监测系统。初步试验结果表明其工作曲线在1.0到30毫摩尔/升之间呈良好的线性，是目前线性范围最宽的持续葡萄糖监测系统。其稳定性也得到了显著的改善，在连续20天的人体试验中，灵敏度没有明显的变化(图5)。
[0068]
以上所述仅是本发明的优选实施方式，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的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。