CN113447544B - 一种可降解瞬态no传感器及其制备方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种可降解瞬态NO传感器及其制备方法。本发明的可降解瞬态NO传感器，包括：基底，所述基底由左旋聚乳酸‑聚三亚甲基碳酸酯共聚物形成；探测电极，所述探测电极包括工作电极，对电极和参比电极，所述探测电极形成于所述基底上；选择透过性薄膜，所述选择透过性薄膜至少部分地包覆在所述基底表面，其中，左旋聚乳酸‑聚三亚甲基碳酸酯共聚物中左旋聚乳酸：聚三亚甲基碳酸酯的比例范围为30:70‑40:60。本发明的可降解瞬态NO传感器具有低检测限，宽广的感应范围和高时间分辨率，以及优异的抗干扰性能。同时，可生物吸收，且具有柔性并可高度拉伸，可以与被测部位紧密贴合，减少信号损耗，获得高电流响应，提高探测灵敏度。

Description

一种可降解瞬态NO传感器及其制备方法

技术领域

本发明涉及一种可降解瞬态NO传感器及其制备方法，属于生物检测及医学检测技术领域。

背景技术

人体中关键生物标志物的精确连续测量是健康评估，药物指导，外科手术方案和术后监测的重要基础。具体而言，在生理环境中实时监测一氧化氮(NO)的水平在神经传递，免疫反应，心血管系统，血管再生和微循环中起着至关重要的作用。NO含量异常与炎症，神经毒性和癌症的发展密切相关。例如，骨关节炎患者的软骨细胞与NO浓度升高相关，并诱导持续的一氧化氮合酶(iNOS)表达，从而促进炎症反应，软骨细胞凋亡和软骨降解。作为致残的主要原因之一，骨关节炎预期在2050年之前影响全球至少1.3亿人。因此，探查关节腔中的一氧化氮对于骨关节炎患者的早期干预和治疗优化至关重要。但是，由于其半衰期短(6-10s)，浓度低(nM-μM)，化学活性高以及在生物系统中受到其他化学物质(例如葡萄糖，亚硝酸盐，尿酸等)的干扰。目前，已经提出了几种检测NO浓度的技术，包括间接方法，例如测量溶液中亚硝酸根离子(NO^2-)浓度的Griess分析；以及直接方法，例如荧光探针法，电子自旋共振光谱法和化学发光法。这些方法中要么检测限不足，要么涉及复杂的样品制备，从而无法实现生理环境中的一氧化氮(NO)的水平的实时测量。

与此相对，电化学传感器可以提供高灵敏度和低检测限的快速连续的NO检测。然而，大多数传统的电化学NO传感器是用刚性材料制成的，植入后需要进行手术取回以消除不必要的设备负荷，这可能会引起严重的刺激并使患者暴露于感染并发症的威胁之下。

近年来，出现了一类新兴的柔性和瞬态传感器设备，其具有与生物组织相匹配的机械性能，可以被吸收或降解，其具有消除上述缺陷的潜力，能够减少潜在的异物和炎症，并且免除为了取回设备而进行的二次手术。例如现有技术中存在可生物降解和可生物吸收的传感器设备，它们能够监测大脑中的压力和温度，记录肌腱愈合的压力和应变等；此外，还有用于心血管疾病，周围神经再生和减轻感染的可生物吸收的治疗设备。

尽管已经获得了具有与非瞬态传感器性能相当的各种瞬态传感器，但是在生理环境中具有化学感测能力的瞬态传感器的研制仍然是现有技术尚未解决的问题，因为难以同时满足精确的感测性能和可降解性。

发明内容

发明要解决的问题

为了解决现有技术中所存在的问题，本发明提供一种可降解瞬态NO传感器，其具有低检测限，宽广的感应范围和高时间分辨率，以及优异的抗干扰性能，可生物吸收且具有柔性并可高度拉伸；同时，本发明还提供一种可降解瞬态NO传感器的制备方法，该制备方法简单可行，容易实现工业化应用。

用于解决问题的方案

本发明提供一种可降解瞬态NO传感器，包括：

基底，所述基底由左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物形成；

探测电极，所述探测电极包括工作电极，对电极和参比电极，所述探测电极形成于所述基底上；

选择透过性薄膜，所述选择透过性薄膜至少部分地包覆在所述基底表面，

其中，左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物中左旋聚乳酸：聚三亚甲基碳酸酯的比例范围为30:70-40:60。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述工作电极，对电极和参比电极由金(Au)形成。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述选择透过性薄膜由聚丁香酚形成。

根据本发明的的可降解瞬态NO传感器，其中，所述基底通过将左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物滴涂至玻璃模板，再经剥离后形成，其中，所述玻璃模板的表面粗糙程度为1800-2200目。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述基底的厚度为100-800μm。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述探测电极的厚度为20-50nm。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述选择透过性薄膜的厚度为15-30nm。

本发明还提供一种根据本发明的可降解瞬态NO传感器的制备方法，其包括如下步骤：

将左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物滴涂至玻璃模板，再经剥离后形成基底；

所述基底经磁控溅射形成探测电极；

将带有探测电极的基底浸入电化学聚合原料溶液中，通过电化学聚合形成选择透过性薄膜，得到可降解瞬态NO传感器。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器的制备方法，其中，所述电化学聚合原料溶液为丁香酚溶液，丁香酚溶液的浓度为5～15mM。

发明的效果

本发明的可降解瞬态NO传感器具有低检测限，宽广的感应范围和高时间分辨率，以及优异的抗干扰性能。同时，本发明的可降解瞬态NO传感器可生物吸收，且具有柔性并可高度拉伸，可以与被测部位紧密贴合，从而可以减少信号损耗，获得更高电流响应，提高探测灵敏度。同时，本发明的可降解瞬态NO传感器的制备方法简单可行，容易实现工业化应用，从而可以在生理条件下提供准确而稳定的NO的实时监测，为多种疾病的诊断和治疗提供必要的诊断和治疗信息。

附图说明

图1可降解瞬态NO传感器结构示意图；

图2可降解瞬态NO传感器制备过程示意图；

图3传感器-I的傅里叶变换红外光谱测试图；

图4传感器-I、传感器-II、传感器-III的基底响应电流测试图；

图5传感器-I、传感器-IV、传感器-V的抗干扰测试图；

图6传感器-I的柔性展示图，(a)器件弯曲，(b)器件拉伸；

图7传感器-I的力学性能测试图，(a)器件弯曲，(b)器件拉伸；

图8传感器-I的体外降解实验示意图；

图9传感器-I的不同浓度体外NO的电流响应测试图，(a)0-100μM，(b)0-5μM；

图10传感器-I的不同浓度体外NO和响应电流的线性关系图，(a)0-100μM，(b)0-5μM；

图11传感器-I的在干扰物质存在下体外NO的电流响应测试图：(a)响应电流曲线，(b)抗干扰性能定量分析；

图12传感器-I的稳定性测试图：(a)线性关系稳定性，(b)抗干扰性能稳定性；

图13传感器-I的细胞增殖荧光照片；

图14传感器-I的细胞活性测试结果示意图；

图15传感器-I对SD大鼠膝关节软骨细胞NO释放行为的实时监测示意图：(a)软骨细胞短期NO释放行为测试(b)软骨细胞24小时NO释放行为测试；

图16传感器-I对SD大鼠离体肝脏的释放行为的实时监测示意图：(a)肝脏NO释放检测(b)肝脏、肾脏和心脏NO释放检测；

图17传感器-I对新西兰白兔器官的释放行为的实时监测示意图；

图18传感器-I心包膜植入后NO浓度的实时监测示意图：(a)测试装置以及响应电流曲线(b)心电图曲线(c)传感器和Griess法测得的NO浓度变化曲线；

图19传感器-I在哺乳动物骨关节腔的植入示意图；

图20传感器-I在哺乳动物骨关节腔的植入测试示意图：(a)对照组NO响应电流、(b)抗生素组NO响应电流、(c)炎症因子组NO响应电流、(d)不同组别NO浓度变化。

具体实施方式

本发明提供一种可降解瞬态NO传感器，如图1所示，其包括：

基底，所述基底由左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物(PLLA-PTMC)形成；

探测电极，所述探测电极包括工作电极，对电极和参比电极，所述探测电极形成于所述基底上；

选择透过性薄膜，所述选择透过性薄膜至少部分地包覆在所述基底表面。

基底由左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物(PLLA-PTMC)形成，由于PLLA-PTMC是柔性聚合物，具有很高的柔韧性和可拉伸性，因此可以赋予可降解瞬态NO传感器良好的拉伸和弯曲性能。PLLA-PTMC共聚物可以通过水解进行生物降解。

其中，左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物中左旋聚乳酸：聚三亚甲基碳酸酯的比例范围为30:70-40:60。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述工作电极，对电极和参比电极由金(Au)形成。由于左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物(PLLA-PTMC)与金(Au)结合力很强，因此在制备过程中并不需要传统工艺中的中间粘结层。

传感器对NO的探测机理是基于标准三电极测试系统，包含工作电极(WE)，对电极(CE)和参比电极(RE)，如图1所示。当在WE和RE之间施加一个NO氧化电位时，NO会在WE表面首先被氧化成为亚硝酰阳离子，然后与溶液中OH-反应生成亚硝酸根，从而在WE和CE之间产生氧化电流，这个氧化电流强度和NO浓度在一定范围内是呈线性关系的，因此可以通过探测响应电流的大小来定量的分析NO浓度的高低。具体反应过程如下：

NO-e^-→NO⁺ (1)

NO⁺+OH^-→HNO₂ (2)

将超薄金纳米膜，例如图案化的超薄金纳米膜用作工作电极(WE)，对电极(CE)和参比电极(RE)，可以实现传感稳定性并最终完成电极的瞬变，其中，根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述探测电极的厚度为20-50nm。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述选择透过性薄膜由聚丁香酚形成。

丁香油的主要化学成分丁香酚作为止痛剂已在牙科领域应用了数十年，并具有出色的生物相容性。在本发明中，采用聚丁香酚形成选择透过性薄膜，可通过疏水排斥，离子相互作用和分子排斥作用促进对NO的传感选择性和特异性。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述基底通过将左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物滴涂至玻璃模板，再经剥离后形成，其中，所述玻璃模板的表面粗糙程度为1800-2200目，优选为2000目。

其中，以玻璃目数定义为例，目数的含义是在1平方英寸的面积上筛网的孔数，目数越高，筛孔越多，意味着玻璃的表面粗糙程度越大。

采用具有一定表面粗糙程度的玻璃模板形成基底，可以提高基底的比表面积从而获得更大的响应电流，从而提高检测灵敏度。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述基底的厚度为100-500μm。

根据本发明的可降解瞬态NO传感器，其中，所述选择透过性薄膜的厚度为15-30nm。

由于探测电极和选择透过性薄膜的厚度均为纳米级，因此与基底组合，可以使得整个传感器具有良好的拉伸和弯曲性能。

本发明还提供一种根据本发明所述的可降解瞬态NO传感器的制备方法，如图2所示，其包括如下步骤：

将左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物滴涂至玻璃模板，再经剥离后形成基底；

所述基底经磁控溅射形成探测电极；优选地，溅射电压为350-400V，工作电流为0.03-0.09A，溅射速率为

将带有探测电极的基底浸入电化学聚合原料溶液中，通过电化学聚合形成选择透过性薄膜，得到可降解瞬态NO传感器。

优选地，将不同浓度的丁香酚溶液溶于NaOH溶液中，将该混合溶液作为电解质溶液，使用Pt作为对电极，Ag/AgCl作为参比电极，使用电化学工作站CV功能进行聚合，其中扫描电压范围为0～0.7V，扫描速率15-25mV·s^-1，扫描5-20个循环。其中，丁香酚溶液的浓度为5～15mM；NaOH溶液的浓度为0.05-0.15M，体积为40-80mL。

根据本发明所述的可降解瞬态NO传感器的制备方法，所述电化学聚合原料溶液为丁香酚溶液，丁香酚溶液的浓度为5～15mM。当丁香酚溶液的浓度在上述范围内时，工作电极具有较好的电流响应和抗干扰能力。

通过电化学聚合的方式将聚丁香酚被沉积在工作电极的表面上，以最小化由生物系统中的相关化学物质(例如葡萄糖，亚硝酸盐，尿酸等)引起的感应干扰。

实施例

实施例1

左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物(30:70)：黏度为2.1mpa.s，购自济南岱罡生物科技有限公司。

将左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物滴涂至定制的2000目的粗糙玻璃表面，再经剥离后形成基底；

使用金(Au)的溅射靶材经磁控溅射形成探测电极，包括工作电极、对电极和参比电极，溅射电压为380V，工作电流为0.06A，溅射速率为

经台阶仪测试表明，所述探测电极的厚度约为32nm；

将带有探测电极的基底浸入电化学聚合原料溶液中，溶液中丁香酚的浓度为10mM，通过电化学聚合形成选择透过性薄膜，其中，将丁香酚溶于60ml,0.1M的NaOH，将该混合溶液作为电解质溶液，使用Pt作为对电极，Ag/AgCl作为参比电极，使用电化学工作站CV功能进行聚合，扫描电压范围为0～0.7V，扫描速率20mV·s^-1，扫描10个循环。经台阶仪测试表明，选择透过性薄膜的厚度约为16nm，得到可降解瞬态NO传感器，记为传感器-I。

实施例2

采用定制的1000目的粗糙玻璃代替实施例1中的粗糙玻璃，其他与实施例1相同，得到可降解瞬态NO传感器，记为传感器-II。

实施例3

采用平滑表面的玻璃代替实施例1中的粗糙玻璃，其他与实施例1相同，得到可降解瞬态NO传感器，记为传感器-III。

实施例4

将电化学聚合原料溶液中丁香酚的浓度改为5mM，其他与实施例1相同，得到可降解瞬态NO传感器，记为传感器-IV。

实施例5

将电化学聚合原料溶液中丁香酚的浓度改为15mM，其他与实施例1相同，得到可降解瞬态NO传感器，记为传感器-V。

性能测试

傅里叶变换红外光谱测试

将未形成选择透过性薄膜的半成品以及传感器-I采用德国耐驰公司测试仪(X70)进行傅里叶变换红外光谱测试，结果如图3所示。

通过图3可以看出，施镀选择透过性薄膜后的电极表面展现出包含有不同含氧基团的脂肪族和芳香族官能团，说明丁香酚已经成功聚合于电极表面。

响应电流测试

采用传统的三电极电化学系统，用金的纳米薄膜作为工作电极、对电极和参比电极。用电化学工作站中的计时电流(chronoamperometry)法在37℃的PBS溶液中完成测试，测试时，通过持续在PBS溶液中滴加不同量的NO标准溶液得到不同NO浓度溶液和与其相对应的响应电流，结果如图4所示。相比较于使用平滑表面的玻璃制备的基底，实施例1和实施例2中的基底具有更高的相应电流。

抗干扰测试

采用葡萄糖(GLU)，亚硝酸钠(Nitrite)，硝酸钠(Nitrate)，抗坏血酸(AA)和尿酸(UA)作为比对物质，对传感器-I、传感器-IV、传感器-V进行抗干扰测试，使用生物系统中常见的干扰物质，包括葡萄糖(Glucose)、亚硝酸钠(亚硝酸盐)、硝酸钠(硝酸盐)、硝酸钠(NaNO3)、抗坏血酸(AA)和尿酸(UA)来研究NO传感器的选择性和特异性，采用传统的三电极电化学系统，用金的纳米薄膜作为工作电极、对电极和参比电极。用电化学工作站中的计时电流(chronoamperometry)法在37℃的PBS溶液中完成测试。在选择性试验中，在PBS中依次加入NO和干扰剂(葡萄糖、亚硝酸钠、硝酸钠、抗坏血酸和尿酸)，并记录响应电流。NO和干扰剂的浓度分别为0.1mM和0.5mM，通过确定对干扰化学品的响应电流与对NO的响应电流之比来评估传感器的抗干扰性能，结果如图5所示。

如图5所示，结果表明，溶液中丁香酚的浓度为5～15mM时，特别是当镀液浓度为10mM时，工作电极具有较好的电流响应和抗干扰能力。

力学性能测试

如图6所示，传感器-I具有良好的弯曲和拉伸能力。

使用电子万能材料试验机(购自长春科新公司仪器所，型号WDW3020)在20％和50％的应变下，在90度角范围内进行1000次拉伸试验。如图7所示，在经过1000次拉伸/弯曲试验后，传感器电极电阻基本不变。

体外降解测试

在磷酸盐缓冲溶液(PBS溶液)中，在65℃条件下进行传感器-I的体外降解测试，结果如图8所示。

传感器-I在体外升温条件下的加速降解过程，随着浸泡时间的延长，PLLA-PTMC基底材料和聚丁香酚薄膜逐渐水解，附着于其上的Au电极也随着基底的降解逐步裂解为纳米颗粒，在15周后，传感器-I降解完全。

体外NO测试

体外NO测试与前述的响应电流测试的方法相同。

图9显示了传感器-I的体外NO测试时NO浓度和响应电流的关系。由图9可知，随着NO浓度的升高，响应电流逐渐增加，响应时间小于350ms，而快速响应对NO的实时探测十分重要。图中每个测试浓度后，电流逐渐减小，这是由于NO在PBS溶液中较慢的扩散速率所导致的。

图10展示了传感器-I的NO浓度和响应电流的关系，由图10可知，NO浓度和响应电流的关系分为两个线性区间，分别为0-5μM和5-100μM，在这两个区间内，传感器对NO的探测灵敏度分别为5.29nA/μM和4.17nA/μM，进一步测试表明，当信噪比为3时，传感器的探测极限为3.97nM。

干扰物质存在下体外NO测试

除增加了干扰物质外，其他方法与前述的体外NO测试的方法相同。

在体内测试过程中，NO常常与其他物质共存，因此，传感器对NO对的选择特异性反应显得尤为重要。基于传感器-I测试了体内一些常见干扰物质与NO共存时传感器-I的电极的响应电流大小，测试结果如图11a所示，定量计算结果如图11b所示。由图11可知，在干扰物质浓度为NO 5倍的环境中，传感器对葡萄糖(GLU)，亚硝酸钠(Nitrite)，硝酸钠(Nitrate)，抗坏血酸(AA)和尿酸(UA)的抗干扰效果良好，其最大干扰电流小于NO响应电流值的15％。

稳定性测试

稳定性测试即在14天内隔日重复响应电流测试和抗干扰测试。具体测试方法与前述方法相同。

除了线性关系和抗干扰特性，工作稳定性是NO传感器另外一个重要性能，直接关系到其体外和体内工作寿命。图12显示了传感器-I的线性关系(图12a)和抗干扰特性(图12b)在两周时间内的稳定性测试曲线。由图12a可知，在7体内，线性关系曲线斜率虽有所上升，但变化不大，7天后斜率上升明显，在第14天其电流值达到了第1天的约1.5倍；由图12b可知，7天内传感器抗干扰效果保持较好，7天后，除了葡萄糖，所有干扰物质响应电流上升明显。线性关系斜率的增大和抗干扰性能的逐步恶化主要是由于选择透过性薄膜聚丁香酚PBS溶液中逐渐变薄溶解所致。

生物相容性测试

为了研究传感器的生物相容性，将整个装置与人主动脉血管平滑肌细胞(HA-VSMCs)共同培养5天，并观察细胞增殖荧光图像和相应的光学显微镜图像。这里的实验组是和装置共同培养的人主动脉血管平滑肌细胞，对照组为无装置且其余培养条件均和实验组保持一致的人主动脉血管平滑肌细胞。

对于体内植入器件来说，良好的生物相容性可以有效减少排异反应和炎症反应，减少患者痛苦，促进伤口愈合，是器件正常工作和安全植入的重要保证。将人原代血管平滑肌细胞与器件共培养，通过细胞增殖情况和细胞活性测试可以有效科学的判断植入器件的生物相容性。图13展示了传感器-I的细胞共培养荧光图片，可以看到，随着培养天数的增加，细胞增殖明显，且增殖情况与对照组无明显差别。图14展示了传感器-I的细胞活性测试结果，传感器-I的细胞共培养细胞的活性与对照组类似。以上两组测试结果说明NO传感器具有良好的生物相容性。

体外细胞和组织NO实时测试

SD大鼠膝关节软骨细胞NO释放行为的实时监测

软骨细胞与白细胞介素(IL-1β)在37℃的磷酸盐缓冲盐(PBS)中接种，将NO传感器浸入到软骨细胞周围，通过添加NO反应底物左旋精氨酸(L-Arg)和NO酶阻断剂(L-NAME)观察和记录传感器的响应电流。图15a显示了传感器-I对SD大鼠膝关节软骨细胞NO释放行为的实时监测。在有炎症因子(IL-1β)刺激的条件下，60秒时加入NO反应底物左旋精氨酸(L-Arg)后，响应电流增大，随后在180秒加入NO酶阻断剂(L-NAME)，电流随即降低到背底，进一步证明电流的增加是由于细胞NO释放所导致的。在此基础上，继续开展了软骨细胞NO释放行为的长时间实时监测，如图15b所示。由图15b可以看出，在加入L-Arg后，响应电流上升明显。与此同时，利用临床传统的Griess方法同步监测了软骨细胞的NO释放量。可以看出，Griess方法测试结果和传感器测试结果变化趋势类似，证明传感器对NO探测的有效性和准确性。但是由于Griess方法测试的是NO的氧化产物NO^2-，是NO释放累积剂量，因此其NO测量绝对值比传感器-I测量值高。

SD大鼠离体肝脏的释放行为的实时监测

将Sprague-Dawley(SD)大鼠的离体肝脏置于PBS溶液中，将NO传感器置于肝脏附近，通过添加NO反应底物左旋精氨酸(L-Arg)和NO酶阻断剂(L-NAME)观察和记录传感器的响应电流。图16a展示了传感器-I被应用于SD大鼠离体肝脏的释放行为的实时监测。由图16a可知，在加入L-Arg以后，响应电流逐渐上升，随后随着加入的L-NAME浓度的上升后逐渐减弱，说明传感器可以有效探测肝脏NO释放信号。随后传感器还被成功应用于SD大鼠的心脏和肾脏以及新西兰白兔体内大脑、心脏、肝脏和肾脏的NO释放检测，如图16b所示，测试结果表明传感器-I对生物体内器官NO的释放具有切实的有效性和普适性。

如图17所使，传感器-I被应用于新西兰白兔器官的释放行为的实时监测，显示出了切实的有效性和普适性。

体内植入NO实时测试

心包膜植入后NO浓度的实时监测

硝酸甘油(下称NTG)在生物体内可以被分解释放NO，因此是常用的缓解和治疗慢性心力衰竭和心绞痛的临床药物。但硝酸甘油对生物个体适用剂量差异很大，过量硝酸甘油可能会导致反射性心动过速，因此对NTG输入后生物在心脏释放的NO浓度进行实时监测十分重要。通过耳缘静脉给实验兔以恒定速度持续输入NTG，将传感器-I插入新西兰白兔心包膜和心脏之间来进行NO浓度实时监测，测试方式如图18a所示。由图18a曲线可以看出，在输入NTG后，心包膜周围液体中NO响应电流增大，且随着输入药物量的增加，响应电流持续上升，说明心脏中有NO不断产生，且浓度持续增大。同时，由于传感器-I的厚度很薄且柔性很好，可以紧密贴合在心脏表面，因此除了探测NO信号，传感器-I可以同时记录心电图曲线，如图18b所示，这可以为及时调整NTG的临床剂量提供重要依据。此外，与细胞测试类似，在传感器-I进行NO检测的同时也用Griess方法进行了测试，结果如图18c所示。由图18c可知，两种方法测量得出的NO浓度变化一致，说明传感器-I可有效探测药物输入后心包膜内NO浓度的变化。

哺乳动物骨关节腔的植入测试

如图19所示，在哺乳动物兔的骨关节腔内植入传感器-I，通过无线控制电路实现数据的无线传输，实验兔被分为对照组，抗生素组和炎症因子组。对不同组别实验兔进行关节腔内NO浓度持续探测，结果如图20所示，由图20可知，对照组和抗生素组兔子关节腔内NO浓度很低且无明显差别，而炎症因子组兔子关节腔内NO响应电流明显增大，所对应的NO浓度也明显升高。说明传感器-I在完全植入的情况下可以有效检测和甄别关节腔内NO浓度，显示了良好的临床应用前景。

Claims (8)

1.一种可降解瞬态NO传感器，其特征在于，包括：

基底，所述基底由左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物形成；

探测电极，所述探测电极包括工作电极，对电极和参比电极，所述探测电极形成于所述基底上；

选择透过性薄膜，所述选择透过性薄膜至少部分地包覆在所述基底表面，所述选择透过性薄膜由聚丁香酚形成，

其中，左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物中左旋聚乳酸：聚三亚甲基碳酸酯的比例范围为30:70-40:60。

2.根据权利要求1所述的可降解瞬态NO传感器，其中，所述工作电极，对电极和参比电极由金(Au)形成。

3.根据权利要求1或2所述的可降解瞬态NO传感器，其中，所述基底通过将左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物滴涂至玻璃模板，再经剥离后形成，其中，所述玻璃模板的表面粗糙程度为1800-2200目。

4.根据权利要求1或2所述的可降解瞬态NO传感器，其中，所述基底的厚度为100-800μm。

5.根据权利要求1或2所述的可降解瞬态NO传感器，其中，所述探测电极的厚度为20-50nm。

6.根据权利要求1或2所述的可降解瞬态NO传感器，其中，所述选择透过性薄膜的厚度为15-30nm。

7.一种根据权利要求1-6任一项所述的可降解瞬态NO传感器的制备方法，其包括如下步骤：

将左旋聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物滴涂至玻璃模板，再经剥离后形成基底；

所述基底经磁控溅射形成探测电极；

将带有探测电极的基底浸入电化学聚合原料溶液中，通过电化学聚合形成选择透过性薄膜，得到可降解瞬态NO传感器。

8.根据权利要求7所述的可降解瞬态NO传感器的制备方法，其特征在于，所述电化学聚合原料溶液为丁香酚溶液，丁香酚溶液的浓度为5～15mM。

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