阅读说明：本技术 柔性电极及其制备方法、酶传感器及其制备方法 (Flexible electrode and preparation method thereof, enzyme sensor and preparation method thereof ) 是由 肖通方 杨瑶 李元光 于 2019-08-22 设计创作，主要内容包括：本发明提供一种柔性电极及其制备方法、酶传感器及其制备方法。该柔性电极包括：对电极,对电极的表面固定有一体连接的高分子膜；高分子膜上固定有工作电极和参比电极。本发明可以获得具有稳定性、可靠性和一致性的柔性电极和酶传感器,降低了制备成本,对于血糖持续监测和糖尿病的动态分析管理具有重要意义。(the invention provides a flexible electrode and a preparation method thereof, and an enzyme sensor and a preparation method thereof. The flexible electrode includes: the surface of the counter electrode is fixed with an integrally connected polymer film; the working electrode and the reference electrode are fixed on the polymer membrane. The invention can obtain the flexible electrode and the enzyme sensor with stability, reliability and consistency, reduces the preparation cost and has important significance for continuous monitoring of blood sugar and dynamic analysis and management of diabetes.)

柔性电极及其制备方法、酶传感器及其制备方法

技术领域

本发明涉及传感器电极制造技术领域，具体地，涉及一种柔性电极及其制备方法、酶传感器及其制备方法。

背景技术

血糖监测是糖尿病管理中的重要组成部分，其结果有助于评估糖尿病患者糖代谢紊乱程度，制定合理的降糖方案，防止并减少并发症的产生。传统血糖监测大多采用血糖试条对末梢血糖的浓度进行检测，即指血测糖。但是，对于一些重症糖尿病人和那些必须频繁地检查身体中葡萄糖水平来调节其饮食中的葡萄糖摄入病人来说，频繁进行指血测糖会带来极大的痛苦，而且其数据仍旧相对单一，无法对血糖进一步精细化管理，有时候也很难发现无症状的高血糖和低血糖。连续动态的血糖监测系统(Continues Glucose MonitoringSystem,CGMS)通过在患者皮肤表面佩戴或者皮下组织植入葡萄糖传感器，来实现24小时不间断地测定人体葡萄糖浓度变化。这种系统平均每几分钟或者更短时间记录一个葡萄糖数值，进而形成每日血糖图波动趋势。而且它还可以捕捉到末梢血糖无法发现的不知觉低血糖、餐后血糖的峰值、高低血糖持续时间等相关信息，更加有利于患者了解自身血糖变化状况，也能够为临床医师选择药物、判断疗效、制订合理的饮食结构提供最科学的依据。

大多数的持续葡萄糖监测的传感器都是基于葡萄糖氧化酶的电化学电流型检测电极制备而成。这些酶型传感器检测酶催化葡萄糖发生的电子转移，从而形成可测量的电流信号，基于该信号，给出体内对应的葡萄糖浓度。一般情况下，贴覆于皮肤表面的动态血糖监测器主要采用渗透的方法使葡萄糖从皮下组织液或者血管中渗透出来，利用在皮肤表面的电化学传感器对这部分葡萄糖进行检测，间接反映出组织液或血管的葡萄糖浓度变化。但是该种监测器受到较大的外界干扰，检测的准确性仍面临巨大挑战。将葡萄糖传感器直接植入皮下组织测量组织液内的葡萄糖浓度变化则是动态血糖的主要发展趋势。传感器在皮下直接对组织液的葡萄糖检测避免了外界干扰，且与血糖变化也具有更好的一致性。但是植入式葡萄糖传感器进行检测时，需要满足使用的便利性、安全性和可靠性，除此之外，植入电极部分还需要具有很高的生物兼容性，以免为个体带来炎症或者生物毒性。如果植入电极引发产生严重的炎症和排异反应，会导致电极周围的机体组织生化微环境改变，进而影响电极的检测结果。因此，进行检测的电极形状、尺寸、以及基底材料的选择都非常重要，过大的电极尺寸或者是生物相容性较差的电极材料都在长期植入的过程中给患者带来较差的体验和其他难以预料的伤害。部分动态血糖监测产品的解决方案是采用较为坚硬的不锈钢针作为电极基底材料构筑酶电极，虽然其可以在不需要外界辅助装置的协助下直接植入皮下组织，但是如此坚硬的电极材料也极为引发炎症反应。直接采用微米尺度的Pt丝具有较好的生物相容性，而且以其为电极基底也相对容易制备检测的工作电极，但是在Pt丝基底上进一步集成对电极、参比电极难度较高，而采用两个或者两个以上的Pt丝电极个体同时植入则会面临进一步扩大植入损伤、患者体验差等挑战。柔软可折叠的柔性高分子绝缘基底材料受到了广泛关注，这些高分子薄膜材料上比较容易进行有序加工，以此为基础构建的微纳米尺寸的电极更有利于进行植入并长期在皮下进行检测。但是由于对柔性植入电极的尺寸要求较高，且面临对工作电极、参比电极和对电极这三种电极的集成，因此该种电极的设计、制备和进一步加工都面临这重大的挑战，电极后续的传感层修饰也更加困难，对于电极的一致性、可靠性、稳定性和制造成本都会不可避免造成很大的影响。

发明内容

本发明实施例的主要目的在于提供一种柔性电极及其制备方法以获得具有稳定性、可靠性和一致性的柔性电极，降低制备成本。

为了实现上述目的，本发明实施例提供一种柔性电极，包括：

对电极，对电极的表面固定有一体连接的高分子膜；

高分子膜上固定有工作电极和参比电极。

在其中一种实施例中，对电极为片状电极或柱状电极；

当对电极为片状电极时，工作电极与参比电极相对；

当对电极为柱状电极时，工作电极与参比电极交错平行。

在其中一种实施例中，对电极为铂；

工作电极为金或铂；

参比电极包括银和氯化银。

在其中一种实施例中，高分子膜包括聚酯、聚偏二氟乙烯、聚四氟乙烯和聚酰亚胺的其中之一或任意组合。

在其中一种实施例中，还包括：

设置在高分子膜上的第一导电迹线和第二导电迹线；

第一导电迹线的一端连接工作电极，另一端连接外部的检测器；

第二导电迹线的一端连接参比电极，另一端连接外部的检测器。

本发明实施例还提供一种柔性电极第一制备方法，包括：

提供高分子膜；

在高分子膜的其中一面上分别形成工作电极和参比电极；

折叠高分子膜，工作电极与参比电极相对固定在折叠后的高分子膜的表面上。

在其中一种实施例中，在高分子膜的其中一面上分别形成工作电极和参比电极之后，还包括；

在面上形成两条分别与工作电极和参比电极连接的导电迹线。

在其中一种实施例中，形成导电迹线的方式包括：

光刻、气相沉积、溅射或滴涂。

在其中一种实施例中，在高分子膜的其中一面上分别形成工作电极和参比电极包括：

在高分子膜的其中一面上形成工作电极区域；

将金或铂固定在工作电极区域上形成工作电极；

在高分子膜的该面上形成参比电极区域；

将银固定在参比电极区域上；

对银进行氯化处理形成参比电极。

在其中一种实施例中，形成工作电极区域或形成参比电极区域的方式包括：光刻或掩膜刻蚀；

将金或铂固定在工作电极区域上，或将银固定在参比电极区域上的方式包括：溅射或气相沉积。

本发明实施例还提供一种柔性电极第二制备方法，包括：

提供对电极和高分子膜；

在高分子膜的其中一面上分别形成工作电极和参比电极；

将高分子膜固定在对电极的表面；其中，工作电极和参比电极位于固定后的高分子膜的表面上。

在其中一种实施例中，当对电极为片状电极时，将高分子膜折叠后固定在对电极的表面；其中，工作电极与参比电极相对固定在折叠后的高分子膜的表面上；

当对电极为柱状电极时，将高分子膜轴卷后固定在对电极的表面；其中，工作电极与参比电极在轴卷后的高分子膜的表面上交错平行。

在其中一种实施例中，在高分子膜的其中一面上分别形成工作电极和参比电极之后，还包括；

在面上形成两条分别与工作电极和参比电极连接的导电迹线。

在其中一种实施例中，形成导电迹线的方式包括：

光刻、气相沉积、溅射或滴涂。

在其中一种实施例中，在高分子膜的其中一面上分别形成工作电极和参比电极包括：

在高分子膜的其中一面上形成工作电极区域；

将金或铂固定在工作电极区域上形成工作电极；

在高分子膜的该面上形成参比电极区域；

将银固定在参比电极区域上；

对银进行氯化处理形成参比电极。

在其中一种实施例中，形成工作电极区域或形成参比电极区域的方式包括：光刻或掩膜刻蚀；

将金或铂固定在工作电极区域上，或将银固定在参比电极区域上的方式包括：溅射或气相沉积。

本发明实施例的柔性电极及其制备方法可以获得具有稳定性、可靠性和一致性的柔性电极，降低了制备成本，对于血糖持续监测和糖尿病的动态分析管理具有重要意义。

本发明实施例还提供一种酶传感器，包括：

如上所述的柔性电极；

酶层，酶层位于柔性电极的工作电极上。

在其中一种实施例中，还包括：

抗干扰层；

抗干扰层位于柔性电极和酶层的表面。

在其中一种实施例中，还包括：

扩散抑制层；

扩散抑制层位于抗干扰层的表面。

本发明实施例还提供一种酶传感器制备方法，包括：

使用如上所述的柔性电极第一制备方法制备柔性电极；或，使用如上所述的柔性电极第二制备方法制备柔性电极；

将酶溶液修饰在柔性电极的工作电极上，得到酶传感器。

在其中一种实施例中，得到酶传感器之后，还包括：

将抗干扰层溶液修饰在酶传感器的表面形成抗干扰层。

在其中一种实施例中，形成抗干扰层之后，还包括：

将扩散抑制层溶液修饰在抗干扰层的表面形成扩散抑制层。

在其中一种实施例中，还包括：

将葡萄糖氧化酶、牛血清白蛋白和戊二醛混合后进行充分交联反应，得到酶溶液。

在其中一种实施例中，葡萄糖氧化酶的浓度为5mg/mL至10mg/mL；

戊二醛的质量分数为0.05％。

在其中一种实施例中，酶溶液的修饰方式包括滴涂或浸泡。

在其中一种实施例中，抗干扰层溶液为全氟磺酸型聚合物溶液或醋酸纤维素溶液；

抗干扰层溶液的溶液浓度为1％至5％。

在其中一种实施例中，扩散抑制层溶液包括醋酸纤维素溶液、聚氨酯溶液、聚乙烯醇溶液或聚碳酸酯溶液的其中之一或任意组合；

扩散抑制层溶液的溶液浓度为1％至5％。

本发明实施例的酶传感器及其制备方法可以获得具有稳定性、可靠性和一致性的酶传感器，降低了制备成本，对于血糖持续监测和糖尿病的动态分析管理具有重要意义。

附图说明

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，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是本发明第一实施例中柔性电极的俯视图；

图2是本发明第一实施例中柔性电极的侧视图；

图3是本发明第二实施例中柔性电极的主视图；

图4是本发明第二实施例中柔性电极的俯视图；

图5是本发明一实施例中柔性电极第一制备方法的流程图；

图6是本发明一实施例中制备柔性电极的示意图；

图7是本发明第三实施例中柔性电极的俯视图；

图8是本发明第三实施例中柔性电极的侧视图；

图9是本发明一实施例中柔性电极第二制备方法的流程图；

图10是本发明另一实施例中制备柔性电极的示意图；

图11是本发明又一实施例中制备柔性电极的示意图；

图12是本发明第三实施例中高分子膜轴卷前的主视图；

图13是本发明一实施例中酶传感器制备方法的流程图；

图14是本发明一实施例中酶传感器的三个电极对于葡萄糖的时间线性图；

图15是本发明一实施例中酶传感器的三个电极对于葡萄糖的浓度线性图；

图16是本发明一实施例中酶传感器对于葡萄糖的抗干扰图；

图17是本发明一实施例中酶传感器长时间稳定性的测试图。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

本发明实施例中所使用的实验方法如无特殊说明，均为常规方法。

本发明实施例中所用的材料、试剂等，如无特殊说明，均可从商业途径得到。

鉴于现有技术很难设计、制备和加工柔性电极，柔性电极后续的传感层修饰也更加困难，本发明实施例提供一种柔性电极及其制备方法、酶传感器及其制备方法，以获得具有稳定性、可靠性和一致性的柔性电极和酶传感器，降低了制备成本，对于血糖持续监测和糖尿病的动态分析管理具有重要意义。以下结合附图对本发明进行详细说明。

本发明实施例的柔性电极包括：对电极1，对电极1的表面固定有一体连接的高分子膜2；高分子膜2上固定有工作电极3和参比电极4。柔性电极的长度为0.5cm-2cm。

一实施例中，对电极1为铂，通过顶端的露出部分连接外部的检测器；工作电极3为金或铂，参比电极4包括银和氯化银，高分子膜2包括聚酯、聚偏二氟乙烯、聚四氟乙烯和聚酰亚胺的其中之一或任意组合。其中，高分子膜2的厚度可以为0.01mm-0.05mm左右。工作电极3和参比电极4的长度均为0.5cm-1.5cm，宽度均为0.1mm-0.3mm，面积均为0.05mm²-0.45mm²。

图1是本发明第一实施例中柔性电极的俯视图。图2是本发明第一实施例中柔性电极的侧视图。如图1至图2所示，当对电极1为片状电极时，工作电极3与参比电极4相对。对电极1的厚度为0.01mm-0.05mm，其露出高分子膜2的长度约为1mm。

图3是本发明第二实施例中柔性电极的主视图。图4是本发明第二实施例中柔性电极的俯视图。如图3至图4所示，当对电极1为柱状电极时，工作电极3与参比电极4交错平行。对电极1的直径为0.01-0.05mm，其露出高分子膜2的长度约为1mm。

一实施例中，对电极为铂，工作电极为金或铂，参比电极包括银和氯化银。

如图1至图4所示，柔性电极还包括：设置在高分子膜2上的第一导电迹线5和第二导电迹线6；第一导电迹线5的一端连接工作电极3，另一端连接外部的检测器；第二导电迹线6的一端连接参比电极4，另一端连接外部的检测器。

其中，第一导电迹线5和第二导电迹线6可以分别延伸至高分子膜2的末端并形成导电圆盘，导电圆盘与外部的检测器连接。导电圆盘的直径可以为2mm。第一导电迹线5和第二导电迹线6均包括：银、金和碳。第一导电迹线5和第二导电迹线6的长度均为5mm-10mm，宽度均为0.1mm-0.2mm。

图5是本发明一实施例中柔性电极第一制备方法的流程图。图6是本发明一实施例中制备柔性电极的示意图。如图5至图6所示，本发明实施例还提供一种柔性电极第一制备方法，包括：

S101：提供高分子膜。

S102：在高分子膜的其中一面上分别形成工作电极和参比电极。

其中，S102包括：在高分子膜的其中一面上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成工作电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将金或铂固定在工作电极区域上形成工作电极；

在高分子膜的该面上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成参比电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将银固定在参比电极区域上；对银进行氯化处理形成参比电极。其中，可以在高氯酸钾溶液中对银进行氯化，形成氯化银层。

S103：折叠高分子膜，工作电极与参比电极相对固定在折叠后的高分子膜的表面上。

一实施例中，执行S102之后，还可以包括：在该面上形成两条分别与工作电极和参比电极连接的导电迹线。具体实施时，可以通过光刻、气相沉积、溅射或滴涂等方式将银、金、碳等物质沉积到高分子膜上形成导电迹线，并进一步绝缘。

S103具体包括：在高分子膜的另一面上均匀涂覆环氧树脂，随后将高分子膜从中部位置对折，即可得到检测区域分布于正反两面的柔性电极。

柔性电极第一制备方法的具体流程如下：

1、提供高分子膜。

2、在高分子膜的其中一面的一边上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成工作电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将金或铂固定在工作电极区域上形成工作电极。

3、在高分子膜的该面的另一边上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成参比电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将银固定在参比电极区域上；在高氯酸钾溶液中对银进行氯化，形成氯化银层。

4、通过光刻、气相沉积、溅射或滴涂等方式将银、金、碳等物质沉积到高分子膜上形成两条分别与工作电极和参比电极连接的导电迹线，并进一步绝缘。

5、在高分子膜的另一面上均匀涂覆环氧树脂，随后将高分子膜从中部位置对折，工作电极与参比电极相对固定在折叠后的高分子膜的表面上。

图7是本发明第三实施例中柔性电极的俯视图。图8是本发明第三实施例中柔性电极的侧视图。如图7至图8所示，通过上述步骤，仅利用高分子膜也可构筑具有工作电极和参比电极的用于血糖监测的柔性电极。柔性电极包括高分子膜2，工作电极3，参比电极4，第一导电迹线5和第二导电迹线6。折叠的高分子膜2上固定有相对设置的工作电极3和参比电极4，第一导电迹线5的一端连接工作电极3，另一端连接外部的检测器；第二导电迹线6的一端连接参比电极4，另一端连接外部的检测器。工作电极3和参比电极4的长度均为0.5cm-1.5cm，宽度均为0.1mm-0.3mm。柔性电极的长度为0.5cm-2cm。

图9是本发明一实施例中柔性电极第二制备方法的流程图。如图9所示，柔性电极第二制备方法包括：

S201：提供对电极和高分子膜。

S202：在高分子膜的其中一面上分别形成工作电极和参比电极。

其中，S202包括：在高分子膜的其中一面上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成工作电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将金或铂固定在工作电极区域上形成工作电极；

在高分子膜的该面上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成参比电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将银固定在参比电极区域上；对银进行氯化处理形成参比电极。

S203：将高分子膜固定在对电极的表面；其中，工作电极和参比电极位于固定后的高分子膜的表面上。

图10是本发明另一实施例中制备柔性电极的示意图。如图10所示，当对电极1为片状电极时，将高分子膜2折叠后固定在对电极1的表面；其中，工作电极3与参比电极4相对固定在折叠后的高分子膜2的表面上。高分子膜2折叠前，工作电极3和参比电极4分别位于高分子膜2的两边；对电极1的两面均涂覆有粘性的环氧树脂，随后将高分子膜2以对电极1为支撑中心进行折叠，即可将高分子膜2牢固粘贴在对电极1的表面从而得到正反面两个电极(工作电极3和参比电极4)，能够实现较小的面积进行植入，有利于缩小柔性电极的整体尺寸，同时使柔性电极拥有较高的检测灵敏度。此外，对电极1作为柔性电极的基底：高分子膜2的支撑材料，使柔性电极保持较为合适的韧性。

当对电极为片状电极时，柔性电极第二制备方法的具体流程如下：

1、提供对电极和高分子膜。

2、在高分子膜的其中一面的一边上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成工作电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将金或铂固定在工作电极区域上形成工作电极。

3、在高分子膜的该面的另一边上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成参比电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将银固定在参比电极区域上；在高氯酸钾溶液中对银进行氯化，形成氯化银层。

4、通过光刻、气相沉积、溅射或滴涂等方式将银、金、碳等物质沉积到高分子膜上形成两条分别与工作电极和参比电极连接的导电迹线，并进一步绝缘。

5、在对电极的两面均涂覆有粘性的环氧树脂，随后将高分子膜以对电极1为支撑中心进行折叠，将高分子膜牢固粘贴在对电极1的表面。工作电极和参比电极位于固定后的高分子膜的表面上，形成图1至图2所示的柔性电极。

图11是本发明又一实施例中制备柔性电极的示意图。图12是本发明第三实施例中高分子膜轴卷前的主视图。如图11至图12所示，当对电极1为柱状电极时，在对电极1上均匀涂覆环氧树脂，随后将高分子膜2轴卷后固定在对电极1的表面；其中，工作电极3与参比电极4在轴卷后的高分子膜2的表面上交错平行。此外，对电极1作为柔性电极的基底：高分子膜2的支撑材料，使柔性电极保持较为合适的韧性。

一实施例中，执行S202之后，还可以包括：在该面上形成两条分别与工作电极和参比电极连接的导电迹线。形成导电迹线的方式包括：光刻、气相沉积、溅射或滴涂。

当对电极为柱状电极时，柔性电极第二制备方法的具体流程如下：

1、提供对电极和高分子膜。

2、在高分子膜的其中一面的一边上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成工作电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将金或铂固定在工作电极区域上形成工作电极。

3、在高分子膜的该面的另一边上通过光刻或掩膜刻蚀的方式形成参比电极区域；通过溅射或气相沉积的方式将银固定在参比电极区域上；在高氯酸钾溶液中对银进行氯化，形成氯化银层。

4、通过光刻、气相沉积、溅射或滴涂等方式将银、金、碳等物质沉积到高分子膜上形成两条分别与工作电极和参比电极连接的导电迹线，并进一步绝缘。

5、将高分子膜轴卷后固定在对电极的表面；其中，工作电极与参比电极在轴卷后的高分子膜的表面上交错平行，形成图3至图4所示的柔性电极。

综上，本发明实施例的柔性电极及其制备方法可以获得具有稳定性、可靠性和一致性的柔性电极，降低了制备成本，对于血糖持续监测和糖尿病的动态分析管理具有重要意义。

本发明实施例还提供一种酶传感器，包括：如上所述的柔性电极；酶层，酶层位于柔性电极的工作电极上。酶层能够对葡萄糖进行特异性的响应。

一实施例中，酶传感器还包括：抗干扰层；抗干扰层位于柔性电极和酶层的表面。

一实施例中，酶传感器还包括：扩散抑制层；扩散抑制层位于抗干扰层的表面。

图13是本发明一实施例中酶传感器制备方法的流程图。如图13所示，酶传感器制备方法，包括：

S301：使用如上所述的柔性电极第一制备方法制备柔性电极；或，使用如上所述的第二柔性电极第二制备方法制备柔性电极。

S302：将酶溶液修饰在柔性电极的工作电极上，得到酶传感器。

其中，酶溶液的修饰方式包括滴涂或浸泡，可以将葡萄糖氧化酶、牛血清白蛋白和戊二醛混合后进行充分交联反应，得到酶溶液。葡萄糖氧化酶的浓度为5mg/mL至10mg/mL；戊二醛的质量分数为0.05％。

一实施例中，在执行S302之后，还包括：将抗干扰层溶液修饰在酶传感器的表面形成抗干扰层，用于排除体内常见物质的干扰，提高电极的选择性。

其中，抗干扰层溶液的修饰方式可以为滴涂或浸泡。抗干扰层溶液为全氟磺酸型聚合物溶液或醋酸纤维素溶液；抗干扰层溶液的溶液浓度为1％至5％。在形成抗干扰层之前，可以将修饰有酶层的酶传感器放在4℃的冰箱中晾干。

一实施例中，酶传感器制备方法还包括：将扩散抑制层溶液修饰在抗干扰层的表面形成扩散抑制层，用于提高电极在体内检测的线性范围，同时能够延缓电极上的酶的流失，提高电极的生物相容性。之后，可以将修饰有扩散抑制层酶传感器放在37℃干燥箱中烘干1小时，即可得到具有良好的稳定性和电化学响应的酶传感器。

其中，扩散抑制层的修饰方式可以为滴涂或浸泡。扩散抑制层溶液包括醋酸纤维素溶液、聚氨酯溶液、聚乙烯醇溶液或聚碳酸酯溶液的其中之一或任意组合；扩散抑制层溶液的溶液浓度为1％至5％。在形成扩散抑制层之前，可以将修饰有抗干扰层的酶传感器放在4℃的冰箱中晾干。

酶传感器制备方法的具体流程如下：

1、使用如上所述的柔性电极第一制备方法制备柔性电极；或，使用如上所述的第二柔性电极第二制备方法制备柔性电极。

2、将葡萄糖氧化酶、牛血清白蛋白和戊二醛混合后进行充分交联反应，得到酶溶液。

3、采用滴涂或浸泡的修饰方式将酶溶液修饰在柔性电极的工作电极的表面。当对电极为柱状电极时，主要采用浸泡的方式修饰酶层，同时也可采用喷涂的方法修饰酶层。

4、将修饰有酶层的酶传感器放在4℃的冰箱中晾干。

5、采用滴涂或浸泡的修饰方式将全氟磺酸型聚合物溶液或醋酸纤维素溶液作为抗干扰层溶液修饰在酶传感器的表面，形成抗干扰层。

6、将修饰有抗干扰层的酶传感器放在4℃的冰箱中晾干。

7、将醋酸纤维素溶解于丙酮中，或将聚氨酯溶于四氢呋喃的溶液中。或将聚碳酸酯溶于四氢呋喃的溶液中以得到扩散抑制层溶液。

8、采用滴涂或浸泡的修饰方式将扩散抑制层溶液修饰在酶传感器的表面，形成扩散抑制层。

9、将修饰有扩散抑制层酶传感器放在37℃干燥箱中烘干1小时。

图14是本发明一实施例中酶传感器的三个电极对于葡萄糖的时间线性图。图15是本发明一实施例中酶传感器的三个电极对于葡萄糖的浓度线性图。图14的横坐标为时间，单位为秒(s)；纵坐标为电流，单位为微安(nA)。图15的横坐标为浓度，单位为毫摩尔每升(mM)；纵坐标为电流，单位为微安(nA)。采用的方法是采用三电极系统的恒电位法，通过施加一定的电位，检测电极上葡萄糖催化氧化所得到的电流变化，该电流变化与葡萄糖的浓度成正相关的趋势，因此可以换算出该时刻下葡萄糖的浓度。如图14至图15所示，在加入葡萄糖后，该酶传感器对于葡萄糖具有非常好的电化学响应电流，且对电极、工作电极和参考电极的电流响应几乎相同，具有很好的一致性。酶传感器同时具有很好的线性范围，其最大线性检测浓度能够达到20mM。

图16是本发明一实施例中酶传感器对于葡萄糖的抗干扰图。图16的横坐标为时间，单位为秒(s)；纵坐标为电流，单位为微安(nA)。如图16所示，酶传感器对于依次加入的0.1mM尿酸、0.1mM抗坏血酸、0.2mM对乙酰氨基酚和0.1mM半胱氨酸等都具有很好的抗干扰能力。

图17是本发明一实施例中酶传感器长时间稳定性的测试图。图17的横坐标为时间，单位为小时(h)；纵坐标为电流，单位为微安(nA)。如图17所示，将酶传感器放入含有5mM的葡萄糖磷酸盐缓冲溶液中，酶传感器在长达16小时的连续测试过程中的响应电流几乎保持不变，说明本发明实施例的酶传感器在长时测试过程中具有很好的稳定性。

综上，本发明实施例的酶传感器及其制备方法可以获得具有稳定性、可靠性和一致性的酶传感器，降低了制备成本，对于血糖持续监测和糖尿病的动态分析管理具有重要意义。

以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限定本发明的保护范围，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。