组成图示
示意图生成中
传感器类型
电化学生物传感器
检测对象
葡萄糖（glucose）；样品基质：血清/血糖
检测原理
该传感器为安培型酶生物传感器。金电极表面的 PB/CS 杂化膜中，壳聚糖（CS）将普鲁士蓝（PB）稳定在中性和弱碱性环境中，PB 作为氧化还原介质。上层 GOD/CS 膜中的葡萄糖氧化酶（GOD）催化葡萄糖氧化为葡萄糖酸内酯并生成过氧化氢（H2O2）。在 −0.1 V（vs. SCE）工作电位下，PB 介导 H2O2 的还原，电子经 PB 传递至金电极，产生与 H2O2 浓度成正比的阴极电流。由于 H2O2 浓度与葡萄糖浓度成正比，因此电流响应随葡萄糖浓度增加而增大。CS 同时作为 GOD 的固定化基质，保持酶活性并改善 PB 稳定性。
检测灵敏度
LOD: 3.97 × 10−7 M；线性范围: 2 × 10−6–4 × 10−4 M；灵敏度: 2.57 μA/mM；R^2 = 0.9970；回归方程: i (μA) = 0.058 + 2.57 Cglucose (mM)
效应效果
该传感器响应迅速，加入葡萄糖后 10 s 内达到稳态电流的 95%。选择性方面，在葡萄糖溶液中加入 0.3 mM 尿酸或 0.06 mM 抗坏血酸时电流响应无显著变化，表明抗干扰能力良好。重现性为 0.1 mM 葡萄糖的相对标准偏差 6.58%（n=6）。稳定性方面，4 ℃ 保存数周后电流仍保持初始值的约 90%。实际血清样品经标准加入法测得血糖指数分别为 5.9、5.7 和 4.9，回收率为 87.6–102.6%。与纯 PB 膜相比，PB/CS 膜在 pH 升高时保持活性，pH 8.0 以上仍有可逆氧化还原峰，适合用于真实血液样品检测。
传感器的构成
- 基底/换能器电极：金盘电极（Au disk electrode, 2.0 mm），作为导电工作电极
- 修饰层：普鲁士蓝/壳聚糖杂化膜（PB/CS hybrid film），由 FeCl3 与 K3[Fe(CN)6] 电沉积生成 PB，并与壳聚糖（CS）共同沉积，提供氧化还原介质并增强 PB 稳定性
- 识别/催化层：葡萄糖氧化酶/壳聚糖膜（GOD/CS film），电沉积固定葡萄糖氧化酶（GOD），催化葡萄糖氧化生成 H2O2
- 信号介质：普鲁士蓝（PB），在 −0.1 V 下介导 H2O2 还原并产生阴极电流
- 支持电解质：1/15 M 磷酸盐缓冲液（PBS, pH 6.0）含 0.1 M KCl，提供离子导电和适宜酶微环境
- 信号读出：恒电位计时电流法（chronoamperometry, CA），监测葡萄糖氧化产生的 H2O2 还原电流
中文摘要
本文通过恒电位电沉积法在金电极表面直接制备普鲁士蓝/壳聚糖（PB/CS）杂化膜。与纯普鲁士蓝膜相比，PB/CS 膜在中性和弱碱性溶液中具有更好的稳定性，并可在较低电位下作为氧化还原介质催化过氧化氢还原，为生物传感器构建提供了基础。进一步在该修饰电极上电沉积葡萄糖氧化酶/壳聚糖（GOD/CS）膜，制备安培型葡萄糖生物传感器。系统优化了工作电位、pH 和温度等条件，最佳工作电位为 −0.1 V（vs. SCE），pH 6.0，35 ℃。在最优条件下，催化电流与葡萄糖浓度在 2×10−6–4×10−4 M 范围内呈线性关系，相关系数为 0.9970，检出限为 3.97×10−7 M。该传感器响应迅速，抗干扰能力良好，并可无需预处理直接用于真实血清样品中血糖的检测。
英文摘要
Based on electrodeposition of Prussian blue (PB) and chitosan (CS) directly on gold electrode, a hybrid film of PB/CS has been prepared. PB in this film shows a good stability compared with pure PB film when it worked in neutral and weak alkalescent solution and can act as redox mediator. It provides the potential application of such film in biosensor fabrication. A glucose biosensor was fabricated by electrodepositing glucose oxidase (GOD)/CS film on this PB/CS modified electrode. The optimum experimental conditions of biosensor for the detection of glucose have been studied in detail. Under the optimal conditions, a linear dependence of the catalytic current upon glucose concentration was obtained in the range of 2x10(-6) to 4x10(-4)M with a detection limit of 3.97x10(-7)M. The resulting biosensor could be applied to detect the blood sugar in real samples without any pretreatment.