CN117398094B - 一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器及其制备方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及生物传感器技术领域，特别是涉及一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器及其制备方法，包括基底，和制造在基底上的正电极和负电极，基底为柔性平面基底或柔性微针基底，正电极和负电极的材料均包括碳纳米管，正电极上还涂覆有修饰材料和保护材料，其中修饰材料为葡萄糖氧化酶，保护材料为戊二醛和壳聚糖。本发明通过可穿戴生物传感器对汗液或者组织液中的中的葡萄糖或乳酸或尿酸等生物标记物的浓度进行测定，实现对人体生理微量指标的实时监测。
Description
技术领域
本发明涉及生物传感器技术领域，特别是涉及一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器及其制备方法。
背景技术
随着传感器领域的发展，生活中越来越多的地方运用到了各式各样的传感器，其中可穿戴传感器为重点发展领域。传统的可穿戴传感器往往需要外加能源才能使用，因此产生了“难以微型化、使用寿命短、生物相容性差”等痛点。为解决因为能源问题衍生出的这些痛点，自供电的可穿戴传感设备已成为领域内的研究重点。另一方面，随着生活水平的提高，人们对于运动防护的要求也越来越高，对于能够直观检测自身生理指标的运动设备的需求也越来越大。然而，目前市面上的可穿戴传感器更多的是专注于人体关节运动或心率等宏观指标，对于人体运动指标的微观变化关注较少，并没有民用的可直观检测汗液或组织液中各种微量成分含量的可穿戴设备。
因此，基于以上两方面的需求，本发明提供了一种自供电的可检测汗液或组织液中微量成分含量的可穿戴设备。
发明内容
本发明的目的是提供一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器及其制备方法，通过可穿戴生物传感器对汗液或者组织液中中的葡萄糖或乳酸或尿酸等生物标记物的浓度进行测定，实现对人体生理微量指标的实时监测。
为实现上述目的，本发明提供了一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，包括基底，和制造在基底上的正电极和负电极，基底为柔性平面基底或柔性微针基底，正电极和负电极的材料均包括碳纳米管，正电极上还涂覆有修饰材料和保护材料，其中修饰材料为葡萄糖氧化酶，保护材料为戊二醛和壳聚糖。
优选的，制造负电极的材料包括羧酸化的多壁碳纳米管和Ag/Ag2O，制造正电极的材料为多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物；
其中，羧酸化的多壁碳纳米管浓度为15-30 mg/mL，多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物中多壁碳纳米管的浓度为3-10 mg/mL。
优选的，修饰材料葡萄糖氧化酶的浓度为25-50 mg/mL，保护材料为1%的戊二醛和1%的壳聚糖。
优选的，葡萄糖氧化酶的溶液为使用牛血清白蛋白（BSA）与葡萄糖氧化酶配制而成。BSA是酶的稳定剂，可以用于限制酶或修饰酶的保存液中。BSA能够防止酶的分解、变性非特异性吸附。在含有碳纳米管的电极上BSA可以防止酶吸附到管壁上而引起损失，可显著提高酶的活性。
优选的，传感器的检测限为0.04 mmol/L。
优选的，传感器检测的分析物来自汗液或组织液中的葡萄糖。
优选的，修饰材料可以根据需要更换为其它生物酶，用于检测汗液或组织液中的乳酸、尿酸等。
一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器的制备方法，包括以下步骤：
S1在基底上形成电极模具，将负电极的材料和正电极的材料分别滴加到对应的电极模具中，烘干后得到负电极和正电极；
S2在负电极表面涂覆一层Ag/AgCl浆液，烘干，然后通电氧化将Ag/AgCl氧化为Ag/Ag2O；
S3在正电极上滴加葡萄糖氧化酶进行修饰，干燥后滴加戊二醛和壳聚糖进行保护；
S4电氧化后的负电极、修饰后的正电极和基底组装为传感器。
优选的，S1中负电极的材料为将羧酸化的多壁碳纳米管溶于四氢呋喃溶液中，超声分散1h，得到羧酸化的多壁碳纳米管/四氢呋喃溶液；正电极的材料为先配制乙醇-丙酮溶剂，将1,4-萘醌溶解在乙醇-丙酮溶剂中得到萘醌-乙醇-丙酮溶液，然后再将多壁碳纳米管与萘醌-乙醇-丙酮溶液混合，超声分散1h，得到多壁碳纳米管/萘醌-乙醇-丙酮溶液。
优选的，乙醇：丙酮的体积比9:1，萘醌-乙醇-丙酮溶液的浓度为0.05mol/L。
优选的，S1中电极模具为制作电极形状的模具，基底为柔性平面基底时，正电极和负电极均为5mm×15mm×0.15mm的长方体结构，基底为柔性微针基底时，正电极和负电极均为微针结构，针体形状为扁圆锥体或正圆锥体，高度为300-1500mm，底径为100-500mm，间距范围为100-1000mm。
优选的，S2中的通电氧化具体为：将涂覆有Ag/AgCl浆液的负电极与电源正极连接，将正电极与电源负极连接，并将其置于NaOH溶液中，通恒压电流，将负电极上的Ag/AgCl氧化为Ag/Ag2O。
优选的，S3中葡萄糖氧化酶、戊二醛和壳聚糖的滴加量均为10μL，滴加戊二醛和壳聚糖后自然干燥，然后在冰箱中冷藏一夜。
本发明的机理：
在葡萄糖氧化酶的催化作用下，葡萄糖在负极被氧化，同时释放出电子，电子流到正极后会还原正极物质，使正极和负极之间产生电位差，形成开路电压，并且开路电压与葡萄糖浓度呈线性相关性，因此，可以通过测量其开路电压计算出对应的葡萄糖浓度或浓度范围。
本发明的有益效果：
（1）本发明中正电极和负电极的材料中均包含多壁碳纳米管，多壁碳纳米管具有高模量、高强度和优良的力学性能，同时具备良好的电学性能和力学性能，多壁碳纳米管的多孔特性，将多壁碳纳米管作为正极材料，可以吸附葡萄糖氧化酶，使固定在多壁碳纳米管上的葡萄糖氧化酶具有良好的稳定性，将羧酸化的多壁碳纳米管作为负极材料，还可以加快对Ag/AgCl的氧化，使其成为Ag/Ag2O。同时由于多壁碳纳米管优良的力学性能，可以承受高强度的扭转和弯曲，因此可使其制成的传感器可穿戴，稳定性好，具有较好的响应和输出功率。
（2）本发明中在正电极上添加壳聚糖和戊二醛做为保护材料，壳聚糖分子中带有游离的氨基，在酸性溶液中易形成盐，表现出阳离子的性质，增强正电极的生物相容性，戊二醛固定葡萄糖氧化酶，提高正电极上葡萄糖氧化酶的稳定性。
（3）本发明提供的可穿戴生物传感器附着在护臂、护膝或运动背心上，能够以运动员运动时产生的汗液或组织液中的葡萄糖为能量来源，并实时监测运动员汗液或组织液中葡萄糖的浓度，可以实时检测运动时的微量指标，同时也可将数据实时传输到数据显示端，以便于教练员或体能训练师或运动员自己对运动状态的分析。同时也能够实现对糖尿病患者生理微量指标的实时监测。
下面通过附图和实施例，对本发明的技术方案做进一步的详细描述。
附图说明
图1是本发明生物传感器的原理图；
图2是本发明生物传感器电极为柔性平面基底的侧剖面图；
图3是本发明生物传感器制作流程的示意图；
图4是本发明生物传感器电极为柔性平面基底的平面示意图；
图5是本发明生物传感器电极为柔性平面基底弯曲时的示意图；
图6是本发明生物传感器电极为柔性微针基底的平面示意图；
图7是本发明实施例1至5制得的生物传感器开路电位扫描结果的示意图；
图7中的(a)是本发明实施例1制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(b)是本发明实施例2制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(c)是本发明实施例3制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(d)是本发明实施例4制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(e)是本发明实施例5制得的传感器开路电位扫描结果的示意图；
图8是本发明实施例1至5制得的生物传感器的葡萄糖浓度与开路电位的示意图；
图8中的(a)是本发明实施例1制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(b)是本发明实施例2制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(c)是本发明实施例3制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(d)是本发明实施例4制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(e)是本发明实施例5制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图；
图9是本发明实施例1至5制得的生物传感器响应时间与葡萄糖浓度的关系图。
附图标记：
1、基底；2、正电极；21、多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物；22、修饰材料；23、保护材料；3、负电极；31、多壁碳纳米管层；32、Ag/Ag2O层。
具体实施方式
下面结合附图和实施例，对本发明进一步描述。除非另外定义，本发明使用的技术术语或者科学术语应当为本发明所属领域内具有一般技能的人士所理解的通常意义。本发明提到的上述特征或具体实例提到的特征可以任意组合，这些具体实施例仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。
实施例1
图1是本发明生物传感器的原理图，图2是本发明生物传感器电极为柔性平面基底的侧剖面图，如图所示，本发明提供了一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，包括基底1，和连接在基底1上侧的正电极2和负电极3，负电极3包括羧酸化的多壁碳纳米管层31和Ag/Ag2O层32，羧酸化的多壁碳纳米管浓度为15 mg/mL。正电极2的材料为多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物21，多壁碳纳米管的浓度为3 mg/mL。正电极上还涂覆有修饰材料22和保护材料23，修饰材料22为浓度25mg/mL的葡萄糖氧化酶，保护材料23为1%的戊二醛和1%的壳聚糖。得到的传感器检测限为0.04 mmol/L。
实施例2
本发明提供了一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，包括基底，和连接在基底上侧的正电极和负电极，负电极包括羧酸化的多壁碳纳米管层和Ag/Ag2O层，羧酸化的多壁碳纳米管浓度为20 mg/mL。正电极的材料为多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物，多壁碳纳米管的浓度为5 mg/mL。正电极上还涂覆有修饰材料和保护材料，其中修饰材料为浓度30mg/mL的葡萄糖氧化酶，保护材料为1%的戊二醛和1%的壳聚糖。得到的传感器检测限为0.04mmol/L。
实施例3
本发明提供了一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，包括基底，和连接在基底上侧的正电极和负电极，负电极包括羧酸化的多壁碳纳米管层和Ag/Ag2O层，羧酸化的多壁碳纳米管浓度为28mg/mL。正电极的材料为多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物，多壁碳纳米管的浓度为8 mg/mL。正电极上还涂覆有修饰材料和保护材料，修饰材料为浓度45 mg/mL的葡萄糖氧化酶，保护材料为1%的戊二醛和1%的壳聚糖。得到的传感器检测限为0.04mmol/L。
实施例4
本发明提供了一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，包括基底，和连接在基底上侧的正电极和负电极，负电极包括羧酸化的多壁碳纳米管层和Ag/Ag2O层，羧酸化的多壁碳纳米管浓度为30 mg/mL。正电极的材料为多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物，多壁碳纳米管的浓度为10mg/mL。正电极上还涂覆有修饰材料和保护材料，修饰材料为浓度50 mg/mL的葡萄糖氧化酶，保护材料为1%的戊二醛和1%的壳聚糖。
实施例5
本发明提供了一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，包括基底，和连接在基底上侧的正电极和负电极，负电极包括羧酸化的多壁碳纳米管层和Ag/Ag2O层，羧酸化的多壁碳纳米管浓度为25 mg/mL。正电极的材料为多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物，多壁碳纳米管的浓度为5 mg/mL。正电极上还涂覆有修饰材料和保护材料，修饰材料为浓度40 mg/mL的葡萄糖氧化酶，保护材料为1%的戊二醛和1%的壳聚糖。
实施例6
图3是本发明生物传感器制作流程的示意图，如图所示，以实施例5为例，提供一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器的制备方法，包括以下步骤：
S1在基底上形成电极模具，将负电极的基底材料和正电极的基底材料分别滴加到对应的电极基底模具中，烘干后得到负电极基底和正电极基底。
S1.1配制负电极的材料
称取羧酸化的多壁碳纳米管于试管中，在试管中滴加矿物油和四氢呋喃溶液，将试管超声分散1小时，配制成浓度为25mg/mL的碳纳米管/四氢呋喃溶液，即负电极的材料。
S1.2配制正电极的材料
按乙醇：丙酮为9:1的体积比配制乙醇-丙酮溶剂，将1,4-萘醌溶解在乙醇-丙酮溶剂中，得到0.05mol/L 的萘醌-乙醇-丙酮溶液，然后称取多壁碳纳米管于试管中，加入萘醌-乙醇-丙酮溶液，将试管超声分散1h，配制成浓度为5mg/mL的多壁碳纳米管/萘醌-乙醇-丙酮溶液，即正电极的材料。
S1.3制作电极模具
图4是本发明生物传感器电极为柔性平面基底的平面示意图，图5是本发明生物传感器电极为柔性平面基底弯曲时的示意图，图6是本发明生物传感器电极为柔性微针基底的平面示意图，如图所示，电极可制作为柔性平面基底或柔性微针基底。
基底为柔性平面基底时，在电极模具上形成矩形的凹槽，使正电极和负电极均为5mm×15mm×0.15mm的长方体结构。
基底为柔性微针基底时，在电极模具上形成锥形的凹槽，正电极和负电极均为微针结构，针体形状为扁圆锥体或正圆锥体，高度为300-1500mm，底径为100-500mm，间距范围为100-1000mm。
S1.4制作电极
滴加25μL碳纳米管/四氢呋喃溶液到负电极模具的凹槽内，滴加50μL的多壁碳纳米管/萘醌-乙醇-丙酮溶液到正电极模具的凹槽内，放入烘箱中烘干。
S2在负电极表面涂覆一层Ag/AgCl浆液，烘干，然后通电氧化将Ag/AgCl氧化为Ag/Ag2O。
S2.1在烘干的负电极表面涂覆一层Ag/AgCl浆液，再次放入烘箱中烘干，然后将涂覆有Ag/AgCl浆液的负电极的一端使用铜线与电源正极连接，将正电极的一端使用铜线与电源负极连接，并将负电极和正电极另一端置于1mol/L 的NaOH溶液中，通0.2V的恒压电流，电解1h，将负电极上的Ag/AgCl氧化为Ag/Ag2O。最后使用去离子水将电极表面洗净，并用氮气吹干。
S3在正电极上滴加葡萄糖氧化酶进行修饰，干燥后滴加戊二醛和壳聚糖进行保护；
S3.1配置40mg/mL的葡萄糖氧化酶溶液：首先称取一定量的牛血清白蛋白（BSA），配置出10mg/mL的BSA溶液，然后称取对应量的葡萄糖氧化酶，并倒入BSA溶液中，配置成40mg/mL的葡萄糖氧化酶溶液；
配置1 %的戊二醛溶液：将50 %的戊二醛溶液稀释为1 %的戊二醛溶液；配置1 %的壳聚糖溶液：首先将乙酸稀释为0.1 mol/L，然后称取壳聚糖粉末，并倒入乙酸溶液中，并震荡促进其溶解。
S3.2在电解1h后的正电极上，滴加10μL 40mg/mL的葡萄糖氧化酶溶液；待其自然干燥后，在碳纳米管电极上滴加 10μL 1%的戊二醛溶液；自然干燥后，在碳纳米管电极上滴加 10μL 1%的壳聚糖溶液。待其自然干燥后，在冰箱中放置一夜。
S4将电极模具去除，使电氧化后的负电极、修饰后的正电极和基底组装为传感器。
将实施例1-5制得的传感器进行电极检测。
配制0.1mol/L的PBS缓冲液：首先配制0.1mol/L的磷酸二氢钠溶液和5mol/L的氢氧化钠溶液，用氢氧化钠溶液将磷酸二氢钠溶液的pH值调至7.0。
配制一系列浓度的葡萄糖溶液：将葡萄糖粉末溶解成浓度为0.0488 mmol/L、0.0952 mmol/L、0.1395 mmol/L、0.1818 mmol/L、0.2222 mmol/L、0.3057 mmol/L、0.3863mmol/L、0.4883 mmol/L、0.5882 mmol/L、0.7791 mmol/L的葡萄糖溶液。
以正极为工作电极，以负极为参比电极和对电极，将电极连接到电化学工作站；滴加0.4mL PBS 缓冲液至电极周围的“容器”；进行开路电位（open circuit potential）扫描，最长扫描时间为 10000s；待开路电位稳定后，记录稳定后的开路电位值；在0-1mmol/L的浓度范围内，依此滴加一系列浓度梯度的葡萄糖溶液，并分别在其稳定后记录开路电位值，即先滴加一定量葡萄糖溶液，稳定后再滴加一定量葡萄糖溶液。
图7是本发明实施例1至5制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(a)是本发明实施例1制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(b)是本发明实施例2制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(c)是本发明实施例3制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(d)是本发明实施例4制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，图7中的(e)是本发明实施例5制得的传感器开路电位扫描结果的示意图，如图7所示，随着滴加葡萄糖溶液，开路电位的变化有明显的拐点，有明显的信号。因此，该传感器对葡萄糖溶液浓度的变化有响应。
根据不同浓度下电极开路电位稳定值、对应的葡萄糖浓度和扫描时间，做出五组数据葡萄糖浓度与开路电位的散点图，并对各自线性范围内的葡萄糖浓度（C）和开路电位值（U）进行线性拟合，如图8所示，线性拟合函数如下表1所示。
表1 实施例1-5的线性拟合函数
；
图8是本发明实施例1至5制得的传感器的葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(a)是本发明实施例1制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(b)是本发明实施例2制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(c)是本发明实施例3制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(d)是本发明实施例4制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图，图8中的(e)是本发明实施例5制得的传感器葡萄糖浓度与开路电位的示意图。
由图8和表1可知，实施例1至实施例5的葡萄糖浓度和开路电位值均能在一定的浓度范围内呈现出线性相关性，虽然线性范围和相关性存在差异，但在0-0.4mmol/L 的范围内均有良好的线性关系，包含了正常人体汗液或组织液中的葡萄糖浓度范围。因此，从线性范围的角度来看，能够实现对葡萄糖浓度的检测。
从线性相关性，即R2分析，其中四组的R2在0.95以上，另一组也很接近0.95。因此，用该方法制作的电极在线性范围内的线性相关性较好。综合以上分析，利用该方法和材料制作的电极在人体汗液或组织液的葡萄糖浓度范围内具有较好的线性，能够通过测量开路电位检测葡萄糖的浓度。
图9是本发明实施例1至5制得的传感器响应时间与葡萄糖浓度的关系图，如图9所示，实施例1至实施例5制得的传感其均具有较好的响应能力，能够在较短的响应时间内完成信号输出。从响应时间上来看，各个传感器都存在着较大的波动性，但大部分都位于400-700s之间，因此各个传感器的响应能力相差较小。
最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而非对其进行限制，尽管参照较佳实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对本发明的技术方案进行修改或者等同替换，而这些修改或者等同替换亦不能使修改后的技术方案脱离本发明技术方案的精神和范围。
Claims (9)
1.一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，其特征在于：包括基底，和制造在基底上的正电极和负电极，基底为柔性平面基底或柔性微针基底，正电极和负电极的材料均包括碳纳米管，正电极上还涂覆有修饰材料和保护材料，其中修饰材料为葡萄糖氧化酶，保护材料为戊二醛和壳聚糖；葡萄糖氧化酶涂覆在正电极的表面，戊二醛涂覆在葡萄糖氧化酶层的表面，壳聚糖涂覆在戊二醛层的表面；
制造负电极的材料包括羧酸化的多壁碳纳米管和Ag/Ag2O，制造正电极的材料为多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物；
其中，羧酸化的多壁碳纳米管浓度为15-30 mg/mL，多壁碳纳米管和1,4-萘醌的混合物中多壁碳纳米管的浓度为3-10 mg/mL。
2.根据权利要求1所述的一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，其特征在于：修饰材料葡萄糖氧化酶的浓度为25-50 mg/mL，保护材料为1%的戊二醛和1%的壳聚糖。
3.根据权利要求2所述的一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器，其特征在于：传感器的检测限为0.04 mmol/L。
4.一种如权利要求3所述的一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器的制备方法，其特征在于，包括以下步骤：
S1在基底上形成电极模具，将负电极的材料和正电极的材料分别滴加到对应的电极模具中，烘干后得到负电极和正电极；
S2在负电极表面涂覆一层Ag/AgCl浆液，烘干，然后通电氧化将Ag/AgCl氧化为Ag/Ag2O；
S3在正电极上滴加葡萄糖氧化酶进行修饰，干燥后滴加戊二醛和壳聚糖进行保护；
S4电氧化后的负电极、修饰后的正电极和基底组装为传感器。
5.根据权利要求4所述的一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器的制备方法，其特征在于：S1中负电极的材料为将羧酸化的多壁碳纳米管溶于四氢呋喃溶液中，超声分散1h，得到羧酸化的多壁碳纳米管/四氢呋喃溶液；正电极的材料为先配制乙醇-丙酮溶剂，将1,4-萘醌溶解在乙醇-丙酮溶剂中得到萘醌-乙醇-丙酮溶液，然后再将多壁碳纳米管与萘醌-乙醇-丙酮溶液混合，超声分散1h，得到多壁碳纳米管/萘醌-乙醇-丙酮溶液。
6.根据权利要求5所述的一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器的制备方法，其特征在于：乙醇：丙酮的体积比9:1，萘醌-乙醇-丙酮溶液的浓度为0.05mol/L。
7.根据权利要求4所述的一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器的制备方法，其特征在于：S1中电极模具为制作电极形状的模具，基底为柔性平面基底时，正电极和负电极均为5mm×15mm×0.15mm的长方体结构，基底为柔性微针基底时，正电极和负电极均为微针结构，针体形状为扁圆锥体或正圆锥体，高度为300-1500mm，底径为100-500mm，间距范围为100-1000mm。
8.根据权利要求4所述的一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器的制备方法，其特征在于：S2中的通电氧化具体为：将涂覆有Ag/AgCl浆液的负电极与电源正极连接，将正电极与电源负极连接，并将其置于NaOH溶液中，通恒压电流，将负电极上的Ag/AgCl氧化为Ag/Ag2O。
9.根据权利要求4所述的一种检测血糖的自供电可穿戴生物传感器的制备方法，其特征在于：S3中葡萄糖氧化酶、戊二醛和壳聚糖的滴加量均为10μL，滴加戊二醛和壳聚糖后自然干燥，然后在冰箱中冷藏一夜。
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