【doc】 压电生物传感器的原理及其在生物医学检验中的应用

【doc】 压电生物传感器的原理及其在生物医学检验中的应用 压电生物传感器的原理及其在生物医学检 验中的应用 第l5卷第6期 2005年12月 江苏大学(医学版) JournalofJiangsuUniversity(medicine) V01.16No.6 Dec.2005 压电生物传感器的原理及其在生物医学检验中的应用 冯旭,刘方平,骆英,许化溪 (1.江苏大学理学院,江苏镇江212013;2.江苏大学医学院,江苏镇江212001) [关键词]压电生物传感器;原理;应用;医学检验 [中图分类号]Q5O3[文献标识码]A[文章编号]1671-7783(2005)06—0544—04 传统的检测微生物病原的办法耗时且敏感性不 高,因此人类急需更快速,灵敏和精确检测微生物的 方法与设备.在过去数十年里,大量的研究都集中 在开发可快速实时检测微生物的生物传感器上?J. 生物传感器是利用一定的生物或化学的固定技 术,将生物识别元件(酶,抗体,抗原,蛋白,核酸,受 体,细胞,微生物,动植物组织等)固定在换能器上, 当待测物与生物识别元件发生特异性反应后,通过 换能器将所产生的反应结果(形成复合物或产生 声,光,电,热等)转变为可以输出,检测的电信号和 光信号等,以此对待测物质进行定性和定量分析,从 而达到检测分析的目的J. 压电生物传感器(piezoelectricbiosensor)是近 20年来发展起来的一种新型生物传感器,它主要利 用压电石英谐振器对质量的敏感性,通过监测谐振 器吸附待测物后频率的变化来检测待测物J.这 类传感检测方法与ELISA等传统检测方法相比,不 需要任何标记,仪器简单,操作方便,响应灵敏,选择 性好,便于自动化,因此成为生物传感器领域的研究 热点之一. 1压电生物传感器的基本构成和响应原理 1.1压电效应 当某些电解质晶体在外力作用下发生形变时, 在它的某些表面出现异号极化电荷.这种没有电场 的作用,只是由于应变或应力,在晶体内产生电极化 的现象称为压电效应.具有压电效应的介电物 称为压电材料.在自然界中,大多数晶体都具有压 电效应.比较常见的压电材料有石英(SiO,),钽酸 锂(LiTaO),铌酸锂(LiNbO),砷化镓(GaAs),碳化 硅(SiC)等物质.其中石英因其良好的机械,电化 学和温度等综合性能,成为构建压电生物传感器的 主要元件. 1.2基本构成 压电生物传感器主要由两部分组成:一是感受 器(或称生物分子识别元件),由具有分子识别能力 的生物活性物质构成,常固定于晶体电极表面,形成 一 层薄膜,与待测样本发生反应,如图1所示.二是 信号转换基体,由石英晶体和金属电极构成,如图2 所示 图1感受器 待测物 图2信号转换基体 1.3响应原理 当交变激励电压施加于晶体两侧的电极时,晶 体发生机械变形并产生声波.当交变电压频率接近 晶体固有频率时,晶体及其上所覆的生物薄膜所构 成的换能器处于具有一定特征频率的压电谐振状 态,且谐振频率与晶体的物理尺寸和性质密切相关. 1959年,Sauerbrey针对在厚度剪切模式下振 荡的AT石英晶体,假设沉淀物质的厚度非常小(与 声波波长相比),并且没有弹性,沉淀的物质与晶体 [基金项目]国家自然科学基金资助项目(50375069);江苏省青蓝工程基金资助项目 [作者简介]冯旭(1981一),女,硕士研究生;骆英(通讯作者),教授,博士生导师,luoying@ujs.edu.cn. 第6期冯旭等:压电生物传感器的原理及其在生物医学检验中的应用545 表面的质点一起振动,推证出其频率改变与质量变 化之间存在的线性关系为: Af=一2.26×10f2?珈A(1) 上式中Am为金属电极表面结合物质的质量变化,单位g;f为石 英晶体的固有频率,单位MHz;Af是由附着质量Am引起的晶体共振 频率的变化,单位Hz;A为电极的表面积,单位em;负号表示质量的 增加导致频率下降. 将生物活性物质固定于晶体表面,得到一个初 始频率fl,再将固定有生物活性物质的晶体置于被 测的气体或液体中,当其与被测物发生反应形成复 合物后,再次测定压电晶体的振动频率f2,从而得到 频率变化?f,由方程(1),就可得到被i见0物质的量. 一 般来说,晶体质量增加对振动频率的改变约为50 Hz/ppb,频率计数器精度在0.1Hz以下,理论上可 允许检测皮克(pg,10g)级的痕量物质J. 2压电生物传感器的声波模式 压电生物传感器以监测宏观的频率变化来检测 微观的待测物质,而其通频带的宽窄则取决于声波 模式的不同.声波在压电介质中的传播特性与介质 的性质,切割方向,厚度等参数有关.利用不同的换 能器,可以在介质中激发不同模式的声波.一般用 于生物传感器的声波模式有:体波(BAW),声表面 波(SAW),板波(APM),Love波(LoveWave). 体波是在介质内部传播的声波,也是在压电生 物传感器中应用最广泛的一种声波模式.它通常采 用AT切割石英晶片作介质,声波沿厚度方向形成 具有一定振动特征频率的驻波.采用体波模式的压 电生物传感器通常又被称为石英晶体微天平 (QCM),其生产方便,信噪比高,环境稳定性好,能 够在气相和液相中使用,在生物传感器的研究中应 用最广.但这种模式的灵敏度较低,通频带为5— 30MHz,减薄器件可以提高灵敏度,但器件易碎,很 难操作. 声表面波的能量集中在表面附近的一层中,远 离表面时,波衰减得很快.表面波传感器一般采用 延迟线振荡器的结构,也可以采用谐振器结构. 由于表面波的能量集中在介质表面,因此与体波相 比,表面波对发生在传感器表面的生化反应更为敏 感,具有更高的灵敏度,通频带为30—500MHz.表 面波的质点振动具有垂直方向的分量,在液体中检 测时声波的大部分能量会辐射到液体中,因此表面 波生物传感器不适合在液体中进行检测. Love波则采用多层结构,在底层介质表面沉积 了另一薄层介质.这层介质对声波的传播起着波导 的作用,又指电极激发的声波主要集中在波导层中. Love波相对于表面波的优点是它的质点振动只有 水平剪切(SH)分量,可以用于液体中的检测J,通 频带为10—200MHz.Love波的结构,包括各层的 厚度,不同的覆盖层,都会对灵敏度产生影响. 板波是在无限大板状介质中传播的弹性波.板 波声场的形成是由于入射波在上下板面不断受到反 射,叠加组合而成.由于板波的声场分布在整个平 板内,因此敏感膜和电极可以分别位于平板的两面, 从而消除化学反应对电极的腐蚀.板波生物传感器 的这个特点使得它很适合检i贝0液相中的反应.其灵 敏度高于体波模式,频率可达200MHz,但受厚度的 限制仍远低于声表面波模式. 3生物识别元件的固定方法 生物传感器制作的核心技术是生物识别元件的 固定,它既要使敏感膜牢固地固定在晶体表面,又要 保持生物分子的活性.生物识别元件的固定决定着 生物传感器的稳定性,灵敏度和选择性等主要性能, 也决定着生物传感器是否有研究和应用价值.目前 被广泛研究和采用的固定化技术主要有物理吸附 法,包埋法,化学交联法,共价键结合法和自组装单 层膜法等. 3.1传统的固定方法 物理吸附是一种较为简单的固定技术,具有无 需化学试剂,活化和清洗步骤少的特点.但对溶液 温度,pH值等条件比较敏感,且固定的生物分子容 易从表面脱离.包埋法将生物分子包埋在凝胶基质 中,有利于保持生物分子的活性.共价键结合法通 过酶的非催化活性中心的功能基团来实现.化学交 联法使用最广泛.在实际应用中,各种方法的固定 效果会有所不同. 3.2自组装单层膜法 在生物传感器的最新研究进展中,最值得注意 的固定方法是分子自组装单层膜法’mJ.自组装单 层膜(selfassemblemonolayer,SAM)是一种应用广 泛的制备有序超分子膜技术,在温和条件下自发形 成有序结构,具有制备方法简单,性能稳定,结构有 序等优点.将生物分子(比如蛋白和DNA等)通过 自组装膜固定有两种方法,一种是修饰生物分子,先 将生物分子用含硫醇的分子加标记,修饰后的生物 分子再通过硫与金的结合在金表面自组装;另一种 是表面修饰,先在金表面形成硫醇的自组装膜,然后 江苏大学(医学版)第15卷 将生物分子结合到修饰过的表面上. 近年来,科学家们已成功将此项技术运用于传 感器的改进.Park?等通过巯基和金膜之间的自 组装作用,把巯基化抗体固定到石英晶体电极表面, 用于沙门菌属的检测.研究发现,使用sulfo—LC—SP- DP可获得最佳敏感性和稳定性,检测范围为9.9× 10,1.8x10CFU/ml.这种长链分子起到了降低 空间位阻的作用,有利于抗体和沙门菌的结合. Zhao[t2]等报道用二硫醇把胶体金颗粒固定到镀金 电极的表面,作为巯基化DNA的吸附基底,实现 DNA固定.研究表明纳米金颗粒的高比表面能够 放大DNA的固定,从而提高检测灵敏度. 此外L.B膜法和生物素一亲和素法等方法在生 物识别元件的固定过程中也经常被用. 4压电生物传感器的分类 压电生物传感器在生物化学,微生物学,分子生 物学等领域有着广泛应用,可以有不同的分类方法. 根据生物识别元件可分为:压电免疫传感器,压电基 因传感器,压电微生物传感器等;根据信号转换方式 可分为体波压电传感器,表面波压电传感器,阻抗压 电传感器等.报道最多的是压电免疫生物传感器. 其作为一种新型生物免疫检测系统,可以对多种抗 原或抗体进行快速的定量测定及反应动力学研究, 具有高特异性,高灵敏度,响应快,小型简便等特点, 克服了ELIsA,RIA,FIA等免疫检测方法费时,昂 贵,标记及操作复杂等缺点,对传染病,恶性肿瘤,自 身免疫病,血液疾病,肾病的早期诊断具有广阔的临 床应用前景. 5压电生物传感器的新近应用与发展 5.1应用 5.1,1用于液相方面的检测Plomer_l通过葡萄 球菌蛋白A将抗肠道细菌共同抗原的单克隆抗体 包被在10MHz的石英晶体表面,实验中以大肠杆 菌为例,菌液浓度在1O,10/ml范围内可引起晶 体频率有意义的改变,通过频率的变化可以测出肠 道细菌的数量.中国天津军事医学科学院?介绍 了一种压电免疫生物传感器检测细菌肠毒素,这种 传感器可检测c2型葡萄球菌肠毒素,检测范围为 1Og/L,10mg/L.Nai—YuPan?等开发了一种覆 有C60抗体的压电免疫传感器并成功运用于人体 IgG和血红蛋白的检验中,线性响应良好,且在水溶 液中的检测极限均<10一mg/ml.NamsooKim_l研 发了可免标记检测假单胞菌的压电免疫传感器,不 仅特异性强,灵敏度高,且可重复使用至少七次. 5.1.2用于气相方面的检测HalamekL1研究了 一 种用于除草剂(2,4一二氯苯氧基乙酸)检测的高 灵敏度压电免疫传感器,他们将作用于该除草剂的 单克隆抗体用戊二醛作为交联剂固定于氨基噻吩修 饰的金/银电极表面,取得了良好的检测效果(检测 限为10ng/L).wu?报道了一种用于气体监测的 压电生物传感器(电子鼻),他将牛蛙的嗅觉感受蛋 白分离后固定在电极表面作为感受器,用于正己酸, 乙酸异戊酯,正癸醇,己酸乙酯等挥发性物质的检 测,其检测灵敏度范围为10I?,10,g,相当于人的 嗅觉阈值.HwiJinKo19]用覆有I7蛋白的电子鼻 成功地定量检测辛基乙醛等物质. 目前使用压电生物传感器可检测的气体主要有 SO2,水蒸气,丙酮,H2,H2S,CO,CO2,NO2等.随着 日益增长的化工过程控制,汽车排放尾气控制及环 境监测的需要,针对不同气体的生物化学膜正在不 断研制开发,压电生物传感器可检测的气体范围将 不断扩大. 5.2前沿热点 Klenerman等报道了一种新的病毒检测方 法.他们把抗体固定到电极表面,然后样本中的病 毒粒子被抗体捕获.对晶体施加交流电场,并逐渐 增加电压幅度.当达到临界点时,病毒粒子和抗体 之间的结合断裂,就像麦克风一样,声波发射信号被 转换为电信号.由于各病毒粒子具有不同的结合 力,故对应于不同的电压峰值,可知病毒粒子的种 类.根据结合的牢固程度,吸附的物质依次脱落,从 而排除非特异性反应. 同样是检测病毒粒子,以色列的科学家们首 先把和病毒RNA互补的核酸片断固定到电极表面, 如果病毒存在则结合到电极的表面,在酶的催化下, 以固定在电极表面的互补核酸为引物,以病毒RNA 为 模板 个人简介word模板免费下载关于员工迟到处罚通告模板康奈尔office模板下载康奈尔 笔记本 模板 下载软件方案模板免费下载 开始核酸的复制,复制过程中,碱性磷酸酶被 引入核酸链中,加入反应底物,酶催化生成不溶的靛 蓝,引起晶体频率变化,从而实现病毒粒子的检测. 研究表明,该 设计 领导形象设计圆作业设计ao工艺污水处理厂设计附属工程施工组织设计清扫机器人结构设计 可以在1Ol液体中检测到6O个 病毒粒子的存在. Skladal等用经过寡核苷酸探针修饰的压电 传感器检测血清中的丙型肝炎病毒(HCV)并实时 监测其DNA的结构转录和PCR扩增过程,完成整 个监测过程仅需10min且装置可重复使用.Petr Sklada等用压电传感器研究了破骨细胞生成抑制 第6期冯旭等:压电生物传感器的原理及其在生物医学检验中的应 用547 因子(OPG)和几种相应抗体的相互作用,研发出可 快速检验血清中OPG的压电免疫传感器. 第三军医大学研制的组合靶基因自动检测仪和 组合靶基因传感器芯片是一种针对临床实际需 要研发的低密度生物芯片.它采用了多项压电传感 技术和新兴生物学技术,无需经过热循环基因扩增 技术就能应用于检i贝0和分析.此外,汪江华等将 生物芯片技术与生物传感器结合,利用微机械电子 系统(MEMS)技术在石英晶片上制作微型压电谐振 器阵列,在各传感器表面固定不同的生物探针,研制 出高灵敏,可同时检i贝0多种靶分子的压电生物芯片. [参考文献] [1] [2] [3] [4] [5] [6] [7] [8] [9] [10] [11] [12] [13] LeonardPS,HeartvJ.Brennan.Advancesinbiosensors fordetectionofpathogensinfoodandwater[J].Enz Micch,2003,32:3—13. 汪尔康.2l世纪的分析化学[M].北京:科学出版社, 1999.216. 姚守拙.压电化学与生物传感[M].长沙:湖南师范大 学出版社,1997.384. 张福学,王丽坤.现代压电学[M].北京:科学出版社, 2001.84. SauerbreyG.Useofaquartzvibratorforweighingthin layersonmicrobalance[J].ZPhys,1959,155:206. 姜远海.医用传感器[M].北京:科学出版社, 1999.87. LiDQ,MaM.Surfaceacousticwavemicrosensorsbased oncyclodextrincoatings[J].SenAct,2000,B69:75— 84. 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