纳米传感器

微电极阵列生物传感器


超微阵列电极是指由多个单超微电极组合 形成集合电极，在降低信噪比、提高测量 灵敏度的基础上，不仅获得了n倍单一超微 电极的电流强度(n为电极数目)，而且保持 着单一超微电极的优良特性。 当前阵列电极的制备技术主要有模板法、 光刻法两种。模板法又可分为电沉积法和 化学镀(非电镀)法，即分别采用电沉积和化 学镀的方法在模板上获得特定纳米结构材 料。

是基因芯片应用的基础。
其原理是将一系列的核酸片段固定在芯片载体上作为 固相靶片段（target), 待测的核酸片段人工标记上不同 的荧光、或同位素作为探针（probe），一定条件下 两者杂交，根据杂交后的不同信号即可获得靶片段的 信息，进行计算机分析。
DNA芯片 亲和力生 物芯片 蛋白芯片 组织芯片 …………

微电极的制作

介绍一种超微碳纤维圆盘电极的制备则结 合了熔焊、胶粘和刻蚀三种技术。常把超 微碳纤维与铜丝焊接,用环氧树脂粘合剂封 入玻璃毛细管，露出电极尖端，在煤气灯 下将毛细管尖端烧融使碳纤维密封于毛细 管内，将碳纤维在煤气灯上继续进行火焰 蚀刻，制得图1所示的超微碳纤维圆盘电极。
微电极的制作
（3）微电极上的稳态电流密度与电极尺寸成反比， 而充电电流密度与其无关，这有助于降低充电 电 流的干扰，提高测定灵敏度； （4）微电极几乎是无损伤 测试，可以应用于生 物活体及单细胞分析。 微电极的基本电化学性质归纳起来主要有以下几个 方面： 1.容易达到稳态电流 2.微电极的时间常数很小 3.适用高阻抗溶液体系
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利用细胞培养技术，将嗅球神经元与微电极阵列(MEA)芯片耦合，构建一种 细胞网络传感器，用于对多点的嗅球神经元电活动进行同步观察与分析
采用微机械加工技术，在硅基底上设计了直径为20～50 μm的20通道金微 电极阵列(micro-electrode array，MEA)，用以构建能实时、连续、定量跟 踪哺乳动物细胞形态和增殖分化改变的细胞阻抗测试传感器(electric cellsubstrate impedance sensing，ECIS)，用于细胞与电极间的阻抗测试研究。
微电极在生物传感器中应用
•上图介绍的微电极阵列集成生物传感器 ,是一种具有纳米涂层的用于医学诊 断的生物芯片 ,可同时对血糖样品进行多个参数高效 、快捷的检测 。 •Wu等将Pt纳米粒子修饰到超微碳纤维电极(Pt/CFUME)表面，再以辣根过 氧化酶(HRP)为酶底，研制了对安培检测H2O2具有较好电催化还原响应的生 物传感器，对H2O2检出限为0.35μmol/L(S/N=3)。 •Zhu等通过电聚合制备了基于多层叉指型超微阵列电极的吡咯-葡萄糖氧化 酶(PPy /GOx)生物传感器,灵敏度达13.4nA /(mmol /L)。
压电生物传感器应用

压电免疫传感器
压电免疫传感器的基本原理就是将抗体或抗原固 定于石英晶体表面, 利用抗原与抗体的特异亲合反 应, 当待测的抗原或抗体与所固定的识别物相互作 用而产生特异吸附时, 就会导致晶体表面质量负载 的增加, 所吸附的抗体或抗原的量可以通过传感器 的频率变化加以监测可以简化分析操作程序, 提高 分析速度。
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方程中：Δf —晶 体 吸 附 外 来 物 质 后 振 动 频的 变 化 （Hz）；k—常数；f—压电 晶 体 的 基 本 频 率 （MHz）；Δm—被吸附物质的质量；A—被吸附 物所覆盖的面积。负号表示质量的增加导致频率 的下降。将活性物质至于晶体表面测得f1，晶片 置于气体或液体中，当生物活性物质与被测物质 发生反应形成复合物后，再测晶片频率f2，计算 Δ f。
特点
实验表明，当电极的尺寸从毫米级降至微米或纳米 级时，它呈现出许多不同于常规电极的特点，如：

源自文库

（1）电极表面的液相传质速率加快，以致建 立稳态所需的时间大为缩短，提高了测量响应 速度； （2）微电极上通过的电流很小，为纳安（nA） 或皮安（pA）级，体系的iR降很小，在高阻抗 体系（包括低支持电解质浓度甚至无支持电解 质溶液）的伏安测量中，可以不考虑欧姆电位 降的补偿；
应用：
Baller将不同成分的聚合物溶液均 匀喷涂到阵列悬臂表面制成气体 传感器。用于成膜的聚合物分别 是聚乙烯吡啶(PVP)、聚氨基甲酸 乙酯(PU)、聚苯乙烯(PS)和聚甲 基丙烯酸甲酯(PMMA)。当气体分 子扩散进入聚合物修饰层时，引 起聚合物层膨胀，由于气体分子 与不同聚合物分子间相互作用存 在差异从而导致悬臂不同程度的 弯曲。
式中：Δz是微悬臂梁自由端的位移．Δσ为表面应力差，f和t分别是微悬 臂梁的长度和厚度，而E和ν分别是微悬臂梁制造材料的杨氏模量和泊松 比。 在动态模式下，表面吸附的物质改变了微悬臂梁的质量，引起微悬臂梁 共振频率减小，通过测量频率变化值可获知吸附物的质量。
式中： Δ m为微悬臂梁质量变化，k为悬臂弹性常数,f0和fm分别为吸附 物质前后微悬臂梁的振动频率。
生物芯片


生物芯片指将大量探针分子固定于支持物上后与带荧光标 记的DNA或其他样品分子（例如蛋白，因子或小分子）进 行杂交，通过检测每个探针分子的杂交信号强度进而获取 样品分子的数量和序列信息。 生物芯片是指通过机器人自动打印或光导化学合成技术在 硅片、玻璃、凝胶或尼龙膜上制造生物分子微阵列。
核酸杂交技术
•基因压 电 传 感 器 测 定 DNA 的 基 本 原 理 是 将 单 链DNA 探针固定 到晶体表面, 当序列与之互补的待测DNA 在晶片上 杂交形成双链 DNA 时, 晶体的质量增加和产生表面 粘弹性变化, 根据传感器频率变化或网络分析加以测 定。 •压电生物传感器对细胞微生物的研究 据细胞在培养液中的状态可以把细胞分为悬浮细胞 和贴壁细胞 贴壁细胞顾名思义就是在培养器皿的壁 上生长, 细胞的分裂生长过程对应于器壁的质量增加 过程, 故可以利用压电传感器的质量特性对细胞生长 过程进行监测。
基因芯片指对数以千计的DNA 片段同时进行处理分析的技术。 该技术指将大量探针分子固定于 支持物上后与标记的样品分子进 行杂交，通过检测每个分子的杂 交信号强度进而获取样品分子的 数量。
生物芯片
毛细管电泳芯片 微阵列结 构生物芯 片 PCR反应芯片 介电电泳分离芯 片 ………………..
基因芯片制作方法

1880 年，Jacques Curie 和 Pierre Curie 首先发现 压电现象。 晶体压电理论首先是由雅克· 居里 和 皮 埃 尔· 居 里 于 1880 年 提 出 的 ，1959 Sauerbrey 提出了气相中晶体表面所载质量与谐振 频移Sauerbrey 方程：
f kf m A
一般两种方法：
基因芯片的应用
1.基因表达分析 分析基因表达时序时空特征 检测基因差异表达 发现新基因 大规模测序 2.基因型、基因突变和多态性分析 分析基因组中不同基因与性状或疾病的光系 3.疾病的诊断与治疗 遗传病相关基因的定位：产前筛查与诊断肿瘤 感染性疾病的诊断 4.药物研究中的应用 新药开发 发现药物新功能 调查药物吹粒细胞后基因的表达 对药物进行毒性分析 等等
微悬臂生物传感器还可 用于以下方面：
•细胞检测 •蛋白质检测 •DNA检测 •小分子和药物检测 •有毒气体检测 •有机挥发气体检测 •易燃易爆气体检测
压电纳米生物传感器




利用压电生物传感器对表面电极区附着质量的敏 感性，并结合生物功能分子（如抗体和抗原）之 间的选择特异性，使压电晶体表面产生微小的压 力变化，引起其振动频率改变可以制成压电生物 传感器。 他主要由压电晶体、振荡电路、差频电路、频率 计数器及计算机等部分组成。 常用的压电材料：石英（SIO2）、钽酸锂 （LiTaO3） 晶体振动两种类型：体声波（bulk acoustic wave, BAW）、表面声波(Surface acoustic wave , SAW)
微悬臂阵列生物传感 器
微悬臂（阵列）生物传感器
在微悬臂梁为中心的传感系统中，微悬臂梁的工作模态分为弯曲模 态和扭转模态两 种，而按照工作模式可以分为静态和动态模式两 种。 静态模式也叫形变模式，在这种模式 下，由于温度、湿度以及敏 感层吸附作用等的影响，微悬臂梁受到表面应力的作用产生弯曲， 其弯曲程度便可以反映出被测对象的特点。通过Stoney’s方程可在 悬臂弯曲的幅度与表面应力差之间建立联系。
纳米科学与健康
孙卫东
微纳生物传感器
微电极（阵列）生物传感器



超微电极有时又简称微电极，通常是指其 一维尺寸小于100μm ，或者小于扩散层厚 度的电极。微电极的种类很多： 按其材料不同，可分为铂、金、汞 微电极 和碳纤维微电极等等； 按其形状不同，可分为微盘电极、微环电 极、微球电极和组合式微电极。组合式微 电极是由众多的微电极组合而成，具有微 电极的特征，总的电流又比较大。