离子敏传感器及生物传感器应用

1、离子敏传感器及生物传感器应用 如图所示是ELIT双电极组合系统，是由插入式全固态离子选择电极、8mm参比电极和双极组合插座组成，完全可以代替传统的复合电极，有效地达到了高率益、低成本和实用性的最佳化。第14章 离子敏传感器与生物传感器 图示为英飞凌科技与德国马克思浦朗克研究所合作研发的具有活神经细胞的生物传感器芯片，可读取细胞所发出的电子讯号。第14章 离子敏传感器与生物传感器 这种被英飞凌称为“神经芯片”的突破技术，将有助于研究人员在神经元、神经组织及有机神经网络方面获得新发现。在药物发展领域中，此种神经芯片将有助于测试活神经元新药物配方的功效。第14章 离子敏传感器与生物传感器 SBA-4

2、0型生物传感分析仪如图所示，是快速、精确测定葡萄糖、L-乳酸和谷氨酸的双指标智能化仪表，国家级重点新产品，通过更换不同的酶膜，可以同时得到上述任两种成分的定量分析结果。第14章 离子敏传感器与生物传感器14.1 离子敏传感器14.2 生物传感器14.1 离子敏传感器 离子敏传感器是一种电化学敏感器件，是最早研究开发应用的一类化学传感器，它能在复杂的被测物质中迅速、灵敏、定量地测出离子或中性分子的浓度。其中，离子选择电极(ISE)已在化学、环保、医药、食品及生物工程等工业领域取得了广泛的应用。随着半导体技术及微电子技术与微机械加工技术的发展，离子敏场效应管等也得到了迅速发展和应用。14.1 离子

3、敏传感器离子敏传感器的原理框图如图所示。14.1 离子敏传感器 离子传感器技术的进步取决于敏感膜与换能器，因此离子传感器的分类通常是根据敏感膜的种类或换能器的类型来划分的。 根据敏感膜的种类，可划分为玻璃膜式、固态膜式、液态膜式、以离子传感器为基本体的隔膜式等。 根据换能器的类型，可划分为电极型、场效应晶体管型、光导纤维型、声表面波型等。14.1 离子敏传感器14.1.1 离子选择电极14.1.2 离子敏场效应管14.1.3 离子敏传感器的应用14.1.1 离子选择电极 离子选择电极法是指使用离子选择电极作指示电极的电位分析方法，是电化学分析的重要分支。它具有快捷、准确、精密度高、操作简单、仪

4、器体积小、适于连续操作等特点，且电极不受样品颜色、浊度、悬浮物或粘度的干扰。已被广泛应用于实验室痕量分析、常规离子分析及环境监测等领域。 现代离子电极定量分析方法的理论基础是描述电极电势与溶液组分关系的表达式Nernst方程。14.1.1 离子选择电极 1.离子电极结构 内参比电极封入一个塑料或玻璃材质的无反应性容器中，并浸在容器中的内参比溶液里。在容器的下端用一块离子选择性膜封闭，使离子选择电极的溶液与外界隔离。 不同的离子选择电极其膜的物理性质也不同，离子选择电极的选择性即源于离子选择性膜。14.1.1 离子选择电极 2.离子选择电极工作原理 当把离子选择电极浸入溶液时，若溶液中含有能透过

5、离子选择性膜的离子，且内参比溶液中该离子的浓度与样品溶液中的浓度不相等时，该种离子从高浓度一侧向低浓度一侧扩散，就在离子选择性膜两侧产生了电位差，该电位差依赖于样品溶液中离子活度及内参比溶液中离子的活度，为14.1.1 离子选择电极 式中，n为被测离子上的基本电荷数，即相当于n个质子的电荷；ai为样品中的离子活度，aj为内参比溶液中的离子活度；T为温度；R为气体常数；F为法拉弟常数。14.1.1 离子选择电极 3.离子的活度 电解质溶液中某种离子的体积浓度是化学计量浓度，以Ci表示，活度是指有效体积浓度，以ai表示。二者是有区别的，例如浓度为/L的NaCl溶液其活度却为/L。活度与体积浓度的关

6、系为式中，ui为离子的活度系数，一般ui1，只有当Ci趋于零时，ui=1。14.1.1 离子选择电极 如图所示，通过一个高输入阻抗的电位测量装置测量离子选择电极和参比电极之间的电位差即可知道离子浓度。 前面公式是在电极仅对被测离子响应的前提下得出的。然而离子选择电极常常对其他离子也有响应，则输出将受其他离子的影响。14.1 离子敏传感器14.1.1 离子选择电极14.1.2 离子敏场效应管14.1.3 离子敏传感器的应用14.1.2 离子敏场效应管 离子敏场效应管ISFET传感器是在金属氧化物场效应晶体管(MOSFET)基础上制成的对特定离子敏感的离子检测器件，是集半导体制造工艺和普通离子电极

7、特性于一体的传感器，其结构与普通的MOSFET类似。在ISFET中由特定的离子敏感膜、被测电解液及参比电极代替了MOSFET的金属栅极。14.1.2 离子敏场效应管 1.ISFET传感器的结构与原理 离子选择电极是利用离子感应膜产生的膜电位(也称为界面电位)来进行检测的。用离子感应膜来取代MOSFET的金属栅极，得到ISFET。溶液中的特定离子能使膜两侧产生膜电位差，此电位差又能引起沟道电流变化。所以ISFET传感器是集半导体制造工艺和普通离子电极特性于一体的新型传感器。14.1.2 离子敏场效应管MOSFET的结构如图所示。14.1.2 离子敏场效应管 ISFET的结构如图所示，和MOSFE

8、T相比，用离子敏感膜代替了金属栅极。14.1.2 离子敏场效应管 电压电流关系如图所示。在饱和区，Id与Uds无关，仅取决于Ugs。若外加Ugs不变，因离子浓度改变导致膜两侧出现电势差，Id将改变。14.1 离子敏传感器14.1.1 离子选择电极14.1.2 离子敏场效应管14.1.3 离子敏传感器的应用14.1.3 离子敏传感器的应用 1.离子选择电极的应用 主要应用范围分为下列三大类 实验室的分析； 工业流程的分析； 医学上的分析。14.1.3 离子敏传感器的应用 离子选择电极直接响应溶液中的离子组分，因此应用离子电极对溶液体系(例如各种水质、工业流程溶液、生理溶液等)进行分析是最为方便的

9、。固体样品(例如矿石、土壤、生物组织等)可经过溶解、浸取或消煮后进行测定，气体组分或大气中的微粒可用溶液吸收后进行测定。使用气敏电极还可直接测定溶液中的气体组分(NH3、CO2、NOx及SO2等)。离子选择电极还可用来测定许多有机化合物(例如氨基酸、扁桃苷、脑甾醇、尿素、青霉素等)。14.1.3 离子敏传感器的应用 例如，土壤中氯含量的测定。长期以来采用汞量滴定法或银量滴定法。由于土壤提取液本身比较浑浊，故妨碍了滴定分析。采用氯离子选择电极进行土壤中氯的测定则不受干扰。 再比如测水泥生、熟料中二氧化硅的含量等。14.1.3 离子敏传感器的应用 一种工业流程自动电位滴定系统如图所示。IR是由IS

10、E和参比电极构成的复合电极，TE为温度计，APT为自动电位滴定仪，内设时间控制程序，FT为流量变送器，SV为取样阀。14.1.3 离子敏传感器的应用 先加样品，由SV1的启、停时间和FT1给出的流速可知样品加入量Vx。之后SV2开启，加入滴定试剂，通过ISE指示滴定终点。到达终点时，SV2自动关闭。由SV2的启、停时间和FT2给出的流速可知滴定试剂的加入量Vs。14.1.3 离子敏传感器的应用 滴定试剂的浓度Cs已知，由此可求得样品的浓度Cx。最后SV3开启放掉溶液，SV1又重新开启，重复上述滴定过程。分析结果由记录仪给出。需要自动调节时，分析结果信号可送至调节器去控制调节阀。上述整个滴定过程

11、和数据处理可由微机完成。14.1.3 离子敏传感器的应用 2.离子敏场效应晶体管的应用 离子敏场效应晶体管(ISFET)在生物医学上取得了广泛的应用，这是由于它具有体积小、反应快、使用方便等特点，能迅速测定人体中血液、尿、汗、淋巴、唾液、脑髓液、骨髓、胃液中的成分，为临床诊断提供可靠依据。14.1.3 离子敏传感器的应用 实用的探针式ISFET器件，漏源栅区被设计成平行长条形，用集成工艺技术制造。敏感膜在针端部，用SiO2和Si3N4绝缘，以防止离子浸入，最外面覆盖离子敏感层(譬如测Na用硅酸铝)。ISFET做成的微型探针嵌入注射器针头内，可直接监测生物体内所需部位的瞬态离子状况。 目前做成的

12、微型结构，端部宽仅30mm，可插入细胞中直接测量像神经细胞等随着兴奋状态变化的离子浓度变化情况，能鉴别正常细胞与癌细胞。14.1.3 离子敏传感器的应用 利用集成化技术做成的多功能ISFET，在同一探头上可以同时测量和综合诊断。例如用多功能的ISFET可同时测出兔子头盖骨内pH和pNa在停止呼吸四分钟时有瞬时增加的现象，如图所示。14.1 离子敏传感器14.1.1 离子选择电极14.1.2 离子敏场效应管14.1.3 离子敏传感器的应用第14章 离子敏传感器与生物传感器14.1 离子敏传感器14.2 生物传感器14.2 生物传感器 生物传感器是利用酶、抗体、微生物等作为传感材料，将所感受到的生

13、物体转换为电信号进行检测的传感器。由两部分组成：固定化的生物大分子作识别元件(或称为感受器)；适当的信号转换器，称基础电极或内敏感器(如电流或电位测量电极、氧电极、场效应管、光纤等)，是一个电化学或光学检测元件。当分子识别元件与底物(待测物)特异结合后，所产生的复合物(或光、热等)通过信号转换器转变为输出电信号、光信号，从而达到分析检测的目的。14.2 生物传感器14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类14.2.2 酶传感器14.2.3 微生物传感器14.2.4 免疫传感器14.2.5 组织传感器14.2.6 生物电子学传感器14.2.7 仿生传感器 14.2.8 生物传感器的应用 14.2

14、.9 生物芯片技术14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类 1.生物传感器的特点 生物传感器是利用酶、抗体、微生物等作为元件敏感材料，故采用不同的生物物质，可有选择地对特定物质响应。如酶识别酶作用物、抗体识别抗原、核酸识别形成互补碱基对的核酸等。和普通化学分析方法相比，生物传感器具有如下特点 选择性好，只对特定的被测物质起反应，而且不受颜色、浊度的影响；14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类 操作简单，需样品量少，能直接完成测定； 经固定化处理，可保持较长期生物活性，传感器可反复使用； 分析检测速度快； 准确度高，一般相对误差小于1%； 主要缺点是使用寿命较短。14.2.1 生物传感器的

15、特点、原理及分类 2.生物传感器的结构与原理 生物传感器的结构一般是在基础电极上再耦合一个生物敏感膜。生物传感器的原理如图所示。14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类 生物传感器中信号的测量主要有电化学式和光学式两种，测量方法的选择(即基础电极的选择)是传感器结构设计的基本依据，而测量方法的选择在很大程度上取决于生化过程的本质。生物传感器所用基础电极如表所示。14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类声表面波生物传感器如图所示。14.2 生物传感器14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类14.2.2 酶传感器14.2.3 微生物传感器14.2.4 免疫传感器14.2.5 组织传感器14.

16、2.6 生物电子学传感器14.2.7 仿生传感器 14.2.8 生物传感器的应用 14.2.9 生物芯片技术14.2.2 酶传感器 1.酶传感器的分类 酶是由蛋白质组成的生物催化剂，能对特定的待测物质进行选择性催化，故利用酶的特性可制造出高灵敏度、高选择性的传感器。 按照输出信号不同，一般将酶传感器分为两类，即电流型和电位型。14.2.2 酶传感器 (1)电流型酶传感器 电流型酶传感器是根据与催化反应有关物质的电极反应所得到的电流来确定反应物质的浓度。即电流型传感器是基于溶液中的电极组成的电化学反应池中电流电压关系，当传感器加上一个电压时，电流值同活性物质的浓度成比例。O2与H2O2都是电化学

17、活性物质与酶一起参加反应，一般采用O2电极、燃料电池电极H2O2电极等。14.2.2 酶传感器 (2)电位型酶传感器 电位型酶传感器是通过电化学敏感器件测量敏感膜电位来确定催化反应有关的各种离子浓度，一般采用NH3电极，CO2、H2电极等。 酶传感器的分类如表14.2所示。14.2.2 酶传感器 2.酶传感器的结构与原理 (1)葡萄糖酶传感器的结构与原理 葡萄糖酶传感器的敏感膜为葡萄糖氧化酶。它固定在聚乙烯酰胺凝胶上。其中的电化学传感器的阴极为Pt，阳极为Pb，中间为电解液。在Pt电极表面上覆盖一层透氧气的聚四氟乙烯膜，形成封闭式氧电极。在聚四氟乙烯膜外侧再包上一层葡萄糖氧化酶即构成葡萄糖酶传

18、感器。14.2.2 酶传感器1阴极；2聚四氟乙烯膜；3固定酶膜；4非对称的透膜多孔层；5半透膜致密层 典型的葡萄糖酶传感器由三层组成。内层用来固定酶，同时是O2或H2O2的选择膜。中层为酶膜，是酶反应的场所，在此膜内葡萄糖与O2反应产生H2O2。外层膜用来限制葡萄糖的传质过程，以使葡萄糖在膜内扩散过程为反应的控制步骤。14.2.2 酶传感器其工作原理为葡萄糖+O2+H2O葡糖酶GOD葡萄糖酸+ H2O2 当传感器放入葡萄糖溶液中时，由于酶的作用而耗氧，此时聚四氟乙烯膜附近的氧气量减少，相应电极的还原电流减少，通过电流值的变化可确定葡萄糖浓度的大小。当然也可用金属电极通过测量H2O2测定葡萄糖浓

19、度。上述氧电极的一个优点是聚四氟乙烯膜起到了隔离作用，避免了被测物质与电极直接接触。14.2.2 酶传感器 (2)常见的酶传感器及其主要特性 由于酶能选择性地快速识别特定的底物，并在较温和的条件下对底物起催化作用，所以酶是一种作为生物传感器的首选生物活性物质。自然界中已获鉴定的酶有2500多种，但大多数酶的制备与纯化困难，加之固定化技术对酶的活性影响很大，这就极大的限制了酶传感器的研究和应用。目前已实用化的市售酶传感器达200种以上。一些酶传感器的主要特性列于表14.3中。14.2 生物传感器14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类14.2.2 酶传感器14.2.3 微生物传感器14.2.4

20、 免疫传感器14.2.5 组织传感器14.2.6 生物电子学传感器14.2.7 仿生传感器 14.2.8 生物传感器的应用 14.2.9 生物芯片技术14.2.3 微生物传感器 微生物包括细菌、酵母、霉菌等，它们在适宜的条件下分裂繁殖很快，故活性微生物是生物电极的优良酶源。微生物传感器的分子识别是由固定化的微生物构成的。提出这类传感器的基本思路是 (1)微生物细胞内含有能使从外部摄入的物质进行代谢的酶体系，因而可避免使用价格较高的分离酶。而且有些微生物的酶体系的功能是单种酶所没有的。14.2.3 微生物传感器 (2)微生物能繁殖生长或在营养液中再生，因而有可能长时间保持生物催化剂的活性，延长传

21、感器的使用期限。14.2.3 微生物传感器 1.微生物传感器的分类及特点 微生物本身就具有生命活动的细胞，有各种生理机能。如呼吸机能(O2的消耗)和新陈代谢机能(物质的合成与分解)，还有菌体内的复合酶、能量再生系统、辅助酶再生系统等。因此设计微生物传感器的重要问题是在不损坏微生物机能情况下，如何把细胞内的酶反应与电化学过程偶联起来。就偶联方式而言，微生物传感器可分为两类 14.2.3 微生物传感器 (1)呼吸机能型 即微生物是好(亲)气型细菌。它呼吸时会使有机物氧化，消耗氧并生成CO2，因此可用O2电极或CO2气敏电极进行检测。 (2)代谢机能型 即微生物代谢产物是电极活性物质，可借助惰性金属

22、电极进行电信号检测。如某些称为氢菌的微生物可使葡萄糖、蔗糖、淀粉、各种氨基酸的蛋白质转变产生氢。因此可通过氢的氧化电流测定将微生物作用转变为电信号。14.2.3 微生物传感器微生物传感器的原理如图所示。14.2.3 微生物传感器 微生物电极与普通酶电极比较有以下优点 结构简单，成本低。而许多酶很昂贵。 菌体内的酶存在于细胞内的天然环境中，寿命长，不用时可将微生物存放在营养介质中还可再生，而很多纯化的酶不稳定。 细胞中除酶外还包括代谢反应中所需的辅助因子，而某些用酶作的电极需加昂贵的辅助因子。14.2.3 微生物传感器 若与被测物有关的酶还末分离出或复杂的反应还不清楚时，则用微生物细胞是唯一的方

23、法。 主要的缺点是特效性、响应时间和重现性比酶电极差。14.2.3 微生物传感器 2.呼吸机能型微生物传感器 微生物呼吸机能存在好气性和厌气性两种。 好气性微生物生长需要氧气。可通过测量氧气来控制呼吸机能并了解其生理状态。 厌气性微生物相反，它不需要氧气，氧气存在会妨碍微生物的生长。可通过测量CO2及其他生成物来探知其生理状态。14.2.3 微生物传感器 可见呼吸机能型微生物传感器是由微生物固定化膜和O2电极(或CO2电极)组成，在应用O2电极时把微生物放在纤维性蛋白质中固定化处理，然后把固定化膜附着在封闭式O2电极的透氧膜上。14.2.3 微生物传感器 图示为生物化学耗氧量(BOD)传感器。

24、将其放入含有机化合物的被测溶液中，有机物向微生物固定化膜扩散，而被微生物摄取(称为资化)，由于微生物呼吸量在有机物资化前后不同，这可通过O2电极转变为扩散电流值从而间接测定有机物浓度。1电解质；2O形环；3Pb阴极；4聚四氟乙烯；5固化微生物膜；6尼龙网；7Pt阳极14.2.3 微生物传感器 图示为响应曲线。稳定电流值表示传感器放入待测溶解氧处于饱和状态的缓冲溶液中的微生物呼吸水平。当溶液中加入葡萄糖或谷氨酸等营养液后，电流迅速下降，并达到新的稳定电流值。该稳定值与未添加营养源时的电流值之间的差值和样品中有机物的浓度成正比。14.2.3 微生物传感器 3.代谢机能型微生物传感器 代谢型微生物传

25、感器的基本原理是用微生物使有机物资化而产生各种代谢生成物，在这些代谢生成物中，含有被电极产生电化学反应的物质(即电极活性物质)。因此微生物固定化膜与离子电极(或燃料电池型电极)相结合就构成了代谢型生物传感器。14.2.3 微生物传感器 把产生H2的酪酸梭状芽细菌固定在低温胶冻膜并把它装在燃料电池Pt电极上，燃料电池由Pt电极(阳极)5，Ag2O2电极(阴极)4，电解液3(/L磷酸缓冲液)以及液体联结面2组成，1为O型环，6为聚四氟乙烯膜。14.2.3 微生物传感器 当传感器浸入含有甲酸的溶液时，甲酸通过聚四氟乙烯膜向酪酸梭状芽细菌扩散，被资化后产生H2。H2穿过Pt电极表面上聚四氟乙烯膜与Pt

26、电极产生氧化还原反应电流，此稳定电流与微生物产生的H2含量成正比，而氢气量又与待测溶液的甲酸浓度有关，因此传感器能迅速测定发酵液中甲酸浓度。14.2.3 微生物传感器 4.常见微生物传感器的特性 和酶传感器相比，微生物传感器的稳定性好(达数月)，价格便宜，使用寿命较长、灵敏度不亚于酶传感器，但响应时间较长(数分钟)、选择性较差，因为一般微生物能与多种有机物作用。 常见的一些微生物传感器的性能见表14.4。14.2 生物传感器14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类14.2.2 酶传感器14.2.3 微生物传感器14.2.4 免疫传感器14.2.5 组织传感器14.2.6 生物电子学传感器14

27、.2.7 仿生传感器 14.2.8 生物传感器的应用 14.2.9 生物芯片技术14.2.4 免疫传感器 免疫传感器的基本原理是免疫反应，当有病原菌或其他异种蛋白(抗原)侵入动物体内，体内即可产生能识别这些异物并把他们从体内排出的抗体，抗原和抗体结合即可发生免疫反应。其特异性很高。免疫传感器就是利用抗体(抗原)对抗原(抗体)的识别功能而研制成的生物传感器。由于抗体(或抗原)中没有酶那样的催化功能，免疫传感器的构成与酶或微生物传感器略有区别。14.2.4 免疫传感器 1.抗原与抗体 (1)抗原 抗原是能够刺激动物机体产生免疫反应的物质。从广义的生物学观点看，凡具有引起免疫反应性能的物质都可以称为

28、抗原。抗原有两种性能：刺激机体产生免疫应答反应；与相应的免疫反应物发生特异性结合反应。抗原一旦被淋巴球响应就形成抗体。14.2.4 免疫传感器 (2)抗体 抗体是由抗原刺激机体产生的具有特异性免疫功能的球蛋白，又称免疫蛋白。抗体为Y字型结构，两个分支具有选择结合的能力。抗原是异性蛋白质，一旦与抗体结合，就形成稳定的复合体，二者的结合反应称为免疫反应。14.2.4 免疫传感器 2.标识免疫传感器与非标识免疫传感器 抗体对抗原的选择亲和性与酶对底物有很大差别。酶与底物形成的复合物寿命短，只存在于底物转变为产物的过渡态中。而抗体-抗原复合物非常稳定，难以分离。此外，抗体-抗原反应不能直接提供电化学检

29、测可利用的效应。这些特点是设计免疫传感器时必须考虑的。依检测的原理，免疫传感器可分为标识免疫传感器与非标识免疫传感器。14.2.4 免疫传感器 (1)标识免疫传感器 标识免疫测定法是用放射性同位素、酶、荧光物质、稳定的游离基、金属、红细胞、脂质体及噬菌体等作为标识物的免疫测定法。 酶标识免疫传感器既利用了免疫反应的特异性又吸收了酶催化反应的灵敏性，是一种很有前途的分析方法。14.2.4 免疫传感器 以酶免疫传感器为例。结构如图所示。工作原理是：测量前在待测溶液中添加一定量的酶(如过氧化氢酶)标识抗原2，即抗原与过氧化氢酶结合而成的复合体。当酶免疫电极与待测溶液接触时，非标识抗原1(待测对象)与

30、标识抗原竞争与电极上的抗体3结合。14.2.4 免疫传感器 一定时间后，将电极取出洗去未成复合物的游离抗原，接着浸入含有H2O2的溶液中，此时在过氧化氢酶作用下能引起大量H2O2分解产生O2。由氧电极可检测出O2生成速率，进而求出抗体膜上过氧化氢酶的含量。若标识抗原的添加量恒定，则待测液中非标识抗原含量越高，竞争结合在抗体膜上的标识抗原量越少，因而检测到的O2生成速率越小。由此可求出非标识抗原的含量。14.2.4 免疫传感器 (2)非标识免疫传感器 非标识免疫传感器工作原理是抗体(抗原)被固定在膜或电极表面上。当发生免疫反应后，抗体与抗原形成复合体，改变了电极的物理性质，如表面电荷密度、离子在

31、膜中的传输速度等，从而引起膜电极电位的变化。这些变化是固定有抗体的膜表面的单分子层水平内发生的微小变化。当然，首先还必须解决在表面的非特异吸附等问题。14.2.4 免疫传感器 非标识免疫传感器的工作原理如图所示。抗体(或抗原)固定在基体上，基体一旦与含有抗原的溶液接触，在基体表面就形成抗原-抗体复合体。 比较基体表面形成抗原-抗体复合体前后物理性质的变化，就可知道抗原的多少。已发现的物理性质变化有：膜电位；电极电位；压电特性；光学特性等。14.2.4 免疫传感器 免疫传感器的的主要研究例子列于表14.5中。 免疫传感器的一个应用实例是梅毒抗体传感器。梅毒抗体传感器是使用脂质抗原固定化膜。将乙酰

32、纤维素与抗原溶于二氯乙烷与乙醇溶液中，然后将它摊在玻璃板上，形成厚度为10mm的膜。将抗原在膜中进行包裹固定化。干燥后将膜剥下，通过支持物将它固定于容器内。14.2.4 免疫传感器 梅毒抗体传感器由三个容器组成，参考膜(不含有抗原的纯乙酰纤维素膜)与抗原固定化膜分开。血清注入容器II中。抗原膜带负电。如果血清中存在抗体，则抗体被吸附于抗原表面形成复合体。 因抗体带正电荷，所以膜的负电荷减少，而引起膜电位变化。通过测定两个电极间的电位差，判断血清中梅毒抗体的有无。14.2.4 免疫传感器几种光纤免疫传感方式如图所示。14.2 生物传感器14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类14.2.2 酶传

33、感器14.2.3 微生物传感器14.2.4 免疫传感器14.2.5 组织传感器14.2.6 生物电子学传感器14.2.7 仿生传感器 14.2.8 生物传感器的应用 14.2.9 生物芯片技术14.2.5 组织传感器 组织传感器是将哺乳动物或植物的组织切片作为分子识别元件的传感器。由于组织只是生物体的局部，组织细胞内的酶品种可能少于作为生命整体的微生物细胞内的酶品种。因此，组织传感器可望有较高的选择性。14.2 生物传感器14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类14.2.2 酶传感器14.2.3 微生物传感器14.2.4 免疫传感器14.2.5 组织传感器14.2.6 生物电子学传感器14.

34、2.7 仿生传感器 14.2.8 生物传感器的应用 14.2.9 生物芯片技术14.2.6 生物电子学传感器 由生物分子和半导体器件等电子器件融合制作的传感器称为生物电子学传感器。 其敏感膜的制备与前述几种生物传感器相似。主要特点是，容易微型化、集成化、多参数与批量生产。这类生物传感器中主要有下面几种 (1)酶热敏电阻 由敏感膜包覆于热敏电阻上构成。反应产生的热信号由热敏电阻传出。14.2.6 生物电子学传感器 (2)生物敏场效应晶体管 通常是由敏感膜涂覆于ISFET的栅区构成，如图所示。 例如把青霉素酶膜涂覆于测量H+的ISFET，可做成青霉素FET。酶与青霉素作用生成的H+被传感，对青霉素

35、进行定量测试，响应时间约25s，寿命可达数月。14.2.6 生物电子学传感器 (3)光寻址电位传感器 它是场效应传感器家族中的一员，结构如图所示。 其基本原理是基于电场效应器件对绝缘层与电解质溶液间界面电位变化敏感。不同的是，它采用调制光束照射，并采用锁相检测技术。因此具有如下突出优点14.2.6 生物电子学传感器 应用范围广。它检测的是光照射部位所对应的绝缘层表面电位，因此凡能通过各种反应引起绝缘层表面电位变化的各种参数均能检测。 光寻址能力。利用光束对不同部位的照射，可选择性地激活不同敏感部位，使其成为一种结构简单(只需2根引线)而具有多参数或多样品同时检测功能的生物传感器。 极高的灵敏度

36、。14.2.6 生物电子学传感器 较高的稳定性。 所需样品少(数微升到数百微升)。 测量范围宽。 检测时间短。 光寻址电位传感器的研究发展非常迅速，在短短的几年内，其功能己从单一的H+敏光寻址电位传感器发展到酶光寻址电位传感器、免疫光寻址电位传感器及生物光寻址电位传感器，应用范围越来越广。14.2 生物传感器14.2.1 生物传感器的特点、原理及分类14.2.2 酶传感器14.2.3 微生物传感器14.2.4 免疫传感器14.2.5 组织传感器14.2.6 生物电子学传感器14.2.7 仿生传感器 14.2.8 生物传感器的应用 14.2.9 生物芯片技术14.2.7 仿生传感器 从广义上说仿生传感器是属于生物传感器的重要组成部分，因为在生物中有视觉、嗅觉、味觉、听觉和触觉等。所以生物传感器研究中的一个重要内容就是研究能代替这些感觉器官的生物传感器。称它为仿生传感器，也称它为