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溶致变色LC作生物传感器_Shiyanovskii_Smalyukh_mclc_434_259

Lyotropic Chromonic Liquid Crystals for Biological

Sensing Applications

S.V.Shiyanovskii

https://www.doczj.com/doc/1b12329773.html,vrentovich

Chemical Physics Interdisciplinary Program and Liquid Crystal

Institute,Kent State University,Kent,Ohio

T.Schneider

T.Ishikawa

Chemical Physics Interdisciplinary Program,Kent State University,

Kent,Ohio

I.I.Smalyukh

Liquid Crystal Institute,Kent State University,Kent,Ohio

C.J.Woolverton

Department of Biological Sciences,Kent State University,Kent,Ohio G.D.Niehaus

Department of Physiology,Northeastern Ohio Universities College of Medicine,Rootstown,Ohio

K.J.Doane

Department of Anatomy,Northeastern Ohio Universities College of

Medicine,Rootstown,Ohio

We describe director distortions in the nematic liquid crystal (LC)caused by a spherical particle with tangential surface orientation of the director and show that light transmittance through the distorted region is a steep function of the particle’s size.The effect allows us to propose a real-time microbial sensor based on a lyotro-pic chromonic LC (LCLC)that detects and amplifies the presence of immune com-plexes.A cassette is filled with LCLC,antibody,and antigen-bearing particles.Small and isolated particles cause no macroscopic distortions of the uniformly aligned LCLC.Upon antibody-antigen binding,the growing immune complexes Address correspondence to S.V.Shiyanovskii,Liquid Crystal Institute and Department of Biological Sciences,Kent State University,Kent,Ohio 44242,USA.E-mail:svshiyan@https://www.doczj.com/doc/1b12329773.html,

Mol.Cryst.Liq.Cryst.,Vol.434,pp.259=[587]–270=[598],2005

ISSN:1542-1406print =1563-5287online

DOI:

10.1080/15421400590957288

259=[587]

260=[588]S.V.Shiyanovskii et al.

Keywords:biosensor;chromonics;liquid crystal

INTRODUCTION

There is a growing interest in using the nematic liquid crystals (NLCs)in biological sensors as the medium that amplifies the molecular-and submicron-scale reactions such as ligand-receptor binding to the macro-scale accessible for optical detection[1–7]. Abbott et al.proposed a technique based on anchoring transition at the nematic surface[1].The liquid crystal is aligned in the cell with substrates coated with gold films and surface-bound antigens (receptors).If there is an antibody in the system that binds to the receptors,the LC-receptor interface is replaced with the LC-antibody interface at which the director orientation might be different from the orientation at the LC-receptor interface.The changes in the director configuration can be detected by optical means.There are two limitations.First,the proper alignment of LC at the substrates with receptors is challenging[5],as the receptors should function simul-taneously as the antibody-specific sites and as aligning agents for the LC.Second,the LCs capable of anchoring transitions are usually of the thermotropic(solvent-free)oil-like type[8],practically immis-cible with water which is the typical carrier of many biological species.The thermotropic LCs are often toxic[9].The alternative class of LCs,the lyotropic LCs formed by aqueous solutions of amphi-philic(surfactant)molecules[8]are hard to use,because,first,the surfactants often alter the integrity of the antigen-presenting mem-brane surfaces of cells,and second,the surfactant molecules prefer to align perpendicularly to interfaces making the anchoring transi-tions difficult to induce.

In this work we describe a physical background of a different sensor technique,in which the director distortions occur in the bulk of the LC. The antigen-bearing agents(particles or microbes)and the corre-sponding antibodies are free to move in the cell filled with the water-based but non-surfactant and thus non-toxic lyotropic chromo-nic liquid crystal(LCLC).The LCLC molecules have a plank-like rigid aromatic core and ionic groups at the periphery.Their face-to-face stacking in water produces elongated aggregates-rods that form the nematic phase[10].Small and isolated particles do not disrupt the uni-form alignment of LCLC(which is achieved by techniques[11]similar to the LC display industry standards)but the formation and growth of immune complexes trigger director distortions detectable by optical means(Fig.1).

FIGURE 1The scheme of the lyotropic chromonic liquid crystal biosensor for the detection and amplification of immune complexes.

Lyotropic Chromonic Liquid Crystals 261=[589]

As the physical model,we consider a spherical particle embedded in the LCLC bulk which sets a tangential orientation of n;this geometry is studied much less than the case of normal anchoring[12–14].Tan-gential orientation of LCLC at most interfaces is caused by the ionic groups at the lateral surface of the rods.We calculate the distortions as the function of the particle’s size and the anchoring strength and demonstrate that the transmission of polarized light through the sys-tem increases dramatically with the particle size.This model describes well the experimental data obtained with spherical antigen-coated (streptavidin)latex beads that are aggregated into complexes by anti-streptavidin antibodies.

THEORY

Structure

To find a director field around a spherical particle one should mini-mize the Frank–Oseen free energy functional and the surface energy. The Frank–Oseen energy of director distortions reads:

F FO?Z K11

ediv nT2tK22

en curl nT2tK33

?n?curl n 2

àK24diven div ntn?curl nT

dV;e1T

where K11,K22,K33,and K24are the Frank elastic constants.Note that the divergence K24term will give non-zero contribution.

The energy of the tangential anchoring at the particle surface is calculated in the Rapini–Papoular approximation

F s?1

Wen cT2dS;e2T

with c being the unit vector normal to the particle surface.An axial symmetry allows us to describe the director field in the spherical coor-dinate system f r;h;u g by the single distortion angle ber;hTbetween the director and undistorted direction,Figure2.Note that in the spherical coordinate system n?f cosebthT;àsinebthT;0g.

We use an approximation(K11?K33?K)and the K22term does not contribute.

F tot?K

Z@b

sin b

r sin h

W cos2ebàhTt

Kà2K24

sin b

sin h

cosebàhTt

dS;e3T

262=[590]S.V.Shiyanovskii et al.

From the condition of minimum of d F bulk ?0we obtain the equilib-rium equation

r 2b àsin 2b 2r 2sin h ?0:e4T

If the particle is small or the anchoring is weak,then b <1and the problem can be linearized.The general solution of the linearized Eq.(4)decaying at infinity is [12]:

b ?X k C k r k t1P 1k ecos h T;e5T

where P 1k ecos h Tare the associated Legendre polynomials.The bound-ary condition at the particle surface selects the mode k ?2with all other coefficients zero,C k ?2?0:

b ?b 0R r 3sin 2h ;b 0?R 2n tR àáe6Twhere b 0is the amplitude of the distortions and n ?2eK tK 24T=W is the anchoring extrapolation length for a spherical particle.The linear approximation used in derivation implies that b 0<0:5,i.e.,R

.FIGURE 2Distortions around a spherical particle with tangential anchoring.

Lyotropic Chromonic Liquid Crystals 263=[591]

However Eq.(6)remains a good approximation even for strong anchor-ing R >n assuming that b 0achieves the saturation value p =4.Optics

Calculation of light transmittance through the distorted sample placed

between two polarizers is challenging as ^n

changes with respect to the polarization plane.We chose the Cartesian coordinate system f x ;y ;z g with the origin at the particle center,z-axis normal to the substrates,and x-axis along the rubbing direction at the plates,so that ^n

?f cos b ;ày =???????????????y 2tz 2p sin b ;àz =???????????????y 2tz 2p sin b g .Although the ampli-tudes of polar n z and azimuthal n y distortions are approximately equal,their influence on the transmitted intensity is different,with n y being a major factor,whereas n z causing only a slight change of the effective extraordinary index.Therefore,we neglect the polar dis-

tortions and assume ^n

?f cos H ;sin H ;0g ,where the rotation angle H is derived from Eq.(6):

H ?àb 0q 2R 3sin 2U

eq 2tz 2T5=2;e7T

q ????????????????x 2ty 2p and U ?tan à1ey =x T.

Several approaches have been used to describe light propagation through inhomogeneous birefringent media.If the azimuthal angle of the optical axis H is constant,then there is no interaction between ordinary and extraordinary waves and the transmitted intensity is determined by the well-known expression for polarized light microscopy,see,e.g.,Ref.[8].When the director rotation in the xy plane is slow,one can describe the light propagation with ordinary

and extraordinary waves in a rotating frame O ng z e^e

g ?^n Tand consider the wave transformation as a perturbation caused by the frame rotation with a perturbative parameter l ?L H 0,where L ?k =e2p j D n jTis the retardation length,D n ?n e àn o is birefringence,k is the wavelength in vacuum,and prime means the z derivative

[15,16].We use an alternative approach,taking the exact solutions of the wave equation in a cholesteric-like helical structure with a homogeneous rotation H 0?const as the non-perturbed solutions.In the rotating frame O ng z such a solution for the forward waves reads:

~E ?A 1ecos a 1^e n ti sin a 1^e g Texp i W 1f g tA 2ei sin a 2^e n tcos a 2^e g Texp f i W 2g e8Twhere W j ez T?R z z 0q j d ~z

is the phase of the jth wave with the wave-vector q j and the ellipticity a j that depend on H 0,and z 0is the

264=[592]S.V.Shiyanovskii et al.

coordinate of the input boundary of the LC layer.The inhomogeneity of rotation is a perturbation that affects the amplitudes A j .Assuming that the rotation inhomogeneity is smooth,j H 0j k <1,one can neglect the coupling between forward and backward waves and derive the following equations:

cos ea 1àa 2TA 01?sin ea 1àa 2Ta 01A 1ài exp fài DW ez Tg a 02A 2

cos ea 1àa 2TA 02?sin ea 2àa 1Ta 02A 2ài exp f i DW ez Tg a 01A 1e9T

where DW ez T?W 1ez TàW 2ez Tis the phase retardation between the two waves.The relative birefringence is small,d ?en e àn o T=en e tn o T?à0:006for a LCLC used in this work [17].Thus when j H 0j k <1,we can use the approximate expressions for q j %j ?j d ??????????????1tl 2p and a j %a ?12tan

à1l in Eq.(10)with accuracy better than 1%.Here j ?p en e tn o T=k and l ?H 0=ej j d jTcoincides with the defi-nition above.The effect of deviation of the light propagation direction from the normal on integrated transmitted intensity I t ,caused by distortions around a particle,is negligibly small.Thus,

I t ?I 0Z 1R q d q Z 2p

d U j t j 2e10T

is expressed through the transmittance coefficient t ?^P A áS à12TS 1^P P ,

where ^P

P eA Tis the unit vector defining the orientation of polarizer (analyzer),T is the 2?2transmission matrix in the LC,so

that ~A i ez 0th T?T ij ~A j ez 0T,where ~A i ez T?A i ez Texp f i W i ez Tg ,and S k ?cos a ek Tài sin a ek Tài sin a ek Tcos a ek T

is the matrix that determines the transform-ation between tangential components of the electric field,which are

parallel and perpendicular to the director,and ~A

j at the boundaries between LC and input (k ?1)or output (k ?2)substrates;here a ek Tis the ellipticity at the kth boundary.

To increase the signal =background ratio we use the scheme with crossed polarizers where the polarizer is along easy axis at the sub-strates.For this scheme j t j at the first perturbation order reads.

t j j ?H 1àH 2exp f i DW g t1L Z z 0th z 0

tan à1l ??????????????1tl 2p ?exp f i DW ez Tg dz j :e11T

where H 1e2Tis the angle between ^n

and the easy axis at the input (out-put)boundary.

Lyotropic Chromonic Liquid Crystals 265=[593]

The energy of distortions around the particle is minimal if the par-ticle is in the middle plane of cell[18].

If h>>R,H1;2?0and

j t j?2

tanà1l

??????????????

1tl2

sin DW0ezTdz;e12T

where DW0ezT?Là1R z

??????????????

1tl2

d~z is the phase retardation between the

waves with respect to the particle’s z coordinate.Expanding j t j with respect to c?b0R3L sin2U=q4,one obtains j t j?c n4=3eK2enTT,where n?q=L and K menTis the modified Bessel function of the order m.Sub-stituting j t j in(11)we obtain the final expression:

I t?I0pb2

R2a6

f K1eaTK3eaTàK22eaTge13T

where a?R=L.The dependence I teRTis steep:I teRT/R6for weak anchoring at the particle’s surface and I teRT/R4for strong anchoring when b0is constant.

EXPERIMENT

The nematic LCLC was formed by(12–14.5)wt.%solutions of diso-dium cromoglycate(DSCG,Spectrum Chemical Mfg Corp)in deio-nized water.We evaluated the toxicity of LCLC with respect to the bacterium E.coli.Live bacteria were placed in the LC samples for 15–60min,then washed,sub-cultured onto nutrient agar,incubated 24–48hr and then evaluated for growth.The treatment with DSCG had no effect on viability of the bacteria.In contrast,E.coli ceased to grow after the similar treatments with surfactant lyotropic LC formed by the mixture of cetylpiridimium chloride(2.5–12.5wt%), hexanol(2.5–12.5wt%)and brine(95–75wt%).

We used fluorescent-labelled(Dragon Green fluorochrome),antigen-coated(streptavidin)latex beads(Bangs Laboratories,Inc.)of diameter d=0.56m m.An anti-streptavidin antibody(1.0mg=mL;Rockland,Inc.) contained the fluorescent label.The beads(concentration106–107per mL)were added to the LCLC so that the final concentration of DSCG in water was13wt%.In a similar way,the antibodies were added (0.01–1.0mg=mL)to LCLC.The two mixtures were combined in equal proportions to create immune complexes in13wt%solution of DSCG. The LCLC mixtures with beads and antibodies only served as control samples.The glass plates coated with rubbed polyimide SE-7511 (Nissan Chemical,Japan)set a planar alignment of LCLC.The sample was formed by two such plates separated by Mylar spacers(3M)of 266=[594]S.V.Shiyanovskii et al.

Lyotropic Chromonic Liquid Crystals267=[595] variable thickness in the range8–30m m;the specimens were sealed with epoxy glue.

All samples were evaluated30min after the preparation under the microscope BX-50Olympus capable of two methods of observation,a regular polarized microscopy to evaluate light transmittance I teRTand the fluorescence microscopy to identify the labelled beads,Figure 3A,C,E.The polarising microscopy of the same regions,Figure3B,D, F clearly demonstrated that the intensity of transmitted light I t strongly depends on the size of complexes.The individual non-reacted beads and antibodies and complexes smaller than2microns in diam-eter did not cause any noticeable light transmission through the crossed polarizers and the LCLC sample,I t%0,Figure2B.In con-trast,complexes larger than d c%2m m produced noticeable light transmission,Figure4,caused by director distortions in the surround-ing LCLC matrix,Figure2D,F,over the area much larger than the complexes themselves(compare Fig.2E and2F).In control samples, non-reacted antibodies and antigens did not cause noticeable light transmittance in polarising-microscope observations.

Figure3demonstrates that the intensity of transmitted light increases with the radius of complexes once the complexes become lar-ger than R c%1m m.Each data point represents an immune complex that was first detected and characterised by fluorescence microscopy. The(average)complex diameter was measured using an eyepiece micrometer.Then the polarising-microscope mode was used to mea-sure and normalise the intensity of light of Kr laser k?0:568m m pass-ing through a H?H?50m m?50m m area of LCLC cassette with the identified complex at the centre of it.

The normalised light intensity was determined by the formula I N?eI tàI bT=e I bàI bT,where I t is the light intensity transmitted through the area with the director distortions caused by the complex, I b is light intensity transmitted through the same area of an unper-turbed(uniform)part of the same sample,and I b is the transmittance through the same uniform area rotated by H0?5 with respect to the polarizer; I bàI b?I0H2sin22H0sin2eh=2LT%71m m2.The quantity I N is normalised by the uniform bright field and reflects the relative amplitude(angle b)of director distortions.

The experimental data for I N are fitted with two theoretical curves calculated according to Eq.(13)with L?5:65m m.The solid line that corresponds to‘strong’anchoring,where b0?const,produces much better fit than the dashed line calculated for‘weak’anchoring,in which case b0is determined by Eq.(6).The fitting coefficient for solid line is approximately four times larger that the value estimated from Eq.(13)with b0?p=4.The discrepancy is caused by non-spherical

FIGURE 3The left column shows the fluorescence confocal microscopy tex-tures and the right column shows the corresponding polarising microscopy tex-tures of ligand-coated latex beads (0.56m m).Small aggregates (A)with d 2m m did not cause detectable director distortions (B),aggregates of size d %2m m (C)gave rise to minimally detectable distortions (D),whereas aggre-gates exceeding 2m m,(E)caused substantial director distortions readily visua-lised by polarising microscopy (F).

268=[596]S.V.Shiyanovskii et al.

shape of complexes and the finite cell thickness that results in H 1;2?0and finite limits of integration in Eq.(11).

The steep dependence I N ed Tallows one to introduce the critical size d c ,below which I N can be considered as negligible;d c depends on material parameters n and L ,and on the cell thickness h ,Eqs.(6,10–13).The mechanism above fits the microbial detection purpose if the immune complexes are larger than d c but the individ-ual microbe is smaller than d c .In our experiments,d c %2m m;most likely,it can be tuned (for example,by tuning the anchoring length n )in the range of (0.1–10)m m,which is the range of interest for microbiological applications.In such a case,microbes and antibodies,

being individually too small to perturb ^n

,will remain invisible,while immune complexes will be amplified by distortions and brought into evidence by optical transmission.The biological selectivity of detec-tion is guaranteed by the selectivity of antibody-antigen binding.The biosensor would function in real time as determined

by FIGURE 4Normalised light transmission,I N ,through a 15m m thick LCLC sample in the polarising-microscope mode as the function of the average diam-eter of the immune complex.The inset shows the signal intensity created by the d %4m m aggregate in a 50m m ?50m m area of LCLC.The signal ampli-tude is an order of magnitude higher than the background.The theoretical curves are calculated according to Eq.(13)with L ?5:6m m:solid line is for ‘strong’anchoring,b 0?const ,and the dashed line is for ‘weak’anchoring,in which case b 0/d ,Eq.(6).

Lyotropic Chromonic Liquid Crystals 269=[597]

270=[598]S.V.Shiyanovskii et al.

formation of immune aggregates as the director distortion at length scales(0.1–10)m m,occur faster than0.1s.

This material is based upon work supported by the National Science Foundation and the Intelligence Technology Innovation Center through the joint‘‘Approaches to Combat Terrorism’’Program Solici-tation NSF03-569(DMR-0346348).We gratefully acknowledge the generous donation by Mrs.Glenn H.(Jessie)Brown in support of this research,partial support by Ohio Board of Regents and Micro-Diagnosis,Inc.

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生物传感器的研究现状及应用

生物传感器的研究现状及应用生物传感器？这个熟悉但又概念模糊的名词最近不断出现在媒体报道上，生物传感器相关的研究项目陆续获得巨额的研究资助，显示出越来越受重视的前景。要掌握生命科学研究的前研信息，争取好的研究课题和资金，你怎能不了解生物传感器？让我们来看看生物通最近的一些报道：英国纽卡斯尔大学科学家研发了可用于检测肿瘤蛋白以及耐药性MASA细菌的微型生物传感器。该系统利用一个回旋装置来检测，类似导航系统和气袋的原理。振荡晶片的大小类似于一颗尘埃尺寸，有望可使医生诊断和监测常见类型的肿瘤，获得最佳治疗方案。该装置可以鉴定肿瘤标志物－蛋白以及其它肿瘤细胞产生的丰度不同的生物分子。该小组下一步目标是把检测系统做成一个手持式系统，更加快速方便地检测组织样品。欧共体已经拨款1200万欧元资金给该小组，以使该技术进一步完善。苏格兰IntermediaryTechnologyInstitutes计划投资1亿2千万英镑发展“生物传感器平台（BiosensorPlatform）”——一种治疗诊断技术。作为将诊断和治疗疾病结合在一起的新兴疗法，能够在诊断的同时，提出适合不同病人的治疗方案，可以降低疾病诊断和医学临床的费用与复杂性，同时具备提供疾病发展和药品疗效成果的能力。目前该技术已被使用在某些乳癌的治疗上，只需在事前做些特殊的测试，即可根据结果决定适合的疗程。这个技术更被医学界视为未来疾病疗程的主流。来自加州大学洛杉矶分校的研究者使用GeneFluidics开发的新型生物传感器来鉴定引起感染的特定革兰氏阴性菌，该结果表明利用微型电化学传感器芯片已经可以用于人临床样本的细菌检查。GeneFluidics'16-sensor上的芯片包被了UCLA设计的特异的遗传探针。临床样本直接加到芯片上，然后其电化学信号被多通道阅读器获取。根据传感器上信号的变化来判断尿路感染的细菌种类。从样品收集到结果仅需45分钟。比传统方法（需要2天时间）

生物传感器分析解析

阅读报告生物传感器教学单位：机电工程学院专业名称：机械设计制造及其自动化学号：学生姓名：指导教师：指导单位：机电工程学院完成时间：电子科技大学中山学院教务处制发

生物传感器摘要传感器（英文名称：transducer/sensor）是一种检测装置，能感受到被测量的信息，并能将感受到的信息，按一定规律变换成为电信号或其他所需形式的信息输出，以满足信息的传输、处理、存储、显示、记录和控制等要求。传感器的特点包括：微型化、数字化、智能化、多功能化、系统化、网络化。它是实现自动检测和自动控制的首要环节。传感器的存在和发展，让物体有了触觉、味觉和嗅觉等感官，让物体慢慢变得活了起来。通常根据其基本感知功能分为热敏元件、光敏元件、气敏元件、力敏元件、磁敏元件、湿敏元件、声敏元件、放射线敏感元件、色敏元件和味敏元件等十大类。生物传感器(biosensor)，是一种对生物物质敏感并将其浓度转换为电信号进行检测的仪器。是由固定化的生物敏感材料作识别元件（包括酶、抗体、抗原、微生物、细胞、组织、核酸等生物活性物质）、适当的理化换能器（如氧电极、光敏管、场效应管、压电晶体等等）及信号放大装置构成的分析工具或系统。生物传感器具有接受器与转换器的功能。关键词:传感器生物传感器

目录 1 生物传感器 (1) 1.1生物传感器简介 (1) 2 生物传感器的介绍 (2) 2.1组成结构及工作原理 (2) 2.2技术特点 (2) 2.3国内外应用发展情况及应用案例 (3) 2.3.1国内应用发展 (3) 2.3.2国外应用发展 (3) 2.3.3应用案例 (4) 参考文献 (6)

生物传感器基本原理与应用

生物传感器基本原理与应用生物传感器，是一种对生物物质敏感并将其浓度转换为电信号进行检测的仪器。是由固定化的生物敏感材料作识别元件（包括酶、抗体、抗原、微生物、细胞、组织、核酸等生物活性物质）、适当的理化换能器（如氧电极、光敏管、场效应管、压电晶体等等）及信号放大装置构成的分析工具或系统。生物传感器由分子识别部分（敏感元件）和转换部分（换能器）构成。以分子识别部分去识别被测目标，是可以引起某种物理变化或化学变化的主要功能元件。分子识别部分是生物传感器选择性测定的基础；而换能部分是把生物活性表达的信号转换为电信号的物理或化学换能器（传感器）。各种生物传感器有以下共同的结构：包括一种或数种相关生物活性材料（生物膜）及能把生物活性表达的信号转换为电信号的物理或化学换能器（传感器），二者组合在一起，用现代微电子和自动化仪表技术进行生物信号的再加工，构成各种可以使用的生物传感器分析装置、仪器和系统。生物传感器能够选择性地分辩特定物质的物质有酶、结构抗体、组织、细胞等。这些分子识别功能物质通过识别过程可与被测目标结合成复合物，如抗体和抗原的结合，酶与基质的结合。主要应用： 1.食品工业。生物传感器在食品分析中的应用包括食品成分、食品添加剂、有害毒物及食品鲜度等的测定分析。 2.环境监测。环境污染问题日益严重，人们迫切希望拥有一种能对污染物进行连续、快速、在线监测的仪器，生物传感器满足了人们的要求。目前，在包括水环境监测、大气环境监测等方面，生物传感器已经有了较为广泛的应用和良好的前景。 3.发酵工业。在各种生物传感器中，微生物传感器具有成本低、设备简单、不受发酵液混浊程度的限制、可能消除发酵过程中干扰物质的干扰等特点。因此，在发酵工业中广泛地采用微生物传感器作为一种有效的测量工具。目前主要的应用方向为：原材料及代谢产物的测定、微生物细胞数目的测定等。 4.医学。医学领域的生物传感器发挥着越来越大的作用。生物传感技术不仅为基础医学研究及临床诊断提供了一种快速简便的新型方法，而且因为其专一、灵敏、响应快等特点，在军事医学方面，也具有广的应用前景。目前主要的应用方向有：临床医学（主要是酶电极）、军事医学等。此外，在法医学中，生物传感器还可用作DNA鉴定和亲子认证等。

生物传感器

生物传感器信研1402 摘要：生物传感器是一种以生物活性单元为敏感元件，结合化学、物理转换元件，对被分析物具有高度选择性的装置,它具有灵敏度高、检测速度快、操作简便、成本低、可进行连续动态监测等优点。本文在介绍生物传感器发展现状、组成及工作原理以及输入输出信号的基础上，对生物传感器的应用进行了综述。引言生物传感器技术是一个非常活跃的工程技术研究领域,它与生物信息学、生物芯片、生物控制论、仿生学、生物计算机等学科一起处在生命科学和信息科学的交叉区域,是发展生物技术必不可少的一种先进的检测与监控装置。一、生物传感器组成生物传感器(biosensor)，是一种对生物物质敏感并将其浓度转换为电信号进行检测的仪器。生物传感器利用生物活性物质选择性的识别和测定实现测量，主要由两大部分组成（如图1所示）：一为功能识别物质（分子识别元件又称生物敏感膜），由其去识别被测目标，是可以引起某种物理变化或化学变化的主要功能元件。分子识别部分是生物传感器选择性测定的基础；其二是电、光信号转换装置（换能器），由其把被测物所产生的化学反应转换成便于传输的电信号或光信号。图1.生物传感器组成结构图

生物传感器识别和检测待测物的一般反应过程为：首先，待测物分子与识别元素接触；然后，识别元素把待测物分子从样品中分离出来；接着，转换器将识别反应相应的信号转换成可分析的化学或物理信号；最后，使用现代分析仪器对输出的信号进行相应的转换，将输出信号转化为可识别的信号。二、工作原理生物传感器工作方式分为两种：直接转换为电信号和间接转换为电信号型，间接型是将化学信号、光信号或者热信号等其他信号转换为电信号。图2.生物传感器工作原理图三、生物传感器的分类根据识别元素的不同，生物传感器可分为酶免疫传感器、细胞传感器、微生物传感器、传感器等，，根据输出信号产生的方式生物传感器可分为生物亲和型传感器或催化型生物传感器等。也可依据分子的类型进行分类生物传感器的命名与其分类一一对应，为清晰描述一个传感器的性质，也可将同一传感器在不同领域的分类叠加，如以蛋白质为分子，酶为识别元素，电化学为表征手段的生物传感器可称为蛋白质酶电化学传感器或是酶电化学蛋白质传感器。根据所用换能器和监测物理量、化学量和生物量可分为电化学生物传感器光学生物传感器。光化学生物传感器是基于待测物能够引起传感器表面某种特定指示剂光吸

生物传感器的应用现状和发展趋势

生物传感器的应用现状和发展趋势【摘要】改革开放以来，国民生活的各个方面都取得了明显的进步。随着科学的发展生产力的不断提高，生物传感器的应用越来越广泛。为我们的生产生活带来了很大的方便，研究生物传感器的应用现状和发展趋势，有利于我们对生物传感器进行全面深入的了解，有利于生物传感器的自身发展，同时有利于生物传感器的应用广泛推广。因此有必要详细说明生物传感器的应用现状和发展趋势。【关键词】生物传感器；应用现状；发展趋势 1.前言生物传感器作为一种高科技手段，在医学、军事、食品、农业等各个领域均得到了广泛的应用。它具有传感器不可替代的地位，利用生物中独特的物质，通过一系列的化学反应，检测出相关物质。生物传感器相对与传统的传感器相比，具有高灵敏度、高选择度、成本低廉、运用普及度高、污染程度小的特点。因此，研究生物传感器的应用现状和发展趋势具有重要意义。 2.简要介绍生物传感器 Gronow将生物传感器定义为一种含有固定化生物物质（如酶、抗体、全细胞、细胞器或其联合体）并与一种合适的换能器紧密结合的分析工具或系统，它可以将生化信号转化为数量化的电信号。生物传感器一般由两个主要部分组成：一是生物分子识别元件（感受器），是具有分子识别能力的生物活性物质（如酶、抗体、组织切片、细胞、细胞器、细胞膜、核酸、有机物分子等）；二是信号转换器（换能器），主要有电化学电极、光学检测元件、热敏电阻、场效应晶体管、压电石英晶体及表面等离子共振器件等。当待测物与分子识别元件特异性结合后，所产生的复合物通过信号转换器转变为可以输出的电信号、光信号等，从而达到分析检测的目的。 3.生物传感器的具体应用 3.1 制药方面生物传感器在生产药物时具体作用表现为对具体进行生化反应进行检测，生物传感器可以及时的测量有关生化反应的各项数据，并将它及时反馈给系统。在抗癌药物及癌症治疗方面，生物传感器发挥了极其重要的作用。在实验室中对癌细胞进行培养，并把用相应药物与之发生反应，通过生物传感器对实验数据进行测量，来具体观察药物对癌细胞的作用。在不同药物间的对比中，选出最具有抗癌性的药物。 3.2 食品方面

光电化学生物传感器的研究与应用

光电化学生物传感器的研究与应用陈洪渊* 南京大学，南京，210093 *Email: hychen@https://www.doczj.com/doc/1b12329773.html, 光电化学过程是指分子、离子以及固体物质在光的作用下，因吸收光子而使电子处于激发态继而产生电荷传递的过程。光电化学传感是基于物质的光电转化特性而建立起来的一种新兴的检测技术。待测物与光电化学活性物质之间的直接/间接相互作用，或者生物识别过程前后所产生的光电流（或光电压）的变化与待测物浓度之间的关系, 是光电化学传感定量的基础。在光电化学检测中，与电化学发光检测恰好相反，光被用作激发源来激发光活性物质，通过光激发所产生的电信号作为检测信号。由于采用不同能量形式的激发与检测信号，和电化学发光检测相同的是，光电化学传感的背景信号要比传统的电化学方法低。研究表明，在采用相同或类似的流程对同一种物质进行检测时，光电化学方法获得的检测限通常要比电化学方法低一个数量级。此外，由于利用电信号响应, 同传统的光学方法相比, 光电化学检测仪器设备简单、价格低廉且易于微型化。因此，这种方法在生物分析领域具有广阔的应用前景，近年发展十分迅速。随着研究的不断深入，可以预期，光电化学传感将在生物分子测定、环境监测、食品安全、新药研究和医学卫生等诸多领域发挥重要作用。目前，光电化学应用于生物传感器的各个主要研究方向，如DNA传感器、免疫传感器以及酶催化型传感器等方面都取得了迅速的发展。本文将以本研究组现有相关工作为例，对光电化学生物传感的基本概念、原理与应用及当前的发展趋势作一扼要的评述，以期为光电化学生物传感器的进一步发展提供一定的启示。参考文献 [1] Zhao W W, Yu P P, Xu J J, Chen H Y. Electrochem. Commun., 2011, 13, 495—497 [2] Zhao W W, Wang J, Xu J J, Chen H Y. Chem. Commun., 2011, 47, 10990—10992 [3] Zhao W W, Tian C Y, Xu J J, Chen H Y. Chem. Commun., 2012, 48, 895—897 [4] Zhao W W, Dong X Y, Wang J, Kong F Y, Xu J J, Chen H Y. Chem. Commun., 2012, 48, doi: 10.1039/C2CC17942C [5] Zhao W W, Ma Z Y, Yu P P, Dong X Y, Xu J J, Chen H Y. Anal. Chem., 2012, 84, 917—923

生物传感器作业第一次

1.什么是生物传感器?主要由哪几部分组成,分别有什么功能. 答：生物传感器：用生物质作为敏感元件的一种传感器。主要部件：生物敏感膜（或称作分子识别原件）和换能器生物敏感膜是生物传感器的关键元件，直接决定传感器的功能和质量换能器的作用是将各种生物的、化学的和物理的信息转化成电信号 2.什么是酶联免疫测定法?描述其两种检测方法,可画图说明.并举一两个例子。答：所谓酶联免疫测定法是指用酶促反应的放大作用来显示初级免疫学反应。主要有：一、夹心法，多用于检测大分子物质，其操作步骤如下：（1）将特异性抗体与固相载体连接，形成固相抗体：洗涤除去未结合的抗体及杂质。（2）加受检标本：使之与固相抗体接触反应一段时间，让标本中的抗原与同相载体上的抗体结合，形成固相抗原复合物。洗涤除去其他未结合的物质。（3）加酶标抗体：使同相免疫复合物上的抗原与酶标抗体结合。彻底洗涤未结合的酶标抗体。此时固相载体上带有的酶量与标本中受检物质的量正相关。（4）加底物：酶催化底物成为有色产物。根据颜色反应的程度进行该抗原的定性或定量。举例：（1）应用双抗体夹心法可检测人体中的免疫球蛋白D的含量；（2）应用双抗体夹心法检测患者血清中的抗环瓜氨酸肽抗体的含量。二、竞争法，多用于小分子或半抗原的检测，操作步骤如下：（1）将特异抗体与固相载体连接，形成固相抗体，洗涤。

（2）待测管中加受检标本和一定量酶标抗原的混合溶液，使之与固相抗体反应。如受检标本中无抗原，则酶标抗原能顺利地与固相抗体结合。如受检标本中含有抗原，则与酶标抗原以同样的机会与固相抗体结合，竞争性地占去了酶标抗原与固相载体结合的机会，使酶标抗原与固相载体的结合量减少。参考管中只加酶标抗原，保温后，酶标抗原与同相抗体的结合可达最充分的量。洗涤。（3）加底物显色：参考管中由于结合的酶标抗原最多，故颜色最深，参考管颜色深度与待测管颜色深度之差，代表受检标本抗原的量。待测管颜色越淡，表于标本中抗原含量越多。图示如下：举例：（1）利用竞争法检测乙型肝炎病毒核心抗体的影响因素；（2）利用竞争法检测蓝舌病抗体的含量。 3. DNA的三级结构？答：一级结构：脱氧核苷酸在长链上的排列顺序二级结构：双螺旋链（碱基配对原则）三级结构：超螺旋结构 4.生物敏感元件的固定化方法有哪几种?分别有什么特点.酶和DNA分别常用哪几种固定方法. 答： (1)生物敏感元件常用固定方法有：夹心法、包埋法、吸附法、共价结合法、交联法、微胶囊法 (2)各方法的特点：夹心法：操作简单，不需要化学处理，固定生物量大，响应速度快，重现性好，

生物传感器综述

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生物传感器课程论文论文题目：生物传感器技术在环境分析与检测方面的应用研究进展专业: 分析化学姓名:雷杰学号：120１5１305２9 指导教师：晋晓勇时间：２０1５年1０月23日

生物传感器技术在环境分析与检测方面的应用研究进展摘要：生物传感器作为一类新兴传感器,它是以生物分子敏感元件,将化学信号、热信号、光信号转换成电信号或者直接产生电信号予以放大输出,从而得到检测结果。文章综述了生物传感器在环境监测,包括水环境、大气环境等领域的应用和最新进展,并展望了环境监测生物传感器的发展前景及发展方向。关键词:生物传感器技术；环境分析检测;

０.前言生物传感器这门课属于分析化学和生物化学的一门交叉学科，它涉及到生物化学、电化学等多个基础学科。就目前生物传感器研究的历史阶段，它仍然处于十分活跃的研究阶段,生物传感器的研究逐渐变得专业化、微型化、集成化、也有一些生物相容的生物传感器,生物可控和智能化的传感器制成[1]。基于生物传感器的基本结构和性能，从它的选择性,稳定性，灵敏度和传感器系统的集成化发展的特点和趋势,科研人员主要研究生物传感器在医疗、食品工业和环境监测等方面,它的发展对生产生活都有极大影响，尤其是生物传感器专一性好、易操作、设备简单、可现场检测、便携式、测量快速准确、适用范围广,从而深受研究者的青睐。本文主要概述了近三年来生物传感器在环境分析与检测方面的应用研究，从而对以后生物传感器技术的研究有所帮助与借鉴。 1.生物传感器技术 1.1生物传感器的组成及工作原理生物传感器主要是由生物识别和信号分析两部分组成。生物识别部分是由具有分子识别能力的生物敏感识别元件构成,包括细胞、生物素、酶、抗体及核酸。信号分析部分通常叫换能器。它们的工作原理一般是根据物质电化学、光学、质量、热量、磁性等,物理化学性质将被分析物与生物识别元件之间反应的信号转变成易检测、量化的另一种信号,比如电信号、焚光信号等,再经过信号读取设备的转换过程，最终得到可以对分析物进行定性或定量检测的数据[2]。生物传感器识别和检测待测物的工作原理:首先,待测物分子与识别元素接触；然后,识别元素把待测物分子从样品中分离出来；接着,转换器将识别反应相应的信号转换成可分析的化学或物理信号;最后，使用现代分析仪器对输出的信号进行相应的转换，将输出信号转化为可识别的信号。生物传感器的各个部分包括分析装置、仪器和系统也由此构成。生物传感器中的识别元素决定了传感器的特异性,是生物定性识别的决定因素；识别元素与待测分子的亲合力，以及换能器和检测仪表的精密度，在很大程度上决定了传感器的灵敏度和响应速度。

生物传感器产业现状和发展前景

生物传感器产业现状和发展前景冯德荣 1.1 生物传感器概述生物传感器是一个非常活跃的研究和工程技术领域，它与生物信息学、生物芯片、生物控制论、仿生学、生物计算机等学科一起，处在生命科学和信息科学的交叉区域。它们的共同特征是：探索和揭示出生命系统中信息的产生、存储、传输、加工、转换和控制等基本规律,探讨应用于人类经济活动的基本方法。生物传感器技术的研究重点是：广泛地应用各种生物活性材料与传感器结合，研究和开发具有识别功能的换能器，并成为制造新型的分析仪器和分析方法的原创技术，研究和开发它们的应用。生物传感器中应用的生物活性材料对象范围包括生物大分子、细胞、细胞器、组织、器官等，以及人工合成的分子印迹聚合物(molecularly imprinied polymer，MIP)。由于研究DNA分子或蛋白质分子的识别技术已形成生物芯片（DNA芯片、蛋白质芯片）独立学科领域，本文对这些领域将不进行讨论。生物传感器研究起源于20世纪的60年代，1967年Updike和Hicks把葡萄糖氧化酶(GOD)固定化膜和氧电极组装在一起，首先制成了第一种生物传感器，即葡萄糖酶电极。到80年代生物传感器研究领域已基本形成。其标志性事件是：1985年“生物传感器”国际刊物在英国创刊；1987年生物传感器经典著作在牛津出版社出版；1990年首届世界生物传感器学术大会在新加坡召开，并且确定以后每隔二年召开一次。此后包括酶传感器的生物传感器研究逐渐兴旺起来，从用一种或多种酶作为分子识别元件的传感器，逐渐发展设计出用其他的生物分子作识别元件的传感器，例如酶—底物、酶—辅酶、抗原—抗体、激素—受体、DNA双螺旋拆分的分子等，把它们的一方固定化后都可能作为分子识别元件来选择地测量另一方。除了生物大分子以外，还可以用细胞器、细胞、组织、微生物等具有对环境中某些成分识别功能的元件来作识别元件。甚至可以用人工合成的受体分子与传感器结合来测定微生物、细胞和相关的生物分子。与生物活性材料组合的传感器可以是多种类型的物理或化学传感器，如电化学（电位测定、电导测定、阻抗测定）、光学（光致发光、共振表面等离子体）、机械（杠杆、压电反应）、热（热敏电阻）或者电（离子或者酶场效应晶体管）等等。所有这些具有生物识别功能的组合体通称为生物传感器。按期召开的世界生物传感器学术大会记录了生物传感器技术发展的历程，总汇了这一领域的发展新动向。例如1992年在德国慕尼黑“国际生物传感器流动注射分析与生物工艺控制”学术会议上对生物工艺控制和在线系统进行研讨，至今仍作为研究者攻关的课题。2004年在西班牙格拉纳达会展中心召开的第八届世界生物传感器大会可以说是世界生物分析系统领域的一次大的盛会［1］，参会代表人数和发表论文数量都创造了历史新高。共有700余名来自世界各地的学者参加了本届大会，第八届世界生物传感器大会涉及领域内容空前广泛，对9个专题进行了分组讨论。包括核酸传感器和DNA芯片、免疫传感器、酶传感器、组织和全细胞传感器、用于生物传感器的天然与合成受体、新的信号转导技术、系统整合/蛋白质组学/单细胞分析、生物电化学/生物燃料/微分析系统、商业发展和市场。其中，单分子/细胞分析和生物印迹生物传感器由于它们良好的发展态势及在生命科学研究中的重要位置成为与会学者讨论的热点问题。

生物传感器原理及应用

Chapter １生物传感器（Biosensors） ? 1.1 Generalization（概述）? 1.2 Principle （基本原理）? 1.3 Classification（分类）? 1.4 Application（应用）

1.2 生物传感器工作原理被测对象生物敏感膜（分子识别感受器）电信号换能器物理、化学反应化学物质力热光声 . . . 图16-1 生物传感器原理图

BIOSENSORS 1.2 生物传感器原理无论是基于电化学、光学、热学或压电晶体等不同类型的生物传感器，其探头均由两个主要部分组成，一是感应器，它是由对被测定的物质（底物）具有高选择性分子识别功能的膜构成。二是转换器，它能把膜上进行的生化反应中消耗或生成的化学物质，或产生的光、热等转变成电信号，最后把所得的电信号经过电子技术的处理后，在仪器上显示或记录下来。

换能器（T r a n s d u c e r ）感受器（R e c e p t o r ）= 分析物（Analyte ）溶液（Solution ）选择性膜（Thin selective membrane ）识别元件（Recognition ）生物传感器工作机理测量信号（Measurable Signal ） BIOSENSORS

（1）将化学变化转变成电信号酶传感器为例,酶催化特定底物发生化学反应,从而使特定生成物的量有所增减。用能把这类物质的量的改变转换为电信号的装置和固定化酶耦合,即组成酶传感器.常用转换装置有氧电极、过氧化氢。

生物传感器的原理及应用

生物传感器的原理及应用摘要: 随着信息技术与生物工程技术的发展，生物传感器得到了极为迅速的发展，当今各发达国家都把生物传感器列为21世纪的关键技术，给予高度的重视。生物传感器不仅广泛用于传统医学领域，推动医学发展，而且还在空间生命科学、食品工业、环境监测和军事等领域广泛应用。关键词:生物传感器；原理；应用；发展 Abstract: As information technology and biological engineering technology, bio-sensors has been very rapid development，today's developed countries regard the biosensor technology as the key to the 21st century, given a high priority. Biosensors are widely used in traditional medicine not only to promote the development of medicine, but also in space life science, food industry, environmental monitoring and widely used in military and other fields. Keyword s: biosensor; principle; application; development

目录一. 引言 (4) 二. 生物传感器的原理 (4) 三. 生物传感器的应用 (5) 3.1.生物传感器在医学领域的应用 (5) 3.1.1. 基于中医针灸针的传感针 (5) 3.1.2.生物芯片 (5) 3.1.3.生物传感器的临床应用 (5) 3.2.生物传感器在非传统医学领域的应用 (6) 3.2.1．在空间生命科学发展中的应用 (6) 3.2.2．在环境监测中的应用 (6) 3.2.3．在食品工程中的应用 (6) 3.2.4．在军事领域的应用 (6) 四. 生物传感器的未来 (7) 五. 结束语 (7) 六. 参考文献 (7)

生物传感器的发展现状与趋势

生物传感器的应用与发展趋势摘要：生物传感器是一门由生物、化学、物理、医学、电子技术等多种学科互相渗透成长起来的高新技术, 是一种将生物感应元件的专一性与一个能够产生和待测物浓度成比例的信号传导器结合起来的分析装置，具有选择性好、灵敏度高、分析速度快、成本低、能在复杂的体系中进行在线连续检测的特点。生物传感器的高度自动化、微型化与集成化，减少了对使用者环境和技术的要求，适合野外现场分析的需求，在生物、医学、环境监测，视频，医药及军事医学等领域有着重要的应用价值。关键词：生物传感器;应用;发展趋势 1生物传感器从几百年以前,人类就已经在使用生物传感器,而生物传感器的研究始于1962年,Clark和Lyons首先提出使用含酶的修饰膜来催化葡萄糖,用pH计和氧电极来检测相应的信号转变。1967年,Updike和Hick 正式提出了生物传感器这一概念,并成功制备了第一支葡萄糖生物传感器,这一工作对生物学来说具有里程碑意义。生物传感器研究的全面展开是从20世纪80年代开始的,1977年,Kambe等用微生物作识别元素制备了生物传感器,为拓宽检测物的范围,所用到的识别元素不断得到扩展,如细胞、DNA、RNA、抗体等识别元素先后被应用于生物传感器的构筑中。换能器的种类和质量也不断得到提高和发展,随后细胞、DNA、RNA、抗体等识别元素也被应用于生物传感器中。逐渐从电化学向光谱学、热力学、磁力、质量及声波等方向拓展,这也使得生物传感器在种类和应用领域上得到发展。 1.1 生物传感器简介生物传感器指对生物物质敏感并将其浓度转换为电信号进行检测的仪器。是由固定化的生物敏感材料作识别元件包括酶、抗体、抗原、微生物、细胞、组织、核酸等生物活性物质与适当的理化换能器如氧电极、光敏管、场效应管、压电晶体等等及信号放大装置构成的分析工具或系统。生物传感器具有接受器与转换器的功能。对生物物质敏感并将其浓度转换为电信号进行检测的仪器。将葡萄糖氧化酶包含在聚丙烯酰胺胶体中加以固化，再将此胶体膜固定在隔膜氧电极的尖端上，便制成了葡萄糖传感器。当改用其他的酶或微生物等固化膜，便可制得检测其对应物的其他传感器。固定感受膜的方法有直接化学结合法；高分子载体法；高分子膜结合法。现已发展了第二代生物传感器:微生物、免疫、酶免疫和细胞器传感器，研制和开发第三代生物传感器，将系统生物技术和电子技术结合起来的场效应生物传感器，90年代开启了微流控技术，生物传感器的微流控芯片集成为药物筛选与基因诊断等提供了新的技术前景。由于酶膜、线粒体电子传递系统粒子膜、微生物膜、抗原膜、抗体膜对生物物质的分子结构具有选择性识别功能，只对特定反应起催化活化作用，因此生物传感器具有非常高的选择性。缺点是生物固化膜不稳定。在21世纪知识经济发展中，生物传感器技术必将是介于信息和生物技术之间的新增长点，在国民经济中的临床诊断、工业控制、食品和药物分析（包括生物药物研究开发）、环境保护以及生物技术、生物芯片等研究中有着广泛的应用前景。 1.2 生物传感器的分类生物传感器主要有下面三种分类命名方式： 1．根据生物传感器中分子识别元件即敏感元件可分为五类：酶传感器，微生物传感器，细胞传感器，组织传感器和免疫传感器。相应的敏感材料依次为酶、微生物个体、细胞器、动植物组织、抗原和抗体。 2．根据生物传感器的换能器即信号转换器分类有：生物电极传感器，半导体生物传感器，光生物传感器，热生物传感器，压电晶体生物传感器等，换能器依次为电化学电极、半导体、光电转换器、热敏电阻、压电晶体等。 3.以被测目标与分子识别元件的相互作用方式进行分类有生物亲和型生物传感器、代谢型或催化型生

光化学传感器及其最新进展

文章编号:100525630(2004)0420057205 光化学传感器及其最新进展 Ξ 徐艳平,顾铮先,陈家璧 (上海理工大学光电功能薄膜实验室,上海200093) 摘要:从传感器材料、检测方法及传感器结构几方面,围绕光化学传感器的灵敏度、选择性和稳定性展开讨论,总结了光化学传感器近年来的最新进展,并对其今后的发展方向做出展望。关键词:光化学传感器;光纤传感器;表面等离子体激元共振中图分类号:T P 212.14 文献标识码:A Recen t develop m en ts of optica l che m ica l sen sors X U Y an 2p ing ,GU ZH eng 2x ian ,CH EN J ia 2bi (L abo rato ry of Pho to 2electric Functi onal F il m s ,U niversity of Shanghai fo r Science and Techno logy ,Shanghai 200093,China ) Abstract :T he state 2of 2the 2art of op tical chem ical sen so rs is stated in th is p ap er abou t sen so r m aterials ,detecti on m ethods and sen so r structu res .T he p rop erties of op tical chem ical sen so rs such as sen sitivity ,selectivity and stab ility are discu ssed .Fu tu re p ro sp ects of op tical chem ical sen so rs are discu ssed . Key words :op tical chem ical sen so rs ;fiber op tic sen so rs ;su rface p las m on resonance 1　引　言光化学传感器是利用敏感层与被测物质相互作用前后物理、化学性质的改变而引起的传播光诸特性的变化检测物质的一类传感器[1]。光化学传感器与其它原理的传感器相比,具有安全性好、可远距离检测、分辨力高、工作温度低、耗用功率低、可连续实时监控、易转换成电信号等优点。随着光纤技术及光集成技术的迅猛发展,光化学传感器引起了人们的极大关注,并且已经广泛地应用于工业、环境、生物医学的检测中[2]。现首先总结了无机材料(氧化物半导体)和有机材料的应用,并介绍了溶胶凝胶工艺制备光化学传感器敏感材料方面的最新进展以及生物敏感材料。其次介绍了光谱法、干涉法、表面等离子体激元共振(su rface p las m on resonance ,SPR )等传感器检测方法的最新进展。最后对今后光化学传感器的发展做出展望。 2　传感器材料敏感材料作为光化学传感器的重要组成部分,将直接影响传感器的各种性能,如稳定性、选择性、灵敏度和响应时间。现在研究最多的是氧化物半导体、有机半导体材料、生物识别材料等。现将从无机材料、有第26卷　第4期 2004年8月光　学　仪　器O PT I CAL I N STRUM EN T S V o l .26,N o.4 A ugu st,2004 Ξ收稿日期:2003209211 基金项目:上海市曙光计划资助项目(02SG 01),上海市科技发展基金资助项目(01F 032) 作者简介:徐艳平(19772),男,山东烟台人,在读博士生,主要从事光电功能薄膜及其传感器、光电精密测量与工程方面的研究。

生物传感器产业现状和发展前景

生物传感器产业现状和发展前景 1.1 生物传感器概述生物传感器是一个非常活跃的研究和工程技术领域，它与生物信息学、生物芯片、生物控制论、仿生学、生物计算机等学科一起，处在生命科学和信息科学的交叉区域。它们的共同特征是：探索和揭示出生命系统中信息的产生、存储、传输、加工、转换和控制等基本规律,探讨应用于人类经济活动的基本方法。生物传感器技术的研究重点是：广泛地应用各种生物活性材料与传感器结合，研究和开发具有识别功能的换能器，并成为制造新型的分析仪器和分析方法的原创技术，研究和开发它们的应用。生物传感器中应用的生物活性材料对象范围包括生物大分子、细胞、细胞器、组织、器官等，以及人工合成的分子印迹聚合物(molecularly imprinied polymer，MIP)。由于研究DNA分子或蛋白质分子的识别技术已形成生物芯片（DNA芯片、蛋白质芯片）独立学科领域，本文对这些领域将不进行讨论。与生物活性材料组合的传感器可以是多种类型的物理或化学传感器，如电化学（电位测定、电导测定、阻抗测定）、光学（光致发光、共振表面等离子体）、机械（杠杆、压电反应）、热（热敏电阻）或者电（离子或者酶场效应晶体管）等等。所有这些具有生物识别功能的组合体通称为生物传感器。 1.2 中国生物传感器技术发展的过程中国生物传感器研究始于20世纪八十年代初，从事生物传感器研究的科研机构有中国科学院微生物所、中国科学院上海生化所、上海冶金所、中国科学院武汉病毒所、华东理工大学和山东省科学院生物研究所等单位，直至今日，这些单位仍在生物传感器领域进行着创新研究和开发。最早展开生物传感器的研讨活动是1986年由中国微生物协会酶工程专业技术委员会组织的第一届工业生化及酶工程全国学术会议。中国酶工程专业技术委员对这一领域的国内外学术交流起到很好的作用，其活动包括定期召开的全国性酶工程学术会议和每隔二年一次的中日酶工程学术会议，其中生物传感器都是重要的研讨议题。

生物传感器技术发展的现状和未来展望

读后感学号：2009221930 专业：检验生物技术姓名：刘志成从上世纪60年代Clark和Lyon提出生物传感器的设想开始，生物传感器的发展已经距今已有40 多年的历史了。作为一门在生命科学和信息科学之间发展起来的一门交叉学科，生物传感器在发酵工艺、环境监测、食品工程、临床医学、军事及军事医学等方面得到了深度重视和广泛应用。随着社会的进一步信息化，生物传感器必将获得越来越广泛的应用。一、生物传感器的定义与其发展历史回顾作为生物，最基本特征之一就是能够对外界的各种刺激作出反应。其所以能够如此，首先是由于生物能感受外界的各类刺激信号，并将这些信号转换成体内信息处理系统所能接收并处理的信号。例如，人能通过眼、耳、鼻、舌、身等感觉器官将外界的光、声温度及其它各种化学和物理信号转换成人体内神经系统等信息处理系统能够接收和处理的信号。现代和未来的信息社会中，信息处理系统要对自然和社会的各种变化作出反应，首先需要通过传感器将外界的各种信息接下来并转换成信息系统中的信息处理单元（即计算机）能够接收和处理的信号。生物传感器定义为"使用固定化的生物分子(immobilized biomolecules)结合换能器，用来侦测生体内或生体外的环境化学物质或与之起特异性交互作用后产生响应的一种装置"。生物传感器由两个主要关键部份所构成，一为来自于生物体分子、组织部份或个体细胞的分子辨认组件，此一组件为生物传感器信号接收或产生部份。另一为属于硬件仪器组件部份，主要为物理信号转换组件。因此，如何已生化方法分离、纯化甚或设计合成特定的生物活性分子(biological active materials)，结合精确而且响应快速的物理换能器(transducers)组合成生物传感器反应系统，实为研究生物传感器的主要目的。生物传感器可以如上述的那样，依照其感受器中所采用的生命物质而称为组织传感器、细胞传感器、酶传感器等等，也可根据所监测的物理量、化学量或生物量而命名为热传感器、光传感器、胰岛素传感器等，还可根据其用途统称为免疫传感器。药物传感器等等。生物传感器中的信号转换器，与传统的转换器并没有本质的区别。例如，可以利用电化学电极、场效应管、热每器件、压电器件、光电器件等器件作为生物传感器中的信号转换器。依照信号转换器的不同，也可将生物传感器进行分类，如压电晶体生物传感器、场效应管生物传感器等。生物传感器的发展，自1962年Clark和Lyon两人提出酵素电极的观念以后，YSI公司于七零年代即积极投入商品化开发与生产，启开了第一代生物传感器于1979年投入医检市场，最早的商品为血糖测试用酵素电极。YSI公司的上市成功与八零年代电子信息业的蓬勃发展有很密切的关系，并且一举带动了生物传感器的研发热潮。Medisense公司继续以研发第一代酵素电极为主，于1988年由于成功的开发出调节(mediator)分子来加速响应时间与增强测试灵敏度而声名大噪，并以笔型(Pen 2)及信用卡型(companion 2)之便携式小型生物传感器产品，于1988年上市后立即袭卷70%以上的第一代产品市场，成为生物传感器业的盟主。第二代的生物传感器定义为使用抗体或受体蛋白当分子识别组件，换能器的选用则朝向更为多样化，诸如场效半导体(FET)，光纤(F OS)，压晶体管(PZ)，表面声波器(SAW)等。虽然第二代的生物传感器，自八零年代中期即开始引起广泛的研发兴趣，但一般认为尚未达医检应用阶段，预定相关技术须待世纪末前方能成熟。目前可称的上第二代的生物传感器产品为1991年上市的瑞典商Pharmacia所推出的BIAcore与BIA lite两项产品。二、未来的展望

生物传感器的应用及发展趋势

生物传感器的应用及发展趋势摘要: 生物传感器是一类特殊的化学传感器，是以生物体成分（如酶,抗原,抗体,激素等）或生物体本身(细胞,微生物,组织等)作为生物体敏感元件,对被测目标物具有高度选择性的检测器件。生物传感器不仅广泛用于传统医学领域，推动医学发展，而且还在空间生命科学、食品工业、环境监测和军事等领域广泛应用。关键词:生物传感器种类；原理；应用；趋势一.生物传感器基本结构和工作原理生物传感器由分子识别部分（敏感元件）和转换部分（换能器）构成，以分子识别部分去识别被测目标，是可以引起某种物理变化或化学变化的主要功能元件。分子识别部分是生物传感器选择性测定的基础。生物传感器通过物理，化学型信号转换器捕捉目标物与敏感元件之间的反应，并将反应的程度用离散或连续的电信号表达出来，从而得出被测量。生物体中能够选择性地分辨特定特质的物质有酶、抗体、组织、细胞等。这些分子识别功能物质通过识别过程可与被测目标结合成复合物，如抗体和抗原的结合、酶与基质的结合。在设计生物传感器时，选择适合于测定对象的识别功能物质，是极为重要的前提；要考虑到所产生的复合物的特性。根据分子识别功能物质制备的敏感元件所引起的化学变化或物理变化，去选择换能器，是研制高质量生物传感器的另一重要环节。敏感元件中光、热、化学物质的生成或消耗会产生相应的变化量。根据这些变化量，可以选择适光的换能器。二.生物传感器的分类及应用 1.酶生物传感器酶传感器是生物传感器的一种，是利用生化反应所产生的或消耗的物质的量，通过电化学装置转换成电信号，进而选择性地测定出某种成分的器件。酶生物传感器应用于检测血糖含量，检测氨基酸含量，测定血脂，测定青霉素和浓度，测定尿素，测定血液中的酶含量酶传感器中应用的新技术：纳米技术固定化酶时引入纳米颗粒能够增加酶的催化活性，提高电极的响应电流值。首先，纳米颗粒增强在载体表面上的固定作用；其次是定向作用，分子在定向之后，其功能会有所改善；第三，由于金、铂纳米颗粒具有良好的导电性和宏观隧道效应，可以作为固定化酶之间、固定化酶与电极之间有效的电子媒介体，从而使得氧化还原中心与铂电极间通过金属颗粒进行电子转移成为可能，酶与电极间可以近似看作是一种导线来联系的。这样就有效地提高了传感器的电流响应灵敏度。孟宪伟等首次研究了二氧化硅和金或铂组成的复合纳米颗粒对葡萄糖生物传感器电流响应的影响，其效果明显优于这=种纳米颗粒单独使用时对葡萄糖生物传感器的增强作用。其原因是纳米粒子具有吸附浓缩效应、吸附定向和量子尺寸颗粒效应，复合纳米颗粒比单独一种纳米颗粒更易于形成连续势场，降低电子在电极和固定化酶间的迁移阻力，提高电子迁移率，有效地加速了酶的再生过程，因此复合纳米颗粒可以显著增强传感器的电流响应。 2.免疫传感器免疫传感器应用于检测食品中的毒素和细菌，检测DNA 光纤，检测残留的农药，毒品和滥用药物的检测。

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