免疫生物传感器（共7篇）
免疫生物传感器 篇1
0 引言
无线传感执行网络(WSAN)是最近提出的新型网络模型。WSAN通过分布在各个区域内的传感器节点感知、监测和采集事件信息,以多跳自组织的形式传送到执行器节点。执行器节点根据接收到的信息作出相应的决策,然后作出相应的执行操作,从而实现传感器节点、环境、执行器节点之间的实时动态的交互[1,2]。与无线传感器网络不同,执行器节点的加入导致网络中节点的属性、通信、任务分配更为复杂[3]。可见,在传感器间、执行器间以及传感器与执行器之间达成可靠、实时、低功耗的协作机制是WSAN必须解决的关键问题之一。
文献[15]提出一种基于无线传感网的多机器人任务分配算法。通过神经网络算法,解决多机器人任务分配的随机性约束模型问题,该算法复杂度高,而且会延长执行器节点的响应时间。文献[16]提出了一种优化算法,将全网络任务在簇头上的分配问题建模成0-1非线性优化问题,以最大化所有簇头的生命周期的权重之和为目标函数,但忽略了实时性。文献[14]提出了一种启发式实时任务分配算法EBDG,结合了通信和计算任务的映射和调度,但没有考虑任务的执行顺序。文献[13]为一种基于能量平衡的任务分配算法EBTA,但只适用于单跳簇单元。
基于此,本文针对WSAN中传感器—执行器、执行器—执行器间的协作问题,在生物免疫系统协作机制的启发下,以节能、网络执行效率为设计目标,提出一种生物免疫启发的WSAN协同方法。
1 WSAN网络模型
WSAN节点间协同的目的在于设计一种智能协作机制,使得多个简单的传感、执行节点可以相互间协调共同完成复杂的任务[4]。
WSAN正常工作的先决条件是有效协作,包括传感器与传感器、传感器与执行器、执行器与执行器之间的协作。协作所面临的问题:(1)如何选择发送节点和信息传输路径,以确保该事件信息的感知快速而可靠地传递到目标执行器;(2)如何选择执行器来执行任务,确保按时完成任务[5]。WSAN网络结构如图1所示。
1.1 生物免疫系统协作机理
生物免疫系统是一个极其复杂的自适应调节系统。通过免疫细胞产生相应的抗体,用于识别和抵抗外部入侵的抗原,并保护人体免受入侵,同时对此类型的抗原进行记忆,当有类似的抗原再次入侵时,快速启动“二次免疫反应”[6]。这种自适应免疫系统具有很强的记忆和学习功能,协作免疫机理中B细胞产生大量的抗原刺激后的抗体,其浓度由B细胞和抗原之间亲和度的大小决定,所受刺激越强,亲和度越高,抗体浓度就越高。其中一部分B细胞,以记忆细胞的形式将被长期保存下来[7],以便在下次遇到同样的抗原时迅速进行二次免疫。
1.2 生物免疫系统与WSAN协同之间的关系
从1.1节免疫系统作用机理可以看出,病毒入侵时,机体中的B细胞受到病原体刺激会产生一定浓度的抗体,其浓度由病原体与抗体的亲和度、抗体与相似抗体间的亲和度共同决定,当两者综合作用亲和度之和超过某一阈值时,抗体被激活,消灭抗原。类推到免疫系统中可以发现,传感节点到执行节点的路由选择由相邻节点间的剩余能量和间距决定的,当剩余能量和间距的综合指标值满足一定阈值时,传感节点被选中传递事件信息;而在执行器与执行器的协同中,利用消耗能量与剩余能量之比建立目标函数,运用生物免疫算法来选择最佳的任务执行方案。因此,生物免疫机制与WSAN协作机制之间可建立如表1所示的映射关系。
2 无线传感执行网络的协同方法
2.1 传感节点与执行节点间的路由协同
生物免疫系统中免疫响应就是通过抗原对抗体的刺激作用,产生大量的多样性抗体,从中选择最匹配去消灭抗原。于此类似,在一定约束条件下,确定从传感器到执行器的路由时,也需选择一条最佳路由。可见,两者的最终目的是一致的。本文在以执行器节点为簇头的分簇网络结构环境下,研究了WSAN网络中传感器节点传递信息的概率问题,主要取决于该传感器节点与上一跳节点的间距以及剩余能量的综合指标。
2.1.1 通信节点的选择
定义1
假设传感节点的通信半径为R,节点i与相邻节点j之间的距离为d(i,j),则距离约束因子α为:
定义2
设节点i的相邻节点j在传递信息时所消耗的能量和初始能量分别为EC和E,则剩余能量约束因子β为:
定义P为传感器节点被激活通信的概率,计算公式如下所示:
其中:Zα·β为下一跳节点j的剩余能量和间距的综合指标,N为节点激活阈值,K为学习因子,Z为定常系数。
当传感器节点j的剩余能量和间距综合指标Zα·β>N时,节点j被选为通信节点的概率较大。可以看出,只要α和β其中一项值为零,不论另一项的值有多高,被选中的概率都将为零,也就不能被选为下一跳节点,从而可以有效筛除那些距离近但剩余能量低的邻居节点。在选择通信节点过程中引入学习因子K,用以记住或是遗忘事件,相当于免疫系统中的记忆细胞对抗原的“二次响应”。当综合指标Zα·β>N时,记住该事件,变更节点j的学习因子为:
增大节点j被选为通信节点的概率:
当Zα·β<N时,遗忘该事件,变更节点j的学习因子为:
减小节点j被选为通信节点的概率。
2.1.2 协同节点数量的确定
上一节中讨论了协同节点的选择方法,P值大的节点被选中的可能性较大。但为了减少能耗,选中的传感器节点不是每个都需要参加通信,确定传感器节点数量就成了协同的一个关键问题。本文基于免疫系统中抗体浓度的自适应调节机制提出了通信节点数量的自适应调节方法。步骤如下:
步骤1
在执行器节点设置一个阈值N用于判定节点是否被激活,其初始值尽可能小,使得网络中传感器节点尽可能都成为激活节点。
步骤2
在执行器节点利用接收到的事件信息,计算出事件信息传递到执行器节点的误差,计算公式如下[8]:
其中σs2、σn2分别为事件信息和噪声的方差,彼此之间相互独立,且都符合高斯分布,均值0,其相关性分别为,E(s,i)、E(i,j)分别表示事件信息到传感节点i、传感节点i与相邻节点j的期望。
步骤3
将出始阈值增加ΔN,并将新的阈值广播给网络中每个节点,观察D(X)的变化。若D(X)仍在约束范围内,则减少传感器节点的数量,说明以当前的抗体就能免疫抗原,继续增加阈值。
步骤4
随着初始阈值N的继续增加,满足约束条件的传感节点的数量逐渐减少。当达到步骤2中最大约束值时,停止增加初始阈值N,并将最后的N广播给所有节点。
步骤5
将N与节点亲和度(Zα·β)进行比较,按照式(3)计算的概率来选择通信节点。
2.2 执行器节点与执行器节点间的任务协同
由表1的对应关系可知,B细胞受病原体刺激产生抗体来消灭抗原。同样执行器接收到簇内传感器传递的事件信息[9],也必须寻找最佳的任务分派方案来执行任务。基于此本文提出了一种利用生物免疫算法的任务分派方案。
2.2.1 执行器—执行器任务协同模型
在以执行器节点为簇头的分簇网络结构中,当事件发生后,传感器节点向本簇执行器节点发送信息。该执行器节点根据事件信息执行相应的任务,或协同其他执行器节点,共同完成任务。针对任务需要多个执行器节点执行问题,协同算法将事件分解为多个子任务,并从能量均衡和最大完成时间两个性能指标方面,将任务分配问题抽象成多目标优化问题,并运用归一化处理方法将之转化为单目标优化问题。最终运行免疫算法得出最佳分配方案。
2.2.2 执行器—执行器任务协同相关定义和假设
事件由多个子任务组成,这些子任务可由网络中的多个执行器协同完成,有利于减小事件多发地区的节点执行压力,降低能量消耗,保证执行的实时性,使得网络能耗趋于均衡,延长网络生命周期。对结构相同的执行器有如下假设和定义:
假设1一事件有n个执行步骤,在m个执行节点上执行,在此过程中每个步骤的执行顺序已知。
定义3执行一个突发事件的步骤包括通信、处理数据、动作执行等,其能耗和执行时间可知,称该步骤为一个任务执行单元,简称任务子单元,记为ti,一个任务t=t1∪t2∪…∪t3。
2.2.3 任务完成时间
设ti,j为任务i在执行器节点j上的执行时间,T(ji,k)为任务j的第i个子任务在执行器节点k上的执行完成时间。无线传感执行网络中一个子任务的执行时间有两部分组成:数据处理时间tp,数据采集与执行时间tc,得到:
每个任务在各执行器节点上的完成时间可表达如下:
其中xji,k=1表示执行器节点k被选中执行子任务ji,反之则表示没被选中。式(9)表示1号执行器节点执行子任务ji的完成时间等于子任务ji的执行时间加上执行子任务ji-1的完成时间。由此推出:
式(11)表示执行器节点k执行子任务ji的条件是子任务ji在上一个执行器节点k-1的子任务已经完成同时执行器k也完成上一个子任务ji-1,则推出最大完成时间为:
要求任务在最短的时间内完成,必须减少任务最大完成时间Tmax,由此得到的其目标函数为:
2.2.4 能量均衡指数
在任务分配的过程中,不仅需要考虑最大完成时间,同时也必须兼顾能耗均衡指标,延长网络寿命。设Et为单位时间内执行器执行任务所需耗能,则执行器节点k执行任务所需的能耗为:
同时必须考虑到执行器节点剩余能量的约束,每个执行器节点的剩余能量一方面要完成所有子任务,同时还要将执行结果传给下一执行器节点。根据文献[10]提出的发射硬件能耗模型,发送到下一节点和接收能耗为:
其中λrω为传输的发射功率;μ发射电路能耗系数;ω为信道衰减倍数;r为执行器节点通信距离;l为帧长。则一个执行器节点k执行所有子任务的总能耗为:
通过上述描述建立如下目标函数:
式(18)为整个网络的执行器能量均衡目标函数,比值越小表示剩余能量多的执行器节点执行任务越多。
2.2.5 利用生物免疫算法选择最佳执行方案
在上述两个性能指标优化问题中,不一定存在绝对的最优解,但肯定存在有效解。将这两个目标优化问题转换为单目标优化问题,先分别求出问题中两个目标函数的最优值。然后让每个目标尽量接近各自的最优值,以获得多目标问题的最优解。
设目标函数为f=(f1,f2),评价函数为u(f),由此推出:
式(19)为目标值f与理想值f*之间的欧式距离,其值越小表示问题的最优解越好。运行步骤如下:
步骤1
采用免疫算法单独求出最大完成时间函数的最优解x1及最小值f*1,能量均衡指标的最优解x2及最小值f*2。
步骤2
比较最优解x1、x2是否相等,如果相等则得到最终最优解,算法终止,否则继续步骤3。
步骤3
随机产生权值η1、η2,求解多目标优化问题。
3 仿真
对本文提出的基于生物免疫机制的协同方法研究,假设在50 m×50 m的监测区域,随机部署100个传感器节点,在监测边缘区域放置10个执行器节点,事件发生区域是在以中心位置(50,50)为圆心,半径为5 m的圆形区域[11]。仿真实验参数如表2所示。
如图2所示,节点被激活成为通信节点的数量随着激活阈值的增加而减少。由于节点与事件地点及其他节点的位置都是固定的,相应的能耗和距离的综合指标也就一定,通过自适应调节阈值把个体指标更高的节点挑选出来。
通过图3可以看出,事件信息在执行节点的误差都会随着通信节点数的增大而逐渐减少,之后会收敛于一个稳定的值。此后误差也不会受通信节点数量行影响。因此,最先收敛的点对应的节点数即为最少通信节点数量。这样在保证通信质量的基础上,降低了网络能耗。
图4为本文中提出的基于自适应调节的通信机制与文献[5]中提出的传感器节点协作的分簇算法在节能效果上的对比。文献[5]中方法在传感器节点到执行器节点之间形成数据聚合树的过程中,激活的节点数量较多,节点能耗明显增加,由图4可以看出,本文提出的协同方法在节能上效果更优。
本文选取了文献[12]中的实验1、实验2、实验3三个测试算例进行比较,对应的任务数量分别是7、12、16;分成的子任务数量分别为25、32、58。
由图5、图6可知,将本文算法与算法EBTA[13]和EBDG[14]进行比较。EBTA是一种基于能量平衡的任务分配算法,但只适用于单跳簇单元;EBDG是一种启发式实时任务分配算法,结合了通信和计算任务的映射和调度,但没有考虑任务的执行顺序。与之相比,通过本文的算法优化处理,协调各执行器节点执行任务的顺序,减少了各任务在执行器节点上执行的最大完成时间。图6表明,本文算法考虑执行器节点能量均衡指数,使得剩余能量越多的执行器节点执行能耗更大的子任务,网络能耗更加均衡,生命周期延长。
4 结语
本文基于生物免疫系统协作机理对无线传感执行网络的协作机制进行了研究和探讨。针对传感器与执行器的有效协调,研究了一种以自适应的方式调节通信节点数量的通信路由,并引入了学习因子;针对执行器与执行器的任务协同,在以能量均衡指数和最大完成时间为性能指标的情况下,利用生物免疫算法得到最佳的任务分配方案。经过仿真实验也证实了其高效性。
摘要：以无线传感执行网络为对象,借鉴生物免疫机制,以能量高效、任务高效协作为目标,首先建立无线传感执行网络协同问题与生物免疫机制的类比模型,进而分别针对传感器—执行器协同及执行器—执行器协同问题,提出基于生物免疫机制的传感器—执行器自适应路由协同算法,及执行器—执行器任务协同算法,并给出算法执行流程。最后,通过仿真验证了方法的有效性与优越性。仿真结果表明,采用所提出的协同方法,不但优化了WSAN信息传递路径,而且降低了网络能耗,同时改善了能量均衡指标。
关键词：生物免疫,协同,自适应,能量均衡
免疫生物传感器 篇2
1.3 抗蛇毒抗体巯基化与定向自组装固定
抗蝮蛇抗体溶液30μL与等体积的Sulfo-LC-SPDP溶液混合,室温反应60 min,然后加入25 m M的二硫苏糖醇(DTT)20μL,混匀后室温反应30 min。各检测池金膜以丙酮、去离子水清洗三次,氮气吹干,气相中晶体频率稳定后,在2-10号检测池各加入Tris。Cl缓冲液9μL,待频率稳定,在3-10号检测池中加入巯基化抗体溶液10μL,浓度分别为0、1.0、2.0、3.0、4.0、5.0、6.0、7.0μg/ml,观察1 h。而后在3-10号检测池中加入1.0 m M的6-巯基己醇10μL,封闭1 h。重复以上操作6次,取各浓度点频率变化均值,制作曲线,求得最适浓度。
1.4 检测不同浓度的标准蝮蛇毒液并标准曲线制作
按前述方法于3-10号检测池固定最适浓度抗体。去离子水清洗各检测池,氮气吹干,2-10号加入PBS液70μL,频率稳定后,4~10号检测池加入0.1、1.0、2.0、3.0、4.0、5.0、6.0μg/m L蛇毒标准溶液10μL(3号作参比检测池),37℃观察60 min。每个浓度点重复6次,取各浓度点反应前后频率变化均值,并制作曲线。
1.5数据采集与分析
频率检测仪采用自激式振荡电路,多通道检测,频率信号为TTL电平输出,检测室具有恒温、屏蔽、防震动等装置。ACL28454多功能频率记数卡(ANDLINK公司产品)内置于计算机。通过《PESA分析软件4.0》采集显示频率记数、差值、频率变化趋势图,并进行储存分析。采用SPSS 13.0统计分析软件进行t检验和相关分析。
2 结果
2.1 压电免疫传感器阵列的稳定性
其稳定性由多种因素决定,本实验观察在37℃,12小时内1号检测池气相所测频率漂移±1Hz,2号检测池液相所测频率漂移±2 Hz。
2.2 巯基化抗体浓度与晶体频率变化之间的关系
在蝮蛇毒抗体上修饰巯基后,因巯基能与晶体电极的金原子牢固连接,从而将蝮蛇毒抗体固定在金膜电极表面,其固定量以抗体固定前后晶体频率的变化值表示。实验结果见图1。从图中可以看出,当抗体浓度小于4.0μg/m L时,抗体固定量随浓度的增加而增大,抗体浓度达到4.0μg/m L时,抗体的固定量达到饱和。因此本实验中抗体浓度选择4.0μg/m L,以下实验均采用这一浓度。
2.3 压电免疫传感器阵列的响应时间
用制备好的石英晶体微阵列检测蛇毒标准品,在37℃条件下观察抗原抗体不同反应时间对应晶体振荡频率的变化。结果显示,抗原抗体反应在40min后,频率已不再降低。表明抗原抗体反应已达到平衡,免疫反应基本完成,再延长反应时间,晶体表面质量负载也无明显变化,频率达到稳定,见图2。因此,实验选择40 min作为检测蛇毒样品的反应时间。
2.4 不同浓度标准蝮蛇蛇毒的检测结果
标准蛇毒液各浓度点的晶体频率变化值(Δf)用6次平行检测结果的平均值表示,并通过计算机自动以参比检测池的值进行校正(见表1)。统计结果显示,蛇毒浓度0.01μg/m L与空白液比较、蛇毒浓度5.00μg/m L与10.00μg/m L比较,频率变化均无明显区别,提示:浓度0.1μg/m L以下,晶体频率的特异性响应信号被噪声信号淹没,不能敏感检测蛇毒浓度;当蛇毒浓度大于5.0 ug/ml时,由于固定在晶体表面的抗体结合位点趋于饱和,尽管反应液中存在蛇毒分子,石英晶体表面质量负载已不再增加,结果与抗原抗体的免疫反应规律符合。同时,蛇毒的浓度在0.1~5.0 ug/mL范围内,蛇毒的浓度与晶体频率的变化之间呈良好的线性关系,以蛇毒标准溶液的浓度为横坐标,频率变化的绝对值(Δf)为纵坐标作图,得到蛇毒石英晶体传感器的检测剂量反应曲线,见图3。
注:覮与邻近的低浓度组相比,P<0.01
3 讨论
压电石英晶体传感器是近年发展起来的一种新型生物传感器,又称石英晶体微天平(QCM),是基于其压电晶体的压电效应,即晶体谐振频率变化值(△f)与其表面质量负荷(△M)呈一定函数关系。在一定的范围内,我们可用△f=-k△M这一简化了的Sauerbrey方程式来表示。其压电晶体常用AT切型,在晶体的两面则采用离子束沉积等方法形成两个平行金属(Au,Ag等)膜电极。膜电极的表面固定识别分子,因其特异性而结合待检测分子,引起电极表面的质量变化,从而改变石英晶体的振荡频率。利用压电元件的质量敏感性质,结合生物免疫识别特性,可以对多种抗原或抗体进行快速的定量测定,并可用于反应动力学的研究,检测反应中不需要标记,避免了放免和酶免分析的复杂标记过程及同位素对人体的危害和环境的污染,克服了前面几种方法费时、昂贵、及操作复杂的缺点,具有灵敏度高,可达ng级,速度快、特异性好和实时检测等优点[10]。压电石英晶体免疫传感器有望成为未来临床大规模使用的检测手段。
抗体的固定是构建传感器的基本条件。我们利用巯基化合物自组装单分子层的原理,通过Sulfo-LC-SPDP在蝮蛇毒抗体上修饰一个活性巯基,而后通过活性S原子与金膜电极的金原子之间强烈的键合作用,将蝮蛇毒抗体固定于压电传感器的金膜电极表面,可构成结合牢固、紧密有序、分布均匀、空间取向一致的的抗体敏感膜,为传感器的定量检测奠定了基础。Sulfo-LC-SPDP分子结构中带有一较长的分子臂,增加了固定的抗体分子与金膜之间的距离,有效地克服了分子识别过程中的空间位阻,且巯基分子小,在金膜表面结合更加致密[11]。从金膜上固定抗体的量与蝮蛇毒抗体浓度的关系中可以得出,随着抗体浓度的增加,抗体固定到金膜上的量也增加。在实验所用抗体浓度达到4.00μg/m L后,金膜结合抗体的位点达到饱和,实验均采用4.00μg/m L抗体浓度,保证了传感器上固定抗体量的一致。
稳定性是影响其技术测定的主要因素之一。晶体在液相中振荡要受多种因素的影响,如外界温度、磁场、气压、震动,液体的粘度、密度、电导性,当然最重要的影响因素是振荡电路和晶体本身。我们在总结其他研究的基础上,设计了一种有负反馈的集成振荡电路,能消除或减少以上因素的影响。本实验设立的对照检测池,气相和液相均能在较长时间内保持频率稳定,证明整个检测系统稳定可靠,同时也表明,其它检测池的频率漂移是由抗体固定或抗原抗体反应所致。
敏感性将是基因传感器阵列能否得到推广并应用于临床的限制因素。根据Sauerbrey方程,参照AT切型石英的弹性膜量和密度常数,可得△f=-2.26×10-3f 2△m,10MHz石英晶体的灵敏度为△m/△f=-1/(2.26×10-3×102)=-4.425ng·cm-2/Hz。其灵敏度可达ng级,相对于抗原抗体反应的质量变化,其灵敏度应是相当高的,提示蛇毒压电石英晶体免疫传感器理论上完全能用于蛇毒的定量检测。本实验建立的压电免疫传感器阵列检测蛇毒的标准曲线显示,尖吻蝮蛇毒浓度在0.1~5.0μg/m L的范围内,石英晶体的振荡频率变化与尖吻蝮蛇毒的浓度呈良好的线性关系,传感器有良好的响应特性。当蛇毒浓度大于5.0μg/m L时,晶体频率不再有明显变化,与蛇毒浓度不再呈线性关系,浓度低于0.1μg/m L时,频率响应信号弱,容易被噪声淹没。因此可以得出,该方法检测的线性范围为0.1~5.0μg/m L。如果标本浓度超过5.0μg/m L,标本需稀释后检测。蛇毒传感器阵列灵敏度与石英晶片的品质及抗体的固定方法等有关。利用微细加工技术直接在石英晶体上刻蚀出超薄石英谐振器阵列,提高其灵敏度,将是今后进一步研究的方向。
特异性是压电免疫传感器阵列能否应用于蛇毒检测的关键因素。蛇毒均是复杂的蛋白混合休,亲缘紧密的毒蛇蛇毒趋向于有许多共同抗原,因此不同蛇毒间存在交叉的免疫反应。在后续的实验中,我们将对压电传感器阵列检测的特异性进行深入探讨。
将压电石英晶体应用于蛇毒检测,目前仍处于探索阶段。随着技术的不断成熟和完善,压电免疫传感器有望为蛇伤急救提供更有效的方法和手段,确定毒蛇伤的种类,指导特异性抗蛇毒血清的临床应用,并作为评价蛇伤疗效的重要指标。因此,其应用前景广阔,具有临床研究和推广价值。
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免疫生物传感器 篇3
关键词：大肠杆菌O157:H7,免疫传感器,检测,综述
0 引言
大肠杆菌O157:H7对人的致病力较强, 每克感染载体含菌10个以上即可能引起感染。 严重感染大肠杆菌O157:H7 (Escherichia coli O157:H7, E. coli O157:H7) 后 , 会产生大量的Vero毒素 , 从而引起出血性肠炎、 溶血性尿毒综合症和血栓性血小板减少性紫癜等。 因此, 对E. coli O157:H7的预防和检测 , 具有重要的意义 。
常规实验室对E. coli O157:H7的鉴定、 检测依然停留在分离培养、形态观察、生化鉴定和血清学分型水平, 这些传统的方法操作复杂、检测周期较长。 免疫传感器是由固定化的生物敏感材料作为识别元件与适当的理化换能器及信号放大装置构成的分析系统。 具有特异、灵敏、高效、经济实用等优点, 可以在物质分子层面进行快速、微量检测, 目前正成为一种强有力的通用分析工具。 该文就免疫传感技术在检测E. coli O157:H7方面的最新进展进行简要综述, 并展望该技术在致病菌检测方面存在的难点与研究前景, 期望对该领域的研究提供一定的参考价值。
1 检测大肠杆菌 O157:H7 的免疫传感器
1.1 阻抗式
阻抗式免疫传感器是通过检测修饰电极的界面特性来分析样品中E. coli O157:H7的一种方法。 Barreiros等以ITO为基底, 构建特意识别E. coli O157:H7的传感界面, 实现了E. coli O157:H7的特异、灵敏检测。 检测线性范围为10~106CPU/m L, 检测限达1 CPU/m L[1]。Wang等使用丝网印刷电极制备了可抛式、简易的E. coli O157:H7阻抗传感器, 检测限为1.5×103CFU/m L, 线性范围为1.5×103~1.5×107CFU/m L[2]。该类方法不需要标记、且传感器制备较简化, 而得到广泛研究, 但该方法与传统方法相比较其灵敏度偏低, 实际样品分析系统有待进一步完善。
1.2 压电式
压电免疫传感器依靠测量质量的变化来实现目标物的测定, 即在生物化学反应过程中, 压电石英晶体表面被修饰、选择性地与被检测物质作用, 继而在晶体表面出现异号极化电荷 (又称压电效应) , 从而实现生物传感器的检测目的。 Farka等有机结合石英晶体微天平的有效、被动技术, 实现了E. coli的检测, 检测限位8×104CFU/m L[3]。 Shen等研发了E. coli O157:H7的一种新型压电检测方法, 使用了免疫磁珠技术, 检测时间为4小时, 在磷酸盐缓冲溶液中的检测限为23 CFU/m L, 在牛奶中的检测限为53 CFU/m L[4]。 压电生物传感器的特点是样品无需标记、响应灵敏、特异性高、简便快速、易于自动化与集成化。
1.3 表面等离子体共振式
当生物分子结合到金属表面时, 会引起表面等离子共振 (surface plasmon resonance, SPR) 折射率及入射角的改变 , 因此通过监测生物反应过程中SPR角的动态变化, 可以得到生物分子之间相互作用的特异性信号, 以此来研究生物分子间的相互作用。Tokel等对SPR进行了评述, 并用于E. coli的检测, 检测线性范围1.0×105到3.2×107CFU/m L[5]。Usachev等研制的SPR免疫传感器 , 对溶液中E. coli的检测限为15×103CFU/m L, 对应空气中的含量为219×104CFU/m L[6]。 SPR免疫传感器的研究在生物传感器领域的应用已相对成熟, 部分成品仪器已应用到E. coli O157:H7的检测。SPR技术具有非破坏性、无需标记、实时监测、灵敏度及选择性高的优点;但SPR传感技术对于低浓度、小分子量的分子检测精度不高。
1.4 酶标式
Shen等采用免疫磁珠和细小金纳米粒子构建了增强型酶联免疫检测体系, 根据颜色变化, 在磷酸盐缓冲溶液中, 对E. coli O157:H7的检出限为68 CFU/m L, 对食品中E. coli O157:H7的检测线性为6.8×102到6.8×103CFU/m L, 是普通免疫磁珠分离基酶联免疫检出限的两倍, 比普通酶联免疫检测灵敏度提高了四倍, 整个分析过程在3小时内完成, 为一种高效、灵敏的检测方法[7]。 Zhag等借助葡萄糖氧化酶、漆酶的双重放大功能, 研制了一种灵敏的检测E. coli O157:H7的化学发光免疫传感体系, 借助产生的过氧化氢, 构建鲁米诺的发光, 从而实现对E. coli O157:H7的检测, 检测时间小于2小时, 线性区间为4.3×103CFU/m L到4.3×105CFU/m L, 检出限为1.2×103CFU/m L, 具有一定的推广价值[8]。 至今, 酶标法传感器主要通过两种方式实现, 一是酶直接与底物作用产生光学信号, 二是借助酶产生的电信号。 多数情况下, 可以通过直接改变标记底物获得可检测的信号 (荧光、化学发光, 电信号) 。 但是, 标记酶的稳定性和活性保持能力有待发展, 发展人工模拟酶在该领域的应用, 也是很好的发展方向之一。
1.5 荧光标记式
近年来, 基于荧光标记方法构建的生物传感器广泛应到致病菌的检测中。 Chen等以包裹荧光素的硅球为标记, 借助荧光显微镜、流式细胞仪构建了E. coli O157:H7的快速间接检测系统, 荧光显微镜可以检测到1.0×105cell/m L的E. coli O157:H7;流式细胞仪可以检测到混合液中4.5×106cell/m L的E. coli O157:H7, 并成功应于啤酒中E. coli O157:H7的检测[9]。 Cho等借助免疫磁珠技术 , 实现了E. coli O157:H7、伤寒沙门氏菌、单核细胞增多性李司忒氏菌三种致病菌的原位荧光分别检测, 对食物样品中致病菌的检出限都约为5 CFU/m L[10]。 荧光标记由于快捷、便利、简单等优势, 在E. coli O157:H7的检测应用中, 具有较好的发展前景。
1.6 电导式
Sarra等研究了一种基于电导信号的免疫传感器 , 并成功用于E.coli和粘质沙雷氏菌的检测 , 检测区别为1到103CFU/m L[11]。 Hnaiein等构件了一种基于免疫磁性粒子的电导式E. coli检测体系, 该方法对E. coli具有较好的特异性 , 1 CFU/m L E. coli的变化可以产生35 mus电导检测信号, 检测可达500 CFU/m L[12]。 电导式免疫传感器尚处于发展阶段, 存在较大的发展空间。
1.7 电致发光式
Leach等采用自动化的电致发光系统实现样品中E. coli O157:H7的检测, 经5 h的富集之后, 检测灵敏度可以达到0.1 CFU/g, 整个实验可以在6.5小时内完成[13]。 目前, 电致化学发光的标记物有限, 且其稳定性有待进一步改善。
2 结论与展望
抗原-抗体特异识别E. coli O157:H7所建立的传感器, 统称为E.coli O157:H7免疫传感器 。 其两大主要部分就是识别元件和信号传递元件, 根据信号源不同, 主要分为免标记直接检测型和带标记间接检测型两类。 前者简单、花费低, 但灵敏度较低, 限制了其应用;而后者应用相对较广泛。 与其它方法相比, 免疫传感器检测E. coli O157:H7还处于起步阶段, 但是E. coli O157:H7免疫传感器具备快速、 灵敏、便携、易操作的发展前景, 决定了其在E. coli O157:H7检测将占有一席之地。
光纤生物传感器的传感机制 篇4
传感器是能感受某种被测量信号,并将其转换成声、光、电等信号的元件,包括敏感元件、转换元件以及相应线路等。传感器的种类很多,其中以抗原抗体、酶、核酸、细胞等生物材料作为敏感元件组成的传感器称为生物传感器,而以光纤传导和收集光信号进行生物检测的传感器称为光纤生物传感器(fiber optic biosensor,FOBS),这种传感器通过检测生物反应所产生的光,通过检测光的强度、振幅、相位等参数确定被检物质的量。与其他传感器相比,这种传感器具有抗电磁干扰能力强,不用参考电极,可以实现探头微型化以及用于遥测和适时检测等优点。
1 反应池光吸收型传感
光纤传感器系统中,可利用一系列光纤现象来传感化学量,其中最简单的方法莫过于在特定波长处的光吸收效应,光吸收效应主要用于检测池分离型光纤传感器,即一根光纤或光纤束将光引入化学反应池,由化学反应池返回的光用另一根光纤或光纤束收集。光吸收的强弱取决于待测分子的吸收率、光程及光波长。一束准直光在吸收介质中经过距离z后检测到的光强由式(1)表示:
吸收系数a与吸收分子的吸收截面积Cs和分子浓度Cm有关，Cs和Cm的量纲分别是平方米泉市（m2)和每立方米物质的量(mol/m3)。它们的关系式：
式中，N是阿伏伽德罗常数，其值为6.022×1023个/mol。
在大多数光纤传感系统中，光束总有一定的发散，并且探测器也不能接收到光纤中所传输的全部光，这些因素使光强对于距离的依赖性变得更加复杂。例如，在一个由半径分别为r1和r2（r2<r1)的发送光纤和接收光纤组成的系统中，当光线在吸收介质中经过了距离z后，接收光强大致为：
式中，φ为光纤末端出射光的散射角。该式假定光束的扩散光斑均匀且散射角小。在建立实际系统的模型时还应考虑扩散光锥的照度不均衡性。
在一个光纤化学传感系统中化学反应物的种类及其浓度通常需满足下面两个条件。
(1)在被测参数变化范围内(如某种被测化学物的浓度最小值和最大值),受该参数制约的传输光强变化必须足够大以获得相当的灵敏度。一般而言,在测量范围内,该变化值为信号强度的一个至两个数量级比较合适。当然,这只是一个度。在这种情况下,需要有一个非线性强度函数,为了得到最高的精确度,在被测量参数的变化范围内,信号强度应有最大的变化量。
(2)在最大吸收时,化学反应物中的光传输量仍需维持足够大,因为在有噪声的情况下,信号必须有足够大的相对值。实际上,这意味着传感元件的光损耗(其大小由待测反应物及传感器构造共同决定)不能太大,否则将难以从干扰(诸如周围泄露光等)中分离信号分量。这一要求并不是指传输的光信号必须比周围光信号大。如果采用光源调制及窄带检测方法,只要总光量大致使探测器或信号处理电路出现饱和,则比环境光小得多的信号光仍是容许的。
一般来讲,为保证传感器精确地吸收测量,需要同时监测至少两个波长。这两个波长的选择是在其中一个波长上对测量环境变化敏感而在另一个波长上不敏感为原则的。这种双通道系统能补偿诸如光纤耦合效率波动、光源功率波动以及光纤、探测器或其他光器件的老化而引起的共模效应。
2 敏感膜光反射与散射型传感
“单端”光纤系统具有较多的优越性,利用一面镜子(或其他反射面),或利用某一附加材料的光散射特性,将部分吸收光反向散射到接收光纤中去可构成一类更具优越性的光纤传感器。试剂附着于无色膜材料的表面,膜紧贴于光纤端面。膜的漫反射要足够大,并且漫反射不仅发生在膜表面还发生于膜内。待测物的加入能改变反向散射光的强度。这种光强度的变化可以通过一种单向方式监测,即在入射光纤相同的方向上放置一根接收光纤。在实际应用中可利用分叉光纤提供多跟入射光纤和出射光纤。一般来说选择具备下述特点的反应物支撑材料是相当重要的。
(1)膜能实现反应物的化学偶合或结合反应物的同时又不影响反应物的光学传感检测能力。一般来说,偶合于膜上的反应物与自由溶液状态的反应物发生反应的方式不同,在有些场合,反应物偶合能提高它的稳定性。
(2)膜上的孔状结构要有足够的渗透性,以保证化学样品在规定的响应时间内有充分的扩散,这样才能在该响应时间内进行测量。对于空隙很小的膜,其内部溶液往往要30min才能与外界环境达到平衡,这对需要在数分钟内得到被测参数信息的应用时不适宜的。
(3)膜的浸润特性应与被测环境相适应。比如测量水溶液性物质时使用的疏水膜是不合适的,同样的,当测量在油或脂类环境中进行时,就要使用油浸润膜。
(4)来自膜的漫反射光应尽可能有固定不变的光谱响应。这意味着膜不含有光谱吸收物质,即使是非常好的散射材料也常常会使波长有些改变,但通常这些改变并不严重。在实际应用中,普通膜材料都能满足这一要求。
3 荧光型传感与磷光型传感
3.1 荧光型传感
荧光现象直接与吸收有关,因为能量较低的辐射在再次发光之前必须要吸收光能量。产生荧光的效率取决于荧光物的浓度、吸收截面和量子效率以及光程长。在实际应用中,荧光物水溶液的量子效率可接近于1.0(如荧光素),当它的量子效率降到0.05时仍然是可用的。在实验系统中可以调整其他一些参数,以确保最大限度利用激发光能量。
荧光分子具有特定的激发光波长范围,在该范围内分子可以被激发,一旦受激,分子在短时间内迅速衰减,其发射光谱也能确定。如简单荧光分子若丹明-B的激发光谱和荧光光谱如图2所示。可以看到荧光辐射发生在波长较长处,并且受激峰值波长(564nm)与辐射峰值波长(583nm)分界明显。峰值波长差值称为斯托克斯频移,一般荧光物质的斯托克斯频移值大约是1 0~20nm(300~600波数),使用诸如藻胆蛋白这样较复杂的分子可以得到较大的斯托克斯频移。
为了在光纤传感器中使用荧光效应,就必须保证光源、荧光染料和探测器系统的光谱特性相互匹配。光源和探测器一般都为宽带器件,需要附加滤波器使其工作于窄带范围,还可以构造若干谱重叠积分运算,以辅助系统优化设计。
下面将讨论四个有关的光谱响应：S（λ），滤波后输出的光源；Ex(λ)，染料的受激(吸收)谱；Em(λ)，染料的辐射谱；F（λ),滤波检测系统的谱灵敏度。
(1)源重叠积分（SOI)可度量染料受激发作用的效率：
(2)探测器重叠积分（DOI）表示检测系统监测荧光辐射的好坏程度：
(3)激发抑制积分（PRI)表明了为抑制对激发的散射而设计的光源和探测器滤波作用的好坏：
为了优化荧光效应系统的性能，需要设计S（λ）和F（λ），使得SOI和DOI尽可能大而PRI尽可能小。在大多数光纤传感器，有很多部件都对激发光有散射现象这些部件包括滤波器、紧贴传感单元的尾纤以及传感器中的各个元件。因此，是PRI最小比使SOI和DOI最大更为重要。为了实现不同系统之间的比较，式(7)给出一个有用的量纲的通用算式来计算系统的“性能因素”：
荧光现象的优点是它允许测量环境中被测物与其他样本同时并存;另外,散射光及表面粗糙度的不利影响可通过频移减少到最低限度。在实际的光纤传感器结构中,荧光现象的应用有如下两个基本方法。其一是作为标记方法;另一个是作为化学探测器。
3.2 磷光型传感
由于分子的受激态能维持数纳秒,因此具有荧光现象的有机化合物的应该寿命通常非常短,另外,即使分子的受激态能维持较长时间,附近环境中的其他物质也会使这些受激态分子返回基态。而对于固态物质,其寿命则长得多,特别是可以利用其磷光现象。荧光和磷光的根本区别是:荧光是由激发单重态最低振动能层至基态个振动能层的跃迁产生的。正如荧光现象一样,磷光现象也有两个基本的应用。
(1)作为标记方法:它作为标记物优于荧光现象的地方在于,当激发光散去之后仍存在磷光辐射,这样就能消除激发光的散射影响,而激发光的散射影响正是荧光系统中限制系统性能的因素。
(2)作为探测器:磷光可以淬灭,这一现象可用于传感。例如,在商品化的光纤湿度测量系统中,就利用了高温下稀土磷光体的猝灭现象。
磷光现象的主要缺点是瞬时输出光的能量低,为了解决这一问题,通常采取输出信号的累加。
4 结束语
光纤生物传感器由于其实用方便、灵敏度高等优点,已成为人们越来越关注的研究热点。其小型化、规格化、商品化是将来发展的趋势,因此根据不同需求,合理选取和应用传感机理的进行设计尤为重要,相信在不久的将来将有成熟的产品推向市场。
参考文献
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[4]冯德荣.生物传感器的研究现状和发展方向[J].山东科学.1999,12(4):1-6
生物传感器的原理与应用 篇5
1 生物传感器原理
生物传感器是一种以生物活性物质如酶、蛋白质、微生物、DNA及生物膜等作为敏感元件与适当的物理或化学转换器有机结合而组成的分析检测装置。
其工作原理[1]如下:待测物质经扩散作用进入分子识别元件 (生物活性材料) , 经分子识别作用与分子识别元件特异性结合, 发生生物化学反应, 产生的生物学信息通过相应的信号转换元件转换为可以定量处理的光信号或电信号, 再经电子测量仪的放大、处理和输出, 即实现分析检测的目标。
如图1所示, 生物物传感器具有接受器与转换器的功能, 由分子识别元件、转换器和信号放大装置组成。其中分子识别元件即固定化的生物敏感材料或者生物敏感膜, 主要包括酶、抗体、抗原、微生物、细胞、组织、核酸和高分子聚合物等;转换器的作用在于将各种生物的、化学的和物理的信息转换成电信号。微电子学和传感器技术的不断发展为检测生物学反应过程产生的信息提供了丰富的手段, 常见的转换器有氧电极、光敏管、场效应管和压电晶体等。
生物传感器存在多种分类方式。 (1) 是按照生物活性物质实施分类, 主要可以划分成酶传感器、微生物传感器、组织传感器、免疫传感器、细胞传感器以及DNA传感器等; (2) 是按照具体检测原理进行划分, 可以划分成光学生物传感器、压电传感器以及电化学传感器等; (3) 是根据相应的生物敏感物质之间的作用类型实施分类, 主要可以划分成亲和型与代谢型; (4) 是按照所监测到的生物量、物理量以及化学量情况, 将其划分成胰岛素传感器、热传感器以及光传感器等。
从生物传感器的具体特点进行分析, 具体情况如下。
(1) 生物传感器的速度相对较快, 且成本较低。比如, 固定化酶生物传感分析仪主要是利用固定化酶膜为相应的分析工具, 其酶法分析试剂能够进行反复使用, 大约可以利用数千次, 这种情况下, 其分析成本仅仅是手掌型血糖分析仪的大约十分之一。而且具有相对较高的分析速度, 一般情况下不到二十秒就会得到相应的分析结果与检测结果。 (2) 具有较强的专一性, 通常情况下, 生物传感器仅仅只对一些特定物质起反应, 不会受到颜色以及浊度等的影响, 也不需要实施样品预处理。 (3) 稳定性较好, 具有较强的分析精度。最后, 操作系统相对简单, 非常容易实现自动化分析处理。
2 生物传感器的应用
2.1 在食品工业中的应用
主要包括如下几点:
(1) 食品品质检测[3]包括畜禽肉、鱼肉和牛乳新鲜度的评定上, 目前, 加拿大、日本正在出售检测鱼新鲜度的生物传感器;还有食品滋味及熟度的检测, 日本农林水产省研制出一种传感器, 可“品尝”肉汤的风味; (2) 食品成分快速分析包括蛋白质和氨基酸的检测, 糖含量的检测, 有机酸和醇类等物质的检测等; (3) 食品安全检查包括食品中微生物的检测, 生物毒素的检测, 残留农药的检测, 食品添加剂的检测[2]。
2.2 在环境监测中的应用
(1) 水质监测, 目前, 生物传感器已用水中生化需氧量 (BOD) , 酚、三氯乙烯、硝酸盐及其他有机污染物的检测。 (2) 大气质量监测, 生物传感器可监测大气中的CO2, NOx, NH3CH4等[3]。
2.3 在医学的应用
生物传感器在医学领域发挥的作用越来越大。例如, 在临床医学中, 酶电极是最早研制且应用最多的一种传感器。利用具有不同生物特性的微生物代替酶, 制成微生物传感器。在军事医学中, 生物毒素的及时快速检测是防御生物武器的有效措施。目前, 生物传感器已应用于监测多种细菌、毒素与病毒, 还可以测量乙酸、乳酸以及尿酸等[4]。
2.4 在其他领域的应用
生物传感器在发酵工业和军事领域等也有广泛的应用。例如, 微生物传感器已用于发酵工业中的原材料、代谢产物和微生物细胞数目的测定, 在军事上, 生物传感器在化学、生物战剂的侦检方面具有独特的优势, 已应用于监测多种细菌、病毒等[2]。
3 结语
生物传感器技术已经取得了长足的发展和进步, 未来还将遇到各种问题和挑战, 但是它的应用前景和自身优势毋庸置疑。可以预见, 未来的生物传感器将实现功能多样化、微型化、智能化、集成化等特点, 并成为人们生产和生活中不可缺少的重要工具。
摘要：现阶段, 生物传感器的敏感元件是生物活性单元, 借助相应的物理转换装置以及化学转换装置可以对所规定的被分析物实施检测与分析, 由于其具有相对较高的灵敏度、检测速度以及相对较低的成本, 故可以实施连续性的动态化监测。该文首先描述生物传感器工作原理、结构、特点和分类等, 然后描述生物传感器在食品工业、环境监测和医学等领域中的应用现状。
关键词：生物传感器,原理,应用
参考文献
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适体生物传感器研究进展 篇6
1 适体的优越性
一种单链DNA或RNA能形成多种热力学稳定的空间结构,是筛选各类靶分子适体的基础。适体替代抗体作为生物传感器的识别分子具有以下优越性[6]:
1) 高特异性、高亲和力
适体只识别与其互补的分子空间结构,能够分辨出靶分子在结构上的细微差别。适体与配体结合的解离常数(kd)可以达到纳摩尔,甚至皮摩尔水平[7]。适体与配体间的亲合力常要强于抗原抗体之间的亲合力,几乎可以完全避免非特异性结合。
2)靶分子广
适体筛选的靶分子不仅作用于蛋白质与核酸,还能作用于酶、人IgE、生长因子、抗体、基因调节因子、细胞黏附分子、植物凝集素、完整的病毒颗粒、病原菌等生物大分子。适体也用于小分子量物质的检测,包括金属离子,有机染料、药物、神经递质、氨基酸、辅因子、氨基糖苷、抗生素、核苷碱基类似物、核酸等[8]。
3)体外合成、易于修饰
适体的制备过程不依赖动物或细胞而是在体外人工合成的寡核苷酸,可因需要而加以改变。适体经适当修饰,稳定性大大提高,且不影响与配体间的亲和力。
4) 稳定性好、可反复变性、复性
核酸适体在表观功能上与单抗类似又具有许多优势,抗体的蛋白本质决定了它容易变性。核酸适体冻成干粉后可于室温保存数年,适当溶解后又立刻恢复其功能。
鉴于以上优越性,适体在生物传感器领域里得到了广泛的应用。下面就不同类型的适体生物传感器分别进行阐述。
2 适体生物传感器
适体生物传感器是一种能够连续和可逆地进行分子识别的装置,也可以看作信息采集和处理链中的一个逻辑元件。它主要是由接受器(Receptor),换能器(Transduce)和电子线路(electronic control circuit)3部分组成。根据检测信号不同,适体生物传感器分为电化学适体生物传感器、光学适体生物传感器等[9]。本文重点评述这两类适体生物传感器。
2.1 电化学适体生物传感器
电化学生物传感器由于具有较高的灵敏度和选择性,价格低廉,自动化程度高,被认为是一种有发展前景的分析测试方法,大多是利用适体与目标结合设计生物传感器,通过电化学参数直接测量,如阻抗和电流;或者通过某些标记物间接测量,常用标记物包括酶和纳米颗粒。另一种设计机理是利用适体的某些生化特征作为DNA酶的底物或构象开关;也有基于链置换或者是结构转换诱导的构象改变来设计适体生物传感器的。电化学根据有无标记可分为标记型电化学适体生物传感器和非标记型电化学适体生物传感器。根据检测信号不同又可分为电流型、阻抗型、压电型等电化学适体生物传感器。
2.1.1 标记型电化学适体生物传感器
标记型电化学适体生物传感器主要是电流型,根据标记物的不同分为量子点标记(CdS、PbS等),小分子标记(亚甲蓝、二茂铁等),酶标记(辣根过氧化物酶、葡萄糖脱氢酶等),纳米粒子标记(Au、 Ag)等。大部分标记型的电化学适体传感器均把电活性物质标记的适体固定于电极表面,与目标分子结合后,因构象减小了电极与电活性物质间的距离,电化学信号增大,为Signal on型。不同构象的适体和其标记位点不同,对信号变化的影响不同。因电活性物质标记的适体与待测物结合后使电化学信号减小而进行测定的,为Signal off型。
Jacob[10]等把不同的适体固定在电极上,用不同的量子点标记蛋白质,可同时检测多种蛋白质,该法属于Signal on型。Li[11]等报道了一种测定可卡因的电化学发光生物传感器(ECL-AB生物传感器,Signal on型)。此生物传感器以可卡因为研究对象,可卡因适体作为分子识别元件,用钌标记的适体作为ECL探针,将探针固定在金电极表面构建成ECL-AB生物传感器。ECL探针发生构象变化既可提高,ECL信号。此生物传感器对可卡因的检测范围为5.0～300 nmol/L,检测限达1.0 nmol/L。郑静[12] 等介绍了一种利用互补核酸杂交富集金胶实现信号扩增的蛋白质生物传感器。以凝血酶蛋白为研究对象,利用凝血酶蛋白相对应的两段核酸适体,将核酸适体Ⅰ固定在磁性颗粒上,用于捕获蛋白,在核酸适体Ⅱ上标记金胶。在凝血酶蛋白存在下形成了核酸适体Ⅰ磁性颗粒/凝血酶/核酸适体Ⅱ-金胶的三明治结构[图1(A)]。由于在三明治体系中的金胶上有多余的核酸适体Ⅱ,当标记有金胶的互补核酸与核酸适体Ⅱ进行杂交时,对应每一个三明治结构会有更多的金胶,从而实现信号的扩增[图1(B)]。通过引入这种标记有金胶的互补核酸杂交,使得检测的灵敏度大大提高,最低检测限可达到4.52 fmol/L,是目前已报道的最灵敏的凝血酶生物传感器之一。该凝血酶生物传感器具有很高的特异性,不受其它蛋白存在的影响。
Zheng [13]等报道了一种基于金纳米颗粒和巯基氰尿酸来测定凝血酶的超灵敏电化学适体生物传感器。适体Ⅰ固定在磁性纳米颗粒上,适体Ⅱ用金纳米颗粒标记,磁性纳米颗粒用于分离和选择,金纳米颗粒能提供很好的电化学信号。适体与凝血酶特异性识别,形成了网状巯基氰尿酸/金纳米颗粒/凝血酶三明治结构。提高了检测的灵敏度,检测下限达7.82 amol/L (Signal on型)。Zhang [14]等人报道了一种新型的基于与表面接近程度杂化的电化学适体生物传感器并用于蛋白质的检测。此适体生物传感器由一对亲和探针组成,同时识别血小板衍化生长因子-BB(PDGF-BB),适体探针在3′端有二茂铁标记的核苷尾系列。它与固定在表面的DNA链互补,当无目标分子时,尾系列不与表面链结合,因互补片段太短不足以引发有效的杂化事件。当适体同时结合PDGF-BB,尾系列被带至靠近表面的地方,浓度升高,一对尾系列与表面系列杂化,二茂铁被拉至电极表面产生可测量的电流(Signal on型)。Wu [15]等在金纳米组装的电极上自组装固定捕获DNA探针,不存在目标分子腺苷时,捕获DNA探针与二茂铁标记的适体结合,二茂铁与电极的表面距离减小,产生一个较强的电化学信号;腺苷存在时,二茂铁标记的适体与腺苷结合,与电极上固定的捕获DNA解链,电化学信号减小,根据电流信号的减小对腺苷进行检测(Signal off型)。
(A)由适体Ⅰ标记的磁珠、凝血酶和适体Ⅱ标记的金纳米颗粒构成的三明治结构(B)通过互补核苷酸的杂交而进行的金纳米颗粒的富集(A)structureofthesandwichformatbymagneticnanoparticlelabeledaptamerI,thrombinandgoldnanoparticlelabeledaptamerII;(B)enrichment ofgoldnanoparticlesthroughthehybridizationwiththecomplementaryoligonucleotide.
2.1.2 非标记型电化学适体生物传感器
非标记型电化学适体生物传感器主要分为阻抗型和压电型。Feng等[16]报道了基于目标诱导适体置换的非标记型电化学腺苷传感器,传感基底是1,6二巯基正己烷自组装膜修饰的金电极。此膜可以增加捕获探针的表面负载量并增强信号。腺苷适体与捕获探针杂交,在表面上形成双链配合物。腺苷与适体的相互作用取代了该适体序列致使适体序列在表面游离出来。检测游离的适体产生的氧化还原电流的大小,可反映分析物的浓度。此传感器有较高的灵敏度,图2。
Bini [17]等报道了一种压电石英晶体凝血酶适体生物传感器。评价了凝血酶传感器制备的几个关键步骤对传感器性能的影响。Li[18]等报道了一种阻抗型适体生物传感器。为提高检测灵敏度,构建了夹心型传感平台,巯基化适体首先被固定在金基底捕捉凝血酶分子,然后适体功能化的Au纳米颗粒(AuNPs)被用于放大阻抗信号。相比已报道阻抗适体生物传感器,这种适体/凝血酶/ AuNPs传感系统不仅可以提高检测灵敏度,也为以适体为基础的蛋白质检测提供了信号扩增模型。此传感器的检测限为0.02 nmol/L,线性范围为0.05～18 nmol/L左右。齐永志[19]等对适体型压电石英晶体传感器探针固定方法进行了研究。用巯基固定法及生物素-亲和素固定法将针对人IgE的适体探针固定在压电传感器的金膜表面,对不同浓度IgE引起的频率变化进行检测。比较了金膜表面两种探针固定法的优劣,与巯基法相比,生物素-亲和素法固定探针压电传感器频率下降更为明显,检出限低,线性范围宽,在0.1～2.5 mg/ L质量浓度范围内IgE浓度与频率变化呈明显的线性相关,相关系数0.9945。
2.2 光学适体生物传感器
根据所选光学方法和检测材料的不同,光学生物传感器也可分成许多种类。光学适体生物传感器主要有光度适体生物传感器、表面等离子共振适体生物传感器、荧光适体生物传感器等类型。
2.2.1 光度适体生物传感器
光度适体生物传感器是基于适体与靶分子结合作用前后吸光度的变化或最大吸收波长(颜色)的改变进行检测的适体生物传感器。Stojanovic[20]等设计了核酸适体的比色探针,用于可卡因的检测。其基本原理是先将核酸适体和花青染料结合,由于是非特异性结合,当加入可卡因后,可卡因取代染料和核酸适体特异性结合。通过测量染料分子在特定波长的吸光度变化可以计算出可卡因的浓度(图3)。此生物传感器可以测定药物,但不能测定尿液中pmol/L级的代谢物,因为其离解常数只为μmol/L级。
Liu [21]小组报道了基于适体和纳米颗粒的通用传感器用于快速比色测定腺苷和可卡因。金纳米颗粒所具有的较好的吸光系数和取决于距离的光学性质使其被应用于与DNA有关的比色测定中。最近,适体功能化的金纳米颗粒已用于凝血酶的测定。用常规方法构建的腺苷和可卡因的传感器在室温下数秒即可产生颜色的变化。腺苷适体生物传感器由3种成分组成: 3′AdapAu或5′AdapAu功能化的纳米颗粒和LinkerAdap。3′AdapAu和5′AdapAu组装在LinkerAdap形成聚集体,显示淡紫色。LinkerAdap分为3个片段。第一个片段与3′AdapAu杂化,第二个片段是腺苷的适体系列与5′AdapAu上的另外七个核苷杂化。当腺苷存在时,适体改变它的结构与腺苷结合,结果只有五个碱基对留下来与5′AdapAu杂化,在室温下不稳定,5′AdapAu颗粒从3′AdapAu颗粒上解离,聚集体解体,体系颜色从紫色变为红色。
2.2.2 表面等离子共振适体生物传感器
表面等离子共振(SPR)技术通常是将适体分子固化在以石英或玻璃为载体的金属(通常为金)膜表面,加入待测目标物,两者的结合使金属膜与溶液界面的折射率上升,从而导致共振角度的改变。如果固定入射光角度,就能根据共振角的改变程度对待测物进行定量分析。Li Y[22]等报道了一种利用SPR的方法来直接检测人体血液中的一种标记蛋白血管内皮生长因子(VEGF),VE-GF是一种血管分裂原,能促进内皮细胞有丝分裂与肿瘤新生血管的形成及与其它血管增生性疾病关系密切,是一种血液中的标记分子,跟多种疾病有关。这种检测方法是首先把靶蛋白固定在适体表面,与辣根过氧化物酶(HRP)标记的抗体构成了适体-靶分子-抗体的三明治结构。HRP暴露于表面,在表面形成了深蓝色沉淀,扩大了SPR响应并提高了检测的灵敏度。Herr[23]等采用适体结合的金纳米颗粒测定癌细胞。适体是通过细胞-指数富集配基系统进化技术(cell-SELEX)方法选择的。由于金纳米颗粒具有等离子共振特性,其距离决定光学特性,一旦AuNPs相互靠近,它们的吸收光谱位移就导致颜色的变化,很多技术都基于AuNPs的聚集特性而建立,可用于测定基因和蛋白质。
2.2.3 荧光适体生物传感器
荧光适体传感器主要是基于适体与目标分子作用前后荧光信号的变化来检测目标分子的器件。徒永华[24]等报道了基于核酸适配体的新型荧光纳米生物传感器用于凝血酶的测定。此生物传感器利用凝血酶的两条核酸适配体与凝血酶的高亲和力构建了三明治结构, 利用磁性纳米颗粒的磁性分离技术,设计制作了一种新型的荧光纳米生物传感器。此传感器对凝血酶的线性响应范围为4.03 ～ 224 nmol /L,其线性方程为I=0.9758 ×1011C - 2.628,检出限为100 nmol /L,具有很高的检测特异性和灵敏度,见图4。Stojanovic[25]等研究了以适体为基础的荧光可卡因生物传感器。适体识别可卡因信号要经过两个步骤:适体的一个茎与可卡因结合形成口袋形状的三维结构,由此导致标记荧光的短茎消失并且引起荧光淬灭。没有可卡因存在时,两个茎打开,有可卡因存在时形成三维结构。重大的结构改变引起了荧光和淬灭,从而产生信号并用于测定配体的浓度。该生物传感器对可卡因具有高选择性,有益于可卡因水解酶的筛选。荧光适体生物传感器的研究主要是开发新的荧光物质,探索新的检测原理和新的检测方法。
3 结语
随着SELEX技术的不断丰富和完善,适体生物传感器的研究得到了飞速发展,但在其性能完善与应用推广方面仍面临着许多需要继续研究的问题。核酸适体作为理想的传感器识别元件,在基础研究和生物医学诊断等领域发挥了重要作用,尤其是在以细胞为基础的肿瘤蛋白质学方面,将是今后适体研究的热点领域。寻找高特异性的新适体,提高适体生物传感器的灵敏度和适用性,加速适体传感器检测过程的快速化、自动化已成为适体生物传感器的研究的主要方向。
摘要：适体作为识别分子已成功应用于多种生物传感器平台,在医疗诊断、环境检测、基础分析中显示出良好的应用前景。近年来,以适体为识别元件的生物传感器越来越受到人们的关注。介绍了适体的优点,重点综述了2006年以来适体生物传感器的研究新发展。
生物传感器技术产业发展现状研究 篇7
从20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。随着社会的进一步信息化, 作为一门在生命科学和信息科学之间发展起来的交叉学科, 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。
1 生物传感器的概念
生物传感器是“使用固定化的生物分子结合换能器, 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”。待测物质经扩散作用进入生物活性材料, 经分子识别, 发生生物学反应, 产生的信息继而被相应的物理或化学换能器转变成可定量和可处理的电信号, 再经二次仪表放大并输出, 便可知道待测物浓度。所以生物传感器结构包括:一种或数种相关生物活性材料及能把生物活性表达信号转换为电信号的物理或化学换能器, 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。
根据生物学和电子工程学各自的范畴, 生物传感器主要有以下两种分类方式:
1.1 根据生物传感器中信号检测器上的敏感物质分
生物传感器与其它传感器的最大区别在于生物传感器的信号检侧器中含有敏感的生命物质。这些敏感物质有酶、微生物、动植物组织、细胞器、抗原和抗体等。根据敏感物质的不同, 生物传感器可分酶传感器、微生物传感器、组织传感器、细胞器传感器、免疫传感器等。生物学工作者习惯于采用这种分类方法。
1.2 根据生物传感器的信号转换器分类
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、场效应晶体管、热敏电阻、光电器件、声学装置等作为生物传感器中的信号转换器。据此又将传感器分为电化学生物传感器、半导体生物传感器、测热型生物传感器、测光型生物传感器、测声型生物传感器等。电子工程学工作者习惯于采用这种分类方法。
2 国内产业现状
当前我国自主研发的生物传感器产品及跨国企业集团在中国推出的产品共存并相互竞争。一些掌握生物传感器技术的跨国大企业集团, 看好被称为“世界工厂”的中国市场, 采取技术输出的途径, 吸收我国的技术力量和销售路径, 在我国市场进行生物传感器的开发、产品制造和销售。一部份海外留学归国的生物传感器专门人才也将自己的成果在中国转化并设厂办企业。家用保健类生物传感器技术已率先较好地实现了产业化突破, 取得了显著经济效益。固定化酶生物传感器作为一类多品种的精密科学仪器, 支撑了一部份生物技术过程检测, 对传统生物产业技术改造具有重要意义。我国生物传感器产业表现的空前繁荣景象代表了当前世界生物传感器产业的主要潮流。
3 生物传感器在当前的主要应用领域
3.1 发酵工业
因为发酵过程中常存在对酶的干扰物质, 并且发酵液往往不是清澈透明的, 不适用于光谱等方法测定。而应用微生物传感器则极有可能消除干扰, 并且不受发酵液混浊程度的限制。同时, 由于发酵工业是大规模的生产, 微生物传感器其成本低设备简单的特点使其具有极大的优势。所以具有成本低、设备简单、不受发酵液混浊程度的限制、能消除发酵过程中干扰物质的干扰的微生物传感器发酵工业中得到了广泛的应用。目前已有相关报道在发酵工业生产中将生物传感器应用于原材料及代谢产物的测定, 微生物细胞总数的测定以及代谢试验的鉴定中。
3.2 食品工业
生物传感器可以用来检测食品中营养成分和有害成分的含量、食品的新鲜程度等。如已经开发出来的酶电极型生物传感器可用来分析白酒、苹果汁、果酱和蜂蜜中的葡萄糖含量, 从而衡量水果的成熟度。采用亚硫酸盐氧化酶为敏感材料制成的电流型二氧化硫酶电极可用于测定食品中的亚硫酸含量。此外, 也有用生物传感器测定色素和乳化剂的应用。
3.3 医学领域
生物传感器在医学领域也发挥着越来越大的作用:临床上用免疫传感器等生物传感器来检测体液中的各种化学成分, 为医生的诊断提供依据;在军事医学中, 对生物毒素的及时快速检测是防御生物武器的有效措施。生物传感器已应用于监测多种细菌、病毒及其毒素。生物传感器还可以用来测量乙酸、乳酸、乳糖、尿酸、尿素、抗生素、谷氨酸等各种氨基酸, 以及各种致癌和致变物质。
3.4 环境监测
环保问题已经引起了全球性的广泛关注, 在发达国家如英国、法国、德国、西班牙和瑞典, 在农药残留检测、酸雨监测、水体富营养化监测等过程都采用了生物冷光型的生物传感器。用于环境监测的专业仪器市场越来越大, 目前已经有相当数量的生物传感器投入到大气和水中各种污染物质含量的监测中去, 生物传感器因其具有快速, 连续在线监测的优点, 相信在未来, 还会有更广泛的应用。
4 未来的展望
生物传感器是一个多学科交叉的高技术领域, 伴随着生物科学、信息科学和材料科学等相关学科的高速发展, 生物传感器的发展将会有以下新特点:
4.1 功能更加全面, 并向微型化发展
未来的生物传感器将进一步涉及医疗保健、食品检测、环境监测、发酵工业的各个领域。当前生物传感器研究中的重要内容之一就是研究能代替生物视觉、听觉和触觉等感觉器官的生物传感器, 即仿生传感器。而且随着微加工技术和纳米技术的进步, 生物传感器将不断地微型化, 各种便携式生物传感器的出现使人们面前。
4.2 智能化程度更高
未来的生物传感器将会和计算机完美紧密的结合, 能够自动采集数据、处理数据, 可以更科学、更准确地提供结果, 实现采样、进样、最终形成检测的自动化系统。同时, 芯片技术将越来越多地进入传感器领域, 实现检测系统的集成化、一体化。
随着技术的发展, 基于细胞受体和自由振荡等现象的新原理的生物传感器也不断涌现。相信随着一些关键技术 (如固定化技术) 的进一步完善, 随着人们对生物体认识的不断深入, 随着各学科的不断发展, 生物传感器在未来必将会更大的作为。
摘要：简述了生物传感器近年来的研究与应用, 对其发展前景及市场化作了预测及展望。生物传感器因其专一性好、易操作、设备简单、测量快速准确、适用范围广等特点, 在发酵工业、环境监测、食品监测、临床医学等方面得到广泛的应用。随着固定化技术的发展, 生物传感器在市场上越来越具有竞争力。
关键词：生物传感器,发酵工业,环境监测
参考文献
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