基于微流控芯片的生物傳感器發(fā)展現(xiàn)狀與展望

摘要：微流控芯片具有樣品體積小、檢測(cè)成本低、檢測(cè)時(shí)間短等優(yōu)點(diǎn)，與光學(xué)傳感器、電化學(xué)傳感器和微波傳感器結(jié)合可以構(gòu)建靈敏度高、可重復(fù)、便攜的檢測(cè)系統(tǒng)。對(duì)微流控芯片在生物傳感器中的最新應(yīng)用進(jìn)行了綜述，并介紹了各種生物傳感器的特性和原理，通過生物傳感器和微流控芯片集成實(shí)現(xiàn)了對(duì)復(fù)雜樣本的快速和高靈敏度檢測(cè)。對(duì)未來的發(fā)展方向進(jìn)行了展望，并提出了新一代生物微流控傳感器發(fā)展中存在的挑戰(zhàn)和應(yīng)對(duì)問題的策略。

01

引 言

生物傳感器是一種對(duì)生物分子敏感并將生物分子與換能器結(jié)合，通過將濃度的變化轉(zhuǎn)換為電信號(hào)進(jìn)行檢測(cè)的儀器。生物傳感器的一部分由固定化的生物敏感材料作為識(shí)別元件（包括酶、抗體、抗原等生物活性物質(zhì)），另一部分是適當(dāng)?shù)睦砘瘬Q能器（如氧電極、光敏管、場(chǎng)效應(yīng)管等）及硬件儀器組件構(gòu)成的分析工具或具有接受器與轉(zhuǎn)換器功能的系統(tǒng)。

在醫(yī)學(xué)中，為了實(shí)現(xiàn)對(duì)病原微生物和激素等分析物更靈敏、精確和快速的檢測(cè)，一種小型化和實(shí)時(shí)的傳感設(shè)備對(duì)于即時(shí)護(hù)理和其他醫(yī)療應(yīng)用具有重要意義，利用微流控技術(shù)可以實(shí)現(xiàn)檢測(cè)器件的小型化。微流控技術(shù)是一種快速發(fā)展的技術(shù)，通常將微流控裝置叫做微流控芯片，也被稱為芯片實(shí)驗(yàn)室和微全分析系統(tǒng)，它將多個(gè)實(shí)驗(yàn)室功能集成在一個(gè)芯片上，具有微型化和集成化等特征，可以對(duì)極少量流體（10-9~10-18 L）進(jìn)行檢測(cè)。微流體技術(shù)具有體積小、分析速度快、自動(dòng)完成樣品分析全過程和集成規(guī)模越來越大的特點(diǎn)，為開發(fā)低成本、緊湊、一次性檢測(cè)儀器提供了很大的可能性。由于微流體涉及的樣品體積小，將檢測(cè)器與微流體芯片封裝在一起用于分析檢測(cè)仍然具有挑戰(zhàn)性，目前迫切需要開發(fā)針對(duì)不同目標(biāo)分析物的高靈敏度生物傳感器。許多有效的檢測(cè)技術(shù)已經(jīng)在微流控器件中得到應(yīng)用，包括電化學(xué)方法、機(jī)械方法和光學(xué)方法。然而，它們有一些固有的弱點(diǎn)，如在液體環(huán)境中靈敏度低和使用光學(xué)生物標(biāo)記物等，這會(huì)破壞生物樣品。相反，微波技術(shù)具有無接觸、無損、高靈敏度和快速傳感能力，是一個(gè)突出的候選技術(shù)。與微流體芯片封裝在一起的先進(jìn)微波生物傳感器表現(xiàn)出設(shè)備小型化、非侵入性和操作簡單等明顯優(yōu)勢(shì)。

根據(jù)傳感器分類，基于微流控芯片的傳感器主要有光學(xué)傳感器、電化學(xué)傳感器和射頻傳感器3類。光學(xué)傳感器根據(jù)檢測(cè)方法的不同，分為熒光檢測(cè)、光譜檢測(cè)和比色分析3類；電化學(xué)傳感器根據(jù)微流控芯片制作材質(zhì)的不同，分為聚二甲基硅氧烷（Polydimethylsiloxane, PDMS）和紙基2類；而射頻傳感器根據(jù)應(yīng)用場(chǎng)景不同，分為生物細(xì)胞監(jiān)測(cè)、溶液濃度檢測(cè)和生物小分子檢測(cè)3類。

本文綜述了微流控芯片在生物傳感器中應(yīng)用的最新進(jìn)展，詳細(xì)介紹了光學(xué)生物傳感器、電化學(xué)生物傳感器和基于微流控芯片的射頻生物傳感器的特性和原理，對(duì)未來的發(fā)展方向進(jìn)行了展望，并提出了新一代生物微流控傳感器發(fā)展中存在的挑戰(zhàn)和應(yīng)對(duì)問題的策略。

02

光學(xué)生物傳感器

2.1 熒光檢測(cè)法

基于熒光檢測(cè)的微流控芯片利用目標(biāo)分子和熒光染料（熒光團(tuán)）之間的相互作用或?qū)哂袩晒庑?yīng)的物質(zhì)直接進(jìn)行檢測(cè)。熒光檢測(cè)過程包括3個(gè)階段，即激發(fā)、激發(fā)態(tài)壽命和熒光發(fā)射。傳感過程使用適當(dāng)波長的光源來誘導(dǎo)熒光團(tuán)發(fā)光，產(chǎn)生的光被過濾后將發(fā)射光子與激光光子隔離，然后測(cè)量發(fā)射光子的強(qiáng)度并將其用作目標(biāo)分析物濃度的指標(biāo)。

基于紙基微流控芯片的光學(xué)生物傳感器由紙基微流控芯片和迷你盒檢測(cè)系統(tǒng)組成，用于甲醛濃度檢測(cè)。圖1（a）為紙基微流控芯片的制作步驟示意圖，設(shè)計(jì)之后通過蠟印打印機(jī)進(jìn)行打印，再加熱使之變?yōu)槭杷?，然后加熱濾紙使石蠟融化，實(shí)現(xiàn)疏水通道在濾紙上的聯(lián)通，最后反面使用蠟重新打印，以防止樣品泄露。將乙酰乙酰苯胺指示劑植入紙基微流控的反應(yīng)區(qū)，再將甲醛樣品滴在反應(yīng)區(qū)，二者會(huì)引發(fā)Hantzsch反應(yīng)，然后使用光誘導(dǎo)熒光技術(shù)評(píng)估甲醛濃度。圖1（b）顯示的是使用0~8×10-6濃度范圍內(nèi)的甲醛樣品進(jìn)行檢測(cè)的熒光圖像，實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)如圖1（c）所示。結(jié)果表明，甲醛濃度（Y）和熒光強(qiáng)度（X）呈現(xiàn)指數(shù)相關(guān)，相關(guān)系數(shù)R2為0.9987。通過測(cè)量11個(gè)食品樣品中的甲醛濃度，證明了所提出的基于微流控芯片的光學(xué)傳感器系統(tǒng)在實(shí)際生活中可以用來檢測(cè)甲醛氣體的濃度。

熒光檢測(cè)還常用于檢測(cè)微量水平的重金屬離子，為了測(cè)量三價(jià)鉻[Cr（III）]的濃度，設(shè)計(jì)使用微流控芯片，通過在線熒光衍生化和激光誘導(dǎo)熒光（LIF）光譜檢測(cè)對(duì)Cr（III）進(jìn)行檢測(cè)分析，圖1（d）為在線衍生和檢測(cè)的流動(dòng)注射微流控芯片示意圖。這種自組裝便攜式光纖熒光光譜儀與微流控芯片的結(jié)合實(shí)現(xiàn)了對(duì)實(shí)際水樣中Cr（III）濃度的檢測(cè)。最后，該化學(xué)傳感器體現(xiàn)出高靈敏度、穩(wěn)定、快速響應(yīng)和樣品消耗量低的優(yōu)勢(shì)。圖1（e）為樣品溶液流速對(duì)絡(luò)合物（Rhodamine Derivative, R1）R1-Cr（III）熒光強(qiáng)度的影響，可以看出，在40~50 L/min的流速下，熒光強(qiáng)度最大。圖1（f）為R1（2 mmol/L）的光譜熒光強(qiáng)度和Cr（III）濃度之間的關(guān)系，可以看出隨著Cr（III）濃度的增加，光譜強(qiáng)度線性增加。通過使用基于金（Au）納米團(tuán)簇的測(cè)試紙作為熒光傳感器，建立了一種簡單、便攜、可回收的實(shí)時(shí)檢測(cè)汞離子（Hg2+）和鉛離子（Pb2+）的方法，當(dāng)暴露于Hg2+時(shí)觀察到試紙的明顯熒光猝滅，而在Pb2+存在時(shí)觀察到顯著的熒光增強(qiáng)。

（a）紙基微流控芯片的制作工藝

（b）不同濃度甲醛樣品的熒光圖像

（c）甲醛濃度與熒光強(qiáng)度的關(guān)系

（d）在線衍生和檢測(cè)的流動(dòng)注射微流控芯片示意圖

（e）液體樣品的流速對(duì)R1-Cr（Ⅲ）絡(luò)合物熒光強(qiáng)度的影響

（f）不同濃度的Cr（Ⅲ）條件下，R1（2 mmol/L）的光譜熒光強(qiáng)度

圖1 基于熒光檢測(cè)法的光學(xué)傳感器的制備與結(jié)果分析

2.2 光譜檢測(cè)法

光譜檢測(cè)是根據(jù)物質(zhì)的光譜來鑒別及確定其化學(xué)組成和相對(duì)含量的方法。光譜分析是一種高靈敏且無損的檢測(cè)方法，與熒光檢測(cè)相比，它提供窄光譜信號(hào)并克服了光漂白問題，因此該技術(shù)已成功應(yīng)用于生物傳感器、細(xì)胞成像、疾病診斷以及化學(xué)物質(zhì)的定量測(cè)量。

為了分離和捕獲單個(gè)活細(xì)胞，圖2給出一種由石英蓋玻片、帶有蝕刻微通道和微孔的玻璃板組成的簡單可重復(fù)使用的微流控芯片，圖2（a）為基于微流控芯片的單細(xì)胞表面增強(qiáng)拉曼光譜（Surface-Enhanced RamanScattering, SERS）分析系統(tǒng)示意圖，使用宮頸癌細(xì)胞（HeLa細(xì)胞）作為模型癌細(xì)胞進(jìn)行研究，然后采用SERS來檢查活的癌細(xì)胞并評(píng)估細(xì)胞中銀納米顆粒（Silver Nanoparticles, AgNPs）的數(shù)量及分布。結(jié)合細(xì)胞活力測(cè)定結(jié)果，將細(xì)胞中Ag NPs的數(shù)量與細(xì)胞的毒性直接相關(guān)聯(lián)。圖2（b）為微流井的顯微圖像，可以看出單個(gè)細(xì)胞固定在微流井中。圖2（c）為每個(gè)細(xì)胞的NPs數(shù)量和細(xì)胞活性與NPs濃度的關(guān)系，從圖2（c）可以看出隨著NPs濃度的增加，細(xì)胞活性降低，但NPs的數(shù)量增加也就意味著更高的細(xì)胞毒性。圖2（d）則為細(xì)胞的拉曼圖像。

（a）基于微流控芯片的單細(xì)胞SERS系統(tǒng)示意圖

（b）細(xì)胞在微流體通道中移動(dòng)的顯微鏡圖像

（c）NPs數(shù)量和細(xì)胞活性與NPs濃度關(guān)系

（d）Ag NPs的表面增強(qiáng)拉曼光譜

（e）光譜檢測(cè)系統(tǒng)

（f）時(shí)間響應(yīng)

（g）NH4+濃度與光譜強(qiáng)度變化的關(guān)系

圖2 基于光譜檢測(cè)法的光學(xué)傳感器的制備與結(jié)果分析

除了檢測(cè)細(xì)胞活性，光譜檢測(cè)還可以用于測(cè)定離子的濃度。圖2（e）為光譜檢測(cè)系統(tǒng)的耦合芯片詳細(xì)結(jié)構(gòu)圖。該耦合微流控芯片由反應(yīng)芯片、氣體擴(kuò)散芯片和檢測(cè)芯片組成，用于檢測(cè)NH4+的濃度。其中反應(yīng)芯片由PDMS組成，用于將NH4+轉(zhuǎn)化為NH3；氣體擴(kuò)散芯片由兩片玻璃片和夾在玻璃片中間的一層PDMS材質(zhì)的氣體透過膜組成，用于使NH3擴(kuò)散進(jìn)入待測(cè)溶液；檢測(cè)芯片是使用多層結(jié)構(gòu)將指示劑固定在其中。使用鋅卟啉作為指示劑，是因?yàn)殇\卟啉與NH3分子相遇會(huì)由綠色變成紫色，當(dāng)周圍環(huán)境變成純水時(shí)，又能實(shí)現(xiàn)從紫色到綠色的逆變化，因此通過檢測(cè)光譜的變化就能得到NH4+濃度的變化。使用該微流控芯片為平臺(tái)，建立了一個(gè)光譜檢測(cè)系統(tǒng)，使用光譜儀作為分析儀器，通過對(duì)450 nm處的透射光譜強(qiáng)度的變化進(jìn)行測(cè)量，能夠?qū)崿F(xiàn)對(duì)NH4+的定量測(cè)量，此外還對(duì)影響檢測(cè)結(jié)果的參數(shù)進(jìn)行了研究。圖2（f）為NH4+濃度為20 mg L-1時(shí)光譜的時(shí)間響應(yīng)，可以看出，變色過程大概有8 min，而復(fù)原過程則更慢，大約為變色過程的2倍。圖2還對(duì)指示劑的用量（1 mg、5 mg和10 mg）對(duì)光譜強(qiáng)度的變化進(jìn)行了研究，結(jié)果如圖2（g）所示，可以看出在NH4+濃度較低的情況下，三者的光譜變化差不多，但是隨著NH4+濃度的增加，5 mg指示劑對(duì)應(yīng)的光譜強(qiáng)度的變化最大，10 mg的次之，因此5 mg的指示劑為檢測(cè)的最佳選擇。

2.3 比色檢測(cè)法

比色檢測(cè)是光學(xué)生物傳感器最廣泛的技術(shù)之一，它具有操作簡單、檢測(cè)速度快、檢測(cè)精度高、靈敏度高和結(jié)果可視化等優(yōu)點(diǎn)。比色檢測(cè)利用被測(cè)物質(zhì)本身的顏色或者是加入試劑反應(yīng)后呈現(xiàn)的顏色變化，通過比較顏色深度以對(duì)被測(cè)物質(zhì)進(jìn)行分析。通常比色檢測(cè)中的檢測(cè)區(qū)域圖由掃描儀、手機(jī)攝像頭或CMOS攝像頭直接收集，然后傳輸?shù)?a href="http://ttokpm.com/v/tag/1247/" target="_blank">電腦或手機(jī)進(jìn)行分析。

使用噴漆技術(shù)可以用來制作紙基微流控芯片，該裝置使用氣溶膠噴漆來構(gòu)建疏水屏障，并且使用簡單的打孔器獲得紙基的圖案層，這些改進(jìn)的切割過程和疏水屏障的制造為紙基微流控芯片提供了一種便宜、簡單且適應(yīng)性強(qiáng)的制作技術(shù)。圖3（a）中的I和II分別為2D和3D紙基微流控芯片噴涂制作工藝示意圖，III為增加染料后的實(shí)物圖。使用該噴漆式的紙基傳感器測(cè)定Fe2+的濃度，圖3（b）為藍(lán)色通道強(qiáng)度與Fe2+濃度之間的關(guān)系（濃度范圍為0~0.3 g/L），圖3（c）為對(duì)應(yīng)的線性擬合圖，可以看出，隨著Fe2+濃度的增加，藍(lán)色通道強(qiáng)度線性減小，且R2為0.9903，具有很強(qiáng)的相關(guān)性。文章還對(duì)影響鐵檢測(cè)靈敏度的參量進(jìn)行了優(yōu)化，提出了一種用于Fe2+濃度檢測(cè)的紙基微流控芯片，具有低檢測(cè)限（0.0009 g/L）、良好的選擇性和可以接受的回收率等優(yōu)勢(shì)。

（a）紙基微流控噴涂制造工藝示意圖

（b）藍(lán)色通道強(qiáng)度與Fe2+ 濃度的關(guān)系

（c）藍(lán)色通道強(qiáng)度與Fe2+ 濃度的線性擬合圖

圖3 基于比色檢測(cè)法的光學(xué)傳感器制備與結(jié)果分析

除了噴漆的制作方法以外，蠟印技術(shù)也常被用于制作比色檢測(cè)的微流控芯片。圖4提出一種基于比色檢測(cè)方法的傳感器和基于掃描儀設(shè)備的紙基微流控芯片，用于確定乙酰膽堿酶（AchE）的活性和抑制劑篩選。該紙基微流控芯片使用簡單的蠟印工藝制造，將蠟沉積在色譜紙的表面，然后加熱以形成疏水屏障。在檢測(cè)過程中，5,5-二硫代雙的溶液和含有AchE和乙酰硫代膽堿碘化物（ATC）的樣品被直接點(diǎn)在紙基微流控芯片上。該裝置顯示出對(duì)AchE活性檢測(cè)的高靈敏度，因此在神經(jīng)遞質(zhì)活性量化方面具有顯著的應(yīng)用潛力。同一課題組還提出了基于比色檢測(cè)方法和掃描儀設(shè)備的各種微流控芯片，分別用于分析lgG抗體和葡萄糖。

（a）基于顏色強(qiáng)度讀數(shù)的紙孔板制作過程

（b）基于距離讀數(shù)的紙基微流控芯片制作流程

（c）基于彩色掃描和智能手機(jī)的信號(hào)讀出以及乳鐵蛋白響應(yīng)曲線

（d）設(shè)備彩色掃描圖，距離與乳鐵蛋白濃度的關(guān)系

圖4 基于比色檢測(cè)方法檢測(cè)的蠟印工藝紙基微流控芯片

除了基于顏色強(qiáng)度的比色分析，還有基于距離讀數(shù)的比色分析裝置。圖4（a）為基于顏色強(qiáng)度的紙基裝置的制作過程，圖4（c）為基于距離讀數(shù)的紙基微流控芯片的制作過程。檢測(cè)原理是利用乳鐵蛋白對(duì)Fe3+的高親和力，乳鐵蛋白能夠從Fe3+復(fù)合物中置換指示劑，從而導(dǎo)致顏色變化。將復(fù)合物固定在紙基板上，復(fù)合物顆粒根據(jù)乳鐵蛋白濃度展示出顏色的變化?；陬伾珡?qiáng)度的檢測(cè)裝置使用智能手機(jī)和顏色讀數(shù)應(yīng)用程序?qū)θ殍F蛋白進(jìn)行定量分析，圖4（b）中分別為基于彩色掃描和基于智能手機(jī)的信號(hào)讀出以及乳鐵蛋白響應(yīng)曲線?？梢钥闯?，在0~600 μg/mL濃度范圍內(nèi)，隨著乳鐵蛋白濃度的增加，色調(diào)值線性增加?；诰嚯x讀數(shù)的紙基微流控芯片根據(jù)彩色切片長度判斷乳鐵蛋白的濃度。圖4（d）為使用40 L樣品溶液后裝置的彩色掃描以及距離和乳鐵蛋白濃度之間的關(guān)系，可以看出，在0~1000 μg/mL范圍內(nèi)，距離隨著乳鐵蛋白濃度的增加而線性增加。

03

電化學(xué)生物傳感器

電化學(xué)檢測(cè)的特點(diǎn)是靈敏度高、選擇性好、制作成本低、攜帶方便以及電力消耗低。因此，電化學(xué)檢測(cè)很適合采用微流控芯片，微流控電化學(xué)裝置使用的化學(xué)系統(tǒng)包括微電極、對(duì)流傳質(zhì)、表面修飾電極、流動(dòng)注射、信號(hào)放大、離子選擇性電極和離子交換膜等。此外，該類微流控芯片常用的材料包括PDMS、濾紙等。

3.1 PDMS微流控芯片

使用PDMS材料制作的微流控芯片能夠重復(fù)使用且可逆變形，不發(fā)生永久性破壞，而且具有彈性好、柔性好、電絕緣性好等優(yōu)點(diǎn)。用模型法高保真制備的微流控芯片能透過300 nm以上的紫外可見光，耐用且價(jià)格低廉，但它不耐高溫，導(dǎo)熱系數(shù)低，表面改性的方法需進(jìn)一步研究。

為了檢測(cè)紅細(xì)胞（Red Blood Cell, RBC）和內(nèi)皮細(xì)胞（Endothelial Cell, EC）之間的相互作用，圖5提出了一種由電沉積制備的金柱陣列和集成檢測(cè)電極的微流控芯片。微流控芯片由具有兩個(gè)相鄰?fù)ǖ赖腜DMS芯片和帶有嵌入式電極的聚苯乙烯底座組成，圖5（d）和（e）分別為微流控芯片中PDMS和聚苯乙烯底座的組裝圖和實(shí)物圖。內(nèi)皮細(xì)胞可以通過紅細(xì)胞衍生的腺苷三磷酸（Adenosine Triphosphate,ATP）刺激釋放一氧化氮（Nitric Oxide, NO）。為了研究RBC-EC之間的相互作用，將片上細(xì)胞固定，然后在單個(gè)微流控芯片中直接與紅細(xì)胞接觸檢測(cè)NO。利用格列本脲處理的RBC會(huì)抑制RBC衍生的ATP釋放，然后，使用曲前列環(huán)素處理會(huì)刺激紅細(xì)胞并釋放ATP。圖5（f）是利用RBC衍生的ATP促進(jìn)NO的釋放的結(jié)果分析。在圖5（g）中可以觀察到刺激ATP釋放和抑制ATP釋放的兩個(gè)實(shí)驗(yàn)結(jié)果的比較，其中，曲前列環(huán)素處理后的RBC注射液會(huì)刺激內(nèi)皮細(xì)胞并產(chǎn)生（1.80.2） nmol/L NO，格列本脲處理后的RBC會(huì)產(chǎn)生（0.920.1）nmol/L NO。

（a）集成外泌體分離和分析平臺(tái)

（b）DPV響應(yīng)

（c）線性結(jié)果分析

(d)微流控芯片中PDMS和聚苯乙烯底座的組裝圖

(e)微流控芯片中PDMS和聚苯乙烯底座的實(shí)物圖

(f)刺激/抑制RBC釋放的數(shù)據(jù)條形圖

圖5 基于PDMS微流控的電化學(xué)生物傳感器

3.2 紙基微流控芯片

基于紙基的微流控芯片是以濾紙作為基材，使用蠟印刷、絲網(wǎng)印刷、光刻和化學(xué)氣相沉積等技術(shù)制作而成。由纖維素構(gòu)成的濾紙表現(xiàn)出親水特性，所以允許水溶液通過濾紙的纖維層。與傳統(tǒng)的玻璃和聚合物基板微流控芯片相比，紙基微流控芯片具有許多實(shí)際優(yōu)勢(shì)，包括成本較低、制作過程簡單、毛細(xì)管作用強(qiáng)和良好的生物相容性等。因此，紙基微流控芯片越來越多地應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)、環(huán)境、臨床診斷、食品加工和化學(xué)工業(yè)領(lǐng)域。

近年來，可以看到很多基于折紙方法做成的紙基傳感器。例如，圖6（a）為紙基微流控示意圖，實(shí)驗(yàn)提出了一種在纖維素紙裝置中使用鎂作為陽極的紙基微流控原電池。添加一滴水的原電池可以在一段時(shí)間內(nèi)以一定的電位/電流運(yùn)行，并持續(xù)運(yùn)行到水徹底蒸發(fā)。采用蠟印刷技術(shù)制造紙基微流控芯片，使用蠟打印機(jī)打印到濾紙上，將芯片放置在熱板上形成3D疏水屏障以控制液體流動(dòng)。該紙基微流控芯片實(shí)物如圖6（b）和（c）所示。圖6（d）~（g）顯示了紙基微流控原電池的性能結(jié)果。通過優(yōu)化電解質(zhì)的量，使電池的開路電勢(shì)最大，如圖6（d）所示；MgCl2的最終優(yōu)化量為3.33 mg，AgNO3為3.57 mg[圖6（d）中的虛線框]。根據(jù)圖6（e）所示，在放入80 mL蒸餾水后，單個(gè)原電池的開路電位在1 h內(nèi)保持在2.2 V。圖6（f）顯示了持續(xù)1 h的放電曲線有300 mA的恒定電流密度。將80 mL的蒸餾水裝入紙片頂部的入口后，電位立即升高，電位保持在1.6 V。圖6（g）中紅色發(fā)光二極管（Light-Emitting Diode, LED）至少需要50 mA才能點(diǎn)亮，但電壓降低到1.5V左右，同時(shí)電流緩慢降低，紅色LED也能被成功點(diǎn)亮。另外，為了證明此原電池的可行性，還使用該裝置結(jié)合發(fā)光二極管對(duì)堿性磷酸酶進(jìn)行了熒光檢測(cè)。

（a）紙基微流控示意圖

（b）蠟印折紙芯片

（c）最終組裝裝置的頂視圖和側(cè)視圖

（d）陽極和陰極之間的電解質(zhì)效應(yīng)

（e）單個(gè)原電池的開路電位

（f）恒流放電曲線

（g）電池的相對(duì)電流和運(yùn)行電壓

圖6 紙基微流控電池

除了折紙以外，還有很多種制作紙基微流控芯片的方法，比如絲網(wǎng)印刷、噴墨打印、蠟印等。圖7（a）為使用絲網(wǎng)印刷工作電極的紙基微流控芯片制作過程，包括絲網(wǎng)印刷工作電極的制作過程和參比電極的制作過程。研究提出了一種使用絲網(wǎng)印刷工作電極（SPWE）的高靈敏度無標(biāo)簽紙基電化學(xué)免疫傳感器，用于癌胚抗原（CEA）的檢測(cè)。為了提高檢測(cè)靈敏度并固定抗癌胚抗原，合成了氨基功能石墨烯/硫氨酸/金納米粒子納米復(fù)合材料并涂覆在絲網(wǎng)印刷工作電極上。免疫傳感器的檢測(cè)原理是由于抗體-抗原免疫復(fù)合物的形成，硫氨酸的反應(yīng)電流與相應(yīng)抗原的濃度成正比。免疫測(cè)定法能夠測(cè)定50~500 pg/mL濃度范圍內(nèi)的CEA溶液，并且電流隨著濃度的增加而線性減小，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖7（b）和（c）所示。另外所提出的免疫傳感還可以用于測(cè)定臨床血清樣品，這種新型紙基電化學(xué)免疫傳感器可以為癌癥檢測(cè)提供一種低成本、高靈敏的即時(shí)診斷新平臺(tái)。此外帶有滴鑄電極的絲網(wǎng)印刷生物傳感器可用于檢測(cè)啤酒樣品中的乙醇。在該裝置中，由炭黑和普魯士藍(lán)納米粒子組成的納米復(fù)合材料用作電催化劑來檢測(cè)醇氧化酶和乙醇之間的酶促反應(yīng)產(chǎn)生的過氧化氫。該傳感器能夠定量檢測(cè)乙醇的濃度，最高檢測(cè)濃度達(dá)到10 mmol/L，靈敏度為9.13 μA·cm2/mmol·L-1，檢測(cè)限為0.52 mmol/L。

（a）紙基微流控芯片的制作過程

（b）離子選擇性電極的制備過程

（c）紙基免疫傳感器響應(yīng)曲線

（d）電流與CEA濃度的關(guān)系

（e）電位實(shí)時(shí)響應(yīng)曲線

圖7 無標(biāo)記紙基微流控電化學(xué)傳感器

圖7（d）為離子選擇性電極裝置的制備過程，使用濾紙作為基底的材料，進(jìn)行噴蠟打印后，通過在濾紙上滴涂導(dǎo)電碳漿以及Ag/AgCl漿，分別制成了固態(tài)聚合物膜鈣離子選擇性指示劑和參比電極，形成了紙芯片離子選擇性電極系統(tǒng)。對(duì)離子載體的含量和離子選擇性敏感膜的厚度進(jìn)行了優(yōu)化，同時(shí)也對(duì)參比電極的穩(wěn)定性和指示電極的選擇性進(jìn)行了研究。以0.5 mol/L NaCl模擬海水為背景，檢測(cè)紙芯片離子選擇性電極系統(tǒng)的電位響應(yīng)性能，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖7（e）所示。結(jié)果表明該系統(tǒng)在1.0×10-4~3×10-2 mol/L CaCl2濃度范圍內(nèi)，隨著濃度的增加，電位響應(yīng)也隨之線性增加。

04

基于微流控芯片的射頻生物傳感器

4.1 用于生物細(xì)胞生長檢測(cè)的射頻諧振器

微流控技術(shù)可以將樣品檢測(cè)的多個(gè)實(shí)驗(yàn)步驟集中在一個(gè)小芯片上進(jìn)行，也可以實(shí)現(xiàn)器件的小型化。微流控芯片具有體積小、響應(yīng)速度快、自動(dòng)化程度高、集成度高的特點(diǎn)，這為開發(fā)高成本、緊湊型器件提供了可能性。目前，許多有效的檢測(cè)技術(shù)已經(jīng)在微流控器件中得到了證實(shí)，包括光電化學(xué)方法、熒光檢測(cè)方法和光學(xué)方法。

然而，它們也有一些固有的檢測(cè)限制，比如，在液體環(huán)境中靈敏度低和使用光學(xué)標(biāo)記會(huì)破壞檢測(cè)生物樣品。相反，微波技術(shù)具有非侵入性、高靈敏度和快速傳感的優(yōu)勢(shì)，可作為一個(gè)突出的候選技術(shù)。目前，由聚苯乙烯薄膜與固定化微生物細(xì)胞和微波電動(dòng)力學(xué)諧振器組成的傳感器可以對(duì)固定化細(xì)胞大腸桿菌的相互作用進(jìn)行研究。此外，有研究開發(fā)了一種快速、靈敏、自動(dòng)檢測(cè)沙門氏菌的微流體生物傳感器，在該結(jié)構(gòu)中金屬有機(jī)框架通過模擬過氧化物酶活性來放大生物信號(hào)，并結(jié)合自行開發(fā)的軟件來分析彩色圖像，從而可以獲得樣品的最低檢測(cè)限。

感染診斷和抗生素敏感性試驗(yàn)是耗時(shí)且費(fèi)力的臨床實(shí)踐。而利用微波微流控生物傳感器可用于快速、非接觸和無創(chuàng)檢測(cè)不同pH培養(yǎng)基中大腸桿菌的濃度和生長，進(jìn)而提高了臨床微生物實(shí)驗(yàn)的有效性。微流體通道與微波諧振器之間的薄層接口提高了檢測(cè)的靈敏度。將細(xì)菌樣品注入到采用標(biāo)準(zhǔn)軟光刻技術(shù)制作的微流控芯片中，然后利用該微波傳感器檢測(cè)細(xì)菌的濃度和生長。通過篩選微波系統(tǒng)的共振振幅和頻率響應(yīng)的變化，檢測(cè)不同pH溶液中不同濃度的細(xì)菌。從實(shí)驗(yàn)結(jié)果中觀察到，在不同pH值的條件下，器件的響應(yīng)變化與細(xì)菌濃度表現(xiàn)出良好的線性關(guān)系。

微流控芯片使用雙面膠帶固定在諧振器上，結(jié)構(gòu)如圖8（a）（b）所示。通過觀察S21參數(shù)獲得不同濃度的細(xì)菌在不同pH水平下的共振頻率和振幅。在測(cè)量過程中，盡量保持每隔1 min進(jìn)行一次測(cè)量，以確保細(xì)菌液在芯片內(nèi)的均勻分布。諧振腔有源區(qū)域上方微流控腔內(nèi)pH=6溶液的OD600對(duì)數(shù)與諧振振幅和諧振頻率的線性關(guān)系如圖8（d）所示。

微波發(fā)夾生物傳感器是由PDMS和負(fù)光刻膠組成的微流控芯片，采用微機(jī)電系統(tǒng)（Micro-Electro-MechanicalSystem, MEMS）技術(shù)對(duì)液體介質(zhì)中的B16F10黑色素瘤細(xì)胞進(jìn)行捕獲、測(cè)量和分析。該傳感器由2個(gè)發(fā)夾形半波長步進(jìn)阻抗諧振器構(gòu)成，用于液體和細(xì)胞檢測(cè)，實(shí)物如圖8（c）所示。發(fā)夾諧振器是由2條或多條具有不同特征阻抗的傳輸線組成的橫向電磁（Transverse Electric and Magnetic Field, TEM）或準(zhǔn)TEM模式諧振器。傳感區(qū)域定義在耦合區(qū)域，為了滿足微通道對(duì)細(xì)胞運(yùn)輸和捕獲的需求，對(duì)耦合區(qū)域的尺寸進(jìn)行優(yōu)化，最后得到基于微流控的發(fā)夾諧振器生物傳感器和負(fù)性光刻膠細(xì)胞俘獲結(jié)構(gòu)的照片，實(shí)物如圖8（c）所示。S參數(shù)是網(wǎng)絡(luò)分析中常用的參數(shù)。其中，S11和S21分別表示網(wǎng)絡(luò)阻抗失配引起的反射和傳輸特性。通過使用一對(duì)耦合微波諧振器來產(chǎn)生用于細(xì)胞檢測(cè)的共振，這些共振是由耦合區(qū)域的介電特性決定的。隨著耦合區(qū)域介電特性的改變，共振的大小也隨之改變。通過S參數(shù)可以觀察和分析共振的變化。圖8（e）和（f）顯示了不同細(xì)胞數(shù)量引起的S21和S11的變化。隨著細(xì)胞數(shù)量的增加，S11的衰減減小，而S21的衰減增大。顯然，S11共振峰的變化比S21的更清晰可辨。因此，在后續(xù)的分析中，可以通過觀察S11的響應(yīng)來檢測(cè)細(xì)胞的介電特性變化。

（a）生物傳感器結(jié)構(gòu)示意圖

（b）實(shí)物圖

（c）帶有PDMS微流體的發(fā)夾式生物傳感器實(shí)物圖

（d）不同OD600值的共振振幅和頻率

（e）測(cè)量不同細(xì)胞數(shù)的S21的響應(yīng)

（f）射頻生物傳感器S11響應(yīng)結(jié)果

圖8 基于細(xì)胞生長監(jiān)測(cè)的微流控射頻生物傳感器

目前存在的問題是，該發(fā)夾諧振器傳感器雖然在生物細(xì)胞分析方面有潛力，但靈敏度是限制條件。為了提高靈敏度，電極的尺寸需要縮小并進(jìn)行微調(diào)以匹配電池的尺寸。電極尺寸的減小也會(huì)降低DMEM的影響。此外，本實(shí)驗(yàn)中捕獲的細(xì)胞僅由流體控制，很難控制細(xì)胞的數(shù)量，也很難從懸浮細(xì)胞中選擇特定類型的細(xì)胞，因此需要一種新的捕獲方法來減少捕獲時(shí)間并選擇不同類型的細(xì)胞。

4.2 用于溶液濃度檢測(cè)的射頻天線

為了測(cè)量小體積的液體生物樣品設(shè)計(jì)了一種由印刷電路板（PrintedCircuit Board, PCB）和PDMS制成的微流控通道集成射頻諧振器。該傳感器包含一個(gè)叉指電極（InterdigitalElectrodes, IDE）結(jié)構(gòu)和一個(gè)穩(wěn)健流體端口的真空動(dòng)力樣品輸送系統(tǒng)，用于檢測(cè)水中125~155 mmol的NaCl含量，這是健康人血漿中的典型濃度。

指叉電極結(jié)構(gòu)的優(yōu)點(diǎn)是它可以在一個(gè)相對(duì)較窄的頻帶內(nèi)提供多個(gè)共振并且能夠使用較小的占地面積將結(jié)構(gòu)共振調(diào)到測(cè)量頻帶。傳感器原理如圖9所示，該傳感器使用不同濃度的水-異丙醇溶液進(jìn)行測(cè)試，并使用微升體積的樣品檢測(cè)生物范圍內(nèi)的生理鹽水濃度。圖9（b）顯示了在IDE區(qū)域的強(qiáng)電場(chǎng)耦合。該傳感器由印刷電路板制成。使用數(shù)控機(jī)床切割PCB并打孔，在角落上做對(duì)準(zhǔn)標(biāo)記。激光結(jié)構(gòu)利用對(duì)準(zhǔn)標(biāo)記在PCB上制作IDE結(jié)構(gòu)和傳輸線，將微流控的入口、出口和一個(gè)母型SMA連接器通過焊接連接到基板上。通過模具復(fù)制和浸涂技術(shù)與PDMS相結(jié)合制造流體通道，圖9（c）顯示了傳感器的尺寸。采用異丙醇-水樣品對(duì)該傳感器進(jìn)行了表征，該傳感器在二次共振和第三次共振時(shí)表現(xiàn)出了最佳的性能。圖9（d~f）顯示了傳感器測(cè)量結(jié)果與線性擬合曲線的對(duì)比，這些數(shù)據(jù)可作為異丙醇測(cè)量的線性擬合校準(zhǔn)曲線。

（a）傳感器原理圖

（b）IDE區(qū)域強(qiáng)電場(chǎng)耦合的仿真模型

（c）傳感器尺寸，橙色線表示為流體通道

（d）第一次共振與損耗正切的關(guān)系

（e）二次共振與相對(duì)介電常數(shù)的關(guān)系

（f）第三次共振與相對(duì)介電常數(shù)的關(guān)系

圖9 基于溶液濃度檢測(cè)的微流控射頻生物傳感器

另一種用于測(cè)量水溶液中葡萄糖濃度的實(shí)時(shí)無創(chuàng)微波微流控傳感器是由互補(bǔ)開環(huán)諧振器（ComplementarySplit Ring Resonator, CSRR）的開放式微帶傳輸線制成。CSRR在共振時(shí)具有非常強(qiáng)的電場(chǎng)濃度，這對(duì)介質(zhì)樣品加載非常敏感。在傳感器上集成一個(gè)微流控通道，利用該微流控通道將葡萄糖溶液輸送到設(shè)備的敏感區(qū)域，然后觀察反射系數(shù)（S11）和共振頻率偏移。最后，利用共振頻移和Δ|S11|對(duì)葡萄糖-水溶液的測(cè)量結(jié)果建立了數(shù)學(xué)模型，使用該研究開發(fā)的傳感模型就可以檢測(cè)血糖水平。圖10（a）和（b）分別給出了制作完成的射頻生物傳感器的頂部和底部視圖。圖10（c）展示了用于測(cè)量和驗(yàn)證的測(cè)試裝置的照片以及安裝微流控通道和聚甲基丙烯酸甲酯（Polymethyl Methacrylate, PMMA）框架后的傳感器原型，其中傳感器連接到VNA，用于測(cè)量反射系數(shù)（S11）。

為了校準(zhǔn)傳感器并建立數(shù)學(xué)模型來測(cè)量水溶液中的葡萄糖濃度，首先使用0 mg/mL、10 mg/mL、30 mg/mL、50 mg/mL和70 mg/mL葡萄糖濃度的液體樣品對(duì)傳感器進(jìn)行測(cè)試，并記錄每個(gè)樣品的反射系數(shù)，圖10（d）顯示了這組測(cè)試樣品的生物傳感器測(cè)量的反射系數(shù)。為了獲得高頻率分辨率，測(cè)量的頻率范圍為2.4~2.6 GHz，包含801個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)。圖10（d）中由于傳感器在諧振時(shí)的質(zhì)量因子（Q）較高，因此在不同的測(cè)量中，測(cè)量曲線很容易區(qū)分。這提供了高靈敏度的振幅和頻率讀數(shù)結(jié)果的高精度測(cè)量。通過增加溶液中葡萄糖的濃度，傳感器的共振頻率向上移動(dòng)。頻率偏移還會(huì)導(dǎo)致固定頻率2.48 GHz處的反射系數(shù)（S11）水平發(fā)生變化，該頻率是蒸餾水的諧振頻率。共振頻率隨葡萄糖濃度的偏移繪制在圖10（e）中，其中蒸餾水被視為參考樣品。此外，在2.48 GHz時(shí)，S11相對(duì)于蒸餾水的濃度隨葡萄糖濃度的變化如圖10（f）所示。結(jié)果表明，共振頻率的偏移與溶液中葡萄糖濃度呈線性關(guān)系。然而，在考慮的濃度范圍內(nèi)，S11水平的變化與葡萄糖濃度呈非線性關(guān)系，圖10（e）和（f）中的點(diǎn)是通過重復(fù)測(cè)量10次得到的。利用葡萄糖濃度與測(cè)量的共振頻移和S11水平的回歸分析，為所設(shè)計(jì)的生物傳感器開發(fā)了一個(gè)數(shù)學(xué)傳感模型。

（a）頂部視圖

（b）底部視圖

（c）測(cè)試裝置

（d）傳感器的響應(yīng)變化

（e）共振頻率與葡萄糖濃度的線性關(guān)系

（f）反射水平變化（Δ|S11|）作為葡萄糖濃度的函數(shù)

圖10 基于葡萄糖濃度檢測(cè)的微流控射頻生物傳感器

4.3 用于小分子檢測(cè)的電磁超材料

通過將一個(gè)微小的微流控通道放置在雙間隙的亞原子分裂環(huán)諧振器的間隙中，然后利用集成的PDMS微流控傳感器的超原子SRRs可以檢測(cè)液體樣品的介電特性。內(nèi)置的微流體傳感通道為開環(huán)諧振器（Split Ring Resonator, SRR）間隙的內(nèi)部，因?yàn)樵搮^(qū)域?qū)殡娮兓浅Ｃ舾?。該傳感器根?jù)被測(cè)諧振頻率和峰值衰減的變化來確定液體樣品的復(fù)介電常數(shù)。圖11（a）顯示了該微流控傳感器的主要組成部分——超原子SRR傳感器結(jié)構(gòu)示意圖。雙間隙SRR設(shè)計(jì)使得微流通道可以直接通過如圖11（a）所示的電磁傳感結(jié)構(gòu)。2種間隙設(shè)計(jì)可以實(shí)現(xiàn)集成的超表面SRR傳感器，從而提高靈敏度。使用自由空間測(cè)量系統(tǒng)，SRR傳感器陣列被放置在2個(gè)喇叭天線之間，這些喇叭天線永久連接到矢量網(wǎng)絡(luò)分析儀的2個(gè)端口，因此，傳感測(cè)量過程無需與傳感器直接連接任何微波測(cè)試電纜。該生物傳感器測(cè)量了不同濃度的水-甲醇混合物得到共振頻率和峰值衰減的傳輸響應(yīng)，結(jié)果具有較好的準(zhǔn)確性，如圖11（c）所示。

（a）超原子SRR傳感器原理圖

（b）集成的超表面SRR傳感器

（c）不同體積分?jǐn)?shù)的水-甲醇混合物的共振頻率和峰值衰減

（d）微流控超材料傳感器示意圖和幾何參數(shù)

（e）模擬了4種條件下的太赫茲透射譜

（f）磁珠實(shí)驗(yàn)的透射光譜測(cè)量

圖11 基于小分子檢測(cè)的電磁超材料微流控生物傳感器

此外，實(shí)驗(yàn)表明，基于微流體陣列的超材料諧振器可以實(shí)現(xiàn)對(duì)不同尺寸大小的微粒有選擇性地捕獲和檢測(cè)。將超材料傳感的概念擴(kuò)展到“捕獲和傳感”，通過在分裂間隙附近設(shè)計(jì)梯形結(jié)構(gòu)，使微粒能夠在每個(gè)SRR的劈裂間隙區(qū)域捕獲。該微流體超材料傳感器能夠根據(jù)工作在太赫茲光譜區(qū)域共振模式的透射振幅和共振頻率的變化來感知不同折射率的微粒子。該方法利用了微流體、超材料和太赫茲技術(shù)的優(yōu)勢(shì)，形成了一個(gè)理想的平臺(tái)，用于超敏感、無標(biāo)簽、遠(yuǎn)程和非破壞性的微物質(zhì)檢測(cè)。

圖11（d）顯示了用于微粒選擇性捕獲和傳感的微流體超材料傳感器裝置的原理圖。超材料諧振腔選用了分裂環(huán)形諧振腔結(jié)構(gòu)。在這種設(shè)計(jì)中，微?？梢酝ㄟ^位于SRR電容間隙的2個(gè)梯形結(jié)構(gòu)之間的液體流動(dòng)被困在空槽中。然而，一旦1個(gè)粒子被困住，2個(gè)梯形之間的流動(dòng)阻力就會(huì)增加，從而導(dǎo)致后面的液體會(huì)繞過該槽，這就確保了只有1個(gè)粒子被捕獲在SRR的電容間隙中，所以這是定量估計(jì)被捕獲微粒的關(guān)鍵。將SRR結(jié)構(gòu)周期性地排列成蜂窩狀的超材料結(jié)構(gòu)，然后利用三維電磁仿真軟件（ComputerSimulation Technology, CST）對(duì)該結(jié)構(gòu)進(jìn)行模擬，從而研究粒子俘獲對(duì)SRR超材料共振傳輸響應(yīng)的影響。在1.04 THz處設(shè)計(jì)了無陷波結(jié)構(gòu)的平面SRR的LC基模諧振，結(jié)構(gòu)如圖11（e）所示。使用直徑為20 μm的聚苯乙烯小球作為粒子進(jìn)行捕獲和探測(cè)的演示。用純異丙醇（Iso-Propyl Alcohol, IPA）填充通道后，用注射器泵注入懸浮在IPA溶液中的聚苯乙烯小球。從光學(xué)顯微鏡觀察到，15%的SRR被隨機(jī)排列的珠子所占據(jù)。然后測(cè)量捕獲珠在IPA溶液中的透射光譜，并在0.92 THz處觀察到共振傾斜[見圖11（f）]。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，在含聚苯乙烯顆粒和不含聚苯乙烯顆粒的情況下，超材料傳感器的諧振頻移均達(dá)到10 GHz。共振偏移是由于聚苯乙烯相對(duì)于IPA的低折射率引起的。由于發(fā)射信號(hào)是每個(gè)超原子的集體響應(yīng)，捕獲粒子的SRR數(shù)量的減少也導(dǎo)致共振強(qiáng)度的降低。超材料諧振器的多功能性，以及在低能太赫茲光譜范圍內(nèi)操作的微流體的選擇性捕獲功能，將為太赫茲和紅外頻率下的無標(biāo)記檢測(cè)、生物分子傳感和微粒子定量開辟新的研究機(jī)會(huì)。

另一種是基于化學(xué)物質(zhì)固有介電特性的低成本紙基傳感器。該傳感器基于每個(gè)諧振器的電容變化對(duì)其共振位移的影響，設(shè)計(jì)的新穎之處是在常見的紙基板上實(shí)現(xiàn)了超材料。在室溫下，利用打印機(jī)制作紙基電磁超材料生物傳感器的流程如圖12所示。選擇打蠟的色譜紙，在打蠟和未打印區(qū)域分別留下疏水和親水區(qū)域。蠟印后，基材被加熱，使蠟?zāi)軡B透到紙的另一邊，形成一個(gè)液體無法滲透的區(qū)域。這種蠟基紙圖案可以創(chuàng)建微流控通道，這樣液體樣品可以通過自然毛細(xì)管的作用傳輸?shù)揭r底上的超材料陣列中的每個(gè)諧振器的電容間隙[見圖12（d）]。然后采用CO2切割機(jī)在聚酰亞胺膠帶上切割出與諧振腔單元對(duì)應(yīng)的周期性設(shè)計(jì)圓的模板，粘在襯底紙上，并在靠近微流控通道的蠟紙上對(duì)齊。聚酰亞胺片粘在蠟紙上之后，整個(gè)空間再使用AG-510銀導(dǎo)電油墨進(jìn)行銀墨繪制。最后，聚酰亞胺片剝離紙留下的圓形導(dǎo)電銀部件在蠟區(qū)域合成的原型示意圖如圖12（d）所示。電磁超材料的單元格如圖12（e）所示，并列出了相應(yīng)結(jié)構(gòu)的關(guān)鍵尺寸。圖12（f）顯示了導(dǎo)電部件的不均勻性，可以證明實(shí)驗(yàn)透射光譜的展寬是合理的。電磁超材料的諧振頻率偏移與化學(xué)物質(zhì)的介電常數(shù)呈線性趨勢(shì)，說明該傳感器可以用于生物標(biāo)志物濃度的檢測(cè)。

（a）傳感器的制作過程

（b）單個(gè)超材料單元

（c）導(dǎo)電部件的不均勻性

（d）樣品的諧振頻率偏移

圖12 基于小分子檢測(cè)的電磁超材料紙基生物傳感器

05

挑戰(zhàn)和展望

盡管微流控芯片與生物傳感器的結(jié)合在實(shí)際診斷和即時(shí)檢測(cè)（Point-of-Care Testing,POCT）應(yīng)用方面有許多優(yōu)勢(shì)，但仍然存在許多重大挑戰(zhàn)需要克服。比如，滯留和蒸發(fā)的問題會(huì)導(dǎo)致樣品在運(yùn)輸過程中產(chǎn)生損失。光學(xué)生物傳感器和電化學(xué)生物傳感器檢測(cè)過程中使用的試劑，例如酶、抗原和抗體，必須能夠承受運(yùn)輸和儲(chǔ)存過程中的惡劣環(huán)境。此外，光學(xué)生物傳感器環(huán)境適應(yīng)性差，雖然選用激光光源可以有所改善，但不在密封環(huán)境中使用就很容易被污染導(dǎo)致失效。另外電化學(xué)生物傳感器主要的缺點(diǎn)在于對(duì)溫度比較敏感、壽命短而且容易與其他待測(cè)液體發(fā)生交叉感染，而且光學(xué)生物傳感器和電化學(xué)生物傳感器都需要使用酶和被測(cè)物質(zhì)反應(yīng)來進(jìn)行檢測(cè)。

基于超材料的結(jié)構(gòu)可以提供高Q因子并實(shí)現(xiàn)小型化。近十年來，業(yè)界開發(fā)了基于超材料的化學(xué)傳感器，但這些射頻傳感器沒有使用微流控技術(shù)。由于缺乏微流控通道，在測(cè)試過程中實(shí)驗(yàn)樣品暴露在大氣環(huán)境下從而產(chǎn)生生物污染。而集成射頻傳感器的微流控技術(shù)徹底改變了傳感技術(shù)，利用該技術(shù)只需要微升或納升體積的樣本進(jìn)行測(cè)試，這對(duì)于昂貴液體樣品的檢測(cè)不失為一個(gè)好的解決辦法。微流體通道由生物相容性材料制成，從而可以保證待測(cè)樣品的安全性。為了滿足對(duì)基材的保護(hù)以及微流控通道與基材的結(jié)合，采用先進(jìn)的材料、涂層和膠膜構(gòu)建了穩(wěn)定的結(jié)構(gòu)。一般來說，微流控通道是使用低成本材料和簡單的制作過程來實(shí)現(xiàn)的。

大多數(shù)基于微流控芯片的微波生物傳感器不能進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)，因?yàn)樗鼈儾荒茏鳛楠?dú)立的系統(tǒng)工作，除非連接讀數(shù)電路或分析設(shè)備，如VNA和頻譜分析儀等。盡管VNA在識(shí)別生物傳感信息方面是準(zhǔn)確的，但它們價(jià)格昂貴且笨重。所有這些缺點(diǎn)使得它們不適合便攜式設(shè)備和實(shí)時(shí)測(cè)量的情況，例如POCT應(yīng)用場(chǎng)景。為了實(shí)現(xiàn)一個(gè)完整的集成微系統(tǒng)，不僅需要對(duì)傳感器進(jìn)行集成，還需要對(duì)分析和測(cè)試部分進(jìn)行集成。通常微波器件定制的檢測(cè)電路精度和靈敏度與商用VNA相當(dāng)，主要由3個(gè)子系統(tǒng)組成：信號(hào)發(fā)生器、功率耦合單元和增益檢測(cè)器。微系統(tǒng)集成是實(shí)現(xiàn)小型化和便攜式的重要途徑。展望未來，下一代基于微流控芯片的微波生物傳感器應(yīng)該是完全集成的設(shè)備，能夠在POCT應(yīng)用中提供準(zhǔn)確和自主的診斷，而不需要借助實(shí)驗(yàn)室分析。未來的發(fā)展方向是解決存在的問題并向超小型高集成度射頻傳感器、可穿戴設(shè)備、非侵入式、實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)的方向發(fā)展。此外，此類生物傳感器如果能與智能手機(jī)進(jìn)行集成，在日常生活中也將具有巨大的應(yīng)用潛力。

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結(jié) 論

本文回顧了近年來以光學(xué)、電化學(xué)和微波為技術(shù)代表的3類生物傳感器的研究進(jìn)展，綜述其在生物和醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用。以上傳感器通過與微流控芯片的結(jié)合構(gòu)建了高靈敏性、可重復(fù)和便攜的檢測(cè)系統(tǒng)。其中，微波傳感器由于高靈敏度、快速響應(yīng)和非侵入性檢測(cè)的特點(diǎn)，進(jìn)一步與微流控芯片進(jìn)行集成是一個(gè)新的研究熱點(diǎn)。該技術(shù)目前仍處于早期階段，還需要多學(xué)科交叉融合發(fā)展，以及在生物醫(yī)學(xué)、生命健康等領(lǐng)域的多功能、便攜式、實(shí)時(shí)和現(xiàn)場(chǎng)檢測(cè)設(shè)備的開發(fā)。

審核編輯 ：李倩