基于叉指陣列微電極的阻抗免疫傳感器研究進展

摘 要 叉指陣列微電極（Interdigitated array microelectrodes， IDAM）具有檢出限低、靈敏度高和信噪比好等優點，近年來在分析化學領域引起了極大的關注。阻抗免疫傳感器將IDAM與免疫測定技術相結合，通過抗原抗體的特異性反應引起IDAM之間介質的阻抗變化實現對目標物的檢測。本文分析了IDAM的特點、制作材料以及電極設計參數對系統檢測性能的影響，評述了IDAM阻抗免疫傳感器的工作原理、等效電路分析，綜述了IDAM阻抗免疫傳感器在食品安全分析和臨床診斷領域中的應用，并討論了目前研究中存在的問題及其發展趨勢。

關鍵詞 叉指陣列微電極； 阻抗； 免疫傳感器； 等效電路； 綜述

1 引 言

免疫傳感器將免疫測定技術與生物傳感技術相結合，是一種基于抗原抗體間特異性結合功能的生物傳感器，具有特異性好、靈敏度高、檢測速度快等特點，在生物分析、環境監測和食品安全等領域有著重要的應用價值以及廣闊的應用前景[1， 2]。根據換能器類型的不同，免疫傳感器可分為電化學、光學和壓電免疫傳感器[3]。其中，電化學免疫傳感器具有敏感、快速、成本低以及適于設計微小型系統的優點，根據檢測信號類型的不同，可分為電流型、電位型、電導型和阻抗型電化學免疫傳感器[4]。近年來，阻抗免疫傳感器被廣泛應用于生物學檢測，主要原因在于：（1）生物體和生物反應具有電特性，通過測量抗原抗體反應引起的電極間介質阻抗變化可實現對目標分析物的檢測[5]；（2）阻抗測量技術在研究快速、低成本、非標記和非侵入的生物檢測方法中具有巨大的應用潛力[6]；（3）阻抗法在研制小型化、易操作的電子檢測裝置中具有明顯優勢[7]。

阻抗測量中電極的特性對檢測具有較大影響。傳統的阻抗法是將金屬棒或金屬絲直接浸入電解質中進行阻抗測量[8， 9]，為提高檢測靈敏度，設計了不同幾何形狀的微電極。由于傳統電極表面的半無限線性擴散層易使反應物損耗，而微電極表面的球形擴散場能夠加快反應物的供給速率。因此，微電極比傳統電極具有更高的靈敏度[10～13]。在各種微電極中，叉指陣列微電極（IDAM）具有阻抗降低、快速建立穩態信號、信噪比高等優點[10， 14]，廣泛應用于生物傳感器的研究[15～18]。在阻抗免疫傳感器中，傳統電極無法實現對生物識別元件引起的微弱阻抗信號的檢測，將IDAM與阻抗測量技術相結合，以IDAM作為阻抗信號轉換器能夠顯著提高免疫傳感器檢測靈敏度，便于研制靈敏、快速、特異、小型化、易操作的生物傳感設備。本文對IDAM阻抗免疫傳感器的研究進展進行評述，為進一步的研究和應用奠定基礎。

2 叉指陣列微電極（IDAM）

2.1 IDAM的特點

IDAM包含一對微帶電極陣列，每個陣列由多個寬度和間距為微米級的指電極并聯組合而成，電極之間相互嚙合形成叉指狀電極陣列[19]，如圖1所示。通常，微帶電極陣列指電極高0.1～0.2

SymbolmA@ m，寬1～20

SymbolmA@ m，長2～10 mm，間距1～20

SymbolmA@ m[20]。與傳統電極相比，IDAM應用于生物傳感器主要有三大優勢[21～26]：（1）IDAM的指電極寬度和間距為微米級尺寸，具有較高的靈敏度，可以縮短檢測時間，提高信噪比，減少樣品使用量，易于實現設備小型化；（2）IDAM可以采用光刻技術進行批量生產，從而降低傳感器的生產成本；（3）可直接檢測IDAM間介質的阻抗變化，有助于研制非標記型生物傳感器，避免使用酶、熒光、放射性物質等進行標記，簡化操作過程。 2.2 IDAM的制作材料

在IDAM的制作材料中，叉指電極和基底制作材料的選取是保證系統檢測靈敏度的重要因素[20]。

叉指電極的制作材料很多，金（Au）電極最為常見[27～30]，其制作過程采用標準的半導體加工工藝，首先在基底上濺射一定厚度的金膜，然后將光刻膠旋涂到金層上，采用光刻技術制成IDAM電極。為了提高金電極和芯片基底之間的粘附力，在濺射金膜前通常先濺射一層鉻膜[22， 31]。氧化銦錫（ITO）材料具有電阻率低、透光率高、加工性能好、耐化學腐蝕等特點，也是一種良好的電極材料[32]。此外，Pt[33]， Pd[34]， Ti[23]， Rh[35]等材料也可用來制作IDAM，并應用于阻抗免疫傳感器對生物分子的檢測研究。Min和Baeumner[10]對Au和Pt材料制作的IDAM進行了比較，在相同實驗條件下，金和鉑電極的信噪比分別為1000和11.6，其中，金電極的電流信號為1700 nA，背景電流可以忽略；鉑電極的電流信號為350 nA，背景電流為30 nA。因此，金電極的檢測性能明顯優于鉑電極。

制作IDAM所選用的基底材料多數為石英/玻璃[36～38]。此外，硅[21， 39～40]、氧化硅[23， 34]、各種聚合物[30， 41～42]等也適合作為基底材料。其中，單晶硅具有良好的化學惰性和熱穩定性，是最先嘗試使用的芯片基材，其不足之處是易碎、光透明性和抗腐蝕性較差，在實際應用中受到限制。通常采用氧化的方法使單晶硅表面產生一層二氧化硅以達到絕緣的效果。但是，二氧化硅基底在實驗過程中容易產生寄生電容，對檢測結果具有不利影響[22]。石英/玻璃具有優良的電滲和光學特性，已廣泛應用于微流控芯片的制作，但其價格相對較高。聚合物材料品種多、價格低廉，有很好的介電性和透明性，是除玻璃材料之外的另一類主要芯片材料。普遍認為，聚合物芯片在一次性芯片開發中可能占主導地位[30]。

2.3 IDAM設計參數對檢測性能的影響

IDAM的電極對數、寬度、間距、高度等參數影響系統檢測的靈敏度。電極陣列減小到微米尺度后，其靈敏度得以顯著提高，能夠檢測電極間免疫反應引起的微弱的阻抗信號。通過對IDAM周圍的電場分布進行了理論分析和數值模擬，結果表明IDAM的電場強度隨著距離電極高度的增加而不斷減小，兩個指狀電極間95%的電場和電流分布在高度小于電極寬度和間距之和的范圍內，如圖2所示，該結論與參考文獻[30， 34]的研究結果是一致的。因此，不同的目標分析物需要選擇不同尺寸的IDAM作為換能器，通過優化IDAM的相關參數可以顯著提高生物傳感器的性能。

IDAM的電極對數與信噪比S/N無關[10]。信號和噪聲的大小均與整個叉指電極陣列的表面積成正比[43]，因此，電極對數的多少不會顯著影響IDAM信噪比S/N的大小，信號和噪聲均隨電極對數的增加而增大，結果導致信噪比S/N基本不變。

在一定范圍內，減小IDAM的電極寬度可以提高信噪比S/N，但信號幅度會隨之降低[43， 44]。然而，減小電極間距可以使信噪比S/N和信號幅度同時增大[10]。研究表明，減小電極間距可提高氧化還原效率、加快反應動力學過程和穩態過程的建立，能夠提高檢測靈敏度， 并縮短系統響應時間[45， 46]。此外，電極寬度與間距的比值也是影響IDAM靈敏度的重要因素。Gerwen等[34]認為，電極寬度與間距相等（即比值為0.5）是一個較好的設計方案，若電極寬度與間距的比值大于0.5，則電場多分布于電極邊緣，使電極表面中間位置的阻抗變化對檢測信號的影響變小。

IDAM的電極高度對信號幅度和信噪比S/N均有較大影響，增加電極高度能夠增大電極的有效表面積，從而提高信噪比S/N和信號值，并增大反應速率[47]。但是，隨著電極高度的增加，信號和噪聲會同時增大，因此，只有當電極高度為某一特定值時，信噪比S/N達到最大值[10]。

3 IDAM阻抗免疫傳感器原理

3.1 IDAM阻抗免疫傳感器基本原理

免疫傳感器將特異性免疫反應與信號轉換技術相結合，通過抗原抗體反應引起的信號變化實現對目標分析物的檢測。研究表明，物理吸附在電極表面的絕緣蛋白質層和免疫反應復合物層能夠有效地封閉電極表面，抑制電極間的電子傳遞，從而導致電子轉移電阻值的增加[48]。IDAM阻抗免疫傳感器主要有一步法、夾心法和競爭法三種檢測方式，如圖3所示。一步法是將抗體固定在IDAM表面，使之與待測樣品中的抗原進行特異性免疫識別，在電極表面形成抗原-抗體復合體，從而改變電極/電解質界面的電導率，使系統阻抗發生變化，阻抗值的變化與目標物濃度成正比；夾心法通過固定在電極表面的一抗與抗原反應，使抗原與樣品溶液分離，形成的免疫復合體再與二抗反應，使抗原夾在兩個抗體之間，該方法能夠提高檢測的特異性；競爭法首先在樣品中加入過量抗體，使部分抗體與樣品中的抗原發生免疫反應，然后將其加入固定有抗原的IDAM表面，若樣品中含有抗原，捕獲至電極表面的抗體則會減少，因而阻抗值的變化與目標物濃度成反比。抗體可通過多種方法固定于電極表面，如吸附法[49， 50]、交聯法[51]、包埋法[52， 53]、共價鍵合法[54， 55]和分子自組裝固定法[56]等。從理論上講，阻抗信號隨目標物濃度的變化而變化，該技術有助于實現對目標分析物的定量檢測。

3.2 等效電路模型

阻抗免疫傳感器對目標物進行檢測時，在電極/電解質界面上發生的特異性識別過程會使電極表面的界面電荷、電容、電阻等發生變化，改變電極附近介質的電導率和介電常數。由于電解質中電流的流動路徑很難確定，且分布是不均勻的，因此無法直接計算得到電解質和IDAM的電學參數信息[20]。采用等效電路模型擬合阻抗譜，能夠分析電解質和電極間介質的阻抗變化，從而確定引起系統阻抗變化的主要因素[57]。

等效電路由電阻、電容等元件組成，每個元件代表一種或幾種電極過程和電化學性質。等效電路模型中的電學元件一般包括：電解質溶液電阻、雙電層電容、介質電容、電子轉移電阻、Warburg阻抗、極化電阻、寄生電容等。通常，電化學阻抗譜和等效電路之間不存在唯一的對應關系，可以用多個等效電路來擬合同一個阻抗譜，具體選擇哪一種等效電路，需要考慮等效電路在被測體系中是否有明確的物理意義，能否合理地解釋相應的物理過程。表1較為全面地總結了IDAM應用于阻抗免疫傳感器的等效電路模型。

在含有氧化還原體系的溶液中進行法拉第阻抗測量時，通常以Randles模型為基礎建立IDAM的等效電路模型，電路元件包括電解質溶液電阻Rs、電子轉移電阻Ret、雙電層電容Cdl和Warburg阻抗Zw。其中，Rs和Zw分別表征本體溶液的性質和溶液中氧化還原對的擴散特性，不受電極表面反應的影響；Cdl和Ret表征電極/電解質界面的介電性和絕緣性[7， 57， 63]。法拉第交流阻抗譜Nyquist圖由一個與坐標軸相交的半圓和其后的直線部分組成。當電壓變化處于高頻段時，阻抗譜呈半圓形，對應電化學體系中的電子轉移過程，其直徑與電子轉移電阻Ret相等，半圓在實軸上的截距與電解質電阻Rs相對應；當電壓變化處于低頻段時，阻抗譜呈直線形，對應電解質溶液的離子擴散過程[64]。用Randles等效電路模型對Nyquist阻抗譜進行擬合，可以獲得電極表面的電子轉移動力學和擴散特征參數。Yang等[57]將IDAM浸入[Fe（CN）6]3－/4－溶液中掃描其Nyquist阻抗譜，采用Randles模型擬合實驗數據發現，與裸電極相比，電極表面固定抗體后，雙電層電容、Warburg阻抗、電解質電阻和電子轉移電阻分別增加了4.9%， －0.0075%， 0.31%和34.3%；抗體將大腸桿菌捕獲至電極表面后，上述電路元件值進一步增大，分別增長了1.6%， 2.1%， 18.3%和27.8%。由此可見，IDAM表面固定抗體并捕獲大腸桿菌所引起的阻抗變化主要是由電子轉移電阻Ret和電解質溶液電阻Rs的變化引起的。Wang等[61]采用IDAM阻抗免疫傳感器檢測H5N1亞型禽流感病毒，使用[Fe（CN）6]3－/4－作為氧化還原探針并掃描Nyquist阻抗譜，對Randles等效電路模型進行了修正，使之能夠更好地擬合阻抗測量數據。等效電路分析表明，IDAM表面生物學修飾引起的阻抗變化主要是由電子轉移電阻Ret和雙電層電容Cdl的變化引起的。

對于IDAM電極/電解質界面的非法拉第過程，研究者也建立了描述其電特性的等效電路模型。為了研究阻抗變化機理，Li的研究小組采用等效電路模擬阻抗生物傳感器檢測細菌的實驗數據[19， 59， 60]，等效電路中將2個雙電層電容Cdl與電解質電阻Rs串聯，并與介質電容Rdi并聯。Cdl表征離子種類對電極表面電容的影響；Rs表征電解質溶液電導率的變化；Cdi表征電解質溶液的介質電容。Varshney等[59]使用該等效電路分析了大腸桿菌樣品的阻抗譜特性，在低頻段（10 Hz～1 kHz），雙電層電容Cdl對阻抗信號起主導作用；在中頻段（1 kHz ～50 kHz），電解質電阻Rs對阻抗信號起主導作用；在高頻段（50 kHz～1 MHz），介質電容Rdi對阻抗信號起主導作用。此外，Yang等[19]采用該等效電路分析沙門氏菌樣品阻抗譜也得出了相似的結論。

3.3 聯用技術

3.3.1 納米技術 近年來，納米技術的發展為生物學研究提供了新的手段和機遇。在生物物質的富集和分離研究中，納米免疫磁分離技術顯示出巨大的應用前景［66］。納米免疫磁分離技術能夠有效排除分析樣品中的背景干擾，實現樣品的純化和富集過程，將該技術與IDAM阻抗免疫傳感器聯用可顯著提高檢測系統的靈敏度。納米免疫磁珠是表面經過化學和生物修飾的具有超順磁性的球形納米顆粒，在外加磁場下能夠被磁化，移除磁場后，磁珠會立即重新分散于溶液中[67]。納米免疫磁分離技術將免疫反應的高度特異性與磁性分離快速簡單的特點相結合[67， 68]，其基本原理是在磁珠表面引入功能基團，將特異性抗體結合在磁珠上，使之與樣品中的目標分析物發生免疫反應，形成磁珠-抗體-抗原復合體，這種復合體在外加磁場作用下做定向移動，最終被吸附并滯留在磁場中，從而將具有相應抗原表位的目標物與其它物質進行分離，達到提取、純化和濃縮目標分析物的目的。Varshney等[62]采用IDAM阻抗生物傳感器與納米免疫磁分離技術聯用的方法實現對大腸桿菌O157∶H7的快速檢測。檢測過程中不需要在電極表面固定抗體，而是通過生物素-鏈霉親和素間的作用力將抗體直接固定在直徑為145 nm的磁珠上，并用于分離和富集樣品中的大腸桿菌，形成納米磁珠-細菌復合體。樣品經過磁分離處理后滴加到IDAM表面，用磁場將磁珠-細菌復合體集中到電極表面的活性層，然后進行阻抗測量。實驗表明，該方法使IDAM阻抗生物傳感器的檢測靈敏度提高了35%。

隨著納米加工技術的快速發展，納米叉指電極陣列逐漸引起了人們的關注[23， 25， 69]。Zou等[30]對電極進行的理論分析結果表明，微米電極的電場多分布在生物分子與電極的結合層之外，當IDAM減小到納米尺度后，電場和電流基本分布于生物分子結合層，可以提高傳感器檢測生物分子的靈敏度。

3.3.2 微流控技術 微流控技術是在微米級通道中操控納升至皮升體積流體的技術，是在物理、化學、微加工和生物工程等學科基礎上發展起來的一門新興交叉學科。微流控技術與IDAM阻抗免疫傳感器聯用能夠將樣品引入、反應、分離和檢測等操作集成到生物芯片上，以提高分析效率、減少樣品和試劑的消耗量，使檢測系統更加集成化、便攜化和自動化。Zou等[30]結合IDAM阻抗免疫傳感器與微流控技術，研制了一種基于聚合物基底的納米叉指電極陣列的微流控系統，用于對基因組、蛋白質組和細胞的分析。Varshney等[59]將金IDAM嵌入到容積為60 nL的微反應室底部，對免疫磁分離后的樣品進行阻抗測量。通過合理設計微通道的尺寸，使樣品集中在IDAM表面的活性層區域，可以顯著降低系統的檢出限。

4 IDAM阻抗免疫傳感器的應用

以IDAM作為換能器的各類生物傳感器已廣泛應用于DNA[70，71]、蛋白質[72]、微生物[73]、細胞生長及代謝[74]、藥物[75]等的檢測。目前，IDAM阻抗型免疫傳感器主要應用于食品安全分析和臨床診斷領域中的病原微生物、蛋白質及藥物的檢測研究。

4.1 食品安全分析

4.1.1 大腸桿菌檢測 致病性大腸桿菌通過食品、飲水等途徑侵入人體可引起感染，病情嚴重者將危及生命。Yang等[57]報道了一種檢測腦心浸液肉湯中培養的大腸桿菌O157∶H7的非標記型阻抗免疫傳感器，該傳感器以氧化銦錫IDAM作為換能器，IDAM由25對長2985

SymbolmA@ m、寬15

SymbolmA@ m、間距15

SymbolmA@ m的指電極組成。通過抗體表面的羧基與IDAM表面羥基之間的共價結合，將大腸桿菌O157∶H7的特異性抗體固定到IDAM表面。檢測過程中以[Fe（CN）6]3－/4－作為氧化還原探針，用法拉第電化學阻抗譜表征電極表面抗體固定及免疫反應引起的系統阻抗變化。抗體固定到IDAM表面會抑制電極間的電子傳遞，使電子轉移電阻Ret增大。當大腸桿菌被抗體捕獲時，抗原-抗體復合物的形成會進一步抑制IDAM表面的電子傳遞，導致電子轉移電阻Ret進一步增大。該阻抗免疫傳感器對大腸桿菌O157∶H7濃度的響應范圍為105～108 cfu/mL，檢出限為106 cfu/mL，當樣品中大腸桿菌O157∶H7的濃度CN為4.36×105～4.36×108 cfu/mL時，電子轉移電阻Ret與細菌濃度CN之間的回歸方程為：Ret＝429×logCN－1760.7 （R2＝0.98）。Radke等[21]研制了一種不需要使用氧化還原探針檢測大腸桿菌O157∶H7的金IDAM阻抗免疫傳感器，其對營養肉湯中培養的大腸桿菌濃度的響應范圍為104～107cfu/mL。IDAM由1700個指電極組成，每個指電極長750

SymbolmA@ m，寬3

SymbolmA@ m，間距4

SymbolmA@ m。為了在金電極表面固定抗體，首先對電極進行硅烷化，然后通過GMBS交聯劑將濃度為150

SymbolmA@ g/mL的大腸桿菌O157∶H7多克隆抗體固定至電極表面。檢測時將電極浸入細菌懸液，使目標細菌與電極表面的抗體發生免疫反應，在102～107 Hz頻率范圍內，電極表面所捕獲細菌的細胞膜絕緣特性使系統的阻抗增大。Varshney等[62]將IDAM阻抗生物傳感器與納米磁分離技術相結合，實現了對牛肉末樣品中大腸桿菌O157∶H7的快速檢測，該系統檢測純培養基和牛肉末樣品中大腸桿菌O157∶H7的檢出限分別為7.4×104和8.0×105 cfu/mL。Radke等[76]研制了以金IDAM為換能器的阻抗型免疫傳感器，用于檢測肉湯中培養的大腸桿菌K12。首先采用熱氧化法在硅表面形成2

SymbolmA@ m厚的絕緣層，然后將大腸桿菌K12的特異性抗體固定在電極之間的絕緣層上，形成生物傳感表面。生物傳感器浸入待測溶液后，細菌被抗體捕獲至電極表面會引起測量阻抗的變化。在純培養基樣品溶液中，該免疫傳感器能夠檢測大腸桿菌K12的濃度范圍為105～107 cfu/mL。樣品測試過程僅需5 min。

4.1.2 沙門氏菌檢測 據統計，在各類細菌性食物中毒中，沙門氏菌引起的食物中毒經常高居榜首。Laczka等[77]提出基于IDAM電化學阻抗譜檢測沙門氏菌的免疫傳感器。將連接了生物素的沙門氏菌多克隆抗體固定在中性親和素修飾的IDAM表面，并使用牛血清蛋白防止非特異性吸附。當電極表面的抗體捕獲到沙門氏菌后，電極間的相對電容率減小，引起系統阻抗值的變化。實驗結果表明，該傳感器特異性好，且檢出限比酶聯免疫吸附法低一個數量級，整個檢測過程需要的時間約為5 h。

4.1.3 莠去津檢測 Valera等[22， 36， 41]采用IDAM阻抗免疫傳感器檢測了食品樣品中的除草劑莠去津殘留，將半抗原-蛋白結合物固定于IDAM表面，通過競爭性免疫測量法檢測樣品中是否含有莠去津。當抗體被電極表面的抗原捕獲后，電極間阻抗會發生相應的變化，若待測樣品中含有莠去津，部分抗體首先與其發生免疫反應，則捕獲至電極表面的抗體將會減少，即樣品中目標物濃度與電極表面捕獲的抗體量呈反比。因此，系統阻抗信號與莠去津的濃度有關，該傳感器的檢出限可達（8.34±1.37）

SymbolmA@ g/L。

4.2 臨床診斷

4.2.1 微生物檢測 Wang等[61]研究了IDAM阻抗免疫傳感器在高致病性禽流感病毒H5N1快速檢測中的應用，選用50對長4985

SymbolmA@ m、寬15

SymbolmA@ m、間距15

SymbolmA@ m的金IDAM作為信號轉換器，通過蛋白A將H5N1表面抗原HA的多克隆抗體固定在電極上，然后用牛血清蛋白封閉電極表面，以減少檢測過程中的非特異性吸附。蛋白A可吸附于金電極表面，形成比較穩定的膜，并且能夠與IgG的Fc段結合，使抗體上與抗原決定簇發生結合反應的Fab段遠離電極而伸向溶液。因此，以蛋白A為媒介的抗體固定方法不影響免疫反應活性，可以實現高效的免疫反應。當目標病毒H5N1被抗體捕獲至電極表面時，IDAM間介質的阻抗會發生變化，采用紅細胞作為生物標記，可進一步放大免疫反應引起的阻抗信號，提高系統檢測的靈敏度。實驗表明，該免疫傳感器對樣品中滅活H5N1病毒的響應范圍為103～107 EID50/mL，非目標病毒（新城疫病毒、傳染性支氣管炎病毒）對目標病毒檢測的干擾非常小，系統具有較好的特異性。

Moreno-Hagelsieb等[78]采用IDAM阻抗免疫傳感器檢測被感染血樣中的金黃色葡萄球菌。當金黃色葡萄球菌被捕獲到修飾有多克隆抗體的叉指電極表面時，電極間的阻抗變化值與所捕獲的目標細菌量成正比。實驗結果表明，在血清樣品中金黃色葡萄球菌數量不少于30個的條件下，該方法能夠快速、特異、實時地檢測出目標細菌。

4.2.2 蛋白質檢測 C反應蛋白是人體炎癥和心血管疾病的重要標志物。Quershi等[79]研究建立了基于IDAM阻抗免疫傳感器的C反應蛋白檢測方法，通過將特異性抗體固定到IDAM表面，采用電容/介電常數測量法檢測C反應蛋白抗原。當頻率為50～350 MHz時，該免疫傳感器對C反應蛋白濃度的檢測范圍為35～800

SymbolmA@ g/L。登革熱是由登革熱病毒引起的一種急性傳染病，血清中含有登革熱病毒抗體是人體感染登革熱的重要標志。Fang等[80]利用非標記的IDAM阻抗免疫傳感器檢測人血清中的登革熱抗體分子。該技術將滅活的登革熱病毒固定到免疫傳感器表面，然后包被一層由Sol-gel制備的鈦酸鍶鋇（BST）薄膜，并用APTS和戊二醛交聯劑在叉指電極表面形成自組裝膜。經修飾后的傳感器表面能夠特異性地捕獲病人血清中的登革熱病毒抗體，使電極之間的電導率發生變化，進而導致輸出信號的變化。該免疫傳感器基于非法拉第過程，采用去離子水作為電解液，具有檢測信號重復性好的優點。蓖子硬蜱是萊姆病的主要傳播媒介，Tang等[81]利用IDAM阻抗免疫傳感器檢測抗蓖子硬蜱免疫抑制蛋白，檢出限可達1

SymbolmA@ g/L。該技術被證實能夠實現靈敏度高、重復性好的特異性檢測。

5 存在的問題

5.1抗體捕獲效率低

通常，IDAM阻抗免疫傳感器在檢測目標分析物時，首先需要將特異性抗體固定在電極表面，待抗體捕獲目標物后測量系統的阻抗變化。由于IDAM是固定不動的，其表面功能區域（目標物檢測區）不能得到最佳利用，因而抗體對目標物的捕獲效率很低[59，60]。例如，在氧化銦錫包被的玻璃電極表面固定大腸桿菌抗體，其對大腸桿菌的捕獲效率僅為16%[82]。目前，有些學者正在研究無需在電極表面固定生物識別元件的阻抗免疫測量技術。為了保證檢測系統的特異性，采用納米磁珠作為載體或標記物[83，84]，在磁場作用下，免疫磁珠能夠從復雜的樣品溶液中有效地分離并濃縮目標物，其捕獲效率可達60%～100%[20]。但是，該方法也存在一些缺點，例如，未捕獲到目標物的磁珠會對阻抗測量造成干擾；磁珠（尤其是納米磁珠）較高的比表面積使其具有強烈的聚集傾向，磁珠聚集會給阻抗測量帶來不利的影響。

5.2 檢測成本較高

IDAM阻抗免疫傳感器的電極表面所固定的生物分子不易清洗，且抗原抗體固定化技術尚不成熟，半導體加工工藝有待進一步改進，從而導致傳感器芯片可重復檢測次數少，檢測成本較高。若能夠實現多次測量，則可以降低成本，在今后的研究中可考慮以下幾種研究方案：（1）在不損壞電極的前提下，去除電極表面固定和吸附的生物分子。免疫分析后，一般采用強酸性或高離子強度溶液清洗電極表面[85]。根據文獻報道，可以使用H2SO4和H2Ｏ2組成的Piranha洗液清洗電極，但是該洗液容易導致電極的不可逆損壞[77]，尚需研究其它洗液來清洗電極；（2）進一步完善抗原抗體固定化技術和方法，改進IDAM的制作工藝，以提高免疫傳感器在多次測量中的穩定性；（3）研究不需要在IDAM表面固定抗體的檢測方法和測量系統。

此外，研究低成本的IDAM制作材料、制作可廢棄（一次性使用）的阻抗免疫傳感器芯片也是降低檢測成本的有效方法[41]。

5.3 檢測性能有待進一步提高

目前IDAM阻抗免疫傳感器處于應用基礎研究階段，其檢測性能仍需進一步提高。通過優化半導體加工工藝、電極參數（電極寬度、間距、高度等）和試驗條件（如電極表面封閉、抗體濃度、反應時間等）可改進系統的靈敏度、穩定性和可靠性。

6 總結與展望

阻抗免疫傳感器是一種非標記型生物傳感器，通過檢測電極之間的阻抗信號以實現對目標物的直接測量，檢測過程中無需在目標分子表面連接酶、熒光等標記物，因此能夠有效地降低檢測成本、簡化操作過程。將IDAM作為阻抗免疫傳感器的換能器，可以同時發揮IDAM靈敏度高、阻抗測量簡單快速、免疫反應特異性好等優點，從而使IDAM阻抗免疫傳感器在生物分析與檢測領域中具有廣闊的應用前景。目前IDAM阻抗免疫傳感器的研究主要偏向于食品安全與臨床診斷領域中致病性細菌、病毒、蛋白質及藥物殘留的檢測。盡管該技術已取得了較大成就，但要充分發揮其在生物學免疫檢測領域中的優勢仍然需要解決一些問題，例如叉指電極在樣品溶液中易脫落、抗體捕獲效率低、電極穩定性和重復性差等。因此，IDAM阻抗免疫傳感器的研究仍處于實驗室探索階段，在提高電極檢測性能、降低成本、穩定性抗體研制及固定技術、實現小型化及自動化檢測等方面還需要進一步的探索。

在生物樣品預處理過程中，采用納米免疫磁分離技術對復雜樣品進行富集和純化，可減少IDAM阻抗免疫傳感器檢測過程中非特異性吸附的干擾，能夠降低傳感器的檢出限。此外，納米尺度叉指電極陣列的研究有助于進一步提高傳感器檢測生物分子的靈敏度。IDAM阻抗免疫傳感器與微流控技術結合能夠將進樣、混合、反應、測量等整個檢測過程集成到微流控芯片上，可降低檢測成本、提高分析效率、減少試劑消耗，實現檢測裝備的小型化、集成化和自動化。因此，與納米技術和微流控技術聯用是IDAM阻抗免疫傳感器當前主要的發展趨勢，可顯著提高傳感器的檢測性能，拓展其應用領域，實現生物醫學、環境科學和食品安全等領域中生物分子在復雜樣品中的快速檢測。

References

1 MIAO Lu， LIU Zhong-Ming， ZHANG Shui-Hua（繆 璐， 劉仲明，張水華）. Chinese Journal of Medical Physics（中國醫學物理學雜志）， 2006， 23（2）: 132～134

2 LI Du-Juan， WANG Jian-Ping， GAI Ling， YING Yi-Bin（李杜娟， 王劍平， 蓋 玲， 應義斌）. Chinese Journal of Sensors and Actuators（傳感技術學報）， 2008， 21（5）: 709～714

3 Patel P D. Journal of AOAC International， 2006， 89（3）: 805～818

4 Bakker E， Qin Y. Anal. Chem.， 2006， 78（12）: 3965～3984

5 Garifallou G Z， Tsekenis G， Davis F， Higson S P J， Millner P A， Pinacho D G， Sanchez-Baeza F， Marco M P， Gibson T D. Analytical Letters， 2007， 40（7）: 1412～1422

6 Daniels J S， Pourmand N. Electroanalysis， 2007， 19（12）: 1239～1257

7 Yang L. Talanta， 2008， 74（5）: 1621～1629

8 Towe B C， Pizziconi V B. Biosensors and Bioelectronics， 1997， 12（9-10）: 893～899

9 Berggren C， Bjarnason B， Johansson G. Biosensors and Bioelectronics， 1998， 13（10）: 1061～1068

10 Min J， Baeumner A J. Electroanalysis， 2004， 16（9）: 724～729

11 Berggren C， Bjarnason B， Johansson G. Electroanalysis， 2001， 13（3）: 173～180

12 Kim S K， Hesketh P J， Li C， Thomas J H， Halsall H B， Heineman W R. Biosensors and Bioelectronics， 2004， 20（4）: 887～894

13 Chang B W， Chen C H， Ding S J， Chen D C H， Chang H C. Sensors and Actuators B， 2005， 105（2）: 159～163

14 Ciszkowska M， Stojek Z. J. Electroanal. Chem.， 1999， 466（2）: 129～143

15 Ehret R， Baumann W， Brischwein M， Schwinde A， Stegbauer K， Wolf B. Biosensors and Bioelectronics， 1997， 12（1）: 29～41

16 Bontidean I， Ahlqvist J， Mulchandani A， Chen W， Bae W， Mehra R K， Mortari A， Csoregi E. Biosensors and Bioelectronics， 2003， 18（5-6）: 547～553

17 Cai H， Lee T M H， Hsing I M. Sensors and Actuators B， 2006， 114（1）: 433～437

18 Kim Y S， Niazi J H， Gu M B. Anal. Chim. Acta， 2009， 634（2）: 250～254

19 Yang L， Li Y， Grifis C L， Johnson M G. Biosensors and Bioelectronics， 2004， 19（10）: 1139～1147

20 Varshney M， Li Y. Biosensors and Bioelectronics， 2009， 24（10）: 2951～2960

21 Radke S M， Alocilja E C. Biosensors and Bioelectronics， 2005， 20（8）: 1662～1667

22 Valera E， Ramon-Azcon J， Rodriguez A， Castaner L M， Sanchez F J， Marco M P. Sensors and Actuators B， 2007， 125（2）: 526～537

23 Laureyn W， Nelis D， Gerwen P V， Baert K， Hermans L， Magnee R， Pireaux J J， Maes G. Sensors and Actuators B， 2000， 68（1-3）: 360～370

24 Katz E， Willner I. Electroanalysis， 2003， 15（11）: 913～947

25 Zhu X， Ahn C H. IEEE Transactions on Nanobioscience， 2005， 4（2）: 164～169

26 Thomas J H， Kim S K， Hesketh P J， Halsall H B， Heineman W R. Anal. Chem.， 2004， 76（10）: 2700～2707

27 Helali S， Martelet C， Abdelghani A， Maaref M A， Jaffrezic-Renault N. Electrochimica Acta， 2006， 51（24）: 5182～5186

28 Saum A G E， Cumming R H， Rowell F J. Biosens. Bioelectron.， 1998， 13（5）: 511～518

29 Hou Y X， Helali S， Zhang A D， Jaffrezic-Renault N， Martelet C， Minic J， Gorojankina T， Persuy M A， Pajot-Augy E， Salesse R， Bessueille F， Samitier J， Errachid A， Akimov V， Reggiani L， Pennetta C， Alfinito E. Biosensors and Bioelectronics， 2006， 21（7）: 1393～1402

30 Zou Z， Kai J， Rust M J， Han J， Ahn C H. Sensors and Actuators A， 2007， 136（2）: 518～526

31 XU Ying， YANG Yong， ZOU Shao-Fang， WANG Ping（徐 瑩， 楊 勇， 鄒紹芳， 王 平）. Chinese Journal of Sensors and Actuators（傳感技術學報）， 2008， 21（6）: 908～915

32 ZHANG Deng， CHEN Song-Yue， QIN Li-Feng， LI Rong， WANG Ping， LI Yan-Bin（張 燈， 陳松月， 秦利鋒， 李 蓉， 王 平，李延斌）. Chinese Journal of Sensors and Actuators（傳感技術學報）， 2005， 18（1）: 5～9

33 Liu Y， Koep E， Liu M. Chemistry of Materials， 2005， 17（15）: 3997～4000

34 Gerwen P V， Laureyn W， Laureys W， Huyberechts G， Beeck M O D， Baert K， Suls J， Sansen W， Jacobs P， Hermans L， Mertens R. Sensors and Actuators B， 1998， 49（1-2）: 73～80

35 Kuban P， Berg J M， Dasgupta P K. Anal. Chem.， 2004， 76（9）: 2561～2567

36 Ramon-Azcon J， Valera E， Rodriguez A， Barranco A， Alfaro B， Sanchez-Baeza F， Marco M P. Biosensors and Bioelectronics， 2008， 23（9）: 1367～1373

37 Silva L B， Baptista P， Raniero L， Doria G， Martins R， Fortunato E. Sensors and Actuators B， 2008， 132（2）: 508～511

38 Tang L， Zhu Y， Yang X， Sun J， Li C. Biosensors and Bioelectronics， 2008， 24（2）: 319～323

39 Ratnayaka S N， Wysocki J R J， Saavedra S S. Journal of Colloid and Interface Science， 2008， 327（1）: 63～74

40 Villamizar R A， Marotoa A， Riusa F X， Inza I， Figueras M J. Biosensors and Bioelectronics， 2008， 24（2）: 279～283

41 Valera E， Muiz D， Rodríguez A. Microelectronic Engineering， 2010， 87（2）: 167～173

42 Ohori T， Shoji S， Miura K， Yotsumoto A. Sensors and Actuators A， 1998， 64（1）: 57～62

43 Stulik K， Amatore C， Holub K， Marecek V， Kutner W. Pure Appl. Chem.， 2000， 72（8）: 1483～1492

44 Yang X， Zhang G. Sensors and Actuators B， 2007， 126（2）: 624～631

45 Iwasaki Y， Morita M， Atsugi K. Current Separations， 1995， 14（1）: 2～8

46 Cohen A E， Kunz R R. Sensors and Actuators B， 2000， 62（1）: 23～29

47 Jin B， Qian W， Zhang Z， Shi H. Journal of Electroanalytical Chemistry， 1996， 411（1-2）: 29～36

48 YAN Ba-Ni， ZHANG Yun， WANG Hua， SHEN Guo-Li， YU Ru-Qin（嚴八妮， 張 云， 王 樺， 沈國勵，俞汝勤）. Chemical Sensors（化學傳感器）， 2009， 29（1）: 16～20

49 Ren L， Emery D， Kaboord B， Chang E， Qoronfleh M W. Journal of Biochemical and Biophysical Methods， 2003， 57（2）: 143～157

50 Krishnan R， Ghindilis A L， Atanasov P， Wilkins E. Analytical Letters， 1995， 28（14）: 2459～2474

51 Betty C A， Lal R， Sharma D K， Yakhmi J V， Mittal J P. Sensors and Actuators B， 2004， 97（2-3）: 334～343

52 Barisci J N， Hughes D， Minett A， Wallace G G. Anal. Chim. Acta， 1998， 371（1）: 39～48

53 Bordes A， Limoges B， Brossier P， Degrand C. Anal. Chim. Acta， 1997， 356（2-3）: 195～203

54 Clere D， Lukosz W. Sensors Actuators B， 1997， 40（1）: 53～58

55 Benkert A， Scheller F， Schossler W， Hentschel C， Micheel B， Behrsing O， Scharte G， Stocklein W， Warsinke A. Anal. Chem.， 2000， 72（5）: 916～921

56 Su X L ， Li Y. Biosensors and Bioelectronics， 2004， 19（6）: 563～574

57 Yang L， Li Y， Erf G F. Anal. Chem.， 2004， 76（4）: 1107～1113

58 Yang L， Li Y. Biosensors and Bioelectronics， 2005， 20（7）: 1407～1416

59 Varshney M， Li Y， Srinivasan B， Tung S. Sensors and Actuators B， 2007， 128（1）: 99～107

60 Yang L， Li Y. Journal of Microbiological Methods， 2006， 64（1）: 9～16

61 Wang R， Wang Y， Lassiter K， Li Y， Hargis B， Tung S， Berghman L， Bottje W.Talanta， 2009， 79（2）: 159～164

62 Varshney M， Li Y. Biosensors and Bioelectronics， 2007， 22（11）: 2408～2414

63 LI Du-Juan， WANG Jian-Ping， GAI Ling， YING Yi-Bin（李杜娟， 王劍平， 蓋 玲， 應義斌）. Chinese Journal of Sensors and Actuators（傳感技術學報）， 2008， 21（5）: 709～714

64 WANG Feng， FU Wei-Ling（王 豐， 府偉靈）. Letters in Biotechnology（生物技術通訊）， 2007， 18（3）: 549～552

65 WANG Xiu-Li， NIE Li-Bo（王秀利，聶立波）. Chemistry（化學通報）， 2009， 72（6）: 489～494

66 LI Dong-Yang， FAN Kai， WU Jian， YING Yi-Bin（李冬陽，樊凱，吳 堅，應義斌）. Chinese J. Anal. Chem.（分析化學）， 2011， 39（9）: 1318～1322

67 HAN Jing， ZHU Hong-Guang（韓 晶， 朱虹光）. Journal of Fudan University （Medical Sciences） （復旦學報（醫學版））， 2009， 36（3）: 369～371

68 HUANG Tong-Hai， WANG Zheng， LI Fu-Rong（黃同海， 王 正， 李富榮）. Guangdong Medical Journal（廣東醫學）， 2007， 28（7）: 1186～1188

69 Dharuman V， Grunwald T， Nebling E， Albers J， Blohm L， Hintsche R.Biosensors and Bioelectronics， 2005， 21（4）: 645～654

70 Bonanni A， Fernández-Cuesta I， Borrisé X， Pérez-Murano F， Alegret S， Valle M. Microchimica Acta， 2010， 170（3-4）: 275～281

71 Tama P D， Tuan M A， Huy T Q， Le A T， Hieu N V. Materials Science and Engineering C， 2010， 30（8）: 1145～1150

72 Hedlund J， Lundgren A， Lundgren B， Elwing H. Sensors and Actuators B， 2009， 142（2）: 494～501

73 RoyChaudhuri C， Das R D. Sensors and Actuators A， 2010， 157（2）: 280～289

74 Choi A， Parkb J S， Jung H. Sensors and Actuators B， 2009， 137（3）: 357～362

75 Valera E， Ramón-Azcón J， Barranco A， Alfaro B， Sánchez-Baeza F， Marco M P， Rodríguez A. Food Chemistry， 2010， 122（1）: 888～894

76 Radke S M， Alocilja E C. IEEE Sensors Journal， 2004， 4（4）: 434～440

77 Laczka O， Baldrich E， Munoz F X， Campo F J. Anal. Chem.， 2008， 80（19）: 7239～7247

78 Moreno-Hagelsieb L， Nizet Y， Tang X， Raskin J P， Flandre D， Francis L A. Procedia Chemistry， 2009， 1（1）: 1283～1286

79 Quershi A， Gurbuz Y， Kang W P， Davidson J L. Biosensors and Bioelectronics， 2009， 25（4）: 877～882

80 Fang X， Tan O K， Tse M S， Ooi E E. Biosensors and Bioelectronics， 2010， 25（5）: 1137～1142

81 Tang X， Jonas A M， Nysten B， Demoustier-Champagne S， Blondeau F， Prévot P P， Pampin R， Godfroid E， Iniguez B， Colinge J P， Raskin J P， Flandre D， Bayot V. Biosensors and Bioelectronics， 2009， 24（12）: 3531～3537

82 Ruan C， Yang L， Li Y. Anal. Chem.， 2002， 74（18）: 4814～4820

83 Fritzsche P M， Taton T A. Nanotechnology， 2003， 14（12）: R63～R73

84 Mao X， Yang L， Su X L， Li Y.Biosensors and Bioelectronics， 2006， 21（7）: 1178～1185

85 ZHONG Tong-Sheng， LIU Guo-Dong， SHEN Guo-Li， YU Ru-Qin（鐘桐生， 劉國東， 沈國勵，俞汝勤）. Chemical Sensors（化學傳感器）， 2002， 22（1）: 7～14

Progress of Interdigitated Array Microelectrodes Based

Impedance Immunosensor

YAN Xiao-Fei， WANG Mao-Hua*， AN Dong

（Key Laboratory on Modern Precision Agriculture System Integration Research，

Ministry of Education， China Agricultural University， Beijing 100083）

Abstract Interdigitated array microelectrodes （ IDAM ） present promising advantages in terms of low detection limit， high sensitivity and increased signal-to-noise ratio， thus have received great attention in the area of analytical chemistry. According to the impedance signal induced by immune reaction of antibody and antigen on the surface of microelectrods， IDAM impedance immunosensor could be used to detect target analyte in samples specifically. This review introduced the characteristics， materials and design parameters of IDAM， discussed the principle and equivalent circuit of impedance immunosensor， and summarized their applications in food safety and clinical diagnosis. Additionally， the shortcomings of current research and developing trends in the future are also discussed.

Keywords Interdigitated array microelectrodes; Impedance; Immunosensor; Equivalent circuit; Review

（Received 12 January 2011; accepted 5 March 2011）