无寻址电路的光寻址光敏生物传感器阵列系统

由于人类血液的浓度和pH值盐度,直接影响目标分子的电荷的数量。使用利用电检测的生物传感器(如硅纳米线场效应晶体管传感器)，这种生物传感器可以检测探针和目标分子之间反应引起的电荷量的变化，但很难对血清中目标分子的数量进行重复量化。为了消除对其条件的依赖，血清通常用参考溶液稀释，这意味着这些类型的传感器仍然需要极大地提高其检测限，这仍然是一项艰巨的任务。能够克服这一问题的最佳候选生物传感器可能是光敏生物传感器，它利用光输入和电信号输出，检测探针和目标分子之间的反应引起的光电流变化。特别地，使用光源作为输入信号会在生物传感器阵列芯片中引起显著的变化，在这种情况下，光寻址比电寻址可以适用于每个电源驱动。一个非常简单的生物传感器阵列芯片结构与电寻址相比带来许多优点包括可以实现光学处理 ,廉价的生物传感器阵列芯片实现，因为缺乏片上可控的大规模集成，所有单元只使用一个读出器，阵列单元的数量容易增加。

韩国电子与电信研究所的研究人员提出了一种光敏阵列的生物传感方案，它不需要阵列芯片上的寻址电路，并且光寻址而不是电寻址适合于每个单元驱动。为了实现光学寻址，他们制作了一个模块，包括一个发光二极管阵列。最后，我们在阵列芯片上检测了不同浓度的前列腺特异性抗原PSA。

测量模块包括光输入和电输出三部分，如图1所示。一种用于光学输入和光学寻址的阵列，一种PIN光电二极管堆栈结构的光敏检测阵列，以及一种固定化生物分子的反应阵列芯片插入LED和光敏检测阵列之间的玻璃表面。

图1该生物传感方案对光敏生物传感器阵列模块上的每个细胞光学寻址。测量模块由三部分组成:用于光学输入和光学寻址的LED阵列、PIN光电二极管堆栈结构的光敏检测阵列和固定在玻璃表面的生物分子反应阵列芯片。

传感原理非常简单，如图1所示:首先，将探针抗体固定在玻璃表面。本实验将一种PSA抗体固定在制备的阵列芯片上，以检测各种浓度的PSA, PSA是前列腺癌的代表性生物标志物。

每个血清含有不同浓度的PSA，然后暴露在PSA抗体固定的玻璃表面，引起特定的反应。最后，纳米金颗粒采用夹心免疫金法在玻璃表面进行捕获，使抗PSA偶联的Au NPs与表面固定靶点PSA发生特异性反应。扫描电子显微镜捕获的Au NPs与血清PSA浓度的图像如图2a所示。为了增强其生长在表面的NPs的遮光效果，采用银染色工艺，在PSA浓度为10 ng/mL的溶液中浸泡9分钟后，Ag就覆盖了表面的大部分区域，图像如图2b所示。

图2。a捕获的Au NPs与血清PSA浓度b Au NPs由银染色法培养。采用夹式免疫金法在玻璃表面捕获NP，使抗PSA偶联的Au NPs与表面固定靶PSA发生特异性反应。

光电流的变化基于血清中的PSA浓度观察光敏生物传感器阵列系统使用5X5个LED和检测阵列。图3a 显示了光电电流与施加电压和PSA浓度的关系。无偏置的光电流Isc如图3b所示，其他实验条件与图3a一样。在图中，基于不同的PSA浓度的光电流的单调降低显示出小的误差条。值得注意的是，光电流结果表明PSA检测的分辨率大约为1 ng/mL，并且在一个芯片上连续检测到1 ~ 100 ng/mL的各种浓度的PSA。

图3 a光电流变化与血清中PSA浓度的变化关系。b在相同PSA浓度上处于无偏置状态测试了对光电流的依赖性，同样几组重复试验。

结论

综上所述，研究人员提出了一种生物传感方案，即在光敏生物传感器阵列模块上对每个单元进行光学定位，并检测探针与靶分子之间反应引起的光电流变化。真正的单元寻址是利用芯片外的LED阵列模块实现的，这意味着在阵列芯片上不需要电路进行电子寻址。当血清中含有PSA抗原后，将与PSA抗体结合的Au NPs进行固定，然后用银染色法生长，以提高生物传感器的敏感性。芯片上的光电流，通过利用5X5 LED和检测阵列，随着PSA浓度的增加呈单调下降趋势，PSA检测分辨率约为1 ng/mL。

参考文献：“Photosensitive biosensor array system using optical addressing without an addressing circuit on array biochips”，doi: 10.1063/1.3486179。