CN112074731A

CN112074731A - 用于检测分析物的生物传感器

Info

Publication number: CN112074731A
Application number: CN201980030389.5A
Authority: CN
Inventors: 唐晓武
Original assignee: Renner Diagnostics Ltd
Current assignee: Renner Diagnostics Ltd
Priority date: 2018-05-04
Filing date: 2019-05-03
Publication date: 2020-12-11
Also published as: US20210231599A1; WO2019210430A1

Abstract

本揭露提供了一种用于检测流体生物样品中的目标分析物的生物传感器。所述生物传感器包括：第一感测层，第一感测层包括在惰性衬底上的至少一对金属电极，其中所述电极通过在其表面上固定有分析物反应性化合物的导电桥来连接，其中导电电极桥包括以电化学变化或电变化响应目标分析物与分析物反应性化合物的结合的材料；以及可选的第二层，第二层包括用于在第一感测层上进行放置的一个或多个样品室，其中样品室适于接收流体样品并将样品引导至所述桥。可以将生物传感器结合在即时设备中，即时设备还包括检测设备，检测设备与生物传感器形成电路，提供在一定频率范围内的电信号，并且适于在施加电信号时使用电化学阻抗谱来检测在目标分析物存在的情况下，电极桥处的电化学变化或电变化。

Description

用于检测分析物的生物传感器

技术领域

本发明总的涉及感测***和方法，并且特别地，涉及新型生物传感器、结合有生物传感器的设备以及用于检测样品中的分析物的方法。

背景技术

当心脏不能再充分地泵送血液以满足身体需要时，就会发生心力衰竭(HF)。HF是一种全球性大流行病，影响到全世界至少2600万人，而且流行率越来越高。HF对经济造成的成本是显著的，并且将随着人口老龄化而急剧膨胀。尽管在治疗和预防上取得了重大进展，但患者仍然生活质量低下、死亡率和发病率很高。准确和早期诊断对于改善HF患者的转归至关重要。然而，HF诊断可能具有挑战性，因为诸如呼吸短促(呼吸困难)或疲劳之类的HF症状是主观的且非特异性的。例如，在肥胖或患有慢性阻塞性肺疾病但未患有HF的个体中会发现呼吸困难。

在过去的二十年中，大量研究已经表明，脑钠肽(BNP)是HF的有效诊断和预后生物标志物。BNP是心脏心室响应于血压降低或全身血管阻力增加而分泌的神经激素。血液中BNP浓度升高(>400pg/mL)与HF症状的严重程度直接相关。然而，存在灰色区域(100pg/mL至400pg/mL)，其中血浆BNP水平升高不能归因于HF，但仍可能导致代偿失调的早期预后。由于HF患者的血浆BNP浓度每日都在波动，因此对BNP水平进行即时(POC)监测至关重要。这将能够高效且及时地管理HF，以及防止可能的住院治疗。

目前，美国食品和药物管理局(FDA)批准的用于血浆BNP检测的免疫测定是基于光学方法，所述方法需要特殊的仪器和受过专门培训的人员。这些现有方法是夹心免疫测定法，其需要捕获并标记检测抗BNP抗体，这会很昂贵。

有前景的替代方法是使用基于电子测量的传感器。电化学阻抗谱(EIS)是多功能且灵敏的工具，广泛用于不同领域，特别是传感器中。其可以根据电荷转移、电导率和电双层电容变化来监测修饰电极表面上的表面生物识别事件。例如，Periyakaruppan及同事(Anal.Chem.2013.85(8)：3858-63)生产了一种无标记的、基于碳纳米纤维(CNF)的免疫传感器，所述传感器使用EIS来检测心肌肌钙蛋白I(cTnI)。该免疫传感器的检测限是常规方法所达到的检测限的25倍低(即1/25)，从而能够以～0.2ng/mL的浓度检测cTnI。Gupta和合作者(Biosens.Bioelectron.2014，59，112-119)使用EIS与碳纳米阵列相组合的方法对另一种心脏生物标志物C反应蛋白(CRP)进行了定量。所述设备的检测限为～11ng/mL，认为其具有临床意义。

低成本、易于使用、灵敏和/或准确的感测设备将是期望的，但有待开发。

发明内容

现在已经开发出用于检测患者样品中分析物的新型生物传感器，并且可以将其结合到便携式感测设备中，以快速检测患者样品中的分析物。

因此，在本发明的一个方面，提供了一种用于检测生物样品中的目标分析物的生物传感器，其包括：

i)第一感测层，所述第一感测层包括沉积在惰性衬底上的至少一对金属电极，其中所述电极通过在其表面上固定有分析物反应性化合物的导电桥来连接，其中所述桥包括以电化学变化或电变化响应目标分析物与所述分析物反应性化合物的结合的材料；以及可选的

ii)第二层，所述第二层包括用于在所述第一层上进行放置的一个或多个样品室，其中所述样品室适于接收流体样品并将所述样品引导至所述桥。

在本发明的另一方面，提供了一种即时感测设备，其包括：

i)第一感测层，所述第一感测层包括沉积在惰性衬底上的至少一对金属电极，其中所述电极通过在其表面上固定有分析物反应性化合物的导电桥来连接，其中所述桥包括以电化学变化或电变化响应目标分析物的结合的材料；以及可选的第二层，所述第二层包括用于在所述第一层上进行放置的一个或多个样品室，其中所述样品室适于接收流体样品并将所述样品引导至所述桥；以及

ii)检测设备，所述检测设备与所述生物传感器形成电路，并适于检测由所述桥处的电化学变化或电变化引起的一定频率范围内的阻抗，以通过电化学阻抗谱(EIS)进行分析。

在本发明的另一方面，提供了一种检测患者样品中的目标分析物的方法，其包括：

i)将样品施加到如上限定的生物传感器上；

ii)在一定频率范围内，在所述样品存在的情况下，从所述生物传感器收集电化学信号数据；以及

iii)使用电化学阻抗谱(EIS)基于所述电化学信号数据分析电导率、电阻和电容，并且当在所述样品不存在和存在的情况下阻抗或总电阻是不同的时，确定所述样品中目标分析物的存在。

参照以下附图，本发明的这些和其它方面将在以下详细描述中变得显而易见。

附图说明

图1示出了：(a)化学气相沉积(CVD)生长的CNT-TF的AFM图像；(b)CVD生长的CNT-TF的SEM图像；以及(c)CVD生长的CNT-TF的拉曼光谱；

图2是示出CNT-TF(碳纳米管薄膜)传感器制造的流程图；

图3示出了：(a)CNT-TF传感器的等效电路；(b)在MATLAB中由等效电路产生的拟合的奈奎斯特图(Nyquist plot)；以及(c)在传感器制备和BNP检测过程的每个步骤中，CNT-TF传感器的拟合的奈奎斯特图；

图4示出了：(a)用于免疫荧光测定的标准添加图；以及(b)CNT-TF传感器的标准添加图；

图5以图形方式示出了使用CNT-TF传感器与使用ELISA相比，测定的血浆中标准BNP样品的BNP值；

图6以图形方式示出了使用CNT-TF传感器与使用Alere

相比，测定的患者血浆样品的BNP值；

图7以图形方式示出了使用CNT-TF传感器测定的BNP值与血浆中标准NT-proBNP样品的理论BNP值的比较；

图8示出了A)样品室的层的实施方案；以及B)整体的样品室的实施方案：

图9示出了生物传感器的实施方案；以及

图10通过流程图示出了根据一个实施方案的生物传感器与数据读取器的连接。

具体实施方式

本揭露提供了一种用于检测生物样品中的目标分析物的生物传感器。所述生物传感器包括：i)第一感测层，所述第一感测层包括沉积在惰性衬底上的至少一对金属电极，其中所述电极通过在其表面上固定有分析物反应性化合物的导电桥来连接，其中所述桥包括以电化学变化或电变化响应目标分析物与所述分析物反应性化合物的结合的材料；以及可选的ii)第二层，所述第二层包括用于在所述第一层上进行放置的一个或多个样品室，其中所述样品室适于接收流体样品并将所述样品引导至所述桥。

第一感测层包括衬底，所述衬底是惰性的支撑材料，例如，适于支撑附接到所述材料或集成在所述材料内的电极。合适材料的实例包括聚合物材料如热塑性聚合物，包括但不限于，聚酯如聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、丙烯酸、丙烯腈丁二烯苯乙烯、聚酰胺、聚乳酸、聚碳酸酯、聚乙烯、聚苯乙烯、聚丙烯、聚氯乙烯、聚醚砜、聚甲醛、聚醚醚酮、聚醚酰亚胺、聚苯醚或聚硫醚、聚苯并咪唑、聚二甲基硅氧烷(PDMS)、环氧树脂、聚乙二醇(PEG)、羟丙基纤维素(HPC)、聚(N-异丙基丙烯酰胺)、硅胶(二氧化硅)等。

生物传感器的第一感测层还包括至少一对电极，电极施加到衬底上或结合到衬底内。例如，可以将电极丝网印刷、物理或化学蒸发到衬底上，或者可以将衬底蚀刻成合适的图案以将电极结合到衬底内。电极可以由任何合适的导电金属制成，如碳、金、铂、银或其组合。在一个实施方案中，电极的宽度可以为约250μm，优选地大于500μm，如750μm。电极之间的间隙为至少约500μm，并且优选地在约1mm至1.5mm的范围内。

生物传感器可以包括一对电极，即，工作电极和反电极或辅助电极，或者两个或更多个电极对。如本领域技术人员将理解的，电极可以在第一衬底层上采取多种功能布置。例如，可以将电极成对布置、成交替的对布置或者以一系列工作电极邻接一系列反电极布置。可替代地，可以将一系列工作电极与单个公共反电极布置成阵列。在这方面，生物传感器可以包括具有两个或更多个公共电极的多个阵列。

电极对可以位于生物传感器衬底的同一侧面，如图2(j)的生物传感器所示，或者可以位于衬底的两个侧面，如图2(k)所示。参考图2(k)，衬底的第一侧面(1)包括公共反电极(3)，其中多个工作电极(4)和(5)通过导电桥连接到所述公共反电极(3)。两组电极都通过电连接(6)连接到数据读取器或检测设备的电源，其中对于电极4，是在衬底的第一侧面(1)上连接，而对于电极(5)，是在衬底的第二侧面(2)上连接。通过合适的电连接，例如FFC/FPC连接器，将来自衬底的第一侧面(1)的电极(5)类似地连接到衬底的第二侧面(2)。

每个工作电极和反电极通过导电桥进行连接。导电桥可以由碳基材料制成，如石墨烯、还原的石墨烯氧化物或碳纳米管网络以及二氧化硅(例如，薄膜或纳米线)和二硫化钼(MoS₂)。在一个实施方案中，电极通过包括碳纳米管(例如，直径为1nm至10nm并且长度为2微米至10微米的圆柱形管的形式)的碳纳米管网络进行连接。在纳米管之间形成纳米尺寸的通道或孔，例如，直径为1nm至5nm，样品可以通过所述通道或孔，以允许目标分析物与固定在导电桥(例如，纳米管网络)上的固定的分析物反应性物质反应。纳米管可以是无规取向的、半对齐的或平行的。碳纳米管(CNT)有利地提供了高的表面/体积比和低的电子态密度，这有助于传感器应用的高灵敏度。基于CNT的生物传感器已针对多种分析物证明了在飞摩尔(femtomolar)(fM)到渺摩尔(attomolar)(aM)范围内的超低检测限(LOD)。

固定在连接电极的桥上的是分析物反应性化合物，所述分析物反应性化合物导致响应于目标分析物与其结合的电化学信号变化或电信号变化(阻抗变化)。目标分析物没有特别限制。例如，目标分析物可以是生物分子如核酸、蛋白质/肽、碳水合物、脂质或微生物如细菌、真菌或病毒。可以使用本发明的生物传感器分析目标分析物的存在的生物样品包括流体样品如水样品，来自多种样品类型如食物、植物、土壤等的水性提取物，以及体液样品如血液、血浆、血清、唾液、尿液、眼泪、母乳、脑脊液、羊水和腹水。

分析物反应性化合物或物质是将与目标分析物选择性反应以产生电化学信号变化或电信号变化(阻抗变化)的化合物。对于核酸分析物，分析物反应性化合物可以是与分析物的一部分互补的寡核苷酸(DNA或RNA)片段。对于蛋白质/肽分析物，分析物反应性化合物可以是单克隆或多克隆抗体、肽配体或受体、酶或底物或对蛋白质分析物表现出结合特异性的其它实体。对于微生物分析物，分析物反应性化合物可以是结合微生物上的表面受体的配体、结合微生物上的表面局部配体的受体，或者是抗体。可以使用多种方法将分析物反应性化合物固定在导电桥上，所述方法包括共价键、静电吸引、离子键、氢键或范德华力。

在一个实施方案中，将生物传感器用于识别血液样品中的疾病生物标志物。可以检测的生物标志物的实例包括：心力衰竭的生物标志物如脑钠肽(BNP)和NT-proBNP；心脏疾病的生物标志物如CK-MB(肌酸激酶-肌肉/脑)和肌钙蛋白I(Troponin I)；以及DNA肿瘤生物标志物。在另一个实施方案中，将生物传感器用于识别流体样品如水或体液样品中的病毒和细菌。可以检测的细菌的实例包括但不限于：大肠杆菌(Escherichia coli)、李斯特菌属(Listeria sp.)、沙门氏菌属(Salmonella sp.)、葡萄球菌属(Staphylococcus sp.)和肺炎球菌属(Pneumococcus sp)，可以检测的病毒的实例包括流感病毒和轮状病毒。

生物传感器包括结合了一个或多个样品室的第二层或元件，所述样品室适于接收生物样品并将样品引导至第一感测层以暴露于分析物反应性化合物，其中分析物反应性化合物固定在连接电极的(一个或多个)导电桥上。样品室层可以是集成层，或者其本身可以包括两个或更多个层。例如，如图8A所示，样品室层可以包括单层(1)，所述单层(1)优选地由密封至第一层的材料如弹性材料(例如，橡胶或硅树脂)制成以防止样品在施加时泄漏。样品室层包括在其中形成的一个或多个室(10)以接收待分析的样品。样品室层可以包括一个或多个另外的层(2个至4个)以适应样品室，例如，以提供分成多个室(10)的单个样品入口(20)。所述另外的层可以由不可变形的材料制成，例如，与如上所述的第一层的材料类似的热塑性聚合物材料，包括丙烯酸(聚(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA))等。如图所示，逐渐改变每层中的室，以使其变成层4中的单个入口(20)。每层可以包括通气孔(15)。如本领域技术人员将理解的，还可以使用既定技术将样品室层制备为集成的微流体层，以提供分支成两个或更多个室的单个入口，使得施加到所述入口的样品将流入单独的室，从而与单独的电极或电极阵列接触，如图8B所示。

生物传感器的一个实施方案在图9中示出。如图所示，可以将生物传感器的第一感测层和样品室层封装在具有底部和顶部的保护壳内。在保护壳的顶部形成孔，所述孔与样品室层中的样品入口对齐。可以提供用于盖住孔的盖子以防止样品从生物传感器泄漏，或防止污染物进入生物传感器。盖子还可以提供压力以将样品推入样品室中。保护壳由诸如第一感测层的热塑性材料的硬质聚合物材料制成。保护壳不仅为感测层提供保护，而且还起到将生物传感器的部件压缩在一起的作用，以确保生物传感器的可操作性。在这方面，生物传感器还可以在样品室层与保护壳的顶部之间包括密封垫，以增强生物传感器部件的密封/压缩。

结合在第二层内的样品室可以根据第一感测层及其电极的布局而具有多种构造，并且可以包括任意数量的(例如，1个至10个或更多个)多种尺寸(例如，1μL至100μL或更大)和形状(例如，矩形、正方形、圆形、椭圆形、不规则形状)的室。在包括单个室层的生物传感器中，在其中形成的样品室的尺寸可以各自设定为接受约10μl至20μl的样品。在包括分支成多个样品室的单个样品入口的生物传感器中，样品入口通常将容纳较大的样品尺寸(例如，50μl至100μl或更大)，然后将其分成多个室。

本发明的生物传感器可以采取多种布置和构造。例如，虽然生物传感器可以包括供给样品以流过单个电极对的电极桥的单个样品室，但是生物传感器还可以包括将样品供给到多个电极对(例如以组排列的多个电极对，例如2个至5个电极对)的单个样品室，或者可以包括多个样品室，每个室将样品供给到一个或多个生物传感器电极对。可以对包括这样的电极对分组的生物传感器的响应进行分析并一起提供提高的准确度。

使用本发明的生物传感器还可以实现复用能力，从而允许同时检测多个生物标志物。例如，可以将多个生物传感器电极对或阵列结合到生物传感器的感测层中，并且可以用不同的分析物反应性化合物来标记每个对或阵列的导电桥，以靶向至单个样品中的多种目标分析物。如所描述的，可以将样品室层/元件构造为将单个样品分成单独的室，其中每个室将一部分样品供给到生物传感器电极对或阵列，其中所述传感器电极对或阵列具有固定在其电极桥上的不同的分析物反应性化合物。通过这种方式，生物传感器允许分析单个样品中的多种分析物。

生物传感器适于联接到电子数据读取或检测设备，或可与电子数据读取或检测设备连接，所述电子数据读取或检测设备与生物传感器完成电路，并适于检测由导电电极桥处的电化学变化或电变化引起的一定频率范围内的阻抗，以通过电化学阻抗谱(EIS)进行分析。检测设备的功能是：1)向生物传感器提供激励信号，以便测量电极桥表面的电化学调制，以及2)从生物传感器接收电信号，从而例如基于对调制电极桥的电导率、电阻和/或电容的电信号变化的检测，通过电化学阻抗谱(EIS)进行分析，以提供指示被测试样品中存在或不存在分析物的输出信号。因此，所述检测设备适于提供在一定频率范围内的激励信号，从(一个或多个)电极接收电信号并进行其阻抗测量以产生El谱，由所述El谱计算电容和电阻，并允许基于与信号的相关性的分析物测定。如本领域技术人员将理解的那样，对El谱的分析是基于与等效电路的拟合，其可以使用可用软件如MATLAB、NOVA、Python、ZSimpwin等容易地完成。

因此，生物传感器适于通过电连接装置电连接到数据读取器，使得电极与数据读取器/检测设备中的电源(例如，AC电源)形成电路。尽管生物传感器可以以任何合适的形式电连接到读取器，但是通常所述连接将利用柔性扁平电缆(FFC)连接到柔性印刷电路(FPC)。FFC通常由平坦且柔性的塑料膜基底组成，在其表面上粘接有多个金属导体。电缆的每一端都可以用加强件加强，以有利于生物传感器***和连接到读取器，并提供应变消除。FFC的参数，如间距、插脚(pin)数、材料、宽度和深度，将取决于生物传感器的设计。一些通常使用的参数包括0.5mm或1mm间距和由铜、铅或锌制成的6至30个插脚(例如，金属电导体)。

固定在(一个或多个)生物传感器电极桥上的分析物反应性化合物与目标分析物的暴露和相互作用导致电极界面性质的变化，从而导致与样品中分析物浓度成比例的电化学信号变化或电信号变化，所述电化学信号变化或电信号变化可由检测设备进行测量。分析物反应性化合物与分析物之间的相互作用例如通过改变pH、电荷或通过反应性物质的变形来调制生物传感器的电导率、电阻和/或电容，然后使用电化学阻抗谱(EIS)进行测定。EIS测量电极的电阻和电容性质：施加在一定频率范围内(例如，80Hz至60,000Hz，如200Hz至10,000Hz)的例如小于20mV至50mV(如2mV至10mV)的AC激励信号，以产生阻抗谱，然后由此可以计算出***的电容和电阻。然后从EIS谱中提取电极桥的电导率、电阻和/或电容的变化，其中EIS谱有利地将电极桥的电阻变化从其它变化中分离出来。

因此，在使用中，将待分析是否存在目标分析物的一定量的样品(例如，血液样品)在(一个或多个)样品室或样品入口处施加到生物传感器。样品将与在其上固定有分析物反应性化合物的导电电极桥接触。在样品中不存在目标分析物的情况下，电极桥处的电性质或电化学性质将不会发生变化，并且通过与生物传感器连接的读取器/检测设备检测/计算的阻抗也不会发生变化。另一方面，在样品中存在目标分析物的情况下，分析物将与电极桥上的分析物反应性化合物相互作用，从而导致其电性质或电化学性质发生变化，所述变化将反映在通过读取器/检测设备检测的阻抗中并将与样品中分析物的水平相关。

如本领域技术人员将理解的，可以将具有数据读取器的本发明生物传感器结合到即时检验(POCT)设备中，所述设备可以包括：微处理器(例如，数字信号处理器)或数字采集板以将来自读取器的信号数字化；以及显示单元，如监视器，所述显示单元与微处理器通信或连接至微处理器并用于以合适的格式显示信号，如图10的流程图中所示例的。

可替代地，如本领域技术人员将理解的，数据读取器可以与显示单元分开，并且与外部显示单元通信，所述外部显示单元用于在其上呈现生成信号的读取器的输出。为了方便起见，监视器可以是便携式的，并且可以电池供电。根据另一实施方案，例如，数据读取器还可以包括算法处理模块以用于经由用户接口接收信息。算法处理模块可操作为将从生物传感器接收的信号转换成期望的输出。

读取器可以在一个或多个相应的计算设备上实施，所述计算设备可以包括通过连接到设备基础结构而被耦合的网络连接接口，如网络接口卡或调制解调器。连接接口在(一个或多个)设备的运行过程中能够连接到网络(例如，内联网和/或外联网如因特网)，所述网络使(一个或多个)设备能够适当地彼此通信。网络可以例如支持由生物传感器提供的输出信号到读取器的通信。

所述(一个或多个)设备还可以具有耦合到设备基础结构以与用户交互的用户接口。用户接口可以包括：一个或多个用户输入设备，例如但不限于：QWERTY键盘、小键盘、轨迹轮、触控笔、鼠标、麦克风；以及用户输出设备，例如LCD屏幕显示器和/或扬声器。如果屏幕是触敏的，则显示器还可以用作由设备基础结构控制的用户输入设备。

通过设备基础结构促进(一个或多个)设备的运行。设备基础结构包括一个或多个计算机处理器(例如，数字信号处理器)，并且可以包括相关的存储器(例如，随机存取存储器)。计算机处理器通过执行与任务相关的指令来促进配置成通过网络接口、用户接口和计算设备的其它应用程序/硬件的操作来实现预期任务的计算设备的性能。这些与任务相关的指令可以由位于存储器中的操作***和/或软件应用提供，和/或由被配置到设计为执行(一个或多个)特定任务的(一个或多个)处理器的电子/数字电路中的可操作性来提供。此外认识到，设备基础结构可以包括耦合到处理器以向处理器提供指令的计算机可读存储介质。计算机可读介质可以包括硬件和/或软件，例如(仅作为示例)磁盘、磁带、光学可读介质如CD/DVD ROMS和存储卡。在每种情况下，计算机可读介质可以采用小磁盘、软盘、盒式磁带、硬盘驱动器、固态存储卡或存储模块中提供的RAM的形式。应当注意，以上列出的计算机可读介质的实例可以单独使用或组合使用。设备存储器和/或计算机可读介质可用于例如存储生物传感器/读取器的输出以用于处理信号。

此外认识到，(一个或多个)计算设备可以包括可执行应用，所述可执行应用包括用于实现包括操作***的那些在内的预定功能/操作的代码或机器可读指令。如本文所使用的处理器是用于执行如以上实例所描述的操作的已配置的设备和/或机器可读指令集。如本文所使用的，处理器可以包括硬件、固件和/或软件中的任何一种或组合。处理器通过操纵、分析、修改、转换或传输由可执行程序或信息设备所使用的信息，和/或通过相对于输出设备路由信息而作用于信息。例如，处理器可以使用或包括控制器或微处理器的能力。因此，读取器的功能可以以硬件、软件或两者的组合来实现。将理解的是，(一个或多个)计算设备可以例如是个人计算机、个人数字助理、移动电话和/或内容播放器。此外，认识到尽管将每个服务器计算设备描绘为单个计算机***，但是可以根据需要将其实现为计算机处理器的网络。

本发明代表了首次将包括连接工作电极与反电极的导电桥的导电生物传感器与EIS一起使用，以提供生物传感器上电化学变化或电变化的准确读取。

本发明的生物传感器具有许多优点。首先，已经通过与其它分析物检测技术(如光学免疫测定法)比较确定了本生物传感器产生高准确度和灵敏度的结果。其还能够检测复杂样品如血液/血浆中的分析物，而无需在分析之前进行样品制备(例如，纯化)以避免背景噪音。此外，所述生物传感器提供分析物检测，而不需要任何额外的标记或扩增来实现检测。此外，在分析物与分析物反应性化合物结合时产生信号检测，而不需要随后的洗涤来移除未结合的物质以消除假阳性信号。

通过参考以下具体实施例来描述本发明的实施方案，所述具体实施例不应解释为限制性的。

实施例

材料和化学物质

乙酰丙酮铁(III)(51003)、乙酸钼(II)(2320761)、乙酸钴(II)(3999731)、烟雾硅胶(直径7nm；S5130)、BNP(B5900)、牛血清白蛋白(BSA；A2153)、Trizma碱(T6066)、盐酸(258148)和

免疫测定稳定剂(S0950)均购自西格玛奥德里奇(SigmaAldrich)。PBS缓冲液(10X)购自VWR LLC。氢氟酸(HX0621)获自EMD。硅晶片(P/硼掺杂剂，20000埃热氧化物)获自硅谷微电子公司(Silicon Valley Microelectronics)。压缩的氢气和氩气获自普莱克斯(Praxair)。聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET；Melinex 329/1000，厚度为10mil)购自Tekra。可移除的乙烯基贴纸(厚度为3mil)购自数字图形公司/加拿大标志供应公司(Digital Graphic Inc./Sign Supply Canada)。光学透明的粘合剂(8213型，厚度为3mil)获自3M。聚(甲基丙烯酸甲酯)片(PMMA；厚度为4.75mm)获自麦克马斯特-卡尔(McMaster-Carr)。Kimwipes购自金泰克(Kimtech)。抗体50E1获自Abcam，而24E11和24C5-生物素获自诺维斯生物制品公司(Novus Biologicals)。BNP、NT-proBNP和NT-proBNP游离血浆(BNFP)获自Hytest Ltd.。患者血浆购自BioreclamationIVT。涂有COOH的聚苯乙烯板购自格雷纳生物世界(Greiner-Bioworld)。1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺(EDC)购自GBiosciences。N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)购自阿法埃莎(Alfa Aesar)。Eu-链霉亲和素和

增强溶液购自珀金埃尔默(Perkin Elmer)。

CNT-TF的合成与表征

使用类似于Mandal等人在J.Nanosci.Nanotechnol.2011,11(4),3265-3272中所述的化学气相蒸发法合成CNT-TF。简而言之，在乙醇(10mL，无水)中，用硅粉纳米颗粒(50mg)超声处理包含乙酰丙酮铁(III)(3.0mg)、乙酸钼(II)(0.75mg)和乙酸钴(II)(4.6mg)的金属催化剂的混合物(cocktail)2小时。然后将混合物以2500rpm旋涂20s到2×3cm的矩形SiO₂/Si晶片上(用piranha溶液预先清洗)。将晶片转移到2”CVD石英管炉中，并在每分钟600标准立方厘米(sccm)的氩气和18sccm的氢气下将温度升至850℃。在温度稳定在850℃之后，将气流切换为通过含乙醇的起泡器(0℃)起泡20min以引入乙醇蒸气。然后，将载气切换为绕过乙醇起泡器并将CVD***冷却至室温。

使用三种不同的分析纯度和形貌的方法对CNT-TF样品进行表征：拉曼光谱、原子力显微镜(AFM)和扫描电子显微镜(SEM)。为了进行拉曼和AFM表征，将SiO₂/Si衬底上的CNT-TF浸入1％氢氟酸中1min，随后进行水浴以将漂浮的CNT转移到另一片干净的SiO₂/Si晶片上。波数范围在1000cm^-1至1800cm^-1之间的拉曼光谱是由Horiba Jobin Yvon LabRAMFIR 800拉曼光谱仪用532nm激发激光采集的。使用Nanoscope MultiMode^TMAFM仪器(Veeco)在轻敲模式下使用硅探针尖端在300kHz的共振频率下收集AFM图像。为了进行SEM表征，将CNT-TF转移到镀金的聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)上，并安装在SEM样品台上。图像是在Zeiss ULTRA Plus SEM中在100k倍的放大倍数下用10kV加速电压拍摄的。

CNT-TF传感器制造

用乙醇清洗30cm² PET(聚对苯二甲酸乙二醇酯)片，并用Kimwipe干燥，随后将可移除的乙烯基膜粘贴在其上。然后，使用乙烯基切割器(Graphtec CE6000-40)将乙烯基层图案化，以形成用于电极沉积的印网掩模。在用电子束蒸发器(Intlvac Nanochrome沉积***)沉积Cr/Au(40nm/200nm)之后，将印网掩膜剥离以形成图案化的Cr/Au电极。将另一层图案化且可移除的乙烯基贴纸粘贴到Au上，以创建14个用于CNT-TF转移的负窗口。随后，将生长在SiO₂/Si衬底上的CNT-TF浸入1％氢氟酸中1min，然后转移到图案化的乙烯基覆盖的PET条上。将所述条在热板上(1000℃)干燥5min，并移除乙烯基掩膜以形成14个微传感器。每个微传感器由桥接一对金电极的CNT-TF组成。

顶盖制造

用乙醇清洗30cm²的PMMA(聚(甲基丙烯酸甲酯))片，并用Kimwipe进行干燥，随后将双面胶粘到PMMA片的一个侧面上。然后使用激光切割器(Universal Laser System)将所述片图案化，以创建4个微传感器矩形室。四个室的尺寸(2.5mm/6mm)彼此相同，以消除体积变化的干扰。

抗体固定和表面封闭

通过物理吸附将捕获抗体(50E1)固定在CNT-TF传感器上。简而言之，将1X PBS中的10μg/ml 50E1添加到条状样品室中，并在4℃下孵育过夜。次日，将所述室用在1X PBS中的5％BSA洗涤3次，随后在室温下用相同的5％BSA溶液封闭2小时。在封闭后，用1X PBS洗涤所述室3次，然后添加BNP样品。

CNT-TF传感器的表征

使用EIS通过定制的阻抗分析仪用80Hz至60000Hz的AC电势对所制备的CNT-TF传感器进行表征。在一定频率范围内收集读取器的阻抗和相位输出并保存在计算机中。使用本研究中提出的等效电路在MATLAB中对收集的光谱进行模拟，然后针对传感器的检测信号记录拟合的CNT-TF电阻值。随后，通过在以下时间收集EIS光谱对传感器进行逐步表征：1)在固定抗体之前和之后，2)在封闭BSA之后，以及3)在0min、5min、10min和20min时在BNFP中添加1000pg/ml BNP之后。

本领域技术人员将使用如下拟合方程。桥结构的总阻抗印象如下：

基于该印象，MATLAB中使用的拟合方程组如下：

y＝Zr-resl(Z_total)+Zi-imag(Z_total)+Z-(real(Z_total)^2+imag(Z_total)^2)^(1/2)

其中Z是来自读取器的所测试的阻抗结果，Zr是使用相位值计算的测试阻抗的实部，而Zi是使用相位值计算的测试阻抗的虚部。当y的值达到最小值时，拟合完成。

光学BNP免疫测定

通过EDC-NHS化学过程将捕获抗体(50E1)共价固定在COOH涂覆的聚苯乙烯板上。在室温下，将浓度为66.9nM的捕获抗体与20mM EDC和50mM NHS混合2小时。在用PBS-T洗涤3次后，将孔在4℃下用5％BSA封闭过夜。次日，将孔用PBS-T洗涤两次。将BNP在

免疫测定稳定剂中稀释为0ng/mL、5ng/mL、7.5ng/mL和10ng/mL。将每种浓度的10μL滴液置于圆形疏水性PMMA上，并在真空干燥器中干燥2小时。向每个孔中添加100μL含6.66nM 24C5-生物素抗体的未知BNP浓度(Xpg/mL)样品。然后将疏水性圆形PMMA上的干燥BNP添加到孔中，以产生Xpg/mL、X+500pg/mL、X+750pg/mL、X+1000pg/mL BNP样品，并在室温下孵育1小时。在孵育后，移除疏水性圆形PMMA，并用20mM Tris-HCl缓冲液将孔洗涤3次。在室温下，将PMMA与在50mM Tris-HCl中稀释的5.56nM Eu-链霉亲和素一起孵育30min。然后将孔用50mM Tris-HCl洗涤，并在室温下与

增强溶液一起孵育1小时。使用Spectramax M2e在时间分辨的荧光设置上以340nm激发波长和615nm检测波长记录荧光信号。为了测定未知的BNP浓度，将加标的BNP浓度相对于相对荧光单位(RFU)作图。BNP的未知浓度通过外推至所得线性曲线的x截距进行测定。

CNT-TF传感器的标准添加

标准添加方法还用于测定未知样品中BNP的浓度。对未知BNP浓度(Xpg/ml)的样品加入标准的另外BNP以产生X+0pg/ml、X+1000pg/ml和X+2000pg/ml样品。将三个BNP样品和BNFP样品添加到BSA封闭的测试条的四个室中的每一个中。收集0min、5min、10min和20min时的EIS光谱，并使用MATLAB中提出的等效电路进行拟合。在拟合后，收集每个室中的CNT-TF电阻，并计算CNT-TF在5min、10min、20min时相对于0min时的电阻的％变化。为了测定未知样品中的BNP浓度，将每个室的％变化相对于加标的BNP浓度作图。在使用不含BNP的样品校准标准图后，未知BNP浓度由外推线性曲线的x截距的绝对值进行测定。对于检测限(LOD)，将10个BNFP样品用作空白。CNT-TF传感器的LOD使用以下公式测定：LOD＝平均值+2×标准偏差

光学免疫测定与CNT-TF传感器之间的相关性

在CNT-TF传感器和光学免疫测定中均测试了在BNFP中稀释的含有0pg/ml、100pg/ml、500pg/ml、750pg/ml和1000pg/ml BNP的三份样品。将两种方法计算出的BNP浓度相互作图以辨别相关性。

临床试验

从中国阜外医院(Fuwai Hospital)的11名患者中收集了28份血浆样品。使用CNT-TF传感器和Alere Triage两者来测定每份样品中的BNP水平。绘制CNT-TF传感器与AlereTriage之间的相关性，以测定CNT-TF传感器的准确性。

NT-proBNP的检测

依循前述方案进行抗体固定和BSA封闭。使用识别NT-proBNP的第67至76位氨基酸的不同捕获抗体(24E11)。制备在BNFP中包含0pg/ml、100pg/ml、500pg/ml、1000pg/ml、2000pg/ml和4000pg/ml NT-proBNP的样品，共三份。使用前面提到的标准添加方法测定NT-proBNP样品的实验浓度。将NT-proBNP的实验浓度相对于其理论浓度进行作图。

结果

碳纳米管薄膜表征

图1a和1b分别示出了CNT网络的AFM(原子力显微镜)和SEM图像。单个CNT的尺寸为直径约1nm至10nm，长度约几微米。从AFM图像中可以观察到二氧化硅表面上高密度的CNT-TF(图1a)。图1c中的拉曼光谱示出了来自石墨状sp²杂化碳的G带与来自金刚石状sp³杂化碳的D带之间的10：1比值。这表明CNT具有高纯度、高结构完整性和低数量的表面缺陷。

设备制造和阻抗测量

图2逐步说明了CNT-TF传感器的制造。首先，将乙烯基胶带堆叠到PET表面上，并使用乙烯基切割器图案化，以形成用于电极的掩模(图2a和2b)。然后通过电子束蒸发器沉积40nm/200nm Cr/Au，并剥离掉多余的乙烯基，从而在PET表面上留下Au电极(图2c和2d)。接着，将矩形乙烯基掩膜堆叠到电极表面上以进行CNT-TF转移(图2e和2f)。在移除乙烯基掩膜后，在金电极上形成界限分明的CNT-TF矩形(图2g)。然后将具有四个室的PMMA顶盖对准在PET表面上，并将抗体固定在CNT-TF表面上(图2h和2i)。最后，添加封闭剂并测试了血浆样品中的BNP水平(图2j)。

本发明的传感器或即时检验(POCT)设备由两部分组成：一次性测试条(包括感测层和样品室层的生物传感器)和微型电子读出单元，类似于常用的血糖仪。如上所述，将测试条设计为两层结构。底层由低成本PET衬底上的全电免疫传感器阵列组成。将扩大的金属垫(Au、Ag、AgCl、Pd或其任意组合)放置在带的一端，以连接到读出电子设备。顶层包括四个将血浆引导至传感器表面的室。每个免疫传感器均由桥接一对金电极的CNT-TF组成。将识别并结合至BNP分子的第26位至32位氨基酸的单克隆抗BNP抗体(50E1)固定在CNT网络上。50E1抗体的解离常数计算为3.59nM。CNT表面上的BNP抗体结合事件调节了CNT的电导率，从而引起总电导系数呈线性比例变化。由于BNP结合后抗体的变形改变了掺杂效应(即，CNT与抗体之间的电荷转移)，或者由于CNT表面上的电荷再分布(例如，正电荷密度)引起的静电选通，因此可以调节电导率。

内部定制的读取器单元基于AC电势，并在以下参数内检测电流：(1)CNT电阻范围为2kΩ到10kΩ，(2)频率范围为80Hz至60,000Hz，其中增量为100Hz，以及(3)读取器的大小为4×6英寸。CNT/免疫测定条***读取器单元。读取器收集数据并将其传输到计算机屏幕，然后再进行数据分析。

CNT-TF传感器的表征

图3a示出了忽略Warburg阻抗影响的CNT-TF传感器的简化等效电路。该等效电路包括CNT-TF电阻(R_cnt)、等离子溶液电阻(R_sol)、金电极电阻(R_circuit)和双层电容器(C_dl)。R_cnt与R_sol和C_dl并联，因为CNT-TF为电子流动提供了替代途径。基于该等效电路，使用MATLAB代码拟合了测试的EIS谱(图3b)。使用lsqnonlin曲线拟合将虚部、实部和阻抗一起拟合到MATLAB代码中。图3b中完美拟合的奈奎斯特图(Nyquist plot)表明提出的等效电路充分模仿了CNT-TF传感器中的电化学。图3c示出了在传感器制备、50E1抗体固定、5％BSA封闭和BNP样品测试过程中CNT-TF传感器的奈奎斯特图。在每个步骤中半圆形的直径增加表明随着更多分子吸附到CNT-TF表面上，CNT-TF的电阻增加。在传感器制备和样品测试的每个步骤中，CNT-TF电阻值及其百分比都会发生变化。在样品孵育20分钟后，CNT-TF传感器达到饱和，表明所述传感器已准备好进行检测。20分钟的检测时间也在BNP的23分钟半衰期之内，表明所述传感器具有出色的响应时间。将在添加BNP后第5分钟、10分钟和20分钟的汇总的CNT-TF电阻(R_cnt)百分比变化用作检测信号。

光学免疫测定法与CNT-TF传感器的比较

标准添加是检测复杂基质如人血浆中未知浓度的分析物的非常有用的方法。首先通过光学免疫测定法验证了标准添加方法，认为所述光学免疫测定法是BNP检测的金标准。如图4a所示，使用光学免疫测定法对未知样品进行实验测定，其中包括815pg/mL的BNP，其相对于750pg/mL的理论BNP浓度有8.67％的误差。因此，可以得出结论：标准添加方法可以准确测定未知浓度的BNP，同时消除血浆基质中的背景信号。在该研究中，将已知量的BNP添加到疏水性PMMS上并干燥，然后添加未知样品。因此，BNP在与血浆接触后成功地重新溶解。

图4b说明了标准添加分析如何能够准确测定CNT-TF传感器上未知的BNP浓度。将BNFP添加到四个室中的一个中，以去除源自血浆的背景信号。其它三个具有未知(X)和加标的BNP样品(X+1000pg/mL和X+2000pg/mL BNP)的室示出了与BNP浓度的线性关系。从BNFP减去背景信号后，制备了自校准曲线，并通过将曲线外推到x截距来测定未知的BNP浓度(X)。在该实施例中，将BNP浓度测定为1061pg/mL，其与1000pg/mL的理论值有6％的误差。因此，再次证明标准添加方法对于CNT-TF传感器是有利的。其不仅可以用作测定未知浓度的BNP的校准曲线，还可以允许消除来自复杂血浆基质中的背景信号。

为了测定CNT-TF传感器的LOD，将10个不含BNP的BNFP样品作为空白进行测试。10次测试的平均值和标准偏差分别为3.24pg/mL和6.44pg/mL。然后将LOD测定为16pg/mL，与其它商业BNP监测技术如Alere Triage Pro^TM和Abbott i-Stat^TM相当。

接着，通过将CNT-TF传感器与光学免疫测定法进行比较来检查其准确度和精密度。血浆中测试的BNP浓度为0pg/mL、100pg/mL、500pg/mL、750pg/mL、1000pg/mL，在HF患者的临床相关范围内。将每个制备的BNP血浆样品分为两份，并在两个***中同时进行测试。图5示出了两种方法之间的线性相关性。决定系数(R²＝0.989)表明即使对于低浓度的BNP(100pg/mL)，也具有较高的准确度和灵敏度。两种方法的变异系数(CV)值均小于20％。

临床试验

CNT-TF传感器在临床试验中用现场患者血浆进行了进一步测试。为了参考的目的，将CNT-TF设备与Alere

***进行了比较，其中Alere

***是在中央实验室中用于监测BNP的成熟商业产品。从中国阜外医院的11名志愿者中抽取了28个静脉血样品，并进行离心以提取血浆。将每个血浆样品分为两份：一份用于CNT-TF传感器，另一份用于Alere

***。在患者血浆中的测试的BNP浓度范围为10pg/mL至4000pg/mL。图6示出了由CNT-TF传感器和Alere

***两者测量的BNP浓度之间的相关性。CNT-TF传感器与Alere

***之间的线性回归(0.95153；p<0.0001)表明性能相当。与Alere

***和其它现有的光学BNP夹心(捕获和检测抗体)免疫测定相比，CNT-TF传感器使用单一抗体进行BNP捕获，具有很高的固有灵敏度和对BNP抗体结合的直接响应。这些特性使CNT-TF传感器具有检测BNP的优势，而无需任何另外标记或扩增分子如荧光团或酶。此外，仅在发生BNP结合事件时才进行信号检测，无需洗涤。总而言之，与其它需要洗涤以消除假阳性信号的光学方法相比，当实施标准添加时，CNT-TF传感器表现出出色的灵敏度。

NT-proBNP的检测

最后，使用CNT-TF传感器来检测NT-proBNP，其是半衰期最短的浓度最低的HF生物标志物之一。如上所述，将NT-proBNP抗体(24E11抗体)附接至CNT-TF设备。这些抗体检测NT-proBNP的第67位至76位的氨基酸。使用BNFP中4000pg/mL、2000pg/mL、1000pg/mL、500pg/mL和100pg/mL的NT-proBNP的标准品来比较理论值和经验值。图7说明所述设备准确度很高，其中线性回归斜率为0.89。CNT-TF传感器准确地检测NT-proBNP的能力证实所述设备可用于检测其它生物标志物，包括检测其它HF生物标志物以及用于其它疾病和微生物感染的生物标志物。

实施例2-生物传感器***精密度的评估

方案：在至少20日(不一定是连续的工作日)内评估了生物传感器***的精密度，每个测试日两次运行，每次运行之间至少间隔两个小时，每次运行每个样品重复两次。基于该设计，每个样品获得共80个测量值(20日或更多日×每日2次运行×每次运行2个结果)。在整个测试过程中，在单一地点使用单一仪器。

在第1日早上，使用加标有500pg/ml BNP的新鲜制备的商业无BNP血浆样品进行第一次运行。在第1日下午，使用加标有500pg/ml BNP的另一新鲜制备的商业无BNP血浆进行第二次运行。在每次运行中测量重复两次。这种情况重复了另外19日。每个重复的EIS数据都记录在嵌套数据记录表中。

对最终结果进行方差分析(ANOVA)和不精密性分析，以评估***的精密度，表1示出了20日×2次运行×2次重复研究的双向嵌套方差分析。通过将日(day)的均方除以运行(日)的均方，得到的F值为1.24，所述值小于在0.05的显著性水平下的19个和20个自由度的P值2.12。通过将运行(日)的均方除以误差的均方，得到的F值为0.84，所述值小于在0.05的显著性水平下的20个和40个自由度的临界值1.84。总之，日内和运行内变化没有显著到足以影响***的精密度。

变异来源	SS	df	MS	F	P值
						日	125068.95	19.00	6582.58	1.24	2.12
运行(日)	106229.97	20.00	5311.50	0.84	1.84
						误差	252525.99	40.00	6313.15
总值	483824.90	79.00			Α＝0.05

表1：20日×2次运行×2次重复研究的双向嵌套方差分析生物传感器的准确度汇总在表2中，其示出了检测结果：BNP分析物的平均值为502.8pg/ml，％CV为15.56％。

表2：总的实验室内不精密度

本文引用的参考文献的相关部分通过引用并入。

Claims

1.一种用于检测流体生物样品中的目标分析物的生物传感器，所述生物传感器包括：

i)第一感测层，所述第一感测层包括在惰性衬底上的至少一对金属电极，其中所述电极通过在其表面上固定有分析物反应性化合物的导电桥来连接，其中所述导电桥包括以所述导电桥处的电化学信号变化或电信号变化响应目标分析物与所述分析物反应性化合物的结合的材料；以及可选的

ii)第二层，所述第二层包括用于在所述第一层上进行放置的一个或多个样品室，其中所述样品室适于接收流体样品并将所述样品引导至所述导电桥。

2.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述衬底包括热塑性聚合物衬底，并且所述电极包括碳、金、银、铂或其组合。

3.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述导电桥包括碳基材料、二氧化硅或二硫化钼(MoS₂)。

4.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述导电桥包括碳纳米管。

5.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述分析物反应性化合物选自寡核苷酸、单克隆或多克隆抗体、蛋白质或肽配体、受体、酶或底物。

6.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述分析物反应性化合物通过共价键、静电吸引、离子键、氢键或范德华力固定在所述导电桥上。

7.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述生物样品是选自血液、血浆、血清、唾液、尿液、眼泪、母乳、脑脊髓液、羊水和腹水的体液。

8.根据权利要求1所述的生物传感器，其包括将所述第一感测层电连接到检测设备的装置。

9.根据权利要求1所述的生物传感器，其包括电极阵列。

10.根据权利要求1所述的生物传感器，其包括连接到公共反电极的多个工作电极。

11.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述第二室层包括分支成两个或更多个样品室的单个入口，所述两个或更多个样品室将样品输送到所述第一感测层，以与连接所述电极的所述导电桥接触。

12.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述衬底包括上表面和下表面，并且电极位于所述上表面和所述下表面两者上。

13.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述生物传感器被封装在将所述生物传感器的所述第一层和所述第二层压缩在一起的保护壳中。

14.一种用于检测流体生物样品中的目标分析物的即时设备，所述即时设备包括：

i)生物传感器，所述生物传感器具有：第一感测层，所述第一感测层包括在惰性衬底上的至少一对金属电极，其中所述电极通过在其表面上固定有分析物反应性化合物的导电桥来连接，其中所述导电桥包括以所述导电桥处的电化学信号变化或电信号变化响应目标分析物的结合的材料；以及可选的第二层，所述第二层包括用于在所述第一层上进行放置的一个或多个样品室，其中所述样品室适于接收流体样品并将所述样品引导至所述导电桥；以及

ii)检测设备，所述检测设备与所述生物传感器形成电路，提供在一定频率范围内的电信号，并且适于在施加所述电信号时，使用电化学阻抗谱来检测在目标分析物存在的情况下所述导电桥处的电化学变化或电变化。

15.根据权利要求14所述的设备，其中所述检测设备施加80Hz至60,000Hz的频率范围内的电势小于50mV的电信号。

16.根据权利要求14所述的设备，其中所述检测设备施加200Hz至10,000Hz的频率范围内的电势为2mV至10mV的电信号。

17.根据权利要求14所述的设备，其中所述导电桥包括碳基材料、二氧化硅或二硫化钼(MoS₂)。

18.根据权利要求17所述的设备，其中所述导电桥包括碳纳米管。

19.根据权利要求14所述的设备，其中所述检测设备提供指示所述样品中存在或不存在目标分析物的输出。

20.一种检测患者样品中的目标分析物的方法，所述方法包括：

i)将样品施加到根据权利要求1所述的生物传感器上；

iii)使用电化学阻抗谱(EIS)基于所述电化学信号数据分析电导率、电阻和/或电容，并且当在所述样品不存在和存在的情况下所述阻抗或总电阻是不同的时，确定所述样品中目标分析物的存在。