一、压电胰岛素-C肽微阵列免疫传感器研究（论文文献综述）
魏学玲[1]（2016）在《金黄色葡萄球菌压电免疫传感器检测方法研究》文中研究表明金黄色葡萄球菌在自然界中无处不在,因此污染食品的机会很多,由于金黄色葡萄球菌而引起的食物中毒事件屡见不鲜,仅次于大肠杆菌,此外,当生长环境适宜时,金黄色葡萄球菌所产生的肠毒素也严重危害人类健康。而目前金黄色葡萄球菌检测的主要方法是国标中的平板计数法,其工作量大,操作繁琐,且周期较长,需要3-5天。面对食品安全所受到的挑战,亟需建立一种简单、快速、灵敏、检出限低的检测方法。本文建立了一种基于免疫反应,利用压电传感器快速且灵敏的检测食品中金黄色葡萄球菌的方法。实验中,将抗金黄色葡萄球菌的鼠单克隆抗体修饰在石英晶振金电极表面作为生物敏感元件,并通过借助金标抗体达到对响应信号进行放大的目的,根据溶液中金黄色葡萄球菌含量的不同而引起的仪器响应值的变化,便可以实现对金黄色葡萄球菌的检测。实验结果表明,在适宜条件下,选取pH 5.0的醋酸-醋酸钠缓冲溶液作为偶联缓冲溶液将鼠单抗浓度稀释至0.30 μg/μL修饰在石英晶振金电极表面;采用粒径为30 nm的胶体金颗粒,最适pH为8.5,最适抗体固定量为1 mL胶体金溶液固定42μg的兔抗,以此制得的金标抗体作为仪器响应信号放大的材料;以磷酸盐吐温缓冲溶液（PBST）作为背景溶液,以60μL/min作为进样速度,对不同浓度的金黄色葡萄球菌进行检测,在菌体浓度为2.1 × 102-2.1 × 105 CFU/mL时,菌体浓度与仪器的响应值（ΔF,Hz）呈良好的线性相关,检出限为22 CFU/mL,对于单个样品的检测20 min即可完成。在特异性实验中,该电极对金黄色葡萄球菌表现出很高的特异性,对大肠杆菌0157:H7、沙门氏菌、阪崎肠杆菌、志贺氏菌几乎无交叉反应。为了验证该方法的实用性,对牛奶、猪肉、鸡肉、饺子进行了检测,并用传统的国标法进行了验证与对比,相关系数为0.9234,说明所建立的方法具有良好的准确性与实用性。本文所建立的检测方法操作简单,灵敏快捷,检出限低,可适用于大批量实际样品的快速检测。
王颖[2]（2013）在《高灵敏电化学核酸及核酸适体生物传感构筑及性能研究》文中指出本论文构筑得到了几种基于核酸及核酸适体的新型电化学生物传感器,实现了对核酸片段、凝血酶及三磷酸腺苷（ATP）的高灵敏检测。另外,利用电沉积方法制备得到新型钯纳米材料修饰电极,并对甲醇的电化学催化氧化性能进行了初步探索研究。1、基于靶标催化发夹状DNA组装和杂交链式反应策略,构筑了一种无酶、高灵敏电化学DNA生物传感器。电极表面固定发夹状DNA探针,待测体系中存在目标DNA时,发夹DNA打开,引发固定探针与另一个发夹状探针在电极表面的组装,同时释放出目标DNA。一个目标DNA分子可诱导多个发夹状DNA之间的组装。目标DNA催化发夹状DNA组装后,进一步利用杂交链式反应策略,引入信号探针,提高电化学DNA的检测灵敏度。该新型信号放大策略不涉及任何蛋白酶,针对目标DNA的检测限可达10-16M。2、基于纳米金溶出伏安法和核酸适体识别策略设计得到一种新型电化学凝血酶生物传感器。将两条浓度为1μM的凝血酶适体分别固定在磁性纳米颗粒和制得的具有特殊形貌的金纳米颗粒上。当凝血酶存在时,形成磁性纳米颗粒／凝血酶／金纳米颗粒的三明治结构,利用磁性分离,溶解金纳米颗粒,差分脉冲溶出伏安法检测金信号。这种生物传感器对凝血酶蛋白具有很高的特异性识别能力,其操作不仅简单,而且具有较高的灵敏度,检测限可达10-14M。3、基于均相电化学传感检测策略,设计得到了一种新型、简单、高灵敏检测三磷酸腺苷（ATP）的新方法。通过巧妙的设计包含ATP适体的发夹DNA, ATP存在时引发发夹DNA变构,加入Exonuclease Ⅲ切割标记有二茂铁的平末端3’端,释放ATP, ATP进入下一个循环,二茂铁与ITO电极之间发生电子转移,由此增大了电化学信号,实现了对ATP的检测,检测限可达1nM,避免了异向反应的复杂操作。4、基于一步电沉积方法制备得到新型钯纳米材料修饰电极。在盐酸溶液中,配置28.2mM PdCl2,采用电化学沉积的方法,通过改变沉积电位、沉积时间对钯纳米颗粒进行形貌调控,合成了表面是五角星状的新型钯纳米材料。在碱性溶液中,该新型钯纳米材料修饰电极对甲醇具有非常高的催化氧化能力。
杜朋[3]（2013）在《基于碳纳米管及石墨烯的电位型免疫传感器》文中指出碳纳米管（CNTs）和石墨烯（RGO）是两种新型碳材料,具有比表面积大,导热性和导电性好,化学性质稳定,机械强度高,并且具有生物相容性,因而在燃料电池、纳米电子器件、生物医药等领域具有非常广阔的应用前景。同时,CNTs和RGO可为生物分子识别和酶催化反应提供良好的微环境,是构建电化学生物传感器的优良电极材料,在生物传感技术研究领域中备受瞩目,尤其是最近已有报道的直立碳纳米管或碳纳米管阵列（ACNTs）,具有高度一致的空间取向、优良的电子传递性能和更高的吸附能力,对提高生物传感器的性能具有重要作用。本论文结合自组装单分子膜技术,利用重氮化法分别制备出基于碳纳米管阵列和石墨烯阵列的电位型免疫传感器,并与基于多壁碳纳米管-纳米金-壳聚糖纳米复合膜的电位型免疫传感器进行了比较。论文工作主要包括以下三个方面：（1）基于多壁碳纳米管阵列的电位型免疫传感器首先在金电极表面制备对氨基苯硫酚（4-ATP）和苯硫酚（TP）混合自组装单分子膜（MSAM）,然后利用重氮化法将多壁碳纳米管（MWCNTs）垂直的固定到修饰电极表面形成多壁碳纳米管阵列,再在其表面电沉积纳米金（GNPs）,最后结合抗体,并用牛血清蛋白（BSA）封闭未反应的活性位点,得到A-u/MSAM/MWCNTs/GNPs/Ab免疫传感器。采用循环伏安法、电化学交流阻抗法、红外光谱法、扫描电子显微镜等方法对修饰电极的制备过程进行了表征,并考察了pH值、温度,抗体溶液酸度等实验条件对电极性能的影响。在优化的实验条件下,检测不同浓度的小鼠IgG,检测结果显示,标准曲线斜率达到.18.1mV/decade,线性范围0.04～1.0×104ng/mL,检测下限为0.03ng/mL,相关系数r=0.9902。4支免疫传感器的一致性良好。（2）基于重氮化法固定石墨烯的电位型免疫传感器石墨烯（RGO）是目前导电性最好,机械强度最高,比表面积最大的纳米材料,生物传感器是RGO的重要应用领域之一。首先在金电极表面制备4-ATP和TP MSAM,然后通过重氮化法将RGO固定到修饰电极表面,再在其表面电沉积纳米金,最后结合抗体,并用牛血清蛋白封闭修饰电极中未被Ab占据的活性位点,得到Au/MSAM/RGO/GNPs/Ab免疫传感器。采用循环伏安法、电化学交流阻抗法对修饰电极的制备过程进行了表征,并考察了pH值、温度等实验条件对电极性能的影响。在优化的实验条件下,检测不同浓度的小鼠IgG,检测结果显示,标准曲线斜率达到..13.6mV/decade,线性范围1.0×10-3～4.0×102ng/mL,检测下限达到1.4×10-3ng/mL,相关系数r=0.9925。11支传感器电位响应斜率相近,其相对标准偏差为-2.6%,线性范围相同,检测下限基本不变,保存寿命达到5天。（3）基于多壁碳纳米管-纳米金-壳聚糖纳米复合膜的电位型免疫传感器利用MWCNTs的导电性、壳聚糖（CS）分散MWCNTs的性能和良好的成膜能力、CS中氨基与GNPs的亲和力以及戊二醛对壳聚糖的交联作用,首先在金电极表面制备具有三维网状结构的纳米复合膜（MWCNTs-GNPs-CS）,再电沉积GNPs,最后结合抗体,并用牛血清蛋白封闭修饰电极中未反应的活性位点,得到Au/MWCNTs-GNPs-CS/GNPs/Ab免疫传感器。利用循环伏安法、电化学交流阻抗法对修饰电极的制备过程进行了表征,并考察了pH值等实验条件对电极性能的影响,在优化的实验条件下,检测不同浓度的小鼠IgG,检测结果显示,标准曲线斜率达到18.5mV/decade,线性范围2.0x10-5～1.0×103ng/mL,检测下限达到2.0×10-5ng/mL,相关系数r=0.9958。11支传感器电位响应斜率5天。
刘海凤[4]（2012）在《基于二氧化钛纳米管的信号增强型电化学生物传感器研究》文中认为生物传感器是一门涉及化学、生物学、医学、物理学、电子技术等诸多领域的交叉学科,在工农业生产、临床医学、环境保护等诸多领域的应用有着广阔前景。近年来纳米技术的飞速发展,使生物传感器的发展也进入了新阶段,并产生了探究纳米材料在生物传感技术中的应用这一崭新的研究领域。与传统的生物传感器相比,纳米生物传感器表现出了更高的灵敏度以及其它许多优越的性能。本论文在综述了纳米材料和生物传感器的研究背景及其最新发展和应用的基础上,又着眼于纳米材料在生物传感器的应用方面的研究。制备了二氧化钛纳米管和金纳米粒子,尝试将其应于构建新型电化学传感界面,以期待制得更加稳定、灵敏的电化学生物传感器。具体内容如下：第一章综述了生物传感器和纳米材料的概念及其最新发展和应用,介绍了电化学生物传感器的原理及功能生物分子的固定化技术,在此基础上,还介绍了纳米技术在生物传感器中的应用。纳米技术引入生物传感器领域后,其化学和物理性质以及对生物分子的检测灵敏度大幅提高,检测的反应时间缩短了,最后简述了本论文的工作和意义。第二章主要是致力于制备出一种基于二氧化钛纳米管（TiNTs）阵列的多功能信号放大的电极界面,并将其应用于临床免疫检测常用模拟分析物一抗原的检测。首先是以阳极氧化法制备的二氧化钛纳米管阵列（TiNTs）作为免疫传感平台,通过共价键合作用将抗体分子固载于其上；以辣根过氧化物酶（HRP）标记的抗体修饰金纳米粒子作为免疫识别分子,用于构建电化学免疫传感器。实验结果表明,一方面,由于二氧化钛纳米管比一般的纳米材料具有更大的比表面积,固载在二氧化钛纳米管电极表面的免疫分析物的量远远大于平板电极；另一方面,金纳米粒子的使用增加了单位免疫反应引入的HRP量,同时金纳米粒子促进了固载在二氧化钛纳米管阵列电极上的HRP与溶液中H202的催化氧化还原反应。使其对H202的电化学信号明显增大。该传感器的线性范围100pg/mL～100μg/mL,检出限为10pg/mL。且在4℃下保存2个月后,对H202的响应电流,仅下降了28.3%。在第三章中,我创新性地在二氧化钛纳米管（TiNTs）阵列的管壁原位生成金纳米粒子（AuNPs）,构建了AuNPs/TiNTs电极,该电极界面为生物大分子的固定化和电子传递提供了理想的平台。首先在TiNTs的管壁吸附牛血清白蛋白（BSA）,作为“牺牲”模板,将氯金酸根（AuCl4-）通过静电吸附作用与BSA表面的正电荷基团结合,利用TiO2优良的光催化性能,通过紫外光照将Au3+还原为AuNPs,同时将蛋白质模板分解除去。本文采用SEM,XRD等表征技术对制备的AuNPs/TiNTs复合膜材料进行了表征,实验结果表明AuNPs已成功地修饰在了TiNTs表面,AuNPs的直径约为4nm；这些在TiNTs管壁形成的AuNPs,作为纳米级“金属导线”能够有效地促进血红蛋白（Hb）与TiNTs的直接电子转移。并基于该AuNPs/TiNTs电极界面,成功构建了H202传感器,实现了对H202的分析检测,线性检测范围为0.01mmol/L～0.16mmol/L,检出限为2μmol/L。
凌晨[5]（2011）在《可寻址电化学阵列免疫传感器的研究》文中研究指明利用电化学检测技术建立的电化学阵列传感器,具有易微型化、操作简便、功耗小、成本低、不受光程和样品浑浊度影响的特点,特别是与目前的机械加工技术的兼容性,使其在生物芯片发展中显示出诱人的应用前景。电化学阵列免疫传感器将高通量的电化学阵列技术与高选择性的免疫分析相结合,在临床诊断、药物分析、食品安全及环境分析等领域的有巨大的应用潜力。目前对电化学阵列免疫传感器的研究虽取得了一定的进展,但仍然存在一系列问题,主要表现在样品的制备、探针合成、分子识别物质的固定、传感器的分析性能和数据的读取与分析等几个方面。本论文的研究工作得到了国家自然科学基金“肿瘤标示物电化学微阵列传感器的研究,NO.20805028"的资助。其长期的研究目标是建立多种简单、高灵敏、可实现多种肿瘤标示物同时检测的电化学阵列免疫传感分析方法,研制有实用价值的纳米组装的电化学阵列免疫生物传感器。本论文的研究目的是探索在阵列电极上的可寻址固定化方法,解决因阵列电极微型化引发的点样困难的问题；发展具有生物兼容性的新型纳米传感界面,建立灵敏的电化学免疫分析方法。论文由引言和研究报告两部分组成。第一部分为引言,简单介绍免疫分析、免疫传感器以及阵列免疫传感器,着重阐述电化学阵列免疫传感器的制作、分类及纳米粒子在电化学阵列免疫传感器中的应用。第二部分为研究报告部分,由以下三部分组成：一、基于电化学重氮盐法和单信号抗体的可寻址电化学阵列免疫传感器的研究。以癌胚抗原（CEA）和甲胎蛋白（AFP）为分析模型,HRP标记的抗体作为信号抗体,构置了基于电化学重氮盐法和单信号抗体的可寻址电化学阵列免疫传感器,建立了检测肿瘤标示物的计时电流新方法。研究发现,电流密度值与待测物浓度对数在0.1～50 ng/mL范围内成正比,检测限分别为0.03 ng/mL （CEA）和0.05 ng/mL （AFP）。用该法检测肝癌病人血样中CEA和AFP,可获得与放射免疫法一致的结果。本工作仅使用一种信号抗体实现两种肿瘤标示物的同时检测,降低了标记成本；购置的阵列免疫传感器具有好的选择性、重现性和稳定性。二、基于电化学重氮盐法和电化学点击反应的电化学免疫传感器的研究。以IgG抗体为分析模型,HRP标记的二抗为信号抗体,构置了基于电化学重氮盐法和电化学点击反应的电化学免疫传感器,建立了测定免疫球蛋白抗体的计时电流新方法。催化电流与IgG抗体浓度对数在0.1 ng/mL～10 ng/mL范围内呈良好的线性关系,检测限为0.03 ng/mL。在研究工作的最后还探索了电化学点击反应的固定化方法的可寻址性。为实现阵列电极上抗原/抗体的可寻址固定提供了新的思路,为后续工作提供一定的实验基础。三、基于电化学点击反应的功能化碳纳米管组装的可寻址电化学阵列免疫传感器的研究。利用点击化学反应原理制得IgG功能化单臂碳纳米管（SWNTs）,并对功能化SWNTs进行表征。以IgG功能化SWNTs修饰电极为传感平台,以羊抗人IgG为分析模型,与HRP标记的羊抗人IgG竞争抗原,考察此功能化传感界面的分析性能。结果说明功能化碳纳米管的引入提高了传感器的灵敏度。构置了基于电化学点击化学的功能化SWNTs组装的可寻址的电化学阵列免疫传感器,建立了同时检测AFP、CEA和异常凝血酶原（DCP）的计时电流新方法。电流密度值与待测物浓度在0.01-0.1ng/mL范围内成正比,检测限分别为3pg/mL（CEA）、5pg/mL（AFP）和3pg/mL（DCP）。此固定化方法简单、快速,改善了第一个工作的不足；构建的阵列免疫传感器灵敏度高、交叉干扰小。本论文提出了电化学重氮盐法和电化学点击反应两种可寻址电化学固定化方法；利用可寻址电化学固定化方法实现了不同物质在阵列电极上的可寻址固定；构建了两种可寻址电化学阵列免疫传感器,用于多种肿瘤标示物物的同时测定；利用碳纳米管的信号放大作用,建立灵敏、快速的免疫分析方法。为恶性肿瘤的早期诊断提供一些基础性参考资料。
林向华[6]（2009）在《禽流感H5、H9亚型压电免疫传感器的构建及性能研究》文中认为背景:禽流感是由A型流感病毒引起的一种烈性禽类传染病。禽类感染病毒后,可表现为从无症状带毒到轻度呼吸系统疾病甚至急性致死性疾病等多种形式。我国主要以H5、H9亚型感染居多。H5亚型为高致病性禽流感,传播迅速,病程短,具有很高的毒力和致死性,感染家禽的病死率常常达到100%。H9亚型致病性也较强,可引起禽类轻微的呼吸道症状、产蛋下降和细菌感染。近年来禽流感发生的态势明显表现出发生频率加快,次数增多,范围扩大,反复发生,给世界各地造成了巨大的经济损失和社会影响;不仅如此,越来越多的证据表明,禽流感病毒还可以突破种间障碍,严重威胁到人类健康。因此,该病的快速诊断与防治被提到了前所未有的高度。压电免疫传感器是把抗原与抗体结合的特异性和石英谐振换能器对表面质量负载变化的高度敏感性相结合而发展起来的一种新型免疫传感器,是当前生物传感技术研究的热点之一。与传统血清学免疫方法相比,它具有仪器装备简单、灵敏度高、特异性强、检测快速、无需标记、操作简便、成本低廉、可野外检测等特点,目前已用于临床诊断、有害物检测等诸多领域的研究中。现有的禽流感检测技术耗时长、操作烦琐;国内外关于研制禽流感压电免疫传感器的报道并不多见,国内曾就禽流感抗原固定方法进行过研究。我们以禽流感各亚型相对应单克隆抗体作为压电免疫传感器的生物敏感材料,构建检测禽流感的压电免疫传感器,将提高检测的特异性,具有理论与实际的意义。目的:通过比较三种抗体固定方法构建的压电免疫传感器的条件和特性,筛选最佳方法,探索压电免疫传感器用于禽流感快速检测的可行性。方法:1.采用AT切型、直径5.0mm、双面镀金电极、基频为10MHz的压电石英晶体作为基体传感器,以禽流感H5、H9亚型单克隆抗体作为压电免疫传感器的生物敏感材料,用三种固定方法（戊二醛法、蛋白A法、巯基自组装法）固定抗体,构建禽流感压电免疫传感器。2.比较三种固定方法的优缺点,选择最佳方法和条件。3.用压电免疫传感器检测H5、H9亚型抗原,比较传感器的响应特性。4.对用戊二醛法构建的传感器进行重复性、线性范围及灵敏度、交叉反应、与鸡胚分离法对比的性能评价。结果: 1.戊二醛法:H5、H9亚型单克隆抗体的稀释度均为1:10时,可使压电免疫传感器达到最佳的抗体固定量,对H5和H9抗原溶液均有较好的响应特性。2.蛋白A法:H5、H9亚型单克隆抗体的稀释度均为1:5时可使压电免疫传感器达到最佳的抗体固定量,但此法若先固定抗体,则无法检测到抗原;如先进行抗原抗体反应再与蛋白A结合,可以达到定性检测的效果。3.巯基自组装法:H5、H9亚型单克隆抗体的稀释度均为1:10时可使压电免疫传感器达到最佳的抗体固定量,但构建的压电免疫传感器对抗原的响应特性很低。4.抗体固定量比较:巯基自组装法的抗体固定量最大,戊二醛法与蛋白A法的抗体固定量相当。5.戊二醛法构建的H5抗体传感器检测H5抗原的CV为14%、线性范围为1:2～1:40,相关系数为0.9894,与H9抗原无交叉反应;H9抗体传感器检测H9抗原的CV为21%、线性范围为1:10～1:160,相关系数为0.9832,与H5抗原无交叉反应;与鸡胚分离法比较,总符合率为91.7%。结论:以禽流感H5、H9亚型单克隆抗体作为压电免疫传感器的生物敏感材料,采用戊二醛法构建的压电免疫传感器性能最佳,可对禽流感抗原进行快速检测。构建的禽流感H5、H9压电免疫传感器的检测灵敏度、特异性、重复性和线性均满足检测要求,具有快速检测禽流感的应用前景。
侯安州[7]（2009）在《基于纳米晶PZT/压电石英的压电生物传感研究》文中研究指明压电陶瓷PZT具有压电系数高,而压电石英晶体具有频率稳定性高,抗外界干扰能力,以及动态响应特性好的优势,若能使二者有机结合,将有助于提高传统的以石英晶体作为敏感单元的压电生物质量传感器的谐振频率,从而提高灵敏度。为此,本文开展了纳米晶PZT/石英复合材料的压电生物传感器研究。为优化薄膜的制备工艺,研究了制备工艺流程对溶胶粒度分布、均匀性和稳定性的影响。采用改进的溶胶凝胶法,解决了PZT前驱体物的存放问题。使得PZT在较长时间后仍然可以保持纳米的数量级。考察了不同的基底对PZT薄膜结晶生长的影响。XRD分析结果显示,以非晶SiO2为基底的PZT薄膜其PZT结晶性较差。而以压电石英晶体作为基底生长的PZT薄膜则结晶性能良好,晶粒在纳米尺度时呈现籽形晶形态,在（110）晶面择优趋向生长,且表面形貌平整,结构致密。考察了不同的晶化处理方式对PZT薄膜结晶的影响,常规热处理和快速热处理方式下都能获得PZT纳米晶粒,且达到了几十纳米。但是快速热处理方式RTA得到的纳米晶粒更小,表面结构更具有致密性。本文还研究了在相同的晶化处理方式下,不同的浓度,不同的退火温度,不同的厚度都将对PZT薄膜的结晶性能造成的影响,以及这些影响因素对PZT/石英压电复合材料作为敏感单元时特征频率的影响。最后,对利用这种复合材料作为敏感单元制作的压电生物传感器进行了细胞测试,测试结果表明传感器的灵敏度获得了提高。
苗向敏[8]（2008）在《纳米材料在生物传感器中的应用及化学修饰电极的研究》文中研究指明纳米材料自出现之日起有着及其迅速的发展,不仅在其制备、表征、性能测试和加工方面取得了许多成果,而且其应用领域也在不断扩大。其中,纳米材料作为新颖的催化剂在化学化工领域方面起着举足轻重的作用,由于其表面活性多,作为催化剂,可大大提高反应速率,甚至使原来难以进行的反应得以顺利进行。目前,制备的多种纳米生物材料因为具有良好的生物相容性、可吸收性、无毒性和可蓄积性,在生物传感器方面有着广泛的应用。电化学生物传感器作为生物传感器的一种,由于其具有制造简单、灵敏度高、价格低廉和选择性好等优点,在食品工业、环境检测和临床医学等领域得到了广泛的应用。而探索先进的固定化技术和优良的固定材料是电化学生物传感器的研究和开发中最为重要和关键的工作。基于此,本论文发展了一些新颖的纳米材料来固载生物分子,并结合多种电化学方法,构建了几种新型的电化学生物传感器。化学修饰电极是当前电化学、电分析化学十分活跃的研究领域。在分析测定方面,化学修饰电极可利用电催化反应来提高测定的选择性和灵敏度。因此,化学修饰电极在过氧化氢、酚类物质等小分子的测定中也有着广泛的应用。本论文主要进行了以下两部分的研究工作:第一部分研究了纳米材料在生物传感器中的应用,分别描述了纳米金和纳米硫化镉在生物传感器中的应用。根据纳米材料大的比表面积、良好的导电能力和生物相容性,在生物传感器制备的改进方面起了很大的作用,也使生物传感器的性能有了很大的提高。第二部分研究了纳米材料应用在电极表面对过氧化氢（H2O2）的直接催化还原,克服了生物传感器由于修饰在电极表面的酶容易变质而使得电极寿命短的缺点,并且该方法较以前的报道来说传感器的灵敏度有了很大的提高。第一部分:研究了纳米材料在生物传感器中的应用1.利用纳米金溶胶（nano-Au）,戊二醛（GA）及牛血清白蛋质（BSA）构成新型生物复合固酶基质,将辣根过氧化物酶（HRP）固定于聚天青I（PAl）修饰的玻碳电极（GCE）表面,制得灵敏的过氧化氢（H2O2）生物传感器。同时,采用循环伏安法（CV）和计时电流法对该传感器的性能进行了研究。结果表明,该新型复合固酶基质可很好的保持固定化酶的催化活性,对H2O2的响应范围为3.0×10-6～8.0×10-3mol·L-1,检测限为1.2×10-6mol·L-1,该传感器将纳米金应用在电极表面,相比以前仅用聚合物修饰电极制备的生物传感器来说灵敏度有了很大的提高,并且该传感器具有良好的稳定性和选择性。2.采用层层自组装技术将带正电荷的硫堇（Thi）与带负电荷的纳米硫化镉（nano-CdS）固定在聚刚果红（PCR）修饰的玻碳电极（GCE）表面,然后利用纳米硫化镉（nano-CdS）大的比表面积来固定甲胎蛋白抗体,制得性能优良的新型免疫传感器。同时,利用循环伏安技术（CV）和交流阻抗技术（EIS）表征了电极整个自组装过程。也作了硫堇（Thi）吸附时间、吸附层数、抗原孵育时间和孵育温度对传感器响应的影响。研究测得峰电流与甲胎蛋白抗原在0.30～250.00ng·mL-1范围内呈良好的线性关系,检出限为0.12ng·mL-1。经实验研究证明,该方法具有高的灵敏度和优良的稳定性。3.首先采用电化学还原HAuCl4的方法在电极表面沉积一层均匀的带正电的纳米金（nano-Au）,从而增大电极的比表面积和响应信号,然后利用静电吸附的方法分别自组装负电性的纳米硫化镉（nano-CdS）和正电性的硫堇（Thi）,再通过Thi的氨基吸附一层nano-CdS来固定癌胚抗体,从而制得癌胚抗原免疫传感器。同时,通过循环伏安法（CV）和交流阻抗技术（EIS）考察了电极表面的电化学特性,并对该免疫传感器的性能进行了详细的研究。该免疫传感器线性范围为0.10～80.00 ng·mL-1,检测限为0.03 ng·mL-1,并且该电极制作简单,响应灵敏,用于实际样品的测定中令人满意。第二部分:化学修饰电极的研究4.采取自组装方法吸取5μL 0.02%的Nafion乙醇溶液滴涂于铂电极表面形成一层稳定的修饰膜,然后将修饰电极浸泡在纳米氧化铜（nano-CuO）的水溶液中,利用Nafion具有多孔的网状结构可以将铂,钯等纳米颗粒渗透进去的特点将纳米氧化铜修饰到电极上,制备出性能优良的H2O2传感器,实现了对H2O2的直接电催化。相对于生物传感器来说,该方法克服了修饰在电极表面的酶容易变质的缺点,并且该方法使得传感器的灵敏度有了很大的提高。研究结果发现,在优化的实验条件下,该生物传感器在1.5×10-7～9.0×10-3mol·L-1范围内对H2O2有良好的线性响应,检出限为6.0×10-8mol·L-1（S/N=3）。此外,该传感器具有较高的灵敏度和良好的重现性,在H2O2的测定方面有着很广泛的应用前景。
张波,府伟灵,蒋滢,张雪,徐世军,唐代华[9]（2007）在《插拔式压电肿瘤标志物微阵列免疫传感器的研制》文中研究指明以AT切型、基频10 MHz的金膜石英晶体作为换能器,通过螺旋检测池固定夹具构建一种新型插拔式压电石英晶体传感器,并组装成2×5型压电肿瘤标志物微阵列免疫传感器。研究了传感器的响应特性及参数。该微阵列传感器在甲胎蛋白（AFP）、癌胚抗原（CEA）、前列腺特异性抗原（PSA）和人绒毛膜促性腺激素（hCG）质量浓度分别为20640μg/L、1.5650μg/L、1.2550μg/L、2.5250 mIU/mL的范围内,压电石英晶体振荡频率偏移值对肿瘤标志物浓度均呈现良好的响应特性。应用微阵列传感器测定68例临床血清标本,结果与化学发光免疫分析法符合（相关系数分别为0.92、0.90、0.91、0.94）。该压电肿瘤标志物传感器微阵列具有结构简单、操作方便、稳定性好、灵敏度和特异性高,不需标记,能实时检测和重复使用等优点,可用于临床实验诊断,具有临床推广应用价值。
童忠强[10]（2007）在《新型生物分子固定技术及固定材料在生物传感器的应用》文中研究指明由于电化学生物传感器具有设计制造简单、灵敏度高、价格低廉、选择性好等优点，已被广泛研究并应用于食品工业、环境检测和临床医学等领域。然而，在电化学生物传感器的构建中，如何有效地利用生物分子固定技术及固定材料决定着生物传感器的稳定性、灵敏度和选择性等主要性能。基于此，本论文设计了一些新型生物分子固定技术、发展了一些固定材料来固载生物分子，结合各种电化学方法，研究了生物分子的电化学性质并制备了相应的生物传感器。1．利用二氧化锆溶胶-凝胶具有良好的生物相容性，可提供良好的微环境保持酶的生物活性，且纳米金与酶形成静电复合物后，能有效促进酶与电极表面的电子传递的原理，将辣根过氧化物酶（HRP）、二氧化锆溶胶-凝胶、纳米金按一定的比例混合，成功制备了以二氧化锆／纳米金溶胶-凝胶为载体的性能优良的过氧化氢生物传感。该生物传感器性线性范围为7.0μmol／L至3.9 mmol／L，检测下限为4.0μmol／L。本文还探讨了pH、工作电位、干扰物质对生物传感器的影响。2．采用层层自组装技术将带正电荷的聚阳离子PDDA与带负电荷的纳米金在聚邻苯二胺修饰的铂电极上进行层层组装，最后利用负电荷的纳米金静电吸附正电荷的血红蛋白（Hb），从而制得性能优良的过氧化氢生物传感器。本文探讨了pH、工作电位、温度对生物传感器的影响，在优化条件下，该生物传感器对H2O2在1.3μmol／L～1.4 mmol／L之间存在良好的线性关系，检测限可达0.8μmol／L。3．利用电聚合的无机氧化物ZrO2能够结合DNA上五碳端磷酸根的性质固定了小牛胸腺DNA（CT-DNA），再利用带负电荷的DNA静电吸附正电荷HRP分子的特性，从而制得了对H2O2有良好的催化响应的过氧化氢生物传感器。本固定方法的优点是DNA膜层为酶分子提供了良好的微环境并加快了辣根过氧化物酶与电极之间的电荷传递。本文探讨了pH、工作电位、温度对生物传感器的影响，在优化条件下，生物传感器对H2O2在3.5μmol／L～10 mmol／L之间存在良好的线性关系，检测限可达0.8μmol／L。此外，该固载方法也适用于其他生物分子的固载。4．采用循环伏安法共聚合ZrO2与HRP，制得了功能化的ZrO2-HRP薄层，通过原子力显微镜、交流阻抗等技术表明HRP分子均匀地分布在ZrO2-HRP薄层中，该薄层对H2O2具有良好的催化响应。本文探讨了pH、工作电位、温度对生物传感器的影响，在优化条件，该生物传感器对H2O2在20μmol／L～9.45 mmol／L之间存在良好的线性关系，检测限可达1.0μmol／L，米氏常数为8.01 mmol／L，这种采用无机氧化物共聚合生物分子的方法扩展了生物分子的固载方法。5．采用循环伏安法在金电极表面聚合2，6-二氨基吡啶，利用带正电荷的聚2，6-二氨基吡啶（PDD）吸附带负电荷的DNA分子，再通过DNA与Hb之间的静电作用吸附带正电荷的Hb分子，从而制得了性能良好的H2O2生物传感器。本文探讨了pH、工作电位、温度对生物传感器的影响，在优化条件，该生物传感器对H2O2在1.7μmol／L～3.0mmol／L之间存在良好的线性关系，检测限可达1.0μmol／L，米氏常数为0.8 mmol／L。
二、压电胰岛素-C肽微阵列免疫传感器研究（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、压电胰岛素-C肽微阵列免疫传感器研究（论文提纲范文）
（1）金黄色葡萄球菌压电免疫传感器检测方法研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 1 前言 |
| 1.1 金黄色葡萄球菌 |
| 1.1.1 金黄色葡萄球菌生物特性 |
| 1.1.2 金黄色葡萄球菌的分布 |
| 1.1.3 金黄色葡萄球菌的危害 |
| 1.1.4 金黄色葡萄球菌的检测方法 |
| 1.1.5 金黄色葡萄球菌食品中的限量标准 |
| 1.2 压电免疫传感器概述 |
| 1.2.1 压电传感器简介 |
| 1.2.2 压电免疫传感器的简介 |
| 1.3 胶体金免疫技术概述 |
| 1.3.1 胶体金简介 |
| 1.3.2 胶体金标记技术概述 |
| 1.4 论文的目的及意义 |
| 1.5 论文研究的内容 |
| 2 材料与方法 |
| 2.1 实验材料 |
| 2.1.1 实验菌株 |
| 2.1.2 主要药品与试剂 |
| 2.1.3 主要仪器设备及材料 |
| 2.1.4 主要试剂的配制 |
| 2.1.5 培养基的配制 |
| 2.1.6 待测实际样品 |
| 2.2 实验方法 |
| 2.2.1 胶体金溶液的合成 |
| 2.2.2 抗体的纯化 |
| 2.2.3 胶体金标记抗体的制备 |
| 2.2.4 石英晶振金电极的修饰 |
| 2.2.5 利用免疫压电传感器检测金黄色葡萄球菌 |
| 2.2.6 金黄色葡萄球菌的压电免疫传感器的性能评价 |
| 2.2.7 实际样品的检测 |
| 3 结果与讨论 |
| 3.1 胶体金溶液的合成 |
| 3.2 抗体的纯化 |
| 3.3 胶体金标记抗体的制备 |
| 3.3.1 胶体金标记抗体最适pH值的确定 |
| 3.3.2 胶体金标记抗体最适抗体量的确定 |
| 3.4 石英晶振金电极的修饰 |
| 3.4.1 石英晶振金电极包被捕获抗体的pH的确定 |
| 3.4.2 石英晶振金电极包被捕获抗体的抗体浓度的确定 |
| 3.4.3 石英晶振金电极的修饰 |
| 3.5 利用免疫压电传感器检测金黄色葡萄球菌 |
| 3.5.1 金黄色葡萄球菌菌体的准备 |
| 3.5.2 金黄色葡萄球菌检测过程中进样速度的确定 |
| 3.5.3 金黄色葡萄球菌的检测 |
| 3.6 金黄色葡萄球菌的压电免疫传感器的性能评价 |
| 3.6.1 特异性 |
| 3.6.2 再生性 |
| 3.7 实际样品的检测 |
| 3.7.1 实际样品的前处理 |
| 3.7.2 金黄色葡萄球菌压电免疫传感器的准确性评价 |
| 4 结论 |
| 5 展望 |
| 6 参考文献 |
| 7 攻读硕士学位期间发表论文情况 |
| 8 致谢 |
（2）高灵敏电化学核酸及核酸适体生物传感构筑及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 前言 |
| 1.1 生物传感器简介 |
| 1.1.1 生物传感器的定义及分类 |
| 1.1.2 生物传感器的工作原理 |
| 1.1.3 生物传感器的特点及应用 |
| 1.1.3.1 生物传感器在食品饮食中的应用 |
| 1.1.3.2 生物传感器在发酵工业中的应用 |
| 1.1.3.3 生物传感器在环境监测中的应用 |
| 1.1.3.4 生物传感器在医学中的应用 |
| 1.1.3.5 生物传感器在军事中的应用 |
| 1.2 DNA在生物传感器中的应用 |
| 1.2.1 DNA作为目标分析物 |
| 1.2.1.1 DNA生物传感器 |
| 1.2.1.2 DNA生物传感器的设计 |
| 1.2.2 DNA酶的应用 |
| 1.2.2.1 DNA酶在检测金属离子中的应用 |
| 1.2.2.2 DNA酶在检测蛋白质、细胞中的应用 |
| 1.2.2.3 DNA酶在检测单核苷酸多态性中的应用 |
| 1.2.3 DNA适体的应用 |
| 1.2.4 发夹DNA的应用 |
| 1.3 电化学生物传感器 |
| 1.3.1 电化学DNA生物传感器 |
| 1.3.1.1 电化学DNA传感器的基本原理 |
| 1.3.1.2 DNA杂交的电化学检测 |
| 1.3.2 基于核酸适体的电化学生物传感器 |
| 1.3.3 高灵敏信号放大策略 |
| 1.3.3.1 纳米颗粒放大信号策略 |
| 1.3.3.2 杂交链式反应(HCR)放大信号策略 |
| 1.3.3.3 靶标循环放大策略 |
| 1.4 电化学生物传感器前景与展望 |
| 1.4.1 电化学生物传感器的发展方向 |
| 1.4.2 电化学生物传感器的发展新趋势 |
| 1.5 课题意义及主要内容 |
| 第二章 基于靶标催化发夹状DNA组装和杂交链式反应构筑无酶超灵敏电化学核酸传感器 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 试剂与仪器 |
| 2.2.2 实验方法 |
| 2.2.2.1 金电极的预处理 |
| 2.2.2.2 DNA的固定和杂交 |
| 2.2.2.3 目标DNA引发杂交链式反应 |
| 2.2.2.4 电化学检测 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 实验原理 |
| 2.3.2 实验条件的优化 |
| 2.3.3 可行性表征 |
| 2.3.4 Fe(CN)_6~(3-/4-)在电极表面的电化学行为 |
| 2.3.5 HCR反应表征 |
| 2.3.6 灵敏性表征 |
| 2.3.7 选择性表征 |
| 2.4 小结 |
| 第三章 基于纳米金溶出伏安法进行凝血酶传感检测研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 试剂与仪器 |
| 3.2.2 实验方法 |
| 3.2.2.1 在磁性纳米颗粒上固定核酸适配体I |
| 3.2.2.2 在金纳米颗粒上固定核酸适配体 |
| 3.2.2.3 磁性纳米颗粒/凝血酶/金纳米颗粒三明治结构的制备 |
| 3.2.2.4 玻碳电极的预处理 |
| 3.2.2.5 凝血酶的检测 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 实验原理 |
| 3.3.2 金纳米颗粒的表征 |
| 3.3.3 实验条件的优化 |
| 3.3.3.1 沉积电位的优化 |
| 3.3.3.2 沉积时间的优化 |
| 3.3.4 对于不同浓度的凝血酶的检测 |
| 3.3.5 核酸适配体对凝血酶蛋白的特异性识别 |
| 3.3.6 三明治结构对凝血酶的检测限 |
| 3.4 小结 |
| 第四章 基于外切酶Ⅲ辅助靶标循环放大策略构筑新型均相电化学ATP传感器 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 试剂与仪器 |
| 4.2.2 实验方法 |
| 4.2.2.1 ITO电极的预处理 |
| 4.2.2.2 Exonuclease Ⅲ辅助的ATP检测 |
| 4.2.2.3 荧光检测 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 实验原理 |
| 4.3.2 可行性表征 |
| 4.3.2.1 电化学表征 |
| 4.3.2.2 荧光表征 |
| 4.3.3 实验条件的优化 |
| 4.3.3.1 发夹探针浓度的优化 |
| 4.3.3.2 反应时间的优化 |
| 4.3.4 灵敏性表征 |
| 4.3.5 特异性表征 |
| 4.4 小结 |
| 第五章 电沉积钯纳米材料制备及其电催化性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 试剂与仪器 |
| 5.2.2 实验方法 |
| 2.2.2.1 金电极的预处理 |
| 5.2.2.2 不同形貌钯纳米颗粒的制备 |
| 5.2.2.3 甲醇的催化 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 不同形貌钯纳米颗粒的SEM表征 |
| 5.3.1.1 HCl浓度对钯纳米颗粒形貌的影响 |
| 5.3.1.2 沉积电位对钯纳米颗粒形貌的影响 |
| 5.3.1.3 沉积时间对钯纳米颗粒形貌的影响 |
| 5.3.1.4 酸电解液种类对钯纳米颗粒形貌的影响 |
| 5.3.2 钯纳米颗粒X射线衍射(XRD)分析 |
| 5.3.3 钯纳米颗粒催化碱性甲醇 |
| 5.3.3.1 沉积电位的影响 |
| 5.3.3.2 沉积时间的影响 |
| 5.3.3.3 对比实验 |
| 5.4 小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读硕士学位期间发表的学术论文 |
（3）基于碳纳米管及石墨烯的电位型免疫传感器（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1. 绪论 |
| 1.1 电化学生物传感器简介 |
| 1.1.1 电化学生物传感器的应用 |
| 1.2 纳米材料在生物传感器中的应用 |
| 1.2.1 纳米金在生物传感器中的应用及制备方法 |
| 1.2.2 碳纳米管和石墨烯在生物传感器中的应用 |
| 1.2.3 壳聚糖在生物传感器中的应用 |
| 1.3 免疫传感器 |
| 1.3.1 电化学免疫传感器 |
| 1.3.2 免疫分子的固定 |
| 1.4 本论文的目的意义及主要研究内容 |
| 2. 基于多壁碳纳米管阵列的免疫传感器 |
| 2.1 实验部分 |
| 2.1.1 仪器与试剂 |
| 2.1.2 传感器的制备 |
| 2.1.3 免疫反应的检测 |
| 2.1.4 电化学表征方法 |
| 2.2 结果与讨论 |
| 2.2.1 基于多壁碳纳米管阵列和纳米金的免疫传感器制备过程的表征 |
| 2.2.2 修饰电极的电化学特性 |
| 2.2.3 基于碳纳米管修饰电极制备条件的优化 |
| 2.2.4 基于多壁碳纳米管阵列和纳米金的免疫传感器检测条件的优化 |
| 2.2.5 基于碳纳米管阵列免疫传感器对小鼠IgG的电位响应 |
| 2.2.6 免疫传感器的一致性 |
| 2.2.7 基于碳纳米管阵列免疫传感器的储存寿命 |
| 2.2.8 免疫传感器的再生性能 |
| 2.3 本章小结 |
| 3. 基于石墨烯的电位型免疫传感器 |
| 3.1 实验部分 |
| 3.1.1 仪器与试剂 |
| 3.1.2 基于石墨烯免疫传感器的制备 |
| 3.1.3 免疫分析方法 |
| 3.1.4 电化学表征方法 |
| 3.2 结果与讨论 |
| 3.2.1 基于石墨烯免疫传感器的电化学表征 |
| 3.2.2 表面活性剂的选择 |
| 3.2.3 修饰电极的电化学特性 |
| 3.2.4 石墨烯修饰电极制备条件的选择 |
| 3.2.5 检测条件对基于石墨烯的免疫传感器性能影响 |
| 3.2.6 氧化石墨烯传感器与石墨烯传感器性能对比 |
| 3.2.7 基于石墨烯免疫传感器电位响应性能 |
| 3.2.8 基于石墨烯免疫传感器的一致性 |
| 3.2.9 基于石墨烯免疫传感器的储存寿命 |
| 3.3 本章小结 |
| 4. 基于多壁碳纳米管-纳米金-壳聚糖纳米复合膜的电位型免疫传感器 |
| 4.1 实验部分 |
| 4.1.1 仪器与试剂 |
| 4.1.2 纳米复合膜免疫传感器制备 |
| 4.1.3 免疫分析方法 |
| 4.1.4 电化学表征方法 |
| 4.2 结果与讨论 |
| 4.2.1 纳米复合膜免疫传感器电化学表征 |
| 4.2.2 纳米复合膜修饰电极的电化学特性 |
| 4.2.3 pH对传感器性能的影响 |
| 4.2.4 纳米复合膜免疫传感器电位响应性能 |
| 4.2.5 纳米复合膜免疫传感器的一致性 |
| 4.2.6 纳米复合膜免疫传感器的储存寿命 |
| 4.2.7 传感器的检出限 |
| 4.3 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间发表学术论文情况 |
| 致谢 |
（4）基于二氧化钛纳米管的信号增强型电化学生物传感器研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 生物传感器 |
| 1.1.1 生物传感器的定义 |
| 1.1.2 生物传感器的结构 |
| 1.1.3 生物传感器的原理和特点 |
| 1.1.4 生物传感器的分类 |
| 1.1.5 电化学生物传感器的概述 |
| 1.1.6 制备生物传感器的生物分子固定化技术 |
| 1.1.7 生物传感器的发展历程和展望 |
| 1.2 纳米材料 |
| 1.2.1 纳米材料的定义 |
| 1.2.2 纳米材料的分类和特性 |
| 1.2.3 纳米材料在生物传感器方面的应用 |
| 1.3 本论文选题意义及研究内容 |
| 第2章 基于TiNTs阵列的信号放大电化学免疫传感界面 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验试剂 |
| 2.2.2 实验仪器 |
| 2.2.3 TiNTs的制备方法 |
| 2.2.4 AuNPs/Ab~*-HRP的制备 |
| 2.2.5 免疫传感器的制备 |
| 2.2.6 测试方法 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 XRD表征 |
| 2.3.2 场发射扫描电镜(SEM)和透射电子显微镜(TEM)表征 |
| 2.3.3 紫外表征 |
| 2.3.4 电极修饰过程的电化学交流阻抗表征 |
| 2.3.5 电化学检测 |
| 2.3.6 实验条件优化 |
| 2.3.7 免疫传感器性能测试 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 血红蛋白在TiNTs/AuNPs复合膜内的直接电化学和电催化 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验试剂 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.2.3 TiNTs的制备 |
| 3.2.4 Hb/AuNPs/TiNTs电极的制备 |
| 3.2.5 测试方法 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 场发射扫描电镜(SEM)表征 |
| 3.3.2 UV-Vis光谱表征 |
| 3.3.3 FT-IR光谱表征 |
| 3.3.4 电极修饰过程的电化学交流阻抗表征 |
| 3.3.5 直接电化学 |
| 3.3.6 不同扫速的循环伏安曲线 |
| 3.3.7 溶液pH的影响 |
| 3.3.8 Hb/AuNPs/TiNTs电极对H_2O_2的催化 |
| 3.3.9 计时电流响应 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
（5）可寻址电化学阵列免疫传感器的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 引言 |
| 1.1 免疫分析及免疫传感器概述 |
| 1.2 阵列免疫传感器及其研究进展 |
| 1.3 电化学阵列免疫传感器的制作及其分类 |
| 1.4 纳米材料在电化学阵列免疫传感器中的应用 |
| 1.5 本论文的选题背景、研究目的和研究内容 |
| 第2章 基于电化学重氮盐法和单信号抗体的可寻址电化学阵列免疫传感器的研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 试剂和仪器 |
| 2.2.2 阵列电极的制作 |
| 2.2.3 电化学阵列免疫传感器的制备及免疫分析 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 阵列电极的评价及电化学阵列免疫传感器的表征 |
| 2.3.2 电化学阵列免疫传感器同时检测CEA和AFP |
| 2.3.3 实验条件的优化 |
| 2.3.4 电化学阵列免疫传感器的性能评价及实际应用 |
| 2.4 小结 |
| 第3章 基于电化学重氮盐法和电化学点击反应的电化学免疫传感器的研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 试剂和仪器 |
| 3.2.2 电化学免疫传感器的构建 |
| 3.2.3 电化学免疫测定 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 电化学还原叠氮苯胺重氮盐及活性一价铜电生的表征 |
| 3.3.2 免疫传感器构建的表征 |
| 3.3.3 免疫传感器测定IgG抗体的可行性 |
| 3.3.4 条件优化及传感器性能评价 |
| 3.3.5 基于电化学点击反应的固定化方法在阵列电极上的应用 |
| 3.4 小结 |
| 第4章 基于电化学点击反应的功能化碳纳米管组装的可寻址电化学阵列免疫传感器的研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 试剂和仪器 |
| 4.2.2 免疫球蛋白功能化SWNTs的制备 |
| 4.2.3 炔基化AFP、炔基化CEA及炔基化DCP捕获抗体的制备 |
| 4.2.4 功能化碳纳米管组装的阵列免疫传感器的构建及免疫分析 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 功能化SWNTs的表征 |
| 4.3.2 以IgG功能化SWNTs为传感平台构建检测IgG抗体的免疫传感器 |
| 4.3.3 可寻址电化学阵列免疫传感器的分析性能 |
| 4.4 小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读硕士期间主要研究成果 |
（6）禽流感H5、H9亚型压电免疫传感器的构建及性能研究（论文提纲范文）
| 缩略词表 |
| 中文摘要 |
| ABSTRACT |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 |
| 致谢 |
（7）基于纳米晶PZT/压电石英的压电生物传感研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 压电生物传感器概述 |
| 1.2 压电生物传感器的应用 |
| 1.2.1 气相方面的应用 |
| 1.2.2 医学检验方面的应用 |
| 1.2.3 基因研究方面的应用 |
| 1.2.4 其它方面应用 |
| 1.3 压电生物传感器的原理 |
| 1.3.1 压电效应和压电材料 |
| 1.3.2 压电石英晶体生物传感器原理 |
| 1.4 本课题的研究内容 |
| 第二章 敏感单元的设计 |
| 2.1 压电陶瓷概述 |
| 2.2 PZT 的应用 |
| 2.2.1 超声波传感器 |
| 2.2.2 应力传感器 |
| 2.2.3 振动接触探针传感器 |
| 2.2.4 气敏传感器 |
| 2.2.5 微陀螺 |
| 2.2.6 热释电的红外探测器 |
| 2.3 PZT 的谐振特性 |
| 2.4 PZT 与压电石英结合 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 PZT 薄膜的制备工艺路线 |
| 3.1 PZT 薄膜的制备方法 |
| 3.1.1 金属有机化学气相沉积 |
| 3.1.2 磁控溅射 |
| 3.1.3 脉冲激光沉积 |
| 3.1.4 溶胶-凝胶法 |
| 3.2 原材料和工艺路线 |
| 3.2.1 实验试剂 |
| 3.2.2 主要实验仪器及设备 |
| 3.2.3 实验流程图 |
| 3.3 PZT 溶胶的粒度测试结果分析 |
| 3.4 晶化处理 |
| 3.5 差热和热重分析 |
| 3.5.1 热分析基础 |
| 3.5.2 PZT 干凝胶粉体的DTA 和TGA 分析 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 PZT 薄膜结晶的影响因素和表征 |
| 4.1 PZT 择优取向生长因素 |
| 4.1.1 衬底和电极材料的影响 |
| 4.1.2 热处理工艺的影响 |
| 4.1.3 其他工艺参数的影响 |
| 4.2 PZT 超细颗粒生长机理 |
| 4.3 薄膜的分析测试技术 |
| 4.3.1 X 射线衍射(XRD) |
| 4.3.2 原子力显微镜(AFM) |
| 4.3.3 薄膜的分析测试 |
| 4.4 不同基底上的XRD 和AFM 测试分析 |
| 4.4.1 不同基底的表面形貌分析 |
| 4.4.2 不同基底上PZT 的XRD 和AFM 分析 |
| 4.5 不同热处理方式的对比 |
| 4.5.1 CTA 和RTA 下的AFM 比较 |
| 4.5.2 RTA 处理下不同退火温度下的AFM 比较 |
| 4.5.3 PZT 薄膜不同层数的AFM 比较 |
| 4.6 本章小结 |
| 第五章 敏感单元测试 |
| 5.1 传感器装置 |
| 5.2 压电谐振的等效电路 |
| 5.2.1 压电晶体的等效电路和振荡频率 |
| 5.2.2 并联型石英晶体正弦波振荡电路 |
| 5.2.3 串联型石英晶体振荡电路 |
| 5.3 敏感单元谐振特性分析 |
| 5.3.1 快速与常规热处理敏感单元谐振性能 |
| 5.3.2 PZT 薄膜不同层数条件下的谐振性能 |
| 5.3.3 不同PZT 溶胶浓度下的谐振性能 |
| 5.4 细胞测试 |
| 5.5 本章小结 |
| 第六章 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读硕士学位期间发表的学术论文 |
| 上海交通大学学位论文答辩决议书 |
（8）纳米材料在生物传感器中的应用及化学修饰电极的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一部分 纳米材料在生物传感器中的应用 |
| 第1章 绪言 |
| 1.1 生物传感器 |
| 1.1.1 生物传感器的定义 |
| 1.1.2 生物传感器的结构 |
| 1.1.3 生物传感器的原理和特点 |
| 1.1.4 生物传感器的分类和命名 |
| 1.1.5 生物传感器的发展历程和展望 |
| 1.2 纳米材料 |
| 1.2.1 纳米材料的定义 |
| 1.2.2 纳米材料的分类 |
| 1.2.3 纳米材料的特性 |
| 1.2.4 纳米材料的制备 |
| 1.2.5 纳米材料的应用 |
| 1.3 展望 |
| 第2章 天青I和纳米金在H_2O_2生物传感器中的应用 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.4 结论 |
| 第3章 纳米硫化镉和硫堇在甲胎蛋白免疫传感器中的应用 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.4 结论 |
| 第4章 纳米金和纳米硫化镉在癌胚抗原免疫传感器中的应用 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.3 结果和讨论 |
| 4.4 结论 |
| 第二部分 化学修饰电极在分析化学中的应用 |
| 第5章 化学修饰电极 |
| 5.1 化学修饰电极的定义 |
| 5.2 化学修饰电极的分类 |
| 5.3 化学修饰电极的电催化 |
| 5.4 化学修饰电极在分析化学中的应用 |
| 5.5 展望 |
| 第6章 纳米氧化铜修饰铂电极对H_2O_2的直接电催化还原 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验部分 |
| 6.3 结果与讨论 |
| 6.4 结论 |
| 参考文献 |
| 作者部分相关论文题录 |
| 致谢 |
（10）新型生物分子固定技术及固定材料在生物传感器的应用（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一部分 综述 |
| 1 生物传感器的基本特点 |
| 2. 生物分子的固定 |
| 3. 生物传感器的发展历程 |
| 4. 生物传感器的发展趋势 |
| 5. 生物传感器的应用 |
| 参考文献 |
| 第二部分 实验部分 |
| 第1章 基于二氧化锆/纳米金溶胶凝胶膜固定辣根过氧化物酶的H_2O_2生物传感器的研制 |
| 1. 引言 |
| 2. 实验部分 |
| 3. 结果与讨论 |
| 参考文献 |
| 第二章 基于聚邻苯二胺上层层自组装PDDA/纳米金固定血红蛋白的新型过氧化氢生物传感器的研究 |
| 1. 引言 |
| 2. 实验部分 |
| 3. 结果与讨论 |
| 参考文献 |
| 第三章 基于二氧化锆/DNA固定辣根过氧化物酶的过氧化氢生物传感器的研究 |
| 1. 引言 |
| 2. 实验部分 |
| 3. 结果与讨论 |
| 参考文献 |
| 第四章 一种新型的固载生物分子的方法:电聚合二氧化锆掺杂辣根过氧化物酶分子的过氧化氢生物传感器的构建 |
| 1. 引言 |
| 2. 实验部分 |
| 3. 结果与讨论 |
| 参考文献 |
| 第五章 基于血红蛋白/DNA/聚2，6-二氨基吡啶过氧化氢生物传感器的研究 |
| 1. 引言 |
| 2. 实验部分 |
| 3. 结果与讨论 |
| 参考文献 |
| 作者部分相关内容题录 |
| 致谢 |
四、压电胰岛素-C肽微阵列免疫传感器研究（论文参考文献）
- [1]金黄色葡萄球菌压电免疫传感器检测方法研究[D]. 魏学玲. 天津科技大学, 2016(07)
- [2]高灵敏电化学核酸及核酸适体生物传感构筑及性能研究[D]. 王颖. 青岛科技大学, 2013(07)
- [3]基于碳纳米管及石墨烯的电位型免疫传感器[D]. 杜朋. 辽宁师范大学, 2013(08)
- [4]基于二氧化钛纳米管的信号增强型电化学生物传感器研究[D]. 刘海凤. 东北大学, 2012(05)
- [5]可寻址电化学阵列免疫传感器的研究[D]. 凌晨. 陕西师范大学, 2011(10)
- [6]禽流感H5、H9亚型压电免疫传感器的构建及性能研究[D]. 林向华. 广州医学院, 2009(07)
- [7]基于纳米晶PZT/压电石英的压电生物传感研究[D]. 侯安州. 上海交通大学, 2009(12)
- [8]纳米材料在生物传感器中的应用及化学修饰电极的研究[D]. 苗向敏. 西南大学, 2008(09)
- [9]插拔式压电肿瘤标志物微阵列免疫传感器的研制[J]. 张波,府伟灵,蒋滢,张雪,徐世军,唐代华. 分析测试学报, 2007(06)
- [10]新型生物分子固定技术及固定材料在生物传感器的应用[D]. 童忠强. 西南大学, 2007(06)