组成图示
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传感器类型
电化学生物传感器
检测对象
链霉亲和素（streptavidin）、前列腺特异性抗原（PSA）；样品基质：PBS缓冲液（未报告血清等实际临床基质）
检测原理
该传感器以SOI硅纳米间隙中的Cr/Au电极为换能器。金表面先固定生物素或cys3-蛋白G捕获的PSA抗体，作为识别元件。当链霉亲和素或PSA进入PBS缓冲液并与识别元件结合时，纳米间隙界面的分子组成和导电状态发生变化。作者提出两种机制：一是蛋白中酪氨酸、色氨酸等电活性残基在金表面发生法拉第电流；二是蛋白在电解质中导电性高于缓冲液，结合后部分填充纳米间隙，降低电极间电阻。Al2O3钝化层限制活性区，减少背景离子电流。1 V偏压下，I-V电流随结合事件增加，并随PSA浓度在100 fg/mL至100 ng/mL范围内近似线性变化。
检测灵敏度
线性范围: 100 fg ml−1–100 ng ml−1（1 V 偏压）；最低可检测浓度: 100 fg ml−1 PSA
效应效果
该传感器表现出良好的特异性：未修饰生物素的裸金表面加入链霉亲和素时无显著电流变化；在1 mg/mL BSA竞争结合实验中，非特异性蛋白未引起显著信号变化。器件尺寸可重复，34个器件的纳米间隙宽度分别为222±23 nm、166±23 nm和58±19 nm；9个器件的PSA响应以相对标准偏差表示。在约60 nm间隙中，链霉亲和素结合使1 V电流从2.8 nA升至5.0 nA，-1 V从-3.3 nA升至-4.0 nA；约140 nm间隙中电流从2.4 nA升至2.7 nA。1 ng/mL PSA使1 V电流从141 nA升至238 nA。论文未报告稳定性、实际样品回收率或与ELISA/HPLC/qPCR的直接对比，但作者认为该无标记纳米间隙平台可用于临床诊断、医学、基因组学和蛋白质组学。
传感器的构成
- 基底/换能器：硼掺杂p型(100)SOI晶圆，1 µm硅器件层与埋氧SiO2层，经KOH各向异性湿法刻蚀形成<60 nm硅纳米间隙，作为电学换能结构。
- 绝缘/钝化层：Al2O3 50 nm绝缘层与60 nm钝化层，覆盖表面并限定活性区，抑制背景离子电流。
- 电极：Cr 1.5 nm/Au 50 nm电子束蒸发金属电极，10 µm宽，提供电流通路和金表面固定位点。
- 表面活化：氧等离子体处理金表面，使其亲水，便于DMSO/PBS润湿和生物分子自组装。
- 识别元件（模型体系）：biotin-HPDP自组装于金表面，作为链霉亲和素的特异性识别元件。
- 识别元件（免疫体系）：cys3-protein G固定于金表面，通过Fc区定向捕获PSA单克隆抗体。
- 封闭剂：BSA 1 mg/mL封闭金表面，减少非特异性蛋白吸附。
- 信号层：链霉亲和素或PSA结合后改变纳米间隙界面导电/法拉第电流，无外源标记物。
中文摘要
本文报道了一种用于电学无标记检测生物分子相互作用的纳米间隙生物传感器。作者利用硅各向异性湿法刻蚀在绝缘体上硅（SOI）晶圆的器件层上制备纳米级间隙结构，通过控制初始窗口尺寸和沉积材料厚度，获得小于60 nm且可单独寻址的纳米间隙器件。器件由SOI硅基底、埋氧层、硅纳米间隙、Al2O3绝缘/钝化层和Cr/Au电极组成。金表面经氧等离子体活化后，分别用生物素-HPDP或cys3-蛋白G修饰，以固定链霉亲和素或PSA抗体。在PBS缓冲液中，当链霉亲和素与生物素或PSA与抗体结合时，纳米间隙电流增加；在1 V偏压下，电流变化与PSA浓度在100 fg/mL至100 ng/mL范围内呈比例关系。该传感器无需标记物或增强分子，有望用于临床诊断、医学、基因组学和蛋白质组学中的高灵敏无标记检测。
英文摘要
We demonstrate nanogap biosensors for electrical and label-free detection of biomolecular interactions. Parallel fabrication of nanometer distance gaps has been achieved using a silicon anisotropic wet etching technique on a silicon-on-insulator (SOI) wafer with a finely controllable silicon device layer. Since silicon anisotropic wet etching resulted in a trapezoid-shaped structure whose end became narrower during the etching, the nanogap structure was simply fabricated on the device layer of a SOI wafer. The nanogap devices were individually addressable and a gap size of less than 60 nm was obtained. We demonstrate that the nanogap biosensors can electrically detect biomolecular interactions such as biotin/streptavidin and antigen/antibody pairs. The nanogap devices show a current increase when the proteins are bound to the surface. The current increases proportionally depending upon the concentrations of the molecules in the range of 100 fg ml(-1)-100 ng ml(-1) at 1 V bias. It is expected that the nanogap developed here could be a highly sensitive biosensor platform for label-free detection of biomolecular interactions.