组成图示
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传感器类型
其他（光电二极管-FET生物传感器）
检测对象
黄曲霉毒素B1（Aflatoxin B1, AFB1）；样品基质：PBS缓冲液
检测原理
固定于硅光电二极管表面的AFB1–BSA偶联物与样品中的AFB1竞争结合金纳米颗粒标记抗体。AFB1浓度越高，表面结合的AuNP越少，经银增强后形成的不透明金属结构越少，对入射光的遮蔽越弱。光电二极管接收透射光并产生开路电压VOC；VOC随光强呈非线性变化，在接近暗点时变化陡峭，因此低浓度区仍具高分辨率。VOC作为p-MOSFET栅压，使漏源电流IDS随VOC增大而增大。最终IDS随AFB1浓度在0–15 ppb内线性增加，实现定量检测。
检测灵敏度
线性范围: 0–15 ppb；皮尔逊相关系数: 0.983；IDS 随 0–15 ppb 线性增加约 6 倍；5 ppb 间隔输出变化 10–20 μA
效应效果
该传感器在0–15 ppb范围内对AFB1实现定量检测，IDS随浓度线性增加约6倍，5 ppb间隔输出变化10–20 μA，皮尔逊相关系数0.983。与光电二极管光电流法相比，光电流在0–10 ppb低于1 μA且变化弱，只能给出约10 ppb的开关判断；VOC/IDS方案在低浓度区保持较高分辨率。作者指出光输入可避免pH、盐度和外部电噪声干扰，电输出无需大型光学仪器，适合低成本、便携的食品安全现场检测。文中以五个器件平均给出各点CV，但未报告具体RSD、实际样品回收率或与ELISA/HPLC/qPCR的定量对比。
传感器的构成
- 基底/换能器：SOI晶圆，p型Si衬底，n+/n−/p−/p+光电二极管，产生光生载流子并输出VOC
- 读出晶体管：SOI顶层p型Si中的p-MOSFET，栅极接光电二极管n侧，将VOC转换为IDS
- 金属电极：Au/Cr/Al叠层，用于光电二极管和MOSFET电极接触
- 表面活化层：氧等离子体处理生成–OH，APTES硅烷化引入氨基
- 交联层：戊二醛与NaBH3CN反应形成醛基，用于共价固定抗原
- 识别元件：Aflatoxin B1–BSA偶联物固定于表面，与样品AFB1竞争结合抗体
- 信号标记物：10 nm AuNPs标记AFB1单克隆抗体，结合后遮蔽入射光
- 信号放大层：银增强液A/B在AuNPs上沉积Ag，形成不透明金属结构
- 封闭剂：1% casein封闭未反应醛基
中文摘要
本文提出一种新型光电生物传感器，采用CMOS兼容硅光电二极管集成电路，用于高灵敏检测需要竞争法的小分子真菌毒素。器件将光电二极管连接到场效应晶体管（FET）栅极，使光照下光电二极管的开路电压（VOC）转换为FET的漏源电流（IDS）。传感方案利用样品溶液中的毒素分子与固定在光电二极管表面的毒素–牛血清白蛋白（BSA）偶联物，同金纳米颗粒标记抗体进行竞争结合，随后通过银增强在光电二极管表面形成不透明金属结构。由于VOC对入射光强呈非线性依赖，在低毒素浓度下（大部分入射光被阻挡）仍可保持较高信号分辨率。通过监测由VOC驱动的FET的IDS，实现了黄曲霉毒素B1在0–15 ppb范围内的定量检测。
英文摘要
We propose a new type of photosensitive biosensor with a CMOS compatible Si photodiode integrated circuit, for the high-sensitive detection of small mycotoxin molecules requiring competitive assay approach. In this work, a photodiode is connected to the gate of a field effect transistor (FET) so that the open circuit voltage (V(OC)) of the illuminated photodiode is transferred into the drain/source current (I(DS)) of the FET. The sensing scheme employs competitive binding of toxin molecules (within the sample solution) and toxin-BSA conjugates (immobilized on the photodiode surface) with Au-nanoparticle-labeled antibodies, followed by silver enhancement to generate opaque structures on the photodiode surface. By utilizing the non-linear dependence of the V(OC) on the light intensity, we can maintain a sufficiently high signal resolution at low toxin concentrations (with most of the incident light blocked) for the competitive assay. By monitoring the I(DS) of the FET whose gate is driven by the V(OC), quantitative detection of Aflatoxin B1 has been achieved in the range of 0-15ppb.