(1)酶传感器。酶传感器的基本原理是用电化学装置检测酶在催化反应中生成或消耗的物质(电极活性物质)，将其变换成电信号输出。这种信号变换通常有两种，即电位法与电流法。

①电位法是通过不同离子生成在不同感受体上，从测得的膜电位去计算与酶反应的有关的各种离子的浓度。一般采用电极(NH3电极)、H+电极、CO2电极等。

②电流法是从与酶反应有关的物质的电极反应得到电流值来计算被测物质的方法。其电化学装置采用的电极是O2电极、燃料电池型电极和H2O2电极等。

如前所述，酶传感器是由固定化酶和基础电极组成的。酶电极的设计主要考虑酶催化反应过程产生或消耗的电极活性物质，如果一个酶催化反应是耗氧过程，就可使用O2电极或H2O2电极；如果酶反应过程产生酸，就可使用pH 电极。

固定化酶传感器是由Pt 阳极和Ag 阴极组成的极谱记录式H2O2电极与固定化酶膜构成的。它是通过电化学装置测定由酶反应生成或消耗的离子，由此通过电化学方法测定电极活性物质的数量，来测定被测成分的浓度。如用尿酸酶传感器测量尿酸，尿酸是核酸中嘌呤分解代谢的终产物，正常值为20 ～70mg/L，尿酸测定对于诊断风湿痛十分有助，在氧存在下，尿酸经尿酸酶氧化成尿囊素、H2O2和CO2。可采用尿酸酶氧电极测其O2消耗量，也可采用电位法在CO2电极上用羟乙基纤维素固定尿酸酶测定其生成物CO2，然后再换算出尿酸的含量。

(2)葡萄糖传感器。葡萄糖是典型的单糖类，是一切生物的能源。人体血液中都含有一定浓度的葡萄糖。正常人空腹血糖为800 ～1200mg/L，对糖尿病患者来说，如血液中葡萄糖浓度升高约0.17%时，尿中就出现葡萄糖。而测定血液和尿中葡萄糖浓度对糖尿病患者做临床检查是很必要的。现已研究出对葡萄糖氧化反应起一种特异催化作用的酶——葡萄糖氧化酶(GOD)，并研究出用它来测定葡萄糖浓度的葡萄糖传感器，如图9-1 所示。

图9-1　葡萄糖传感器

葡萄糖在GOD 参加下被氧化，在反应过程中所消耗的氧随葡萄糖量的变化而变化。在反应中有一定量水参加时，其产物是葡萄糖酸和H2O2，因为在电化学测试中反应电流与生成的H2O2浓度成比例，所以可换算成葡萄糖浓度。通常，对葡萄糖浓度的测试方法有两种：一是测量氧的消耗量，即将葡萄糖氧化酶(GOD)同定化膜与O2电极组合。葡萄糖在酶电极参加下，反应生成O2，由隔离型O2电极测定。这种O2电极是将Pb 阳极与Pt阴极浸入浓碱溶液中构成电池。阴极表面用氧穿透膜覆盖，溶液中的氧穿过膜到达Pt 电极上，此时有被还原的阴极电流流过，其电流值与含氧浓度成比例。二是测量H2O2生成量的葡萄糖传感器。这种传感器是由测量H2O2电极与GOD 固定化膜相结合而组成。葡萄糖和缓冲液中的氧与固定化葡萄糖酶进行反应。反应槽内装满pH 为7.0 的磷酸缓冲液，用Pt-Ag 构成的固体电极，用固定化GOD 膜密封，在Ag 阴极和Pt 阳极间加上0.64V 的电压，缓冲液中有空气中的O2。在这种条件下，一旦在反应槽内注入血液，血液中的高分子物质(如抗坏血酸、胆红素、血红素及血细胞类) 被固定化膜除去，仅仅是血液中的葡萄糖和缓冲液中的O2与固定化葡萄糖氧化酶进行反应，在反应槽内生成H2O2，并不断扩散到达电极表面，在阳极生成O2和反应电流；在阴极，O2被还原生成H2O2。因此，在电极表面发生的全部反应是H2O2分解，生成H2O 和O2。这时有反应电流流过。因为反应电流与生成的H2O2浓度成比例，所以在实际测量中可换算成葡萄糖浓度。

葡萄糖传感器已进入实用阶段，葡萄糖氧化酶的固定方法是共价键法，用电化学方法测量。其测定浓度范围在100 ～500mg/L。响应时间在20s 以内，稳定性可达100 天。

在葡萄糖传感器的基础上又发展了蔗糖传感器和麦芽糖传感器。蔗糖传感器是把蔗糖酶和GOD 两种酶固定在清蛋白戊二醛膜上。蔗糖由蔗糖酶的作用生成α-D-葡萄糖和果糖，再经变旋酶和GOD 的作用消耗氧和生成H2O2。

麦芽糖由葡萄糖淀粉酶或麦芽糖酶的作用生成β-D-葡萄糖，所以可用GOD 和这些酶的复合膜构成麦芽糖传感器。

(3)微生物传感器。微生物传感器与酶传感器相比，价格更便宜，使用时间长，稳定性较好。

当前，酶主要从微生物中提取精制而成，虽然它有良好的催化作用，但它的缺点是不稳定，在提取阶段容易丧失活性，精制成本高。酶传感器和微生物传感器虽然都利用了酶的基质选择性和催化性功能，但酶传感器是利用单一的酶，而微生物传感器是利用与多种酶有关的高度机能的综合即复合酶。也就是说，微生物的种类是非常多的，菌体中的复合酶、能量再生系统、辅助酶再生系统、微生物的呼吸及新陈代谢为代表的全部生理机能都可以加以利用。因此，用微生物代替酶，有可能获得具有复杂及高功能的生物传感器。

微生物传感器由固定化微生物膜及电化学装置组成，其基本结构如图9-2 所示。微生物膜的固定化法与酶的固定化法相同。

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图9-2　微生物传感器基本结构

由于微生物有好气(O2)性与厌气(O2)性之分(也称好氧反应与厌氧反应)，所以传感器基本结构也根据这一物性而有所区别。好气性微生物传感器是因为好气性微生物生活在含氧条件下，在微生物生长过程中离不开O2，可根据呼吸活性控制O2含量得知其生理状态。把好气性微生物放在纤维性蛋白质中固化处理，然后把固定化膜附着在封闭式O2极的透氧膜上，可做成好气性微生物传感器。把它放入含有有机物的被测试液中，有机物向固定化膜内扩散而被微生物摄取(称为资化)。微生物在摄取有机物时呼吸旺盛，氧消耗量增加。余下部分的氧穿过透氧膜到达O2极转变为扩散电流。当有机物的固定化膜内扩散的氧量和微生物摄取有机物消耗的氧量达到平衡时，到达O2极的氧量就稳定下来，得到相应的状态电流值。该稳态电流值与有机物浓度有关，可对有机物进行定量测试。

对于厌气性微生物，由于O2的存在妨碍微生物的生长，可由其生成的CO2或代谢产物得知其生理状态，所以可利用CO2电极或离子选择电极测定代谢产物。

(4)免疫传感器。从生理学知，抗原是能够刺激动物机体产生免疫反应的物质，但从广义的生物学观点看，凡是能够引起免疫反应性能的物质，都可称为抗原。抗原有两种性能：一是刺激机体产生免疫应答反应；二是与相应免疫反应产物发生特异性结合反应。抗原一旦被淋巴球响应就形成抗体。而微生物病毒等也是抗原。抗体是由抗原刺激机体产生的具有特异免疫功能的球蛋白，又称免疫球蛋白。

免疫传感器是利用抗体对抗原结合功能研制成功的，其结构原理如图9-3 所示。

图9-3　免疫传感器结构原理

抗原与抗体一经固定于膜上，就形成具有识别免疫反应强烈的分子功能性膜。由图9-3 可知，2、3 两室间有固定化抗原膜，1、3 两室间没有固定化抗原膜。对1、2 室注入0.9%生理盐水，当对3 室内导入食盐水时，1、2 室内电极间无电位差。当对3 室内注入含有抗体的盐水时，抗体和固定化抗原膜上的抗原相结合，使膜表面吸附了特异的抗体，而抗体是有电荷的蛋白质，从而使固定化抗原膜带电状态发生变化，于是1、2 室内的电极间有电位差产生。电位差信号放大可检测超微量的抗体。

(5)半导体生物传感器。半导体生物传感器是由半导体传感器与生物分子功能膜、识别器件所组成。通常用的半导体器件是酶光电二极管和酶场效应晶体管(FET)，如图9-4和图9-5 所示。因此，半导体生物传感器又称生物场效应晶体管(BiFET)。最初将酶和抗体物质(抗原或抗体)加以固定制成功能膜，去掉FET 栅极金属，把它紧贴于FET 的栅极绝缘膜上，构成BiFET。现已研制出酶FET、尿素FET、抗体FET 及青霉素FET 等。

(6)多功能生物传感器。在前面介绍的生物传感器是为有选择地测量某一种化学物质而制作的元器件。可是用这种传感器均不能同时测量多种化学物质的混合物。而像产生味道这样复杂微量成分的混合物，人的味觉细胞就能分辨出来。因此，要求传感器能像细胞检测味道一样分辨任何形式的多种成分的物质，同时测量多种化学物质，具有这样功能的传感器称为多功能生物传感器。

图9-4　酶光电二极管

图9-5　酶场效应晶体管

由生物学可知，在生物体内存在多种互相亲和的特殊物质，如能巧妙地利用这种亲和性，测定出亲和性的变化量，就能测量出预测物质的量，实现这种技术的前提是各亲和物质的固定化方法。例如，把对底物有敏锐特性的酶，用物理或化学的方法固定在天然或合成高分子膜上时，就可以用来识别元器件。除酶外，将生物中具有识别功能的合成蛋白质、抗原、抗体、微生物、植物及动物组织、细胞器(线粒体、叶绿体)等固定在某载体上也可用作识别元器件。

最初是用固定化酶膜和电化学器件组成酶电极，常把这种酶电极生物传感器称为第一代产品。其后开发的微生物、细胞器、免疫(抗体、抗原)、动植物组织及酶免疫(酶标抗原)等生物传感器称为第二代产品。目前又进一步按电子学方法论进行生物电子学的种种尝试，这种新进展称为第三代产品。