聚合物涂敷的上下电极面积不同的压电晶体传感器研究_博士论文.doc

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1、中文摘要 I 聚合物涂敷的上下电极面积不同的压电晶体传感器研究 中 文 摘 要 随着人们环保意识的加强和人类可持续性发展的需要，对各种能监测环境中 有毒有害物的传感器的需求越来越大。因此，开发和研究出新的性能更好、更加 经济实惠的传感器来满足社会不断增长的需要是广大的研究工作者义不容辞的责 任。 本文从研制有机磷毒剂（神经性毒剂的模拟剂）传感器的三个方面敏感材 料、器件结构、敏感特性及工作原理出发，设计了三种不同结构的器件；同时利 用导电聚合物对电信号的变化非常敏感的特点，创新性的将其与生物敏感的酶结 合在一起用作生化战剂的敏感材料，通过自行设计制作的压电晶体传感器、离子 敏传感器阵列、H离子

2、敏的电荷流动型场效应管等传感器，把其中的生物反应信 号、化学反应信号转换成电信号而读取出来。不仅在材料新颖性方面和器件的设 计和制作方面都有自己的独特之处，而且在敏感膜的制备和材料的敏感机理等方 面都有新的独到的发现。本论文主要涉及的研究内容包括如下几个方面： (1) 采用化学方法和电化学方法制备了电子聚合物（PEDOT）和电子聚合物酶膜。 发现化学方法制备的网孔状 PEDOT 膜具有较高的电导率；而采用电化学方法 制备的 PEDOT 胆碱氧化酶(ChOx)膜具有更好的活性和不同于 PEDOT 膜的特征 吸收波长，并找到了所制备的 PEDOT/ChOx 膜对底物胆碱的线性响应范围从 1.0 p

3、pm 到 51 ppm。 (2) 基于传统的离子敏器件（ISFET）的基础上，首次设计和制作出了阵列型的 离子敏场效应管传感器，优化出化学方法制备的适宜于 ISFET 传感器应用的 导电聚合物 PEDOT 膜和 PEDOT 固定化的胆碱酯酶膜。制备出了 PEDOT 固定化 的胆碱酯酶场效应管传感器，搭建了一种能用 ENFET 传感器进行敌敌畏 （DDVP）检测的测试系统，并对这种 ENFET 传感器的工作原理和敏感特性进 行了一系列研究。 (3) 基于传统的离子敏器件（ISFET）的基础上，首次自行设计和制作了阵列型 中文摘要 II 的 H离子敏的电荷流动型场效应管，通过在开槽敏感栅上电化学沉

4、积电子 聚合物 PEDOT 薄膜，来检测对 H的响应，发现这种 H离子敏的电荷流动型 场效应管对 H离子的灵敏度高达 0.955V/pH。并对其这种敏感机理进行了探 讨。 (4) 首次采用自组装的方法在压电晶体的银电极表面组装了聚乙烯吡咯烷酮 （PVP）的丁酰胆碱酯酶（BuChE）膜，对这种酶膜的特性用光电子能谱的方 法进行了表征，发现酶的组装给膜带来了生物活性，并且找到了这种膜对敌 百虫的线性响应范围从 4.25 ppm 到 21.25 ppm。 (5) 首次自行设计和制作了具有不同电极面积的压电晶体传感器，通过沉积具有 不同导电性的聚合物膜来筛选敏感材料，发现电导率高的电子聚合物膜对敌 敌

5、畏的毒剂环境具有更高的灵敏度，其线性响应范围从 6.5 ppm 到 25 ppm，并对其敏感机理和电学参量电容的模拟计算进行了研究。 基于上述研究，对 PEDOT 和胆碱酯酶所构成的生物电子材料在压电晶体传感 器、离子敏场效应管传感器、电荷流动型场效应管传感器等器件上的应用进行了 总结，并最后对所制备的传感器的进一步研究和应用作出了展望。 关键词：关键词：导电聚合物 PEDOT, 胆碱酯酶，有机磷农药，压电晶体生化传感器，离 子敏场效应管传感器，H离子敏电荷流动型场效应管传感器 ABSTRACT III ABSTRACT With the development of our society,

6、 more and more chemical sensors and biosenors for detection the poisonous contamination are needed. It is the duty of researchers to develop such chemical sensors and biosenors with good performance and low price. This dissertation focuses on the design and preparation of device structure for organp

7、hosphor (a simulatant of nerve regent), the fabrication and structural characterization of PEDOT and PEDOT immobilised enzymatic films, the sensitive properties and sensitive mechanism. The innovative ideas are as follows: 1.The conductive polymer poly (3, 4-ethylenedioxythiophene) (PEDOT) and PEDOT

8、 immobilized enzymatic films have been prepared by chemical and electrochemical methods. An network PEDOT film with high conductivity from chemical synthetic has been observered. But the PEDOT immobolized choline oxidase (PEDOT/Chox) films from electrochemical polymerization has displayed good activ

9、ity and an different wavelength from PEDOT film. The linear relationship between UV-Vis absorption intensity and choline concentration in a range from 1.010-6 to 5.110-5 M has also been obtained. 2.Based on the conventional ISFET, a novel array of twelve interdigitated ISFETs has been fabricated as

10、a set of devices that form a microsensor. The optimal conditions for chemical synthesis of conductive polymers PEDOT and PEDOT immobilized cholinesterase films suitable for ISFET sensor have been presented in the paper. The ENFET sensors have been fabricated by depositing moderate PEDOT immobilized

11、cholinesterase films on the gate area of ISFET. A system has been formed to detect the response of the ENFET sensors to o,o- dimethyl-o-2,2-dichlorovinyl phosphate (DDVP). The sensitive properties and sensitive mechanism for the ENFET sensors have also been discussed. 3.Based on the conventional ISF

12、ET, a novel charge-flow transistor (CFT) with high sensitivity for H+ ion (HCFT) detection has been designed. The structure of the sensor resembles a metal-oxide-semiconductor field-effect transistor ABSTRACT IV (MOSFET), but it contains polymeric poly (3, 4-ethylenedioxythiophene) (PEDOT) material

13、instead of a portion of metallic gate. The sensitivity of HCFT sensors is up to 0.955 V/pH in the pH range from 2.05 to 6.65. Modeling studies indicate that the high sensitivity for H+ ion can be attributed to the ratio of Ci /Cp. 4.Self-assembly films with different materials using 3-mercaptopropio

14、nic acid (MPA), Polyvinylpyrrolidone (PVP), and butylcholinestrase have been assembled layer by layer on the surface of siliver electrode of a conventional QCM to form piezoelectric biosensors. The films have been used to detect Dipterex atmosphere. A little response for PVP films, but a large incre

15、ase for films has been observed as a result of the reaction of Dipterex and BuChE. The piezoelectric biosensor with PVP/BuChE film has a linear response to Dipterex from 4.25 to 21.25 ppm. 5.Quartz crystal microbalances (QCMs) based sensor have been fabricated by modifying the geometry and size of e

16、lectrode to detect organophosphorus pesticide o,o-dimethyl-o-2,2-dichlorovinyl phosphate (DDVP). Both conductive and nonconductive polymers have been characterized on the surface of the modified QCM electrode. Operating at the resonant frequency ranging from 10-20 Hz, the QCMs coated with nonconduct

17、ive polymers, polyvinyl alcohol (PVA) and poly (acrylic acid) (PAA), are sensitive to DDVP. The results have shown that the resonant frequency range of QCMs increased by the coating of conductive polymers, poly(3,4-ethylenedioxythiophene) (PEDOT) and a copolymer of PEDOT with poly(styrene sulfonic a

18、cid) (PEDOT/PSS), which varies from 20-115 Hz and 18-60 Hz, respectively, are more sensitive to DDVP. The mechanism and corresponding equivalent circuit model of the QCM-based sensor are presented. The capacitance is calculated in the range of 0.199-0.194 pF for the PEDOT/PSS film and 0.198-0.187 pF

19、 for the PEDOT film. In the range of 6.5-32.5 ppm DDVP concentration, the response of the sensor coated with PEDOT is proportional to DDVP concentration . All in all, the conclusions of PEDOT and cholinesterase applied in piezoelectric sensor, ISFETs, and charge flow field-effect transistor have bee

20、n ABSTRACT V drawn and some outlooks of the sensors have also been made in the last chapter. Keywords: PEDOT, Cholinestrase, organphosphor pesticide, piezoelectricity bio 或在硅片上用制作集成电路的方法，把几种敏 感器件集成在一起，获得多功能的生物敏感场效应晶体管( BIOSFET)50-52。这些 FET 生物传感器具有如下优点: (1)因采用集成电路技术，可以实现生物传感器的超小型化，可直接植入 人体进行连续的实时测量。

21、(2)由于场效应管自身就可以实现由高阻抗向低阻抗的转换，从而避免了 以往离子选择性电极因输入阻抗过高而易感应外来噪声的缺点，并使 测试电路简化。 (3)生物活性材料的用量少。以青霉素 FET 生物传感器为例，其所需酶量 仅为 2. 5 104单位，这对于一些价值昂贵的生物活性材料而言意义 重大。 但作为微型化的生物传感器，FET 生物传感器仍需解决诸如封装技术、消毒、 安全、有效排除有机沉积物和校正等主要问题。 今后，随着 BLM(双层脂质膜)技术的发展。可以用电敏 BLM 代替 FET 的栅 极，由膜中载体引起的电荷累积造成电位变化，制成 BLM/FET 生物传感器53。 这些 BLM 膜具

22、有类似液态的动态结构，处于亚稳态，由它代替用 LB 技术制成 的处于固态的、刚性的层状结构，必将引起 FET 生物传感器的新发展。 1.1.2 压电生化传感器 压电生化传感器是利用压电晶体作为信号转换器，将生物活性物质（如： DNA、抗体/抗原、酶、微生物细胞等）作为识别分子，把生物、化学反应的高 选择性和压电石英晶体对质量变化的灵敏性结合在一起而形成的一种新型传感器。 通过压电介质激发的声波与周边环境的相互作用，传感器能将生化反应过程中石 英晶体表面和体系性状的变化转换为可定量检测的频率信号。它可分为质量响应 型和非质量响应型两大类。压电生物传感器具有以下特点：质量响应灵敏、特异 性高、简便

23、快速、样品无需标记、方法易于自动化、集成化。 1983 年 Giuilbault 等人54报道了一个检测甲醛气体的酶压电晶体生物传感器， 它是在一个基频为 9MHz 的切割石英晶体表面涂上一薄层甲醛脱氢酶及辅酶因子 而制成。当通入含有甲醛的空气时，晶体表面发生以下反应: 电子科技大学博士学位论文 4 酶 + 辅酶因子甲醛复合物 产物 如果控制反应时间在 1 min 以内，则仅有复合物而无产物形成，石英晶体的 频差只取决于吸附在晶体上的甲醛的质量并与空气中甲醛浓度相关。该生物传感 器具有较好的选择性，常见的醇、醚不干扰甲醛的测定。Yasushi 等人55报道了 检测乙醇和 James56报道了检

24、测二氧化碳的压电晶体生化传感器，这两种物质含 量的检测在临床医学中具有重要意义。 由于免疫反应的特异性、抗体一抗原结合物的异常稳定性及抗体(或抗原)的 分子量较大，这些优点正好满足了压电晶体生物传感器的要求，并使得免疫压电 晶体生物传感器已成为压电晶体生物传感器发展的主流。Prusak -Sochaczewski 等人57研制了一个可检测生物悬浮液中的鼠伤寒沙门氏菌的压电晶体免疫生物传 感器。此外，检测细菌的免疫压电晶体生物传感器也有报道58-59。 压电晶体生物传感器具有较高的灵敏度( ng 级)、较好的选择性及响应快速 等特点，既能用于液相环境又能用于气相环境，并有可能发展成无线遥测式生物

25、 传感器60。今后，随着免疫酶技术在压电生物传感器上的应用，以及无线遥测压 电生物传感器研究的深入，压电生物传感器将成为生物传感器中最活跃的领域之 一。 1.1.3 光纤生化传感器 光学生物传感器不但可以高灵敏地检测生物样品的吸光及化学发光，还可以 进行精细免疫化学分析。使用光电设备可制备微小型、综合型的廉价光学生物传 感器。光学生物传感器中发展最迅速的是光纤型生物传感器，它除灵敏度高、尺 寸小、制作使用方便外，还在于检测中不受外界电磁场的干扰。光纤化学传感器 是指安装在光纤端部（FOCS）的试剂相装置, 如果将 FOCS 的试剂相换成生物活 性物质, 如酶、DNA 或 RNA 片段、抗原抗体

26、、微生物、组织和细胞器等就构成 了光纤生物传感器。生化反应所导致分子探针的光学性质(光的波长、光强、偏振 或折射等性质)的变化会通过光纤反馈至监测系统, 由计算机自动显示或打印结果。 自从 1980 年 Peterson 等人61报道光纤 pH 生物传感器以来，由于具有非电特 征、机械柔韧性和不必采用麻烦的参比电极等的诸多优点，光纤生物传感器发展 较为迅速。1997 年 Marazuela 等人62报道基于荧光指示剂的光纤 pH 生物传感器， 第一章 绪论 5 展示了光纤生物传感器在人体内应用的前景。Xie 等63描述了一种基于用 8-羟基 芘-1,3,6-三磺酸钠(HPTS)作为指示剂的荧光

27、光纤尿素传感器。陈坚等64选用芘丁 酸(PBA)等脂溶性荧光试剂作为分子探针,加入符合设计要求的固相支持剂和增塑 稳定剂,采用溶剂挥发铸膜法制备 0.11mm 厚度的膜片,装置在石英光导纤维端部即 形成芘丁酸光纤化学膜传感器(PBA-FOCS)65-66。美军在 1986 年生物战防护研究 计划中证实用光纤生物传感器可检测病毒和细菌战剂67-68，他们使用抗体或受体 光纤波导生物传感器来检测生物毒素和病原微生物，15 min 即可得出结果。这种 光纤免疫生物传感器不仅体积小，而且可远距离操作。这种新型光纤免疫生物传 感器有着无限的应用前景。 1.1.4 声表面波生化传感器 声表面波(SAW)器

28、件是一种新型的声学压电器件，它是利用压电效应和逆压 电效应把声波在压电晶体表面传播的变化转换为电信号而被检测的。压电晶体中 的粒子在受到外界应力(剪切力和压缩力)的作用下发生弹性振动，振动以声波的 形式在固体表面或体内传播。由于压电效应的存在，可以利用金属换能器把电信 号转换为相应(幅度和频率)的声波信号，然后利用逆压电效应通过接收换能器把 声波重新转换为电信号。 当 SAW 器件暴露在某种环境下，由于声波的传播受到环境因素(如湿度、温 度、压力、质量、粘度等)的影响，导致声波的波速(频率或相位)发生了变化;或者 说在某种程度上改变了声波的传播路径(相位)，最终体现在接收到的信号和输入 的信号

29、之间的差异上，这就是声表面波传感器的最基本的工作原理。声表面波器 件主要是通过在压电晶体基片上制作插指电极(IDT )来实现声电信号之间的转换。 1979 年，Wohltjen 和 Dessy69发表了 1 篇将 SAW 器件用作气体传感器的论 文，他们提出采用 ST 切石英或 LiNbO3 的声表面波（SAW）器件来检测气相色 谱。此后，有关 SAW 气体传感器的研制工作逐渐兴起，可检测气体的种类也越 来越多70-75。目前美国国家环境保护组织己经把 SAW 气体传感器作为环境监测 的手段之一, 己经产品化的 SAW 化学传感器包括湿度传感器76-77、和液体传感 器78-79。另外，W.

30、Welsch 等80在 1997 年就己经成功把声表面波传感器应用到免 疫检测中去，传感器工作频率为 345MHz,检测血清中免疫球蛋白（IgG）的浓度， 灵敏度为 112.SkHz/(ng mm-2)，检测限为 35pg。目前，声表面波生物传感器的研 电子科技大学博士学位论文 6 究还处在初级阶段，由于它所表现出来的其它传感器所不能具有的高灵敏度，在 今后一段时期一定会有较快的发展。 1.2 本论文选题的目的与意义 根据上面的所综述的四种生化传感器的现状与发展趋势，结合本实验室的实 验条件和前面课题所积淀的经验以及研究项目 “电子聚合物酶电极生物传感器 的研究” 的要求。本论文围绕着电子聚合

31、物材料和电子聚合物生物敏感材料的 制备与表征、电子聚合物膜和电子聚合物生物敏感膜的制备，选择场效应管器件 和压电晶体器件作为基础器件。在这些器件的设计与制备、传感器敏感特性的测 试等方面作了一系列的研究，旨在通过选择与制备先进的材料、设计与制作出新 的器件以期得到高灵敏、高选择、高稳定的生化毒剂传感器来满足临床诊断、工 业生产、环境保护、军事探测等方面的要求。本课题根据当今愈来愈烈的生化恐 怖事件的形势，采用当前处在前沿应用研究领域的电子聚合物材料来制作具有生 化敏感的膜和生化传感器既符合当前形势的需要，又能对电子聚合物在传感器应 用方面的研究作出一点贡献。开展这一课题的研究不仅对新材料在理论

32、方面的发 现具有重要的科研价值，而且对保护人们特别是战士的生命财产安全具有重要的 社会价值。 1.3 论文的主要工作内容 第一章 绪论 主要综述了生化传感器在场效应管、压电、光纤、声表面波等方面的国内外 研究现状及发展趋势。 第二章 离子敏场效应管和压电晶体生化传感器结构和工作原理 描述了常用的离子敏场效应管和压电晶体微天平的结构特点，并对它们用作 传感器的工作原理进行了总结。 第三章 电子聚合物膜及电子聚合物固定化酶膜的制备与表征 通过对电子聚合物膜和电子聚合物固定化酶成膜条件的研究，找到了它们最 佳的成膜条件如下： 1. 制备导电聚合物膜的最佳聚合反应条件为：单体与氧化剂的摩尔比 为 1：

33、4， 反应温度 5 ; 反应时间 35 min。 第一章 绪论 7 2. 采用导电聚合物 PEDOT 固定化的丁酰胆碱酯酶膜涂敷在 pH 复合电极的表面， 通过对底物氯化乙酰胆碱水解情况的研究，发现这种方法制备的固定化酶膜 每平方毫米含 0.228 U 的酶时具有最好的活性。 第四章 电子聚合物固定化的胆碱氧化酶膜的制备及性能测试研究 通过比较化学聚合和电化学聚合法制备的导电聚合物固定化的 PEDOT/Chox（胆碱氧化酶）酶膜，发现用电化学方法制备的 PEDOT/Chox 酶膜中 的酶在其表面因拥有许多的亚胺基而具有更好的活性，表面上存在的这些功能基 团大大的提高了膜的敏感特性；同时，由于酶

34、的掺入使得导电聚合物 PEDOT 的链 长增加而具有不同的特征紫外光谱，利用本方法制备的 PEDOT 膜的紫外光谱的特 征峰位置在 286nm, 而掺酶的 PEDOT/Chox 膜的紫外光谱的特征峰位置在 293nm 红 移了 7nm。由于厚度的增加使得紫外光谱的吸光度大大增加而用在胆碱的检测等 方面，成功的检测了三种胆碱饲料，其相对误差都在 5%以内。 第五章 电子聚合物基酶场效应管生物传感器的性能研究 通过在自己设计的耗尽型 NMOS 管的栅区位置沉积电子聚合物 PEDOT 固定化 的胆碱酯酶膜来检测这种场效应管对有机磷毒剂敌敌畏的响应。得到其浓度响应 的线性范围从 7.2610-6mol

35、/L 到 2.3210-3mol/L，响应时间在 25 秒左右。 第六章 H离子敏的电荷流动型场效应管传感器的特性研究 设计和制作了一种新型的对 H+具有较大的敏感度的电荷流动型场效应管。通 过在栅极开槽部分电沉积导电聚合物 PEDOT 膜。发现不同浓度的 H+诱导生成的 PEDOT 膜具有不同的结构，使得膜中具有不同的 H+通道数。通过建立一个等效电 路模型成功地解释了这种电荷流动型场效应管对 H所表现出的较高的灵敏度,并 通过对两个电容进行测试，验证了它的高灵敏性。 第七章 敌百虫压电晶体生物传感器的制备与性能测试研究 采用自组装法制备了一种新型的聚乙烯吡咯烷酮（PVP）膜固定的丁酰胆碱

36、酯酶（BuChE）的压电晶体敌百虫生物传感器。发现当敌百虫的浓度在 6.54 - 32.7 ppm 的浓度范围内，BuChE-PVP 膜压电晶体生物传感器的频率变化与敌百虫 浓度有良好的线性关系。通过对 BuChE-PVP 传感器进行的样品检测和干扰实验证 明，相对标准偏差不超过 5%，比敌百虫浓度高十几倍的 CO、NO2、H2S、SO2等大 气中主要污染气体对其几乎没有影响。 第八章 电极形状修饰的敌敌畏压电晶体传感器的制备与性能测试研究 设计了一种上下电极面积不一样的压电晶体传感器，通过在其电极较小的一 面涂敷导电性和非导电性的聚合物膜来检测它们对敌敌畏气氛的响应情况。结果 电子科技大学博

37、士学位论文 8 表明电导率越高的聚合物 PEDOT 膜对敌敌畏越敏感。并从敌敌畏与 PEDOT 膜相互 作用的关系方面进行了解释。同时通过对等效电路的分析计算了导电性的聚合物 与敌敌畏相互作用过程中其电容的变化情况。还对它的应用等方面进行了研究。 最后，对本课题所从事的电子聚合物固定化的酶电极生物传感器的研究进行 了总结；并对本课题以后阶段更进一步的研究和应用的前景进行了展望。 第二章 离子敏场效应管和压电晶体生化传感器的工作原理及制作 9 第二章 离子敏场效应管和压电晶体生化传感器的工作原理及制作 生化传感器的基本结构如图 2-1 所示，它是利用酶(酵素)或其它敏感材料作 为生化传感器的敏感

38、构件，把产生的各种生化反应通过适当的换能器转化为可以 检测的电信号、光信号、声信号的一种装置或系统。要了解这类传感器除了要了 解其特殊器件的特殊的工作原理之外，对其基础的原理部分更应该首先掌握。所 以，本章主要阐述离子敏和压电晶体生化传感器的最基本的工作原理。 图 2-1 生物传感器的基本构成 2.1 生物传感器的生物反应基础 构成生物传感器的生物活性材料有酶、抗体、微生物、组织等等。但是由于 抗体、微生物、组织等生物活性材料在制作的成本、工艺过程的难易、活性成分 的流失性等方面存在的种种问题，相对来说，酶在生物传感器中的应用无论是从 广度还是从深度上都是生物活性材料中关注最多者之一。因而本研

39、究中所用的生 物活性材料除特殊说明外，都是指酶。 2.1.1 酶分子的构成 绝大多数的酶都是蛋白质，与其它蛋白质相同，酶分子也是由 20 种氨基酸组 成。有些酶只有一条肽链，有些酶则有两条肽链，还有些酶是由三条肽链组成。 电子科技大学博士学位论文 10 几乎所有的酶分子中都含有NH3+, -COOH, -SH, -OH 等功能基团81-83。但并不 是所有这些功能基团都与酶的活性有关，只有某些特定的功能基团才与催化作用 直接相关，这种与酶的催化作用直接相关的化学基团叫做酶的必需基团。酶的特 定的必需基团不仅有特定的组成而且还在空间具有一定的位置及相对取向。 酶的活性部位可以认为是由结合部位和催

40、化部位所组成。结合部位负责与哪 种底物相结合，因而它决定了酶的专一性84-85。催化部位负责酶的催化反应，因 而决定了酶的高效催化性86-87。酶的结合部位由于底物的种类和性质不同所包含 的氨基酸的种类和数目可以相差很大。 在所有已知结构的酶中，活性部位通常处于酶分子所含的裂缝或裂隙结构中。 裂缝或裂隙间的非极性结构有利于酶与底物分子相结合，并排除水分子的进入。 但是当水分子本身也参与反应时，裂缝中与会含有必要的极性基团。总之，酶分 子中的裂缝或裂隙构成了特殊的对催化反应来说非常必要的微环境88-89。 2.1.2 酶与底物结合的机理 酶对它所催化的反应以及在底物选择上都具有高度的专一性。通常

41、一种酶只 能催化一个单一的化学反应或一组密切相关的反应。对酶和底物的这种特异性的 结合机制曾经提出过几种不同的假说，如锁-钥学说90、诱导契合学说91、过渡 态中间物92等。但是最常用的还是锁-钥学说。它认为整个酶分子的天然构象是 完整无缺的，且具有刚性。酶分子表面的特定部位具有一定的形状，只有特定的 化合物才能与之相契合。也就是说，酶与底物在表面结构的特定部位其形状是互 补的，一定的酶只能与一定的底物结合，就好像一把钥匙对一把锁一样。用这个 学说再结合所谓的“酶与底物的三点附着”学说93就可以较好的解释酶的立体结 构专一性。三点附着学说指出，立体对映的一对底物虽然基团相同，但空间排列 不同，

42、这就可能出现这些基团与酶分子活性中心的结合能否互补的问题，只有三 点都互补匹配，酶才与这种底物结合。如图 2-2 所示。 图 2-2 酶与底物的锁-钥学说 + 三点附着学说示意图 第二章 离子敏场效应管和压电晶体生化传感器的工作原理及制作 11 2.1.3 酶的催化机理 关于酶的催化在结构方面的研究已经表明，酶分子结构中并没有含任何具有 高催化效能的神秘物质。酶活性部位起催化作用的基团也无非是在化学上极为普 通的基团，如组氨酸的咪唑基、半胱氨酸的巯基、谷氨酸或天冬氨酸的羧基等。 这些极为普通的化学基团为何在水溶液中的的反应效率很低，而在酶分子中却具 有如此神奇的催化作用？在此把一个世纪以来人们

43、所作的研究简单介绍如下： a. 临近效应94 组氨酸的咪唑基、半胱氨酸的巯基、谷氨酸或天冬氨酸的羧基等基团在水溶 液中与底物分子有一定的距离，依靠扩散作用才能相互接触并存在发生碰撞的机 会，而在酶分子中由于底物和酶的相互作用，催化基团与底物可以相互靠近，因 此很容易发生碰撞而起催化作用。 b. 定向效应95 氨基酸中仅有特定的原子才具有催化作用。在水溶液中，当某一氨基酸与底 物分子接近时，并不一定是某一个特定的原子与底物中进行化学反应的化学键相 互接近，并发生碰撞。但是在酶分子中，由于底物与酶的紧密结合，活性部位的 催化基团总是从一个方向趋近底物而使得催化作用很容易进行。 c. 酸碱共同催化9

44、6 在化学催化中酸催化和碱催化是最常见的催化类型。但在均匀的水溶液中， 二者很难同时起作用。在酶催化中同样由于底物在酶分子中的固定，酸碱催化基 团可以同时分处于反应键的两侧，而使酸碱同时起催化作用，而且这种情况在酶 催化中比较常见。这里一个经典的例子就是溶菌酶。它的晶体结构清楚的说明了 这个机理。溶菌酶与底物作用时，底物伸展于酶分子的峡谷中，而在被水解的糖 苷键两侧分别是一个谷氨酸和一个天冬氨酸的羧基，谷氨酸的羧基处于未解离状 态而起酸催化（即质子供体）的作用, 而天冬氨酸的羧基处于解离状态起到碱催 化（即质子受体）的作用。二者共同作用被认为是溶菌酶高效催化的原因。 d. 应力作用97 可以设

45、想，底物与酶分子紧密结合，由于酶分子激活部位的影响，底物分子 会受到一定的应力作用从而使得底物分子容易进行反应。 2.2 常见的压电晶体生化物传感器中换能器的结构及制作 电子科技大学博士学位论文 12 压电材料可分为压电晶体和压电陶瓷两大类，压电晶体是单晶体，压电陶瓷 则为多晶体。 一些常见的压电晶体材料的主要性能参数列在表 2-1 中。 表 2-1 几种常用压电材料的主要参数98 2.2.1 压电元件的特性和基本结构 对于压电材料，当沿着一定方向对它施加作用力而使它发生变形时，它的内 部就产生极化现象，同时在它的两个表面上便产生符号相反的电荷；当外力去掉 后，又重新恢复不带电状态。这种现象称

46、为压电效应。当作用力方向改变时，电 荷的极性也随着改变。反之，当在电介质的极化方向上施加电场，这些电介质就 会产生变形，这种现象称为逆压电效应，或电致伸缩效应。具有压电效应的物质 很多，如天然石英晶体、人工制造的压电陶瓷等。下面以石英晶体为例来进一步 说明压电现象99。 石英晶体是常用的压电材料之一，它有天然和人造的两种。石英晶体的外形 是一个正六面体，并有左旋和右旋石英晶体之分。图 23(a)为天然结构左旋石英 晶体理想外形，在晶体中可以把它用三根互相垂直的轴来表示。 第二章 离子敏场效应管和压电晶体生化传感器的工作原理及制作 13 图 23 石英晶体 (a)左旋石英晶体外形，(b)坐标系：

47、(c)石英晶体切片 其中纵向轴 (Z 轴)称为光轴，垂直于光轴的 x 轴称为电轴，与 x、Z 轴同时垂 直的，并垂直于正六面体的棱面的 Y 轴称为机械轴。右旋石英晶体也采用右手坐 标系。把沿电轴 x 方向的力作用下产生电荷的压电效应称为“纵向压电效应” ， 而把沿机械轴 Y 方向的力作用下产生电荷的压电效应称为“横向压电效应” ，而 沿 Z 轴方向受力时，不产生压电效应。从晶体上沿轴线切下的一片平行六面体称 为压电晶体切片，如图 23(c)所示。当晶片沿 x 轴的方向上受到压缩应力 Fx 的 作用时，晶片会产生厚度变形，并发生极化现象。在材料的弹性范围内，极化强 度 Px 与应力成正比，即：

48、（2-1） lb F ddP X xX1111 式中，Fx：沿 x 轴方向施加的压缩力；d11：压电系数， 当受力方向和变形不同时压电系数也不同，对石英晶体 d112.3106 C/N，l 和 b 为石英晶体的长和宽。压电系数的下标 i 表示产生电荷的面的轴向，i 在石英 晶体中 i1、2、3 分别为图 2-3(b)中对应的 x、Y、Z 轴方向。j 表示施加作用力 的轴向 j1、2、3 分别表示 x、Y、Z 轴方向的单向应力，且规定拉应力为正， 压应力为负。j4、5、6 分别表示在垂直 x、Y、Z 轴平面内作用的剪切力，剪切 力的正负，以绕该轴符合右手定则为正，反之则为负。这样沿着与石英光轴成

49、不 同角度的方向切割，就可以产生不同切型的石英晶片，并用一定的符号来代表它 们的切割方向。石英晶片的切型主要有：AT、BT、NT、ST、AC、FC、TS 等。 最常用的石英晶片是 AT 切型，即沿着与石英晶体光轴成 35.4 度角的方向切割 电子科技大学博士学位论文 14 而成，晶片的厚度一般在 0.1 - 0.3 mm 之间。 典型的压电晶体传感器的结构如图 2-4 所示，石英晶体片如同三明治一般夹 在两片金属之间。它的制作中最关键的是电极的形成和频率的调整。在晶片的两 面 真空蒸度金膜或银膜形成两个金属电极，厚度为 1m 左右。AT 切型的石英晶 片在电场激励下，以厚度剪切方式振动，其振动频率由厚度决定并与之成反比， 频率范围在 0.8 - 350MHz 之间。 (a) (b) 1 2 3 图 2-4 典型的压电晶体结构 (a) 正视图 (b) 侧视图 1. 电极引线，2. 金属电极，3. 石英晶体片 压电生物传感器主要组成部分有：被生物活性物质包被的石英谐振器（探头） ， 振荡器，信号检测系统和数据处理系统等。生物活性物质在石英晶体电极表面形 成一层薄膜，与待测物反应而产生的频率的变化