الکتروشیمی و حسگرهای شیمیایی (electrochemistry and chemical sensors)-بخش دوم

فصل 11

الکتروشیمی و حسگر های شیمیایی (electrochemistry and chemical sensors)- بخش دوم

نامتحرک سازی انزیم ها در بیوسنسورهای اغازین یک شیوه به دام اندازی ساده در پشت یک غشا غربالگری وزن مولکولی پایین بود و این شیوه هنوز در برخی کابردهای تجاری بکار گرفته میشود. طرحهای بسیاری برای نامتحرک سازی انزیم ها در طراحی بیوسنسورها پیشنهاد داده شده است. انچه که بیشتر معمول است اتصال متقاطع انزیم به یک پروتیین خنثی مانند البومین سرم گاوی (bovine serum abumin) به کمک گلوتارالدهاید (glutaraldehyde) ، یا جذب ساده انزیم به سطح (adsorption) الکترود و اتصال کووالانسی انزیم ها به حامل های نامحلول مانند نایلون یا شیشه است.یک روش نامتحرک سازی دیگر شامل یک تغییر عمده در مواد الکترود است، مخلوط کردن انزیم ها با یک چسب کربنی (carbon paste) که هم بعنوان ماتریکس نامتحرک سازی انزیم و هم به عنوان سطح الکترواکتیو عمل میکند.

یکی از اولین سیستم های بیوسنسور پایه در اندازه گیری گلوکز خون توسط شرکت yellow springs instruments (YSI) در سال 1975 روانه بازار شد.YSI از شناسایی امپرومتری H2O2 برای اندازه گیری گلوکز استفاده کرد (شکل 11-12 را ببینید).وابستگی گلوکز اندازه گیری شده به غلظت اکسیژن در نمونه یک مشکل بود چون به میزان چشمگیری کمتر از مقدار استویکیومتری اکسیژن حل شده موجود در خون بود تا واکنش گلوکز اکسیداز را پشتیبانی و یک رابطه خطی سیگنال با غلظت گلوکز ایجاد کند.این به ویژه در غلظتهای بسیار بالای گلوکز که در نمونه های افراد دیابتی یافت میشد (>500 mg/dL ) خود را نشان میداد.در مورد سیستم YSI ،نمونه و محلولهای کالیبراسیون دست کم 1:10 در بافر رقیق میشد که در تعادل با pO2 جو بوده و غلظت اکسیژن در نمونه و کالیبراتور در یک مقدار ثابت باقی میماند.

مشکل محدودیت اکسیژن در بیوسنسورهای بر پایه انزیم های اکسیداز مورد بازنگری قرار گرفت و غشاهای نیمه تراوایی طراحی گردیدند که انتشار انالیت اصلی (سوبسترا) را به لایه انزیم محدود کرده ، از اشباع انزیم پیشگیری میکند و نسبت اکسیژن به انالیت را همیشه بیش از 1 نگه میدارد. این کار سبب گسترده شدن خطی بودن پاسخ به غلظت انالیت حتی بیش از Km انزیم میشود و وابستگی سیگنال به اکسیژن را کاهش میدهد. غشاهای پلی کربنات حکاکی شده بیرونی همانند غشاهای poly(vinyl chloride) , polyurethanes و امولسیون های سیلیکونی بطور معمول استفاده میشوند. یک شیوه دیگر استفاده از مواد الکترودی پر از اکسیژن به عنوان مخزن اکسیژن است تا از واکنش زیستی پشتیبانی کند. از یک فلوئوروکربن (kel-Foil) ) در فرمول الکترودی از خمیر کربن استفاده شد تا به عنوان منبع اکسیژن و به عنوان الکترود کار عمل کند.

پذیرنده های الکترون بجز اکسیژن میتوانند به عنوان واسطه در واکنش گلوکز اکسیداز عمل نمایند و بطور کامل هرگونه وابستگی پاسخ امپرومتری به غلظت اکسیژن در نمونه را برطرف نمایند.واسطه معمولا به همراه انزیم نامتحرک شده و الکترون ها را به سطح اند منتقل میکند جایی که دوباره اکسایش یافته و یک مکانیسم واکنش چرخشی را ایجاد میکند( شکل 11-13).

واسطه ها با کینتیک انتقال الکترون (کم و یا بدون اوورپتانسیل ) مطلوبتر از اکسیژن، اجازه عملکرد سنسور را در پتانسیل های کاری پایین تر ( +0.2 v در برابر Ag/AgCl یا کمتر ) نسبت به آنچه که معمولا برای اکسیداسیون H2O2 استفاده میشود فراهم میسازند.این شیوه نه تنها وابستگی سرعت واکنش به اکسیژن را برطرف میکند بلکه همکاری مواد مداخله گر اکسید شونده (مانند اسید یوریک ، اسید اسکوربیک ، استامینوفن ) را در پاسخ سنسور کاهش میدهند.نمونه هایی از این واسطه ها که بکار گرفته شده اند شامل کینون ها (quinones) ، نمکهای الی رسانا مانند tetrathiafulvalene-tetarcyanoquinodimethane(TTF-TCNQ ( .فری سیانید (ferricyanide) و مشتقات فروسین (ferrocene) هم بکار برده شده اند به عنوان نمونه در کاربردهای تجاری در ابزارهای نسل اول پایش گلوکز خون در خانه .دی متیل فروسین (dimethylferrocene) درون یک الکترود گرافیتی که گلوکزاکسیداز هم در آن نامتحرک شده ، اشباع میگردد.گلوکز اکسیداز کاهش یافته از واکنش انزیمی دوباره به وسیله یون فری سینیوم (ferricinium) تولیده شده به صورت الکتروشیمیایی، اکسید میگردد. جریان ایجاد شده طی این مکانیسم چرخشی متناسب با غلظت گلوکز در نمونه خون است.

تکنیک دیگر بکار گرفته شده برای کاهش مداخله گونه های به اسانی اکسید شونده در نمونه خون در هنگامی که شناسایی سنتی H2O2 استفاده میشود استفاده از غشاهای تراوا و گزینشگر در نزدیک به سطح الکترود است که اجازه انتقال H2O2 به سطح الکترود را میدهد اما مواد مداخله گر را بر پایه اندازه مولکول پس میزند( شکل 11-12,B را ببینید).یک نمونه بسیار ساده یک غشای غربالگر وزن مولکولی پایین مانند سلولز استات است که در بسیاری از بیوسنسورهای امپرومتری تجاری شده بکار رفته است.همچنین فیلم های الکتروپلیمریزه مانند پلی (فنیلبن دی امین ) = poly (phenylenediamine) که در شرایط ازمایشگاهی (in situ) تشکیل شده اند بکار میروند تا مواد مداخله گر را بر پایه اندازه مولکولی پس بزنند.شیوه دیگر بکار رفته در کاربری های تجاری شده استفاده از یک الکترود اصلاح کننده دوم است که همانند الکترود کار است اما بدون انزیم ولی تنها حساس به مواد مداخله گر اکسید شونده . سیگنال افتراقی حاصل متناسب است با غلظت انالیت.

تازه ترین شیوه بکار رفته در برطرف کردن گونه های الکترواکتیو مداخله گر در سنسورهای گلوکز موجود در بازار سیم کشی مستقیم مرکز کاهش اکسایش انزیم گلوکز اکسیداز به یک الکترود امپرومتریک فلزی است که در ان کاهش و اکسایش بر پایه اسمیوم سه و چهار ظرفیتی (osmium (III/IV)) در درون یک هیدروژل انجام میشود.مراکز اسمیوم بسیار موثر به عنوان واسطه عمل کرده و میتوانند الکترون ها را مستقیما از انزیم های به دام افتاده بدون نیاز به اکسیژن بپذیرند.این شیوه اجازه میدهد پتانسیل عملکردی الکترود بطور چشمگیری تا +0.2 v در برابر الکترود رفرانس کالومل (SCE) پایین اید و جریان های ایجاد شده در الکترود رفرانس کالومل حاصل از الکترو – اکسیداسیون اسکوربات ، یورات ، استامینوفن و ال – سیستئین قابل چشم پوشی باشد.

جایگزین کردن دیگر انزیم های اکسوردوکتاز (oxoreductase) با گلوکز اکسیداز اجازه میدهد بیوسنسورهای امپرومتریک دیگر سوبستراهای مورد علاقه را جستجو کنند.سنسورهای عملی با کاربردهای تجاری در انالایزرهای مراقبتهای بحرانی به عنوان مثال لاکتات خون ساخته شده اند.با استفاده از ابشار چند انزیمی که در این واکنشها نشان داده شده است یک بیوسنسور امپرومتریک برای کراتینین نیز میتوان ساخت .اکسیداسیون الکتروشیمیایی H2O2 مکانیسم شناسایی است.

این نمای سه انزیمی ،از مداخله کراتین درونزاد در نمونه اثر میپذیرد که نیازمند اصلاح است.غلظتهای پایین کراتینین که در خون یافت میشود (=< 100 umol/L) در حضور مواد مداخله گر اکسید شونده که گاهی در غلظتهای بسیار بالاتر از انالیت حضور دارند باید اندازه گیری شود.لایه های الکترواکتیو خاصی درون بیوسنسور پیشنهاد شده اند که میتواند مواد مداخله گر فعال از نظر کاهش اکسایش را حذف نمایند.از انجایی که عمر مفید بیوسنسور کراتینین بر پایه این واکنشها نیازمند این است که این سه انزیم فعال باقی بماند بنابراین بیوسنسورهای تجاری با ماندگاری بالا بر پایه این واکنش های اندازه گیری از طول عمر مفید کم رنج میبرند (چند روز) اما بهبودهایی که در روشهای نامتحرک سازی انزیم انجام شده و یا استفاده از پایدارکننده ها / فعال کننده ها درون ریاجنت های کالیبر کننده سبب شده که سنسورهای کراتینین طول عمر بیشتری داشته باشند.

 

بیوسنسورهای پایه انزیمی با اشکارسازی پتانسیومتری و رسانش سنجی

Enzyme-based biosensors with potentiometric and conductometric detection

الکترودهای انتخابگر یون میتوانند به عنوان مبدل در بیوسنسورهای پتانسیومتریک استفاده شوند.یک نمونه از این بیوسنسور برای اندازه گیری اوره (urea) (نیتروژن اوره خون = BUN) بر پایه یک غشای پلیمری (vinyl chloride) ISE برای یون امونیوم (ammonium ion) است ( شکل 11-14).

انزیم اوره از که در سطح ISE گزینشگر امونیوم و عملکرد بر پایه انتی بیوتیک نوناکتین (nonactin) نامتحرک شده، (ساختار یونوفور را در شکل 11-3 ببینید) هیدرولیز اوره را به NH3 و CO2 کاتالیز میکند.

امونیای ایجاد شده یون امونیوم (NH4+) را تشکیل میدهد که به وسیله ISE شناسایی میشود.سیگنال ایجاد شده به وسیله NH4+ متناسب است با لگاریتم غلظت اوره در نمونه .پاسخ ممکن است پایدار باشد و یا اینکه گذرا باشد. معمولا اصلاح برای پتاسیم پس زمینه نیاز است چون یونوفور نوناکتین گزینشگری محدودی برای امونیوم در برابر پتاسیم دارد (KNH4/K=0.1).پتاسیم بطور همزمان به همراه اوره سنجیده شده و برای اصلاح برون ده سنسور اوره با استفاده از معادله nicolsky-eisenman یعنی معادله (10( استفاده میشود.

این شیوه که هم اکنون برای اندازه گیری اوره با استفاده از یک بیوسنسور پتانسیومتریک بر پایه انزیم توصیف شد فرض میکند که تبدیل اوره به امونیوم در حالت پایدار یک نسبت ثابت از یونهای امونیوم به اوره فراهم میاورد که مستقل از غلظت است.به ویژه در غلظتهای بالاتر سوبسترا بسیار کم پیش می اید که منجر به یک پاسخ غیرخطی سنسور شود.خطی بودن سنسور همچنین وابسته به این حقیقت است که هیدرولیز اوره یک pH قلیایی محلی در نزدیک غشا حس کننده امونیوم ایجاد میکند که به میزان جزیی امونیوم (NH4+) را به امونیا (NH3) (pKa=9.3 ) تبدیل میکند.امونیا (NH3) به وسیله ISE شناسایی نمیشود. میزان غیرخطی بودن را میتوان با جایگذاری یک غشا نیمه تراوا بین انزیم و نمونه کاهش داد چون به این روش انتشار اوره به لایه انزیم نامتحرک شده محدود میشود.

تغییر در رسانایی محلول نیز به عنوان مکانیسم انتقال در بیوسنسورهای پایه انزیمی بکار گرفته شده است.نمونه های آن شامل اندازه گیری گلوکز ،کراتینین و استامینوفن با استفاده از الکترودهای به هم متصل است.کاربردهای عملی بیوسنسورهای رسانش سنجی کم است چون زمینه یونی نمونه های بالینی متغیر بوده و نیز نیازمند اندازه گیری تغییرات کم رسانایی در یک محیط با قدرت یونی بالا می باشد. یک سیستم تجاری شده برای اندازه گیری اوره در سرم ، پلاسما و ادرار  BUN انالایزر (Beckman-coulter , Brea,Calif) بر پایه انزیم اوره از است.حل شدن محصول ها  به NH4+ و HCO3- یک تغییر در رسانش نمونه ایجاد میکند.میزان ابتدایی تغییر در رسانش برای جبران رسانش پس زمینه نمونه اندازه گیری میشود.این روش محدود به اندازه گیری انالیت های با غلظت بالا است چون تغییرات کوچک در رسانش به وسیله غلظتهای کم انالیت ایجاد میشود.

 

بیوسنسورهای پایه انزیمی با اشکارساز نوری

Enzyme-based biosensors with optical detection))

 

سنسورهای نوری با انزیم های نامتحرک شده و رنگهای اشکار کننده (indicator dyes) برای اندازه گیری گلوکز و دیگر سوبستراهای با اهمیت بالینی توسعه داده شده اند.این بیوسنسورها بر پایه شیمی اشکار سازی نوری pH و اکسیژن که پیشتر در این بخش توصیف شد و بر پایه های جذب (absorbance) ، بازتاب(reflectance) ، فلوئورسانس (fluorescence) و لومینسانس (luminescence) به عنوان روشهای اشکارسازی استوار است.

روشهای نامتحرک سازی انزیم همانند انچه است که در ساخت بیوسنسورهای الکتروشیمیایی استفاده شده است شامل به دام اندازی یا کپسوله کردن فیزیکی درون ماتریکس ژل ، جذب غیرفعال بر روی سوبستراها و اتصال کووالانسی و یا جذب روی یک پایه غیرمحلول.با استفاده از یک مثال بر پایه اپتود (optode) برای pO2 یک اشکارکننده حساس (sensitive indicator) به همراه یک انزیم اکسیداز در انتهای یک پروب نوری رشته ای نامتحرک میشود.از پروب (probe) برای پایش فلورسانس اندیکاتور (indicator) استفاده میشود.کوانچینگ (quenching) در فلورسانس اندیکاتور به وسیله O2 پایش میگردد.کاهش در pO2 که از واکنش کاتالیز شده به وسیله انزیم حاصل میشود منجر به کوانچینگ کمتر اندیکاتور میشود و سیگنال فلورسانت به طور مستقیم متناسب خواهد بود با غلظت سوبسترا.به عنوان یک مثال از پروب بیوسنسور نوری برای گلوکز ، یک رنگ کاتیونی حساس به اکسیژن ، Ru(phen)3 2+ ، به همراه گلوکز اکسیداز روی یک سطح فیبر نوری نامتحرک میشود.کاهش در pO2 که از اکسیداسیون گلوکر کاتالیز شده توسط انزیم حاصل میشود منجر به یک افزایش در شدت لومینسانس ruthenium tris(phenanthrene) میشود.

بیوسنسورهای نوری مشابه برای بسیاری از انالیت های دیگر ساخته شدند.برای مثال بیوسنسور نوری کلسترول بر پایه کوانچینگ فلورسانس یک رنگ حساس به اکسیژن طراحی شده است، این رنگ با مصرف اکسیژن حاصل از اکسیداسیون انزیمی کلسترول که به وسیله انزیم کلسترول اکسیداز کاتالیز میشود جفت شده است.بیلی روبین سرم به وسیله بیلی روبین اکسیداز ، که به همراه رنگ روتنیوم (ruthenium) روی یک فیبر نوری نامتحرک شده است ، تشخیص داده شده است.سنسور بیلی روبین نشان داده که کمترین حد تشخیص آن 10 umol/L و دارای یک گستره خطی تا 30 mmol/L می باشد و نیز تکرار پذیری (CV) آن 3% می باشد که برای کاربردهای بالینی کافی است.

 

تغییر pH که از واکنشهای کاتالیز شده توسط انزیم ها حاصل میشود نیز بصورت نوری اندازه گیری شده است. رنگ اندیکاتور فلوئوروسئین (fluorescein) اغلب به عنوان اندیکاتور حساس به pH برای ساخت چنین سنسورهایی استفاده میشود.شکل پروتونه فلوئوروسئین فلورسانس نمیکند اما باز کنژوگه آن بسیار قوی در طول موج 530 nm هنگامی که در طول موج 490 nm برانگیخته میشود فلورسانس میکند.با استفاده از گلوکز اکسیداز به عنوان انزیم ، اپتود pH برای پایش ساخت گلوکونیک اسید استفاده شده است. یک ضعف سنسورهای نوری بر پایه تغییر pH آن است که آنها بسیار وابسته به pH و ظرفیت بافری نمونه هستند. دیگر آنکه گستره کاری سنسور به وسیله pKa اندیکاتور تعیین میشود که بین 6.8 تا 7.2 برای فلوئورسئین و وابسته به قدرت یونی ماتریکس نمونه است.از اندیکاتورهای حساس به pH ممکن است برای پایش واکنشهای انزیمی که امونیا ( به عنوان مثال اثر اوره از بر اوره ) تولید میکنند استفاده شود.

 

سنسورهای میل ترکیبی (affinity sensors)

سنسورهای میل ترکیبی یک کلاس ویژه ای از بیوسنسورها هستند که در ان عنصر زیست شناختی نامتحرک شده یک پروتیین ، انتی بادی (ایمونوسنسور) ، یا الیگونوکلئوتاید (به عنوان مثال DNA ، aptamers) با میل اتصالی بالا و اختصاصیت بالا به انالیت یا جفت مهم بالینی می باشد.چنین سنسورهایی به عنوان جایگزین برای سنجشهای اتصالی معمولی طراحی میشوند تا سرعت و اسانی گستره بزرگی از سنجشها را که در دستگاه های بزرگ و پیچیده در ازمایشگاه های مرکزی انجام میشوند ،افزایش دهند.سنسورهای میل ترکیبی نسبت به سنجشهای معمول بسیار اسانتر در سیستم های point of care testing برای بیماریهای عفونی ،مارکرهای قلبی و یا دیگر موارد که سرعت و اسانی کاربری مورد نیاز است ،سازگار میشوند. اتصال مستقیم گونه های نامتحرک شده با هدف خود در یک نمونه بالینی باید یک سیگنال سنسوری ایجاد کند که متناسب با غلظت انالیت باشد.با این حال حس کردن مستقیم (بدون استفاده از ردیاب یا لیبلهای برونزاد) رخدادهای اتصالی در غلظتهای انالیت که تمام گستره کاربری بالینی را پوشش دهد دشوار است. دیگر اینکه میل ترکیبی بالای چنین واکنشهای اتصالی (ثابت سرعت بازگشت پایین ) که برای دست یابی به حساسیت مناسب ضروری است نیز بازیابی چنین دستگاه ها را محدود میکند. در حقیقت برخلافت ISE ها ، سنسورهای اکسیژن و بسیاری از بیوسنسورهای پایه انزیمی که پیشتر توصیف شدند ،سنسورهای میل ترکیبی بر پایه الکتروشیمیایی ،نوری ، و یا دیگر حالتهای انتقال در واقع تجهیزاتی یکبار مصرف هستند.به منظور کاربری های چند بار مصرف برخی گام های بازیابی (تغییر pH ،تغییر دما و مانند اینها ) برای جداسازی اتصالهای محکم بین عناصر شناسایی کننده و هدف ضروری است.یک ایمونوسنسور دما بازگشتی (thermally reversible immunosensor) ثابت شده که فعالیت و اختصاصیت خود را تا 30 بار سنجش حفظ کرده است.این سنسور از یک انتی بادی کنژوگه شده به یک پلیمر تشکیل شده است که یک گذار فازی بازگشت پذیر را در پاسخ به دما تحمل میکند.تغییر دما سبب تغییر در جهت گیری پلیمر کنژوگه شده و میل ترکیبی آن بین کنژوگه و انتی ژن هدف شده و سبب بازگشت واکنش اتصالی انتی ژن – انتی بادی برگشت پذیر میگردد.

بیشتر سنسورهای میل ترکیبی که برای اندازه گیری های بالینی واقعی بسیار خوب عمل میکنند بر پایه ریاجنتهای نشاندار شده هستند مانند انزیم ها ، فلوئوفورها و برچسب های الکتروشیمیایی و به این ترتیب بسیار همانند ایمونواسی اتصالی معمول عمل میکنند با این تفاوت که یک عنصر شناختی روی سطح یک الکترود مناسب یا یک نوع مبدل دیگر نامتحرک شده است.برای مثال سنسورهای الکتروشیمیایی اکسیژن برای انزیم ایمونواسی ناهمگون (نوع ساندویچ یا رقابتی) بکار گرفته شدند و از کاتالاز (H2O2  ->  2H+ and O2 کاتالیز میکند ) به عنوان لیبل انزیمی استفاده گردید و انتی بادیهای به دام اندازنده روی سطح بیرونی یک غشا تراوا به گاز نامتحرک شده اند.پس از برقراری تعادل اتصال و گام های شستشو ،مقدار انزیم متصل شده با افزودن سوبسترا و به دنبال ان افزایش در جریان ایجاد شده به وسیله تولید اکسیزن نزدیک به سطح سنسور ، تشخیص داده میشود.

برتری اصلی ریاجنتهای میل ترکیبی نامتحرک شونده روی سطح الکترودها و تجهیزات حسگر نوری به دلیل نیاز به گام های شستشوی جداگانه برای برداشت گونه های لیبل متصل نشده تا حدی کاهش می یابد.در حقیقت بیوسنسورهای حقیقی از نظر انالیزی باید پاسخ های مناسب را در حضور نمونه های فیزیولوژیک رقیق نشده و بدون نیاز به همدما سازی و گام های شستشوی جداگانه بدهند.یک نمونه از روشهای ایمونوسنسورهای بر پایه الکتروشیمیایی که به ویژه به این هدف دست یافته است تکنیکی است به نام nonseparation electrochemical –based immunosensor (NEEIA) .مفهوم پایه ای این روش در شکل 11-15 نمایش داده شده است.

 

همانطور که نشان داده شده است هیچ گام شستشو و یا جداسازی نیاز نیست.از این روش برای تشخیص انتی ژن اختصاصی پروستات (PSA = prostate-specific antigen) و گنادوتروپین جفتی انسانی  human chorionic gonadotropin (hCG) در غلظتهای ng/mL استفاده شده است.غلظتهایی در پلاسما و خون کامل رقیق نشده.

انبوهی از سنسورهای حسگر مستقیم بر پایه میل ترکیبی طراحی شدند که بر پایه های الکتروشیمیایی (شامل تغییرهای ظرفیت و امپدانس ) ، نوری ، گرمایی ، جرمی و روشهای شناسایی صدا استوار هستند.سنسورهای مستقیم بر پایه میل ترکیبی نیاز به ریاجنت های نشاندار شده را برطرف می سازند چون واکنش اتصالی منجر به تغییری میشود که بطور مستقیم پایش میشود.از میان اینها شمار کمی اختصاصیت کافی دارند که بتوان در نمونه های بالینی پیچیده استفاده کرد و ان بخاطر سیگنالهای برجسته ناشی از اتصال های غیر اختصاصی است. با این حال یک گزارش پیشنهاد میکند که الفا فیتوپروتیین را میتوان با اطمینان بالا از طریق اشکارساز میکروبالانس جرمی کریستال کوارتز که انتی بادیهای ضد الفا فیتوپروتیین روی سطح مبدل کریستالی کوارتز نامتحرک شده ،شناسایی کرد.غلظتهای افزایش یابنده انالیت در نمونه افزایش اتصال در سطح را در پی خواهد داشت و سبب تغییر در جرم بار گذاری شده به خاطر واکنش ایمونولوژیک میشود.زمان اینکوبه سازی به میزان 20 دقیقه لازم است تا به نتایج همخوان با روش رادیوایمونواسی معمول برای نمونه های سرمی دست یافت.ایمونوسنسورهای مستقیم برای سنجشهای حساس تومور مارکرها نیز گزارش شده اند.به عنوان مثال یک ایمونوسنسور الکتروشیمیایی برای PSA با حد تشخیص مقدارهای بسیار پایین و بر پایه اندازه گیری امپدانس – جریان متناوب طراحی شده است و یا سنجشی دیگر برای کارسینوما انتی ژن 125 با استفاده از میکروبالانس کریستال کوارتز. سنسور در مورد اول از یک سنسور کنترلی استفاده میکند که انتی بادی IgG به جای anti-PSA در ان نامتحرک شده است تا اثر اتصالهای غیر اختصاصی را بتوان اندازه گیری کرده و کم نمود و به حد تشخیص 1 pg/mL برای PSA رسید.

برخی موفقیت ها در سنسورهای مستقیم بر پایه میل ترکیبی درباره سنسورهای DNA به دست امده است.به طور کلی در چنین دستگاه هایی یک تکه از DNA مکمل با رشته هدف روی یک مبدل مناسب نامتحرک میشود.سنسورهای  DNA امیدهای ویژه ای را به عنوان پایه تجهیزات POCT (point of care testing) در شناسایی سریع پاتوژن های باکتریایی نشان داده است.

روشهای نامتحرک سازی تکه های DNA روی سطح الکترود همانند روشهای نامتحرک سازی پروتیین در دیگر بیوسنسورها است.پلیمرهای رسانا از نظر الکتریسیته مانند پلی پیرول (polypyrrole) ، پلی انیلین (polyaniline) ، و پلی تیوفین (polythiophene) ماتریکس های ممکن برای نامتحرک سازی یک تکه از DNA با استفاده از روشهای به دام اندازی ، اتصال کووالانسی و برهم کنشهای میل ترکیبی هستند.این پلیمرهای رسانا نه تنها به عنوان ماتریکس های نامتحرک سازی عمل میکنند بلکه یک نقش فعالی را در مکانیسم انتقال نیز بازی میکنند و سبب فراهم اوردن ارتباط بین رخداد اتصال DNA و الکترود فلزی زیرین میگردند.سنسورهای الکتروشیمیایی DNA هم میتوانند بصورت مستقیم (بر پایه اکسایش الکتروشیمیایی گوانین (guanine) در DNA هدف ) ( شکل 11-16 A را ببینید) و هم بصورت غیر مستقیم (با مارکر ها / لیبل های الکتروشیمیایی برونزاد ) ( در ادامه و در شکل 11-16 B ببینید) عمل کنند.

 

 

 

 

برای مثال ozkan و همکاران یک ژنو سنسور (genosensor) الکتروشیمیایی بدون لیبل ساده ای را برای شناسایی وجود جهش های فاکتور V leiden با استفاده از پروب های به دام اندازنده که در ان اینوزین (inosine) جانشین اسید نوکلئیک گوانوزین (guanosine) شده بود ، معرفی کردند.

پروب ها طوری طراحی شده بودند که بتوانند بر پایه ردیفهای بازی معینی در گونه های نوع طبیعی (wild-type) و DNA جهش یافته (mutant DNA) وصل شوند.این پروب ها روی سطح خمیر کربنی الکترودهای کار نامتحرک شدند.پس از واکنش زنجیر پلیمراز (PCR) روی نمونه DNA ،یک حجم کوچک از این نمونه (10 uL) برای 6 دقیقه با الکترود اصلاح شده با پروب اینکوبه میگردد.انگاه پس از یک گام شستشوی سریع ،حضور هدف تکثیر یافته که متصل به سطح شده است را میتوان به وسیله روش differential pulse voltametry با استفاده از اسکن اندی (anodic scan) شناسایی کرد.

حضور یک پیک اکسایش گوانین که در +1.00 V در برابر Ag/AgCl رفرانس رخ بدهد نشاندهنده حضور DNA هدف در نمونه اصلی است.نمونه دیگری از سنسور DNA مستقیم از یک ترانزیستوری بهره میگیرد که با یک پلیمر نیم رسانای آلی مانند poly(3-hexylthiophene)  پوشاندده شده است. DNA تک رشته در الکترودهای منبع/تخلیه نامتحرک میشوند. DNA تک و دو رشته ای را میتوان بر پایه تفاوت در جریان تخلیه ای که از تفاوت در مقاومت ایجاد شده به وسیله این دو نوع DNA ایجاد میشود از هم بازشناخت.

Weng و همکاران یک طرح اشکارسازی بر پایه امپدانس را برای پایش هیبریداسیون DNA پیشنهاد کردند که از یک الکترود الماس اندود شده با بور به عنوان مبدل زیربنایی بهره میبرد.با استفاده از ردیفهای الیگونوکلئوتایدهای تک رشته ای که روی الکترود الماس نامتحرک شده اند، یک کاهش بزرگ در امپدانس AC هنگامی که سطح در معرض توالی های DNA تک رشته ای مکمل قرار گرفتند ، دیده شد. با این روش یک حد تشخیص بسیار چشمگیر به اندازه 10^-19 g/mL گزارش شد.

تشخیص DNA با استفاده از الیگونوکلئوتایدها با لیبل الکتروشیمیایی و یا پروب های الکتروشیمیایی که بطور انتخابی به درون DNA دو رشته ای هیبرید شده درج میشوند نمایانگر یک حوزه پژوهشی در حال رشد است،به ویژه یک ارایه ای از چندین سنسور ژن از این نوع که تجاری سازی هم شده اند.همانطور که در شکل 11-16,B نشان داده شده است هنگامی که الکترواکتیویتی درونی گوانین (که نیازمند بکارگیری پروب های الیگوی به دام اندازنده نامتحرک شده روی الکترود می باشد که در ان اینوزین جایگزین گوانوزین شده است ) استفاده نمی شود ،اشکارسازی هیبریدشدن توالی DNA هدف به یکی از دو روش به دست می اید.در یک مورد پس از اینکه الیگوی به دام اندازنده نامتحرک شده که در سطح الکترود لنگر انداخته اجازه می یابد تا به توالی هدف متصل شود، هیبرید شدن به وسیله در معرض قرار گرفتن سطح الکترود به یک گونه الکترواکتیو برونزاد (Co(III)tris-phenanthroline ، ruthenium complexes و مانند اینها )که میتوانند با DNA دو رشته و نه تک رشته برهم کنش (جایگیری) کند،شناسایی میشود.پس از اینکه گونه های الکترواکتیو متصل نشده شسته شدند، وجود هیبریدیزاسیون را میتوان به راحتی با ولتامتری و اسکن کردن پتانسیل الکترود زیرین در اکسایش یا کاهش گونه های الکترواکتیو میان گزینی کرده (intercalated electroactive species) به وسیله جریانی که ایجاد میشود و متناسب با شمار گونه های دورشته ای روی سطح الکترود است ، تشخیص داد.روش دیگر شناسایی DNA هدف از طریق سنجش اتصال ساندویچ گونه با استفاده از یک الیگونوکلئوتاید دارای لیبل الکتروشیمیایی (رشته الیگویی که به فروسین (ferrocene) ، osmium(III) trisbipyridine ، و مانند اینها ) است تا به یک توالی دیگر از DNA هدف که متفاوت از الیگوی به دام اندازنده (oligo capture) روی سطح الکترود است، متصل گردد.در معرض قرار گیری پیاپی الکترود در نمونه DNA ( معمولا پس از تکثیر از طریق PCR) ، و الیگوی گزارشگر نشاندار شده مازاد و اشکارسازی الکتروشیمیایی لیبل متصل شده به سطح یک سیگنال انالیزی به دست میدهد.دوباره در اینجا مقدار جریان پایش شده متناسب با شمار گونه های DNA هدف موجود در نمونه اصلی است.

یک شاخه از سنجش DNA ساندویچ گونه که هم اکنون بحث شد از هیبریدیزاسیون سطح وابسته به نزدیکی (proximity-dependent surface hybridization) یک توالی الیگونوکلئیک اسید گزارشگر نشاندار شده با فروسین استفاده میکند.در این روش یک کپچر الیگوی تیول دار شده به عنوان پروب روی یک الکترود طلا نامتحرک میشود.هنگامی که DNA هدف مکمل (complementary target DNA) ارایه میشود، مکمل با ناحیه ای از پروب به دام اندازنده است که دورتر از سطح طلا است.الیگوی گزارشگر نشاندار شده با فروسین طوری طراحی شده که مکمل با یک پایانه از DNA هدف و نیز مکمل با توالی ای از کپچر پروب نامتحرک شده در سطح است که نزدیکتر به الکترود طلا است.بنابراین در حضور DNA هدف ، ردیاب فروسین از جایگیری بی نهایت نزدیک به سطح طلا پیشگیری میکند و نیز شناسایی الکتروشیمیایی انرا به روش اسکن پالس ولتامتری افتراقی با حد تشخیص فمتومولار DNA هدف مقدور میسازد.

سنسورهای میل ترکیبی بر پایه الیگونوکلئوتیدهای ساختگی که به نام اپتامرها(aptamers) شناخته میشوند به عنوان عنصرهای شناسایی کننده در شماری از کاربردهای بیوسنسورها شامل مولکولهای کوچک ،پروتیین ها و سلول ها بکار رفته اند.در عمل اپتامرها در شرایط ازمایشگاهی به منظور اتصال به هدف هایی ساخته و انتخاب میشوند که انتی بادی ها و دیگر گیرنده های پروتیینی را به اسانی نمی توان برای انها بدست اورد . نشان داده شده که اپتامرها در بیوسنسورها با استفاده از روشهای تبدیلی مختلف شامل احساس نوری (با استفاده از اپتامرهای نشاندار شده با فلوئورسنتها ) و اکوستیک ، جرم و احساس الکتروشیمیایی به عنوان مثال با استفاده از پروبهای اپتامری که با یک گونه ردوکس مانند فروسین نشاندار شده اند ، عمل میکنند.کاربردهای عملی سنسورهای میل ترکیبی بر پایه اپتامر در شیمی بالینی همچنان در حال پدیدار شدن است.انالیت های مدل مانند ادنوزین تری فسفات (adenosine triphosphate=ATP) و ترومبین (thrombin) بکار رفته و نشان داده اند که سنسورهای برگشت پذیر را میتوان تولید کرد. روشی که به وسیله ان اپتامرها ضد هدف هایشان انتخاب میشوند انها را بطور ذاتی مناسب سنجش جابجایی (displacement assays) میکند و ان بخاطر میل ترکیبی بسیار کاهش یافته نسبت به شکل نشاندار شده هدف است. اپتامر متصل شونده به ترومبین نشان داده که میل ترکیبی چندین برابر کمتری به ترومبین نشاندار شده با هورس رادیش پراکسیداز (HRP) نسبت به ترومبین دست نخورده دارد.یک سنجش جابجایی سریع (10 دقیقه ای ) برای ترومبین با حد تشخیص 4.5 و <1 نانومولار با استفاده از تشخیص نوری و تشخیص الکتروشیمیایی به ترتیب به دست امده است.

 

سنسورهای شیمیایی بر پایه نانوتکنولوژی

Chemical sensors based on nanotechnology) )

نانوتکنولوژی به بررسی ساخت ،ویژگی ها و کاربردهای ساختارها و موادی گفته میشود که دست کم یک بعد بحرانی در مقیاس نزدیک به 100nm دارند.ساختارهایی مانند نانوسیم ها (nanowires) ، نانوذرات (nanoparticles) و نانو لوله های کربن (carbon nanotubes) ویژگی های الکتریکی ،نوری و مغناطیسی یکتایی را ارایه میدهند که از انها میتوان در احساس شیمیایی بهره برد.ناحیه سطح بسیار بزرگ در دسترس روی نانوساختارها برای نامتحرک سازی لیبل ها و عناصر شناسایی کننده بیوشیمیایی توانایی تکثیر بسیار زیاد سیگنال را فراهم میسازد.پیشرفتها در زمینه نانوتجهیزات DNA منجر به تشخیص مولکولی پیچیده و پیشرفتهایی در فرایند تکثیر گردیده است که سبب بهبود PCR از نظر حساسیت و اسانی کاربری شده است.

انعطاف پذیری و شکل یکتای نانولوله های کربن و وجود گروه های واکنشگر روی سطح انها منجر به کاربری انها به عنوان بیوسنسورهای میل ترکیبی و بیوکاتالیزی گردیده است.انتقال مستقیم الکترون بین گلوکز اکسیداز نامتحرک شده و نانولوله های کربن اجازه ساخت بیوسنسورهای گلوکز بدون واسطه را میدهد.دیگر اینکه انتقال افزایش یافته الکترون بین پروتیین ها و نانولوله های کربن منجر به اوورپتانسیل کمتر و جربان های قله ای بالاتر در پاسخ ولتامتریک چندین مولکول در الکترودهای اصلاح شده با نانولوله های کربن شده است.در مورد سنسورهای DNA که از نانولوله های کربن در اشکارساز رخدادهای هیبریدیزاسیون بهره میگیرد، این بهره گیری روش موثری در تقویت شناسایی الکتروشیمیایی بدون لیبل هیبریدیزاسیون DNA و نیز افزایش انتقال بار بین توالی DNA لنگر انداخته در سطح و نانولوله های کربن فراهم کرده است.

نانومواد لیبل شامل طلا ،نقره و نانوذرات نیمه رسانا نشان داده شده که افزایش سیگنال بزرگی را به همراه پایین اوردن حد تشخیص در ایمونوسنسورهای الکتروشیمیایی برای پروتیین های بیومارکر مرتبط با بیماری و در تشخیص رخدادهای هیبریدیزاسیون DNA فراهم کرده اند.نانوذرات طلا هم به عنوان قالب نامتحرک سازی و هم به عنوان لیبل برای ایمونوسنسورهای الکتروشیمیایی استفاده شده اند.الکترودهایی با لایه هایی از نانوذرات طلای بسیار فشرده به ضخامت 5 nm به عنوان ماتریکسی برای نامتحرک سازی هورس رادیش پراکسیداز در یک ایمونواسی ساندویچ برای PSA با حد تشخیص 0.5 pg/mL بکار گرفته شدند.در یک سنجش نوری ،الیگونوکلئوتیدهای هدف با نانوذرات طلا بجای پروب های فلوئورفور نشاندار شدند و نشان داده شد که حساسیت به الیگونوکلئوتیدهای هدف تا دو برابر افزایش یافته بود.یک سیستم تجاری شده که از پروب های نانوذرات طلا استفاده میکند سیستم verigene است که توانایی شناسایی پلی مورفیسم تک نوکلئوتیدی مرتبط با برخی بیماری های ژنتیکی معمول مانند ترومبوفیلی (thrombophilia) ، تغییرها در متابولیسم فولات ،سیستیک فیبروزیس (cystic fibrosis) و هموکروماتوزیس (hemochromatosis) را دارد.

دیگر نمونه های نانوتکنولوژی بکار رفته در احساس شیمیایی در حال پدیدار شدن هستند.برای مثال نانوروزنه (nanopore) هایی کمتر از 1.4 nm قطر در دو لایه لیپیدی به وسیله پروتیین الفا – همولایزین ایجاد شده است.یک روزنه با ابعاد در مقیاس نانومتر اندازه ای دارد که قابل مقایسه با یک مولکول بزرگ (پروتیین ، DNA تک رشته ) است. یک چنین موکولی می بایست باردار شود تا به وسیله یک میدان الکتریکی از طریق روزنه رانده شود. همکاری یک چنین مولکول بزرگی در گذر جریان الکتریکی (جریان یونی ) از طریق روزنه ،در مقایسه با انچه که از یونهای کوچک روان ناشی میشود بسیار کوچک است و همین اجازه تشخیص انالیت هدف را تا حد یک تک مولکول فراهم می سازد.پایه های میکرونی (microfabricated cantilever) ساخته شده از سیلیکون (silicon) و یا سیلیکون نیتراید (silicon nitride) به عنوان مبدل (transducer) در بیوسنسورهای میل ترکیبی برای پایش  1) هیبریدیزاسیون DNA  2) برهم کنش های انتی بادی – انتی ژن  یا 3) جذب باکتری ها استفاده شده اند.خم شدن مکانیکی این پایه ها در مقیاس نانومتر در پاسخ به واکنشهای میل ترکیبی ، پایش میگردند.اگر چه حساسیت این گونه بیوسنسورها با اتصالهای غیر اختصاصی (nonspecific binding) محدود میشود با این حال این فناوری در حساسیت، هم ارز با دیگر روشهای بدون لیبل برای مثال در گستره پیکومولار در تشخیص الیگونوکلئوتیدها و در گستره ng/mL در اندازه گیری انتی ژن ها می باشند.

 

سنسورهای in vivo و کم تهاجمی

In vivo and minimally invasive sensors)

پیشرفتهایی در ساخت سنسورهای الکتروشیمیایی / نوری مینیاتوری و قابل کاشت به دست امده که از ان میتوان به شکل in vivo و پایش زمان واقعی (real-time monitoring) گونه های مهم از نظر بالینی استفاده کرد.شوربختانه پاسخ زیستی ضد چنین سنسورهایی (به عنوان مثال لخته شدن) می تواند اثرهای چشمگیری روی صحت انالیزی چنین پروبهای جایگذاری شده داشته باشد و بهمین دلیل از کاربری گسترده ان در امور بالینی پیشگیری کرده است.با این حال پیشرفتهایی در بهبود قابل اعتماد بودن اندازه گیری های in vivo انجام شده و برخی محصول های تجاری برای پایش زیر جلدی گلوکز هم اکنون در بازار در دسترس است.

سنسورهای انالیزی که درون رگهای خونی یا زیر جلدی کاشته میشوند می بایست قطر بیرونی <0.6 mm داشته باشند.از هر دو فناوری سنسورهای الکتروشیمیایی و نوری استفاده شده تا تجهیزهایی با اندازه های مورد نیاز ساخته شود.انها در پایه،نسخه های مینیاتوری شده سنسورهای الکتروشیمیایی و نوری پیشتر توصیف شده هستند.با این حال افزون بر اندازه کوچکشان چنین تجهیزهایی می بایست سیگنال های برون ده بسیار پایداری را از خود نشان دهند چون کالیبراسیون قابل اعتماد پروب ها با محلولهای کالیبراسیون به هنگامی که پروب ها فرو برده میشوند دیگر ممکن نیست .اگر چه کالیبراسیونی به نام in situ امکان پذیر است (برداشت دوره ای یک نمونه خون in vitro برای به دست اوردن مقدارهای انالیت جاری و به روز کردن برون ده سنسور in vivo به این مقدارها ) ، اگر فراوانی چنین کالیبراسیون in situ بالا باشد، برتری واقعی داشتن بک پروب in vivo بسیار کاهش می یابد.

اندازه گیری پیوسته in vivo سیرشدگی از اکسیژن (SaO2) با جایگذاری فیبرهای نوری کوچک درون گردش خون از طریق یک کتتر (catheter) و سپس اندازه گیری جذب نور بازتاب یافته (reflective absorbance) در دو یا سه طول موج انتخابی مناسب بر پایه طیف جذبی اکسی و داکسی هموگلوبین ، فراهم امده است.دیگر اینکه سنسورهای انالیزی قابل کاشت که خوانش های پیوسته گازهای خونی (pH/pCO2/pO2) را در درون شریان رادیال،به ویژه در بیماران با وضعیت وخیم فراهم میکنند ، طراحی و ساخته شده اند.چنین سنسورهایی معمولا بر پایه طرح سنسور نوع کلارک معمولی که در ان اکسیژن در یک الکترود کار از جنس میکروپلاتینوم (microplatinum)، نقره (silver) و یا طلا (gold) کاهش می یابد، خود این الکترود کار (به همراه الکترود رفرانس Ag/AgCl) درون یک لوله کاتتر با قطر باریک و تراوا به گاز و ساخته شده از یک پلیمر مفروض محدود شده است که جریان حاصل متناسب با فشار جزیی گاز اکسیژن در محیط دربرگیرنده کاتتر است.(شکل 11-17 , A).

سنسورهای الکتروشیمیایی pH و pCO2 مقیم (indwelling sensor) که تجهیزهایی پتانسیومتریک هستند بر پایه فناوری الکترود pH غشا پلیمری و یا سنسورهای pH بر پایه اکسید فلز در حالت جامد می باشند.درج یونوفورهای پروتون لیپوفیل (به عنوان مثال تری دودسیل امین (tridodecylamine ) شکل 11-3 را ببینید) درون دیواره لوله های پلاستیکی یک راه اسانی را در ساخت ابزار دو کاره حس همزمان pH / pCO2 در انسان که کارایی خود را در ازمایش های جانوری نشان داده است،فراهم کرده است.

مینیاتوری کردن طرح الکترودها طوری که بتوان چندین سنسور را در یک تجهیز قابل کاشت دسته بندی کرد هنوز یک چالش مهندسی به شمار میاید.در نتیجه بسیاری از تلاش ها با هدف توسعه سنسورهای گازهای خون درون رگی با دوام برای پایش همزمان pH ، pCO2 و pO2 از فناوری بر پایه فیبرهای نوری نوین به تنهایی یا در ترکیب با یک تجهیز الکتروشیمیایی بهره جسته اند.از انجایی که قطر بیرونی فیبرهای موجود رفته رفته کمتر میشود اکنون دسته کردن سه یا چندین فیبر حساس شیمیایی جداگانه درون یک کاتتر با قطر بیرونی <600 um برای کاشت درون شریان های رادیال انسانی فراهم شده است.شیمی جذب ، فلورسانس و فسفرسانس در طراحی سنسورهایی با پایداری کالیبراسیون و انتخابگری مناسب بررسی شده اند.اندیکاتورهای مناسب معمولا بر روی پایانه دور فیبرها نامتحرک میشوند اگر چه مکانها و یا پیکربندی های جایگزین نیز پیشنهاد شده است.بیشتر اندازه گیری های نوری اکسیژن با اندیکاتورهایی انجام میشود که لومینسانس ان در حضور اکسیژن خاموش میشود (quenching)، درحالی که سنسورهای pH با نامتحرک کردن اندیکاتورهای pH (به عنوان مثال فنول رد ) در فیلم های نوع هیدروژل ساخته میشوند.سنسورهای نوری برای pCO2 را میتوان به اسانی از همان سنسورهای pH به وسیله درج نمک بی کربنات در لایه هیدروژل و سپس پوشاندن این لایه با یک فیلم پلیمری تراوا به گاز (معمولا از مواد لاستیک سیلیکونی ) همانطور که پیشتر در بخش سنسورهای نوری توصیف شدند،ساخت.

برخلاف تلاش های برجسته ای که به وسیله شماری از شرکت های زیست پزشکی در دهه 80 و 90 انجام شد تنها پروب پاراترند (paratrend probe) برای یک بازه زمانی اندک برای اندازه گیری درون رگی گازهای خون در دسترس بود.همانطور که در شکل 11-17,B نشان داده شده است این سنسور مقیم از یک طراحی هیبریدی نوین تشکیل شده است که در ان اکسیژن به صورت الکتروشیمیایی (سنسور کلارک به شکل کاتتر) احساس میشود در حالی که pH و pCO2 به وسیله سنسورهای فلورسانس نوری بر پایه فیبر تشخیص داده میشوند.اگرچه کارامدی بالینی قابل پذیرش برای پاراترند گزارش شده بود اما کالیبراسیون های چندباره برای ان گزارش شده بود.نسخه بعدی این محصول سنسور الکتروشیمیایی اکسیژن را با یک طرح فیبر نوری جایگزین کرد.با این حال مشکلات دنباله دار کارامدی ان و هزینه های همزمان ان از گسترش و توسعه این محصول جلوگیری کرد و اکنون دیگر موجود نیست.

یک کلاس دیگر از سنسورهای شیمیایی in vivo که اکنون موجود است سنسورهای گلوکزی هستند که برای مدیریت بیماران دیابتی ساخته شده اند با هدف نهایی دست یافتن به کنترل کاملا خودکار تزریق انسولین زیر جلدی از طریق پمپ های انسولین دارای ویژگی حمل و نقل بسیار اسان .از انجایی که چنین سنسورهایی نیاز است که در میان بیمارانی عمل کند که برای یک بازه زمانی زیاد و در خارج از بیمارستان هستند (روزها ،هفته ها ) ،جاگذاری چنین دستگاه هایی بطور زیرجلدی بجای درون رگی

برتری دارد.دیگر اینکه سنسورهایی در حال ساخت هستند که میتوانند درون ورید اجوف برای یک بازه یک ساله کاشته شوند.

در مورد سنسورهای زیرجلدی چندین بررسی نشان داده است که غلظت های گلوکز در مایع میان بافتی میتواند غلظتهای خونی گلوکز را دقیق تر پایش نماید اگر چه اندک تاخیر زمانی در رسیدن به مقدارهای برابر در دو محیط نمونه ای گزارش شده است.

سنسورهای گلوکز و لاکتات کاشتنی (implantable) بیشتر بر پایه مبدل های الکتروشیمیایی ساخته شده اند.برای مثال یک چنین سنسوری با استفاده از سنسور دوگانه اکسیژن در یک کاتتر بطور مقیم ((indwelling برای اندازه گیری گلوکز و لاکتات خون ساخته شده است.یک سنسور اکسیژن با گلوکز یا لاکتات اکسیداز نامتحرک شده پاسخی به غلظتهای گلوکز (کاهش اکسیژن سطحی در پاسخ به لاکتات یا گلوکز افزایش یافته ) میدهد در حالی که سنسور اکسیژن جفت که بدون انزیم است برای اصلاح مقدارهای متغیر و نامعلوم pO2 درونزاد عمل میکند.دیگر سنسورهای این چنینی روی طراحی پروب هایی با اشکارسازی امپرومتریک پراکسید هیدروژن (از طریق اکسایش ) در اند از جنس ایریدیوم / پلاتینیوم (iridium/platinum) تمرکز کرده اند که در عمل همانند دستگاه های تجاری برای ازمایش های in vitro هستند. در چنین طراحی هایی بکارگیری یک فیلم پلیمری بیرونی برای محدود کردن انتشار گلوکز (یا لاکتات) به نسبت اکسیژن برای بدست اوردن یک پاسخ الکتروشیمیایی خطی به گلوکز از مقدار نرمال (90 mg/dL) تا غلظتهای افزایش یافته در بیماران دیابتی (>500mg/dL) بسیار مهم است.شکل 11-17,C طرحی را نشان میدهد که در ان پروب سوزنی به وسیله چندین پوشش غشایی و رسوب الکتریکی لایه گلوکز اکسیداز ساخته شده است.طرح هایی مانند این سنسورهای مورد تایید سازمان غذا و داور (FDA) برای پایش گلوکز بطور زیرجلدی می باشد.در یک مورد سنسور واقعا روی یک پیش ماده صفحه ای بسیار باریک بجای یک سیستم استوانه ای بر پایه سیم ساخته شد.همچنان کالیبراسیون های چندباره چنین سنسورهایی از طریق ازمایش های خون در شرایط in vitro  به ویژه در مراحل اولیه پس از کاشت زیرجلدی لازم است.

بجای کاشت سنسورهای گلوکز بصورت درون رگی یا زیرجلدی یک شیوه جایگزین از سنسورهای الکتروشیمیایی گلوکز برای پایش غلظتهای گلوکز در مایع میان بافتی بهره میگیرد که مایع میان بافتی را به سطح سنسورها از طریق فرایند iontophoresis می اورند.جریان الکتریکی از طریق پوست گذر داده میشود تا مایع را به سمت سطح سنسور الکتروشیمیایی گلوکز که بر پایه شناسایی پراکسید است ،حرکت دهد.

تحقیقات کنونی و تلاش ها برای پیشرفت بر روی بکارگیری پوشش های زیست سازگارتر تمرکز یافته است تا پاسخ های زیستی درون رگی و زیرجلدی به دستگاه ها را کاهش دهند.این تلاش ها بر پایه این انتظار انجام شده اند که چنین طراحی هایی برای رسیدن به موفقیت نهایی که همان یکسان بودن نتایج با روشهای in vitro معمول است بسیار مهم هستند.یکی از روشهای نوین در این زمینه از پلیمرهای رهاکننده / تولید کننده NO برای پوشاندن سطح سنسورهای درون رگی بهره میگیرد.توان ضد پلاکتی NO نشان داده که تشکیل لخته را روی سطح کاتترهای حس کننده الکتروشیمیایی اکسیژن بسیار کاهش داده اند و مقدارهای پیوسته  pO2  بسیار درست تری در ازمایش های حیوانی ارایه داده اند.دیگر اینکه NO نشان داده که پاسخ های التهابی را که در برابر سنسورهای زیرجلدی کاشته شده ایجاد میشوند کاهش داده است.

 

 

 

 

Tietz textbook of clinical chemistry and molecular diagnostics (fifth edition)