Snabb, känslig och återanvändbar detektion av glukos med en robust radiofrekvensintegrerad passiv enhet biosensorchip | vetenskapliga rapporter

Snabb, känslig och återanvändbar detektion av glukos med en robust radiofrekvensintegrerad passiv enhet biosensorchip | vetenskapliga rapporter

Anonim

ämnen

  • Biologiska tekniker
  • Bioteknik

Abstrakt

Enorma krav på känsliga och pålitliga märkningsfria biosensorer har stimulerat intensiv forskning för att utveckla miniatyriserade radiofrekvensresonatorer för ett brett spektrum av biomedicinska tillämpningar. Här rapporterar vi utvecklingen av ett robust, återanvändbart radiofrekvensresonatorbaserat integrerat passivt anordning biosensorchip tillverkat på ett galliumarsenidsubstrat för detektion av glukos i vatten-glukoslösningar och sera. Som ett resultat av den mycket koncentrerade elektromagnetiska energin mellan de två avdelningarna i en sammanflätad spiralinduktor kopplad med en interdigital kondensator uppvisar det föreslagna glukosbiosensorchipet linjära detekteringsintervall med hög känslighet vid mittfrekvens. Denna biosensor, som har en känslighet på upp till 199 MHz / mgmL −1 och en kort responstid på mindre än 2 sek, uppvisade en ultralowdetektionsgräns på 0, 033 μM och en reproducerbarhet av 0, 61% relativ standardavvikelse. Dessutom möjliggjorde de kvantiteter som härrör från de uppmätta S-parametrarna, såsom utbredningskonstanten ( y ), impedans ( Z ), resistans ( R ), induktans ( L ), konduktans ( G ) och kapacitans ( C ) den effektiva flerdimensionell detektion av glukos.

Introduktion

Diabetes mellitus är en metabolisk störning som kännetecknas av en fluktuation i blodsockernivån utanför det normala intervallet som ett resultat av underproduktionen (typ 1) eller underutnyttjande (typ 2) av hormonet insulin. Diabetes är en komplex sjukdom som potentiellt kan påverka varje kroppsorgan genom komplikationer som blindhet, njursvikt, hjärtsvikt och nervdegeneration 1, 2, 3, 4, 5 . Världshälsoorganisationen (WHO) uppskattade antalet personer med diabetes över hela världen till cirka 347 miljoner 2013, och detta antal ökar i en enorm takt. Därför är kontrollen av diabetes fortfarande en stor utmaning. Emellertid visade en studie 6 tidigare att en stegvis utveckling i dessa komplikationer uppstår när blodsockernivån ökar från den normala fastande plasmaglukosnivån på 0, 89 mg / ml till nivåer som överstiger 3, 5 mg / ml. Därför kan dessa komplikationer förebyggas genom att använda en biosensor för att noggrant och exakt övervaka blodsockernivån 7 . När variationer i blodsockernivå upptäcks kan de kontrolleras med lämpliga åtgärder, såsom dietterapi, träning, insulininjektioner och / eller orala läkemedel.

För att förhindra livshotande händelser och de försvagande komplikationerna i samband med diabetes pågår forskare för att utveckla glukosbiosensorer. Ett antal glukosbiosensorer med olika transduktionstekniker har rapporterats, inklusive elektrokemiska, optiska och elektromagnetiska spektroskopibiosensorer. Bland dessa typer är elektrokemiska biosensorer de mest accepterade för känslig detektion av glukos. Icke-enzymatiska 8, 9, 10, 11, 12, 13 elektrokemiska glukosavkännare används för att övervinna nedbrytningen orsakad av användningen av mediatorer i enzymatiska 14, 15 glukossensorer. Störning från ett samsubstrat och ökad sensorsvarstid på grund av användningen av yttre element försämrar emellertid prestanda hos dessa sensorer. Optiska sensorer är mycket specifika för glukos. Specifikt uppvisar Ramans spektroskopi skarpare toppar och mindre överlappning och undviker störningar från luminescens och fluorescens 16, 17 . Emellertid kräver denna spektroskopimetod längre stabiliseringstider och påverkas av vävnadstätheten, vävnadstjockleken och hematokrit. Nyligen radiofrekvensbaserade (RF) -baserade etikettfria biosensorer för användning i applikationer, såsom detektering av spänningsbiomarkörer 18, biomolekylär bindning 19, 20, humant cell dielektrisk spektroskopi 21 och glukosdetektering 22, 23, 24, 25, 26 har rapporterats. Glukossensorer baserade på denna teknik utvärderar kvantitativt glukosnivåerna genom att observera nivån på elektromagnetisk koppling, som beror på glukospermitivitet. Denna permittivitet beror i sin tur på den lokala glukoskoncentrationen. Dessa biosensorer, även kallad tredje generationens glukossensorer, tillhandahåller märkningsfri detektion av glukos och uppvisar en mycket kort analystid. Men denna teknik plågas fortfarande av en mängd frågor som påverkar dess noggrannhet och känslighet.

Syftet med denna studie var att utveckla en miniatyriserad RF-resonatorbaserad återanvändbar biosensor för mediatorfri detektion av glukos i avjoniserad vatten-glukoslösning och humant serum med hög känslighet. En interdigital kondensator (IDC) inbäddades internt mellan de två delningarna av en spiralinduktor för att generera en mikrostor resonator med en mittfrekvens lämplig för känslig detektion av glukos. Dessutom sammanflätades induktionsspolarna för att förbättra den ömsesidiga induktansen och minimerade därmed förlusten av signalöverföringen. För att studera resonatorens potentiella tillämpningar inom glukosavkänning och övervakning av diabetes användes den för att detektera glukos i en glukos-vattenlösning och humant serum. Glukosprover (5 mikroliter) med varierande koncentrationer tappades på resonatorns avkänningsregion och S-parametrarna mättes. De stabiliserade mätresultaten erhölls ungefär 2 sek efter att proverna tappats på resonatorn. De experimentella resultaten indikerar att förskjutningen i resonatorens mittfrekvens tydligt detekterades av en skarp S11 för varierande glukoskoncentrationer, vilket bekräftade att glukosnivån kunde detekteras med hög känslighet. Dessutom användes variationerna i S11-magnituden vid centrumfrekvensen och S 21 vid transmissionsnollet för att förbättra detekteringsnoggrannheten. Dessutom uppskattades ett antal parametrar, såsom utbredningskonstanten (y), impedans ( Z ), motstånd ( R ), induktans ( L ), konduktans ( G ) och kapacitans ( C ) från de uppmätta S-parametrarna till stödja flerdimensionell detektion av glukos. Resonatorn visade, när den spolades efter mätningarna, ursprungliga resonansegenskaper före mätningarna. Detta fynd antyder att enheten kan återanvändas för att detektera glukos. Atomic force mikroscopy (AFM) användes också för att studera resonatorns ytråhet under olika förhållanden för att verifiera anordningens återanvändbarhet.

Resultat

Frekvensområdet för RF biosensing resonator

En IDC integrerades mellan de två delningarna av en fyrkantig spiralinduktor med rundade hörn för att generera en kompakt RF-resonator, såsom illustreras i fig. 1 (a) och (d). För att minimera förlusten av signalöverföring längs induktorn sammanflätades dess svängar för att utnyttja den förbättrade ömsesidiga induktansen med användning av luftbryggstrukturer, vars förstorade bilder visas i fig 1 (e) och (f). Mittfrekvensen för den föreslagna resonatorn kan uttryckas som f = 1 / 2π ( LC ) 1/2, där L och C kan uppskattas såsom beskrivits i tidigare studier 27, 28 . Resonatorns dimensioner optimerades för att resonera vid en mittfrekvens av 2.246 GHz. Denna frekvens är lämplig för känslig detektion av glukos på grund av beskaffenheten hos interaktioner mellan glukos, beståndsdelar och fältfrekvens, där vatteninteraktioner med fältet signifikant dominerar alla andra beståndsdelar vid mikrovågsfrekvenser mellan 0, 915 och 2, 45 GHz 29, 30 . Fig. 1 (a) illustrerar också den ekvivalenta resonatorkretsen i termer av R , som står för den resistiva förlusten av spiralinduktorn för induktans ( L ). C representerar kapaciteten för IDC med läckage konduktans ( G ).

(a) 3D-layout för biosensorsresonatorn med användning av en interdigital kondensator och sammanflätad spiralinduktor, och ekvivalentkretsen i termer av R , L , C och G , (b) simulerade strömtäthet för resonatorn vid mittfrekvensen, (c) förstorad vy av IDC med dimensioner, (d) fokuserad jonstråle (FIB) -bild av den tillverkade resonatorn, (e) förstorad vy av den sammanflätade luftbryggstrukturen med dimensioner, och (f) tvärsnittsvy av luft- brostruktur.

Bild i full storlek

Detektion med resonator S-parametrar

De uppmätta S-parametrarna för den nakna resonatorn och resonatorn som bär avjoniserat vatten, fosfatbuffrad saltlösning (PBS) -lösning, glukos-vattenlösning och serum visas i fig 2 (a). För var och en av de ovannämnda förhållandena, resonatorens mittfrekvens skiftades nedåt från den kala resonatorns centrumfrekvens på 2, 246 GHz. Förskjutningen i mittfrekvensen och transformationerna i de uppmätta S-parametrarna beror på samverkan mellan resonatorns induktor och kondensator och materialet och styrs av materialets viskositet. Bland de ovannämnda materialen producerade det avjoniserade vattnet den maximala nedåtgående förskjutningen av mittfrekvensen eftersom det hade den lägsta viskositeten. De koncentrationsbaserade förskjutningarna i centrumfrekvensen indikerad med S11-toppvärdet för sex av de elva glukosavjoniserade vattenlösningsproverna som undersöktes visas i fig 2 (b). Resonatorens mittfrekvens var 0, 642 och 1, 189 GHz för glukosprover med minimala och maximala koncentrationer av 0, 25 respektive 5 mg / ml. Således maximerades den nedåtgående förskjutningen i resonatorns mittfrekvens när glukoskoncentrationen minimerades. Detta beteende förväntades, eftersom glukosens dielektriska konstant är negativt korrelerad med koncentration. Dessutom breddades resonatorns bandbredd med den ökade glukosnivån. Denna ökning förväntades, eftersom förlustfaktorn ökar med ökningen av glukoskoncentrationen. För de andra glukosproven skiftades centrumfrekvensen uppåt från 0, 642 GHz när glukosnivån ökade. Regressionsanalysen avslöjar en god linjär korrelation ( r 2 = 0, 9968) mellan glukoskoncentrationen och förskjutning i centrumfrekvens med en linjär regressionsekvation uttryckt enligt följande:

där y och x representerar centrumfrekvensen respektive koncentrationen av glukos. Därför uppvisade sensorn en känslighet på 112, 67 MHz / mgmL −1 för glukos-vattenlösningen. Enligt optimeringsstudien och tillhörande kalibreringsdiagram (se fig. 2 (d)) beräknades detektionsgränsen för analysen för ett signal-till-brusförhållande (S / N) av 3 till 0, 0621 μM glukos i 5 μL av provet, såsom tidigare beskrivits 31 . S-parametrarna för varje prov mättes fyra gånger, och punkterna avviker från centrumfrekvensen, såsom visas av felstängerna som inte överlappade för varje koncentration. Dessutom bekräftade den maximala relativa standardavvikelsen (RSD) på 0, 49% vid 0, 5 mg / ml glukosnivån som indikeras av felfältet den utmärkta reproducerbarheten av den föreslagna glukosbiosensorn för att detektera glukos i avjoniserat vatten-glukoslösning. Fig. 2 (b) och (c) indikerar variationerna i reflektionskoefficienten (S11) respektive transmissionskoefficienten (S 21 ) för resonatorn för glukosprover med varierande koncentrationer. S 11 maximerades vid -35 och -25 dB för glukoskoncentrationer av 0, 25 respektive 5 mg / ml. Detta beteende förväntades, eftersom resonatorns reflektionskoefficient kan uttryckas med ekvation (2), där Pr (90) representerar den reflekterade energin för normal incidens och motsvarar S11 för den aktuella studien, och ε negativ är negativt korrelerade med glukoskoncentrationen 32 .

Förändringarna är emellertid inte linjära, eftersom den reflekterade energin också reflekteras från IDC-elektroderna och påverkar upprepade gånger vattenglukoslösningen på olika sätt. Den nakna resonatorn uppvisade en transmissionsnoll vid 5, 95 GHz, vilket utgör en av resonatorns ytterligare fördelar för glukosdetektering, eftersom positionen för transmissionsnoll och dess amplitudnivå varierar beroende på glukoskoncentrationen i lösningen. Fig. 2 (c) indikerar att överföringsnollens position förskjutits nedåt som en funktion av glukoskoncentrationen, liknande resonatorens centrumfrekvens. Storleken på S21 varierar emellertid icke-linjärt beroende på ekvation (3), där P trans representerar energin som överförs via resonatorn och motsvarar S 21 för den aktuella studien. S 21 maximerades vid −13 respektive −18 dB för 0, 25 respektive 5 mg / ml glukosnivåer och varierade således på ett motsatt sätt som S 11 . För de andra glukosproven ökade S21- styrkan med koncentrationen på ett icke-linjärt sätt.

De uppmätta S-parametrarna för resonatorerna med fem prover av humant serum för glukosnivån från 1, 48 till 2, 28 mg / ml visas i fig 2 (e). Naturen hos mittfrekvensen förskjuts och S11-variationerna liknar dessa värden i glukos-vattenlösningarna. Regressionsanalysen avslöjar en god linjär korrelation ( r 2 = 0, 9998) mellan glukoskoncentrationen och mittfrekvensskiftet med följande linjära regressionsekvation:

Därför uppvisade sensorn en känslighet på 199 MHz / mgdL −1 för serum. Enligt resultaten från optimeringsstudien och tillhörande kalibreringsdiagram med felstänger (se fig. 2 (f)) beräknades detektionsgränsen för analysen för S / N = 3 till 0, 033 μM glukos i 5 μl prov. Dessutom bekräftade den maximala RSD på 0, 61% vid glukosnivån på 2, 28 mg / ml av felstången den utmärkta reproducerbarheten av den föreslagna glukosbiosensorn för att detektera glukos i serum. Kompletterande tabell S1 visar värdena på mittfrekvenserna för den föreslagna biosensorn med relativa standardavvikelser och andra S-parametrar för glukosprover med varierande koncentrationer.

(a) Skift i centrumfrekvensen för olika förhållanden, (b) förskjutning i centrumfrekvensen och variationer i reflektionskoefficienten (S 11 ) för vatten-glukosprover med varierande koncentrationer från 0, 25 till 5 mg / ml, (c) förskjuta frekvensen och storleken på överföringskoefficienten (S 21 ) vid transmission noll, (d) linjärt monterad mittfrekvens (r 2 = 0, 9968), inklusive de faktiska mittfrekvenserna med felstänger, (e) förskjutning i mittfrekvensen och variationer i storleken på reflektionskoefficienten (S 11 ) för serumprover med glukoskoncentrationer som varierar från 1, 48 till 2, 28 mg / ml, och (f) linjärt monterad mittfrekvens (r 2 = 0, 9998), inklusive de faktiska mittfrekvenserna med felstänger .

Bild i full storlek

Flerdimensionell detektion med hjälp av härledda parametrar

Först härleddes utbredningskonstanten (y) och impedansen (Z) från de uppmätta S-parametrarna för glukosproven med varierande koncentrationer. Utbredningskonstanten spridde sig från cirka 1, 8 till 2, 6 GHz, såsom visas i fig 3 (a). Denna parameter främjade glukosavkänning, eftersom den uppvisade en linjär och positiv korrelation med glukoskoncentrationen vid frekvenser från cirka 2, 2 till 2, 4 GHz. Specifikt, vid 3, 215 GHz, upptäckte impedansen exakt nivån av glukos, eftersom impedansvärdet ökade med glukoskoncentrationen med lika intervaller, såsom indikeras av fig. 3 (b), med undantag för den låga glukosnivån (0, 25 mg / ml i det här fallet). Dessutom observerades resonansdjup vid olika frekvenser för olika glukosnivåer. Storleken på detta resonansdopp korrelerades positivt med glukosnivån. För ytterligare analys erhölls ytterligare parametrar, såsom motstånd ( R ), kapacitans ( C ), induktans ( L ) och konduktans ( G ) från utbredningskonstanten och impedansen med hjälp av ekvationerna (5) och (6) 33 .

(a) Förökningskonstant, (b) impedans, (c) motstånd, (d) induktans, (e) konduktans och (f) kapacitans.

Bild i full storlek

Resistensen ökade med ökningen av glukoskoncentrationen från cirka 2, 56 till 2, 75 GHz såsom visas i fig 3 (c). Resonanskoppar, vars storlek var positivt korrelerade med glukosnivån, observerades också vid olika frekvenser som sträcker sig från cirka 3 till 4, 5 GHz. Induktansen, som varierade linjärt och var positivt korrelerad med glukoskoncentrationen vid 3, 2 GHz, såsom visas i fig 3 (d), kan vara användbar för glukosavkänning. Vidare uppvisade induktansen resonanskoppar, vars storlek var positivt korrelerad med glukoskoncentrationen. Resonatorens konduktans uppvisade tydliga variationer med glukoskoncentrationer från cirka 2, 2 till 2, 22 GHz, såsom illustreras i fig 3 (e), och uppvisade också resonanskoppar, vars storlek ökade med glukosnivån. Fig. 3 (f) visar kapacitansen för biosensorchipet för varierande glukoskoncentrationer, och kapacitansen korrelerades negativt med glukoskoncentrationerna för högre frekvenser som sträcker sig från cirka 2 till 3 GHz. Resonanskoppar observerades för frekvenser som sträckte sig från cirka 1, 3 till 1, 8 GHz, och deras storlek var positivt korrelerad med glukosnivån. Dessutom korrelerades frekvenserna för de kapacitiva resonanskopparna positivt med glukoskoncentrationerna; därför kan kapacitansen också vara användbar för att detektera glukosnivån. Kompletterande tabell S2 sammanfattar de uppmätta värdena för de härledda parametrarna för glukosprover med varierande koncentrationer.

Specifikiteten för glukosbiosensorn

Ytterligare experiment genomfördes med användning av serumprover från tre diabetespatienter för att bestämma noggrannheten för den föreslagna glukosbiosensorn. Dessa prover, som testades på sjukhuset, innehöll olika basglukosnivåer, såsom anges i tabell 1. För att bestämma glukosnivån med användning av den föreslagna glukosbiosensorn mättes S-parametrarna för resonatorn för 5 mikroliter av varje prov, och glukoskoncentrationen bestämdes från centrumfrekvensen med användning av den kalibrerade ekvationen (4). Resultaten, som visas i tabell 1, indikerar att glukosnivån i varje serumprov detekterades med signifikant noggrannhet. För att studera effekten av isomerer, såsom fruktos eller galaktos, på noggrannheten av glukosavkänning, kompletterades varje serumprov sedan med 0, 1 mg / ml fruktos. Många molekyler kan potentiellt påverka glukosavkänning; variationerna i halterna av dessa molekyler är emellertid liten hos diabetespatienter. Därför valdes fruktos för denna studie, eftersom denna molekyl uppvisar större dynamiska intervall beroende på olika faktorer, såsom patientens diet. Återställningen av glukosnivån i serumproven med fruktos uppvisade försumbar statistisk varians, såsom anges i tabell 1, vilket bekräftade förmågan att känna glukos noggrant i närvaro av fruktos. Således behåller den föreslagna glukosbiosensorn hög selektivitet, och fruktos kommer sannolikt inte att ha någon inverkan på precisionen eller noggrannheten hos glukosavkänning.

Full storlek bord

Återanvändbar detektion som biosensor

För att demonstrera återanvändbarheten för den föreslagna glukosbiosensorn observerades dess resonansegenskaper för följande två förhållanden: den initiala mätningen av S-parametrar för den nakna resonatorn och de uppmätta S-parametrarna för resonatorn varje gång den spolades för att möjliggöra mätningen av ett nytt glukosprov. Fig. 4, som jämför de uppmätta S-parametrarna för de nämnda förhållandena, indikerar att biosensorchipet återfick de ursprungliga resonansegenskaperna efter sköljning med PBS-lösning och torkning. Dessutom observerades ytråheten hos avkänningsmetallskiktet hos resonatorn med användning av AFM, vilket indikerade att ungefär samma ojämnhetsvärden erhölls före mätningen och efter tvättning. Därför kan det föreslagna biosensorchipet användas för att upptäcka glukosnivåer upprepade gånger, vilket reducerar kostnaden för produkten på lång sikt.

(a) 3D-ytprofil, (a.1) linjeprofildiagram för ytråheten och (a.2) den uppmätta S-parametern för den nakna resonatorn, (b) 3D-ytprofilen, (b.1) linjeprofilgrafen för ytråheten och (b.2) den uppmätta resonatorns S-parameter som bär serumprovet (1, 48 mg / ml), (c) 3D-ytprofil, (c.1) linjeprofildiagram för ytråheten och (c. 2) resonatorns uppmätta S-parameter sköljdes av med PBS och torkades.

Bild i full storlek

Tabell 2 visar jämförelser mellan den föreslagna glukosbiosensorn och flera tidigare rapporterade glukosbiosensorer och visar att vi utvecklade en glukosbiosensor med den lägsta detektionsgränsen. Därför är den föreslagna glukosbiosensorn mer lämpad för att påvisa diabetes i ett tidigt skede. Noggrannheten hos den föreslagna glukosbiosensorn och biosensorn rapporterad i referens 23 förbättrades genom flerdimensionell detektion. Emellertid uppvisade den föreslagna glukosbiosensorn signifikant högre känslighet för glukosdetektering, vilket indikeras av den markanta ökningen av förskjutningen av mittfrekvensen för lägre variation i glukoskoncentration. Dessutom har den föreslagna glukosbiosensorn en jämförbar responstid med alla de rapporterade glukosbiosensorerna och har en utmärkt reproducerbarhet för glukosdetektering. Dessutom utvecklade detta arbete en mer kostnadseffektiv och återanvändbar biosensor.

Full storlek bord

Diskussion

I detta arbete utvecklades snabb, känslig och återanvändbar glukosdetektion med ett IPD-chip på ett GaAs-underlag för mediatorfri detektion av glukos. IDC mellan de två delningarna av en sammanflätad spiralinduktor kopplar starkt den elektromagnetiska energin, såsom illustreras av den simulerade strömtätheten vid mittfrekvensen i fig. 1 (b). Därför kan IDC omvandla till och med en liten förändring i permittiviteten som orsakas av att glukoskoncentrationen ändras till effektiva kapacitansvariationer. Följaktligen transformerar IDC förändringen i resonatorns mittfrekvens och andra egenskaper. Fig. 5 (d) visar skanningselektronmikroskopi-bilden (SEM) av IDC med en schematisk vy av vatten- och monosackaridmolekyler. Den elektriska modelleringen av en del av det IDC-bärande glukosprovet illustreras i fig. 5 (e). Fig. 5 (f) visar den detaljerade skiktinformationen för IPD-tillverkningsprocessen för den föreslagna resonatorn. Den ekvivalenta tillträde till kondensatorn, vars ekvivalenta krets visas i fig. 5 (e), uttrycks enligt följande:

där Z IDC är den ekvivalenta impedansen för IDC, Cp och C- sub representerar de kapacitiva effekterna beroende på direktflödet respektive flödet via substratet från källan till jordelektroden, representerar Ca den kapacitiva effekten på grund av flödet via luft, och Cg och Gg representerar kapacitansen och konduktansen beroende på flöde via glukosprovet. IDC: s nettokapacitans med glukosprovet kan uttryckas på följande sätt:

där enhetens cellkapacitans C UC kan uttryckas enligt följande:

där k = a / b och K ( k ) är den elliptiska integralen av det första slaget 34, N är antalet enhetsceller, L är längden på den kopplade elektroden, ε 0 är det fria utrymmet tillåtet, e är GaAs substratpermitivitet, och e g är glukosprovets permittivitet.

(a) Biosenserande resonator fixerad på aluminiumboxen och ansluten till VNA för mätning av S-parametrar, (b) förstorad vy av den tillverkade resonatorn ansluten till 50 Ω-anslutningen, (c) FIB-bild av resonatorytan som bär glukosprov, (d) SEM-bild av IDC och schematisk bild av glukosprovet med användning av vatten- och glukosmolekyler, (e) förstorad schematisk vy av en del av IDC inklusive den ekvivalenta kretsen för att uppskatta nettokapacitansen för glukosproven från varierande koncentrationer, och (f) olika lager av IPD-tillverkningsprocessen för den föreslagna resonatorn.

Bild i full storlek

Enligt Debye-dispersionsmodellen kan glukosprovets dielektriska konstant ( ε g ) och förlustfaktor ( ε ″ g ) uttryckas som en komplex mängd enligt följande:

Ovanstående ekvation är endast en approximation och används för att studera effekten av provets glukoskoncentration på permittiviteten. Monosackaridmolekyler (C 6 H 12 O 6 ) innehåller ett högre antal –OH-grupper som bildar fler –H-bindningar när de är närvarande som en monomer i vatten, vilket resulterar i mindre tillgängligt vatten att interagera med AC-fältet. Därför är den dielektriska konstanten för en vattenglukoslösning lägre än vatten. Vidare har glukos ett dipolmoment på 3, 8 och en molekylvikt av 180, 2 kDa. Således är glukosmolekylen tyngre än vattenmolekylen, vilket bidrar till den dielektriska mekanismen för vattenhaltig glukos på följande sätt: 1) den viskösa effekten är mer uttalad på grund av dess stora storlek, vilket resulterar i en svår rotation med AC-fältet, och (2) dess relativt stora dipolmoment ger inte molekylen den nödvändiga kompaktheten för att underlätta omorientering med AC-fältet. Därför ökar den viskösa effekten när koncentrationen av glukoslösningen ökar, vilket resulterar i ökade avslappningstider och motsvarande minskade dielektriska konstanter och ökad förlustfaktor enligt ekvation (10) 35, 36 . Som en konsekvens förväntas kapacitansen för avkänningskondensatorn i denna studie maximeras och minimeras när glukosnivån i glukosprovet minimeras och maximeras vid 0, 25 och 5 mg / ml (för glukos-vattenlösningen) och 1, 48 respektive 2, 28 mg / ml (för serum).

Det föreslagna RF-resonatorbaserade biosensorchipet möjliggjorde således tydlig och känslig detektion av glukos inom det diabetiska området baserat på förskjutningen i centrumfrekvens, vilket styrs av effektiva förändringar i induktans och kapacitans på grund av den komplexa växelverkan mellan glukosprovet och chipet. De flera parametrarna härledda från de uppmätta S-parametrarna resulterade i enkelriktad avkänning och ökade därmed precisionen för detektering. Specifikt var impedansen mycket känslig och uppvisade en linjär och positiv korrelation med glukoskoncentration. Dessutom är den föreslagna glukosbiosensorn återanvändbar och har fördelar, såsom en kort analystid och en mikromolär detektionsgräns (0, 0621 μM för vatten-glukoslösning och 0, 033 μM för serum). Således visades detta tillvägagångssätt vara en framgångsrik elektromagnetisk spektroskopibaserad biosensor, och kan potentiellt tillämpas i point-of-care-test för diabetesövervakning.

metoder

Tillverkning av RF-resonatorn

RF-resonatorn tillverkades med användning av en integrerad passiv anordning (IPD) -process, och den fokuserade jonstråle-bilden (FIB) av den tillverkade resonatorn visas i fig. 1 (d) 37, 38 . För att tillverka biosensorresonatorn avsattes först kiselnitrid (SiN x, 200 nm) över ett galliumarsenid (GaAs, 400 mikrometer) substrat som ett passiveringsskikt med användning av plasmaförbättrad kemisk ångavsättning (PECVD). Ett 2 mikrometer tjockt Au-metallskikt, följt av en 20/80 nm Ti / Au-såddmetall via RF-förstoftningsprocessen, bildades sedan genom elektroplätering och användes som metalllinjer för IDC och spolar för spiralinduktorn . Passiveringsskiktet förbättrar vidhäftningen mellan underlaget och det första metallskiktet. Återigen bildades ett ympmetallskikt som tidigare nämnts, följt av ett andra passiveringsskikt av 200 nm SiNx avsatt av PECVD för att förhindra eventuell brist mellan det första och det andra metallskiktet. En luftbryggfotoprocess utfördes sedan före Au (3 mikrometer) toppmetalldefinition och pläteringsprocess, genom vilken luftbryggsförbindelser bildades vid trasiga spolvägar runt en metalllinje för induktorn. Efter elektropläteringsprocessen avlägsnades luftbryggmasken och den reaktiva jonetsningen (RIE) av Ti / Au-utsädesmetallen utfördes.

Provberedning

Följande två klasser av glukosprover bereddes: en glukosbeståndslösning som bestod av en blandning av avjoniserat vatten (Merck Millipore, Billerica, Massachusetts, USA) och D-glukospulver (SIGMA, life science, GC) och serum framställt från blod som extraherades från friska människor. Glukos / vattenproven bereddes i följande 11 olika koncentrationer: 0, 25, 0, 5, 1, 1, 5, 2, 2, 5, 3, 3, 5, 4, 4, 5 och 5 mg / ml. Basglukosnivån i serum erhållet genom centrifugering av blodet vid 3000 rpm under 12 minuter var 1, 48 mg / ml. De 5 olika koncentrationerna av det beredda serumet var 1, 48, 1, 68, 1, 88, 2, 08 och 2, 28 mg / ml. I denna studie framställdes lösningarna av avjoniserat vatten och D-glukospulver, sera från humant blod och sera med kompletterat fruktos vid ROS Medical Research Center, Institutionen för biokemi och molekylärbiologi, Kyung-Hee University, Seoul, Sydkorea, och allt experimentprotokoll godkändes av den etiska kommittén vid Kyung-Hee universitet, Seoul, Sydkorea. Informerat skriftligt medgivande erhölls från alla försökspersoner innan deras blodprov samlades in för glukostestning och alla mänskliga förfaranden utfördes i enlighet med riktlinjerna och förordningarna i Sydkoreas bioetik och biosäkerhetslag (2005). Experimenten för att studera biosensorns glukosavkänningsprestanda genomfördes vid Kwangwoon University, Seoul, Sydkorea, och allt experimentprotokoll godkändes av Fusion Technology Center, Kwangwoon University, Sydkorea.

mätningar

För att utföra de elektriska mätningarna av resonatorn med användning av en Agilent 8510C vektornätverksanalysator (VNA) såsom illustreras i fig. 5 (a), var den tillverkade resonatorn trådbunden med 50 'transmissionslinjer, såsom visas i fig. 5 (b) . Fem mikroliter av prover placerades på resonatorytan med hjälp av en Finnpipette (5–50 mikroliter, Thermo Electron Corporation). S-parametrarna mättes över ett frekvensområde från 0, 1 till 12 GHz. För att hålla provet vid en konstant temperatur ekvilibrerades alla proverna till rumstemperatur före testning. För att mäta effektiviteten hos denna jämvikt, mättes temperaturerna för varje enskilt prov med en termoelementssond omedelbart före de elektriska mätningarna på varje speciellt prov. De uppmätta temperaturerna för de enskilda proverna varierade från 19, 3 till 20, 7 ° C. Efter den elektriska mätningen för ett prov spolades resonatorytan flera gånger med avjoniserat vatten (för glukos-vattenlösning) och fosfatbuffrad saltlösning (PBS) -lösning (för serum) för att avlägsna glukosprovet före mätning av det nya provet.

Kompletterande information

Word-dokument

  1. 1.

    Kompletterande information

    Dataset 1

kommentarer

Genom att skicka en kommentar samtycker du till att följa våra villkor och gemenskapsriktlinjer. Om du finner något missbruk eller som inte överensstämmer med våra villkor eller riktlinjer ska du markera det som olämpligt.