纳米线传感器的基本机制是利用场效应晶体管（FETs）（通常在微电子工业中被用于开关器件）的场效应变化对目标进行探测。在如图5.3（a）所示的标准场效应管中，使用半导体（如p型Si）作为导电沟道来连接晶体管的源极和漏极，其中，源极和漏极分别作为电流的注入端和收集端。通过位于薄介电层上的第三个电极（栅电极）对半导体进行电容耦合控制，可以实现源漏极间的导电沟道的导通与关断。使用p型Si或其他p型半导体作为导电沟道时，施加正栅极电压会导致载流子耗尽，从而使电导降低，而施加负栅极电压会导致载流子积累，从而使电导增加。对于场效应管传感器而言，由带电物质与栅极电介质接触产生的电场结果与向栅极施加电压相似，场效应管的电导对栅极电压的依赖性使得场效应管很适合用作电传感的传感器。早在几十年前便已经有人提出这种用场效应管进行传感的方法，然而由于平面器件灵敏度有限，平面场效应管传感器并没有得到很好的应用。
由Si和其他材料组成的半导体纳米线也可以用作场效应管器件。以Si纳米线为例，可以制备出直径小至2～3nm的单晶Si纳米线。此外，无论是p型还是n型材料所构成的纳米线，其特性都与现在微电子工业中的器件性能相当，甚至更好，且这些特性高度可重复。与碳纳米管相比，纳米线的电子特性在生长期间能够被很好地控制。作为影响灵敏度的一个关键因素，Si纳米线的高性能开关特性尤为重要。使用一维纳米结构制备的场效应管，打破了结构对平面场效应管传感器灵敏度的限制，传感源在纳米线表面的吸附导致载流子在圆柱结构（直径为纳米级别）的“主体”中耗尽或累积（平面器件只有表面区域），灵敏度大大提高，使得单分子的检测成为可能。
通常，可以以高性能的纳米线场效应管为核心制备传感器。以图5.3（b）为例，通过将待识别的基团吸附到纳米线的表面来实现特定的传感。根据平面生化传感器中氧化硅或玻璃表面的化学修饰数据，带有自然氧化层的Si纳米线可以与受体直接链接。当带有表面受体的传感器暴露于含有大分子的溶液中时，如含有带净正电荷的蛋白质水溶液，特异性结合将导致p型纳米线器件表面正电荷增加和电导降低。目前已经开发出一种非常可靠灵活的集成纳米线传感器装置，如图5.3（c）所示。器件包含一根p或n型掺杂的Si纳米线、与环境绝缘的源漏电极（使得只有在Si纳米线表面与受体的结合处产生电信号），以及用于待测溶液输送的微流体装置。
1.pH传感
图5.3 纳米线场效应管传感器
2001年，针对氢离子浓度或pH传感的研究首次证实了纳米线场效应器件具有检测液体溶液中物质的能力［8］。通过用3－氨基丙基三乙氧基硅烷来修饰氧化硅表面，将p型Si纳米线器件转换为传感器，如图5.4（a）所示。纳米线表面会产生氨基，同时纳米线表面还有氧化物自发产生的硅烷醇（Si－OH）基团。氨基和硅烷醇都可用作氢离子的受体，当其经历质子化／去质子化反应后，会改变纳米线表面净电荷。值得注意的是，随着微流体装置传输溶液的pH值从2逐渐增加到9，p型Si纳米线器件的电导逐渐增加，如图5.4（b）所示。由于存在两个不同的受体基团在不同pH范围内经历质子化／去质子化，导致电导率随pH值近线性增加，这从传感器的角度看是非常吸引人的。从场效应管的角度，随着pH的增加，电导的增加与表面正（负）电荷的减少（增加）一致，正是通过载流子的累积“导通”了p型场效应管。进一步地，在不修饰氧化硅表面层的情况下，通过探测pH响应测试了表面受体在纳米线传感器响应中扮演的关键角色。如图5.4（c）所示，在这种情况下，只有硅烷醇基团可以用作氢离子的受体。电导随pH的变化测试结果显示了两种不同的响应机制。在pH比较低时（2～6）电导变化很小，但在高pH范围（6～9）内电导的变化则比图5.4（b）所示的变化更大，这与含有氨基和硅烷醇受体的纳米线表面不同。此外，电导随pH的变化与二氧化硅表面电荷密度随pH的变化非常一致。对比这些实验可以清楚地表明，传感机制的确是类似于使用物理栅电极施加电压的场效应。
图5.4 纳米线pH传感器［8］
2.蛋白质和DNA检测
生物大分子通常可以加入到水溶液中，如蛋白质和核酸。因此当合适的受体与纳米线的活性表面接触时，纳米线传感器可以很容易地检测到生物大分子。检测溶液中蛋白质的第一个实验使用的是p型Si纳米线器件，其中分子生物素选择性地结合蛋白质链霉亲和素连接到纳米线的氧化物表面，如图5.5（a）所示［8］。当链霉亲和素蛋白质溶液输送到用生物素受体修饰的纳米线传感器装置时，器件的电导快速增加并达到恒定值，且在加入纯缓冲液后器件仍旧保持该电导值，如图5.5（b）所示，其中，区域1对应于缓冲溶液，区域2对应于添加250×10－6 mol／L链霉亲和素，区域3对应于纯缓冲溶液。这些结果与在相同pH下的链霉抗生物素蛋白的净负电荷（引起p型材料中的载流子积累）和链霉亲和素－生物素系统的解离速率（通常非常小）都一致。
图5.5 实时检测蛋白质和DNA［8，9］
生物素表面受体在链霉亲和素的特异性检测中的关键作用也在几个其他实验中得到证实。例如，将链霉亲和素溶液加到未修饰的Si纳米线上时，电导不会发生变化，如图5.5（c）所示。阻断链霉亲和素结合位点也会导致生物素修饰的Si纳米线器件不响应。此外，这项初步工作表明，实时电检测浓度可以降低到10－11 mol／L，低于多种疾病的标记蛋白所需的检测水平。这些实验表明，蛋白质很少有非特异性结合，结合相互作用是高度特异性的，纳米线器件是高度灵敏的检测器，该方法可以极大促进传感器的发展。
最近，Si纳米线场效应管被作为传感器用于检测单链DNA［9］。在该器件中，带负电荷的聚阴离子高分子与p型纳米线表面的结合导致电导增加。用单链材料的互补序列进行DNA目标分子的识别，如互补肽核酸（PNAs），如图5.5（d）所示。采用PNA作为DNA检测的受体是因为不带电荷的PNA分子具有比相应DNA识别序列更高的亲和力和稳定性。PNA受体修饰的p型Si纳米线器件还被用于识别囊性纤维化跨膜受体基因与DF508突变位点相对的野生型DNA中，发现加入6×10－14 mol／L野生型DNA样品溶液后，器件电导增加，如图5.5（e）所示，其中箭头对应于加入6×10－14 mol／L互补DNA样品，插图为加入10－13 mol／L突变体DNA的器件电导。p型Si纳米线器件电导的增加与负表面电荷密度的增加一致，负表面电荷密度与表面带负电荷的DNA的结合相关。此外，实验结果显示结合响应对于野生型序列是特异的，具有DF508突变位点的序列没有这种电导的稳定变化，如图5.5（e）中插图所示［9］。这些实验中的序列特异性是面向遗传疾病检测的纳米线器件开发的关键一步。
纳米线DNA传感器还有几个其他的特性。首先，电导随目标序列浓度的变化表明，直接电检测的浓度可以降至至少10－14 mol／L的水平，如图5.5（f）所示。重要的是，该研究中的电流探测极限明显好于现有的实时测量方式，包括SPR、纳米颗粒增强的SPR，以及石英晶体微型天平。其次，图5.5（f）还说明对于独立的Si纳米线器件，电导随DNA浓度的增加呈现非常相似的变化。器件间的可重复性是Si纳米线作为集成传感器潜力的重要验证，可以实现应用于生物学研究和遗传筛选的高通量、高灵敏度DNA检测。
3.单病毒检测
前面介绍了纳米线传感器用于检测溶液中的生物和化学物质的能力。虽然这些研究表明纳米线传感器具有现有的无标记传感器器件无法比拟的精确灵敏度，但没有给出纳米线场效应管器件的最终灵敏度。为解决这一关键问题，Patolsky等人进行了病毒检测实验，以确定是否能够可靠地检测单一病毒［10］。实验基本概念如图5.6（a）所示。当病毒颗粒结合到纳米线器件上的抗体受体时，该装置的电导率将从基线值开始改变，并且当病毒再次结合时，电导率将返回到基线值。向单克隆抗体修饰的p型Si纳米线器件上传递大约8×10－17 mol／L或50病毒／μL高度稀释的甲型流感病毒溶液后，产生了明显的离散电导变化，如图5.6（b）所示，这是单个带负电荷的流感病毒结合和释放的特征［10］。图5.6（b）中下方图像表示时间点1～3和4～6之间的两个结合／脱离事件。为进一步证明在这些实验中观察到的离散电导变化确为检测到单个病毒结合／脱离的结果，利用荧光标记的流感病毒进行了同步光学和电学测试。图5.6（b）中的光学和电学数据表明，当病毒在纳米线器件附近扩散时，电导保持在基线值，并且仅在纳米线表面结合之后，电导以量化方式下降，此方式与观察到的未标记病毒下降方式类似。随着病毒脱离并从纳米线表面扩散，电导快速返回到基线值。这些平行测量还表明病毒必须与纳米线器件接触以产生电响应，未来可能开发出没有串扰的超密集纳米线器件阵列，其最小尺寸由病毒的大小决定。
图5.6 基于Si纳米线的单病毒传感器［10］
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