生物电化学传感器是一种将生物化学反应能转换为电信号的装置。通常将生物成分，如酶、抗原／抗体、植物或动物组织等连接到电极表面，起到生物分子识别或生物化学受体的作用。生物电化学传感器种类很多，如酶传感器、免疫传感器、微生物传感器和动植物组织传感器等，其中酶传感器和免疫传感器应用较为广泛。

一 酶传感器

根据检测信号的不同，酶传感器有电位与电流型之分，前者是以Nernst方程作为定量的基础，后者则是基于伏安或电流检测技术，目前电流型酶电极是发展的主流。考虑到第14章已介绍过电位型酶传感器，这里仅讨论电流型酶传感器。

（一）以氧作为电子受体的酶传感器

这类酶传感器是由一种称为Clark型氧电极来制备的，用透气膜将酶包裹固定在氧电极表面。葡萄糖传感器通常使用葡萄糖氧化酶(glucoseoxidaseGOD)，该传感器对葡萄糖具有选择性响应，其检测原理为：

(1)当含有氧饱和的葡萄糖待测溶液和酶电极接触时，将发生以下酶反应：

葡萄糖十O2十H2O一→葡萄糖酸十H2O2

氧被催化还原为过氧化氢，葡萄糖被转化为葡萄糖酸。

(2）由于酶附近的氧被消耗，到达氧电极上的氧的量减少了，最后导致还原电流降低。氧还原电流降低的量与待测溶液中的葡萄糖的浓度成正比

与以上的检测方式类似，也可以通过测定酶反应所生成的过氧化氢来对葡萄糖定量分析。这种酶传感器是在铂电极表面涂覆上GOD制成，测定时，溶液中的葡萄糖在含有酶的膜表面被氧化，生成的过氧化氢往膜内渗透扩散，到达铂阳极上发生电化学氧化反应：

H2O2===2H⁺+O2+2e^-

其响应电流与溶液中葡萄糖浓度成正比。这种检测原理适用于制备各种以氧为辅助底物的酶传感器。

（二）介体型酶传感器

上述酶传感器是通过氧的消耗或者过氧化氢的生成来检测底物，这在分析上存在一些问题，如溶液中氧的浓度波动会引起分析误差，而且在溶液缺氧的环境下响应电流会显著下降，并因此影响检出限。为此，引用一种介体来取代氧／过氧化氢反应电对。所谓介体是一种具有良好电化学活性的相对分子质量小的化合物，它担负从酶的氧化还原中心到电极表面传递电子的作用。在催化还原过程中，介体首先与还原型的酶反应，然后扩散到电极表面并进行快速的电子交换。以葡萄糖氧化酶为例，酶首先与底物进行氧化还原反应，然后被介体重新氧化，即

葡萄糖＋GOD/FAD+H2O一→葡萄糖酸＋GOD/FADH2

GOD/FADH2+2MOX一→GOD/FAD+2MRed+2H+

最后，介体在电极上被氧化

2MRed一→2MOX+2e-

上述反应中，FAD(flavinadeninedinucleotide）代表在葡萄糖氧化酶分子上的黄素氧化还原中心。Mox/Mxea表示伴随电子转移的介体的氧化还原电对。

在介体型酶传感器中，介体的选择非常重要，它需满足以下几个条件：

(1)能够快速地与还原型的酶反应；

(2)具有可逆的异相反应动力学行为；

(3)生成氧化型介体的过电位低而且与pH无关；

(4）它的氧化或还原形态都是稳定的；

(5）还原型介体不与氧发生反应；

(6)在应用中无毒化作用。

常用介体有氧化还原染料、铁氰化物、二茂铁及其衍生物、导电有机盐类、醌及其衍生物等。

(三）直接电子传递型酶传感器

无论是以氧为电子受体还是介体型酶电极都是一种间接测定方法。人们感兴趣的仍然是酶的直接电化学方法，即酶／电极之间直接电子传递型酶传感器。如对于下述生物催化反应：

葡萄糖＋GOD/FAD+H2O一→葡萄糖酸＋GOD/FADH2

产物GOD/FADH2直接在电极上氧化：

GOD/FADH2一→GOD/FAD+2H⁺+2e-

要想实现酶的直接电子传递，理论上说是比较困难的，因为与一般的氧化还原物质相比，酶的相对分子质量大，它所具有的复杂结构往往将其氧化还原中心紧紧地包裹起来，使其很难与电极表面相接触，因此酶与电极之间的电子传递变得困难。现在还没有获得制备这类电极的普遍方法，但是这类酶传感器在不断地被发现。例如，以锇一联吡啶络合物为电子中继体（electronrelay)，将酶固定在锇氧化还原聚合物膜中,酶氧化还原中心可以通过电子中继体与电极表面进行电子交换，即酶被电化学激活，从而实现酶的直接电子传递。

目前已获得酶的直接电子传递的方法主要有，

(1）使用电子转移促进剂，如某些带正电荷的多胺和氨基昔类化合物；

(2)使用电子中继体的酶电活化技术；

(3)酶在表面活性剂膜中的直接电子传递。

二 电化学免疫传感器

免疫法是利用抗体与抗原或半抗原之间的高选择性反应而建立起来的分析方法，它具有很高的选择性和低的检出限。电化学免疫传感器是基于抗原与抗体反应而进行特异性的定量或半定量分析的集成器件，其中抗原和抗体是分子识别单元，它们与电化学换能单元相连接，并通过换能器将被测物质的浓度信息转变为相应的电信号，可以应用于多种抗原、半抗原或抗体的检测。电化学免疫传感器可分为电流型和电位型两种主要类型。

（一）电流型免疫传感器

电流型免疫传感器通常是利用标记物，例如酶，将免疫反应的信号放大以后，间接测定抗原或抗体。这种传感器的制备首先是通过吸附或共价键合将抗体（Ab)固定在透气或聚合物膜上，并将其与基底电极相连接。然后将此电极浸入含酶标记的抗原（Ag*）和抗原试样（Ag）的溶液中，这样Ag*和Ag会与膜表面上有限的Ab进行竞争反应。待一定时间后，洗去游离的抗原。这时，由于竞争反应的结果，与膜表面上Ab相结合的Ag*量与试样中的Ag量成反比。然后加入底物S，这时Ag*上的酶会催化底物反应，得到电活性产物P，最后P在基底电极上被检测，从而间接测定抗原。这种方法已应用于强心药地高辛、免疫球蛋白及糖蛋白等的测定。

另一种电流型免疫传感器是在膜电极表面形成一种夹心式化合物的方法。在这种方法中，将固定了一定量抗体的膜电极浸入抗原试样中，让抗体与抗原进行反应得到Ab-Ag复合物。达到平衡后，洗去游离一的抗原。然后加入一另一种酶标记的抗体（Ab*)，使其与抗原再反应，形成夹心式化合物Ab-Ag-Ab*。上述酶标记的免疫传感器虽然制备较复杂，但具有灵敏度高的特点，尤其是该方法能将试样中的干扰物如蛋白质等分离，提高了方法的实用性。

（二）电位型免疫传感器
电位型免疫传感器是根据免疫反应过程中某种离子电位的变化来实现抗原或抗体的检测。例如，利用碘离子选择性电极作为基底电极可制备出测定乙型肝炎抗原的传感器。制作这种传感器时，需要将乙型肝炎抗体固定在碘离子选择性电极表面的蛋白质膜上。测定时，将此传感器插入含有乙型肝炎抗原的溶液中，使抗体与抗原结合，再用过氧化物酶标记的免疫球蛋白抗体处理，这时就形成了抗体／抗原／抗体夹心式的结构。将此传感器插入过氧化氢和碘化物的溶液中，在过氧化物酶标记的免疫球蛋白的催化作用下，过氧化氢在过氧化物酶催化下被还原，而碘化物因被氧化而消耗，碘离子选择性电极上测定的碘离子浓度减少量与乙型肝炎抗原的量成正比，由此可以推算乙型肝炎抗原的浓度。

三 生物成分的表面固定化方法

酶电极的制备都需要将生物成分固定在电极表面，因此有必要了解电极表面生物成分（酶、抗体、抗原等）的固定方法，常用的方法有：

1．夹心法

把生物成分放置在双层透气膜之间，形成夹心结构，再将其固定在电极表面。例如，将葡萄糖氧化酶固定在两片透气膜中间，然后用圆形橡皮筋固定在氧洗去过量的酶标记抗体，再加入适当的底物S。这时，在酶的催化作用下，底物S转变为具有电活性的P，从而在电极上被检测。在这种情况下，电流大小与被测抗原量成正比。这种方法已应用于免疫球蛋白等的测定。电极表面，这就制成了葡萄糖传感器，也是最早的酶电极。

2.交联法

通过双（多）功能团试剂让酶分子与凝胶／聚合物交联形成网状结构而使酶固定。最常用的交联剂是戊二醛，它能在温和条件下与酶蛋白上的一NH2残基反应。惰性蛋白（如牛血清白蛋白）常用来形成酶膜，因它含有丰富的赖氨基残基，易于和戊二醛作用形成非水溶性的聚合物膜，其形成的交联网状结构如图。这类膜为酶分子提供了合适的微环境，最大限度地保持酶的活性。

3．包埋法

该技术是将生物成分包埋在双层透气膜、溶胶一凝胶、电化学聚合物膜、碳糊等材料中而实现固定。如在溶胶一凝胶中，酶与硅酸酯形成氢键，使之构象不易变化，同时又与硅酸酯中的甲基等疏水基团相互作用，既能保持生物成分的活性，又能防止其从凝胶膜内泄漏。

4．共价键合法

生物成分与电极表面通过共价键结合而固定的方法。

5．吸附法

通过物理吸附（基于离子的、极性的、亲油性等）或化学吸附将酶固定在电极表面。