Cảm biến sinh học trên cơ sở polyme dẫn trong phát hiện vi rút gây bệnh

ĐẠI HỌC QUỐC GIA HÀ NỘI
TRƯỜNG ĐẠI HỌC CÔNG NGHỆ
***************




Trần Quang Huy


CẢM BIẾN SINH HỌC TRÊN CƠ SỞ POLYME DẪN
TRONG PHÁT HIỆN VI RÚT GÂY BỆNH



Chuyên ngành : Vật liệu và linh kiện nanô



LUẬN VĂN THẠC SỸ





NGƯỜI HƯỚNG DẪN KHOA HỌC :
TS. Mai Anh Tuấn

Hà Nội - 2007
MỤC LỤC



Trang phụ bìa

Lời cam đoan

Lời cảm ơn

Mục lục

Danh mục các ký hiệu, chữ viết tắt

Danh mục các bảng

Danh mục các hình vẽ, đồ thị


MỞ ĐẦU

CHƯƠNG 1. TỔNG QUAN
Trang
1.1 Lịch sử phát triển cảm biến sinh học …………………………
3

1.2 Cảm biến sinh học………………………………………………
5
1.2.1 Khái niệm cảm biến sinh học……………………………
5
1.2.2 Nguyên lý cảm biến sinh học……………………………
9
1.2.3 Phân loại cảm biến sinh học………………………………
10
1.3 Polyme dẫn………………………………………………………
15
1.3.1 Khái niệm polyme dẫn ……… ………………………….
15
1.3.2 Cơ chế dẫn của polyme dẫn……………………………….
16
1.3.3 Ứng dụng polyme dẫn trong cảm biến sinh học…………
18
1.4. Một số khái niệm về sinh học phân tử, vi rút học, vi rút Herpes
21
1.4.1 Một số khái niệm về sinh học phân tử…………………….
21
1.4.2 Một số khái niệm về vi rút học……………………………
24
1.4.3 Vi rút Herpes………………………………………………
27



CHƯƠNG 2. CHẾ TẠO CẢM BIẾN SINH HỌC
2.1 Thiết bị, hóa chất………………………………………………
31

2.1.1 Thiết bị…………………………………………………….
31
2.1.2 Hóa chất…………………………………………………
31
2.2 Thiết kế và chế tạo cảm biến vi điện cực……………………….
32
2.2.1 Thiết kế cảm biến vi điện cực……………………………
32
2.2.2 Qui trình chế tạo vi cảm biến……………………
33
2.3 Lựa chọn DNA đầu dò………………………………………….
37
2.4 Lựa chọn polyme dẫn……………………………………………
38
2.5 Cố định DNA đầu dò lên bề mặt vi cảm biến……………
39
2.6 Đo đạc các thông số…………………………………………….
41
2.6.1 Kính hiển vi điện tử quét (KHVĐTQ)…………………….
41
2.6.2 Phổ hồng ngoại biến đổi chuỗi Fourier (FTIR)……………
42
2.6.3 Kỹ thuật phản ứng chuỗi tổng hợp polymerase (PCR)…
42
2.6.4 Xây dựng hệ đo tín hiệu cảm biến sinh học……………….
43

CHƯƠNG 3. KẾT QUẢ VÀ BÀN LUẬN

3.1 Cảm biến vi điện cực……………………………………………

49
3.2 Tạo màng polyme dẫn APTS ….……………………………….
52
3.3 Phổ hồng ngoại FTIR……………………………………………
52
3.4 Dò tìm axit nucleic từ mẫu phân tích……………………………
53
3.4.1 Dò tìm DNA bổ sung……………………………………
53
3.4.2 Dò tìm DNA đặc hiệu của HSV…………………………
60
KẾT LUẬN

DANH MỤC CÁC CÔNG TRÌNH ĐÃ CÔNG BỐ CỦA
TÁC GIẢ

TÀI LIỆU THAM KHẢO

PHỤ LỤC


Thank you for evaluating AnyBizSoft PDF Splitter.
A watermark is added at the end of each output PDF file.
To remove the watermark, you need to purchase the software from
/>DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VÀ CHỮ VIẾT TẮT


APTS
3-aminopropyl–triethoxy-silance
(Tên một loại polyme dẫn)

DNA
Deoxyribonucleic acid
(Axít đêoxyribônuclêic – AND)
EDC
1–ethyl-3-(dimethyl-aminopropyl)carbodiimide
(Tên chất để hoạt hóa gốc phốt phát của ADN)
ELISA
Enzyme Linked Immuno Sorbent Assay
(Kỹ thuật miễn dịch gắn men)
IF
ImmunoFlourescence
(Kỹ thuật miễn dịch huỳnh quang)
FTIR
Fourier Transform Infrared Spectroscopy
(Phổ hồng ngoại biến đổi chuỗi Fourier)
HSV
Herpes Simplex Viruses type 1 & 2
(Vi rút Herpes týp 1 và 2)
ITIMS
International Training Institute for Material Science
(Viện Đào tạo Quốc tế về Khoa học Vật liệu)
KHVĐTQ
Kính hiển vi
điện tử quét
MIA
1-methylimidazole
(Tên chất để làm ổn định hóa DNA hoạt hóa trong nước)
NCBI
National Center of Biotechnology Information
(Trung tâm Quốc gia về Thông tin Công nghệ sinh học)

PCR
Polymerase Chain Reaction
(Kỹ thuật phản ứng chuỗi tổng hợp polymeraza)
RNA
Ribonucleic acid
(Axít ribônuclêic - ARN)
WHO
World Health Organization
(Tổ chức Y tế Thế giới)




DANH MỤC CÁC BẢNG

Trang
Bảng 1.1
Các loại thụ thể sử dụng trong cảm biến sinh học và kỹ thuật đo
điện hoá
6
Bảng 1.2
Kiểu đo tương ứng với các bộ chuyển đổi điện hoá và đối tượng
phân tích
8
Bảng 1.3
Một số tạp chất tiêu biểu dùng để pha tạp trong polyme dẫn 18
Bảng 1.4
Cố định các phân tử sinh học lên lớp polyme dẫn trong các thiết bị

cảm biến

20
Bảng 1.5
So sánh hai týp vi rút Herpes 29
Bảng 2.1
Thông số quá trình oxy hoá bề mặt phiến silic 34
Bảng 2.2
Thông số quá trình phún xạ tạo màng kim loại trên phiến silic 36
Bảng 2.3
Các thông số hàn dây siêu âm 37
Bảng 2.4
Bảng mẫu thực hiện các phép đo theo nồng độ, nhiệt độ, thời gian 48
Bảng 3.1
So sánh ưu, nhược điểm của hai loại cảm biến vi điện cực 51
Bảng 3.2
Tín hiệu lai hóa khi nồng
độ mẫu thấp tại nhiệt độ phòng 54
Bảng 3.3
Tín hiệu lai hóa của DNA đầu dò và DNA bổ sung trong mẫu phân
tích
55
Bảng 3.4
Tín hiệu lai hóa theo sự thay đổi của nhiệt độ, nồng độ và thời gian 57
Bảng 3.5
Tín hiệu lai hóa khi đo với sản phẩm PCR của HSV 61

DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ VÀ ĐỒ THỊ



Trang
Hình 1.1
Hình thái bề mặt của cảm biến trước và sau khi lai hoá 7
Hình 1.2
Nguyên lý hoạt động của cảm biến sinh học 9
Hình 1.3
Mô hình một loại cảm biến enzyme…. 11
Hình 1.4
Nguyên lý của cảm biến sinh học DNA 12
Hình 1.5
Mô hình cảm biến miễn dịch sợi nano phát hiện vi rút 14
Hình 1.6
Vị trí của cảm biến sinh học so với các kỹ thuật truyền thống
khác để chẩn đoán bệnh
15
Hình 1.7
Tốc độ
phát triển cảm biến sinh học trong 20 năm trở lại đây
và dự báo xu hướng phát triển
15

Hình 1.8
Mô hình ứng dụng của màng polyme dẫn 19
Hình 1.9
Cấu trúc và sự lai hóa của phân tử DNA 21
Hình 1.10a
Ảnh hiển vi điện tử truyền qua của vi rút Herpes - nhuộm âm
bản
27
Hình 1.10b
Cấu trúc vi rút Herpes 27
Hình 1.11
Bệnh nhân bị nhiễm vi rút HSV-1 28
Hình 2.1a
Thiết kế cảm biến 70µm x 30µm 32
Hình 2.1b
Mô hình cấu trúc vi điện cực của cả
m biến 70µm x 30µm 32
Hình 2.2a
Thiết kế cảm biến 20µm x 20µm 32
Hình 2.2b
Mô hình cấu trúc vi điện cực của cảm biến 20µm x 20µm 32
Hình 2.3
Xử lý bề mặt phiến Si 33
Hình 2.4
Tạo lớp màng SiO
2
33
Hình 2.5
Mô phỏng quá trình quang khắc trên phiến silic 35
Hình 2.6

Mô phỏng quá trình phún xạ cao tần tạo màng Pt…. 35
Hình 2.7
Quá trình loại bỏ lớp cảm quang và lớp màng kim loại Pt/Cr
không cần thiết
36
Hình 2.8
Kính hiển vi điện tử quét phát xạ trường lạnh S-4800-Hitachi 41
Hình 2.9
Máy phân tích phổ hồng ngoại biến đổi chuỗi Fourier 43
Hình 2.10
Dạng sóng từ bộ khuếch đại Lock-in 43
Hình 2.11
Hệ đo vi sai sử dụng máy khuyếch đại Lock-in SR830 45
Hình 2.12
Mạch tương đương của hệ đo vi sai 45
Hình 3.1A
Vi cảm biến 30µm x 70µm 49
Hình 3.1B
Vùng điện cực hoạt động của vi cảm biến 30µm x 70µm 49
Hình 3.2A
Vi cảm biến loại 20µm x 20µm 50
Hình 3.2B
Vùng điện cực hoạt động của vi cảm biến 20µm x 20µm 50
Hình 3.3
Hình ảnh HVĐTQ của màng polyme dẫn APTS trên bề mặt vi
cảm biến
52
Hình 3.4
Phổ FTIR xác nhận các liên kết hóa học giữa DNA đầu dò –
màng APTS

53
Hình 3.5
Tín hiệu lai hóa theo thời gian tương ứng với nồng độ mẫu
phân tích bằng 0,5nM
55
Hình 3.6
Tín hiệu lai hóa theo sự thay đổi nồng độ mẫu phân tích ở
nhiệt độ phòng
56
Hình 3.7
Tín hiệu lai hóa theo thời gian tương ứng với các nồng độ
mẫu phân tích khác nhau
58
Hình 3.8
Sự ảnh hưởng của nhiệt độ lên khả năng phát hiện DNA bổ
sung của vi cảm biến theo nồng độ mẫu phân tích
59
Hình 3.9
Tín hi
ệu lai hóa theo nhiệt độ của vi cảm biến với nồng độ
mẫu 1nM
60
Hình 3.10
Hình ảnh PCR dương tính với HSV của bệnh nhân ký hiệu
VN055
61
Hình 3.11
Khả năng phát hiện DNA đặc hiệu của HSV trong sản phẩm
PCR
62

Hình 4
Đo đạc thử nghiệm vi cảm biến trên hệ đo mới 72

Thank you for evaluating AnyBizSoft PDF Splitter.
A watermark is added at the end of each output PDF file.
To remove the watermark, you need to purchase the software from
/>

1

MỞ ĐẦU


Trong những năm gần đây, rất nhiều các nhà khoa học trong nước và Quốc tế
đã tập trung nghiên cứu chế tạo ra loại cảm biến sinh học có độ nhạy, độ chọn lọc cao,
thiết bị nhỏ gọn, sử dụng tiện ích và cho kết quả tin cậy. Thiết bị này được đánh giá
với nhiều tính năng vượt trội và có khả năng khắc phục được hầ
u hết nhược điểm của
các thiết bị phân tích truyền thống khác như ELISA, PCR Trong tương lai gần, các
nhà khoa học dự đoán rằng các thiết bị truyền thống sẽ dần bị thay thế bởi các thế hệ
cảm biến sinh học do chính những tiện ích của nó mang lại. Trong lĩnh vực chẩn đoán
bệnh, ba loại cảm biến sinh học chủ yếu thường được tập trung nghiên c
ứu chế tạo là :
i) cảm biến enzyme trên cơ sở phản ứng đặc hiệu enzyme – cơ chất; ii) cảm biến
miễn dịch trên cơ sở phản ứng đặc hiệu kháng nguyên – kháng thể; iii) cảm biến
DNA trên cơ sở lai hóa đặc hiệu giữa hai sợi đơn DNA có trình tự bổ sung nhau.
Trong phát hiện vi rút gây bệnh, hai loại cảm biến sinh học thường được tập trung
nghiên cứu h
ơn cả là: cảm biến miễn dịch và cảm biến DNA. Với mục tiêu phát triển
và chế tạo ra loại vi cảm biến sinh học để có thể ứng dụng trong phát hiện vi rút gây

bệnh tại Việt Nam, đồng thời phục vụ cho luận văn cao học, tác giả đã đề xuất đề
cương đề tài ‘‘Cảm biến sinh học trên cơ sở polyme dẫn trong phát hiện vi rút gây
bệnh’’ với các nhiệm vụ:
- Chế tạo bộ vi cảm biến thích hợp cho việc phân tích, dò tìm những mẫu sinh
học có nồng độ thấp.
- Lựa chọn loại polyme dẫn thích hợp, tương thích với mẫu sinh học và có khả
năng tạo màng trên bề mặt vi cảm biến, không tham gia vào các phản ứng sinh hóa
giữa phần tử sinh học đầu dò và phần tử đích.
- Lựa chọn phần tử
sinh học đầu dò, cố định lên bề mặt vi cảm biến
- Đo đạc thử nghiệm với mẫu phân tích để xác định độ nhạy và các thông số
khác của vi cảm biến trong phát hiện vi rút gây bệnh.
Đề cương này đã được Trường Đại học công nghệ - Đại học Quốc gia Hà Nội
chấp thuận.
Dưới sự hướng dẫn khoa học của Tiến sỹ Mai Anh Tuấn, s
ự giúp đỡ của nhóm
nghiên cứu cảm biến sinh học - Viện Đào tạo Quốc tế về Khoa học Vật liệu, Trường
Đại học Bách khoa Hà Nội, tác giả đã triển khai nghiên cứu phát triển loại cảm biến


2

sinh học DNA trên cơ sở polyme dẫn 3-aminopropyl–triethoxy-silance (APTS) để phát
hiện axit nucleic của vi rút Herpes týp 1 và 2 (HSV) thông qua việc dò tìm đoạn DNA
đặc hiệu của loại vi rút này. So với mục tiêu và nhiệm vụ đề ra, tác giả đã hoàn thành
đề tài với những kết quả khả quan. Một số kết quả đã được tác giả công bố trên các tạp
chí, hội nghị chuyên ngành trong nước và Quốc tế. Tác giả nhận thấy rằng, loại cảm
biế
n này có độ nhạy rất cao, tín hiệu lai hóa giữa DNA đầu dò trên bề mặt vi cảm biến
và DNA bổ sung xuất hiện rất nhanh khoảng 1 phút tại nồng độ 0,5nM ở nhiệt độ

phòng và kết quả cũng đạt được tương tự đối với DNA đặc hiệu của HSV ở nhiệt độ
50°C – 55°C. Tuy nhiên, tín hiệu đầu ra thu được từ sự lai hóa thường xuất hiện rất
nhỏ, do đó để
đưa vào ứng dụng thực tế cần phải có nghiên cứu sâu hơn, đồng bộ hơn
để khuyếch đại, tăng tín hiệu đầu ra. Quá trình thực nghiệm, các kết quả cũng như
những bàn luận được tác giả trình bày chi tiết trong luận văn.
Bố cục của luận văn được trình bày như sau :

Chương 1 . Tổng quan
Trong chương này, tác giả trình bày tổng quan về lịch sử, khái niệm cũng nh
ư
nguyên lý, phân loại của cảm biến sinh học. Bên cạnh đó, những kiến thức về polyme
dẫn, cách lựa chọn, cố định polyme dẫn lên bề mặt cảm biến và một số khái niệm cơ
bản về vi rút học, sinh học phân tử cũng được tác giả nêu ra.

Chương 2. Chế tạo cảm biến sinh học
Chương này mô tả toàn bộ quá trình thực nghiệm để thực hiệ
n đề tài. Bắt đầu từ
việc lựa chọn vật liệu, hóa chất, tiếp theo là mô tả việc thiết kế, chế tạo loại cảm biến
vi điện cực thế hệ mới loại 70µm x 30µm và 20µm x 20µm, quá trình lựa chọn, pha
tạp và tổng hợp polyme dẫn lên bề mặt vi cảm biến. Cuối cùng, mô tả cách cố định
phần tử sinh học đầu dò lên vi cảm biến, đo đạc các thông số và thiết lập hệ đo,
phương thức đo đối với mẫu phân tích.

Chương 3. Kết quả và bàn luận
Trong chương này, toàn bộ kết quả của quá trình thực nghiệm được trình bày và
những bàn luận của tác giả đối với những kết quả đạt được, từ đó đưa ra kết luận và
những ý kiến đề xuất.

3


CHƯƠNG 1. TỔNG QUAN

1.1 Lịch sử phát triển cảm biến sinh học
Giáo sư Lenan C Clark là người đầu tiên phát minh ra điện cực oxy năm 1956,
khởi nguồn của Công nghệ cảm biến sinh học [16]. Năm 1962, tại Hội thảo khoa học
của Viện Hàn lâm Khoa học New York, ông đã đề xuất một hướng nghiên cứu mới :
‘‘Làm thế nào để tạo ra cảm biến điện hóa thông minh hơn (pH, phân thế, độ
dẫn,…) ?’’ khi
đưa thêm vào ‘‘lớp chuyển tiếp enzyme giống như màng kẹp giữa, theo
kiểu xếp chồng’’. Khái niệm này sau đó được làm sáng tỏ bằng thực nghiệm khi người
ta sử dụng điện cực oxy Clark để bẫy men đường (glucose oxidase) thông qua màng
thẩm tách. Độ giảm của nồng độ oxy đo được tỷ lệ với nồng độ glucose. Trong một
công trình công bố năm 1962, Clark và Lyon lần đầu tiên đưa ra khái niệm điện cực
enzyme [15]. Updike và Hick đã triển khai chi tiết thực nghiệm để chứng minh sự cần
thiết để tạo ra điện cực enzyme chức năng đo nồng độ glucose mặc dù nhận được rất
nhiều phê bình từ các nhà chuyên môn [59]. Năm 1969, Guilbault và Montalvo công
bố chi tiết về điện cực enzyme bằng phương pháp đo thế [28]. Hai ông mô tả cảm biến
urea trên cơ sở cố định chất urease tại
điện cực màng chất lỏng lọc lựa amoniac. Năm
1975, ý tưởng của Clark trở thành hiện thực khi công ty thiết bị Yellow Springs (Ohio,
Mỹ) giới thiệu lần thứ hai (lần đầu năm 1973) về thiết bị phân tích glucose sử dụng
phương pháp đo thế. Năm 1974, Cooney và đồng nghiệp đề xuất sử dụng bộ chuyển
đổi nhiệt cho cảm biến sinh học. Những thiết bị mới loại này được đặt tên tương ứng
với đầu dò enzyme nhiệt [18] và men cặp nhiệt [40].
Sự phát triển cảm biến sinh học đã tạo bước đột phá mới vào năm 1975, khi
Divis cho rằng có thể sử dụng vi khuẩn làm yếu tố nhận biết sinh học trong các điện

cực vi sinh vật để đo nồng độ cồn [25]. Công trình của ông đã khởi đầu cho hướng
nghiên cứu chính ở Nhật B
ản nhằm tạo ra các loại cảm biến sinh học có khả năng ứng
dụng trong kiểm soát môi trường và Công nghệ sinh học. Cũng trong năm 1975,
Lubbers và Optitz đưa ra thuật ngữ optode để mô tả cảm biến sợi quang học có gắn
chất chỉ thị để đo oxit cácbon II (CO
2
) hoặc oxy. Trên cơ sở đó, hai ông và đồng
nghiệp đã tạo ra cảm biến sinh học tín hiệu quang để đo nồng độ cồn [60].
Năm 1976, Clemens và đồng nghiệp đã tích hợp thành công cảm biến sinh học
glucose điện hoá trong tuyến tụy nhân tạo [17], sau đó được Miles (Elkhart) tung ra thị


4

trường với thương hiệu: Biostator. Cùng thời gian này, La Roche (Thuỵ Sỹ) đã giới
thiệu bộ phân tích Lactat LA 640 sử dụng chất trung gian dehydrogenase để truyền tải
điện tích từ lactat đến điện cực. Mặc dù không thành công về mặt thương mại nhưng
thiết bị này lại là một dự báo quan trọng cho một thế hệ cảm biến sinh học mới ra đời.
Một tiến bộ lớn c
ủa cảm biến sinh học đo glucose ứng dụng trong cơ thể sống được
công bố bởi Shichiri và đồng nghiệp năm 1982, khi lần đầu tiên họ mô tả điện cực
enzyme kiểu hình kim cấy dưới da [54]. Nhiều công ty vẫn đang theo đuổi triển vọng
để phát triển loại thiết bị này, nhưng hiện nay sản phẩm vẫn chưa xuất hiện trên thị
trường. Trong khi đó, ý tưởng tạo ra bộ cảm biến miễn dịch trực tiếp bằng cách cố
định kháng thể lên bộ phận chuyển đổi điện thế hay áp điện đã được khảo sát ngay từ
những năm 1970 [38], các nhà khoa học đã mô tả khả năng sử dụng cộng hưởng
plasmon bề mặt để kiểm soát ngay trong thời gian các phản ứng ái lực xảy ra. Năm
1990, BIAcore (Pharmacia, Thuỵ Điển) đã cho ra mắt loại cảm biến dựa vào công
nghệ này. Năm 1984, rất nhiều công trình công bố sử dụng ferrocene và dẫn xuất của

nó làm môi trường trung gian để cố định phần tử đầu dò trong cấu trúc điện cực
enzyme với giá thành rẻ [13]. Loại cảm biến này được chế tạo trên cơ sở điện cực
enzyme bằng kỹ thuật in lưới do MediSense (Cambridge, Mỹ) đề xuất nă
m 1987 nhằm
tạo ra thiết bị kiểm tra nồng độ glucose trong máu có kích cỡ nhỏ như chiếc bút viết.
Doanh thu bán hàng của công ty Medisense tăng theo hàm mũ, đạt tới 175 triệu USD
năm 1996. Các tạp chí chuyên ngành hiện nay đăng tải một số lượng lớn các công
trình nghiên cứu về các thiết bị khai thác các tính năng của enzyme, axit nucleic, thụ
thể tế bào, kháng thể,… kết hợp với các bộ chuyển đổi nhiệt, quang, áp điện, điệ
n hoá
[58]. Mỗi phương pháp có thể được sử dụng cho rất nhiều các yếu tố phân tích khác
nhau như trong chăm sóc sức khỏe, thực phẩm, kiểm soát môi trường, an ninh quốc
phòng, chống khủng bố sinh học,… [8,24,35,60].
Theo Fuji-Keizai Group (Mỹ) dự đoán rằng doanh thu của thị trường cảm biến
trên toàn thế giới năm 2007 sẽ đạt khoảng 10,8 tỷ đô la với tốc độ tăng trưởng 10,4%
[64]. Với những
ưu điểm vượt trội như độ nhạy, độ đặc hiệu, tính chọn lọc cao, thiết bị
đơn giản, gọn nhẹ, khả năng phát hiện nhanh, tại chỗ, giá thành rẻ, nên cảm biến sinh
học có triển vọng vượt qua hầu hết nhược điểm của các thiết bị thông thường khác. Vì
vậy, loại cảm biến này ngày càng được các nhà khoa học quan tâm nghiên cứu nhằm
tối ưu hóa các tính năng và khả năng ứng dụng trong phân tích chất lượng thực phẩm


5

[7], kiểm soát môi trường [52], công nghiệp dược [19], chống khủng bố sinh học [31]
và đặc biệt là trong chẩn đoán bệnh nhằm phát hiện ra các tác nhân gây bệnh như vi
khuẩn [42], vi rút [9,46,47,48,50].
Tại Việt Nam, trong những năm gần đây, cảm biến sinh học đang thu hút được
rất nhiều sự quan tâm nghiên cứu của các nhà khoa học như ở Trường Đại học Bách

khoa Hà Nội, Đại học Quốc gia Hà Nội, Đại học Quố
c gia Thành phố Hồ Chí Minh,
Một số kết quả về cảm biến sinh học được nghiên cứu chế tạo trong nước đã được
công bố như: cảm biến enzyme để phát hiện nồng độ thuốc trừ sâu, cảm biến DNA,
[4,5,29,39]. Với tiềm năng phát triển và ứng dụng của cảm biến sinh học trong khoa
học sự sống, nhóm nghiên cứu của chúng tôi đã tiến hành nghiên cứu chế t
ạo cảm biến
sinh học nhằm phát hiện gen của một số loại vi rút gây bệnh trên người như vi rút
Herpes týp 1&2 – tác nhân gây bệnh lở loét vùng mặt và vùng sinh dục phổ biến nhất
trên toàn cầu, vi rút cúm A - loại vi rút đang được Tổ chức Y tế Thế giới (WHO) quan
tâm hàng đầu, Việt Nam là một trong những nước nằm trong vùng nóng về dịch và
nguy cơ xảy ra đại dịch của cả hai loại vi rút này. Một số kết quả ban
đầu về nghiên
cứu chế tạo cảm biến sinh học ứng dụng trong y sinh học đã được tác giả công bố trên
các tạp chí, hội nghị trong nước và Quốc tế [4,5,29,39].

1.2 Cảm biến sinh học
1.2.1 Khái niệm cảm biến sinh học

Hiệp hội quốc tế về hoá học ứng dụng - IUPAC năm 1999 đã định nghĩa: cảm
biến sinh học là một thiết bị tích hợp độc lập, nhỏ gọn, có khả năng cung cấp những
thông tin phân tích định lượng hoặc bán định lượng đặc trưng, sử dụng một yếu tố
nhận biết sinh học (thụ thể sinh hóa) duy trì sự tiếp xúc không gian trực ti
ếp với một
phần tử chuyển đổi [22]. Theo Daniel R. Thévenot và đồng nghiệp, hệ thống nhận biết
sinh học chuyển thông tin từ vùng sinh hoá, thường là nồng độ chất phân tích thành tín
hiệu vật lý hoặc hóa học ở đầu ra với độ nhạy xác định. Mục đích chính của hệ thống
nhận biết này nhằm tạo cho cảm biến có độ chọn lọc cao đối với chất cần phân tích.
Ph
ần tử nhận biết sinh học có thể là enzyme, DNA/RNA, kháng nguyên/kháng thể, tế

bào,…như mô tả trong bảng 1.1. Để phát hiện vi rút gây bệnh có thể dựa trên việc phát
hiện kháng thể/kháng nguyên thông qua cảm biến miễn dịch hoặc phát hiện
DNA/RNA đặc hiệu của từng loại vi rút thông qua cảm biến DNA. Trong khuổn khổ


6

của luận văn, tác giả chỉ tập trung giới thiệu về cảm biến DNA với phần tử nhận biết
sinh học là DNA để phát hiện axit nucleic đặc hiệu của vi rút gây bệnh.

Bảng 1.1. Các loại thụ thể sử dụng trong cảm biến sinh học và kỹ thuật đo điện hoá [22]
Chất phân tích
Hệ thống ghi nhận thụ thể/hóa
học
Kỹ thuật đo lường/ phương thức
chuyển đổi
1. Ion
Thể mang ion sinh học, tinh thể
vô cơ dẫn ion, enzyme, thủy tinh
trao đổi ion,…
Điện thế; Thế-dòng
2. Khử mùi, khí,
gas
Màng kỵ nước hoặc lớp lipid kép;
Điện cực kim loại trơ;
Enzyme;
Kháng thể, thụ thể
Điện thế; Thế-dòng
Dòng điện;
Dòng điện hoặc điện thế

Dòng điện, điện thế hoặc trở
kháng, áp điện hoặc quang học
3. Chất nền
Enzyme; tế bào; thụ thể;
Mô động hoặc thực vật

Dòng điện hoặc điện thế, độ dẫn,
áp điện, calo
4. Kháng thể /
Kháng nguyên
Kháng nguyên/ Kháng thể;
Oligonucleotid;
Gắn enzyme; gắn chất phát huỳnh
quang hoặc quang hoá
Điện thế, dòng điện, trở kháng, áp
điện, quang học hay cộng hưởng
plasmon bề mặt
5. Protein hoặc
các loại ion, chất
nền có khối
lượng phân tử
thấp
Các kênh , thụ thể protein phối tử
đặc biệt; gắn enzyme hoặc các
chất phát huỳnh quang
Điện thế, dòng điện, trở kháng, áp
điện, quang học hay cộng hưởng
plasmon bề mặt

Chìa khoá của cảm biến sinh học chính là bộ chuyển đổi, đây là bộ phận

chuyển tín hiệu không điện từ hệ thống nhận biết sang tín hiệu điện. Phần tử chuyển
đổi có thể là vi điện cực, ISFET, linh kiện quang, nhiệt,…Một số phương thức chuyển
đổi thông dụng như: điện hoá, quang học, áp điện hay nhiệt,…[30,43,44].
- Chuyển đổi điện hoá: gồm các phép đo dòng, thế, hiệu ứng trường hay độ dẫn.
+ Phép đo dòng:
cơ bản dựa trên sự thay đổi dòng điện từ quá trình oxy hóa -
khử điện hóa của đối tượng phân tích làm hoạt hoá các điện tích. Phương pháp này
thường được thực hiện bởi sự duy trì một điện thế không đổi tại điện cực hoạt động


7

như các bon (C), platin (Pt) hay vàng (Au) hoặc trên một dãy điện cực so với một điện
cực chuẩn so sánh. Dòng thu được liên quan trực tiếp đến nồng độ khối đối tượng phân
tích hoạt hóa điện tích hoặc mức tiêu hao sinh ra trong lớp chất xúc tác sinh học. Tốc
độ phản ứng của chất xúc tác sinh học được chọn phụ thuộc trước tiên vào nồng độ
khối chất phân tích, cũng giống như dòng
ổn định thường tương ứng với nồng độ khối
chất phân tích [30,44].
+ Phép đo thế:
liên quan đến việc xác định sự chênh lệch thế giữa một điện cực
chỉ thị và một điện cực chuẩn so sánh hoặc hai điện cực chuẩn so sánh cách nhau bởi
một lớp màng mỏng nào đó không có dòng đi qua. Bộ chuyển đổi này có thể là điện
cực lựa chọn ion (ISE). Hầu như các thiết bị đo thế phổ biến nhất hiện nay là các đ
iện
cực pH; và một vài loại điện cực lựa chọn khí như (CO
2
, NH
3
) hay ion (F

-
, I
-
, CN
-
,
Na
+
, K
+
, Ca
2+
, NH
4
+
). Điện thế khác nhau giữa điện cực chỉ thị và điện cực chuẩn so
sánh tỷ lệ với hàm lôgarit độ hoạt động của ion, sự giảm nồng độ khí [53].
+ Đo độ dẫn:
Độ dẫn điện là đại lượng đặc trưng cho khả năng dẫn điện của vật
liệu. Phản ứng giữa đầu dò và các phần tử đích làm thay đổi thành phần của chất dẫn
điện khiến độ dẫn điện của chất đó thay đổi. Các phản ứng enzyme, như urease và
nhiều thụ thể màng sinh học có thể được kiểm soát b
ởi các thiết bị đo trở kháng hay độ
dẫn ion sử dụng các vi điện cực xen kẽ nhau [45].


Nguyên lý hoạt động của phép đo độ dẫn của cảm biến DNA dựa trên sự lai hoá
giữa các chuỗi đơn DNA trên bề mặt cảm biến. Khi có sự lai hoá, liên kết hydro được
hình thành giữa các bazơ tạo nên chuỗi xoắn kép (mạch đôi), làm thay đổi mật độ các
ion tích điện ở lân c

ận bề mặt cảm biến (hình 1.1), kết quả là làm thay đổi trở kháng
hay độ dẫn của môi trường giữa hai điện cực của cảm biến.

(a) Không có liên kết ái lực điện.

(b) Có liên kết ái lực điện
Hình 1.1. Hình thái bề mặt của cảm biến trước (a) và sau khi lai hoá (b) [45]


8

+ Tranzito hiệu ứng trường (FETs): sự thay đổi quan trọng của các hệ thống
thường xác định nồng độ ion là tranzito hiệu ứng trường (ISFET). ISFETs được tạo
bởi một loại màng lựa chọn ion gắn trực tiếp với cực cửa cách điện của FET [34]. Khi
ISFETs gắn với lớp phức hợp sinh học hay xúc tác sinh học, chúng trở thành cảm biến
sinh học và thường được gọi là tranzito hiệu ứng trường miễn dịch (IMFETs) hay
enzyme (ENFETs). Các thuộc tính hoạt động của các thiết bị dựa trên ENFETs hay
IMFETs liên quan rất lớn đến cảm biến sinh học trên cơ sở ISE.
Bảng 1.2 mô tả một số kiểu đo tương ứng với các bộ chuyển đổi của những đối
tượng phân tích khác nhau.

Bảng 1.2. Kiểu đo tương ứng với các bộ chuyển đổi điện hoá và đối tượng phân tích [22]
Kiểu đo Bộ chuyển đổi Đối tượng phân tích
1. Điện thế
Điện cực lựa chọn ion (ISE);
Điện cực thuỷ tinh;
Điện cực khí
Điện cực kim loại
K
+

, Cl
-
, Ca
+
, F
-
;
H
+
, Na
+
,…;
CO
2
, NH
3
;
Các loại oxy hoá khử
2. Dòng điện
Điện cực kim loại hoặc các bon;
Các điện cực tạo bởi phương pháp
hoá học
O
2
, đường, cồn,…

Đường, cồn, phenol,
oligonucleotid,…
3. Độ dẫn, trở
kháng

Các điện cực đan xen; điện cực
kim loại
Urea, loại mẫu tích điện,
oligonucleotid,…
4. Hiệu ứng
trường hoặc
mang ion
Tranzito hiệu ứng trường lựa chọn
ion (ISFET); enzym FET
(ENFET)
H
+
, K
+
,…

- Chuyển đổi quang học: Khi có sự tương tác giữa các phần tử sinh học đầu dò
và phần tử đích tạo ra một số đặc tính quang học như khả năng kích thích phát huỳnh
quang, sự hấp thụ, khúc xạ hay nhiễu xạ ánh sáng, [33]. Từ đó, người ta có thể gắn
vào các phần tử đích một chất đặc biệt như chất có khả năng phát quang khi xảy ra
tương tác, đồng th
ời tạo ra bộ chuyển đổi thích hợp để chuyến đổi các tín hiệu quang
thu được thành tín hiệu điện đầu ra [19,51].
- Chuyển đổi áp điện: Phần tử sinh học đầu dò và phần tử đích khi tương tác với
nhau sẽ tạo ra sự thay đổi khối lượng. Thay đổi này có khả năng làm cho tần số dao
động của tinh thể áp điện thay đổi tới 2% và được đo bở
i một mạch điện đơn giản. Lợi
dụng các đặc tính này, người ta chế tạo ra bộ chuyển đổi áp điện cho cảm biến sinh

9

học. Tuy nhiên, cản trở lớn nhất của cảm biến sinh học kiểu này là ảnh hưởng của độ
ẩm không khí và khó khăn khi phân tích mẫu trong dung dịch [49].
- Chuyển đổi nhiệt: Hầu hết các phản ứng có enzyme hay vi sinh vật xúc tác đều
giải phóng nhiệt, nên người ta thiết kế thiết bị đặc biệt theo dõi sự thay đổi của nhiệt
có thể được ứng dụng làm phần tử chuyển đổi trong c
ảm biến sinh học. Tuy nhiên,
chuyển đổi nhiệt đòi hỏi thiết lập hệ thống rất phức tạp (hệ đo điện dung,…), hệ thống
phải được cách nhiệt tốt, không xảy ra sự trao đổi nhiệt [26].

1.2.2 Nguyên lý cảm biến sinh học

Cảm biến sinh học hoạt động trên cơ sở thu nhận các tín hiệu từ sự tương tác
giữa các phần tử dò trong hệ thống nhận biết sinh học với các phần tử đích trong mẫu
cần phân tích thông qua bộ chuyển đổi [36]. Nguyên lý của cảm biến sinh học được
mô tả ở hình 1.2.


Hình 1.2. Nguyên lý hoạt động của cảm biến sinh học.

Thông thường, mỗi phần tử nhận biết sinh học chỉ nhận biết được một hay một
nhóm đối tượng phân tích. Khi cho cảm biến sinh học tiếp xúc với mẫu phân tích, nếu
phần tử đầu dò tương thích với phần tử đích phản ứng sinh hóa sẽ xảy ra, đồng thời tạo
ra một tín hiệu: thay đổi nồng độ ion, kích thích huỳnh quang, hấp thụ ánh sáng, nhiệt,
thay đổi kh
ối lượng,…Tuỳ theo từng loại tín hiệu mà người ta thiết kế bộ chuyển đổi


10

phù hợp để chuyển thành tín hiệu điện. Nếu phần tử đầu dò không tương thích với
phần tử đích thì tín hiệu thay đổi sẽ không xảy ra hoặc xảy ra rất yếu.

1.2.3 Phân loại cảm biến sinh học

Với các hệ thống nhận biết sinh học và bộ chuyển đổi khác nhau, ta có thể phân
loại cảm biến sinh học theo nhiều cách nhưng chủ yếu là dựa vào hai yếu tố trên. Hiện
nay, trong chẩn đoán bệnh, người ta chủ yếu quan tâm đến ba loại cảm biến sinh học:
i) cảm biến enzyme, ii) cảm biến miễn dịch, iii) cảm biến DNA [42].

1.2.3.1 Cảm biến enzyme (Enzyme biosensors)
Hầu hết các phản ứ
ng sinh hoá trong hệ thống sống được xúc tác bởi các
enzyme đặc biệt. Chức năng của enzyme gồm có: phần đầu là tên loại phần tử làm cơ
chất cho enzyme, phần sau thêm đuôi ase ; như nuclease để cắt axit nucleic. Hai đặc
trưng cơ bản của enzyme là khả năng xúc tác lớn và tính đặc hiệu cao. Các đặc tính
này không những phụ thuộc vào cấu trúc bậc 1 mà còn được qui định bởi sự sắp xếp
trong không gian của phần tử
enzyme để hình thành các vị trí hoạt động [2]. Cơ chất
tương tác với enzyme theo hai cơ chế :
- Cơ chế 1 : Điện tích hay/và hình dạng bổ sung của hai phần tử này phù hợp
hoàn toàn với nhau hình thành nên một cơ chất bền vững.
- Cơ chế 2 : Sự gắn cơ chất vào enzyme làm thay đổi cấu hình của enzyme và
đưa toàn bộ phức hợp vào một trạng thái thuận lợi cho phản ứng xúc tác.
Trong các phản ứng xúc tác, các enzyme không g
ắn lên mọi phần tử, mà chúng
chỉ có ái lực đặc biệt với chính cơ chất của chúng bằng một loại liên kết yếu có năng
lượng khoảng 5-10 kcal mol
-1

. Do đó, liên kết này dễ bị phá huỷ bởi chuyển động
nhiệt. Tốc độ của các phản ứng sinh hoá khi có enzyme xúc tác thường có tốc độ cao
hơn nhiều so với khi không xúc tác. Enzyme sử dụng rộng rãi trong cảm biến sinh học
có vai trò như một chất xúc tác. Tuy nhiên, nhóm quan trọng nhất là những enzyme
oxy hóa khử, thủy phân oxy hóa hay sự khử sử dụng hoặc oxy hoặc những đồng tác
nhân (cofactors). Enzyme có thể được sử dụng riêng lẻ nh
ư trong những cảm biến sinh
học xúc tác hoặc có thể được sử dụng kết hợp hợp với các thành phần khác, giống như
kháng thể đóng vai trò như phần tử nhận biết để tạo thành bộ khuyếch đại tín hiệu.
Nhiều enzyme không thích hợp để sử dụng trong các thiết bị do sự không ổn định và


11

biến đổi của enzyme. Vì vậy, phải cải thiện tính ổn định theo mong muốn bằng một số
cách, bao gồm: sự ổn định hóa học, quá trình cố định nhằm tạo ra sự ổn định và đòi
hỏi enzyme từ các nguồn khác như những sinh vật ưa nhiệt.
Cảm biến sinh học enzyme được sử dụng rộng rãi nhất hiện nay là cảm biến đo
nồng độ glucose trong máu [32].


Hình 1.3. Mô hình một loại cảm biến enzyme đo nồng độ glucose. Trong đó, lớp enzyme
được cố định cộng hóa trị lên bề mặt điện cực kim cương. Tầng phản ứng điện hóa bắt đầu
bởi sự xuất hiện của glucose sẽ được chuyển đổi thành dòng điện đo được tại điện cực.
Nguồn: /news/thumb/3/9/13/garrido.jpg

1.2.3.2 Cảm biến DNA (DNA biosensors)
Nguyên lý của cảm biến DNA cơ bản dựa trên sự lai hoá của DNA. Khi hai
mạch của phân tử DNA tách rời nhau dưới tác động của “nhiệt độ biến tính” (T
m

), sẽ
không xảy ra sự tái bắt cặp trở lại nếu nhiệt độ phản ứng hạ xuống đột ngột dưới nhiệt
độ biến tính, lúc đó phân tử DNA sẽ tồn tại trong môi trường ở dạng mạch đơn dưới
một cấu hình không gian mất trật tự. Ngược lại, nếu sau khi hai mạch đơn tách rời,
nhiệt độ giảm từ từ, cộng với những điều kiện thí nghiệm thích hợp thì hai mạch sẽ bắt
cặp trở lại. Hiện tượng này gọi là lai hoá phân tử [2]. Sự lai hóa có hai đặc điểm sau:



12

- Đặc hiệu tuyệt đối: Sự tái bắt cặp chỉ xảy ra giữa hai trình tự hoàn toàn bổ
sung cho dù chúng chỉ có hai bản sao nằm lẫn giữa hàng triệu trình tự khác.

- Các trình tự bổ sung có thể là DNA hay RNA, dẫn đến hình thành các phân tử
DNA - DNA, RNA - RNA, hay các phân tử lai DNA - RNA.

Để sự tái bắt cặp giữa hai mạch đơn xảy ra, các trình tự bổ sung phải tiến đến
gần và ở vị trí đối diện nhau. Tần số gặ
p gỡ giữa hai trình tự bổ sung sẽ quyết định quá
trình tái bắt cặp. Ở mỗi nhiệt độ xác định, hai chỉ tiêu ảnh hưởng đến tần số gặp gỡ là
nồng độ DNA và thời gian phản ứng. Nếu nồng độ DNA cao thì xác suất bắt cặp càng
lớn. Tương tự, thời gian phản ứng càng dài thì xác suất trên càng lớn và số lượng phân
tử lai tăng dần cho đến khi hầu hết các trình tự bổ sung đều tái bắt cặp. Hai thông số:
nồng độ và thời gian được xem xét đồng thời, tích của chúng được gọi là Cot (C:
concentration-nồng độ, t:time-thời gian). Cot
1/2
là giá trị tại đó có 50% số phân tử lai.
Tốc độ phản ứng lai cũng phụ thuộc vào nhiệt độ. Thông thường, tốc độ phản ứng lai
đạt cực đại ở nhiệt độ thấp hơn T

m
của chính axit nucleic đó 25% [2]. Tốc độ lai cũng
tỉ lệ thuận với căn bậc hai của độ dài các trình tự bổ sung. Hơn nữa, khi có nồng độ
NaCl 1M sẽ làm tăng tốc độ phản ứng lên từ 5-10 lần. Nồng độ NaCl vượt quá 1,2M
lại mất hết tác dụng.
Chi tiết hơn về cấu trúc phân tử DNA sẽ được giới thiệu chi tiết trong phần 4.2
Với cảm biế
n DNA, một trình tự đầu dò có độ dài xác định sẽ được cố định lên
trên bề mặt của một điện cực nào đó. Mục đích của trình tự dò này là để phát hiện ra
những đoạn axit nucleic có trình tự bổ sung có trong mẫu cần phân tích. Minh hoạ cho
quá trình này được thể hiện trên hình 1.4.

Hinh 1.4. Nguyên lý của cảm biến sinh học DNA [55].


13

Để tăng cường độ nhạy và hiệu quả của cảm biến sinh học, người ta thường sử
dụng một số loại polyme dẫn thích hợp để phủ thành màng mỏng lên vùng điện cực
nhạy cảm như 3-aminopropyl–triethoxy-silance (APTS), polypyrrole (Ppy),
polyaninile (PANi),…[10,29,58]. Các loại polyme này không những có đặc tính tương
thích với các phần tử sinh học mà chúng còn có khả năng liên kết chặt chẽ với điện
cực. Các mạch dò đượ
c cố định lên bề mặt cảm biến thông qua lớp polyme dẫn. Nhờ
đó, tín hiệu thu được sau khi có sự lai hoá giữa mạch dò trên cảm biến và mạch đích
trong mẫu phân tích được cải thiện đáng kể.

1.2.3.3 Cảm biến miễn dịch (immunosensors)
Tính đặc hiệu trong liên kết giữa kháng thể với kháng nguyên được ứng dụng
như một nguyên lý cơ bản cho rất nhiều các kỹ thuật chẩn đ

oán như : kỹ thuật miễn
dịch gắn men (ELISA), miễn dịch huỳnh quang (IF),… Mỗi kháng thể đặc hiệu với
một kháng nguyên tương ứng có thể được đánh dấu phóng xạ hay huỳnh quang hoặc
các enzyme tạo màu rồi sử dụng như một đầu dò để tìm kháng nguyên đó. Cảm biến
sinh học có thể được sử dụng cùng với kỹ thuật ELISA. Kỹ thuật này được sử dụng để
dò tìm và khuyếch đại một phản ứng kháng nguyên-kháng thể, lượng kháng nguyên
gắn enzyme liên kết với kháng thể đặc hiệu đã cố định được xác định bởi nồng độ
tương ứng của kháng nguyên đã phản ứng và còn tự do dựa theo tốc độ phản ứng
enzyme xúc tác. Hiện nay, để tăng phạm vi chẩn đoán, tốc độ và độ nhạy, cảm biến
miễn dịch có nhi
ều tiến bộ hơn được phát triển dựa trên nguyên lý của các kỹ thuật
miễn dịch pha rắn, trong đó kháng thể/kháng nguyên được cố định trên bề mặt cảm
biến để phát hiện trực tiếp kháng nguyên/ kháng thể trong mẫu phân tích [14].
Năm 2004, Paltosky và đồng nghiệp đã công bố việc sử dụng thành công cảm
biến miễn dịch sợi nanô dựa trên nguyên lý hiệu ứng trường để phát hiện đồng thời vi
rút cúm A và vi rút adeno. Trong hình 1.5, mô phỏng kháng thể đặc hiệu với kháng
nguyên của vi rút cúm A được gắn lên sợi nano màu đỏ, kháng thể đặc hiệu với kháng
nguyên vi rút adeno gắn lên màu sợi nano màu xanh, tương ứng với hai tín hiệu đầu ra.
Khi không có sự hiện diện của vi rút cúm A hoặc adeno, thì không xuất hiện tín hiệu.
Khi cho cảm biến tiếp xúc với cúm A, tín hiệu từ sợi đỏ sẽ xuất hiện (có sự tăng hoặc
giảm độ dẫn), nhưng tín hi
ệu của sợi vàng tương ứng với vi rút adeno không xuất hiện.
Ngược lại khi cho cảm biến tiếp xúc với vi rút adeno, thì tín hiệu từ sợi dây màu vàng


14

sẽ xuất hiện trong khi không có tín hiệu từ phía dây màu đỏ. Khi đồng thời phá vỡ sự
liên kết giữa hai loại vi rút với kháng thể đặc hiệu cho từng loại, tín hiệu trở lại trạng
thái ban đầu. Dựa vào tín hiệu thay đổi đó, người ta có thể biết được chính xác loại vi

rút nào có trong mẫu phân tích. [46,47]

Hình 1.5. (A) Mô hình cảm biến miễn
dịch sợi nano Si sử dụng hiệu ứng
trường để phát hiện nhiều vi rút khác
nhau trong cùng thời gian. Phản ứng
đặc hiệu hoặc không đặc hiệu tương
ứng với sự thay đổi độ dẫn đo được.
(B) Tín hiệu thực tế đo được của cảm
biến miễn dịch sợi nano Si phát hiện
vi rút cúm A và vi rút adeno. Đầu mũi
tên đen 1→ 4 tương ứng chỉ ra vi rút
adeno, cúm A, đệm khi phát hiện tỷ lệ
hỗn hợp 1:1 giữa vi rút adeno và vi rút
cúm A. Đầu mũi tên màu đỏ nhỏ và
xanh biểu thị sự thay đổi độ dẫn tương
ứng với sự phân tán của các hạt vi rút
theo sợi nanô và không gắn đặc hiệu
[46].

Xu hướng phát triển cảm biến sinh học trong phát hiện bệnh
Sự kết hợp sử dụng kỹ thuật chế tạo micro/nano [12,21] và những tiến bộ của
các kỹ thuật khác như : cố định các phần tử nhận biết sinh học lên bề mặt cảm biến,
polyme dẫn,…trong lĩnh vực cảm biến sinh học là sự hứa hẹn rất lớn để phát triển loại
thiết bị này nhằm phát hiện các tác nhân gây bệnh [10,41,57] .
Hình 1.6 so sánh các phương pháp khác nhau được sử dụng để chẩn đoán bệnh
dựa theo các công trình đã công bố trong 20 năm trở lại đây. [42].

15


Hình 1.6. Vị trí của cảm biến sinh học so với các kỹ thuật truyền thống khác để chẩn đoán
mầm bệnh dựa theo 2500 bài báo đã công bố trong 20 năm trở lại đây [42].


Hình 1.7. Tốc độ phát triển cảm biến sinh học trong 20 năm trở lại đây và dự báo xu hướng
phát triển [42].

Theo thống kê, Công nghệ cảm biến sinh học phát hiện bệnh có tốc độ phát triển
nhanh nhất so với các phương pháp truyền thống khác (hình 1.7).

1.3 Polyme dẫn [56]
1.3.1 Khái niệm polyme dẫn

Polyme dẫn là loại bán dẫn polyme hữu cơ hay là bán dẫn hữu cơ. Hầu hết các
sản phẩm sử dụng polyme hữu cơ không dẫn điện. Tuy nhiên, nó có độ dẫn nằm trong
khoảng giữa bán dẫn và kim loại, vào khoảng 10
-8
-10
-6
S/cm. Nhưng nếu pha tạp với
một số chất thích hợp thì độ dẫn của chúng được tăng lên rất nhiều. Lợi dụng tính chất
này, các nhà nghiên cứu đã cải tiến và đưa vào ứng dụng trong rất nhiều lĩnh vực, đặc
biệt là trong các thiết bị điện tử.



16

Người ta phân biệt ra 03 loại polyme dẫn sau:
- Polyme dẫn điện
- Polyme dẫn proton
- Polyme dẫn ion

1.3.2 Cơ chế dẫn của polyme dẫn

Tùy theo mục đích sử dụng mà các polyme dẫn được pha tạp chất thích hợp
nhằm tăng độ dẫn. Quá trình pha tạp thực chất là quá trình thêm các điện tử (phản ứng
khử) hoặc loại bỏ các điện tử (phản ứng oxi hóa) từ polyme. Trong quá trình pha tạp
chất, các điện tử trong liên kết pi (π) có thể “nhảy” xung quanh chuỗi polyme. Điện tử
dịch chuyển dọc theo phân tử
tạo ra dòng điện. Mặc dù vậy, độ dẫn của vật liệu bị giới
hạn vì các điện tử phải “nhảy” qua các phân tử, như vậy để có độ dẫn tốt hơn, các phân
tử phải có trật tự sắp xếp tốt, gần nhau để hạn chế khoảng cách “nhảy”. Ngoài ra, độ
dẫn điện phụ thuộc rất lớn vào cấu trúc củ
a polyme. Chuỗi phân tử polyme có cấu trúc
phẳng, mạch ngắn và độ kết tinh thấp thì độ dẫn điện kém. Ngược lại những polyme
có mạch liên kết dài, độ kết tinh cao, ít mạch nhánh thì độ dẫn điện cao hơn. Quá trình
truyền điện tử gồm 03 cách:

• Truyền dẫn điện tử nội phân tử (Intramobility)
• Truyền dẫn điện tử giữa các phân tử (Intermobility)
• Truyền dẫn điện tử giữa các sợi của vật liệu polyme (Inter-fibril mobility
of charge carrier)

1.3.2.1 Quá trình dẫn trong polyme
Cơ chế dẫn trong polyme khác so với trong vật liệu vô cơ do sự bất đẳng hướng
của các liên kết hóa học. Dọc theo một chuỗi polyme, các liên kết đồng hóa trị liên kết

các nguyên tử các bon rất chặt chẽ với nhau. Nhưng giữa các chuỗi polyme lại không
có liên kết ion hay liên kết đồng hóa trị mạnh. Do đó, sức hút giữa các chuỗi này yếu
hơn nhiều so với lực Van der Waals hay liên kết hydro, dẫn đến độ dẫn bất đẳng
hướng cao trên thước phân tử. Sự tương tác yếu giữa các chuỗi polyme liền kề rất dễ
làm cho các phân tử bị lệch hướng. Sự thay đổi về hình thái cũng lần lượt tác động đến
cấu trúc vùng điện tử và tạo nên các trạng thái mới nằm trong vùng cấm. Sự gấp khúc,