Электрохимическая сенсорика

Рассмотрены типы сенсорных устройств и физико-химические основы формирования электрохимического отклика химически и биологически активных поверхностных слоев. Описаны материалы, применяемые для изготовления чувствительных слоев, методы закрепления биологически активных компонентов. Особое внимание у...

Повний опис

Збережено в:

Бібліографічні деталі
Дата:	2007
Автори:	Ковальчук, Е.П., Волков, С.В.
Формат:	Стаття
Мова:	Russian
Опубліковано:	Інститут загальної та неорганічної хімії ім. В.І. Вернадського НАН України 2007
Назва видання:	Украинский химический журнал
Теми:	Колонка редколлегии
Онлайн доступ:	http://dspace.nbuv.gov.ua/handle/123456789/185772
Теги:	Додати тег Немає тегів, Будьте першим, хто поставить тег для цього запису!
Назва журналу:	Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine
Цитувати:	Электрохимическая сенсорика / Е.П. Ковальчук, С.В. Волков // Украинский химический журнал. — 2007. — Т. 73, № 9. — С. 3-28. — Бібліогр.: 67 назв. — рос.

Репозитарії

Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine

id	irk-123456789-185772
record_format	dspace
spelling	irk-123456789-1857722022-10-11T01:24:29Z Электрохимическая сенсорика Ковальчук, Е.П. Волков, С.В. Колонка редколлегии Рассмотрены типы сенсорных устройств и физико-химические основы формирования электрохимического отклика химически и биологически активных поверхностных слоев. Описаны материалы, применяемые для изготовления чувствительных слоев, методы закрепления биологически активных компонентов. Особое внимание уделено наноструктурированным материалам в хемо- и биосенсорике. Сделан обзор важнейших областей применения, отмечены достижения и перспективы развития сенсорики. Розглянуто типи сенсорних пристроїв і фізико-хімічні засади формування електрохімічного відклику хімічно і біологічно активних поверхневих шарів. Описано матеріали, що застосовуються для виготовлення чутливих шарів, методи закріплення біологічно активних компонентів. Особливу увагу приділено наноструктурованим матеріалам у хемо- та біосенсориці. Зроблено огляд найважливіших галузей застосування, відмічено досягнення і перспективи розвитку сенсорики. The article considers types of sensing devices and physicochemical principles of the formation of the electrochemical response of chemically and biologically active surface lagers. Materials used for the fabrication of sensitive layers and methods for the fixation of bioactive components are described. Particular emphasis is given to nanostructured materials in chemo- and biosensorics. The most impotant applications are reviewed, achievements and prospects for the development of sensorics are pointed out. 2007 Article Электрохимическая сенсорика / Е.П. Ковальчук, С.В. Волков // Украинский химический журнал. — 2007. — Т. 73, № 9. — С. 3-28. — Бібліогр.: 67 назв. — рос. 0041–6045 http://dspace.nbuv.gov.ua/handle/123456789/185772 41.138 ru Украинский химический журнал Інститут загальної та неорганічної хімії ім. В.І. Вернадського НАН України
institution	Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine
collection	DSpace DC
language	Russian
topic	Колонка редколлегии Колонка редколлегии
spellingShingle	Колонка редколлегии Колонка редколлегии Ковальчук, Е.П. Волков, С.В. Электрохимическая сенсорика Украинский химический журнал
description	Рассмотрены типы сенсорных устройств и физико-химические основы формирования электрохимического отклика химически и биологически активных поверхностных слоев. Описаны материалы, применяемые для изготовления чувствительных слоев, методы закрепления биологически активных компонентов. Особое внимание уделено наноструктурированным материалам в хемо- и биосенсорике. Сделан обзор важнейших областей применения, отмечены достижения и перспективы развития сенсорики.
format	Article
author	Ковальчук, Е.П. Волков, С.В.
author_facet	Ковальчук, Е.П. Волков, С.В.
author_sort	Ковальчук, Е.П.
title	Электрохимическая сенсорика
title_short	Электрохимическая сенсорика
title_full	Электрохимическая сенсорика
title_fullStr	Электрохимическая сенсорика
title_full_unstemmed	Электрохимическая сенсорика
title_sort	электрохимическая сенсорика
publisher	Інститут загальної та неорганічної хімії ім. В.І. Вернадського НАН України
publishDate	2007
topic_facet	Колонка редколлегии
url	http://dspace.nbuv.gov.ua/handle/123456789/185772
citation_txt	Электрохимическая сенсорика / Е.П. Ковальчук, С.В. Волков // Украинский химический журнал. — 2007. — Т. 73, № 9. — С. 3-28. — Бібліогр.: 67 назв. — рос.
series	Украинский химический журнал
work_keys_str_mv	AT kovalʹčukep élektrohimičeskaâsensorika AT volkovsv élektrohimičeskaâsensorika
first_indexed	2025-07-16T06:39:18Z
last_indexed	2025-07-16T06:39:18Z
_version_	1837784586444079104
fulltext	КОЛОНКА РЕДКОЛЛЕГИИ УДК 41.138 Е.П. Ковальчук, С.В. Волков ЭЛЕКТРОХИМИЧЕСКАЯ СЕНСОРИКА Рассмотрены типы сенсорных устройств и физико-химические основы формирования электрохимического отклика химически и биологически активных поверхностных слоев. Описаны материалы, применяемые для изготовления чувствительных слоев, методы закрепления биологически активных компонентов. Особое вни- мание уделено наноструктурированным материалам в хемо- и биосенсорике. Сделан обзор важнейших облас- тей применения, отмечены достижения и перспективы развития сенсорики. 1. Введение Химические превращения, как известно, соп- ровождаются изменениями количества исходных и образующихся компонентов. По величинам из- менения концентрации веществ можно определить их динамические свойства или же эволюцию сис- темы во времени. Количественное определение ком- понентов классическими методами аналитичес- кой химии весьма трудоемко, поскольку требует отбора и приготовления проб, малочувствитель- но вследствие невозможности определения ульт- рамалых количеств примесей, характеризуется не- достаточной селективностью. Для анализа мето- дами классической аналитической химии необ- ходимо множество трудно формализуемых опе- раций, что препятствует созданию алгоритмов для автоматизации. Этих недостатков лишены сенсор- ные устройства и системы анализа, разработан- ные на их основе. Разработка теоретических ос- нов функционирования и реализация физичес- ких устройств стала возможной благодаря про- грессу химии и физики твердого тела и в частнос- ти электрохимии, микроэлектроники, материало- ведения, информационных технологий, физичес- чкой химии и молекулярной биологии. Появивша- яся во второй половине ХХ века интегральная ветвь развилась в самостоятельное направление научных исследований — сенсорику. Термин “сенсорика” про- исходит от английского sensitivity, что означает “чувст- вительность”. В широком понимании сенсорика ох- ватывает совокупность подходов, направленных на распознавание частиц различной природы в атмо- сфере, воде или в живых организмах и количест- венного их определения. Физическое устройство для распознавания и количественного определе- ния нейтральных или ионизированных органи- ческих и неорганических частиц представляет со- бой сенсор. Главной составляющей сенсора явля- ется чувствительный слой, нанесенный на твер- дую подложку, который при контакте с опреде- ляемыми частицами субстрата подвергается из- менению, что сопровождается генерированием сиг- налов. Компонентами активного слоя служат окси- ды и сульфиды металлов с полупроводниковыми свойствами, электропроводные допированные и не- допированные гелеобразные структуры, органи- ческие и неорганические полимеры. Если в качес- © Е.П . Ковальчук, С.В. Волков , 2007 Редколлегия журнала продолжает публикацию статей видных ученых и специалистов о тенденциях и перспективах развития приоритетных разделов современной химии. Учитывая важность целевых комплексных программ фундаментальных и научно-техни- ческих работ, выполняемых в учреждениях НАН Украины и ведущих вузах страны, ред- коллегия решила предоставить свои страницы обзору по тематике проектов: сенсорные системы и технологии ( 2004–2006 гг.) и сенсорные системы для медико-экологических и промышленно-технических потребителей ( 2007–2009 гг.) . Целью публикуемого обзора является анализ работ в основном зарубежных ученых для демонстрации мирового уро- вня исследований в этой наиболее продвинутой области сенсорики, в первую очередь, биосенсорики и обеспечения отечественным исследователям адресного доступа к много- численным, но разрозненным источникам столь важной информации. ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 3 тве активного компонента используют биологи- чески активные вещества, то индикаторное уст- ройство будет ничем иным как биосенсором. Сиг- нал, который является откликом чувствитель- ного слоя на наличие частичек аналита, может проявляться в форме изменения физических сво- йств компонентов активного слоя, таких, как из- менение конформации частиц, электропроводно- сти, показателя преломления света, вязкости, уве- личение массы и т.д. Для фиксации генерирован- ных в активном слое физико-химических изме- нений их необходимо преобразовать к виду, удоб- ному для усиления, сравнения со стандартными и отображаемыми в цифровой или аналоговой форме. Преобразование физико-химических изме- нений в электрические сигналы осуществляется другой составной частью сенсорного устройства, известной как трансдюсер. Функцию трансдюсера может выполнять электрод в электрохимических сенсорах, торец оптического волокна в оптичес- ких и т.д. В зависимости от природы генериро- ванного трансдюсером сигнала различают элек- трохимические, оптические, магнитные, гравито- метрические, термометрические и другие сенсорные устройства. В свою очередь, из отдельных типов сенсоров можно вычленить подтипы. Например, электрохимические сенсоры можно разделить на потенциометрические, амперометрические, кулоно- метрические и кондуктометрические. С целью уве- личения чувствительности, сокращения времени формирования сигнала отклика и увеличения на- дежности измерения проводят в проточном режи- ме, а также производят микросенсоры, объединен- ные в наборы микрочипов. Схематическое устрой- ство сенсора показано на рис. 1. Принцип действия устройства в общих чертах сводится к следующему. Под влиянием частиц ана- лита в активном слое происходят изменения, ко- торые трансдюсером преобразуются в сигналы, поддающиеся измерению. Величина сигнала про- порциональна количеству определяемого вещест- ва. Тогда по величине отклика и концентрации оп- ределяемого компонента строят калибровочный график, с помощью которого по величине сигнала находят количество вещества в пробе. 2. Хемосенсорика Рассмотрим полупроводниковые сенсоры на газ. Известно, что оксиды металлов ZnO, In2O3, CuO, WO3, MoO3, Fe2O3, TiO2, ZrO2, помимо их полупроводниковых свойств, химически активны в отношении частиц в газовой фазе: H2, CO, CO2, NO, NO2, O3, CH4, ROH, C6H6. Вследствие взаи- модействия возникает сигнал отклика. Химическая активность оксидных пленок зависит от множест- ва параметров, которые не всегда известны и мо- гут не быть определяющими. Главное в следую- щем: на поверхности полупроводника имеются осо- бые поверхностные состояния с повышенным уров- нем энергии; когда молекулы газа соударяются с поверхностными центрами, они могут адсорбиро- ваться, а затем и химически взаимодействовать. Морфология поверхностного слоя является оп- ределяющим величину адсорбции фактором. Эк- спериментально установлено, что чем меньше раз- меры частичек, из которых образована двумерная пленочная структура, тем больше ее проводимость и, следовательно, чувствительность сенсора. Если принять, что зерна в пленке ориентированы парал- лельно, то сопротивление активного слоя прохо- ждению электрического тока можно выразить со- отношением: R = α R n3 d , (1) где α — константа пропорциональности; R n3 — сопротивление на границе зерен; d — размер зерен. Чувствительность твердотельных металло- оксидных сенсоров увеличивается модифика- цией оксидов легирующими добавками, смеши- ванием нескольких оксидов, введением примесей благородных металлов с каталитическими функ- циями (табл. 1). В этом плане особый интерес представляют оксидные чувствительные слои из наноразмерных частичек. Например, чувствительность поверхнос- тной пленки из SnO2 c размером частиц до 30 нм в 460 раз превышает чувствительность пленки из микроразмерных частиц [12]. Чувствительность га- зооксидного сенсора повышается с увеличением рабочей температуры. Необходимость высоких (по- рядка 300—500 оС) температур для эффективной работы сенсора диктуется, во-первых, общими принципами химической кинетики и, во-вторых, условием удержания в парообразном состоянии высококипящих жидких компонентов. Высокотем- пературные газовые сенсоры с твердотельными Рис. 1. Схема сенсорного устройства. 4 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 электролитами полезны для очистки выхлопных газов двигателей внутреннего сгорания. В качес- тве твердых электролитов используют оксиды циркония, стабилизированные оксидом иттрия Zr0.84Y0.16O2 (YSZ), или смешанный оксид LaGaO3, модифицированный SrCO3, CoO, NiO, Fe2O3, MgO [13, 14]. На рис. 2 показаны токовые отклики газо-сенсорной ячейки при экспонировании воз- духом, содержащим NO2 и CO. Необходимо от- метить, что разработанные сенсоры на платфор- мах из оксидов металлов пригодны для измерений при высоких температурах и их эксплуатация со- пряжена со значительными трудностями. Снизить рабочую температуру оксидного сенсора вплоть до комнатной можно, модифицируя его поверx- ность полимерными диэлектриками. С этой же це- лью были использованы твердотельные полимер- ные электролиты — сульфированный поли- стирол или содержащий гидрофильные груп- пы полиацетилен [15]. Под влиянием водя- ных паров полимерные слои между гребне- видными электродами изменяют электричес- кие свойства, что было основанием для созда- ния сенсоров для измерения влажности. Содержание ионизированных металли- ческих примесей в жидкой фазе можно кон- тролировать с помощью сенсорных уст- ройств, которые чувствительны при комна- тной температуре и не подвержены деструк- тивным изменениям при контакте с жид- костями. Этим требованиям удовлетворя- ют стеклообразные смеси халькогенидов Pb–Ag–As–I–S, Cd–Ag–As–I–S и Cu–Ag–As– Se, полученные лазерным осаждением на мо- нокристаллические кремниевые пластинки [16]. В зависимости от типа халькогенидного стекла сенсор будет чувствительным только к тем ионам, которые входят в состав чувст- вительного слоя. Конструктивно сенсорное устройство было скомпоновано таким образом, что на одной плате размещались три сенсора и хлорсеребряный элек- трод сравнения. Исследования трex сенсорных систем на халькогенидных стеклах легло в осно- ву создания портативной электрохимической сис- темы для анализов в реальном времени. 2.1. Супрамолекулярная стратегия в хемосен- сорике. Отличный от ранее рассмотренного прин- цип молекулярного распознавания базируется на платформах из органических соединений со специ- фическим расположением структурных подъеди- ниц с образованием пустот различных размеров и формы. Олигомерные соединения, в том числе супрамолекулярные, способны образовывать ком- плексы с частицами меньших размеров по прин- Т а б л и ц а 1 Чувствительные материалы, модификаторы и определяемые компоненты Оксид Модифика- тор Определяемый компонент Литера- тура F e2O3 ZnO, Au CO, NO2 [1] TiO2 SnO2 H2O [2] SnO2 Cu CO, H2, выбросы ДВС* [3] SnO2 CuO H2S, NO, CO2, O2 [4,5] InO3 SiO H2O [6] CuO–BaTiO3 Ag CO2 [7] TiO2 Pt CH2=CH2 [8] MoO3 TiO2, WO2 O2, O3, CO, NO2 [9] WO3 Zr0.84Y0.16O2 NO2, CO [10] ZnO CO, NO2, H2S [11] * ДВС — двигатели внутреннего сгорания. Рис. 2. Амперометрический отклик сенсора Au/YSZ/Au/WO3 в присутствии 1000 ррm NO2 (U=–0.3 B, T=650 оС) (a) и Pt/YSZ/Pt/WO3 в присутствии 1000 ррm СО (U= 0.5 B, T=600 oC) (б). ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 5 ципу "хозяин–гость" без химического связывания между компонентами. Нанесенные на поверх- ность трансдюсера супрамолекулы под влиянием малых гостевых молекул дают механический или электрохимический отклик, пропорциональный ко- личеству молекул субстрата. Оптимизация структуры изменением диаме- тра и высоты пустот или конверсией полярности в гидрофильность позволяет тонко регулировать чувствительность и селективность супрамолеку- лярных материалов к аналитам различной при- роды. К типичным супрамолекулярным образо- ваниям относятся циклодекстрины, моноцикли- ческие парациклофаны, каликсарены и металло- порфирины (рис. 3) [17]. Конструирование и из- готовление сенсоров сводится к нанесению супра- молекулярной структуры на поверхность кварц- кристаллического микробалансового электрода (КМЭ) с отслеживанием частотного или электри- ческого сигнала. Частицы аналита диффундиру- ют в пустоты и образуют слабосвязанный комп- лекс типа "хозяин–гость", вследствие чего увели- чивается масса, что фиксируется изменением час- тоты КМЭ или потенциала углерод-пастообра- зного электрода [18]. C термодинамической точки зрения пенетрация частичек в пустоты супрамо- лекулярного рецептора идентична конденсации и ее количественно можно характеризовать величи- ной изменения энтропии. Изменение энтальпии комплексообразования, которая рассчитывалась методом молекулярной механики, было учтено при расчетах энергии Гиббса. На рис. 4 показан отклик тетраазапарациклофана для различных аналитов. Наибольший сенсорный эффект наблю- дается для тетрахлорэтилена и ароматических уг- леводородов, которым свойственно сильное вза- имодействие между π-электрондефицитными и π-электронобогащенными системами. Близкая к идеальной упорядоченность реали- зуется в случае полимерных структур, синтезиро- ванных топохимической полимеризацией муко- новой кислоты [19]. Использование в качестве гос- тевых частичек алкиламинов открывает путь к соз- данию тонко регулируемых слоистых материалов для селективного распознавания частиц и опре- деления их содержания с высокой точностью. 2.2. Ион-селективные электроды. Для того чтобы сделать полимерную матрицу из полимер- ных диэлектриков или полимеров с π-сопряжен- ной системой связей в ее структуру вводят специ- альные вещества: ионофоры — в случае электро- химических трансдюсеров или люминесцентные метки — в оптодах. Электрохимическая мода ана- литического определения ионизированных частиц заключается в определении ЭДС цепи, состоящей из рабочего и электрода сравнения. В качестве ра- бочего электрода используют хлорсеребряный или каломельный электрод, покрытый полупро- ницаемой мембраной, а электродом сравнения — тот же электрод без каких-либо модификаций. Материалом полимерной мембраны служат по- лимерные диэлектрики, например, поливинил- Рис. 3. Типичные пустотелые супрамоле- кулы: циклодекcтрин (а), каликсарены (б), гликолизованный металлопорфирин (в) и парациклофаны (г). 6 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 хлорид, π-сопряженные полимеры (поливиоло- ген) или электропроводные полианилины, поли- пирролы, политифены и др. Совмеcтить синтез полимеров с их отложени- ем на электропроводной подложке можно с помо- щью электрохимического инициирования поли- меризации. Пленки, получаемые на электроде при полимеризации разветвленного мономера с тремя функциональными группами — 1,3,5-трис(4’- трицианнитридино-1’-метил)-2,4,6-триэтилбензен трибромида, представляли собой густо развет- вленный поливиологен. Сетчатая структура вио- логеновых фрагментов содержала вклиненные анионы из раствора электролита; ее можно пред- ставить шаблоном с отверстиями щелей, компле- ментарных по размерам к анионам электролита. Вероятная структура поливиологеновой пленки (CPV/X–) показана на рис. 5 [20]. Компенсация локализованных на атомах азо- та положительных зарядов осуществляется анио- нами из полимеризационного раствора. Путем под- бора электролита можно инкорпорировать в плен- ку различные по величине противоионы, обра- зуя штампы соответствующих размеров. В окисли- тельно-восстановительных процессах вклиненные в структуру поливиологена противоионы переме- щаются из пленки в раствор, а ионы из раствора — в пустоты, образованные анионами в исходной полимеризационной смеси. Диффундировать из раствора могут только те ионы, размеры которых меньше размеров пустот в пленке. В основе прин- б а Рис. 4. Сенсорный эффект тетраазапарaциклофана от величины ∆H0 (а) и полулогарифмическая зависимость константы равновесия комплексообразования от ∆G0 (б). Концентрация аналитов — 1000 миллионных частей, толщина слоя — 50 нм. Рис. 5. Молекулярная структура сетчатого по- ливиологена , синтезированного методом элек- трополимеризационного молекулярного штам- пирования (а), и механизм восстановительного сочетания 4-цианпиридиния в виологен (б). ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 7 ципа распознавания лежит соответствие по разме- рам образованных во время полимеризации пу- стот и анионов в аналите. Движущей силой диф- фузии анионов являются редокс-процессы поли- виологеновой пленки при электрохимической по- ляризации электрода. Во время развертки потен- циала в катодную область генерируется сначала катион-радикал, а затем нейтральный бирадикал. Инкорпорированные в пленке противоионы диф- фундируют в раствор. Развертка потенциала в об- ратном направлении приводит к окислению ра- дикальных частиц с образованием катион-ради- калов, а затем — дикатионов и диффузии проти- воионов из раствора в пленку. Распознавание и количественное определение проводилось с одни- ми и теми же ионами галогенов, которые были в структуре пленки и находились в растворе. На рис. 6 показано изменение плотности поверхнос- тных редокс-активных виологеновых центров ГСV в пленке с инкорпорированными ионами гало- генов СPV/Cl–, СPV/Br– и СPV/I– при экспони- ровании ее водными растворами KCl, KBr и KI. Поскольку кристаллографические радиусы для ионов Cl–, Br–, I– соответственно равны 1.81, 1.96, 2.19 Ao , то наименьшими будут пустоты в пленке с СPV/Cl– и диффузия ионов в пленку будет уменьшаться в ряду Cl– > Br– > I–. Редокс-процессы, контролируемые аниона- ми, изучались хроноамперометрически, электро- химическим кварцевым микробалансом и спект- роэлектрохимически. 2.3. Полимер-электропроводные сенсорные платформы. Функции сопряженных полимеров не ограничиваются селективными мембранами. Уни- кальность электронной структуры полисопряжен- ных систем и благодаря этому комплекс ценных физико-химических свойств стали основанием для развития нового научного направления — молеку- лярной оптоэлектроники. Обычно основная струк- турная единица электропроводного полимера пред- ставляет собой линейную цепь, которая состоит из повторяющихся звеньев сопряженных органичес- ких молекул, таких, как ацетилен, пиррол, тиофен или анилин: Такого типа системы в нейтральном состоянии представляют собой изоляторы. Однако вследст- вие химического или электрохимического восста- новления (n-допирования) или окисления (р-допи- рования) эти структуры преобразуются в провод- ники электрического тока. Появление электриче- ской проводимости вызвано изменением зонной структуры и образованием заряженных носите- лей. С точки зрения физики твердого тела электро- проводные полимеры (ЭП) относятся к одномер- ным широкозонным полупроводникам с плоской запрещенной зоной, поскольку в отличие от ме- таллических проводников энергетическая щель существует при обычных температурах, а с пони- жением температуры их электропроводность сни- жается. Электрические и оптические свойства ЭП делают их аттракционными материалами разно- образных сенсорных устройств. Сенсорные плат- формы из ЭП обычно создают электрохимически в потенцио-, гальваностатическом или потенцио- динамическом режимах. Изготавливать детекто- ры из ЭП можно различными способами. Первый из них заключается в сополимеризации гетероцик- лических соединений с другими моно- или поли- циклическими соединениями. Другая разновид- ность модификации сенсорной платформы осуще- ствляется введением в структуру исходного мо- номера различных заместителей. Третий путь — использование различного типа противоионов для компенсации положительного заряда в случае р-допированного полимера, который образуется во время окисления полимерной цепи и продуци- рует проводящее состояние полимера. И, наконец, из одного и того же исходного мономера можно получать различные сенсорные платформы бла- годаря разным степеням окисления, изменением по- тенциала окисления, природы растворителя и концентрации компонентов. Это возможно пото- Рис. 6. Зависимость плотности редокс-активных вио- логеновых центров в пленке с инкорпорированными ионами Cl–, Br–, I– (CPV/Cl–; CPV/Br–; CPV/I–) в 0.1 М водных растворах KCl, KBr, KI. 8 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 му, что морфология, молекулярная масса, длина цепи сопряжения, порядок соединения мономер- ных звеньев (микроструктура), электропровод- ность, ширина запрещенной зоны определяются условиями полимеризации. Конструктивно сенсо- ры на ЭП-платформах аналогичны сенсорам на основе оксидов металлов и могут быть в моно- или мультивариантном исполнении. ЭП в элект- рохимических сенсорных системах преимущест- венно используются с четырьмя типами преоб- разователей — кондуктометрическим, потенцио- метрическим, амперометрическим и потенциоди- намическим [21]. Кондуктометрический отклик наиболее часто применяется в сенсорике. Практически измеряют не собственно проводимость, а сопротивление элек- трическому току, отнесенное к сопротивлению в отсутствие аналита (R/R0 – 1). Взаимодействие со- пряженных полимеров с акцепторами или доно- рами электронов приводит к изменению как пло- тности носителей, так и их подвижности и, вслед- ствие этого, к значительным изменениям проводи- мости. Так, изменение электропроводности по- лиацетиленовой пленки, допированной парами ио- да под действием газообразного аммиака, позво- ляет определить количество последнего. Электроо- сажденные полипиррол и поли-3-метилтиофено- вые пленки, допированные частицами меди или палладия, изменяют проводимость в присутствии газов-восстановителей NH3, H2, CO. Взаимодейcт- вие ЭП с растворителем, например крезолом, ин- дуцирует конформационные переходы полиме- рной цепи компактного полимерного клубка в вытянутую спираль. Переход одного конформера в другой сопровождается изменениями электро- проводности. Изменение проводимости происходит при экспонировании парообразными метанолом, гексаном, хлороформом, тетрагидрофураном, бен- золом, толуолом или ацетоном, что является пред- посылкой создания сенсоров для их определения. Потенциометрическая мода модифицированного электрохимически осажденным полииндолом пла- тинового электрода была использована для опре- деления содержания неорганических катионов в аналите [22]. Отклик электрода исследовался в присутствии неорганических солей Cu2+, Hg2+, Ni2+, Co2+, Zn2+, Pb2+. Оказалось, что ион-селек- тивный электрод, практически неактивный по от- ношению к ионам Hg2+, Ni2+, Co2+, Zn2+, давал незначительный отклик на ионы Pb2+ и был высо- кочувствительным к ионам Cu2+. Калибровочная кривая сенсора на ионы Cu2+ показана на рис. 7. Отклик нейтрального полимера на ионы меди обу- словлен допированием его ионами Cu2+ и обра- зованием биполярного потенциала на мембра- не. Потенциометрический отклик с наклоном 140 мВ в концентрационном интервале 10–4—10–3 М Cu(CH3COO)2 хорошо описывается уравнением Нернста. Селективность сенсора на ионы меди, по-ви- димому, определяется связыванием ионов Cu (II) с полииндолом в нейтральном состоянии с обра- зованием комплекса типа "хозяин—гость". В амперометрических сенсорах отклик проис- ходит вследствие изменения величины тока при постоянном потенциале модифицированного по- лимером электрода. В этом случае ЭП играет ак- тивную роль, принимая участие в процессах окис- ления–восстановления. Использование импульс- ной техники типа импульсной постояннотоковой амперометрии или импедансной спектроскопии позволяет определить кинетику формирования от- клика. Амперометрический вариант сенсора для определения катехола был успешно реализован в работе [23]. Сенсорный электрод был создан элект- рохимическим осаждением сополимера анилина и о-аминофенола на платиновую фольгу. Сополи- мерный слой проявляет электрокаталитический эф- фект в окислении катехола. При постоянном потен- циале 0.55 В сополимер легко окисляется до свобод- ных радикалов: PAnOH → PAnO• + H + + e _ , (2) которые тут же восстанавливают катехол в раст- воре с регенерацией исходного сополимера: PAnO• + C6H 4(OH)2 → PAnOH + + C6H4O2 •H . (3) В дальнейшем свободные радикалы гидрохи- Рис. 7. Потенциометрический отклик ион-селективного сенсора на ионы Cu (II) в 0.1 М растворе КNO3. ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 9 нона электрохимически окисляются до хинона: C6H 4O2 •H → C6H4O2 + H+ + e . (4) Эта реакция также происходит на модифици- рованном сополимером платиновом электроде и ее скорость зависит от концентрации катехола в растворе. Влияние концентрации катехола на величину тока окисления показано на рис. 8. Прямая линия наблюдалась в концентраци- онном диапазоне 5—80 мкМ с коэффициентом кор- реляции 0.997. Следовательно, сенсор можно испо- льзовать для определения катехола в этих кон- центрационных пределах. Сенсор можно приме- нять также для определения фенола, резорцина и гидрохинона более чем 120 раз без заметных из- менений величины тока отклика, что свидетель- ствует о высокой операционной стабильности сен- сорного электрода. 2.4. Наноструктурированные платформы из электропроводных полимеров. Несмотря на то, что электрохимически осажденные слои электропрово- дных полимеров толщиной порядка нанометров относятся к нанообъектам, их физико-химические свойства не всегда удовлетворяют требованиям к конструктивным материалам для молекулярной электроники. Физико-химические свойства ЭП оп- ределяются их структурой, которая, в свою оче- редь, зависит от типа полимерных цепей, способа их укладки, ориентации и плотности упаковки. Ре- гулирование морфологии ЭП осуществляется на стадии матричного или тэмплейтного синтеза, ког- да матрицы действуют как своеобразные струк- турные директрисы. В качестве структурных "ме- неджеров" в синтезе наноноструктурированных ЭП используют "мягкие" тэмплейты, такие, как сур- фактанты, неорганические кислоты, сложные ор- ганические допанты, которые благоприятствуют процессам самосборки; "жесткие" тэмплейты, по- добные цеолитам, пористым оксидам алюминия; полимерные мембраны, которые благодаря одно- мерным наноканалам промотируют рост нано- трубок или нановолокон. Нанотрубки, получен- ные из полианилина, допированного хлорной кис- лотой, отличались в значительной степени кристал- личностью. Следствием упорядочения полимерных цепей было почти шестикратное увеличение элек- тропроводности с 1.2 до 7.1 См/см [24]. Большин- ство сенсоров на полианилиновой платформе дей- ствуют по принципу обратимого перехода кислая/ основная формы. Основная форма представляет со- бой основание эмеральдина: а кислая — эмеральдиновую соль: Электропроводной формой полианилина яв- ляется эмеральдиновая соль, в которой протони- зированные иминные атомы азота полимерной цепи индуцируют перенесение заряда. Проводи- мость полианилина увеличивается с ростом числа протонизированных центров (поляронов) и умень- шается при переходе в эмеральдиновое основа- ние. Примечательно, что полианилиновая пленка чувствительна как к кислотам, так и к основани- ям, поскольку в обоих случаях в их присутствии электропроводность пленки увеличивается. При этом чувствительность и скорость форми- рования отклика возрастают в случае изготовле- ния активного слоя из полианилиновой компози- тной пленки с регулированной волокнистой струк- турой [25]. На рис. 9 приведены величины элект- рического отклика полианилиновой нанострук- турированной пленки в сравнении с полианилино- вой пленкой, нанесенной из раствора в N-метил- пирролидиноне. Чувствительность сенсора харак- теризовалась отношением Iгаз/IN 2 , в котоpом Iгаз представляет величину тока при экспонировании определяемым газом, а IN 2 — в атмосфере азота. Для ЭП-материалов с хорошо собранной геомет- рией характерна еще одна особенность. Оказалось, что чувствительность сенсора зависит от диаметра полианилиновых волокон (рис. 10) [26]. Меньшее время отклика для более тонких на- новолокон, очевидно, связано с большей скоро- стью диффузии молекул из газовой фазы. Кроме Рис. 8. Зависимость отклика тока от концентрации кате- хола в растворе (в интервале 5—120 мкМ). 10 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 того, следствием упорядоченной структуры яв- ляется улучшение механической устойчивости и образование бифилярной структуры со многими контактами, что обеспечивает более высокую элек- тропроводимость и чувствительность сенсорного устройства. Говоря о наноструктурированных материа- лах, нельзя не упомянуть об углеродных нанотруб- ках, которые со времени их открытия в 1991 г. стали объектом интенсивного изучения благодаря их уникальным свойствам и потенциальным прик- ладным возможностям в нанотехнологиях. Высо- кие проводимость и удельная поверхность, лег- кость модификации боковых стенок и биосовмес- тимость делают их идеальными материалами для конструирования электрохимических сенсоров. При этом наблюдалось увеличение электропроводно- сти на три порядка при экспонировании чувстви- тельного слоя из одностенных углеродных нано- трубок диоксидом азота и падение электропро- водности на два порядка в присутствии паров амми- ака [21]. Заметим, что коммерческие сенсоры на металлооксидных полупроводниках для опреде- ления этих газов работают при температуре ≈600 оС, тогда как рабочая температура сенсора на основе углеродных нанонотрубок — 20 оС. Если пленку из углеродных нанотрубок (УНТ) модифицировать частицами палладия, она ста- новится чувствительной к водороду. Модифици- рованная пленка чувствительна также к кисло- роду, поскольку ее сопротивление прохождению электрического тока скачкообразно увеличивает- ся на 10—16 % [27]. Установлено, что ответственными в появле- нии электрохимического отклика являются дефек- ты на поверхности одностенных УНТ, образова- ние которых происходит под действием УФ-облу- чения при 120 оС или озонирования. При этом на поверхности УНТ образуются карбоксилирован- ные центры, по месту которых происходит взаи- модействие с частицами аналита. Схематически про- цесс связывания карбоксилированных центров с частицами ацетона показан на рис. 11. Взаимо- действие адсорбированных частиц аналита с ак- тивным слоем УНТ сопровождается изменением адсорбционной емкости и электропроводности, ве- личины которых пропорциональны содержанию частиц аналита. Сенсоры с модифицированным окислителем УНТ чувствительны к метанолу, во- де, гексану, толуолу, хлороформу и др. Модифицировать УНТ можно конго красным. Благодаря большому числу функциональных групп в молекуле конго красного УНТ становят- ся растворимыми в воде. Полагают, что модифи- Рис. 9. Чувствительность полианилиновой пленки с ре- гулированной нановолокнистой структурой (1) и пле- нки, нанесенной из раствора полианилина в N-метил- пирролидиноне (2) при экспонировании триметилами- ном (5.14⋅10–7 М /мл) Рис. 10. Динамика проводимости сенсорного слоя с различным диаметром полианилиновых волокон при экспонировании аммиаком: 1 – 335; 2 – 490 нм. Рис. 11. Связывание молекул ацетона с карбоксикислот- ными дефектами на боковых стенках УНТ (а) и образо- вание кластеров ацетона вокруг дефектов в результате межмолекулярного связывания (б). ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 11 кация нанотрубок происходит под действием сил межмолекулярного взаимодействия. Из водорас- творимых УНТ получена пленка на стеклографи- товом электроде, чувствительная к допамину, ас- корбиновой и ириновой кислотам [28]. Амперо- метрический отклик сенсора показан на рис. 12. Линейная зависимость тока отклика от концент- рации допамина свидетельствует о перспективно- сти водорастворимых УНТ в качестве материала в хемосенсорике. Модификация УНТ электропроводными по- лимерами открывает возможность создания твер- дотельного рН-сенсора. Коммерческие рН-метры на основе проточ- ной мембраны не всегда удобны в работе, что ог- раничивает возможности их использования. На рис. 13 показан отклик потенциала разомкнутой цепи в различных буферных растворах в пределах изменения рН от 1 до 13. Устройство демонстриро- вало достаточно хорошую линейность характерис- тик с незначительным гистерезисом. 2.5. Глюкозный хемосенсор. Наблюдение за уро- внем глюкозы в крови теплокровных — один из важнейших диагностических приемов при лече- нии больных диабетом. Разработаны две группы методов определения глюкозы — прямые и непря- мые. В основе непрямых методов лежит исполь- зование энзимных электродов (см. раздел "Биосен- сорика"). Здесь будет идти речь об безэнзимных электрохимических сенсорах, амперометрический отклик которых формируется вследствие прямого окисления глюкозы на электродной поверхности. Электродными материалами могут быть платина, золото, медь, никель или углерод. Хотя металли- ческие электроды легко изготовить миниатюр- ными и различной формы, однако имеются про- блемы, связанные с их окислением. Окисление глюкозы требует достаточно высоких анодных по- тенциалов, при которых возможно коррозионное разрушение металлических электродов и дегра- дация компонентов раствора. Продукты окисле- ния могут оставаться на электродной поверхнос- ти, обуслoвливая уменьшение активности. Они об- разуют пассивную пленку, что препятствует да- льнейшему окислению–детектированию глюкозы вследствие потерь активности электрода и невос- производимости токового отклика. Несмотря на это, прямые амперометрические хемосенсоры до- статочно распространены благодаря простоте тех- нологии изготовления и используемого инстру- ментария. Пропорциональное увеличение токо- вого отклика при увеличении количества глюко- зы в аналите наблюдалось на алмазном электро- де, допированном бором [29]. На рис. 14 приве- дены циклические вольтамперограммы, на кото- рых анодный пик тока соответствует окислению глюкозы при потенциале ~650 мВ относительно насыщенного хлорсеребряного электрода. Инте- ресно отметить, что анодный пик тока проявля- ется при обратном сканировании потенциала, а это свидетельствует о сильной адсорбции глюко- зы и, как следствие, о многостадийности процес- са. Вначале происходит окисление молекул во- ды с образованием адсорбированных гидрокси- льных радикалов: М ад + H2O → М адO • Н + Н+ + е , (6) Рис. 12. а — Дифференциальные импульсные вольтампе- рограммы модифицированного конго красным стеклогра- фитового электрода при различных количествах доп- амина: 0.0, 0.2, 0.4, 0.6, 0.8, 1.5, 2.0, 3.0 и 4.0 мкМ; б — калибровочная кривая амперометрического сенсора. Рис. 13. Зависимость потенциала разомкнутой цепи (Е) потенциометрического сенсора с модифицированными полианилином (1) и немодифицированными УНТ (2) при различных значениях рН раствора. 12 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 где Мад означает адсорбированную на электрод- ной поверхности молекулу глюкозы. Гидроксильные радикалы подвергаются пос- ледующим преобразованиям с образованием окси- дов МО, принимают участие в окислении органи- ческих веществ R и выделении кислорода: М адO • Н → Н+ + е , М адO • Н → М ад + RО + H + + e , М адO • Н → М ад + О2 + Н+ + е . (7) Низкомолекулярные карбогидраты, к кото- рым принадлежит глюкоза, не только сами силь- но адсорбируются на поверхности электрода, но и продукты их окисления также пребывают в адсорбированном состоянии. Прямой метод имеет ряд преимуществ, по- скольку позволяет определять глюкозу в физио- логических жидкостях, электроды сохраняют акти- вность в течение длительного времени, a их реге- нерация осуществляется простой промывкой во- дой. Однако высокий потенциал окисления глю- козы является серьезным недостатком сенсорной системы на алмазных электродах. Снизить потен- циал окисления глюкозы можно на электродах с каталитическими свойствами. Каталитический эффект электродов из благородных металлов (Au, Pd, Pt) незначительный, но в мелкодисперсном состоянии их каталитические свойства увеличи- ваются многократно. Изготовление электрохими- ческого преобразователя с инкорпорированными наноразмерными частицами золота сводилось к обработке поликристаллического золотого элек- трода 3-меркаптопропилметоксисиланом (MPTS) c последующей инкорпорацией нанодисперсных частичек золота и закреплением их гидроксил- амином (рис. 15) [30]. Обработка наноразмерных частичек золота Рис. 14. Циклические вольтамперограммы алмазного допированного бором электрода в присутствии раз- личных количеств глюкозы: 0.0 (а); 0.5 (b); 1.0 (с); 2.0 (d) и 5.0 мM (e) в 1.0 М водном растворе NaOH. Скорость развертки потенциала 20 мВ/с. Рис.15. Схематическое изображение последовательности стадий изготовления модифицированного наночастицами золота электрохимического преобразователя. ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 13 гидроксиламином в трехмерной силикатной сетке позволила увеличить размеры наночастичек с 14 до 33 нм и получить поверхностные гидроксиды со свойствами посредников окисления глюкозы. Следствием этого было смещение потенциала окисления в катодную область на 0.3 В по срав- нению с золотым макроэлектродом. На рис. 16 приведены циклические вольтамперограммы мо- дифицированного золотого электрода в присут- ствии глюкозы, он обеспечивал линейный ампе- рометрический отклик в широких границах кон- центраций глюкозы (0—8 мМ). Кроме того, сен- сор пригоден для одновременного определения глюкозы и аскорбиновой кислоты, поскольку на вольтамперограммах наблюдаются индивидуаль- ные пики тока. Величина токового отклика сен- сора остается практически неизменной на про- тяжении 24 ч и уменьшается приблизительно на 10 % через 5 дней хранения сенсора в фосфатном буфере при комнатной температуре. Безэнзимное определение глюкозы проводи- лось на золотом электроде, предварительно по- крытом монослоем тиолированного α-циклодек- стрина (α-CD), структура которого показана на рис. 17. Количество адсорбированного на поверх- ности Au-электрода α-CD рассчитывалось по данным уменьшения резонансной частоты квар- цевого микробалансового анализатора и состав- лялo 9.5⋅1013 молекул/см2. Самособранный слой α-CD представлял собой совокупность микро- электродов, каждый из которых имел площадь 24 Ao 2 и диаметр 5.5 Ao . Ультрамикроэлектроды действовали как хозяева для гостевых молекул. Количествo глюкозы в анализируемом образ- це определяли следующим образом. Изначально электрод экспонировали водно-спиртовым раст- вором электроактивного ферроцена, а затем — раствором электрохимически неактивной в иссле- дуемой области потенциалов глюкозы. Молекулы глюкозы образуют более устойчивый комплекс и они будут замещать электроактивные молекулы ферроцена. Ток окисления связан с концентрацией глюкозы Glu соотношением: Ip = 2.9 (± 0.05) – 3.55 (± 0.13)[Glu] , (8) где Ip — ток в миллиамперах; [Glu] — концент- рация глюкозы в миллимолях. Линейность между депрессией тока и концен- трацией глюкозы в аналите наблюдается для кон- центраций глюкозы до 0.80 ммоль, при которых заполняются все щели в α-CD, после чего вели- чина тока не изменяется. 3. Биосенсорика Введение в структуру чувствительного слоя би- ологически активных компонентов — энзимов, нуклеиновых кислот, дрожжевых культур, липо- сом, органелл, бактерий, антител-антигенов, одно- клеточных организмов и тканей высших организ- мов — позволяет получить сенсорное устройство, обозначенное как биосенсор. Хотя принципиаль- ных отличий между хемо- и биосенсорами нет, био- сенсоры отличаются большей разнообразностью, повышенной избирательностью и чувствительно- стью. Мягкие условия функционирования делают их незаменимыми при медико-биологической ди- агностике, анализе качества продуктов питания и охране окружающей среды. Среди большого разнообразия биосенсорных мод особое место при- надлежит электрохимическим, что дало основание Королевскому научному обществу (Лондон) на Первой конференции по биосенсорике в 1986 г. определить биосенсор как "устройство для распо- знавания частиц аналита и определения их кон- Рис. 16. Циклические вольтамперограммы модифици- рованного наночастицами золота электрода при ступен- чатом введении глюкозы с шагом 5.0 мкМ . Скорость ска- нирования потенциала 10 мВ/c. Рис. 17. Структура тиолированного α-циклодекст- рина на поверхности Au-электрода. 14 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 центрации по величине электрического сигнала при сочетании биологической распознавательной системы и электрохимического преобразователя". Электрохимические сенсоры могут функци- онировать в потенцио- или амперометрическом режиме. Потенциометрическая разновидность био- сенсоров базируется на измерении изменений по- тенциала разомкнутой цепи, состоящей из энзим- ного и электрода сравнения. Поскольку через си- стему не протекает электрический ток, потенцио- метрический сенсор не возмущается массоперено- сом. На границе электрод/раствор устанавливает- ся состояние равновесия, которое можно охарак- теризовать величиной ЭДС цепи: Е = ϕRE – ϕEE , (9) где индексы RE и EE относятся к потенциалу электрода сравнения и энзимного. При достижении состояния равновесия ЭДС цепи пропорциональна концентрации частиц ана- лита, согласно уравнению Нернста: E = K’ – R T nF lnCан . (10) Константа К’ включает потенциал электрода сравнения и стандартный потенциал энзимного электрода, а Cан означает концентрацию опреде- ляемых частиц. Несмотря на простоту конструкции и удобство работы с потенциометрическим сенсором, он харак- теризуется недостаточно высокой чувствительно- стью (10–6 М). В отличие от потенциометричес- ких амперометрические сенсоры более универса- льны и на два порядка чувствительнее, однако они более инертны. Инертность амперометричес- кого сенсора обусловлена протеканием через си- стему электрического тока, в результате чего про- исходят сопровождаемые массопереносом окис- лительно-восстановительные реакции. Отклик сен- сора контролируется скоростью энзимной реак- ции, если ее скорость меньше скорости диффузии. И, наоборот, если скорость взаимодействия меж- ду частицами субстрата и энзимом протекает быст- ро, то общая скорость процесса определяется ско- ростью диффузии. Скорость реакции в кинетичес- ком режиме выражается соотношением: IS = Imax[S] KM + [S] , (11) где IS — скорость энзимной реакции при концент- рации субстрата [S]; Imax — максимальная скорость энзимной реакции; КМ — константа Михаэлиса. Уравнение (11) представляет собой электрохи- мический эквивалент классического уравнения Михаэлиса–Ментен. Для описания скорости энзимной реакции в диффузионной области можно воспользоваться ура- внением Коттрелла: I = nFАСo √ D/πt , (12) где n — число электронов; F — число Фарадея; А — геометрическая поверхность электрода; Сo — объемная концентрация электроактивного веще- ства; D — коэффициент диффузии; t — время. 3.1. Энзимные электроды. Основными ком- понентами биочувствительного слоя являются эн- зимы, которые катализируют процессы метабо- лизма в живых организмах. Поскольку энзимы давно использовались в процессах брожения, их часто называют ферментами. Эти два термина мо- жно считать синонимами. По эффективности и из- бирательности энзимы несравненно лучше всех искусственно созданных каталитических систем. По химическому составу все энзимы можно раз- делить на простые — протеины и сложные — про- теиды, которые содержат белок и активную сферу небелковой природы — кофакторы. Функцию ко- факторов у протеидов выполняют некоторые ви- тамины, фосфорные эфиры моносахаридов, ме- таллсодержащие комплексы и ионы металлов. Ко- ферменты являются переносчиками различных функциональных групп, атомов, электронов и про- тонов. Из шести групп, каждая из которых вклю- чает ряд ферментов, катализирующих определен- ный класс реакций, ограничимся рассмотрением оксидоредуктаз. Активными центрами в оксидо- редуктазах являются флавинадениннуклеотиды (FAD), флавинмононуклеотиды (FMN), железо- порфириновые комплексы (Hem). В табл. 2 при- ведены примеры оксидоредуктаз и свойственные им редокс-центры. Примером энзима с активными железопор- фириновыми комплексами является пероксидаза, Т а б л и ц а 2 Оксидоредуктазы и их кофакторы (редокс-центры) Энзим Редокс-центр L-аминокислотная оксидаза F AD Холестерол оксидаза F AD Глюкозо оксидаза F AD Лактат оксидаза F MN Гликолат оксидаза Hem Сульфит оксидаза Мо Пероксидаза Hem ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 15 выделенная из хрена (Horseradish Pereoxidaza — HRP). На рис. 18 представлены компьютерная модель и структура активного центра, а также изображение пленки HRP, выполненное с помощ- ью атомной силовой микроскопии. В 1962 г. Кларк и Линс впервые создали чув- ствительный к кислороду энзимный электрод, что было началом бурного развития биосенсорики [31]. Принцип действия электрода состоял в окислении глюкозы в присутствии глюкозооксидазы с обра- зованием глюколактона и перекиси водорода: β – D – глюкоза + О2 GОx β – глюколактон (GL) + H2O2 . (13) Концентрацию глюкозы можно определить по количеству поглощенного кислорода или выделив- шегося пероксида водорода. Они оба электроак- тивны и их количество можно определить по ве- личине тока восстановления или окисления. Ко- личество поглощенного кислорода технически фик- сировать трудно. Поэтому устанавливают коли- чество пероксида водорода по величине тока его окисления: Н2О2 электроокисление Н2О + 1/2О2 . (14) Затем с помощью калибровочного графика по величине тока отклика можно определить содер- жание глюкозы в аналите. Активная окисленная форма глюкозооксида- зы (FAD+) возвращается в каталитический цикл посредством окисления восстановленой формы (FADН2) молекулярным кислородом. Этот простой амперометрический биосенсор был предметом мно- гочисленных исследований, о чем будет идти речь далее. Другая возможность в создании энзимных электродов сводится к введению в структуру сен- сора специальных веществ-посредников (медиа- торов — Me). Основная функция медиаторов — создание лучшего контакта энзимных редокс-цен- тров с преобразователем и, как следствие, увели- чение тока отклика. Чаще всего в качестве медиа- торов используют ферроцен и его производные, ферроцианиды, комплексы осмия и рутения с по- лимерными и метилвиологеновыми лигандами, фталоцианиды, органические красители и др. Ско- рость опосредствованного электронного переноса изучалась в работах [32—34]. Процессы, проте- кающие на стеклоуглеродном энзимном электро- де, сводятся к следующему: GOx–(F AD) + глюкоза GO–глюкоза GOx–F ADH 2 + глюкозолактон, E + S ES . (15) Образованная в энзимной реакции восстано- вленная форма глюкозооксидазы GOx–FADH2 повторно окисляется двумя металлическими цен- трами Ме (III) комплекса. Электроны из редокс- центров глюкозооксидазы передаются через про- теин-медиаторную сеть электроду: GOx–FADH2 + Me (III) kmed GOx–FAD + + Me (II) + 2H+ . (16) Регенерация медиатора в окисленном состоя- нии достигается электрохимическим окислением: 2Me (II) 2Me (III) + 2e . (17) Если образование энзимного комплекса ES про- исходит быстро, то каталитический ток, который соответствует числу оборотов глюкозооксидазы, выражается соотношением: Icat = nFACm⋅(kmedDmCE)1/2 , (18) где Сm и СE — концентрации медиатора и энзи- ма, отнесенные к единице поверхности; Dm — ко- эффициент диффузии редокс-медиатора. При условии избытка иммобилизованного медиатора, то есть при такой концентрации ме- Рис. 18. Компьютерная модель и структура активно- го центра пероксидазы HRP (а); изображение плен- ки HRP, выполненное с помощью атомной силовой микроскопии (б). a б 16 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 диатора, когда ток отклика достигает максималь- ного значения (Imax), электрохимическая мета- морфоза уравнения Михаэлиса–Ментeн при- нимает вид: 1 Is = K’m (ImaxCs) + 1 Imax ; (19) Imax = (nFAkkat⋅CEl)/2 , (20) где l — толщина слоя энзима; СE — концен- трация энзима, ммоль. 3.2. Прямой электронный перенос в системах энзим—электрод. Проблема непосредственного контакта активных центров энзима с электродом весьма актуальна. Возможность прямого элект- ронного переноса открывает путь к электрохими- ческому изучению структуры, механизма редокс- превращений ферментов, процессов метаболизма с их участием. Трудности обмена электронами ме- жду энзимом и электродом обусловлены несколь- кими факторами. Во-первых, при адсорбции на электродной поверхности частицы энзима под- вергаются конформационным изменениям, вслед- ствие чего энзим теряет электрохимическую и био- логическую активность. Во-вторых, редокс-цент- ры глубоко скрыты внутри электрохимически не- активных пептидных цепей. Вследствие недос- тупности активных центров для достижения элек- трохимической активности энзима необходимо ис- пользовать медиаторы. Исследования, проведен- ные в последнее время, касались изучения прямо- го электронного переноса маленьких редокс-про- теинов типа цитохрома С, гемоглобина или мио- глобина [35—37]. Тщательные исследования пря- мого электронного переноса были предприняты с большим энзимом пероксидазой, выделенным из хрена (HRP), который часто используется в ам- перометрических сенсорах для определения перок- сида водорода. Кинетическая модель биоэлектро- каталитического восстановления Н2О2 перокси- дазой аналогична двухстадийному энзимному каталитическому превращению. Первоначально Н2О2 окисляет HRP до соединения Е1, которое представляет собой окисленную форму перокси- дазы, в состав которой входит железо (Fe+4=O) и порфириновый катион-радикал (Р•+) [38]: E(Fe3+) + H2O2 K 1 E1(Fe4+=O, Р•+) + H2O , (21) где E(Fe3+) — нативная форма пероксидазы. В дальнейшем происходит прямое электро- восстановление Е1 на поверхности электрода до ферропероксидазы. При этом донором элект- ронов выступает электрод: E1(Fe4+=O, Р•+) + 2e– + 2H+ K 1 E(Fe3+) + H2O . (22) Кроме того, восстановление Е1, протекаю- щее как двухстадийный процесс, возможно в го- могенной фазе: E1(Fe4+=O, Р•+) + e–(S) + H+ K 2 E2(Fe4+=O, Р•+) + S0 ; (23) E2(Fe4+=O, Р•+) + e–(S) + H+ K 23 E(F e3+) + S • + Н2О , (24) здесь S означает отличный от электрода донор электронов. Донор электронов S может быть одновремен- но и донором протонов, как это имеет место в случае фенолов, или же быть донором только электронов, как это наблюдается для иодидов. При анализе каталитической активности пероксидазы исходят из приведенной кинетической схемы, независимо от способа закрепления пероксидазы на поверхности электрода. Явление переноса заряда в электрохимичес- ких сенсорных системах является ключевой про- блемой, поскольку тип проводимости и органи- зация электрического контакта между энзимом и электродом определяют чувствительность сенсор- ного устройства. По типу обмена зарядами био- сенсоры можно разделить на три генерации. В электрохимических сенсорах первой генерации об- мен электронами происходит посредством систе- мы О2/H2O2. Ко второй генерации принадлежат сенсоры, в которых перенос электронов осущест- вляется специально введенными электронными челноками — медиаторами. И, наконец, третья разновидность соответствует безмедиаторному элек- тронному переносу при наличии прямого элект- рического контакта энзима с преобразователем. Раз- работка последнего типа сенсоров стала возмож- ной благодаря использованию новейших дости- жений нанотехнологий и технологий молекуляр- ного штампирования. 3.3. Иммобилизация биологически активных компонентов на твердой поверхности. Активный слой биосенсора образуется на твердотельном пре- образователе, в связи с чем возникает проблема "биологизации" поверхности: каким образом на- нести биологически активный компонент и как закрепить его на поверхности преобразователя. Существующие методы иммобилизации для удо- бства можно разделить на физические, при кото- рых связывание частиц происходит под действием сил физической природы, и химические, когда свя- ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 17 зывание происходит за счет образования кова- лентных связей. Независимо от типа иммобили- зации при ее осуществлении должна быть макси- мально сохранена каталитическая активность эн- зима без денатурации. Физические методы иммо- билизации энзимов осуществляют не непосредст- венно на поверхности электрода, а на промежу- точных слоях, которые служат своеобразной ма- трицей чувствительного слоя сенсора. Материа- лы матриц чувствительного слоя и их доля в об- щем балансе по данным 303 публикаций пред- ставлены на диаграмме (рис. 19) [39]. Наиболее часто матрицей для вклинивания энзимов служит полипиррол, а из неэлектропроводных полиме- ров — сульфированный политетрафторэтилен (нафион). Преимуществом физической иммоби- лизации является простота, однако из-за слабо вы- раженной адсорбционной способности энзимов сенсор очень чувствителен к изменению рН, тем- пературы, ионной силы, полярности и др. Поэто- му получить этим методом энзимный электрод с точно заданным количеством адсорбирован- ного энзима и, следовательно, фиксированной ак- тивностью трудно. Несмотря на это адсорбцион- ный метод используют как пилотный или для из- готовления устройств, не требующих длительной стабильности, например, сенсоров однократного использования. 3.3.1. Адсорбционная иммобилизация энзимов. Вклинивание энзимов в структуру чувствительно- го слоя проще всего осуществить спонтанной ад- сорбцией непосредственно на поверхности преоб- разователя. Так была иммобили- зована пероксидаза на поверхно- сти золота [38] и дегидрогеназа на поверхности углеродного элек- трода [40], а также гем, который является аналогом естественной пероксидазы HRP на поверхнос- ти электропроводного стекла (ITO) [41]. Однако достичь стабильнос- ти и воспроизводимости харак- теристик энзимного электрода этим методом трудно и для улуч- шения свойств сенсора исполь- зуют сшивающие агенты наподо- бие глутарового альдегида, моди- фицируют сам энзим или прово- дят совместную с другими ком- понентами адсорбционную про- цедуру. Комбинированный ме- тод иммобилизации пероксида- зы использовали в работе [42]. Процесс изготовления энзимно- го платинового электрода вклю- чал обработку платины спирто- вым раствором нафиона с последу- ющим взаимодействием с цистеи- ном. К цистеиновому слою при- вивались наночастицы золота, на которых затем адсорбировалась пероксидаза. Последовательность стадий показана на рис. 20. Элек- трод был тестирован шестью раз- личными субстратами — глюко- зой, этанолом, уксусной кисло- той, алкандиеновыми кислота- ми, 2-лизином, 2-лейцином — и Рис. 19. Материалы для вклинивания энзимов. Рис. 20. Процесс иммобилизации пероксидазы (HRP) на платиновом электроде. 18 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 показал по отношению к ним высокую чувствите- льность и селективность. Другой подход к созданию энзимных элек- тродов базируется на липидных двухслойных мембранах. Вещества, содержащие достаточно длинные алкильные цепи типа тетраалкиламмо- ниевых солей, диэфиров фосфорной кислоты, ди- глицератов, в водной среде образуют везикулы. Адсорбированные на поверхности электрода ли- пиды формируют многослойную пленку, в кото- рую при контакте с раствором энзима инкорпо- рируют частички энзима, что в итоге приводит к образованию энзимного электрода. Перенесение липидной мембраны на поверх- ность электрода приводит к увеличению механи- ческой прочности по сравнению со свободной ве- зикулярной структурой. Липидная мембрана на твердотельных носителях легко поддается моди- фикации введением в ее структуру металлических микро- и наноразмерных частиц, фуллеренов, по- лимерных компонентов. С другой стороны, двух- слойные липидные мембраны представляют со- бой прообраз клеточных мембран живых орга- низмов. Поэтому они так хорошо совмещаются с естественной средой, с функцией "хозяина" для протеинов, рецепторов, фрагментов тканей и да- же целых клеток без денатурации и с определен- ной ориентацией. Этими свойствами липосомных мембран воспользовались авторы при конструи- ровании амперометрического сенсора для опреде- ления количества гомолитических бактерий [43]. 3.3.2. Послойная иммобилизация энзимов. Закрепить энзим на поверхности трансдюсера мо- жно путем альтернативного нанесения слоя с про- тивоположно заряженными ионогенными груп- пами. Метод сборки "слой за слоем", в основе ко- торого лежит электростатическая альтернативная адсорбция противоположно заряженных ионов, был открыт Дечером и Гонгом в 1991 г. [44]. Благо- даря универсальности и простоте метод послой- ной инкорпорации пригоден для широкого ассор- тимента материалов, в том числе включающих про- теины, наночастицы, красители и ДНК. Поверх- ность металла сначала модифицируют меркапто- кислотами. Чаще всего для этого используют мер- каптоундекановую [45] или 3-меркапто-1-пропан- сульфоновую кислоту [46]. В буферных растворах слой хемосорбированного меркаптосоединения заряжается отрицательно. Следующий положите- льно заряженный слой формируют электростати- ческой адсорбцией поликатионогенных частиц, например, полиалиламин гидрохлоридом. Отри- цательный заряд на частицах энзима обусловлен карбоксильными группами. Последовательность стадий послойной иммобилизации протеинов на поверхности золотого электрода показана на рис. 21. Введение в структуру чувствительного слоя наноструктурированных объектов кардинальным образом меняет свойства энзимного электрода. На- пример, если глюкозооксидазу модифицировать одностенными углеродными нанотубулами, то окислительный пик тока увеличивается в 1.4—4 раза. Собранный послойным методом цитохром- ный электрод, в котором альтернативными слоями были полидиалилдиметил аммоний хлорид и наноразмерные частицы цеолита, обеспечивал ста- бильный амперометрический отклик при окисле- нии Н2О2 в течение пяти месяцев [47]. 3.4. Ковалентное связывание. Большой пре- градой в использовании адсорбционного метода связывания энзимов с трансдюсером является сла- бость взаимодействия компонентов и, как след- ствие, недостаточная стабильность сенсорного ус- тройства. Чтобы обойти эти препятствия, был пред- ложен новый подход ковалентного соединения эн- зимных молекул. Прямая иммобилизация глюко- зооксидазы на индий-оловооксидном электроде (ITO) возможна благодаря образованию эфирной связи между поверхностными ОН-группами ITO и карбоксильными группами на поверхности про- Рис. 21. Последовательность стадий закрепления про- теина на поверхности электрохимического трансдюсе- ра послойным методом. ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 19 теина. Методом кристаллического кварц-микро- баланса был подтвержден факт прямой иммоби- лизации глюкозооксидазы со степенью покрытия, равной 4.8⋅10–12 моль/см2 [48]. По мнению авто- ров, хорошо воспроизводимое образование моно- слоя глюкозооксидазы на поверхности ITO жест- ким связыванием молекул энзима к поверхности электрода позволяет измерять содержание глю- козы в анализированной пробе с высокой точно- стью и воспроизводимостью. В связи с ограниченностью электродных ма- териалов с функциональными группами для хими- ческого связывания вместо прямого проводят опо- средствованное связывание. Так, глюкозооксида- зу к золотому электроду, который был преобра- зователем в глюкозном сенсоре, прививали с по- мощью 1,6-гексадиола [49]. Включение в архи- тектуру сенсора золотых наночастиц увеличивало ток отклика и обеспечивало стабильную работу в течение двух месяцев вследствие хорошей био- совместимости наночастичек золота, сильного ко- валентного взаимодействия между частицами золота и дитиолом, а также между золотом и до- полнительно введенным цистамином, цистами- ном и глюкозооксидазой. Прививка глюкозо- пероксидазы HRP реализована на синтетическом нанокристаллическом алмазном электроде с ис- пользованием сшивающего агента 2,2,2-трифтор- N-9-деценил ацетамида [50]. Импедансной спект- роскопией было установлено, что модифициро- ванный электрод представляет собой двухслой- ную структуру, схематическое изображение ко- торой приведено на рис. 22. Степень покрытия электрода пероксидазой (Г), определенная по количеству электричества, израсходованного в катодном процессе, равня- лась 2⋅10–10 моль/см2. При условии, что покрытие однородно, объем гидратированной части энзи- ма составляет 35x60x75 Ao 3. Близость гем-групп пе- роксидазы к поверхности наноструктурированно- го алмаза делает возможным прямой электрон- ный перенос между ними, вследствие чего на вольт- амперограмме появляются два разделенных од- ноэлектронных пика тока при 0.05 и 0.29 В, кото- рые отнесены к катодному и анодному процессам соответственно. Модифицированный алмазный элек- трод — характерный пример биосенсора третьего поколения для определения перекиси водорода. 3.5. Иммобилизация энзимов в гелеобразные структуры. Водорастворимые полимеры наподо- бие поливинилового спирта, полиакриламида, по- лиакриловой и полиметакриловой кислот, поли- винилпирролидона, желатина, агар-агара, а также многочисленные гель–золевые системы, синтези- рованные из алкоксидов металлов, образуют трех- мерные пространственные структуры. Для них свой- ственно высокое сродство к биологическим ком- понентам, благодаря чему они представляют со- бой идеальные матрицы для инкорпорации биоло- гически активных компонентов. Перспективны так называемые гибридные органо-минеральные мате- риалы, которые сочетают в себе свойства, прису- щие неорганическим (высокая кристалличность, твердость, механическая прочность, проводимость и магнитная восприимчивость) и органическим (гибкость, пластичность, легкость переработки и изготовления деталей литьем под давлением, штам- пованием) компонентам. Более того, во многих слу- чаях наблюдается синергизм свойств. Энзимы, ин- корпорированные в гель–золевые матрицы, часто проявляют более высокую активность, селектив- ность и линейность отклика в широком диапазоне изменения концентрации аналита по сравнению с привитым с помощью глутарового альдегида. Гель–золевые структуры легко модифицируются введением различных реагентов. Электрокатали- тическая активность окисления Н2О2, который об- разуется на энзимном электроде при окислении глюкозы глюкозооксидазой, существенно выше в присутствии наноразмерных частиц платины. На- блюдаемый синергизм проявляется в резком умень- шении перенапряжения окисления перекиси во- дорода, что повышает чувствительность сенсора при анализе на содержание глюкозы в присутствии ас- корбиновой, уриновой кислот и ацетаминофено- на, находящихся в физиологических растворах [51]. Интересные данные были получены с функциона- лизированным аминогруппами полисахаридом читосаном. Карбоксильные группы читосана вза- имодействуют с аминогруппами, содержащимися в протеиновой оболочке энзима, а образующийся комплекс стабилизируется электростатическим Рис. 22. Схематическое изображение двуслойной струк- туры модифицированной поверхности нанокристалли- ческого алмаза. 20 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 взаимодействием (рис. 23). С другой стороны, в процессе переноса электронов участвуют каналы проводимости из наночастиц золота, которые со- кращают расстояние между электродом и актив- ными центрами энзима. Интегрированием вольт-амперной кривой оп- ределены общее количество перенесенных заря- дов в анодном процессе окисления гема HRP (Fe2+ → Fe3++ e) и поверхностная концентра- ция протеина: Г = Q nFA , (25) где Q — количество перенесенного электричества в кулонах; n — число электронов; А — геомет- рическая площадь электрода. Рассчитанное по уравнению (25) количество пероксидазы было равным 3.91⋅10–9 моль/см2, что составляло 21.17 % от общего количества осажден- ного на электроде энзима. Отсутствие монослой- ного покрытия указывает на трехмерную струк- туру нанокомпозиции золь–гелевой матрицы. 3.6. Захват и закрепление биомолекул элек- трохимически образованными полимерными плен- ками. Электрохимическое возбуждение реакций полиприсоединения благодаря своей простоте не- заменимо при получении тонких полимерных слоев на электропроводных поверхностях. Боль- шинство электрохимически осажденных полиме- рных пленок для иммобилизации биомолекул состоят из электропроводных полимеров, среди которых самым распространенным является по- липиррол. Достаточно сказать, что лишь в журна- ле Electrochimica Acta c 1990 по 2005 год опубли- ковано 300 статей, посвященных полипирроль- ным биоаналитическим сенсорам [52]. Благодаря тому, что синтез полипиррола протекает в близ- кой к нейтральной среде, инкорпорация энзимов возможна посредством захвата их макромолекул растущими полипиррольными цепями или сопо- лимеризацией при наличии в биомолекулах элек- троактивных групп. Иными словами, фермент здесь выступает в качестве допанта [53]. Однако иммоби- лизация биомолекул электрохимическим вкли- ниванием в структуру полимерной пленки требу- ет высоких концентраций мономера и энзима. Точ- но определить количество инкорпорированного биоматериала невозможно. Это усложняет кине- тический анализ и оптимизацию многослойных энзимных электродов. Чтобы обойти эти трудно- сти, был предложен иной подход к иммобилиза- ции, который сводился к совместной адсорбции на поверхности электрода энзима и мономера перед электрополимеризацией. Увеличение адсорбцион- ной способности можно достичь введением в моле- кулярную структуру мономера полярных групп. Структура амфифильных производных пиррола приведена ниже: Электрополимеризация адсорбированных мо- номерных частиц в водном растворе обеспечива- ла необратимое вклинивание биомолекул в поли- мерную матрицу. Эффективность инкорпориро- ванной глюкозооксидазы в полимерную сеть ам- фифильного полипиррола составляла 19–33 мА⋅ м–1⋅см–2 в отличие от 2–3 мА⋅м–1⋅см–2 для обычных полипиррольных или полианилиновых пленок. Двухстадийная технология иммобилизации энзи- мов в электропроводные полимерные матрицы оказалась весьма полезной в создании двух-, а в последнее время и трехэнзимных электрохими- ческих сенсоров, чувствительность которых линейно увеличивается в зависимости от количества инкор- порированного энзима. Были синтезированы биотиновые производ- ные пиррола, что дало импульс развитию нового Рис. 23. Структурная формула модифицированного чи- тосана (А), схематическое изображение электростати- ческого связывания читосан—Au нанокомпозита с глю- козопероксидазой и электронного переноса от редокс- центров HRP к электроду (Б). ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 21 подхода к иммобилизации энзимов, получивше- го название авидин-биотиновой технологии [54]. В качестве исходных соединений для получения по- лимерной матрицы обычно используют биотино- вые производные пиррола: По месту биотиновых функциональных групп в полимерной пленке прививают молекулы ави- дина, представляющего собой низкомолекулярный яичный белок. Вследствие этого образуются био- тин-авидиновые мостики. Взаимодействие био- тинелированного энзима с несвязанными центра- ми авидина в конечном итоге приводит к энзим- ному электроду (рис. 24). Авидин-биoтиновая технология позволяет фор- мировать мультислойные структуры. При этом, как и в случае адсорбционного метода, чувствитель- ность глюкозного сенсора линейно возраcтает с увеличением числа слоев энзимного электрода. 3.7. Метод молекулярного импринта. По ана- логии с биологическими рецепторами молекуляр- но специфический распознавательный чувствите- льный слой биосенсорного устройства можно со- здать методом молекулярного штампирования или молекулярного импринта. Если к исходной по- лимеризационной смеси, содержащей мономер и сшивающий бифункциональный агент, добавить органические молекулы заданной структуры (тэм- плейт) и заполимеризовать, то тэмплейтные моле- кулы будут „замурованными" в образованной по- сле завершения полимеризации полимерной мат- рице. После обработки органическим раствори- телем и экстракции тэмплейтных молекул в по- лимерной матрице образуются пустоты, которые по размерам и форме будут соответствовать мо- лекулам тэмплейта. Функциональные группы мо- номерных звеньев ориентированы и занимают позиции вокруг щели в со- ответствии с химической структурой молекулы тэмплейта. При контакте чувствительного слоя с раствором ана- лита в штампы полимерной матрицы проникают лишь те частицы, кото- рые по размерам и форме близки к размерам щелей. Частички анали- та удерживаются в пустотах химическим связы- ванием или за счет действия сил сорбционного взаи- модействия. Нековалентные импринтные матри- цы в синтетических распознавательных материа- лах получили большое распространение в биосен- сорике, поскольку вследствие обратимости связы- вания в комплексе "хозяин—гость" достигаются большие скорости регенерации активного слоя и уменьшение времени формирования отклика. Пре- имущества нековалентного связывания были про- демонстрированы на примере системы, в которой в качестве функционального мономера использо- вали 4-винилпиридин, тэмплейта — полифукцио- нальный фенол (кверцетин) и сшивающего агента — этиленгликоль диметакрилат [55]. Молекуляр- но импринтная полимерная система (МИПС), ко- торая работала по принципу конкурентной сорб- ции частиц аналита, тщательно исследовалась с целью выяснения молекулярного механизма рас- познавания. На основании данных ЯМР- и ИК- спектроскопии было показано, что распознавате- льная функция МИПС определяется молекулярным взаимодействием мономер—тэмплейт и стабиль- ностью преполимеризационного комплекса. Мо- лекулярное распознавание МИПС-систем, состоя- щих из электропроводных полимеров, проводит- ся мониторингом электрохимических сигналов. Для этого используют переокисленный полипир- рол, в цепях которого содержатся гидроксильные или карбонильные функциональные группы. Пере- окисленный полипиррол одинаково пригоден для импринта как малых, так и больших молекул. При этом полипиррольные цепи способны обес- печить прямой электрический контакт активных центров протеина, которые глубоко скрыты в мак- ромолекулярных цепях, и искючить необходимость медиаторов. Далее рассмотрим некоторые типы сенсоров по их функциональному назначению. Рис. 24. Схема иммобилизации биотинелированной глю- козооксидазы на электрополимеризованной пленке ави- дин-биотиновыми мостиками. 22 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 4. Биосенсоры. 4.1. Глюкозный биосенсор. Более сорока лет внимание исследователей устремлено на разрабо- тку глюкозных биосенсоров для быстрого, точно- го и непрерывного мониторинга за уровнем глю- козы в жидких биологических выделениях боль- ных сахарным диабетом. Интенсивная терапия и тщательный контроль уровня глюкозы в крови — ключевой элемент предотвращения развития осложнений. Определение глюкозы возможно дву- мя путями — прямым и непрямым. Принцип оп- ределения количества глюкозы в аналитах пря- мым электрохимическим окислением рассмот- рен в разделе 2.5. Идея катализированного энзи- мами определения глюкозы по количеству погло- щенного кислорода принадлежит Кларку и Лио- ну [31]. Однако системы определения, опираю- щиеся на использование кислорода как физиоло- гического акцептора, имеют недостаток, поско- льку здесь не исключены ошибки вследствие флу- ктуаций потоков кислорода и глюкозы. Чтобы пол- ностью элиминировать потребление кислорода в реакциях, катализированных глюкозооксидазой, в систему вводили посредники с функцией пере- носчиков электронов от активных центров энзи- ма к электроду. Концепция опосредствованного электронного переноса была предложена впервые Альбери с сотрудниками [56], которые установили теоретическую зависимость потенциала от скоро- сти электрокаталитического электронного обме- на. Опосредствованный электронный обмен зави- сит от типа медиатора, потенциала рабочего элек- трода и величины тока поляризации. В качестве иллюстрации рассмотрим два примера глюкоз- ных биосенсоров. Первый сконструирован на ос- нове гель-золевой органоминеральной платфор- мы, биосовместимой с биологическим материа- лом и обеспечивающей сохранение биокаталити- ческих свойств глюкозооксидазы на протяжении относительно большого промежутка времени. Эн- зимный сенсор характеризовался временем от- клика 15—20 с, чувствительностью 56 мкА/см2⋅ммоль и максимальной границей концентрации глю- козы — 300 ммоль [57]. Преимущества нанострук- турированных чувствительных материалов бы- ли продемонстрированы при создании сенсора, пригодного для определения глюкозы, лактата и пировиноградной кислоты. С целью повышения надежности сенсора была изготовлена пятиэлек- тродная матрица, схематически представленная на рис. 25 [58]. Общий отклик пятиэлектродного глюкозно- го сенсора показан на рис. 26. Эффективная ра- бота сенсора обеспечивалась опосредствованным электронным переносом от энзима через редокс-по- лимер до электрода. Для шага изменения концен- трации 2 ммоль время отклика было меньше 20 с. Такой относительно быстрый отклик являлся след- ствием малой толщины многослойной пленки. 4.2. Карбамидный биосенсор. Метаболичес- кие функции живых организмов хорошо патерни- зируются изменением концентрации карбамида в крови и моче. Поэтому определение карбами- да часто используется в клинических лаборатори- ях, но поскольку карбамид выпускается промыш- ленностью, то и в заводских. Принцип действия карбамидного сенсора сводится к каталитическо- му превращению мочевины в присутствии естест- венного фермента уреазы: Рис. 25. Схема конструкции пятиэлектродной сборки сенсора для определения глюкозы, лактата и пиро- виноградной кислоты. Рис. 26. Амперометрический отклик пятиэлектродно- го сенсора в зависимости от концентрации глюкозы. ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 23 (NH2)2CO + 3H2 уреаза 2NH4 + + + OH– + HCO3 – . (26) Мониторинг каталитически конвертирован- ных продуктов осуществляется потенциометри- чески, кулонометрически или амперометрически. Предложена методика изготовления карбамид- ного сенсора иммобилизацией уреазы в поли(N- винилкарбазольной) пленке Ленгмюра–Блодже. Уреаза катализирует разложение мочевины, и возникающий вследствие этого потенциометриче- ский отклик измеряется анализатором аммоний- ных ионов. Изменение активности чувствитель- ного слоя в зависимости от концентрации кар- бамида показано на рис. 27 [59]. Линейность ка- либровочного графика наблюдается на двух уча- стках концентраций мочевины 0.5—10 и 10—68 ммоль. Карбамидный электрод можно исполь- зовать 10 раз. Стабильность сенсора изменяется приблизительно на 5 % при его хранении в тече- ние 5 недель. Более чувствительный и менее инер- ционный уреазный сенсор создан на полианили- новой платформе. Чувствительный слой форми- ровали электрохимической полимеризацией ста- билизированной додецилсульфатом эмульсии ани- лина в присутствии поликарбонатной мембран- ной матрицы [60]. Синтезированный в данных ус- ловиях полианилин сохраняет электропровод- ность вплоть до рН 7, тогда как обычный теряет электропроводность при значениях рН, превыша- ющих 3. Разработан исключительно чувствитель- ный иммуносенсор на основе полианилин-проте- иновых композитных матриц. Использование уре- азы, сопряженной с антителом, и мочевины как субстрата позволило определить амперометриче- ски иммуноглобин кроликов в пределах от 50 до 200 нг/мл с нижней границей 10 нг/мл. 4.4. Полютантные биосенсорные системы. По- мимо загрязнителей техногенного происхождения, серьезные нарушения равновесия в окружающей среде вызывают широко применяемые в сельском хозяйстве средства защиты и стимуляторы роста растений. В последнее время повышенный ин- терес вызывают органофосфатные и карбонатные пестициды с широкой гаммой биологической ак- тивности и относительно низкой устойчивостью по сравнению с применяемыми ранее хлорорга- ническими. Среди биоаналитических методов их определения получили распространение методы, основанные на ингибировании холинэстераз [61]. Покрытый слоем полианилина стеклоуглеродный электрод служил платформой для иммобилиза- ции бутирилхолинэстеразы при помощи сшива- ния глутаровым альдегидом. Модифицированная полианилином поверхность электрода обеспечи- вала стабильный потенциометрический отклик в присутствии пестицидов. Холинэстеразный сен- сор давал надежные результаты при определении пестицидов в сливных водах. Потенциометричес- кий отклик холинэстеразного сенсора формиро- вался в результате биокаталитического гидролиза ацетилхолина: (СН3)3N+CH2CH2OCOCH3 + H2O энзим (СН3)3N+CH2CH 2OH + СН3СООН . (27) Все апробированные пестициды необратимо ингибировали реакцию (27), вследствие чего из- менялся потенциал электрода. По величине изме- нения потенциала определяли концентрацию пестицида. К наиболее распространенным полютантам относятся полициклические ароматические угле- водороды (ПАУ), содержащие два и более конден- сированных ароматических кольца. ПАУ обра- зуются главным образом в процессах неполного сгорания, распространяясь в атмосфере. Они про- исходят в основном от нефти или угля, которые Рис. 27. Потенциометрический отклик уреазного сен- сора при изменении концентрации мочевины от 0 до 10 (а) и от 0 до 93 ммоль (б). 24 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 используются в промышленных процессах при сжигании, в двигателях внутреннего сгорания, обо- гревателях и т.п. Канцерогенный и мутагенный потенциалы ПАУ и их одновременное присутст- вие в окружении обусловили включение 16 ПАУ в перечень главных загрязнителей питьевой во- ды. Тот факт, что большинство ПАУ похожи по молекулярной структуре (отсутствие боковых фун- кциональных групп), делает невозможным про- дуцирование специфических антител лишь для од- ного соединения. Поэтому в иммуносенсорных си- стемах часто используют одно антитело для опре- деления общей концентрации ПАУ или одного соединения (бензпирена) в качестве репрезента- тивного маркера. Использование в одном сенсоре нескольких антител позволяет формировать раз- личные сигналы для различных антител и по- лучать больше информации о составе смеси ПАУ. Амперометрический иммуносенсор реализован с использованием углеродного электрода, изготов- ленного печатным способом [62]. Электрод пок- рывался конъюгатом альбумина, выделенного из сыворотки печени и фенантрена. Амперометри- ческое определение осуществляли с помощью ме- ченого щелочным фосфатом конъюгата. Связан- ный энзим специфически конвертировал субстрат в определяемый компонент. К числу наиболее опа- сных полютантов относится 2,4-динитрофенол. Ток- сикологические исследования на животных пока- зали, что летальная доза его составляет от 14 до 43 мг/кг. Вредное действие динитрофенола, как по- лагают, обусловлено влиянием на метаболизм на клеточном уровне, главным образом, при инги- бировании процессов в митохондриях печени. Для определения 2,4-динитрофенола был предложен иммуногенный флюоресцентный сенсор, который базировался на анализе взаимодействия антитела с антигеном в растворе [63]. Более эффективное иммуносенсорное устройство основано на гомо- генной электрохимически генерированной люми- несценции [64]. Использовалась модельная систе- ма — меченый люминолом дигоксин и альбумин, выделенный из сыворотки печени, в качестве пере- носчика протеина. Предложены две сенсорные фор- мы: одна — для прямого детектирования антите- ла антидигоксин, другая — для сравнительного иммуноанализа при определении дигоксина. На рис. 28 показана зависимость интенсивности ЭХЛ от количества добавленного антитела. Метод ЭХЛ-детектирования намного чувстви- тельнее электрохимического, а калибровочная кри- вая сохраняет линейность в широких границах концентрации антитела. 4.6. Биосенсорные устройства для анализа во- ды и продуктов питания. Определение патоген- ных организмов в воде и продуктах питания — важнейшая проблема их сохранения. Отметим, что 40 % от общего числа 50 миллионов человек еже- годно умирает от инфекционных болезней. Суще- ствующие методы определения бактериальных патогенов весьма трудоемки, долговременны, а интерпретация результатов достаточно сложная. Для этих целей в последнее время были предло- жены генносенсорные устройства, получившие на- звание генных зондов. Большинство ген-зондо- вых систем фокусируется на определении специ- фических последовательностей ДНК или РНК с использованием цепной реакции полимеризации для усиления сигнала. Обычно предпочитают мо- лекулярные мишени из РНК . Модельным орга- низмом для разработки РНК-биосенсоров часто выбирают бактерии Escherichia colli, естественны- ми колониями которой являются кишечные трак- ты человека и теплокровных животных. Биосен- сорная система на основе иммобилизованных в агар-агаровой матрице биолюминесцентных лент Escherichia colli была эффективной при определе- нии токсичности перекиси водорода, фенола и ми- тамицина С в воде [65]. Биолюминесцентный ме- тод можна организовать без специальной культи- вации бактерий. Биолюминесцентный реагент для измерения аденозинтрифосфат (АТР), дифос- фат (ADP) и монофосфат (АМР) нуклеотидов по- лучали добавлением пировиноградной киназы (энзим) к люциферазе из светлячков. Киназа ката- лизировала процесс образования АТР из ADP и АМР и сложного эфира пировиноградной кисло- ты и фосфоэнола. После этого добавляли аде- Рис. 28. Зависимость интенсивности ЭХЛ от степени разведения антидигоксина при различных концентра- циях конъюгата люминол—альбумин—дигоксин: 2.5⋅ 10–7 (1) и 5.0⋅10–7 моль (2). ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 25 нозин фосфат деаминазу для гашения люмине- сценции, вызванной распадом АТР, ADP и АМР. Суммарная интенсивность биолюминесценции в присутствии АТР в 43 раза превышает интен- сивность в типичных биолюминесцентных сис- темах [66]. Биосенсорные системы широко применяются для мониторинга тропических фруктов и соков из них на всех стадиях производства, хранения и транспортировки. Созревание и зрелость фрук- тов обычно характеризуют изменением цвета, аро- мата и текстуры. Индикаторами качества фруктов и соков являются D-глюкоза, фруктоза, сахароза, лимонная, яблочная и аскорбиновая кислоты. Обычно эти компоненты определяют по количе- ству образовавшейся в энзимной реакции пере- киси водорода. Во многих отраслях производства продуктов питания необходим контроль за технологически- ми процессами и маркетирование качества проду- кции. Например, содержание алкоголя является важным показателем качества продуктов питания и напитков, а также используется в клинической диагностике. Для достижения устойчивости, наде- жности, многократного использования биосен- сорных систем и безотказного мониторинга спир- тов была предпринята попытка изготовления гра- фит-тефлоновых электродов путем совместной инкорпорации глюкозооксидазы, пероксидазы и ферроцена [67]. Конструировать биосенсор с ин- корпорированными в композитные тефлон-гра- фитовые таблетки энзимов и медиатора легко и экономически выгодно. Активность электрода вос- станавливают простым полированием. На рис. 29 приведены токовые отклики композитного электрода в присутствии алифатических спиртов. Для нормальных спиртов величина отклика уме- ньшается в ряду: метанол > этанол > пропанол > бутанол > пентанол. Отклик для изоспиртов зна- чительно ниже по сравнению со спиртами норма- льного строения. Контроль за содержанием в ал- когольных напитках метанола необходим вслед- ствие его высокой токсичности. Было найдено, что содержание метанола в некоторых видах ли- керов может составлять 3.5 г/л, поэтому потреб- ление этих напитков сопряжено с большим рис- ком для здоровья. 5. Итоги и перспективы. Как видим, современная сенсорика развива- ется по двум направлениям: хемосенсорики и био- сенсорики. Хемосенсорика базируется на тонкопле- ночных технологиях, которые были разработаны для нужд микроэлектроники. Технические прие- мы вакуумного напыления, литографии, получе- ния печатных схем, а в последнее время и нано- технологии были успешно акцептированы хемо- сенсорикой и практически реализованы для созда- ния хемосенсоров. Биосенсорика развивается не- зависимо с учетом достижений биотехнологии. К настоящему времени разработаны физико-хими- ческие основы формирования отклика чувствите- льного слоя при экспонировании частицами ана- лита, электронные системы обработки сигналов преобразователя и предложены математические модели работы сенсорных устройств. Благодаря высокой чувствительности, короткому времени формирования отклика, возможности реактива- ции активного слоя, хемо- и биосенсорика широ- ко применяются для мониторинга технологичес- ких процессов, экологических загрязнений окру- жающей среды, качества продуктов питания. Зна- чение биосенсорики для медико-биологической диагностики и систем транспорта лекарственных препаратов в живых организмах трудно переоце- нить. Особое место в сенсорике занимают электро- химические сенсоры, изготовление которых стало доступным в любой химической лаборатории. Свидетельством важности сенсорики являют- ся специальные периодические издания, напри- мер, Sensors and Actuators, Biosensors and Bioelect- ronics. Статьи по проблемам сенсорики печатают- ся во всех ведущих изданиях мира. Дальнейшее развитие этого перспективного направления будет идти по пути поиска новых синтетических и естественных материалов и мо- дифицирования существующих для изготовле- Рис. 29. Токовые отклики композитного графит-теф- лонового алкогольоксидазо-пероксидазо-ферроценово- го электрода в присутствии 5⋅10–4 моль/л метанола (а), этанола (b), пропанола (с), пентанола (е) и 2⋅10–3 моль/л изопропанола (f) и изобутанола (g). pH 7.4. 26 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9 ния активных компонентов сенсорных уст- ройств. Преимущественно будут использовать- ся матрицы из электропроводящих полимеров. Удельный вес наноструктурированных материа- лов будет постоянно возрастать. Предпочтите- льными будут двух- и трехэнзимные безмедиа- торные системы. С целью увеличения надежно- сти, точности и селективности измерений инди- видуальные сенсоры объединяют в сборки — чипы и биочипы. Тенденция развития сенсорики будет охватывать создание мультисенсорных ин- тегрированных систем с высоким уровнем авто- матизации аналитических определений. РЕЗЮМЕ . Розглянуто типи сенсорних пристро- їв і фізико-хімічні засади формування електрохіміч- ного відклику хімічно і біологічно активних поверхне- вих шарів. Описано матеріали, що застосовуються для виготовлення чутливих шарів, методи закріплення бі- ологічно активних компонентів. Особливу увагу при- ділено наноструктурованим матеріалам у хемо- та біосенсориці. Зроблено огляд найважливіших галузей застосування, відмічено досягнення і перспективи роз- витку сенсорики. SUMMARY. The article considers types of sensing devices and physicochemical principles of the formation of the electrochemical response of chemically and biolo- gically active surface lagers. Materials used for the fabri- cation of sensitive layers and methods for the fixation of bioactive components are described. Particular emphasis is given to nanostructured materials in chemo- and biosen- sorics. The most impotant applications are reviewed, achie- vements and prospects for the development of sensorics are pointed out. 1. Neri G., Banarita A., Galragno S . et al. // Sensors and Actuators. -2002. -B 82. -P. 40. 2. Tai W .-P., Oh J.-H. // Ibid. -2002. -B 85. -P. 154. 3. M ore P.S ., Khollam Y .B., Deshpande S .B. et al. // Mat. Let. -2003. -58. -P. 205. 4. Pamaki J., M aekqwa T., M iura N., Y amezoc N . // Sensors and Actuators. -1995. -B 26–27. -P. 49. 5. Z hang G., Liu W . // Ibid. -2000. -B 69. -P. 175. 6. Arshar K., Twomey K. // Sensors. -2002. -2. -P. 205. 7. Z hang J., Chen F., Su R. et al. // Ibid. -2002. -2. -P. 366. 8. Z hang J., Tejedor M .J., Anderson M .A . et al. // Ibid. -2002. -2. -P. 331. 9. Galastis K., L i Y . X., W lodarski W ., Comini E. et al. // Sensors and Actuators. -2002. -B 83. -P. 276. 10. Dutta A ., Kaabbuathong N., Grilli M .L., Di Bartolomeo E. // J. Electrochem. Soc. -2003. -150. -Р. H33. 11. Kar S., Pal B.N., Chandhuri S ., Chakravorty D. // J. Phys. Chem. -2006. -110. -P. 4605. 12. Lin Y ., Koep E., Lin M . // Chem. Mat. -2005. -7. -P. 3997. 13. Y oo J., M artin V an Assche F., W achsman E.D. // J. Electrochem. Soc. -2006. -153. -P. H115. 14. Ishihara T., Fuknyama M ., Dutta H. et al. // Ibid. -2003. -150. -P. H241. 15. Li Y ., Y ang M .J., Camaioni N., Casalbare-M iceli G. // Sensors and Actuators. -2001. -B. 77. -P. 625. 16. Klook J.P., M ourzina Y .G., Schbert J., Schoning M .J. // Sensors. -2002. -2. -P. 356. 17. Dickert F.L., S ikorski R . // Mat. Sci. Engin. C. -1999. -10. -P. 39. 18. Gong F.-Ch., Z hang X .-B., Guo C.-Ch. et al. // Sensors. -2003. -3. -P. 91. 19. Oshita Sh., M atsumoto A. // Chem. Eur. J. -2006. -12. -P. 2139. 20. Kamata K., Kawai T., Iyoda T . // Langmuir. -2001. -17. -P. 155. 21. Dai L., Soundarrajan P., Kim T . // Pure Appl. Chem. -2002. -74. -P. 1753. 22. Pandey P.C. // Sensors and Actuators. -1999. -B. 54. -P. 210. 23. M u Sh. // Biosensors and Bioelectronics. -2006. -21. -P. 1237. 24. Chen F., Tang W ., Li Ch. et al. // Chem. Eur.J. -2006. -12. -P. 3082. 25. M a X., Li G., W ang M . et al. // Ibid. -2006. -12. -P. 3254. 26. Liu H., Kameoka J., Czaplewski D.A., Craighead H.G. // Nanolett. -2004. -4. -P. 671. 27. Robinson J.A., Snow E.S ., Badescu S .C. et al. // Ibid. -2006. -6. -P. 1747. 28. Hu Ch., Chen X ., Hu Sh. // J. Electroanal. Chem. -2006. -586. -P. 77. 29. Le J., Park S.-M . // Anal. Chim. Acta. -2005. -545. -P. 27. 30. Jena B.K., Rai C.R. // Chem. Eur. J. -2006. -12. -P. 2702. 31. Clark L .C., Lyons C. // Ann. NY Acad. Sci. -1962. -102. -P. 29. 32. Calvente J.J., Narvaez A., Dominguez E ., Andrey R . // J. Phys. Chem. -2003. -107. -P. 6629. 33. Calvo E.J., W olosiuk A. // Chem. Phys. Chem. -2005. -6. -P. 43. 34. W arren S., M cCormac T., Dempsey E. // Biochemistry. -2005. -67. -P. 23. 35. Lojou E., Binco P. // J. Electroanal. Chem. -2000. -485. -P. 71. 36. Gu H., Y u A ., Chen H . // Ibid. -2001. -516. -P. 119. 37. W ang Q., Lu G., Y ang B. // Langmuir. -2004. -20. -P. 1342. 38. Ferapontova E., Gorton L. // Bioelectrochemistry. -2002. -55. -P. 83. 39. http://orion1.paisley.ac.uk . 40. Razumiene J., Vilkauauskyte A., Gureviciene V. et al. // Electrochem. Acta. -2006. -51. -P. 5150. 41. Komori K., T akada K., T atsuma T . // J. Electroanal. Chem. -2005. -585. -P. 89. 42. Liu X., Y uan R ., Chai Y . et al. // Sensors and Actua- tors. -2006. -B. 115. -P. 109. 43. Kim H.J., Bennetto H.P. Halablab M .A. et al. // Ibid. -B. 2006. -119. -P. 143. 44. Decher G., Hong J.D. // Ber. Bunsen Ges Phys. Chem. ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т . 73, № 9 27 http://orion1.paisley.ac.uk -1991. -95. -P. 1430. 45. W ang Y ., Joshi P.P., Hobbs K.L. et al. // Langmuir. -2006. -22. -P. 9776. 46. Z hao W ., Xu J.-J., Shi Ch-G., Chen H.-Y . // Ibid. -2005. -21. -P. 9630. 47. Y u T., Z hang Y ., Y u Ch. et al. // Chem. Eur. J. -2006. -12. -P. 1187. 48. Fang A., Hg H.T ., Li S .F.Y . // Biosensors and Bioe- lectronics. -2003. -19. -P. 43. 49. Suxia Z hang, Nu W ang, Huijun Y u et al. // Bioelec- trochemistry. -2005. -67. -P. 15. 50. Rubio-Retama J., Hernando J., Lopez-Ruiz B. et al. // Langmuir. -2006. -22. -P. 5837. 51. Y ang M ., Y ang Y ., Liu Y . et al. // Biosensors and Bioelectronics. -2006. -21. -P. 1125. 52. Ramanaricius A ., Ramanaviciene A, M ailnauskas A. // Electrochem. Acta. -2006. -51. -P. 6025. 53. Y ang Y ., Shaolin M . // J. Electroanal. Chem. -1997. -432. -P. 71. 54. Cosnier S ., Le Pellec A . // Electrochem. Acta. -1999. -44. -P. 1833. 55. O’M ohony J., M olinelli A., Nolan K. et al. // Biosensors and Bioelectronics. -2006. -21.- P. 1383. 56. Albery W .J., Bartlett P.N., Craston D.H . // J. Elec- troanal. Chem. -1985. -194. -P. 223. 57. Pandey P.C., Upadhyay S., Shukla N.R., Shanma S . // Biosensors and Bioelectronics. -2003. -18. -P. 1257. 58. Revzin A.F., S irkar K., S imonian A ., Pishko M .V. // Sensors and Actuators. -2003. -B8. -P. 359. 59. Singhal R., Cambhir A., Pandey M .K. et al. // Bio- sensors and Bioelectronics. -2002. -17. -P. 697. 60. Kanungo M ., Kumai A., Contractor A.Os. // J. Elec- troanal. Chem. -2000. -528. -P. 75. 61. Trojanovich M ., Hitchman M .L . // Chem. Anal. -1995. -40. -P. 609. 62. Fahnrich K.A., Pravda M ., Guilbault G.G. // Biosensors and Bioelectronics. -2003. -18. -P. 73. 63. Carter R .M ., Blake R.C., Nguger T.D., Bostanian C.A . // Ibid. -2003. -18. -P. 69. 64. Qi H., Zhang Ch. // Anal. Chem. Acta. -2004. -501. -P. 31. 65. Kim B.Ch., Gu M .B. // Biosensors and Bioelectronics. -2003. -18. -P. 1015. 66. Sakabiara T ., M urukami S ., Ionei K. // Anal. Biochem. -2003. -312. -P. 48. 67. Gusman-V azgness de Prada A., Pena N., Revigo A.J., Pingarron J.M . // Biosensors and Bioelectronics. -2003. -18. -P. 1279. Львовский национальный университет им. Ивана Франко Поступила 22.05.2007 Институт общей и неорганической химии им. В.И . Вернадского НАН Украины, Киев 28 ISSN 0041-6045. УКР. ХИМ . ЖУРН . 2007. Т. 73, № 9

Электрохимическая сенсорика

Репозитарії

Схожі ресурси