第 1 章 绪论
1.1 基于有机电化学晶体管的酶生物传感器研究现状
酶生物传感器是一类非常重要的生物传感器。1962 年，Clark 等人[1]提出了酶生物传感器的原理，将电极与具有特异性的酶联合实现检测特定物质。在随后的几十年里，酶生物传感器引起了学术界的广泛关注并得到了迅速发展。酶生物传感器是以酶作为敏感生物元件，通过各种物理或化学信号转换系统，记录目标物与敏感元件之间反应所产生的可测信号，这种可测信号与目标物浓度具有比例关系，从而达到对分析物进行定量检测的目的。与其他类型的生物传感器相比，酶生物传感器是将酶直接结合在金属或半导体电极的表面，使其固化成膜，形成识别元件、接收元件与换能元件于一体的结构，并具有体积小、灵敏度高、选择性好等诸多优点。
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1.2 酶生物传感器电极纳米材料修饰
为了提高酶生物传感器的检测性能，比较常见的方法是利用纳米材料对电极进行修饰，这也是提高基于 OECT的酶生物传感器检测性能的一个重要途径。纳米材料作为 20 世纪最为重要的科学发现之一，极大地推动了科技的进步和社会的发展，也改善了人们的生活。纳米材料具有许多特殊的性能，具有小尺寸效应、表面效应、量子尺寸效应、宏观量子隧道效应及介电限域效应等五大效应。由于这些特点，纳米材料呈现出许多奇异的物理﹑化学性能，在很多领域都得到了重要的应用和快速的发展。利用纳米材料的小尺寸效应和高比表面积等特性，在栅电极上修饰后对OECT 的电化学性能有着显著提高，尤其是基于 OECT 的酶生物传感器的检测性能得到很大提高。
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第 2 章 OECT的器件制备与表征
2.1 引言
基于 OECT 的生物化学传感器因其具有高的灵敏度、容易制备、成本低、工作电压低(<1 V)、可制备成柔性器件及在水性环境下能稳定工作等优点，在近几年来受到了广泛的关注[74-76]。OECT 的结构简单，主要由三个电极(包括源极、漏极、栅极)、有机半导体活性层、衬底、电解质等部分组成。有机活性层覆盖于源极和漏极之上，当施加一个栅电压后，电解液中的离子会掺杂到有机活性层中，使得有机活性层中的载流子浓度发生改变，从而引起沟道电流发生变化。所以 OECT 器件的沟道电流会受到栅电压的调控作用。OECT 一个显著的优势是能够在水性环境下稳定工作，且工作电压一般小于 1 V，因此在生物化学传感器领域中得到重要应用[77, 78]。本章主要是对 OECT 器件的制备及其表征进行相关研究，OECT 器件制备的主要过程为热蒸发沉积电极、旋涂有机半导体层、氮气氛围退火。表征主要分为表面形貌表征以及电化学性能表征，通过 AFM 对其表面平整度进行表征，通过测试 OECT器件的输出特性曲线和转移特性曲线等表征其电学性能。
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2.2 实验部分
(1)试剂聚(3,4-乙烯二氧噻吩)-聚苯乙烯磺酸(PEDOT:PSS)，购于 Sigma-Aldrich 公司;磷酸盐缓冲液 (PBS)，购于赛默飞世尔科技公司;二甲基亚砜(DMSO)。(2)仪器手套箱高真空热蒸镀仪(NEXDEP，加拿大 AE 公司 );氧等离子体清洗设备(Harrick Plasma PDC-32G-2);旋涂仪(KW-4A，中国科学院微电子研究所);原子力显微镜(AFM，Bruker 公司)等;半导体参数测试仪(Keithley 4200)。在 PEDOT:PSS 溶液中添加 5%的二甲基亚砜(DMSO)，并搅拌均匀以增加其导电性。将配制好的 PEDOT:PSS 溶液在旋涂仪上进行 500 rpm/6 s、3500 rpm/40 s 的旋涂处理，在器件表面形成一层 PEDOT:PSS 薄膜。将不需要覆盖 PEDOT:PSS 薄膜的部分去除，只留下覆盖沟道的部分。最后在氮气氛围中 180 C 退火 1小时，使 PEDOT:PSS膜更加牢固的附着在电极表面，从而制备得到 OECT 器件。
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第 3 章 基于 OECT的肌氨酸传感器...................20
3.1 引言............... 20
3.2 实验部分............... 20
第 4 章 基于 OECT的无创唾液血糖试纸及血糖仪................46
4.1 引言...............46
4.2 实验部分...............46
第 4 章 基于 OECT的无创唾液血糖试纸及血糖仪
4.1 引言
随着生活水平的日益提高，糖尿病已经成为严重影响人类身体健康的一大威胁，上升为世界性的第三大疾病[64]。在中国，随着人口老龄化以及肥胖发生率的增加，糖尿病的患病率呈逐年上升趋势，因此对糖尿病的预防及治疗具有重要意义。糖尿病预防及治疗的一个重要途径是检测并控制血糖浓度，为了有效监控糖尿病患者的血糖浓度，家庭便携式血糖仪得到了普及，为患者监测血糖提供了便利的途径。目前市场上常用的血糖仪需要采集血液，不仅给患者造成一定的创伤，还会有病毒通过血液交叉感染等危险。因此，开发新型无创血糖检测技术具有非常重要的社会和经济价值，是未来血糖检测的发展趋势。
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4.2 实验部分
磷酸盐缓冲液 (PBS)购于赛默飞世尔科技公司;葡萄糖(Glucose，C6H12O6，AR)购于上海凌峰化学试剂有限公司;葡萄糖氧化酶(GOx，Glucose Oxidase，10 KU)购于 Sigma-Aldrich公司。真空磁控溅射设备;手套箱高真空热蒸镀仪(NEXDEP，加拿大 AE 公司);氧等离子体清洗设备(Harrick Plasma PDC-32G-2);旋涂仪(KW-4A，中国科学院微电子研究所);半导体参数测试仪(Keithley 4200，Keithley公司)等。以基于 OECT 的葡萄糖传感器为原理设计并制备无创唾液血糖试纸。为了优化试纸的检测性能，设计了不同的电极结构与尺寸，同时设计并制备了钯金、银、碳、铂等四种不同电极材质的试纸，其中钯金电极试纸是通过喷墨打印技术制备，银和碳电极试纸是通过丝网印刷制备，铂电极试纸是通过磁控溅射工艺制备。通过不断改进试纸的结构设计和制备工艺，最终得到性能优异的血糖试纸。
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结论
本论文主要以基于 OECT 的酶生物传感器展开研究，内容包括优化 OECT 的器件制备工艺、利用 OECT 肌氨酸传感器实现对肌氨酸的高灵敏检测、基于 OECT 的无创唾液血糖试纸及血糖仪的应用研究初步探索等，主要结论如下：(1)优化了 OECT 的器件制备工艺。结果表明，器件在 PBS 溶液中可以稳定工作，且沟道电流可调范围大于 1 个数量级(VGS<1 V)，有利于其应用于酶生物传感器。当VGS大于或等于 0.7 V 时，IDS达到相对平衡状态时间较短，所需时间为 20 s 左右，说明器件能够快速达到稳定状态。
