纳米系统在诊断成像与生物传感中的应用

第10章 用于诊断成像的纳米系统、生物检测器和生物传感器

1. 引言

纳米技术自问世以来，一直处于医学突破的前沿。纳米系统的潜力在于其能够作为独立的纳米尺寸单元或装置发挥作用，并具备多种理化性质。纳米系统在生物医学应用中极具价值。该技术正通过个性化医疗将现代医学提升到一个全新的水平。一种跨学科的方法正在融合多功能纳米系统、高性能成像技术以及计算机用于开发多模态组织靶向、诊断和治疗，已成为当前最先进的癌症治疗模式。本章旨在概述用于诊断成像和生物检测器/生物传感器应用的纳米系统选择与设计的基本原理。纳米粒子被设计为单一递送系统，以实现组织靶向、细胞成像、分子诊断、药物递送和光热治疗的组合方法。该策略旨在为癌症等疾病开发个性化医疗。这种将治疗与诊断相结合的组合方法代表了诊疗一体化，包括诊断、治疗和影像引导预后，使个性化医疗成为现实。

2. 纳米系统作为先进诊断成像的平台

成像是疾病预后的重要组成部分，而造影剂在其中发挥着重要作用。造影剂可增强组织结构的成像效果。在医学诊断领域，造影剂已变得不可或缺。尽管具有增强成像的能力，但靶组织对造影剂的利用效率较低，需要高浓度才能达到理想效果[1]。虽然目前已引入多种更安全的选择作为造影剂，但它们容易被动扩散至靶组织周围区域，这是一个主要缺点[1]。纳米系统通过增加系统的靶向特异性，降低了造影剂的毒性，从而减少了所需剂量。与传统造影剂相比，纳米系统具有更大的表面积、更小的尺寸以及低毒性。通过调节电荷、尺寸、形状和靶向特异性表面基团，这些特性可被优化用于病变组织的诊断[2e4]。

2.1 氧化铁纳米颗粒

氧化铁纳米颗粒由尺寸为1e100 mm的氧化铁颗粒组成。两种主要的生物相容性形式是磁铁矿（Fe3O4）和氧化形式赤铁矿（g-Fe3O4）。磁性流体、数据存储、催化以及生物医学应用是其一些关键应用。在生物医学研究中，磁性纳米颗粒被应用于磁性生物分离、生物检测、解毒、免疫分析、热疗、医学诊断、组织修复、肿瘤治疗和靶向药物递送[3]。用于氧化铁纳米颗粒功能化的各种聚合物的优势如表10.1所示。氧化铁纳米颗粒已知可提高磁共振成像（MRI）中的成像对比度[3,5]。

氧化铁纳米颗粒由于具有较大的比表面积，表现出强烈的超顺磁性，容易发生聚集。粒径、分布和浓度等理化性质对于调节光学性能和磁性至关重要。

表10.1 用于氧化铁纳米颗粒功能化的各种聚合物的优势 [6]

聚合物	优势
天然聚合物
右旋糖酐	与铁实现最佳的极性相互作用，改善血液循环时间、稳定性以及生物相容性
淀粉	提高生物相容性，良好磁共振成像，以及药物靶点递送
明胶	用作凝胶剂、亲水性乳化剂，生物相容性
壳聚糖	无毒、碱性、亲水性，广泛用作非病毒基因递送系统，生物相容性，且亲水性
聚乙二醇	增强亲水性和水溶性，提高生物相容性，血液循环时间
聚乙烯醇	防止团聚，从而产生单分散性
聚乳酸	提高生物相容性、生物可降解性，以及在人体内的低毒性
海藻酸盐	提高稳定性和生物相容性
合成聚合物
聚甲基丙烯酸甲酯	通常用作热敏药物递送和细胞分离
聚丙烯酸	提高稳定性和生物相容性以及生物偶联

氧化铁纳米颗粒辅助的联合疗法适用于癌症治疗。Fe3O4纳米粒子可通过在外加磁场作用下的高定位性实现靶向药物递送，并增强在靶部位的成像与治疗效果。这些纳米粒子还可通过交变磁场或光子应用（结合治疗剂）产生的局部热疗协同诱导肿瘤细胞死亡，从而产生热量并生成热量[6]。

多种技术被应用于磁性纳米颗粒的合成。尽管铁盐的共沉淀是最常见的方法，但所得颗粒的尺寸范围和非均匀分布等问题是其一些缺点[6]。声解法、电喷雾合成、流动注射合成、多元醇法、溶胶‐凝胶反应、水热合成和微乳液法等仅仅是这些技术中的一部分[5]。裸氧化铁纳米颗粒极不稳定。由于具有较大的比表面积，该材料化学活性强，在空气中易氧化，导致磁性丧失和分散性下降。

为了提高颗粒的稳定性，通常对颗粒进行表面修饰或包覆以提供保护纳米粒子以及引入高级功能。有机和无机化合物均可共轭用于表面功能化[6]。

2.2 量子点

量子点是纳米尺寸的晶体，其作为半导体的性质取决于材料的温度和纯度。量子点严格的尺寸范围（2e10 nm）表现出类似量子力学的特性。由于具有窄的发射光谱、高光稳定性以及宽且连续的吸收光谱，量子点正被研究作为诊断和检测用的造影剂。此外，通过控制尺寸、形状和能级，还可以调节这些纳米系统的能量谱。较小的量子点需要较高的能量使电子进入激发态，导致高频和短波长，从而在光谱的蓝端发射光。相反，较大的量子点在光谱的红端发射光 [3]。量子点的结构包含由重金属组成的半导体核[如硒化镉（CdSe）、硒化铅（PbSe）或砷化铟（InAs）]以及外壳[硫化锌（ZnS）、硫化镉（CdS）]，以防止毒性。CdSe/ZnS 量子点目前是最常见的商业化产品[7]。已采用多种方法合成量子点，例如等离子体合成、电化学组装和病毒组装。胶体合成仍然是最常用的技术[8]。

量子点对光漂白非常稳定，可作为传统荧光指示染料和蛋白质的替代品。这些材料具有可调谐发光和电学性质，被用于多种生物应用，如成像、DNA检测、细胞分选、标记和追踪[8]。尽管尺寸较小，量子点仍可与其他纳米系统结合，以拓展其应用范围[3]。

2.3 金纳米颗粒

在过去十年中，金纳米颗粒已在众多治疗应用中得到广泛研究。根据定义，金纳米颗粒由悬浮在水或其他液体中的纳米级胶体金颗粒组成，具有光学、电子和分子识别特性。这些金纳米颗粒的独特性质还可通过调节其尺寸、形状和表面化学进行精细调控，以获得期望的效果[2]。这些纳米颗粒还具有多种形状，如纳米棒、纳米星、纳米立方体、纳米三角形、纳米簇和纳米壳，每种形状都具有一组独特的性质和应用。像金这样的贵金属纳米粒子表现出表面等离子体共振，这一性质可产生强烈的电磁场，并具有高光吸收和发射特性[9]。与量子点不同，较小的金纳米颗粒在较短波长区域吸收光，反射红光；随着其尺寸增大，这些颗粒发射出更清晰或透明的颜色[10,12]。

金纳米颗粒可以通过化学、物理和生物方法制备。最常用的方法是将溶解的氯金酸（H[AuCl4]）还原，使Au3þ离子转化为Auþ离子，随后发生歧化反应，三个 Auþ离子生成一个Au3þ离子和两个Au0离子。生成的Au0离子作为成核中心，周围的Auþ离子在其表面被还原。所形成的纳米粒子表面电荷不稳定，需用表面活性剂进行稳定，以防止聚集，从而在胶体悬浮液[10]中形成分散体系。

光动力疗法（PDT）是一种结合药物和光敏剂的治疗方法，通过特定波长的可见光照射来引发光化学反应。该反应生成单线态氧分子，导致肿瘤细胞死亡。这种疗法涉及多种混杂因素，应用受到一定限制。金纳米颗粒具有生物相容性和低细胞毒性，使其成为成像（传感探针）、治疗性药物递送和催化等生物医学应用中最安全的候选材料之一[3]。较大尺寸的金纳米颗粒（>40 nm）由于具有强散射特性，被用于成像。较小颗粒（<20 nm），用于光热治疗，能够吸收大部分入射光能，产生足够的热量使蛋白质变性，从而导致肿瘤细胞死亡[11,12]。

2.4 碳纳米管

碳纳米管（CNTs）是由单原子厚度的石墨片（称为石墨烯）卷成无缝圆柱体而形成的一维系统，其直径在纳米量级。尽管纳米管的直径仅为几纳米（约比人类头发宽度小50,000倍），但其长度可达数毫米。这些纳米系统的长径比超过10,000倍，使碳纳米管具有新颖的特性。碳纳米管在生物医学成像、电子学、光学以及材料科学的其他领域有广泛的应用。这些纳米管表现出卓越的强度以及优异的电学和光学性质，并且是高效的热导体。碳纳米管的光学性质包括有效的吸收、荧光和拉曼光谱。

碳纳米管通常通过简单的化学气相沉积法制备[13]。其他技术包括电弧放电、激光烧蚀和高压一氧化碳歧化法。在化学气相沉积过程中，烃类聚合物蒸气在高温下通过催化剂反应器[13]。纳米管在催化剂上生长，随后被冷却并收集[14]。碳纳米颗粒独特的理化性质使其能够递送多种亲水性和疏水性药物，甚至可实现两种不同药物分子的共递送以用于联合疗法。碳纳米管的功能化进一步扩展了其作为多种分子递送平台的应用，如肽、蛋白质、质粒DNA和合成寡脱氧核苷酸[15]。事实上，这些纳米管甚至可以进行功能化修饰，以实现对难以到达的肿瘤细胞的靶向药物递送。碳纳米管作为潜在的诊疗一体化剂被广泛研究，它们可同时递送诊断/造影剂和治疗剂[3,16]。

2.5 二氧化硅纳米颗粒

二氧化硅纳米颗粒是具有介孔（2至50纳米孔隙）的二氧化硅，表现出独特的物理化学性质[17]。这些纳米载体可制备成多种尺寸和形状，包括纳米螺旋、纳米管、纳米锯齿和纳米带。由于具有可调节的光学、电学和机械性能，这些颗粒被应用于催化、光动力疗法、吸附、分离、诊断传感器和治疗性药物递送[18]。

二氧化硅纳米粒子的合成采用表面活性剂（如溴化十六烷基三甲铵）作为模板（或结构导向剂），并以正硅酸乙酯或偏硅酸钠（Na2SiO3）作为硅前驱体。随着对溶胶‐凝胶技术的深入理解，已开发出多种具有精确形状和尺寸的纳米颗粒，以满足多功能纳米系统日益增长的需求[19]。尽管二氧化硅本质上颗粒具有亲水性，可通过硅醇基团（siOH）进行表面修饰，利用基础硅烷化学实现所需的功能化[17]。

有机硅被广泛推荐作为改善骨骼和皮肤相关疾病的补充剂和治疗剂。基于有机硅的纳米粒子具有小尺寸和正表面电荷，使其成为药物和基因治疗的理想平台，其中带负电荷的膜可增强细胞摄取。这些材料还具有生物相容性和低毒性。介孔颗粒表面可实现治疗剂的可控递送。荧光掺杂有机硅纳米颗粒作为光学传感器而广为人知[20]。通过改变药物/染料类型，可调节其光致发光特性以及包封亲水性或疏水性药物的能力。尽管荧光掺杂有机硅纳米颗粒作为诊疗一体化剂具有吸引力，但对其表面进行功能化以实现肿瘤细胞靶向，进一步扩展了其作为生物传感器的应用，并表现出极低的细胞毒性[3,21]。

2.6 脂质体

脂质体（也称为磷脂双层囊泡）是代表细胞膜模型的球形脂质双层膜。脂质体主要由两种成分组成：磷脂和胆固醇。磷脂是由甘油骨架、两条脂肪酸链和一个极性头基组成的两亲性分子。脂质体可看作具有疏水膜帽的水相核心。这些囊泡具有同时包封亲水性和疏水性药物的独特性质。根据尺寸、表面电荷和脂质混合物的不同，药物可通过细胞融合、内吞作用和扩散这三种主要机制从囊泡中释放。由于具有良好的生物相容性和生物可降解性以及最小的毒性，已开发出多种临床批准的脂质体制剂用于诊断成像和生物传感[22]。

脂质体制备过程包括四个主要步骤：（1）从有机溶剂中干燥脂质，（2）脂质在含药物/染料的水介质中的再分散，（3）通过机械分散使脂质体达到所需尺寸，以及（4）纯化。用于脂质体机械分散的技术有多种，包括超声处理、膜挤出、法国压力池挤出、冻融和微乳化。

如前所述，脂质体是亲水性和亲脂性药物/染料的载体，这使得这些系统成为诊疗应用的理想候选者。特定尺寸范围的脂质体可能被巨噬细胞吞噬过程所吞噬，从而使这些囊泡成为靶向寄生虫和感染性疾病的理想载体。在成像方面，可将对比剂或诊断剂的纳米气泡包裹在脂质体核心中或嵌入双层膜中[23]。

2.7 纳米胶束

纳米胶束是由两亲性分子在水介质中通过亲水性和疏水基团的球形排列形成的。胶束的形状和尺寸取决于表面活性剂分子的结构以及溶液条件，如pH值、温度、离子强度和表面活性剂浓度。由于具有可塑表面和两亲性质，纳米胶束是用于开发诊疗一体化平台中最常被选用的平台之一。纳米胶束可以被修饰以整合成像和癌症治疗功能。

pH响应型纳米胶束由两种聚合物在水溶液中自组装形成，分别为聚乙二醇‐b‐聚(L‐乳酸）[PEG-p(L-LA)]和聚乙二醇‐b‐聚(L‐组氨酸)[PEG-p(L-His)]。造影剂[钆（Gd3þ）]通过螯合剂二乙烯三胺五乙酸二酐（DTPA）连接到PEG‐p(L‐LA)的羟基上，生成PEG‐p(L-LA)-DTPA-Gd[24,25]。这些纳米胶束在肿瘤的酸性pH环境中发生被动积累后去稳定，由于带电荷的水溶性聚合物分子的作用，造影剂被释放出来。此外，对纳米胶束进行表面带正电荷的修饰，可增强其在带负电荷的肿瘤细胞膜上的积累[24]。MRI的pH响应的靶向癌症胶束可在几分钟内检测到尺寸为3mm×3mm×3mm的肿瘤[24]。近年来，溶酶体被确认为调控多种细胞过程并维持细胞稳态的细胞器。无论癌症类型或是否具有多药耐药性，酸性溶酶体均可被视为癌症治疗中新的诊断和药理学靶点[26]。在一项研究中，将癌症特异性适配体、pH敏感型荧光探针BDP‐688和R16FP光敏剂整合到纳米胶束中，实现了高肿瘤特异性[27]。荧光可触发对溶酶体pH的主动可视化，并在光敏剂存在下实现位点特异性的近红外(NIR, 700–1000 nm)光动力疗法，产生活性氧。这会导致溶酶体膜通透化，进而引发组织蛋白酶激活的凋亡[27]。

作为磁性氧化铁纳米颗粒载体的纳米胶束已被广泛研究，以提高靶部位的药物浓度并降低全身浓度，从而最终减少毒性。该磁性纳米胶束系统触发四步作用机制：（1）基于配体的靶向递送，（2）磁性增强的富集与滞留，（3）超声诱导的内化，以及（4）pH响应型药物释放。将叶酸(FA)与羧甲基月桂基壳聚糖(CLC)偶联，开发出可形成携带杂化纳米胶束的氧化铁纳米颗粒。

FA‐CLC是一种靶向肿瘤的pH敏感分子，能够促进疏水性药物的包封，并在酸性环境中释放载药[28]。FA‐CLC分子中的FA片段可靶向叶酸受体过表达的肿瘤组织和带负电荷的肿瘤血管。而CLC则可触发pH敏感的药物释放，并生成氧化铁纳米颗粒[28]。

与靶向诊疗纳米颗粒结合递送的近红外有机染料（如吲哚菁绿和环肽）相比传统光动力疗法[29]具有诸多优势。将环肽与Ce6光敏剂包封于单甲氧基聚乙二醇和癸胺接枝聚(L‐天冬氨酸)[mPEG‐b‐PAsp(DA)]纳米胶束系统中，可实现精确肿瘤定位和抗癌活性。这种多功能胶束平台在光热治疗和光动力疗法[25,29]下表现出协同抗癌效应。

2.8 树状大分子

树状大分子是具有三个结构组分的高度对称的聚合物三维(3D)结构。一种称为中心核/壳的单核结构，后接重复分支的树状结构。包围核心的壳层称为内部树状大分子。外壳可通过表面基团进行功能化。树状大分子核有助于空腔尺寸、药物的吸收、捕获和释放。功能化的外层有助于药物靶向、溶解度和螯合[30]。

树状大分子代表用于多种诊疗应用的多功能纳米系统，尤其在癌症中。树状大分子的表面化学可被改性，以实现所需的组织靶向、溶解度、热稳定性、治疗、树状传感器以及基因和透皮药物递送[25]。这些结构主要用作磁共振、放射性核素和荧光成像的造影剂载体，同时也作为可控药物递送纳米系统[25]。树状大分子可以通过多种方法合成，包括发散法和收敛法以及点击化学。

通常，树状大分子的合成从一个多功能核心壳开始，逐步向外延伸，该核心壳与具有一个反应基团和两个惰性基团的单体发生反应[30]。随后，外层的官能团被活化，以进一步与更多单体反应。此外，还开发了自组装树状大分子，其通过核心壳分子自组装或识别双位点或多为点核心结构来形成树状大分子。

树状大分子已应用于多种癌症相关治疗和诊断技术中。其纳米级尺寸、大的多价表面积、明确的聚合物结构以及量子化构建单元使其成为最先进的纳米系统之一。可根据尺寸、聚合物类型（用于构建其结构）和表面修饰将树状大分子进行定制化以适应各种应用。磁共振螯合物如DTPA和四氮杂环十二烷四乙酸可将Gd3þ作为MRI对比剂锚定在树状大分子表面，从而捕获金属离子于表面[31]。Gd3þ树状大分子由于具有血池成像特性，可用作血管内对比剂。图10.1展示了树状大分子功能化用于诊疗应用的示意图。基于聚乙二醇核心树状大分子的碘化对比剂表现出更长的系统半衰期、低免疫原性和改善的溶解度，适用于血管内疾病的多模态诊疗剂。与其他先进纳米系统类似，树状大分子也可用作双模态试剂，例如携带Gd3þ和荧光团[32]的G2聚酰胺胺（PAMAM）树状大分子。罗丹明绿应用于腹膜卵巢癌的磁共振和荧光双模态成像。同样，已开发出标记Cy5.5和Gd的G6 PAMAM树状大分子，用于结合磁共振成像与光学成像，在乳腺组织引流的前哨淋巴结中实现增强分辨率[33]。

3. 纳米系统的诊断成像

现代医学成像通过与纳米系统的融合，已远远超越了其最初的应用范围。通常，存在多种不同类型的诊断工具，每种都有其各自的优缺点（表10.2）。所有诊断成像技术都有一定的强度阈值要求，以区分目标组织与其背景。成像依赖于四个主要过程：（1）造影剂的药代动力学，（2）成像技术类型，（3）图像采集所需时间，以及（4）组织尺寸。目前的一些成像方式包括核成像、光学成像、磁共振成像、计算机断层扫描（CT），以及超声。这些成像技术的研究和临床应用总结于图10.3中。上述技术可用于不需要精确描绘病变区域的大组织标本。通过添加造影剂以增强病变区域相对于背景组织的信号，这些技术可被改进用于诊断小肿瘤或组织。造影剂的化学性质、组织浓度以及成像技术类型对于精细血管成像至关重要。尽管造影剂在诊断成像中被广泛使用，但为达到所需组织浓度而注射的剂量可能会导致长期积累和急性毒性。

3.1 磁共振成像

磁共振成像是一种医学成像方式，涉及无线电波脉冲和强磁场[34]。由于其相对于其他成像方式具有更高的灵敏度，磁共振成像能够检测到由创伤、炎症或小肿瘤及血管感染引起的组织结构的微小变化。在磁共振成像扫描中，一种强磁场被用来使氢原子的质子对齐，随后暴露于脉冲无线电波，导致质子自旋[35]。

表10.2 不同成像方式的优缺点 [35]

成像方式	优势	缺点
X射线计算机断层扫描 计算机断层扫描（CT）	•最佳骨结构可视化 •高时间分辨率	•辐射暴露 •兼容性问题
磁共共振 (MR)	•最佳软组织可视化	•时间分辨率、空间分辨率和灵敏度 •高成本
放射性核素 成像（PET，SPECT）	•无辐射剂量 •全身成像，高灵敏度功能成像 •多标记能力 •实时成像	•辐射暴露 •缺乏解剖信息 但可与计算机断层扫描结合或磁共振
超声	•无辐射剂量 •低成本 单探针检测	•图像质量依赖于操作者依赖的 •穿透深度有限（尤其是在存在的情况下骨性结构可成像区域有限）
光学成像	•无辐射剂量 •亚细胞分辨率 •多标记能力 •低成本	•半定量

PET，正电子发射断层扫描；SPECT，单光子发射计算机断层扫描。

人体内质子的旋转产生弱信号，该信号被计算机检测并处理成可读图像[36]。与电离辐射不同，无线电波和磁场对人体健康没有已证实的不良影响，但在妊娠早期对整体健康或安全的影响尚不明确。磁共振成像常用于评估骨骼、关节、血管、脊髓、肌腱、韧带、骨盆、腹部、胸部和乳腺组织的异常或损伤[36]。

然而，磁性活性对比剂可增强磁共振成像的成像能力，从而检测到更微小的内部异常[37]。磁共振成像具有两个质子弛豫参数，即纵向和横向，分别为T1和T2。增强T1弛豫性的造影剂可在成像期间提高信号强度，而T2造影剂则降低信号强度。顺磁性化合物，如过渡金属或镧系金属离子，是最常用的T1造影剂[38]。将螯合的有机钆III（Gd3þ）或与纳米系统（如树状大分子、纳米胶束、二氧化硅纳米颗粒、全氟碳纳米颗粒或纳米管）结合的顺磁性复合物作为T1造影剂静脉注射，以延长纵向弛豫时间[38]。与Gd3þ不同，超顺磁性氧化铁纳米颗粒可根据粒径调节，增强T1弛豫或缩短T2弛豫时间。尽管有这些优势，但由于检测限、低浓度以及缺乏靶组织特异性，造影剂的应用受到限制。联合应用磁性和超声的组合治疗可显著增强诊疗一体化的治疗效果，从而降低剂量依赖性毒性。

3.2 光学成像

光学成像需要使用非电离辐射和光子与生物系统的相互作用来捕获软组织的高分辨率图像。该技术通过激发电子来捕获细胞吸收、发射、反射和散射，从而生成图像。

偏振、相干性以及可见光、紫外光和红外光的荧光特性依赖于细胞特性[35,36]。由于使用非电离辐射，光学成像技术效率很高。因此，该技术被应用于诊断、治疗监测以及长期重复性操作[39]。除了作为一种诊断技术外，光学成像还因其紧凑、便携且成本效益高的设计灵活性而著称。光学成像的类型包括内窥镜检查、光学相干断层扫描、光声成像、扩散光学断层扫描、拉曼光谱、超分辨率显微镜和太赫兹断层扫描。基于其独特性质，光学成像可用于检测胃肠道问题、皮肤癌、肿瘤血管生成、神经元活动以及单细胞表征。

基于荧光的光学成像可用于研究和理解细胞通路、相互作用、结构、功能、灵敏度以及非侵入性特性中的复杂的生物变化。然而，荧光（光的自然发射）和吸收限制了该过程的穿透深度和灵敏度。荧光并提供了多种增强对比度的染料和标记物，可辅助光学成像。各种纳米系统，特别是具有优异光学性质的金纳米颗粒、量子点和发光聚合体，通常被掺杂 fluorescent 染料以克服这些缺点[40]。有机 fluorescent 染料主要被掺杂到由二氧化硅、磷酸钙、脂蛋白或聚合物纳米颗粒制成的纳米粒子中[41e43]。纳米粒子的类型可根据多种因素进行选择，包括疾病、药物类型、给药途径以及在靶部位的颗粒摄取机制[40]。

二氧化硅纳米颗粒具有光学透明性和可调形态。这些颗粒通过基础硅烷化学进行简单的表面制备而成。此类结构被用于荧光诊断成像纳米颗粒和生物传感器。另一方面，磷酸钙纳米颗粒则通过表面修饰制备，用于靶向基因和药物递送。脂蛋白纳米系统本质上是非免疫原性、可生物降解且生物相容的，并可控制疏水性和亲水性试剂。此外，脂蛋白递送系统能够最小化网状内皮系统的快速清除，从而延长药物循环时间。聚合物纳米颗粒也在光学成像和诊疗一体化领域广泛筛选其安全性和有效性[44]。多种美国食品药品监督管理局（FDA）批准的聚合物可作为荧光染料的有吸引力的载体[43]。亲水性[聚丙烯酰胺、聚氨酯、聚（羟乙基甲基丙烯酰胺）、聚乙二醇（PEGs）和普朗尼克]以及疏水性[聚丙烯腈、聚(D,L‐乳酸‐羟基乙酸)（PLGA）和聚苯乙烯]聚合物均已探索应用于生物成像和生物传感[42]。量子点和镧系元素常被用作光学成像中的无机荧光团[42]。如前所述，量子点是荧光无机纳米颗粒，其发射波长光谱随尺寸可调，并具有抗光漂白性[45]。更有趣的是，量子点具有宽吸收光谱，允许使用单一激发光源激发不同尺寸的多种量子点。由于其独特的窄且对称的发射波长，量子点易于区分，因此可同时使用不同颜色的纳米粒子进行复杂的细胞成像而无重叠。尽管量子点具有诸多优势，但其应用受到复杂表面化学和纳米毒性的限制[46]。

贵金属纳米颗粒（如金和银）具有独特的表面等离子体共振，表现出增强且可调的辐射和非辐射特性[47]。金纳米颗粒是优良的荧光颗粒，可同时应用于光热治疗和光学成像[12]。

3.3 核成像

核成像，也称为γ闪烁显像，是一种常与计算机断层扫描结合使用的医学成像技术，用于评估疾病严重程度和治疗效果。尽管该技术本身是非侵入性的，但仍需通过口服、静脉注射或吸入途径给予小剂量的放射性药物（短寿命γ放射性同位素）以发射γ射线。随后使用γ探测器（如单光子发射计算机断层扫描或正电子发射断层扫描）扫描所发射的辐射，从而获得三维计算机图像。核成像被广泛应用于多种癌症、神经系统疾病以及心血管、胃肠道和内分泌疾病[35]。

除了诊断应用外，核成像还可用于放射免疫疗法治疗某些癌症，例如非霍奇金淋巴瘤和甲状腺相关肿瘤。放射性核素（示踪剂）成像已成为个体化癌症治疗中分子成像最具吸引力和强大的手段。该技术利用了用发射γ射线的放射性核素标记的纳米材料。大多数纳米系统已被放射性标记，以获得多功能系统，例如树状大分子、纳米胶束、量子点、纳米颗粒（聚合物、二氧化硅、金、氧化铁）、碳纳米管，甚至脂质体[48]。许多放射性核素已被研究用于肿瘤富集，如 111In、 99mTc、67Ga、 64Cu 和 18F，但遗憾的是，这些均未进入临床阶段 [49]。脂质体是极具前景的多功能纳米系统，可用于荧光生物成像、放射治疗以及抗血管生成剂的递送。Vescan 是一种基于脂质体的示踪剂，掺杂了 111In，显示出在高浓度下对肿瘤的特异性富集。然而，它尚未获得美国食品药品监督管理局（FDA）批准用于临床研究[50]。与普通脂质体相比，聚乙二醇化脂质体具有较长的循环半衰期[51]。

3.4 计算机断层扫描

计算机断层扫描，也称为X射线计算机断层扫描，利用电离辐射通过特殊的计算机辅助X射线设备。计算机断层扫描可生成精细的生物组织横截面和三维图像。它是肿瘤检测以及测量大小、形状和位置的首选诊断方法[26]。这种成像方式主要应用于冠状动脉、心血管等软组织的扫描显微学组织，以及腹部、胸部、大脑、肺部和盆腔区域的动脉瘤。与X射线类似，计算机断层扫描具有无创性和无痛性，还可用于诊疗应用[26]。近年来取得了巨大进展，全身CT扫描已成为年度常规体检的常规项目。

碘化有机CT造影剂是广泛用于CT扫描的芳香族水溶性分子。碘的对比度效能较低，循环半衰期短，且血管通透性差。此外，为克服肾清除率以在靶部位达到所需浓度，需要使用高剂量碘[52]。可通过设计带有造影剂的纳米颗粒来实现药物递送靶向并延长循环时间，从而相对减少造影剂的用量[53]。脂质体、聚合物纳米颗粒、纳米混悬液、纳米乳剂、纳米胶囊、纳米胶束和树状大分子均可用于开发与多功能纳米系统结合的造影剂[44,52]。典型纳米系统的尺寸范围为10e80 nm，足够大以避免肾清除，同时又足够小以防止被巨噬细胞摄取。因此，这些纳米结构在体内分布，降低了潜在毒性的风险[52,54]。脂质体作为造影剂载体极具价值，但其被网状内皮系统摄取会限制其循环时间，导致造影剂泄漏并继发肾毒性[52]。为克服这些缺点，已开发出尺寸可控（约 100 nm）的聚乙二醇化隐形脂质体，可延长碘化造影剂（碘帕醇、碘克沙醇 或碘海醇）的循环时间[53]。

由壳聚糖和叶酸偶联的聚‐γ‐谷氨酸制成的自组装纳米颗粒用 99mTc进行放射性标记。该结构可靶向叶酸受体过表达的肿瘤细胞。这些特殊设计的纳米颗粒尺寸介于75至200 nm之间。这些颗粒足够大，可避免快速肾清除，从而延长循环时间，并通过叶酸受体促进被动肿瘤聚集和主动肿瘤细胞内化[55]。单甲氧基聚乙二醇‐聚丙氨酸‐聚‐[ε,N‐(2,3,5‐三碘苯甲酰基)]‐L‐赖氨酸共聚物可自组装形成尺寸范围为10–80 nm的两亲性纳米胶束，具有肿瘤血管生成所需的全部特性[53]。与聚合物纳米颗粒不同，树状大分子具有更对称的结构，可被精确调控以适用于多种生物成像应用。

3.5 超声

超声或超声成像是一种类似于海洋学研究中应用的诊断成像技术。超声通过探针向组织发射高频声波脉冲。这些脉冲根据组织的不同而以不同程度被反射或吸收（回波）。反射或吸收的脉冲被记录为电信号，并生成图像[36]。超声是检查内部器官最常用、无创且最安全的方法，无需使用有害辐射[56]。它被广泛应用于妊娠期间用于确定胎儿的生长和发育。除妊娠外，超声还应用于检测肿瘤、先天性血管畸形以及骨盆、腹部、心脏、甲状腺、肾脏、肝脏、子宫、卵巢和血管等器官[36]。在过去十年中，包裹在蛋白质/脂质体壳内的不溶性气体微泡已被临床用作造影剂[56]。这些 commercially available 的微泡尺寸在微米范围内，循环半衰期短，限制了其在肿瘤中的渗透性和靶向能力[57]。此外，这些微米级造影剂在超声处理过程中不稳定。这些分子导致内皮层通透性低，使其不利于肿瘤渗透和靶向。对于超声造影剂而言，纳米粒子凭借其理化特性（主要是纳米尺寸）以及易于表面功能化的优点，克服了大多数局限性。纳米系统作为超声造影剂载体的受欢迎程度源于其增强的稳定性、肿瘤靶向能力以及在多重成像模式中的应用。然而，在这种情况下，纳米尺寸的含气囊泡因其空心壳体的回声性而提高了对比度噪声比，因为其空心内壳具有回声性[44]。已研究作为纳米载体的各种类型的纳米系统包括脂质体、树状大分子、纳米胶束、量子点、乳剂、聚合物和二氧化硅纳米颗粒。

介孔二氧化硅纳米颗粒（MSNs）是一种无机多孔固体纳米颗粒，其循环半衰期高于传统微泡。MSNs 可与肿瘤过表达受体抗体（如赫赛汀）结合，使偶联物能够增加在肿瘤细胞中的富集和选择性，从而实现对比增强的实时成像 [58]。

聚乳酸纳米颗粒包裹六氟化硫6等超声造影剂，可改善致密疏水性气体回声性弱的问题。这些纳米系统中的粒径（约200 nm）对于通过肿瘤细胞的增强渗透性和滞留效应（EPR效应）实现被动肿瘤聚集至关重要[59,60]。用于增强对比度的纳米系统的发展也推动了配备多模态造影剂的双模成像系统的进步。

氧化铜纳米颗粒已被证实具有磁性、声学和高热导率特性[61]。这类多功能纳米颗粒可缩短磁共振成像的T1弛豫时间，并提高超声成像的衰减系数。此外，对这些纳米颗粒进行简单的表面修饰，即可实现靶向特异性成像以及对肿瘤细胞的同时热消融[44,61]。

4. 生物传感器

传感器是用于测量、放大并将物理量作为信号转换为可测单位的设备。生物传感器是多学科研究产生的分析工具。这些设备是强大的分析工具，广泛应用于医学、药学、牙科、环境诊断和食品加工行业。传感器的分类基于输入信号域或换能模式。此外，它还取决于分子的类型。传感器大致可分为物理传感器和化学传感器。大多数生物传感器属于化学传感器类别。生物传感器由三部分组成：（1）检测元件（生物的），（2）换能器，以及（3）信号处理单元。基本的生物传感器示意图如图10.4所示。

目前，此类传感器已取得进展，能够固定化分析物，例如但不限于酶、抗体和化学物质。然而，在本章的以下部分中，我们将讨论重点限定于固定化了酶的葡萄糖生物传感器和微悬臂梁。其他设备未予讨论，因为这些内容可能超出了本章的范围。

4.1 葡萄糖传感器

葡萄糖生物传感器等生物传感器已被广泛研究。该设备目前可作为可自行使用的生物装置使用。众所周知，葡萄糖是生物体的能量来源，葡萄糖代谢会产生三磷酸腺苷（能量来源）。胰岛素是一种胰腺激素，通过将葡萄糖从血液中转移到细胞内来代谢并调节血糖水平。胰岛素分泌不足会导致血糖水平升高，从而引发糖尿病。治疗方式包括通过皮下注射进行胰岛素给药。糖尿病患者需要进行连续葡萄糖监测以调节血糖水平。1962年，勒兰德·C·克拉克开发了一种生物传感器，用于连续监测血糖[62]。随着研究和技术的进步，已研发出新型设备，可直接显示来自微升血液样本的葡萄糖浓度数字读数。

近年来，人们越来越关注将生物分子固定在基底和纳米颗粒方法上用于葡萄糖测定。同时，研究也集中在开发新型非酶型葡萄糖生物传感器。一种可连续监测葡萄糖的先进可植入微型电换能器已被开发[63]。然而，可植入设备引发了关于生物相容性的担忧。1996年，美敦力（美国加利福尼亚州诺斯里奇）开发了一种生物相容性获得美国食品药品监督管理局（FDA）批准的商用葡萄糖监测系统（CGMS）。该设备可监测患者的葡萄糖水平，并通过警报提醒患者注意葡萄糖水平的潜在波动。然而，该设备存在一个主要缺陷，即无法提供实时葡萄糖测量结果[64]。

美敦力（MiniMed）的研究进展促成了实时系统（Real‐Time system）的开发。美国食品药品监督管理局（FDA）批准了新型CGMS，其可在胰岛素泵上显示葡萄糖浓度[65e67]。然而，该动态血糖监测系统对患有1型糖尿病的儿童和青少年并不友好。这并非由于设备本身的问题，而是因为设备使用的依从性问题。此外，还观察到该动态血糖监测系统在孕妇中未发现明确的益处。

葡萄糖氧化酶（GOD）[68]是一种能够结合β‐D‐吡喃葡萄糖并将其分解为代谢产物的酶。它已被用作诊断仪器中的安培型生物传感器，并用于糖尿病患者的血糖控制。这类葡萄糖生物传感器大致可分为三类：（1）固定化酶膜葡萄糖生物传感器，（2）基于纳米颗粒/碳纳米管的葡萄糖生物传感器，以及（3）非酶型葡萄糖生物传感器。这些生物传感器将在以下章节中简要讨论。

4.1.1 固定化酶膜葡萄糖生物传感器

在这种生物传感器中，酶葡萄糖氧化酶通过共价键吸附或缠结在聚合物的纤维膜中，这些聚合物包括聚乙烯醇（PVA）、聚乳酸‐羟基乙酸共聚物（PLGA）、聚吡咯和聚(o‐苯二胺)。图10.5 展示了此类生物传感器的示意图。

苗等人通过在平面丝网印刷电极上进行非导电聚合物的电聚合来制备葡萄糖生物传感器[69]。该装置中采用二茂铁作为安培型葡萄糖响应的介体。葡萄糖测定在0.3 V电位下通过恒电位控制进行。该装置的线性范围达25 mM，响应时间为100 s，灵敏度为16.6 nA/mM。在另一项研究中，广磊等人通过将葡萄糖氧化酶[68]利用静电纺丝技术固定在PVA纤维膜[70]中，开发出一种高效且性能优越的葡萄糖生物传感器。膜固定化表现出1 s的快速响应。在正常和糖尿病水平下均观察到微安级别的较高响应电流。静电纺丝技术相较于电聚合更优越、方便，效率高出100倍。此外，将酶固定在金‐聚吡咯纳米复合材料[71]上可实现更高的灵敏度和更低的检测限。该生物传感器对葡萄糖的检测限极低，为2 × 10⁻⁶ M，灵敏度高达1.09 mA/M，响应时间小于10 s。金‐聚吡咯生物传感器表现出优异的操作稳定性，可进行多达100次测定。相比电聚合和静电纺丝制备的生物传感器，金‐聚吡咯生物传感器展现出更高的操作稳定性。

4.1.2 基于纳米颗粒/碳纳米管的葡萄糖生物传感器

当前的研究重点集中在纳米技术上。金纳米颗粒具有小尺寸、高比表面积和良好的生物相容性等优异特性，适用于生物传感器应用。在大多数情况下，金纳米颗粒通过柠檬酸盐还原HAuCl4来制备。金纳米颗粒可自组装到电极表面，在最后阶段酶被有效固定在纳米粒子表面。例如，葡萄糖氧化酶、金纳米颗粒复合物和聚苯胺纳米纤维被用于新型葡萄糖生物传感器的开发（图10.6）[72]。

纳菲尔（NF）也被用于生物传感器开发，以消除抗坏血酸、尿酸、谷胱甘肽和L‐半胱氨酸等电活性化合物对葡萄糖响应的干扰。由于纳米复合材料具有大比表面积和微孔隙，葡萄糖氧化酶（GOD）得以高负载效率和高活性被固定化。此类纳米复合材料可提供优异的导电性。该生物传感器的优势在于，由于纳米复合材料具有高比表面积体积比，能够实现电子快速传递并产生增强的电流响应。该生物传感器的储存稳定性显示，在2周内响应下降不到5%。已在氧化铟锡电极表面电沉积金纳米颗粒并将其用于固定化葡萄糖氧化酶，相关器件已被制备和研究[73]。该生物传感器为一次性安培型葡萄糖生物传感器。金纳米颗粒可在葡萄糖氧化酶与电极表面之间实现直接电子转移，并对还原反应具有有效的催化活性。

葡萄糖。非均相电子转移的速率常数评估为3.7s⁻¹。该生物传感器表现出0.04 至4.8毫摩尔/升的线性范围和0.015毫摩尔/升的检测限。

其他研究开展了包含碳纳米管与阳离子表面活性剂/聚合物之间静电相互作用的葡萄糖生物传感器的制备。酶GOD通过静电相互作用与碳纳米管结合。酶中的负电荷和碳纳米管上的正电荷提供了结合力。目前，在碳纳米管的制备中，采用单壁多层film被镀在工作电极表面。该方法基于带电组分的交替静电吸附。

具有正表面电荷的多壁碳纳米管（MWCNTs）用聚（二烯丙基二甲基氯化铵）包裹。该组装体通过逐层沉积GOD制成。最初，通过电沉积酶的单壁碳纳米管制备出固定化基质。该结构可用作安培型葡萄糖生物传感器[74]。电极表面被单壁碳纳米管和酶修饰。后者用11‐（二茂铁基）十一烷基三甲基溴化铵进行固定化。GOD被固定在单壁碳纳米管上。这种单壁碳纳米管已应用于GOD的直接电子转移。这种从GOD到碳纳米管的直接电子转移通过循环伏安仪测定。该生物传感器可用于测量D‐葡萄糖浓度。浓度与稳态电流之间的关系范围为 0.04至0.38毫摩尔。该生物传感器在制备后42天内表现出高于94%的残留活性，表明该装置在识别和定量D‐葡萄糖方面具有实用性。此外，该生物传感器表现出高机械强度和稳定性。

如前所述，基于静电纺丝的纳米纤维复合电极已随着纳米纤维的发展而开发出来。一种纳米纤维复合电极，PMMA-MWCNT(PDDA)/GOD-nafion‐NFE，用于葡萄糖检测已被证实[75]。由于电纺纤维的形貌以及PDDA在MWCNTs上的包覆，实现了GOD在电纺基质中的高负载量。这类基于MWCNT的生物传感器相较于固定化酶型生物传感器具有优势。这些生物传感器表现出优异的检测限（1mM）、线性响应范围（20 mMe15 mM）、响应时间约为 w8 s，并具备良好的操作稳定性且不受电化学干扰影响。此外，此类生物传感器相对于其他类型具有高选择性、灵敏度、稳定性以及良好的重现性。该生物传感器的优异性能归因于其对过氧化氢（ H₂O₂）具有显著的电催化活性，在 ＋100mV时产生明显的氧化电流。

将纳米颗粒沉积到碳纳米管上的组合方法已被实施。已有报道报道了在多壁碳纳米管上沉积铂纳米颗粒以开发新型生物传感器[76]。在此类型中，酶被固定在壳聚糖‐SiO2溶胶凝胶中。应用纳米纤维涂层以最小化或完全消除干扰。这些生物传感器表现出更高的稳定性及电催化活性，在1 mMe23 mM的线性范围内具有更好的响应，检测限为1 mM。该生物传感器的响应时间为5 s，灵敏度高达58.9 mA/mM/cm²。此外，已有报道报道了一种采用铅纳米线的更优且改进的生物传感器[77]。在另一项研究中，通过在铂电极上用牛血清白蛋白基质交联并固定葡萄糖氧化酶制备了葡萄糖生物传感器。该铂电极进一步用金纳米颗粒修饰的铅纳米线进行修饰。这种新型生物传感器表现出更高的灵敏度（135.5 mA/mM）和2 mM的检测限。其线性响应范围为5e2200 mM，响应时间为<5s。该器件表现出良好的重现性、长期稳定性以及相对于其他已开发的纳米生物传感器而言相对较好的抗干扰能力。

开发了一种基于酶、MWCNT和中性红组合的新型葡萄糖生物传感器，用于葡萄糖的测定[78]。通过碳二亚胺反应，中性红共价固定在MWCNT上。酶 GOD共价结合到中性红上，NF结合到GOD上，形成MWNT‐NR‐GOD‐NF纳米生物复合材料。该纳米生物复合材料被包覆在电极上。由于GOD与葡萄糖发生酶促反应，释放出过氧化氢。葡萄糖与功能化中性染料的CNT反应有助于葡萄糖的选择性检测。该器件表现出良好的稳定性、抗干扰能力以及宽广的测定范围（1 × 10⁻⁸至 1 × 10⁻³ M，检测限为3 × 10⁻⁹M），响应时间为4秒。

4.1.2.1 植入式生物传感器的机制

上述两种生物传感器的工作原理相同，即通过葡萄糖氧化酶将葡萄糖酶促转化为丙酮酸和过氧化氢。所产生的副产物，过氧化氢进一步被还原，并借助信号处理器测量电位差。信号处理器放大信号，显示器上观察到数字读数。

4.1.2.2 非酶型葡萄糖生物传感器

为了测定生物和化学样品中的葡萄糖浓度，已开发出一种生物传感器。然而，研究人员正致力于开发新型非酶生物传感器。最常见的问题是源于酶的生物传感器稳定性不足，这很难克服。相对于其他酶而言，葡萄糖氧化酶（GOD）非常稳定。但是，该酶可能因热和化学损伤而降解。此外，在制备和储存过程中酶也可能发生降解。而且，GOD容易受到样品中其他可氧化物质如抗坏血酸和尿酸的严重干扰。电极需要在相对于Ag/AgCl的 7V电位下进行过氧化氢的电化学检测。由于上述所有限制，研究人员已将重点转向无酶葡萄糖生物传感器的开发。无酶生物传感器具有稳定性高、简单性、无氧化反应以及最重要的重现性等优点。

已开发出基于一次性铅笔石墨电极的无酶生物传感器。基于过度氧化的聚吡咯纳米纤维电极并修饰钴(II)四磺酸酞菁的葡萄糖检测方法已被开发[79]。这种新开发的无酶生物传感器在碱性溶液中对葡萄糖氧化表现出电催化活性。该传感器在葡萄糖测定方面的性能显著提升，具有宽线性范围（0.25–20 mM）、长期稳定性、低干扰率和高度可重复响应。检测限为0.1 mM。

已开发出一种用于在碱性介质中测定葡萄糖电催化氧化的高序镍纳米线阵列电极[80]。该电极对葡萄糖定量的线性范围为5.0 × 10⁻⁷至7.0 × 10⁻³M，具有1043 mA/mM的高灵敏度。最低检测限为1 × 10⁻⁷ M。该生物传感器不受可氧化物质的干扰，表现出良好的重现性和长期稳定性。这种新型镍纳米线检测法为无酶生物传感器的开发提供了一种改进方法。

4.1.3 非酶型葡萄糖生物传感器的作用机制

非酶型葡萄糖生物传感器的作用机制与酶型葡萄糖生物传感器类似。区别在于检测葡萄糖时无需使用酶。非酶型葡萄糖生物传感器的机制可描述为在生物传感器表面发生的如下化学反应：

NiO + OH⁻ - e⁻ → NiO(OH)
Ni + 2OH⁻ - 2e⁻ → NiO + H₂O
Ni(II) - e⁻ → Ni(III)

生成的Ni(OH)O将葡萄糖氧化为葡糖酸内酯，并释放出两个质子。该反应由Ni(III)/(II)氧化还原对催化，反应如下：

Ni(OH)₂ + OH⁻ → NiO(OH) + H₂O + e⁻
NiO(OH) + glucose → Ni(OH)₂ + glucolactone

Ni(III)在阳极迅速氧化葡萄糖生成Ni(II)，从而改变了Ni(II)和Ni(III)的浓度，导致阳极峰值电流增加，同时阴极峰值电流减小。这些电位变化可用于产生电信号，以检测测试样品中的葡萄糖。

4.2 微悬臂梁

微悬臂梁（MCs）是用于多分析物检测的超灵敏生物传感器。这些微悬臂梁适用于多种应用，如疾病筛查、点突变检测和血糖监测。此外，微悬臂梁还可作为化学和生物战剂的检测器。此类生物传感器的优点包括无危害样品处理、样品需求量低、高灵敏度、低成本和快速响应。此外，纳米机电系统已开发用于纳米悬臂梁的传感应用。一种新型技术提高了分子计数的灵敏度极限。利用这些检测器进行高通量分析和超灵敏检测，可能在不久的将来提高高灵敏度微型化生物传感器的可获得性。

4.2.1 微悬臂梁偏转机制

微悬臂梁基于分析物特异性吸附到探针上并使悬臂梁弯曲，从而实现能量最小化的原理工作。分子在一侧的薄材料上结合，使对侧保持惰性。这会在两个表面之间产生差异应力。这种表面差异应力导致材料变形，从而提供了一种检测分子吸附的方法。图10.7 展示了微悬臂梁基本机制的示意图。

从数学上讲，表面应力（σ）和表面自由能（γ）可通过Shuttle‐woth方程[81]与公式(10.1)相关：

σ = γ + (dγ/dε) (10.1)

表面应变（dε）定义为表面积变化量与总面积之比（dε = dA/A）。

另一方面，Sotney’的方程[82]将化学修饰表面与另一惰性表面之间的表面应力差（Δσ）与悬臂梁的挠度（Δh）关联起来，如公式(10.2)所示：

Δh = 4(1 - ν)L² / (Et²) (Δσ₁ - Δσ₂) (10.2)

其中，ν 是材料的泊松比，E 是悬臂梁材料的杨氏弹性模量，t 是厚度，L 是悬臂梁的长度。

在接下来的章节中，讨论了生物传感器（即微悬臂和纳米悬臂）在疾病诊断中的应用。通常，悬臂梁用于冠心病、核苷酸多态性以及抗体‐抗原或DNA杂交的检测。

4.2.1.1 微悬臂梁作为癌症检测器

已开发出包覆有针对前列腺癌抗原（PSA）的抗体的微悬臂梁表面[83]。当 PSA包覆的微悬臂梁与癌症患者的阳性血样相互作用时，抗原‐抗体相互作用导致悬臂梁弯曲。悬臂梁的纳米级角度弯曲通过低功率激光束和光电探测器进行光学检测。这种微悬臂梁检测相对于传统生化技术和酶联免疫吸附测定具有高灵敏度。此外，微悬臂梁检测比荧光标记或放射性标记分子更便宜。在另一项研究中，李等人展示了压电纳米机械微悬臂梁的PSA共振频率偏移的检测[84]。

表10.3 提供了关于微悬臂梁在癌症检测中应用的更多见解。

抗肌红蛋白单克隆抗体通过交联剂磺基‐LC‐SPDP [3(2‐吡啶基二硫代)丙酰胺基]己酸磺基琥珀酰亚胺酯包覆在微悬臂梁上表面[85]。人血清肌红蛋白与抗肌红蛋白结合后引起微悬臂梁偏转。可轻松检测到低浓度的肌红蛋白（85纳克/毫升），表明该生物传感器具有高灵敏度。

4.2.1.2 微悬臂梁在冠心病中的应用

利用生物传感微悬臂梁[86]可以区分低密度脂蛋白及其氧化形式在肝素上的吸附。这种区分这两种物质的能力具有临床意义。由于这两种物质从血浆中的摄取更倾向于氧化形式，因此该区分和鉴定是临床上的重要参数。人们认为，低密度脂蛋白的氧化形式会导致胆固醇在主动脉中的积聚，这与冠心病的第一阶段有关。此外，该技术还被用于研究和鉴定两种血浆蛋白（如免疫球蛋白G （IgG）和牛血清白蛋白）的构象变化。

4.2.1.3 微悬臂梁在核苷酸多态性中的应用

基因序列和基因组内的多态性，即单核苷酸多态性（SNPs），是基因组学研究的主要关注点。点突变可能导致地中海贫血、泰‐萨克斯病和阿尔茨海默病等遗传性疾病。SNPs的早期检测有助于疾病的早期诊断和治疗。微悬臂梁可用于检测此类单碱基对错配，在特定的生物分子识别相互作用（即探针与目标DNA序列之间）中具有极高的灵敏度。微悬臂梁的灵敏度在皮克到飞克范围内。例如，将巯基化DNA探针固定在金包覆的微悬臂梁上。当完全互补的目标DNA序列发生杂交时，微悬臂梁产生净正向偏转。这种净正向偏转可能是由于双链DNA相对于单链DNA的构象熵减少所致。探针DNA与存在碱基对错配的目标DNA杂交时，则导致微悬臂梁的净负向偏转。这是由于微悬臂梁表面受到增强的排斥力作用。对于含有两个碱基对错配的目标DNA，其偏转程度大于单个碱基对错配的情况。排斥程度与碱基对错配的数量成正比[87]。此外，已利用纳米机械微悬臂梁实现了多重无标记生物检测和定量DNA结合测定[88]。

4.2.1.4 微悬臂梁中的生物芯片

研究表明，与早期的微悬臂梁相比，采用机械检测系统的生物芯片微加工悬臂梁具有优势[89,90]。生物芯片中的传感元件由双材料构成，例如金侧e硅梁。通常，金侧包覆有受体，当与蛋白质或生物制剂等配体结合时，会产生张力或释放应力。此类结合导致微悬臂梁发生挠曲。微悬臂梁的挠曲程度与分析物浓度成正比。在生物分子应用中，结合包括抗体e抗原结合或具有互补序列的一对DNA链之间的DNA杂交[90]。生物芯片微悬臂梁的优点在于其操作无需（1）外部电源，（2）标记，以及（3）外部电子元件或荧光分子或信号转导。

4.2.1.5 纳米悬臂梁

纳米悬臂梁由氮化硅制成，厚度为90纳米。这些结构能够检测单个DNA[91]，其质量约为0.23阿克（1阿克 = 10⁻¹⁸ g）。在悬臂梁末端放置了纳米尺寸的金点，用于捕获硫化物修饰的双链DNA的探针。采用扫描激光束来测量悬臂梁的振动频率。另一实验室开发出了超薄（10纳米厚）的铝钼复合材料共振纳米悬臂梁[92]。类似地，目前正在研究使用抗体功能化的、长度和厚度（30纳米）不同的纳米悬臂梁以检测病毒[93]。

5. 结论

癌症诊断、治疗以及多重耐药表型的出现，需要新的个体化治疗策略。跨学科研究有助于开发多种基于纳米技术的成像系统、传感器和检测器，这些可与癌症疗法结合，形成被称为诊疗一体化的协同优势。目前的研究重点是开发适用于患者的成像系统和生物检测器。金纳米颗粒、量子点、铁纳米颗粒、脂质体、树状大分子和纳米胶束正被作为诊断和成像剂的工具进行研究。微悬臂梁是强大的生化传感器，目前正在广泛探索其应用。微悬臂梁在癌症、糖尿病和病原体检测等疾病诊断中的多种应用，将有助于疾病的早期检测、预防和治疗。