CN102918389B - 磁声谐振传感器 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种传感装置，所述传感装置包括谐振器、传感器和检测器，所述传感器与所述谐振器机械连接，所述传感器包含在接触周围环境变化时在第一状态和第二状态之间变化的传感器材料，其中所述传感器由所述谐振器驱动，并且所述检测器响应于所述传感器材料的状态变化，其中，所述传感器材料是声学厚层的形式。

Description

磁声谐振传感器
技术领域
本发明涉及传感装置，优选的是采用水凝胶的化学激活型机电传感装置。
背景技术
接触不同的化学环境时能够改变形状或体积的水凝胶已用作pH传感器、离子传感器、化学传感器、气体传感器和温度传感器，并用作机械驱动元件。例如参见：Bashir,R.等，MicromechanicalcantileverasanultrasensitivepHmicrosensor,AppliedPhysicsLetters,2002,81(16):3091页～3093页；Zhang,L.和W.R.Seitz,ApHsensorbasedonforcegeneratedbypH-dependentpolymerswelling,AnalyticalandBioanalyticalChemistry，2002,373(7):555页～559页；vanderLinden,H.等，Developmentofstimulus-sensitivehydrogelssuitableforactuatorsandsensorsinmicroanalyticaldevices.SensorsandMaterials,2002,14(3):129页～139页；Mayes,A.G.等，Metalion-sensitiveholographicsensors.AnalyticalChemistry，2002,74(15):3649页～3657页；Mayes,A.G.等，Aholographicalcoholsensor.AnalyticalChemistry，1999,71(16):3390页～3396页；Mayes,A.G.等，Aholographicsensorbasedonarationallydesignedsyntheticpolymer.JournalofMolecularRecognition,1998,11(1-6):168页～174页；Millington,R.B.等，Ahologrambiosensorforproteases.SensorsandActuatorsB-Chemical,1996,33(1-3):55页～59页；Blyth,J.等，Holographicsensorforwaterinsolvents.AnalyticalChemistry，1996,68(7):1089页～1094页；Herber,S.,W.Olthuis和P.Bergveld,Aswellinghydrogel-basedP-C02sensor.SensorsandActuatorsB-Chemical,2003,91(1-3):378页～382页；Kuckling,D.等，Photocross-linkablepoly(N-isopropylacrylamide)copolymersIII：micro-fabricatedtemperatureresponsivehydrogels.Polymer,2003,44(16):4455页～4462页；Hilt,J.Z.等，Ultrasensitivebiomemssensorsbasedonmicrocantileverspatternedwithenvironmentallyresponsivehydrogels.BiomedicalMicrodevices,2003,5(3):177页～184页。
基于改性水凝胶的色变，对水凝胶晶体的尺寸变化或衍射光栅的光学检测已经提供了方便的感测计量(sensorimetric)信号，后者提供了更通用的检测平台。例如参见：Asher,S.A.等，Photoniccrystalcarbohydratesensors:Lowionicstrengthsugarsensing.JournaloftheAmericanChemicalSociety，2003,125(11):3322页～3329页和Marshall,A.J.等，PH-sensitiveholographicsensors.AnalyticalChemistry，2003,75(17):4423页～4431页。
然而，据认为水凝胶有几个方面有具体应用。例如参见Hoffman,A.S.,Hydrogelsforbiomedicalapplications.AdvancedDrugDeliveryReviews,2002,43:1页～12页。对于光学水凝胶系统的一个重要考量是维持限定随后色变的颗粒的位置。这需要水凝胶必须保持足够的稳定性刚度，但同时提供低内聚力，使得能够出现可测的体积变化。水凝胶的这些机械方面已经通过将聚-HEMA（甲基丙烯酸羟乙基酯）的矩形单元的大小拉伸数厘米而进行了研究，以测量其在不同pH值的弹性。例如参见Johnson,B.等，MechanicalpropertiesofapHsensitivehydrogel，2002年SEM年会论文,Milwaukee,WI。
另一种传感方法使用响应于粘弹性溶液的声波传感器。声波传感器包括在粘弹性溶液中受激振动的谐振器。溶液粘度变化（例如，由于化学反应）导致可检测的谐振器的振动频率/振幅变化。
前述传感器的适配包括在谐振器上提供单分子膜，所述单分子膜用作周围化学/物理环境的探针。单分子膜可以与周围溶液中的分子反应，例如导致谐振器的质量/体积发生变化，从而改变谐振器振动的频率/振幅。这样的设置已经能够使用单层水凝胶检测核苷酸。例如参见Kanekiyo,Y.等，Novelnucleotide-responsivehydrogelsdesignedfromcopolymersofboronicacidandcationicunitsandtheirapplicationsasaQCMresonatorsystemtonucleotidesensing.JournalofPolymerScienceParta-PolymerChemistry，2000,38(8):1302页～1310页；Tang,A.X.J.等，Immunosensorforokadaicacidusingquartzcrystalmicrobalance,AnalyticaChimicaActa,2002.471(1):33页～40页；Nakano,Y.,Y.Seida和K.Kawabe,Detectionofmultiplephasesinecosensitivepolymerhydrogel,KobunshiRonbunshu,1998.55(12):791页～795页；以及Serizawa,T.等，Thermoresponsiveultrathinhydrogelspreparedbysequentialchemicalreactions.Macromolecules,2002.35(6):2184页～2189页。
声学传感器因此可用作周围环境的探针而无需组合衍射光栅。然而，在上述设置中，为了检测变化，需要对声频中出现的通常<0.01%的扰动进行仔细跟踪。也就是，现有的声波传感器具有下述问题：因物理/化学环境变化而在传感器中产生的效应较小，为了获得关于变化的有用信息，需要进行灵敏度非常高的测量。
发明内容
本发明试图利用受驱传感器的物理和/或化学性质的变化来监测周围环境的变化。特别是，本发明试图解决上述的现有声波传感器的低灵敏度问题。
根据本发明的第一方面，提供一种传感装置，所述传感装置包括谐振器、传感器和检测器，所述传感器与所述谐振器机械连接，所述传感器包含在接触周围环境变化时在第一状态和第二状态之间变化的传感器材料，其中所述传感器由所述谐振器驱动，并且所述检测器响应于所述传感器材料的状态变化，其中所述传感器材料是声学厚层的形式。
本声学法的主要优势在于能够传回由交联和共聚所致的内部化学力的信息，这些信息对于水凝胶弹性而言是明显的，但对于光学收集的任何尺寸变化都是不明显的。本发明的实施方式的优势在于跨水凝胶膜（声学厚膜）厚度的声相变化较大并且接近Pi/2，从而基本上将谐振改变至消除点(pointofextinction)，并因而提供了振动与未振动状态之间的有用的机械开关作用。
因此，本发明的实施方式相对于现有技术的有利技术效果是，在化学/物理环境发生变化时，谐振器的声信号的振幅移动较大，因而与其中声频仅有小幅移动的现有技术设置相比，更容易进行检测。传感器层（可以是生物识别层）自身变为储能或耗能的谐振结构。传感器响应因而受控于传感器层或上部层的化学组成。水凝胶膜是这类上部层的一种成功实例。
该有利技术效果通过提供声学厚层形式的传感器材料而实现，其不同于现有技术所公开的薄层。也就是，提供声学厚膜直接导致声信号极大偏移。
对于粘弹性材料而言，声学薄层性能与声学厚层性能之间的转换最方便地由相因数限定。因此，声学厚膜的厚度大致满足下述等式：
&omega; &rho; G t > &ap; &pi; / 2
其中，ω是角频率，ρ是密度，G是剪切模量，t是膜厚度。
声学厚层是当声波垂直于该层传播时能够支持声波显著相移的层。该限定不包括现有技术的设置中所公开的单层。此类单层不能支持垂直于所述层的声相移。并且，此类单层如果不根据上述等式使用高频，也不能支持平行于所述层的声相移。
在本申请的上下文中，“声振动”是指在传感器的上下边界之间反射的驻声波。
优选的是，检测器包括能够设置用于将电磁场导向传感器的电磁场发生器。这是有利的，因为传感器可无需连接线而远程使用。优选的是，电磁场发生器和检测器包括用于产生电磁场和用于检测电磁场的常规结构元件。这提供了紧凑的设置。有利的是，电磁场发生器是可调的。这使得装置在使用时具有更大的变化性和灵敏性。电磁场发生器可以是螺旋线圈，传感装置可包括与电磁场发生器和检测器连接的信号发生器和锁相放大器以提供更大的灵敏性。检测器可包括用于从信号发生器产生的信号中减去检测到的信号的差分二极管检波电路。在一种设置中，谐振器包括可设置用于将磁场导向传感器的磁体。此设置提供了磁声谐振传感器。谐振器可包括与传感器机械连接的激发器，其可以是如石英层等压电材料。压电层的厚度优选为50μm～1000μm。
其他传感装置可用于测量检测器的电阻抗，从而测量声响应。例如，可加入市售的阻抗分析仪或其他定制的阻抗测量电路。
激发器可来源于磁致伸缩材料，其中谐振器电磁场的磁分量用于激发声波。激发器可包含金属材料。其可以是厚度优选为50μm～1000μm的层形式。
包含声学厚层传感器材料的传感器层优选为0.1μm～1mm厚，更优选为0.1μm～100μm厚，进而更优选为0.1μm～10μm厚，最优选为0.5μm～5μm厚。有利的是，传感器层大于一分子厚。
传感器材料优选为水凝胶，例如甲基丙烯酸羟乙基酯-甲基丙烯酸酯共聚物、聚(丙烯酰胺-co-3-丙烯酰胺基苯基硼酸)或聚(丙烯酰胺-co-2-丙烯酰胺基苯基硼酸)。
优选的是，所述传感装置是化学驱动型机电传感装置。所述传感装置可用于传感方法中。并且，所述传感装置可用作开关或用于连续监测的方法中。此外，所述传感装置可用于基于周围环境的变化而控制体系的方法中。
根据本发明的另一方面，提供了一种制备复合探针的方法，所述复合探针包含压电性谐振器元件和所述谐振器元件上的水凝胶声学厚膜，所述方法包括：配制所述水凝胶用单体混合物；将所述单体混合物施加到如镀铝聚酯片等防粘层上；将谐振器元件施加到所述单体混合物上；使所述单体混合物聚合以形成粘附于所述谐振器元件的所述水凝胶声学厚膜，从而形成复合探针；并将所述复合探针与所述防粘层剥离。在施加所述单体混合物之前可以用粘合剂（如甲基丙烯酸三甲氧基甲硅烷基丙基酯）处理所述谐振器元件从而促进粘合。在一个实施方式中，水凝胶由甲基丙烯酸2-羟乙基酯(HEMA)、二甲基丙烯酸乙二醇酯(EDMA)、甲基丙烯酸酯(MAA)和光引发剂（如二甲氧基苯基丙酮）的混合物制备。在另一种设置中，水凝胶由3-丙烯酰胺基苯基硼酸、丙烯酰胺和N,N-亚甲基双丙烯酰胺的混合物制备。在又一种设置中，水凝胶由2-丙烯酰胺基苯基硼酸、丙烯酰胺和N,N-亚甲基双丙烯酰胺的混合物制备。
本发明的实施方式试图利用由材料的物理和/或化学环境变化所致的材料声学性质变化来提供化学激活型机电传感装置。
在一个实施方式中，水凝胶响应于化学环境变化，优选的是其中化学环境变化是pH变化。在本实施方式中，水凝胶通常是通过其粘弹性质的变化而响应于pH的聚合物。水凝胶的体积也会响应于pH变化而变化。适于此目的的水凝胶材料是甲基丙烯酸羟乙基酯-甲基丙烯酸酯共聚物，其为甲基丙烯酸2-羟乙基酯与甲基丙烯酸酯的共聚物，优选的是与一定量的二甲基丙烯酸乙二醇酯（也称之为乙二醇二甲基丙烯酸酯）交联。用于形成水凝胶的甲基丙烯酸酯的量通常为约6摩尔%，二甲基丙烯酸乙二醇酯的量通常为1.5摩尔%～7.5摩尔%。通常，具有多于3.5摩尔%二甲基丙烯酸乙二醇酯的水凝胶倾向于变得更坚硬且缺乏挠性。余量的甲基丙烯酸羟乙基酯为86.5摩尔%～92.5摩尔%。
与常规的石英晶体微量天平不同，本发明的装置可无线操作从而消除非盘形(non-disk)电极。与常规的5MHz工作频率相比，这使得工作频率扩展至6MHz～1.1GHz的范围。此外，无线操作使得传感装置的谐振器和传感器部件可以植入例如人类或动物对象。此时，检测器可以远离谐振器和传感器而体外操作。
在另一实施方式中，水凝胶响应于化学环境变化，其中化学环境变化是分析物浓度的变化。分析物可以是如糖等生理分析物。此类糖可包括葡萄糖、果糖、半乳糖和甘露糖。葡萄糖是特别重要的生理分析物，在如糖尿病等病症以及发酵过程和活细胞新陈代谢中起重要作用。
在一种设置中，水凝胶是含苯基硼酸基团的聚合物，该苯基硼酸基团通常为聚合物主链上的侧基。优选的是，所述聚合物是聚(丙烯酰胺-co-3-丙烯酰胺基苯基硼酸)。该聚合物能够结合葡萄糖和其他糖，并认为该聚合物的硼酸部分与糖的顺式二醇结合。
在一种设置中，本发明的传感装置是植入人类或动物对象的植入式设备的形式，其包括谐振器和传感器。在该设置中，检测器在体外响应于传感器，因而使得能够以简单的非侵入方式远程监测如葡萄糖等生理分析物。因此，植入式设备为植入人类或动物对象而提供，并包括本发明所述的谐振器和传感器，其中传感器与谐振器机械连接。在远程感测受试对象生理状态的方法中，检测器可以与植入式设备一起使用，其中检测器响应于传感器的传感材料。受试对象的生理状态的感测可包括对分析物的感测，例如，所述感测可以是连续监测分析物浓度。
与长期使用时稳定性较差并且难以消毒进行体内应用的市售酶类葡萄糖传感器和监测器不同，本发明的传感设备耐用且易于植入合适的受试对象。
在前文提到的装置和方法的实施方法中，振幅的信号移动极大，可以是95%以上。因此易于检测，并显著简化了传感器仪器。也就是，观察到非常大的信号变化使得仪器可以更简单并且成本更低。例如，可以除去锁相并且采用常规的灵敏性较低的电阻抗测量法。并且，本发明的实施方式与现有技术的设置相比对物理和化学变化更加灵敏。
为了更好的理解本发明并显示如何实施本发明，现将示例性地参考附图，其中：
图1(a)显示出处于由测量系统产生并监测的电磁场中的水凝胶开关，其中检测系统包括信号发生器、检测器和与PC（未显示）运行的LabVIEWTM连接的锁相放大器——以o环和塑料元件（未显示）将接触溶液保留在水凝胶开关的上表面上；
图1(b)显示出石英盘与涂覆10μm聚-HEMA水凝胶膜后的相同石英盘相比的基频谐振峰——石英盘和水凝胶复合体的顶表面均处于pH3.5的溶液中；
图2显示出三种不同的水凝胶-石英复合体的剪波谐振光谱之间的比较，表明在100MHz有显著的衰减；
图3(a)显示出水凝胶膜边缘的相衬图像，表明其厚度为约3μm；
图3(b)显示出用水凝胶层涂覆石英感测器后基本谐波和三次谐波的频移，水凝胶层起初以5μl单体混合物（盘1）、8μl单体混合物（盘2）、12μl单体混合物（盘3）和15μl单体混合物（盘4）制备；
图4显示出接触pH3.5和pH8后的同一水凝胶-石英复合体的声谐振谐波——膜膨胀导致6.7MHz处的频减，33MHz处的谐振中止和60MHz处的频增；
图5(a)显示出具有厚度更均匀的水凝胶膜的水凝胶-石英复合体的开关作用——pH3.5使开关在“开”状态，而pH8使开关在“关”状态；
图5(b)显示出表示为以15秒间隔回描的一系列连续峰谐振的开关特性；
图6(a)显示出pH校准曲线，其描绘pH3.5的开状态与pH8的关状态之间的增量谐振轨迹变化；
图6(b)显示出谐振的振幅和Q-因子相对于溶液pH的变化；
图7显示出水性介质中硼酸和顺式二醇之间发生的可逆结合；
图8显示出聚(丙烯酰胺-co-3APB)共聚物的化学结构；
图9显示出聚(丙烯酰胺-co-3APB)的pH曲线；
图10显示出涂覆有聚(丙烯酰胺-co-3APB)膜的MARS相对于葡萄糖浓度的响应振幅；
图11(a)显示出具有聚(丙烯酰胺-co-3APB)膜的MARS对葡萄糖溶液的响应；
图11(b)显示出MARS相对于葡萄糖浓度的响应；
图12显示出具有聚(丙烯酰胺-co-3APB)膜的MARS对15mM葡萄糖的振幅变化差异；
图13显示出对于pH4～10的变化，具有聚(丙烯酰胺-co-3APB)膜的MARS相对于不同3-APB浓度的振幅变化曲线；
图14显示出聚(丙烯酰胺-co-3APB)传感器相对于3-APB的摩尔%在pH7.4的纯缓冲液中的响应与在pH7.4的10mM葡萄糖缓冲液中的响应之间的ΔQ；
图15显示出当葡萄糖增量递增时来自MARS的信号相对于交联剂MBA浓度的振幅差；
图16(a)显示出具有聚(丙烯酰胺-co-3APB)膜的MARS相对于葡萄糖浓度的响应振幅；
图16(b)显示出当葡萄糖浓度不大于7.5mM时响应振幅与葡萄糖浓度成正比；
图17显示出在pH7.4时，对于葡萄糖浓度从0～100mM的连续变化，具有聚(丙烯酰胺-co-3APB)膜的MARS的响应时间；
图18显示出基于3-APB的MARS对于5mM果糖、葡萄糖、半乳糖和甘露糖溶液的响应；和
图19显示出MARS传感器相对于3-APB摩尔%的振幅变化和(a)表观pKa、(b)疏水性（测量为ΔΑ4）和(c)粘弹性（测量为ΔQ）的曲线。
具体实施方式
实施例1
本文描述了基于复合型声学谐振器的新型化学激活型机械开关。
设备图示于图1中。提供平面螺旋线圈从而用电磁法激发由石英盘和基于pH敏感性甲基丙烯酸羟乙基酯-甲基丙烯酸酯共聚物的水凝胶声学厚膜涂层制成的复合谐振器的谐波。螺旋线圈以及信号发生器、AM检测器和锁相放大器之间进行同轴连接。检测器采用差分二极管检波电路以从信号发生器产生的较大激发信号中减去由线圈返回的射频信号。为了传回复合谐振设备的频率、振幅和Q因数，采用LabViewTM软件处理由谱图收集的原始振幅和频率数据点。
用上述基于线圈的激发系统进行高达100MHz的声谐振特性的测量，所述激发系统能够在多重谐波频率中保持强信号振幅。从信号发生器前面板选择工作频率并用于传回各谐波谐振的声学轨迹差，该声学轨迹差又与水凝胶的化学性质相关。
在250μm厚AT石英盘上沉积的2.1μm厚水凝胶膜中观察开关作用，在基频（6.6MHz）于pH3.5激发，并于pH8终止，开/关的振幅比为500:1。发现通过波矢量(k)-膜厚(t)结果的双曲正切函数(Tanh[kt])的自变量(argument)可很好地限定开关点，因此在不使用多参数拟合体系的情况下就可以测得膜弹性为5.8×105N/m2且剪波波速为24ms-1。该方法使得水凝胶的膨胀响应大幅放大并且能够确定膜的机械性质。因此，提供了基于pH敏感性水凝胶的声学剪波开关。
为了使信号响应最大化并大幅改进所述方法中的谐振，有利的是对探针的谐振频率进行控制。同样，为了使水凝胶膜易于操作和粘附，有利的是采用玻璃而不是通常可经化学处理的金属电极表面。因此，出于技术原因，基于简单的线圈和裸露的石英基片的上述可调式设备是有利的。使用该通用模式，可以采用多种水凝胶材料和厚度。
在本发明所述的实施方式中，当邻近多频率石英晶体谐振器放置时，可利用可离子化的聚-HEMA水凝胶相对于pH的机械特性。可以评估多频率谐振器的电学特征及其检测特性。理解水凝胶膜的形成及其与声波间的相互作用是体系特性的另一个重要方面。因此，在本发明所用的方法中，获得了沉积的水凝胶的相衬图像并估算其厚度。此外，根据所选定的工作频率来解释体系的特性，并估算水凝胶谐振器设备相对于pH值的声阻抗。
难以确定水凝胶膜的厚度、密度、弹性和粘度，因为这些参数大都未知。例如，因水凝胶的柔软性质及其盘中厚度的潜在变化，难以确定厚度（不过，可以如下所述测量膜的厚度）。相反，确定弹性是否为厚度可能范围的决定因素更为重要，更具体而言，确定是否可建立导致声波打开或关闭的物理-化学条件。应当注意，所述体系在某些方面比含分子薄膜的那些体系更为复杂，因为厚度是声波波长的重要部分。厚度变化在膜中产生声相差，这显著影响体系的总体特性。根据本实施方式制造的水凝胶盘复合体的宽频声学测量采用容易获得的信号发生器和锁相放大器，这些部件与先前用于粘性流体和蛋白质吸附研究的部件相同。螺旋线圈为手绕式，而二极管检测器于内部构建。
一旦声场在晶体中通过电致伸缩产生，则声学特性与聚合物的水合状态相关，而水合作用又取决于浴介质的pH。已测量了晶体与厚水凝胶膜（弹性为“刚性”）的声耦合，并且化学有关的弹性已与自身的开关特性相关。
实例
甲基丙烯酸2-羟基乙基酯(HEMA,97%)、二甲基丙烯酸乙二醇酯(EDMA，也称之为乙二醇二甲基丙烯酸酯)、甲基丙烯酸(MAA)、二甲氧基苯基苯乙酮(DMAP)、2-丙醇和(甲基丙烯酰基丙基)三乙氧基硅烷由AldrichChemicalCo.(Gillingham，英国)提供。所有其他化学品均为分析级且由Sigma或Aldrich提供。镀铝的100μm厚聚酯膜(MET401级)购自HiFiIndustrialFilmLtd.(Stevenage，英国)。
复合谐振器制备
由HEMA(89摩尔%)、EDMA(交联剂，5摩尔%)、MAA(6摩尔%)和等体积的2-丙醇制备单体混合物。然后添加光引发剂二甲氧基苯基苯乙酮(DMAP)至最终浓度为1%(重量/体积)。用1%(重量/体积)的甲基丙烯酸三甲氧基甲硅烷基丙基酯的丙酮溶液处理晶体过夜。将镀铝聚酯片放在平坦的玻璃板上，并用移液管移取约5μl的单体混合物以产生流体“珠”。将经处理的石英盘放在单体混合物之上，并按压以使其下部均匀涂覆有聚合物。通过在UV曝光单元产生的UV辐射（约350nm）中暴露15分钟进行UV引发的自由基聚合。聚合后，将盘从聚酯片的镀铝侧剥离，聚酯片的镀铝侧起到水凝胶-石英复合体用防粘层的作用。最后的步骤是在甲醇中彻底清洗复合体。
螺旋线圈
由得自RSElectronics(英国)的0.085mm漆包铜线制备DC电阻为1欧姆、电感为0.5mH且总直径为5mm的平面螺旋线圈，并将该线圈连接至具有氰基丙烯酸酯粘合剂薄层的0.25mm厚环氧树脂层压板。
为了设计有效的水凝胶传感器，必须理解来源于检测到的电信号的其声阻抗变化与化学诱导的水凝胶动作变化的关系如何。
水凝胶-盘的声阻抗
所研究的体系是由附着于附加的水凝胶谐振器（厚度、密度和粘弹性未知）的谐振板组成的复合谐振器。此外，存在接触复合体上表面的第三液体层。复合体体系的声阻抗通常可通过(1-4)描述：
Z q = &rho; f G f Tanh [ kt ] - - - ( 1 )
Z f = &rho; f G f Tanh [ k f t f ] - - - ( 2 )
Gw＝2πfηω(3)
Z c = Z q + Z f + Z w 1 + ( Z w Z f / G f &rho; f ) - - - ( 4 )
其中k和t分别是层的波矢量和厚度，Zq、Zf和Gw是石英阻抗、水凝胶阻抗和水阻抗。这些阻抗的组合Zc表征复合谐振器，与第二款的等式2所表示的单独谐振器不同。该分析显示当双曲正切函数的自变量kt是π/2时，即当水凝胶基质中的化学扰动造成声振幅和声频的极大移动时，水凝胶阻抗Zf会急剧变化。由于水凝胶尺寸不像石英板那样可良好地界定，并表现出更大的尺寸和机械变化，因而可预计膜谐振仅发生在其中声波阵面保持平面平行的较低谐波中。
水凝胶化学
水凝胶的声阻抗源于由从溶液中吸水的亲水性交联共聚物层产生的总(aggregate)内力。弱酸性羧基的存在使得凝胶根据浴介质的pH而进行水合作用的变化[Montheard,J.P.,M.Chatzopoulos和D.Chappard,2-EydroxythylMethacrylate(Hema)-Chemical-PropertiesandApplicationsinBiomedicalFields.JournalofMacromolecularScience-ReviewsinMacromolecularChemistryandPhysics,1992,C32(l):1页～34页]。有趣的是，厚度和弹性随pH同时且连续变化。在这种情况下，pH因水合作用而改变厚度t，并且因已知弹性根据k=ω√(pc)随pH变化而改变k[Johnson,B.等，MechanicalpropertiesofapHsensitivehydrogel,2002年SEM年会论文，Milwaukee,WI]。这改变了膜声阻抗(1)的自变量kt，并在整个双曲正切中从声学上显著放大了pH变化。
水凝胶盘复合体的检测
此项研究中所采用的声学配置的具体特征[Stevenson,A.C.和C.R.Lowe,NoncontactexcitationofhighQacousticresonancesinglassplates.AppliedPhysicsLetters,1998.73(4):447页～449页][Sindi,H.S.,A.C.Stevenson和C.R.Lowe,Astrategyforchemicalsensingbasedonfrequencytunableacousticdevices.AnalyticalChemistry，2001.73(7):1577页～1586页]穿过气隙与盘连接，使得在激发/检测过程中不会施加机械或电扰动。与常规的硬连线的声学设备不同，本发明的设备是场驱动的并以螺旋线圈检测。可认为激发/检测过程包括两个同步的行为。通过发生过程，源于信号发生器的射频电流随线圈的旋转而流通。这些过程产生了邻近的射频磁场，其自身支持射频电场。取决于线圈几何布局(geometry)的场分布在电介质材料的电介质边界产生作用，从而引发表面电流[Stevenson,A.C.和C.R.Lowe,Magnetic-acoustic-resonatorsensors(MARS):anewsensingmethodology.SensorsandActuatorsa-Physical,1999.72(1):32页～37页]或电荷[Stevenson,A.C等,Theacousticspectrophonometer:Anovelbioanalyticaltechniquebasedonmultifrequencyacousticdevices.Analyst,2003.128(10):1222页～1227页]。不同的边界（例如分别接触水和空气的压电性晶体的上表面和下表面）集中不同的电荷，如同通过电极施加电荷来驱动晶体动作[Stevenson,A.C.等，Hypersonicevanescentwavesgeneratedwithaplanarspiralcoil.Analyst,2003.128(9):1175页～1180页],[Thompson,M.等,Electromagneticexcitationofhighfrequencyacousticwavesanddetectionintheliquidphase.Analyst,2003.128(8):1048页～1055页]。也进行相反的过程，使该动作反转，导致所引发的电流回到线圈中。最终结果是水凝胶化学的变化立即转换为机械变化，这会影响声剪切振动，并且由于上述原因，影响所测量的电信号。
电阻抗
观察体系的另一种方法是假设电信号的放大取决于与电磁场分布（与线圈和周围电介质有关）相关的转换功能。频移和声学Q因数的变化可以直接由等式(1)确定，并与测得的电学Q因数和频移相关。
假定可实现厚膜谐振条件，则模型预计当膜的厚度、频率和弹性在kt中达到π/2移动时，将观察到膜的声阻抗的显著变化。对能够获得零谐振和厚膜谐振之间的化学引发转换的条件和方案特别感兴趣。
盘-水凝胶谐振的检测
检查板在水中的基频谐振，然后附着水凝胶，使谐振器的频率和Q降低（图1）。在两组测试中均选择pH3.5，因为在此条件下水凝胶更紧密和稳定[Marshall,A.J.等,PH-sensitiveholographicsensors.AnalyticalChemistry，2003.75(17):4423页～4431页]。附着水凝胶使得水凝胶中发生额外的能量损失过程，因此Q因数下降。从在周围流体中“摆动”的具有较开放移动结构的体系出发，超出预料的是，水凝胶基质似乎是更“耗能”的声学材料。所产生的衰减使谐振频率下调并降低Q因数。作为选择，可能膜厚度变化（可能比在石英盘中大得多）避免了相位相干，因而降低了谐振Q因数。
厚度的确定
采用相衬显微镜单独测量膜厚度，因为膜厚度对于确定复合体的谐振特性非常重要。显微镜的非侵入特征避免了水凝胶膜的任何毁坏，而用如Dektac等接触式轮廓仪则可能会发生毁坏。不过，重要的是所测量的膜为透明的，从而利用相称显微镜进行轮廓测定。该测定工序必须进行从石英晶体的裸表面到水凝胶的上表面成像的步骤。有效的是，描绘膜边界的等值线图，其中各等值线通过固定间隔周期来分离（图3a）。已知聚-HEMA共聚物的介电常数为1.5，且光源的波长为600nm，可以由等值线图估算移取体积为10μL时，膜厚度为2.1μm。
在用紫外线进行交联前将含不同体积单体混合物的四个单独的设备移取在晶体上，以便根据Martin的定义[Anal.Chem.2000,72,141～149]评价膜是否为声学厚膜。图3b显示了裸谐振盘与水凝胶涂覆的谐振盘之间的频移大致为线性，而与施加的体积无关。发现测得的频移大于由光学厚度计算的Sauerbrey类频移，表明跨膜声学相移显著。这些测量证实了所施加的水凝胶膜是“厚”膜。
水凝胶-盘谱图
为了引发不同的声学相移而不改变化学性或设备几何布局，调节频率使其在pH3.5时于一定频率范围中传回一系列谐波（图2）。总之，发现谐振振幅随频率增大而急剧下降，难以分辨高于100MHz的谐波。该特性可归因于材料阻尼和膜厚度的变化。
通过记录声图变化（包括其频率、振幅和Q因数），研究了pH从3.5变为8对于最初五次谐波的影响。基频时（图4中的第一幅图），观察到厚度增加的膜所特有的频率下移。该响应是由于在较高的pH值下，水凝胶基质因聚合物结合的羧基离子化、吸引反荷离子和水而发生水合，因此聚合物相膨胀且厚度增加。
在33MHz谐波，没有明显的频移，因为谐振峰完全消失（图4中的第二幅图）。不过，在更高的频率，频移图案反转（图4中的第三幅图）。与pH8较厚的水凝胶膜相关的频率上移。据信，该特性是当跨膜声学相移足以支持膜自身中的谐振时厚膜特性的一个例子。该特性可归因于膜脱离盘谐振，使得支持驻波谐振的主要反射边界位于盘的下表面和盘-水凝胶界面之间，而不是在盘和水凝胶-水界面之间。
上述实施例阐明了谐波（特别是33MHz谐波）可以开关转换。然而，对于合适的声学传感器厚层，任何频率（基频或谐波）都可用于实现开关特性。
开关作用
对于具有厚膜的复合谐振器，开关作用是最受关注的特征。此时，开状态和关状态之间的转变具有极高反差。基频的良好开关特性的实例图示于图5a中，其中当pH从3.5变为8时峰完全消失。图5b图示了开关是可逆的。该实例中的谐振峰以连续的逐时方式重复收集。曲线的左侧表示随时间的推移重复收集同样的峰。添加pH8缓冲液后，在约10秒内峰完全消失，而再次处于pH3.5，传回了原来的峰，表明水凝胶-盘复合体的弹性特性是可逆的。起初可获得开关作用的原因是因为在低剪切波速下膜中产生极短的声波波长，据估计为约24ms-1。该值与单独测得的聚-HEMA水凝胶的值15ms-1相当。此外，由于开关点处水凝胶中的声波波长经良好界定，因此由c=ρ.v2可以计算pH8时聚-HEMA的弹性为5.8×105N/m2，与“软”聚合材料的机械性质相符。
校准曲线
为了明确开关转换的各阶段，对复合谐振器进行pH的增量变化。谐振器进行可逆的开关转换，在pH8谐振完全中止。声谐振图中的这些变化以及振幅随pH的变化示于图6a中。谐振振幅和Q因数的相应变化示于图6b中。数据显示显著的谐振阻尼，表明能量通过水凝胶中的内部吸收而从石英元件中收回。Q因数和振幅声学图中转折点的位置可通过取代不同的离子化基团来预计，如先前报道的衍射光栅所证明的那样。
化学驱动型机械开关可由包含石英盘和其上的水凝胶膜的复合谐振体构成。当使用适当频率和多频率声学设备时，膜在厚膜谐振条件下工作时发生该开关作用，其中声相是90度，水凝胶膜厚2.1μm。对水凝胶的弹性变化的灵敏性在开关条件下也显著增强。此外，该技术不仅有助于选择合适的单体、交联剂和共聚物比以提供机械响应性声学或光学水凝胶，而且如果膜较薄并在高频下探测，其还可以起到用于研究声学领域中蛋白质(proteinacious)膜动力学的化学类开关组件的作用。
实施例2
下面描述能够远程监测葡萄糖浓度的葡萄糖传感器。
在室温通过UV引发的自由基聚合用N,N-亚甲基双丙烯酰胺(MBA)作为交联剂合成3-丙烯酰胺基苯基硼酸（3-APB）和丙烯酰胺的葡萄糖灵敏性共聚物。聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的pKa为约8.6，但葡萄糖结合后络合物的pKa值降低，因而共聚物可在生理pH测量葡萄糖浓度。
此处所述的主要方法是将葡萄糖响应型聚(丙烯酰胺-co-3-APB)膜融入磁声谐振传感器(MARS)中并研究传感装置对溶液中葡萄糖浓度变化的响应。
硼酸与顺式二醇的络合
硼酸和顺式二醇之间的可逆结合示于图7中，该结合是pH依赖型的。聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的化学结构示于图8。在低pH下，硼酸是不带电荷的三角结构状态，当其带电并且pH增加时转变为四面体状态。在四面体形式中，硼酸对于顺式二醇的亲和力高于三角结构形式，三角结构下其与顺式二醇的络合物更容易水解。葡萄糖包含顺式二醇结构。葡萄糖与聚合物所带的苯基硼酸基团结合的两种潜在机理包括：1:1单体结合和1:2交联结合。等摩尔的1:1结合导致聚合物膜的膨胀，而1:2结合导致收缩。
聚(丙烯酰胺-co-3-APB)膜的pH响应
由于聚(丙烯酰胺-co-3-APB)是pH敏感性的，并且葡萄糖与四面体型3-APB的络合物比三角结构更加稳定，因此研究了聚合物膜在不同pH的特性。确定并测量聚合物的pH滴定曲线，并由pH曲线计算pKa值。合成共聚物的过程与聚(HEMA-co-MAA)的合成几乎相同，不同之处在于对UV曝光30分钟。预聚物溶液由500μl溶剂(含2%(重量/体积)光引发剂DMPA的DMSO)中的5mol/l单体构成。缓冲体系是乙酸(pH4、4.5、5、5.25和5.5)、MES(pH5.75、6、6.5)、磷酸盐(pH7、7.5、8)、三羟甲基氨基甲烷(Tris,pH8.5)、甘氨酸(pH9)、CHES(pH10)和磷酸盐(pH12)。缓冲液浓度为10mM，离子强度用氯化钠固定为154mM。
随着缓冲液的pH值增加，聚(丙烯酰胺-co-3-APB)逐渐带电。聚合物和其周围的水性介质之间存在多纳(Donnan)电位，驱使水进入水凝胶并使水凝胶膨胀。同时，渗透效应也导致聚合物的水合作用。图9显示了在6MHz收集的pH曲线，其中聚(丙烯酰胺-co-3-APB)膜含78.5摩尔%丙烯酰胺、1.5摩尔%MBA和20摩尔%3-APB。计算出的表观pKa值为8.47。
具有聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的MARS对葡萄糖的响应
葡萄糖结合导致的表观pKa降低
图9显示了6MHz时含78.5摩尔%丙烯酰胺、1.5摩尔%MBA和20摩尔%MAA的聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的pH曲线；由该曲线计算出的表观pKa值为8.47。图9中，聚(丙烯酰胺-co-3-APB)聚合物在生理pH7.4几乎为中性，其中约91.5%的3-APB侧基为三角形构型并且与葡萄糖结合较弱。在上面所列的缓冲液中配制5mMD-(+)-葡萄糖溶液以评估经涂覆谐振器在不同pH值对葡萄糖溶液的响应。6MHz的pH曲线负向移动，并且表观pKa值由8.47（图9）降低为8.02。此时，在pH7.4下，24%比例的硼酸基团已变为阴离子并且为四面体型。
如图7所示，由于葡萄糖与三角结构3-APB的结合较弱，因此通过溶液中的质子浓度以及葡萄糖与四面体型3-APB之间的结合来确定了中性3-APB的解离。
MARS的葡萄糖响应的校准
用与图9中所示相同的聚合物校准葡萄糖响应型聚(丙烯酰胺-co-3-APB)MARS对缓冲溶液中葡萄糖浓度的响应。在pH7.4的10mMPBS缓冲液中配制葡萄糖溶液。葡萄糖浓度为0～15mM，增幅为2.5mM。图10显示了涂覆有聚(丙烯酰胺-co-3-APB)膜（78.5摩尔%丙烯酰胺、1.5摩尔%MBA和20摩尔%3-APB）的MARS相对于葡萄糖浓度的响应振幅；在20MHz下对0～15mM的葡萄糖溶液进行三次测试获得响应数据。图10显示来自MARS的信号振幅与0～15mM范围内的葡萄糖浓度几乎成线性正比例关系。当葡萄糖浓度高于7.5mM时误差较为明显。葡萄糖计的灵敏度为约87.07mV/mM。据信，高葡萄糖浓度下的较大误差是由于硼酸和葡萄糖分子之间的1:1结合模式和2:1交联模式之间的转化。
收集图10所示的数据：用纯PBS缓冲液将涂覆在石英盘上的聚合物清洗三次，并在同样条件下再次测试。
图11(a)显示20MHz时具有聚(丙烯酰胺-co-3-APB)膜（78.5摩尔%丙烯酰胺、1.5摩尔%MBA和20摩尔%3-APB）的MARS对葡萄糖溶液（0mM～15mM，pH7.4的PBS缓冲液）的三次响应；图11(b)分别绘制了三次测试相对于葡萄糖浓度的响应结果。在图11(b)中，注意到聚(丙烯酰胺-co-3-APB)MARS对含高于10mM葡萄糖的葡萄糖溶液的响应在后两次测试中略大于第一次测试，而由第二次测试和第三次测试获得的响应则是相似的。这可能是由于聚合物网络的孔径在第一次测试时被葡萄糖分子扩大，葡萄糖获得了更容易进入聚合物的途径并随后使水凝胶膨胀。
葡萄糖传感器中3-APB浓度的优化
MARS的灵敏性足以检测缓冲溶液中葡萄糖浓度的微小变化。响应（信号的振幅）与葡萄糖浓度之间的关系大致为线性（图10）；然而，为了增强响应，对聚合物膜的组成进行优化。
不同3-APB浓度对葡萄糖的响应
研究了具有不同摩尔%3-APB的聚合物对葡萄糖的响应。葡萄糖溶液体系与上述相同，振幅变化(ΔΑ)定义如下：
ΔΑ0 15=振幅(15mM葡萄糖)-振幅(0mM葡萄糖)(20MHz)
图12显示在20MHz相对于不同3-APB浓度，具有聚(丙烯酰胺-co-3-APB)膜的MARS对15mM葡萄糖的ΔΑ0 15；对各摩尔%测试了三个样品。振幅变化(ΔΑ0 15)相对于3-APB摩尔%的曲线呈钟型（图12）。对于约20摩尔%的3-APB观察到最大响应，并且响应随着更多的3-APB加入聚合物中而下降。表12中的结果与聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的离子化（与3-APB的摩尔%有关）的贡献以及葡萄糖进入聚合物网络的可达性（与聚合物网络的孔径和亲水性/疏水性有关）相关。在存在不同葡萄糖浓度时，聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的离子化取决于聚合物膜的表观pKa或葡萄糖所致的表观pKa变化。表1中计算了聚(丙烯酰胺-co-3-APB)相对于摩尔%3-APB的表观pKa（20MHz）；当3-APB的浓度<20摩尔%时，表观pKa变化不显著，但在更高的摩尔%，表观pKa增加。含>20摩尔%的3-APB的聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的高表观pKa，即低程度的离子化可以解释图12中ΔΑ0 15响应的下降。
表1：46MHz时具有不同3-APB浓度的聚(丙烯酰胺-co-3-APB)（三个样品）的表观pKa值
*STD：标准偏差
葡萄糖结合所致的pKa值变化
由于具有较低表观pKa的聚(丙烯酰胺-co-3-APB)包含更多的四面体型硼酸并且可在生理pH值捕获更多的葡萄糖，因此研究了聚(丙烯酰胺-co-3-APB)因葡萄糖结合所致的表观pKa变化的3-APB浓度依赖性。分别配制了具有15摩尔%、20摩尔%、25摩尔%和30摩尔%3-APB的聚合物，并收集响应于pH4～10的纯缓冲液的pH曲线。在存在5mM葡萄糖下再次记录pH曲线。对于四种聚合物膜，pKa变化分别为-0.52、-0.32、-0.66和-0.46。
3-APB的摩尔%对聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的亲水性/疏水性的影响
3-APB聚合物的亲水性/疏水性可通过观察pH从10变化到4时的吸水所致的振幅变化来分析。振幅(ΔΑ4 10)定义为：
ΔΑ4 10=振幅(pH10)-振幅(pH4)(20MHz)
图13显示在20MHz含聚(丙烯酰胺-co-3-APB)膜的MARS对pH变化(pH4～10)相对于不同3-APB浓度的ΔΑ4 10；对各摩尔%分析了三个样品。收集具有不同3-APB浓度(5～30摩尔%，增幅为5摩尔%)的聚合物的pH响应。图13图示了相对于共聚物中3-APB百分比的振幅变化。当聚合物含20摩尔%3-APB时振幅变化最大；当3-APB的摩尔%>20摩尔%时，聚合物膜膨胀较小。理论上，3-APB的密度增加可提高多纳电位和渗透效应，因而更多的水会进入聚合物网络。然而，3-APB的疏水性阻碍了水和葡萄糖同时进入水凝胶。所以在20摩尔%时，渗透效应和疏水效应达到平衡。因此，提出了聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的亲水性/疏水性是确定声学葡萄糖传感器的灵敏性的主要因素。
3-APB的摩尔%对聚合物粘弹性的影响
聚(丙烯酰胺-co-3-APB)共聚物的膨胀能力也影响葡萄糖分子渗入聚合物并且由涂覆有聚合物的传感器的Q因数来定性地限定。如上所述，聚(丙烯酰胺-co-3-APB)共聚物在MARS的高工作频率时表现为弹性材料；与水或葡萄糖的氢键合会增强聚合物的弹性并提高Q因数。
聚(丙烯酰胺-co-3-APB)传感器的Q因数在<约140MHz时随工作频率成正比例增加，随后在高于140MHz时饱和；例如，具有15摩尔%3-APB的聚合物在饱和水平下的Q因数为约3250，而具有20摩尔%3-APB的聚合物的Q因数为约2000，具有30摩尔%3-APB的聚合物膨胀较小且Q因数为约900。Q因数随工作频率的增加可能是由于穿透并在聚合物中消散的声能较小，同时聚合物的弹性增大也是可能原因。高频时，声能集中在聚合物-石英界面处，并且聚合物的粘弹性达到平衡，因此，Q因数在频率>140MHz时饱和。
还观察了相同聚合物在pH7.4的10mM葡萄糖磷酸盐缓冲液中的膨胀特性。在此情况下，含15摩尔%3-APB的相应聚合物Q因数的饱和水平为约4000，含20摩尔%3-APB的聚合物为约3000，含30摩尔%3-APB的聚合物膨胀较小且Q因数为约1500。聚合物在纯缓冲液和10mM葡萄糖溶液中的Q因数差(ΔQ)为：15摩尔%3-APB为750，20摩尔%3-APB为1000，30摩尔%3-APB为600。相对于3-APB摩尔%的饱和水平的ΔQ示于图14中，其显示了聚(丙烯酰胺-co-3-APB)传感器相对于3-APB的摩尔%在纯pH7.4缓冲液和pH7.4的10mM葡萄糖溶液中的响应之间的ΔQ。
图14的结果表明：葡萄糖结合增强了聚合物的弹性，在20摩尔%3-APBA和25摩尔%3-APBA之间观察到最佳效果。除了聚合物的亲水性/疏水性外，聚合物网络的膨胀能力和孔径也影响葡萄糖传感器的灵敏性。图12中曲线的前半部分反映出葡萄糖聚合物的灵敏度与苯基硼酸基团的浓度成正比例，后半部分表明聚合物的灵敏性还由网络的亲水性/疏水性平衡、粘弹性和孔径确定。
3-APB聚合物中交联摩尔%的优化
据信，水凝胶网络的孔径和粘弹性也影响葡萄糖传感器的性能，其中位阻可能起重要作用。
根据上述结果，当3-APB浓度为20摩尔%时，达到最大响应(ΔΑ0 15)。通过将3-APB的百分比保持为20摩尔%并分别监测聚合物含0.5摩尔%、1.5摩尔%和2.5摩尔%MBA时的响应来研究交联的影响（图15）。图15显示参照溶液（葡萄糖浓度为0mM）和葡萄糖浓度为15mM的情况下来自MARS的信号相对于交联剂MBA浓度的振幅差。图15显示在0～15mM的浓度范围内以2.5mM的增幅连续注入葡萄糖缓冲溶液。图15中的结果表明降低交联剂的摩尔%并不会有助于增强聚(丙烯酰胺-co-3-APB)传感器对葡萄糖的灵敏度。也采用ΔQ研究在接触10mM葡萄糖溶液时，交联范围为0.5～2.5摩尔%的聚(丙烯酰胺-co-3-APB)共聚物的膨胀特性。
5.7高血糖症和低血糖症的检测
对于糖尿病患者，血糖浓度上升到远高于正常浓度(约4.4mM)的水平（高血糖症），而当患者不适当地服用了胰岛素时，血糖水平会降至低于正常水平（低血糖症）。因此，应当测量葡萄糖传感器的有效工作范围。在pH7.4的PBS缓冲液中配制浓度为0、2.5mM、5mM、7.5mM、10mM、12.5mM、15mM、20mM、40mM、60mM、80mM和100mM的葡萄糖溶液。聚合物膜由83.5摩尔%丙烯酰胺、1.5摩尔%MBA和15摩尔%3-APB组成。
图16显示：(a)具有聚(丙烯酰胺-co-3APB)膜（83.5摩尔%丙烯酰胺、1.5摩尔%MBA和15摩尔%3-APB）的MARS相对于葡萄糖浓度（0～100mM）的响应振幅，利用SigmaPlot拟合为指数方程；(b)当葡萄糖浓度≤7.5mM时响应振幅与葡萄糖浓度成正比。
如图16所示，MARS相对于葡萄糖浓度的响应在20mM以上变为饱和。因此，基于MARS的葡萄糖传感器的有效工作范围为0～20mM，并且低于7.5mM时响应振幅与葡萄糖浓度基本上成正比（图16）。图16(a)所示数据拟合为指数方程，其表明MARS传感器相对于葡萄糖浓度的响应可能遵循指数上升模式。图17显示对于0～100mM葡萄糖浓度的响应时间，高于20mM的葡萄糖，响应时间<10分钟。图17显示在pH7.4时具有聚(丙烯酰胺-co-3APB)膜（83.5摩尔%丙烯酰胺、1.5摩尔%MBA和15摩尔%3-APB）的MARS对于葡萄糖浓度从0～100mM连续变化的响应时间。
图16中观察到的葡萄糖浓度>20mM时的饱和水平以及3-APB含量>20摩尔%时的响应时间减小（图17）可能与聚合物网络的膨胀有关。水凝胶在含高葡萄糖浓度的溶液中膨胀得更多，这反而有利于葡萄糖溶液的渗入。然而，由于聚(丙烯酰胺-co-3-APB)共聚物是交联的，网络的膨胀能力有限，因此，图16中所达到的饱和水平可能对应于膨胀限度，以及葡萄糖与芳香族硼酸的络合物的位阻效应。
电场对葡萄糖响应的影响
根据上述研究，工作频率影响葡萄糖传感器所测量的表观pKa值。为了了解葡萄糖传感器在宽声谱范围内的性能，引入了聚合物刷理论和局部pKa的概念。在该研究中，通过确定传感器的有效检测范围研究了葡萄糖传感器的性能如何受工作频率的影响。
聚合物的组成为：丙烯酰胺78.5摩尔%、交联剂MBA1.5摩尔%和3-APB20摩尔%，发现在6MHz～73MHz的频率范围内MARS相对于葡萄糖浓度的响应彼此颇为相似。因此，工作频率对具有聚(丙烯酰胺-co-3-APB)膜的MARS响应的影响可以忽略不计。
糖检测
基于全息传感器的在前研究表明葡萄糖分子以两种途径与苯基硼酸基团结合：1:1单体结合和1:2交联结合。化学计量1:1结合导致聚合物膜的膨胀，而1:2的化学计量导致收缩。葡萄糖有五种化学结构：一种开链形式以及四种环形式，其原则上可以与苯基硼酸结合。
研究葡萄糖的异构体以了解苯基硼酸与顺式二醇之间结合的机制。此外，除了葡萄糖，血液中所含的最大量的糖是果糖和半乳糖。在10mMPBS缓冲液中配制果糖、半乳糖和甘露糖溶液（5mM），在生理pH下离子强度为154mM。具有聚(丙烯酰胺-co-3-APB)共聚物膜的石英盘在三种糖溶液中达到平衡，并在测量之间，用磷酸盐缓冲液对膜进行清洗直至响应恢复到参照水平（磷酸盐缓冲液）。
图18显示了β-D-呋喃果糖、α-D-吡喃半乳糖和β-D-吡喃甘露糖的化学结构。
聚合物对果糖的响应显著大于对其他糖的响应，与参照相比的振幅变化为362.95mV（图18）。对葡萄糖、半乳糖和甘露糖的响应较小其三者彼此相对类似。葡萄糖的ΔΑ是52.25mV，半乳糖为30.15mV，甘露糖为15.2mV。对果糖的强响应可归因为顺式二醇对硼酸的亲和力以及有效异构体的比例。已报道了果糖与其他三种糖相比，对硼酸具有更高的亲和力。
讨论与结论
已将合成的苯基硼酸、3-丙烯酰胺基苯基硼酸(3-APB)加入MARS从而产生葡萄糖选择性传感器，因为MARS受RF电场无线激发，所以该传感器构成了用于开发植入式连续葡萄糖检测仪的有前景的替代方式。3-APB是苯基硼酸衍生物，其与丙烯酰胺的共聚物可在生理pH响应葡萄糖。由于酶的变性降低了传感器的稳定性和灵敏性，因此通过将传统的酶葡萄糖氧化酶替换为合成的苯基硼酸酯配体，葡萄糖传感器的性能会更加耐用且可逆。还认为合成的葡萄糖响应型水凝胶能够实现体内葡萄糖-胰岛素闭环系统。灵敏性、重复性、选择性和响应时间是葡萄糖监测系统的重要参数。已经研究了具有聚(丙烯酰胺-co-3-APB)共聚物膜的MARS对葡萄糖的响应以及葡萄糖在聚合物膜中结合的机制。
涂覆有聚(丙烯酰胺-co-3-APB)吸附层(adlayer)的MARS对葡萄糖的灵敏度主要通过3-APB的浓度、聚合物的疏水性和粘弹性来确定（图19）。图19(a)显示相对于3-APB的摩尔%，MARS传感器的ΔΑ0 15和聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的表观pKa值；(b)相对于3-APB的摩尔%，MARS传感器的ΔΑ0 15和聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的ΔΑ4 12；(c)相对于3-APB的摩尔%，MARS传感器的ΔΑ0 15和聚(丙烯酰胺-co-3-APB)的ΔQ。
总之，对基于MARS的新型葡萄糖传感器系统进行了初步研究。因结合葡萄糖导致的聚(丙烯酰胺-co-3-APB)网络内的粘弹性的变化可通过MARS测量，并且可校正相应的葡萄糖水平。葡萄糖监测系统具有良好的可逆性和重复性。传感器的灵敏度平均为约87.07mV/mM。结果表明MARS可以是用于研究极薄聚合物膜的物理性质和开发智能型聚合物类生物传感器的通用平台。
虽然已参照本发明的优选实施方式对本发明进行了具体的展示和描述，但本领域技术人员应当理解，可对本发明的形式和细节进行各种改变而不背离所附权利要求限定的本发明的范围。

Claims (25)

1.一种传感装置，所述传感装置包括谐振器、传感器和检测器，所述传感器与所述谐振器机械连接，所述传感器包含在接触周围环境变化时在第一状态和第二状态之间变化的传感器材料，其中所述传感器由所述谐振器驱动，并且所述检测器响应于所述传感器材料的状态变化，其中，所述传感器材料是声学厚层的形式，所述声学厚层的厚度满足下述等式：
&omega; &rho; G t > &ap; &pi; / 2
其中，ω是角频率，ρ是密度，G是剪切模量，t是膜厚度，所述声学厚层是当声波垂直于该层传播时能够支持声波显著相移的层,
其中，所述第一状态为所述传感器材料与所述谐振器发生谐振的状态，所述第二状态为所述传感器材料由于膜厚度的增大而不与谐振器发生谐振的状态，
其中，所述环境变化是pH变化，所述传感器材料是水凝胶，所述水凝胶是甲基丙烯酸羟乙基酯-甲基丙烯酸酯共聚物。
2.如权利要求1所述的传感装置，其中，所述检测器包括能够设置用于将电磁场导向所述传感器的电磁场发生器。
3.如权利要求2所述的传感装置，其中，所述电磁场发生器和所述检测器包括用于产生电磁场和检测电磁场的常规结构元件。
4.如权利要求2或权利要求3所述的传感装置，其中，所述电磁场发生器是可调的。
5.如权利要求2～3中任一项所述的传感装置，其中，所述电磁场发生器是线圈。
6.如权利要求2～3中任一项所述的传感装置，所述传感装置还包括与所述电磁场发生器和所述检测器连接的信号发生器和锁相放大器。
7.如权利要求6所述的传感装置，其中，所述检测器包括用于从所述信号发生器产生的信号中减去检测到的信号的差分二极管检波电路。
8.如权利要求1所述的传感装置，所述传感装置包括用于测量所述检测器中阻抗变化的阻抗测量电路。
9.如权利要求1所述的传感装置，其中，所述谐振器包括能够设置用于将磁场导向所述传感器的磁体。
10.如权利要求1所述的传感装置，其中，所述谐振器包括与所述传感器机械连接的激发器。
11.如权利要求10所述的传感装置，其中，所述激发器包含压电材料。
12.如权利要求11所述的传感装置，其中，所述压电材料是石英。
13.如权利要求11或12所述的传感装置，其中，所述压电材料是层的形式。
14.如权利要求13所述的传感装置，其中，所述压电层的厚度为50μm～1000μm。
15.如权利要求10～12或14中任一项所述的传感装置，其中，所述激发器包含磁致伸缩材料。
16.如权利要求10～12或14中任一项所述的传感装置，其中，所述激发器包含金属材料。
17.如权利要求16所述的传感装置，其中，所述金属材料是层的形式。
18.如权利要求17所述的传感装置，其中，所述金属层的厚度是50μm～1000μm。
19.如权利要求1所述的传感装置，其中，所述声学厚层的厚度是0.1μm～1mm。
20.如权利要求19所述的传感装置，其中，所述声学厚层的厚度是0.1μm～100μm。
21.如权利要求20所述的传感装置，其中，所述声学厚层的厚度是0.1μm～10μm。
22.如权利要求21所述的传感装置，其中，所述声学厚层的厚度是0.5μm～5μm。
23.如权利要求1所述的传感装置，其中，所述声学厚层大于一个分子厚。
24.如权利要求1所述的传感装置，其中，所述传感装置是化学驱动型机电传感装置。
25.如权利要求2所述的传感装置，其中，所述谐振器和传感器是用于植入人类或动物对象的植入式设备的形式；并且其中，所述检测器在体外响应于所述传感器。
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