电化学生物传感器在黄曲霉毒素检测中的研究进展

马海华 张 元 甄 彤 孙楫舟 夏善红

(传感技术国家重点实验室 中国科学院电子学研究所1，北京 100190)(中国科学院大学研究生院2，北京 100080)(河南工业大学信息科学与工程学院3，郑州 450001)(粮食信息处理与控制教育部重点实验室4，郑州 450001)

电化学生物传感器在黄曲霉毒素检测中的研究进展

马海华1，2，3，4张 元1，4甄 彤3孙楫舟1夏善红1

(传感技术国家重点实验室 中国科学院电子学研究所1，北京 100190)(中国科学院大学研究生院2，北京 100080)(河南工业大学信息科学与工程学院3，郑州 450001)(粮食信息处理与控制教育部重点实验室4，郑州 450001)

黄曲霉毒素是黄曲霉和寄生曲霉的次级代谢产物，具有剧毒性和严重的致癌性、致畸性和致突变性，摄入受黄曲霉毒素污染的农作物和食品会对人类和动物的身体健康造成极其严重的危害。基于十年来国内外的研究成果，从电化学传感机理方面概述了电化学生物传感器在黄曲霉毒素检测中的发展现状和应用前景，介绍了各类电化学生物传感器的工作原理、制备方法和检测性能。电化学生物传感器相比于传统的黄曲霉毒素检测方法，具有检测时间短、操作简单、成本低、便于微型化等优势。金纳米颗粒、碳纳米管等纳米材料的使用将进一步提高电化学生物传感器的灵敏度以及抗原或抗体的固定效率。超微电极技术、传感器阵列技术以及微流控技术的应用也将进一步提高电化学生物传感器在毒素检测中的性能。

黄曲霉毒素 电化学 生物传感器 免疫分析 纳米材料

霉菌毒素是真菌的次级代谢产物，在自然界中广泛存在，摄取、吸入或通过皮肤吸附霉菌毒素，可以使人或动物的机能下降、致病、甚至死亡。在400多种不同的霉菌毒素中，黄曲霉毒素(aflatoxin)，尤其是黄曲霉毒素B1(AFB1)是毒性最强的一种霉菌毒素。黄曲霉毒素主要是黄曲霉和寄生曲霉的次级代谢产物，已经能够分离并识别的有18种。它们由C、H、O 3种元素组成，化学结构非常类似，分子中均含有1个双呋喃环和1个香豆素。在各种黄曲霉毒素中，最主要的4种是黄曲霉毒素B1、B2、G1和G2，即AFB1、AFB2、AFG1和AFG2。当牛摄入含AFB1的饲料后，会在体内通过肝微粒体酶作用而被羟基化，转变成黄曲霉毒素M1(AFM1)，存在于牛的乳汁中。

黄曲霉毒素具有剧毒性和严重的致癌性、致畸性、致突变性，且能够抑制机体的免疫力，特别是引起肝脏的慢性或急性损害。1993年，国际肿瘤研究机构(International Agency for Research on Cancer，IARC)将AFB1、AFB2、AFG1和AFG2归为1类致癌物，AFM1归为2B类致癌物。2002年，IARC专论中指出，AFB1暴露是引发人类原发性肝癌的一个主要危险因素[1]，痕量AFB1即可造成人类或动物的急性中毒死亡或慢性累积致癌等极其严重的危害。

黄曲霉毒素广泛存在于自然界中，能够在产前、产后、加工、储存等多个环节污染多种农作物和食品，如花生、谷物、玉米、大米、坚果、饲料、牛奶等。人们通过摄入被黄曲霉毒素污染的粮食造成直接暴露，或通过食用动物产品造成间接暴露。长期摄入被黄曲霉毒素污染的食品，即使黄曲霉毒素浓度很低，由于其在体内累积，也会威胁到人们的健康，造成肝脏损伤，甚至死亡。

由于黄曲霉毒素的热稳定性非常好，一旦形成很难遭到破坏，另外，就现有的农业和食品生产流程条件来看，无法彻底避免食品及饲料中的黄曲霉毒素，所以发展和建立健全对黄曲霉毒素的监控和检测就显得尤为重要。为此，大多数国家都制定了食品中黄曲霉毒素的限量标准。其中，欧盟制定的标准最为严格[2]，规定在直接人类消费品谷物、花生和干果中AFB1的最高限量为2 μg/kg，AFB1、AFB2、AFG1和AFG2总和最高限量为4 μg/kg，牛奶中AFM1的最高限量为0.05 μg/kg。我国卫生部也颁布了食品中黄曲霉毒素的最高限量标准[3]，其中规定了AFB1的限量标准，没有针对总量的限制要求。

目前，我国国家标准中采纳的检测黄曲霉毒素的方法主要有薄层色谱法、高效液相色谱法、酶联免疫吸附法和免疫亲和层析净化荧光光度法等。虽然这些方法被广泛采用，但是通常需要在实验室环境下开展，所需的仪器设备价格昂贵，要求有专业技术人员操作，实验步骤繁琐，耗时较长。因此，近年来研究和开发低成本、快速、简单、灵敏、特异性好的生物传感器得到了越来越广泛的关注。

生物传感器主要包含2个重要单元：生物识别单元(如抗体、酶等)和换能器(如电极、光波导和悬臂梁等)[4]，如图1所示。生物识别单元与目标分子之间一般具有特异性结合的亲和性，使生物传感器通常具有很高的选择性。换能器与生物识别单元紧密接触，同时又与数据接收和处理系统相连，它将生物识别单元产生的信号转换成电信号或光信号等可测量的信号。

图1 生物传感器的组成

基于免疫分析的生物传感器使用抗原或抗体作为生物识别单元。由于黄曲霉毒素是小分子物质，属于半抗原，所以，为了便于固定以及与抗体结合，通常需要将其与牛血清蛋白(bovine serum albumin，BSA)形成结合物(如BSA-AFB1)。为进一步放大响应信号，有时需要对抗原或抗体进行标记，例如用酶标记抗原或抗体，能够起到对电流信号的级联放大作用[5]，因为酶是一种具有强力催化作用的蛋白质，能够催化底物发生酶促氧化还原反应产生电流。在黄曲霉毒素电化学免疫生物传感器中常用作标记物的酶有：碱性磷酸酯酶(alkaline phosphatase，ALP)[6-10]和辣根过氧化物酶(horseradish peroxidase，HRP)[11-18]。除了基于抗原-抗体的免疫分析之外，黄曲霉毒素生物传感器也可以将乙酰胆碱酯酶(acetylcholinesterase，AChE)作为生物识别单元[19-22]，利用黄曲霉毒素对AChE的抑制作用来制备。

换能器在生物传感器检测过程中发挥着重要作用，根据信号转换方式的不同，换能器可以是电化学、光学、压电、微机械、热感应或磁性元件中的一种或几种的结合。其中，基于电化学原理的生物传感器占有非常重要的地位，是应用最广泛、种类最多和商用最成功的一类生物传感器[23]，具有选择性好、成本低、操作简单、易于微型化等特点。电化学生物传感器可以基于抗原和特定抗体间的高亲和性反应，也可以基于酶的催化氧化或酶活性的抑制等生物反应机理。该类传感器将生物反应转换为可测量的电信号，常用的换能器一般是三电极系统，包含工作电极、对电极和参比电极。工作电极上通常修饰导电和生物敏感材料，用于识别目标分析物，常用的有金等贵金属电极、丝网印刷电极和玻碳电极等。根据电化学检测技术的不同，可以将电化学生物传感器分为电流型、阻抗型、电导型和电势型。

基于十年来国内外的研究成果，从电化学生物传感机理、电化学测量技术以及免疫的角度综述了电化学生物传感器在黄曲霉毒素检测中的研究现状和应用进展。文献报道的各种黄曲霉毒素电化学生物传感器的机理和性能概述见表1。

1 电流型电化学生物传感器

电流型电化学生物传感器也被称为安培型电化学生物传感器，主要探测生物电化学反应中的电活性物质，在一定的电极电压下，通过电极表面或其修饰层内氧化还原反应生成的电流随时间的变化来测量分析物[39]。

基于免疫分析的黄曲霉毒素电流型生物传感器通常将抗原与BSA的结合物或抗体固定在修饰电极表面，通过竞争或非竞争免疫反应使抗原-抗体结合，有时需要使用酶标记抗原、抗体或二抗，响应电流与酶的活性相关，从而与待测液中黄曲霉毒素的浓度相关。

在利用酶促反应的免疫传感器中，常用ALP标记二抗[9-13]。Ammida等[6，10]将BSA-AFB1固定在一次性单个丝网印刷电极表面，待测液中的游离AFB1与固定在电极表面的BSA-AFB1竞争结合anti-AFB1抗体，利用ALP标记二抗作为信号放大系统，使用差分脉冲伏安法检测ALP催化底液中1-萘基磷酸盐产生的响应电流，电流随AFB1浓度增大而减小。结果显示在实际大麦样品中的背景信号要大于在AFB1标准液中的信号，所以基质效应是实际样品检测中一个需要考虑的问题。Piermarini等[8-9]采用类似的方法，使用8个丝网印刷电极或含有96个丝网印刷电极的96孔微板形成传感器阵列，分析了该传感器在实际玉米样品中的检测性能。相对于基于单个丝网

表1 黄曲霉毒素电化学生物传感器

注：MAb为Monoclonal antibody；PAb为Polyclonal antibody；检测时间指从电极接触待测液到最后一种试剂滴加并反应完毕所需的时间，不包括电极的修饰时间和读取信号时间。

印刷电极的传感器来说，传感器阵列的优势在于能够同时开展多个试验，节省时间。另外，Tan等[7]利用了酶催化银沉积的信号放大方法，BSA-AFB1固定在巯基乙胺修饰的金电极表面，二抗标记物ALP催化底液中的抗坏血酸2-磷酸酯生成抗坏血酸，银离子被还原成金属银沉积在电极表面。

HRP也常用来标记抗原[11-13]和抗体[14-15]或作为封闭液封闭电极表面的活性位点[17]。Neagu等[11]、Paniel等[12]和Parker等[13]采用直接竞争免疫分析方法制备AFM1电流型生物传感器，将anti-AFM1抗体固定在电极表面，游离的AFM1和HRP标记AFM1(AFM1-HRP)竞争结合anti-AFM1抗体，HRP催化底液的氧化还原反应，检测响应电流。其中，Neagu等[11]用抗小鼠免疫球蛋白G抗体预活化电极表面，以增大anti-AFM1抗体的固定量并获得更好的定向性。Parker等[13]采用光刻技术制备含有35个正方形微电极的金微电极阵列，片上集成辅助电极和参比电极，结果显示牛奶对电极表面的干扰非常小。Paniel等[12]将anti-AFM1抗体包被在磁性纳米颗粒表面，通过外加磁场将anti-AFM1抗体固定在丝网印刷电极表面，用计时电流法和循环伏安法检测HRP在底液中产生的酶促氧化还原电流。Sun等[14]在玻碳电极表面制备了一种新型生物复合膜，包含HRP标记anti-AFB1抗体、金纳米颗粒、二氧化钛溶胶、室温离子液和全氟磺酸。抗原-抗体结合物阻碍了HRP活性中心到电极表面的直接电子传递，使得HRP对H2O2催化反应产生的峰电流减小。Tang等[15]制备出一种基于磁珠和铟锡氧化物(indium tin oxide，ITO)电极的传感器，HRP标记的anti-AFB1抗体与金纳米颗粒结合，多功能磁珠作为亲和性载体用来固定BSA-AFB1，竞争免疫反应后形成的生物纳米复合物在外加磁场作用下聚集在ITO电极表面。该方法应用于红甜椒样品的检测，与商用ELISA方法比对，获得稳定的结果，且无需样品的预浓缩。Owino等[17]提出一种无需标记的检测方法，将BSA-AFB1固定在聚硫堇和金纳米颗粒修饰的玻碳电极表面，用HRP封闭活性位点，免疫反应产生的抗原-抗体结合物抑制了酶的活性。

Sharma等[24]和Singh等[25]制备出一种无需酶或其他标记物的基于纳米材料的传感器，实现AFB1的快速检测。Sharma等[24]将anti-AFB1抗体与半光胺功能化的金纳米颗粒共价交联形成anti-AFB1-C-AuNP，固定在金电极表面的自组装单层膜上，用循环伏安法和差分脉冲伏安法检测溶液中的AFB1。Singh等[25]将anti-AFB1抗体固定在多壁碳纳米管修饰的ITO电极上，利用循环伏安法检测。结果显示响应电流随AFB1浓度增大而增大[24-25]，分析原因认为，抗原和抗体的结合可促进空间定向，为到电极表面的电子转移提供更便利的导电通道[25]，或抗原抗体复合物作为电子转移加速层，更易于电子转移[24-25]。但是，这与Zhou等[29]、孙秀兰等[30]和Bacher等[36]分析结果时提到的抗原-抗体结合物阻碍电极表面的电子转移相悖。

Masoomi等[26]提出一种基于“夹心”结构的电流型电化学生物传感器，用金包裹Fe3O4磁芯与苯邻二酚结合共同标记二抗，苯邻二酚被氧化产生响应电流。通过外加磁场去除免疫复合物即可实现该传感器的再生。“夹心”结构一般适用于检测生物大分子，不适合于检测霉菌毒素这样的生物小分子[40]。所以，在已发表的黄曲霉毒素生物传感器文献中极少采用“夹心”结构。

不基于免疫分析的电流型生物传感器主要利用了黄曲霉毒素对AChE的活性抑制作用[19-20]或黄曲霉毒素氧化还原酶(aflatoxin-oxidase，AFO)对黄曲霉毒素的催化氧化作用[27]，亦或不使用酶，直接利用电化学溶出分析技术[28]。

AFB1对AChE的活性抑制主要是由于AFB1与AChE活性位点入口的外围位点结合，“堵住”了活性位点的入口，使得底物硫代乙酰胆碱无法进入到催化位点，降低了AChE的去乙酰作用，阻止了胆碱的释放，从而抑制了硫代乙酰胆碱的水解[19]。Rejeb等[20]制备出一种基于AChE和胆碱氧化酶(choline oxidase，ChOx)的双酶传感器。ChOx固定在普鲁士蓝修饰的丝网印刷电极表面，AChE催化底物乙酰胆碱水解生成胆碱和乙酸，ChOx催化胆碱氧化生成的H2O2被电极表面的普鲁士蓝还原产生电流。结果显示，AFB1浓度越高对AChE活性的抑制越大，当抑制率为20%时，检测下限为10 ng/g。Hansmann等[19]提出一种基于单酶的传感器，将Ee-AChE(Electrophorus electricus AChE)固定在钴-苯二甲蓝修饰的电极上，钴-苯二甲蓝氧化硫代乙酰胆碱的水解产物硫代胆碱，产生氧化还原电流。在多种AChE中，Ee-AChE对AFB1表现出的敏感性最高，等量的AFB1情况下Ee-AChE获得的抑制率最大[19]。基于AChE活性抑制的传感器灵敏度较低，检测下限一般为10～100 μg/kg，只有在对测试液预浓缩的前提下才能获得更低的检测下限[41-42]。另外，该类传感器对AFB1的选择性不唯一，因为AFB1和AFB2对AChE都有较大的活性抑制作用，但是AFM1、AFG1和AFG2对AChE的抑制性很小[21]。因此，可以利用该类传感器检测AFB1和AFB2的总量。目前，大多数基于AChE活性抑制的生物传感器仍处于概念验证阶段，实际检测中具有相对局限性[42]。

Li等[27]利用AFO对AFB1的催化氧化作用制备传感器，将AFO固定在多壁碳纳米管修饰的铂电极上，AFO作用于AFB1分子双呋喃环的不饱和碳键，生成O2和H2O2。AFO是来自假蜜环菌的具有转化分解黄曲霉毒素作用的蛋白质酶，可以与杂色曲霉素发生交叉反应[43]，所以该传感器对AFB1的选择性不唯一。

Hajian等[28]提出一种基于吸附阴极溶出伏安法的电流型生物传感器。使用悬汞电极作为工作电极，AFB1和AFB2吸附在悬汞电极表面，富集时间优化为60 s，采用伏安法阴极扫描，AFB1和AFB2从阴极溶出，根据溶出电流峰测定AFB1和AFB2浓度。

2 阻抗型电化学生物传感器

阻抗型电化学生物传感器主要是通过检测电极表面发生生物识别反应引起的电子转移阻抗的变化来测量分析物。电化学阻抗谱(electrochemical impedance spectroscopy，EIS)是研究传感界面电特性并跟踪界面反应的一种有效方法。文献报道的黄曲霉毒素阻抗型生物传感器大多数基于免疫分析[29-32，36-37]，也有少量报道基于DNA探针[35]。这类传感器的主要优点是一般不需要酶标记抗原或抗体[44]，也无需使用二抗放大信号，即可产生可测量的电化学信号。

Zhou等[29]使用电沉积法制备出一种石墨稀/导电聚合物/金纳米颗粒/离子液复合物膜，修饰在金电极表面，固定anti-AFB1抗体。抗原-抗体结合物阻碍电子转移，使电极表面阻抗增大。孙秀兰等[30]采用了类似的检测方法，使用溶胶凝胶法将anti-AFB1抗体固定在玻碳电极表面。Bacher等[36]使用一对银丝电极组成的两电极系统，将anti-AFM1抗体固定在电极表面的自组装单层膜上。Li等[32]制备出一种硅胶-离子液生物相容性膜用于anti-AFB1抗体的固定，阻抗分析显示，与不含离子液的比对电极相比，离子液的使用能够增大玻碳电极表面的导电性，减小电子转移阻抗。Owino等[31]将anti-AFB1抗体固定在聚苯胺和聚苯乙烯磺酸修饰的铂圆盘电极表面，阻抗分析显示抗体固定和BSA封闭都会阻碍电子转移。Vig等[37]提出一种基于胶体金和电沉积银的传感器，固定在丝网印刷电极上的BSA-AFM1竞争结合胶体金标记的anti-AFM1抗体，在金的催化作用下，用计时电流法还原底液中的AgNO，电沉积银在电极表面，从而改变电子转移阻抗。

Dinçkaya等[35]制备出一种基于DNA探针的阻抗型生物传感器。该传感器将硫醇修饰的单链DNA(ss-HSDNA)探针通过与金纳米颗粒共价交联固定在金电极表面形成的自组装单层膜上，ss-HSDNA能够识别待测液中的AFM1分子，发生特异性结合，增大电子转移阻抗。

3 电导型电化学生物传感器

电导型电化学传感器有时被看作是阻抗型电化学传感器的一个分支[45]。通常，这类传感器不需要使用参比电极，采用一对相隔一定距离的金属电极，电极上施加交流电压，产生电流[46]。溶液中发生的生物化学反应会改变溶液的离子组成和离子浓度，检测由此而引起的电极间电导变化从而确定分析物的浓度。电导型传感器的优势主要有：易于微型化和大规模生产，无需参比电极，驱动电势低[18]。

Liu等[18]提出一种基于金微叉指电极和HRP的免疫传感器。anti-AFB1抗体固定在金纳米颗粒和氨基乙硫醇修饰的金微叉指电极表面，用HRP封闭剩余的活性位点。电极表面免疫反应形成的抗原-抗体结合物阻碍了固定的HRP到电极表面的直接电子转移，抑制了酶的生物催化活性，从而影响HRP对底液中KI和H2O2的催化反应，电解质电导的变化与AFB1浓度成反比。Soldatkin等[34]制备出一种基于金叉指薄膜电极和AChE活性抑制的传感器，并与ELISA、HPLC和TLC检测方法进行了比对。试验采用差分模式，使用2对电极，一对电极覆盖无抑制反应的BSA膜作为比对电极，另一对电极覆盖AChE膜作为工作电极。AChE催化底物的水解，使电极薄膜上的离子浓度增大，从而使溶液电导发生变化。

Ah等[33]提出一种利用硅场效应晶体管检测不带电或微弱带电小分子的免疫传感器。BSA-AFB1被固定在p型硅场效应晶体管传感器表面源极和漏极之间的硅通道上，金纳米颗粒标记anti-AFB1抗体。竞争免疫反应后被捕获在传感器表面的金纳米颗粒通过化学金沉积迅速生长并带负电荷，使源极和漏极之间的电导增大。试验在干燥条件下测量金沉积反应前后的电导值，获得的信号放大是液体环境中的100倍，而且不需要考虑待测样品溶液的离子强度、等电点或pH值。

4 电势型电化学生物传感器

电势型电化学传感器通过检测工作电极和参比电极之间电流为零时的电势变化与电化学反应中离子活性的关系来测量分析物。由于在某种程度上，电势型和电导型传感器信噪比较低，在实际应用中不如电流型那么广泛[44]。

Rameil等[16]采用免疫分析方法，将多克隆anti-AFM1抗体固定在聚吡咯修饰的丝网印刷电极表面，羟基苯丙酸作为向抗原标记物HRP提供电子的复合物，测试底液中含H2O2，结果显示电势变化随AFM1浓度增大而减小。Larou等[38]首次研制出一种用于AFM1检测的基于生物电识别分析的高通量电势型细胞生物传感器。AFM1同源抗体电植入非洲绿猴肾细胞的细胞膜中，银丝工作电极和参考电极插入待测液中，AFM1与细胞膜中的抗体结合，使细胞膜电势发生改变。由于使用多细胞电极接口阵列，该传感器可实现高通量检测，每小时完成160次独立测试。

5 实际样品前处理方法

实际样品的前处理也会影响传感器的检测灵敏度，所以，在检测之前需要对样品进行预处理。相对于传统TLC法和HPLC法，应用电化学生物传感器的检测方法中样品前处理过程步骤简单、使用有机试剂少、成本低、易于操作。对于固体样品，如花生、玉米、大米和大麦等，前处理一般分为4个步骤[6-10，15，30]：1)将样品磨成粉；2)加入不同浓度的黄曲霉毒素标准溶液，旋涡混合；3)加入提取液，离心机离心；4)取上清液，用缓冲溶液稀释后待测。Zhou等[29]和Li等[32]在前处理后，取萃取物，用磷酸盐缓冲溶液稀释5倍，混悬液手动摇晃分层后，水相层用于AFB1检测。Piermarini等[8]增加脱脂步骤，用正己烷脱脂1次，待溶液分层后，收集水相层用于检测。提取液一般使用甲醇、十二甲基甲酰胺和磷酸盐缓冲溶液(70∶1∶29，V/V)[6，30]，或甲醇和水(80∶20，V/V)[7，15]，亦或甲醇和磷酸盐缓冲溶液(85∶15，V/V)[8，10，29，32]。

对于牛奶液体样品，前处理一般分为2个步骤[11-13，16，35]：样品离心脱脂和加入不同浓度的AFM1标准溶液。对于奶粉固体样品，前处理过程增加样品溶解于缓冲溶液的步骤[36-37]。

6 展望

随着传感技术、材料科学、生物技术的发展，黄曲霉毒素电化学生物传感器也呈现出一些引人注目的发展趋势。

纳米材料在电化学生物传感器中的应用是一个重要的发展方向。纳米材料，如碳纳米管、金属纳米颗粒、纳米线等，它们具有比表面积大、稳定性好、生物兼容性好、易于功能化、易于分散和快速制备、尺寸和形状多样等优点[44]。功能化的纳米材料可以作为催化工具、固定平台或电活性标记等，用于改善生物传感器的表面特性[23]。金属纳米颗粒，特别是金纳米颗粒是广泛使用的一种纳米材料。例如，金纳米颗粒与聚硫堇的电聚合薄膜[17]、2-氨基乙硫醇[18]、全氟磺酸中的离子液[14]、壳聚糖[26]或石墨烯[29]共同修饰工作电极。金纳米颗粒也可以与抗体结合，例如，金纳米颗粒标记anti-AFB1抗体，作为催化剂催化电沉积银[37]，或者在干燥检测条件下放大响应信号[33]，亦或者与半胱胺一起共价交联anti-AFB1抗体，用于抗体固定[24]。另外在DNA生物传感器中，金纳米颗粒用于固定硫醇修饰的单链DNA探头[35]。碳纳米管也是一种常用的纳米材料，例如，多壁碳纳米管修饰铂电极，用于固定黄曲霉毒素氧化酶[27]，或者多壁碳纳米管沉积在ITO电极上，用于固定anti-AFB1抗体[25]。

实现多样品的同时检测也是未来的一个发展方向。在传感器阵列的不同行或不同列固定不同分析物的抗体，实现多参数或多靶标物质的同时检测，从而提高系统通量、降低分析成本、节省时间。例如，使用96孔丝网印刷微板[8，11]或8个丝网印刷电极[9]组成的传感器阵列，用于检测AFB1或AFM1。但是，目前黄曲霉毒素的研究仍然停留在同一样品的同时重复检测。

转换器本身性能的改进对提高电化学生物传感器的灵敏度也具有重要的意义。微电极或超微电极的使用能够加快传质，加速响应时间，大大提高传感器的灵敏度，具有许多常规电极无法比拟的优良性能。例如，使用微梳状电极检测AFB1[18]，或采用金微电极阵列(含有35个20 μm×20 μm的正方形微电极)与片上参考电极和对电极组成片上系统用于检测牛奶样品中的AFM1[13]。

另外，研究和开发用于黄曲霉毒素检测的微流控系统和免疫芯片技术，优化分析机制，合成新型重组抗体和适体，以及研究和识别人类黄曲霉毒素暴露的独特生物标记都将成为未来黄曲霉毒素电化学生物传感器研究的发展方向，并将对食品安全产生深远的积极影响。

7 结论

在文献报道的黄曲霉毒素生物传感器中，电化学生物传感器成为众多研究的焦点，与传统检测方法相比，电化学生物传感器具有成本低、操作简单、设备便于微型化、易于实现移动检测等优势。其中，电流型免疫传感器是最成熟、应用最广泛的一种生物传感器，随着超微电极、超微电极阵列以及电极修饰材料和技术的发展，电流型电化学生物传感器的灵敏度和选择性将不断提高。阻抗型电化学生物传感器在检测中通常不需要酶标记抗原或抗体，也无需使用二抗放大信号，这样避免了酶的不稳定性对检测结果的影响，提高了传感器的可重复性，简化了操作步骤。电导型电化学生物传感器不需要使用参比电极，优化了电极结构，易于微型化和大规模生产。但是，在某种程度上，电势型和电导型电化学生物传感器由于信噪比较低，在实际应用中不如电流型那么广泛。

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Recent Developments and Applications of Electrochemical Biosensors for Aflatoxins Detection

Ma Haihua1，2，3，4Zhang Yuan1，4Zhen Tong3Sun Jizhou1Xia Shanhong1

(State Key Laboratory of Transducer Technology，Institute of Electronics，Chinese Academy of Sciences1，Beijing 100190)(Graduate University of Chinese Academy of Sciences2，Beijing 100080)(College of Information Science and Engineering，Henan University of Technology3，Zhengzhou 450001)(Key Laboratory of Grain Information Processing and Control of Ministry of Education4，Zhengzhou 450001)

Aflatoxins are produced as secondary metabolites by the fungiAspergillusflavusandAspergillusparasiticus，which are known to be potent toxic，carcinogenic，teratogenic and mutagenic.The intake of agriculture products and food contaminated by aflatoxins may significantly threaten to the health of human and animals.On the basis of the researches all over the world over the past decade，this review gives a general overview of development situations and application prospects of electrochemical biosensors in aflatoxins detection，focusing on the electrochemical sensing mechanisms，fabrication methods and detection performances.Compared with the traditional methods for detecting aflatoxins，electrochemical biosensors have the advantages of fast，simple，low-cost，easy of miniaturization and so on.The use of gold nanoparticles，carbon nanotubes and other nanomaterials will further increase the sensitivity of the electrochemical biosensors and the immobilization efficiency of the antigens or antibodies.Meanwhile，ultramicroelectrodes，sensor arrays and microfluidics will also improve the sensors’ performances for toxins detection.

aflatoxins，electrochemistry，biosensor，immunoassay，nanomaterial

O657.1；TP212.3

A

1003-0174(2016)02-0132-09

863计划(2012AA101608)，国家自然科学基金(6140 1433)

2014-06-18

马海华，女，1979年出生，讲师，博士，生化微传感器

张元，男，1961年出生，教授，博士生导师，智能信号处理与微系统技术