1. 综述
对先进的化学和生物纳米传感器的概述
摘要：
本文综述了近年来两种类型的光学纳米传感器的应用和设计的进展，这些基于（1）局
部表面等离子体共振（LSPR）光谱和（2）的表面增强拉曼散射（SERS）。这些传感器的
性能在上下文中的生物和化学传感中被反复论述。第一节讲 LSPR 传感器。三角形排列的纳
米阵列用真实的蛋白质和配体的相互作用标注和评估。孤立单一的纳米颗粒用于化学传感，
并且可用于制造纳米粒子阵列传感器。特别地，我们强调纳米粒子形态在感测反应中的影响。
第二部分详细介绍了使用在纳米球（MFON）的表面采用金属膜的表面增强拉曼光谱传感
器。高 SERS 增强和长期稳定的 MFONs 被用于发展以两个重要目标分子的表面增强拉曼光
谱为基础的传感器：在血清蛋白混合物中，芽孢杆菌类的炭疽生物标志物和葡萄糖。
关键词：
局域表面等离子体共振；表面增强型拉面散射；纳米球上的金属薄膜；纳米传感器；纳米
球刻蚀技术。
引言：
纳米技术和纳米材料是一个新的和令人兴奋的领域的研究。尺寸小而固定，光学参数，
磁性，催化性质和机械性能不一的纳米颗粒并没有发现存在于散装的材料中，也不允许设
备和以前没有的应用的更新。
现在已实现纳米技术的最早应用之一是改进化学和生物传感器的发展。光感应器在过去
的二十年中在环保利用[1,2]，生物[3]，医疗诊断[4,5]，药物筛选[6]，食品安全[2,7]，和安
全性[8]的发展，已经取得了显着的进展。在本文中，我们将在两种不同材料的纳米球光刻
制造（NSL）的基础上调查这两种类型的光学传感器。我们已选择的例子证明这些类型的传
感器化学和生物分析的适用性。
纳米球平板印刷技术因为有令人惊讶的灵活而强大的工具用于设计尺寸和形状可调的
具有光学性质的纳米材料，所以很容易被使用。纳米沉积掩膜和金属膜形成的纳米球结构的
元素中间三角形纳米颗粒阵列的制造，通过金属的沉积和它完全覆盖掩模是两个最直接的
NSL的程序，并示于图1。

2. 图1：纳米颗粒阵列中纳米平版制造和纳米球表面覆膜【】
更改掩模的纳米微球的大小或金属沉积通过的量，或在掩模上显着改变材料的光学性能，
如在表1中总结的。
表格1：
比较过后的lspr λmax v 任意球体的大小和金属沉积厚度 (nm) dm (nm) λmax (nm) Nsl组装的
纳米三角
390 40 620∼
390 50 580∼
390 50 580∼
510 50 710∼
590 50 860∼
1100 50 1360∼
NSL-fabricated MFON
390 200 530∼ a
510 200 680∼ a
600 200 750∼ a
a 标明值 λmin (nm).
频率捷变和便捷可调谐的光学性质，这两种类型的材料可用于传感计划中。这样的一个
光学传感器是基于三角纳米粒子和使用感测的局域型表面等离子体共振（LSPR）。
LSPR传感利用贵金属纳米粒子性质研究，表现出强的紫外 - 可见消光（吸收和瑞利散
射）的频带，最大消光是纳米微球周围的材料的介电常数和厚度的增加发生红移的波长
[16]。所述第二传感器的类型，基于上述MFON结构，依靠表面粗糙度的FON产生增强的电
磁场特征，从目标分析物产生强大而稳定的表面增强拉曼散射（SERS）。
2 局部表面等离子体共振传感
LSPR传感器工作传导经折射率的变化到波长变化最大的LSPR消光带（LSPR：λ最大）。消
光带是激发LSPR的一个结果，这也是金属纳米粒子中的传导电子的集体振荡的一个直接后

3. 果。LSPR激发导致波长选择吸收具有非常大的摩尔消光系数（〜3×1011M-1厘米-1）[17]，
谐振瑞利散射效率相当于106荧光[18,19]，并增强纳米颗粒表面附近局域电磁场的波长选择
性吸收激烈的表面增强光谱，这是在纳米粒子的表面附近表面观察到增强信号和增强拉曼
光谱的原因[20]。LSPRλ最大，是取决于的大小，形状，材料，和[9-16]的纳米粒子的介电环
境。最简单的消光理论模型，由下式给出旋转椭球体形状的纳米粒子的E(λ)。 其中N是
Avagadro的常数值，a是球体的半径，εM是球体外部的介电常数，εI和εr为金属介电常数的
实部和虚部部分[21]。因子x表示颗粒形状的影响，并且具有一个完美的球体值为2，可以直
接地增加纳米颗粒的比例值。
LSPR传感器及其常见的附属电路--传播SPR传感器，相对于其他的光学生物传感器具
有与众不同的优势，需要一个发色基团或其他的标签功能将绑定事件转导。LSPR和SPR传
感器的响应速度取决于吸附物的反应产物，薄层的厚度和折射率。此外，如果适当地考虑受
体分子（如抗体）的官能化，并且由于这些分子的特定的配体/受体结合，它们需要很少的
配位体纯化。此外，这些传感器提供实时的受合信息，可适用于广泛的结合亲和力。LSPR的
传感器的感测能力，可以通过改变形状，大小，和纳米颗粒的材料成分进行调整[9,23]。此
外，LSPR传感元件本质上是一个单一纳米粒子的大小，使LSPR的传感器可能适用于在生
物细胞体内检测。
2.1针对糖蛋白制成的系综的纳米传感器（伴刀豆球蛋白A）
使用 NSL 制作成银在平面的高度为 50nm〜100nm 以下的玻璃基板上的面内，宽度为
三（乙二醇）的混合物被放置在二硫化物和马来酰亚胺封端的二硫醚，呈现约 5％马来酰
亚胺的表面上。基板乙醇清洗，在甘露糖中曝光之后放置在流细胞中。甘露糖官能化的 Ag
纳米传感器 LSPR 的频谱有 LSPR 有 λmax 为 662.4 纳米。然后，19.8 微米伴刀豆球蛋白 A
（刀豆素 A）注入流动池中，Ag 纳米传感器置于室温下 20 分钟，以确保完全绑定。图 2 中
需要注意样品的反应时间是 500s。B 是因为人工注射法引起的流量不均匀性（噪声）。在该
反应过程中，当刀豆蛋白 A 暴露于表面，LSPR 传感器刀豆呈现了快速的反应，这表明在
表面上，弱的非特异性结合之外，强烈的甘露糖/刀豆蛋白相互作用。然而，在这种分离阶
段，信号下降了 14%。看到的分解反应源于非特异性结合的伴刀豆球蛋白 A 和部分解离的
结合刀豆的去除。类似的实时实验用于观察刀豆素 A 结合半乳糖功能化的银纳米传感器
（图 2C）。为了说明，刀豆蛋白 A 对半乳糖具有非常小的亲和力，5％的半乳糖官能化表面
暴露于 19M 的刀豆蛋白 A。LSPR 传感器用 PBS 缓冲液洗后，表现出非常小的 λmax 值。当
荧光标记的伴刀豆球蛋白 A 暴露半乳糖官能化表面时可以观察到这个微小的反应。在缓冲
溶液彻底漂洗之后，银纳米三角阵列 LSPR 的 λmax 经测定为 669.1 纳米，6.7 nm 的红移
LSPRλ 为最大。此外，结合研究实时展示进行传感器（图 2B）上的甘露糖的官能化的
LSPR。刀豆蛋白 A（19 M），在缓冲液注射的基线后运行于缓冲液环境中，甘露糖官能化
的银纳米三角阵列 LSPR 的 λ 最大响应被记录下。该传感器然后用缓冲液冲洗，以消除任何
非特异性结合的 ConA 和弱结合蛋白/糖复合物。在此过程中，LSPR 的 λ 最大测定以每 5 秒
的时间间隔进行 20 分钟。
2-2 LSPR 的响应和银纳米三角阵列的高度有相关关系
Ag 纳米粒子的大小决定了最初最大的 LSPRλ[9]，也决定了 LSPR 响应的程度。我们进
行一项研究，以了解 LSPR 的响应对于固定在平面内的宽度的 Ag 纳米粒子的阵列与各平面
的高度， 阵列和产生官能化的甘露糖在与外平面的高度为 16，25，和 50 nm 的位置制造。
纳米粒子阵列放置在一个装有 PBS 缓冲液中流动池中，然后用 19 M 刀豆蛋白 A 注入，接

4. 着通过用缓冲液漂洗，以除去弱结合的 ConA。甘露糖-官能化的 Ag 纳米传感器在平面高度
为 16nm 的（图 3A），25 纳米（图 3B），和 50nm（图 3C），得到 LSPR 的 λmax 分别为
808.3，707.2，662.4 纳米。当甘露官能化的三角阵列表面暴露于 ConA，分别调整并使可视
的 22.2 纳米（-0.041 eV）的，11.4 纳米（-0.027 eV 的），和 6.7 纳米（-0.022 eV），和
19.1 纳米（-0.035eV）的，9.6 纳米（-0.023 eV 的），和 5.8 纳米（-0.016 eV）的净反应弱
结合时，刀豆蛋白 A 通过用 PBS 缓冲液洗涤该样品被除去。在所有的情况下，绑定到甘露
糖官能化表面的刀豆蛋白 A 分子的面密度是相同的，然而，纳米传感器的整体响应纳米粒
子阵列的高度的降低而增加。此外，刀豆蛋白 A 结合的纳米传感器用缓冲液漂洗时，在响
应中的变化随纳米粒子的高度下降而增加。为了探索实验结果图 3 背后的机制，使用了离散
偶极子近似（DDA）方法[26〜28]。

6. 图2。（A）甘露糖功能化银纳米传感器LSPR光谱波峰（λmax=662.4 nm）和在PBS缓冲液中
和刀豆蛋白A特异性结合的甘露糖波峰（λmax=669.1 nm）。实时响应的（B）甘露糖和
（C）半乳糖官能LSPR传感器，19 M的刀豆蛋白A是在缓冲液注射的细胞注射。

8. 图3甘露糖官能化的Ag纳米传感器作为实时响应19M刀豆素A在以下缓冲液注射细胞注射：
（A）16纳米的平面高度，（B）25nm，满分平面的高度，（C）50纳米平面的高度 ）
（实线是视线的方向）理论计算表明[22]与实验数据定性一致;随着Ag纳米粒子的高度增加，
纳米粒子的纵横比减小，（λ最大）值减小。图3的趋势曲线也可以通过考虑电磁场衰减时，
检漏器中纳米粒子表面的特征长度变化表明。虽然已知纳米粒子周围的电磁场是更为复杂的，
一个合理的近似为5-6纳米的,宽度为100nm的平面内和外的平面的高度为50nm的Ag纳米粒
子[16,29]。此外，随着纳米粒子的增加的一部分，ld增加。因为ld的纳米粒子的尺寸显着小于
刀豆蛋白A，ConA结合时观察到的λmax响应仅由接近纳米粒子表面部分的刀豆蛋白A分子
引起。相反，ld的SPR被认为是〜200 nm的。这较长的衰减长度不仅表现在金属表面的特异
性结合的分子灵敏度，还可以表现在在弱boundConA被冲走时有更大的响应。
2.3 单纳米粒子的传感
单一纳米粒子扩展的LSPR传感技术的限制，提供了几种现有的阵列或基于集群技术的优势。
首先，绝对检测出限，可以显着地减少。化学制备的银纳米粒子的表面区域通常是小于
20,000 nm2的，因此，一个完整的单层吸附质构成少于〜100 zeptomoles。烷基硫醇单分子
膜在银纳米粒子的形成使得LSPR变化多于40纳米，超过100倍紫外 - 可见吸收光谱仪的分
辨率的变化的结果。这表明，检测限为单个纳米粒子为基础的LSPR传感将远低于1000数量
个小分子的吸附分子。单分子的检测限值可能由于内在的介电环境，产生大的变化，实现较
大的分子，吸附时如抗体和蛋白质。其次，单一纳米粒子传感器的极端敏感性决定，只有非
常小的样本量（即，attoliters）引起可测量的反应的必要条件。这种特性可以消除其他分析
方法的分析物扩增技术（例如，聚合酶链反应）所要求的技术支持。第三，单一纳米粒子传
感平台，粒子阵列一样，很容易适用于复用的检测方案，通过控制单个纳米颗粒的尺寸，
形状，和化学改性。几种纳米粒子具有独特的光谱响应可以被纳入到一个设备，可以快速，
同时检测许多不同的化学或生物物种。

9. 利用单个纳米粒子作为传感平台的关键是开发一种技术，合理的信号 - 噪声比控制单个纳
米粒子的LSPR。紫外 - 可见吸收光谱并没有提供完成这项任务的实用手段。即使在最有利的
实验条件下，单一纳米粒子的吸光度非常接近散粒噪声检测限。相反，共振瑞利散射光谱法
是个别金属纳米粒子光学性能表征最简单的方法。类似，荧光光谱法，散射的优点在于散射
信号非常低的背景谱线中被检测到的事实。针对纳米粒子进行这些实验的仪器方法通常涉及
到使用斜或渐逝照明的高倍率显微镜。这常用暗视场的透射光谱[31-33]实现，也可以用近场
扫描光学显微镜[34]，或微分干涉显微镜[35]实现。根据上述[36]中引用的程序，胶体银纳米
颗粒的制备通过柠檬酸钠与硝酸银水溶液的还原作用实现。在盖玻片固定化的颗粒插入流动
池中，并暴露于各种电介质的环境或分子吸附物中[37]。之前所有的实验中，在流动池的纳
米颗粒被反复用甲醇漂洗，并在氮气下干燥。用倒置暗场显微镜成像光谱仪配备进行光学测
量。一个字段用装置获取的纳米颗粒图像的示于图4A。空间滤波允许一个目标的纳米粒子的

10. 光谱响应受到观察。
图4：单一纳米粒子的光谱和动力学。（A）银纳米粒子的暗场图像;（B）分析物光谱lspr转
变分析;（C）随着溶剂折射率增加的形状改变;（D）实时结合动力学观察。
通过记录的共振纳米粒子瑞利散射谱局部折射率，测定单一的银纳米粒子的 LSPR敏感性，
因为它被暴露于各种溶剂环境内的流动池中。如该图4c所示，LSPRλ最大波长被系统转移到
单元（RIU）随着溶剂的折射率的增加。通过这种纳米粒子的线性回归分析得到折射率灵敏
度为203.1 nm的RIU-1。几个个别银纳米粒子折射率灵敏度测量典型值分别确定为170-235
nm的RIU-1。图4C还示出纳米粒子的形状随着折射率变化对LSPR响应的灵敏度有显着的影
响。一般而言，颗粒的纵横比越高，x在LSPRλmax值的变化越大。球形纳米颗粒具有161纳
米RIU-1的灵敏度，三角纳米粒子具有的灵敏度为197纳米RIU-1，并且棒状纳米粒子具有
的灵敏度为235nm RIU-1[37]。三角形的纳米颗粒，使用NSL制成，从它的原始衬底中清除
干净，固定在玻璃盖玻片上，以确保有足够分离的分离空间。化学合成基础上，几何形状的
纳米颗粒被划分到LSPR上。λ最大值，线的形状，和散射光谱偏振依赖性以及类似可以被模
拟并利用TEM相关的光学测量完成[38]。这些结果是利用从实验阵列的NSL获得的值，
[22,39,40]预制三角形纳米粒子。此外，动力学响应进行监测的结果可以被认为是与其它实
时感应器（图4D）的对比。用上述流动池溶液，固定的单纳米粒子暴露于含有1mM甲基1 -
辛硫醇溶液中。数据分析表明，响应呈现一级动力学中0.0167 s-1的反应速率常数，饱和度
在约10,000分子的结合表面，和2000分子的检测限定值。
3表面增强型拉曼散射(SERS)纳米传感器
振动光谱方法是有价值的分析工具，因为它们不仅定量了信息，而且还反应了独特的小分
子分析物的振动情况。拉曼光谱，在所有的形式中，是振动光谱的一种方法，该方法有固有
的辨别能力，可以对有很大相似性的分子结构异构体的葡萄糖和果糖的[41]进行区分。然而，
高激光功率和长采集时间，要求实现高区分度的拉曼光谱，由于正常情况下，拉曼光谱
（NRS）固定，此时，则需要考虑横截面的许多分子的分配[42]。利用表面增强拉曼光谱可
以得到高强度的拉曼信号，并可以实现更低的检出限值。表面增强拉曼光谱中产生有效拉曼
截面，在截面物种空间密闭的电磁场区域内（即， 0-4 nm）产生非常大且增强[43]的
LSPR（如上所述），这是贵金属纳米结构表面激发时产生的。这个大的电磁场诱导在附近
的分子的偶极子，从而提高了吸附分子的拉曼散射效应。平均分子的拉曼信号的显示可增强
8个数量级[44]，而单分子的信号的显示在特殊情况下可以增加14-15个数量级[45,46]。在红
外吸收和NRS光谱的比较中，SERS方法有水介质中的应用优势和灵敏度足够用于痕量水平
检测[47]。这使得表面增强拉曼散射光谱成为最有效的微量分析方法之一。虽然SERS强度由
于样品采样基材的表面形貌不同而变化，因而可以通过选择一个适当的内部标准或开发一
个大型的校准数据集，使得SERS可用于定量检测中。SERS的独特优势，如检出限低，实时
响应，定性和定量的分析能力，具有高度的特异性，同时多组分检测，使其适用于鉴定和
表征药品，[48]菌[49]，和其他的分子种类[50]。
对于传感器，重要的是基板的光学特性被设计成最大限度地发挥表面拉曼散射强度，相应
地降低了分析的检测极限（LOD）。早期的SERS衬底通过金属电极上所产生的的氧化还原
循环[51]或蒸发到平坦的衬底上的薄金属膜的[52]，造就了粗糙度随机分布的特征尺寸。近
年来，研究人员已经探索了大小，形状，间距，和模式最佳的贵金属纳米粒子表面 SERS增

11. 强优化。其中现在最强大的SERS衬底，使用NSL方法在纳米球衬底上制备金属薄膜（图1）
[53〜55]。胶体纳米球芯的直径和金属膜壳厚度决定粗糙度，功能，大小分布，光学响应的
确定。尽管纳米级表面粗糙度不均质，其驱动的较大规模的模板，它们是均匀的，足以产生
一个相对狭窄的LSPR（FWHM〜200 nm）。最近的实验最终证实，MFON基板在数周保持
稳定[56]（不像许多其他纳米结构表面），即使当暴露在很大的温度下可保持SERS活性
[57]。实验用的MFON基板作为一个显示强烈的表面增强拉曼光谱在这里，可用于生物战试
剂的基质[56]和血糖检测[4,58]。
3.1在SERS基础上进行芽孢杆菌孢子检测
SERS已经成功利用快速应用在检测枯草芽孢杆菌孢子，无害化模拟炭疽（图5A）。
图5炭疽检测。（A）本地化的芽孢杆菌孢子内的吡啶二羧酸;（B）结构（插图），
（C）SERS谱为3.1×10-13 Mspore悬挂于银FON基板上;（D）5.0×10-4 SERS谱MCaDPA;

12. （E）SERS谱0.2 L0.02MHNO3。荧光光谱为750纳米，PEX =50MW，及作用时间= 1分钟。
芽孢杆菌的孢子结构组成的保护层和核心单元。CaDPA存在在这些保护层（图5B），并可
以被用作孢子的生物标志物，因为在如此高的比例中，其他潜在的干扰物质缺乏这种特殊
的分子[59,60]。CaDPA 在0.02M硝酸溶液中和孢子悬浮液超声处理10分钟从孢子中提取。一
份 3.1×10-13M孢子悬浮液（3.7×104个0.2 L，0.02M HNO3），沉积在银FON基板的表面增
强拉曼光谱测量。1分钟的数据采集期间得到高信号噪声比（S / N）SERS光谱（图5C）;这
个频谱主要是与CaDPA（图5D）相关联的频带，如在以前的拉曼看到关于芽孢杆菌孢子的
研究[61]。由于硝酸在悬浮液中被鉴定为（图5E）。峰值在1050 cm-1的图5D来自NO3 - 对称
伸缩振动[62,63]。由于该峰的特别，所以用来作为内部标准，以减少样品与样品之间的偏差。
从CaDPA提取SERS信号来自孢子的浓度范围为10-14-10-12M 的测量，以确定银FON表面
的饱和结合能力，并计算吸附常数（Kspore= 1.7×1013M-1）。另外，如图6A所示，每个数
据点代表在1020 cm-1处（环呼吸的平均模式）所示的误差棒的标准偏差的三个样品。在孢
子浓度低时，（图6A插图）峰强度的随浓度值而增加。在孢子浓度较高时，响应银FON基
板上的饱和吸附位被完全占据。
图 6（A）吸附等温线为枯草芽孢杆菌（Bacillus subtilis）的孢子悬浮液于银FON基板上 。
I1020是从对应于不同的孢子浓度在0.2 L，0.02M HNO3 AgFON基板得到表面增强拉曼光谱。
荧光光谱为750纳米，PEX = 50MW，采集时间为1分，D = 600 nm和DAG = 200 nm的 。
Langmuir吸附曲线与吸附常数来自CaDPA产生的孢子，Kspore = 1.3×1013 M-1。插图示出的
线性范围，用于确定LOD。每个数据点代表来自3条SERS光谱的平均值。误差线来自于标准
差。（B）SERS谱于2.1×10-14孢子悬浮液（2.6×103孢子在0.2 L，0.02M HNO3）银FON上。
荧光光谱为750纳米，PEX = 50MW，采集时间= 1分钟。一个基于SERS的检测系统必须有能
力检测病原体在生命受到威胁的计量范围内，实时或近实时监测生物制剂或其他有害物种。
这里，被定义为LOD的孢子浓度为最强的表面增强拉曼光谱在1020 cm-1处的信号CaDPA等
于3倍背景SERS信号在1分钟时间内的取得量。背景信号是指从将样品SERS强度孢子浓度等

13. 于零--这是从理论上预言低浓度的孢子吸附等温线（图6A，插图）结束后的截距。较低的检
测限可以通过使用更长的或更高的激光功率实现，所选择的参数是合理的，高通量的，实
时响应，和现场分析潜在有害物种。枯草芽孢杆菌孢子LOD被发现于2.1×10-14M（2.6×103
孢子在0.2·L，0.02M硝酸），通过外推法计算出吸附等温线的线性浓度范围。此外，孢子浓
度为2.1×10-14M是用来测试的LOD预测线。同1分钟采集产生SERS光谱比较，图中清楚地表
明的孢子拉曼功能（图6B与图5A）。这些数据表明，SERS LOD远低于炭疽感染剂量--104
个[64]。
3.2 SERS检测血糖含量
虽然CaDPA在枯草芽孢杆菌孢子的生物标志物具有亲和力，对粗糙的惰性金属表面所需表
面增强拉曼光谱检测得出许多重要的分子（如葡萄糖）对这样的表面[58]缺乏的亲和力。下
面介绍表明定量的葡萄糖检测部分SERS活性衬底上自组装单分子膜（SAM）。在MFON表
面使用表面增强拉曼光谱检测葡萄糖的所有努力均告失败。葡萄糖在正常拉曼横截面提供足
够下表面的情况下进行增强信号的检测[42]，无法检测到血糖的SERS必须归因于薄弱或根
本不存在的裸金色或银色表面没有结合葡萄糖。为从周围FON表面增强的电磁场取得葡萄糖，
使得SAM可以表面上形成，可以用类似固定相色谱[65 - 69]分割相关联的分析物（图7）
[58]。
图7：单层官能的FONS分区葡萄糖分子
官能化MFON衬底与一个分区层有三个优点：（1）SAM有助于稳定抗氧化表面，
（2）SAM是极其稳定，（3）化学选择性和功能是内在和可控的通过综合控制分区层。
在最初的实验中，自组测试，以确定其有效性并能够成为一个分区层。其中，只有直链烷硫
醇被认为是有效的分区层，并且1 - 癸硫醇，1 - DT（它形成在Ag的单层〜1.9 nm厚）。1-
DT虽然是一个有效的分区层进行定量检测的物质。生理浓度范围为（0-25毫摩尔）[58]，其

14. 中乙二醇SAM已被证明是更有效的[4]。（1-mercaptoundeca-11 - 基）三（乙二醇），EG3，
被选择作为一个分区层，因为它能够拒绝由非特异性结合的蛋白质 [71-74]以及[75,76]他生
物相容性的特点，可将进一步制造植入式葡萄糖传感器作为长期目标。每个EG3改性MFON
样品培养于流动细胞与葡萄糖/盐溶液（0-25 mM的;0-450毫克/升），生理pH（7.4）。表面
增强拉曼光谱通过在单元格中的一个光学窗口测定。EG3的S-C（〜700厘米-1）的峰强度通
过化学计量学（偏最小二乘法）分析光谱进行标准化。得到交叉验证的葡萄糖浓度预测显示
在克拉克误差网格上（图8）。
图8：LOO-PLS预测的葡萄糖浓度与实际的葡萄糖浓度（5加载向量）形成的克拉克错误网
格
银FON样品（D= 390纳米，分米=200纳米），在1mM的EG3溶液孵育〜16小时，以及按剂
量溶于葡萄糖溶液（范围：0〜450毫克/分升，0-25毫摩尔）10分钟。每个表面增强拉曼光
谱测定了在流动池下pH= 7.4的生理盐水，使用荧光光谱为632.8纳米，Plaser=只有
2.5mW，t=30秒。
克拉克错误曲线模拟是一个既定的指标评估葡萄糖传感器在临床浓度范围内[77]的功效。

15. 它分为五个区域：A区的预测，导致临床上正确的处理决定，B区的预测导致良性错误或不
治疗 C区的预测导致修正可接受的血糖浓度，D区的预测导致危险的故障检测和治疗; E区
的预测导致进一步加重异常葡萄糖水平。
EG3改性的银FON的传感器允许82毫克/分升（4.5毫摩尔）与对应的预测误差，在生理范围
内定量检测葡萄糖。94％的预测在区域A和B，而少数数据点重叠在区域D内的降糖区（<70
毫克/分升，小于3.9毫米）。82毫克/分升（4.5毫摩尔）的误差，可部分地归因于变化的纳
米级形貌是在不同AgFON样本环境中。在一个AgFON衬底上纳米结构不断的变化，影响局
部表面等离子体共振，并导致有效的SERS增强。定量检测是一种可行的生物传感器的一个
重要特性，在体内使用的传感器，或在体外复杂的介质中，如在蜂窝体系，有效的检测出
存在干扰蛋白质。血清白蛋白和血清蛋白作为模拟物质使用测试的葡萄糖传感器。在流通池
环境中EG3官能化的AgFON基板被放置在盐水环境中从而得到SERS光谱（图9A）。
图9：SER光谱示出葡萄糖存在的溶液中血清白蛋白的检测（A）EG3单层AgFON基板，荧
光光谱为632.8，Plaser = 0.8mw，t= 240（B）1毫克/毫升血清白蛋白注入到流动池 EG3使
AgFON获得改进，荧光光谱= 632.8，Plaser = 0.8mw，t = 240秒，（C）100mM的葡萄糖注
入流通池，荧光光谱= 632.8，Plaser = 0.8mw，t = 240秒，（D）通过以下方式获得差异谱
（（A）中减去从（B））揭示SERS光谱的不完全在于吸附血清白蛋白，（E）从（C）减
去（B）得到的差异谱表示血清白蛋白曝光不干扰葡萄糖检测;（F）正常拉曼光谱中来自结

16. 晶葡萄糖，便于比较，荧光光谱= 632.8，Plaser = 5mW，t = 30秒。（*）表示adumW-1 s-1。
然后，将牛血清白蛋白（BSA）的溶液喷射到所述流动池，经过240s的培养（图9B），并
根据SERS光谱收集细胞。最后，将样品暴露于100mM的葡萄糖溶液中，并收集SERS光谱
（图9C）。图9D是9B和9A之间的差异谱，表明BSA不具有可测量的SERS光谱。BSA表面增
强拉曼光谱波段的缺乏可能是由于低效吸附BSA的EG3分区层。图9E演示葡萄糖传感器的
SERS衬底曝光了干扰蛋白后仍然有效，并与结晶葡萄糖峰示于图的峰-对应图9F。这个实验
清楚地表明葡萄糖在分离的EG3，没有受到大的分子存在的影响，如血清白蛋白。
除了显示在一个临床相关的浓度范围和检测中有葡萄糖的存在下，其他干扰蛋白定量葡萄
糖检测EG3改进AgFON葡萄糖传感器，以及其他特征，如耐用性和可重用性，在公开证明
工作中已经描述[4]。
4 结论
纳米光传感器在各种各样的应用中具有潜在的实用条件和应用前景。与宏观尺度上的传感器
相比，固有的小尺寸光学测量的传感器和非破坏性的性质的显着优点，甚至可以避免其他
敏感的检测计划不允许恢复被分析物带来的破环。我们已经展示了两种类型的纳米传感器上
的电浆现象，包括LSPR传感和SERS。
LSPR传感器通过感应使它们在广泛适用的分析物范围内获得局部折射率变化的响应操作。
传感器中的特异性可以通过官能化的纳米颗粒与适当的受体分子设计进行。这种传感器可以
实时监视LSPR传感，用于监测；结合动力学以及运用高度敏感的技术，在两个阵列（紫
外 - 可见）和单粒子（暗场传输）格式有很好应用。两个说明的例子解释LSPR传感实际应
用，一个非模式生物的问题还有一般的化学传感系统。LSPR响应对于粒子形态的依赖性，
在制造过程中，可以通过仔细控制大小和形状优化传感器。
另一方面，表面增强拉曼光谱，可以推导出它的选择性，是在传感上测量目标分子的振动
频带的基础上实现。就像LSPR，SERS信号高度依赖于基材的表面形貌。我们已经开发了基
于SERS的传感器研究的两个重要目标：炭疽芽孢杆菌的分子生物标志物和血清蛋白混合物
中的葡萄糖。对于B型炭疽，表面增强拉曼光谱是用来直接测量MFON基板上的孢子，而葡
萄糖精心定制的的烷烃硫醇衍生物官能化MFON表面分区中被检测到。
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