mp11_biokemijskisenzori

Mjerni pretvornici - prilog predavanjima

KEMIJSKI SENZORI

KEMIJSKI SENZORI____________________________________________________ 1

UVOD ____________________________________________________________________ 1

Definicija _______________________________________________________________ 1

Podjela senzora __________________________________________________________ 2

ELEKTROKEMIJSKI SENZORI ______________________________________________ 5

Potenciometrijski senzori – pH metar________________________________________ 5

Amperometarski senzor – Clarkova elektroda _______________________________ 11

Senzori vodljvosti (conductometric) ________________________________________ 12

PRVI BIOSENZOR ________________________________________________________ 12

Glukometar ____________________________________________________________ 14

KEMORESISTORI ________________________________________________________ 14

Metal-oksidni plinski senzori ______________________________________________ 15

Organski plinski senzori __________________________________________________ 16

KEMOKONDENZATORI ___________________________________________________ 17

KEMOTRANZISTORI______________________________________________________ 18

MOSFET kemijski senzori ________________________________________________ 18

ISFET kemijski senzori __________________________________________________ 20

TEMPERATURNI KEMIJSKI SENZORI - thermistors ___________________________ 22

KEMIJSKI SENZORI MASE ________________________________________________ 24

Piezoelektrički senzori ___________________________________________________ 24

SAW senzori____________________________________________________________ 24

OPTIČKI SENZORI _______________________________________________________ 25

PRIMJENE KEMIJSKIH SENZORA _________________________________________ 28


11-1

UVOD

Definicija

Jedna od mnogobrojnih definicija glasi (bio)kemijski senzor je uređaj za pretvorbu kemijske, tj. biološke veličine u električni signal. Konkretna veličina koja biva pretvorena u električni signal i/ili princip konverzije često puta oblikuju konačno ime senzora koje se koristi u praksi, npr. kemijski senzori za detekciju plinova (vodika) u zraku se običavaju zvati plinski senzori, kemijski senzor za detekciju vlage skraćeno se naziva samo senzor vlage. U skladu s gore rečenim ako senzor senzira biološku veličinu, npr. šećer, proteine u tekućinama, govorimo o biosenzorima.

U literaturi se vrlo često isprepliću pojmovi kemijskog i biokemijskog senzora, tj. bisenzora. Različiti autori daju definicije koje na prvi pogled za nestručnjaka iz područja kemije/biologije ne odaju bitnu razliku. Jedna od češće citiranih definicija za biosenzor glasi: biosenzori su podgrupa kemijskih senzora gdje se je element biološki aktivan materijal: enzim, antitijelo, biološka kemikalija, tkivo, stanica, organeli... Ipak, najčešće korišteni biološki aktivni elementi su enzim i antitijela. Enzimi su velike molekule proteina koje kataliziraju kemijske reakcije. Njihova je zadaća pretvorba veličine A (originalne veličine koju mjerimo) u neki od produkata B s time da enzim pri tome ostaje nepromijenjen (Slika 1):

Slika 1. Uloga enzima

Sada je krajnji produkt veličina B koja se neposredno mjeri (fizičkim) senzorom. U ljudskom tijelu uloga enzima je praktički nezamjenjiva. Oni sudjeluju u razgradnji hrane, sintetiziraju mnoge kemijske supstance potrebne za funkcioniranje organizma (uključujući i ostale enzime), razgrađuju proteine koji više nisu potrebni (de facto vrše reciklažu) itd. Da bi neki enzim mogao pretvoriti baš supstancu A u B, a nikada ne npr. u C, enzimi moraju biti u stanju detektirati razliku i od jednog atoma koja će presuditi hoće li doći do kemijske reakcije ili neće. Upravo je ta inherentna selektivnost enzima ono što je iskorišteno kod biosenzora. Slična situacija se dešava ako uporabimo antitijelo kao biološki aktivan materijal. Antitijela su proteini proizvedeni od imunološkog sustava kao odgovor na ″strani″ materijal u tijelu

product product

enzyme enzyme complex

enzyme enzyme complex

B

A


11-2

(antigen), npr. viruse, bakterije, razne implantate… Temeljna razlika između uporabe enzima i antitijela je što antitijela ne kataliziraju kemijske reakcije već se čvrsto vežu s antigenima («stranim» materijalom), pa ih tako označavaju imunološkom sustavu za odstranjenje/napad. Da bi to antitijela mogla uspješno sprovesti, nužno je da su izuzetno selektivna pri odabiru antigena. Ponovno se taj visoki stupanj selektivnosti koristi kod biosenzora. Nakon povezivanja antitijela s antigenom kompleks antitijelo/antigen izlaže se (fizičkom) senzoru kojem se tako mijenja neki od odgovarajućih parametara mjerenih tim (fizičkim) senzorom.

Raznolikost imenima je naročito prisutna na području biosenzora. Spomenimo samo one najčešće i to engleske nazive: immunosensor (antitijelo kao biološki element), enzyme electrode (enzim kao biološki element), glucometer (senzor za mjerenje glukoze), biochips, resonant mirror, chemical canary itd. Kao što je već rečeno gotovo sva imena sadrže u sebi ili konkretnu namjenu senzora ili daju naslutiti osnovni princip rada biosenzora. Međutim zadnje navedeni primjer, chemical canary, vuče pomalo bizarne korijene. Naime, nekada se prisutnost zapaljivih i otrovnih plinova u rudarskim oknima testirala uz pomoć kanarinaca. Mrtav kanarinac značio je pozitivan test.

Bez ulaženja u dublju analizu razlika između kemijskog senzora i biosenora osnovni princip rada ostaje jednak za kemijski senzor i za ono što se zove biosenzor. U oba slučaja imamo senzirajući element (bez obzira bio on biološki aktivan materijal ili 'samo' kemijski senzibilan) i mjerenu veličinu (bez obzira nazvana ona biološkom ili kemijskom) čija međusobna interakcija izaziva pojave/produkte (oslobađanje naboja, topline, povećanje koncentracije određenih čestica …) koji se onda dalje mjere s nekim senzorom (fizičkim) u užem smislu riječi. Stoga će se u daljem tekstu uglavnom koristiti širi pojam - kemijski senzor osim u slučajevima kada to nije nužno potrebno.

Podjela senzora

Podjelu kemijskih senzora moguće je provesti na više načina. Intuitivno se kao prva nameće podjela prema principu senziranja konkretne kemijske veličine. Princip senziranja je određen karakterom i vrstom produkta nastalih uslijed reakcije senzirajućeg materijala M i kemijskog uzorka X koji želimo detektirati – izmjeriti. Općenito govoreći, interakcija materijala M i uzorka X se može opisati sljedećim izrazom (1):

).( MXMX f

b

kk⇔+ (1)

gdje su kf i kb tzv. konstante reakcije. Dakle, ako interakcija M i X rezultira oslobađanjem topline senziranje je moguće provesti na kalorimetrijskom principu ili ako dođe do oslobađanja naboja tada je senziranje moguće provesti konduktometrijski (kapacitivno), potenciometrijski (naponski) ili amperometarski (strujno) itd. Tablica 1 prikazuje najčešće korištene principe. U desnom stupcu tablice su dani i tipični predstavnici za svaki princip.


11-3

Tablica 1. Najčešće korišteni principi kod biokemijskih senzora

Slika 2. Principi senziranja u sprezi sa samom izvedbom senziranja

Sljedeću podjelu možemo provesti kombinirajući princip senziranja i samu izvedbu

senzora u fizičkom smislu (Slika 2). Veliki dio kemijskih senzora su tzv. modulirajući dok tzv. samogenerirajući senzori još uvijek nisu tehnološki dovoljno razvijeni (elektrokemijska ćelija koja daje napon u zavisnosti od koncentracije plinova).

Selektivnost senzora ponajviše ovisi o što boljem odabiru senzirajućeg materijala M koji će reagirati prvenstveno (idealno gledajući i jedino) s kemijskom veličinom X koju želimo izmjeriti. Tablica 2 daje pregled senzirajućih materijala koji se koriste za senziranje.


11-4

Tablica 2. Korišteni materijal za kemijske senzore

Vrlo često korištena metoda za poboljšanje selektivnosti je prepoznavanje oblika molekula mjerene veličine (engl. shape-specific recognition). Takav princip se tipično koristi kod biosenzora koji tako bivaju osjetljiviji na određene molekularne strukture. Prepoznavanje se potpomaže filtrom (Slika 3) koji propušta samo određene molekularne strukture, te olakšava aktivnom senzirajućem materijalu interakciju sa željenom mjerenom veličinom. Uporaba takvog elementa za tzv. bioprepoznavanje je i jedna od temeljnih razlika u unutarnjoj strukturi funkcioniranja biosenzora i ostalih kemijskih senzora. Naime, element koji vrši prepoznavanje izuzetno dobro prepoznaje molekule koje želimo mjeriti i to na principu tzv. molekularne strukture. Drugim riječima, prvotno mjerena veličina X se povezuje sa svojim parom koji ima komplementarnu strukturu. Nakon toga se mjerenje svodi ili na mjerenje koncentracije novostvorenih parova (engl. bio-affinity recognition) ili novostvoreni parovi izazivaju neke od kemijskih reakcija čiji će nusprodukti postati predmet mjerenja (engl. bio-metabolic recognition). Zahvaljujući inherentnoj selektivnosti biološki aktivnih materijala na određene supstance biosenzori su općenito selektivniji i osjetljiviji od ostalih kemijskih senzora.

Slika 3. Prepoznavanje oblika


11-5

Selektivnost se unapređuje i korištenjem odgovarajućih enzima koji pospješuju određene biološke reakcije (biosenzor) ili katalizatora koji pospješuju određene kemijske reakcije (kemijski senzor). Njihova je uloga posebice u smanjenu tzv. aktivacijske energije (energije potrebne za induciranje kemijske reakcije) gotovo nezamjenjiva što se može ilustrirati slijedećim primjerom. Razmotrimo oksidaciju vodika bez i s platinom (Pt) kao katalizatorom. Bez katalizatora imamo sljedeće reakcije (2)(3)(4):

+→ HH 22 (2)

−→ 22 2OO (3)

OHOH 222 →+ −+ (4)

Izrazi (2) i (3) zahtijevaju izuzetno puno uložene energije (aktivacijske energije) koja se doduše vraća izrazom (4), međutim ostaje problematičan zahtjev dobavljanja velike aktivacijske energije i to uz relativno visoke temperature. U slučaju korištenja platine kao katalizatora imali bismo sljedeće reakcije (5)(6)(7):

+−→+ HPtPtH 222 (5)

−−→+ 22 22 OPtPtO (6)

OHPtOPtHPt 22 32 +→−+− −+ (7)

Reakcije (5) i (6) zahtijevaju daleko manje energije. Ukupno oslobođena energija je ista kao i u slučaju bez katalizatora, međutim krucijalna je razlika u daleko manjoj aktivacijskoj energiji uz uporabu katalizatora, te se reakcije odvijaju puno lakše i brže. U praksi to znači da će senzor imati puno kraće vrijeme odziva što je nerijetko vrlo tražena karakteristika senzora. Spomenimo i pojam tzv. promotora čija je uloga poboljšanje performansi samog katalizatora. Krajnji cilj je pronaći idealan par katalizator/promotor koji će katalizirati samo reakcije sa željenom veličinom, a tako nešto je redovito teško postići.

ELEKTROKEMIJSKI SENZORI

Elektrokemijski senzori su najrazvijenija grupa kemijskih senzora. Mogu se podijeliti s obzirom na električnu veličinu koju mjere na: napon (engl. potentiometric sensors), struju (engl. amperometric sensor) ili otpor (engl. conductometric sensor). Zajednička karakteristika svima je da koriste posebne elektrode na kojima se odvijaju kemijske reakcije ili dolazi do modulacije prijenosa naboja. Budući da je osnovna pretpostavka djelovanja takvih senzora zatvoreni strujni krug redovito se koriste dvije elektrode od kojih se jedna zove povratna elektroda. Često se elektrokemijski senzori nazivaju i elektrokemijske ćelije.

Potenciometrijski senzori – pH metar Temelje se na principu mjerenja napona elektrokemijske ćelije - galvanske ćelije.

Osnovne karakteristike galvanske ćelije su sljedeće. Galvanska ćelija se sastoji od dvije tzv.


11-6

polućelije. Svaku polućeliju predstavlja elektroda uronjena u otopinu soli. Na sučelju elektroda-elektrolit, i to u obje polućelije, dolazi do spontane kemijske reakcije tzv. redoks reakcije. Strogo gledano redox reakcija se sastoji od dvije kemijske reakcije: oksidacije i redukcije. Prva podrazumijeva gubitak elektrona, a druga primitak elektrona. Preciznije govoreći umetanjem elektrode u elektrolit atom metalne elektrode koji je izgubio elektrone prelazi kao ion u elektrolit, a otpušteni elektroni ostaju na metalnoj elektrodi. Onaj reagens koji gubi elektron zovemo oksidant (ion metalne elektrode), a reagens (metalna elektroda) koji dobiva elektron nazivamo reduktant. Oksidant i reduktant zajedno čine redoks par. Veza između oksidanta (Ox) i reduktanta (Re) se u sklopu redoks reakcije može zapisati kao (8):

Re→+ neOx (8)

gdje je ne ukupno otpušten/primljen naboj. Tendencija gubljenja elektrona i otpuštanja iona u otopinu vrijedi za oba polučlanka, odnosno metalne elektrode uronjene u otopinu. Postavlja se pitanje kako onda dolazi do protoka struje, tj. generiranja napona na priključnicama galvanskog članka? Prije svega metalne elektrode zajedno sa svojim otopinama (polučlanci) su tako odbrane da je tendencija u jednom polučlanku jača od one u drugom. Zatim, polučlanci su povezani preko otopina sa tzv. solnim mostom (engl. salt bridge, Slika 4). Onaj polučlanak/elektroda gdje je tendencija jača zovemo anodom (na njoj se odvija oksidacija) dok se drugi polučlanak/elektroda naziva katoda (na njoj se odvija redukcija). Otpušteni elektroni anode dolaze na katodu i tamo ponovno reduciraju ione katode. Smanjenje iona u polučlanku katode se nastoji neutralizirati ionima suprotnog predznaka iz solnog mosta. Analogno u polučlanku katode otpušteni ioni metalne elektrode u otopini predstavljaju višak koji se neutralizira ionima suprotnog predznaka ponovno iz solnog mosta (Slika 4). Na taj način je strujni krug zatvoren.

Slika 4. Galvanski članak

S vremenom anoda postaje sve deblja, katoda sve tanja, koncentracije sve više odstupaju od prvotnih, te kemijske reakcije postaju sve slabije i slabije dok konačno napon galvanskog članka ne padne na nulu. Redoks reakcije dešavaju se na pojedinim elektrodama (u polučlancima) samo kad je strujni krug zatvoren. Međutim već samo uranjanje pojedine


11-7

elektrode u otopinu vlastite soli rezultira pojavom tzv. elektrodnog potencijala između elektrode i otopine koji se kvantitativno izražava Nernstovom (9) jednadžbom:

c

FnTREE ln0 ⋅⋅

−= (9)

gdje je E0 standardni elektrodni potencijal (potencijal kada su koncentracije iona 1 mol/dm-3 i temperature 25°C), R plinska konstanta, T apsolutna temperatura, n valencija otpuštenih iona, F Faradayjeva konstanta, c je koncentracija iona u otopini. Dakle vanjski napona galvanskog članka je de facto razlika elektrodnih potencijala u svakome polučlanku. Ta činjenica, kao što će se i vidjeti kasnije, se kod ovakvih senzora mora svakako uzeti u obzir, odnosno može biti izvor netočnosti.

Kemijski senzor za mjerenje koncentracije u skladu s gore rečenim ima dvije elektrode, mjernu elektrodu i referentnu elektrodu, uronjene u tekućinu (Slika 5). Mjerna elektroda je tzv. ionski osjetljiva elektroda koja, između ostaloga i obavijenoj membrani, daje odziv (propušta) samo na ione čiju koncentraciju mjerimo. U slučaju mjerenja pH vrijednosti tekućina (negativni logaritam koncentracije vodikovih iona) mjerna elektroda se izvodi najčešće kao staklena elektroda čija membrana propušta samo vodikove ione (Slika 6). Elektrolit unutar staklene kugle mjerne elektrode je otopina kloridne kiseline u koju je uronjena srebrna elektroda sa prevlakom od srebrnog klorida (AgCl). Ono što se želi postići sa takvom mjernom elektrodom je da napon koji se javlja između otopine HCl i srebrne elektrode bude mali i nepromjenjiv. Na taj način mjerna elektroda prema van ovisi samo o naponu na polupropusnoj membrani koji je odgovor pH vrijednosti otopine, tj. različite koncentracije vodikovih iona unutar staklene kugle (ta se koncentracija drži konstantnom) mjerne elektrode i u uronjenoj otopini (Nernstonova jednadžba (9)). Prilikom mjerenja koncentracija drugih iona može se razlikovati tip membrane na mjernoj elektrodi, otopina unutar mjerne elektrode u koju je uronjena sama mjerna elektroda, no krajnji cilj ostaje isti: učiniti napon ionski selektivne mjerne elektrode ovisan samo o koncentraciji mjerenih iona u otopini – kvantitativno izraženom s Nernstonovom jednadžbom.

Slika 5. Osnovni mjerni sustav potenciometrijskog senzora


11-8

Slika 6. Izgled mjernih elektroda

Na drugu referentnu elektrodu su postavljeni slični zahtjevi glede konstantnosti

napona. Ona se također sastoji od vlastitog kućišta i elektrolita u koji je uronjena sama elektroda. U slučaju pH metra to je obično elektroda sa živom i živinim kloridom (HgCl2) (Slika 7). Zahtjev za konstantnim naponom je postavljen kako unutar same referentne elektrode (elektrodni potencijal) tako i na mjestu dodira referentne elektrode sa tekućinom (engl. liquid junction potencial) čiju koncentraciju iona mjerimo (Slika 5). Opet se naglašava da će za mjerenje koncentracija drugih iona izvedba same referentne elektrode bit gotovo sigurno drugačija, ali s istom krajnom namjerom.

Slika 7. Mjerna i referentna pH elektroda

Uz ispunjenje gore postavljenih uvjeta za mjernu i referentnu elektrodu vanjski

mjereni napon takvog galvanskog članka, odnosno njegova promjena, ovisit će samo o koncentraciji mjerenih iona čiji se utjecaj izražava Nernstonovom jednadžbom (9). Govoreći ponovno baš o mjerenju pH vrijednosti s ovakvim senzorima, inače jednoj od najčešćih primjena potenciometrijskih senzora, moguće je dovesti Nenstonovu jednadžbu u oblik direktno ovisan o pH vrijednosti otopine na sljedeći način. Mjerenje pH vrijednosti je u biti utvrđivanje stupnja kiselosti (lužnatosti) neke vodene otopine. Kiselost (lužnatost) je određena sa koncentracijom vodikovih H+ (OH-) iona. Neutralna otopina ima podjednaku koncentraciju H+ i OH- iona. Konstanta disocijacije K je definirana na sljedeći način (10):


11-9

[ ] [ ][ ] K

OHOHH

=⋅ −+

2 (10)

Budući da je koncentracija nedisocirane vode puno veća od koncentracije disocirane vode (koncentracije slobodnih H+ i OH- iona) moguće je nazivnik izraza (10) smatrati konstantnim, pa ga također staviti pod konstantu Kw koja pri 25°C iznosi 10-14 mol2dm-6(11):

[ ] [ ][ ] [ ] otopinaneutralna 10

m1037

6214

−−−+

−−−+

⋅==

⋅==⋅

dmmolOHH

dmolKOHH w (11)

Proizlazi da se kisleost, tj. lužnatost otopine može odrediti koncentracijom vodikovih kationa H+ gdje je u kiselim otopinama koncentracija velika (> 10-7), a u lužnatima mala (<10-7). Iz praktičnih razloga se pH vrijednost otopine označava eksponentom prema (12):

[ ]

oneutrapHlužnatopHkiselopHHpH

ln777

log

=><−= +

(12)

Prijeđemo li sa prirodnog logaritma na dekadski i uz uvrštenje odgovarajućih konstanti izraz (9) Nernstonove jednadžbe poprima konačni najavljeni oblik (13):

[ ] pHtHtE ⋅+⋅−=⋅+⋅= + )273(198.0log)273(198.0 (13)

Pogledamo li dvije osjetljivosti, prvu definiranu kao derivaciju po pH vrijednosti i drugu kao derivaciju po temperaturi imamo (14):

pHdtdES

tdpHdES

t ⋅==

+⋅==

198.0

)273(198.0 (14)

Proizlazi da se za promjenu temperature od samo 1°C napon mijenja za 0.2⋅pH [mV], pa je potrebno uzeti u obzir i temperaturu okoline, te provesti odgovarajuću kompenzaciju.

Postoje različite izvedbe mjernih i referentnih elektroda, bilo kao svaka za sebe, bilo kao kombinacija obje u jednom kućištu (Slika 8, Slika 9)


11-10

Slika 8. Tipičan izgled ph elektrode

Slika 9. Izvedbe mjerne, referentne i kombinirane pH elektrode


11-11

Amperometarski senzor – Clarkova elektroda

Ovakvi senzori mjere jakost struje, kroz elektrokemijsku ćeliju, uvjetovanu koncentracijom mjerene veličine. Slično kao i svi elektrokemijski senzori ako je mjerna elektroda presvučena biološki aktivnim materijalom tada govorimo o podgrupi kemijskih senzora – biosenzorima. Iznesena teorijska razmatranja u dijelu o potenciometrijskim senzorima i o redoks reakcijama na sučelju elektroda-elektrolit vrijede i ovdje. Dakle uslijed redoks reakcije dolazi do protoka struje koja ovisi o koncentraciji mjerne veličine.

Tipičan primjer ovakvih senzora je tzv. Clarkova elektroda za mjerenje koncentracije kisika, predstavljena još 1956. Princip mjerenja se sastoji u propuštanju kisika iz okoline kroz polupropusnu membranu do same elektrode. Sam porast struje, uvjetovan koncentracijom propuštenog kisika kroz membranu, je rezultat redoks reakcije u dva koraka (15):

−−

−−

→+

+→++

HO 2e 2OH

OH 2OHe 2O H2O

22

2222 (15)

Slika 10. Clarkova elektroda

Slika 10 prikazuje principijelni izgled Clarkove elektrode. Mjerna elektroda predstavljena u obliku čepa plemenitog metala (Pt) i referentna elektroda Ag-AgCl u obliku žice su uronjene u otopinu kalijeva klorida (KCl). Struja određena prisustvom kisika iznosi (16):


11-12

1

4x

pDAFI∆

⋅⋅⋅⋅⋅=

α (16)

gdje je F Faradayeva konstanta, A površina elektrode, α konstanta membrane ovisna o topljivosti kisika, D difuzijska konstanta membrane, p parcijalni tlak kisika i ∆x1 debljina membrane.

Senzori vodljvosti (conductometric)

Podrazumijeva mjerenje vodljivosti elektrolita u elektrokemijskoj ćeliji. U homogenoj elektrolitskoj otopini vodljivost elektrolita G je inverzno proporcionalan duljini segmenta elektrolita L uzduž električnog polja, a proporcionalna površini poprečnog presjeka A okomitog na smjer polja (17):

LAG ⋅

=ρ (17)

gdje je ρ specifična vodljivost [Ω-1cm-1] elektrolita povezana sa koncentracijom (mjerenih) inona u otopini. Izraz koji izravno povezuje vodljivost s koncentracijom c je dan prema Kohlarauschu:

5.00 cGG ⋅−= β (18)

gdje je β karakteristika elektrolita G0 vodljivost elektrolita uz uporabu idealnog otapala (engl. infinite dilution). Osnovni princip provedbe praktičnih mjerenja vodljivosti elektroda je uporabom Wheatstonova mosta gdje je jedna grana elektrolitska otopina.

PRVI BIOSENZOR

Danas jedan od najpopularnijih biosenzora je amperometarski senzor glukoze sa kojime je u biti i počela era biosenzora. Smatra se da je povijest biosenzora, dakle dijela kemijskih senzora, započela 1962. kao plod rada američkog znanstvenika Lelanda C. Clarka. Clark je proučavao redukciju kisika na metalnim platinskim elektrodama. Inače, Pt elektrode korištene za detekciju kisika se i zovu Clarkove elektrode. U toku svoga rada Clark je došao na briljantnu ideju postaviti uz površinu platine enzime koji reagiraju sa kisikom. Očekivao je, što se kasnije pokazalo i točnim, da će aktivnosti enzima moći pratiti promjenom koncentracije kisika oko elektrode. Tako je na jednostavan način od 'samo' kemijskog senzora nastao biosenzor. Konkretno odabrani enzim je tzv. glukoza oksidaza senzor (GOD).

Slika 11 daje pojednostavljeni prikaz kako GOD djeluje. Glukoza reagira sa GOD-om i pretvara se u glukoznu kiselinu, ali pri tome ostavlja dva elektrona i dva protona – reducirajući tako GOD. Zatim kisik otopljen u otopini reagira sa GOD-om prihvaćajući dva protona i dva elektrona, te tvori H2O2 (vodikov peroksid), pa se tako regenerira (oksidirajući) GOD koji je tada ponovno spreman za reakciju s glukozom. Clark je pokazao u svojim


11-13

pokusima da potrošnja kisika ovisi o količini glukoze (što je bilo prisutno više glukoze to se je potrošilo više kisika) što se je opet detektiralo s elektrodama (alternativa je detektirati H2O2, umjesto potrošnje kisika, budući da je sustav manje osjetljiv na promjene kisika u uzorku). Na taj način se uspjelo povezati koncentraciju glukoze s potencijalom Clarkovih elektroda. Komercijalizacija takvog tipa senzora je počela 70-tih godina 20. stoljeća u suradnji Clarka i Yellow Springs Instrument Company koji su zajedno otvorili čitav niz laboratorija za daljnje istraživanje i primjenu.

Slika 11. Princip djelovanja GOD-a

Danas već skoro tri desetljeća postoje glukometri koji rade na prikazanom principu gdje dijabetičari sami u komforu svoga doma kontroliraju svoje stanje (papirić promjeni boju). Osnovni razlozi relativno većeg uspjeha takvog biosenzora u odnosu na ostale su: GOD enzim je relativno jeftin i lako dobavljiv, izuzetno temperaturno otporan, raspon koncentracije glukoze s kojom GOD reagira optimalno se podudara s koncentracijom glukoze u ljudskoj krvi i konačno relativno velika populacija dijabetičara koji imaju dnevne potrebe za kontrolama.

Sama 'in vitro' primjena (vrši se ili u laboratoriju ili pacijent sam kod kuće pusti par kapi krvi iz prsta na senzor) ovakvih senzora glukoze je daleko manje zahtjevna od 'in vivo' primjene koja podrazumijeva kontinuirano praćenje glukoze i to od nekoliko sati pa do nekoliko dana, pa čak i tjedana. Na putu takove primjene ispriječili su se mnogi praktični problemi. Intuitivno prva mogućnost primjene – ubadanje igle (senzora) direktno u krvotok je obično kratkog vijeka. Naime uz poznate rizike intravenoznog ubadanja igle, umetanjem senzora može doći i do začepljenja krvotoka (tromboze). Rizik se smanjuje uz pomoć brojnih, manje ili više uspješnih, istraživanja s tzv. antitromboznim materijalima. Kao mogućnost nameće se i uporaba nekih drugih tekućina čija koncentracija glukoze je u sprezi s koncentracijom glukoze u krvi, npr. urin ili slina. No, loša strana takvog pristupa je što se promjene glukoze u krvi puno brže odigravaju nego u slini i urinu. Takav nedostatak može biti i poguban ako npr. glukoza u krvi naglo padne ispod 40 mg/dl kada pacijent ima svega nekoliko minuta do gubitka svijesti, a mjerenje glukoze u urinu/slini ne uspije na vrijeme detektirati naglu promjenu koncentracije glukoze. Optimalnim se čini umetanje senzora u potkožno masno tkivo (sub-Q; subkutano) koje u sebi ima dovoljno krvnih kapilara, a daleko


11-14

je manje agresivno na invazivni senzor. Sub-Q načinom su se postigli uspješni rezultati i do tjedan dana nakon čega senzor izgubi osjetljivost ili potpuno prestane funkcionirati.

Glukometar

Praktična izvedba glukometra na temelju Clarkovih elektroda (Slika 12) se sastoji od dvije Clarkove elektrode. Prva elektroda je presvučena enzimskim slojem (GOD), koji u reakciji s glukozom smanjuje koncentraciju kisika koja dolazi do same elektrode i tako smanjuje struju. Druga elektroda nema enzimskog sloja, te će dati jednaku struju kao i prva samo kada izostane enzimska reakcija, tj. kada nema glukoze. Uranjanjem obje elektrode u otopinu sa glukozom uslijed enzimske reakcije na prvoj elektrodi bit će detektirana različita struja u odnosu na drugu elektrodu. Razlika je proporcionalna količini potrošenog kisika uslijed enzimske reakcije, tj. koncentraciji glukoze

Slika 12. Glukometar izveden na osnovi Clarkovih elektroda

KEMORESISTORI

Općenito se smatra najjednostavnijim kemijskim senzorom u sklopu kojeg se mjeri električna vodljivost (otpor) senzirajućeg sloja M osjetljivog na odgovarajući kemijski uzorak X. Osnovna struktura takvog senzora je relativno jednostavna, Slika 13 (elektrode služe za poboljšanje vodljivosti kod niskoprovodljivih senzirajučih slojeva – filmova). Najčešće nanašani slojevi (filmovi) su metalni oksidi, organski kristali i u novije vrijeme vodljivi polimeri.


11-15

Slika 13. Osnovna struktura kemoresistora

Metal-oksidni plinski senzori

Teoretske pretpostavke su postavljene 1953 kada su Brattai i Barden otkrili da adsorpcija plina na površinu poluvodičkog materijala može prouzročiti velike promjene u električnoj vodljivosti. Daljnja istraživanja su pokazala da se tanak sloj metalnog oksid SnO2 pod određenim uvjetima ponaša kao poluvodič n-tipa. Uslijed reakcije plina (kemijske supstance koju želimo izmjeriti) s takvim jednim tankim slojem metalnog oksida dolazi do promijene koncentracije broja slobodnih nositelja n, odnosno vodljivosti materijala. Ta promjena vodljivosti se dovodi u vezu s koncentracijom mjerene veličine (plina) (19):

15.0 <<∝⋅⋅=∆ rXne rnµσ (19)

Ovakva relativno jednostavna teorija s analitičkim zapisom vrijedi ako imamo vrlo tanke slojeve nanesenog metalnog oksida. Postoji cijeli niz teorija kako zapravo dolazi do promjene vodljivosti u metal-oksidu poluvodiču uslijed reakcije s mjerenom veličinom – plinom. Spomenimo jednu od najjednostavnijih, koja je istovremeno i najcitiranija u literaturi. Ona se temelji na prvotnoj adsorpciji kisika iz zraka na površinu metal-oksida poluvodiča. Ta adsorpcija formira O-, što znači vezanje s jednim od elektrona iz poluvodiča i smanjenja vodljivosti (uz pretpostavku n-tipa poluvodiča; većina metaloksidnih senzora i je n-tipa). Sada takav poluvodič izložimo plinu određene koncentracije koju želimo mjeriti i neka npr. taj plin bude vodik. Vodik će reagirati s adsorbiranim O-, te dati vodu, a prvotno vezani elektron biva ponovno injektiran u poluvodič. Opet dolazi do promijene vodljivosti, ali ovoga puta do povećanja. Opisane reakcije možemo izraziti i kao (20):

−−

−−

+→+

→+

eOHOH

OeO

22

2 22 (20)

Iz navedenog jasno proizlazi da veća koncentracija mjerenog plina, konkretno vodika, znači smanjenje gustoće O- što je u direktnoj vezi s povećanjem vodljivosti.

U slučaju korištenje debljeg sloja metalnog oksida model koji objašnjava promjenu vodljivosti je složeniji, međutim krajnji efekt dovođenja u vezu promjene vodljivosti s koncentracijom mjerene veličine (plina) ostaje isti. Slika 14 daje tipični izgled plinskih senzora. Slika 15 prikazuje karakterističan odziv plinskog senzora (TGS815) na razne pliniove.


11-16

Slika 14. Tipičan izvedba plinskih senzora

Slika 15. Karakterističan odziv plinskog senzora na razne plinove

Organski plinski senzori

Imaju određene prednosti u odnosu na anorganske materijale (npr. Sn02): a) organski materijali se mogu lakše kemijski modificirati u cilju postizanja što bolje

selektivnosti b) osjetljiviji su na štetne plinove (polutante) i reaktivne plinove c) tehnologija izrade je jednostavnija d) organski materijali imaju daleko nižu radnu temperaturu (ispod 150 °C) dok su anorganski

operativni na daleko višim temperaturama (npr. SnO2 na 400 °C) Najvažnije dvije grupe organskih materijala su organskih kristali i vodljivi polimeri. Tipičan predstavnik organskih kristala je ftalocijanin koji je temperaturno stabilan čak do 500 °C.


11-17

Princip djelovanja je kao i kod metalnih oksida. Slika 16 pokazuje ftalocijanin bez središnjeg metalnog iona (H2Pc). Obično se centralni vodik zamjenjuje s metalnim ionom Pb2+ ili Cu2+ ili Mg2+ za poboljšanje odziva na određene plinove. Tako je PbPc naročito osjetljiv na plin NO2 kao što se i vidi iz iste slike. Najveća mana Pc plinskih senzora je relativno dugo vrijeme oporavka, no zahvaljujući posebnim metodama prilikom obrade taj se nedostatak danas svodi na minimum.

Slika 16. Primjer strukture i odziva organskog senzora

Vodljivi polimeri su otkriveni početkom 1980-tih. Prvotno su korišteni u izradi

dioda, baterija i tranzistora, a tek kasnije su prepoznati kao senzori. Vodljivi polimeri nastaju tako što se heteroaromatski monomeri (npr. piroli, tiofeni …) podvrgavaju elektrokemijskoj oksidaciji. Pojedina istraživanja pokazuju da im je osjetljivost i do 0.1 ppm.

KEMOKONDENZATORI

Na analogan način kao kod utjecaja na vodljivost metal oksida uslijed reakcije na određenu kemijsku supstancu moguće je mjeriti i kapacitet metal-oksidnog filma. Promjene kapaciteta kod kemokondenzatora su reda veličine pF i ovise o temperaturi i vlažnosti okoline. Stoga i postoji nekoliko komercijalnih senzora vlage koji utjelovljuju tanak polimerski film kao kondenzator. Slika 17 daje izgled komercijalnog polimerskog senzora vlage, te njegov odziv. Tablica 3 daje njegove radne karakteristike.


11-18

Slika 17. Kapacitivni senzor vlage

Tablica 3. Tehničke karakteristike senzora vlage

Slika 18. Struktura i odziv organske kemijske senzor-diode

KEMOTRANZISTORI

MOSFET kemijski senzori

Slika 19 pokazuje strukturu MOSFET-a. Poznato je da se naponom upravljačke elektrode (gate) utječe na vodljivost inverznog kanala (samim time i na struju uz konstantan napon uvod-odvod), pa stoga i ne čudi da je upravljačka elektroda napravljen od metala (npr. paladija) osjetljivog na određene plinove. Ideja o takvim senzorima se prvi puta realizira početkom 1970-tih. Pomak napona praga upravljačke elektrode u ovisnosti od koncentracije plina kojega se senzira - mjeri (21) iznosi:

[ ]21 HVV MAX

T+∆

=∆ (21)


11-19

gdje je ∆VMAX maksimalni naponski pomak, a [H2] je koncentracija plina i to konkretno u ovom primjeru vodikovog jer su senzori ovakvog tipa naročito pogodni za senziranje vodika. Slika 19 daje tipičan odziv. S druge strane gate materijal od indija (Ir) ili platine (Pt) na odgovarajućim temperaturama pokazuje osjetljivost na druge plinove kao što su primjerice amonijak (NH3), sumporovodik (H2S) i etanol. Loša strana MOSFET kemijskih senzora je relativno loša stabilnost što je glavna prepreka široj komercijalnoj primjeni. Iznimka je ionski selektivan FET (Ion Selective FET – ISFET).

Slika 19. Osnovna struktura MOSFET-a i tipičan odziv


11-20

ISFET kemijski senzori

Slika 20. Struktura ISFET-a

ISFET (Ion Selective FET) je strukturalno gotovo jednak FET-u s tom razlikom što mu je gate elektroda odvojena od substrata elektolitom. Slika 20 pokazuje osnovnu strukturu ISFET-a. Sada se upravljačka elektroda može promatrati kao referentna elektroda. Sloj metalnog-oksida (npr. silicijevog dioksida SiO2) se običava prekriti ionski selektivnom membranom za povećanje selektivnosti ISFET-a na koncentracije različitih vrsta iona. ISFET se u pravilu koristi kao pH senzor gdje dakle pomak prednapona (treshold voltage) sada ovisi o koncentraciji vodikovih iona u elektrolitu. Drugim riječima, pH vrijednost otopine određuje pomak ∆VT (22):

[ ] pHkkHkkVT ⋅+=⋅+=∆ +4321 (22)

gdje su konstante k1 do k4 ovisne o temperaturi otopine. Uslijed čega zapravo dolazi do pomaka prednapona objašnjava se na sljedeći način. Na granici otopina/SiO2 prvo dolazi do adsorpcije iona. Primjerice, ako je pH vrijednost niska, uglavnom će biti adsorbirani protoni (H+), a kod visoke pH vrijednosti hidroksilni ioni (OH-). Bez obzira na predznak dominatno adsorbiranih iona njihov naboj će biti neutraliziran privlačenjem drugih iona (naboja)


11-21

suprotnoga predznaka iz tekućine. Stvara se tzv. Helmholtz-ov dvostruki sloj koji je karakteriziran odgovarajućom potencijalnom razlikom. Ta potencijalna razlika se javlja kao gore spomenuti naponski pomak. Slika 21 daje primjer za otopinu HNO3 gdje se za nisku pH vrijednost dobija prikazana raspodjela naboja uz površinu oksida.

Slika 21. Raspodjela naboja za otopinu HNO3

Ovisnost pomaka prednapona u odnosu na pH vrijednost otopine dana je primjerom

(Slika 22) iz čega se vidi da se zamjenom SiO2 sa Al2O3 dobija linearniji odziv. Kao što je već rečeno, primjena membrane osjetljive na druge katione (npr. Na+ ili K+) omogućava detekciju ne samo pH vrijednosti otopine već i glukoze, kolesterola itd., makar treba ponovno istaknuti da je ISFET komercijalno zastupljen najviše kao pH senzor.


11-22

Slika 22. Ovisnost pomaka prednapona u odnosu na pH vrijednost otopine

TEMPERATURNI KEMIJSKI SENZORI - thermistors

Temperaturni kemijski senzori detektiraju oslobođenu ili absorbiranu toplinu ∆E uslijed kemijske reakcije. To uzrokuje i promjenu temperature koje se dalje može dovesti u vezu sa toplinom i mjeriti (23):

pCET ∆−

=∆ (23)

gdje je Cp konstanta toplinskog kapacitete uz konstantni tlak.

Slika 23 daje sljedeći primjer temperaturnog senzora. Kemijski selektivan sloj (npr. enzimski sloj – biosenzor) se nanese na termistor koji je smješten unutar kućišta za sprečavanje gubitaka izmjene topline s okolinom. Izlaganjem takvog senzora mjernom uzorku dolazi do kemijske reakcije uslijed čega oslobođena (apsorbirana) toplina je proporcionalna promijeni temperature, detektirane s termistorom.

Slika 23. Kemijski termalni (termistor) senzor


11-23

Termistori mogu imati bilo pozitivni bilo negativni temperaturni koeficijent otpora

(TCR), te tipično pokrivaju područje temepratura od -80°C do +350°C uz otpor od 100 Ω do 1 MΩ. TCR je tipično ±5%/°C. Relativna promjena otpora R s temperaturom T se izražava preko tzv. termistorskog koeficijenta αr (24):

dTdR

Rr ⋅=1

α (24)

Vrlo česta primjena termistora je upravo praćenje enzimski kataliziranih kemijskih

reakcija uslijed kojih dolazi do detekcije topline koja odgovara koncentraciji mjerene veličine. Tipičan primjer za to je mjernje glukoze praćenjem oslobođene topline uslijed enzimskih reakcija. Tablica 4 daje pregled entalpija po molu za neke enzimski katalizirane reakcije. Slika 24 opisuje odziv tzv. glukoznog termistora pri različitim koncentracijama H2O2. Postoje izvedbe kemijskih temperaturnih senzora i pomoću termoparova (Seebeck efekt), odnosno termopilea.

Slika 24. Odziv termistora glukoze


11-24

Tablica 4. Entalpije za različite enzimske slojeve

KEMIJSKI SENZORI MASE

Piezoelektrički senzori

Jedna od posljedica reakcije senzirajućeg materijala sa mjerenom veličinom je i promjena mase. Ta, iako vrlo mala, promjena mase može biti mjerena koristeći piezoelektrički ili Surface Acoustic Wave (SAW) senzor. Kemijski piezoelektrički senzori imaju relativno veliku osjetljivost u odnosu na neke druge kemijske senzore, dok im je nedostatak što im je radna temperatura relativno niska (<50°C), te su vrlo nestabilni kod uporabe visoko temperaturnih metalnih oksida.

Kod piezoelektričkog senzora (kristala) se promjena mase ∆m detektira promjenom frekvencije titranja kristala ∆f (25):

Amf

kf

fm

∆⋅⋅

⋅=∆ 2

01

ρ (25)

gdje je A površina kristala, ρm gustoća senzirajućeg filma postavljenog na kristal, a kf je frekvencijska konstanta. Dakle, postavljanjem kemijski osjetljivog materijala na površinu kristala dobijamo kemijski senzor koji senzira promjenu mase (frekvencije) uzrokovanu reakcijom senzirajućeg filma s mjerenom veličinom.

SAW senzori

Kao i kemijski piezoelektrički senzor mase, tako i kristal SAW senzor može biti presvučen tankim senzirajućim filmom koji reagira s mjerenom veličinom i tako postati kemijski senzor mase. Razlika između piezoelektričkog senzora i SAW senzora je u tome što kod SAW senzora zvučni val putuje uzduž površine. Temeljni princip rada glasi: odašiljač generira zvučne valove, koji preko linije za kašnjenje putuju do prijemnika. Interesantna informacija na strani prijemnika je fazni pomak (frekvencijski pomak) između odaslanih i


11-25

pristiglih valova koji se može učiniti proporcionalnim izlaznom naponu. Bilo kakva promjena mase utječe na akustičku brzinu, a time modulira i fazni (frekvencijski) pomak. Kod kemijskog senzora ta promjena mase je posljedica absorpcije/desorpcije senzirajućeg materijala i mjerne veličine. Analitički izraz za gore rečeno glasi (26):

)()( 2021 dfkkf m ⋅∆⋅⋅+=∆ ρ (26)

gdje je ∆(ρmd) promjena mase po jedinici duljine, d je debljina senzirajućeg materijala, k1 i k2 su konstante materijala.

Usporedba SAW senzora s piezolektričnima otkriva da SAW rade na višim frekvencijama (~GHz na prema ~10MHz) što ima za posljedicu veću rezoluciju mase. Pored toga SAW senzori mogu biti manjih dimenzija (za istu osjetljivost), pa su stoga i jeftiniji dok su glavni nedostatci SAW senzora loša vremenska stabilnost (long-term), ovisnost o temperaturi i osjetljivost na vlagu. Slika 25 pokazuje odziv SAW senzora sa Pc filmom na koncentraciju NO2 i to na dvije različite temperature (ovisnost o temperaturi).

Slika 25. Odziv SAW senzora s Pc filmom na dvije različite temperature

OPTIČKI SENZORI

Podrazumijevaju mjerenje promjene optičkih karakteristika (apsorpcija, emisija, polarizacija, indeks loma) određenog dijela spektra svijetla. Princip rada se sastoji u prolasku svjetlosti određene valne duljine kroz mjernu veličinu uslijed čega dolazi do promjena nekih od optičkih karakteristika svjetlosti (apsorpcija, emisija, polarizacija, indeks loma). Sami teorijski pristup se najčešće može podijeliti na dvije metode: direktnu i indirektnu (engl. competetive binding). Kod direktne metode povezuju se mjerene veličine i senzirajući materijali u parove i/ili nusprodukte koji su dalje odgovorni za promjenu neke od optičkih karakteristika. S druge strane indirektnu metodu opisuje postojanje tzv. analognih molekula koje već prije izlaganja mjernoj veličini tvore parove sa senzirajućim materijalom. Sada kada se senzor izloži stvarnoj mjernoj veličini dolazi do pucanja parova analogne molekule/senzirajući materijal i na mjesto analognih molekula dolazi mjerna veličina. To


11-26

dalje znači da porast slobodnih analognih molekula, koje su kao takve izložene svjetlu određene valne duljine, mijenja optičke karakteristike svjetla (Slika 26). U veličini tih promjena se nalazi informacija o koncentracije stvarne mjerne veličine jer je ona direktno odgovorna za stvaranje slobodnih analognih molekula.

Slika 26. Optički senzor - indirektna metoda

Slika 27 prikazuje primjer optičke detekcije CO2 pomoću fotootpornika. Izvor infra-

crvenog svjetla obasjava dva fotootpornika koji su dio Wheatsonovog mosta. Infracrvenom izvoru svjetlosti se na putu jednom od fotootpornika ispriječi CO2 određene koncentracije. Dolazi do apsorpcije i uslijed različitog intenziteta svjetla pristiglog na fotootpornike javlja se razgođenje mosta čiji napon je proporcionalan količini apsorbirane svjetlosti – koncentraciji CO2.


11-27

Slika 27. Optička detekcija CO2

Spomenimo da se CO2 u tekućinama može mjeriti s pH elektrodom gdje CO2 difundirajući kroz membranu mijenja pH vrijednost otopine proporcionalno svojoj koncentraciji (Slika 28).

Slika 28. Detekcija CO2 pomoću pH metra

Optički senzori nude određene prednosti u odnosu na elektrokemijske senzore: nije

potrebna referentna elektroda (iako se gotovo uvijek koristi tzv. referentni nivo svjetlosti), optički kablovi su imuni na električki šum, već im eventualno može smetati svjetlost okoline, moguće je provesti višestruko mjerenje mjereći više veličina na različitim valnim duljinama itd. Mana im je relativno usko područje linearnosti (dva reda veličine koncentracije) u odnosu na elektrokemijske senzore.


11-28

PRIMJENE KEMIJSKIH SENZORA

Trgovina kemijskim senzorima je značajna, međutim još uvijek zaostaje za ostalim vrstama senzora. Najvažnija područja primjene obuhvaćaju gotovo sve aspekte čovjekovog življenja (Tablica 5). Dva područja koja postaju sve značajnija su praćenje čistoće zraka, vode i općenito kvalitete života, te neposredno korištenje za medicinske potrebe. Oba područja su zahtjevna po pitanju uporabe sofisticiranih senzora i procesiranja podataka.

Tablica 5. Područja primjene

Tablica 6 pokazuje trgovinu kemijskih senzora samo za ta dva područja iz čega je očit enorman porast biosenzora i to s naglaskom u medicini. Biosenzori za mjerenje glukoze kod dijabetičara su po mnogima komercijalno daleko najzastupljeniji biosenzori. Jedan od najjačih razloga u prilog tome je relativno veliki broj ljudi (dijabetičara) koji nužno moraju kontrolirati glukozu nekoliko puta dnevno. Nasuprot tome senzor, koji bi npr. kontrolirao kolesterol u krvi niti izdaleka nema sličan broj potencijalnih korisnika.

Ponekad je mjerenje kemijskim senzorom (biosenzorom) u nekom pogledu inferiornije od klasične metode, pa makar se ona i tradicionalno sastojala od uzimanja uzorka, nošenja istog u laboratorij, pripremanja uzorka za analizu, korištenja skupog, složenog i nezgrapnog instrumentarija, višednevnog čekanja na rezultate. Ipak, u većini slučajeva prevagnu glavne pogodnosti kemijskih (biosenzora) senzora: mogućnost mjerenja na licu mjesta (engl. point of care monitoring), česta mogućnost uporabe čak i od laika na konkretnom području bez složene pripreme uzoraka za analizu, praktički istovremena raspoloživost mjernih rezultata što omogućava promptno donošenje odluka itd. Zbog toga i ne čudi sve veća uporaba kemijskih senzora kod zaštite okoliša od onečišćenja, analize kvalitete poljoprivrednog zemljišta, kontrole jela i pića…

Najveći mogući problemi vezani uz kemijske senzore su sterilizacija, kontaminacija i ponekad cijena. Sterilizacija je skoro uvijek nužna kod 'in situ' uporabe, te neminovno dolazi do promjena pojedinih karakteristika senzora što dalje znači odstupanje od originalne kalibracije senzora, sa svim potencijalnim posljedicama. Kod kontaminacije se podrazumijeva opasnost da korišteni biološki materijal/kemikalije tijekom vremena ne procure i dođu u dodir s okolinom (ljudsko tkivo). Cijena proizvodnje pojedinih senzora, koliko god oni bili tehnički besprijekorni i primamljivi, vrlo teško ili nikako ne opravdava tržišnu isplativost, pa su takvi senzori vrlo skupi ili se serijski uopće ne proizvode.


11-29

Tablica 6. Trgovina kemijskim senzorima

mp11_biokemijskisenzori

Documents