1997年Xue等最早报道了芯片质谱电喷雾接口，他们是直接将微芯片的通道对准质谱的进样口，将质谱进样端接地，在芯片的样品池或者缓冲液池施加电压进行离子化^[40]。这种方法最大的问题是，开管式的电喷雾接口置于玻璃平面上，在芯片末端会形成液体，大大影响离子化效率；玻璃的亲水性令液体容易在表面吸附扩散，增加形成液滴的机会并导致离子化不稳定。修饰玻璃表面以增加疏水性，是解决这一问题的主要办法，但却同时引入了新的问题，即：使玻璃表面疏水，在没有外在驱动力的情况下，仅依靠电渗驱动液体，流速缓慢，因此引起以平面为喷头的离子化过程不稳定。

（2）玻璃芯片外接毛细管与电喷雾质谱连接

Daniel等最早将毛细管连接到玻璃芯片上，毛细管通过一个不锈钢套管和一个纳米喷头连接进行蛋白质检测^[41]。随后，Zhang等在芯片/质谱接口上加上了喷雾化气和鞘流液，显著改进了接口的喷雾性能^[42]。这种引入外接毛细管的方式大大简化了装置，但是却带来了一定的死体积，使质谱检测的分辨率和灵敏度大为降低。为了减少死体积，Harrison和Thibault在芯片末端钻一个平面孔对准通道，将毛细管插入孔中用环氧胶固定，一定程度上降低了毛细管和通道连接的死体积。另外，将连接在芯片上的毛细管末端拉细至2～20 μm形成“纳米”喷头或将制备好的“喷头”用套管同芯片连接^[44-46]，以此制作的无鞘流液辅助纳米接口也是较为常见的芯片接口方法。

（3）塑料芯片外接毛细管与电喷雾质谱连接

塑料芯片外接毛细管同玻璃芯片外接毛细管接口类似，塑料可塑性强，易处理，价格便宜，外接毛细管更为方便。其中比较容易同纳米喷头连接的是PDMS芯片。

Sung等建立了一种CE-MS/MS联用装置，成功地用于多肽混合物及蛋白质酶解产物的分析鉴定^[47]，芯片示意图见图9-35。

图9-35 PDMS芯片与纳米喷头连接示意图^[47]

（4）塑料芯片一体化接口

在实际应用中，塑料芯片一体化接口的一般做法是将芯片通道末端加工成夹角适合的三角锥形喷头。由于需要喷头具有一定的机械强度，所以多选用硬质塑料，如PMMA^[48]、SU-8^[49]、PI^[50]等。这一类喷头的典型结构见图9-36 。

图9-36 以SU-8为基质的塑料ESI喷头扫描电镜图^[49]

9.7.1.2 芯片与MALDI－MS接口

MALDI-MS的最主要特点是：对样品溶液组成成分无特殊要求，能耐高浓度盐和非挥发性缓冲溶剂；灵敏度高，样品量只需要1 pmol甚至更低；谱图中单电荷、双电荷的分子离子峰很强，有利于信号解析。但也存在一些问题，比如离子化过程中要求样品与基质共结晶，实现直接联用困难大等。

Liu等使用开管快速电泳芯片，让寡糖和肽的混合物在电驱动下流过开口通道进行电泳分离，分离后溶剂快速蒸发，让加在缓冲液中的基质和溶剂共结晶；然后将芯片转移进特殊设计的MALDI离子源中，由激光扫描芯片上的开口通道使结晶的样品离子化，芯片示意图见图9-37^[51]。

图9-37 与MALDI-MS联用的开管快速电泳芯片结构示意图^[51]

与上述直接在芯片上进行结晶并离子化方法相比，更多的接口设计是围绕着MALDI-MS的标准靶板进行的。这类技术虽然是离线的，但实现起来更为简单，无需对MALDI离子源进行改造。图9-38所示就是一个聚碳酸酯芯片与MALDI-MS联用的电喷雾沉积接口示意图^[52]。

图9-38 聚碳酸酯芯片与MALDI-MS联用的电喷雾沉积接口示意图^[52]

9.7.2 芯片/质谱应用

作者课题组与香港大学化学系Ivan K. Zhu课题组合作自行组装一鞘流辅助纳米电喷雾接口用于微流控芯片上的高灵敏度检测^[53]，装置示意图见图9-39。

图9-39 自制芯片/质谱的鞘流辅助纳米电喷雾接口示意图^[53]

图9-40为使用该接口对牛胰核糖核酸酶B（RNaseB）进行分析的质谱图^[53]。

图9-40 基于鞘流辅助纳米电喷雾接口检测的RNaseB质谱图 ^[53]

除上述工作外，作者课题组还利用芯片电泳与ESI-MS的联用对DNA进行分析^[54]。图9-41为采用ESI-MS测定的单链DNA、双链DNA的典型质谱图。

图9-41 ESI-MS检测DNA质谱图[54]

(a) 3_-GCATTGGTTGACGTTGCA-5；(b) d(CGTAACCAACTGCAACGT)₂

9.8 等离子体发射光谱检测

电感耦合等离子体-原子发射光谱法（ICP-AES）是无机分析领域最灵敏的检测方法之一，将其与微流控技术相结合，充分发挥微流控芯片的特点，是解决环境分析中诸如元素形态分析等难点课题的一个重要方向。而这种联用技术的最大难题仍然是接口问题，其难点在于微通道中的流体速度同ICP-AES进口流速不匹配。

香港大学陈荣达课题组在作者课题组的配合下，设计了一套高效芯片毛细管电泳与ICP-AES联用接口装置，通过引入辅流，在一定程度上克服了流速不匹配的难点，其结构图见图9-42^[55]。

图9-42 电泳芯片与ICP-AES接口示意图^[55]

为了克服分离通道流速与ICP样品抽提速率的不匹配现象，在分离通道末端用注射泵经外接PTFE毛细管引入一股辅助缓冲液流，通过优化辅助流流速以及载气流速，可以达到约10%的雾化效率。利用该系统分离测定Ba²⁺和Mg²⁺标准溶液，两者在30 s内得到良好分离，分离度为0.7，多次进样的相对标准偏差为3%（n=3）。图9-43 为Ba²⁺和Mg²⁺标准溶液分离谱图。

图9-43 Ba²⁺ 和Mg²⁺ 标准溶液分离谱图^[55]

9.9 热透镜检测

两束同轴激光经过光学显微镜照射于样品溶液后，共焦区域的样品溶液因吸收其中一束激光（激发光）能量而温度升高，折射率随之改变，进而形成类似于光学透镜的液体凹透镜。另一束激光（探测光）通过该液体凹透镜后焦距被延长，发散轨迹变窄，探测物镜检测到的光强将增大。通过固定激发光强度，测定探测光强度的变化可间接检测样品溶液的浓度，利用该原理的检测技术即为热透镜显微镜（TLM）。原理示意图如图9-44所示。

图9-44 热透镜显微镜原理示意图^[56]

热透镜显微镜的优点在于其的高灵敏度和普适性，检测物质并不需要具有某些特定性质，比如荧光、电化学活性等。当然，这一点也造成热透镜显微镜不具有选择性，它无法分辨不同被分析物质所引起的温度和光强的变化，因而不能用于复杂体系的研究。另外，热透镜显微镜仪器过于精密和复杂，价格昂贵，普通实验室无法自行搭建，因此大大制约了其在检测领域的应用。

9.10 生物传感器检测

传感器是测量系统中的一种前置部件，它将输入变量转换成可供测量的信号。其原理如图9-45所示。

图9-45 传感器工作原理示意图

传感器可简单分为物理、化学、生物传感器。

生物传感器是指用固定化的生物体成分（如酶、抗原、抗体、激素、细胞、细胞器、组织等）或生物体本身作为信号感受部分的传感器。

在生物传感器中报道最多的是DNA传感器，它是以DNA为敏感元件，通过信号转换器将DNA与DNA、DNA与RNA或DNA与其它有机、无机离子之间作用所产生的生物学信号转变为可检测信号（光、电、声等）。除DNA传感器外，细胞传感器也是近年研究的热点，它可以以活细胞作为研究对象，定性或定量地检测目标细胞的基本功能信息；或利用活细胞作为敏感元件，定性或定量地检测被分析物的性质。

近年来，生物传感器作为一种检测途径，由于其专一、快速、易于微型化和自动化等特点，已经越来越多地受到微流控芯片研究人员的关注，并开始被用作微流控芯片系统中的检测单元。下面举例说明。

Moser等设计了包含酶电极传感器阵列的微流控芯片体系，用于肝内转氨酶的快速检测^[57]。所用芯片结构如图9-46 所示，在微流控通道中先进行由转氨酶催化的酶促反应并生成产物谷氨酸；然后通过酶电极上固定的谷氨酸氧化酶对谷氨酸进行氧化，生成过氧化氢，过氧化氢在铂电极上产生电信号，由此得到谷氨酸的浓度，进而确定血清中转氨酶的活性。

图9-46 转氨酶检测用微流控装置剖面图^[57]

Morin等分别在两层基片上建造了尺寸、位置相互匹配的细胞培养池和微电极阵列，然后将两者结合，在细胞培养池培养神经细胞，进而利用电极进行刺激并记录所产生的电信号，见图9-47^[58]。

图9-47 细胞培养池中的微电极阵列^[58]

除上述例子外，Fan等在金电极上结合修饰过的有特定序列的DNA，使之与样品中互补DNA杂交后，DNA的构象因此发生变化并产生可被检测的电信号^[59]。Hayashi等在芯片上集成酶修饰的预反应器和微阵列电极，利用预反应器消除血液中的杂质干扰，利用微阵列电极检测具有氧化活性的多巴胺含量等^[60]。

随着微加工技术和纳米技术的进步，未来的生物传感器将趋于微型化，逐步向体内检测，在线检测的方向发展；同时也将愈加趋于和微流控芯片融为一体，成为微芯片系统的重要组成部分。

9.11 各种检测方法一览

本章讨论的各种检测方法的主要优缺点列于表9-1。

表9-1 各种检测方法一览