李 琛，郭黎明，厲志安，陳永良

(中國計量大學(xué) 質(zhì)量與安全工程學(xué)院，中國 杭州 310018)

近年來，食源性病原菌引起的疾病構(gòu)成了公眾健康和食品安全的嚴(yán)重威脅，對全球社會經(jīng)濟發(fā)展構(gòu)成重大阻礙[1-2]。經(jīng)研究，細菌是最常見的食源性病原菌[3]，在這些細菌中，沙門氏菌、李斯特菌、大腸桿菌O157∶H7、金黃色葡萄球菌和蠟狀芽孢桿菌是主要的食源性病原菌[4]。因此，食源性病原菌快速檢測裝置與檢測技術(shù)的開發(fā)具有重要意義。

在過去幾十年中，人們在快速檢測食源性病原菌方面作出了巨大努力，研究了多種檢測技術(shù)。除了常規(guī)的細菌培養(yǎng)計數(shù)法之外，還有多種其他方法，例如基于核酸的、基于免疫學(xué)的和生物傳感器(例如光學(xué)、電化學(xué)和基于質(zhì)譜的生物傳感器)用于快速檢測食源性病原菌[5-6]。目前，酶聯(lián)免疫吸附測定(Enzyme-linked immunosorbent assay，ELISA)和聚合酶鏈?zhǔn)椒磻?yīng)(Polymerase Chain Reaction，PCR)可以將測定時間縮短至4～6 h，并且已經(jīng)實現(xiàn)101～106CFU/mL的檢測范圍，廣泛應(yīng)用于生物檢測及其它領(lǐng)域[7]。阻抗生物傳感器憑借其便攜性、快速性、高靈敏度并且適于現(xiàn)場檢測的優(yōu)勢，成為基于生物傳感器的食源性病原菌檢測的有效方式之一[8-10]。近來微流控技術(shù)受到廣泛關(guān)注[11]，該技術(shù)可以將富集、捕獲、檢測、分析等過程集成到芯片中來進行以提高檢測性能[12]，它與生物傳感的結(jié)合提供了高通量分析和集成微量化的優(yōu)勢，從而在細菌檢測方面實現(xiàn)智能即時診斷[13-15]。微流控技術(shù)與阻抗型生物傳感器的結(jié)合為病原菌的檢測提供了更廣闊的前景，特別是在生物傳感器這一領(lǐng)域中，新技術(shù)(如納米技術(shù)等)的研發(fā)為促進病原菌富集過程和改善阻抗信號提供強有力的技術(shù)支持，提高了檢測靈敏度。本文簡單介紹微流控阻抗檢測原理，回顧了基于微流控技術(shù)的阻抗傳感器在食源性病原菌檢測方面的進展和應(yīng)用，特別是近期的發(fā)展，最后討論了對于當(dāng)前微流控阻抗傳感器面臨的問題挑戰(zhàn)和發(fā)展趨勢。

1 微流控阻抗傳感器及檢測原理

微流控阻抗傳感器是一種基于微流控系統(tǒng)，將生物濃度轉(zhuǎn)換為電化學(xué)阻抗信號進行鑒定檢測的儀器。微流控阻抗生物傳感器在病原菌檢測方面具有響應(yīng)時間快、試劑消耗少、無標(biāo)記檢測、操作簡便和易于微型化及自動化的儀器設(shè)備開發(fā)的特點，是現(xiàn)場檢測較有前途的分析工具。微流控阻抗傳感器的阻抗檢測原理是以微流控芯片系統(tǒng)為平臺，將生物識別分子及對應(yīng)的檢測物注入到微通道內(nèi)，隨后固定在導(dǎo)電(或半導(dǎo)體)換能器表面，通過檢測物與換能器表面處的生物識別分子形成特異性復(fù)合物，直接或間接地改變識別表面的阻抗信號，建立阻抗信號的變化情況與檢測物濃度之間的關(guān)系以達到檢測的目的。

在微流控阻抗檢測系統(tǒng)中，電化學(xué)阻抗通常以很小的正弦波電位激發(fā)信號測得。電阻抗(Z)定義為電壓增量變化與電流變化的比值V(t)/I(t)。根據(jù)該定義，阻抗Z是電壓-時間函數(shù)V(t)與所得到的電流-時間函數(shù)I(t)的商：

(1)

其中V0和I0是最大電壓和電流信號，f是頻率，t是時間，φ是電壓時間和電流時間函數(shù)之間的相移[16]。同時阻抗是復(fù)數(shù)值，可表示為實部ZRe和虛部ZIm兩部分：

Z=ZRe-jZIm。

(2)

所以，阻抗測量的結(jié)果可用兩種不同形式的電化學(xué)阻抗譜EIS來描述：一種是以實部為X軸，虛部為Y軸的Nyquist圖。Nyquist圖的每一點對應(yīng)阻抗中的一個頻率，低頻率在右，高頻率在左；另一種是以頻率對數(shù)為X軸，阻抗絕對值和相角為Y軸的Bode圖，Bode圖可顯示頻率與阻抗值、相角的關(guān)系。

為了表達固定生物分子和細菌結(jié)合后的表面、層或膜的表征，分析電解質(zhì)和電極上介質(zhì)的阻抗變化，從而確定系統(tǒng)阻抗變化的主要因素，通常使用等效電路分析EIS[17]。等效電路模型由電阻、電容等元件組成，常用電學(xué)元件一般包括電解質(zhì)溶液電阻、雙電層電容、電子轉(zhuǎn)移電阻、Warburg阻抗等，每個元件代表一種或幾種電極過程和電化學(xué)性質(zhì)[8]。

圖1 等效電路圖及電化學(xué)Nyquist圖[19-21]

VARSHNEY等[22]用微流控阻抗法檢測大腸桿菌O157∶H7過程中，用等效電路擬合電化學(xué)阻抗Bode圖分析阻抗變化機理。如圖2(a)，等效電路模型中，兩個雙層電容Cdl和電解質(zhì)電阻Rs串聯(lián)，并與介質(zhì)電容Cdi并聯(lián)。雙電層電容Cdl表示離子種類對電極表面電容的影響；電解質(zhì)電阻Rs表示電解質(zhì)溶液的導(dǎo)電率變化；Cdi表示電解質(zhì)溶液的介質(zhì)電容。檢測結(jié)果如圖2(b)，在低頻段(10 Hz～1 kHz)，阻抗信號變化由雙電層電容Cdl主導(dǎo)；在中頻段(1 kHz～50 kHz)，阻抗信號由電解質(zhì)電阻Rs主導(dǎo)；在高頻段(50 kHz～1 MHz),阻抗信號由介質(zhì)電容Cdi主導(dǎo)。由圖2(c)還可得出，在檢測范圍內(nèi)，阻抗隨著大腸桿菌數(shù)的增加而增加，大腸桿菌吸附在電極上時電解質(zhì)電阻Rs增加，Rs增加成為阻抗變化的主要原因。

圖2 等效電路圖及電化學(xué)阻抗Bode圖[22]

2 微流控阻抗檢測技術(shù)

生物識別配體捕獲靶細菌的特異性和有效性、換能器材料表面的阻抗信號水平和輔助富集能力都是決定微流控阻抗傳感器靈敏度的重要因素。實際樣品中的各種污染物可能會起到抑制作用，導(dǎo)致產(chǎn)生假陰性結(jié)果。因此，合適的換能器和檢測前的富集步驟可以幫助提高檢測的靈敏度[23]。大量研究文獻顯示，采用基于叉指陣列微電極的檢測技術(shù)、介電泳技術(shù)和納米技術(shù)可以提升病菌的捕獲率和提高阻抗信號水平，以提高微流控阻抗傳感器的檢測靈敏度。

2.1 基于叉指陣列微電極檢測技術(shù)

叉指陣列微電極(Interdigitated array microelectrodes，IDAM)包含一對微帶電極陣列，每個陣列由多個寬度和間距為微米級的指電極并聯(lián)組合而成，電極之間相互嚙合形成叉指狀電極陣列[24]。IDAM具有較高的靈敏度，可以縮短檢測時間、提高信噪比，并且可直接檢測電極間介質(zhì)的阻抗變化。據(jù)RUAN等[25]實驗得出的結(jié)論，氧化煙錫(Indium tin oxide，ITO)涂覆的普通玻璃電極表面上大腸桿菌抗體對于大腸桿菌O157∶H7僅顯示16%的捕獲效率，相比之下，IDAM由于檢測區(qū)域中每單位體積的靶細胞數(shù)目增加，可將捕獲效率提升至35%[26]。GHOSH等[27]研究表示，基于IDAM檢測技術(shù)，結(jié)合微流控技術(shù)更能進一步將阻抗響應(yīng)信號提高3倍，將檢測靈敏度提升10倍。

GOMEZ等[28]制造了首個集成白金IDAM的硅基微流控芯片，以阻抗法檢測微生物的代謝活性。VARSHNEY[22]將微流體流通池與嵌入式金IDAM整合到一個阻抗生物傳感器中，快速檢測碎牛肉樣品中的致病菌。他們將IDAM芯片結(jié)合在PDMS制作的微通道上，整個流通池由檢測微型腔室、入口、出口和微通道組成。使用尺寸為6 mm×0.5 mm×0.02 mm即體積為60 nL的檢測微型腔室來收集微電極上方活性層中的細菌細胞。結(jié)合免疫磁分離技術(shù)分離和濃縮靶細菌，該裝置在純培養(yǎng)物和牛肉樣品中檢測大腸桿菌O157∶H7，檢測限分別低至1.6×102和1.2×103CFU/mL，檢測時間低于30 min。

微流控阻抗傳感器中，使用IDAM作為換能器材料的檢測技術(shù)最為普遍，IDAM的制作材料也很多，如金、ITO、Pt、Ti、Rh等材料，例如GHOSH[27]在微流控芯片中利用金叉指陣列微電極固定抗體檢測鼠傷寒沙門氏菌，中國農(nóng)業(yè)大學(xué)的陳奇等人[29]基于ITO叉指陣列微電極的微流控阻抗檢測李斯特菌。不同IDAM材料的微流控阻抗傳感器檢測病原菌實例見表1。

表1 不同IDAM材料的微流控阻抗傳感器實例表

注：“-”文中沒有提到

IDAM研究前景廣闊，但IDAM仍存在一些缺陷，由于IDAM芯片可重復(fù)檢測次數(shù)少，從而使檢測成本提高，若能實現(xiàn)多次檢測，則能降低成本，這需要在今后的研究中改善IDAM制作工藝和完善生物分子的固定化技術(shù)和方法。此外，裸IDAM的病菌捕獲效率仍較低，近來的研究中通過采用富集技術(shù)提高病菌捕獲率，如介電泳技術(shù)、免疫磁分離技術(shù)和納米材料等，但也變相地復(fù)雜化了傳感器的制作過程。此外，將IDAM有效地集成在微流控芯片上也面臨著挑戰(zhàn)，亟待采用更先進的加工技術(shù)和先進的材料使得IDAM微流控阻抗傳感器的制作得到進一步發(fā)展，性能得到進一步提高。

2.2 介電泳技術(shù)

介電泳(Dielectrophoresis，DEP)是介電極化材料在非均勻電場中的電動運動，用于阻抗測量的介電泳稱為介電泳阻抗技術(shù)。在微流控芯片上使用DEP能夠高效地富集靶細胞，具有低檢測限和高通量檢測的優(yōu)勢，因此介電泳技術(shù)成為微流控阻抗檢測病原菌的有效技術(shù)之一[37-38]。

GOMEZ等[30]開發(fā)了基于DEP技術(shù)的微流控阻抗傳感裝置。設(shè)計理念是使用DEP將細菌細胞從主通道轉(zhuǎn)移到一個小通道中，含細菌的低通量微流體進入體積為400 μL的測量室，不含細菌的高通量微流體由出口排出，如圖3所示。將采用DEP技術(shù)和未采用DEP得出的李斯特菌細胞的阻抗增長曲線進行了比較，DEP作用時阻抗代謝信號在大約1 h處呈指數(shù)生長，而含有相似含量的無DEP作用的細胞的樣品需要大約7.5 h才產(chǎn)生可檢測的阻抗信號，檢測時間有了明顯減少，2 h內(nèi)可檢測8.0×104CFU/mL的李斯特菌。

圖3 介電泳技術(shù)捕獲細菌的操作原理圖[30]

DASTIDER等[33]使用了兩組IDAM檢測大腸桿菌O157∶H7。如圖4，大腸桿菌O157∶H7從抗原入口注入，第一組IDAM通過正介電泳(pDEP)將大腸桿菌集中到微通道的中心，第二組IDAM作為阻抗檢測區(qū)域，該檢測區(qū)域的體積顯著小于流動通道的體積，并且大腸桿菌抗體由抗體入口注入，隨后固定到檢測電極上以捕獲大腸桿菌O157∶H7。阻抗結(jié)果顯示，大腸桿菌O157∶H7的檢測限為3×102CFU/mL。KIM[34]使用高pDEP力聚集大腸桿菌并通過感應(yīng)電極，被捕獲的細菌在電極間隙上形成橋。檢測后，則通過關(guān)閉DEP力釋放大腸桿菌細胞。該方法可以1 min內(nèi)檢測大腸桿菌，檢測限為3×102CFU/mL。

PAEZAVILES等[39]報道了很多微流控芯片上介電泳技術(shù)和阻抗法結(jié)合檢測病原菌的研究。DEP技術(shù)能將病原菌從微流體中有效分離，且檢測快速性優(yōu)勢顯著。但高DEP收集效率只能在低樣本流量下獲得，因此仍需要使用過濾或免疫磁分離方法的預(yù)分選步驟將樣品通量提高，或者近來研究采用磁電泳和聲電泳技術(shù)進行病原菌高通量高濃度的濃縮[40-42]。

圖4 基于DEP的雙組IDAM微流控芯片示意圖[33]

2.3 納米技術(shù)

納米材料在微流控阻抗傳感器的應(yīng)用主要有兩個目的：改善換能器的響應(yīng)特性和生物受體的固定基質(zhì)[43]。納米材料由于具有高比表面積，良好的電子性質(zhì)和電催化活性，以及由納米尺寸和特定物理化學(xué)特性引起的良好的生物相容性和吸附性，已被用于提高病菌富集捕獲效率和放大檢測信號，以提高檢測靈敏度，降低檢測限[44-45]。目前被應(yīng)用于微流控阻抗傳感器的納米材料有納米粒子、納米孔膜和納米二維材料等。

2.3.1 納米粒子

部分納米粒子(如金納米粒子)因為優(yōu)異的導(dǎo)電性和超高表面積，用于增強電子的轉(zhuǎn)移、捕獲更多電極表面上的載荷，以改善阻抗信號水平。如KANG等[46]利用雙層金納米粒子和殼聚糖制備了一種微流控阻抗傳感器用于檢測蠟狀芽孢桿菌，雙層金納米粒子的作用是增加抗體固定量和保持抗體活性。該裝置檢測范圍為5.0×101～5.0×104CFU/mL，檢測限為10.0 CFU/mL，并且在一定時間內(nèi)仍保持穩(wěn)定的阻抗響應(yīng)。MICHAEL等[47]開發(fā)了基于多孔體積微流體檢測元件和銀增強的金納米顆粒探針的阻抗免疫傳感器，多孔方式用以提升病菌捕獲率，銀顆粒用以加強阻抗響應(yīng)，該裝置檢測限為10 CFU/mL。

納米粒子除了當(dāng)做標(biāo)記物和改善阻抗信號水平之外，磁性納米粒子可以與目標(biāo)抗體形成免疫磁珠，免疫磁珠與目標(biāo)細菌結(jié)合形成珠狀細菌復(fù)合物，這種復(fù)合物在外加磁場作用力下做定向移動，最終被吸附和滯留在磁場中，如此可以很容易地從食物基質(zhì)和樣品背景中將目標(biāo)細菌分離出來，該方法稱為免疫磁分離技術(shù)。免疫磁分離技術(shù)能夠有效排除分析樣品中的背景干擾，實現(xiàn)樣品的純化和富集，達到縮短檢測時間，提高靈敏度的目的[48]。DAMIRA等[49]使用直徑為30 nm的磁性納米顆粒(Magnetic nanoparticles，MNPs)結(jié)合功能化的單核細胞增生李斯特菌抗體，成為免疫磁性納米顆粒。阻抗測量結(jié)果表明，在萵苣、牛奶和碎牛肉的樣品中可檢測到104和105CFU/mL單核細胞增生李斯特菌。近來，借鑒于陳奇[29]和王磊[50]利用納米顆粒免疫磁分離技術(shù)和脲酶放大信號的經(jīng)驗，中國農(nóng)業(yè)大學(xué)的姚嵐等人[37]巧妙地將用于細菌分離的MNPs、用于生物信號放大的脲酶和用于阻抗測量的微流體芯片結(jié)合，實現(xiàn)快速、靈敏和連續(xù)流動檢測大腸桿菌O157∶H7。

圖5 基于免疫磁分離和尿素酶催化的微流體阻抗傳感器原理圖[37]

如圖5，鏈霉抗生物素蛋白修飾的MNPs與生物素化多克隆抗體結(jié)合形成免疫MNPs后，目標(biāo)細菌首先被MNPs從背景中分離出來，形成MNP-細菌復(fù)合物。然后，用脲酶和適配體探針對金納米顆粒(Gold nanoparticles，GNPs)修飾的大腸桿菌O157∶H7與MNP-細菌進行綴合，最終形成MNP-細菌-GNP-脲酶復(fù)合物。最后，配合物被催化尿素水解成碳酸銨，導(dǎo)致阻抗降低。通過該生物傳感器在線測量阻抗并使用阻抗歸一化分析，獲得了阻抗相對變化率與細菌濃度之間的線性關(guān)系，確定大腸桿菌O157∶H7的檢測限濃度為12 CFU/mL。

磁性納米粒子在微生物檢測領(lǐng)域的應(yīng)用已經(jīng)比較成熟，磁性納米粒子捕獲病原菌的效率也可達60%～100%。尤其在磁性納米粒子、生物配體及官能修飾物的復(fù)合作用下，微流控阻抗檢出限可以達到更低，但是需要注意多余的磁性顆?；蛘叽判灶w粒過于密集對于阻抗響應(yīng)結(jié)果帶來的干擾。

2.3.2 納米孔膜

納米孔氧化鋁膜因其優(yōu)異的生物相容性、高表面積、強化固液界面的電子轉(zhuǎn)移等特點被應(yīng)用于微流控阻抗傳感器中，顯著提高了傳感器的檢測靈敏度。JIANG等[51]以智能手機的傳感系統(tǒng)為平臺，基于微流體實現(xiàn)細菌預(yù)濃縮和電阻抗譜方法實現(xiàn)對水中大腸桿菌的高靈敏度和快速現(xiàn)場檢測。該裝置通過大量直徑為16 μm的納米氧化鋁孔膜過濾掉其他顆粒，被檢測細菌則通過過濾膜留在微流體檢測室中，通過孔膜的過程相當(dāng)于細菌被預(yù)濃縮處理。隨后，分布在叉指電極周圍的預(yù)濃縮細菌細胞受到阻抗感測。該智能手機傳感平臺通過掃描頻率2～100 kHz獲得阻抗譜，大腸桿菌數(shù)可由手機程序?qū)y量結(jié)果擬合到校準(zhǔn)曲線和相應(yīng)的公式中得出。該裝置細菌檢測的檢出限是10 CFU/mL，檢測范圍10～103CFU/mL。

TAN等[52]使用納米多孔氧化鋁膜固定抗體，有效檢測金黃色葡萄球菌和大腸桿菌O157∶H7。使用三甲氧基硅烷將抗體共價固定在納米多孔氧化鋁膜上,該膜具有13 mm的直徑和60 μm的厚度.在納米多孔氧化鋁膜上固定的抗體能夠捕獲病原菌，并因此導(dǎo)致阻抗增加。該微流體免疫傳感器裝置可在2 h內(nèi)快速檢測細菌，檢測限為102CFU/mL，與傳統(tǒng)基于微電極的阻抗傳感器相比顯示出更理想的靈敏度。TIAN等[53]對上述裝置稍作改進，設(shè)置了兩個納米多孔膜，可同時檢測102CFU/mL的大腸桿菌O157∶H7和金黃色葡萄球菌。

納米孔膜的應(yīng)用具有高靈敏度和快速現(xiàn)場檢測的優(yōu)勢，但納米孔膜的缺陷在于其本身制備過程復(fù)雜，且生成納米多孔層的成功率較低，影響傳感器的穩(wěn)定性?？傮w而言，微流體系統(tǒng)中利用納米孔膜輔助樣品富集仍處于初期狀態(tài)，因此需要通過改善制造工藝等額外努力來研究這種小型化傳感裝置的實際應(yīng)用。

2.3.3 納米二維材料

石墨烯和二硫化鉬(MoS2)是新型的納米二維材料，它們在設(shè)計電化學(xué)生物傳感器方面引起了研究者的重大興趣。納米二維材料無論作為電極材料還是化學(xué)修飾作用，都為微流控阻抗傳感器帶來了更高的靈敏度。

對于石墨烯來說，由于在石墨烯層中所有的碳原子都位于表面，所以分子間的相互作用和電子轉(zhuǎn)移是非常有利的，這些性質(zhì)使石墨烯成為具有高電導(dǎo)率、良好的電化學(xué)反應(yīng)催化活性和高比表面積的材料[54]。例如PANDEY等[55]就利用了石墨烯優(yōu)異的電子轉(zhuǎn)移和細菌捕獲能力特異性檢測大腸桿菌，石墨烯納米結(jié)構(gòu)直接結(jié)合在叉指微電極上捕獲細菌并放大阻抗信號，得到10 CFU/mL的檢測限。CHANDRA等[56]基于石墨烯包裹氧化銅-半胱氨酸檢測大腸桿菌，40 d后，傳感器的阻抗響應(yīng)仍保持初始值的90.2%，證明了石墨烯材料的電催化活性和穩(wěn)定性。

最近，基于石墨烯和其他納米材料的協(xié)同效應(yīng)被廣泛研究，研究發(fā)現(xiàn)石墨烯和其他納米結(jié)構(gòu)材料復(fù)合會進一步提高電子轉(zhuǎn)移和細菌捕獲效率。國內(nèi)學(xué)者馬小元等[57]提出了一種使用氧化石墨烯和金納米粒子修飾的玻碳電極作為沙門氏菌檢測的阻抗生物傳感器，檢測限達到3 CFU/mL，在含10～1000 CFU/mL細菌的豬肉樣品中中，細菌回收率接近100%。另外，ROMANO等[58]報道，氧化石墨烯-碳納米管納米復(fù)合材料具有最大化電活性表面積，且可控制孔隙率，可以為固定生物分子提供更大的表面。碳納米管本身就因具有高表面積和強導(dǎo)電性用于電化學(xué)免疫傳感器開發(fā)檢測病原菌，達到了13 CFU/mL的優(yōu)異檢測靈敏度[59]。近來，CHANDAN等[60]用氧化石墨烯納米片包裹多壁碳納米管修飾ITO微電極無標(biāo)記檢測鼠傷寒沙門氏菌，測量的阻抗信號相比僅基于多壁碳納米管/ITO和氧化石墨烯納米片/ITO修飾的微流控芯片都要高得多。綜上，在微流控阻抗器件中應(yīng)用二維石墨烯基納米材料的研究取得了很大進展，極大提高了病菌檢測的靈敏度，特別是石墨烯和其納米材料聯(lián)用產(chǎn)生的協(xié)同效應(yīng)使得納米技術(shù)在高效捕獲病菌和放大阻抗信號方面的優(yōu)勢更為顯著，但該領(lǐng)域目前的最新技術(shù)還不能用于現(xiàn)場或使用點應(yīng)用。

MoS2具有比石墨烯更高的表面積，并且MoS2存在帶隙，能更好地提高檢測靈敏度。CHANDAN等[61]描述了一種有效的微流控芯片，用于檢測鼠傷寒沙門氏菌，檢測限1.56 CFU/mL，檢測范圍10～107CFU/mL。他們使用MoS2納米片作為換能器材料，通過靜電作用在ITO電極表面成膜，捕捉到目標(biāo)細菌從而改變阻抗信號。

總之，在納米二維材料的幫助下，阻抗生物傳感器的傳統(tǒng)優(yōu)勢，如快速性和現(xiàn)場適用性可進一步提高。此外，納米材料與微流控芯片同屬微型技術(shù)，賦予電化學(xué)生物傳感器裝置小型化、高靈敏度和特異性，使其具有評估現(xiàn)場食品安全性的巨大潛力。但是納米二維材料量產(chǎn)技術(shù)不成熟且成本較高，是應(yīng)用到微流控阻抗傳感器制造中所需要面對的問題。

3 總結(jié)與展望

在微流控阻抗領(lǐng)域，人們發(fā)現(xiàn)了現(xiàn)場快速檢測食源性病原菌的巨大潛力。研究人員致力于探索更佳的生物識別配體、開發(fā)改善阻抗信號水平和捕獲細菌能力的檢測技術(shù)，亟待于提升檢測靈敏度和適于快捷經(jīng)濟的現(xiàn)場應(yīng)用。對微流控阻抗傳感器檢測食源性病原菌得出以下總結(jié)和展望。

1)微流控技術(shù)和阻抗免疫傳感器的結(jié)合將病原菌樣品從進樣、混合、檢測到測量的整個過程都集中在微流控芯片上，減少檢測時間、節(jié)約檢測成本、提高分析效率，實現(xiàn)檢測設(shè)備的微型化、自動化?；贗DAM檢測技術(shù)可同時發(fā)揮IDAM靈敏度高、阻抗測量快速的優(yōu)勢，但需要解決IDAM可重復(fù)檢測次數(shù)少的問題；DEP技術(shù)可在低通量下實現(xiàn)病原菌高效分離和捕獲，從而提高檢測靈敏度，但高通量下病原菌捕獲率有待提高；納米技術(shù)和多種技術(shù)聯(lián)用可將食源性病菌檢測限下降至個位數(shù)，但是仍存在缺陷：如納米粒子過于密集會影響結(jié)果、納米孔膜制作成功率低、納米二維材料量產(chǎn)技術(shù)不成熟且成本高等，這些缺陷在一定程度上限制了微流控阻抗傳感器的現(xiàn)場應(yīng)用。

2)目前，微流控阻抗傳感器的構(gòu)建仍處于不斷探索的階段中，往后的研究中需要不斷借鑒基于光學(xué)和其他電化學(xué)的方法技術(shù)，更需要依靠適用于阻抗檢測的最新納米材料和技術(shù)的發(fā)展，使之可用于現(xiàn)場實時快速檢測食源性病原菌。此外，為了滿足微流控設(shè)備對病原菌檢測的低價格要求，今后的研究可從高度復(fù)雜的制造技術(shù)轉(zhuǎn)向可滿足最終用戶要求的聚合物或紙質(zhì)設(shè)備，例如聚合物和紙基芯片代替硅基和玻璃；絲網(wǎng)印刷電極或者半導(dǎo)體納米材料代替金屬電極。