Импедансные методы детектирования для миниатюрных аналитических систем

УДК 543.07+53.087+621.389 Н. О. Ситков, Т. М. Зимина

Импедансные методы детектирования для миниатюрных аналитических систем

Ключевые слова: лаборатории-на-чипе, биосенсоры, импедиметрические сенсоры, импедансное детектирование, клеточные технологии.

Keywords: laboratory-on-a-chip, biosensor, impedimetric sensors, impedance detection, cell technologies.

В аналитическом обзоре рассмотрены современные разработки в области сенсорики на основе принципа электрического импеданса. Предложена классификация сенсоров в пределах двух основных групп, различающихся наличием или отсутствием в них элемента биораспознавания.

Введение

Миниатюрные аналитические системы или лабо-ратории-на-чипе (ЛНЧ) — это интенсивно развивающееся мультидисциплинарное научно-техническое направление, связанное с миниатюризацией и интеграцией функциональных узлов инструментальной аналитической химии, диагностических микросистем, базирующихся на использовании нанотехнологий, элементной базы микро- и нано-электроники и микросистемной техники. Преимущества ЛНЧ заключаются в том, что благодаря миниатюризации удается сократить финансовые затраты на проведение аналитико-диагностических процедур, а также повысить разрешение и скорость анализа [1].

В последние годы все большее распространение получают сенсорные системы на основе импеданс-ного детектирования. Низкая стоимость, быстрота и удобство анализа, возможность исключения влияния на исследуемый образец сторонних веществ, а также простота миниатюризации таких сенсоров делают их перспективными для интеграции в ЛНЧ.

Сенсорные системы на основе импедансного детектирования можно разделить на два типа в зависимости от наличия или отсутствия в них элемента биораспознавания. Системы первого типа, называемые импедиметрическими биосенсорами (ИД-биосенсорами), фиксируют изменение импеданса, вызванное связыванием мишени и биолиган-да (антитела, антимикробного пептида или аптаме-ра) на поверхности электродов. Детекторы второго типа, называемые импедиметрическими сенсорами

(ИД-сенсорами), регистрируют изменение электрического импеданса в результате химических и метаболических процессов, происходящих в объеме пробы и непосредственно на поверхности электродов.

Цель статьи — системный анализ импедансного детектирования как оперативного и эффективного метода в условиях миниатюрных аналитических систем. В работе рассмотрен ряд разработок в области сенсоров на основе импедансного детектирования и возможности их интегрирования в ЛНЧ.

Импедиметрические биосенсоры

Импедиметрические биосенсоры изготавливаются путем иммобилизации на поверхности электродов биолиганда, обеспечивающего высокую чувствительность и селективность сенсора. В качестве биораспознающих элементов используются антитела, антимикробные пептиды, аптамеры, бактериофаги и лектины. Благодаря диэлектрическим свойствам мишени ее связывание с биолигандом вызывает либо изменение импеданса, либо изменение емкости или проводимости на поверхности электродов. Мембраны бактериальных клеток представляют собой билипидный слой и имеют толщину 5—10 нм, электрическую емкость 0,5—1,3 мкФ/см2 и сопротивление 102—105 Ом [2]. Связываясь с био-распознающим элементом на поверхности электродов, клетки создают диэлектрический барьер для протекания тока по электродам, который повышает значение поверхностного импеданса. Широкий спектр детектируемых мишеней, примеры которых представлены в табл. 1, открывает большие возможности для интегрирования сенсоров данного типа в ЛНЧ.

В работе [7] представлен ИД-биосенсор, содержащий золотые рабочие электроды (РЭ) (рис. 1), на которые иммобилизованы моноклональные антитела, специфичные к Salmonella typhimurium, электроды сравнения (ЭС) из Ag/AgCl и золотой вспомогательный электрод (ВЭ). Сенсор продемонстрировал быстрое (около 90 с) и селективное об-

Таблица 11Примеры применения импедиметрических биосенсоров

Мишень Биораспознающий элемент Порог чувствительности Источник

Staphylococcus aureus Антитела, иммобилизованные на мембране из нанопористого алюминия, покрывающей платиновые электроды 102 КОЕ*/мл [3]

Streptococcus mutans Антимикробные пептиды, иммобилизованные на золотых электродах 105 КОЕ/мл [4]

E. coli O157:H7 Антитела, иммобилизованные на золотых электродах 2 КОЕ/мл [5]

E. coli K-12 Бактериофаги, иммобилизованные на золотых электродах 104 КОЕ/мл [6]

Salmonella typhimurium Моноклональные антитела, иммобилизованные на золотых электродах 10 КОЕ в 100 мл [7]

Аденовирус Антитела, иммобилизованные на золотых электродах 30 ppm [8]

Интерлейкины -1, -6, -10 Моноклональные антитела, иммобилизованные на золотых электродах 0,001 пг/л [9]

Тестостерон Антитела, иммобилизованные на углеродных электродах 0,045 нг/л [10]

Прогестерон Аптамеры, иммобилизованные на золотых электродах 0,9 пг/л [11]

Афлатоксин Аптамеры, иммобилизованные на углеродных электродах 1,15 нг/л [12]

Карбофуран * КОЕ — колониеобразую] Наночастицы золота в матрице оксида графена, иммобилизованные на углеродных электродах щая единица. 2 • 10-8 моль/л [13]

наружение Salmonella typhimurium в водной среде с нижним пределом чувствительности, составляющим 10 КОЕ в 100 мл. Сенсор перспективен для бактериального мониторинга в пищевой и сельскохозяйственной промышленности.

В работе [14] рассмотрен ИД-биосенсор для детектирования Escherichia coli О157:Н7. Сенсор содержит две пары золотых гребенчатых электродов, которые расположены последовательно в канале микрофлюидного чипа (рис. 2), сформированного

из полидиметилсилоксана (ПДМС) и фоторезиста Яив. Первая пара электродов предназначена для диэлектрофоретического концентрирования пробы и направления ее в область центрального канала. На второй паре электродов находятся иммобилизованные поликлональные антитела, с помощью которых осуществляется селективное детектирование бактерий с нижним пределом обнаружения 300 КОЕ/мл. Электроды для манипуляции пробой и электроды для ее идентификации изготовлены

Рис. 1

а)

Печатная плата

б)

Импедиметрический биосенсор для обнаружения Salmonella typhimurium [7]: а — вид сверху; б — вид сбоку; в — зависимость импедансного отклика сенсора на фиксированной частоте 10 Гц от концентрации Salmonella typhimurium в 100 мл водной среды;

ПП — печатная плата; ВЭ — вспомогательный электрод; ЭС — электрод сравнения; РЭ — рабочий электрод

ЭС

Контакты из меди

Ag/AgCl

ВЭ

РЭ

в)

500

О 400

а

Рч

а н

о

н

а д

е п м

К

300

200

100

-100

1000

Концентрация, К0Е/100 мл

0

in

Рис. 2

Импедиметрический биосенсор для детектирования Escherichia coli на основе микрофлюидной системы с диэлектрофоретическим механизмом фокусирования пробы [14]: а — оптическое изображение устройства (вид сверху); б — микрофотографии фокусирующих и детектирующих электродов; в — общий вид системы; г — иллюстрация эффекта фокусирования потока клеток в центральный канал при помощи диэлектрофореза

в рамках единого технологического процесса. Платформа перспективна для интегрирования в ЛНЧ, предназначенные для медицинской диагностики, экологического мониторинга, контроля безопасности пищевых продуктов.

Опубликованы результаты разработки высокочувствительного ИД-биосенсора, способного обнаружить Escherichia coli О157:Н7 с концентрацией 2 КОЕ/мл [5]. Устройство представляет собой набор золотых электродов с иммобилизованными на них антителами. Электроды изготовлены с помощью фотолитографии. Эксперименты показали, что используемые антитела селективно связывались с

-Z

Im'

Ом

100 000

80 000

60 000 -

40 000 -

20 000 -

• 0 КОЕ/мл д ЭхЮ1 КОЕ/мл « 3х102 КОЕ/мл » 3х103 КОЕ/мл

3х104 КОЕ/мл

* 3х105 КОЕ/мл 3х106 КОЕ/мл

50 000

100 000 150 000

-ZRe, Ом

Рис. 3

Годографы импеданса для различных концентраций E. coli О157:Н7 [5]

E. coli и не связывались с неспецифичными к ним Salmonella typhimurium. Годографы импеданса для различных концентраций E. coli представлены на рис. 3.

Импедиметрический биосенсор с гребенчатыми никелевыми электродами оптимизирован для детектирования клеток SW48 рака толстой кишки [15]. Биораспознающим элементом в этом сенсоре являются вертикально ориентированные углеродные нанотрубки (УНТ), выращенные на поверхности электродов по технологии плазмохимического осаждения из газовой фазы. С помощью массива УНТ (рис. 4) обнаружены раковые клетки с нижним пределом концентрации 4000 клеток на 1 см2. Общее время от захвата клеток массивом УНТ до их импедиметрической регистрации составило 30 с. Такой сенсор может быть интегрирован в ЛНЧ для определения раковых клеток SW48.

Значительное внимание уделяется разработкам ИД-биосенсоров для детектирования гормонов. Так, работы [10, 11] посвящены определению тестостерона и прогестерона. Уровень этих гормонов позволяет получить информацию о репродуктивном здоровье пациентов. Детектирование тестостерона производится с помощью антител, иммобилизованных на углеродных электродах. Уровень прогестерона определяют с помощью аптамеров, иммобилизованных на золотых электродах. Разработанные сенсоры позволяют определять концентрацию тестостерона и прогестерона с нижним пределом детектирования 0,045 нг/л и 0,9 пг/л соответственно.

0

Рис. 4

СЭМ-изображения биосенсора на базе вертикально ориентированных УНТ [15]: а — общий вид чувствительного элемента ИД-биосенсора; б — увеличенное изображение гребенчатых микроэлектродов; в — вертикально ориентированные УНТ на поверхности электродов

Таким образом, импедиметрические биосенсоры являются инструментом селективного детектирования патогенных микроорганизмов, вирусов, гормонов, токсинов и т. д. Стоит отметить, что основным недостатком сенсоров этого типа является относительно сложный процесс иммобилизации биорас-познающего элемента на поверхность электродов. Сочетание импедиметрии и диэлектрофореза позволяет создавать системы с сенсорно-актюаторными элементами по единой групповой технологии, что позволяет интегрировать такие системы в ЛНЧ.

Импедиметрические сенсоры

В отличие от ИД-биосенсоров в собственно им-педиметрических сенсорах не используются специальные элементы биораспознавания. Импедансный отклик в них возникает в результате физико-химических и метаболических процессов на электродах и в объеме пробы.

Метаболизм, или обмен веществ, — это многообразие химических реакций, возникающих в живом организме для поддержания жизни. Эти реакции, в частности, позволяют бактериям расщеплять макромолекулы (полисахариды, липиды, нуклеиновые кислоты и белки) на более мелкие единицы (моносахариды, жирные кислоты, нуклеотиды и аминокислоты соответственно) для высвобождения энергии. Такое превращение больших молекул в малые, более подвижные и заряженные метаболиты приводит к изменениям ионного состава среды роста бактерий. Эти изменения можно измерить и связать с концентрацией бактерий, что позволяет исследовать процессы их роста и развития.

На рис. 5 показан ИД-сенсор для количественного определения жизнеспособных бактериальных клеток в молоке [16]. Авторами установлены количественные соотношения между изменениями роста микробов и импедансом культуральной среды. В качестве модели патогенной бактерии использована Escherichia coli, которая может встречать-

ся в продуктах питания. Импеданс измеряли при фиксированной частоте 10 кГц с использованием штыревых микроэлектродов из платины в течение инкубационного периода, равного 6 ч. Разработанный сенсор позволяет определять концентрацию E. coli с пределом обнаружения в 100 КОЕ/мл и погрешностью 5-12 %.

В работе [17] представлен ИД-сенсор на основе золотых штыревых электродов для определения концентрации E. coli в моче (рис. 6). Эксперименты показали, что максимальные изменения импеданса относительно начального времени измерений зафиксированы на частоте 10 Гц после 12 ч культивирования пробы (рис. 7). Предел обнаружения составил 7 КОЕ/мл. Этот сенсор перспективен для интегрирования в ЛНЧ в целях диагностики инфекций мочевыводящих путей.

Возрастает интерес к созданию интегрированных импедиметрических сенсорных платформ с возможностью сепарации и манипулирования пробой без использования элементов биораспознавания. Перспективным методом для реализации таких платформ

Пассивацион-ное окно

Рис. 5

Импедиметрический сенсор для определения концентрации Escherichia coli в молоке [16]

а)

б)

Образец мочи

Рис. 6

Импедиметрический сенсор для определения концентрации Escherichia coli в моче: а — вид сверху; б — вид сбоку [17]

является диэлектрофорез в микроканале, с помощью которого можно перемещать малое количество пробы, вплоть до одной клетки [18-20]. На рис. 8 представлен полимерный биочип, с помощью которого микрочастицы разделяются и сортируются по размеру [21]. Отсортированная проба направляется по микрофлюидному каналу в области детектирования, где расположены массивы штыревых электродов (МШЭ). Метод перспективен для анализа ювенильных колоний микробных клеток [22] и может быть интегрирован в ЛНЧ.

В работе [23] представлен микрофлюидный ИД-сенсор для определения Escherichia coli в питьевой воде с возможностью манипулирования и концен-

20-

К-20-

-40-

7  106 КОЕ/мл 7  106 КОЕ/мл 7  104 КОЕ/мл 7  10° КОЕ/мл Моча (0 КОЕ/мл) Т 1

~Г 10

т

12

т

14

Время роста, ч

Рис. 7

Временная зависимость изменения импеданса на частоте 10 Гц для различных концентраций Escherichia coli О157:Н7 [17]

трирования пробы в канале при помощи диэлектро-фореза (рис. 9). Сосредоточившись вдоль матрицы электродов фокусирования, бактериальные клетки направляются в область электродов детектирования. Эффективность системы была продемонстрирована с использованием четырех различных кон-

а)

Диэлектрофоретическая сепарация

г——*-- -4--

feV -

чЭЭ    О

в) Импедансное детектирование

Рис. 8

Полимерный биочип (а) для диэлектрофоретического разделения (б) и импедансного детектирования микрочастиц (в) [21]

0

0

4

Высота канала — 20 мкм

Электроды Электроды

детектирования фокусирования

.V

Вывод пробы

Электроды детектирования

Электроды фокусирования

Нет пассивационного слоя

Ширина электродов — 20 мкм Ширина зазора — 5 мкм

Ввод пробы

" «..... Направленный поток E. coli

Ширина электродов — 100

и 30 мкм

Ширина зазора — 10 мкм

Рис. 9

Микрофлюидный импедиметрический сенсор для определения концентрации Escherichia coli в питьевой воде с возможностью диэлектрофоретического концентрирования пробы [23]

центраций E. coli, предел обнаружения составил 300 КОЕ/мл.

Активно развивается направление по созданию цитометрических ИД-сенсоров для подсчета и идентификации клеток и мониторинга их жизнедеятельности [24—26]. Такая группа сенсоров перспективна для интегрирования в ЛНЧ. В работе [27] продемонстрирован высокочувствительный импе-дансный цитометр, способный отличать E. coli и B. subtilis от коллоидных частиц шарообразной формы, сходных по размеру с этим типом бактерий. Показано, что фазовый сдвиг импеданса может быть соотнесен с размерами и диэлектрическими свойствами исследуемых объектов (рис. 10).

В работе [28] представлена импедиметрическая сенсорная система для оценки концентрации сперматозоидов в мужском семени, прохождение которых через пару планарных электродов в микрофлюидном канале вызывает изменение импеданса (рис. 11). Показано, что изменение электрического импеданса связано с размером клеток, проходящих через электроды, что позволяет различать сперматозоиды, клетки HL-60 и полистирольные шарики размером 6 мкм, суспендированные в водной среде. Такой сенсор может быть интегрирован в ЛНЧ для репродуктологического анализа.

Практическое значение имеют сенсоры, предназначенные для анализа крови [29—31]. На рис. 12 представлен сенсор на основе золотых электродов для измерения гематокрита — объема красных кровяных клеток [32]. При снижении гематокрита (что является диагностическим признаком анемии) будет наблюдаться понижение импеданса, регистрируемого на электродах. Преимуществами системы являются: портативность, компактность, малый объем пробы, быстрота измерения (несколько минут), малая погрешность результата (порядка 3 %) и низкая стоимость анализа. Интегрирование такого сенсора в ЛНЧ перспективно для экспресс-диагностики анемии, особенно у беременных женщин и детей, входящих в группу риска.

Еще один пример использования импедиме-трии для анализа крови описан в работе [33]. Разработанное устройство представляет собой сенсор для определения уровня глюкозы в крови на основе золотых электродов (рис. 13, а). Эксперименты с применением электродов различного дизайна показали, что с возрастанием концентрации глюкозы в крови понижается значение адмиттанса, годографы которого представлены на рис. 13, б. Сенсор способен измерять уровень глюкозы в диапазоне от 50 до 400 мг/дл.

Нанотехнологии и наноматериалы

а) . 0,10

£

<^„0,05 о

00

S а в

а м <й

е

в) 0,10

б)0,10

E. coli _ B. subtilis

_ частицы, 2 мкм частицы, 2 мкм

-- уровень шума  0,05 уровень шума

0

0,05

s 0

2)0,10

0,05

0 10 20 30 40 50 60 70

Время, мс

10 20 30 40

Время, мс

50

60

Рис. 10

Временные зависимости фазы: а — для E. coli и коллоидных частиц на частоте 89,2 МГц; б — для B. subtilis и коллоидных частиц на частоте 89,2 МГц; в — для E. coli и коллоидных частиц на частоте 87,2 МГц; г — для B. subtilis и коллоидных частиц на частоте 87,2 МГц [27]

Сперматозоиды, (6 • 106 мл

Частицы, 6 мкм

Смешивание

Ввод

Клетки HL-60

Электроды

Рис. 11

Схематическое изображение импедиметрической сенсорной системы для оценки концентрации сперматозоидов в мужском семени [28]

Микроскоп

Анализатор импеданса

Рис. 12

Импедиметрический сенсор для диагностики анемии [32]: ВЭ — вспомогательный электрод; ЭС — электрод сравнения; РЭ — рабочий электрод

0

0

а)

Топология 3

Топология 2 Соединительные провода

Рис. 13

Импедиметрический сенсор для диагностики анемии [33]: а — различные топологии измерительных электродов; б — годографы адмиттанса для различных концентраций глюкозы в крови:

ВЭ — вспомогательный электрод; ЭС — электрод сравнения; РЭ — рабочий электрод

Топология 1 б) AIm, См 3,0 • 10-4

2,0 • 10-4

1,0 • 10-4

Топология 4 Стекло

50 мг/дл 100 мг/дл 50 мг/дл 200 мг/дл 300 мг/дл 400 мг/дл

4,0 • 10-4

8,0 • 10-4 ARe, См

0

При этом нормой является 60-100 мг/дл, или 3,35,5 ммоль/л.

Импедиметрические сенсоры также используются для экологического мониторинга. В работе [34] представлен сенсор для детектирования тяжелых металлов в питьевой воде на основе печатных гребенчатых электродов из серебра (рис. 14), интегрированных в гибкую микрофлюидную матрицу из полидметоксисилана (ПДМС). Полученные ре-

а)

Рис. 14

Импедиметрический сенсор для обнаружения соединений тяжелых металлов на основе печатных серебряных электродов [34]: а — общий вид сенсора; б — увеличенное изображение гребенчатых электродов

зультаты показали, что импедансныи отклик разработанного сенсора может быть использован для количественной оценки различных концентрации сульфида кадмия (CdS) и сульфида ртути (HgS), которые являются опасными для здоровья конта-минантами питьевой воды. Предел обнаружения разработанного устройства составляет 1 пмоль/л.

Стоит отметить, что в отличие от ИД-биосенсоров импедиметрические сенсоры зачастую являются менее селективными. Однако ввиду отсутствия необходимости иммобилизации биораспознающего элемента на поверхности электродов технология их изготовления значительно упрощается. Существуют промышленные образцы интегрированных импедиметрических сенсорных систем, такие как Bactometer (Германия), RABIT (англ. rapid automated bacterial impedance technique) (Великобритания) и BacTrac (Австрия). Данные приборы способны осуществлять количественную оценку и идентификацию патогенных бактерий, например Escherichia coli или Salmonella, в пищевых продуктах [35, 36]. Кроме того, сенсорные системы такого типа могут быть применены не только для микробиологического экспресс-анализа, но и для экологического мониторинга, анализа крови, ре-продуктологии и т. д.

Таблица 2 Основные возможности и области применения импедиметрических сенсоров и биосенсоров

Импедиметрические сенсоры Импедиметрические биосенсоры

Возмож Детектирование патогенных микроорганизмов по их метаболитам. Определение гематокрита и уровня глюкозы крови. Микрофлюидная цитометрия. Регистрация, подсчет и разделение объектов пробы по размеру и форме в микроканале Области и Биомедицинская экспресс-диагностика, клинические i экологический мониторинг, сельское хозяйство кности Диагностика бактериальных инфекций человека и животных, сердечно-сосудистых и онкологических заболеваний, определение уровня гормонов. Селективное детектирование пестицидов, тяжелых металлов в пище и питьевой воде рименения 1сследования, репродуктология, пищевая безопасность,

Выводы

Развитие технологий микроэлектроники, микросистемной техники, гибкой печатной электроники и микрофлюидики дает возможность создавать гибридные интегрированные аналитические системы для самых различных областей применения. Тенденция к повышению аналитических возможностей ЛНЧ требует создания миниатюрных и высокоселективных сенсорных элементов. Импедиметриче-ские сенсоры и биосенсоры могут стать одним из важнейших элементов такого типа. Их основные возможности и области применения приведены в табл. 2.

Импедансные методы являются перспективным инструментом для анализа биомедицинских объектов: патогенных микроорганизмов, вирусов, гормонов, токсинов. Разработка миниатюрных аналитических систем с интегрированными импедиметри-ческими сенсорами открывает новые возможности для упрощения аналитико-диагностических процедур, повышения эффективности и скорости анализа, параллельной обработки нескольких образцов, а также уменьшения затрат на проведение таких анализов. В зависимости от поставленных задач создание подобных систем позволит расширить круг потребителей и значительно повысить капитализацию отрасли.

Программа разработана при финансовой поддержке гранта «Умник» (ФГБУ «Фонд содействия развитию малых форм предприятий в научно-технической сфере» (Фонд содействия инновациям).

Авторы выражают благодарность заведующему кафедрой микро- и наноэлектроники, доктору технических наук, профессору В. В. Лучинину и кандидату технических наук, старшему научному сотруднику А. В. Соловьеву за поддержку и ценные рекомендации при написании статьи.

Литература

1. Зимина Т. М., Соловьев А. В., Ситков Н. О. [и др.]. Разработки СПбГЭТУ в области технологии лабораторий-на-чипе // Биотехносфера. 2015. № 5 (41). С. 3-19.

2. Wang Y., Ye Z.,Ying Y. New Trends in Impedimetric Biosensors for the Detection of Foodborne Pathogenic Bacteria // Sensors. 2012. Vol. 12. P. 3449-3471.

3. Tana F., Leung P., Liu Z. [et al.]. A PDMS microfluidic impedance immunosensor for E. coli O157:H7 and Staphylococcus aureus detection via antibody-immobilized nanoporous Membrane // Sensors and Actuators B. 2011. Vol. 159. P. 328-335.

4. Lillehoj P., Kaplan C., He J. [et al.]. Rapid, Electrical Impedance Detection of Bacterial Pathogens Using Immobilized Antimicrobial Peptides // Journ. of Laboratory Automation. 2014. Vol. 19 (1). P. 42-49.

5. Barreiros dos Santos M., Agusil J. P., Prieto-Simon B. [et al.]. Highly sensitive detection of pathogen Escherichia coli O157:H7 by electrochemical impedance spectroscopy // Biosensors and Bioelectronics. 2013. Vol. 45. P. 174-180.

6. Mejri M. B., Baccar H., Baldrich E. [et al.] Impedance biosensing using phages for bacteria detection: Generation of dual signals as the clue for in-chip assay confirmation // Biosensors and Bioelectronics. 2010. Vol. 26. P. 12611267.

7. La Belle J., Shah M., Reed J. [et al.]. Rapid, Electrical Impedance Detection of Bacterial Pathogens Using Immobilized Antimicrobial Peptides // Electroanalysis. 2009. Vol. 21. P. 2267-2271.

8. Lin D., Tang T., Harrison D. [et al.]. A regenerating ultrasensitive electrochemical impedance immunosensor for the detection of adenovirus // Biosensors and Bioelectronics. 2015. Vol. 68. P. 129-134.

9. Baraket A., Lee M., Zine N. [et al.]. A Fully Integrated Electrochemical BioMEMS Fabrication Process for Cytokine Detection: Application for Heart Failure // Procedia Engineering. 2014. Vol. 87. P. 377-379.

10. Li G., Zhu M., Ma L. [et al.]. Generation of Small Single Domain Nanobody Binders for Sensitive Detection of Testosterone by Electrochemical Impedance Spectroscopy // ACS Appl. Mater. Interfaces. 2016. Vol. 8 (22). P. 1383013839.

11. Jiménez G., Eissa S., Alhadrami H. [et al.]. Aptamer-Based Label-Free Impedimetric Biosensor for the detection of Progesterone // Analytical Chemistry. 2014. Vol. 87 (2). P. 1075-1082.

12. Istamboulié G., Paniel N., Zara L. [et al.]. Development of an impedimetric aptasensor for the determination of aflatoxin M1 in milk // Talanta. 2016. Vol. 146. P. 464-469.

13. Tan X., Hu Q., Wu J. [et al.]. Electrochemical sensor based on molecularly imprinted polymer reduced graphene oxide and gold nanoparticles modified electrode for detection of carbofuran // Sensors and Actuators B: Chemical. 2015. Vol. 220. P. 216-221.

14. Dastider S. G., Barizuddin S., Dwei M. [et al.]. A micro-machined impedance biosensor for accurate and rapid detection of E. coli O157:H7 // RSC Advances. 2013. Vol. 3. P. 26297-26306.

15. Abdolahad M., Taghinejad M., Taghinejad H. [et al.]. A 26.

vertically aligned carbon nanotube-based impedance sensing biosensor for rapid and high sensitive detection of cancer cells // Lab Chip. 2012. Vol. 12. P. 1183-1190. 27.

16. Uria N., Moral-Vicoa J., Abramova N. [et al.]. Fast determination of viable bacterial cells in milk samples using impedimetric sensor and a novel calibration method // 28. Electrochimica Acta. 2016. Vol. 198. P. 249-258.

17. Settu K., Chen C., Liu J. [et al.]. Impedimetric method for measuring ultra-low E. coli concentrations in human urine// Biosensors and Bioelectronics. 2015. Vol. 66. P. 244-250. 29.

18. Guo X., Zhu R., Zong X. A microchip integrating cell array positioning with in-situ single-cell impedance measurement // Analyst. 2015. Vol. 140. P. 6571-6578. 30.

19. Bürgel S., Escobedo C., Haandba'k N. [et al.]. On-chip electroporation and impedance spectroscopy of single-cells // Sensors and Actuators B. 2015. Vol. 210. P. 82-90.

20. Couniot N., Francis L., Flandre D. On-chip electroporation

and im-pedance spectroscopy of single-cells // Lab Chip. 31. 2015. Vol. 15. P. 3183-3191.

21. Zou Z., Lee S., Ahn C. A Polymer Microfluidic Chip With Interdigitated Electrodes Arrays for Simultaneous Dielectrophoretic Manipulation and Impedimetric Detection of 32. Microparticles // IEEE Sensors Journ. 2008. Vol. 8. P. 526-535.

22. Пат. на изобретение. Способ выращивания колоний микробных клеток и устройство для его реализации. Заяви- 33. тель СПбГЭТУ / Т. М. Зимина, А. В. Соловьев, В. В. Лу-чинин, Л. А. Кареева, Г. Я. Ценева, Е. Н. Соколова (Муратова), Н. И. Мухуров. № 2522005 (10.07.2014). 34.

23. Kim M., Jung T., Kim Y. [et al.] A microfluidic device for label-free detection of Escherichia coli in drinking water using positive dielectrophoretic focusing, capturing, and impedance measurement // Biosensors and Bioelectronics. 35. 2015. Vol. 74. P. 1011-1015.

24. Mansor M., Ahmad M. Single Cell Electrical Characterization Tech-niques // International Journ. of Molecular Sciences. 2015. Vol. 16. P. 12686-12712. 36.

25. Tsai S., Wang M., Chen M. [et al.] Analytical and Numerical Modeling Methods for Electrochemical Impedance Analysis of Single Cells on Coplanar Electrodes // Electroanalysis. 2014. Vol. 26. P. 389-398.

Sun T., Morgan H. Single-cell microfluidic impedance cytometry: a review // Microfluid Nanofluid. 2010. Vol. 8. P. 423-443.

Haandb^k N., With O., Btrgel S. [et al.]. Resonance-enhanced microfluidic impedance cytometer for detection of single bacteria // Lab Chip. 2014. Vol. 14. P. 3313-3324. Segerink L., Sprenkels A., Braak P. [et al.]. On-chip determination of spermatozoa concentration using electrical impedance measurements // Lab Chip. 2010. Vol. 10. P. 1018-1024.

Marcali M., Elbuken C. Impedimetric detection and lumped element modelling of a hemagglutination assay in microdroplets // Lab Chip. 2016. Vol. 16. P. 2494-2503. Lei K., Chen K., Tsui P. [et al.]. Real-Time Electrical Impedimetric Monitoring of Blood Coagulation Process under Temperature and Hematocrit Variations Conducted in a Microfluidic Chip // PLOS One. 2013. Vol. 8. P. 1-7.

Punter-Villagrasa J., Cid J., Colomer-Farrarons J. [et al.]

Toward an Anemia Early Detection Device Based on 50-pL Whole Blood Sample // IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 2015. Vol. 62. P. 708-716. Punter-Villagrasa J., Cid J., Paez-Aviles C. [et al.]. An Instantaneous Low-Cost Point-of-Care Anemia Detection Device // Sensors. 2015. Vol. 15. P. 4564-4577. Pradhan R., Mitra A., Das S. Quantitative evaluation of blood glucose concentration using impedance sensing devices // Journal of Electrical Bioimpedance. 2013. Vol. 4. P. 73-77. Narakathu B., Avuthu S., Eshkeiti A. [et al.]. Development of a Mi-crofluidic Sensing Platform by Integrating PCB Technology and Inkjet Printing Process// IEEE Sensors Journ. 2015. Vol. 15. P. 6374-6380.

Edmiston A., Russell S. A rapid microbiological method for enumerating Escherichia coli from broiler chicken carcasses // Journ. of Food Protection. 1998. Vol. 61. P. 13751377.

Dourou D., Ammor M., Skandamis P. [et al.]. Growth of Salmonella enteritidis and Salmonella typhimurium in the presence of quorum sensing signalling compounds produced by spoilage and pathogenic bacteria // Food Microbiology. 2011. Vol. 28. P. 1011-1018.

биотехносфера

I № Б(48)/201Б