專利名稱：一種納米溶膠－凝膠膜電極、其制備方法及應(yīng)用的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及基本電器元件領(lǐng)域，具體的說，本發(fā)明提供了一種含有納米超薄溶膠-凝膠膜的電極及其制備方法。本發(fā)明還提供了該電極在制作電化學(xué)免疫傳感器和檢測疾病標(biāo)志物的電化學(xué)儀器方面的應(yīng)用。
背景技術(shù)：
電化學(xué)免疫傳感器是一種基于電化學(xué)測試手段和生物免疫識別反應(yīng)的抗原測定新方法，其中涉及的關(guān)鍵步驟是將抗體固定在電極表面，以形成高活性的識別位點(diǎn)。近來，金電極表面自組裝方法顯示了巨大的潛力，結(jié)合共價(jià)固定反應(yīng)可構(gòu)建有序絕緣的單分子抗體絕緣膜，適合于電容免疫分析法的應(yīng)用。但該方法利用共價(jià)鍵結(jié)合抗體分子，易于導(dǎo)致蛋白質(zhì)結(jié)構(gòu)的改變及抗體活力下降；同時(shí)該方法固定生物分子過程復(fù)雜，將增加分析誤差。因此尋找簡便易行，并能有效保持抗體分子活性的固定方法成為相關(guān)領(lǐng)域研究的重點(diǎn)。
溶膠-凝膠作為一種以無機(jī)多孔材料為載體的新型材料，具有較好的物理剛性和化學(xué)惰性，對光、化學(xué)、熱和生物降解的穩(wěn)定性高，包埋的生物分子可保持較高的生物活性和特異性；同時(shí)，溶膠-凝膠的孔徑大小可調(diào)，可通過調(diào)節(jié)其大小提高生物化學(xué)反應(yīng)的選擇性；加之包埋過程條件溫和，適用范圍廣泛。因此，該方法在目前生物傳感器的研制中廣受重視。
近年來，基于溶膠凝膠體系構(gòu)建生物傳感器的成功使得人們開始嘗試?yán)迷擉w系包埋抗體分子構(gòu)建免疫傳感器。1997年Alisa Bronshtein小組(BronshteinA，Aharonson N，Avnir D，Turniansky A，Altstein M.Chem.Mater.1997，9，2632)及1998年Joesph Wang 小組(Wang J，Pamidi PVA，Rogers KR.Anal.Chem.1998，70，1171)分別報(bào)道利用SiO2溶膠包埋抗體制備免疫傳感器，采用了光學(xué)法、電流法檢測目標(biāo)抗原。結(jié)果表明小分子抗原可通過納米材料的孔洞與包埋在凝膠體系內(nèi)部抗體實(shí)現(xiàn)免疫反應(yīng)。但利用以上免疫分析方法仍然存在檢測目標(biāo)分子需要進(jìn)行光學(xué)標(biāo)記或酶標(biāo)記、操作過程復(fù)雜、靈敏度不高等局限性。電容免疫分析法作為一種高靈敏度、無標(biāo)記免疫分析方法，已成功應(yīng)用于基于自組裝技術(shù)構(gòu)建的免疫傳感器，但迄今仍未有文獻(xiàn)報(bào)道應(yīng)用于溶膠凝膠電容型免疫傳感器。原因在于利用溶膠凝膠法固定抗體分子時(shí)通常制得的SiO2生物膜較厚(μm級)(Jiang DC，Tang J，Liu BH，Yang PY，Shen XR，Kong JL，Biosens.Bioelectron.，2003，18，1183-1191)，使得電極表面嫁接層d值大于自組裝構(gòu)建單分子層厚度，而電極電容將主要由該層電容決定，因此這部分電容將掩蓋抗原抗體結(jié)合產(chǎn)生的生物膜厚度改變所引起的電容變化。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一個(gè)目的是提供一種納米溶膠-凝膠膜電極，該電極中的凝膠體系超薄絕緣并可用于固定生物分子，通過電容變化檢測待測物中可與生物分子相互作用的物質(zhì)的含量。
本發(fā)明的另一個(gè)目的是提供一種上述電極的制備方法。
本發(fā)明的再一個(gè)目的是提供上述電極的應(yīng)用。
對于溶膠凝膠體系，納米材料的表面積和其成膜厚度相關(guān)。通常表面積越大，凝膠膜越薄。在各種溶膠凝膠體系中，γ-Al2O3具有較高的比表面積，可有效降低成膜厚度，因此有望應(yīng)用于電容型溶膠凝膠免疫傳感器的構(gòu)建。在發(fā)明人以前的工作中，該溶膠凝膠已成功包埋HRP生物分子和介體硫堇制備安培型過氧化氫生物傳感器過程用于檢測苯酚分子，取得較高的靈敏度(Liu ZJ，Liu BH，KongJL，Deng JQ.Anal.Chem.2000，72，4707)。因此本發(fā)明選用這種凝膠體系包埋免疫分析通用模型--免疫球蛋白抗體，構(gòu)建免疫傳感器來證實(shí)以上膜越薄，測得的電容變化越靈敏的設(shè)想。在此基礎(chǔ)上，利用該體系包埋肝纖維化標(biāo)志物的抗體以用于相關(guān)抗原分子的檢測。
在本發(fā)明的一個(gè)方面，提供了一種納米溶膠-凝膠膜電極，電極上覆蓋的膜為Al2O3凝膠膜，Al2O3凝膠膜中Al2O3與水的摩爾比為1∶50-1∶300；并用長鏈烷基醇封閉使之絕緣；凝膠膜中固定有抗體，并通過測定電極的電容變化檢測待測物中可與抗體結(jié)合的物質(zhì)的含量并用長鏈烷基醇封閉使之絕緣；凝膠中固定有抗體，并通過測定電極的電容變化檢測待測物中可與抗體結(jié)合的物質(zhì)的含量。
本發(fā)明的電極上Al2O3凝膠膜的厚度為20-40nm。
本發(fā)明中，用于封閉作用的長鏈烷基醇可以是12巰醇、14巰醇、16巰醇或18巰醇等。
可與本發(fā)明中的抗體結(jié)合的物質(zhì)包括核酸、蛋白質(zhì)、脂肪、糖類或微生物等抗原物質(zhì)。
本發(fā)明使用的基礎(chǔ)電極可以是碳電極(包括石墨電極和玻碳電極)、金電極、鉑電極等。
對于電容型免疫傳感器，電極表面生物膜的厚度對于傳感器靈敏度具有至關(guān)重要的作用。對于凝膠體系，溶膠中水的含量將直接影響最終凝膠生物膜的厚度。因此本發(fā)明分別測定具有不同水含量的Al2O3-Ab，SiO2-Ab生物膜厚度，結(jié)果表明，對于Al2O3溶膠體系，Al∶H2O＝1∶50～1∶300時(shí)可形成生物膜厚度約為40～20nm，亦可適用于制作檢測生物分子的傳感器。
與此相比，對于SiO2生物膜，通常用于包埋生物分子的SiO2溶膠中Si∶H2O摩爾比為1∶10，該層膜的厚度為350～370nm，而且單純的依靠增加SiO2體系中水的含量不能降低該層膜的厚度。同時(shí)，由于進(jìn)一步增加SiO2中水的含量將使該生物凝膠膜產(chǎn)生一蓬松結(jié)構(gòu)，并延長陳化時(shí)間，不易于包埋生物分子構(gòu)建生物傳感器(Jiang DC，Tang J，Liu BH，Yang PY，Shen XR，Kong JL，Biosens.Bioelectron.，2003，18，1183-1191)。本發(fā)明的電極上Al2O3凝膠膜厚為20~40nm，與金電極自組裝方法構(gòu)建的電容型生物膜的厚度相當(dāng)，又能較好的保持所包埋生物分子的活性，因此可應(yīng)用于電容免疫分析方法。
構(gòu)建電容型免疫傳感器的另一關(guān)鍵在于使固定有抗體的生物膜處于絕緣狀態(tài)。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中，利用[Fe(CN)6]3-/4-作為氧化還原探針監(jiān)控該絕緣層的形成階段。圖1a為裸金電極在5mM[Fe(CN)6]3-/4-溶液中的循環(huán)伏安圖。當(dāng)不加抗體的溶膠直接滴在電極表面，干燥后的凝膠膜循環(huán)伏安圖(圖1b)顯示其電流值小于裸金電極狀態(tài)，表明凝膠膜能夠有效的固定在電極表面?；旌峡贵w分子和溶膠在電極表面，干燥后的電極電流進(jìn)一步降低，如圖1c所示，證明抗體分子已成功固定在凝膠體系中。循環(huán)伏安圖形狀呈現(xiàn)正S形，表現(xiàn)出微電極特征。為絕緣該層生物膜，可用長鏈烷基醇封閉電極表面沒有被凝膠粒子覆蓋的部分。圖1d為16-巰醇封閉后的金電極循環(huán)伏安圖，[Fe(CN)6]3-/4-氧化還原峰消失，表明電極表面的針孔已被長鏈的巰基化合物遮蓋，形成一層致密的電絕緣物質(zhì)。
本發(fā)明中電化學(xué)工作站為多通道電化學(xué)儀CHI1030(CH Instrument，USA)。
本發(fā)明的另一方面，提供了一種納米溶膠-凝膠膜電極的制備方法，包括以下步驟(1)制備Al2O3溶膠；(2)將抗體溶液與Al2O3溶膠混合，形成含有抗體的Al2O3溶膠，溶膠中抗體的濃度為10ng/ml-30mg/ml；(3)將上述含抗體的溶膠滴加在清潔后的電極表面，凝膠膜的厚度為20-40nm，Al2O3凝膠膜中Al2O3與水的摩爾比為1∶50-1∶300；(4)用長鏈烷基醇對電極表面的凝膠膜進(jìn)行封閉。
具體而言，首先，用氧化鋁拋光粉研磨電極，并在超聲波中洗滌，同分干燥備用；同時(shí)，將異丙醇鋁等鋁鹽原料配成均質(zhì)溶液，經(jīng)加熱水解等化學(xué)反應(yīng)，生成Al2O3溶膠；將待固定的抗體溶液加入到Al2O3溶膠中，用微型移液管將混合有抗體的凝膠滴加在清潔后的電極表面，待干燥聚合后，抗體就被包埋在凝膠中；洗滌覆蓋有凝膠膜的電極，并在PBS等溶液中攪拌使其本底電流下降至穩(wěn)定水平；最后，將包被有抗體的凝膠膜電極置于長鏈烷基醇溶液中，進(jìn)行封閉。這樣，本發(fā)明的電極就制備完成了。
本發(fā)明的另一個(gè)方面，提供了一種上述納米溶膠凝膠膜電極的應(yīng)用，即將該電極用于制備電化學(xué)免疫傳感器。
本發(fā)明的電極亦可與多個(gè)上述納米溶膠凝膠膜電極與參比電極和對電極組合，形成可一次測得多種目的化合物濃度的的電化學(xué)檢測儀器。
多通道、多目標(biāo)臨床檢測是免疫分析發(fā)展的方向及要求。目前關(guān)于多通道檢測方法的研究主要集中在熒光標(biāo)記法、SPR及ELISA方法。這些方法存在的主要問題在于檢測過程復(fù)雜，或需要熒光標(biāo)記，酶聯(lián)標(biāo)記，或需要如表面等離子共振等大型儀器，在臨床應(yīng)用上有一定的難度。而應(yīng)用電位階躍法測定免疫傳感器電容值變化可在微秒時(shí)間范圍內(nèi)實(shí)現(xiàn)檢測，因此如在該體系上附加一套多通道采點(diǎn)體系，即可實(shí)現(xiàn)多通道多目標(biāo)物檢測；且無需標(biāo)記免疫分子及復(fù)雜儀器，有較好的應(yīng)用前景。
多通道電位階躍體系檢測原理也基于電極體系可模擬為簡單RC電路。由于金電極表面的生物凝膠膜處于絕緣狀態(tài)，在施加50mV電壓后極短時(shí)間內(nèi)，可將其等效電路圖簡化為設(shè)想RC電路。圖6顯示八通道電極陣列的電位階躍線性擬和圖，即將前10個(gè)電流值取對數(shù)對時(shí)間作圖，其線性相關(guān)系數(shù)優(yōu)于0.99。該值接近于1，證實(shí)電極體系與理想等效電路圖相似，表明多通道電位階躍法適用于本體系的電容測定。表2顯示了免疫傳感器組裝過程中的電容值。電容值不斷降低證實(shí)免疫傳感器組裝過程如設(shè)想構(gòu)建。利用16-巰醇封閉后，電極的電容值顯著減小到150nF左右，表明通過長鏈巰醇封閉電極裸漏部分，可明顯增加電極表面生物膜的絕緣性。


圖1為基于溶膠凝膠體系的電容型免疫傳感器構(gòu)建不同階段循環(huán)伏安圖。其中，a.裸金電極；b.表面覆蓋有凝膠膜的金電極；c.表面覆蓋有凝膠-抗體膜的金電極；d.16-巰醇封閉后的金電極。
圖2為Al2O3凝膠中不同水含量構(gòu)建的電容型免疫傳感器對IgG抗原的響應(yīng)圖。其中，(e)1ngmL1(f)5ngmL-1(g)50ngmL-1。
圖3為SiO2凝膠中不同水含量構(gòu)建的電容型免疫傳感器對IgG抗原的響應(yīng)圖。其中，(h)1ngmL-1(i)5ngmL-1(j)200ngmL-1。
圖4為含不同水含量的凝膠膜制備LN免疫傳感器對抗原的響應(yīng)圖。其中，水與凝膠含水摩爾比分別是l為100∶1，m為200∶1，n為300∶1，o為50∶1。
圖5為免疫傳感陣列對混合抗原的響應(yīng)圖。其中，p為透明質(zhì)酸免疫傳感器對透明質(zhì)酸(HA)的響應(yīng)，q為層粘連蛋白免疫傳感器對層粘連蛋白(LN)的響應(yīng)。
圖6為溶膠凝膠電容型免疫傳感陣列八通道電位階躍線性擬合圖。其中，抗原濃度分別為u)0ng/mL v)10ng/mL w)100ng/mL。
具體實(shí)施例方式
實(shí)施例1 溶膠凝膠體系中水含量對最終凝膠生物膜厚度的影響凝膠體系，溶膠中水的含量將直接影響最終凝膠生物膜的厚度。因此本發(fā)明分別測定具有不同水含量的Al2O3-Ab，SiO2-Ab生物膜厚度，列表如下表1具有不同水含量(摩爾比)的Al2O3-Ab，SiO2-Ab生物膜的厚度Al2O3(nm) SiO2(nm)(Al/water 1∶100) (1∶300) (Si/water 1∶10) (1∶100)1.31±322±2370±37250±252.42±419±2350±35260±363.37±421±2350±35270±374.40±419±2370±37250±25
5.41±424±2370±37250±25結(jié)果表明，對于Al2O3溶膠體系，Al∶H2O＝1∶100時(shí)可形成生物膜厚度約為40nm。進(jìn)一步增加溶膠中水的含量至1∶300，生物膜的厚度下降至20nm左右。與此相比，對于SiO2生物膜，通常用于包埋生物分子的SiO2溶膠中Si∶H2O為1∶10，該層膜的厚度為350~370nm，與選用SEM方法測定結(jié)果相似(Liu ZJ，Liu BH，Kong JL，Deng JQ.Anal.Chem.2000，72，4707)。增加水的含量到1∶100，生物膜的厚度沒有明顯減小，為250~270nm。該厚度仍然遠(yuǎn)遠(yuǎn)超過Al2O3凝膠生物膜，表明單純的依靠增加SiO2體系中水的含量不能降低該層膜的厚度。同時(shí)，由于進(jìn)一步增加SiO2中水的含量將使該生物凝膠膜產(chǎn)生一蓬松結(jié)構(gòu)，并延長陳化時(shí)間，不易于包埋生物分子構(gòu)建生物傳感器(Jiang DC，Huang S，Tang J，Liu BH，HuangYP，Kong JL，Chin.JAnal. Chem.2003，31，713-715)因此基于SiO2溶膠凝膠體系構(gòu)建免疫型傳感器不利于電容免疫分析法。而Al2O3凝膠膜厚為20~40nm，與金電極自組裝方法構(gòu)建的電容型生物膜的厚度相當(dāng)，因此有可能應(yīng)用于電容免疫分析方法。
實(shí)施例2 進(jìn)一步減小Al2O3凝膠生物膜的厚度Al2O3凝膠生物膜的厚度雖然遠(yuǎn)小于SiO2體系，但是相對于自組裝層而言仍然較厚，而其最終電容值大于基于巰基化合物自組裝構(gòu)建的免疫傳感器電容(表2)。因此可在生物膜較厚的情況下有效的增加電極電容值，進(jìn)而增加其RC常數(shù)。該值的增加對于實(shí)現(xiàn)多通道的采點(diǎn)分析至關(guān)重要。因?yàn)閷τ诙嗤ǖ离娢浑A躍而言，儀器的A/D噪音將大于單通道狀態(tài)。為保證擬合曲線具有良好的線性，免疫傳感器的RC常數(shù)必須增大，以使實(shí)際體系更加接近RC模型，進(jìn)而實(shí)現(xiàn)多通道采點(diǎn)分析。
表4同時(shí)列出所構(gòu)建的免疫傳感器數(shù)據(jù)，其擬合線性變差，顯示采用Al2O3無機(jī)材料構(gòu)建電容型免疫傳感器具有較大的優(yōu)勢。相同條件下，我們構(gòu)建SiO2電容型免疫傳感器，由于SiO2的介電常數(shù)相對較小(~3.9)，加之該層生物膜遠(yuǎn)厚于Al2O3生物膜，使得體系在電阻沒有什么變化，電容值下降，RC常數(shù)被較大程度的減小，使體系偏離理想狀態(tài)，不適合多通道電容免疫分析。
表2基于Al2O3，SiO2及SAMs體系的免疫傳感器電容、電阻值Methods capacitance(nF) resistance(Ω) correlation coefficient RC time constant(μs)Al2O3sol-gcl-derived 154 4172 0.995 642SAMs 28.9 3292 0.989 95.1SiO2sol-gel-derived57.7 4430 0.990 255
實(shí)施例3 長鏈烷基醇封閉后的傳感器生物膜處于絕緣狀態(tài)本實(shí)驗(yàn)中利用[Fe(CN)6]3-/4-作為氧化還原探針監(jiān)控該絕緣層的形成階段。用常規(guī)方法檢測，結(jié)果如圖1所示。圖1a為裸金電極在5mM[Fe(CN)6]3-/4-溶液中的循環(huán)伏安圖。當(dāng)不加抗體的溶膠直接滴在電極表面，干燥后的凝膠膜循環(huán)伏安圖(圖1b)顯示其電流值小于裸金電極狀態(tài)，表明凝膠膜能夠有效的固定在電極表面?；旌峡贵w分子和溶膠在電極表面，干燥后的電極電流進(jìn)一步降低，如圖1c所示，證明抗體分子已成功固定在凝膠體系中。循環(huán)伏安圖形狀呈現(xiàn)正S形，表現(xiàn)出微電極特征。其原因在于Al2O3溶膠在此條件下表面帶有正電荷，能夠通過靜電吸引包埋帶負(fù)電的生物分子形成一層致密膜。其仍然存在氧化還原電流的原因在于納米Al2O3粒子組成的生物膜仍然具有一定的針孔，使[Fe(CN)6]3-/4-離子可以到達(dá)電極表面。為絕緣該層生物膜，16-巰醇用于封閉電極表面沒有被凝膠粒子覆蓋的部分。圖1d為16-巰醇封閉后的金電極循環(huán)伏安圖，[Fe(CN)6]3-/4-氧化還原峰消失，表明電極表面的針孔已被長鏈的巰基化合物遮蓋，形成一層致密的電絕緣物質(zhì)。
表3顯示了免疫傳感器組裝過程中的電容值。電容值不斷降低證實(shí)免疫傳感器組裝過程如設(shè)想構(gòu)建。利用16-巰醇封閉后，電極的電容值顯著減小到150nF左右，表明通過長鏈巰醇封閉電極裸漏部分，可明顯增加電極表面生物膜的絕緣性。
表3溶膠凝膠免疫傳感器構(gòu)建不同階段電容值步驟 電容/nF裸金電極 1040電極包被凝膠后446包被有抗體的Al2O3凝膠 275用16-巰醇包被電擊后 154實(shí)施例4 透明質(zhì)酸免疫傳感器的構(gòu)建在臨床檢測透明質(zhì)酸過程中，透明質(zhì)酸結(jié)合蛋白和透明質(zhì)酸的結(jié)合力大于透明質(zhì)酸抗體與抗原的作用，利用其識別透明質(zhì)酸抗原分子可將靈敏度提高兩個(gè)數(shù)量級，通常被選定為臨床檢測透明質(zhì)酸的結(jié)合分子。
實(shí)驗(yàn)中首先進(jìn)行電極的清潔。即直徑為3毫米的玻碳電極依次用0.3、0.1及0.05μm的Al2O3拋光粉研磨，再在超聲波中依次用體積比為1∶1的硝酸/丙酮溶液及蒸餾水清洗5分鐘。最后通風(fēng)干燥24小時(shí)以上備用。
同時(shí)，制備包埋有抗體的Al2O3凝膠。以Al∶H20的摩爾比為1∶100的凝膠為例。將2克異丙醇鋁溶于44.0毫升蒸餾水中，80℃攪拌45分鐘后加入1M HCl 1.2毫升。然后將混合物加熱至90℃，將容器打開2小時(shí)排放異丙醇蒸汽。將混合物在90℃下回流16小時(shí)后，就得到了γ-Al2O3溶膠。在每10μl上述Al2O3溶膠中加入10μl0.1mg/ml的透明質(zhì)酸抗體溶液。用微型移液管將20μl膠體混合物滴在玻碳電極表面，干燥一天使溶膠聚合。
然后，用雙蒸水徹底清洗并置于pH＝7.4的PBS中攪拌至少2分鐘，使電極的本底電流下降并達(dá)到穩(wěn)定狀態(tài)。置于4℃?zhèn)溆谩?br> 最后，將涂布有凝膠的玻碳電極置于16-巰醇溶液中封閉，4℃，過夜。
將上述構(gòu)建的透明質(zhì)酸免疫傳感器分別與透明質(zhì)酸發(fā)生反應(yīng)，并測定電容變化值。圖4顯示含有不同水含量的Al2O3凝膠生物膜構(gòu)建的LN免疫傳感器對抗原的響應(yīng)。結(jié)果顯示當(dāng)Al∶H2O的比例為1∶100時(shí)，免疫傳感器對抗原的電容響應(yīng)值最大。檢測下限為0.5ngmL-1，優(yōu)于金電極自組裝技術(shù)獲得的免疫傳感器結(jié)果。相同的結(jié)論對于層粘連蛋白免疫傳感器同樣可以得到。該結(jié)果進(jìn)一步證明實(shí)驗(yàn)中已成功構(gòu)建電容型免疫傳感器。
實(shí)施例5 透明質(zhì)酸、層粘連蛋白免疫傳感器陣列實(shí)驗(yàn)中利用優(yōu)化的實(shí)驗(yàn)條件構(gòu)建透明質(zhì)酸、層粘連蛋白免疫傳感器陣列，測定混合樣品中兩種抗原的濃度。其電容值的變化與濃度的關(guān)系圖顯示在圖5中。在0.5~50ngmL-1，1~50ngmL-1范圍內(nèi)可分別得到LN，HA的線性響應(yīng)。四根電極之間的相對標(biāo)準(zhǔn)偏差為10％(n＝4，HA)and 12％(n＝4，LN)，該線性響應(yīng)范圍與正常人體中抗原HA濃度(44.23±23.06ngmL-1)and LN(99.10±12.96ngmL-1)匹配，表明構(gòu)建的免疫傳感器能夠滿足臨床檢測的需要。其中LN的電容變化大于HA的原因在于LN的分子量(90KDa)大于HA(30kDa)，這使得抗體層結(jié)合單位抗原分子產(chǎn)生較大的膜厚變化，進(jìn)而產(chǎn)生更大的電容變化。將以上結(jié)果與IgG免疫傳感器的分析結(jié)果相比，雖然IgG分子量較小，但其對單位濃度抗原的電容變化較大，這表明分子量只是影響電容變化的重要因素，而非全部因素。其它如抗原抗體的活性及結(jié)合力也是考慮的因素之一。
將免疫傳感器陣列對抗原的響應(yīng)與單一傳感器對抗原特異性響應(yīng)的數(shù)據(jù)進(jìn)行比較(表4)，在10~100ng/mL范圍內(nèi)，由混合抗原產(chǎn)生的電容偏差在15％以內(nèi)，符合常規(guī)分析的要求。當(dāng)抗原量被進(jìn)一步的稀釋，分析偏差不斷增大。
表4.混合抗原產(chǎn)生對免疫傳感器陣列分析誤差的影響(-ΔC1指對混合抗原的響應(yīng)；-ΔC2指對單一抗原響應(yīng))濃度(ng/mL)-ΔC1(nF) -ΔC2(nF) derivation(％)0.5 6.5962 5.24 20.56512.35 10.0 19.0210 13.90 14.0 -1.0650 22.23 22.97 -3.28100 21.39 22.58 -5.60實(shí)施例6 多通道電位階躍體系多通道電位階躍體系檢測原理也基于電極體系可模擬為簡單RC電路。由于金電極表面的生物凝膠膜處于絕緣狀態(tài)，在施加50mV電壓后極短時(shí)間內(nèi)，可將其等效電路圖簡化為設(shè)想RC電路。圖6顯示八通道電極陣列的電位階躍線性擬和圖，即將前10個(gè)電流值取對數(shù)對時(shí)間作圖，其線性相關(guān)系數(shù)優(yōu)于0.99。該值接近于1，證實(shí)電極體系與理想等效電路圖相似，表明多通道電位階躍法適用于本體系的電容測定。
權(quán)利要求
1.一種納米溶膠-凝膠膜電極，其特征在于，該電極上覆蓋的膜為Al2O3凝膠膜，Al2O3凝膠膜中Al2O3與水的摩爾比為1∶50-1∶300；并用長鏈烷基醇封閉使之絕緣；凝膠膜中固定有抗體，通過測定電極的電容變化檢測待測物中可與抗體結(jié)合的物質(zhì)的含量。
2.如權(quán)利要求1所述的電極，其特征在于電極上凝膠膜的厚度為20-40nm。
3.如權(quán)利要求1所述的電極，其特征在于，用于封閉作用的長鏈烷基醇為12巰醇，或14巰醇，或16巰醇，或18巰醇。
4.一種如權(quán)利要求1所述電極的制備方法，其特征在于有以下制備步驟(1)制備Al2O3溶膠；(2)將抗體溶液與Al2O3溶膠混合，形成含有抗體的Al2O3溶膠，溶膠中抗體的濃度為10ng/ml-30mg/ml；(3)將上述含抗體的溶膠滴加在清潔后的電極表面，凝膠膜的厚度為20-40nm，Al2O3凝膠膜中Al2O3與水的摩爾比為1∶50-l∶300；(4)用長鏈烷基醇對電極表面的凝膠膜進(jìn)行封閉。
5.一種權(quán)利要求l所述電極的應(yīng)用，其特征在于，將該電極用于制備電化學(xué)免疫傳感器。
6.一種權(quán)利要求1所述電極的應(yīng)用，其特征在于，將多個(gè)該電極與參比電極和對電極組合，形成可一次測定多種目的化合物的電化學(xué)檢測儀器。
全文摘要
本發(fā)明涉及基本電器元件領(lǐng)域，提供了一種納米溶膠－凝膠膜電極、其制備方法及應(yīng)用。電化學(xué)免疫傳感器是一種抗原測定新方法。目前，盡管電化學(xué)免疫法制備傳感器突破了常用免疫分析方法需要對檢測目標(biāo)分子進(jìn)行光學(xué)標(biāo)記或酶標(biāo)記、操作過程復(fù)雜、靈敏度不高等局限性，但是往往由于找不到適當(dāng)?shù)捏w系固定抗體而使其應(yīng)用受到限制。本發(fā)明提供了一種覆蓋有納米溶膠凝膠膜的電極，電極上覆蓋的膜為納米溶膠凝膠膜，并用長鏈烷基醇封閉使之絕緣；凝膠中固定有抗體，并通過測定電極的電容變化檢測待測物中可與抗體結(jié)合的物質(zhì)的含量。本發(fā)明的電極可用于制作檢測生物分子的傳感器，亦可用于制備可一次測定多種化合物濃度的的電化學(xué)檢測儀器。
文檔編號G01N27/327GK1588028SQ20041005403
公開日2005年3月2日 申請日期2004年8月26日 優(yōu)先權(quán)日2004年8月26日
發(fā)明者孔繼烈, 江德臣, 劉寶紅, 張松 申請人:復(fù)旦大學(xué)