自组装纳米金内毒素压电传感器的研究

利用纳米金颗粒自组装于金片表面上,用于固定多粘菌素B(PMB),研制了一种内毒素压电传感器。先在石英晶体电极表面自组装1,6—己二硫醇,再通过纳米金与巯基的共价键合作用,在巯基自组装膜的另一端的巯基表面形成一均匀的纳米金单层膜,实现PMB在传感器表面的固定。实验探讨了影响纳米金自组装和PMB固定等主要实验参数和条件;考核了采用此固定化方法传感器的响应性能。结果表明:与单纯采用自组装方法比,传感器在灵敏度和分辨力方面均有较大的改善。     

基于Nation／双层L-半胱氨酸-纳米金固定辣根过氧化氢酶的生物传感器

利用滴涂于金盘电极表面的Nation膜中负电性的磺酸基与L-半胱氨酸阳离子之间的静电作用实现L-半胱氨酸的固定化，然后利用L-半胱氨酸表面的巯基吸附纳米金，荷负电的纳米金再结合L-半胱氨酸阳离子后再吸附纳米金以制备基于多层分子自组装的辣根过氧化氢生物传感器。采用循环伏安法考察了传感器的电化学特性，用Co（bpy）3^3^＋作为电子媒介体，峰电流值与H2O2浓度在2．5×10^-5～5．0×10^-3mol／L成线性关系，检测下限为1.0×10^-5mol／L（S／N=3）。该传感器具有响应快、灵敏度高、稳定性好的性能，且具有良好的选择性，能有效排除抗坏血酸、抗尿酸等常见干扰物质对测定的影响。     

基于Nafion/双层L-半胱氨酸-纳米金固定辣根过氧化氢酶的生物传感器

利用滴涂于金盘电极表面的Nafion膜中负电性的磺酸基与L-半胱氨酸阳离子之间的静电作用实现L-半胱氨酸的固定化,然后利用L-半胱氨酸表面的巯基吸附纳米金,荷负电的纳米金再结合L-半胱氨酸阳离子后再吸附纳米金以制备基于多层分子自组装的辣根过氧化氢生物传感器.采用循环伏安法考察了传感器的电化学特性,用Co(bpy)33 作为电子媒介体,峰电流值与H2O2浓度在2.5×10-5～5.0×10-3mol/L成线性关系,检测下限为1.0×10-5mol/L(S/N=3).该传感器具有响应快、灵敏度高、稳定性好的性能,且具有良好的选择性,能有效排除抗坏血酸、抗尿酸等常见干扰物质对测定的影响.     

胱胺自组装膜压电免疫传感器用于抗胰蛋白酶的测定

该文研制成一种基于胱胺自组装测定抗胰蛋白酶的压电免疫传感器.应用胱胺在石英晶体表面自组装一带有氨基的自组装膜,通过戊二醛交联,成功地固定抗胰蛋白酶抗血清,并用于抗胰蛋白酶的测定.详细考察了胱胺自组装情况,抗体包被和免疫反应的主要实验条件以及传感器的响应性能.在优化的实验条件下,传感器响应的线性范围0.23～23.9μg/mL,回归方程Y=44.25+12.47X,相关系数r=0.9933.     

基于壳聚糖-硅溶胶复合膜固载甲苯胺蓝及纳米金的新型电流型过氧化氢生物传感器的研究

该文基于有机-无机复合膜和纳米技术研制了一种新型的高灵敏度的电流型过氧化氢(H2O2)生物传感器.首先将壳聚糖(CS)和氨丙基三乙氧基硅烷(APTES)交联制得复合膜(CSHMs),并以该膜固载甲苯胺蓝(TB)和纳米金(GNPs),然后将HRP与CSHMs-TB-GNPs混合滴涂在玻碳电极的表面,最后在其表面吸附一层Nafion保护膜,制得Nafion/CSHMs-TB-GNPs-HRP/GCE修饰电极.Nafion膜可以减少HRP的泄漏,同时增强了传感器的抗干扰能力.用紫外吸收光谱法分析了修饰膜成分的组成,用循环伏安法对修饰电极进行了表征,并用计时电流法对H2O2传感器的性能进行了研究.实验结果表明,在最佳实验条件下,H2O2浓度在7.0×10-7～2.3×10-3mol/L范围内与其还原峰电流呈现良好的线性关系,检测下限为2.4×10-7mol/L(信噪比3).     

基于半胱氨酸／PDDA／纳米金共修饰的过氧化氢生物传感器研究

将L-半胱氨酸、聚二烯丙基二甲基氯化铵(PDDA)、纳米金及血红蛋白(Hb)自组装到金电极表面,制成了新型过氧化氢生物传感器.采用循环伏安法和计时电流法对该传感器的性能进行了详细研究.实验发现,该传感器增加了酶的吸附量,响应快、稳定性好,对H2O2表现出良好的响应特性.检测范围为4.2×10-7～3.0×10-3 mol/L,检出限为1.4×10-7 mol/L,并具有抗尿酸、抗坏血酸等干扰的特点.     

基于金纳米-植酸胶束混合组装的过氧化氢传感器的电化学研究

采用混合组装技术,利用植酸胶束(IP6micelles)的磷酸酯键络合辣根过氧化物酶(HRP)和金纳米粒子(GNPs),形成了具有生物亲和性的纳米复合材料,保持了辣根过氧化物酶的生物活性,并利用金纳米粒子的高电子密度、介电特性和催化性能,实现了HRP与玻碳电极(GCE)表面的直接电子转移。Nafion膜的滴加能提高电极的选择性和稳定性。实验过程中借助紫外-可见吸收光谱和透射电子显微镜进行表征,实验结果证明:GNPs的高导电和高催化性能,结合植酸胶束的优良生物相容性和对酶的高负载量的特点,使得吸附在其上的HRP保持活性,制备的生物传感器能对H2O2进行电催化还原。Nafion/HRP-IP6micelles-GNPs/GCE对H2O2的线性浓度范围为5×10-7～1.15×10-5mol/L(线性相关系数r=0.993,n=9),最低检测限为0.1μmol/L(信噪比S/N=3),米氏常数为0.002 4 mmol/L。     

基于铂纳米线阵列的葡萄糖生物传感器

用电沉积法在聚碳酸酯膜板中制备了铂纳米线阵列,纳米线直径约为250 nm,长度约为2 μm.SEM表征表明,铂纳米线阵列具有均匀有序的结构,纳米线密度为5×108 cm-2.将纳米线阵列薄膜固定到电极表面,研究了修饰电极的电化学行为.在较低电位下(-0.1 V),修饰电极对过氧化氢具有良好的电催化性能,并有较宽的线性响应范围(1×10-7～5×10-2 mol/L).通过戊二醛在电极表面固定葡萄糖氧化酶制备了一种新的葡萄糖传感器.该传感器对葡萄糖的线性响应范围为5×10-6～2×10-3 mol/L,检测下限为1 μmol/L.     

液相自组装在表面增强拉曼散射生物传感器中的研究进展

研究发现在不混溶两相界面自组装的纳米粒子可以用于构建液相表面增强拉曼散射（SERS）基底,与传统的固相SERS生物传感器相比,基于此技术发展起来的液相SERS生物传感器具有界面无损、组装快速、自愈合、可以进行原位检测等优势。由此衍生出了一系列在液相自组装SERS活性材料构建生物传感器的方法,该文重点讨论了将液相自组装SERS技术用于对一类重要的疾病标志物microRNAs(miRNAs)的检测中,以扩展基于液相自组装界面作为SERS基底的生物传感器更广阔的应用。     

壳聚糖／葡萄糖氧化酶复合膜结合静电自组装技术制备葡萄糖生物传感器的研究

该文利用壳聚糖(chitosan,CS)结合静电自组装方法固定葡萄糖氧化酶(glucose oxidase,GOx)制备了复合膜修饰的酶电极,构建了一种新型的葡萄糖生物传感器,实验结果表明随着(CS/GOx)薄膜层数增加,产生的氧化电流升高,可以通过增加组装次数提高酶电极中GOx的量.实验得到(CS/GOx)6、(CS/GOx)9和(CS/GOx)12响应时间分别为6.4 s、8.5 s和13.0 s,线性浓度范围为7×10-4～1.3×10-2mol/L、4.2×10-4～1.6×10-2mol/L、1.4×10-4～1.9×10-2mol/L.传感器的工作曲线表明增加GOx的层数可以提高传感器的灵敏度,但同时延长了响应时间.     

基于壳聚糖-纳米TiO2复合膜／CdSe固定血红蛋白的过氧化氢生物传感器的研究

以壳聚糖/nano-TiO2复合膜为基底固载量子点硒化镉(CdSe)和血红蛋白(Hb)制备过氧化氢生物传感器.用循环伏安法对修饰电极进行了表征,并用计时电流法对过氧化氢(H2O2)生物传感器的性能进行了研究.结果表明,在优化的实验条件下,该传感器的响应电流与其浓度在3.9×10-6～1.2×10-2mol/L范围内呈良好的线性关系,检出限为1.0×10-6mol/L.该传感器的米氏常数为1.65mmol/L,表明所固定的酶具有较高的生物活性.     

结合PAH聚电解质和纳米金界面的压电免疫传感器研究

提出了一种聚丙烯氯化铵(PAH)-纳米金固定抗体的压电免疫传感器界面的构建方法.先在压电石英晶振的金电极表面自组装一层半胱氨酸单层膜,通过戊二醛交联带大量NH2基的聚电解质PAH,随后在PAH膜表面自组装一层纳米金粒子,以静电吸附作用固定IgG抗体,研制成一种新的压电免疫传感器的界面,用于对相应抗原的检测.研究了PAH浓度及抗体固定化等实验条件的影响,探讨了传感器的主要响应特性与再生性能,并与戊二醛直接固定的传感器的性能进行了比较.结果表明,前者固定的抗体的活性较高,响应频率较大,检测的线性范围较宽,非特异性吸附小,能有效地改善传感器的灵敏度和检测限,而且容易进行传感器的再生.     

MWNTs与GNPs—CHIT修饰的过氧化氢生物传感器

在玻碳电极（GCE）上自组装一层多壁碳纳米管（MWNTs）,构建负电荷的界面,然后,静电吸附一层阳离子电子媒介体硫堇（Thi）,再由共价键作用自组装一层纳米金（GNPs）,壳聚糖（CHIT）混合溶液的复合薄膜,通过静电吸附辣根过氧化物酶（HRP）制得过氧化氢（H2O2）生物传感器。采用循环伏安法和计时电流法考察了该生物传感器的电化学性质,并研究了该修饰电极对H2O2的催化还原作用。生物传感器的响应电流与H2O2浓度在8．2×10^-6～1．1×10^-3mol／L范围内呈现线性关系,检出限为5．8×10^-7mol／L,达到95％稳态响应时间约为15s。将此生物传感器用于H2O2的检测,结果令人满意。     

A hydrogen peroxide biosensor based on direct electrochemistry of hemoglobin in Hb–Ag sol films

Hemoglobin (Hb) was used as a template to fabricate hemoglobin–silver (Hb–Ag) sol in which the hemoglobin showed direct electrochemistry on a glass carbon (GC) electrode. Ultraviolet–visible (UV–vis) spectra and reflectance absorption infrared (RAIR) spectra suggested that hemoglobin in Hb–Ag sol retained its native secondary structure. Scanning electron microscopy (SEM) demonstrated that the morphology of the Hb film was much different from the Hb–Ag sol film. The Hb–Ag film proved to exhibit a good electrocatalytic activity for the reduction of hydrogen peroxide. Based on this, a novel amperometric hydrogen peroxide biosensor was developed, which showed a sensitive response to the reduction of H₂O₂ without any electron mediator. Under optimum conditions, the biosensor responded linearly to H₂O₂ in the concentration range of 1 × 10⁻⁶ to 2.5 × 10⁻² M with detection limit of 1 × 10⁻⁷ M at 3σ. Moreover, the studied biosensor exhibited high sensibility, good reproducibility, and long-term stability.     

乙醇对肌红蛋白电化学行为的影响及其在生物传感器研制中的应用

该文首先研究了乙醇对肌红蛋白直接电化学及电催化活性的影响.结果表明,实验所用缓冲体系中乙醇的存在可以促进肌红蛋白在电极上的电子传递以及结合及催化O2的能力.紫外吸收光谱显示,乙醇体积分数不超过20%时将不会改变该蛋白质的结构.进一步研究表明,乙醇体积分数为0～20%时,肌红蛋白对H2O2的催化峰电流随实验所用缓冲体系中乙醇体积分数的增加而增大,表明少量乙醇的存在可以增强肌红蛋白对H2O2的电催化响应.在此基础上,构建了更加灵敏的H2O2生物传感器,其响应的线性范围为5.0×10-6～6.0×10-4 mol/L,灵敏度为48.7 μA/(mmol/L).     

Optochemical hydrogen peroxide sensor based on oxygen detection

A novel hydrogen peroxide sensor based on an optochemical oxygen sensor is presented. An oxygen sensitive membrane is covered with an additional layer containing inorganic catalysts which decompose hydrogen peroxide to water and oxygen. The oxygen is detected in the underlying oxygen sensitive membrane via luminescence quenching. The investigated concentration range for the reported sensor was between 0.1 and 2 wt.% hydrogen peroxide in water. Several catalysts were tested for this application with manganese dioxide being the preferred material. In addition to this, it was shown that by coating the sensor with a proper polymer layer, the hydrogen peroxide sensitivity could be improved up to five times compared to an uncoated sensor. The response times of the sensors depends on the type of covering layer, with the shortest response times being similar to that of uncoated sensors (t₉₅ was approximately 1 min for a change from 0 to 0.2 wt.% hydrogen peroxide in water).