霍小鶴,劉培培,劉小強(qiáng),劉 錦

(河南大學(xué) 化學(xué)化工學(xué)院,河南 開封 475004)

以金納米顆粒-二氧化鈦納米線陣列為支架的電化學(xué)免疫傳感的構(gòu)建及其應(yīng)用

霍小鶴,劉培培,劉小強(qiáng)*,劉 錦

(河南大學(xué) 化學(xué)化工學(xué)院,河南 開封 475004)

首先以摻雜氟的二氧化錫導(dǎo)電玻璃為基片,采用水熱法制備出二氧化鈦納米線陣列,然后使用電化學(xué)沉積法將金納米顆粒修飾于二氧化鈦納米線陣列表面以增強(qiáng)其導(dǎo)電性和生物相容性.將納米金-二氧化鈦納米線陣列用作電化學(xué)免疫傳感器支架,利用納米金與癌胚抗原抗體之間的靜電吸附作用,將包被抗體負(fù)載于電極表面制得檢測(cè)癌胚抗原的電流型免疫傳感器.同樣,水熱法還被用于制備圓柱形二氧化鈦納米棒,以辛二酸雙 (3-磺基-N-羥基琥珀酰亞胺酯) 鈉鹽為雙氨基交聯(lián)劑,將辣根過氧化物酶和信號(hào)抗體一起固定于二氧化鈦納米棒表面作為示蹤標(biāo)記物.掃描電子顯微鏡、透射電子顯微鏡和X射線衍射分析儀均被用于分析上述材料的結(jié)構(gòu)、形貌和組成.通過夾心型免疫反應(yīng),示蹤標(biāo)記物上信號(hào)抗體被定量負(fù)載于免疫傳感器表面.通過一個(gè)以過氧化氫為媒介體的辣根過氧化物酶催化反應(yīng),差示脈沖伏安法被用于癌胚抗原的定量測(cè)定.結(jié)果表明,該癌胚抗原免疫傳感器線性范圍為0.01～120 μg/L,檢測(cè)限為6 ng/L.

二氧化鈦納米線陣列; 電化學(xué)沉積法; 金納米顆粒; 夾心型免疫反應(yīng); 癌胚抗原

腫瘤標(biāo)志物是一類存在于血液或組織中的生物分子,它們的含量常被作為監(jiān)測(cè)正常生理過程、致病過程以及治療效果的重要指標(biāo),也為臨床癌癥篩選與疾病診斷提供了重要信息[1-2].因此,準(zhǔn)確、靈敏地檢測(cè)腫瘤標(biāo)志物對(duì)癌癥的篩選、診斷和治療都起著至關(guān)重要的作用.癌胚抗原是大腸癌組織產(chǎn)生的一種糖蛋白,是一個(gè)廣譜性腫瘤標(biāo)志物,它能向人們反映出多種腫瘤的存在,對(duì)大腸癌、乳腺癌和肺癌的療效判斷、病情發(fā)展監(jiān)測(cè)和愈后健康評(píng)估非常重要[3-5].97%的健康成年人血清癌胚抗原濃度在2.5 μg/L以下.許多免疫分析法,包括熒光免疫分析[6]、電化學(xué)酶免疫分析[7]、化學(xué)發(fā)光免疫分析[8]、酶聯(lián)免疫吸附法[9]等均被廣泛用于檢測(cè)腫瘤標(biāo)記物.其中,電化學(xué)免疫分析法由于快速、有效和靈敏等特點(diǎn)得到廣泛應(yīng)用[10].

隨著納米材料科學(xué)的快速發(fā)展,各種各樣的納米材料被應(yīng)用于免疫傳感器的制備以提高其分析性能,如碳納米材料[11]、石墨烯[12]、二氧化硅[13]、量子點(diǎn)[14]等.在眾多納米材料中,二氧化鈦納米材料由于其優(yōu)異的生物相容性、優(yōu)良的化學(xué)穩(wěn)定性、大比表面積、機(jī)械性能好、合成方法簡(jiǎn)便等優(yōu)點(diǎn)吸引了廣泛的關(guān)注[15].尤其是一維二氧化鈦納米結(jié)構(gòu),如二氧化鈦納米管,被廣泛用于光電化學(xué)和電化學(xué)免疫傳感器的制備.例如GAO等[16]用二氧化鈦納米管陣列為傳感器支架,以辣根過氧化物酶標(biāo)記的信號(hào)抗體-金納米顆粒作為信號(hào)探針來檢測(cè)免疫球蛋白濃度.由于二氧化鈦納米管顯著的管狀特征：比表面積和內(nèi)部空間大,此免疫傳感器與其他普通電極相比,性能得到有效增強(qiáng).其對(duì)兔免疫球蛋白的濃度線性范圍為0.1～105 μg/L,檢測(cè)限為0.01 μg/L.

二氧化鈦納米線陣列的光電化學(xué)性能已經(jīng)有大量研究報(bào)道[17-18],但由于導(dǎo)電性差的缺點(diǎn),限制了其在電化學(xué)傳感器方面的應(yīng)用.為此，將二氧化鈦納米線陣列與高導(dǎo)電性材料復(fù)合是一種好的方法.金納米顆粒擁有良好的生物相容性和優(yōu)異的導(dǎo)電性,能促進(jìn)分析物與電極表面之間的電子轉(zhuǎn)移[19].同時(shí),它的大比表面積和豐富的活性位點(diǎn)可用來負(fù)載更多的生物分子,因此被廣泛用于生物傳感器的構(gòu)建.

本實(shí)驗(yàn)采用水熱法制備了整齊、致密的二氧化鈦納米線陣列,然后用電化學(xué)沉積法將金納米顆粒修飾于二氧化鈦納米線陣列表面,并將其作為一個(gè)新型免疫傳感器支架用于負(fù)載包被抗體Ab1.水熱法還被用于制備圓柱形二氧化鈦納米柱,并將其與辣根過氧化物酶一起用于標(biāo)記信號(hào)抗體Ab2.夾心型免疫反應(yīng)后,差示脈沖伏安法被用于定量檢測(cè)癌胚抗原.

1 實(shí)驗(yàn)部分

1.1 試劑與儀器

鼠單克隆癌胚抗原包被抗體 (Ab1) (克隆號(hào)21D6)、信號(hào)抗體 (Ab2) (克隆號(hào)24D2) 和癌胚抗原 (98%) (產(chǎn)品編號(hào)A0102) (成都雙流正龍生化制品研究室); FTO玻璃片(厚1.1 mm,電阻10Ω / sq) (武漢晶格太陽(yáng)能科技有限公司); 濃鹽酸 (37%)、鈦酸丁酯和四氯化鈦 (天津市化學(xué)試劑有限公司); 氯仿、無(wú)水乙醇和30%過氧化氫 (國(guó)藥集團(tuán)化學(xué)試劑有限公司)；氫醌、氨水 (28%)和殼聚糖 (北京市百靈威科技有限公司); 三水氯金酸、3-氨基丙基三乙氧基硅烷、辛二酸雙 (3-磺基-N-羥基琥珀酰亞胺酯) 鈉鹽、辣根過氧化物酶和牛血清蛋白 (上海西格瑪奧德里奇貿(mào)易有限公司); 所用超純水均來自一個(gè)微孔水凈化系統(tǒng) (≥18 MΩ); 磷酸鹽緩沖液(PBS) 由含0.1 mol/L氯化鉀的0.05 mol/L 磷酸二氫鉀與0.05 mol/L 磷酸氫二鉀混合制得,并用作支持電解液; 洗滌緩沖液為含0.5 g/L Tween 20的磷酸鹽緩沖液 (0.05 mol/L,pH 7.0)； 封閉緩沖液為含50 g/L牛血清蛋白的磷酸鹽緩沖液 (0.05 mol/L,pH 7.0).

掃描電子顯微鏡 (SEM,日本電子株式會(huì)社); JEM-2010型透射電子顯微鏡 (TEM,日本電子株式會(huì)社); Brukker D8 Advance型X射線粉末衍射儀 (XRD,德國(guó)布魯克AXS有限公司); Zennium,IM6ex型電化學(xué)工作站 (ZAHNER,德國(guó)); CHI630D 型電化學(xué)工作站 (上海辰華儀器有限公司).

1.2 二氧化鈦納米線陣列的制備及金納米顆粒的沉積

先將幾片F(xiàn)TO基片相繼用丙酮、乙醇和超純水洗滌,在N2流下干燥備用.將13 mL濃鹽酸 (37%) 用15 mL去離子水稀釋,室溫下攪拌5 min.加入300L鈦酸丁酯后,繼續(xù)攪拌15 min以得到澄清溶液.將所得溶液與上述洗滌干凈的FTO基片一起轉(zhuǎn)移至50 mL聚四氟乙烯內(nèi)襯的高壓反應(yīng)釜內(nèi),在150 ℃下反應(yīng)12 h,冷卻至室溫,取出FTO基片,用去離子水洗滌并在N2流下干燥.反應(yīng)后,FTO基片上均勻覆蓋有一層白色的二氧化鈦納米管陣列薄膜[20].

以0.1 mol/L磷酸鹽緩沖液為溶劑配制1.0 mmol/L 氯金酸溶液,將所制二氧化鈦納米管陣列作為工作電極,在-1.0～1.15 V內(nèi)進(jìn)行循環(huán)伏安掃描以電化學(xué)沉積金.

1.3 圓柱形二氧化鈦納米棒的制備及其氨基化

將1.8 mL 四氯化鈦緩慢加入到含19 mL超純水的燒杯中 (冰水浴0～5 ℃),強(qiáng)力攪拌10 min獲得白色懸浮液.再將1.8 mL 氯仿加入此混合液中,繼續(xù)攪拌10 min,將混合液轉(zhuǎn)入聚四氟乙烯內(nèi)襯的高壓反應(yīng)釜內(nèi),160 ℃ 反應(yīng)12 h.冷卻至室溫,離心收集白色沉淀,用去離子水和無(wú)水乙醇洗滌至pH 7.0,然后60 ℃真空干燥12 h,室溫下儲(chǔ)存?zhèn)溆肹21].

將100 mg所得二氧化鈦納米棒置于含20 mL乙醇、1 mL氨水溶液 (28%) 和4 mL 3-氨丙基三乙氧基硅烷的混合液中,室溫下攪拌過夜以防止二氧化鈦納米棒沉降.次日離心分離,棄去上清液,所得白色沉淀物洗滌、干燥后,室溫下儲(chǔ)存?zhèn)溆?

1.4 信號(hào)抗體示蹤標(biāo)記物的制備

將2 mg 辛二酸雙 (3-磺基-N-羥基琥珀酰亞胺酯) 鈉鹽溶解在1 mL 磷酸鹽緩沖液 (PBS,0.02 mol/L) 中獲得溶液A,然后將3 mg 氨基化的二氧化鈦納米棒分散于溶液A中,攪拌下加入300 μL 2 g/L的辣根過氧化物酶水溶液并在室溫下孵育30 min.然后加入15 μL含0.5 g/L信號(hào)抗體Ab2的磷酸緩沖液,4 ℃下攪拌8 h,離心分離,所得沉淀物用磷酸鹽緩沖液洗滌并用含2%牛血清蛋白的磷酸鹽緩沖液在室溫下封閉30 min.最后用磷酸鹽緩沖液洗滌后,分散于含0.1% 牛血清蛋白的1.0 mL 磷酸鹽緩沖液中,備用.

1.5 癌胚抗原免疫傳感器的組裝

1.6 免疫分析過程

為進(jìn)行免疫反應(yīng)和電化學(xué)測(cè)試,上述制備所得的電化學(xué)免疫傳感器先用20L不同濃度的癌胚抗原稀釋液在室溫下孵育40 min,然后分別用洗滌緩沖液和磷酸鹽緩沖液洗滌1.5 min.再用20L信號(hào)抗體示蹤標(biāo)記物在室溫下孵育40 min,并分別用洗滌緩沖液和磷酸鹽緩沖液洗滌3 min.隨后,將該電化學(xué)免疫傳感器、參比電極、對(duì)電極置于含5 mL 磷酸鹽緩沖液的電化學(xué)電池中,接著將氫醌 (最終濃度2 mmol/L) 和過氧化氫 (最終濃度1 mmol/L) 注入此電池中,在0～-0.8 V下進(jìn)行差示脈沖伏安掃描,以定量測(cè)定癌胚抗原.

2 結(jié)果與討論

2.1 二氧化鈦納米線陣列和二氧化鈦納米棒的形貌表征

SEM和TEM技術(shù)被用于表征金納米顆粒沉積前后的二氧化鈦納米線陣列以及二氧化鈦納米棒的形貌.如圖1所示,二氧化鈦納米線陣列的SEM平面圖 (a) 和截面圖 (b) 均表明水熱反應(yīng)后,FTO表面的白色薄膜為致密、垂直排列的二氧化鈦納米線陣列,它們擁有矩形橫截面,其平均直徑和長(zhǎng)度分別約為150～180 nm和1.5～2 μm.電化學(xué)沉積金納米顆粒后,如圖1 (c) 所示,二氧化鈦納米線陣列上分散著直徑約為30 nm小顆粒,這表明金納米顆粒被成功沉積于二氧化鈦陣列表面.TEM技術(shù)被用于表征所制備的二氧化鈦納米棒的形貌,如圖 (d) 所示,所有納米棒為圓柱形結(jié)構(gòu),其平均直徑約為20 nm,平均長(zhǎng)度約為180 nm,這有助于生物分子的負(fù)載.

圖1 二氧化鈦納米線陣列的 (a) SEM平面圖和(b) SEM截面圖,(c) 二氧化鈦納米線陣列沉積金納米顆粒后的SEM圖,(d) 圓柱形二氧化鈦納米棒的TEM圖Fig.1 (a) plane-view SEM image and (b) side-view SEM image of the TiO2 nanowire arrays,(c) SEM image of gold nanoparticle modified TiO2 nanowire arrays,(d) TEM im-age of TiO2 nanorods

2.2 材料的XRD表征

為證明金納米顆粒的成功沉積以及二氧化鈦納米線陣列和二氧化鈦納米棒的晶型結(jié)構(gòu),圖2展示了它們的XRD圖譜.圖2A (a)展示了FTO基片的衍射峰并用星號(hào)標(biāo)記以方便比較.圖2A (b)為純二氧化鈦納米線陣列的XRD圖,其中在36.1°和 62.7°處的兩個(gè)特征衍射峰分別對(duì)應(yīng)四方金紅石型二氧化鈦的 (101) 和 (002) 晶面.沉積金納米顆粒后,如圖2A (c)所示,在44.2°處出現(xiàn)了金納米顆粒的特征衍射峰,它對(duì)應(yīng)于金的(200)衍射晶面,說明金納米顆粒已經(jīng)被成功修飾于二氧化鈦納米線陣列表面.圖2B為所制備圓柱形二氧化鈦納米棒的XRD衍射圖譜,如圖所示,2θ為27.55°,36.33°,39.33°,41.43°,44.24°,54.50°,56.78°,62.91°,64.23°,69.14°,70.02°處的衍射峰均為金紅石型二氧化鈦的特征衍射峰,它們分別歸屬于(110),(101),(200),(111),(210),(211),(220),(002),(310),(301),(112)特征衍射晶面,這表明純相二氧化鈦納米材料的成功制備.

圖2 (A):(a) 裸FTO基片,(b) 純二氧化鈦納米線陣列,(c) 沉積金納米顆粒后的二氧化鈦納米線陣列; (B):圓柱形二氧化鈦納米棒的XRD圖譜Fig.2 (A):XRD pattern of (a) bare FTO substrate,(b) pristine TiO2 nanowire arrays,(c) TiO2 nanowire arrays modified with gold nanoparticles; (B):cylinder-shaped TiO2 nanorods

2.3 免疫傳感器的組裝過程表征

為證明該免疫傳感器的成功制備,電化學(xué)阻抗和循環(huán)伏安法均被用來監(jiān)測(cè)所得電化學(xué)免疫傳感器的組裝過程.阻抗實(shí)驗(yàn)是在含有0.1 mol/L KCl電解質(zhì)的5 mmol/L K3[Fe(CN)6]/K4[Fe(CN)6]溶液中進(jìn)行,所施加直流電壓為0.230 V,上面疊加5 mV的交流電壓,頻率范圍均為100 kHz～100 mHz.

圖3 (A):電化學(xué)阻抗表征該免疫傳感器的組裝過程; (B):循環(huán)伏安法表征該免疫傳感器的組裝過程Fig.3 (A):Nyquist plots of (a) bare FTO,(b) TiO2 nanowire arraysFTO,(c) AuNPs-TiO2 nanowire arrays FTO,(d) Ab1 AuNPs-TiO2 nanowire arraysFTO,(e) BSAAb1 AuNPs-TiO2 nanowire arraysFTO,and (f) Ab2 tracing labelCEABSAAb1 AuNPs-TiO2 nanowire arraysFTO; (B):Cyclic voltammetry characteriz-ation of assem-bly process of the proposed immunosensor

圖3A中的所有奈奎斯特圖在高頻區(qū)均包含一個(gè)半圓,它對(duì)應(yīng)電子轉(zhuǎn)移阻力 (Ret); 在低頻區(qū)呈現(xiàn)出一個(gè)直線部分,它對(duì)應(yīng)擴(kuò)散控制過程.半圓直徑與修飾電極表面的鐵氰化鉀電子傳遞系數(shù)成反比,這為我們判斷材料導(dǎo)電性提供了一個(gè)視覺判斷標(biāo)準(zhǔn)[22].如圖3A所示,裸FTO電極 (曲線a) 呈現(xiàn)出一個(gè)很小的半圓,代表表面電阻很小,屬于擴(kuò)散控制過程.與此相反,純二氧化鈦納米線陣列 (曲線b) 半徑較大,表明二氧化鈦導(dǎo)電性較差.但是,電化學(xué)沉積金納米顆粒后,阻抗半徑 (曲線c) 相較于純二氧化鈦納米線陣列 (曲線b)明顯減小,表明金納米顆粒的沉積大大增強(qiáng)了二氧化鈦納米線陣列的導(dǎo)電性.在曲線d～f中,沉積金納米顆粒的二氧化鈦納米線陣列電極依次被修飾上Ab1、BSA和信號(hào)抗體Ab2示蹤標(biāo)記物.從圖中可以看出,伴隨著逐步修飾過程,半圓直徑逐漸增加,這主要是由于蛋白質(zhì)的低導(dǎo)電性和位阻效應(yīng),阻礙了電化學(xué)探針鐵氰化鉀向電極表面的電子傳遞,同時(shí)也表明了各種材料被成功層層組裝于電極表面.

圖3B為在含有0.1 mol/L KCl電解質(zhì)的5 mmol/L K3[Fe(CN)6]/K4[Fe(CN)6]溶液中，使用循環(huán)伏安法表征該免疫傳感器的組裝過程.如圖3B (a) 所示,裸FTO電極所測(cè)得氧化還原電流最大,表明導(dǎo)電性很好.在水熱反應(yīng)生成二氧化鈦納米線陣列后(曲線b),氧化還原電流明顯減弱,表明二氧化鈦導(dǎo)電性較差.電化學(xué)沉積金納米顆粒后,如圖3B (c) 所示,氧化還原電流相較于曲線b有很大增強(qiáng),表明金納米顆粒的沉積大大增強(qiáng)了二氧化鈦納米線陣列的導(dǎo)電性.隨著Ab1、BSA和信號(hào)抗體Ab2標(biāo)記物的一步步修飾,氧化還原電流逐漸減弱,再次表明了該免疫傳感器的成功組裝,這些結(jié)果與電化學(xué)阻抗所測(cè)結(jié)果高度一致.

2.4 電化學(xué)免疫傳感器檢測(cè)條件的優(yōu)化

測(cè)試溶液的pH是影響免疫傳感器性能的一個(gè)重要因素,因?yàn)閺?qiáng)酸和強(qiáng)堿環(huán)境均會(huì)破壞生物分子的活性.溶液pH對(duì)免疫傳感器差示脈沖伏安電流響應(yīng)的影響如圖4A所示，電流響應(yīng)值在pH 5.0～7.0范圍內(nèi)隨著pH的增加而快速增加,當(dāng)pH超過7.0后,開始減小.因此,含0.10 mol/L KCl的0.05 mol/L PBS (pH 7.0) 緩沖液被選作檢測(cè)液用于檢測(cè)癌胚抗原.

癌胚抗原在免疫傳感器表面的培育時(shí)間是影響免疫傳感器分析性能的另一個(gè)重要因素.在室溫下,癌胚抗原免疫傳感器的電流響應(yīng)值隨癌胚抗原培育時(shí)間的增加而顯著增加,超過40 min后基本達(dá)到一個(gè)恒定值 (如圖4B所示),這表明癌胚抗原與電極表面的包被抗體Ab1的結(jié)合達(dá)到飽和.因此,將40 min選作此夾心型免疫傳感器抗原的培育時(shí)間.

圖4 (A):檢測(cè)液的pH值; (B):癌胚抗原的培育時(shí)間對(duì)所制備免疫傳感器差示脈沖伏安電流響應(yīng)的影響Fig.4 Effects of (A) pH of detection solution and (B) incubation time of CEA on DPV response of the pro-posed im-munosensor

2.5 定量測(cè)定CEA

基于特異性?shī)A心型免疫反應(yīng)和以過氧化氫為媒介的辣根過氧化物酶催化反應(yīng),該免疫傳感器被用于定量檢測(cè)癌胚抗原,如圖5所示,隨著癌胚抗原濃度的增加,差示脈沖伏安還原峰電流逐步增加.校準(zhǔn)曲線(圖4中的插圖)顯示峰電流與癌胚抗原濃度的對(duì)數(shù)之間有良好的線性關(guān)系,線性范圍為0.01 μg/L至120 μg/L,相關(guān)系數(shù)為0.995 (n= 6).在信噪比為3的條件下癌胚抗原的檢測(cè)限低至6 ng/L,這比很多報(bào)道的免疫傳感器均低.

圖5 免疫傳感器對(duì)癌胚抗原濃度為0.01、0.1、1、20、80、120 μg/L的差示脈沖伏安響應(yīng); 插圖:差示脈沖伏安響應(yīng)與癌胚抗原濃度對(duì)數(shù)之間的標(biāo)準(zhǔn)曲線圖Fig.5 DPV responses of the proposed immunosensor to CEA concentration of 0.01,0.1,1,20,80,and 120 μg/L; Inset:Calibration plot of DPV response versus logarithms of CEA concentration

2.6 重現(xiàn)性、選擇性、穩(wěn)定性測(cè)試

為了探究該免疫傳感器的準(zhǔn)確度和重現(xiàn)性,在相同條件下分別制備4根電極,在同一條件下進(jìn)行分析測(cè)試,所得結(jié)果相對(duì)標(biāo)準(zhǔn)偏差 (RSD) 為 6.1%,表明此免疫傳感器具有良好的準(zhǔn)確性和重現(xiàn)性.

為評(píng)估該免疫傳感器的特異性,引入了幾種可能的干擾物,包括α-甲胎蛋白(AFP),前列腺癌蛋白抗原 (PSA),腫瘤抗原125 (CA125),免疫球蛋白G (IgG) 和牛血清蛋白(BSA).此免疫傳感器分別用含有上述其中一種干擾物 (100 μg/L) 的20 μg/L CEA孵育.如圖6所示,其中A為純CEA不含干擾物,B、C、D、E、F分別為CEA與AFP,PSA,CA125,IgG,BSA的混合物.與沒有干擾物相比,由干擾物引起的電流變化小于5.8%,這表明此免疫傳感器具有良好的選擇性.

圖6 免疫傳感器的特異性探究Fig.6 Specificity of the proposed immunosensor

此外,此免疫傳感器的穩(wěn)定性也通過測(cè)量它們?cè)? ℃條件下儲(chǔ)存2 w前后的電流響應(yīng)進(jìn)行了評(píng)估.結(jié)果表明,2 w后90.3%的電流響應(yīng)得以保留,這表明此免疫傳感器具有良好的穩(wěn)定性.

3 結(jié)論

首先采用水熱法制備了垂直、致密的二氧化鈦納米線陣列,然后將金納米顆粒電化學(xué)沉積于納米線陣列表面以增強(qiáng)其導(dǎo)電性,并將其用作免疫傳感器支架來固定包被抗體Ab1.通過SEM、TEM和XRD對(duì)納米材料進(jìn)行形貌和組成表征，驗(yàn)證了復(fù)合材料的成功合成.電化學(xué)阻抗和循環(huán)伏安法均用于監(jiān)測(cè)免疫傳感器的組裝,最終使用差示脈沖伏安法定量測(cè)定癌胚抗原濃度.結(jié)果表明，二氧化鈦納米線陣列具有高比表面積和良好生物相容性，而金納米顆粒的沉積增強(qiáng)了該免疫傳感器的導(dǎo)電性和生物相容性,極大改善了該癌胚抗原免疫傳感器的性能.

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[責(zé)任編輯：劉紅玲]

Construction of an electrochemical immunosensor based on Au nanoparticles-TiO2nanowire arrays and its application

HUO Xiaohe,LIU Peipei,LIU Xiaoqiang*,LIU jin

(CollegeofChemistryandChemicalEngineering,HenanUniversity,Kaifeng475004,Henan,China)

Initially,TiO2nanowire arrays (TiNW) were synthesized on a F doped SnO2(FTO) substrate through a facile hydrothermal method.With an electrochemical deposition method,gold nanoparticles (GNPs) were modified on the TiNW surface to enhance the conductivity and biocompatibility.Then,capture antibody (Ab1) was immobilized on the surface of electrode via electrostatic interaction between GNPs and Ab1.With BSA used to block possible remaining active sites against nonspecific adsorption,the amperometric immunosensor was prepared successfully.Hydrothermal method was also used to prepare cylinder-shaped TiO2nanorods,on which horseradish peroxidase (HRP) and signal antibody (Ab2) were immobilized to form the tracing labels.Bis(sulfosuccinimidyl) suberate sodium salt (BS3) was used as double amino crosslinking agent.Scanning electron microscopy (SEM),transmission electron microscope (TEM),and X-ray diffraction (XRD) were used to survey the structure,morphology and composition of the above materials.After a sandwich-type immunoreaction,the tracing labels were quantitatively captured on the immunosensor surface to generate electrochemical signals through a H2O2mediated HRP catalytic reaction.A linear range between 0.01 μg/L and 120 μg/L with a detection limit of 6 ng/L were obtained by differential pulse voltam-metry (DPV) for the quantitative determination of carcinoembryonic antigen.

TiO2nanowire arrays; electrochemical deposition method; gold nanoparticles; sandwich-type immunoreaction； carcinoembryonic antigen

2016-08-17.

國(guó)家自然科學(xué)基金(U1504215).

霍小鶴(1991-),女,碩士生,主要從事電化學(xué)生物傳感器研究.*

,E-mail:13781157777@163.com.

O657.1

A

1008-1011(2017)01-0113-07