石英晶体微天平型免疫传感器

XJzy

[导读] 石英晶体微天平型免疫传感器3. 1　测定原理目前的压电传感器有两种工作模式:一种是厚度减切型模式,另石英晶体微天平型免疫传感器
3. 1　测定原理
目前的压电传感器有两种工作模式:一种是厚度减切型模式,另一种是表面声波模式[ 24 ] 。石英晶
体微天平( quartz crystalmicrobalance,QCM )即是基于前一种模式构建的压电传感器。其中应用于免疫分析的分支被称为QCM型免疫传感器。它的响应原理基于石英晶体在一定外力作用下会产生压电效应,当石英晶体接入与晶体基频近似的电子和机械振荡电路时,就能获得频率共振。Sauerbrey首先推导出在气相中石英晶体共振频率变化与沉降或吸附于电极表面物质质量变化关系的方程:

Δf、f、ΔM、A、N、P分别为石英晶体的频率变化、共振基频、晶片表面沉积或吸附物质质量的变化、参与晶
体振动的面积、频率常数和晶体密度。从公式(3)可知晶体表面沉积或吸附物质质量的变化与共振频
率变化的绝对值呈正比。在液相中,由于晶体振动能量在晶体和溶液界面间存在较大的能量损失,所以
早期的QCM分析仅限于气相中的测定。为了使QCM传感器能适用于液相分析, Kanasawa等又提出了石英晶体在液相振动频率方程:

ρ、η、ρq 、ηq 分别表示溶液的密度、粘度和纯水的密度、粘度。除盐溶液和高聚合物溶液外,在其它溶液中晶片的频率变化Δf中与溶液的(ρη) 1 /2是呈线性变化的[ 25 ] 。
从上面的讨论来看, SPR型免疫传感器和QCM型免疫传感器在测定时所基于的物理原理有很多的
相似性[ 26 ] 。例如它们都利用了波在界面上的传播以及波的共振现象,而且这些波都是非辐射性的(即是一种消失波) 。传感器界面上所发生的物理和化学变化都是通过在消失波范围内的共振变化来表征的。这些相似性决定了它们在应用研究中有很多可比性。
3. 2　免疫传感器的构建和应用
与SPR传感器相比,QCM传感器较早地被用于免疫分析领域。Shons等[ 27 ]报道了将牛血清白蛋白
(BSA)固定在了石英晶体表面对BSA抗体进行测定的实验方法,标志第一个QCM型免疫传感器的诞
生。随后,通过直接吸附法构建的QCM型免疫传感器成功应用于检测免疫脂质体[ 28 ] 、篦麻蛋白[ 29 ] 、霍乱弧菌[ 30 ] 、葡萄球菌所产生的外毒素B[ 31 ]以及爱滋病毒[ 32 ]的实验研究。同直接吸附法构建SPR型免疫传感器一样,这种方法所构建的QCM型免疫传感器也存在稳定性差的问题。利用细菌性抗体结合蛋
白(如蛋白A和蛋白G)固定抗体的方法也曾用于QCM型免疫传感器构建,用于检测细菌[ 33 ] 、病毒
[ 34 ] 、激素[ 352 ]以及补体C4[ 36 ]和纤维蛋白[ 37 ] 。值得注意的是在某些免疫分析中,这种通过蛋白A固定抗体的方法比通过聚合物(如聚乙烯基亚氨)或硅烷化方法所构建的QCM型免疫传感器的性能更好,
稳定性更高[ 34, 36, 37 ] 。通过LB膜( langmuir2blodgett films, LB) [ 38 ]和生物素/抗生物素蛋白链菌素复合物固定抗体[ 39 ]也是曾被采用的免疫分子固定方法。Ebato等通过LB技术将含荧光素的脂质固定在QCM传感器表面,分别研究了荧光素对抗荧光素抗体和抗体的Fab段的亲和力大小以及相关的结合动力学
情形。
近年来,通过在晶片表面引入功能基团,然后再衍生化功能基团固定抗体的方法被广泛地采用。例
如通过氨基丙基三乙氨基硅烷先将晶体表面硅烷化,而后用戊二醛将抗体和晶体表面的氨基耦连起来
的固定方法[ 40 ] ;通过在晶片上涂一层聚合物(如聚乙烯基亚氨) ,再用戊二醛连接抗体和固定在晶体表面的聚乙烯基亚氨的方法[ 34 ] ;通过在压电石英晶体表面涂覆甲基丙烯酸甲酯和甲基丙烯酸羟乙酯共聚物,共聚物再经溴化氰活化后固定抗体的方法[ 41 ] 。另外,将带有功能基团的巯基化合物自组装在贵金属表面,然后对功能基团进行衍生化耦连免疫分子的方法[ 42, 43 ]以及直接将抗体2巯醇复合物自组装在金表面所构建的QCM型免疫传感器的报道也越来越多[ 44 ] 。
综上所述,QCM型免疫传感器是一种能够灵敏测定μg/L数量级生物分子浓度变化的生物传感器,近
年来在相关生物分析研究中越来越多地被关注[ 45 ] 。目前QCM型免疫传感器已经在很多分析领域能够达到或接近SPR型免疫传感器的分析水平,仪器简单、价格相对便宜。如果未来石英晶体价格能大幅下降或者石英晶片的再生性使用能被很好地解决,那么QCM型免疫传感器的应用前景将会更为乐观。