石英晶體微天平型免疫傳感器

3. 1　測定原理
目前的壓電傳感器有兩種工作模式:一種是厚度減切型模式,另一種是表面聲波模式[ 24 ] 。石英晶
體微天平( quartz crystalmicrobalance,QCM )即是基于前一種模式構建的壓電傳感器。其中應用于免疫分析的分支被稱為QCM型免疫傳感器。它的響應原理基于石英晶體在一定外力作用下會產生壓電效應,當石英晶體接入與晶體基頻近似的電子和機械振蕩電路時,就能獲得頻率共振。Sauerbrey首先推導出在氣相中石英晶體共振頻率變化與沉降或吸附于電極表面物質質量變化關系的方程:

Δf、f、ΔM、A、N、P分別為石英晶體的頻率變化、共振基頻、晶片表面沉積或吸附物質質量的變化、參與晶
體振動的面積、頻率常數和晶體密度。從公式(3)可知晶體表面沉積或吸附物質質量的變化與共振頻
率變化的絕對值呈正比。在液相中,由于晶體振動能量在晶體和溶液界面間存在較大的能量損失,所以
早期的QCM分析僅限于氣相中的測定。為了使QCM傳感器能適用于液相分析, Kanasawa等又提出了石英晶體在液相振動頻率方程:

ρ、η、ρq 、ηq 分別表示溶液的密度、粘度和純水的密度、粘度。除鹽溶液和高聚合物溶液外,在其它溶液中晶片的頻率變化Δf中與溶液的(ρη) 1 /2是呈線性變化的[ 25 ] 。
從上面的討論來看, SPR型免疫傳感器和QCM型免疫傳感器在測定時所基于的物理原理有很多的
相似性[ 26 ] 。例如它們都利用了波在界面上的傳播以及波的共振現象,而且這些波都是非輻射性的(即是一種消失波) 。傳感器界面上所發生的物理和化學變化都是通過在消失波范圍內的共振變化來表征的。這些相似性決定了它們在應用研究中有很多可比性。

3. 2　免疫傳感器的構建和應用
與SPR傳感器相比,QCM傳感器較早地被用于免疫分析領域。Shons等[ 27 ]報道了將牛血清白蛋白
(BSA)固定在了石英晶體表面對BSA抗體進行測定的實驗方法,標志第一個QCM型免疫傳感器的誕
生。隨后,通過直接吸附法構建的QCM型免疫傳感器成功應用于檢測免疫脂質體[ 28 ] 、篦麻蛋白[ 29 ] 、霍亂弧菌[ 30 ] 、葡萄球菌所產生的外毒素B[ 31 ]以及愛滋病毒[ 32 ]的實驗研究。同直接吸附法構建SPR型免疫傳感器一樣,這種方法所構建的QCM型免疫傳感器也存在穩定性差的問題。利用細菌性抗體結合蛋
白(如蛋白A和蛋白G)固定抗體的方法也曾用于QCM型免疫傳感器構建,用于檢測細菌[ 33 ] 、病毒
[ 34 ] 、激素[ 352 ]以及補體C4[ 36 ]和纖維蛋白[ 37 ] 。值得注意的是在某些免疫分析中,這種通過蛋白A固定抗體的方法比通過聚合物(如聚乙烯基亞氨)或硅烷化方法所構建的QCM型免疫傳感器的性能更好,
穩定性更高[ 34, 36, 37 ] 。通過LB膜( langmuir2blodgett films, LB) [ 38 ]和生物素/抗生物素蛋白鏈菌素復合物固定抗體[ 39 ]也是曾被采用的免疫分子固定方法。Ebato等通過LB技術將含熒光素的脂質固定在QCM傳感器表面,分別研究了熒光素對抗熒光素抗體和抗體的Fab段的親和力大小以及相關的結合動力學
情形。
近年來,通過在晶片表面引入功能基團,然后再衍生化功能基團固定抗體的方法被廣泛地采用。例
如通過氨基丙基三乙氨基硅烷先將晶體表面硅烷化,而后用戊二醛將抗體和晶體表面的氨基耦連起來
的固定方法[ 40 ] ;通過在晶片上涂一層聚合物(如聚乙烯基亞氨) ,再用戊二醛連接抗體和固定在晶體表面的聚乙烯基亞氨的方法[ 34 ] ;通過在壓電石英晶體表面涂覆甲基丙烯酸甲酯和甲基丙烯酸羥乙酯共聚物,共聚物再經溴化氰活化后固定抗體的方法[ 41 ] 。另外,將帶有功能基團的巰基化合物自組裝在貴金屬表面,然后對功能基團進行衍生化耦連免疫分子的方法[ 42, 43 ]以及直接將抗體2巰醇復合物自組裝在金表面所構建的QCM型免疫傳感器的報道也越來越多[ 44 ] 。
綜上所述,QCM型免疫傳感器是一種能夠靈敏測定μg/L數量級生物分子濃度變化的生物傳感器,近
年來在相關生物分析研究中越來越多地被關注[ 45 ] 。目前QCM型免疫傳感器已經在很多分析領域能夠達到或接近SPR型免疫傳感器的分析水平,儀器簡單、價格相對便宜。如果未來石英晶體價格能大幅下降或者石英晶片的再生性使用能被很好地解決,那么QCM型免疫傳感器的應用前景將會更為樂觀。