一种干式双极电化学发光芯片及其在免疫检测中的应用的制作方法

1.本发明属于微流控芯片的设计和检测领域，具体涉及一种干式双极电化学发光芯片及其在免疫检测中的应用。


背景技术：

2.近年来，双性电极(bpe)由于其结构简单，制作方便，可在外加电场的触发下使得bpe两极同时发生氧化还原反应的特点，已在电化学合成、电化学发光传感等方面成功应用，成为研究热点。
3.bpe分为开放式bpe(o
‑
bpe)和闭合式bpe(c
‑
bpe)。o
‑
bpe的阴、阳极处于同一微通道中，两极处的反应易于互相影响。此外，电流不仅流经bpe，而且通过溶液，电流效率大大降低，所需驱动电压较大。与o
‑
bpe不同，c
‑
bpe的阴、阳极分别处于不同的反应溶液中，有效解决了o
‑
bpe的弊端，不仅避免了不同反应溶液的交叉污染，而且电流效率几乎为100％，极大的拓展了其应用范围。
4.双极电化学发光(bpe
‑
ecl)是bpe和电化学发光的联用，它为生化分析中生物标志物超敏检测提供进一步发展的潜力。bpe
‑
ecl具有操作简单、背景信号低、不使用放射性同位素、可实现高通量分析等显著优点，逐渐成为各种生物标志物的有效检测手段。其中，c
‑
bpe与ecl相结合(cbp
‑
ecl)的微流控芯片具有良好的分析性能，并且成功应用于检测小分子、蛋白质、细胞等，但仍然面临一些问题。例如，芯片材料一般为无机材料或聚合物材料，电极材料价格昂贵；涉及芯片的加工设备昂贵；芯片修饰过程繁琐；不易快速方便使用。这些都极大地限制了cbp
‑
ecl微流控芯片的应用场景。
5.干式化学分析技术是以湿式化学分析法为基础的一大类分析检测技术。越来越多的检测技术被应用到干式化学检测领域中，例如免疫层析技术是一种基于抗原与抗体特异性结合的酶标记、荧光标记、金纳米粒子标记等免疫试剂干片。目前，市场上免疫层析技术具有价格低、使用方便、快速检测、不需要昂贵仪器等优点，是一种常规的体外诊断方法。该技术能有效克服上述传统cbp
‑
ecl微流控芯片的缺陷，但一般难以定量检测。对于一些生物标志物(心肌肌钙蛋白、肌酸激酶同工酶和肌红蛋白等)的检测仍不能满足定量检测的需要。
6.综上，新型、快速、简便，适用于医院和家庭个人使用，能有效克服传统cbp
‑
ecl及免疫层析试纸条缺点的微流控芯片成为该领域技术人员亟待解决的技术问题。


技术实现要素：

7.本发明的目的在于提供一种干式双极电化学发光芯片及其在免疫检测中的应用，本发明的芯片将反应试剂组分集成在芯片上，可实现生物标志物的干式定量检测；其检测方法快速、操作便捷、灵敏度高。
8.本发明的目的通过下述技术方案实现：
9.一种干式双极电化学发光芯片，包括底板、电极片、检测片、结合片和加样片，所述
电极片、检测片、结合片和加样片层叠在底板之上；
10.所述的电极片包括一体化双性电极和驱动电极，双性电极阳极与对应的驱动电极位于报告通道中，双性电极阴极与对应的驱动电极位于支持通道中；电极片用于与外界电路连通，触发cbp
‑
ecl反应，报告通道一方面用于吸收检测片上多余的反应溶液，另一方面可用于连通cbp电流回路；
11.所述的一体化双性电极设计有呈y字形分布的两个阳极，其中的一个双性电极阳极与驱动电极对应放置，称为检测阳极；另一个双性电极阳极单独放置，称为质控阳极；
12.所述的两个双性电极阳极，对称分布，长度相同；
13.所述的电极片在报告通道与支持通道之间折叠，折叠后，所述的报告通道朝上(即朝向检测片)，所述的支持通道朝下(即朝向底板)；折叠后，两个通道基本重叠，但不连通；
14.所述的电极片为纸基或棉布基衬底；
15.所述电极片上报告通道长度是9
‑
11mm，优选10mm。
16.所述的检测片上设计有呈y字形分布的亲水通道；所述的检测片叠放在电极片之上，使亲水通道与一体化双性电极的阳极重叠；与电极片上检测阳极重叠的亲水通道作为检测区(t区)，与电极片上质控阳极重叠的亲水通道作为质控区(c区)；t区用于对生物标志物做检测，c区起到芯片质量控制的作用；如此设计的意义在于，电极片与外部电源连通后，其检测阳极与质控阳极即可电触发对应检测片上t区和c区上的ecl发光标记物；同时，本发明检测片t区和c区平行分布能克服传统试纸条t线和c线前后分布所遇到的问题。
17.所述的结合片和加样片设计有亲水通道，与检测片上亲水通道连通；
18.所述的底板，在与电极片支持通道对应的位置设有开口，便于向支持通道添加缓冲液。
19.所述结合片的亲水通道上固定修饰偶联ecl发光物质的、对应于生物标志物的标记抗体，其用量为6
‑
8μl，优选6μl；
20.所述的ecl发光物质优选三联吡啶钌衍生物。
21.所述检测片的检测区固定修饰生物标志物包被抗体；优选地，生物标志物的包被抗体浓度为60
‑
100μg/ml，特别优选100μg/ml。
22.所述的质控区固定修饰质控区包被抗体(比如山羊抗鸡igy)，所述的包被抗体是与生物标志物无关的二抗，起到质控作用。
23.所述电极片的双性电极阴极可通过修饰纳米材料来促进电子传递效率和提供一个高效的表面积，从而提供更强的ecl信号和更高的检测灵敏度；
24.所述的纳米材料可以是石墨烯量子点
‑
金纳米颗粒复合物(gqd
‑
aunps)、多壁碳纳米管或金纳米颗粒等；
25.优选地，所述电极片的双性电极阴极先滴涂修饰壳聚糖(cs)，再滴涂修饰石墨烯量子点
‑
金纳米颗粒复合物(gqd
‑
aunps)；进一步优选地，滴涂gqds
‑
aunps的用量为2
‑
6μl，特别优选6μl。
26.上述的干式双极电化学发光芯片可以用于对生物标记物做免疫检测；
27.所述的免疫检测包括以下步骤：
28.将含特定生物标记物的待测样品溶液滴加在上述芯片的加样片上，溶液流经结合片并与其上面的生物标记物的相应标记抗体结合；进一步流向检测片，与其上面的生物标
记物包被抗体结合，形成“标记抗体
‑
生物标记物
‑
包被抗体”免疫三明治夹心型复合物；在生物标记物免疫反应结束后，向加样片滴加缓冲液，一方面使报告通道充满溶液，另一方面去除检测区域未结合的标记抗体；随后，在电极片的支持通道中添加缓冲液；最后，电极片的驱动电极与外部直流电源连通以触发cbp
‑
ecl反应，由ccd相机采集ecl信号，进而对生物标记物进行定性和定量检测；
29.所述cbp
‑
ecl反应的驱动电压是6.5
‑
8.5v，优选8.5v。
30.所述免疫反应的孵育时间为3
‑
5min，优选3min。
31.所述的生物标记物为心肌肌钙蛋白i(ctn i)、c
‑
反应蛋白(crp)、谷丙转氨酶(alt)、ig e、癌胚抗原(cea)、前列腺抗原(psa)或牛血清蛋白(bsa)中的一种；
32.所述缓冲液为磷酸盐缓冲液(pbs)。
33.本发明相对于现有技术具有如下的优点及效果：
34.1、本专利首次发明了一种干式的、免疫的cbp
‑
ecl芯片，该芯片通过把反应试剂组分集成在芯片上，克服了现有免疫cbp
‑
ecl芯片操作繁琐、需要多步添加溶液的缺点。
35.2、本发明的芯片以纸、棉布为主要衬底材料，这两种材料柔性好、无污染、成本低，规避了市场上玻纤、nc膜等成本高的问题，芯片的实用性和普适性进一步得到提高。
36.3、本发明使用分子内共反应试剂激发ecl信号。与现有的cbp
‑
ecl相比，本发明芯片在使用时无需再次滴加共反应试剂，避免了共反应试剂溶液的微环境影响，使得ecl检测更准确，操作更简单。
37.4、本发明通过分子内自增强ecl发光标记物和c
‑
bpe阴极纳米材料修饰两种信号放大方式来实现生物标志物定量检测甚至超敏检测，有效克服传统免疫层析试纸条一般难以定量的缺点。
38.5、本发明的芯片操作简便，只需要滴加待测样品溶液和缓冲液便可用于仪器分析，无需专业人员操作，适用于现场即时检测。
39.6、本发明从加样到完成信号采集大约需要7min，可实现快速定量检测。
40.7、本发明所述干式免疫cbp
‑
ecl芯片本质上可实现对不同生物标记物的定量检测，这在心血管疾病、癌症等早期诊断和预防具有重要意义。
41.8、本发明芯片制作方法简单、环保、成本低，易于实现批量生产。
附图说明
42.图1为本发明芯片的组成结构示意图(正面)；
43.图2为本发明芯片的背面示意图；
44.图3为本发明芯片的结构分解示意图；
45.图4为本发明芯片电极片的组成结构示意图；
46.其中，1
‑
加样片，2
‑
结合片，3
‑
检测片，4
‑
电极片，5
‑
底板，6
‑
底板开口，7
‑
驱动电极，8
‑
疏水蜡坝，9
‑
双性电极阳极，10
‑
报告通道，11
‑
折叠线，12
‑
双性电极阴极，13
‑
支持通道。
47.图5为ecl强度值与报告通道长度的关系图。
48.图6为ecl强度值与驱动电压的关系图。
49.图7为ecl强度值与标记抗体用量的关系图。
50.图8为ecl强度值与包被抗体浓度的关系图。
51.图9为ecl强度值与孵育时间的关系图。
52.图10为ecl强度值与c
‑
bpe阴极上量子点用量的关系图。
53.图11为检测不同浓度ctn i时的分析曲线图(内插图为数据线性拟合曲线图)。
54.图12为检测ctn i时选择性评价。
具体实施方式
55.下面结合实施例及附图对本发明作进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。
56.实施例1
57.一种干式双极电化学发光芯片，其组成和结构如图1
‑
图4所示，包括加样片1、结合片2、检测片3、电极片4和底板5五个部分。
58.所述的电极片4(图4)包括一体化双性电极和驱动电极7，双性电极阳极9与对应的驱动电极位于报告通道10中，双性电极阴极12与对应的驱动电极位于支持通道13中；电极片用于与外界电路连通，触发cbp
‑
ecl反应，报告通道一方面用于吸收检测片上多余的反应溶液，另一方面可用于连通cbp电流回路；
59.所述的一体化双性电极设计有呈y字形分布的两个阳极9，其中的一个双性电极阳极与驱动电极对应放置，称为检测阳极；另一个双性电极阳极称为质控阳极；所述的两个双性电极阳极，平行对称分布，长度相同；
60.所述的电极片4在报告通道10与支持通道13之间折叠，折叠后，报告通道10朝上(即朝向检测片)，支持通道13朝下(即朝向底板)；折叠后，两个通道基本重叠，但不连通；电极片4为一种折叠式的布基c
‑
bpe，布基载体采用棉布，折叠时由疏水、带粘性的双面胶粘合。
61.所述c
‑
bpe阴极12经过修饰，修饰过程包括在表面滴涂具有粘附作用的2.5mg/ml cs，再滴涂1mg/ml gqd
‑
aunps(参照biosensors and bioelectronics,2019,130:55
‑
64制备)。
62.检测片3设计有由疏水蜡坝围成的、平行分布的检测区(t区)和质控区(c区)，所述的检测片3叠放在电极片4之上，使亲水通道与一体化双性电极的阳极9重叠；与电极片上检测阳极重叠的亲水通道作为检测区(t区)，与电极片上质控阳极重叠的亲水通道作为质控区(c区)；所述检测片3的t区和c区通过化学键共价结合的方式分别修饰固定0.1mg/ml心肌肌钙蛋白i(ctn i)的包被抗体(product code：d4160ma01
‑
ma,origene company)及0.1mg/ml质控区包被抗体(山羊抗鸡igy，b108，杭州启泰生物技术有限公司)。
63.结合片2和加样片1均由疏水蜡坝围成的亲水反应通道组成，其中结合片2的亲水通道两端分别连通加样片1和检测片3。如图3所示，所述芯片整体由底板5、电极片4、检测片3、结合片2和加样片1依次层叠组成而成。
64.所述结合片2的亲水通道滴涂0.1mg/ml偶联三联吡啶钌衍生物(参照talanta,2014,129:219
–
226)的心肌肌钙蛋白i(ctn i)标记抗体(product code：b9085ma06
‑
ma,origene company)溶液，在真空环境下37℃干燥干化；
65.底板5为单面带胶pvc薄板，其上层叠加样片1、结合片2、检测片3和电极片4；底板5
是芯片层叠、固定、支持的基底；所述的底板，在与电极片支持通道对应的位置设有开口6，便于向支持通道添加缓冲液。
66.电极片4用于与外界电路连通，触发cbp
‑
ecl反应，阳极报告通道10一方面用于吸收检测片3上多余的反应溶液，另一方面可用于连通cbp电流回路；检测片3上t区和c区分别用于修饰固定生物标志物的包被抗体和质控区包被抗体，以用于监测生物标志物浓度和芯片可行性；结合片2用于干化标记有ecl发光物质的标记抗体，它一端连通检测片3，另一端连通加样片1，构建了良好的待测样品流动通道；加样片1用于滴加待测样品，可对待测样品进行初步过滤，快速吸收待测样品溶液并流向结合片2。
67.实施例2
68.本发明干式双极电化学发光芯片的制作方法，具体如下：
69.1)构型设计：使用adobe illustrator cs6绘图软件设计加样片1、结合片2、检测片3、电极片4的构型，以此来定制300目聚酯微通道网板和电极网板。
70.所述加样片、结合片、检测片和电极片可采用纸或布纤维材料。
71.2)芯片印刷：加样片1、结合片2、检测片3的正面疏水蜡坝是采用蜡丝网印刷机(比如cn112192941a)印刷微通道网板制得。电极片4的正面上c
‑
bpe和驱动电极采用丝印机(型号cw 3050，东莞彩威印刷机械厂)印刷电极网板制得，背面上的疏水蜡坝8是由上述蜡丝网印刷机制得。
72.电极片4在报告通道10与支持通道13之间向内侧折叠，并由疏水的、带粘性的双面胶粘合，使报告通道和支持通道上下重叠，但互不连通，从而构建了折叠式的布芯片的电极片4。
73.3)芯片修饰
74.所述结合片2经过预处理后，将标记抗体滴加在结合片2的亲水通道中，37℃下真空干燥1h。
75.所述检测片3的t区和c区通过cs
‑
戊二醛化学键共价结合的方式分别修饰固定生物标志物的包被抗体及质控区包被抗体。
76.所述c
‑
bpe阴极经过修饰，先在其表面滴涂具有粘附性的cs，随后滴涂gqd
‑
aunps。
77.4)芯片组装
78.如图3所示，所述芯片整体由底板5、电极片4、检测片3、结合片2、加样片1依次层叠，且各部分层叠处有2mm重叠。
79.实施例3
80.本发明的干式双极电化学发光芯片在检测ctn i中的应用，检测过程如下：
81.1)将含ctn i待测样品溶液滴加在加样片1上，溶液快速流经结合片2并与其上面的标记抗体结合，进一步流向检测片3，与其上面的特异亲和性的包被抗体结合，形成“标记抗体
‑
ctn i
‑
包被抗体”免疫三明治夹心型复合物；
82.2)等待数分钟，在待测样品溶液免疫反应结束后向加样片滴加缓冲液，一方面使报告通道10充满溶液，另一方面去除检测区域未结合的标记抗体。随后，在电极片4的支持通道13中添加缓冲液。
83.3)电极片4的驱动电极7通过鳄鱼夹的导线连接到设置好输出的直流电源上，通电便可触发ecl反应；
84.4)将芯片放入暗箱中，设置ccd相机参数，使镜头对准芯片的检测片区域，并在电脑端呈现出清晰的图像；先后开启ccd自动拍照功能和直流电源开关，ecl反应被触发并由ccd采集图像；
85.5)ccd采集的图片进一步通过电脑端matlab软件的图像自动处理程序分析，从而获得该图片的平均灰度值；该图片平均灰度值乘以发光区域像素点得到发光面积光子数，将所得数据导入origin软件进一步处理分析，可得到ecl强度值与某一参数之间的数据关系(每个数据点均采用5次重复实验计算所得)。
86.现以含34ng/ml ctn i的待测样品溶液以及本发明的芯片为例来测试在驱动电压为6.5v时报告通道长度与ecl发光强度值之间的关系。
87.测试结果如图5所示，可以看出：报告通道宽度固定为14mm时，随着报告通道长度从17mm变化到10mm，ecl发光强度值逐渐增强，进一步减小长度至9mm时，发光强度值减弱。因此，报告通道长度可接受的范围是9
‑
11mm，优选10mm。
88.实施例4
89.对影响实施例3中ecl强度值的若干重要因素(驱动电压、标记抗体用量、包被抗体浓度、孵育时间(即免疫反应时间)、gqds
‑
aunps用量)进行优选：
90.a)优选驱动电压
91.1、待测ctn i浓度为34ng/ml，报告通道长度为10mm，驱动电压大小待定，标记抗体用量为5μl，包被抗体浓度为100μg/ml，孵育时间为3min，gqds
‑
aunps用量为5μl。
92.2、设置若干实验组：驱动电压设置为几个不同的值(5v、6v、6.5v、7v、8v、8.5v、9v)。
93.3、芯片检测过程实施例3，测试结果如图6所示。
94.由实验结果可以看出，当驱动电压从5v增加到8.5v时，ecl强度值逐渐增大；当驱动电压进一步增加到9v时，ecl强度值呈下降趋势。ecl强度值降低的可能原因是：在高驱动电压下背景反应(例如水的氧化)发生，这在化学和物理上干扰ecl发射。因此，驱动电压可接受的范围是6.5
‑
8.5v，优选8.5v。
95.b)优选标记抗体用量
96.1、待测ctn i浓度为34ng/ml，报告通道长度为10mm，驱动电压为8.5v，标记抗体用量待定，包被抗体浓度为100μg/ml，孵育时间为3min，gqds
‑
aunps用量为5μl。
97.2、设置若干实验组：标记抗体用量的体积设置为几个不同值(4μl、5μl、5.5μl、6μl、7μl、8μl)。
98.3、芯片检测过程实施例3，测试结果如图7所示。
99.从实验结果可以看出，当标记抗体体积从4μl增加到6μl时，ecl强度值逐渐增大；当标记抗体体积进一步增加到8μl时，ecl强度值增加缓慢。这种现象的可能原因是：在一定的靶浓度下，标记抗体的分子数量逐渐饱和。因此，标记抗体体积可接受的范围是6
‑
8μl，优选6μl。
100.c)优选包被抗体浓度
101.1、待测ctn i浓度为34ng/ml，报告通道长度为10mm，驱动电压为8.5v，标记抗体用量为6μl，包被抗体浓度待定，孵育时间为3min，gqds
‑
aunps用量为5μl。
102.2、设置若干实验组：包被抗体浓度设置为几个不同值(40μg/ml、60μg/ml、80μg/
ml、100μg/ml、120μg/ml)。
103.3、芯片检测过程实施例3，测试结果如图8所示。
104.从实验结果可以看出，当包被抗体浓度从40μg/ml增加到100μg/ml时，ecl强度值逐渐增大；当包被抗体浓度进一步到120μg/ml时，ecl强度值呈下降趋势。这种现象的可能原因是：过多的包被抗体分子阻碍了ecl发光试剂与电极之间的电子转移，从而降低ecl信号。因此，包被抗体浓度可接受的范围是60
‑
100μg/ml，优选为100μg/ml。
105.d)优选孵育时间
106.1、待测ctn i浓度为34ng/ml，报告通道长度为10mm，驱动电压为8.5v，标记抗体的体积为6μl，包被抗体浓度为100μg/ml，孵育时间待定，gqds
‑
aunps用量为5μl。
107.2、设置若干实验组：免疫反应孵育时间设置为几个不同值(0min、1min、2min、3min、4min、5min)。
108.3、芯片检测过程实施例3，测试结果如图9所示。
109.从实验结果可以看出，当免疫反应孵育时间从0min增加到3min时，ecl强度值逐渐增大；当孵育时间从3min增加到5min时，ecl强度值逐渐平缓。这种现象的可能原因是：免疫反应结束后不会再产生“标记抗体
‑
ctn i
‑
包被抗体”三明治复合物，从而导致ecl强度值几乎不会增加。因此，免疫反应孵育时间可接受的范围是3
‑
5min，优选3min。
110.e)优选gqds
‑
aunps用量
111.1、待测ctn i浓度为3.4ng/ml，报告通道长度为10mm，驱动电压为8.5v，标记抗体的体积为6μl，包被抗体浓度为100μg/ml，孵育时间为3min，gqds
‑
aunps用量待定。
112.2、设置若干实验组：量子点用量的体积设置为几个不同值(0μl、2μl、4μl、6μl、8μl、10μl)。
113.3、芯片检测过程实施例3，测试结果如图10所示。
114.从实验结果可以看出，当gqds
‑
aunps体积从0μl增加到6μl时，ecl强度值逐渐增大；当gqds
‑
aunps体积从6μl增加到10μl时，ecl强度值逐渐降低。这种现象的可能原因是：过量的gqds
‑
aunps在电极表面会发生严重聚集，这阻碍gqds
‑
aunps的电催化及其在电极上的结合能力，降低ecl强度值。因此，gqds
‑
aunps体积可接受的范围是2
‑
6μl，优选为6μl。
115.实施例5
116.以实施例4摸索到的优化条件，利用实施例1的芯片进行ctn i检测
117.报告通道长度为10mm，驱动电压为8.5v，标记抗体用量为6μl，包被抗体浓度为100μg/ml，孵育时间为3min，gqds
‑
aunps用量为6μl。
118.设置若干实验组：ctn i浓度设置为几个不同值(0ng/ml、0.001ng/ml、0.01ng/ml、0.1ng/ml、0.5ng/ml、1ng/ml、5ng/ml、10ng/ml、25ng/ml、50ng/ml、100ng/ml)。
119.芯片检测过程同实施例3，测试结果如图11所示。
120.从实验结果可以看出，当ctn i浓度在0.001～100ng/ml范围内时，ecl强度值随ctn i浓度增加而增大。ecl强度值(用y表示)与ctn i浓度对数值(用x表示)之间具有良好的线性关系，线性方程可表达为y＝20.695x 74.408(r2＝0.9925，n＝5)，检测限估算为0.4427pg/ml。
121.检测限的计算方法为：y
l
＝y
b
3s
b
，其中y
b
表示空白对照时平均ecl强度值，s
b
表示空白对照时标准偏差(5次重复实验)，利用所得y
l
值计算出相应的ctn i浓度即为检测限。
122.实施例6
123.以实施例4摸索到的优化条件进行芯片ctn i检测的选择性实验
124.设置若干干扰实验组：ctn i、c
‑
反应蛋白(crp)、谷丙转氨酶(alt)、ig e、癌胚抗原(cea)、前列腺抗原(psa)、牛血清蛋白(bsa)、混合样品(mix，前面7种蛋白的混合)和空白对照(blank)(为pbs缓冲液)，其中ctn i浓度为1ng/ml，其他干扰蛋白浓度均为10ng/ml。
125.芯片检测过程同实施例3，测试结果如图12所示。
126.从实验结果可以看出，与ctn i组相比，在crp、alt、ig e、cea、psa、bsa干扰实验组下ecl强度值降低非常明显，与空白对照相比差别不大。此外，在ctn i和六种干扰物质的混合情况下，ecl强度值与ctn i组几乎相同。因此，本发明芯片可实现对ctn i的良好检测。
127.上述实施例为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上述实施例的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。