组成图示
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传感器类型
电化学发光(ECL)生物传感器
检测对象
互补目标DNA（cDNA，Francisella 特异性序列）；样品基质：缓冲液（0.2 M BBS, pH 8.0）
检测原理
C/CxO1−x 电极在阴极脉冲极化下向溶液注入热电子，与 K2S2O4 反应生成 SO4•−，激发氧化膜中的发光中心，产生本征阴极 ECL（S0）。Fc-MB 探针经 5′-NH2 与电极表面羰基/羧基共价固定后，3′端 Fc 靠近电极，通过能量转移和/或电子转移猝灭 ECL（S1）。当 cDNA 存在时，MB 茎环打开并与 cDNA 杂交形成双螺旋，Fc 远离电极表面，猝灭减弱，ECL 恢复（S2）。因此 S2/S1 随 cDNA 浓度增加而增大，并与浓度对数呈线性关系。该策略无酶促放大，依靠 MB 构象变化使 Fc 远离电极，实现信号恢复。
检测灵敏度
LOD: ca. 5.0 pM (S/N = 3)；线性范围: 1.0 × 10−11–7.0 × 10−8 M；回归方程: S2/S1 = 2.45 log CcDNA + 28.51；r = 0.9966
效应效果
该传感器对完全互补 cDNA 与单碱基错配 DNA 选择性良好，0.1、1.0、10.0 nM 下 ECL 强度比为 100:72.4、100:68.9、100:70.4。五个平行传感器 S2/S1 的 RSD 为 3.46%；4 ℃ 保存一周以上无明显损失。90 ℃ 热水冲洗三次再生后，第三次杂交 ECL 约为第一次的 90%，但 S2/S1 下降约 50%。未报告实际样品回收率。LOD 约 5.0 pM，比电化学无试剂传感器（约 1.0 nM）低两个数量级，与阴极 ECL 传感器（约 10.0 pM）相当，适合低成本 DNA 杂交检测。
传感器的构成
- 基底/换能器电极：玻璃碳电极（GCE）经 0.1 M NaOH 电化学氧化形成 C/CxO1−x 薄氧化膜，提供本征阴极 ECL 和表面羰基/羧基。
- 表面活化层：EDC/NHS 混合溶液（8 mM EDC、5 mM NHS）活化 C/CxO1−x 表面官能团，促进 5′-NH2 探针共价固定。
- 识别元件：5′-NH2 标记分子信标 Fc-MB（5′-NH2-GCG CGT AAC GTC CTC CCC CAA GGC GC-Fc-3′），茎环结构识别互补目标 DNA。
- 信号标记/猝灭元件：二茂铁（Fc）标记于 Fc-MB 3′端，靠近电极时猝灭阴极 ECL，杂交后远离恢复信号。
- 检测介质/共反应剂：0.2 M 硼酸硼酸盐缓冲液（BBS, pH 8.0）含 0.1 M Na2SO4 和 1 mM K2S2O4，提供阴极 ECL 所需 SO4•− 氧化自由基。
- 信号读出装置：VMP3 脉冲发生器与 BPCL-K 弱光化学发光分析仪（PMT），采集 S0、S1、S2 阴极 ECL 强度。
中文摘要
本文报道了一种基于二茂铁（Fc）对薄氧化膜覆盖玻璃碳电极（C/CxO1−x）本征阴极电化学发光（ECL）猝灭效应的无试剂信号增强型 DNA 生物传感器。将 3′端标记 Fc、5′端氨基标记的分子信标（Fc-MB）通过氨基与电极表面官能团的共价结合固定于 C/CxO1−x 电极上，其固定量主要取决于表面羰基含量。当存在互补目标 DNA（cDNA）时，Fc-MB 的茎环结构因杂交转变为线性双螺旋构象，使 Fc 远离电极表面，从而恢复阴极 ECL 信号。ECL 恢复强度与 cDNA 浓度对数在 1.0×10−11–7.0×10−8 M 范围内呈线性关系，检出限约为 5.0 pM（S/N=3），并能有效区分单碱基错配 DNA。该传感器无需外加发光剂，ECL 由电极自身产生，具有简单、低成本和适合 DNA 杂交检测的优势。
英文摘要
A reagentless signal-on electrochemiluminescence (ECL) biosensor for DNA hybridization detection was developed based on the quenching effect of ferrocene (Fc) on intrinsic cathodic ECL at thin oxide covered glassy carbon (C/C(x)O(1-x)) electrodes. To construct the DNA biosensor, molecular beacon (MB) modified with ferrocene (3'-Fc) was attached to a C/C(x)O(1-x) electrode via the covalent bound between labeled amino (5'-NH(2)) and surface functional groups. It was found that the immobilization of the probe on the electrode surface mainly depended on the fraction of surface carbonyl moiety. When a complementary target DNA (cDNA) was present, the stem-loop of MB on the electrode was converted into a linear double-helix configuration due to hybridization, resulting in the moving away of Fc from the electrode surface, and the restoring of the cathodic ECL signal. The restoration of the ECL intensity was linearly changed with the logarithm of cDNA concentration in the range of 1.0x10(-11) to 7.0x10(-8)M, and the detection limit was ca. 5.0pM (S/N=3). Additionally, single-base mismatched DNA can be effectively discriminated from the cDNA. The great advantage of the biosensor lies in its simplicity and cost-effective with ECL generated from the electrode itself, and no adscititious luminophore is required.