组成图示
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传感器类型
电化学生物传感器
检测对象
胆固醇（cholesterol，Chol）；样品基质：血清（blood serum，经胆固醇酯酶预处理）及 PBS 缓冲液加标样品。
检测原理
胆固醇氧化酶（ChOx）固定于壳聚糖-离子液体-AuPt 纳米粒子复合膜中，作为识别元件催化胆固醇与氧气反应，生成 cholest-4-en-3-one 和过氧化氢（H2O2）。H2O2 扩散至金-铂合金纳米粒子（AuPt NPs）表面，在 −0.1 V 工作电位下发生电催化还原，产生与 H2O2 浓度成正比的阴极安培电流；由于 H2O2 生成量与胆固醇浓度相关，电流随胆固醇浓度增加而增大。AuPt 合金纳米粒子、壳聚糖和离子液体协同降低 H2O2 还原过电位、提高电子传递速率，并在负电位下避免抗坏血酸、葡萄糖等可氧化干扰物的氧化电流，从而实现选择性检测。
检测灵敏度
LOD: 10 μM；线性范围: 0.05–6.2 mM 和 6.2–11.2 mM；灵敏度: 90.7 μA mM−1 cm−2；R^2 = 0.9983 和 0.9992
效应效果
传感器在 0.5 mM 胆固醇存在下，加入 1 mM 抗坏血酸或葡萄糖均不改变响应电流，表明对常见可氧化干扰物选择性良好。重现性 RSD 为 4.2%（n=5，0.5 mM 胆固醇）。长期稳定性良好，储存 30 天后仍保留约 90% 初始响应。实际血清样品经胆固醇酯酶预处理后，回收率为 92–106%，并与医院常规酶法结果一致。与文献报道相比，其响应时间小于 7 s，低于溶胶-凝胶/壳聚糖（13 s）、聚吡咯水凝胶（30 s）和 ChOx 溶胶-凝胶膜（51 s）；表观 Km 为 0.24 mM，低于聚吡咯（9.8 mM）、聚苯胺（2.72、2.32 mM）和溶胶-凝胶（30.5 mM），说明酶对胆固醇亲和力较高。作者认为该方法可用于 H2O2 相关生物传感器。
传感器的构成
- 基底电极：玻碳电极（GCE），导电基底与电子转移界面。
- 复合膜层：壳聚糖（Ch）与 1-丁基-3-甲基咪唑氯化物（[bmim]Cl，IL）复合膜，成膜、分散纳米粒子并促进电子传递。
- 纳米催化层：金-铂合金纳米粒子（AuPt NPs），电沉积于 Ch–IL 膜上，催化 H2O2 还原。
- 交联固定层：壳聚糖（Ch）–离子液体（IL）膜经戊二醛（GA）交联，形成三维网络固定 ChOx。
- 识别元件：胆固醇氧化酶（ChOx），催化胆固醇氧化生成 H2O2。
- 信号分子：过氧化氢（H2O2），酶促反应产物，在 AuPt NPs 表面发生还原产生安培电流。
中文摘要
本研究采用电沉积法在离子液体（IL）与壳聚糖（Ch）复合膜修饰的玻碳电极（GCE）表面制备金-铂（AuPt）合金纳米粒子，得到 AuPt–Ch–IL/GCE 修饰电极，并通过 X 射线衍射、扫描电子显微镜和电化学方法对其进行表征。结果表明，AuPt–Ch–IL/GCE 对过氧化氢（H2O2）的还原具有显著电催化作用，适合作为生物传感器换能界面。随后，利用戊二醛将胆固醇氧化酶（ChOx）与壳聚糖交联固定于电极表面，构建 ChOx/AuPt–Ch–IL/GCE 安培型胆固醇生物传感器。该传感器对胆固醇表现出两段宽线性响应范围，分别为 0.05–6.2 mM 和 6.2–11.2 mM，灵敏度为 90.7 μA mM−1 cm−2，检出限为 10 μM，响应时间小于 7 s，表观 Michaelis–Menten 常数为 0.24 mM。在 0.5 mM 胆固醇的安培响应中，加入 1 mM 抗坏血酸或葡萄糖均未引起响应电流变化，说明传感器具有良好的抗干扰能力。
英文摘要
An electrodeposition method was applied to form gold-platinum (AuPt) alloy nanoparticles on the glassy carbon electrode (GCE) modified with a mixture of an ionic liquid (IL) and chitosan (Ch) (AuPt-Ch-IL/GCE). AuPt nanoparticles were characterized by X-ray diffraction (XRD), scanning electron microscopy (SEM) and electrochemical methods. AuPt-Ch-IL/GCE electrocatalyzed the reduction of H(2)O(2) and thus was suitable for the preparation of biosensors. Cholesterol oxidase (ChOx) was then, immobilized on the surface of the electrode by cross-linking ChOx and chitosan through addition of glutaraldehyde (ChOx/AuPt-Ch-IL/GCE). The fabricated biosensor exhibited two wide linear ranges of responses to cholesterol in the concentration ranges of 0.05-6.2 mM and 6.2-11.2 mM. The sensitivity of the biosensor was 90.7 μA mM(-1) cm(-2) and the limit of detection was 10 μM of cholesterol. The response time was less than 7 s. The Michaelis-Menten constant (K(m)) was found as 0.24 mM. The effect of the addition of 1 mM ascorbic acid and glucose was tested on the amperometric response of 0.5 mM cholesterol and no change in response current of cholesterol was observed.