测量溶液中的微量待测物浓度的方法及麻醉剂感测晶片

摘要

提供一种测量溶液中的微量待测物浓度的方法，所述方法包含下列步骤：将两个分别具有分子拓印导电性高分子薄膜的薄膜感测电极与含有待测物的溶液接触使得溶液中的待测物充分地附着在所述分子拓印导电性高分子薄膜上，且使所述薄膜感测电极与含有待测物的溶液共同形成一等效电阻-电容电路；对该等效电阻-电容电路的等效电容进行充电；对已充电的该等效电阻-电容电路的等效电容进行放电并测量该等效电阻-电容电路的电压对时间的变化；及求出该等效电阻-电容电路的电压对时间的斜率，并根据所测得的该电压对时间的斜率求出溶液中的待测物浓度。本发明也提供一种应用前述测量方法的麻醉剂感测晶片。

说明书

技术领域

本发明涉及一种利用充放电方式测量溶液中的微量待测物 浓度的方法及一种麻醉剂感测晶片。

背景技术

传统的分子拓印生物感测器包括光学生物感测器及电化学 生物感测器等。光学生物感测器在使用时，需要在待测溶液中 加入显色剂，以便待测物与显色剂结合一起，如此，使得光检 测器可以检测被吸附在光学生物感测器的分子拓印薄膜上的待 测物的浓度。电化学生物感测器则不需要使用显色剂而是利用 氧化还原电位的变化来检测被吸附在光学生物感测器的分子拓 印薄膜上的待测物的浓度。

巴第欧等(Elodie Pardieu，et a1.“Molecularly imprinted conducting polymer based electrochemical sensor for detection of atrazine”Analytica Chimica Acta 649(2009)236-245)公开一种 利用氧化还原电位的变化来检测微量待测物的分子拓印电化学 生物感测电极。该电化学生物感测电极包括一铂电极层及一形 成在该铂电极层上的分子拓印导电高分子感测膜。在使用时， 将两个电化学生物感测电极及一不锈钢电极(做为相对电极)浸 入含有待测物的溶液中，且在每秒25mV的扫描速率下施加一循 环电压(-0.5-+0.5伏特)，以进行氧化还原反应，并测量通过电 化学生物感测电极的电流。如此，根据所测量的电流与电压关 系的结果(cyclic voltammograms)可以求得待测物的浓度。上述 分子拓印导电高分子感测膜所使用的模板分子(也就是待测物) 为草脱净(atrazine)。上述文献的公开内容是以参考的方式结合 于本发明说明书中。

麻醉剂效果的强弱是根据在脑中麻醉剂的浓度而定。而脑 中麻醉剂的浓度与血液浓度是互为关系。因此，传统上使用液 体或气体层析仪分析血液浓度，以决定麻醉剂的浓度。但此种 分析方式耗时且不易取得。

发明内容

本发明的目的在于提供一种可以有效且准确地检测溶液中 微量待测物浓度的方法。

本发明的另一目的，在于提供一种可以有效且准确地检测 溶液中微量麻醉剂浓度的麻醉剂感测晶片。

于是，本发明提供一种测量溶液中的微量待测物浓度的方 法，其包含：将两个分别具有分子拓印导电性高分子薄膜的薄 膜感测电极与含有待测物的溶液接触使得溶液中的待测物充分 地附着在所述分子拓印导电性高分子薄膜上，且使所述薄膜感 测电极与含有待测物的溶液共同形成一等效电阻-电容电路，每 一薄膜感测电极还包括一金属层，且分子拓印导电性高分子薄 膜形成在该金属层上；对该等效电阻-电容电路的等效电容进行 充电；对已充电的该等效电阻-电容电路的等效电容进行放电并 测量该等效电阻-电容电路的电压对时间的变化；及求出该等效 电阻-电容电路的电压对时间的斜率，并根据所测得的该电压对 时间的斜率求出溶液中的待测物浓度。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，对所述等效电阻-电容电路的等效电容的充电是在 一固定充电电压下进行并充电至饱和状态，该充电电压大于0.2 伏特但小于0.7伏特。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，该分子拓印导电性高分子薄膜是由一导电性高分 子所构成，该导电性高分子的单体选自吡咯、乙炔、对亚苯硫 醚、噻吩、苯胺及异硫茚。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，该导电性高分子单体为吡咯。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，该分子拓印导电性高分子薄膜具有多个模板分子 拓印的微孔，该模板分子为麻醉剂分子。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，该麻醉剂分子为异丙酚。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，该金属层的材料为贵重金属。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，该金属层的材料为黄金。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，该溶液中的待测物浓度是根据在开始放电时的电 压对时间的一初始斜率而求得。

根据本发明所述的测量溶液中的微量待测物浓度的方法， 其特征在于，该方法还包含，在所测得的该电压对时间的斜率 的数据，找出一斜率转折点，再根据自开始放电至该斜率转折 点所需的时间求出溶液中的待测物浓度。

另外，本发明提供一种麻醉剂感测晶片，其包含：一基材； 及两个薄膜感测电极，形成在该基材上。每一薄膜感测电极具 有一金属层及一形成在该金属层上的分子拓印导电性高分子薄 膜，该分子拓印导电性高分子薄膜具有多个以麻醉剂分子作为 模板分子拓印的微孔。

根据本发明所述的麻醉剂感测晶片，其特征在于，该分子 拓印导电性高分子薄膜是由一导电性高分子所构成，所述导电 性高分子的单体选自吡咯、乙炔、对亚苯硫醚、噻吩、苯胺及 异硫茚。

根据本发明所述的麻醉剂感测晶片，其特征在于，所述导 电性高分子单体为吡咯。

根据本发明所述的麻醉剂感测晶片，其特征在于，所述麻 醉剂分子为异丙酚。

本发明的有益效果在于：可以在低电压下进行测量而不用 受限于以往技术所需的氧化还原电位的限制，并可简单有效且 准确地检测溶液中微量待测物浓度，特别是本发明感测晶片可 适用于检测麻醉剂的微量浓度。

附图说明

图1是一上视图，说明本发明一较佳实施例的一种用以测量 溶液中的微量待测物浓度的感测晶片的结构；

图2是一例视图，说明本发明较佳实施例的结构；

图3是一示意图，说明本发明较佳实施例的一等效电阻-电 容电路；

图4是一侧视图，说明本发明较佳实施例的分子拓印导电性 高分子薄膜在吸附待测物前的情形；

图5是一侧视图，说明本发明较佳实施例的分子拓印导电性 高分子薄膜在吸附待测物后的情形；

图6是一电压与时间的关系图，说明本发明较佳实施例的等 效电阻-电容电路的电压在放电过程中随时间变化的情形；

图7是一电压的时间斜率(DV/Dt)与时间的关系图，说明本 发明较佳实施例可通过(DV/Dt)与时间的转折点以求出待测物 的浓度；

图8是本发明具体例1-5的自初始放电至斜率转折点所需的 时间(t)与待测物的浓度间的关系图；

图9是本发明具体例1-5的初始斜率(mt～0)与不同浓度的关 系图。

具体实施方式

下面结合附图及实施例对本发明进行详细说明：

参阅图1-3，本发明的一种测量溶液10中的微量待测物 11(如图4与图5)浓度的方法的第一较佳实施例包含：制备一感 测晶片2，该感测晶片2包括一基材21，两个薄膜感测电极22及 一封壁23，每一薄膜感测电极22具有一形成在该基材21上的金 属层221及一形成在该金属层上的分子拓印导电性高分子薄膜 222，该封壁23与该基材21共同形成一内部空间24；将该溶液10 注入该内部空间24，使两个分别具有分子拓印导电性高分子薄 膜222的薄膜感测电极22与含有待测物1l的溶液10接触使得溶 液10中的待测物11充分地附着在所述分子拓印导电性高分子薄 膜222上(如图4与图5)，且通过一外部供电装置25使所述薄膜感 测电极22与含有待测物11的溶液10共同形成一等效电阻-电容 电路3(如图3)，该等效电阻-电容电路3包括一等效电容(C)及一 等效电阻(R)，该等效电阻(C)为所述分子拓印导电性高分子薄 膜222所形成的电容(CMIP)(如图2)与在溶液10中形成的电双层 所构成的电容(Cdl)之和，所述分子拓印导电性高分子薄膜222 所形成的电容(CMIP)的大小是由待测物11的吸附量所决定，该 等效电阻(R)主要由该溶液的电阻(Rs)(如图2)所构成；对该等效 电阻-电容电路3的等效电容(C)进行充电；对已充电的该等效电 阻-电容电路3的等效电容(C)进行放电并测量该等效电阻-电容 电路3的电压对时间的变化(如图6所示)；及求出该等效电阻-电 容电路3的电压对时间的斜率(DV/Dt)，并根据所测得的该电压 对时间的斜率求出溶液10中的待测物11的浓度。

在第一较佳实施例中，更进一步根据该电压对时间的斜率 找出一斜率转折点(如图7所示)，再求出自开始放电(0秒)至该斜 率转折点所需的时间(t)，再根据此求得的时间(t)从已建立的不 同标准浓度对时间的标准浓度曲线(A)(如图8所示)求出相对应 的待测物11的浓度。

本发明的一种测量溶液10中的微量待测物11浓度的方法的 第二较佳实施例与第一较佳实施例不同之处在于：第二较佳实 施例是将所得到的自开始放电至该斜率转折点所需的时间(t)带 入下列公式(1)中计算该等效电阻-电容电路3的等效电容(C)的 变化量，再以所求出的等效电容(C)的变化量从已建立的不同标 准浓度与等效电容(C)的变化量的关系曲线(未显示)求出相对 应的待测物11的浓度，或以内差方式求出溶液10中的待测物11 浓度。

V＝VOe-t/RC    (1)

其中，V为该等效电阻-电容电路的即时电压(real time voltage)，VO为该等效电阻-电容电路的初始电压，R为该等效 电阻-电容电路3的电阻，及C为该等效电阻-电容电路3的等效电 容。

本发明的一种测量溶液10中的微量待测物11浓度的方法的 第三较佳实施例与第一较佳实施例不同之处在于：该溶液10中 的待测物11浓度是直接根据在开始放电时的电压对时间的一初 始斜率(mt～0)(如图6所示，只列举其中的一曲线(0μg/ml)的斜率 为例)而求得。根据所测量的初始斜率(mt～0)从已建立的不同标 准浓度与斜率的关系曲线(B)(如图9所示)求出相对应的待测物 11的浓度。

较佳下，对该等效电阻-电容电路3的等效电容(C)的充电是 在一固定充电电压下进行并充电至饱和状态，且该充电电压大 于0.2伏特但小于0.7伏特。当充电电压小于0.2时，会造成因测 量仪器本身的检测极限而无法测量。当充电电压大于0.7伏特 时，在放电时所产生的浪涌电流(inrush current)会过大而对所述 薄膜感测电极22造成损害。

较佳下，该分子拓印导电性高分子薄膜222由一导电性高分 子所构成，且该导电性高分子的单体选自吡咯(pyrrole)、乙炔 (acetylene)、对亚苯硫醚(paraphenylene sulfide)、噻吩 (thiophene)、苯胺(aniline)、及异硫茚(isothionaphthene)等。更 佳下，该导电性高分子单体为吡咯。

该分子拓印导电性高分子薄膜222具有多个模板分子拓印 的微孔223。可适用于本发明方法的该模板分子为麻醉剂分子 (anesthetic)，例如异丙酚(propofol)。

较佳下，该金属层221的材料为贵重金属。更佳下，该金属 层221的材料为黄金。

以下将以具体例来说明本发明各目的的实施方式与功效。 需要注意的是，该具体例仅为例示说明用，而不应被解释为本 发明实施的限制。

＜具体例1＞

制作一晶片，该晶片具有一基材及两个形成在该基材上且 相隔500μm的黄金金属层电极，所述金属层电极具有一长宽分 别为2000μm与200μm的尺寸。混合吡咯单体与异丙酚(模板分 子)，再将甲醇与KCl(氯化钾)掺杂离子加入该混合物中以形成 一溶液，吡咯单体浓度为9728μg/ml，模板分子浓度为 7131μg/ml，掺杂离子浓度为75μg/ml，再将此溶液进行电聚合。 电聚合反应是在晶片加正电压，而另一端以白金电极接地，通 予电压，以使吡咯单体在金属层电极上聚合而形成一高分子薄 膜。电聚合的聚合电压为2V，电聚合时间为60秒。将电聚合过 的晶片浸入甲醇中，取出干燥，以在所述金属层上形成分子拓 印导电性高分子薄膜而获得一麻醉剂感测晶片。

制备一含异丙酚的溶液样品(0.7919μg异丙酚/ml)。将该样 品注入该麻醉剂感测晶片中。对该麻醉剂感测晶片施加一0.3V 充电电压，直到该麻醉剂感测晶片的等效电容饱和。对该麻醉 剂感测晶片的等效电容进行放电，并测量该麻醉剂感测晶片的 等效电路的电压随时间的变化(测量结果如图6所示)，借此，通 过电脑分析计算求出一斜率转折点(如图7所示)，并获得一自初 始放电至斜率转折点所需的时间(t)约为0.71秒。

＜具体例2-5＞

具体例2-5使用与具体例1相同的晶片进行不同异丙酚浓度 的测试。其浓度分别为1.9795μg异丙酚/ml，3.959μg异丙酚/ml， 7.918μg异丙酚/ml，及0μg异丙酚/ml。具体例2-5的麻醉剂感测 晶片的等效电路的电压随时间的变化的测试结果如图6所示。具 体例2-5分别获得自初始放电至斜率转折点所需(t)的时间约为 0.62秒，0.5秒，0.39秒，及0.7秒。

图8显示具体例1-5的自初始放电至斜率转折点所需的时间 (t)与异丙酚浓度呈一线性关系。因此，在检测一未知浓度的待 测溶液10时，通过获得该待测溶液10的自初始放电至斜率转折 点所需的时间(t)即可求出待测物11的浓度。

图9显示具体例1-5的初始斜率(mt～0)与不同浓度的关系曲 线。实验结果显示异丙酚浓度介于0μg/ml至2μg/mi之间与介于 2μg/ml至8μg/ml之间具有良好的线性度。

本发明利用薄膜感测电极的分子拓印导电性高分子薄膜在 吸附待测物后对于等效电阻-电容电路中的等效电容的变化所 呈现的高敏感度及高线性度而可以有效且准确地检测溶液中微 量待测物浓度，具有不受以往技术所需的氧化还原电位的限制 的优点。本发明的方法及麻醉剂感测晶片特别适用于检测微量 的麻醉剂。