应用ABO血型的血液输入的长程表面等离子体共振

文摘

在这项研究中,我们将演示一个长程表面等离子体共振生物传感器(LR-SPR)通过捕获整个细胞的检测表面抗原a和B红细胞(红血球)作为模型。LR-SPR传感器芯片由high-refractive指数玻璃,Cytop膜层,和一个黄金(Au)薄膜,使隐失场强度和穿透深度超过传统SPR。因此,LR-SPR生物传感器检测分析物,改善了能力如红血球。抗体特定血型A和B组(从和Anti-B)共价固定化在移植自组装单层(SAM) /非盟在生物传感器表面。红细胞血型检定,样品可以通过一个LR-SPR生物传感器检测到的折射率的变化。我们认为,血型检定的结果使用LR-SPR生物传感器与凝集试验的结果相一致。我们获得的最低检测限度1.58×10⁵细胞/毫升RBC-A和3.83×10⁵细胞/毫升RBC-B,表明LR-SPR芯片的灵敏度高于传统SPR生物传感器(3.3×10⁸细胞/毫升)。生物传感器的表面可以有效地使用20毫米氢氧化钠再生。总之,随着LR-SPR技术敏感,一个简单的实验装置,它可以很容易地申请ABO血型打字。

1。介绍

血型打字是必要的治疗患者大量失血。匹配的捐献者的血液组与病人的血型输血前需要避免血液不相容事件。ABO血型的血液输入系统测试第一次输血,因为它可能导致严重的伤害在所有其他血液系统由于其强大的特定抗原抗体相互作用。ABO血型系统分类的基础上,继承了红细胞(红血球)的属性。它的存在与否是由某些蛋白质和寡糖称为抗原,包括A和B,在红细胞表面的表面。A、B、O红细胞表面结构相似,但不同之处在于,A类型红血球N-acetylgalactosamine (GalNac)和B型红血球半乳糖(加),而红细胞表面O类型。血型与从和Anti-B免疫球蛋白M抗体(IgM),这是身体的自然防御外来抗原。ABO血型的血液输入系统将血型分为四组:A、B、AB和O .每组指定单独的抗原和抗体,如A抗原和抗体发现的血型,血型中的B抗原和抗体B, A和B都在AB血型抗原发现,A和B,在血型抗体发现O (1- - - - - -5]。

表面等离子体共振(SPR)技术已成为一种广泛使用的技术,自1990年代以来生物分子相互作用的检测。在其他应用程序中,SPR传感器通常用于临床诊断的检测抗原抗体绑定,protein-ligand互动,和DNA检测(6- - - - - -12]。SPR可以申请是一个敏感的技术,实时监测生物分子相互作用的解决方案(13,14]。SPR生物传感器是基于光学反射率的变化吸附生物分子的黄金(Au)表面,引起折射率的变化SPR-active黄金表面附近。长程表面等离子体共振(LR-SPR)包括表面电浆子(SPs)传播沿金属薄膜嵌入两个折射率电介质材料相似,而损耗场强和穿透深度(超过1米)大于传统的短程SPs(穿透深度~ 200 nm) (15- - - - - -20.]。因此,预期的敏感性更长的距离LR-SPR光谱学的金属表面将会增加。最近,Homola等人报道,LR-SPR生物传感器可以检测分析物,如细菌大肠杆菌(0.7 - -1.0米)由于较大的穿透深度的隐失波21,22]。此外,LR-SPs增强光场波在金属与介电质间的接口,导致更高的传感器灵敏度和增加渗透到传统SPR的比,观察分析物的解决方案。因此,厚传感器涂层显著更大数量的结合物分子表面上可以使用[23,24]。我们也曾报道一个LR-SPR免疫传感器基于实际上电纺聚(丙烯酸)(PAA)纤维的检测人类免疫球蛋白(20.]。

检测表面抗原A和B红血球通过传统的SPR报道奎因et al。25,26]。然而,通过传统的SPR检测红细胞表面由于幻灭场的穿透深度是有限的(~ 200 nm),这是远远低于红细胞表面的大小(即。~ 2μ7.5米厚,~μ米直径)。最近,各种研究报告了SPR技术的应用红细胞表面的研究。Houngkamhang et al。27]报道ABO血型的血液输入通过固定化从SPR成像观察互动和Anti-B数组和A和B抗原的抗体在红血球表面。红细胞表面抗原之间的相互作用在降低膜表面和固定化从Anti-B抗体阵列应用于获得红细胞表面的胶合强度和固定化抗体(28]。SPR成像,利用细胞内流产生的剪切力,是用来测量红细胞的滚动速度(28]。这项技术只能在接口中提取信息,因为限制的幻灭使它不可能研究领域整个细胞。很多重要的信息关于细胞无法检测的财产如细胞弹性和细胞变形。Krupin等人长程表面等离子体波导用于捕获只有血型抗原在红细胞表面固定化从免疫球蛋白通过Anti-B没有比较研究[29日]。据我们所知,没有报告关于LR-SPR检测红细胞。因为表面化学的差异,试验装置,与自然的SPR LR-SPR和SPR之间的信号,在这项工作,需要探索的可能性,应用LR-SPR检测ABO血型和理解LR-SPR信号的性质。从和Anti-B将自组装单层(SAM)表面共价固定化和A, B, AB, O将使用LR-SPR探测到。Cytop ()氟聚合物用于LR-SPR系统为了匹配的折射率磷酸缓冲盐(PBS)缓冲区。所有血型分类的结果与从凝集试验获得的结果一致。检测大量RBC-A和RBC-B最低的是1.58×10⁵和3.83×10⁵细胞/毫升表明LR-SPR更高的灵敏度比获得与传统SPR生物传感器(25,26和LR-SPR波导29日]。我们证明LR-SPR分类是一个很好的候选人血液输入和高潜力等临床应用细菌细胞,癌症和罕见的红血球。

2。实验

2.1。化学品和材料

11-mercaptoundecanoic酸(11-MUA),磷酸缓冲盐(PBS)平板电脑,和醋酸钠缓冲(pH值5)都从Sigma-Aldrich购买。1-ethyl-3 -盐酸(3-dimethylaminopropyl)碳化二亚胺(EDC), N-hydroxysuccinimide (NHS),盐酸和乙醇胺(EA-HCl)从东京购买化工(TCI)。ctl - 809 m和ctl - 180溶剂Cytop解决方案是从旭硝子买的。混合克隆单克隆从Anti-B和标准细胞,B细胞,O细胞获得泰国红十字会的研究单位。

2.2。LR-SPR仪器和LR-SPR传感器芯片制造

Kretschmann配置用于激动人心的表面电浆子用氦氖激光波长(λ)632.8海里30.,31日]。LR-SPR被安排传播沿金属薄膜嵌入两种电介质之间类似的折射率(图1(一))。制造的LR-SPR传感器芯片,Cytop 7%解决方案(溶解9% Cytop在细胞毒性t淋巴细胞(ctl - 809 m) - 180溶剂)是spin-coated high-refractive指数玻璃(OHARA S-LAH60,)第一次自转速度10 s和s 500 rpm的自转速度的20年代1300 rpm。Cytop溶剂干在180°C在烤箱1 h和Cytop电影(ca。800海里)折射率为1.34(类似于水的折射率,1.33)得到high-refractive指数玻璃。然后,30 nm的黄金(Au)电影被真空蒸发沉积在Cytop电影。铬层(1纳米)被用来促进盟粘附Cytop电影。如图1 (b),传统的SPR的角反射率曲线和LR-SPR芯片测量在一个光秃秃的Au / PBS缓冲系统的曲线表明,LR-SPR芯片比这更传统的SPR的筹码。

2.3。固定的抗体和红细胞表面的检测

LR-SPR芯片盟表面覆盖的是一个自组装单层(SAM)使用10毫米11-mercapto-undecanoic酸(11-MUA)乙醇。山姆表面的羧基组被沉浸在激活他们的酯形式EDC 0.4米和0.1米NHS溶解在去离子水的比率1:1。血型的单克隆抗体(从)和单克隆抗体血液B组(Anti-B)激活传感器表面共价固定化(与PBS缓冲液冲洗传感器芯片后)通过注射醋酸钠的抗体在pH值5 1:10稀释到激活山姆表面(27]。剩余激活表面网站,没有与抗体反应,与0.2乙醇胺灭活或阻塞。红细胞样本标准A、B、O细胞在固定化抗体通过观察发现了LR-SPR生物传感器上的折射率的变化。标准RBC-A和RBC-B样本稀释3×10的范围⁴3.8×10⁷细胞/毫升。手机号被数的计算使用血球容积计测试。再生的LR-SPR晶片表面进行使用20毫米氢氧化钠,紧随其后的是冲洗与PBS缓冲。在nonflow LR-SPR测量进行了条件。总结的抗体固定在生物传感器芯片和红细胞表面的检测图所示2。

3所示。结果与讨论

3.1。固定的抗体和RBC-A检测

我们比较传统SPR和LR-SPR之间的感应能力的检测和分类红细胞上打字嫁接地对空导弹(11-MUA)。首先,传统的SPR传感器芯片被用于评价从固定的/ Anti-B RBC-A的传感器芯片和检测。角传统SPR的反射率曲线观察固定或嫁接后山姆之前,从固定后,检测后RBC-A(图3(一个))。相应的动力学反射率曲线也显示在图3 (b)。角SPR反射率曲线从固定后转移到更高的角度,说明从固定在传感器芯片。反射率的增加在固定也是SPR动力学曲线(图所示3 (b))。然而,反射率检测期间RBC-A几乎是常数,如动力学曲线(图所示3 (b))。此外,相应的角反射率曲线几乎是常数RBC-A检测后。这表明传统的SPR传感器检测红细胞有限,大概因为幻灭的传统领域SPR远短于红细胞表面的厚度,因此反射率的变化是不敏感的吸附表面。

然后,LR-SPR传感器芯片用于检测和分类的红细胞上打字11-MUA山姆。LR-SPR动能反射率曲线从固定和RBC-A如图的检测4 (b)。从固定化在激活组山姆表面。剩余可用活性组被乙醇胺。基线后的图得到激活过程与PBS缓冲液冲洗。反射率明显增加了检测后从固定和RBC-A(~ 0.008)(图4 (b))。在这个结果中,基线最初的反射率是相对较高的,因为实验是不断进行活化后表面。因此,反射率被注入从饱和。然而,RBC-A检测后,我们清楚地观察到增加反射率改变传统SPR相比。为了清楚地与传统的SPR反射率曲线,剂量显示有限差分反射率,。此外,角SPR反射率曲线清楚地表明,倾角检测后转移到一个更高的角度RBC-A(图4(一))。这些结果表明,LR-SPR更敏感的检测RBC-A相比,传统的短程SPR测量。

3.2。表面再生

因为生物传感器的一个重要优点是可重用性,我们还研究了在从RBC-A的再生能力。再生的红细胞检测系统,我们发现,20毫米的氢氧化钠是一个合适的条件破坏红细胞表面抗原,引起RBC-antibody特定吸附相互作用的破坏不破坏固定化抗体活性表面。LR-SPR曲线转移到较低的入射角和固定化的LR-SPR曲线几乎是一样的从表面上看,表明吸附RBC-A完全移除从表面没有消除固定化从(图4(一))。图5显示的动态属性LR-SPR RBC-A /再生期间从表面超过三次。在实验期间,PBS缓冲被用来获得一个基线阅读,显示为““在图中。绑定后RBC-A从约15分钟,表面与剩余的RBC-A与PBS缓冲液冲洗,显示为“”。然后,20毫米氢氧化钠注射RBC-A /从表面,其次是注入PBS缓冲(基线,显示为“”)。如图,每次基线回到原来的基线值,表明从表面仍然(即。再生),即使三个传感和再生过程。

3.3。固定的抗体和RBC-B检测

接下来,我们固定Anti-B激活11-MUA山姆表面,发现RBC-B LR-SPR(图6)。在这个实验中,传感过程RBC-A检测上面描述的一样。类似结果RBC-A, LR-SPR显示一个明显的增加在每个吸附步骤,表明它可以很容易地检测RBC-B。

3.4。特异性抗体和红细胞表面之间

研究之间的特异性抗体和红血球,从或Anti-B固定化在激活11-MUA山姆表面,和RBC-A RBC-B或RBC-O检测来确定特定和非特异性相互作用。在检测RBC-A LR-SPR动力学曲线,RBC-B, RBC-O从(图7(一))和Anti-B(图7 (b))表明,反射率增加在所有情况下。这表明,红细胞表面被吸附在抗体由特定和非特异性相互作用。与PBS缓冲液冲洗后,RBC-B LR-SPR反射率和RBC-O下降到基线。这是因为是非或从表面物理吸附红细胞表面被移除。另一方面,LR-SPR反射率的反射率RBC-A一直高于最初的基线,表明吸附RBC-A专门从表面上。轻微的减少PBS缓冲显示一些物理吸附RBC-A被撤。红细胞表面的检测Anti-B表面,RBC-A LR-SPR反射率和RBC-O几乎下降到初始基线后表面的吸附,而RBC-B保持较高的反射率。这些结果表明,红细胞表面的特定和非特异性吸附可以清楚地发现LR-SPR传感器芯片、显示血液类型进行分类的能力。

3.5。测定的检出限

标准RBC-A和RBC-B样本从原来的连续稀释浓度和注射研究与从互动和Anti-B固定化11-MUA山姆。RBC-A和RBC-B检测到固定化从Anti-B,分别通过改变每个浓度。红血球在每个浓度检测10分钟,清洗与PBS紧随其后。SPR反射率变化()是通过注射前的反射率不同基线红血球和PBS缓冲后清洗。表面抗体与20毫米氢氧化钠再生下列实验。如图8反射率的变化()LR-SPR增加当RBC-A和RBC-B的浓度增加。检测极限(LOD) RBC-A和RBC-B 1.58×10⁵细胞/毫升和3.83×10⁵细胞/毫升,分别。LOD被定义为三倍标准差的空白(PBS缓冲)32]。我们发现了LOD使用LR-SPR低于传统短程SPR(即。,3.3×10⁸细胞/毫升)[25,26),也低于长程表面等离子体波导,LOD小于3×10展出⁵cell /毫升(33]。这清楚地表明,LR-SPR红细胞表面检测是一种很有前途的技术。

4所示。结论

我们证明了LR-SPR传感器,组成high-refractive指数玻璃,Cytop膜层,和黄金(Au)薄膜,能够检测分析物,红细胞(红血球)。血液的抗体A组和B组(从和Anti-B)能够共价固定化嫁接上自组装单层(SAM) /非盟LR-SPR生物传感器芯片表面。红细胞血型检定,检测到样品在固定从Anti-B表面折射率的变化。我们发现血液输入LR-SPR生物传感器获得的结果是一致的与那些从凝集试验获得。此外,LR-SPR展出的最低检测限度1.58×10⁵细胞/毫升RBC-A和3.83×10⁵细胞/毫升RBC-B,表明LR-SPR芯片的灵敏度高于传统短程SPR生物传感器(3.3×10⁸细胞/毫升)。最后,传感器表现出了良好的表面使用20毫米氢氧化钠再生的效率。因此,LR-SPR技术演示了许多优点红细胞表面的检测,可以用来进行ABO血型打字。

相互竞争的利益

作者宣称没有利益冲突有关的出版。

确认

这项工作在一定程度上支持日本的科研补助金促进社会科学(jsp) (16 k13662)。

引用

1. g·丹尼尔斯和米洛,血型基本指南美国著名,马登,质量第二版,2010年版。视图:出版商的网站
2. d·托马斯“输血在临床医学中,第十版。”麻醉,54卷,不。7,722年,页1999。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
3. g·丹尼尔斯人类血型美国马萨诸塞州著名,马登,第3版,2013年版。视图:出版商的网站
4. j·d·斯威尼y Rizk, j·斯威尼临床输血医学,1999年兰德斯生物科学。
5. w . Malomgre和b . Neumeister血型打字、近期和未来趋势”分析和分析化学,卷393,不。5,1443 - 1451年,2009页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
6. j . Homola”,表面等离子体共振生物传感器的现在和未来。”分析和分析化学,卷377,不。3、528 - 539年,2003页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
7. j . Homola s s绮,g . Gauglitz“表面等离子体共振传感器:审查,”传感器和执行器,B:化学,54卷,不。1,3日- 15日,1999页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
8. g·j·韦格纳,h·j·李,g .万豪和r . m .玉米,“制造histidine-tagged融合蛋白质阵列的表面等离子体共振成像研究−−DNA相互作用,蛋白质和蛋白质”分析化学,卷75,不。18日,第4746 - 4740页,2003年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
9. r . Janmanee a·巴巴s Phanichphant et al .,“原位electrochemical-transmission表面等离子体共振光谱对聚(pyrrole-3-carboxylic酸)thin-film-based生物传感器应用中,“ACS应用材料和接口,4卷,不。8,4270 - 4275年,2012页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
10. F.-C。简和S.-J。陈,“光学生物传感器的灵敏度比较基于四个不同的表面等离子体共振模式,”生物传感器和生物电子学,20卷,不。3、633 - 642年,2004页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
11. 答:爸爸,p . Taranekar r . r . Ponnapati w·诺尔和r . c . Advincula“电化学表面等离子体共振和waveguide-enhanced葡萄糖若N-alkylaminated聚吡咯/葡萄糖氧化酶多层膜,“ACS应用材料和接口,卷2,不。8,2347 - 2354年,2010页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
12. 田,a·巴巴j .刘et al .,“Electroactivity中性溶液中聚苯胺多层膜及其electrocatalyzed氧化β烟酰胺腺嘌呤二核苷酸”,先进功能材料,13卷,不。6,473 - 479年,2003页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
13. s . Lofas m . Malmqvist Ronnberg, e·斯坦伯格b . Liedberg i Lundstrom,“与表面等离子体共振生物分析法”,传感器和执行器:化学,5卷,不。1 - 4、79 - 84年,1991页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
14. 表面等离子体激元在光滑和粗糙表面和光栅施普林格,卷。111年,柏林,德国,1988年。视图:出版商的网站
15. j . Dostalek a . Kasry和w·诺尔”长期观测的表面电浆子生物分子在金属表面,绑定事件”等离子,卷2,不。3、97 - 106年,2007页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
16. r . Slavik j . Homola和h . Vaisocherova”先进若使用同步激励的短期和长期的表面等离子激元,“测量科学与技术,17卷,不。4、932 - 938年,2006页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
17. g . g . Nenninger p . Tobiška j . Homola和s . s .绮”远程表面电浆子的高分辨率表面等离子体共振传感器,”传感器和执行器B:化学,卷74,不。1 - 3、145 - 151年,2001页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
18. j·g·j . c .鹌鹑的Rako, h·j·西蒙,”远程银和铝薄膜的表面等离子体模式”光学信,8卷,不。7,377 - 379年,1983页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
19. d . Sarid长程表面等离子波在很薄的金属电影,”物理评论快报卷,47号26日,第1930 - 1927页,1981年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
20. p . Netsuwan h . Mimiya a巴巴et al .,“长程表面等离子体共振免疫传感器基于肥性实际上电纺聚(丙烯酸)纤维,”传感器和执行器B:化学卷,204年,第776 - 770页,2014年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
21. r . Slavik和j . Homola“超高分辨率长程表面plasmon-based传感器”传感器和执行器,B:化学,卷123,不。1,10 - 12,2007页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
22. m . Vala s Etheridge j·a·罗奇和j . Homola“长程表面等离子体激元为敏感检测细菌分析物,”传感器和执行器,B:化学,卷139,不。1,59 - 63年,2009页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
23. a . Kasry和w·诺尔”长程表面等离子体荧光光谱,”应用物理快报,卷89,不。2006年10篇文章ID 101106。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
24. 黄c·j·j·Dostalek, w•诺尔”优化层结构支持长程表面等离子体表面plasmon-enhanced荧光光谱生物传感器,”真空科学与技术学报B:微电子学和纳米结构,28卷,不。1,第72 - 66页,2010。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
25. j·g·奎因,r . O 'Kennedy m·史密斯j .模具和t .框架,“检测血型抗原利用固定抗体和表面等离子体共振,”《免疫学方法,卷206,不。1 - 2、87 - 96年,1997页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
26. j·g·奎因,奥尼尔,a·道尔et al .,“表面等离子体resonance-based生物传感器的发展和应用检测cell-ligand交互,”分析生物化学,卷281,不。2、135 - 143年,2000页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
27. n . Houngkamhang a . Vongsakulyanon p Peungthum et al .,“ABO血型血型检定使用抗体阵列技术基于表面等离子体共振成像,”传感器(瑞士),13卷,不。9日,第11922 - 11913页,2013年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
28. k . Sudprasert p . Peungthum a Vongsakulyanon et al .,“流诱发细胞运动的胶合强度试验评价基于表面等离子体共振(SPR)技术,”分析师,卷140,不。3、880 - 888年,2015页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
29. o . Krupin c . Wang和p . Berini“选择性捕获人类红细胞血型使用基于远程表面等离子体波导,”生物传感器和生物电子学53卷,第122 - 117页,2014年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
30. 答:爸爸,t·万念y Ohdaira et al .,“检测肾上腺素的聚(3-aminobenzylamine)超薄薄膜电化学平面等离子体共振光谱,”朗缪尔,26卷,不。23日,第18482 - 18476页,2010年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
31. s . Sriwichai巴巴,s . Phanichphant k . Shinbo k .加藤和f .金子,“电化学控制表面等离子体共振免疫传感器检测人类免疫球蛋白G的聚(3-aminobenzoic酸)超薄电影,”传感器和执行器,B:化学,卷147,不。1,第329 - 322页,2010。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
32. k . Nagatomo t .川口:三浦,k .鞭打和k .松本”发展的一个敏感的表面等离子体共振免疫传感器检测2硝基甲苯与新颖的低聚糖(乙二醇)的传感器表面,”Talanta,卷79,不。4、1142 - 1148年,2009页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
33. a·w·沃克·h·j·李,r . m .玉米“长程表面等离子体共振成像bioaffinity传感器。”分析化学,卷77,不。13日,3904 - 3907年,2005页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索

版权

版权©2016 Wanida Tangkawsakul等。这是一个开放的分布式下文章知识共享归属许可,它允许无限制的使用、分配和复制在任何媒介,提供最初的工作是正确引用。