Dissertasiyalar

НАЦИОНАЛЬНАЯ АКАДЕМИЯ  НАУК  АЗЕРБАЙДЖАНА 

ИНСТИТУТ КАТАЛИЗА И НЕОРГАНИЧЕСКОЙ ХИМИИ

 им. АКАДЕМИКА М.НАГИЕВА

 

                                                                                 

На правах рукописи

 

 

 

 

МЕЛИКОВА НУРАНА НАХМЕД КЫЗЫ                                                             

 

 

 

 

 

ПОЛУПРОВОДНИКОВЫЙ

КАТАЛАЗНО-МИМЕТИЧЕСКИЙ СЕНСОР

 

                                     

 

2316.01– Химическая кинетика и катализ

 

 

Д И С С Е Р Т А Ц И Я

 

 

на соискание ученой степени

доктора философии по химии

 

 

 

 

Научный руководитель:                                       академик НАНА,

                                                                                   доктор химических наук,

                  профессор,  

                    Нагиев Тофик Муртуза оглы

 

 

 

 

 

 

Б А К У  - 2018

 

ОГЛАВЛЕНИЕ

 

Список принятых сокращений.................................................. 4 

Введение.................................................................................................... 5

Глава I. Литературный обзор....................................................... 11

1.1           Биосенсоры: общая характеристика и особенности

функционирования............................................................................... 11

1.1.1    Биосенсоры на основе ферментов....................................................... 15

1.2           Полупроводниковые сенсоры............................................................. 19

1.3           Химические и электрохимические сенсоры........................................ 22

1.4           Биомиметические сенсоры................................................................... 27

1.5           Каталазные сенсоры............................................................................ 35

1.6           Пероксидазные сенсоры...................................................................... 40

ГЛАВА II. Материалы и методы................................................... 43

2.1           Установка и методика эксперимента................................................... 43

ГЛАВА III. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ ЧАСТЬ..................................... 47      

3.1     Исследование каталазной активности железопорфиринсодер-

          жащего биоимитатора, иммобилизованного на электроды

          Pb, Ag, Ge, Te, Si................................................................................. 47

3.2     Исследование каталазной активности железопорфиринсо-

          держащего биоимитатора, иммобилизованного на Pb-электроде

          с помощью серебряной пасты............................................................. 54

3.3     Исследование каталазной активности железопорфиринсо-

          держащего биоимитатора, иммобилизованного на Ag-электроде

          с помощью серебряной пасты............................................................. 61

3.4     Исследование каталазной активности железопорфиринсодержа-

          щего биоимитатора иммобилизованного на Те-электроде с

          помощью серебряной пасты .............................................................. 65

3.5     Исследование каталазной активности железопорфиринсо-

          держащего биоимитатора иммобилизованного на Si-электроде

          с помощью серебряной пасты ............................................................ 70

3.5.1  Исследование влияния температуры реакционной среды и

          количества активного центра – TPhPFe3+OH на каталазную активность

          приготовленного биомиметического сенсора.................................... 82  

3.6.  Исследование TPhPFe3+OH/Al2O3//Si сенсора для определения

        Н2О2 в этиловом спирте......................................................................... 98

ГЛАВА IV. Пероксидазная активность БИОМИМЕТИЧЕС-

КОГО СЕНСОРА в определении МИКРОКОЛИЧЕСТВ

ЭТИЛОВОГО СПИРТА В ВОДНОМ РАСТВОРЕ............................... 109

4.1. . Исследование пероксидазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3//Si

       . биомиметического сенсора................................................................ 109

ГЛАВА V.  РЕЗУЛЬТАТЫ И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ.............................. 117

5.1.    Механизм каталазных и пероксидазных  сенсоров......................... 117

5.2.    Биомиметические сенсоры каталазного и пероксидазного типа..... 120

ВЫВОДЫ................................................................................................... 140

СПИСОК ИСПОЛЬЗОВАННОЙ ЛИТЕРАТУРЫ............................... 141

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

СПИСОК ПРИНЯТЫХ СОКРАЩЕНИЙ

 

 

  1. БС - биосенсоры
  2. СФ - сульфитоксидаза
  3. ХС - химические сенсоры
  4. АДГ – алкогольдегидрогеназа
  5. АлДГ –  ацетальдегидрогеназа
  6. АО - алкогольоксидаза
  7. СТЭ - система транспорта электронов (дыхательная цепь)
  8. ЦЛК - цикл лимонной кислоты
  9. НАД - никотинамидадениндинуклеотид
  10.  МЭОС - микросомальная этанолокисляющая система
  11.  НАДН - восстановленная форма никотинамидадениндинуклеотида
  12.  ФМН - флавинмононуклеотид
  13.  ОР – оксидоредуктаза
  14.  ОПТ - Органические полевые транзисторы
  15.  ЧЭ – чувствительные элементы
  16.  КНД – кремний на диэлектрике
  17.  ПСПМГ - полисульфонилпиперидинилметиленгидроксид
  18.  ПГМГ - полигексаметиленгуанидин
  19.  ПВПД - поливинилпирролидон
  20.  β – CD – β-циклодекстрин
  21.  L - лиганды

 

 

 

 

 

 

 

В В Е Д Е Н И Е

 

         Все более широкое применение биосенсоры находят в целом ряде отрас-лей науки, промышленности, сельского хозяйства, медицины и здравоохра-нения, так как позволяют быстро и качественно анализировать сложные, много-компонентные смеси веществ.

          Уникальной особенностью биосенсоров, в отличие от химических датчи-ков, является высокая чувствительность биоэлемента, а также его способность осуществлять узнавание без дополнительных затрат энергии (повышения тем-пературы, наложения потенциала и т.д.). Возможность быстрого распознавания позволяет количественно определять индивидуальное вещество либо группу родственных веществ в смеси.

          В основном изучаются ферментные электроды и клеточные биосенсоры.  В последнее время созданы новые связи c биохимией и электроникой. Взаимосвязь их между собой создало новую область интересов науки – биоэлектронику. Первоначальным действием в этой области было получение новых устройств для анализа и переработки информации, получивших название биосенсоров.

Модель электрохимического сенсора, основанная на концепции использо-вания фермента, впервые предложена Кларком и Лионсом в 1967 году. Сама идея приготовления такого рода устройств является актуальной уже около 50 лет. Эта идея состоит в том, что используется ферментный электрод, то есть электрохимический датчик, на поверхность которого нанесен фермент. До настоящего времени эта идея получила достаточное развитие. Разработано и исследовано множество систем, некоторые даже апробированы и промышленно  реализованы.

        Большинство синтезированных биосенсоров использованы при анализе жидкостей. В самом деле, например, в крови находятся тысячи различных соединений. Целью является – быстро и эффективно, количественно выявить концентрацию, например глюкозы. Для большинства, страдающих диабетом, это жизненно важный анализ. Такую возможность обеспечивают биосенсоры. Разработаны и промышленно реализованы более 50 приборв для определения сахара в крови, из них такие, как: “One Touch Select”, “Accu-Chek Activ”, “Contour TS”, “Easy Touch GC”, “Multicare-IN”, “SD Lipidocare”, “Cardio Chek” и др.

        Разработка целенаправленных биосенсоров, связанных с анализом, в составе которого находится множество различных веществ, относится к приоритетным направлениям развития аналитической химии. Такая цель в создании конкретных биосенсоров была необходима для достаточно точного, быстрого, качественного и количественного определения нужного ингредиента.

        Имея успешные работы в области имитационного катализа можно изгото-вить биомиметические аналоги соответствующих ферментов, при использова-нии которых в сенсорах даст возможность избавиться от многих недостатков (дороговизна, высокая чувствительность к воздействию внешней среды, много-стадийность определения, короткий срок работы и др.), присущих известным сенсорам.

        В последние десятилетия пристальное внимание исследователей прив-лекает разработка биосенсоров на полупроводниках (транзисторах), которые имеют ряд технологических преимуществ перед другими: относительную доступность и дешевизну, сравнительно малые размеры, хорошую воспроизво-димость и высокую чувствительность.

        Учитывая практическую ценность биосенсоров и их миметических анало-гов важное значение имеет конструирование последних путем сравнительно простым методом и по упрощенной технологии.

        Поэтому поиск новых и эффективных разработок для приготовления биомиметических сенсоров до сих пор является актуальной проблемой.

Актуальность. Одним из основных направлений современной биотехнологии является синтез биосенсоров с заданными свойствами. Перспективным направлением в этой области является создание высокочувствительных биосенсоров и их миметиков, в которых в качестве рабочих материалов (биоселекторов) используются ферменты.

Разработка высокочувствительных, надежных и экспрессных методов определения нужных соединений представляет большой интерес. В этом аспекте, биосенсоры занимают одну из основных позиций, так как особенность  иммобилизованного фермента к своему соединению позволяет проводить измерения непосредственно в образце, без предварительного отбора проб, что также сокращает время анализа.

В настоящее время существуют биосенсоры на пероксид водорода, на электроды которых нанесена берлинская лазурь, которые позволяют избирательно определять пероксид водорода.

Во многих случаях ферментные биосенсоры имеют свои недостатки – дороговизна, высокая чувствительность к воздействию внешней среды, многостадийность определения, короткий срок работы и др. Возможностью избавиться от многих недостатков, присущих известным биосенсорам, является создание биомиметических аналогов с более широкими возможностями при помощи биомимиков.

         В этом аспекте актуальным является создание биомиметических сенсоров на полупроводниках, которые имеют ряд технологических преимуществ, кото-рые характеризуются доступностью, простотой аппаратурного и методичес-кого оформления, удовлетворительными уровнями чувствительности и избира-тельности, экспрессностью и экономичностью, а также возможностью миниа-тюризации подобных биоаналитических устройств.

Диссертационная работа выполнена в соответствии с планом научно-исследовательских работ Института Катализа и Неорганической Химии им. академика М.Нагиева тема: Работа 4.2 Этап II (2014-2017) (Гос. регистрация №0111 Az 2082). .

В 2014 году работа - победитель конкурса молодых ученых и специалистов удостоенна «премии им. академика Муртузы Нагиева».

В 2015 году работа была в списке важнейших результатов по научно исследовательским работам Института.

            Цель работы. Приготовление биомиметического электрода каталазного типа с целью сознательного конструирования биомиметического сенсора, разработанного на основе смарт биомиметического материала (тетрафенил-порфирин железа) и полупроводника, характеризующийся длительной стабиль-ностью, высокой чувствительностью и воспроизводимостью, с возможностью расширения диапазона определяемых следовых концентраций Н2О2 в водном и водно-спиртовом растворах, а также применение его в обнаружении микро количеств С2Н5ОН в воде.

        Научная новизна. На основе смарт биомиметического материала и полупроводника разработан новый биомиметический электрод для биомимети-ческого сенсора каталазного типа, который применен и в обнаружении следовых концентраций С2Н5ОН в воде (биомиметический сенсор перокси-дазного типа). Исследованы их физико-химические особенности. В результате этих исследований установлено, что разработанный каталазно-имитационный сенсор имеет ряд технологических преимуществ перед своими биосенсорными аналогами: дешевизна приготовления, электроды не теряли свою активность в течении длительного времени, чувствительны, устойчивы и стабильны в работе и могут быть многократно использованы.

  Практическая ценность работы. Созданная модель биомиметического электрода для каталазно-миметических сенсоров позволяет представить рекомендации по их наиболее эффективному практическому использованию.

Эта же модель каталазно-миметического сенсора успешно апробирована в практике при исследовании ее на пероксидазную активность; показана возможность определения содержания низких концентраций С2Н5ОН в воде. Благодаря своим уникальным свойствам разработанный биомиметический сенсор можно быстро внедрить в производство и использовать его в медицинской практике и химическом производстве.

 Апробация работы. Основные материалы диссертации докладывались и обсуждались на следующих конференциях:

Biosensors-2010, 20th Anniversary World Congress on Biosensors (26-28 may 2010, Glaskow, UK); Innovating for the Feature ANQVE ICCE 2012, Inter. Congress of Chem. Engineering. (Seville, Spain 24-27 June); Akademik M.F.Nağıyevin 105 illiyinə həsr olunmuş elmi konfransın materialları. (Bakı, 2013); "Nature Inspires, Chemistry Engineers" 2-nd International Conference on Bioinspired and Biobased Chemistry & Materials (October 15-17, 2014 Nice, France); 1st International Scientific Conference of young scientists and specialists Book of Abstracts (15-16 October, 2014, Baku, Azerbaijan); Dedicated to the 92-nd Anniversary of the National leader of Azerbaijan, Heydar Aliyev III International scientific conference of young researchers. Qafqaz University (17-18, April 2015, Baku, Azerbaijan); 34-th International Conference on Solution Chemistry (2015, 30-th August-3rd September, Prague, Czech Republic); ECCE10+ECAB3+EPIC5 (September 27-th – October 1-th 2015, Nice, France); International Multidisciplinary Forum ASW-2015 (02-04 November, 2015, Baku/Azerbaijan); Symposium on progress in chemical technology and biotechnology (27-31 august, 2016, Praque, Chech Republic); "Nature Inspires, Chemistry Engineers" 3-rd International Conference on Bioinspired and Biobased Chemistry & Materials (October 16-19, 2016, Nice, France); M.Nağıyev adına Kataliz və Qeyri-üzvi Kimya İnstitutunun 80 illik yübileyinə həsr olunmuş Respublika Elmi Konfransının materialları (15-16 noyabr, Bakı-2016).

Публикации. Опубликовано 17 научных работ в том числе 1 Патент Азербайджанской Республики.

Объем работы. Диссертационная работа изложена на 161 странице компьютерного текста, состоит из введения, 5-ти глав, выводов, списка использованной литературы отечественных и зарубежных авторов из 215 наименований, содержит 55 рисунков и 7 таблиц.

Во введении обоснована актуальность избранной темы исследования, сфор-мулирована цель и основные задачи диссертационной работы, научная новизна, практическая значимость работы, приведены основные научные положения и кратко изложено основное содержание отдельных глав диссертационной работы.

Первая глава посвящена литературному обзору, в которой рассматриваются и обсуждаются сенсоры на основе биологических и химических объектов.

Во второй главе диссертационной работы описана экспериментальная уста-новка, материалы, методика приготовления биомиметических сенсоров.

В третьей главе приводятся результаты экспериментальных исследований каталазной активности биомиметических сенсоров. Представлены физико-хими-ческие особенности этих сенсоров.

Глава четвертая посвящена практическому применению модели каталазно-миметического сенсора TPhPFe3+OH/Al2O3//Si  на пероксидазную активность; где исследованы его физико-химические особенности  и показана возможность  определения содержания следовых концентраций С2Н5ОН в воде с высокой чувствительностью и стабильностью биомиметического сенсора.

В главе пять обсуждаются результаты экспериментальных исследо-ваний.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Глава I. Литературный обзор

 

1.1 Биосенсоры: общая характеристика и особенности функциони-рования.

 

В последние годы все большее внимание уделяется к разработке экспрессных методов анализа, обладающих высокой доступностью, и вместе с тем достаточными уровнями чувствительности и избирательности. Особый интерес вызывает возможность миниатюризации подобных аналитических устройств. Наиболее наглядными представителями аналитических систем являются биосенсоры, которые сочетают в себе перечисленные качества.

Биосенсоры рассматриваются как первое поколение биоэлектронных устройств. [206]

Биосенсоры – разновидность сенсоров, в которых система распознавания имеет биохимическую природу и использует реакции индивидуальных биомолекул, либо биологических надмолекулярных структур [42].

Он состоит их двух преобразователей биохимического и физического, которые находятся контакте друг с другом и конструктивно аналогичен  остальным видам химических сенсоров. Функцию биологического элемента распознавания выполняет биохимический преобразователь, преобразуя определяемый компонент, т.е. информацию о химических связях в химическое или физическое свойство, или сигнал, а  регистрирует этот сигнал физический преобразователь [23,48,194].

Высокая специфичность биоузнающего элемента является бесценной особенностью БС, а также способность осуществлять “узнавание” без дополнительных затрат энергии. Эта специфичность позволяет количественно определять группу веществ или индивидуальное анализируемое вещество в смеси подобных соединений. [48].

         “Работа биосенсоров базируется на основных химических реакциях живых организмов: реакции антитело/антиген, фермент/субстрат, рецепт/гормон. Для синтеза высокоселективных и чувствительных биосенсоров на конкретные определяемые вещества используются такие реакции”.

Создание БС относится к способу организации исследовательской деятельности, предусматривающей взаимодействие в изучении союза различных дисциплин биологии, химии, физики и микроэлектроники [139].

На практике в разработке биосенсоров в основном используются физико-химические преобразователи различных типов: электрохимические, кондукто-метрические, оптические, акустические, , калориметрические.

Существующее разнообразие различных типов биосенсоров, создается путем варьирования разнообразных биоселектирующих структур с различ-ными трансдьюсерами. Тип датчика определяется особенностью реакций и превращений в биологическом тестирующем элементе биосенсора, и невозможно найти какой-либо один, универсальный преобразователь на все случаи анализа [153, 209].

Биодатчик, тест-объект и биоспецифическая поверхность является биологически чувствительным элементом любого биосенсора [30, 40, 106, 107].

         К одним из достоинств биосенсоров относится также достаточно высокая особенность анализа. В этом случае исключается предварительная обработка исследуемых образцов; способность быстрого проведения анализа; возмож-ность контроля за результатами анализа малых объемов, что достигается за счет связи биосенсоров с микропроцессорами; сравнительно низкая стоимость биосенсоров.

Впервые понятие об аналитических устройствах, на основе ферментов или ферментсодержащих материалов, появилось в 60-х годах прошлого столетия. Затем появилось понятие "биосенсор" или "биочип". Функционально, биосенсоры были сравнены с датчиками живого организма – биорецепторами, которые были способны превращать все типы сигналов, поступающих из окружающей среды, в электрические.

Как известно, многие ферменты дороги и быстро теряют свою активность. Поэтому “использование выполненных на их основе биосенсоров не может быть экономически целесообразным”.

Рис.1.1. Принципиальная схема биосенсора.

 


На рисунке 1.1 дана принципиальная схема биосенсора.

 

       Как видно из рисунка 1.1 биоселектор непосредственно наносится на поверхность трансдьюсера, который трансформирует биохимический сигнал в электрический или оптический. Физический показатель этого сигнала зависит от концентрации анализируемого вещества в пробе [48,105,194].

Работа биосенсора очень проста. Вещество диффундирует через полупроницаемую мембрану в слой биокатализатора, где протекает ферментативная реакция. С помощью электрода, на поверхности которого закреплен фермент, определяется продукт ферментативной реакции .

В настоящее время биосенсорная техника развивается исключительно быстро и стремительно внедряется в практику [122, 138, 157, 170, 193].

         Разработаны БС на основе рН-чувствительных полевых транзисторов с использованием ацетил-бутирилхолинэстеразы, которую можно использовать при определении субстратов и ингибиторов, ферментов. Диапазоны опреде-ляемых содержаний составляют 4.10-5 - 4.10-4 моль/л для  ацетил- и ацетилтиохо-линиодида и 1,5.10-5 - 6,5.10-4 моль/л для бутирилхолиниодида. Нижняя  граница определяемых содержаний  модельного ингибитора прозерина-1.10-8 (ацетил-холинэстераза) и 1,8.10-8моль/л (бутирил-холинэстераза) [35].

В работе [31] предложен экспресс-тест для обнаружения и полуколи-чественного определения ванадия (IV) и (V), катализирующего реакцию окисления п-диэтиламиноаналина броматом при рН 4-5.

Исследование в [186] представляет применение датчиков или биосен-соров для контроля реакций рецептор-аналит в истинном масштабе времени.

         Как уже отмечалось ранее, биосенсоры можно рассматривать как разно-видность химических сенсоров [79]. К биосенсорам относятся  устройства, преобразующие информацию об определяемом веществе в электрический сиг-нал с помощью биологических материалов. Функционально биосенсоры можно сопоставить с датчиками живого организма-биорецепторами, которые способ-ны преобразовывать все типы сигналов, поступающих из окружающей среды, в электрические.

         В статье  [89]  представлена информация о формировании теоретичес-   ких  и  практических  знаний в области биодетекции в России.   Отмечен вклад

российских ученых в создание теории и технологий с использованием иммобилизованных ферментов. Описаны этапы развития технологических изысканий в направлении создания биосенсоров и биочипов. Приведены данные по использованию биосенсоров и биочипов в различных отраслях народного хозяйства. Показана перспективность разработок по созданию диагностических биочипов.

         Иммобилизация ферментов в мембраны полиэлектролитов, с использо-ванием органических растворителей, применена для создания биочувстви-тельных элементов биосенсоров [55].

          Глюкозный и лактозный биосенсоры на основе Берлинской лазури (как преобразователя сигнала) и мембран полиэлектролита обладали высокой чувствительностью, малым пределом обнаружения и быстрым откликом [54].

         Многообещающие перспективы в области сенсорики открывают наноматериалы и нанотехнологии [88,91,112,117,125,126,163,191,198,201].

         Биосенсоры – технология будущего, которая со все возрастающим интересом обсуждается в научной литературе сегодня и может изменить нашу жизнь уже завтра. «Спустя несколько лет полчища нанороботов будут лечить людей и следить за состоянием окружающей среды… В океан будет выпущен целый рой микроскопических роботов. Каждый из них будет способен определить чистоту воды, в которой он находится, и сообщить об этом по радио своему соседу» [38]. 

1.1.1.  Биосенсоры на основе ферментов

 

         Определения групповых токсикантов и использование ферментных средств контроля состояния окружающей среды тормозится неадекватным развитием методологических и теоретических основ использования ферментов, главное, в составе измерительных устройств - биосенсоров. Многие работы, которые посвящены детектированию ингибиторов – загрязнителей окружающей среды, остаются невыясненными факторы, которые определяющие аналитические характеристики биосенсоров. В зависимости от конкретной задачи, отсутствуют алгоритмы направленного изменения селективности и чувствительности определения ингибиторов [33].

При помощи катализаторов – ферментов, осуществляются химические реакции в живых организмах. Белки полимеры, образуются из звеньев – аминокислот. Ферменты - это белки с простетическими группами. Как известно полимерная цепочка фермента, которая состоит из нескольких сотен звеньев, сворачивается в компактную структуру. Двадцать типов аминокислот встречающихся в белках, чередование которых в белковой цепи определяет специфику фермента, его биологическую функцию. Протекает различных химических реакций зависит от того, сколько в клетке разных ферментов [22,114].  

Разработаны ферментные биосенсоры [6] амперометрического типа [184] для анализа содержания этанола, глюкозы и крахмала в полупродуктах брожения, определены их характеристики. Показано, что биосенсор на основе фермента глюкозооксидазы позволяет проводить анализ глюкозы в диапазоне 0,5-2,5 мМ, а биосенсор на основе алкогольоксидазы позволяет проводить анализ этанола в диапазоне 0,7 - 12,3 мМ.

Катализаторам на ферментной основе присущи три свойства: 

1.Высокая эффективность, т.е. реакция, не протекающая вообще без фермента, или в присутствии его, ”мчится“ со скоростью несколько тысяч раз в секунду. Например, у каталазы, которая разлагает пероксид водорода, это число увеличивается до миллиона.

2. По типу реакции - высокая специфичность. Фермент катализирует именно ту реакцию, для которой предназначен.

3.Очень высокая специфичность по отношению тех соединений, с которыми индивидуальный фермент должен работать.

Именно этими тремя свойствами и отличаются ферменты от искусственных катализаторов. Чтобы нам понять, как ферментам это удается, необходимо разгадать механизм ферментных реакций [24,32,43,44, 104,108].

         «Достаточно упомянуть, что первые биосенсоры (ферментные электроды для определения содержания глюкозы) представляли собой  конструкции на основе ферментов» [133].

         «Ферменты по специфичности действия на субстраты могут быть разделены на два класса:

1) По отношению к определенному субстрату обладают почти абсолютной специфичностью и не взаимодействуют даже с близкородственными соединениями (табл.1.1)

2)Специфичные по отношению к какому-либо определенному классу субстра-тов (табл.1.2)»

           Ферменты всех классов, взаимодействуют с каким-либо одним субстратом – это в первом случае. Но гораздо медленнее расщепляются другие субстраты с близкородственной структурой. Среди этих ферментов можно назвать аспартазу, глюкозооксидазу, каталазу, уреазу, декарбоксилазы аминокислот, урикиназу и холестириноксидазу, которые обладают высокой специфичностью.

Ферменты, обладающие групповой специифичностью – это во втором случае. От ряда факторов, т.е. температуры, ионного состава среды, наличие в среде тяжелых металлов и других ферментных ингибиторов зависит каталитическая активность ферментов.

Таблица 1.1

Высокоспецифичные ферменты, применяемые

в аналитических системах

Фермент

Субстрат

АМФ-диеминаза

Аденозин монофосфат

Аспартаза

L-аспартат

Глутаматдекарбоксилаза

L-глутамат

Глутаматдегидрогеназа

L-глутамат

Глюкозооксидаза

D-глюкоза

Инвертаза

Сахароза

Каталаза

Перекись водорода

Лактатдегидрогеназа

L-лактат, пируват

Лизиндекарбоксилаза

L-лизин

Люцифераза светляков

АТФ

Продолжение таблицы 1.1

Люцифераза бактерий

Флавинмононуклетид восст.

Металдегидрогеназа

Оксалоацетат

Мутаротаза

D-глюкоза

Нитратредуктаза

Нитрат ион

Нитритредуктаза

Нитрит ион

Уреаза

Мочевина

Урикиназа

Мочевая кислота

Тирозиндекарбоксилаза

L-тирозин

Фенилаланиндекарбоксилаза

α –фенилаланин

Холестериноксидаза

Холестерин

 

Таблица 1.2

Ферменты, обладающие групповой специфичностью

Фермент

Субстрат

Алкогольдегидрогеназа

Спирты

Арилсульфатаза

Эфиры серной кислоты

β – глюкозидаза

β – глюкозиды

Диаминооксидаза

Биогенные амины

ОксидазыD-аминокислот

D-аминокислоты

ОксидазыL-аминокислот

L-аминокислоты

Пенициллиназа

Производные 6-аминопенициллиновой кислоты

Пенициллинамидаза

Пенициллины и другие соединения

Пероксидаза

Ароматические соединения

Протеазы (химотрипсин, трипсин)

Эфиры аминокислот

Полифенолоксидаза

Замещенные фенолы

Холинэстераза

Эфиры холина и тиохолина

Щелочная фосфатаза

Эфиры фосфорной кислоты

 

Как известно основную массу современных биосенсоров ферментативный катализ обеспечивает биоселектирующими возможностями.

Взаимодействующие друг с другом эти реакции электрохимические и фермен-тативно-каталитические, происходящие на электропроводящих материалах, позволило разработать много биосенсоров для определения глюкозы, аминокислот, молочного сахара, пирувата, мочевины и других метаболитов [99,100,149,160].  

       Главные характеристики достоинства ферментов для биосенсорных устройств:  высокая селективность, чувствительность, доступность, низкая стоимость, а также подбор фермента с соответствующими техническому заданию свойствами.

      Как известно, ферменты давно исследуются. Проведена их классификация, а также установлены локализация и содержание многих ферментов в отдельных организмах.

Недостатками ферментов являются следующие:

  1. При хранении ферменты подвержены инактивации.
  2. Снижение активности ферментов при процедурах иммобилизации.
  3. Ряд факторов, окружающей среды, значительно влияет на каталитическую активность ферментов.
  4. Для изготовления биосенсоров используются ферменты, которые  предназначены  для определения содержания биогенных веществ.

Перечень задач, которые успешно решаются с помощью биосенсоров: диагностика заболеваний, контроль уровня глюкозы в крови, мониторинг окружающей среды, регулирование выбросов химических производств, проверка качества продуктов.

В амперометрическом режиме очень удобно проводить измерения на ферментных электродах. Измерять силу тока (поток электронов) через поверхность электрода [13].

«Впервые явление биоэлектрокатализа с участием прямого переноса электронов электрод - активный центр фермента было обнаружено и исследо-вано при изучении реакции электрохимического восстановления кислорода с участием медьсодержащей оксидазы – лакказы» [136].

        

1.2 Полупроводниковые сенсоры

 

Все материалы разделяют на металлы, изоляторы и полупроводники. Как правило, металлы хорошо проводят электрический ток, а изоляторы его не проводят вовсе, то есть являются диэлектриками. Полупроводники занимают промежуточное положение между металлами и изоляторами [209].

В отличие от алмаза и графита, недавно открыта новая модификация углерода – фуллерит, который является полупроводником. Бор, кремний, германий, серое олово, некоторые модификации фосфора, мышьяка и сурьмы являются полупроводниками среди простых веществ, а также селен, теллур и йод. Известны полупроводники тройные и более сложные полупроводниковые  соединения. Также известны многочисленные  полупроводниковые соединения: оксиды, селениды, сульфиды, теллуриды, антимониды, арсениды, интерме-таллические полупроводники [206].

«Соединения элементов V группы периодической системы с элементами III группы, например: GaAs, GaP, InAs и другие бинарные полупроводники класса АIIIВV», а также полупроводники, являющиеся простыми веществами: германий и кремний, нашли, в настоящее время широкое практическое применение [153].

В работе [120] показаны данные о наномасштабных полупроводящих материалах, таких как нано-трубки (СNT), служащих в качестве очень чувстви-тельных электронных сенсоров.

Подходы к изучению полупроводниковых нанокристаллов, которые включают несколько десятков тысяч атомов рассматриваются в работе [123].

Работа [132] суммирует интеграцию биоматериалов с полупроводнико-выми наночастицами, которая привела к развитию оптических или фото-электрохимических биосенсорных систем.

Органические полевые транзисторы (ОПТ) [151] недавно считаются привлекательными кандидатами для биоэлектронных применений благодаря своей заметной биосовместимости, внутренней гибкости и потенциально низ-кой стоимости, связанной с их технологической способностью к решению. 

         В [147] приведены результаты исследований, сообщающие о свойствах WBG нановеществ, которые превосходят свойства Si и могут привести к долгосрочной химической стабильности.

Работа [197] рассматривает наномасштабные полупроводные материалы, такие как углеродные нанотрубки (СNT) или нанопровода, и демонстрирует их большой потенциал для использования в качестве чувствительных электронных датчиков.

        Ведущее место в разработке адсорбционно-полупроводниковых сенсор-ных анализаторов принадлежит японским фирмам “Riken Keiki FineInstr”, “NipponMonitors”, “Figaro” и фирмам ФРГ  “Anergesellschaft”, “R. BoschDrager”. С техническими характеристиками и принципами работы этого типа сенсорных анализаторов можно ознакомиться в обзоре [46].

        В работе [80] представлены обобщенные данные по разработкам полупроводниковых датчиков дозы ионизирующего излучения, концентраций ионов в электролитах и молекул водородосодержащих газов с чувствительными элементами (ЧЭ) на основе полевых транзисторов со структурой электрод-диэлектрик-полупроводник.

        В работе [34] дан обзор различных типов датчиков. Описаны принципы работы некоторых типов датчиков, их классификация и области их применения. Большое внимание уделено биосенсорам, оптическим, химическим, электрохимическим и термисторным сенсорам.

         В настоящее время широко проводятся теоретические и практические исследования по изучению свойств моно- и поликристаллических материалов для целенаправленного создания полупроводниковых сенсоров с заранее заданными техническими характеристиками [102].

       В статье [40] рассматривается использование полупроводниковых  датчиков давления, на кремниевой основе, с использованием технологии  “кремний на диэлектрике” (КНД-технология), выполненные в виде чипа датчика давления с основанием, на котором расположена измерительная мембрана для  регистрации перепада давления в измеряемой среде.

       В [150] предложен микростуктуированный сенсор в виде полупроводни-кового типа для измерения проводимости или электрической емкости в газовых или жидких средах. Он может быть использован для  исследования состава газовых или жидкостных сред, например, используемых в топливных батареях.

        Предложен также газовый сенсор (и метод измерения) полупроводнико-вого типа для определения О2 в газовых смесях. Он основан на использовании полупроводникового слоя на основе СеО2 в качестве чувствительного слоя. Этот слой наносят на подложку из Al2O3. Сенсор функционирует при температурах > 10000С. Он характеризуется быстротой получения аналити-ческого отклика [28].

       В работе [185] обсуждена эффективность использования полупроводни-ковых сенсоров, использующих LaF3 и Pt в качестве химически чувстви-тельных компонентов, для детектирования в образцах искусственного воздуха F2, HF и различных фторкарбонов. Исследованы влияния температуры в облас-ти 20-5300С на параметры сенсоров и динамику его сигнала. Показано, что при комнатной температуре сенсор на основе Si может быть использован для детек-тирования F2 и HF с ПРО ~ 10-1 млрд..

        В этом обзоре [121] подчеркиваются последние достижения в области нано-биоэлектроники с полупроводниковыми наноструктурами, в том числе кремниевыми нанопроводами, углеродными нанотрубками и графеном. Во-первых, синтез и электрические свойства этих наноматериалов обсуждаются в контексте биоэлектроники. Во-вторых, аспектно-основанные нано-биоэлект-ронные датчики для высокочувствительного анализа биомолекул.  В-третьих, рассмотрен комплексный интерфейс между наноэлектроникой и живыми биологическими системами, от отдельных клеток до живых животных.

 

1.3 Химические и электрохимические сенсоры

 

Конец XIX – начало XX века можно считать началом истории химических сенсоров. В настоящее время разработано огромное количество самых разнообразных химических сенсоров [134,143,171].. Именно в это время, для определения содержания водорода в водяном паре появился прообраз катарометра (1880г.); двухэлектродная ячейка Кольрауша (1885г.), металлические электроды Нернста (1888г.) и стеклянный электрод Кремера (1906г.). Для определения химического состава среды, в то время, под сенсорами понимали портативные устройства. Конструкция сенсора включала чувствительный элемент и преобразователь [17].

Рис.1.2  Химические сенсоры


“Относительно небольшие размеры и миниатюрность сенсоров позволяет создавать их наборы в небольшом объеме. Так, на одном полупроводниковом кристалле можно разместить несколько чувствительных элементов или в небольшом объеме несколько самостоятельных сенсоров. Таким образом, появилась возможность создания «лаборатории на чипе», снабженной микропроцессором для обработки результатов анализа” [17].

Датчики – это химические сенсоры, у которых два типа преобразователя:  химический и физический, находящихся в тесном контакте между собой.

Химический преобразователь отражает присутствие определяемого компонента и изменение его содержания. Он состоит из слоя чувствительного материала, который формирует селективный отклик на определяемый компонент. Трансдьюсер – это физический преобразователь, который возникает в ходе реакции селективного слоя с определяемым компонентом, преобразуя эту энергию, в электрический или световой сигнал. Затем, этот сигнал  измеряется с помощью светочувствительного и/или электронного устройства [17].

Химические сенсоры, в зависимости от характера отклика (первичного сигнала), возникающего в распознающем элементе, подразделяют на типы, которые представленные на рис.1.2.

Химические сенсоры призваны обеспечить контроль за содержанием газов [154] и паров в технологических и природных средах, ионов в растворах; иногда, видимо возможен контроль и в твердых телах. Одним из самых важных параметров, которым и должны обладать химические сенсоры, является селективность.

Диапазон определяемых содержаний задается конкретной ситуацией и вовсе необязательно, чтобы химические сенсоры всегда обладали высокой чувствительностью. Но требование стабильности показаний, устойчивости работы весьма существенно, особенно принимая во внимание часто ожидаемый большой срок службы сенсоров [212].

В [75] описываются физические основы, конструкции и параметры конкретных устройств в областях химических и биологических сенсоров на основе модуляции поверхностным зарядом исследуемого объекта проводи-мости полупроводниковых нанопроволок.

Области применения химических сенсоров могут быть очень разнооб-разными, некоторые из которых можно перечислить: контроль за газо- и нефтепроводами, крупными химическими агрегатами, ядерными реакторами, выхлопными газами и отходящими газами заводов, технологическими раство-рами, атмосферным воздухом рабочей зоны, природными водами, содержа-нием глюкозы или инсулина в крови и других физиологических жидкостях.

         Среди электрохимических сенсоров получили распространение миниа-тюрные устройства, основанные на полевых транзисторах. В них метал-лический контакт затвора транзистора заменен химически чувствительным слоем и электродом сравнения” [17,26].

Бурахтовой В.А. и Камаловой С.Ш. разработаны твердофазные электро-химические сенсоры на основе полупроводниковых соединений, состоящие из арсенида галлия (GaAs) и антимонида галлия (GaSb) и изучены в растворах различных ионов [19]. Показана возможность использования их при опреде-ленных условиях в вариантах потенциометрического титрования для индика-ции конечной точки титрования в реакциях нейтрализации, комплексообра-     зования, осаждения.

Для контроля содержания полимерных катионных поверхностно-активных веществ в водных растворах предложены потенциометрические сенсоры [111], представляющие собой ионоселективные электроды с пленоч-ными мембранами на основе поливинилхлорида. Изготовленные сенсоры использованы для определения ПСПМГ и ПГМГ в модельных растворах; при этом установлено, что Sr (крутизна электродных функций) проведенных определений не превышает 0,08. Разработанные устройства апробированы для определения ПВПД (Mr=8×103) в лекарственном препарате «Гемодез-Н» методом градуировочного графика.

В [145] описан новый Pr3+ - селективный мембранный сенсор, основан-ный на N-(пиридин-2-илметилен) бензогидразиде с пластифицированной мембраной. Сенсор дает нернстовский отклик на ионы Pr3+ в относительно широком диапазоне концентраций 1,0×10-2 – 1,0×10-6М с пределом обнаруже-ния 8,0×10-7М. Время отклика 20 с., его можно использовать в течение 6 недель. Сенсор обладает хорошей селективностью, его отклик не зависит от рН в диапазоне 3,5-8. Сенсор использовали в качестве индикаторного электрода при потенциометрическом титровании ионов Pr3+ и косвенного определения Pr3+ в водных образцах.

В работе [169] предложен электрохимический сенсор для определения NOx в выхлопных газах автомобиля. Сенсор функционирует в хронопотен-циометрическом режиме. Он имеет пластинку из твердого электролита, по обоим сторонам которой расположены измерительные электроды, а также электронный блок для поддержания нужного потенциала на электродах и измерения тока в системе. Сенсор помещают непосредственно в трубопровод для исследуемого газа.

Для определения Cr3+ в водных растворах с рН 3,0-6,8 содержащих 1,5-дифенилкарбозид в [118] предложен электрохимический потенциометрический сенсор в виде Pt-электрода, покрытого углеродными многостеночными нанотрубками. Градуировочный график линеен в интервале 6,3×10-8 – 1,0×10-2 моль/л Cr3+. Предел обнаружения равен 3,2×10-8 моль/л Cr.

На основе обобщенной сенсорной конструкции, включающей аптамеры и наночастицы было проведено быстрое калориметрическое определение аденозина и кокаина. Принцип работы сенсора основан на разрушении ансамбля агрегатов наночастиц, связанных аптамерами. Сенсоры позволяют детектировать аденозин и кокаин на уровнях 0,3-2 мМ и 50-500мкМ, соответственно. Подобные калориметрические сенсоры применимы в меди-цинской диагностике, контроля окружающей среды и электронной промышленности [164].

В [214] предложен новый метод приготовления химических сенсоров, применяющий многостеночные углеродные нанотрубки  в качестве активного чувствительного элемента. Нанотрубки селективно растут между боковыми сторонами каталитических металлов на определенных электродах из ниобия. Под воздействием воздуха или NH3 электрическое сопротивление нанотрубок уменьшается или растет, соответственно. Время отклика сокращается, а чувствительность растет с увеличением температуры измерений и концент-рации газов. Отмечена эффективность описанного устройства как химического сенсора газов [119,195,204].

 

1.4 Биомиметические сенсоры

 

В последние несколько лет повысился интерес к «биомиметике» как к области имитации уникальных функций и производственных процессов живых организмов. В этом направлении ведутся исследования ученых и технологов всего мира с целью создания технологии будущего, которые могут стать ключом к решению проблем экономики, медицины, окружающей среды и энергетики.

Биомиметические (греч. «bios» - жизнь; «mimeticos» - наследовать, имитировать, повторять, подобный) материалы представляют собой синтети-ческие материалы, которые могут быть аналогами фрагментов тканей и органов или биологически активных продуктов метаболизма живых структур.

А. Е. Шилов в [115] пишет: “Ферменты, работающие в живых организ-мах, - очень эффективные и селективные катализаторы. Они не загрязняют окружающую среду и потребляют минимум энергии. Именно о таких катализаторах мечтают химики-технологи. Биомиметика (область химии, которая моделирует процессы, происходящие в живой природе) - очень важное направление, так как, подражая живой природе можно попытаться найти химические аналоги ферментов и на их основе создать новые промышленные процессы”.

Таким образом, особенностью биомиметики является копирование функций живых организмов и применение их при создании технологий и вещей.

На сегодняшний день разработано немало биомиметических сенсоров [128,156,159,199,215].

В работе [74] представлен проект и разработка портативного средства как сенсора для выявления токсических пестицидов и тяжелых металлов в реальных образцах на уровне следа. Они составляют значительный класс загрязнителей, которые ухудшают окружающую среду ввиду их стойкой природы и их неизбежного использования при увеличении сельскохозяйст-венной продукции и промышленного значения, соответственно.

Положительно зарекомендовали себя при определении ряда биологически активных соединений пьезокварцевые сенсоры [36,135]. Высокая чувстви-тельность и воспроизводимость анализа обеспечивается качеством рецептор-ного слоя на поверхности электрода сенсора. Формирование подложки обычно осуществляется методом самоорганизованных монослоев тиолов или силанов.

В работе [180] с помощью синтетических алигопептидов  модифициро-ваны кристаллы кварца на золотой основе, предназначенные для биомимети-ческих ловушек и использованы в пьезоэлектрических сенсорах-чувствитель-ных к диоксинам. Были  изучены три вида продукта (домашняя птица, яйца и молоко) с содержанием 3-х различных уровней диоксина.

В работе [196] был синтезирован новый двухядерно медный (II) комплекс, содержащий новый лиганд N, N1, N1- [трис-(2-пиридилметил)]-N-(2-гидрокси-3,5-ди-терт-бутил-бензил) 1,3-пропандиамин-2- как катализатор кате-хин оксидазы и использован в биомиметическом сенсоре для определения гидрохинона в косметике на волновом вольтметре. Предел обнаружения и определения количества было 3,0×10-7 и 1,0×10-6 мол/л, соответственно. Срок годности этого биомиметического сенсора равен 7 месяцам.

В работе [179] разработан и исследован осязательный биомиметический сенсор. Разработка искусственной сенсорной системы была развита путем принятия биомиметического приближения для моделирования структуры и функции миметических вибраций у грызунов. Искусственная вибрация форми-ровалась с помощью использования композитных материалов, она имела спо-собность активно передвигаться или удаляться на расстояние.

В [161] показано применение дегидрогеназного мимика как биомимети-ческого датчика (сенсора). В модели соединения был исследован β-цикло-декстрин (β – CD) производное с никотинамидной группой прикрепленное к вторичной поверхности β – CD.

В последнее время также появились публикации, посвященные описанию оптических и электрохимических имуносенсорных систем, предназначенных для экспрессного определения следовых концентраций рактопамина в пищевых продуктах [165]. Однако высокочувствительные пьезокварцевые гравиметри-ческие сенсоры для определения рактопамина и других β-агонистов ранее не применялись. Пьезокварцевые иммуносенсоры положительно зарекомендовали себя для определения ряда низко- и высокомолекулярных соединений [158,182].

Таким образом, уникальной особенностью биомиметических сенсоров, в отличие от химических датчиков, является высокая специфичность биорас-познающего элемента, а также его способность осуществлять узнавание без дополнительных затрат энергии. Высокая специфичность позволяет количественно определять индивидуальное вещество либо группу родственных веществ в смеси.

         Имея успешные работы в области имитационного катализа можно изготовить биомиметические аналоги соответствующих ферментов, при использовании которых в сенсорах даст возможность избавиться от многих недостатков (дороговизна, высокая чувствительность к воздействию внешней среды, многостадийность определения, короткий срок работы и др.) присущих известным сенсорам [66,67,187, 188].

Высокоэффективное действие синтезированных на основе железопорфи-риновых комплексов биомиметических катализаторов в каталазной и перокси-дазной реакциях привело к разработке новых биомиметических сенсоров каталазного и пероксидазного типа.

Создав биомиметические электроды каталазного и пероксидазного типа, можно добиться высокой чувствительности и стабильности сенсоров [2,4,93,95,96,189,190,205].

Порфирины        (греч. porphyreos пурпурный, багряный) широко рас-пространенные в живой природе пигменты, в основе молекулы которых лежит кольцо порфина, построенное из четырех колец пиррола; входят в состав гемоглобина, хлорофилла и других биологически важных соединений [10,11,74,180].

Значение порфиринов для жизни на нашей планете трудно переоценить. Все запасы углеводородного сырья (газ, нефть, уголь и др.) созданы при непосредственном участии хлорофиллов [180]. Два из них – хлорофилл а и хлорофилл bглавные участники процесса фотосинтеза [161,179,196].

На основе порфиринов созданы катализаторысенсорылекарственные средства, органические полупроводникижидкие кристаллы и материалы для нелинейной оптики

В настоящее время синтезировано свыше пятидесяти производных порфирина [4,8,178,202].

Многообразие структур внутрикомплексных соединений металлпор-фиринов неисчерпаемо, последнее достигается благодаря возможности варьирования как лиганда, так и центрального иона металла, входящего в координационную сферу макрогетероцикла [14,15].

Активную часть многих ферментов, которые осуществляют  сложные окислительно-восстановительные реакции в клетках составляют комплексы порфиринов с железом. Одним из центральных направлений исследования порфиринов является изучение функционирования металлопорфиринов в биологических системах в роли катализаторов и создание их более эффективных моделей. Решение подобных вопросов дало бы возможность проводить химические реакции и физико-химические процессы более эффективно, с минимальными затратами материалов и энергии, и самое главное, экологически чисто [69,70,208].

На основе порфиринов созданы катализаторы, лекарственные средства, органические катализаторы, жидкие кристаллы и материалы для нелинейной оттики Гем, один из представителей порфиринов, является простетической группой гемоглобина, миоглобина, цитохрома С, цитохрома Р450 и др. Порфириновый скелет также лежит в основе структур растительных пигментов (хлорофилла, феофитина, феоборбидда), вследствие чего порфирины можно широко использовать при исследовании и моделировании некоторых стадий фотосинтеза [8,12].

Структурная формула порфиринов была предложена немецким ученым Кюстером в 1913 году, в которой четыре пиррольных кольца связывались в макроцикл четырмя метановыми мостиками. Формула эта и сейчас является общепризнанной. Важнейшим свойством порфиринов является наличие в молекуле координационной полости, ограниченной атомами азота, N4, имеющей радиус около 2 Б и способной координировать ионы металлов М2 +, М3 +, М4+ и даже с большей степенью окисления [2].

Основателем всех порфиринов является простейший по структуре макроцикл-порфирин (рис.1.3, формула 1). Многообразие порфиринов заме-щенных порфина, производится от него [207] способам замещения пир-рольных (обозначаются цифрами 1-8) и мезоатомов водорода, которые находятся у мостиковых атомов углерода и обозначаются греческими буквами α, β, γ, δ.

Известно несколько сотен таких порфиринов. Одним из них является протопорфирин. Основную часть некоторых ферментов составляет комплекс протопорфирина с Fe-гемин. Гемин является хлоридом гематина C34H32N4O4FeCl, получающийся в результате обратимого окисления гема. Гемин легко получается из гемоглабина после отщепления глобина. В растворе гем неустойчив и быстро окисляется на воздухе, образуя при этом гематин. При этом железо переходит в окисленную форму ( рис.1.3, формула 2) [129].

Для гемина характерны четыре метильных (-CH3) заместителя, два винильных (-CH=CH2) и два остатка пропионовой кислоты (-CH2 – CH2 – COOH). В связи с трудностями введения винильных групп, синтез был осуществлен в несколько этапов, в 1929 году Фишером. При замещении мостиковых – СН= групп атомами азота образуется не найденные в природе, азопорфирины [144].

Центральный атом металла в комплексах порфиринов с М2+ может выйти из плоскости и расположиться над плоскостью ХУ, в которой останутся атомы N4  (рис.1.3, формула 3).

Металлпорфирины, наряду с их способностью к легкому присоединению и потерей электронов, обуславливают каталитическую активность этих молекул в химических реакциях.

Известно большое число биологических систем, где металлпорфирины выполняют роль того или иного биологического процесса в качестве инициа-тора последнего [131].

Наибольшее число исследований посвящено хлорофиллу и фотосинтезу [97], гемоглобину [16], ферментам каталазы и пероксидазы, а также цитохрому P-450 [7,61,64].

Известно несколько белковых ферментов, содержащих в своем составе порфирины железа и осуществляющих регулирование некоторых важнейших биологических процессов, среди них различные цитохромы (Р-450, цитохромоксидазы), пероксидазы и каталазы. Эта группа хромопротеидов, объединенных под общим названием цитохромы (цитохром значит, «клеточная окраска») [85].

Каталаза представляет собой тетрамерные ассоциаты из четырех гем-белковых комплексов с молекулярной массой 220000-250000. Протопорфирин железа выступает в качестве активного комплекса каталазы. Из печени и эритроцитов человека и животных была получена каталаза в виде кристаллов. Каталаза проводит разложение Н2О2 до воды и молекулярного кислорода:

 

Из уравнения следует, что каталаза предохраняет живую клетку от разрушительного действия пероксида водорода, образование последнего происходит во многих биохимических процессах в результате восстановления О2 цитохромами [62].

Источником энергии и основой синтеза необходимых кислородсодер-жащих соединений в живых организмах являются окислительно-восстанови-тельные биохимические реакции, протекающие в живых организмах. Следует особо подчеркнуть также окислительную деструкцию вредных молекул, а именно – лекарств, ядов, холестерина, канцерогенов и т.д. Эти реакции, многие из которых представляют собой гидросилирование С – Н – связи в субстрате АН

,

которые протекают только в присутствии ферментов-оксидоредуктаз и в  их числе основное место занимают цитохромы [140].

Впервые Гарфинкелем [146] и Клигенбергом [162] в 1958 году был обнаружен цитохром Р-450, который широко распространен в природе. Этот гемопротеин входит в состав ферментных систем, названных монооксиге-назами, которые при обязательном участии восстановленных пиридиннук-леотидов (NАДФН и NАДН) окисляют различные субстраты, внедряя в них один атом кислорода, восстанавливая до воды другой:

                            ,

где АН – субстрат, АОН – продукт окисления субстрата.

 Большие успехи достигнуты в изучении цитохрома Р-450, его состава, свойств, функций, строения и созданы многочисленные биоимитаторы, моделирующие определенные функции этого фермента [61,64].

На первой стадии происходит взаимодействие субстрата с окисленной  формой цитохрома Р-450. В этой стадии образуется фермент – субстратный комплекс. Вторая стадия заключается в восстановлении фермент-субстратного комплекса первым электроном, поступающим из НА ДФН, в присутствии флавопротеина ФП1 и при участии цитохрома В5. Третья стадия – образование тройного комплекса НА – Fe22+ - O. В четвертой стадии происходит восстанов-ление тройного комплекса вторым электроном. Пятая стадия – превращение тройного комплекса с выделением молекулы воды и гидрооксилированного производного [49].

Рис. 1.3

Для приготовления катализатора гидрогенезированного тетрафенилпор-фиринкобальта (III) авторы работы [92] использовали в качестве носителя SiO2,

предварительно прокаленного в вакууме при 80-2000С. Полученные катализаторы испытывали в реакции разложения перекиси водорода. Так, катализатор, приготовленный на основе SiO2, прокаленного при 800С, по своей активности превышает активность катализатора, приготовленного на основе SiO2, прокаленного при 2000С. Авторы [92] объясняют это сильным взаимодействием прокаленного при 2000С SiO2 с тетрафенилпорфирин-кобальтом, приводящим к изменению π-электронной плотности последнего.

Методика нанесения гемина на неорганическую подложку – Al2O3 и изучение его каталитической активности в реакции разложения Н2О2 разработал Полторак и сотрудники в работах [82,84,211].

Синтез гетерогенезированных биомиметических катализаторов и изучение их каталазной и пероксидазной активностей в реакциях монооксиди-рования различных субстратов, проводились в лаборатории «Моделирование монооксигеназных реакций» под руководством академика Т.М.Нагиева [72-74].

 

1.5  Каталазные  сенсоры.

 

В настоящее время интерес к свойствам пероксида водорода значительно возрос.

Пероксид водорода, простейший и важнейший представитель перекисей; прозрачная жидкость без цвета и запаха, с «металлическим» привкусом. Перекись водорода замерзает при – 0,890С и кипит при 1500C. Известны плотности ее паров и плотности ее кристаллов, теплота плавления и теплота парообразования [98].

Впервые А.Тенаром было установлено, что перекись водорода разлагается  под действием многих веществ: окиси железа, серебра, платины, золота, палладия. Позже было доказано, что перекись разлагается от ферментов, содержащихся в слюне, от оксидов марганца и кобальта, от радия и иридия, от солей железа и солей меди [29].

Но механизм этого воздействия остается до сих пор загадкой.

Можно предположить, что вещества, разлагающие перекись водорода – катализаторы, образуют промежуточные нестойкие соединения. Они дают первоначальный импульс для реакции разложения. В дальнейшем происходят цепные реакции.

Впервые пероксид водорода получил Луи Жак Тенар (1777-1857), французский химик, в 1818 г. Он действовал сильно охлажденной соляной кислотой на пероксид бария:

BaO2 + 2HCl ® BaCl2 + H2O2

Пероксид водорода представляет собой соединение водорода и кислорода, который содержит 94% кислорода по массе. Содержание пероксидных групп, в молекулах перекиси водорода, во многом определяют свойства этого соединения. Как известно чистый пероксид водорода – бесцветная сиропообразная жидкость, перегоняется без разложения под достаточно уменьшенным давлением. В отличие от воды, замерзание перекиси сопровождается сжатием. Белые кристаллы пероксида водорода плавятся при t= -0,50С, т.е. почти при той же температуре, что и лед.При значительно низкой температуре растворы Н2О2 замерзают: 30%-ный раствор – при минус 300С, а 60%-ный – при минус 530С [53].

Пероксид водорода обладает свойствами, как окислителя, так и восстановителя [68]. Известно, что степень окисления кислорода в пероксиде водорода равна (-1), т.е. имеет промежуточное значение между степенью окисления в молекулярном кислороде (0) и в воде (-2).

Во многих литературных источниках указывается на то, что действие 65%-го раствора пероксида водорода на бумагу, опилки и другие горючие вещества они воспламеняются. Итак, концентрированная перекись водорода – это сильный окислитель. Низкие концентрированные растворы обесцвечивают многие органические соединения, например, индиго.

Ферменты, влияющие на реакции пероксида водорода, играют большую роль в жизнедеятельности клетки. Энергию организму поставляют реакции окисления с участием поступающего из легких кислорода. В этих реакциях промежуточно образуется Н2О2, который вреден для клетки, так как вызывает необратимое повреждение различных биомолекул. Каталаза и пероксидаза совместно превращают Н2О2 в воду и кислород [183].

Как известно, применение пероксида водорода связано с безвредностью продукта его восстановления (Н2О2) и с его окислительной способностью. Перекись водорода используют для протравливания семян в сельском хозяйстве для, отбелки мехов и тканей, в пищевой промышленности (при консервировании пищевых продуктов), а также в производстве ряда органических соединений, пористых материалов, полимеров. Он используется в ракетной технике как сильный окислитель [53].

“В медицине растворы перекиси водорода используют в качестве средств, обладающих антисептическими, дезинфицирующими свойствами. Они применяются для полоскания и смазывания при воспалительных заболеваниях слизистых оболочек (стоматиты, ангина), для лечения гнойных ран” [113].

В качестве дезинфицирующих веществ используются 3% и 6% водные растворы пероксида водорода, к которым добавляются моющие средства. Они применяются в аптечных, детских дошкольных, клинических, и других учреждениях. Из-за низкой стабильности их применение затруднено. Их стабильность приводит к разрушению пероксида водорода дезинфицирующих средств, на основе перекиси готовят непосредственно перед применением его.  Срок их хранения составляет несколько часов [45].

“В химической промышленности перекись водорода применяется как окислитель, как сырье для получения многих перекисных соединений, как инициатор полимеризации: для отбеливания шелка, шерсти, пера, мехов. В связи с проблемами загрязнения окружающей среды отходами химических производств перекись водорода приобретает особое значение как «чистый» окислитель, не образующий токсичных продуктов. Однако они оказывают раздражающее действие на кожу и слизистые оболочки, поэтому их приме-нение ограничено” [9,94].

В медицинской практике перекись водорода применяется как наружное средство в качестве антисептика. Антисептиче­ское действие обуславливается окислительными свойствами перекиси водорода, которая выделяет кислород в присутствии ферментов - каталазы крови. Каталаза быстро разлагает пе­рекись водорода, при этом бурно выделяется кислород, что со­здает видимость пены. Пероксид водорода применяется как кровоостанавливающее средство при порезах [25].

Если сравнить другие окислители, применяемые в технологии очистки вод, пероксид водорода обладает следующими достоинствами: хорошей растворимостью в воде, высокой стабильностью растворов при хранении, экологической чистотой, также возможностью использования в широком диапазоне температур [74].


Проявлять как окислительные, так и вос­становительные свойства является основной характерной особенностью пероксида водорода. Окисли-тельные свойства проявляются значительно сильнее, чем восстановительные. Легкость выделения кислорода при разложении указывает на силь­ную окисли-тельную ее способность.

 

Такому распаду более способствует кислая среда, а вос­становительному распаду - щелочная среда.

Следует отметить, что кроме объемных методов анализа, основан­ных на окислительно-восстановительных свойствах перекиси во­дорода, в настоящее время существуют физико-химические методы ее определения (УФ-спектрофотометрический, рефрактометрический, газометрический, колоримет-рический,).

“Из объемных методов определения наиболее широкое рас­пространение получили йодометрический и перманганатометрический методы, основанные на окислительно-востановительных свойствах перекиси водорода. Метод перманганатометрии явля­ется одним из наиболее точных и надежных способов определе­ния и применим как для разбавленных, так и для более кон­центрированных растворов (метод принят ГФX). Определение ведут непосредственным титрованием подкис­ленного раствора перекиси водорода раствором перманганата калия до момента прекращения обесцвечивания, т. е. достиже­ния точки конца титрования, когда раствор становится блед­но-розовым” [152,168].

“Йодометрический метод определения перекиси водорода ос­нован на взаимодействии ее с йодидом калия в кислой среде. Выделившийся йод оттитровывают тиосульфатом натрия. Этот метод несколько менее точен, чем перманганатометрический, но тем не менее находит широкое применение, особенно в интерва­ле концентрации перекиси водорода 1-6%” [152].

“Из физических методов определения концентрации раство­ров перекиси водорода можно применить метод рефрактомет­рии. Измерив показатель преломления раствора, находят кон­центрацию перекиси водорода по соответствующим таблицам. Этот метод наряду с объемными методами может применяться в практике внутриаптечного контроля качества лекарств” [39].

Каталазные, биосенсоры можно рассмотреть также в работах [124,127,148,167,203].

В работе [51] исследовалась каталазная активность гемина, который является каталитическим центром одного из антиоксидантных ферментов -  каталазы (Н2О22О2 – оксидоредуктаза, КФ 1.11.1.6), ускоряющей реакцию разложения пероксида водорода на кислород и воду. Процесс проводился при постоянном перемешивании при температуре 343оК и атмосферном давлении в системе КОН-Н2О – для нитрата железа (III).

Для определения перекиси водорода (H2O2) в образцах молока был разработан новый биосенсор на основе фермента каталазы, иммобилизованный на электрохимически сконструированной полианилин (PANI), модифициро-ванной глутаральдегидом. Перекись водорода определяли с использованием амперометрического метода при -0,3В. Предел обнаружения биосенсора составляет 2,18×10-6  М для H2O2 [142]. 

В работе [155] были синтезированы наночастицы Co3O4, включая нано-пластины, наностержни и нанокубы.  Изучены каталитические свойства нано-материалов Co3O4 в качестве имитаторов каталазы.   Предлагаемый метод был успешно применен для определения кальция в образце молока.

 

1.6  Пероксидазные сенсоры.

 

В организме 90% введенного спирта метаболизируется до CO2 и воды. В печени спирт окисляется со скоростью 10 мл/ч, это сопровождается мощным выбросом энергии - 7,1 ккал/г [18]. Этиловый спирт --алькогольДГ--> ацеталь-дегид –альдегид ДГ--> ацетат -окисление--> углекислый газ, вода!!

При длительном применении может наблюдаться индукция ферментов печени, при которой скорость инактивации спирта возрастает! Острое отравление этиловым спиртом наблюдается при 3-4 г/л (300-400 мг%), опьянение - при 1-2 г/л, смертельные концентрации - 5-8 г/л [52,78]

Хроническое отравление этиловым спиртом сказывается, прежде всего, на высшей нервной деятельности; снижаются интеллект, работоспособность, внимание, память. Могут развиваться психические расстройства (белая горячка, корсаковский психоз). Наблюдаются полиневриты. Со стороны внутренних органов - хронический гастрит, цирроз печени, жировая дистрофия сердца, почек. Развивается психическая и физическая зависимость [76,77].

Известны несколько способов получения спирта [5,20,31, 41,47, 90,110]. Распространённым способом получения спирта является бро­жение сахаристых веществ в присутствии дрожжей. В этих низ­ших растительных организмах (грибках) вырабатываются особые вещества — ферменты, которые служат био-логическими катали­заторами реакции брожения [127,192].

Во всех случаях получения спирта возникают проблемы очищения последнего от побочных продуктов (метиловый спирт, ацетальдегид и др.), присутствие большого количества которых приводит к отравлению.

Поэтому, определение этанола очень важно для контроля алькогольных напитков, продуктов пищевой промышленности и ферментативной среды. Ферментные сенсоры этанола используют в качестве биорецептора алкогольде-гидрогеназу или алкогольоксидазу [165,166,181,210].

В [213] разработан высокочувствительный стабильный амперомет-рический ферментный биосенсор, в котором при конструировании рабочего электрода использовали новый материал-ормозил (золь-гель стекло, модифи-цированное палладием, связанным с глицидоксипропилтриметооксиланом).

На основе алкогольоксидазы, иммобилизованной методом электрохими-ческого нанесения разработан амперометрический биосенсор [116] для анализа этанола в вине и виноградном сусле в процессе ферментации.

С помощью биосенсоров, на основе иммобилизованного фермента в работе [101] изложены и систематизированы способы иммобилизации пероксидазы и холинэстеразы, методы определения субстратов и ингибиторов пероксидазы и субстратов. Рассмотрена регистрация сигнала на аналитические характеристики биосенсоров, а также влияние способа иммобилизации ферментов. «Амперометрические измерения проводили в трехэлектродной ячейке с хлорсеребряным электродом сравнения в режиме линейной и циклической развертки потенциала ("Экотест-ВА", "Эконикс-Эксперт", Москва), а также при постоянном потенциале на вольтамперографах EcoChemie, BAS и ИВА. Для создания ферментных сенсоров использовали толстопленочные эпоксиграфитовые электроды и тонкопленочные печатные графитовые электроды».

Для определения паров этанола и ацетона в воздухе использованы сенсоры [37] с газочувствительными слоями на основе диоксида олова c наномерными каталитическими добавками палладия, платины, сурьмы и лантана. Применение нестационарных температурных режимов позволило достигнуть рекордно низкого для химических сенсоров предела обнаружения ацетона ( 0.1 млн-1).

Разработан амперометрический сенсор [21] с рабочим электродом из губчатого никеля для определения этанола в щелочных растворах. Электрохимическое поведение электрода изучали методами циклической вольтамперометрии и хроноамперометрии. Чувствительность сенсора рав-няется 4.63 мкА на одну миллионную долю, а время срабатывания 10 с. Срок хранения сенсора составляет по меньшей мере 60 дней.

Разработан пероксидазный сенсор на основе пероксидазы из хрена, иммобилизованной на поверхности графитового планарного электрода путем кросссшивки глутаровым альдегидом в присутствии стабилизирующих добавок желатина[27].

5,10,15,20-Тетракись (4-карбоксифенил) -порфирин-функционализирован-ные нанокомпозиты Fe3O4 (H2TCPP-Fe3O4) были успешно получены простым двухэтапным методом [200]. Этот метод может быть использован для обнару-жения глюкозы при минимальном пределе обнаружения 2,21×10-6 моль и дина-мическим диапазоном 25 ×10-6 моль · L-1 до 5×10-6  моль · L-1.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

ГЛАВА II. МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

 

2.1    Установка и методика эксперимента

 

 

Рис. 2.1 Электрохимическая ячейка

 

 

 

 

 

Электрод

сравнения

Склеивающее

вещество

Электрод

TPhPFe3+OH/Al2O3


В качестве электрохимического электрода (трансдьюсера) использованы полупроводники, получившие в настоящее время широкое практическое приме-нение в биоэлектронике, являющиеся простыми веществами, прежде всего кремний, германий и теллур (Si, Ge, Te). Кроме того, в настоящей работе (как модельный электрод) в качестве трансдьюсера использован не менее популяр-ный в биоэлектронике – Pb, обладающий высокой активностью, устойчивостью к воздейтвию Н2О2. Активные материалы (далее смарт материалы) – тетрафе-нилпорфирипжелеза и гемин. Смарт материал – биомиметик должен нахо-диться в прямом контакте с трансдьюсером. Для создания этого контакта нами  был использован клей “Pattex” и серебряная паста.

Исследования проводили в электрохимической ячейке (рис.2.1). Каталаз-ная и пероксидазная активность биомиметических сенсоров определялись потенциометрическим методом. Экспериментальная установка, для выполне-ния этих исследований, состоит из электродной части, ячейки и универсального вольтметра В7-21А.  Электродная часть установки состоит из электрода сравнения (Ag/AgCl/Cl-) и приготовленного нами биомиметического электрода. Фоновым раствором служила – бидистилированная вода. Биомиметический электрод готовили склеиванием смарт материалов (ферментов) на полупро-водниковую подложку (электрод, трансдьюсер). В качестве склеивающего материала использовали серебряную пасту. Было установлено, что серебряная паста практически инертна по отношению к водному раствору Н2О2 и водно-спиртовому раствору. 

     Для создания био- и химических сенсоров кремний (Si) является одним из основных материалов, что обусловлено технологичностью и дешевизной. На кремниевую (Si) подложку методом склеивания наносился тетрафенилпорфи-рин железа адсорбированный на окись алюминия (TPhPFe3+OH/Al2O3).

          Приготовленные биомиметические сенсоры состоят из двух компонентов: главного рабочего смарт материала – активной части  (биомиметик) и преобра-зователя первичного сигнала (трансдьюсера). Как правило, в качестве рабочего элемента в биосенсорах используют ферменты и другие специфические биологические объекты – антитела или антигены, отдельные клетки, микроор-ганизмы, срезы тканей – в иммобилизованном состоянии. Для исследования физико-химических особенностей приготовленных биомиметических сенсоров нами, в качестве рабочего смарт материала, использован  тетрафенилпорфирин железа и гемин.

       Биомиметический сенсор состоит из двух частей: активной – смарт мате-риала и несущей – трансдьюсера. Трансдьюсера представляют собой пластин-ку, размером 0,3х0,3см, 0,6х0,6см, на которые наносится смарт материал – тетрафенилпорфирин железа фирмы “Aldrich Chem. Co.” и гемин адсорбиро-ванный на тонко измельченный Al2O3 фирмы “Stream Chemical Inc”.  

      Синтез биомиметического сенсора приготавливался по известной методике: в круглодонную колбу помещали 10мг тетрафенилпорфирина железа и 80мл бензола. Перемешивая в течении суток растворяли тетрафенилпорфирина железа доводя до однородной массы. Затем, при помощи спектрофотометра ФЭК (спектрофотометр) снимали начальное показание приготовленного раст-вора. К этому раствору добавляли, высушенную в муфельной печи при 1200С, 5 гр Al2O3 и таким образом адсорбировали тетрафенилпорфирин железа на Al2O3. Полная адсорбция наблюдалась через 4 дня. Затем снимали показание раствора после адсорбции и по разнице значений определяли количество адсорбиро-ванного тетрафенилпорфирина железа на Al2O3. После этого готовую массу – TPhPFe3+ОН/Al2O3 наносили на полупроводник, по указанной выше методике.

        Таким же путем адсорбции был получен геминсодержащий биомимети-ческий сенсор с содержанием гемина 5мг. Синтез геминсодержащего биомиме-тического сенсора осуществляли по известной методике: гемин растворяли в водно-спиртовом растворе, состоящим из трех объемов спирта и одного объема воды и несколько капель аммиака при рН=9 в сосуде с притертыми шлифами. Затем помещали в сосуд тонко измельченный Al2O3 и с помощью качалки (для ускорения процесса адсорбции) адсорбировали гемин. Количество адсорбиро-ванного гемина на Al2O3 определяли по выше описанной методике.

         Учитывая устойчивость и долгий срок службы биомиметических сенсоров, [3,103,187,188]в качествеактивных центров которых являлись тетрафенилпорфирин железа и гемин, то нами были приготовлены катали-заторы для биомиметических сенсоров в том количестве, чтобы можно было бы использовать их в течении нескольких лет.

        Потенциометрические исследования можно представить в виде инфогра-фики (рис. 2.2): в ячейке, заполненной определенным количеством бидис-тиллированной воды (фоновый раствор) определяем э.д.с. (Е) элемента и затем, добавляем разные концентрации Н2О2 (в каталазной реакции ) или для определения низких концентраций этилового спирта в водном растворе (в пероксидазной реакции  опре-деляли изменения э.д.с. раствора. Э.д.с. элемента в бидистиллированной воде приняли в качестве стандарта (Е0), а э.д.с. растворов определяли по разнице ΔЕ=Е0-Е. Все измерения проводили при непрерывном перемешивании магнитной мешалкой (для создания равновесного раствора). Разложение Н2О2 тестировалось измерениями рН-растворов (pH-tester ATCRo HS) и хроматог-

Рис.2.2 Инфографика


рафическим методом (хроматограф ЛХМ-80).

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

ГЛАВА III. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ ЧАСТЬ

 

3.1.Исследование каталазной активности железопорфиринсодержащего биоимитатора иммобилизованного на электроды Pb, Ag, Ge, Te, Si .

 

            Ранее в [50] при исследовании физико-химических особенностей каталазно-имитационных сенсоров были использованы проводники (Al, Cu, Pt, Pb). Среди них наиболее инертпым по отношению к Н2О2 оказался Al и поэтому все исследования были проведены с участием Al. Контакт с электродом (Al) и фиксацию активного материала создавали различными клеями (Pattex, Sista, Silikon). В результате исследований было утановлено, что разработанный биомиметический сенсор позволяет в течении нескольких секунд определить заданную концентрацию. Порог чувствительности до 10-4мас.%.

           В другой работе [95] контакт с электродом (Al) и фиксацию смарт мате-риала создавали также при помощиклея “Pattex”.

           В этих работах представлены результаты экспериментальных иследова-ний, которые показали, что каталазная реакция протекает с определенной ско-ростью, тем не менее через несколько опытов биомиметический сенсор терял свою активность.

           Продолжая эти исследования для конструирования каталазно-имита-ционных сенсоров нами использован популярный в биоэлектронике полупро-водник Si.

            Одним из центральных направлений исследования является изучение поведения полупроводников в контакте со смарт материалом в биоэлектронике.   Решение подобных вопросов позволит с минимальными затратами сконструи-ровать биомиметические сенсоры, которые будут обладать высокой: чувстви-тельностью, устойчивостью, производительностью и стабильностью в работе и могут быть многократно использованы.

            С этой целью созданные модели биомиметических сенсоров можно рассматривать

как прототипы для разработки промышленных высокочувствительных и надеж-

ных биосенсорных систем для эффективного использования в медицине, био-технологии.

           Для решения этих задач нами был использован Si-электрод размером 0,6х0,6см. На этот электрод путем склеивания (клей Pattex) нанесен 0,025мг TPhPFe3+ОН,предварительно адсорбированный на Al2О3.

          Экспериментальные исследованияэлектродного потенциалакаталазнойреакции в зависимости от времени проводили потенциометрическим методом. Электрохимическая установка (рис.2.1) была снабжена магнитной мешалкой, для создания равновесного раствора.

           Фоновым раствором является бидистиллированная вода.

Рис.3.1 Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низкой концентрации H2O2 для TPhPFe3+OH/Al2O3/Si-электрода: 1- , t=220С.


           В начале наших исследований, для изучения каталазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3/Si биомиметического сенсора был использован 1мас.%-ный Н2О2  (рис.3.1).

Рис.3.2. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низкой концентрации H2O2 для TPhPFe3+OH/Al2O3/Pb-электрода:

1- , t=220С.

 


          Как видно из рис.3.1 начальное значение потенциала бидисстилирован-ной воды – фонового раствора составляет (-0,400мВ). При добавлении 1,0 мас. %,-ной  H2O2 значение потенциала в течении нескольких секунд изменяется от (-0,400мВ) до (-0,080мВ). Через 10сек. значение его достигает (-0,092мВ) и практически не меняется в течении 15сек. Наблюдается некоторое изменение значения потенциала до (-0,131мВ) на 40-й секунде, затем его значение нес-колько падает и на 80-й секунде достигает значения (-0,131мВ). В дальнейшем значение потенциала практически оставалось неизменным.

            Следует отметить, что наблюдалось отслоение клея от электрода и тем самым нарушался контакт между рабочим материалом и электродом, препятст-вуя протеканию каталазной реакции. При тестировании разложение пероксида

водорода рН-метром было установлено, что концентрация H2O2 оставалась не-изменной (рН=4,87).

          На рис 3.2-3.4 представлены результаты экспериментальных исследо-ваний каталазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3/Pb,TPhPFe3+OH/SiO2,TPhPFe3+OH/Al2O3/Agбиомиметических сенсоров (клей Pattex) при концентрации Н2О2 равной 1,0мас.%.

Рис.3.3. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низкой концентрации H2O2 для TPhPFe3+OH/SiO2 -электрода:

1- , t=220С.

 


            Следует отметить, что  при исследовании каталазной активности биоми-метических сенсоров, для различных концентраций Н2О2, каждый раз приготав-ливался новый элетрод. Применение этого метода приклеивания смарт материа-ла к электроду при помощи клея “Pattex” являлся невыгодным из-за отклеи-вания активного центра от элетрода, что приводило к быстрой дезактивации биомиметических сенсоров в результате разрушения поверхностного слоя. В некоторых опытах наблюдалось наличие биомиметического катализатора в испытуемом растворе, особенно при добавлении Н2О2.

В приготовлении биомиметического сенсора был опробирован серебрис-тый лак для ногтей. В этом случае фиксированный активный материал продер-жался на электроде дольше, чем в случае клея “Pattex”. Следует отметить, что для изучения каталазной активности этого электрода использован 10-6мас.%-ный пероксид водорода. Изменения потенциала для TPhPFe3+ОН/Al2O3 катализатора иммобилизованного на Si-электрод с помощью серебристого лака (рис.3.5).

            Как видно из рис.3.5 начальное значение потенциала бидисстилирован-ной воды фонового раствора составляет (-0,028мВ). При добавлении 10-6 мас.%-ного водного раствора H2O2, значение потенциала через 5 секунд изменяется (кривая 1) от (-0,028мВ) до (-0,11мВ). Через 5сек. значение его достигает          (-0,10мВ). Измерения потенциала раствора проводилось через каждые 5сек. На 40-й секунде значение потенциала системы измененилось до (-0,05мВ).

       Дальнейшие опыты были приостановлены, так как наблюдалось некоторое отслоение склеивающего материала от Si-электрода. 

       В результате проведенных исследований приходим к выводу, что приго-товленные биомиметические сенсоры обнаруживают низкие концентрации Н2О2 в водном растворе. Однако, одноразовое использование в изучении каталазной активности биомиметического сенсора (из-за отклеивания смарт материала от Si-электрода) явилось невыгодным. Поэтому нами были продол-жены поиски нового эффективного метода создания контакта и фиксации смарт материала с электродом (трансдьюсером). Были использованы несколько различных склеивающих материалов, которые не дали положительного эффекта. Однако, при использовании серебряной пасты было установлено, что

 

 

 

 

 

 

 

 

Рис.3.4. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низкой концентрации H2O2 для TPhPFe3+OH/Ag -электрода:

1- , t=220С.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

       

 

 

 

 

 

 

 

Рис.3.5. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низкой концентрации H2O2 для TPhPFe3+ОН/Si –электрода с серебристым лаком:

1- , t=220С.

 

 

 

 

смарт материал крепко зафиксирован на повехности электрода. Кроме того, приготовленный биоимитатор работал продолжительное время и не терял свою активность.

            Поэтому, для устранения вышеуказанных недостатков был усовершенст-вован метод приготовления биомиметического сенсора. Для этого дальнейшие наши исследования были продолжены, где в качестве склеивающего материала была использована серебряная паста.  

 

 

3.2. Исследование каталазной активности железопорфиринсодержащего биоимитатора иммобилизованного на Pb-электроде с помощью серебряной пасты.

 

           Учитывая результаты ранее проведенных исследований, нами для создания контакта с электродом и фиксации смарт материала была исполь-зована серебряная паста. А в качестве электрода наименее активный проводник – Pb (по результатам опытов [50]). Во-первых, показать возможность контакта и фиксации смарт материала с различными электродами. Во-вторых, установить предел активности Pb-электрода. Результаты этих исследований дадут возможность для перехода к приготовлению биомиметических сенсоров используя смарт материал идешевые и легкодоступныеполупроводники.

           На рис.3.6 приведены экспериментальные данные о каталазной актив-ности Pb-электрода без имитатора, т.е. без биомиметического катализатора (кривая 1).

Как видно из рисунка 3.6 фоновый раствор имеет потенциал (-0,5мВ)  через несколько секунд после добавления Н2О2, значение потенциала системы

изменилось от (-0,5мВ) до (-0,38мВ). Спустя 10мин потенциал системы достиг значения (-0,32мВ) и в дальнейшем оставался неизменным длительное время. Эксперименты были проведены в реакционной среде, состоящей из 10-4 мас.% -ного водного раствора пероксида водорода.

Рис.3.6. Изменение потенциала системы в зависимости от времени для Pb–электрода без имитатора

1- , t=220С.

 


          Как и следовало ожидать - это указывает на отсутствие в системе каталаз-ной реакции. Разложение Н2О2 тестировалось рН-метром. Первоначальное значение рН-раствора (4,33), к концу опыта оставалось неизменной.

Следующим этапом исследований является иммобилизация смарт мате-риала на Pb-электрод и определение следовых концентраций пероксида водоро-да в водном растворе.  

На рис.3.7 показано изменение э.д.с. системы в зависимости от времени для Pb-электрода (кривая 1) (без имитатора) и для TPhPFe3+ОН/Al2O3/Pb-элект-рода (кривая 2) (концентрации H2O2 в водном растворе 10-4 масс.%).

Рис.3.7. Изменение э.д.с. системы в зависимости  от  времени при низких концентрациях H2O2 для Pb-электрод без имитатора (1) и TPhPFe3+ОН/Al2O3/Pb электрода (2): СH2O2=10-4масс.%,   t=220С.

 


Результаты потенциометрического исследования каталазной активности TPhPFe3+ОН/Al2O3/Pb  биомиметического сенсора приведены на рисунке 3.7. Как видно из рисунка 3.7, электродный потенциал фонового раствора состав-ляет ∆Е=(-0,30mB) (кривая 2). При добавлении 10-4мас.%-ной концентрации H2O2 через несколько секунд наблюдается резкое изменение потенциала системы от (-0,305mB) до (-0,253mB). Начиная с 1 минуты наблюдалось изме-нение потенциала системы от (-0,215mB) и достигает значения (-0,276mB). Затем электрохимический потенциал в системе биомиметический сенсор /Н2О2//Ag/AgCl/Cl- продолжает изменяться до практического разложения Н2О2. К концу опыта значение рН-раствора составляло 6,8 (рН фонового раствора).

 Рассматривая кривые рисунка 3.7 можно заметить, что присутствие пероксида водорода в системе вначале приводит к резкому изменению потен-циала системы (кривые 1 и 2). Из рис.3.7, также видно, что для Pb-электрода (без имитатора) начиная с 10-ой минуты ∆Е не меняется (кривая 1, рис.3.7).

Это указывает на то, что в случае исследования Pb-электрода без имитатора (кривая 1) каталазная реакция, видимо, практически отсутствует, а в случае исследования тетрафенилпорфирин содержащего биомиметического электрода TPhPFe3+ОН/Al2O3/Pb (кривая 2, рис.3.7) наблюдаются изменения ∆Е до определенного времени и затем он доходит до значения фонового раствора (для концентрации 10-4мас.% – через 18 минут)  следовательно, каталазная реакция прекратила свое существование.

Дальнейшие наши исследования были посвяшены потенцометрическим измерениям более низких концетраций H2O2 в водном растворе. Для этого были приготовлены низкие концентрации H2O2 – 10-6мас.% (рН = 4,63) и 10-8мас.% (рН = 4,93).

На рис.3.8 приведены экспериментальные данные о каталазной актив-ности биомиметического сенсора при определении следовых концентраций H2O2 в водном растворе. Как можно заметить, значение фонового раствора для 10-6 мас. % (кривая 1) и 10-8мас.% (кривая 2). H2O2 составляет (-0,33мВ) и          (-0,3мВ), соответственно. При добавлении H2O2 в систему наблюдается резкое изменение значений электрохимического потенциала и составляет (-0,15мВ) для обеих концентраций (кривые 1 и 2). Начиная с 1 минуты значение электро-химического потенциала продолжает изменяться до практического разложения Н2О2. Об этом свидетельствует тот факт, что значение рН-раствора к концу опыта составляет 6,8, имея ввиду, что фоновый раствор имеет такое же значение.

Экспериментальными исследованиями установлено, что для концентра-ции 10-6мас.% пероксид водорода полностью разлагается через 60 минут, а для 10-8 мас.% – через 48 минут.

Рис.3.8. Изменение э.д.с. системы в зависимости от  времени при низких концентрациях H2O2 для TPhPFe3+ОН/Al2O3/Pb электрода:

1. СH2O2=10-6масс.%; 2. СH2O2=10-8 масс.%, t=220С.

 

 


 Представлял практический интерес как поведет себя приготовленный биомиметический сенсор (TPhPFe3+ОН/Al2O3/Pb) и склеивающий материал (серебрянная паста) при использовании относительно высоких концентраций Н2О2.

Для проведения этих экспериментов были приготовлены растворы Н2О2,

концентрации которых 0,5 и 1мас.%.   

          Были проведены экспериментальные исследования, для потенциометри-

ческого исследования каталазной активности биомиметического электрода, ре-

зультаты которых приведнны на рис.3.9. 

Рис.3.9. Изменение э.д.с. системы в зависимости от  времени при различных концентрациях H2O2 для TPhPFe3+ОН/Al2O3/Pb электрода:

1. СH2O2=0,5 масс.%; 2. СH2O2=1 масс.%, Т=220С.

 

 


         

 

 

 

 

 

Как видно из рис.3.9 для концентрации Н2О2 равной 0,5мас.% значение фонового раствора составляет (-0,37 mB), а для 1мас.% – (-0,301 mB). При до-бавлении в реакционную систему 0,5мас.% Н2О2 через несколько секунд значе-

ние электрохимического потенциала изменилось. Уже на 30-ой секунде его зна-чение составило (-0,271 mB). В дальнейшем значение электрохимического по-тенциала продолжает изменяться до практического разложения Н2О2 (кривая 1).

            При использование 1 мас.% Н2О2 для исследования каталазной актив-ности биомиметического сенсора практически показали такие же результаты, как и в случае низких концентраций, с той лишь разницей, что потенциал системы имел положительное значение (кривая 2, рис.3.9). Как видно из кривой 2 рисунка 3.9 при добавлении Н2О2 через несколько секунд наблюдаемизменение потенциала системы от (-0,301 mB) до 0,222 mB. К 1-ой минуте значение ∆Е составляет 0,256mB и продолжительное время (от 2-ой до 6-ой минуты) медленно меняется от 0,256 mB до 0,246mB. Это, видимо, связано с тем, что каталазная реакция протекает медленно. Начиная с 8-ой минуты каталазная реакция ускоряется и значение электрохимического потенциала продолжает изменяться до практического разложения Н2О2.   

         Было изучено изменение рН системы, в исследуемых растворах. Резуль-таты показали, что при контакте исследуемых концентраций H2O2 в водном растворе с биомиметическим электродом TPhPFe3+ОН/Al2O3/Pb рН-системы изменяется от кислой среды до нейтральной  (рН = 6.8 фоновый раствор). Это свидетельствует о полном разложении H2O2 в исследуемых растворах, путем протекания каталазной реакции.

Было установлено, что для концентрации 1масс% пероксид водорода полностью разлагается через 60 минут, а для 0,5 масс% – через 48 минут (рис 3.9. кривая 2,3).

          Для наглядности в таблице 3.2.1 приводятся результаты эксперименталь-ных данных при изучении каталазной активности биомиметического сенсора, в

которой приводятся значения ∆Е системы в зависимости от времени для раз-личных концентраций H2O2.

         Таким образом, проведены потенциометрические исследования каталаз-ной активности биомиметического сенсора, приготовленного из Pb-элект-   рода и смарт биомиметического катализатора – TPhPFe3+ОН/Al2O3.

          Разработанный сенсор позволяет обнаружить следовые концентрации H2O2 в водном растворе при пороге чувствительности 10-8мас.% [57,59,60,173,177,190].

На примере Pb-электрода показана возможность перехода к созданию биомиметических сенсоров, где трансдьюсерами могут служить полупро-водники.

                                                                                                                 Таблица 3.2.1

Значения ∆Е системы в зависимости от времени

для различных концентраций H2O2

   Время, t,  

   Минута

      Без

Имитатора

    СH2O2

  1мас.%

   СH2O2

  0,5 мас.%

   СH2O2

    10-4 мас.% 

   СH2O2

   10-6 мас.%

    СH2O2 

10-8 мас.%

 

    -0,5

 -0,301

   -0,37

  -0,305

    -0,33

     -0,3

0,5

    -0,39

  0,222

   -0,271

  -0,253

    -0,15

 

1

    -0,38

  0,256

   -0,282

  -0,215

 

     -0,15

2

    -0,38

  0,256

   -0,281

  -0,217

    -0,15

     -0,15

3

    -0,37

  0,253

   -0,293

  -0,209

   

 

4

    -0,36

  0,252

   -0,296

  -0,211

    -0,15

     -0,14

5

    -0,35

  0,252

   -0,281

  -0,226

 

 

6

    -0,34

  0,246

   -0,283

  -0,243

    -0,14

     -0,12

7

    -0,33

  0,231

   -0,285

  -0,239

 

 

8

    -0,32

  0,174

   -0,271

  -0,255

    -0,16

     -0,14

9

    -0,31

  0,105

   -0,276

  -0,249

 

 

10

    -0,3

  0,188

   -0,263

  -0,269

    -0,18

     -0,15

11

    -0,3

  0,122

   -0,266

  -0,272

 

 

12

    -0,3

  0,167

   -0,254

  -0,276

    -0,19

     -0,15

 

 

3.3. Исследование каталазной активности железопорфиринсодержащего биоимитатора  иммобилизованного на Ag-электроде с помощью сереб-ряной пасты.

 

Известно, что для производства биосенсоров, в качестве трансдьюсера используются материалы, такие как серебро, золото и оксид кремния. Применение этих материалов привело к новым методам приготовления биосенсоров. Одним из основных преимуществ этих электрохимических биосенсоров является чувствительность и специфичность при проведении анализа.    

         В связи с выше изложенным нами для приготовления биомиметического сенсора в качестве трансдьюсера использован Ag.

        Для проведения потенциометрических измерений нами был использован Ag-электрод размером 0,6х0,6см. На этот электрод путем склеивания (в качестве склеивающего материала использована серебряная паста) нанесен 0,03мг TPhPFe3+OH,  предварительно адсорбированный на Al2О3.

         В результате исследований было установлено, что разработанный TPhPFe3+ОН/Al2O3//Ag биомиметический сенсор позволяет в течении несколь-ких секунд определить заданную концентрацию.

          Экспериментальные исследованияэлектродного потенциалакаталазнойреакции в зависимости от времени проводили потенциометрическим методом. Электрохимическая установка (рис.2.1) была снабжена магнитной мешалкой, для создания равновесного раствора.

          Фоновым раствором является бидистиллированная вода.

Целью настоящего исследования являлось изучение обнаружения следо-вых концентраций H2O2 в водном растворе TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag биомимети-ческого сенсора, а также при пороге чувствительности последнего.  

Эти исследования также были посвящены изучению устойчивости приго-товленного биомиметического сенсора к воздействию окислителя (Н2О2), кото-рые позволят определить длительность его работы.

Опыты были проведенные в реакционной среде состоящей из различных

концентрацийводных растворов Н2О2.Поэтому, нами были приготовлены искусственные смеси водных растворов Н2О2 от 1,0 до 10-8мас.%.

          На рис. 3.10 представлены экспериментальные данные, полученные при

изучении каталазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag биомиметического сенсора.

Как видно из рис. 3.10, биомиметический сенсор приготовленный склеи-ванием смарт материала – TPhPFe3+ОН на трансдьюсер – Ag, показал весьма высокую чувствительность.

Из рис. 3.10 также следует, что Ag-электрод без имитатора, при добавлении в реакционную систему 10-6мас.% Н2О2, в начале опыта имеет наибольший электрохимический скачок с максимальным значением ΔЕ=          (-0,137мВ) при τ =7с, после чего это значение длительное время остается неизменным (кривая 1). Это значит, что  Ag-электрод инертен по отношению Н2О2. Это указывает на то, что в случае исследования Ag-электрода без имитатора (кривая 1) каталазная реакция практически отсутствует.

          Рассматривая кривые 2-5, которые иллюстрируют каталитическую актив-ность TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag биомиметического сенсора, наблюдаем высокий скачок электрохимического потенциала для различных концентраций Н2О2:

            кривая 2   –  1 мас.% Н2О2;

            кривая 3   –  0,1 мас.% Н2О2;

            кривая 4   –  10-8мас.% Н2О2;

                 кривая 5   –  10-6мас.% Н2О2

Из кривых 2-5 рисунка 3.10 не трудно заметить, что для всех кривых на-чиная с 7-8-ой секунд каталазная реакция ускоряется, и значение электрохи-мического потенциала продолжает изменяться. Это означает, что с высокой скоростью протекает каталазная реакция.   

        Для создания равновесного раствора все измерения проводились при не-прерывном перемешивании магнитной мешалкой.

        Следует отметить, что во всех этих экспериментах использовался один и тот же TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag  биомиметический сенсор, который не терял своей активности длительное время. Установлено, что воспроизводимость результатов и активность биомиметического сенсора сохраняется в течение всех опытов. 

Рис.3.10.Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при различных концентрациях H2O2 в водном растворе для TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag биомиметического сенсора (Ag=0,6х0,6см).

КоличествоTPhPFe3+OH= 0,025мг. t=220С.

  1.   =10-4масс% без имитатора
  2. =1 масс%
  3. =0,1 масс%
  4. =10-8масс%
  5. =10-6масс%

 

 


       

 

 

 

 

 

        Таким образом, проведены потенциометрические исследования каталаз-ной активности TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag биомиметического сенсора, который позволяет обнаружить следовые концентрации H2O2 в водном растворе при пороге чувствительности 10-8мас.% [59,190]. На примере Ag-электрода показана возможность перехода к созданию биомиметических сенсоров, где трансдьюсерами могут служить полупроводники.

 

 

3.4. Исследование каталазной активности железопорфиринсодержащего биоимитатора  иммобилизованного на Те-электроде с помощью серебряной пасты.

 

В следующей серии экспериментов, для обнаружения следовых концент-раций Н2О2 в водных растворах, нами использован не менее популярный (чем Si) в приготовлении химических датчиков, радиотехнике и т.д. полупроводник Те. На рис.3.11 показано влияние Н2О2 на изменение э.д.с. системы от времени для Те-электрода без имитатора. Э.д.с. системы остается неизменным. Этоуказывает на то, что водный раствор Н2О2 практически инертен к Те-электроду.

Был приготовлен TPhPFe3+OH/Al2O3/Те содержащий биомиметический сенсор, по выше описанной методике.

На рис.3.12 показаны результаты потенциометрического исследования железопорфиринсодержащего биомиметического сенсора при низких концент-рациях Н2О2 в водном растворе (0,1мас.%, 0,5мас.%, 1мас.%,). Как видно из рис.3.12 присутствие пероксида водорода, различной концентрации, в электрохимической ячейке во всех трех случаях в начале (менее секунды) приводит к резкому изменению значения потенциала системы. Такое изменение значения потенциала системы связанно, прежде всего, с формированием нового поверхносного слоя на границе сенсор – раствор. Через определенное время в системе устанавливается равновесный поверхностный слой и значение потенциала на границе биомиметический сенсор – раствор стабилизируется к

Рис.3.11. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низкой концентрации H2O2 для Те-электрода без имитатора.

1.Сн2о2 = 0,5масс.%).     t=220С.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Рис.3.12. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Те биомиметичес-кого сенсора. t=220С.

      1. Сн2о2 =1 мас.%;  2. Сн2о2 = 0,5мас.%.  3. Сн2о2 = 0,1 мас.%

 

 

 

 

 

 

 

 

190-той секунде. Во всех трех случаях наблюдается небольшое снижение значения потенциала, т.е. практически остаются неизменными. Так, для: 1мас.% от (-0,193) до (-0,178); 0,5мас.% Н2О2 от (-0,177) до (-0,170); 0,1мас.% Н2О2 от  (-0,155) до (-0,147), кривые 1,2,3.

          Во всех опытах наблюдается незначительное повышение рН в кислой среде, не доходя до нейтральной. В результате проведенных исследований было показано, что TPhPFe3+ОН/Al2O3//Те биомиметический сенсор обнаруживает 0,1мас.% H2O2 в водном растворе.

         Как видно из рис.3.13, кривой 1, при добавлении  в систему 10-4мас.% Н2О2 наблюдается скачок электрохимического потенциала, затем формируется новый поверхностный слой на границе сенсор – раствор и значение потенциала стабилизируется. На 100-ой секунде наблюдалось максимальное значение э.д.с. системы, затем оно медленно снижается и начиная с 170-ой секунды становится постоянной, следовательно, каталазная реакция прекратила свое протекание. Этот факт объясняется, скорее всего, снижением концентрации Н2О2 в реакционной среде. Действительно рН раствора составлял 6,0. При присутствии в реакционной системе 10-6мас% Н2О2 наблюдается низкая чувствительность биомиметического сенсора. Незначительно повышается значение потенциала системы от (-0,096мВ) до (-0,1мВ) (кривая 2). В дальнейшем это значение медленно снижается до значения (-0,095мВ). На 150-ой секунде наблюдалось изменение рН раствора до 6,2. Это объясняется снижением концентрации Н2О2 в реакционной среде. При исследовании каталазного биомиметического сенсора было установлено, что Те-электрод с ТРhPFe3+OH позволяет обнаружить следовые концентрации H2O2 в водном растворе в количестве равном 10-4,10-6мас.%.

Наши исследования были связаны с поиском эффективного полупровод-ника для приготовления биомиметического сенсора, которая являлась основной задачей наших исследований. В рамках решения этой задачи нами использован наиболее распространенный полупроводник – Ge. Ge используется для изготов-

 

Рис.3.13. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+ОН/Al2O3//Te биомиметического сенсора.

1.Сн2о2=10-4мас.%;

2.Сн2о2=10-6 мас.%.

 

 

 

 

 

 

 

ления диодов, триодов, кристаллических детекторов и силовых выпрямителей. 

        Однако при использовании Ge в качестве подложки было обнаружено, что при добавлении в систему Н2О2 приводит к растворению Ge. Поэтому исследование с использованием Ge были прекращены.

         В результате исследований было установлено, что из 3-х использо-ванных (в качестве трансдьюсера) полупроводников Si, Те, Ge, наиболее эффективным оказался Si.   

        Таким образом, на основе железопорфиринового комплекса синтезирован устойчивый к окислению биомиметический сенсор каталазного типа. Трансдьюсером сентезированного биомиметического сенсора является доступный и дешевый полупроводник – Si.

        Синтезированный биомиметический сенсор с количеством активной массы – TPhPFe3+OH 0,012мг и 0,025мг имеет предельную чувствительность к концентрации Н2О2 в водном растворе равной 10-6мас.%. В течении длительного времени не терял своей активности как под воздействием окислителя (Н2О2) так и его интермедиатов.

 

3.5. Исследование каталазной активности железопорфиринсодержащего биоимитатора  иммобилизованного на Si-электроде с помощью серебряной пасты.

 

          Впервые серебряная паста, как склеивающий материал (для создания контакта между смарт материалом и трансдьюсером), была использована нами при исследовании физико-химических особенностей биомиметического сенсора, где в качестве трансдьюсера был использован Pb и рабочим элементом –  смарт материал TPhPFe3+OH/Al2O3.

          Pb широко примененяется в производстве сенсоров, транзисторов, трио-дов, диодов и т.д. Кроме того окислы Pb используются для приготовления биосенсоров.

          В результате проведенных исследований биомиметического сенсора на каталазную активность, было установлено, что Pb-электрод с TPhPFe3+OH/Al2O3  позволяет обнаружить следовые концентрации пероксида водорода в водном растворе в количестве равном 10-8мас.%  [173,177].

        Эти успешно проведенные исследования позволили продолжить наши поисковые работы в области биомиметических сенсоров каталазного типа.

        Большой практический интерес представляет реализация возможности использовании в качестве трансдьюсера (электрода) полупроводников.

       Трансдьюсерами исследований были выбраны полупроводники (Si, Te, Ge), которые широко используются в синтезе биосенсоров, химических датчиков, радиотехнике и т.д.

        Для обнаружения следовых концентраций Н2О2 в водных растворах нами были созданы и разработаны наиболее простые и дешевые в использовании потенциометрические биомиметические сенсоры, обладающие экспрессностью и высокой чувствительностью.

        В начале, для исследования каталазной активности биомиметического сенсора нами выбран простейший из ряда полупроводников, широко приме-няющийся в биоэлектронике – кремний.

        Используемый в экспериментах кремний был в виде пластинки размером 0,6х0,6см. Кремний согласно данным автоматического порошкового рентгендифрактометра “D2 Phaser” (фирма “Breeker” Германия) примесей не содержал (рис.3.14).

       На рис.3.15 приведены экспериментальные данные о каталазной актив-ности Si-электрода без имитатора (кривая 1) и Si-электрода с серебряной пастой без имитатора (кривая 2,3). Как видно из  кривых 1, 2 и 3 рис.3.15 добавление Н2О2 в систему в обоих случаях (Si-электрода без имитатора, Si-электрод с серебряной пастой без имитатора) вначале приводит к незначительному изменению потенциала (при этом величина потенциала имела положительное значение) системы (при исследовании Si-электрода с биомиметиком величина потенциала имеет отрицательное значение).

Рис.3.14. Качественный рентгеновский анализ (Si)

 


        Через 2-3 секунды устанавливается равновесный поверхностный слой, и потенциал на границе Si-электрод и Si-электрод + серебряная паста – раствор практически не меняется. Это указывает на то, что Si-электрод и Si-электрод + серебряная паста практически не разлагает Н2О2. Свидетельством этого является то, что не меняется рН-раствора, значение которого остается постоянной в кислой среде (3,90 для 0,1мас.% Н2О2 и 4,63 для 10-6мас.% Н2О2) до 80-той секунды и далее.

          Следующая серия экспериментальных исследований была посвящена иммобилизации смарт материала на Si-электрод и определение следовых концентраций пероксида водорода в водном растворе.

          Результаты потенциометрического исследования каталазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3/Si  биомиметического сенсора приведены на рисунке 3.16. Как видно из рисунка 3.16 электродный потенциал фонового раствора составляет (-0,25мВ). При добавлении 1мас.%-ной Н2О2 через несколько секунд наблюдаем резкий скачок потенциала системы от (-0,25mB) до (-0,440mB) (кривая 1). Через несколько секунд ∆Е достигает своего максимального значения (-0,466mB) и спустя 7-8 секунд это значение уменьшается до                 (-0,451мВ).

Рис.3.15. Изменение э.д.с. системы в зависимоси от времени при низких концентрациях Н2О2 для:

1 – Si-электрода без имитатора

2 – Si-электрода с серебряной пастой без имитатора СН2О2= 10-6масс.%. t=220С

3 – Si-электрода с серебряной пастой без имитатора СН2О2= 0,1масс.%. t=220С

 

Рис.3.16. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при концентрации  Н2О2= 1,0 масс.%  для TPhPFe3+OH/Al2O3/Si – электрода.

t=220С

1 – СН2О2= 1,0масс.%

 


        Начиная с 8-ой секунды дальнейшее значение электрохимического потенциала продолжает изменяться.

 Это, видимо, связано с тем, что протекает каталазная реакция. Действительно, при тестировании разложения Н2О2 измерением рН-раствора было установлено, что при контакте исследуемой концентрации H2O2 в водном растворе с биомиметическим сенсором TPhPFe3+OH/Al2O3/Si рН-системы измепяется от слабо кислой среды (рН=4,3) до нейтральной  (рН = 6.8, фоновый раствор). Это свидетельствует о полном разложении H2O2 в исследуемом раст-воре, вследствии протекания каталазной реакции.

На рисунке 3.17 показана следующая серия опытов, которая посвящена изучению каталазной активности биомиметического сенсора TPhPFe3+OH/Al2O3/Si в реакционной среде, состоящей из 0,5мас.%-ного водно-го раствора Н2О2.

Рис.3.17. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при концентрации  Н2О2 = 0,5 масс%  для TPhPFe3+OH/Al2O3/Si – электрода. t=220С.        1 – СН2О2= 0,5 масс.%

 


            Как видно из кривой 1 рис.3.17 при добавлении 0,5мас.%-ной Н2О2 наб-людается скачок потенциала системы до (-0,42мВ). На 10-ой секунде электро-химический потенциал системы достигает значения (-0,436мВ) и устанав-ливается равновесный поверхностный слой. Начиная с 11-ой секунды значение электрохимического потенциала продолжает изменяться. Связано это с тем, что с 11-ой секунды с высокой скоростью начинает протекать каталазная реакция. После 50-ой секунды устанавливается равновесие в системе, поэтому нами было изучено изменение рН системы. Результаты этих исследований показали, что при контакте биомиметического сенсора с 0,5мас.%-ным водным раствором Н2О2, рН раствора увеличивается от значения 4,3 до рН бидистиллированной воды  (рН=6,8,фоновый раствор).

Рис.3.18. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при концентрации Н2О2 =10-4 масс.%  для TPhPFe3+OH/Al2O3/Si - электрода

1 – СН2О2= 10-4 масс.%, Т=220С


           Были проведены опыты, для потенциометрического исследования ката-лазной активности биомиметического сенсора в реакционной среде, состоящей из 10-4мас.%-ного водного раствора Н2О2, результаты которых приведены на рис.3.18. Наблюдаемый скачок (рис.3.18, кривая 1) электрохимичкского потен-циала свидетельствует о высокой чувствительности приготовленного биомиме-тического сенсора. Как видно из кривой 1 потенциал системы от (-0,231) через 6-7 секунд, в реакционной среде 10-4мас.%-ного водного раствора Н2О2,  достиг значения (-0,289), а затем значение электрохимического потенциала продол-жает изменяться. Следствием этого, видимо, является протекание каталазной реакции в системе. В дальнейшем (начиная с 6 минуты) наблюдается, что электрохимический потенциал на границе биомиметический сенсор TPhPFe3+OH/Al2O3/Si и испытуемый раствор практически не меняется, устанавливается равновесие в системе. Тест рН-метром на наличие в растворе Н2О2 показал на полное отсутствие последнего (значение рН от 4,3 увеличилось до 6,8). Следовательно, прекращена электрохимическая реакция протекающая на поверхности испытуемого биомиметического сенсора.                   

           Уникальной особенностью биомиметических сенсоров, является их высо-кая чувствительность к самым низким (следовым) концентрациям определяе-мых ими веществ, т.е. порог чувствительности.

           В связи с этим нам было интересно провести эксперименты  и выявить насколько низкие концентрации Н2О2 может обнаружить усовершенствованный биомиметический сенсор (TPhPFe3+OH/Al2O3/Si), т.е. определить его порог чувствительности.

Рис.3.19. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при  концентрации Н2О2 = 10-6 масс.% для TPhPFe3+OH/Al2O3/Si – электрода.

1 – СН2О2= 10-6 масс.%, t=220С

 


          Итак, для выявления порога чувствительности приготовленного нами биомиметического сенсора были проведены опыты. Результаты проведенных опытов отражены на рис.3.19.

         Как видно из кривой 1 рис.3.19. значение электрохимического потенциала фонового раствора (бидистиллированной воды) составляет (-0,305мВ) и остается неизменным до добавления Н2О2. При добавлении 10-6мас.%-ного водного раствора Н2О2 в электрохимическую ячейку через секунду наблю-дается изменение потенциала системы от (-0,305мВ) до (-0,298мВ). На 4-ой секунде электрохимический потенциал системы достигает значения (-0,306мВ) и устанавливается равновесный поверхностный слой. Начиная с 7-ой секунды значение электрохимического потенциала продолжает изменяться. Связано это с тем, что с 7-ой секунды с высокой скоростью начинает протекать каталазная реакция. В дальнейшем величина потенциала остается неизменным и составляет (-0,305)(см.таблицу 3.5.1). Практически Н2О2 полностью разложилась. Об этом свидетельствует тот факт, что измененяется рН системы, в исследуемом растворе. Результаты показали, что при контакте исследуемой концентрации H2O2 в водном растворе с биомиметическим электродом TPhPFe3+OH/Al2O3/Si рН-системы изменяется от кислой среды до нейтральной  (рН = 6.8 фоновый раствор). Это свидетельствует о полном разложении H2O2 в исследуемых растворах, путем протекания каталазной реакции.

            Результаты опытов, проведенные при различных концентрациях H2O2 приведены на совмещенном рис.3.20. Из совмещенного рисунка 3.20 четко видно, что  наличие пероксида водорода в системе приводит к изменению значения Е, причем повышение концентрации Н2О2 от 10-6 до 1мас.% увеличи-вает скачок электрохимического потенциала (рис.3.20, кривые1-4). Рассматри-вая кривые 1-4 не трудно заметить, что через несколько секунд все кривые достигают своего максимума. Затем электрохимический потенциал в системе биомиметический сенсор/Н2О2//Ag/AgCl/Cl продолжает изменяться до практи-ческого разложения Н2О2.

           

 

 

 

 

 

Рис.3.20. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 для  TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора.

Количество TPhPFe3+ОН = 0,025мг. t=220С.

      1. Сн2о2  = 1 мас.%;       3. Сн2о2 = 10-6 мас.%.

      2. Сн2о2  = 0,5 мас.%;    4. Сн2о2 = 10-4 мас.%.

                                                                     

 

 

 

 

            При использовании 1%-ного водного раствора Н2О2 для исследования биомиметического сенсора на каталазную активность (рис.3.20, кривая 1), на 3-ей секунде наблюдалось максимальное значение э.д.с. системы (-0,461). Затем значение э.д.с. системы на 10-ой секунде падает до значения (-0,447) продолжает изменяться. Уже на 25-ой минуте значение э.д.с. системы стано-вится почти постоянным (на рисунке не показано, см. табл.3.5.1), следова-тельно, прекратилось протекание каталазной реакции. Величина рН-раствора от значения 3,0 (начальное значение 1%-ного водного раствора Н2О2) повысилась до 5,21 и почти приблизилась к значению фонового раствора (6,4).

        Этот факт объясняется, скорее всего, снижением концентрации Н2О2 в реакционной среде.

       Практически подобная картина наблюдалась при использовании 0,5%-ного Н2О2 (кривая 2). Максимальное значение э.д.с. системы зафиксировано на 3-ей секунде (-0,455), на 10-ой секунде падает до значения (-0,431). Значение э.д.с. системы к 25-ой минуте становится постоянным (на рисунке не показано, см. табл.3.5.1). Величина рН от 3.27 повысилась до 5,45. В этом случае, такое изме-

нение рН также объясняется уменьшением концентрации Н2О2 в реакционной среде.

         В итоге, проведены потенциометрические исследования каталазной активности биомиметического сенсора, приготовленного из Si-электрода и смарт биомиметического катализатора – TPhPFe3+OH/Al2O3. Разработанный биомиметический сенсор позволяет обнаружить следовые концентрации H2O2 в водном растворе при пороге чувствительности 10-6мас.% [1,56,58,172,174-177].

         Для наглядности в таблице 3.4.1 представлены результаты эксперимен-тальных данных при изучении каталазной активности биомиметического сенсора, в которой приводятся значения ∆Е системы в зависимости от времени для различных концентраций H2O2.

 

 

 

                                                                                                             Таблица 3.5.1

Значения ∆Е системы в зависимости от времени

для различных концентраций H2O2

Подложка Si (0,6x0,6) t=220C

t, секунда

∆E

  10-6 мас.%

∆E

  10-4 мас.%

∆E

0,5 мас.%

∆E

1 мас.%

 

-0,305

-0,231

-0,3

-0,25

1

-0,298

-0,238

-0,42

-0,44

2

-0,3

-0,258

-0,455

-0,461

3

-0,303

-0,263

-0,453

-0,463

4

-0,306

-0,277

-0,45

-0,458

5

-0,307

-0,283

-0,448

-0,456

6

-0,306

-0,286

-0,445

-0,452

7

-0,308

-0,289

-0,443

-0,449

8

-0,307

-0,285

-0,441

-0,451

9

-0,305

-0,287

-0,439

-0,448

10

-0,307

-0,285

-0,436

-0,446

15

-0,303

-0,281

-0,434

-0,448

20

-0,305

-0,285

-0,436

-0,444

25

-0,303

-0,28

-0,432

-0,441

30

-0,305

-0,278

-0,429

-0,443

35

-0,305

-0,281

-0,431

-0,438

40

-0,307

-0,278

-0,427

-0,44

45

-0,303

-0,28

-0,425

-0,436

50

-0,304

-0,279

-0,426

-0,437

55

-0,305

-0,278

-0,425

-0,438

60

-0,304

-0,280

-0,426

-0,436

Мин.

           ~                        ~                       ~                       ~

2

-0,305

-0,280

-0,425

-0,437

3

-0,305

-0,279

-0,426

-0,436

4

-0,305

-0,278

-0,427

-0,437

5

 

-0,279

-0,426

-0,437

6

 

-0,281

-0,426

-0,437

7

 

-0,281

-0,425

-0,437

8

 

-0,279

-0,424

-0,436

9

 

-0,278

-0,423

-0,436

10

 

-0,278

-0,422

-0,437

11

 

-0,277

-0,421

-0,437

12

 

-0,276

-0,420

-0,436

13

 

-0,275

-0,420

-0,436

14

 

 

-0,419

-0,436

15

 

 

-0,418

-0,436

20

 

 

-0,419

-0,436

25

 

 

-0,418

-0,436

30

 

 

-0,418

-0,435

35

 

 

-0,417

 

40

 

 

-0,418

-0,436

45

 

 

-0,418

-0,435

Продолжение таблицы 3.5.1.

50

 

 

-0,417

-0,434

55

 

 

-0,416

-0,433

60

 

 

-0,416

-0,434

65

 

 

-0,415

-0,433

70

 

 

-0,415

-0,434

75

 

 

-0,414

-0,435

80

 

 

-0,413

-0,436

85

 

 

-0,412

-0,434

90

 

 

-0,411

-0,433

95

 

 

-0,410

-0,435

100

 

 

-0,409

-0,436

105

 

 

 

-0,435

110

 

 

 

-0,434

115

 

 

 

-0,433

 

 

3.5.1. Исследование влияния температуры реакционной среды и количества активного центра – TPhPFe3+ОН на каталазную активность приготовленного биомиметического сенсора

 

         Разработка биотехнологических и химико-аналитических основ создания электрохимических биомиметических сенсоров на основе ферментов для опре-

деления содержания следовых концентраций в растворах имеет практическое

значение.

          С этой целью, на первом этапе наших исследований была изучена каталазная активность биомиметического сенсора с содержанием смарт мате-риала – TPhPFe3+OH в количестве 0,025мг. Методика приготовления данного биомиметического сенсора описана в главе II, а аналитические характеристики представлены в подглаве 3.3.

          Продолжая исследования по изучению физико-химических характеристик биомиметического сенсора, разработанного на основе смарт биомиметического материала (тетрафенилпорфирин железа), характеризующийся длительной стабильностью, высокой чувствительностью и воспроизводимостью, с возмож-ностью расширения диапазона определяемых следовых концентраций Н2О2 в водном растворе, нами были приготовлены два биомиметического элекрода с размером рабочей поверхности 0,3х0,3см. Приготовленный биомиметический элекрод содержал количество смарт материала 0,012мг.

         На рис.3.21-3.28 представлены экспериментальные данные, полученные при исследовании каталазной активности TPhPFe3+ содержащего биомимети-ческого электрода приготовленного путем нанесения на поверхность Si-элект-рода (размер 0,3х0,3см) при помощи серебряной пасты. Количество нане-сенного на поверхность Si-электрода TPhPFe3+OH составила 0,012мг. Опыты проведены в реакционной среде, состоящей из 1,0, 0,5, 10-2, 10-3, 10-4, 10-5,10- 6 мас.% Н2О2.  

Рис.3.21. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+OH= 0,012мг.

  1. Сн2о2  = 0,1 мас.%.,   t=220С.


         В реакционной среде состоящей из 0,1 мас.% водного раствора пероксида водорода изучена каталазная активность содержащего биомиметического электрода с количеством 0,012мг TPhPFe3+OH (рис.3.21, кривая 1).

Как показывают результаты экспериментальных данных, проводимые  с 0,012мг TPhPFe3+OHсодержащим электродом (кривая 1) электродный потен-циал фонового раствора составляет (-0,138мВ). При добавлении 0,1мас.%-ной Н2О2 через несколько секунд наблюдаем резкий скачок потенциала системы от  (-0,138mB) до (-0,141mB) (кривая 1). Через несколько секунд ∆Е достигает своего максимального значения (-0,175mB) и спустя 9-10 секунд это значение уменьшается до (-0,172мВ). Начиная с 10-ой секунды дальнейшее значение электрохимического потенциала продолжает изменяться. Это, видимо, связано с тем, что протекает каталазная реакция.

Рис.3.22. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si  биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+OH= 0,012мг.

  1. Сн2о2  =0,5 мас.%.   t=220С.

 

 


        Действительно, при тестировании разложения Н2О2 измерением рН-раствора было установлено, что при контакте исследуемой концентрации H2O2 в водном растворе с биомиметическим сенсором TPhPFe3+OH/Al2O3/Si рН системы измепяется от кислой среды (рН=3.90) до нейтральной (рН = 6.6, фо-новый раствор). Это свидетельствует о полном разложении H2O2 в исследуемом растворе, вследствии протекания каталазной реакции.

         Следующая серия опытов была посвящена изучению каталазной актив-ности биомиметического сенсора TPhPFe3+ОН/Al2O3/Si в реакционной среде, состоящей из 0,5мас.%-ного водного раствора Н2О2. Из кривой 1 рис.3.22 видно, что при добавлении 0,5мас.%-ной Н2О2 наблюдается скачок потенциала системы. Величина потенциала изменяется от (-0,098мВ) до (-0,065мВ).          На 35-ой секунде электрохимический потенциал системы достигает значения   (-0,132мВ) и устанавливается равновесие в системе,поэтому нами было изу-чено изменение рН системы. Результаты этих исследований показали, что при контакте биомиметического сенсора с 0,5мас.%-ным водным раствором Н2О2, рН-раствора увеличивается от значения 3,27 до рН бидистиллированной воды (рН=6,8фоновый раствор).

           На рис. 3.23 приведены результаты экспериментальных исследований биомиметического сенсора проведенных в реакционной среде, состоящей из   10-2мас.% Н2Ов водном растворе.  

          Как видно из кривой 1 рис.3.23 каталазная реакция протекает c заметно высокой скоростью. Уже на 10-ой секунде наблюдается рост значения электрохимического потенциала от (-0.063мВ– значение фонового раствора) до (-0,12мВ). Начиная с 20-ой секунды значение потенциала системы заметно медленно уменьшается от (-0,121мВ) до (-0,112мВ), а через 25минут стано-вится (-0,09мВ).По-видимому в испытуемом растворе уменьшилась концентра-ция Н2О2.

           Действительно, при изучении изменения рН системы через определенное время наблюдалось повышение значения рН от 4,1 увеличилось до 6,2,а в дальнейшм увеличивается до рН бидистиллированной воды (рН=6,8, фоновый раствор). Результаты этих опытов показали, что при контакте биомиметичес-кого сенсора в растворе с Н2О2, что связано с уменьшением концентрации Н2О2 в испытуемом растворе.

Рис.3.23. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+ОН= 0,012мг.

  1. Сн2о2  = 10-2 мас.%. t=220С.

 

 

 


         Проведенные эксперименты показали высокую чувствительность приго-товленного биомиметического сенсора, содержащего 0,012мг смарт биоми-метического материала TPhPFe3+OH, который был иммобилизован на полупро-водник (Si).

          Весьма важно было изучить эксплуатационные возможности и аналити-ческие характеристики данного биомиметического сенсора для определения содержания низких концентраций Н2О2 в растворе.

           С этой целью нами были проведены эксперименты в реакционной среде, состоящей из 10-3, 10-4мас.% Н2О2.

           Результаты этих экспериментов показаны на рис.3.24 и 3.25. Из кривой 1 рис. 3.24. видно, что потенциометрическое значение фонового раствора состав-ляет (-0,073мВ), при добавлении 10-3мас.% Н2О2 это значение изменяется и достигает максимального значения. Через 50секунд составляет (-0,106мВ).  

Рис.3.24. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+OH= 0,012мг.

  1. Сн2о2  = 10-3мас.%. t=220С.

 


         На 15минутеустанавливается равновесие в системе,поэтому нами было изучено изменение рН системы. Результаты этих исследований показали, что при контакте биомиметического сенсора с 10-3 мас.%-ным водным раствором Н2О2, рН-раствора увеличивается от значения 4,31 до рН бидистиллированной воды (рН=6,8фоновый раствор).

           Результаты экспериментов, приведенных на рис.3.25. показали, что использование 10-4мас.%-ной Н2О2 приводит к изменению потенциала системы (кривая 1). Так, из кривой 1 видно, что значение электрохимического потен-циала фонового раствора (бидистиллированной воды) составляет (-0,077 мВ) и остается неизменным до добавления Н2О2. При добавлении 10-4 мас.%-ного водного раствора Н2О2 в электрохимическую ячейку через секунду наблю-дается изменение потенциала системы от (-0,077мВ) до (-0,076мВ).

         На 4-ой секунде электрохимический потенциал системы достигает значения (-0,081мВ) и начиная с 4-ой секунды постепенно оно увеличиволось до 50-ой секунды и становилось (-0123мВ). Далее устанавливалось равновесие в реакционной системе и значение электрохимического потенциала медленно уменьшалось. Результаты измерений рН-системы показали, что при контакте биомиметического сенсора с 10-4мас.%-ным водным раствором Н2О2, в результате протекания каталазной реакции, рН-раствора увеличивается от значения 4,33 до рН бидистиллированной воды (рН=6,8фоновый раствор).

Рис.3.25. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+OH= 0,012мг.

  1. Сн2о2  = 10-4мас.%. t=220С.

 

 

 

 


          В следующей серии опытов было исследовано изменение электрохи-мического потенциала в зависимости от времени для биомиметического элект-рода, при контакте его с 10-5мас.% Н2О2.

Рис.3.26. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+OH= 0,012мг.

  1. Сн2о2  = 10-5мас.%. t=220С.

 


          Как видно из рис.3.26, кривой 1 начальное значение потенциала системы составляет (-0124мВ) и остается неизменным до добавления Н2О2.

         При добавлении10-5мас.% концентрации Н2О2, в электрохимическую ячейку через секунду наблюдается изменение потенциала системы от                (-0,124мВ) до (-0,097мВ). На 3-ей секунде электрохимический потенциал системы достигает значения (-0,101мВ) и устанавливается равновесный поверхностный слой. Начиная с 11-ой секунды значение электрохимического потенциала продолжает изменяться. Связано это с тем, что с 11-ой секунды с высокой скоростью начинает протекать каталазная реакция. В дальнейшем величина потенциала в реакционной среде остается неизменным и составляет   (-0,079)(см.таблицу 3.5.2). При исследовании рН раствора было установлено, что в исследуемом растворе измененяется рН системы от 4,2 до 6,8. Результаты показали, что при контакте исследуемой концентрации H2O2 в водном растворе с биомиметическим электродом TPhPFe3+OH/Al2O3/Si рН-системы измепяется от кислой среды до нейтральной (рН = 6.8 фоновый раствор). Это свидетельст-вует о полном разложении H2O2 в исследуемых растворах, путем протекания каталазной реакции.

          Как можно заметить разработанный биомиметический сенсор оказался чувствительным к низкой концентрации H2O2.

          Было интересно провести эксперименты и выяснить, насколько низкие концентрации H2O2 могут обнаружить усовершенствованный биомиметический сенсор, т. е. определить его порог чувствительности.  

          Результаты этих исследований приведены на рис.3.27. Как видно из кри-вой 1 рис.3.27 значение электрохимического потенциала фонового раствора (бидистиллированной воды) составляет (-0,14мВ) и остается неизменным до добавления Н2О2. При добавлении 10-6мас.%-ного водного раствора Н2О2 в электрохимическую ячейку через секунду наблюдается изменение потенциала системы от (-0,14мВ) до (-0,141мВ).

         Начиная с 3-ей секунды значение электрохимического потенциала продолжает  изменяться. Связано это с тем, что с 3-ей секунды с высокой скоростью начинает протекать каталазная реакция. В дальнейшем величина потенциала остается неизменным и составляет (-0,142)(см.таблицу 3.5.2). Практически Н2О2 полностью разложилась.

         Об этом свидетельствует тот факт, что измененяется рН системы, в исследуемом растворе. Результаты показали, что при контакте исследуемой концентрации H2O2 в водном растворе с биомиметическим электродом TPhPFe3+OH/Al2O3/Si рН-системы измепяется от кислой среды до нейтральной  (рН = 6.8, фоновый раствор). Это свидетельствует о полном разложении H2O2 в исследуемых растворах, путем протекания каталазной реакции.

         Результаты опытов, проведенные при различных концентрациях H2O2 приведены на совмещенном рис.3.28. Из совмещенного рисунка 3.28 четко видно, что  наличие пероксида водорода в системе приводит к изменению значения Е, причем повышение концентрации Н2О2 от 10-6 до 0,5мас.% изменяет скачок электрохимического потенциала (рис.3.28, кривые 1-7).

 

          Как видно из кривых 1-7 рис.3.28 при добавлении Н2О2 через несколько секунд во всех кривых наблюдается изменение электрохимического потенциа-ла. Затем электрохимический потенциал в системе биомиметический сенсор/Н2О2//Ag/AgCl/Cl продолжает изменяться. Уже на 60-ой секунде значение э.д.с. системы становится почти постоянным (на рисунке не показано, см. табл.3.5.2),

Рис.3.27. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+OH= 0,012мг.

  1. Сн2о2  = 10-6мас.%. t=220С.

 


          Для наглядности в таблице 3.5.2 представлены результаты эксперимен-тальных данных при изучении каталазной активности биомиметического сенсо-ра, в которой приводятся значения ∆Е системы в зависимости от времени для различных концентраций H2O2.

                                                                                                             Таблица 3.5.2

Значения ∆Е системы в зависимости от времени

для различных концентраций H2O2

Подложка Si (0,3x0,3)                               

t, sec

∆E

10-6 мас.%

∆E

10-5 мас.%

∆E

10-4 мас.%

∆E

10-3 мас.%

∆E

10-2 мас.%

∆E

0,1

мас.%

∆E

0,5

мас.%

 

-0,14

-0,124

-0,077

-0,073

-0,063

-0,138

-0,098

1

-0,141

-0,097

-0,076

-0,071

-0,072

-0,141

-0,065

2

-0,138

-0,098

-0,078

-0,072

-0,088

-0,142

-0,067

3

-0,139

-0,101

-0,08

-0,072

-0,092

-0,143

-0,068

4

-0,142

-0,102

-0,081

-0,073

-0,098

-0,16

-0,069

5

-0,144

-0,103

-0,084

-0,074

-0,103

-0,167

-0,07

6

-0,142

-0,104

-0,085

-0,075

-0,107

-0,169

-0,075

7

-0,146

-0,104

-0,086

-0,076

-0,112

-0,172

-0,077

8

-0,139

-0,104

-0,088

-0,077

-0,115

-0,174

-0,078

9

-0,142

-0,105

-0,09

-0,078

-0,118

-0,175

-0,079

10

-0,143

-0,105

-0,093

-0,079

-0,12

-0,175

-0,082

15

-0,14

-0,106

-0,099

-0,084

-0,122

-0,172

-0,095

20

-0,143

-0,108

-0,105

-0,093

-0,121

-0,173

-0,101

25

-0,144

-0,106

-0,108

-0,097

-0,119

-0,172

-0,112

30

-0,146

-0,103

-0,112

-0,101

-0,118

-0,173

-0,123

35

-0,142

-0,105

-0,117

-0,103

-0,117

-0,172

-0,132

40

-0,143

-0,107

-0,12

-0,104

-0,116

-0,173

-0,13

45

-0,14

-0,105

-0,121

-0,105

-0,115

-0,173

-0,129

50

-0,144

-0,102

-0,123

-0,106

-0,115

-0,173

-0,129

55

-0,143

-0,098

-0,123

-0,107

-0,115

-0,172

-0,129

60

-0,142

-0,096

-0,124

-0,107

-0,115

-0,172

-0,128

Мин

~

~

~

~

~

~

~

2

-0,144

-0,093

-0,124

-0,113

-0,114

-0,173

-0,130

3

-0,143

-0,085

-0,124

-0,115

-0,114

-0,173

-0,129

4

-0,143

-0,078

-0,125

-0,117

-0,114

-0,174

-0,128

5

-0,142

-0,080

-0,126

-0,120

-0,113

-0,173

-0,129

6

-0,143

-0,081

-0,125

-0,121

-0,113

-0,174

-0,126

7

-0,145

-0,084

-0,126

-0,120

-0,113

-0,175

-0,125

8

-0,142

-0,082

-0,125

-0,120

-0,112

-0,176

-0,126

9

-0,141

-0,080

-0,124

-0,120

-0112

-0,175

-0,125

10

-0,142

-0,079

-0,124

-0,120

-0,112

-0,175

-0,125

11

 

-0,077

-0,125

-0,120

-0,111

-0,175

-0,125

12

 

 

-0,125

-0,121

-0,111

-0,175

-0,125

13

 

 

-0,125

-0,121

-0,111

-0,176

-0,124

14

 

 

-0,126

-0,121

-0,110

-0,175

-0,124

15

 

 

-0,126

-0,121

-0,110

-0,175

-0,125

20

 

 

 

-0,124

-0,110

-0,175

-0,125

25

 

 

 

-0,124

-0,109

-0,174

-0,124

30

 

 

 

-0,124

-0,109

-0,174

-0,124

35

 

 

 

-0,121

-0,108

-0,173

-0,124

40

 

 

 

-0,107

-0,108

-0,173

-0,124

Продолжение таблицы 3.5.2.

45

 

 

 

-0,107

-0,109

-0,173

-0,124

50

 

 

 

 

-0,109

-0,172

-0,123

55

 

 

 

 

-0,109

-0,172

-0,123

60

 

 

 

 

-0,109

-0,172

-0,124

65

 

 

 

 

-0,109

-0,171

-0,124

70

 

 

 

 

-0,109

-0,171

-0,123

75

 

 

 

 

-0,109

-0,169

-0,123

80

 

 

 

 

-0,108

-0,169

-0,123

85

 

 

 

 

-0,108

-0,169

-0,123

90

 

 

 

 

 

-0,169

-0,122

95

 

 

 

 

 

-0,168

-0,122

100

 

 

 

 

 

-0,168

-0,123

105

 

 

 

 

 

-0,168

-0,123

110

 

 

 

 

 

-0,167

-0,122

115

 

 

 

 

 

-0,167

-0,122

Рис.3.28. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+OH= 0,012мг. t=220С

  1. 10-6 масс.%
  2. 10-4 масс.%
  3. 10-3 масс.%
  4. 10-2 масс.%
  5. 0,1 масс.%
  6. 0,5 масс.%
  7. 1 масс.%

 

 

        Проведены потенциометрические исследования каталазной активности биомиметического сенсора, приготовленного из Si-электрода и смарт биомиме-

тического катализатора – TPhPFe3+OH/Al2O3.

       Таким образом, синтезированный биомиметический сенсор размером Si-электрода 0,3х0,3см и содержанием смарт материала TPhPFe3+OH0,012мг проявляет активность в колебательном режиме и его чувствительность к различным концентрациям H2O2 была не очень высока. Предел чувствитель-ности на H2O2 составляет 10-6мас.%.

    Рис.3.29. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора  = 10-6 мас.%.  t=220С.

1.(Si=0,6х0,6см). Количество ТPhPFe3+ОН= 0,025мг.

2.(Si=0,3х0,3см). Количество TPhPFe3+ОН= 0,012мг.

 

 

 


       Изучалось также влияние температуры реакционной среды и количества смарт материала – TPhPFe3+OH на каталазную активность биомиметического сенсора потенциометрическим методом. Для изучения каталазной активности  нами была использована предельно низкая концентрация H2O2     (10-6мас.%).

       Результаты экспериментальных исследований отражены на рис. 3.29 и 3.30. Наблюдаемые скачки электрохимического потенциала при различных коли-чествах смарт материала, при этом температура оставалась 220С, имеют одинаковый характер (кривые 1 и 2 рис. 3.29), отличающиеся начальным значением потенциала. Для биомиметического сенсора с содержанием 0,025мг TPhPFe3+OH (кривая 1) это значение составляет (-0,305мВ).

Рис.3.30. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 для TPhPFe3+ОН/Al2O3//Si биомиметического сенсора

      =10-6мас.%.  t=400С.

      1.(Si=0,6х0,6см). Количество TPhPFe3+ОН=0,025мг.  

      2.(Si=0,3х0,3см). Количество TPhPFe3+ОН=0,012мг.

 


         Содержание 0,012мг смарт материала – TPhPFe3+OH в биомиметическом сенсоре изменяет начальное значение потенциала и составляет (-0,14мВ). Изменение температуры реакционной среды до 400С не меняет характеракривых (рис. 3.30, кривые  1 и 2), отражается на значениях электродного потен-циала. Для биомиметического сенсора с содержанием 0,025мг TPhPFe3+OH (кривая 1) этозначение составляет (-0,131мВ).Содержание 0,012мг смарт материала – TPhPFe3+OH в биомиметическом сенсоре изменяет начальное значение потенциала и составляет (-0,109мВ).

В результате экспериментальных исследований было установлено, что независимо от количества смарт материала TPhPFe3+OH и изменения температуры не влияет на каталазную активность биомиметическиго сенора. Порог чувствительности составляет 10-6мас.% H2O2.

Следующая серия опытов посвящена определению низких концентраций Н2О2 (10-4мас.% Н2О2 и 10-6мас.% Н2О2) в водном растворе с помощью геминсодержащего биомиметического сенсора.

Как показывают результаты экспериментов, проводимые с геминсодер-жащим биомиметическим сенсором (рис.3.31) величина электрохимического потенциала (10-4мас.% Н2О2) увеличивается незначительно (от -0,108 до -0,115) в зависимости от времени (кривая 1), затем на 240 секунде наблюдается резкий скачок величины электрохимического потенциала от (-0,115) до (-0,128) и постепенно продолжал увеличиваться и на 990 секунде его величина достигла (-0,164).Начиная от 1250 секунды величина электрохимического потенциала уменьшается и достигает значения (-0,133). Наблюдалось некоторое помутне-ние раствора. Это связано с вымыванием гемина с поверхности Al2O3. Поэтому при проведении следующих экспериментов, каждый раз готовя новый образец геминсодержащего биомиметического сенсора, мы соскабливали с его поверх-ости отработанный миметик и наносили с помощью серебряной пасты его новую порцию. Экспериментальные данные же по определению низкой кон-центрации Н2О2 (10-6мас.% Н2О2) представлены на рис.3.30, кривая 2.

 

 

Рассматривая кривую 2 не трудно заметить, что кривая 2 в начальном этапе эксперимента имеет электрохимический потенциал равный (-0,132) и он практически не меняется. Максимальное значение его (-0,139) достигается на 510 секунде, а затем незначительно уменьшается. И в этом случае набюдалось вымыванием гемина с поверхности Al2O3 и  некоторое помутнение раствора.

Рис.3.31. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 для гемин/Al2O3/Si биомиметического сенсора. t=220С.

1. 10-6 мас.%.     2. 10-4 мас.%.

 

 

 


       В результате проведенных исследований было установлено, что геминсодержащий биомиметический сенсор обнаруживает следовые концентрации Н2О2. Предельный порог чувствительности 10-6мас.% Н2О2. Однако разработанный гемин/Al2O3/Si биомиметический сенсор быстро терял свою активность.

 

3.6 Исследование TPhPFe3+OH/Al2O3//Si сенсора для определения Н2О2 в этиловом спирте.

 

        Продолжая исследования по изучению каталазной активности выше разра-ботанный биомиметический сенсор был использован в опытах для опреде-ления следовых концентраций Н2О2 в растворе этилового спирта.  

         Используемый в этих опытах биомиметический сенсор содержал актив-ную  массу – TPhPFe3+OH в количестве 0,025мг.

Рис.3.32. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 в водно-спиртовом растворе для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора (Si=0,6х0,6см). Количество TPhPFe3+OH=0,025 мг. t=220С

1. = 0,5 мас.%. C2H5OH=0,5мас.%

 


         Вначале исследования проводились в реакционной среде состоящей из   0,5мас.% водного раствора этилового спирта, затем в этот раствор добавляли Н2О2 различных концентраций (рис.3.32). 

Рис.3.33. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 в водно-спиртовом растворе для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора (Si=0,6х0,6см). Количество TPhPFe3+OH=0,025 мг. t=220С

1. = 10-4 мас.%. C2H5OH=0,5мас.%


       Для проведения исследований нами был измерен электродный 0,5 мас.% водного раствора этилового спирта. Была получена величина полностью совпа-дающая с потенциалом бидистиллированной воды. В результате этих опытов было установлено, что водно-спиртовой раствор к биомиметическому сенсору практически инертен (рис.3.32, кривая 1). Из кривой 1 видно, что величина электрохимического потенциала в зависимости от времени остается неизмен-ной. Однако при добавлении в этот раствор 0,5мас.% Н2О2 через 2-3 секунды наблюдается скачок электрохимического потенциала от (-0,2мВ) до  (-0,238мВ),

Рис.3.34. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 в водно-спиртовом растворе для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора (Si=0,6х0,6см).

Количество TPhPFe3+OH = 0,025 мг. t=220С

1. = 0,1 мас.%. C2H5OH=0,5мас.%

 


чтозначительно превышаетзначение электрохимического потенциала водно-спиртовой раствор. Затемна5секундевеличина потенциала достигает своего максимума и в дальнейшем продолжает изменяться (кривая 1). Связано это с тем, что с 8-ой секунды с высокой скоростью начинает протекать каталазная реакция. Были проведены опыты, для потенциометрического исследования каталазной активности биомиметического сенсора в реакционной среде состоящей из 0,5мас.% C2H5OH и 10-4мас.%-ного водного раствора Н2О2. Результаты  приведены на рис.3.33. Как видно из рис. 3.33 фоновый водно-спиртовой  раствор имеет электрохимический потенциал (-0,191мВ) и оставался неизменным длительное время (кривая 1).

        Однако наблюдаемый скачок (рис.3.33, кривая 1) электрохимического потенциала (при добавлении 10-4мас.%-ной Н2О2), свидетельствует о высокой чувствительности приготовленного биомиметического сенсора в данной реакционной среде.

        Через 4-5 секунд электрохимический потенциал уменьшается от (-0,216мВ)до (-0,214мВ)формируется новый поверхностный слой на границе сенсор – раствор и в дальнейшем начиная с 10-ой секунды продолжает изменяться (кривая 1).

        На совмещенных рисунках 3.35 и 3.36 приведены  результаты опытов проведенные при различных концентрациях H2O2. Содержание этилового спирта в воде оставалось постоянным и составляло 0,5мас.% и 0,1мас.%. 

        Рассматривая кривые 2,3,4 рис. 3.35  не трудно заметить, что через несколько секунд все кривые достигают своего максимума. Затем электрохимический потенциал в системе биомиметический сенсор/Н2О2//Ag/AgCl/Cl продолжает изменяться.

      Этот факт объясняется, скорее всего, протеканием каталазной реакции.

        Тетрафенилпорфиринсодержащий биомиметический сенсор проявляет наибольшую активность в начале опыта во всех концентрациях Н2О2  в водно-спиртовом растворе, где содержание этилового спирта составляло 0,1мас.%.

      При рассмотрении кривых 1-3, рис.3.36 не трудно заметить, что в течении всего эксперимента значенияЕ продолжают синусоидо подобно изменяться и со временем его значение заметно снижается. Это, видимо, связано с умень- шением концентрации Н2Ов реакционной системе.

     Кроме того, в исследуемой электрохимической системе наряду с каталазной реакцией синхронно протекает и пероксидазная. Эти реакции взаимодействуют между собой через общий активный интермедиат, которые образуются в обеих стадиях. Учитывая, что одним из основных показателей биомиметических сенсоров является их чувствительность к следовым концентрациям опреде-

 

Рис.3.35 Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 в водно-спиртовом растворе для TPhPFe3+/Al2O3//Si биомиметического сенсора (Si=0,6х0,6см). При постоянном C2H5OH=0,5мас.%. Количество TPhPFe3+OH = 0,025 мг. t=220С

  1. H2O+C2H5OH=0,5мас.%
  2. = 10-4 мас.%.
  3. = 0,5 мас.%.
  4. = 0,1 мас.%.

 

 

 

  1. = 0,1 мас.%.
  2. = 0,1 мас.%.
  3.  

 

 

 

ляемых им веществ, т.е. порог чувствительности и для выявления этих показателей, нами  были проведены серии опытов. 

Рис.3.36. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 в водно-спиртовом растворе для TPhPFe3+ОН/Al2O3//Si биомиметического сенсора (Si=0,6х0,6см). При постоянной концентрации  C2H5OH=0,1мас.%.

Количество TPhPFe3+OH = 0,025 мг. t=22оС

1. 99,9 мас. % H2O, 0,1 мас.% C2H5OH + H2O2 10-3 мас.%;

2. 99,9 мас. % H2O, 0,1 мас.% C2H5OH + H2O2 10-2 мас.%;

3. 99,9 мас. % H2O, 0,1 мас.% C2H5OH + H2O2 0,1 мас.%;

 


      Для выяснения этого нами были проведены специальные опыты потенцио-метрического исследования каталазной активности биомиметического сенсора в реакционной среде состоящей из 10-4мас.% C2H5OH (постоянная концент-рация) и от 0,1 до 10-4мас.%-ного водного раствора Н2О2.

     

 

 

 

Рис.3.37. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при низких концентрациях H2O2 в водно-спиртовом растворе для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора (Si=0,6х0,6см). При постоянной концентрации C2H5OH=10-4мас.%.  Количество TPhPFe3+ОН =0,025мг. t=220С

1. 10-4мас.% C2H5OH + H2O2 10-4мас.%;

2. 10-4 мас.% C2H5OH + H2O2 10-3 мас.%;

3. 10-4 мас.% C2H5OH + H2O2 10-2 мас.%;

4. 10-4 мас.% C2H5OH + H2O2 0,1 мас.%

 

 

 

 

 

 

 

Результаты этих исследований приведены на рис. 3.37. Как видно из рис. 3.37 в зависимости от концентрации пероксида водорода все кривые (кривые 1-4) имеют определенный скачок электрохимического потенциала в начале эксперимента. Затем начиная с 10-ой секунды значения электрохимического потенциала в последующем продолжают изменяться, что видимо связано с протеканием каталазной  реакции и по всей видимости  наряду с этим протекает и пероксидазная реакция, которые взаимосвязаны между собой и носят когерентно-синхронный характер.

          Исходя из представленных на рис.3.36 экспериментальных данных можно                                                                                                     

показать характер изменения электрохимического потенциала в зависимости от концентрации С2Н5ОН в водном растворе.

        На рис. 3.38, приведены результаты исследований, проведенных с  TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметическим сенсором. Искусственно приготовлен-ные водные растворы состояли из низких концентраций этилового спирта (от 10-3  до 0,1мас.%) и пероксида водорода, концентрация последней в этой серии опытов оставалась постоянной и равной 0,1мас.%. 

        Как видно из рис. 3.38 при увеличении концентрации С2Н5ОН в водном растворе (при постоянной концентрации Н2О2, равной 10-4 мас.% ) наблюдается незначительное увеличение электрохимического потенциала системы.

        Ниже приводятся результаты экспериментальных данных по исследованию электрохимических потенциалов для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора в водно-спиртовом растворе, которые для наглядности сведены в таблицу 3.6.1 и 3.6.2.

На основании полученных экспериментальных данных по определению следовых концентраций пероксида водорода в водно-спиртовом растворе было установлено, что биомиметический сенсор, работающий в электрохимическом режиме, проявляет высокую чувствительность. Искусственно приготовленные водные растворы состояли из низких концентраций пероксида водорода (от 10-4 до 0,5мас.%) и этилового спирта, концентрация последней в этой серии экспериментов были равной 0,5, 0,1 и 10-4мас.%.

 

       Рис.3.38. Зависимость потенциала пероксидазного сенсора от концентрации этанола в водном растворе при 10-4 мас.% Н2О2 для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора.

       

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 Таблица 3.6.1

 

Значения ∆Е системы в зависимости от времени

для различных концентраций H2O2 в водно-спиртовом растворе

 

                                 Подложка (Si=0,6x0,6),   t=220C,    C2H5OH=0,5 мас%

 t,sec

∆E

   10-4мас.%

∆E

  10-3мас.%

∆E

  10-2мас.%

∆E

0,1мас.%

∆E

0,5мас.%

∆E

     1мас.%

 

-0,191

-0,155

-0,154

-0,15

-0,2

-0,154

1

-0,222

-0,157

-0,157

-0,214

-0,238

-0,209

2

-0,218

-0,158

-0,167

-0,238

-0,246

-0,218

3

-0,219

-0,159

-0,176

-0,295

-0,266

-0,249

4

-0,216

-0,161

-0,179

-0,297

-0,282

-0,25

5

-0,214

-0,162

-0,186

-0,3

-0,3

-0,251

6

-0,216

-0,164

-0,187

-0,296

-0,295

-0,252

7

-0,214

-0,167

-0,19

-0,301

-0,293

-0,253

8

-0,215

-0,172

-0,194

-0,301

-0,296

-0,254

9

-0,216

-0,174

-0,197

-0,299

-0,292

-0,254

10

-0,214

-0,179

      -0,2

-0,296

-0,294

-0,253

15

-0,216

-0,188

-0,214

-0,293

-0,297

-0,252

20

-0,214

-0,192

-0,223

-0,296

-0,3

-0,254

25

-0,216

-0,198

-0,229

-0,294

-0,295

-0,253

30

-0,214

-0,2

-0,235

-0,303

-0,291

-0,255

35

-0,216

-0,204

-0,241

-0,299

-0,288

-0,252

40

-0,214

-0,209

-0,244

-0,305

-0,285

-0,253

45

-0,216

-0,213

-0,242

-0,307

-0,28

-0,252

50

-0,214

-0,215

-0,247

-0,304

-0,284

-0,249

55

-0,216

-0,217

-0,248

-0,297

-0,277

-0,25

60

-0,215

-0,219

-0,246

-0,3

-0,283

-0,247

65

-0,214

-0,216

-0,249

-0,298

-0,279

-0,244

70

-0,216

-0,22

-0,252

-0,302

-0,285

-0,245

75

-0,214

-0,224

-0,25

-0,297

-0,28

-0,241

80

-0,216

-0,227

-0,252

-0,299

-0,277

-0,239

85

-0,214

-0,223

-0,25

-0,305

-0,283

-0,241

                                   

     .                           

                                                                                                           Таблица 3.6.2.

 

          Значения ∆Е системы в зависимости от времени для                           

различных концентраций H2O2 в водно-спиртовом растворе

 

       Подложка (Si =0,6x0,6),   t=220C,   C2H5OH=0,1мас%

t,sec

∆E

  10-2 мас.%

∆E

  10-3 мас.%

∆E

0,1 мас.%

 

-0,221

-0,209

-0,235

1

-0,227

-0,207

-0,267

2

-0,228

-0,206

-0,297

3

-0,232

-0,207

-0,32

4

-0,234

-0,209

-0,324

5

-0,236

-0,208

-0,325

6

-0,236

-0,209

-0,327

7

-0,24

-0,21

-0,329

8

-0,243

-0,211

-0,33

9

-0,246

-0,212

-0,331

10

-0,247

-0,213

-0,333

15

-0,26

-0,212

-0,336

20

-0,273

-0,211

-0,334

25

-0,277

-0,212

-0,338

30

-0,284

-0,212

-0,334

35

-0,286

-0,214

-0,339

40

-0,286

-0,213

-0,333

45

-0,287

-0,214

-0,338

50

-0,286

-0,213

-0,336

55

-0,287

-0,214

-0,333

60

-0,286

-0,213

-0,339

65

-0,287

-0,214

-0,334

70

-0,286

-0,212

-0,338

75

-0,287

-0,214

-0,336

80

-0,286

-0,213

-0,339

 

        Таким образом, в исследуемой электрохимической системе, биомимети-ческий сенсор в водно-спиртовом растворе имел предельный порог чувстви-тельности 10-4% Н2О2. Следует отметить, что биомиметический сенор прояв-ляет устойчивость к воздействию Н2О2 и С2Н5ОН     

        Для установления диапазона возможностей разработанного биомиметичес-

 кого сенсора нами был апробирован на пероксидазную активность.

        Результаты экспериментальных исследований предствлены в главе IV.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

ГЛАВА IV

пероксидазная активность БИОМИМЕТИЧЕСКОГО СЕНСОРА при  определении МИКРО КОЛИЧЕСТВ ЭТИЛОВОГО СПИРТА

В ВОДНОМ РАСТВОРЕ.

 

4.1. Исследование пероксидазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биоми-метического сенсора

        Наиболее устойчивым и чувствительным оказался TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметический сенсор, который имел предельный порог чувствительности к концентрации Н2О2: в водном растворе 10-6мас.%; а водно-спиртовом (этило-вый спирт) растворе  10-4 мас.%.

        Следует отметить, что биомиметические сенсоры приготовленные полу-проводники: Те, оказался менее чувствительным к низким концентрациям Н2О2 в водном растворе, а Ge был неустойчив к воздействию окислителя (Н2О2).

         Поэтому, для проведения следующих опытов нами был использован биомиметический сенсор, в котором в качестве смарт материала использовался TPhPFe3+OH, трансдьюсером был устойчивый к окислителям полупроводник Si.

         Опыты проводились с целью апробации каталазного биомиметического сенсора в определении следовых концентраций этанола в водных растворах.

         Как известно, на приготовление ликеро-водочных изделий, используется значительное количество этанола, производимого из пищевого сырья. Контроль за содержанием этилового спирта в этих продуктах требует четкости и точнос-ти. Поэтому, проведение экспериментальных исследований по определению следовых количеств в водных растворах используя при этом биомиметический  сенсор каталазного типа имеет практическое значение.

Опыты по определению следов этанола в водных растворах проводили в электрохимической  ячейке состоящего из электрода сравнения   (Ag/AgCl/AgCl-) и TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Фоновым раствором служила  бидистиллированная вода.

Для этого были приготовлены водно-спиртовые растворы с содержанием спирта от 10-6– до 0,5мас.%.

Со всеми этими растворами был исследован TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биоми-метический приготовленный по выше описанной методике.

Для проведения этих исследований был использован биомиметический  сенсор с содержанием 0,025мг смарт материала – тетрафенилпорфирина железа (количество, при котором был определен порог чувствительности к Н2О2 в водном растворе). Для сравнения во всех опытах исследовался также электрод без имитатора.

Рис.4.1. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при концентраци C2H5OH=0,5мас.%  для TPhPFe3+ОН/Al2O3//Si биомиме-тического сенсора. Количество TPhPFe3+ОН = 0,025мг. t=220С

1.Бидистиллированная вода + 0,5мас.% С2Н5ОН;

2.(99,5мас.%Н2О+0,5мас.%С2Н5ОН) + Н2О2=0,1мас.%.

 

 

  1.  
  2. Бидистиллированная вода и водный раствор этанола;
  3.  = 0,1 мас.%+0,5 мас.% С2Н2ОН;
  4.  = 0,1 мас.%

 


Во всех опытах исследования сначала проводились в реакционной среде, состоящей из водного раствора спирта, затем в этот раствор добавляли водный раствор  Н2О2.

На рис. 4.1 представлены результаты экспериментальных исследований,  где в электрохимической ячейке содержание этилового спирта в водном раст-воре составляло 0,5мас.% (кривая 1). Электрохимический потенциал 0,5мас.% водно-спиртового раствора в зависимости от времени остается неизменным и составлял (-0,214мВ).

Из кривых рис. 4.1, видно, что величина электрохимического потенциала в зависимости от времени значительно превышает (кривая 2) значение ΔЕ для водно-спиртовых растворов в отсутствии Н2О(кривая 1). Как видно из кривой 2 рис.4.1 биомиметический сенсор  на начальном этапе эксперимента проявляет наибольшую пероксидазную активность с максимальным значением электрохи-мического потенциала (-0,291мВ) при τ =3с. Затем это значение достигает мак-симума ΔЕ= (-0.301мВ) при τ =15с, после чего его значение продолжает изменяться.

         В следующей серии экспериментов проводилось исследование по изучению пероксидазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора в реакционной среде содержащей 0,1мас.% С2Н5ОН.

        Во всех опытах исследования сначала проводились в реакционной среде состоящей из 1,0%-го водного раствора спирта, затем в этот раствор добавляли 1.0%-ный водный раствор  Н2О2.

        Результаты экспериментальных данных, полученные при исследовании пероксидазной активности TPhPFe3+ОНсодержащего биомиметического сен-сора в присутствии 0,1мас.% С2Н5ОН представлен на рис. 4.2.

         Как видно из рис. 4.2 использование 0,1мас.% С2Н5ОН не меняет характера изменения электрохимического потенциала он оставался таким как и при использовании 0,5мас.% С2Н5ОН в водном растворе. Разница состоит в том, что начальное значение электрохимического потенциала составило            (-208мВ) против (-0,214мВ). 

        Из рис. 4.2 также можно заметить, что биомиметический сенсор на начальном этапе эксперимента проявляет наибольшую пероксидазную актив- ность с максимальным значением электрохимического потенциала (-0,274мВ) при τ =7с.

 

         Затем это значение достигает максимума ΔЕ=(-0,285мВ) при τ =15с.

Рис.4.2. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при концентраци C2H5OH=0,1мас.% для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомимети-ческого сенсора. Количество TPhPFe3+OH = 0,025мг. t=220С

1.Бидистиллированная вода + 0,1мас.% С2Н5ОН;

2.(99,9мас.% Н2О+0,1мас.% С2Н5ОН) + Н2О2=0,1мас.%.

 


Следующая серия экспериментов была  посвящена определению порога чувствительности  разрабатываемого  биомиметического сенсора для анализа  микроколичеств С2Н5ОН.

Для этого был приготовлен водно-спиртовой раствор. Искусственно приготовленные водные растворы состояли из низких концентраций этилового

спирта (10-4мас.%) и пероксида водорода, концентрация последней в этой серии опытов оставалась постоянной и равной 0,1мас.%.

           На рис. 4.3, представлены результаты исследований, проведенных с                           

TРhPFe3+ОН/Al2O3//Si биомиметическим сенсором в реакционной среде содер-жащий 10-4мас% этилового спирта и 0,1мас.% Н2О2.

Рис.4.3. Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при концентраци C2H5OH=10-4мас.%  для TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Количество TPhPFe3+OH = 0,025 мг. Т=220С

1.Бидистиллированная вода + 10-4 С2Н5ОН;

2. 10-4 мас.% С2Н5ОН  = 0,1 мас.%;


Как видно из рис. 4.3 фоновый водно-спиртовой раствор имеет электро-химический потенциал (-0,212мВ) и оставался неизменным длительное время (кривая 1). Однако наблюдаемый скачок (рис.4.3, кривая 2) электрохими-ческого потенциала (при добавлении 10-4мас.%-ной Н2О2) свидетельствует о высокой чувствительности приготовленного биомиметического сенсора в данной реакционной среде. Следует отметить, что разработанный биомимети-ческий сенсор проявляет высокую чувствительность и позволяет обнаружить С2Н5ОН в водном растворе в количестве 10-4 мас.%.

Рис. 4.3(а). Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени при высоких концентрациях C2H5OH.

 1. Н2О-80% +  С2Н5ОН-20%  +  Н2О2- 0,1%

 2. Н2О-70% +  С2Н5ОН-30% +  Н2О2- 0,1%

 3. Н2О-60% +  С2Н5ОН-40% +  Н2О2- 0,1%

 


Было интересно проверить как будет работать выше упомянутый каталазный биомиметический сенсор в среде высоких концентраций этилового спирта в водном растворе. Поэтому следующая серия экспериментов была  посвящена определению высоких концентраций С2Н5ОН. Для этого были искусственно приготовлены водно-спиртовые растворы с содержанием спирта от 20 до 40мас.%, при этом концентрация пероксида водорода оставалась постоянной и была равна 0,1мас%.

          Как видно из рис.4.3(а) 20,30,40%-ные водно-спиртовые растворы имеют почти равные электрохимические потенциалы, соответственно (-0,175мВ),         (-0,165мВ), (-0,158мВ) и остаются неизменным длительное время (кривые 1,2,3). Однако, при добавлении 0,1масс% Н2О2 в испытуемые растворы наблюдаем скачки электрохимических потенциалов до 16-ой секунды (кривые 1,2,3). На 17-ой секунде практически установлено равновесие в системе. Это, видимо, связано с тем, что до 17-ой секунды протекала пероксидазная реакция. Ввиду того, что концентрация Н2О2 была низкая, она полностью израсходована в пероксидазной реакции.  

Известны несколько способов получения этилового спирта. Во всех случаях получения спирта возникают проблемы очищения последнего от побочных продуктов (метиловый спирт, ацетальдегид и др.) присутствие боль-шого количества которых приводит к отравлению.

Нами были проведены исследования, где были испытаны 96%-ный медицински чистый этиловый спирт рис.4,3(б).

Для этого, из 96%-ного медицинского этилового спирта приготовлен 40%-ный водный раствор этилового спирта рН-раствора составлял 7,3. При проведении опытов было устновлено, что при добавлении 2×10-2 масс% ацетальдегида в испытуемый раствор (40%-ный водный раствор этилового спирта) наблюдаем скачок электрохимического потенциала (рис.4.3б, кривая 1) от (-0153мВ) до (-0158мВ). На 20-ой секунде при добавлении 0,1масс% Н2О2 значение электрохимического потенциала увеличилось от (-0,158мВ) до             (-0,203мВ).

 

 

 

Рис.4.3(б). Изменение э.д.с. системы в зависимости от времени для искусственно приготовленного раствора:

1.Медицинский спирт (40%)+ацетальдегид (2×10-2 масс%)+Н2О2(0,1масс%)

 

 

 

 

 

 

 

ГЛАВА V.  РЕЗУЛЬТАТЫ И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ

 

5.1. Механизм каталазных и пероксидазных  сенсоров

 

         Известно [130], что фермент каталаза содержится почти во всех аэробных организмах и катализирует разложение токсичного для живых клеток пероксид водорода. Из-за спинового запрета молекулярный кислород в основном состоянии малоактивен. Однако он намного легче вступает в реакцию окисления по одноэлектронному механизму, чем по двухэлектронному [137]. В сязи с этим можно полагать, что токсичен не столько молекулярный кислород, сколько реакционноспособные интермедиаты – , , OH, которые возникают при его одноэлектронном восстановлении до воды. Поэтому считается, что радикал  эквивалентен , и в окислительно-восстанови-тельной среде он обладает теми же свойствоми, что и , т.е. может быть одновременно и окислителем и восстановителем. Следовательно, молекуляр-ный кислород не может вести двухэлектронное окисление (из-за спинового запрета), а Н2Ообладает такой способностью. Вероятно, и это есть  основное различие в механизмах окисления.

         Основная часть ферментативных процессов окисления протекают по  механизму, где учавствуют несколько электронов. При воссстановлениях О2:

     1-двухэлектронном до Н2О2;

     2-четырехэлектронном до Н2О,

образуются интермедиаты и существуют они только в связанной с ферментом  форме, при этом появление активных кислородсодержащих радикалов в растворе не происходит. Но следует отметить, что присущи такие реакции биологического окисления, в которых образуются радикалы , способные генерировать в систему ОН-радикалы взаимодействием с Н2О2 по реакции:

  + Н2О2 → О+ ОН- + ОН

           О действии Н2О2 на компоненты клетки Фридовичем описано в [109]. В этой работе, отмечено, что пероксид водорода представляет опасность не прямым действием ее на компоненты клетки, а высокоактивным, реакцион-носпособным интермедиатом – гидрооксидного радикала, который образуется в  результате  взаимодействия Н2О2 с    и Fe2+.

          Согласно [141], клеточный метаболизм основан  на деятельности окислительно-восстановительных ферментов, называемых окcидоредуктазами.

          В присутствии каталаз и пероксидаз например, протекает биологическое окисление различных субстратов пероксидом водорода.

          В [83] показано, что эта группа ферментов – единственная, для нее удается обнаружить промежуточные соединения и изучить все стадии каталитического процесса. Важное есть то, что каталаза состоит из четырех субъединиц, а у пероксидазы только одна, а в работе [63] было показано, что каждый атом железа (гем) связывает одну молекулу Н2О2.

          В реакциях окисления этанола и муравьиной кислоты усиление каталазной ракции сопряжено с усилением неклассической пероксидазной активности, что указывает на то, что у этих двух процессов имеется общее звено [71]. 

          В работе [83] Полторак и Чухрай предлагают свой механизм каталазной реакции, в котором показан как активируются ферментом взаимодействующие вещества.

          Полторак в работе [86] разработал научное положение о единстве химических механизмов ферментативного катализа в рамках примененного им понятия о линейной цепи перераспределения связей. Преимуществом этого механизма является отражение в нем участия кислотно-основных групп белка в протонных переходах, сопровождающих образование комплекса Чанса.

          Т.М.Нагиевым предложен нетривиальный механизм каталазной и неклассической пероксидазной реакций с использованием в построении комплексов ЦПС[187]. 

          Авторами [86] предложенная концепция ЦПС позволяет анализировать простейшие акты химического превращения на уровне активных комплексов, в которых происходит перераспределение электронной плотности. Кислотно-основной катализ осуществляется в ЦПС, с переносом ионов Н+ или 2Н+. При  осуществлении  переноса Н+ и  или Н+ и Н-, как отмечено в работе [86] Полто-раком  механизмы реакций относятся к Н+ зависимым окислительно-восстано-вительным. ЦПС с переносом электрона описывает гетеролитические окисли-тельные процессы. В ферментативном катализе, в одной ЦПС происходит перенос Н+ и  или Н- на простетические группы ферментов, а в результате осуществляются окислительно-восстановительные превращения субстратов.

         С помощью принципов построения ЦПС разработан механизм действия каталазы [81], в котором образование продуктов реакции протекает в одну стадию в результате одностадийного переноса двух электронов от Н2О2 к акцептору.

              В работе [83], где было высказано предположение о ключевой роли гидрид-иона в механизме ферментативного разложения пероксида водорода. Предлагаемый механизм элементарной реакции имеет важную особенность: в образующемся молекулярном кислороде оба его атома принадлежат одной молекуле пероксида водорода. Этот экспериментальный результат согласуется с изотопными исследованиями гомогенного распада смеси Н218 О22О2, из которых,  следует, что независимо от реакционного пути в продукте реакции - молекулярном кислороде (18О2 и О2) оба атома принадлежат одной и той же молекуле пероксида водорода. Это положение, можно распространить и на каталазную реакцию.

Таким образом, как разложение Н2О2, так и окисление С2Н5ОН протекает в две стадии – через образование:

1)    общего промежуточного комплекса Чанса, ответственного за химическое сопряжение в системе;

2)    комплекса Огури, приводящего к одностадийному образованию конечных продуктов окисления.

          Специфическая  особенность механизма окисления субстратов в водных растворах заключается в переносе электрона от субстрата к молекуле кислорода с образованием Н2О2 или Н2О, в то время как в органической среде атом кисло-рода присоединяется к субстрату. Перенос электрона от субстрата к молекуле кислорода с образованием Н2О2 или Н2О является специфичной особенностью механизма окисления субстратов в водных растворах, а в органической среде атом кислорода присоединяется к субстрату.

           В связи с этим можно полагать, что основной функцией каталазы и пероксидазы заключается в окислении субстрата без присоединения к нему атома кислорода, и процесс протекает в водной среде. Функция протопор-фирина железа сводится к облегчению процесса переноса электрона от субст-рата к кислороду с образованием воды.

 

5.2. Биомиметические сенсоры каталазного и пероксидазного типа. 

 

       В электрохимической ячейке при помощи электродов, на которые иммоби-лизован биомиметический селектор каталазного и пероксидазного типов, были проведены исследования, в результате которых определены следовые концент-рации Н2О2 и в водных и в водно- спиртовых растворах, также низкие концент-рации С2Н5ОН при температуре 220С. Разработка этих биосенсоров легла в основу дешевых и простых в использовании потенциометрических биомимети-ческих  сенсоров.

       Ниже приведем результаты экспериментальных исследований разработан-ных каталазных биомиметических сенсоров.

       Потенциометрические исследования каталазной активности биомимети-ческих сенсоров, приготовленных методом склеивания активной массы тетраф-нилпорфирина железа на поверхность различных электродов при помощи клея “Pattex”, выполнены на вышеуказанной установке (рис. 2.1).

       На рис 3.1-3.4 представлены результаты экспериментальных исследований каталазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3//Si, TPhPFe3+OH/Al2O3//Pb,         TPhPFe3+OH/SiO2,TPhPFe3+OH/Al2O3//Agбиомиметических сенсоров (клей Pattex) при концентрации Н2О2 равной 1,0мас.%.

       Как видно из кривой 1 рис. 3.1-3.4, в первые  минуты добавления Н2О2 имеют определенный скачок электрохимического потенциала в дальнейшем э.д.с. изменяется, а затем снижается и стабилизируется. Такую закономерность изменения э.д.с. можно  объяснить понижением концентрации Н2О2 в объеме.

      Во всех опытах для сравнительного анализа приведены результаты экспери-ментов с электродами без имитатора.

      В результате исследований было показано, что приготовленные биомимети-ческие сенсоры обнаруживают низкие концентрации Н2О2 в водном растворе. Однако, одноразовое использование в изучении каталазной активности биомиметического сенсора (из-за отклеивания смарт материала от электродов) явилось невыгодным.

      В ходе проведенных экспериментов, установлено, что после двух трех опы-

тов происходила полная дезактивация катализатора, приготовленного методом склеивания. Это объясняется тем, что наличие склеивающего материала (клей “Pattex”) способствовало быстрому смыванию биомиметика с поверхности  электрода, и это приводило к дезактивации биоиметического сенсора.

       Поэтому нами были продолжены поиски нового эффективного метода создания контакта и фиксации смарт материала с электродом (трансдьюсером). Были использованы несколько различных склеивающих материалов, которые не дали положительного эффекта. Однако, при использовании серебряной пасты было установлено, что смарт материал крепко зафиксирован на поверх-ность электрода. Кроме того, следует отметить, что приготовленные биоими-таторы работали продолжительное время и не терял свою активность.

       При выборе электродов для биомиметического сенсора среди нескольких металлов наименее активным оказался Pb [54].

        За прошедшие годы были разработаны железопрофинисодержащие биомиметические сенсоры каталазного и пероксидазного типов [50, 95]. Было установлено, что разработанные биомиметические сенсоры по сравнению со своими биосенсорными аналогами обладают рядом технологических преимуществ. В качестве трансдьюсера были использованы Al-фольга и  Al-пластинка. Однако, развитие биосенсорной технологии на современном этапе позволяет по новому подойти к этой проблеме. В [50] было показано, что Pb оказался менее эффективным трансдьюсером, чем Al-фольга.

       С этой целью нами были проведены исследования с Pb-электродом.        Для проведения этих экспериментов были приготовлены водные растворы Н2О2 различных концентраций.  

      Результаты потенциометрического исследования каталазной активости TPhPFe3+OH/Al2O3//Pb биомиметического электрода, приготовленных путем склеивания смарт катализатора на Pb-электрод при помощи серебряной пасты, приведены на рисунках 3.6- 3.9.

        Из кривых рис.3.6- 3.9 можно заметить, что при проведении потенцио-метрических исследований каталазной активности биомиметического сенсора, приготовленного из Pb-электрода и смарт биомиметического материала – TPhPFe3+OH в начале эксперимента при добавления Н2О2 через несколько секунд все кривые достигают своего максимума. Затем электрохимический потенциал в системе биомиметический сенсор/Н2О2//Ag/AgCl/Cl продолжает  изменяться. Этот факт объясняется, скорее всего, протеканием каталазной реакции.

В исследуемых растворах нами было изучено изменение рН системы. Как показали результаты опытов, рН системы изменяется от кислой среды до нейтральной (рН = 6,8 фоновый раствор) при контакте исследуемых концентраций H2O2 в водном растворе с биомиметическим электродом TPhPFe3+OH/Al2O3/Pb. Это говорит о том, что при протекании каталазной реакции идет полное разложении H2O2 в исследуемых растворах.

Следовые концентрации H2O2 в водном растворе, можно обнаружить на разработанном биомиметическом сенсоре при пороге чувствительности 10-8 мас.% (рис.3.8). Показана возможность перехода к созданию биомиметических сенсоров, на примере Pb-электрода, где трансдьюсерами могут служить полупроводники.

Исследовании  Ag-электрода  дали положительные результаты. На основании экспериментов установлено, что в течение нескольких секунд, разработанный TPhPFe3+OH/Al2O3/Ag биомиметический сенсор, позволяет определить заданную концентрацию.

Целью настоящего исследования являлось изучение обнаружения следо-вых концентраций H2O2 в водном растворе TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag биомимети-ческого сенсора, а также порог чувствительности последнего.  

         Эти исследования также были посвящены изучению устойчивости приго-товленного биомиметического сенсора к воздействию окислителя (Н2О2), кото-рые позволят определить длительность его работы.

Опыты были проведены в реакционной среде, состоящей из различных концентрацийводных растворов Н2О2.Поэтому, нами были приготовлены искусственные смеси водных растворов Н2О2 от 1,0 до 10-8мас.%.

          Из кривых 2-5 рисунка 3.10 не трудно заметить, что для всех кривых на-чиная с 7-8-ой секунд каталазная реакция ускоряется, и значение электрохи-мического потенциала продолжает изменяться. Это означает, что с высокой скоростью протекает каталазная реакция.   

        Следует отметить, что во всех этих экспериментах использовался один и тотже TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag биомиметический сенсор, который не терял своей активности длительное время. Установлено, что воспроизводимость результа-тов и активность биомиметического сенсора сохраняется в течениевсех опытов. 

        Таким образом, проведены потенциометрические исследования каталаз-ной активности TPhPFe3+OH/Al2O3//Ag биомиметического сенсора, который позволяет обнаружить следовые концентрации H2O2 в водном растворе при пороге чувствительности 10-8мас.% (рис.3.10., кривая 4). На примере Ag-электрода показана возможность перехода к созданию биомиметических сенсоров, где трансдьюсерами могут служить полупроводники.

           

         Для обнаружения следовых концентраций Н2О2 в водных растворах нами были созданы и разработаны наиболее простые и дешевые в использовании потенциометрические биомиметические сенсоры обладающие экспрессностью и высокой чувствительностью.

         Вначале, для исследования каталазной активности биомиметического сенсора нами выбран простейший из ряда полупроводников, широко приме-няющийся в биоэлектронике – кремний. Используемый в экспериментах крем-ний был в виде пластинки размером 0,6х0,6см. Количество смарт материала – TPhPFe3+OHнанесенного на Si-электрод составлял 0,025мг. Температура в реакционной среде 220С.

        Результаты опытов, проведенные при различных концентрациях H2O2 приведены на рис.3.20. Из рисунка 3.20 четко видно, что  наличие пероксида водорода в системе приводит к изменению значения Е, причем повышение концентрации Н2О2 от 10-6 до 1мас.% увеличивает скачок электрохимического потенциала (рис.3.20, кривые1-4).

           Рассматривая кривые 1-4 не трудно заметить, что через несколько секунд все кривые достигают своего максимума. Затем электрохимический потенциал в системе биомиметический сенсор/Н2О2//Ag/AgCl/Cl продолжает изменяться до практического разложения Н2О2.

          Экспериментальные данные, связанные с определением высокой чувст-вительности разработанного биомиметического сенсора для определения следо-вых количеств Н2О2 в водном растворе показаны на рис 3.20, кривые 3, 4. Кривая 3 (10-6%-ная концентрация Н2О2) и кривая 4 (10-4%-ная концентрация Н2О2) через несколько секунд (2-5 сек.) достигают максимального значенияЕ и продолжают изменяться. Начиная с 50-ой секунды значение э.д.с. системы становится постоянной, следовательно, каталазная реакция прекратила свое протекание. Свидетельством того является тестирование рН-раствора: 

    - кривая 3 (10-6%-ная концентрация Н2О2) начальное значение рН 4,63, конеч-ное значение рН 6,3;

    - кривая 4 (10-4%-ная концентрация Н2О2) начальное значение рН 4,33, конеч-ное значение рН 6,4.

         Это связано с тем, что в этот промежуток времени концентрация Н2О2 в системе уменьшается, и кривые электрохимического потенциала  каталазной реакции приближаются к значению потенциала воды. Как известно [66,67, 187,188], в результате в системе последовательно протекают каталазная и электрохимическая реакции, которые можно представить в следующем виде: 

 

каталазная реакция

    2Н2О2      TPhPFe3+/Al2O3/Si  2Н2О + О2

                                     

                                                                                                                                  (5.1)                                                                                                                                                        

 

электрохимическая реакция

   О2 + 4е- + 2Н+    электрод         2ОН-

 

                                                                                                                                                                          (5.2)

 

        Согласно литературным данным пероксид водорода является слабой двух-

основной кислотой. Можно полагать, что в результате каталазной активности биомиметического сенсора рН раствора Н2О2 должно изменяться вследствие протекания реакций (5.1) и (5.2). Следовательно, если предложенные реакции имеют место на биомиметическом сенсоре, то, в конечном счете, рН раствора должен иметь меньшее значение, чем в начале эксперимента. В самом деле, проследив динамику изменения рН (во всех кривых рис.3.17) в системе было установлено, что в течении определенного времени значение рН раствора уве-личивается.

        На рис (5.1) представлен предполагаемый  механизм  каталазной реакции на поверхности биомиметического электрода.

        В итоге, проведены потенциометрические исследования каталазной ак-тивности биомиметического сенсора, приготовленного из Si-электрода и смарт биомиметического катализатора – TPhPFe3+OH/Al2O3. Разработанный биомиме-тический сенсор позволяет обнаружить следовые концентрации H2O2 в водном растворе при пороге чувствительности 10-6мас.% [1,56,58,172,174-177].

       Продолжая исследования по изучению физико-химических характеристик

биомиметического сенсора, разработанного на основе смарт биомиметического

материала (тетрафенилпорфирин железа), характеризующийся длительной стабильностью, высокой чувствительностью и воспроизводимостью, с возмож-ностью расширения диапазона определяемых следовых концентраций Н2О2 в водном растворе, нами были приготовлены два биомиметического элекрода с размером рабочей поверхности 0,3х0,3см. Приготовленный биомиметический элекрод содержал количество смарт материала 0,012мг.

Рис. 5.1.Предполагаемый механизм работы каталазного  биомиметического сенсора в электрокаталитическом  режиме.

 


         На рис.3.21-3.27 представлены экспериментальные данные, полученные при исследовании каталазной активности TPhPFe3+OH содержащего биоми-метического электрода, приготовленного путем нанесения на поверхность Si-электрода (размер 0,3х0,3см) при помощи серебряной пасты. Количество нане-сенного на поверхность Si-электрода TPhPFe3+OH составила 0,012мг. Опыты проведены в реакционной среде, состоящей из 1,0, 0,5, 10-2, 10-3, 10-4, 10-5, 10-6 мас.% Н2О2.  

        Результаты опытов, проведенные при различных концентрациях H2O2 приведены на совмещенном рис.3.28. Из совмещенного рисунка 3.28 четко видно, что  наличие пероксида водорода в системе приводит к изменению значения Е, причем повышение концентрации Н2О2 от 10-6 до 0,5мас.% изменяет скачок электрохимического потенциала (рис.3.28, кривые 1-7).

        Как видно из кривых 1-7 рис.3.28 при добавлении Н2О2 через несколько секунд во всех кривых наблюдается изменение электрохимического потенциа-ла. Затем электрохимический потенциал в системе биомиметический сенсор/Н2О2//Ag/AgCl/Cl продолжает изменяться. В дальнейшем значение э.д.с. системы становится почти постоянным (на рисунке не показано, см. табл.3.5.2), Практически Н2О2 полностью разложилась. Об этом свидетельствует тот факт, что измененяется рН системы, в исследуемом растворе. Результаты показали, что при контакте исследуемой концентрации H2O2 в водном растворе с биомиметическим сенсором TPhPFe3+OH/Al2O3/Si рН-системы измепяется от кислой среды до нейтральной (рН = 6.8, фоновый раствор). Это свидетельст-вует о полном разложении H2O2 в исследуемых растворах, путем протекания каталазной реакции.

         Таким образом, синтезированный биомиметический сенсор размером Si-электрода 0,3х0,3см и содержанием смарт материала TPhPFe3+ОН0,012мг проявляет активность в колебательном режиме и его чувствительность к различным концентрациям H2O2 была не очень высока. Предел чувствитель-ности на H2O2 составляет 10-6мас.%.  

       Изучалось также влияние температуры реакционной среды и количества смарт материала – TPhPFe3+ОН на каталазную активность биомиметического сенсора потенциометрическим методом. Для изучения каталазной активности  нами была использована предельно низкая концентрация H2O2 (10-6мас.%). Результаты экспериментальных исследований отражены на рис. 3.29 и 3.30. Наблюдаемые скачки электрохимического потенциала при различных коли-чествах смарт материала, при этом температура оставалась 220С, имеют одина-ковый характер (кривые 1 и 2 рис. 3.29), отличающиеся начальным значением потенциала. Для биомиметического сенсора с содержанием 0,025мг TPhPFe+3ОН (кривая 1) это значение составляет (-0,305мВ).Содержание 0,012мг смарт материала – TPhPFe3+ОН в биомиметическом сенсоре изменяет начальное значение потенциала и составляет (-0,14мВ).

        Изменение температуры реакционной среды до 40оС не меняет характера кривых (рис. 3.30, кривые  1 и 2), отражается на значениях электродного потен-циала. Для биомиметического сенсора с содержанием 0,025мг TPhPFe3+ОН (кривая 1) это значение составляет (-0,131мВ).Содержание 0,012мг смарт материала – TPhPFe3+ОН в биомиметическом сенсоре изменяет начальное зна-чение потенциала и составляет (-0,109мВ).

       В результате экспериментальных исследований было установлено, что независимо от количества смарт материала TPhPFe3+ОН и изменения темпера-туры не влияет на каталазную активность биомиметическиго сенора. Порог чувствительности составляет 10-6мас.% H2O2.               

       В следующей серии экспериментов, для обнаружения следовых концент-раций Н2О2 в водных растворах, нами использован не менее популярный (чем Si) в приготовлении химических датчиков, радиотехнике и т.д. полупроводник Те.

        На рис.3.12 показаны результаты потенциометрического исследования железопорфиринсодержащего биомиметического сенсора при низких концент-

рациях Н2О2 в водном растворе (0,1мас.%, 0,5мас.%, 1мас.%,).

        Как видно из рис.3.12 присутствие пероксида водорода, различной кон-центрации, в электрохимической ячейке во всех трех случаях в начале (менее секунды) приводит к резкому изменению значения потенциала системы. Такое изменение значения потенциала системы связанно, прежде всего, с формиро-ванием нового поверхносного слоя на границе сенсор – раствор.

          Во всех опытах наблюдается незначительное повышение рН в кислой среде, не доходя до нейтральной. В результате проведенных исследований было установлено, что порог чувствительности TPhPFe3+OH/Al2O3//Те биомиметичес-кого сенсора составляет 0,1мас.% H2O2.

           Наши исследования были связаны с поиском эффективного полупровод-ника для приготовления биомиметического сенсора, которая являлась основной задачей наших исследований. В рамках решения этой задачи нами использован наиболее распространенный полупроводник – Ge. Ge используется для изготов-ления диодов, триодов, кристаллических детекторов и силовых выпрямителей. 

Однако при использовании Ge в качестве подложки было обнаружено, при добавлении в систему Н2О2 приводит к растворению Ge. Поэтому исследование с использованием Ge были прекращены.

        В результате исследований было установлено, что из 3-х использованных (в качестве трансдьюсера) полупроводников Si, Те, Ge наиболее эффективным оказался Si.

        Таким образом, на основе железопорфиринового комплекса синтезирован устойчивый к окислению биомиметический сенсор каталазного типа. Трансдьюсером сентезированного биомиметического сенсора является доступ-ный и дешевый полупроводник – Si.

        Синтезированный биомиметический сенсор с количеством активной массы – TPhPFe3+OH 0,012мг и 0,025мг имеет предельную чувствительность к кон-центрацией Н2О2 в водном растворе равной 10-6мас.%.

       Измерениями рН-растворов (pH-tester ATCRo HS) и хроматографическим методом (хроматограф ЛХМ 80) определяли разложение Н2О2.

         Ниже приводятся хроматограммы и рН искусственно приготовленых смесей Н2О2 до и после реакции для различных концентраций пероксида водорода в водном растворе (рис. 5.2; 5.3; 5.4).

        Хроматографический анализ осуществлялся на хроматографе «ЛХМ-80» с использованием насадочной колонки при следующих условиях: длина колонки – 2м; внутренний диаметр – 3 мм; температура колонки - 1100С; температура испарителя – 1100С; температура детектора – 1100С; неподвижная фаза – Porapak Q; газ-носитель – аргон; расход газ-носителя 0,7 л/ч; ток детектора – 50 мА. Объем пробы вводимый в испаритель хроматографа равен  - 2 мкл. Разработанный TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметический сенсор в течении

a)                                                       б)

Рис.5.2 Хроматограмма искусственной смеси Н2О2 в водном растворе до и после реакции. Концентрация Н2О2  10-3 мас.%.:

 

б) после реакции рН=6.81

1. вода

2. Перевод чувствительности

      1:2 на 1:16

 

 а) до реакции  рН=4.11                  

  1. кислород                                          
  2. вода                                                   
  3. перевод чувствительности

1:2 на 1:16

 

 

a)                                                  б)

Рис.5.3 Хроматограмма искусственной смеси Н2О2 в водном растворе до и после реакции. Концентрация Н2О2  10-4 мас.%.:

 

 

б) после реакции рН=6.82

1. вода

2. Перевод чувствительности

     1:2 на 1:16

а) до реакции  рН=4.33                  

  1. кислород                                  
  2. вода                                          
  3. перевод чувствительности

1:2 на 1:16

 

 

 

 

 

      

 

a)                                                  б)

Рис.5.4 Хроматограмма искусственной смеси Н2О2 в водном растворе до и после реакции. Концентрация Н2О2  10-6 мас.%.:

 

 

 

б) после реакции рН=6.86

1. вода

2. Перевод чувствительности

     1:2 на 1:16

а) до реакции  рН=4.63                  

1     кислород                                  

2    вода                                          

3    перевод чувствительности

     1:2 на 1:16

Рис. 5.5 Изображение поверхности сканированного TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомимечиского сенсора на атомно-силовом микроскопе (до реакции).


длительного времени не терял своей активности как под воздействием окислителя (Н2О2) и его интермедиатов.

        На рис. 5.5 и 5.6 представлены снимки TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиме-тического сенсора, которые были сняты на атомно-силовом микроскопе до взаимодействия с пероксидом водорода и через 3 месяца после взаимодействия окислителя (Н2О2) и его интермедиатов.

        На рис. 5.6 показан снимок атомно-силового микроскопа TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора после опытов.  

        Как видно из рис.5.6 биомиметический сенсор практически оставался неизменным.

Рис. 5.6  Изображение поверхности сканированного  TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомимечиского сенсора на атомно-силовом микроскопе (после реакции).

 


     

         Продолжая исследования по изучению каталазной активности выше разра-ботанный биомиметический сенсор был использован в опытах для определе-ния следовых концентраций Н2О2 в водно-спиртовом растворе. 

         Используемый в этих опытах биомиметический сенсор содержал актив-ную  массу – TPhPFe3+ОН в количестве 0,025мг.

         Вначале исследования проводились в реакционной среде состоящей из   0,5мас.% водного раствора этилового спирта, затем в этот раствор добавляли Н2О2 различных концентраций (рис.3.32). 

          Для проведения исследований нами был измерен электродный потенциал  0,5мас.% водного раствора этилового спирта. Была получена величина полностью совпадающая с потенциалом бидистиллированной воды. В результате этих опытов было установлено, что водно-спиртовой раствор к биомиметическому сенсору практически инертен (рис.3.32, кривая 1). Из кривой 1 видно, что величина электрохимического потенциала в зависимости от времени остается неизменной. Однако при добавлении в этот раствор 0,5мас.% Н2О2 через 2-3 секунды наблюдается скачок электрохимического потенциала от (-0,2мВ)до (-0,238мВ),чтозначительно превышаетзначение электрохимического потенциала водно-спиртовой раствор. Затемна5секундевеличина потенциала достигает своего максимума и в дальнейшем продолжает изменяться (кривая 1). Связано это с тем, что с 8-ой секунды с высокой скоростью начинает протекать каталазная реакция.               

          Были проведены опыты, для потенциометрического исследования каталазной активности биомиметического сенсора в реакционной среде состоящей из 0,5мас.% C2H5OH и 10-4мас.%-ного водного раствора Н2О2. Результаты  приведены на рис.3.33. Как видно из рис. 3.33 фоновый водно-спиртовой  раствор имеет электрохимический потенциал (-0,191мВ) и оставался неизменным длительное время (кривая 1). Однако наблюдаемый скачок (рис.3.33, кривая 1) электрохимичкского потенциала (при добавлении 10-4 мас.%-ной Н2О2) свидетельствует о высокой чувствительности приготовлен-ного биомиметического сенсора в данной реакционной среде.

      На рисунках 3.35 и 3.36 приведены  результаты опытов проведенные при различных концентрациях H2O2. Содержание этилового спирта в воде оставалось постоянным и составляло 0,5мас.% и 0,1мас.%. Рассматривая кривые 2,3,4 рис. 3.35 не трудно заметить, что через несколько секунд все кривые достигают своего максимума. Затем электрохимический потенциал в системе биомиметический сенсор/Н2О2//Ag/AgCl/Cl продолжает изменяться. Этот факт объясняется, скорее всего, протеканием каталазной реакции.

       Учитывая, что одним из основных показателей биомиметических сенсоров является их чувствительность к следовым концентрациям определяемых им ве-

ществ т.е. порог чувствительности.

        Для выяснения этого нами были проведены специальные опыты потенцио-метрического исследования каталазной активности биомиметического сенсора в реакционной среде состоящей из 10-4мас.% C2H5OH (постоянная концент-рация) и от 0,1 до 10-4мас.%-ного водного раствора Н2О2. Результаты этих исследований приведены на рис. 3.36. Как видно из рис. 3.36 в зависимости от концентрации пероксида водорода все кривые (кривые 2-4) имеют определен-ный скачок электрохимического потенциала в начале эксперимента. Затем начиная с 10-ой секунды значения электрохимического потенциала в последую-щем продолжают изменяться, что видимо связано с протеканием каталазной  реакции и по всей видимости наряду с этим протекает и пероксидазная реакция, которые взаимосвязаны между собой и носят когерентно-синхронный характер.  

         Для проведения этих опытов нами был использован биомиметический сенсор, в котором в качестве смарт материала использовался TPhPFe3+OH, трансдьюсером был устойчивый к окислителям полупроводник Si.

         Опыты проводились с целью апробации каталазного биомиметического сенсора в определении следовых концентраций этанола в водных растворах.

         Опыты по определению следов этанола в водных растворах проводили в электрохимической  ячейке состоящего из электрода сравнения (Ag/AgCl-) и TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора. Фоновым раствором служила  бидистиллированная вода.

Для этого были приготовлены водно-спиртовые растворы с содержанием спирта от 10-6 до 0,5мас.%.

Со всеми этими растворами был исследован TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметический приготовленный по выше описанной методике.

Для проведения этих исследований был использован биомиметический  сенсор с содержанием 0,025мг смарт материала – тетрафенилпорфирина железа (количество, при котором было определен порог чувствительности к Н2О2 в водном растворе). Данные опытов сравнивались с электродом без имитатора.  Во всех опытах исследования сначала проводились в реакционной среде состоящей из водного раствора спирта, затем в этот раствор добавляли водный раствор  Н2О2.

На рис. 4.1 представлены результаты экспериментальных исследований,  где в электрохимической ячейке содержание этилового спирта в водном раст-воре составляло 0,5мас.% (кривая 1). Электрохимический потенциал 0,5мас.% водно-спиртового раствора в зависимости от времени остается неизменным и составлял (-0,214мВ).

Из кривых рис. 4.1, видно, что величина электрохимического потенциала в зависимости от времени значительно превышает (кривая 2) значение ΔЕ для водно-спиртовых растворов в отсутствии Н2О(кривая 1). Как видно из кривой 2 рис.4.1 биомиметический сенсор  на начальном этапе эксперимента проявляет наибольшую пероксидазную активность с максимальным значением электро-химического потенциала (-0,291мВ) при τ =3с. Затем это значение достигает максимума ΔЕ=(-0.301мВ) при τ =15с, после чего его значение продолжает  изменяться.

        В следующей серии экспериментов проводилось исследование по изучению пероксидазной активности TPhPFe3+OH/Al2O3//Si биомиметического сенсора в реакционной среде, содержащей 0,1мас.% С2Н2ОН.

         Как видно из рис. 4.2 использование 0,1мас.% С2Н2ОН не меняет характера изменения электрохимического потенциала он оставался таким, как и при использовании 0,5мас.% С2Н2ОН в водном растворе. Разница состоит в том, что начальное значение электрохимического потенциала составило            (-208мВ) против (-0,214мВ). 

         Из рис. 4.2 также можно заметить, что биомиметический сенсор на начальном этапе эксперимента проявляет наибольшую пероксидазную актив-ность с максимальным значением электрохимического потенциала (-0,274мВ) при τ =7с. Затем это значение достигает максимума ΔЕ=(-0,285мВ) при τ =15с.

По похожему наиболее вероятному механизму каталазной реакции  протекает пероксидазная реакция рис.5.7.

         В исследуемой электрохимической системе наряду с каталазной реакцией синхронно протекает и пероксидазная реакция. Эти две когерентно-синхронизированные реакции взаимодействуют между собой через общий интермедиат TPhPFe3+ОOH/Al2O3, который образуется в обеих для этих синхронных реакций стадиях.

Рис.5.7. Предполагаемый механизм работы пероксидазного

биомиметического сенсора в электрокаталитическом  режиме.

    


Необходимо добавить, что передаваемый на активный центр биомиметического электрода протон может быть заменен на Н+ из объема реакционной среды.

Вероятные представления о путях реализации каталазной и пероксидазной реакций в электрохимическом режиме дают их механизмы. От соотношения скоростей взаимодействия пероксида водорода и этилового спирта с поверхностным интермедиатом зависит соотношение образующихся по обеим реакциям продуктов – кислорода и СН3СНО.

        Как было отмечено выше синтезированный биомиметический сенсор проявлял высокую чувствительность и в течение длительного времени не теряли своей активности как под воздествием окислителя  и его интермедиатов, так и конечных продуктов распада Н2О2 и  окисления этилового спирта.

Следующая серия экспериментов была  посвящена определению порога чувствительности  разрабатываемого  биомиметического сенсора для анализа  микроколичеств С2Н5ОН.

В реакционной среде содержащий 10-4мас% этилового спирта и 0,1мас.% Н2О2 проведены исследования с  TРhPFe3+ОН/Al2O3//Si  биомиметическим сенсором. Результаты  приведены на рис.4.3.

Как видно из рис. 4.3 фоновый водно-спиртовой раствор имеет электро-химический потенциал (-0,212мВ) и оставался неизменным длительное время (кривая 1). Однако наблюдаемый скачок (рис.4.3, кривая 2) электрохими-ческого потенциала (при добавлении 10-4мас.%-ной Н2О2) свидетельствует о высокой чувствительности приготовленного биомиметического сенсора в данной реакционной среде. Следует отметить, что разработанный биомимети-ческий сенсор проявляет высокую чувствительность и может обнаружить самую низкую концентрацию С2Н5ОН в водном растворе в количестве 10-4 мас.%.

 

 

 

 

 

 

 

 

В Ы В О Д Ы

  

  1. Разработанный на основе смарт биомиметического материала (тетрафенил-порфирин железа) и полупроводника – Si, биомиметический сенсор  характеризуется длительной стабильностью, высокой чувствительностью и воспроизводимостью, с возможностью расширения диапазона определяе-мых следовых концентраций Н2О2 в водном и водно-спиртовом растворах.
  2. Установлено, что для контакта смарт материала с трансдюсером эффектив-ным средством является серебрянная паста.
  3. Синтезированный TPhPFe3+ОН/Al2O3//Si каталазный биомиметический сен-сор проявляет активность в колебательном режиме и позволяет определить следовые концентрации Н2О2 и предельную чувствительность к концентра- ции Н2О2 в водном растворе составила величину равную 10-6 мас.%.         
  4. Разработанный TPhPFe3+OH/Al2O3//Si каталазный биомиметический сенсор в исследуемой электрохимической системе, в водно-спиртовом растворе имел предельный порог чувствительности к Н2О2 10-4%.
  5. При апробировании каталазного биомиметического сенсора на перокси-дазную активность, было установлено, что Si-электрод с ТРhPFe3+OH проявляет высокую чувствительность и позволяет обнаружить этиловый спирт в водном растворе в количестве равном 10-6 мас.%.         
  6. Предложен наиболее вероятный механизм каталазной и пероксидазной реакции, протекающий на поверхности биомиметического электрода.
  7. Синтезированный биомиметический сенсор в течение длительного времени (не менее 6 месяцев) не терял своей активности как под воздействием окислителя  так и его интермедиатов.

 

 

 

 

СПИСОК ИСПОЛЬЗОВАННОЙ ЛИТЕРАТУРЫ:

  1. Məlikova N.N., Əli-zadə N.İ., Nağıyev T.M. Biomimetik elektrodun hazırlanma üsulu. Azərb.Respub. Patenti. № I 2018 0017.  02.05.2018
  2. Агамамедова Л.М., Аббасова М.Т., Нагиев Т.М. Пероксидазно-мимети-ческий сенсор для определения низких концентраций этанола в водных растворах //Журнал Физической химии, 2002, т.76, №12, с.2194-2198
  3. Агамамедова Л.М., Аббасова М.Т., Нагиев Т.М.. Пероксидазно-миме-тический сенсор для определения низких концентраций этанола в водных растворах. //Журнал физической химии, 2002, том 70, № 12, с.2194-2198.
  4. Агамамедова Л.М., Нагиев Т.М., Аббасова М.Т и др. Каталазный мимети-ческий сенсор //Изв. АН Азерб., Серия Биол. наук, 1999, №1-6,   с. 17-23
  5. Адаменко Г.В., Бурак И.И., Колков М.А. Методика определния спирта этилового методом газожидкостной хроматографии. //Вестник ВГМУ, т.13, №4, 2014, стр.178-183.
  6. Алферов В.А., Арляков В.А., Каманин С.С. Определение содержания углеводов и спиртов в полупродуктах спиртовых Производств с исполь-зоваием биосенсоров. Известия Тульского Государственного Универ-ситета. Естественные науки, №2, 2010.
  7. Андрианов Н.В., Корнец Л.З. Цитохром Р-450 и охрана окружающей среды //Тез. Докл. Новосибирск, 1987, с.43.
  8. Андрианов Т.З., Базанов В.Г., Березин М.И., и др. Успехи химии порфиринов. /Под.ред. О.А. Голубчикова: В Зт.-СПб.: Изд-во НИИ химии СПбГУ, 2001, c.359.
  9. Аршинов А.Н., Томин Ю.А., Косяков А.А. и др. Реактор для  получения кислорода из перекиси водорода. Жур. электрохимия, М. 1977, №75, с.13.
  10. Аскаров К.А., Березин Б.Д., Быстрицкая Е.В. и др. Порфирины: спектро-скопия, электрохимия, применение. М.:Наука, 1987.-384с.
  11. Аскаров К.А., Березин Б.Д., Евстигнеева Р.П. и др. Порфирины: структура, свойства, синтез. М.:Наука, 1985,-ЗЗЗс.
  12. Базанов М.И., Березин Б.Д., Березин Д.Б. и др. Успехи химии порфиринов. Т.2. -СПб.: Изд-во НИИ химии СПбГУ, 1999, c.336.
  13. Баталова Т.А. Учебное пособие/Ферментные электроды. Благовещенск, 2008
  14. Березин Б.Д. Координационные соединения порфиринов и фталоцианина. М.: Наука, 1979, 280 с.
  15. Березин Б.Д., Металлопорфирины. // М.: Наука, 1988, с. 160.
  16. Блюменфельд А.А., Гемоглобин и обратимое присоединение кислорода. //М.: Сов. Наука, 1957, с.138
  17. Будников, Г.К. Что такое химические сенсоры /Г.К. Будников //Соросовский образовательный журнал. – 1998, № 3. c.72 – 76.
  18. Буеверов А.О. Оксидативный стресс и его роль в повреждении печени. //Российский журнал гастроэнтерологии, гепатологии, колопроктологии. Материалы VII Российской конференции «Гепатология сегодня». 2002, №4, т.12, стр. 21-25.
  19. Бурахта В.А., Камалова С.Ш. Полупроводниковые сенсоры для потенцио-метрического определения витаминов. 2 Всеросийская конференция “Ана-литические приборы” Санкт-Петербург, 27 июня-1 июля, 2005.
  20. Бутлеров А. О химическом строении веществ. //Ученые записки Казанско-го университета (отд. Физ. Мат. И мед.наук), Вып.1, отд.1, 1862, стр.1-11.
  21. Ван М., Жуан Ж., Дай Ж., Дан Шиао Амперометрический сенсор этанола с электродом из губчатого никеля //Электрохимия. Том 47, №1, 2011, стр.103-108.
  22. Варфоломеев С. Д., Литвинова М. "Ферменты - самые понятные катали-заторы" //Химия и жизнь. - Москва, 2000, №10, с.8-14.
  23. Варфоломеев С.Д. Биосенсоры //Соровский Образов. Журнал, 1997, №1, с.45-49.
  24. Варфоломеев С.Д. Химическая энзимология. (Классический универси-тетский учебник). М.: Издательский центр "Академия", 2005. — 472с.
  25. Владимиров Ю.А. Лазерная терапия: Настоящее и будущее. //Соросовский Образовательный журнал, №12, 1999, стр. 2-8.
  26. Власов Ю.Г. и др Химические сенсоры и их системы //Журнал аналити-ческой химии. 2010, Т. 65, № 9, c.900 – 919.
  27. Габсабирова Р.Р. Амперометрические пероксидазные сенсоры на основе графитовых электродов для оценки загрязнения окружающей среды. //"Казанский Государственный Университет им.В.И.Ульянова-Ленина" Министерства образования и науки Российской Федерации. Казань, 2003.
  28. Газовый сенсор и метод измерения кислорода в газовых смесях. Пат: 19756894. Германия. МПК6G 01 № 27/403, 1999 г.
  29. Гроссе Э., Вайсмантель Х. Химия для любознательных. //Издательство «Химия», Ленинград, 1979, с.21.
  30. Гузенко Л.В., Панталер Р.П., Авраменко Л.И., Бланк А.Б.  Экспрессное полуколичественное определение ванадия в водах. Жур. Аналит. Химии, 1988г, т.53, №11, стр. 1189-1193.
  31. Дергунов А.В. Зависимость биохимического состава и качества ликерных вин от сортовых особенностей винограда и природы спиртующего агента. //Виноделие и виноградарство. №4, 2015, стр.30-34.
  32. Диксон М., Уэбб Э. Ферменты. М.: Мир, 1982. Т. 1. 389 с. 
  33. Евтюгин Г.А., Будников Г.К., Никольская Е.Б Биосенсоры для определения ингибиторов ферментов в окружающей среде.  //Успехи Химии, 1999, т. 68, вып.12, стр. 1142-1167.
  34. Егоров А.А. Систематика, принцип работы и области применения датчи-ков. // Журнал радиоэлектроники.  №3, 2009, стр.3.
  35. Ельская А.В., Сандровский  А.К.  Биосенсор для определения субстратов и ингибиторов ацетил- и бутирилхолинэстераз на основе  ионоселективного полевого транзистора. Журнал Аналитической Химии, 1992г., том 47, вып.5. стр.882-884. 
  36. Ермолаева Т.Н., Калмыкова Е.Н. Пьезокварцевые сенсоры: аналитические возможности и перспективы: монография /Липецк: ЛГТУ, 2007, 190с.
  37. Звягин А.А.Шаношник А.В.Рябцев С.В.Шапошник Д.А., и др.  Опре-деление паров ацетона и этанола полупроводниковыми сенсорами //Журнал аналит. Химии. Том 65, №1, 2010, стр.96-100
  38. Зимина Т.М., Лучинин В.В. От сенсоров к микроаналитическим системам. М.: Техносфера, 2005, с.302
  39. Золотов Ю.А., Иванов В.М., Амелин В.Г. Химические тест-методы анализа. М.: Едиторал УРСС, 2002.
  40. Илюхин А.В., Марсов В.И., Колбасин А.М., Беляков А.Б. Полупровод-никовые датчики давления на кремниевой основе. Институт Государст-венного управления права и инновационных технологий (ИГУПИТ). Интернет-журнал “Науковедение” №4, 2013. 
  41. Караева А.Р., Лазарева Е.С., Жукова  Е.А. и др. Углеродные нанотрубки, синтезированные из одноатомных спиртов, для армирования полимеров. //Известия ВУЗ. Серия Химия и Хим. технология. 2017,  Т.60(9) стр. 17-22
  42. Каттралл, Р. Химические сенсоры /Р. Каттралл. – М.: Научный мир, 2000. c.144.
  43. Келети Т. Основы ферментативной кинетики. М.: Мир, 1990. 350 c.
  44. Клячко Н.Л. Ферменты – биологические катализаторы: Основные прин-ципы действия //Соросовский Образовательный Журнал. 1997, № 3. c. 58–63.
  45. Кнунянц И.Л. Химическая энциклопедия //Большая Российская энцикло-педия, 1992. Е.3. с.245-249
  46. Колотуша С.С., Лебедко Г.П. и др. Обзорная информация. Приборы, средства автоматизации и системы управления. ТС-4. Вып.2. М., 1989, с.67.
  47. Кравцов А.А., Сысоев И.А., Блинов А.В. и др. Исследование влияния природы растворителя на структуру и фазовый состав наноразмерного диоксида титана. //Известия ВУЗ Северо-Кавказский регион. Серия Естественные науки. 2015, №2(186), стр.62-65.
  48. Куан С.С. Тилболт Дж. Дж. Биосенсоры; основы и приложения. М.:1988, с.76.
  49. Кулис Ю.Ю., Швирмискас Г.Ю. Биоэлектрокатализ. Перенос электронов с активного центра цитохрома В5 на органические металлы //Докл. АН СССР, 1989, т.245, №1, с.137-142.
  50. Курбанова Л.М. Физико-химические особенности каталазного и перок-сидазного биомиметического сенсора: Дис. На соискание уч. Степени д.ф.х.н, Буку, 2011, 147 с.
  51. Лагутина Е.М., Храмов Д.А., Коляда М.Н., Берберова Н.Т. Влияние триметилоловохлорида на разложение пероксида водорода в присутствии гемина //Вестник АГТУ. 2007. №2(37), стр. 189-193.
  52. Левин Б.М. Социальные факторы потребления алкогольных напитков. //Алкоголь и здоровье населения России. М.: Рос. Ассоциация общ. здоровья, 1998, стр.248-265.
  53. Леенсон И. Пероксид водорода.

http://slovari.yandex.ru/dict/krugosvet/article.htm

  1. Лениниджер А.Л. Биохимия.b/Пер. с англ. Под ред. Баев А.А. и Варшавского Я.М.: Мир, 1974, c.957
  2. Лукачева Л.В.,  Закемовская А.А., Карякина Е.Е., Нетрусов А.И., Карякин А.А. Определение глюкозы и лактозы  в продуктах питания с помощью биосенсоров на основе Берлинской лазури. Журнал Аналитической   Химии, том 62, №4, 2007, стр.429-435.
  3. Меликова Н.Н Биомиметический сенсор каталазного и пероксидазного типов на основе кремниевого электрода. //Dedicated to the 92nd Anniversary of the National leader of Azerbaijan, Heydar Aliyev III International scientific conference of young researchers 1stBook Qafqaz University 17-18, April 2015, Baku, Azerbaijan P.203-205
  4. Меликова Н.Н. Исследование каталазной активности TPhPFe(III)/Al2O3/Pb в биомиметических сенсорах. //1st International Scientific Conference of young scientists and specialists Book of Abstracts 15-16 October, 2014, Baku/Azerbaijan, p.427-429
  5. Меликова Н.Н., Али-заде Н.И., Асадзаде А.А., Нагиев Т.М. Исследование полупроводниковых материалов для биомиметического электрода //AMEA-80 Kimya Elmləri Bölməsi M.Nağıyev adına Kataliz və Qeyri-üzvi Kimya İnstitutunun 80 illik yübileyinə həsr olunmuş Respublika Elmi Konfran-sının materialları, 15-16 noyabr, Bakı-2016, səh.135-136.
  6. Меликова Н.Н., Нагиев Т.М. Биомиметические сенсоры для определения пероксида водорода в водном растворе //Akademik M.F.Nağıyevin 105 illiyinə həsr olunmuş elmi konfransın materialları. 1 cild. Bakı, 2013. s..52-54
  7. Меликова Н.Н., Т.Г.Валиева, Н.И.Али-заде, Т.М.Нагиев Биомимети-ческий каталазный сенсор для определения следовых концентраций пероксида водорода  //Аз.Хим.Журнал № 4, 2014, стр.18-21.
  8. Менгазетдинов Д.Э., Карузина И.И., Арчаков А.И. Инактивация цитохрома Р-450 перекисью водорода, образующейся в каталитическом цикле при распаде пероксикомплекса //Журн. биохимия, 1999, т.54, вып.7, с. 1102-1107.
  9. Метелица Д.И. Моделирование окислительно-восстановительных фер-ментов //Минск: Журн. Наука и техника, 1994, с.25-40.
  10. Метелица Д.И. Окислительно-восстановительные металлофермен­ты и их модели // Черноголовка. 1992, ч.1, с. 39–52.
  11. Метелица Д.И. Цитохром Р-450 эффективный катализатор окисления органических соединений перекисями //Успехи химии, 1997, т.50, №11, с.2019-2048.
  12. Нагиев Т.М. Иммитационное моделирование ферментативного катализа. Журнал Физической Химии, 1996, т.70, №6, с.967-976.            
  13. Нагиев Т.М. Химическое сопряжение в реакциях окисления перекисью водорода. Хим.Физика, 1983, №6, с. 823-832.
  14. Нагиев Т.М. Химическое сопряжение. М. Наука, 1989, 216с., №12, с. 2261-2265.
  15. Нагиев Т.М., Аббасова М.Т. Окисление метана пероксидом водорода в метанол на нанесенном гематиновом катализаторе //Журн. Физической химии, 1997, т.71, с.1088-1092
  16. Нагиев Т.М., Аббасова М.Т., Баба-заде С.Н. и др. Физико-химические особенности каталазно-имитационных сенсоров. Журнал Физической Химии, 1999, т.73. стр.126
  17. Нагиев Т.М., Аббасова М.Т., Баба-заде С.Н. и др. Физико-химические особенности каталазно-имитационных сенсоров // Журн. Физ. хим., 1999, т.73, № 12, с. 2261–2265.
  18. Нагиев Т.М., Зульфугарова С.З., Нагиева З.М. Исследование механизма индуцирующего действия перекиси водорода на реакцию окисления                   //Азерб. Хим. Журн., 1980, № 6, с.161.
  19. Нагиев. Т.М., Зульфугарова С.З., Шихиев Ю.М. Активация и стабили-зация неорганических стабилизаторов каталазной реакции //Вест.Моск.ун-та, Сер. Химия, ч.2, 1992, т.33, №2, с.134-140.
  20. Нагиев. Т.М., Зульфугарова С.З., Шихиев Ю.М. Сопряжение окисления этилового спирта перекисью водорода в присутствии геминсодержащих катализаторов // Вест.Московского университета, Сер.2, Химия, 1991, т.32, №6, с.587-590.
  21. Назарова Т.С., Грабецкий А.А., Лаврова В.Н. Химический эксперимент в школе. М., «Просвещение». 1987. С.52-56
  22. Неизвестный И.Г. Полупроводниковые нанопроволочные сенсоры //Микроэлектроника. Т.38, №4, 2009, стр.243-259.
  23. Немцов А.В. Качество статистических показателей смертности при отравлении алкоголем в России. //Общ. Здоровье и профилактические заболевания. 2004, №2, стр.19-28
  24. Нужный В.П. Анализ роли некачественных, фальсифицированных и суррогатных алкогольных напитков в формировании феномена  высокой алкогольной смертности в Российской Федерации. //Алкогольная болезнь. 2004, №5, стр.1-18.
  25. Нужный В.П. Механизмы и клинические проявления токсического действия алкоголя. Руководство по наркологии. //Под ред. Иванца. М.:Медпрактика, 2002, т.2, стр.74-94. 
  26. Пат. 4399099 США
  27. Подлепецкий Б.И. Чувствительные элементы датчиков на основе полевых транзисторов со структурой электрод-диэлектрик-полупроводник. //Датчи-ки и системы. №3, 2010, стр.66-77.
  28. Полторак О. М. Катализ. М.: Издательство МГУ. 1997, с.264-272.
  29. Полторак О. М. Катализ. М.: Издательство МГУ. 1997, с.7-38.
  30. Полторак О.М., Веселова М., Чухрай Е.С. Адсорбция гематина на твердых носителях // Журн. Физ.химия, 2003, т.77, №8, с.1520-1524.
  31. Полторак О.М., Чухрай Е.С.  Каталитическая активность гемина адсорби-рованного амомогеле //Вест.Московского университета, Сер.Химия, ч.2, 1989, №6, с.8
  32. Полторак О.М., Чухрай Е.С. О механизме действия каталазы. //Вест. Моск. ун-та, Сер.Химия, ч.2, 1991, №6, с.656-661.
  33. Полторак О.М., Чухрай Е.С. Физико-химические основы фермента-тивного катализа. М.: Высшая школа, 1991, 209 с.
  34. Пратт Дж. Методы и достижения биоэнергетической химии. М.: Мир, 2001, с.132–252.
  35. Раков Э.Г. Нанотрубки и фуллерены. Учебн. пособие. М.: Универси-тетская книга. Логос. 2006.
  36. Рогожин В.В., Рогожина Т.В. Биосенсоры и Биочипы. Сенсоры настоящего и будущего биотехнологий. Журнал Современная Наука Теория и Практика. Издательство Байкальский Государственный Университет (Иркутск) №1 (8), 2015, с.74-89.
  37. Розанов А.С., Котенко А.В., Акбердин И.Р., Пельтек С.Е. Рекомбинантные штаммы Saccharomyces cerevisiae для получения этанола из растительной биомассы. //Вавиловский журнал генетики и селекции. 2014, т.8, №4-2, стр. 989-998.
  38. Роко М.К., Уильса Р.С., Аливасатова П. Нанотехнология в ближайшее де-сятилетие. Прогноз направления исследований. Пер. с англ. М.: Мир, 2002.
  39. Романовский Б.В., Киреев С.Г. Влияние носителя на свойства тетрафенил-порфиринкобальта (II), закрепленного на силикагеле //Журн. физической химии.1997, вып.1, с.218-219.
  40. Сардарлы Н.А., Агамамедова Л.М., Ализаде Н.И и др. Исследование  пероксидазной активности усовершенствованных биомиметических электродов. //III международная научная конференция «Тонкий Органи-ческий Синтез и Катализ», посвящ. 85-летнему юбилею Азерб. Государст-венной Нефтяной академии. Тезисы докладов. Баку, 2005, с.229–230.
  41. Неумакин И.П. Перекись водорода. На страже здоровья. 3-е переработанное издание. Москва-Санкт-Петербург-2012. 189 с.
  42. Сардарлы Н.А., Нагиев Т.М Физико-химические особенности железопор-фиринсодержащих электродов  в биомиметических сенсорах каталазного и пероксидазного типов //Журнал Физической Химии, 2009, т. 83, №8, с.1–5.
  43. Сардарлы Н.А., Нагиев Т.М. Биомиметические  пероксидазные сенсоры для определения следовых количеств этилового спирта //Азерб. хим. журн. 2008, №2, с.27–32 .
  44. Современные проблемы фотосинтеза /Сб.статей, М.: Издательство. МГУ, 1993, с.85,175.
  45. Соколова Л.Ф., Арефьева Л.И., Пархач М.Е. Стабилизация водных раство-ров пероксида водорода. Фармация. 1987, №4. С.74-76.
  46. Солдатова, Л.С. Особенности получения нанокомпозитных материалов для иммобилизации и фракционирования биологических веществ в молекуляр-ной биологии, генной инженерии и пищевой промышленности /Л.С. Солдатова, О.О. Бабич, Н.А. Масунов, А.Ю. Просеков //Роснанотех-2009: сб. науч. работ.- Москва, 2009.- С. 810-811.
  47. Солдатова, Л.С. Ферментный биосенсор на основе наночастиц Fe3O4 для экспресс-анализа глюкозы при контроле качества пищевых продуктов //Сборник тезисов докладов участников IV Всероссийской конференции обучающихся «Национальное достояние России».- 2010.- С. 891-892.
  48. Супрун Е.В. Пероксидазные и холинэстеразные сенсоры на основе модифицированных графитовых. Диссертация на соиск. Ученой Степени к.х.н. //"Казанский Государственный Университет им.В.И.Ульянова-Ленина" Министерства образования и науки Российской Федерации. Казань, 2004.
  49. Сухарев В.Я., Мясников И.А. Журнал физ. Химии. 1986, т.60, №10, с.2385.
  50. Т.М.Нагиев, М.Т.Аббасова, С.Н.Баба-заде, и др. Физико-химические особенности каталазно-имитационных сенсоров. //Журнал физической химии,1999, том 73, № 12, с.2246-2250.
  51. Тихонов Б,Б., Стадольникова П. Ю., Сидоров А. И. и др. Исследование свойств мультиферментных систем на основе оксидоредуктаз. //Вестник Тверского Государственного Университета. №4, 2015. С.84-90.
  52. Уингар мл. Л.Б. Биосенсоры: основы и приложения. М.: Мир, 1992, 131с.
  53. Файгель Ф. Капельный анализ органических веществ. М.: Госхимиздат, 1962.
  54. Файгель Ф., Ангер В. Капельный анализ неорганических веществ. Т. 1, т. 2. М.: Мир, 1976.
  55. Фершт Э. Структура и механизм действия ферментов. М.: Мир, 1980. Т. 1. 432 с.
  56. Фридович И. Свободные радикалы в биологии. М.: Мир, 1989, с.272-308.
  57. Хачковский А.В. Проект узла синтеза этанола: дипломный проект /А.В. Хачковский; Национальный исследовательский Томский политехничес-кий университет (ТПУ), Институт природных ресурсов (ИПР), Кафедра технологии органических веществ и полимерных  материалов. Рук. Л.С.Сорока, Томск, 2016
  58. Чмиленко Ф.А., Коробова И.В., Микуленко О.В. Потенциометрические сенсоры для определения водорастворимых полиэлектролитов //Журнал Аналит. Химии, 2008, Т.63, №6, с.645-650
  59. Шадрина А.А., Малев В.В., Никифирова Т.Г.Зигель В.В. Использование нанокомпозитов на основе поли (3,4-этилендиокси-тиофена) в ферментных амперометрических биосенсорах. //Вестник Санкт-Петербургского Университета. Серия 4. Физика. Химия. №2, 2013, стр. 97-105.
  60. Шамб У., Сеттерфилд Ч., Вентворе Р. Перекись водорода. Пер. с англ. М. 1958. С.15-50
  61. Шеховцова Т.Н. Ферменты: Их использование в химическом анализе. //Соросовский образовательный журнал, том 6, №1, 2000, стр. 44-48.
  62. Шилов А. Е.. Биомиметика //Химия и жизнь. Москва, 2000,  №10, c.15
  63. Шкотова Л.В., Сластья Е.А., Жилякова Т.А. и др. Амперометрический биосенсор для анализа этанола в вине и виноградном сусле в процессе ферментации //Украинский Биохимический Журнал. 2005, т.77, №1, с.96-103.
  64. Штыков, С.Н. Наноматериалы и нанотехнологии в химических и биохи-мических сенсорах: возможности и области применения //Рос. химический журнал (Журнал  Рос. хим. об-ва Д.И. Менделеева). 2008,  Т. LII, № 2, С. 92 – 100.
  65. Abbaspour Abdolkarim, Iradyar Anahita. Carbon nanotude composite coated platinum electrode for detection of Cr(III) in real samples //Talanta. 2007, v.71, №2, p.887-892.
  66. Abdulazeez T. Lawal. Synthesis and utilization of carbon nanotubes for fabrication of electrochemical biosensors. //Materials Research Bulletin. Vol. 73, January 2016, p. 308-350.
  67. Allen B.L.,Kichambare P.D. and Star A. 2007.  Carbon nanotube field-effect-transistor-based biosensors. Advanced Materials 19, 1439-1451.
  68. Anqi Zhang and Charles M. Lieber. Nano-Bioelectronics. //American Chemical Society 2016, 116 (1), pp 215–257.
  69. Anthony P.F. Turner  Biosensors: sense and sensibility. //Chemical Society Reviews 2013, vol.42, №8, p.3175-3648.
  70. Arya H., Kaul Z., Wadhwa R., Taira K., Hirano T. and Kaul S.C. 2005. Quantum dots in bio-imaging: Revolution by the small. Biochemical and Biophysical Research Communications 329, 1173-1177.
  71. Basant Elsebai, Mariana Emilia Ghica, Mohammed Nooredeen Abbas, Christopher M.A. Brett. Catalase based hydrogen peroxide biosensor for mercury determination by inhibition measurements. //Journal of Hazardous Materials. Vol. 340, 15 October 2017, p. 344-350.
  72. Battison F.M., Ramseyer J.P., Lang H.P., Baller M.K., Gerber C. A chemical sensor based on a microfabricated cantilever array with simultaneous resonance-frequency and bending readout. //J. Sensors and Actuators B77, 2001, p.122.
  73. Baughman R.H., Zakhidov A.A. and de Heer W.A. Carbon Nanotubes – The Route Towards Applications. //Science 297, 2002, p.787-792
  74. Berlowska Joanna, Pielech-Przybylska Katarzyna, Balcerek Maria, Cieciura Weronika et all. Integrated Bioethanol Fermentation/Anaerobic Digestion for Valorization of Sugar Beet Pulp //Energies. Vol.10, Issue 9, 2017, p.1255.
  75. Carmen Kocot, Aline R. Schindler, Alexander Le Blanc, Michael Schmalenberg et al. Biomimetic biosensor to distinguish between inhibitory and non-inhibitory factor VIII antibodies. //Analytical and Bioanalytical Chemistry. July 2015, Vol. 407, Issue 19, pp 5685–5693.
  76. Cenas N., Rosgaite J., Kulys J. Mediated amperometric enzyme electrode incorporating peroxidase for the determination of hydrogen peroxide in organic solvents //Biotechnol. Bioeng., 1998, v.26, №5, p.551-553.
  77. Chance B. Adv. Enzymologiya: 1951, v.12, p.153-158.
  78. Chen L., Lin Mong Shan., Hara Mihoru et al. Amperometric biosensors thar prepared based on kolrabi tissue for measuring Hydrogen Peroxide //Anal. Lett., 1991, v.24, №1, p.1-14.
  79. Clahh A.R., Medintz I.L., Mauro J.M., Fisher B.R., Bawendi M.G., Mattoussi H. 2004. Luminescent Quantum Dot Bioconjugates in Fluorescence Resonance Energy Trans-Fer (F RET) Assays. Journal of the American Chemical Society 126, 301-310.
  80. Clark L.С., Lyons C. Electrode systems for continuous monitoring in cardiovascular surgery. Annals of the New York Academy of Sciences 102, 1962, p.29-45.
  81. Cloé Desmet Christophe A. Marquette Loïc J. Blum Bastien Doumèche. Paper electrodes for bioelectrochemistry: Biosensors and biofuel cells //Biosensors and Bioelectronics. Vol. 76, 15 February 2016, p. 145-163.
  82. Cosnier S. Affinity biosensors based on electropolymerized films //Electroana-lysis. 2005. Vol.17, Issue 19. P.1701-1712.
  83. Cosnier S. Biomolecule immobilization on electrode surfaces by entrapment or attachment to electrochemically polymerized films. A review. Biosensors and bioelectronics. 14, 1999, p.443-456.
  84. Cui Y., Barford Y., Renneberg R. Development of an oxygen-rich biosensor using enzymatic reaction //Biotechnol. Lett., 2007, №22, p.1835-18-40.
  85. Deblina Sarkar, Wei Liu, Xuejun Xie, Aaron C. et al. MoS2 Field-Effect Transistor for Next-Generation Label-Free Biosensors //American ChemicalSociety NANO. 2014, 8(4), pp.3992-4003.
  86. Dicks J.M., Aston W.J., Davis G. et al.  Tissue sensor for the detection of glutamine in the cerebral liquids //Anal. Chim. Acta., 1996, v.182, p.103–112.
  87. Ed. Coon M.J., Gonsalus S.C., Marici S. Cytochrome P-450 structural aspects //Croat. Chim. Acta, 1977, v.49, p.168-388.
  88. Eds-Hatefi Y, Djavadi - Ohanieco Z. The structural basis of  membrane function //New York - Sanfrancisco - London:  Acad. Press, 1996, p. 409.
  89. Erol Akyilmaz, Gizem Oyman, Ezgi Cınar & Gorkem Odabas. A new polyaniline–catalase–glutaraldehyde-modified biosensor for hydrogen peroxide detection. //Journal Preparative Biochemistry and Biotechnology.  Vol.47 (1), 2016, p.86-93.
  90. Fabiana Arduini, Laura Micheli, Danila Moscone, Giuseppe Palleschi et al. Electrochemical biosensors based on nanomodified screen-printed electrodes: Recent applications in clinical analysis. //TrAC Trends in Analytical Chemistry Vol. 79, May 2016, p. 114-126.
  91. Fischer H., Orth H., Die Chemie des purrols. Leipthig. Acad. Werl., 1987, Bd 2, H.1, Sp 764.
  92. Ganjali M.R., Mirnaghi F.S., Norousi P., Adib M. Novel Pr(III) – selective membrane sensor based on a new hydrazide derivative. //Sensors and Actuators. B. 2006, v.115, №1, p.374-378.
  93. Garfinkel D. Arch. Metalloenzymes and synthetic polymer complexes. Catalytic reaction by multi-electron  transfer. //Biochemical Biophys., 1998, v.71, p.493.
  94. Godignon P. Si C materials and technologies for sensors development. Materials Science Forum 483-485, 2005, p.1009-1014.
  95. Guang-Li Wang, Kang-Li Liu, Jun-Xian Shu, Tian-Tian Gu et al. A novel photoelectrochemical sensor based on photocathode of PbS quantum dots utilizing catalase mimetics of bio-bar-coded platinum nanoparticles/G-quadruplex/hemin for signal amplification //Biosensors and Bioelectronics. Vol.69, 15 July 2015, p. 106-112. 
  96. Guemas, Y. Biosensor for determination of glucose and sucrose in fruit juices by flow injection analysis /Y. Guemas, M. Boujtita, N. El. Murr //Appl.Biochem. Biotechnol, 2000. V. 89. р. 67-69.
  97. Hahn D., Flik G., Jauernig A., Микроконструктуированнный сенсор. Пат: 19710358. Германия. 1998 г.
  98. Hongguang Shen, Chong-An Di. Organic transistor for bioelectronic appli-cations. //Science China Chemistry. April 2017, Vol. 60, Issue 4, pp 437–449.
  99. Huahua Cai, Xin Liu, Jing Zou, Junyang Xiao et al. Multi-wavelength spectrophotometric determination of hydrogen peroxide in water with peroxidase-catalyzed oxidation of ABTS. //Chemosphere. Elsevier, 1017, Vol.193, p.833-839.
  100. Ianniello R., Yacynych A. Potensiometrical sensor coutining decorboxilase //Anal. Chim., 1991, v.53, №13, p.2090-2095.
  101. Iida T., Machida S., Iijima N. et.al. Gas electrode of the threonine /Proc. Int. Metting Chim. Sensors, Tokyo: Kodansha, 1993, p.631-636.
  102. Jianshuai Mu, Li Zhang, Min Zhao, and Yan Wang. Catalase Mimic Property of Co3O4 Nanomaterials with Different Morphology and Its Application as a Calcium Sensor //American Chemical Society Appl. Mater. Inter-faces, 2014, 6 (10), pp 7090–7098.
  103. João F. Mano, Insung S. Choi, Ali Khademhosseini. Biomimetic Interfaces in Biomedical Devices. //Advanced Healthcare Materials, August 9 2017, Vol. 6, Issue 15,  p.2.
  104. K. David Wegner and Niko Hildebrandt Quantum dots: bright and versatile in vitro and in vivo fluorescence imaging biosensors //Chemical Society Reviews 2015, vol. 44, p.4792—4834.
  105. Karaseva N.A., Ermolaeva T.N. A piezoelectric immunosensors for Chloram-fenicol detection in food //Talanta. 2012. Vol.93. P.44-48.
  106. Karube O.  Development  of  new microbiosensors. Polym.J.,  1991, v.23,  №5, р.573-581.
  107. Karyakin, A.A. Electrochemical sensors, biosensors and their biomedical applications / A.A. Karyakin, X. Zang  //Elsevier.- 2008.- №4.- Р. 411-439.
  108. Kataky R., Morgan E. Potential of enzyme mimics in biomimetic sensors: a modified-cyclodextrin as a dehydrogenase enzyme mimic //Biosensors and Bioelectronics, 2003, v.18, №11, p.1407-1417.
  109.  Klingenberg M. Analytisches verfahreu fur Enzym electroden  sensoren //Ibid., 1988, v.75, p.376 .
  110. Kuang Q., Lao C., Wang Z.L., Xie Z. and Sheng L. High-Sensitivity Humidity Sensor Based on a Single SnO2 Nanowire. Journal of the American Chemical Society 129, 2007, p.6070-6071.
  111. Lih Juewen, Lu Yi. Fast colorimetric sensing of adenosine and cocaine based on a general sensor design involving aptamers and nanoparticles //Angew. Cham. Int.Ed. 2006, v.45, №1, p.90-94.
  112. Liu M., Ning B., Qu Li., Peng Yu., Dong J., Gao N., Liu L., Gao Z. Develop-ment of indirect competitive immunoassay for highly sensitive determination of ractopamine in pork liver samples based on surface Plasmon resonance sensor //Sensors and Actuators B. 2012. Vol.161. P.124-130.
  113. Liu Ya-giang, Li Xian-wen, Wang Da-wei. Et al. Baoji wenli xueynan xuebao //Biog. Coll.Arts. and Sci. Natur. Ed. 2001, v.21, № 2, p.112-114.
  114. Lobanov A., Borisob I., Cordon S. et. al. Analysis of ethanol-glucose miztures by two microbial sensors: application of chemometrics and artificial neural networks for data processing. //Biosensor and Bioelectron., 2001, v.16, № 9-12, p.1001-1007.
  115. Lorna Fyfe, Paulina Okoro, Euan Paterson, Shirley Coyle et al. Compositional analysis of Scottish honeys with antimicrobial activity against antibiotic-resistant bacteria reveals novel antimicrobial component. //LWT-Food Science and Technology. Elsevier, 2017, Vol.79, p.52-59. 
  116. Louis Peter Martin, Ali Quoc Pham. Patent. MKU:G 01N27/407           (2006.01) Current-based potentiometric nox sensor for vehicle emissions. USA 26.12.2006
  117. Madalina M.Barsan M. Emilia Ghica Christopher M.A.Brett. Electrochemical sensors and biosensors based on redox polymer/carbon nanotube modified electrodes. //Analytica Chimica Acta, Vol. 881, 30 June 2015, p.1-23.
  118. Mahdi Adabi, Reza Saber, Reza Faridi-Majidi. Performance of electrodes synthesized with polyacrylonitrile-based carbon nanofibers for application in electrochemical sensors and biosensors. //Materials Science and Engineering.  Vol. 48, 1 March 2015, p. 673-678.
  119. Malikova N.N., Ali-zadeh N.I., Nagiev T.M. Catalase biomimetic sensor on base of silicon electrode TPhPFe3+/Al2O3//Si //34th International Conference on Solution Chemistry, 2015, 30thAugust - 3rdSeptem., Prague, Czech Republic.  P41.
  120. Malikova N.N., Ali-zadeh N.I., Nagiev T.M. Catalase-biomimetic sensor on base of electrochemical electrode TPhPFe(III)/Al2O3/Pb //"Nature Inspires, Chemistry Engineers" 2nd International Conference on Bioinspired and Biobased Chemistry & Materials. October 15-17, 2014, Nice, France, p.348 SMARTTECH-OR 208.
  121. Malikova N.N., Ali-zadeh N.I., Nagiev T.M. Peroxidase-biomimetic sensor on base of silicon electrode – TPhPFe(III)/Al2O3//Si  //ECCE10+ECAB3+ EPIC5 September 27th – October 1th , 2015, Nice, France, p.1039. 
  122. Malikova N.N., Ali-zadeh N.I., Nagiev T.M. Research semiconductors biomi-metics electrode //"Nature Inspires, Chemistry Engineers" 3rd International Conference on Bioinspired and Biobased Chemistry & Materials October 16-19, 2016, Nice, France.
  123. Malikova N.N., Ali-zadeh N.I., Nagiev T.M. Semiconductor biomimetic electrode – TPhPFe(III)/Al2O3//Si for catalase and peroxidase types //CHISA 2016 PRAGUE 27-31 august, Symposium on progress in chemical technology and biotechnology. Serial Number: 0821, P1.109.
  124. Malikova N.N., N.I.Ali-zadeh, T.M.Nagiev Catalase-biomimetic sensor on base of electrochemical electrode TPhPFe(III)/Al2O3/Pb and TPhPFe(III)/Al2O3/Si    //Journal of Chemistry and Chemical Engineering (USA), Vol. 9, Number 1, January 2015 (Serial Number 86) P.67-70 www.davidpublishing.com 
  125. Mandal A.K, Taniguchi MDiers J.R., Niedzwiedzki D.M. Photophysical Properties and Electronic Structure of Porphyrins Bearing Zero to Four meso-Phenyl Substituents: New Insights into Seemingly Well Understood Tetrapyr-roles //Journal of physical chemistry. Т. 120, vol 49, 2016, p.9719-9731.
  126. Martin J. Pearson, Ian Gilhespy, Chris Melhuish, et al. A Biomimetic Haptic Sensor //J.Advanced Robotic Systems. 2005, p.335-342.
  127. Mascini M., Macagrano A., Scortichini G. et al. Biomimetic sensor for dioxins detection in good samples //Sensors and Actuators B: Chemical, 2005, v.111-112, p.376-384.
  128. Mason M.J., Assoc. Off. Commercial analizatore on the base of alcohole oxidase for the detection of ethanol //Anal.Chim., 1993, v.66, № 7, p.981-986.
  129. Melikhova E.V., Kalmykova E.N., Ermolaeva T.N., Eremin S.A. Using piezo-electric flowimmunosensor determining sulfamethoxazole in environmental samples //Journal of Analytical Chemistry. 2006. Vol.61. №7. P.687-693.
  130. Merrit Е., Loening K.L. Pure and Appl. Chem. 1979, vol.51, p.225.
  131. Mohammad Bagher Gholivand, Mehdi Khodadadian. Amperometric cholesterol biosensor based on the direct electrochemistry of cholesterol oxidase and catalase on a graphene/ionic liquid-modified glassy carbon electrode. //Biosensors and Bioelectronics. Vol. 53, 15 March 2014, p. 472-478.
  132. Mouritz W., Bartholomans L., Both U., Filippov V., Vasiliev A., Terentjev A. //Semiconductor sensor for the detection of fluorocarbons, fluorine and hydrogen fluoride. //Anal. Chim. Acta. – 1999, №1-3, p.49-57.
  133. Myszka D.G., Morton T.A., Doyle M.L. and Chaiken L.M. Kinetic analysis of  a protein antigen-antibody interaction  limited by mass transfer On an optical biosensor. Biophysical Chemistry 64, 1997, p.127-137. 
  134. Nagiev T.M. “Biomimetic Based Application”. Preface IX, Chapter 4, Croatia, INTECH, 2011, р.105.
  135.  Nagiev T.M. Coherent Synchronized Oxidation by Hydrogen Peroxide, Elsevier, Amsterdam, 2007, p.325.
  136. Nagiev T.M., Abbasova M.T., Agamamedova L.M. Creation of catalase and peroxidase biomimetic sensors for analysis of hydrogen peroxide and ethanol //Chemical Engineering Conference for Collaborative Research in Mediterranean. 2001, p.2.
  137. Nagiev T.M., Gurbanova L., Sardarli N.A., Malikova N.N. Catalas Mimetic Sensor //Innovating for the Feature ANQVE ICCE 2012, Inter. Congress of Chem Engineering. Seville (Spain) 24-27 June Oral sec. T14-005.
  138. Nair P.R., Alam M.A. Screening-Limited Response of  NanoBiosensors. //Nano Letters 8, 2008, p.1281-1285.
  139. Natsuki Maekawa US9617565 B2. 2017.
  140. Nawfal Adam Mungroo and Suresh Neethirajan. Biosensors for the Detection  of Antibiotics in Poultry Industry—A Review // Biosensors 2014, 4(4), p.472-493.
  141. Newman J. Biosensors: a mixed market. 2010, p.244.
  142. Ning Yang, Xianping Chen, Tianling Ren, Ping Zhang et al. Carbon nanotube based biosensors. //Sensors and Actuators B: Chemical. Vol. 207, Part A, February 2015, p. 690-715. 
  143. Oliveira R., Ines Rosane W.Z., Osoria R. et al. Biomimetic sensor based on a novel copper complex for the determination of hydroquinone in cosmetics //Sensor and actuators B: Chemical, 2007, v.122, Issue 1, p.89-94.
  144. Patolsky F. and Lieber Ch.M. Nanowire Nanosensors. Materials today 2005, p.20-29.
  145. Prasada Rao T., Kala R., Danirl S. Analytica Chima Acta, 2006, v. 578, p. 105.
  146. Qian Zhang, Diming Zhang, Gang Xu, Yanli Lu et al. Biomimetic sensor for sweet taste detection based on graphene composite materials. //Sensors and Actuators B: Chemical. Vol. 251, November 2017, p. 909-917.
  147. Qingyun Liu, Hui Li, Qingru Zhao, Renren Zhu et al. Glucose-sensitive colorimetric sensor based on peroxidase mimics activity of porphyrin-Fe3O4 nanocomposites. //Materials Science and Engineering: C, 1 August 2014, Vol. 41 p. 142-151. 
  148. Raschke G., Brogl S., Susha A.S., Ragach A.L. and etc. Gold Nanoshells  Improve Single Nanoparticle molecular Sensors. //Nano Letters 4, 2004, p.1853-1857.
  149. Rothemund P.  «A New Porphyrin Synthesis. The Synthesis of Porphin». J. Am. Chem. Soc. 58 (4), 1936, p.625—627.
  150. Saidhbhe L. O'Riordan  and  John P. Lowry. In vivo characterisation of a catalase-based biosensor for real-time electrochemical monitoring of brain hydrogen peroxide in freely-moving animals. //Analytical Methods. Issue 8, 2017, 9, p.1253-1264. 
  151. Sandeep Kumar, Wandit Ahlawat, Rajesh Kumar, Neeraj Dilbaghi. Graphene, carbon nanotubes, zinc oxide and gold as elite nanomaterials for fabrication of biosensors for healthcare. //Biosensors and Bioelectronics. Vol. 70, 15 August 2015, p. 498-503.
  152. Sardarli N.А., Nagiev T.M. Physicochemical Peculiarities of iron porphirin- containing electrodes in peroxide biomimetic sensors /2thEuropean Conference on Process Analytics and control technology. April 26-29, 2011. Clasgow/UK LMP. с. 10(121).
  153. Schar H., Ghisaiba O. Future perspective of bioelectronics //Biotechnol. Bioeng., 1992, v.27, N6, p.897-901.
  154. Smith Ed. Porphyrins and metalloporphyrins //Amsterdam, etc, Elsevier Sci.Puol.Co., 1995, 910 p.
  155. Smith K.M. Porphyrins and metalloporphyrins //Els. Sci. publ. company, Amsterdam: 1975, p.590.
  156. Tatcyma T., Watanade T. The functional models of electrochemical biosensors //J.Inst.Ind. Sci.Univ.Tokyo, 1998, v.42, №11, p.609-616.
  157. Tobalina F., Pariente F., Hernandez L.et al. Carbon felt composite electrodes and their use in electrochemical sensing: A biosensor based on alcohol dehydrogenase //Analytica Chima Acta., 1998, v.358, № 1, p.15-25.
  158. Troylor T.G., Tsuchiya Sh. Perhologenated tetrophenylhemins: stable catalysit of high turnover catalytic hydroxylations //Inorg. Chem., 1997, v.26, p.1338-1339.
  159. Williams S. Official Methods of Analysis of the Association of Official Chemists //15th ed. Inc. Washington DC: Association of Official Analytical Chemist 1990, p.702.
  160. Wu Xiaojun, Choi Nartin N.F., Xiao Den. A glucose biosensor with enzyme topped sol – gel and an oxygen – sensitive optode membrane //Analyst, 2000, v.125, № 1, p.157-162.
  161. Yang Yoon-Taek, Moon Seung-II, Yin-Ho, Lee Yun-Hi, Ju Byeong-Kwon. A simple approach in fabricating chemical sensor using laterally grown multiwalled carbon nanotubes //Sensors and Actuators. B. 2004, v.99, №1, p.118-122.
  162. Zhongyue Sun, Tangbin Liao, Yulin Zhang, Jing Shu et al. Biomimetic nanochannels based biosensor for ultrasensitive and label-free detection of nucleic acids. //Biosensors and Bioelectronics. Vol. 86, 15 December 2016, p. 194-201.

 

 

JURNALLAR
Faydalı linklər