專利名稱：用于檢測鍵斷裂的生物傳感器的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及用于檢測多種化學和生物試劑的生物傳感器，尤其涉及用于利用分開的檢測器和振蕩器檢測多種化學和生物試劑的生物傳感器。
背景技術：
在目前的新西蘭醫(yī)學實踐中，當病人生病時，要獲取拭子并在實驗室中進行分析。例如為了確定病人的流感菌株，要用純化的抗體將適當流體的等分試樣培養(yǎng)成流感病毒表面上的特征分子或標識物。借助于放大試劑和二次抗體(其用酶或放射性同位素做標記)可確定病毒的濃度。這種分析雖然非常靈敏，最少需要幾個小時，但是常常需要長得多的時間。因此，在可獲得病人的精確診斷之前，可能需要幾個小時甚至是1天的時間。如果需要將樣品從偏遠地區(qū)運送到城市實驗室，則可能要延遲更長的時間。
醫(yī)學診斷試驗利用了兩個生物分子之間的識別和結(jié)合。但是，使用免疫反應如抗體-抗原結(jié)合的檢測方法可能具有更大的應用，只要可產(chǎn)生特異性結(jié)合伴侶來識別目標分子(如蛋白質(zhì))。
醫(yī)學技術通常是將分子之一連接(“固定”)到一個表面上，然后使其暴露于包含被分析物的液體中，如果存在的話，該被分析物通過其結(jié)合伴侶選擇性地結(jié)合到該表面上。
用于檢測發(fā)生結(jié)合以及結(jié)合位點數(shù)目的方法有幾種。被分析物可被用來競爭性地代替預結(jié)合但已標記的顆粒，例如熒光標記的那些，并且通過熒光變化來傳送檢測信號。常用的分析是基于酶的ELISA方法，該方法盡管靈敏，但是通常比在幾分鐘內(nèi)發(fā)生的基本結(jié)合方法要慢。在這兩種方法中，需要特異改性的標記分子用于檢測。
一種能夠檢測表面結(jié)合變化而不需要標記的化學品的方法利用了表面等離子體共振的光學現(xiàn)象。這種方法使用隱失波檢測例如載玻片上的液體界面，并且具有在快速反應時間的情況下檢測生物表面結(jié)合變化的靈敏度。
所有的親合結(jié)合方法均受到非特異性吸附的損害，通過該吸附過程，不是所要尋找的那些蛋白質(zhì)的蛋白質(zhì)本身連接到了表面的除準備的“捕獲”分子之外的位點上。這是關于檢測閾的限制因素。
一種回避非特異性結(jié)合的方法涉及到結(jié)合至石英晶體微天平的生物大分子。使生物大分子與該生物大分子要結(jié)合的目標物質(zhì)接觸。然后石英晶體微天平以逐漸增加的振幅振蕩，直到目標物質(zhì)與生物大分子之間的鍵斷裂。在振蕩過程中，非特異性結(jié)合的物質(zhì)將在目標物質(zhì)之前被除去。檢測鍵斷裂，并且因此證實存在目標物質(zhì)。如果目標物質(zhì)的檢測取決于石英共振器的高Q，則預計靈敏度將由于在液體中的操作而降低，這是由于已知要產(chǎn)生的高粘彈性阻尼而造成的。液體相容系統(tǒng)是重要的，因為它是生物大分子的自然環(huán)境。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種具有分開的振蕩器和斷裂檢測器的生物傳感器，或者是至少為公眾提供一種有用的選擇。
廣義來說，一方面本發(fā)明包括一種生物傳感器，該生物傳感器包括在其上結(jié)合有生物大分子的表面、鍵斷裂檢測器和振蕩器，其中該表面和生物大分子被浸在液體中，該鍵斷裂檢測器與該表面相連并且設置為檢測生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵的斷裂，該振蕩器與該液體相連且與該表面隔開并且設置為在該液體中產(chǎn)生波，以使生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵斷裂。
在一個實施方案中，該檢測器是表面等離子體共振檢測器，當生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵斷裂時，該檢測器檢測具有最小反射比的反射光的角度變化。在另一實施方案中，該檢測器檢測當生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵斷裂時產(chǎn)生的聲發(fā)射。在另一實施方案中，可以使用任何其它合適的檢測器。
振蕩器可以是任何適合于在液體中提供振蕩運動(“波”)的裝置。該振蕩器可以是聲振蕩器、壓電裝置、機械共振器或微懸臂梁。該液體也可通過電泳運動或者通過磁流體動力學移動。優(yōu)選地，波在頻率上為超聲波。
振蕩器可設置為提供預定頻率的波，或可設置為提供一定頻段的波。波的振幅可以是恒定的或者可以是變化的，例如波的振幅可以按照恒定的速度增加。
優(yōu)選地，提供自組裝單層以將生物大分子結(jié)合到表面上。
優(yōu)選地，該表面涂覆有金或銀?？晒┻x擇地，任何合適的金屬可被用作表面或用作表面上的涂層。
在一個實施方案中，多于一個表面提供有生物大分子，這些生物大分子結(jié)合到在每個表面上提供的不同目標物質(zhì)上。
廣義來說，另一方面，本發(fā)明包括一種用于檢測目標物質(zhì)的方法，該方法包括以下步驟提供生物傳感器，該生物傳感器包括至少一個在其上結(jié)合有生物大分子的表面、與該表面相連并設置為檢測生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵的斷裂的鍵斷裂檢測器、以及與該表面隔開并設置為產(chǎn)生波以使生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵斷裂的振蕩器；使生物傳感器與可能含有目標物質(zhì)的試驗流體接觸；使用該振蕩器提供指向該表面的波并且使用該檢測器檢測是否有任何鍵斷裂并比較鍵斷裂時振蕩器的參數(shù)與儲存的數(shù)據(jù)，并且其中在生物傳感器的操作過程中，生物傳感器的該表面和振蕩器被浸在液體中。


下面將僅以舉例而并不意圖限制的方式，并參考以下附圖進一步描述本發(fā)明，在附圖中圖1A表示本發(fā)明生物傳感器的傳感器表面；圖1B表示在接觸試驗流體之后的本發(fā)明生物傳感器的傳感器表面；
圖1C表示在振蕩過程中，當非特異性結(jié)合分子與生物大分子分離時，本發(fā)明生物傳感器的一個實施方案；圖1D表示在為使傳感器表面上的生物大分子與結(jié)合到生物大分子上的分子之間的鍵斷裂而進行振蕩的過程中，本發(fā)明生物傳感器的一個實施方案；圖2表示生物大分子結(jié)合到生物傳感器上；圖3是本發(fā)明生物傳感器的方框圖；圖4是本發(fā)明生物傳感器的一個實施方案的示意圖；圖5表示生物素-PEO3-胺的分子結(jié)構；圖6表示當自組裝單層在基底上形成并被緩沖時，SPR檢測器的折射率的變化；和圖7表示當目標物種(target species)結(jié)合到自組裝單層上并且隨后目標物種與自組裝單層之間的鍵斷裂時，SPR檢測器的折射率的變化。
具體實施例方式
圖1A表示本發(fā)明生物傳感器優(yōu)選形式的傳感器表面的橫截面。該傳感器表面包括基底4、傳感器表面金屬層1、自組裝單層2和生物大分子層3。
應該理解，目標物質(zhì)和生物大分子可顛倒過來。例如，生物大分子可為抗體，而目標物質(zhì)為抗原，反之亦然。選擇生物大分子層3作為將與目標物質(zhì)形成鍵的物質(zhì)。例如，如果目標物質(zhì)為抗原，則生物大分子層3可以是抗體層。其它的例子包括使用毒素(例如河豚毒素、海藻毒素或短菌毒素)作為生物大分子層3來對鈉離子通道膜片段進行測試，使用抑制劑(例如岡田酸、蛋白質(zhì)或金屬)作為生物大分子層3來對酶進行測試，使用凝集素作為生物大分子層3來對細胞表面上的特定碳水化合物進行測試，或者使用病毒作為生物大分子層3來對細胞表面上的受體物質(zhì)進行測試。可供選擇地，生物大分子層3可包括核酸適體的層，以對特定配體進行測試。另外可供選擇的實施方案涉及到使用低聚核苷酸作為生物大分子層3，以對互補RNA或DNA分子進行測試。在更具體的實施方案中，生物大分子層3可以是抗體AA5H或B017，它們被用于分別檢測是否存在流感A和B病毒。
自組裝單層2形成傳感器表面1和生物大分子層3之間的層。該自組裝單層同時結(jié)合到傳感器表面金屬層1和生物大分子層3。自組裝單層的組成可取決于將結(jié)合到自組裝單層上的生物大分子層3。
傳感器表面金屬層1可以是在其上可形成自組裝單層的任何金屬層。通常，該金屬層由金形成。
基底4可由任何合適的材料形成。在優(yōu)選的實施方案中，使用表面等離子體共振來檢測鍵斷裂。在此實施方案中，基底可由玻璃或塑料形成。在此實施方案中，基底必須是透明的。
在圖1A中，樣品5所示在生物傳感器之上。樣品5包含目標物質(zhì)分子6以及包括分子7的其它分子。分子7也將結(jié)合到生物大分子3上，但是與分子6相反，其不與生物大分子形成強鍵。
圖1B表示在接觸試驗流體之后的生物傳感器的傳感器表面。該試驗流體可包含或不包含目標物質(zhì)，但是在所示的實例中包含目標物質(zhì)。結(jié)合到傳感器表面的生物大分子針對其對目標物質(zhì)的結(jié)合選擇性來進行選擇。當試驗流體接觸傳感器表面時，試驗流體中存在的任何目標物質(zhì)分子將與傳感器表面的生物大分子3結(jié)合。試驗流體中存在的其它物質(zhì)或物種也可與生物大分子結(jié)合，但是(如果選擇最佳的生物大分子的話)其與生物大分子形成的鍵比目標物質(zhì)的鍵要弱。
從圖1B可看出，當在傳感器上提供樣品時，傳感器表面被浸在液體9中。液體9可以是水或任何其它適合用于傳感器的液體。液體9可流過傳感器表面。在其它實施方案中，該液體可不流過傳感器表面。振蕩器8也至少部分浸在液體中。振蕩器8可為聲振蕩器、壓電裝置、機械共振器或微懸臂梁。振蕩器8可通過電泳或通過磁流體動力學使液體振蕩或使液體運動。
在試驗流體與傳感器表面接觸之后，如圖1C所示，由振蕩器8產(chǎn)生波。來自振蕩器的波的幅度和頻率可以改變。如圖1C所示，當所述波施加到傳感器表面時，沒有結(jié)合到傳感器表面的物質(zhì)從傳感器表面抖落。最后，如圖1D所示，生物大分子與結(jié)合到生物大分子上的來自試驗流體的物質(zhì)之間的鍵將斷裂。圖1D也示出了當目標物質(zhì)與生物傳感器分子之間的鍵斷裂時，通過表面等離子體共振將檢測到的共振角的變化。
“目標”顆粒與表面之間的相對運動提供了鍵斷裂能。這些顆粒是通過液體運動驅(qū)動它們而進行振蕩的，而并不是使該表面振蕩。在優(yōu)選實施方案中，鍵斷裂是通過表面等離子體共振(SPR)角隨著超聲波振幅增加時的階躍來檢測的。表面等離子體共振是一項通過與來自外部源的光的反射相關的隱失波來探測液體界面的技術，并在狹窄限定的共振角產(chǎn)生最小強度。
鍵斷裂時的振幅和頻率將取決于形成的鍵類型和結(jié)合到傳感器表面的物質(zhì)。鍵斷裂將產(chǎn)生表面性質(zhì)的變化，該變化可被檢測并被轉(zhuǎn)化為電信號的。發(fā)生鍵斷裂時的波的振幅和/或頻率隨后可與已知的對于試驗流體的鍵斷裂的振幅和/或頻率相比較，由此可確定試驗流體中是否存在目標物質(zhì)。在優(yōu)選實施方案中，所述波為超聲波。
振蕩器可以為任何合適的裝置。例如，振蕩器可為機械共振器、聲振蕩器、壓電裝置或微懸臂梁。當生物傳感器被浸在液體中時，振蕩器產(chǎn)生使液體振動的波，該液體進而使生物大分子和結(jié)合到生物大分子上的物質(zhì)振動。通過振動在傳感器表面周圍的液體介質(zhì)，與在振動傳感器表面時發(fā)生的阻尼相關的問題得以克服。在優(yōu)選實施方案中，所述波指向傳感器表面。
在優(yōu)選實施方案中，通過表面等離子體共振來檢測鍵斷裂。表面等離子體共振技術要求光從與結(jié)合到生物大分子的面相對的面指向傳感器表面。對于給定波長來說，反射光的強度在特定角時為最小。當傳感器表面性質(zhì)變化(例如由鍵斷裂引起的變化)時，最小反射比的角度也變化。這種變化被檢測器檢測到，表示傳感器表面上物質(zhì)的變化。在另一實施方案中，可通過檢測由鍵斷裂引起的聲發(fā)射來檢測鍵斷裂。
當使用表面等離子體共振來檢測鍵斷裂時，基底4優(yōu)選為玻璃或塑料。這些材料是有用的，因為與聲發(fā)射檢測不同，它們不需要電接觸，并且適合于多次試驗和小樣品的微流體處理。這可產(chǎn)生一次性芯片。
在使用中，當在表面上形成生物大分子并且目標物質(zhì)結(jié)合到生物大分子上時，表面等離子體共振檢測器將顯示對應于特異性和非特異性連接的共振角的偏移。當產(chǎn)生波并且結(jié)合到生物大分子上的物質(zhì)振動時，表面等離子體共振檢測器將顯示共振角的偏移，由于非特異性結(jié)合的分子的脫離，一個偏移預計是在寬的激發(fā)范圍的，而由于目標物質(zhì)與生物大分子之間的鍵的斷裂，另一個偏移則要窄得多。
圖2表示一個用于通過使用自組裝單層將抗體作為生物大分子層結(jié)合到傳感器表面的步驟。該自組裝單層是11-巰基-1-十一醇(MUOH)和16-巰基-1-十六酸(MHA)的混合單層。這兩種化學物質(zhì)都通過它們的硫原子結(jié)合到傳感器表面的金層上，以分別留下抗體可結(jié)合到其上的自由醇和酸基團。然后使用N，N’-二琥珀酰亞胺基碳酸酯(DSC)活化的羥基基團作為催化劑，以將生物大分子結(jié)合到自組裝單層上。
在圖2中，傳感器表面和自組裝單層本體用層20表示。11-巰基-1-十一醇的醇基團和16-巰基-1-十六酸的酸基團分別用21和22表示。N，N’-二琥珀酰亞胺基碳酸酯(DSC)用23表示。該基團暫時結(jié)合到21和/或22，以形成活化的羰基中心。當生物大分子如抗體或蛋白質(zhì)24存在時，它反應產(chǎn)生肽鍵，從而將生物大分子結(jié)合到自組裝單層上，并由此結(jié)合到傳感器表面上。可按照標準肽合成技術使用其它合適的活化劑代替N，N’-二琥珀酰亞胺基碳酸酯(DSC)。
如圖1所示，傳感器表面的頂層是金，以能夠使自組裝單層結(jié)合到傳感器表面上。在可供選擇的實施方案中，傳感器表面的頂層是能夠結(jié)合自組裝單層的另一種金屬。例如，傳感器表面的頂層可為銀。傳感器表面可包括另外的一層或多層，這些層可形成檢測器的一部分。例如，如果使用表面等離子體共振檢測器，則傳感器表面可以是沉積在玻璃或折射率高于該液體折射率的一些其它透明材料上的金屬薄層。
將自組裝單層結(jié)合到傳感器表面上的技術有幾種。
羧酸端基使得能夠利用生物大分子進行自組裝單層的衍生作用。這個過程利用了光活化的親合微圖案化技術，該技術使用通過光掩模的UV光的去保護。這個過程可用來制備在局部代謝鏈中結(jié)合的多酶支架，其中酶A將其產(chǎn)物傳遞給鄰接的酶B，如此等等。
另一種用于形成自組裝單層的技術是蘸筆納米平版印刷方法。此技術可用來構造小至100-350nm的特征。此技術涉及到用“墨水”如11-巰基-1-十一醇或16-巰基-1-十六酸涂覆原子力顯微鏡尖端。在將11-巰基-1-十一醇或16-巰基-1-十六酸的點或線浸在蛋白質(zhì)溶液中之后，單層或蛋白質(zhì)粘著到傳感器表面的被涂覆區(qū)域上。
自組裝單層和生物大分子可以是自組裝類脂膜。這些膜使用磷脂囊，該磷脂囊表現(xiàn)出融入和組裝到二氧化硅和幾種其它基底材料上的連續(xù)單個雙分子膜中的自然傾向性。自組裝類脂膜的優(yōu)點是在載體和生物大分子之間僅有由于范德華力、偶極-偶極相互作用或氫鍵引起的弱相互作用。結(jié)合平衡的可逆性質(zhì)由于其對pH、離子強度、溫度等的變化的敏感性而顯得重要。結(jié)合平衡的可逆性質(zhì)使得能夠自修復潛在的缺陷。自組裝類脂膜是有用的，因為它們模擬生物膜，甚至在濕表面上表現(xiàn)出側(cè)向流動性。
如圖2所示的在傳感器表面和生物大分子之間形成自組裝單層并且將生物大分子結(jié)合到自組裝單層上的主要優(yōu)點在于偶合步驟可以在中性緩沖液中進行，并且所得不帶電荷的氨基甲酸酯鍵是非常穩(wěn)定的，因此使結(jié)合的蛋白質(zhì)的泄漏最小化。適當選擇固定方法是重要的，以便使生物大分子在傳感器表面上保持活性、穩(wěn)定性和特異性。
作為自組裝單層的載體，金表面的可供選擇的替代方案可以是硅或玻璃。對于這些表面來說，可使用硅烷-偶合劑如HO(CH2)17SiCl3或HO(CH2)17Si(OCH3)3。
圖3示出了本發(fā)明生物傳感器的框圖。該生物傳感器包括傳感器表面40、電源41、電源控制器42、鍵斷裂傳感器43、振蕩器45以及儲存裝置和比較器44。
在使用時，使試驗流體與傳感器表面40接觸。該傳感器表面包括被選擇來結(jié)合到目標物質(zhì)的生物大分子層。如果目標物質(zhì)存在于試驗流體中，則它將結(jié)合到生物大分子上。試驗流體中存在的其它物質(zhì)也可結(jié)合到生物大分子上。但是，選擇能夠結(jié)合目標物質(zhì)并且盡可能少地結(jié)合其它物質(zhì)的生物大分子。
在優(yōu)選實施方案中，至少傳感器表面和振蕩器被浸在液體中。在可供選擇的實施方案中，傳感器表面和振蕩器不浸在液體中。
在使傳感器表面與試驗流體接觸之后(如圖1C所示)，來自振蕩器45的具有變化頻率和/或振幅的波被指向該表面。電源41向振蕩器45供電。電源41可由電源控制器42控制。可供選擇地，電源控制器42可設置在電源41中。電源控制器42控制由電源41向振蕩器45提供的功率。當向振蕩器45供應電壓時和當不再向振蕩器45供應電壓時，電源控制器42可改變波的頻率和/或振幅變化的速度。
當波被指向該表面時，鍵斷裂傳感器43檢測生物大分子與結(jié)合到生物大分子上的物質(zhì)之間的鍵何時斷裂。隨著波的頻率和/或振幅的增加，所述波施加在結(jié)合到生物大分子上的物質(zhì)上的力也增加，并促成鍵斷裂。當鍵斷裂傳感器上的生物大分子與結(jié)合到生物大分子上的物質(zhì)之間的鍵斷裂時，則產(chǎn)生表面等離子體共振的階躍。在另外的實施方案中，鍵斷裂傳感器43是壓電基底，以使得鍵斷裂產(chǎn)生被轉(zhuǎn)換成可檢測電壓的聲信號。
結(jié)合到傳感器表面的生物大分子上的每種物質(zhì)將在不同的頻率和/或振幅下斷裂，并且如果不止一種的不同物質(zhì)結(jié)合到傳感器表面的生物大分子上，則鍵斷裂傳感器43可檢測到不止一次的斷裂結(jié)果。
鍵斷裂傳感器43將鍵斷裂的指示傳遞至儲存裝置和比較器44。該指示可為電壓水平指示或任何其它合適的指示。該儲存裝置和比較器也從電源41接收來自振蕩器45的波的頻率和/或振幅的指示，在該頻率和/或振幅下發(fā)生鍵斷裂。然后該儲存裝置和比較器比較斷裂指示器和發(fā)生斷裂時波的頻率和/或振幅與儲存的數(shù)據(jù)。如果斷裂指示器和電壓與關于目標物質(zhì)的數(shù)據(jù)對應，則該儲存裝置和比較器指示存在目標物質(zhì)。這種指示可通過監(jiān)視器或通過音頻指示。
實施例圖5表示使用SPR裝置檢測鍵斷裂的生物傳感器的一個實施方案的實施例。該生物傳感器包括振蕩源50、延遲線51、流體通道52、表面53、反射層54、入射光束55和反射光束56。還包括光檢測器(未示出)，其檢測反射光束56的角度變化。在此實施例中，振蕩器50是可連接至波形發(fā)生器的10MHz轉(zhuǎn)換器。
本實施例同時示出了表面固定和鍵斷裂掃描。這些是通過將SPR檢測和聲波形感應這二者結(jié)合到薄層流動池中來原位監(jiān)視的。
在本實施例中為金表面的表面53提供了在其上可形成自組裝單層的表面。在本實施例中，將5mg生物素-PEO3-胺溶于250ml的0.1M磷酸鹽緩沖鹽水(PBS)溶液(pH 7.4)中。將胺和PBS溶液以20ml/min的流速沖過裸露的金表面53。圖5示出了生物素-PEO3-胺的分子結(jié)構。如圖6所示，用SPR檢測器監(jiān)視生物素-PEO3-胺在金表面53上的固定。從圖6可看出，直到剛過3000秒之后的時間為止，SPR檢測器檢測到的折射率一直都表現(xiàn)出非常小的變化，并且在本圖中在施加生物素-PEO3-胺溶液的位置用“a”標記。在該施加時間的過程中(其一直到圖6中標記為“b”的點)，SPR檢測器檢測到的折射率發(fā)生變化。SPR檢測器檢測到的折射率的初始變化是快速的，并且這種變化朝著點“b”變小，表明盡可能多的生物素-PEO3-胺已結(jié)合到金上。
在圖6所示的點b處，加入0.1M PBS溶液，以沖洗掉松散結(jié)合的生物素-PEO3-胺。這在圖6中被示出，在點b之后，折射率隨著松散的胺從生物素化的自組裝單層(SAM)上被洗去而發(fā)生變化。伯胺基團非常強地結(jié)合到金表面上，以產(chǎn)生生物素化的SAM。圖6上標記為“c”的區(qū)域表示在緩沖溶液已通過生物傳感器之后的新基線折射率。
將10μg抗生蛋白鏈菌素溶于100ml 0.1M PBS溶液(pH 7.4)中的溶液以20ml/min的速度沖過生物傳感器。在沖洗過程中，抗生蛋白鏈菌素溶液結(jié)合到生物素化的SAM上。該沖洗過程在圖7上標記為“a”的位置處開始。如圖7所示，用SPR檢測器監(jiān)視生物素與抗生蛋白鏈菌素之間的相互作用。
圖7表示在標記為“a”和“b”的位置之間抗生蛋白鏈菌素結(jié)合到生物素上。在點b之后，用0.1M PBS的溶液沖洗生物傳感器。存在一些由于釋放生物素化的SAM上的非特異性吸附的抗生蛋白鏈菌素而引起的波動，這是由于轉(zhuǎn)換回到正常的PBS電泳緩沖液而造成的。這在圖7中的點b和c之間示出。通過點c建立了新的基線折射率，傳感器現(xiàn)在包含目標物種已結(jié)合到其上的自組裝單層。
然后由振蕩源產(chǎn)生振蕩，振蕩源在本實施例中是圖5中以50表示的10MHz轉(zhuǎn)換器，其具有1Vpp下的波形以產(chǎn)生超聲能量。從圖7中的點c可以看出，由于抗生蛋白鏈菌素從生物素化的SAM分離而導致折射率的階躍。
該實施例表明，本發(fā)明生物傳感器可使目標物質(zhì)與自組裝單層之間的鍵斷裂。該實施例還表明可檢測該鍵斷裂。
雖然所述的生物傳感器僅包括一個傳感器表面，但生物傳感器可包含許多個表面區(qū)域，每個表面區(qū)域具有用于與不同目標物質(zhì)結(jié)合的生物大分子。這些表面區(qū)域可提供在單個基礎表面上。以這種方式可提供一種生物傳感器，該傳感器可以對各種目標物質(zhì)進行測試，而不需要針對每種物質(zhì)要求不同的生物傳感器。
上面的內(nèi)容描述了包括其優(yōu)選形式的本發(fā)明。對本領域技術人員來說顯而易見的改變和改進是包括在本發(fā)明范圍內(nèi)的。
權利要求
1.生物傳感器，包括在其上結(jié)合有生物大分子的表面，其中該表面和生物大分子被浸在液體中，鍵斷裂檢測器，該鍵斷裂檢測器與該表面相連并且設置為檢測生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵的斷裂，和振蕩器，該振蕩器與該液體相連且與該表面隔開并且設置為在該液體中產(chǎn)生振蕩，以使生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵斷裂。
2.權利要求1的生物傳感器，其中鍵斷裂檢測器是表面等離子體共振檢測器，當生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵斷裂時，該檢測器檢測具有最小反射比的反射光的角度變化。
3.權利要求1的生物傳感器，其中鍵斷裂檢測器檢測當生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵斷裂時產(chǎn)生的聲發(fā)射。
4.權利要求1-3中任一項的生物傳感器，其中振蕩器產(chǎn)生頻率為超聲的振蕩。
5.權利要求1-4中任一項的生物傳感器，其中振蕩器設置為提供在預定頻率下的振蕩。
6.權利要求1-4中任一項的生物傳感器，其中振蕩器設置為提供在一定頻段下的振蕩。
7.權利要求1-6中任一項的生物傳感器，其中由振蕩器產(chǎn)生的振蕩的振幅是恒定的。
8.權利要求1-6中任一項的生物傳感器，其中由振蕩器產(chǎn)生的振蕩的振幅發(fā)生變化。
9.權利要求1-8中任一項的生物傳感器，還包括適于將生物大分子結(jié)合到該表面上的自組裝單層。
10.權利要求1-9中任一項的生物傳感器，其中該表面涂覆有金或銀。
11.權利要求1-10中任一項的生物傳感器，包括多于一個的表面，每個表面提供有結(jié)合到不同目標物質(zhì)上的生物大分子。
12.一種用于檢測目標物質(zhì)的方法，包括以下步驟提供生物傳感器，該生物傳感器包括至少一個在其上結(jié)合有生物大分子的表面、與該表面相連并設置為檢測生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵的斷裂的鍵斷裂檢測器、以及與該表面隔開并設置為產(chǎn)生波以使生物大分子與目標物質(zhì)之間的鍵斷裂的振蕩器，使生物傳感器與可能含有目標物質(zhì)的試驗流體接觸，使用該振蕩器產(chǎn)生指向該表面的振蕩并且使用該檢測器檢測是否有任何鍵斷裂，并且比較鍵斷裂時振蕩器的參數(shù)與儲存的數(shù)據(jù)，并且其中在生物傳感器的操作過程中，生物傳感器的該表面和振蕩器被浸在液體中。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種生物傳感器，該生物傳感器包括在其上結(jié)合有生物大分子的表面、鍵斷裂檢測器和振蕩器(8)，其中該表面和生物大分子被浸在液體中，該鍵斷裂檢測器與該表面相連并且設置為檢測生物大分子與目標物質(zhì)(6)之間的鍵的斷裂，該振蕩器與該液體相連且與該表面隔開并且設置為在該液體中產(chǎn)生振蕩，以使生物大分子與目標物質(zhì)(6)之間的鍵斷裂。
文檔編號C12Q3/00GK1947014SQ200580012921
公開日2007年4月11日 申請日期2005年3月21日 優(yōu)先權日2004年3月19日
發(fā)明者Y·袁, M·安德魯斯, W·M·阿諾德, B·馬洛 申請人:工業(yè)研究有限公司