CN101523212B - 具有试剂层的快速生物传感器 - Google Patents

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Abstract

描述了一种用于检测样本中的目标分子并因此检测对应的分析物的检测系统(100)和传感器芯片(1)。典型地，该检测系统(100)包括传感器芯片(1)。该传感器芯片(1)在其检测表面(33)上包括可溶解的试剂层(5)。当该可溶解试剂层(5)与样本流体接触时，生成游离的试剂，其有助于标记与目标分子之间的相互作用，从而允许基于标记的检测。因此，该样本一下子暴露于移动试剂。该试剂层可以包括用于允许酶素试验的酶。

Description

具有试剂层的快速生物传感器
技术领域
本发明涉及生物传感器领域。更具体地，本发明涉及用于检测分析物的方法和系统，其例如在对生物、化学或生化颗粒的定性或定量检测中使用，并且本发明涉及用于改进这种检测方法和系统的装置。
背景技术
典型地生物传感器是这样的设备：其允许对目标分子的定性或定量检测，其中该目标分子也被称为“分析物”，比如在流体(比如血液、血清、血浆、唾液、组织提取液、组织液、细胞培养提取液、食物或饲料提取液、饮用水)中的蛋白质、病毒、细菌、细胞成分、细胞膜、孢子、DNA、RNA等等。在几乎所有情况下，生物传感器使用包括特定识别元件的表面以用于捕捉分析物。因此，该传感器设备的表面可以通过向其上附着适合于结合流体中出现的目标分子的特定分子来进行修改。
一个测量原理是：对在预定位置附着在生物传感器上的加标记分子进行计数。例如，可以用磁性粒子或磁珠来标记分子，并且这些磁性粒子或磁珠都可以用磁传感器来检测。可替代地，可以通过荧光来检测分析物的数量。在这种情况下，分析物本身可以携带荧光标记，或者可替代地可以执行具有荧光标记的第二识别元件的附加培养。
在大多数生物传感器中，传感器芯片设有干试剂和覆盖了生物活性表面涂层的检测器表面。该试剂可以例如包括耦合到例如为抗药抗体的生物活性基团(moieties)的标记。当试验流体到达时，所述干试剂溶解并混合到流体中。随后，该流体被输送到传感器表面并且弄湿该传感器表面。所述标记与传感器都会暴露于(is exposed to)药物分子。这影响了可被检测到的、所述标记与传感器表面的结合。
例如从US20050016844 A1可知电化学生物传感器，其具有试纸条(test strip)的形式，其中在电极附近或电极上提供了干燥的可溶解层。该层通常包括用于与分析物或目标分子进行反应以产生电化学信号的化学成分，其中该电化学信号表示样本流体中存在分析物(比如，一个或多个酶类、辅酶、辅酶因子、缓冲盐以及辅助剂)以增强所述试剂诸如脱水和再水化之类的属性或特性。后者典型地用于检测样本中相对高浓度的分析物的存在。
发明内容
本发明的目的是获得用于检测生物、化学和/或生化颗粒的良好方法和系统。
上述目的可以通过根据本发明的设备和方法来实现。
本发明涉及一种用于检测至少一个目标分子的检测系统，该检测系统具有至少一个传感器芯片并且适于接收至少一个标记以用于启用标记检测，所述至少一个传感器芯片包括具有至少第一可溶解层(包括试剂)的检测表面，所述至少第一可溶解层适于使得所述至少一个标记与所述至少一个目标分子能够进行相互作用从而实现对基于标记的检测信号的检测。
本发明的实施例的优点在于，使用基于标记的生物传感器使得能够实现具有高灵敏性的快速检测。本发明的特定实施例的优点在于，可以获得快速的试剂溶解。本发明的特定实施例的另一个优点在于，可以获得试剂与流体的快速混合。本发明的特定实施例的另一个优点在于，靠近检测区域提供试剂。本发明的特定实施例的进一步优点在于，可以在检测区域获得高浓度的移动试剂，从而允许在传感器表面实现高结合速率或拆分速率。
本发明的特定实施例的优点在于，容易操作。因为传感器芯片和检测系统可以包括检测所需的每件东西，所以仅仅需要管理样本液体而不需要管理其它流体。
本发明的特定实施例的优点在于，仅仅需要非常小的用于试验的样本体积。本发明的特定实施例的优点在于，该检测系统可以包括传感器芯片的阵列以用于所谓的传感器复用，该传感器复用使得能够并行地进行多个独立的试验。不同的传感器可以用于多分析物检测，例如用作正控制或负控制、用于校准的目的、和/或用于并行筛选(parallel screening)。本发明的特定实施例的优点在于，消除或减轻了交叉反应或交叉污染的问题，这是因为：由于有限的试剂层厚度和试验的较短持续时间，使得试剂没有足够的时间到达相邻的传感器。
所述检测系统可以包括用于检测所述至少一个标记的任何适合的检测器，其中磁性或光学检测器是特别优选的。这种系统的优点在于，可以精确地研究(study)具有低分析物浓度(即例如低于1mmol/L)的样本。该检测系统可以包括用于激励标记的激励装置。该激励装置可以是辐射源。该激励装置还可以是用于生成电磁场的装置。
第一可溶解层可以具有的厚度的范围是：下限为0.1μm(优选为1μm)，上限为150μm(优选地为50μm，更优选为15μm)。本申请中所指的厚度可以是所述层的平均厚度。该层厚度依赖于该层的孔隙度、试验类型、溶解速度和在流体中的输运(通过扩散的被动输运，或通过驱动的主动输运)速度。对于多孔层，有利地是，为较少孔的层使用较厚的层，从而在表面上具有足够的试剂材料以用于生物传感器试验。对于较厚的层，有利地是，应用主动输运，从而使试剂加速靠近传感器表面。对于非常薄的可溶解层，在流体中，标记对表面的碰撞的概率相对于标记对标记的碰撞更大。在试验期间，标记对标记碰撞的减少了标记聚集的发生，这可以提供利用标记(比如纳米粒子标记)试验的定量准确性和可再现性。
所述检测系统可以包括传感器芯片的阵列以用于所谓的传感器复用。不同的传感器可以用于例如检测不同的生物分子、用作正或负控制、或用于校准的目的。由于所述非常薄的层和所述试验的短时间，所以所述试剂没有足够的时间到达相邻的传感器，从而消除或减轻了交叉反应或交叉污染的问题。
所述至少第一可溶解层可以是均匀层。可替代地，其可以是非均匀层，例如包括岛状、条状或其他形状或模式。该层还可以是纳米多孔的和/或微孔的以便于溶解。本发明的特定实施例的优点在于，仅仅需要少量的试剂。
所述传感器芯片进一步可以包括第二层，其用于提供保留或固定在传感器芯片的检测表面上的捕获探针。该检测系统通过将结合或未结合部分捕捉到检测表面上使得能够实现标记和未标记的目标的分离。利用固定的捕获探针进行工作还具有优点：通过图案方式沉积(patter wise deposition)而方便了复用(即，同时确定不同的目标)。
所述捕获探针可以适用于允许保留或固定所述至少一个标记或保留或固定所述至少一个标记与所述至少一个目标分子的相互作用的结果。这种保留或固定可以是在传感器芯片的检测表面的固定。
所述传感器芯片进一步可以包括至少一个用于提供校准(calibration)试剂的校准层，该校准层是适用于使得能够进行校准的可溶解层。它的一个优点是，由此可以获得精确的检测系统。它的另一个优点是，校准系统可以合并到检测系统的传感器芯片中。
所述检测器芯片进一步可以包括位于所述至少一个可溶解层之上的保护层用于提供保护，该保护层是可溶解层。该保护系统使得能够对传感器芯片提供良好的保存和存储，从而减少了存储之后的不可用传感器芯片的数量。多个层提供多个功能，例如：可以提供不包括生物活性物种的缓冲层以在制造过程期间抑制任何标记与生物活性物种的结合；或者提供包括校准材料的层；或提供覆盖层，用作抵制污染(例如在处理或存储期间由周围的药筒(cartridge)材料分泌的有机污染物)的保护和剥离(lift-off)层。
所述至少一个标记可以包括在所述至少第一可溶解层中。特定实施例的优点在于，所述传感器芯片包括有限数量的不同部件，从而减少了所需的制造努力(efford)。
本发明的检测系统的所述至少第一可溶解层可以包括可溶解基质(martix)，其包括一个或多个粘度调制器、表面张力调制器、粘附调节器、PH调节器、封堵材料、浓缩器、薄膜形成器、稳定器、缓冲器、清洁剂、胶凝剂、填充剂、薄膜开放剂(opening agent)、着色剂、触变剂、保护剂、或水化剂/溶解剂。其他可溶解层也可以包括这种可溶解基质。
所述检测系统可以包括传感器芯片，该传感器芯片包括至少第一层，其用于使得能够进行快速溶解、避免标记在所述至少第一层内的聚集、保护所述至少一个标记的生物活性、以及使得所述至少一个标记与所述目标的相互作用能够在最佳条件或非常有利的条件下发生。
本发明的检测系统可以包括至少一个试剂，其可以是或可以包括酶、辅酶、辅酶因子、维生素、矿物质、酶衬底(substrate)、或酶抑制剂。该检测系统可以包括传感器芯片，该传感器芯片包括至少第一层，该层包括试剂以使得所述至少一个标记与所述分析物的相互作用能够在最佳条件或非常有利的条件下发生。所述酶可以是活性酶。
所述试剂适用于减少由于折叠、屏蔽、帽化或遮蔽引起的生化活性的损失。可以通过任何适合的试验来实现所述至少一个标记与目标分子的相互作用，所述试验例如为竞争试验、抑制试验、置换(displacement)试验、夹心试验、抗复合(anti-complex)试验、免疫试验、聚类试验、杂交(hybridization)试验或封堵试验。本发明的某些实施例的优点在于，可以基于检测信号的动态特性进行对分析物的检测。
所述检测系统进一步可以包括用于检测样本到达检测表面上的时间的传感器。这个实施例的优点是，可以基于检测信号的动态特性进行对分析物的检测。
所述检测系统进一步可以包括适于测量样本流体或其部分的体积的传感器。这种检测系统使得能够对目标分子进行精确的(例如定量的)检测，所述目标分子在与标记相互作用之后变成可检测标记。
所述检测系统进一步可以包括适于测量所述至少一个标记的面密度的传感器。这种系统使得能够对目标分子进行精确的(例如定量的)检测，所述目标分子在与标记相互作用之后变成可检测标记。
所述至少一个目标分子可以是酶转化的产物。
所述检测系统进一步可以包括用于确定所述至少一个目标分子的量(amount)的分析装置。所述至少一个目标分子可以指示在样本中分析物的存在或不存在。所述至少一个目标分子可以等同于样本中的分析物。所述检测系统可以提供定量的结果。可以通过比较由传感器芯片检测到的不同检测信号来获得定量结果。
所述分析装置可以包括用于计算酶动力的计算装置。本发明的实施例的优点在于，可以研究(study)酶活性。
检测表面可以是多孔表面。本发明的实施例的优点在于，可以增加面积-体积比。
所述至少一个标记可以是目标特定的标记。该目标特定的标记可以包括目标特定的探针。该目标特定的探针可以是核苷酸序列，其具有与所述目标分子内的序列的互补的序列。该目标特定的探针还可以是抗目标(anti-target)抗体。
所述至少一个标记可以通过标签(tag)(比如生物素标签)结合到捕获探针，所述标签能够与在检测表面上的捕获探针上的另一个标签(比如链亲和素标签)相互作用。
本发明还涉及一种用于检测样本中的至少一个目标分子的方法，该方法包括：使样本与传感器芯片接触，该传感器芯片在检测表面处包括至少第一包括试剂的可溶解层；允许在检测表面处的所述至少第一可溶解层与样本流体之间的相互作用，从而使得至少一个标记能够与所述至少一个目标分子进行相互作用；以及检测标记相关的检测信号。该方法可以进一步包括激励所述至少一个标记，这例如通过照射它或通过使用电磁场来定向该标记的物理属性来进行。所述方法还可以包括在允许相互作用之前测量传感器信号从而校准传感器芯片的灵敏性。该校准可以是对特定的标记灵敏性和/或试剂层的厚度的校准。所述方法进一步可以包括处理标记相关的检测信号，例如以便获得样本中存在的分析物的量或浓度。所述方法进一步可以包括将结合的和未结合的标记相分离。
本发明进一步涉及用于检测样本中的至少一个目标分子的传感器芯片，该传感器芯片适于接收至少一个用于使得能够进行标记检测的标记，该传感器芯片包括检测表面，其具有包括试剂的至少第一可溶解层，所述至少第一可溶解层适于使得所述至少一个标记能够与所述至少一个目标分子进行相互作用从而使得能够进行对基于标记的检测信号的检测。所述至少第一可溶解层可以包括至少一个标记。所述传感器芯片可以是一次性的(disposable)。
本发明进一步涉及一种用于检测样本中的至少一个目标分子的部件工具箱(a kit of parts)，该工具箱包括适于接收至少一个标记以便使得能够进行标记检测的传感器芯片，该传感器芯片包括检测表面，其具有包括试剂的至少第一可溶解层的，所述至少第一可溶解层适于所述至少一个标记与所述至少一个目标分子的相互作用从而使得能够进行对标记相关的检测信号的检测。至少一个目标分子在缓冲溶液中的预定量可以用于正控制和/或标准。该工具箱可以进一步包括作为负控制提供的、没有所述至少一个目标分子的缓冲溶液。
本发明的特定实施例的优点在于，所述可溶解层中的物种(species)和浓度可以被调整以优化所希望的生化工艺。
在所附独立权利要求和从属权利要求中规定了本发明的特定和优选的方面。来自从属权利要求的特征可以根据需要与独立权利要求的特征组合和其他从属权利要求的特征相组合，而不仅如权利要求中明确规定的那样。
本发明的示教允许设计改进的用于检测化学、生物和/或生化粒子的方法和器件。
根据下面的详细描述，并结合通过实例示出本发明的原理的附图，本发明的上述和其他特性、特征和优点将变得显然。给出本说明书的目的仅仅是为了示例而没有限制本发明的范围。下面引用的参考图是指附图。
附图说明
图1是根据本发明第一方面的特定实施例的检测系统的示意表示。
图2是根据本发明第一方面的特定实施例的、具有适合于基于标记的检测系统的可溶解试剂层的生物芯片的示意表示。
图3是根据本发明第一方面的另一个特定实施例的、具有适合于基于标记的检测系统的可溶解试剂层的生物芯片的示意表示。
图4是如在根据本发明第二方面的特定实施例的检测方法中可获得的、作为时间函数的在检测表面(C1，m，s)附近的移动标记的体积浓度的演变图。
图5是如在根据本发明第二方面的另一个特定实施例的检测方法中可获得的、作为时间函数的在传感器表面(C1，b，s)上的结合标记的面浓度的演变图。
图6是根据本发明的第三方面的、用于检测样本中的目标分子的方法的流程图。
图7示出了在根据本发明的方法中的吗啡(morphine)竞争试验的结果。
图8示出干燥缓冲中的表面活性剂(surfactant)对基于本发明的吗啡竞争试验的影响。
在不同的图中，相同的附图标记指示相同或相似的元件。
具体实施方式
将针对特定实施例并参照某些附图来描述本发明，但是本发明不限于此，而是仅仅由权利要求限定。权利要求中的任何附图标记不应当被解释为限制其范围。所述附图仅仅是示意性的而非限制性的。在附图中，为了说明的目的，一些元件的尺寸可能被放大并且不是按比例描绘的。在本说明书和权利要求中的使用的术语“包括”不排除其他元件或步骤。在涉及单数名词时使用的不定冠词或定冠词(比如“一”或者“一个”、“该”)的地方，除非另外特别声明，其包括多个这样的名词，。
进一步，该说明书和权利要求中的术语第一、第二、第三等等用于区分相似的元件，并且不一定用于描述顺序的或按时间前后的必须。应当理解的是，如此使用的术语在适当的情况下是可互换的，并且这里所描述的本发明的实施例能够以不同于这里所示出的或描述的顺序的其他顺序来进行操作。
此外，该说明书和权利要求中的术语“顶部”、“在...之上”用于说明的目的，而不一定用于描述相对位置。应当理解的是，如此使用的术语在适当的情况下是可互换的，并且这里所描述的本发明的实施例能够以不同于这里所示出的或描述的方位的其他方位来进行操作。
提供下列术语或定义仅仅是为了有助于对本发明的理解。这些定义不应当被解释为具有比本领域技术人员所理解的范围更小的范围。
这里使用的术语“样本”涉及可以包括至少一个感兴趣的分析物的混合物。该样本优选地为流体，例如液体(比如水性混合物(aqueouscomposition)。因此，该样本可以被提供为“样本流体”。
这里使用的术语“分析物”是指要根据本发明确定其存在、不存在或浓度的物质。典型的分析物可以包括但不限于小的有机分子、代谢物(比如葡萄糖或乙醇)、蛋白质、肽、核酸片段、分子(比如小分子制药)、抗生素或药物(drug)、在酶处理中具有调节效果的分子(比如促进剂(promoter)、激活剂、抑制剂或辅因子)、病毒、细菌、细胞、细胞成分、细胞膜、孢子、DNA、RNA、微生物以及其片段和产物、或可以为其开发附着位点、结合构件或受体(比如抗体)或具有抗免疫或抗原决定族的任何物质。分析物的存在、不存在或浓度可以直接通过评估分析物本身的存在、不存在或浓度来确定，或者作为选择可以通过评估目标或目标分子的存在、不存在或浓度来间接地确定。
这里使用的术语“衬底”是指能够承受酶促反应的分子或材料。
这里使用的术语“目标”或“目标分子”是指其存在、不存在或浓度实际上根据本发明来确定的物质。术语“目标分子”应当被广义地解释并且可以是例如单独的分子、可以是一串分子、可以是分子的复合物、可以是嵌入到其他材料(比如衬底)中的分子等。该目标和分析物可以是相同的，或者该目标可以指示分析物的存在或不存在。特别地，诸如蛋白质或DNA之类的目标可以是诸如病毒、细菌或其他生物之类的分析物的独特的成分或产物，并且因此指示它们的存在。当检测涉及酶学试验时，该目标可以是由酶引起的衬底的酶转化的产物，并且因此可以指示衬底的量或酶的活性。目标分子也可以是聚合物、金属离子，和诸如毒素、非法药品和炸药之类的低分子量有机物种，本发明明显不限于此。在检测试验期间，该目标可以变为被标记以发出可检测信号。所述目标也可以变为固定在检测表面上以作为生物活性涂层的一部分。
这里使用的术语“标记”是指能够生成可检测信号的分子或材料。生成可检测信号包括改变信号。适合在本发明的不同检测系统和方法中使用的标记是很多的并且在本领域被广泛地描述。这些标记可以是光学标记、放射性标记、磁性标记等等。这些标记可以是直接标记，其可以被传感器直接检测到。可替代地，这些标记可以是间接标记，其可以在后续开发工艺之后变得可检测。典型地，在本发明的方法中使用的标记是目标特定的标记，即其能够特别地结合(binding)到目标。然而，也可以设想：当目标以纯化的形式存在时，标记绑定到目标是足够的。
这里所使用的术语“探针”是指特别地结合目标分子的结合分子(binding molecule)。在本发明的上下文内所设想的探针包括生物活性基团(moieties)，诸如整个抗体、如Fab片段之类的抗体片段、单链Fv、单个可变域、VHH、重链抗体、肽、抗原决定基、膜受体或任意类型的受体或其一部分、衬底捕获(substrate-trapping)酶突变，整个抗原分子(半抗原)或抗原片段，寡肽、寡核苷酸、模拟表位、核酸和/或其混合物，其能够选择性地结合到潜在的目标分子。抗体可以上升到非蛋白化合物以及上升到蛋白质或肽。探针典型地是结合对的免疫反应构件或亲和反应(affinity reactive)构件。所述探针的性质将由要被检测的目标的性质决定。最常用地，所述探针基于与所述目标的特定相互作用来开发，所述特定相互作用诸如为但不限于抗原抗体结合、互补核苷酸序列、碳水化合物-凝集素、互补肽序列、配体-受体、辅酶-酶、酶抑制剂-酶等等。探针还包括“捕获探针”，其用于经识别或结合事件将目标和/或经标记的目标固定在检测表面上。探针和捕获探针可以被标记。当目标分子通过结合到捕获探针而被固定时，所得到的复合物被称作“目标捕获复合物”。当在本发明的设备和方法中使用的标记是目标特定的标记时，可以通过使用结合到标记的目标特定探针来确保所述情况。典型地，当目标是蛋白质时，目标特定的探针可以是抗目标抗体。可替代地，当目标是核苷酸序列时，目标特定的探针可以是互补寡核苷酸序列。这里使用的术语“目标模拟”是指一种可以与探针或捕获探针相关联的物质，但该关联不如目标优化。该目标模拟用在竞争试验中，其中例如在结合到探针或捕获探针的竞争中，基于与目标模拟的竞争来确定该目标。特别地，该目标模拟利用与目标到探针或捕捉探针的结合相比降低的结合强度来结合到探针或捕获探针。
根据第一方面，本发明提供一种用于检测和/或定量样本中至少一个目标分子从而检测和/或定量分析物的检测系统。这种检测系统可以例如是用于检测化学、生物或生化粒子的检测系统，本发明不限于此。该检测系统典型地利用至少一个传感器芯片来进行使用，该传感器芯片适于接收至少一个标记以使得能够进行基于标记的检测。该传感器芯片还具有包括至少第一层的检测表面，所述第一层是用于提供至少一个试剂的可溶解层以使得能够进行所述至少一个标记与所述至少一个目标的相互作用，从而使得能够进行对基于标记的检测信号的检测。虽然在该可溶解层中除了试剂之外还可能有其他成分，但是该可溶解层可以称为可溶解试剂层。这里使用的术语“可溶解层”可以指包括可溶解基质并且可选地包括标记、探针、标记的探针、目标和/或目标模拟的层。当所述可溶解试剂层与样本流体接触时，该样本优选地突然(即在短时间内)暴露于移动试剂。
通过图1中的示意图示出了包括必须和可选的部件的检测系统100的示意概貌。检测系统100适合于检测和/或定量样本中的至少一个目标分子，从而检测和/或定量分析物。系统100适合于检测并且可选地定量样本中的目标分子或者从中推导出分析物的存在，其中在传感器芯片的检测表面上提供了包括试剂的可溶解层使得能够进行对直接或间接地指示分析物的存在或活性的标记的快速检测。如图1所示，检测系统100适于与至少一个传感器芯片1一起使用。下面将进一步更详细地描述如图1所示的示范性检测系统100的这些和其他附加的或可选的部件。将参照图2和图3通过图示来描述传感器芯片1，该传感器芯片1不限于此。
传感器芯片1可以包括数个部件，如具有表面3的芯片载体2。至少部分表面3可以适于成为使用检测器30的检测位置。换句话说，表面3可以包括其中可以执行基于标记的检测的检测表面33。芯片载体2可以由允许芯片载体2支持在芯片载体中和/或芯片载体上存在不同成分的材料构成。它可以包括绝缘材料，但是本发明不限于此。诸如乙烯基聚合物、聚酰亚胺、聚酯和苯乙烯之类的塑料可以提供所需的结构属性。由于传感器芯片优选地可大量生产，它可以例如由具有足够柔性以用于轧辊处理、同时还给出了对于成品芯片有用的硬度的材料构成。因此，芯片载体2可以包括柔性有机材料，例如如聚酯之类的聚合物材料、特别是高温聚酯材料、聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)和聚酰亚胺、或这些材料中两种或更多的混合物。另一种特别优选的芯片载体材料是无机材料，例如诸如硅之类的半导体材料，或诸如玻璃之类的材料。
传感器芯片2的表面3典型地可以包括载体芯片材料，其中捕获探针、目标或目标模拟的生物活性层可以附着到该载体芯片材料，或者生物活性层可以固定到该载体芯片材料上。传感器芯片2的表面可以是多孔表面以增加面积对体积比。
术语“生物活性涂层”可以指诸如捕获探针和/或目标分子之类的生物活性基团的层，所述捕获探针和/或目标分子由诸如传感器芯片的检测表面之类的固体表面所保留或附着到其上，并且能够分别结合目标或标记探针，或者能够分别与目标或标记探针进行反应。生物活性层的捕获探针和/或目标分子可以通过本领域中任何已知的方法保留或固定到表面上。这些生物活性基团可以以位置-特定的方式被检测表面保留或附着在其上，所述位置-特定方式意味着这些基团中的特定位置例如通过衬底上的抗蛋白层而参与到耦合中。可替代地，表面3可以包括金属层，例如覆盖了载体芯片或其一部分的贵金属层。
根据本发明的实施例，载体芯片2的表面3包括至少一个包括试剂的可溶解层，其也被称为可溶解试剂层5，其有助于基于标记的分析物检测。该层可以是干层。一般地，传感器芯片1中的至少一个试剂层5可以包括这样的试剂，具有化学或生化特性以用于与目标进行反应而产生表示样本中的分析物的存在性的可检测信号。这里使用的术语“试剂”是化学、生物或生化试剂，其用于与分析物和/或目标进行反应以产生表示样本中的分析物的存在性的可检测信号。用于在本发明的不同检测系统和方法中使用的合适试剂包括各种被选择来确定各种分析物的存在和/或浓度的活性组分。恰当试剂的选择完全在本领域技术之内。如本领域众所周知的那样，存在许多可用于与各种目标中的每一种一起使用的化学品。针对要被评估的目标来选择它们。所述试剂可以包括例如酶、辅酶、酶抑制剂、酶衬底、促进酶转化的辅酶因子(比如ATP、NADH等)、维生素、矿物质，本发明不限于此。例如，在一个优选实施例中，本发明的传感器芯片可以包括一种或多种酶、辅酶或辅酶因子，其可以被选择以确定样本中代谢物或小分子的存在。而且，传感器芯片1的至少第一层可以进一步包括标记、缓冲盐、清洁剂、糖等。
所述至少一个试剂层5可以是薄层。所述至少一个试剂层5应当足够薄从而使样本流体将迅速水化或溶解该薄试剂层5。优选地，所述至少一个试剂层5可以具有这样的厚度：其范围具有0.1μm的下限(优选地为1μm)，以及150μm的上限(优选地为50μm，而更优选地为15μm)。本申请中所指的厚度可以是层的平均厚度。试剂层5可以是基本均匀的层，或者它可以包括诸如岛或条纹结构之类的结构或图案，或者可替代地或附加地可以是多孔以改进其溶解。于是，所述厚度是指材料在图案、结构、岛或条纹等中的平均厚度。该试剂层还可以是多孔材料以促进溶解，比如其可以是例如多微孔和/或纳米多孔层。在制造期间，该试剂层可以例如提供在冷却的衬底上以在制造时减少该试剂层与检测表面之间的相互作用。还可以例如使用冷冻干燥法提供该试剂层。在优选实施例中，标记6包括在试剂层5内，并且当检测表面33与样本流体接触时，通过该试剂层5扩散并在其内扩散到检测表面33。该标记6将具有较短的距离以通过薄试剂层扩散，因此很快出现到检测表面33的扩散。此外，薄层的捕获效率将比厚层的更高。厚试剂层将花费更长的时间用于样本流体的水化或溶解，并且试剂或标记6靠近检测表面33将需要更多的时间。这可能延迟了确定分析物浓度的时间并且将误差引入该确定中。当使用相对较厚的层时，有利地是应用主动输运以加快试剂接近所述传感器表面。
就说明而言(本发明的实施例不受此理论限制)，可以基于扩散定律来确定可溶解层5的合适厚度。试剂的迅速溶解和扩散是突发的过程。当扩散是支配性的输运机制(即不使用主动材料输运)时，合适的层厚度L可以大致估计如下：
L ≈ ( D · t )
其中D为试剂在溶解层中的扩散常数，而t为所期望的反应时间。换句话说，可以由试剂在溶解层中的扩散常数D和所期望的反应时间t的乘积的平方根来近似合适的层厚度L。该扩散常数D通常将随着(生物)化学物种的不同而不同。当D为10-10m2 s-1数量级时，一旦试剂被释放到流体内(例如对于起酶衬底作用的小蛋白)，并且期望的反应时间为1s时，则合适的层厚度L为大约10μm。在反应过程中，薄得多的层将给出试剂浓度的强时间相关性。厚得多的层消耗了不必要的大量试剂，并且进一步生成了远离检测表面的目标分子分布。当试剂层5中的试剂耦合到较大实体(例如，耦合到尺寸为300nm的纳米颗粒)时，D具有10-12m2 s-1的数量级。利用期望的反应时间10s，适合的层厚度L为大约3μm。在其中标记6包括在试剂层5中的实施例中，可以采用相似的考虑。如果扩散是主要输运机制，那么因此突发或扩散时间可以近似为：
Tb≈L2/D，
其中L为层厚度(单位：m)且D为标记在流体中的扩散常数(单位：m2s-1)，以及Tb为层的扩散时间，其中为了简化起见，忽略了由表面的存在而引起的增加的摩擦力。例如，在水溶液中的诸如直径为300nm的纳米粒子之类的标记典型地可以具有数量级为10-12m2 s-1的扩散常数D。对于3.2μm的层厚度，所估计的扩散时间Tb大约为10秒。由此，显而易见，突发(burst)时间Tb取决于距离的平方，这强调了如果想要实现较短的检测时间使用超薄层的重要性。
测试速度还受到目标与捕获探针之间的结合速率的限制。对于诸如抗体之类的给定的捕获探针，形成目标-捕获复合物(例如抗原-抗体结合)的概率p在极限p＜1的情况下随着时间t线性增加。每单位时间概率的增加dp/dt由下式给出：
dp/dt＝kon·[T]
其中，kon为目标分子结合到捕获探针的缔结常数(单位：L mol-1 s-1)，而[T]为流体中的目标浓度(单位：mol L-1)。例如，对于药物-抗体结合，kon＝105L mol-1 s-1并且[T]＝100nmol L-1，则得出dp/dt＝0.01s-1。这意味着，根据上面选择的参数，在10s之后形成目标-捕获复合物的概率为10％。
传感器芯片1的至少一个可溶解试剂层5可以包括可溶解基质7或干燥的多孔材料，该多孔材料保持试剂和/或标记和/或用于增强试剂属性或特性各种辅助剂和/或用于在处理、存储和操作期间保护可溶解层5内的成分的保护剂。基质7典型地可以促进迅速溶解、避免标记的聚集、以及保持基团的生物活性。所述化学品可以包括便于试剂成分在载体芯片2的表面3上的放置并且改进其与载体芯片表面3的粘附或者用于增加试剂成分被样本流体水化的速率的材料。此外，试剂层5可以包括被选为增强所生成的干试剂层的物理属性以及用于分析的流体测试样本的摄取(uptake)的成分。要与试剂成分一起使用的辅助材料的实例包括粘度调质、表面张力调质、粘附调节剂、PH调节剂、封堵材料、增稠剂、薄膜形成剂、稳定剂、缓冲剂、清洁剂、胶凝剂、填充剂、薄膜开放剂、着色剂、触变剂、二氧化硅、或便于溶解/水化的试剂。
传感器芯片1优选地包括用于致动其中发生所设想的反应的流体的致动装置。该致动例如有利于通过试剂在流体中的混合、通过将试剂输运和/或提供浓度到检测区域、以及通过例如经清洗或经电磁紧缩力来施加紧缩来提高测试的速度、精度、灵敏度和/或特异性。因此，致动优选地用于在生物传感器芯片邻近准备试剂。致动的高度优选的方法基于磁性致动。当探针或其他在被监测的反应中起作用的化合物链接到磁性粒子时，以及/或者当非反应磁性粒子加入到反应室时，磁性致动是可能的。因此在高度优选的实施例中，传感器芯片1和/或读取器系统包括至少一个磁性致动部件(比如电磁铁或电流导线)以用于创建靠近传感器表面的磁场。如果使用磁性致动，则所述检测仍然可以是磁性检测和/或另外还使用光学标记的光学检测。这在下面将更详细地描述。
传感器芯片1典型地适于接收至少一个标记以用于在与目标分子相互作用之后的基于标记的检测。在优选实施例中，可以在至少第一可溶解层中提供标记。可替代地，所述标记可以作为所谓的第二可溶解层附着在检测表面上。所述标记也可以从传感器芯片的外部提供，例如作为以适当浓度包括标记的水流体或作为样本流体的一部分。所述标记也可以从检测室或药筒(cartridge)中的另一个位置来提供，优选地这由致动机构控制。所述标记被提供用于可以典型地通过结合试验与目标分子相互作用。通过使用标记的结合分子，该结合或识别事件可以典型地生成可检测的信号并且指示目标分子的存在或不存在或活性。本发明所设想的结合或拆分试验包括免疫测定、DNA杂交试验和基于受体的试验，其中该基于受体的试验在医学界广泛使用(如对宽范围的目标分子的诊断测试)。可能的试验还包括夹心试验、抗复合试验和阻断剂试验，这例如参见：由David Wild编辑并由Elsevier Science出版的“The Immunoassay Handbook”。在使用珠探针61的夹心试验中，例如通过电场和/或磁场使得将标记6典型地保持接近于检测表面33，从而珠探针61附着在检测表面33以用于在目标与珠探针61以及检测表面33相互作用的同时形成分子的夹心结构。各种类型的结合(拆分)试验可以使用诸如荧光、显色、散射、吸收、折射、反射、SERRS-活性或(生物)化学发光标记、分子信标之类的光学标记，可以使用放射性标记，可以使用酶标记或者可以使用磁性粒子作为标记。光学标记典型地可以发射可由检测器检测的光，例如在可见光、红外线或紫外线波长范围内的光。然而，本发明不限于此，并且在本申请中，光学标记可以指可以以电磁频谱中的任何合适和可检测的波长范围发射光的标记。在本发明的上下文中设想的磁性标记包括但不限于金属或磁珠或纳米粒子。所述磁性标记可以包括一个或多个磁性粒子的任何合适的形式，例如磁性的、抗磁的、顺磁的、超顺磁的、铁磁的，其为在磁场中永久地或暂时地生成磁矩的任何形式的磁性。合适的磁性标记材料的实例是例如Fe3O4珠。在大多数实施例中，磁性标记的尺寸不是关键的，但是对于许多生物传感器应用，非常优选的是，该标记具有小尺寸。优选的磁性标记可以具有通常由最长直径表示的、范围在5-5000nm，更优选地为10-2000nm，甚至更有选地为20-1000nm，又更优选地为50-500nm的尺寸。通常通过应用电场、或磁场、或电磁场并且使用磁性或非磁性传感器来进行对磁性标记的检测。除非特别指出，标记是指这样的分子或材料，它们没有共价地链接到探针。所述标记可以优选地通过共价结合附着在探针、捕获标记、衬底、目标或分析物上，但是其他类型的结合(比如水化结合)也是可能的。根据所执行的试验的类型，标记的目标分子或者结合到固定的捕获探针(夹心试验)、或者与目标模拟竞争以结合到捕获探针(竞争试验)。在移除过剩(未结合)的标记之后，测量结合标记的数量。因此，结合试验可以典型地涉及标记的结合分子大量地粘附到固体衬底，其反映了目标分子的浓度或存在。可替代地，诸如标记的目标模拟之类的标记的结合分子可以结合到检测表面，并且由标记的目标分子对目标模拟的置换可以导致在检测表面附近标记的减少。已经描述了结合试验方法的许多变体并且这些都在本发明的范围之内。
在传感器芯片1中，例如可能在其检测表面33上可以提供附加层，例如起到保护层、校准层或缓冲层作用的层。保护层可以允许保护传感器芯片1的特定部件使其免受内部或外部化学或机械影响。校准层通常可以用于针对所使用的特定标记、所使用的层厚度等来校准传感器芯片。可以例如将已知数量的目标分子或类目标分子加入到传感器芯片上的可溶解层以用于获得这种校准。因此，后者可以允许芯片上试验校准。而且可以提供正测试控制层和/或负测试控制层。这种层典型地可以提供用于检查传感器芯片所必须的成分，从而它应当提供确定的正和/或确定的负响应，从而允许对传感器芯片1的定性检查。缓冲层典型地允许两个不应当或开始不应当彼此相互作用的不同层之间的缓冲。将在不同实施例中更详细地讨论这些层的更详细的实例。
将要与检测表面接触的样本流体可以在被浸湿的检测表面(33)上施加亲水力/疏水力。可以提供附加的保护层以给出对由样本流体引入的力的保护。
为了检测基于标记的信号，检测系统100可以进一步包括至少一个检测器30以用于检测在传感器芯片1上或在其附近的标记。因此，检测系统100中的这种检测器30可以能够检测标记或者更特别地检测对其在检测表面33处的激励的响应。检测器30可以合并到芯片载体2中，从而典型地产生片上实验室生物传感器，或者该检测器30可以合并到适于包括传感器芯片1的检测系统100中。可替代地，检测系统可以是单独的系统，其被移动到相关位置来检测芯片载体的检测表面。在片上实验室结构中，检测器30的活动元件可以定位在传感器芯片的芯片载体2中，而可以将检测到的信号转换和传输到传感器芯片1外部的读出设备。可替代地，检测器30的活动元件可以在检测系统100中定位在传感器芯片的外部。于是检测器30适于检测来自检测表面33的信号。例如在光学检测中，后者可以通过聚焦在检测表面33上并且从该检测表面33收集来获得。
所述至少一个检测器30可以是任何合适的检测器，例如用于光学检测标记(如光学和/或磁性标记)的光学检测器，和/或用于检测磁性标记的磁性检测器。用于检测光学信号(例如来自光学标记或根据磁性标记的间接发光标记的发光信号)的光学检测器可以是例如光电检测器、电耦合器件(CCD)、电注射器件(CID)、互补金属氧化物半导体(CMOS)、光电倍增管、雪崩光电二极管、固态光学检测器件、显微镜或摄像机。所述至少一个检测器30可以是多个检测器，其适于检测从传感器芯片1收集的不同发光辐射束。所述至少一个检测器30可以是像素化检测器或多个单像素检测器的行。这种检测器可以是例如电耦合器件(CCD)检测器或CID、光子管倍增器行、雪崩光电二极管行或包括单个检测器像素阵列的其他辐射检测器。所述至少一个检测器30的宽度或在使用像素化检测器的情况下的所述至少一个检测器30中的检测器元件的宽度优选地可以使得检测可以发生在整个传感器芯片1或多个传感器芯片上，或者发生在传感器芯片1上的空间特定区域上，其中该空间特定区域使得在检查期间试剂层的几乎总是最大的一个带或一个点出现在由单像素检测到的区域内，从而允许检测当与样本流体接触时试剂层(多个)5中的带或点是否导致标记检测。
所述至少一个检测器30还可以是磁性检测器，诸如霍尔(Hall)检测器或诸如AMR(各向异性磁敏电阻)检测器、GMR(大磁敏电阻)检测器或TMR(隧道磁敏电阻)检测器之类的磁敏电阻检测器。基于其他原理(比如SQUIDS)的磁性传感器元件也可以应用在所要求保护的检测系统100中。检测器30也可以基于其他用于检测磁性粒子的原理，并且因此也可以是力放大生物传感器(FABS)、悬臂梁力传感器、微天平、阻抗仪、或者检测来自磁性粒子或在其上的力的AFM。对磁珠的检测也可以基于诸如折射、吸收、散射、荧光等等之类的光学原理发生。这样，检测器30可以是用于检测磁性粒子的光学检测器。典型地，检测器30可以连接到用于驱动检测器30的检测器驱动电路32。检测器驱动电路32典型地可以适于控制检测器30。它可以典型地适于定位在芯片载体2的外部，甚至适于定位在传感器芯片1的外部，以及适于可连接到检测器30。然而，它也可以包括在芯片载体2中或包括在传感器芯片1中。该检测器可以适于例如在适当位置或通过提供附加的聚焦元件来在检测表面33检测标记或标记的可检测信号。
检测系统100还可以包括适于激励所使用的标记的激励装置31.取决于所使用的标记，激励装置31可以例如是光学激励装置或磁性激励装置。激励装置31可以由激励装置驱动电路34来控制。该激励装置驱动电路典型地可以适于定位在芯片载体2的外部，甚至适于定位在传感器芯片1的外部，以及适于可连接到激励装置31。然而，它也可以包括在芯片载体2中或包括在传感器芯片1中。光学激励装置可以例如是辐射单元，其包括一个或多个辐射源以用于生成用于照射在包括光学标记的传感器芯片上的样本的辐射束。所述至少一个辐射装置31可以是任何适合用于光学检测系统的辐射源，比如光源。辐射装置31还包括白光源，其可以被过滤为多个具有特定波长的或在特定波长范围中的辐射的辐射束。辐射装置31还可以包括一个或多个诸如激光器之类的单色光源。辐射装置31可以包括氩激光器、二极管激光器、氦激光器、染料激光器、掺钛蓝宝石激光器、Nd:YAG激光器或其他激光器。辐射装置31可以例如包括诸如可调谐半导体激光器之类的可调谐辐射源用于连续地提供至少一个辐射束，或用于同时或连续地提供至少一个辐射束的至少一个半导体激光器。可以提供多个辐射装置31，从而允许复用。所述辐射单元可以适于生成适合于激励光学标记的电磁辐射。例如，在所生成的辐射是荧光辐射的情况下，该激励辐射的光学波长可以例如在200-2000nm的范围内，或者例如在400-1100nm的范围内，本发明不限于此。后者可以合并到芯片载体2中或者可以在其外部，并且它可以合并到传感器芯片1中或可以在其外部。磁性激励装置可以例如是电磁单元，其用于生成电磁场以便以将电场或磁场施加到包括磁性标记的样本上从而定位磁珠。磁性激励装置31可以是例如磁场发生器，其创建磁场以用于磁化或定位磁性标记。该磁性激励装置可以合并到芯片载体2中或可以在其外部，并且它可以合并到传感器芯片1中或可以在其外部。该磁性激励装置可以例如可以是电磁铁、空心导线线圈、直导线、可导电微加工迹线(trace)、永磁体、线圈。它可以是外部磁性激励装置或者它可以集成到芯片载体2中。
如上所述，检测器30、激励装置31和/或其驱动电路32、34可以可选地在传感器芯片外部，或甚至在药筒50外部，其中该药筒50包括传感器芯片1和用于提供样本流体20的装置和/或适于包括样本流体11的装置或适于包括测试流体12的装置。如果检测器30或激励装置31在药筒50外部，则在药筒50中可以提供窗口从而使得检测单元30可以检测样本等。
可以将代表检测的信号提供给分析电路40，该分析电路40可以适于执行上述的本发明的任何分析算法。
检测系统100可以进一步包括分析电路40，其适于处理检测信号或与其对应的信号。它典型地可以适于执行预定的算法以便处理所获得的检测器结果。分析电路40可以适于确定样本中分析物的浓度或分布并且/或者用于处理所获得的结果以例如用于确定酶活性。另外，分析电路40传统地包括与检测单元30的连接以评价与目标浓度相对应的检测信号。分析物(多个)的浓度可以通过比较从传感器芯片检测的检测信号(例如在将样本提供给传感器芯片1中的不同时间点)来计算。分析电路40可以提供指示是否存在标记的目标的数字二进制值。系统100以及更特别地分析单元40可以进一步提供对所获得的检测结果的统计处理，例如以关联两个不同的度量以用于检查是否轻微结合的标记影响了检测。分析电路40还可以包括用于确定样本已经被传感器接收以及确定样本的量足够用于试验的装置。分析电路40可以包括处理装置42(比如微处理器)和/或用于存储所获得的和/或处理的评价信息的存储器部件。此外，可以存在典型的输入/输出装置。可以使用用于执行评价步骤的合适软件或专用硬件处理装置来控制分析电路40。因此分析电路40可以以任何适当的方式实现，例如专用硬件或适当编程的软件、微控制器或嵌入式处理器(如微处理器)、可编程门阵列(比如PAL、PLA或FPGA)或类似物。分析电路40典型地可以存储分析结果，并在任何合适的输出装置44(例如视觉显示单元、绘图仪、打印机等等)上显示分析结果，或者可以可替代地向分离的设备提供该数据。分析电路40还可以具有与局域网或广域网的连接以用于将结果传输到远程位置。分析电路40可以至少部分地在药筒50中或可以可选地在药筒50外部。分析电路40可以通过在药筒表面上的合适触点(例如端子)连接到药筒50。
检测系统100可以进一步包括用于容纳流体(例如样本流体)的流体容纳装置10，其可以被提供作为一个或多个起到检测系统的源作用的容器。这种用于容纳流体的流体容纳装置10可以是至少一个适于容纳要研究的样本流体的装置11，即被怀疑包括分析物的样本的专用源11。用于容纳流体的流体容纳装置10可选地还可以包括至少一个适于容纳控制样本的装置12，该控制样本例如为起例如正控制或参考样本作用的、包括预定浓度的分析物或目标的样本，和/或为不包括在研究中的分析物或目标的样本(例如为空白或负控制)。所述样本优选地为流体样本。水混合物非常适合于在该检测系统中使用。可选地，当独立地提供标记时，检测系统100可以进一步包括至少一个标记源，这未在图1中示出。
检测系统100可以进一步包括用于将来自用于容纳样本的流体容纳装置10的样本提供给传感器芯片1(例如用于使得传感器芯片1与样本流体接触)的样本提供装置20。样本提供装置20可以包括流体的重量反馈并且还可以包括管道/导管和阀门(例如可选择的和可控的阀门)的布置以允许将来自用于容纳样本流体的装置11和用于容纳控制样本的装置12的流体提供给传感器芯片1。可替代地，所述流体可以主动或被动地从装置11、12泵吸到传感器芯片1。上述部件布置位于药筒50上，例如一次性药筒50上。还可以存在用于控制样本提供装置20的控制电路22。
检测系统可选地可以进一步包括溶解促进装置60，用于在传感器芯片1上或其附近辅助可溶解层的溶解和经溶解成分的扩散。溶解促进装置60可以包括磁性致动器、加热器或任何其他合适的机械或声学装置以促进溶解和扩散。
检测系统100可选地可以进一步包括温度控制装置62，其用于控制温度以确保在传感器芯片1上或其附近合适的温度。温度控制装置62可以包括加热和/或冷却元件从而允许对传感器芯片1或出现在传感器芯片1中的样本流体的温度控制。温度控制装置62可以在传感器芯片1的内部或外部，它可以在药筒50的内部或外部。如这里所提及的检测系统内使用的加热和冷却元件可以具有多种形式，包括但不限于电加热器、电阻加热器、热电加热器和冷却器(珀耳贴(Peltier)设备)、电容性耦合RF加热器、散热器、射流电路加热器、热管、化学加热器以及其他类型。在某些实施例中，使用板外(off-board)加热机制来加热检测系统100内的流体。也可以应用辐射加热。温度控制装置62典型地可以包括温度传感器，其用于确定检测表面33或该检测表面33附近的样本的温度。
检测系统100可选地还可以包括清洁装置64，其用于清洁该检测系统或其一部分，如传感器芯片1或传感器芯片1中的检测表面33。检测系统100的清洁性通常取决于光滑表面的存在。与生物活性成分接触的表面可以优选地是光滑的、可由清洁溶液到达以及容易洗涤。对在宽pH范围中具有抵抗性的、用于检测系统的材料的选择使得能够使用常规清洁溶液用于通常具有极端的pH值的生物材料。表面的清洁性还包括它们的可消毒性。在平面系统的情况下，特别地UV杀菌是合适的，但是以对应的UV稳定性为先决条件。组成传感器芯片1的UV稳定材料的选择实现了在使用之前用于杀菌的UV辐射处理。
检测系统100可选地可以进一步包括用于测量在生物传感器表面上的包括流体的标记的体积以及面密度。后者可以例如使用光学测量、压力测量、通过测量用于提供流体的装置10中的体积或通过测量在流体提供装置20的不同部件中流体的存在或流体的流动速率来执行。也可以通过例如电容量或温度的变化来确定流体到达传感器表面的时间。后者可以提供关于发光标记的响应时间的附加信息，并且/或者可以用作用于控制检测器30、激励装置31的输入或者用作到控制器22的反馈信号以用于控制流体提供装置20。也可以由分析电路40来考虑流体到达检测表面33的时间。
还存在适于进一步刺激所述至少一个标记与所述至少一个目标分子的相互作用的致动器。这种致动器可以是磁场、电场或声场。这可以通过加速结合动力学来增强试验的动态性。还可以为去除或者严谨(stringency)处理应用致动器来增强试验的特定性和灵敏度。
传感器芯片1可以包括传感器的阵列，以用于所谓的传感器复用。不同的传感器可以用于检测不同的生物分子，它们可以用作正或负控制，或者可以用于校准的目的。在现有技术的生物传感器中，不同的传感器通常暴露于相同的试剂。这引起了交叉反应或交叉污染的问题，例如这是因为相同的标记可以结合到不同的传感器表面。由于所提供的试剂的数量有限(如试剂层典型可能是薄的)，并且由于试验的短时间，在本发明的特定实施例中，试剂典型地可能没有足够的时间来行进到衬底上的相邻传感器。所述行进距离将为大约(Dt)1/2，其中D为扩散常数而t为时间。由于所述短时间，试剂因此将不会到达相邻的传感器，从而消除交叉反应和交叉污染的问题。这增强了生物传感器的复用潜力。
因此，本发明也允许对样本的筛选。下面是筛选试验的非限制性实例。一系列传感器设有试剂，其特征在于基于缺失不同的(生物)化学成分的事实而使得试剂是不同的；以及当样本提供缺失的成分时传感器给出正信号；以及当样本不包括缺失的成分时传感器给出负信号。例如，以这种方式，可以筛选样本以确定辅酶因子的存在。
下面提供了根据本发明的第一方面的进一步实施例和实例。
根据第二方面，本发明提供一种用于检测样本中至少一个目标分子的方法。后者典型地也可以允许在样本中定量目标分子。这种用于检测目标的方法典型地包括使得样本与包括具有试剂的至少第一、可溶解层的传感器芯片1相接触。典型地，所述方法还包括允许所述至少第一可溶解试剂层与样本流体之间的相互作用，从而导致第一可溶解试剂层的溶解并且导致至少一个标记与至少一个目标分子的相互作用。在图6中通过实例示出了后者，该图6指示根据本发明的第二方面的方法200的流程图，其指示了示范性检测方法的标准和可选步骤。
在第一步骤202中，样本和包括至少第一可溶解试剂层5的传感器芯片1被带入彼此相互接触。这典型地可以包括通过重力或毛细管力将样本流体(例如样本流体滴)与传感器芯片1相接触。可替代地，样本流体也可以被主动或被动地泵吸到传感器芯片1。因此，使得样本与传感器芯片1接触可以包括控制样本提供装置。
在第二步骤204中，所述方法包括允许所述至少第一可溶解试剂层5与样本流体的相互作用，从而导致第一可溶解试剂层5的溶解并且导致至少一个标记6与所述至少一个目标分子的相互作用。由此，允许所述至少第一可溶解试剂层5与样本流体之间的反应典型地为：允许在检测表面处的第一可溶解试剂层5与样本流体之间的反应。因此后者允许在传感器芯片1的检测表面33处或其附近生成游离试剂。这典型地使得所述至少一个标记6能够与所述至少一个目标分子相互作用。所述方法还可以包括允许其他可溶解层与样本流体之间的相互作用，从而提供要被执行的相互作用的其他成分。标记可以存在于可溶解试剂层或其他可溶解层中，从而导致生成用于与至少一个目标分子相互作用的游离标记。可替代地，可以以不同的方式提供标记，例如通过在传感器芯片1中引入容纳标记的流体来提供标记。典型地，为了允许所述可溶解层与样本流体之间的相互作用，样本流体的弯液面(meniscus)应该越过可溶解层。后者优选地需要比总的试验时间短得多的时间跨度。典型地，通过使样本流体的弯液面越过检测表面来执行浸湿。
在第三步骤206中，可以通过根据所选的标记的任何适合检测方法来执行对基于标记的检测信号的检测。所设想的合适检测方法包括光学检测方法(比如但不限于荧光检测和SERRS)和磁性检测方法(例如，使用霍尔传感器、GMR、TMR或AMR的磁性检测方法)。典型地，如步骤208所示，所述方法因此还可以包括激励标记以允许生成要检测的标记信号。取决于所使用的标记的类型，这种激励可以例如是辐射样本或向样本提供电磁场以导致磁性标记的定向。如果所述激励是辐射步骤，则典型地所使用的辐射束例如在波长和/或强度方面进行适应以便能够激励在传感器芯片1中使用的光学标记。如果激励是提供电磁场的步骤，则典型地可以这样选择电磁场以使得它导致可用检测系统中的磁性传感器检测的磁性标记的定向。
用于检测和/或定量的检测方法200还可以包括步骤：处理基于标记的检测信号。通过步骤210说明了后者。所述处理可以包括从所述基于标记的检测信号获得定性的、或更优选地定量的结果。所述处理可以基于使用预定的算法、使用神经网络或以任何其他适合的方式执行。它可以通过自动的和/或自动化的方式执行。
在一个实施例中，在检测步骤之前，可以执行可选的分离步骤212以用于将未结合的或弱结合的标记与结合的标记相分离。后者可以有利于获得更精确的测量，因为它避免了未结合或弱结合的标记对检测结果的影响。可以通过从结合的标记中去除未结合的或弱结合的标记来确保未结合的或弱结合的标记的去除，其中所述结合的标记经生物活性成分或标记而结合到检测表面。后者可以通过施加物理的或化学的力来执行以移动和/或去除未结合的标记，其中所述力例如为流场、声场、重力、电磁场。示范性分离技术包括清洗、沉淀、沉降、离心、超声处理、磁场和/或电场以及场梯度的应用。
在特定实施例中，可以不需要结合和未结合标记的分离步骤。这可以例如通过提供为分子信标的探针来实现，该分子信标包括与目标DNA序列互补的寡核苷酸序列，并且该分子信标可以用在其两端的每一端的染料和淬灭剂(例如Dabcyl)进行双重标记。在其封闭状态时，用淬灭剂将染料的信号扑灭。当互补序列杂交到目标DNA时，所述信标打开并且可以检测信号。分子信标的一个实例是SERRS信标，其是用不同的染料在其两端的每一端进行双重标记的探针。特别地，第二染料这样设计以使得它能够将寡核苷酸探针固定到检测表面上，该检测表面为合适的金属表面。在缺少目标DNA的情况下，所述信标以“封闭状态”固定到该金属表面上，从而导致对与两个染料相对应的表面增强的共振拉曼散射光谱的检测。当所述互补序列杂交到目标DNA时，所述信标打开并且染料之一从表面移除。这导致SERRS信号的改变。在另一个不需要分离结合和未结合的标记的特定实施例中，至少两个荧光标记可以以形成荧光共振能量转移(FRET)耦对的一部分而出现，所述一个标记附着到检测标记而第二个标记在流体中移动。只用当这两个标记彼此很接近时，在FRET耦对的复合波长处的荧光将被检测到。
检测方法200还可以包括校准步骤。因此，可以在浸湿之前和之后测量传感器信号，从而校准传感器芯片对标记和/或试剂层的厚度的灵敏度。可以使用预定的算法来执行或处理这个校准步骤，并且该校准步骤的结果可以在信号处理步骤中(例如在检测结果的定量处理期间)加以考虑。
根据本发明的检测方法200可以与磁提取以及溶液中预形成了磁性粒子的捕捉试验相结合。就在浸湿之后，粒子立即被推向传感器表面。试剂突发可以例如通过局部地提供优化了到传感器表面的(未)结合的速度、灵敏度和特异性的生化条件(例如，pH、盐、有机分子)来增强感测处理。
根据第三方面，本发明提供一种用于检测样本中的一个或多个分析物的传感器芯片1。更特别地，传感器芯片1被设想用于上述检测系统100中。用于检测和/或定量样本中的至少一个目标分子的传感器芯片1可以适于包括用于使得能够进行标记检测的至少一个标记6，并且包括用于提供至少第一可溶解层的检测表面33。第一可溶解层5典型地包括至少一个试剂并且典型地还可以被称为可溶解试剂层5。可溶解试剂层5典型地位于检测表面33上。当可溶解试剂层5与样本流体相接触时，其使得能够进行对基于标记的检测信号的检测。其他的特征、属性和优点典型地可以与在本发明的第一方面中为传感器芯片所描述的相同。
根据第四方面，本发明提供部件的工具箱，其包括至少一个如在本发明的第一方面中描述的传感器芯片连同在缓冲溶液中至少一个目标分子的量(例如预定量)。后者可以用作正控制和/或用作标准。所选的在缓冲溶液中的至少一个目标分子典型地将取决于要利用传感器芯片执行的试验的类型。这种传感器芯片1例如适合于酶的酶活性分析，其可以转化嵌入到传感器芯片上的试剂层中的酶衬底，但本发明不限于此并且可以用于任何合适的分析或试验，如在本发明的不同方面中任一方面和/或在所提供的不同实施例和/或实例中任一个所描述的。可选地，该部件工具箱进一步包括其他组件，比如预定量的控制流体，其允许执行负控制测量，其中传感器芯片特别地需要提供负检测信号以指示测试的目标分子的缺失。
现在将通过多个特定实施例和实例阐明本发明的不同方面，本发明不限于此。
在第一特定实施例中，提供如上为第一方面所描述的检测系统，其中检测系统100适于与至少一个传感器芯片1一起使用，传感器芯片1包括第一可溶解试剂层5和第二可溶解层。特别地参照图2的绘图，其中示出了根据本发明使用的传感器芯片1的优选实施例。传感器芯片1包括：具有包括检测表面33的表面3的芯片载体2；和包括可溶解基质7和至少一个标记6的第一可溶解试剂层5。标记6具有探针61。合适的第一可溶解试剂层5可以典型地叠在检测表面33上面，以使得标记接近于检测表面33，从而减少了检测时间。该第一可溶解试剂层5可以通过合适的方法、例如通过重力作用或毛细管作用或可选地通过压力或真空的辅助来与样本流体相接触。本发明的传感器芯片1的检测表面33被第二层4覆盖，该第二层4是生物活性层，例如包括诸如抗体或寡核苷酸之类的捕获探针41、目标、或目标模拟。在本实例中的芯片载体2包括感测/检测设备30以用于检测指示样本中的分析物的可检测信号。
第二特定实施例描述如上为第一方面所描述的检测系统，其中检测系统适于包括至少一个传感器芯片1，该传感器芯片1包括第一可溶解试剂层5、第二生物活性表面层4和至少一个第三可溶解层。特别地参照图3的绘图，示出了根据本发明使用的传感器芯片1的优选实施例。传感器芯片1典型地可以包括：具有包括检测表面33的表面3的芯片载体2；包括可溶解基质7和至少一个标记6的第一可溶解试剂层5；为生物活性表面层4的第二层；以及为间隔层的至少一个第三层。由起保护层和/或校准和/或缓冲层的作用的层8和层9示出了所述至少一个第三层的实例。换句话说，可以提供保护层，并且/或者可以提供被称为校准层的辅助校准的层，并且/或者可以提供缓冲层。有利地是，将多个层应用到生物传感器上。一个实例可以是：插入层8作为缓冲层(例如不包括生物活性物种的层)以在生物传感器制造期间抑制标记6结合到附着到表面层4的捕获探针41。另一个实例可以是：将校准材料加入到传感器芯片以允许对利用传感器芯片的检测的校准。又一个实例为：加入用作保护和剥离层的覆盖层9以抵制污染，例如在处理或存储期间由周围的药筒材料所分泌的有机污染物。当传感器芯片1与样本流体接触时，所述层的可溶解基质典型地可以溶解，以由此提供试剂、标记并且可选地校准标记。如本实施例中所说明的附加层的提供可以允许标记6存储在可溶解基质7中并且不会在生物传感器制造期间结合到附着于表面层的捕获探针41。后者是优选的，这是因为生物分子和/或结合可以在存储和操作期间改变，例如造成标记6与传感器表面3之间的非特定结合，这使得生物传感器不适合用于置换/竞争/抑制或其他类型的试验。因此，本发明的特定实施例的优点在于，在使用测试流体的试验期间基本新鲜地形成标记到表面的结合。在第三特定实施例中，提供了如根据第一方面或根据第一或第二实施例中的任一实施例所述的传感器芯片，该生物传感器是多层生物传感器并且目标分子可通过置换/竞争/抑制类型的试验被检测到。所述样本可以例如是用于滥用药物测试的唾液，该实施例不限于此。传感器表面3可以设有在检测表面33上的药物-模拟41。传感器芯片1典型地包括第一可溶解试剂层5，由此标记6可以嵌入到其可溶解基质7中。标记6可以设有一个或多个抗药物抗体61。当样本流体到达传感器芯片时，基质7典型地溶解到流体中并且标记6变得可移动。图4描绘了作为时间函数的在传感器表面3附近的可移动标记6的体积浓度C1，m，s的演变。例如通过层5的厚度、层5的材料的溶解率和样本流体中标记的速度来确定突发峰的持续时间和形状。在图4中，箭头150指示检测表面的浸湿时间，而箭头152指示变得可移动的标记。一旦可移动，标记6就以非常高的浓度出现在传感器表面3上。标记6结合到检测表面33所需的时间非常短，这是由于在检测表面33上的高临时标记浓度和标记6到药物模拟41的高生物亲和性。箭头154指示这样的时刻：标记基本扩散到远离检测表面或在检测表面上获得结合。同时，抗体61暴露于溶液中的药物分子，即目标分子。当药物分子结合到抗体61时，在检测表面33上标记6到药物模拟41的结合减弱了，并且/或者导致在检测表面33上标记6从药物模拟41分离。在图5中针对溶液中目标分子的低、中、高浓度而描绘了结合到检测表面33的标记6的时间演变。样本在由150指示的第一时刻被浸湿。对于给定的试剂层5并对于给定的标记6，图5示出了对于分析物的不同浓度的、作为时间函数的结合传感器表面的结合标记C1，b，s的面浓度的持续时间和形状。曲线162指示针对低浓度分析物的结合标记的浓度，其指示结合标记的浓度保持高位。曲线164指示针对更高浓度的分析物的结合标记的浓度，其指示可移动标记的浓度在到达峰值后轻微下降。曲线166指示针对更高浓度的分析物的结合标记的浓度，其指示结合标记的浓度降低在到达峰值后更强烈地下降。当由传感器测量标记6的表面浓度时，可以从信号的时间相关性和/或在特定时间之后的信号大小来导出目标浓度。典型地可以通过光学或磁性检测方法在检测表面33进行对标记6的检测。例如，磁性传感器30(比如霍尔传感器)可以嵌入到载体芯片2中以用于检测磁性标记6到检测表面33的结合。检测到的标记量与目标分子的量成正比或反比，并且因此可以确定目标的浓度。测试速度受到药物和抗体之间的结合率所限制。对于给定的抗体，形成药物-抗体结合的概率p在极限p＜1的情况下随着时间t线性增加。每单位时间概率的增加dp/dt由下式给出：
dp dt = k on · [ T ]
其中，kon为药物到抗体的缔结常数，对于药物-抗体结合其例如为：105L mol-1 s-1，而[T]为流体中的药物浓度，其例如为100nmol L-1，则得出dp/dt＝0.01s-1。这意味着，在10s之后形成抗体-药物结合的概率为10％。
在第四特定实施例中，提供了如图2所示的传感器芯片，所述生物传感器涂覆有试剂的可溶解层并且目标分子通过酶素试验来检测。试剂层典型地可以是如上所述的薄膜层并且典型地可以提供多个层。样本可以例如是流体样本，其包括用于检测其酶活性的酶。通常，可以通过被定义为在特定时间帧中转化某一数量的衬底所需的酶的量的单位来表示酶的活性。特定的活性也可以以每一样本体积为单位来表示。所述酶可以是诸如蛋白酶或核酸酶之类的裂化酶，由此可以检测该裂化活性。在本发明的上下文中，酶被定义为生物活性基团，该基团促进了例如通过肽链内切酶或核酸内切酶裂化、例如通过肽链外切酶或核酸外切酶的破裂、或(例如通过激酶或磷酸酶，通过氧化酶或还原酶)修改酶衬底为产物，即降解产物。所述酶也可以是修改酶，如激酶或磷酸酶，其中加入或消除了诸如磷酸基团之类的生化基团。换句话说，也可以通过氧化酶或还原酶特别地转化目标分子。因此所述酶可以例如出现在检测表面上的薄膜干燥试剂中。在浸湿之后，目标典型地被转化并且反应产物之一被检测或被进一步处理。因此可以检测修改活性。通常，裂化可以导致至少两个产物部分的释放。所述酶衬底可以是蛋白质或肽，这是因为这些可以容易地通过酶素反应转化为产物。可替代的酶衬底可以是其他生物和化学物质，如核酸、脂类、碳水化合物以及螯合剂。酶衬底可以是试剂层5的一部分或可以固定到传感器表面3上。试剂层5典型地能够溶解在其所暴露的样本流体中。在传感器表面3发生反应，其是在流体样本中的特定酶的活性的指示。所述酶转化率可以估计如下。对于在设备中给定的酶衬底，由酶转化酶衬底的概率p在极限p＜1的情况下随时间线性增加。酶单位时间增加的概率由下式给出：
dp dt = k on · [ E ]
其中，kon为转化常数，其例如为：106L mol-1 s-1，而[E]为流体中的酶浓度，其例如为100nmol L-1，则给出dp/dt＝0.1s-1。这意味着，在1s之后，酶衬底被转化的概率为10％。当样本流体中的酶浓度[E]为例如1μmol L-1时，dp/dt＝1s-1，这意味着，在1s之后，在检测表面附件的酶衬底被转化的概率为几乎100％。如上所述，试剂的迅速溶解和扩散是突发过程。当扩散是主要输运机制时，可以根据 L ≈ ( D · t ) 来估计合适的层厚度L，其中D为在溶解试剂中的活性基团的扩散常数，而t为所期望的反应时间。当酶衬底是小蛋白时，一旦试剂被释放到溶液内，D具有10-10m2 s-1数量级。利用所期望的时间为1s，则合适的层厚度L为大约10μm。在反应过程期间，薄得多的层将给出酶衬底浓度的强时间相关性。厚得多的层消耗不必要的大量试剂并且还生成例如为酶衬底的酶转化产物的目标分子的分布，所述分布进一步远离传感器表面3。当酶耦合到更大实体(例如尺寸为300nm的纳米粒子)时，D具有10-12m2 s-1的数量级。当所期望的反应时间为10s时，合适的层厚度为大约3μm。
在第四实施例的第一特定实例中，所述试剂可以包括标记的酶衬底(6，61)。传感器表面3典型地涂覆有衬底结合基团4，例如抗衬底抗体。基团可以嵌入到例如包括用于水化的糖分子的可溶解保护层中。在用样本流体浸湿传感器芯片1之后，典型地可以同时发生两个事件。来自样本的酶典型地可以从标记的酶衬底(6，61)分裂标记6，从而释放酶衬底61，并且同时在传感器表面3上的抗衬底抗体41捕获标记的酶衬底(6，61)和(分裂的、去标记的)酶衬底61。因此，在研究中的酶的裂化活性减少了标记6结合到传感器表面3的机会，并且/或者从传感器表面3释放已经结合的标记6。
在第四实施例的第二特定实例中，传感器表面3典型地涂覆有产物结合基团41，其选择性地结合酶转化的产物。
在第四实施例的第三特定实施中，试剂层5中的酶衬底61预耦合到标记6并且具有诸如生物素之类的标签。传感器表面3可以涂覆有诸如链酶亲和素之类的标签结合基团41。
在第四实施例的第四特定实例中，试剂层5可以包括标记6，其预耦合到诸如抗衬底抗体之类的衬底结合基团61。传感器表面3涂覆有酶衬底41。标记6可以是具有诸如生物素之类的标签的标记。传感器表面3典型地可以涂覆有酶衬底41，该酶衬底41具有诸如链酶亲和素之类的可接近的标签结合基团。
在第四实施例的第五特定实例中，试剂层5包括具有第一和第二标签的酶衬底61，并且包括具有可以结合到第一标签的基团的标记6。传感器表面3涂覆有可以结合到第二标签的捕获探针41。合适的标签/标签-结合耦合是例如抗生物素蛋白/生物素、链霉亲和素/生物素、半抗原/抗体、蛋白质/抗体、肽/抗体、蛋白质/碳水化合物、蛋白质/蛋白质、核酸/核酸、蛋白质/核酸、半抗原/核酸。
在第四实施例的第六特定实例中，试剂层5包括酶衬底并且酶转化的产物在如上所述的竞争-置换-抑制试验中被检测到。
在第四实施例的第七特定实例中，试剂层5包括分析物特定的酶和预耦合到标记6的产物敏感混合物。例如，样本中要被检测的分析物可以是葡萄糖。在浸湿传感器芯片之后，样本中的葡萄糖分子通过出现在试剂层5中的葡萄糖氧化酶被转化为过氧化氢。该氧化反应产物随后与氧化敏感的基团，例如嵌入到诸如磷酸酶之类的蛋白质中的半胱氨酸残基相互作用。利用对氧化敏感基团的氧化状态敏感的抗体41执行的免疫测定指示流体样本中的糖水平。
在另一个实例中，要被检测的分析物对酶转化具有调节作用，并且为例如促进剂、激活剂、抑制剂、或辅因子。干试剂多层包括酶和酶衬底。在浸湿生物传感器之后，酶和酶衬底散布到溶液中。随后，以取决于溶液中分析物的浓度的速率生成酶产物。该产物随后可以被检测出。优选地，酶衬底预耦合到检测标记6并且检测表面33具有抗产物抗体41。可替代地，产物模拟预耦合到检测标记6或检测表面33。优选地，检测标记6是磁性粒子。
在另一个实例中，产物结合基团61预耦合到标记6并且产物模拟存在于传感器表面3上。在另一个实例中，产物模拟61预耦合到标记6并且传感器表面3涂覆有产物结合基团41。如上所述，具有一个或多个标签的结构也是可能的。
在另一个优选的实施例中，在所述散布过程期间，使用了磁性致动。该过程也被称为再悬浮或再散布过程。在该实施例中，在再散布期间和/或之后应用磁性致动的同时散布干试剂。在最优选的实施例中，耦合到磁性粒子的试剂通过施加磁场而被吸引到传感器表面。该磁性致动被发现加速了到传感器表面的结合过程。可选地在另一个致动步骤中，随后从传感器表面移除未结合或未特别地结合的磁珠。该磁性致动可以适合与传感器和读取器系统一起执行，所述读取器系统包括位于传感器表面一侧的磁性致动系统和位于传感器表面的另一侧的第二磁性致动系统。
在又一个实例中，目标分子是小有机分子，其典型地太小而不能使用可用的捕获分子(诸如抗体)来检测。于是试剂层可以包括酶和合适的融合基团，以便在浸湿之后，酶生成衬底-目标复合体，其可以例如使用对衬底-目标复合体具有特异性的抗体来更容易地检测到。
根据本发明的第五实施例，感兴趣的分析物是核苷酸，并且本发明的方法涉及使用至少一个标记的分析物特定的探针，该探针为核苷酸探针，该探针的序列与感兴趣分析物的至少一部分，最特别地与分析物特定的分析物序列是互补的或相似的。该核苷酸探针结合到标记以允许如上所述的对分析物的特定检测。温度控制可以包括在检测系统中以用于对核苷酸的检测，从而使得热条件可以适当地有利于杂交反应。
在根据如上所述实施例中的任一实施例的又一个特定实施例，传感器芯片上的可溶解层可以包括已知数量的目标分子或目标模拟以用于片上试验校准。后者允许校准传感器芯片，从而允许获得更精确的结果。
在根据如上所述实施例中的任一实施例的另一个特定实施例中，传感器芯片上的可溶解层4、5可以包括非活性基团61和/或抑制剂和/或阻滞剂。
在根据如上所述实施例中的任一实施例的另一个特定实施例中，传感器芯片上的可溶解层可以包括捕获探针41、61，其彼此具有生物活性的但是对于通常出现在要被研究的样本中的成分不具有活性。
在根据如上所述实施例中的任一实施例的另一个特定实施例中，传感器芯片上的可溶解层可以包括至少一个成分，其例如由于折叠、屏蔽、帽化或掩蔽条件或由于保护剂的存在而减少了生化活性。保护剂可以例如用于在处理、存储和操作期间保护该成分。传感器芯片上的可溶解层还可以包括致动酶，例如来逆转保护剂的作用。例如，当表面被浸湿时，该致动酶散布到溶液中并且激活了生物活性成分。
本发明的不同实施例允许大量有用的生物试验以快速和经济有效的方式运转。可以使用多个显色标记，如在微阵列技术、流式细胞仪、基于荧光共振能量转移(FRET)(其由于两个显色染料分子的电激发状态之间的相互作用而发生)的检测、基于分子信标的检测技术(如实时核苷酸检测和实时PCR定量)、表面增强检测技术(如表面增强拉曼光谱(SERS)、表面增强荧光(SEF)或表面增强共振拉曼光谱(SERRS))、微流体检测等中那样。在一些实施例中，本发明的检测系统是反射荧光生物传感器，其表示激发光从上面入射到表面上，但是该检测系统也可以是透射生物传感器，其表示激发光从下面入射并透射通过该生物传感器。
本发明进一步提供用于制备根据本发明的系统的方法，所述方法包括以下步骤
a)为生物芯片提供检测表面，
b)使得该表面与包括试剂的流体复合物接触，其中该流体复合物是基本上不受表面活性剂影响的缓冲复合物，
c)利用反应物干燥缓冲复合物以在检测表面上形成层。令人惊奇地发现，对基本不受表面活性剂(如图汶(Tween))影响的干燥缓冲复合物的使用导致增加的、诸如磁性粒子之类的目标复合物到传感器表面的特定结合。在本文中，基本不受表面活性剂的影响表示低于0.01％，更优选地低于0.001％的表面活性剂，更优选地低于0.0001％的表面活性剂。
本发明还提供了固态显微技术，其适于高度并行微制造和高度并行处理。这允许在诊断试验中的复用。该技术使得能够进行对试剂变量如层厚度、试剂成分、不同层的组合的快速筛选。可以利用集成到芯片载体传感器或用外部仪器的监测(例如光学成像)来进行检测。
本发明的特定实施例的优点在于，在接触样本流体并溶解试剂层的同时立即建立最优试验条件，这减少了试验时间并提高了试验灵敏度和特异性。本发明的特定实施例的优点在于，获得了经济有效的检测，这例如是因为提供了薄试剂层和对最少试剂量的作为结果的要求。
本发明的特定实施例的优点在于，在试验期间可以在传感器或标记上新形成捕获层。试剂可以例如包括具有标签的捕获或检测基团，例如生物素抗体或生物素分子信标，而标记或传感器包括标签结合基团。生物复合体的新形成可以有利于短售命的复合体和在更长的时间尺度上倾向于非特定结合的复合体(例如粒子集群，到传感器表面的非特定结合)。
本发明的特定实施例的优点在于，生物传感器在传感器表面设有试剂薄层。当传感器芯片被流体浸湿时，试剂迅速溶解并且传感器表面暴露于试剂的突发，即传感器表面快速暴露于高浓度的试剂。由于薄层和试验的高速，可以用不同的试剂和独立的试验来制造传感器阵列。多个层的应用可以允许片上试验校准。所提出的生物传感器具有用于快速试验、低试剂使用、复用、校准以及小样本体积的潜力。换句话说，可以获得较短的试验时间和基本恒定的标记检测。
本发明的特定实施例的优点在与，使得在磁性生物传感器中检测小有机分子变得可能。典型地，小有机分子可能太小而不能用诸如抗体之类的可用捕获分子来检测，而由于酶改性如融合，可获得可检测的复合体。通过在试剂层中提供酶和/或合适的融合基团，可以获得灵敏和快速的检测。
对于本领域技术人员来讲，用于实现体现本发明的、具有可溶解试剂层的生物传感器的目标的其他配置是显而易见的。应当理解，虽然在这里针对根据本发明的设备已经讨论了优选实施例、特定构造和配置以及材料，但是可以在不脱离本发明的范围和精神的情况下在形式和细节上进行各种改变或修改。
通过下面的非限制性实例来阐明本发明。
实例1
作为模型系统，使用了吗啡竞争试验，其中来自样本流体的吗啡与固定在传感器表面上的吗啡竞争在耦合到抗吗啡抗体的磁性粒子上的结合位置。受抑全内反射(FTIR)用于在由注射成形环烯烃聚合物(COP/Zeonex)构成的传感器表面上检测MP，FTIR适合用于实时监测结合在传感器表面的磁性粒子。
缓冲液和试剂
MES盐水缓冲液(25mM MES，150mM NaCl，2mM EDTA，0.05％ Tween20pH 7.4)，硼酸盐缓冲液(50mM硼酸钠，0.05％ Tween20，pH 9)，包被缓冲液(15mM碳酸钠，35mM碳酸氢钠，0.05％叠氮化钠，pH 9.6)，干燥缓冲液(50mM TRIS-HCl，1％/5％ BSA，5％海藻糖/蔗糖)，再散布缓冲液(50mM Tris-HCl，0.1％BSA，0.05％ Tween20，pH 8)或(76mMNa2HPO4，4mM KH2PO4，400mM NaCl，叠氮化物，0.1％TritonX405，pH 8)。BSA-吗啡溶液(在15mM Na2CO3中的10μg/mL BSA-吗啡，35mM NaHCO3，0.03％ NaN3，pH9.6)和抗吗啡抗体1mg/mL由CozartBioscience(牛津郡，UK)提供。从Ademteh(Pesac，法国)购买Carboxyl-Adembeds 300nm和存储缓冲液。从Pierce(L，美国购买的EDC(N-3-二甲基氨丙基-N-ethylcarbodimide氢氯化物)和NHS(N-hydroxysuccininmide)。
衬底
在环烯烃聚合物(COP/Zeonex)和折射约为152的透明塑料的聚苯乙烯注射成型衬底上进行实验。水溶液显示在这些衬底上的高接触角(超过90°)，这表示表面的疏水特性，其允许该溶液的良好定义的定位。
生物结合
使用磁性粒子浓缩器(Dynal MPC-1，磁性粒子浓缩器，DynalBiotech ASA)在MES盐水缓冲液中的一份容积中两次洗涤Carboxyl-adembeads(Ademtech)300nm磁性粒子。所述珠以10mg/mL(1％固体重量)再悬浮在MES盐水缓冲液中。为了激活羧基，所述珠以37℃、利用在H2O中以1∶1混合的40mg/mL EDC和40mg/mL NHS、以1000RPM震荡(Thermomixer Comfort，Eppendorf，美国)来培养30分钟，其中。激活的珠用MES盐水缓冲液洗涤一次，用硼盐酸缓冲液洗涤一次并且最后在硼盐酸缓冲液中以10mg/mL再次悬浮。在耦合之前，为了避免聚集，使用近距离声波定位器探针(VCX 130，声学振动细胞，Sonics&Materials，Inc，美国)以40％的振幅声处理所述珠3次3秒。抗吗啡抗体以2.8μg/mL加入到珠溶液中并且以20℃、1000RPM震荡来培养，并且其后使用近距离声波定位器探针以40％振幅声处理3次3秒。为了钝化剩余的活性羧基，所述珠在20℃处、利用0.1M甘氨酸、并以1000RMP的震荡来培养30分钟。用硼盐酸缓冲液洗涤被涂覆的珠两次，随后将其转移到新的测试管并用两个体积的存储缓冲液洗涤最后一次。所述珠以10mg/mL在4℃处存储在存储缓冲液中。
试验
表面涂层。在4℃潮湿的空气中，在包被缓冲液中的以2μL的10μg/mL BSA吗啡整夜涂覆聚苯乙烯衬底。在培养之后，所述表面在用100μL的PBS洗涤3次之后被风干。
干燥过程。耦合到抗吗啡抗体的磁性珠通过涡流被再次悬浮，并且试样被转移到干净的测试管。在干燥缓冲液中使用磁性粒子浓缩器将所述珠洗涤三次。所述珠以2％的最终浓度再悬浮在干燥缓冲液中，其中的1μL沉积在BSA-吗啡涂层上。使用封闭箱子内部的硅袋整夜来执行所述干燥过程。
再散布过程。通过加入13μL试验缓冲液来再散布干燥的试剂。在再散布之后，通过使用在传感器表面下面的电磁铁来施加磁场以加速结合过程，来使得磁性粒子附着在表面。使用位于表面上的电磁铁使得未结合的珠从表面移除。再散布过程、结合以及MP的洗涤之后继之以光学成像。
3.结果
在利用非常薄层和衬底表面上的干试剂的超快吗啡竞争试验中执行实验。对于这些实验，在涂覆有BSA-吗啡的聚苯乙烯衬底上干燥2％抗体耦合的磁性粒子溶液。
在容纳0ng/m l吗啡的缓冲液中再悬浮2％的磁性粒子(MP)层(耦合到在1％ BSA、5％ Trehalose、50mM Tris、pH8.5中的抗吗啡抗体的2％ MP，)导致在再散布期间到传感器表面的MP结合。可以发现，在再散布之后的磁性致动导致MP到表面的结合的增加。这些结合被发现是特定的，如通过在再悬浮、致动和在没有吗啡的缓冲液中的磁性洗涤之间残留在表面上的MP量(与再悬浮、致动和在包括10ng/ml吗啡的缓冲液中的磁性洗涤之间残留在表面上的MP量相比)的差异所示。
所述结果示出了对于耦合到沉积在涂有抗原的表面上的超顺磁纳米粒子的抗体，两个反应层可以沉积在彼此上面而没有彼此的反应。而且，示出了超快(数秒)的再散布试验原理，其呈现了对于需要短试验时间的生物传感器是有用的容易制造生物层的沉积方法。
图7示出由于MP结合引起的吗啡浓度相对于光信号差异的剂量反应曲线。可以观察到，在包括吗啡的溶液中MP的再散布示出了在再散布致动和磁性洗涤之后在光信号中的剂量依赖性的减少。这些结果指示该试验结构非常适合于耦合抗体的MP层直接沉积在功能化的衬底表面上。
实例2
作为模型系统，使用了吗啡竞争试验，其中来自样本流体的吗啡与固定在传感器表面上的吗啡竞争在耦合到抗吗啡抗体的磁性粒子上的结合位置。受抑全内反射(FTIR)用于在由注射成形环烯烃聚合物构成的传感器表面上检测MP。
对于这些实验，在4℃潮湿的空气中用2μL的BSA-吗啡溶液(在15mM Na2CO3，35mM NaHCO3，0.03％NaN3，pH9.6中的10μg/mL BSA-吗啡)整夜涂覆聚苯乙烯衬底。在培养之后，用1ml的H2O洗涤表面3次，以及耦合到抗吗啡抗体的1μL的1％的w/v MP沉积在BSA-吗啡涂层上面。所述珠在存在或者不存在0.1％的非离子表面活性剂(Tween20)的干燥缓冲液(1％BSA，5％Trehalose，50mM Tris，pH8.5)中先前被稀释为1∶1。MP的该干燥过程已经在干燥调节器(硅袋)中执行了12小时。顶部为流体的药筒被胶合到光学药筒的上面，并且通过加入13μL的试验缓冲液(Na2HPO4 1076g/L，KH2PO4 0577g/L，NaCl 2338g/L，0.01％的Na-zaide)来进行干燥试剂的再散布。已经使用CCD相机配置监测光信号达一分钟。
图8示出在再散布、致动和磁性洗涤期间的FTIR信号。可以观察到，1％的MP干燥层的再散布的速度和水平对于两个干燥缓冲液是相当的并且接近90％。可以通过测量清洁的未被处理表面的光信号并且与其中沉积了所述珠的区域相比来进行该计算。
在吸引步骤期间，在TBT缓冲液(没有Tween20TM的缓冲液)中干燥的MP相对于在T缓冲液(具有Tween20TM)中干燥的MP以更多数量到达表面，其中在T缓冲液(具有Tween20TM)中干燥时，在表面上出现所述珠非常低的浓度。重要的是注意到，更多的珠附着到功能化表面并且更多的珠有机会结合到抗原。

Claims (12)

1.一种用于检测至少一个目标分子的检测系统(100)，该检测系统(100)具有至少一个传感器芯片(1)并且适于接收至少一个标记(6)以实现标记检测，所述至少一个传感器芯片(1)包括检测表面(33)，该检测表面具有：
包括试剂的至少第一可溶解层(5)，其中所述至少第一可溶解层(5)是纳米多孔的和/或微孔的并且当所述至少一个传感器芯片(1)被样本流体漫湿时所述至少第一可溶解层(5)迅速溶解，并且该至少第一可溶解层适于使得所述至少一个标记(6)能够与所述至少一个目标分子相互作用从而使得能够进行对基于标记的检测信号的检测；
第二层(4)，其用于提供固定到传感器芯片(1)的检测表面(33)上的捕获探针(41)，所述捕获探针(41)适于使得所述至少一个标记(6)或所述至少一个标记(6)与所述至少一个目标分子的相互作用的结果能够固定在所述传感器芯片(1)的检测表面(33)上。
2.根据任意前述权利要求的检测系统(100)，其中所述第一可溶解层(5)具有范围在1μm-50μm之间的厚度。
3.根据权利要求1或2的检测系统(100)，其中所述检测系统(100)还包括磁性致动装置。
4.根据权利要求3的检测系统(100)，其中所述检测系统(100)还包括用于检测至少一个标记(6)的光学检测器。
5.根据权利要求1或2的检测系统(100)，其中所述传感器芯片(1)进一步包括至少一个用于提供校准试剂的校准层，该校准层是适于使得能够进行校准的可溶解层。
6.根据权利要求1或2的检测系统(100)，其中所述传感器芯片(1)进一步包括位于所述至少第一可溶解层(5)上面的保护层(9)以用于提供保护，该保护层(9)是可溶解层。
7.根据权利要求1或2的检测系统(100)，其中所述至少一个标记(6)包括在所述至少第一可溶解层(5)中。
8.根据权利要求1或2的检测系统(100)，所述检测系统(100)进一步包括用于确定样本到达检测表面(33)上的时间的传感器。
9.根据权利要求1或2的检测系统(100)，所述检测系统(100)进一步包括适于测量样本流体或其一部分的体积的传感器。
10.根据权利要求1或2的检测系统(100)，其中所述检测表面(33)是多孔表面。
11.根据权利要求1或2的检测系统(100)，其中所述至少一个标记(6)是目标特定的标记。
12.一种用于检测样本中至少一个目标分子的方法(200)，该方法(200)包括：
-使样本与传感器芯片接触(202)，该传感器芯片具有检测表面，该检测表面具有包括试剂的至少第一可溶解层，其中所述至少第一可溶解层是纳米多孔的和/或微孔的；
-允许(204)在所述检测表面处的所述至少第一可溶解层与样本流体之间的相互作用，其中当所述传感器芯片被样本流体漫湿时，所述至少第一可溶解层迅速溶解，从而使得所述至少一个标记能够与所述至少一个目标分子进行相互作用；以及
-检测(206)基于标记的检测信号，
其中所述检测表面还具有第二层，其用于提供固定到传感器芯片的检测表面上的捕获探针，所述捕获探针适于使得所述至少一个标记或所述至少一个标记与所述至少一个目标分子的相互作用的结果能够固定在所述传感器芯片的检测表面上。
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