CN108697903B - 用于在表面等离子体共振分析期间的热控制的方法 - Google Patents
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Abstract
公开了一种SPR传感器，其包括热控制的生物传感器。此外，本公开描述了表面等离子体技术，其包括将表面等离子体传感器加热到大于环境温度的温度的步骤。
Description
相关申请的交叉引用
本申请要求2015年1月8日递交的临时专利申请第US62/276625号的优先权权益以及2015年1月26日递交的临时专利申请第US62/287249号的优先权权益。
背景技术
表面等离子体共振(SPR)是常规用于检验分子的相互作用特别是生物分子相互作用的分析方法以及对与分子相互作用或结合事件相关联的分子缔合和离解的速率、亲和常数和其它特性的测量方式。最简单地说，表面等离子体共振是用于检测传感器的表面处的折射率的变化的技术。传感器(10)包括玻璃基片(12)和薄的贵金属涂层(14)(例如金、银等)。参照图1，偏振光穿过基片并从金涂层反射。光能量的一部分以一定的入射角耦合穿过金涂层，并在样本与金表面之间的界面处产生表面等离子体波(16)。由于质量变化，维持表面等离子体波所需要的入射光角度对表面(18)处的折射率的变化是非常敏感的。这些折射率的变化被用于监测生物分子的缔合和离解。
SPR效应对温度非常敏感。小于1℃的温度变化可能导致SPR响应中的显著偏移。因此，对测定热参数的精确控制是关键的。
发明内容
在一个实施例中，本公开描述了一种生物传感器系统。所述生物传感器系统包括具有第一侧和第二侧的光学清晰的基片，第一侧承载导电薄金属膜，并具有与所述导电薄金属膜相接触的导电电极对、以及位于与所述光学清晰的基片的第二侧相邻的光学棱镜。此外，所述生物传感器系统包括具有限定流道的凹陷区域的块。所述块位于与所述光学清晰的基片的第一侧相邻，使得所述块和所述光学清晰的基片的第一侧限定流通池(flowcell)。此外，所述生物传感器系统包括光源，所述光源被定位用于通过使光穿过所述光学棱镜和检测器设备来照亮所述光学清晰的基片的第二侧，其中所述检测器设备被定位用于接收从所述光学清晰的基片的第二侧反射的光。另外，所述生物传感器系统包括电连接到所述导电电极对的直流电源。
此外，本公开描述了一种SPR传感器盒(SPR sensor cassette)。所述传感器盒包括支持薄金属膜的玻璃基片、与所述薄金属膜相接触的电极对、以及与所述玻璃基片或所述薄金属膜相接触的温度传感器。
此外，本公开描述了一种生物传感器系统，其包括适合用于对接或插入SPR仪器的SPR传感器盒。所述SPR传感器盒包括支持薄金属膜的玻璃基片、与所述薄金属膜相接触的电极对、以及与所述玻璃基片或所述薄金属膜相接触的温度传感器。所述SPR仪器包括被配置用于容纳所述SPR传感器盒的端口。在所述SPR传感器位于所述端口中的情况下，所述SPR仪器提供了位于与所述SPR传感器盒的玻璃基片相接触的光学棱镜。此外，所述SPR仪器包括光源和检测器，其中所述光源被配置用于在所述SPR传感器盒位于所述端口内时使光指向所述SPR传感器盒的玻璃基片处，所述检测器被定位用于在所述SPR传感器盒位于所述端口内时接收从所述SPR传感器盒的玻璃基片反射的光。所述SPR传感器仪器还提供直流电源，在所述SPR传感器盒位于所述端口内时，所述直流电源与所述电极对电接触。此外，所述SPR传感器仪器提供控制器，所述控制器被配置用于在所述SPR传感器盒位于所述端口内时接收来自所述温度传感器的数据，并被配置用于管理去向所述电极对的电流。
此外，本公开提供了用于执行SPR分析的方法。所述方法包括以下步骤：
提供热控制的生物传感器系统，所述热控制的生物传感器系统包括：
光学清晰的基片，具有第一侧和第二侧，所述第一侧承载导电薄金属膜，所述导电薄金属膜抗导电氧化；
导电电极对，与所述导电薄金属膜相接触；
光学棱镜，位于与所述光学清晰的基片的所述第二侧相邻；
块，具有凹陷区域，所述凹陷区域限定位于与所述光学清晰的基片的所述第一侧相邻的流道；
流通池，由所述光学清晰的基片的所述第一侧和所述块限定；
光源，被定位用于通过将光传送通过所述光学棱镜来照明所述光学清晰的基片的所述第二侧；
检测器设备，被定位用于接收从所述光学清晰的基片的所述第二侧反射的光；
直流电源，电连接到所述导电电极对；
温度传感器探头，被定位用于监测由所述光学清晰的基片的所述第一侧和所述块限定的所述流通池的温度；
将表面改性化合物附加到所述导电薄金属膜的所述第一侧；
建立用于所述流通池的基线温度；
使分析物流动通过所述流通池并同时监测SPR响应；
通过将直流电从所述直流电源传递通过所述电极对来调节所述流通池的温度；以及
继续监测所述调节流通池的温度的步骤期间的SPR响应。
附图说明
图1是表面等离子体共振(克雷奇曼(Kretschmann)结构)的简化示意图。
图2A在透视图中描述了热控制的生物传感器的一个实施例的基础部件。
图2B描述了与金属膜(2)相接触的导电电极(3)的俯视图，其中所述电极连接到可变直流电源(4)。
图3描述了热控制生物传感器。
图4A描述了薄膜加热盒。
图4B描述了所述薄膜加热盒的侧视图。
图5是示出了响应于增大的电流的应用的SPR响应和芯片温度变化的图示。
图6是示出了在薄膜加热(TFH)过程之前和之后的COOH5传感器上的蛋白富集的图示。
图7A是描述碳酸酐酶II与1μM的乙酰唑胺之间的相互作用的图示。相互作用是在13.4C的设置的仪器分析温度下进行的。虚线是SPR响应曲线，实线是用于计算结合和亲和力数据的拟合模型。
图7B是描述碳酸酐酶II与1μM的乙酰唑胺之间的相互作用的图示。相互作用是使用TFH在30C的增加的仪器分析温度下进行的。虚线是SPR响应曲线，实线是用于计算结合和亲和力数据的拟合模型。
图8A是描述使用快速转换设置的单个注入期间的SPR分析温度的自动步进的图示。所述步进配置允许在每个设定点的一些温度过冲和更挑战性的温度控制。所述步进之间的转换时间为～2秒。
图8B是描述单个注入期间的SPR分析温度的自动步进的图示。所述步进配置被调节以避免温度过冲。在本实施例中，稳定的5℃温度转换是在～10秒内实现的。
具体实施方式
图2A和2B提供了下面讨论的方法中使用的生物传感器芯片(30)的一个实施例的基础部件的视图。光学清晰的基片(例如但不限于玻璃(12))被覆盖或承载导电薄金属膜(14)。所述薄膜可以是具有抗导电氧化和SPR分析中的效用的金、银或其它金属。生物传感器芯片(30)也承载接触金属膜(14)的导电电极(32)。图2B在俯视图中示出了与金属膜(14)相接触的导电电极(32)。电极(32)到可变直流电源(34)的连接提供了用于将电流传递通过薄金属膜(14)的电路。
在图3中示出了适合用于实践所公开的方法的热控制的生物传感器系统(40)的简化的实施例。如图3中所描述的，生物传感器芯片30被保持在光学棱镜(42)和块(43)之间。块(43)具有限定流通通道的凹陷区域。因此，表面(18)(即，生物感测表面(52))与块(43)合作以限定流通池(44)。光源(46)照亮金属膜(14)，并且反射光走向检测器设备(48)。流通池(44)限定约1微升的近似的容积。因此，金属膜(14)的加热允许流通池(44)中的快速的热变化。生物分子(未示出)的附加到表面(18)提供了SPR生物感测表面(52)。如图4A中所描述的，温度传感器(54)可以被包括以允许监测生物感测表面(52)处和流通池(44)中的温度。温度传感器(54)可以被附加在生物传感器芯片(30)的表面处、或被紧固到块(43)或任何其它允许直接监测流通池(44)中或生物感测表面(52)处的温度的方便的位置。温度传感器(54)可以是热电偶、热敏电阻或用于监测温度和向控制器提供数据的其它适当的传感器。
在SPR分析期间，约0.1安培到约1.5安培的直流电流以受控制的方式穿过电极(32)和金属膜(14)。所述电流经由薄膜电阻加热对金属膜(14)进行加热。相应地，在SPR分析期间，对金属膜(14)的加热也将附加到金属膜(14)的生物感测表面(52)侧的生物分子(未示出)加热到预先选定的高于环境温度的温度。相应地，在SPR分析期间，所述电流的受控制的变化允许向上或向下调节所述温度。当使用热电偶探头(54)时，通过响应于热电偶探头(54)所检测到的温度的变化而调节电流以维持期望的目标温度，热控制的生物传感器系统(40)也提供了对去向生物传感器芯片(30)的电流的控制。可以通过控制器(未示出)来实现使用热电偶探头(54)的温度自动观测和控制。各种选项可用于所述控制器，包括但不限于使用经由模数转换器读取温度并与确定维持或获取期望的温度所必需的目标输出电流的比例-积分-微分(PID)控制循环相协作的微控制器。在确定目标输出电流时，所述控制器使用连接到运算放大器级的数模转换器来设置期望的电流。
热控制的生物传感器系统(40)提供了对金属膜(14)的生物感测表面(52)处发生的分子相互作用的同时的热控制和SPR分析。生物感测表面(52)的表面变型，例如但不限于生物分子的附加(例如葡聚糖、或其它聚合物、硫醇、活性组装单分子层等)，并不负面地影响提供对生物传感器芯片(30)的热控制的能力。有益地，使用薄金属膜(14)允许生物感测表面(52)处和流通池(44)中的快速热升温速率。在大部分实施例中，热控制的生物传感器系统(40)的结构将尽可能接近于流通池(44)地放置导电电极(32)，由此提供在经历SPR的区域(即，生物感测表面(52))处的另外的热控制。
上述的热控制的生物传感器系统(40)提供了用于在精确固定的温度进行SPR分析的能力。此外，所述方法允许快速调节和后续的热条件平衡的建立以用于在固定温度的测定。此外，所述方法提供在SPR分析期间(即，在分析物在生物感测表面(52)上方穿过流通池(44)的流动期间)实时地改变温度的能力，并实现在改变温度的同时对SPR响应的观测/测量。所述方法利用上述的生物传感器芯片(30)并向金属膜(14)施加电流，以产生金属膜(14)的局部化的加热效果。金属膜(14)可以是金层自身，或是位于所述SPR界面(即，表面(18))处的附加的导电膜(未示出)。薄膜加热效果在热控制的生物传感器系统(40)中在现场产生，并可被合并为SPR测定参数。
如上文所注意到的，所公开的装置和方法利用直流来用于施加电流穿过金属膜(14)。金属膜(14)具有约50-100nm的厚度，由此提供必要的电阻水平。由于直流电流被施加到电极(32)，因此金属膜(14)的电阻导致了金属膜(14)的加热，这又进而将包括流通池(44)和生物感测表面(52)的生物传感器芯片(30)连同附加到生物感测表面(52)的任何生物分子加热到环境条件之上。加热效果的程度直接与所施加的电流的量相关。因此，可以通过改变所述电流来调节流通池(44)内的温度条件。本领域中的技术人员将认识到，许多选项可用于提供去向电极(32)的受控制的直流电流以用于加热生物表面(52)和流通池(44)。用于传送直流电流的机构的一些非限定性示例包括但不限于直接运算放大器连接、专用电流源、电压受控的机构如降压型转换器(buck converter)或脉宽调制(PWM)占空比调节。
所公开的方法的性能包括热控制的生物传感器系统(40)中的薄膜电阻加热的初始步骤。所述方法还允许在分子相互作用分析期间与SPR响应的测量相结合地同时地控制生物传感器表面温度。
可以通过热电偶探头(54)或其它传统的温度监测装置来执行加热处理的监测。所需要的高于环境温度的直至～30°的总功率取决于起始(环境)温度，但总体上少于5W。电流也可以被施加作为上面注意的范围的坡度，或者可以被以步进地增加或减少的方式来施加。例如，图5描述了在约20分钟的时间段内直流电流的从0.1安培到1.0安培的以0.1安培的步进的增大。尽管传感器达到温度步阶所需要的总功率水平将根据例如传感器表面类型、结构、局部传感器环境和环境温度之类的因素而变化，但是可以从一个稳定的温度步阶到另一稳定的温度步阶在小于30秒内实现以～5℃的间隔快速向上的温度步进。因此，从25℃到55℃的步进过程将需要约两分钟到约三分钟。
如果热控制的生物传感器的初始温度被保持在低于最低的目标SPR分析温度(例如4℃相对于10℃的起始分析温度)，则向上和向下的快速转换均是可行的(针对5℃的步进的小于1分钟的转换时间)。使用良好控制的电源(电压和电流)，所述温度可以理论上被不确定地保持在设定点或直到表面氧化发生或金属膜被折衷(compromise)。
然而，当使用抗电导氧化(electrically-induced oxidation)的金属膜时，例如金膜，不期望表面氧化降低金属膜的SPR功能。因此，电流的应用实现了在周围环境的环境温度之上的、金属膜(14)和生物感测表面(52)的温度的向上调节。周围环境温度典型地通过辅助温度控制器(未示出)来保持恒定，并处于低于生物感测表面(52)的期望的操作温度的温度。辅助温度控制器可以是适用于在SPR分析单元中协作的任何方便的冷却系统。减少或去除来自金属膜(14)的电流通过允许生物传感器芯片(30)返回到环境温度来提供了生物感测表面(52)的向下温度调节。
执行了测试以验证所公开的设备和方法的有效性。为了验证现场提供热控制的能力，薄膜加热的原理被应用于生物感测表面(52)自身。该测试验证了施加到生物传感器芯片(30)中的金的金属膜(14)的电流的应用允许金的金属膜(14)用作用于精细的热控制的局部加热源。此外，该测试验证了向金的金属膜(14)的施加电流允许所述热控制的生物传感器系统(40)的快速热平衡。
使用纯金金属膜(14)和热电偶探头(54)的初始台式测试指示了提供热控制的能力。随着电流增大，生物传感器芯片30的温度也升高。参照图4A和4B，为了对由于增大的电流的响应进行特征化，被设计用于SPR分析的包括玻璃基片(12)上的薄的金的金属膜(14)的传感器盒(56)被修改为在生物传感器芯片(30)和位于与生物传感器芯片(30)的边缘相接触的精细线热电偶探头(54)的任一端均包括薄箔电极(32)。因此，传感器盒(56)提供了适用于与传统的SPR仪器(未示出)对接的、可移除且可替换的生物传感器芯片(30)。传感器盒(56)在台式SPR仪器(未示出)中的对接提供了热控制的生物传感器系统40的所有必要的部件。具体地，传感器盒(56)的对接导致了电引线附接到电极(32)，由此提供了图3的热控制的生物传感器系统(40)，因为所述SPR仪器将包括块(43)、光学棱镜(42)、光源(46)和检测器设备(48)。
热电偶探头(54)提供了监测生物传感器芯片(30)的温度变化的能力。当在对接结构中使用传感器盒(56)时，热电偶探头(54)将典型地是台式SPR分析系统的一部分，并将被包括到热控制的生物传感器系统(40)的块(43)部分中，或可选地位于流通池(44)中或与金属膜(14)相接触。当调节去向生物传感器芯片(30)的电流时，SPR响应和芯片温度将被监测。参见图5中的图示。分析室的环境温度被保持在10℃。如图5的第一区域中描述的，电流的从0.1安培到1安培的缓慢的步进增大导致了温度的缓慢的步进升高以及SPR响应中的对应的变化。通过“关机”指示的电流去除导致SPR响应返回到冷却系统的辅助控制器操作所提供的环境温度。图5的第二部分反映了电流到0.8安培的单个增大以及SPR响应中的对应变化。
所观测的结果(随着时间温度升高，SPR响应单元(RU)中的结果降低)与先前在SPR分析系统中观测的温度/RU关系相一致。此外，所测量的在芯片边缘处的温度的变化与SPR响应中的变化相关连。在SPR芯片特性中未注意到变化，并且SPR响应中的变化由于金膜的热抗性而单独地出现。这些结果验证温度升高到高于环境传感器温度的约25℃。然而，在支持实验中，我们已成功地达到大于环境的20℃温度之上的75℃。
下面的示例验证了功能性的薄膜加热。这些测试是使用上述的图3、4A和4B中描述的生物传感器芯片(30)来执行的。在此示例中，SPR传感器的金表面携带COOH5化学物质。预先校准的精细线热电偶探头位于允许热电偶与生物传感器芯片的边缘的直接接触。光学膜被置于装备上方并且使用聚酰亚胺带(polyimide tape)来隔离箔电极，以创建完成的装备。所述热控制的生物感测芯片(30)被对接到台式SPR分析仪器中以提供热控制的生物感测系统(40)，有线连接完成，并且所述系统在10℃的分析温度平衡。但是，来自被置于与对接的生物传感器芯片的边缘相接触的热电偶探头的读数指示13.4℃的温度。因此，13.4℃被用作用于下面描述的实验的基线温度。用于所有实验的运行缓冲液包含10mM HEPES、pH7.4、150mM的NaCl(标记为HBS)。
初始测试被执行以确定表面化学物质上的薄膜加热的效果。10mM醋酸缓冲液(pH5.0)中的五十μg/mL的碳酸酐酶II(CA-II)通过注入1分钟而预先集中在所述传感器芯片上。然后，所述传感器芯片使用1安培的电流在5分钟内被加热到39.1℃(～1.5V；～1.5W总功率)。所述电流被中断，并且所述传感器被允许平衡返回到13.4℃。所述CA-II注入被重复，并且预先集中的信号被测量。
随后，使用标准的胺类化合物耦合过程来将酶制剂碳酸酐酶II(CA-II)固定到生物传感器芯片(30)的生物感测表面(52)。酶制剂的约2500个响应单元(RU)被固定。通过在1分钟内以30μL/分钟的流速通过流通池(44)在13.4℃的基线温度时注入1μM乙酰唑胺来执行初始测试。随后，电流增大到750mA，并且允许信号平衡10分钟。在升高的表面温度时重复乙酰唑胺测试。在每个温度根据标准分析过程来处理乙酰唑胺的结合数据，以确定动态速率常数和平衡解离常数。所述动态速率和平衡解离常数示出了流通池中的升高的温度对乙酰唑胺结合CA-II的相互作用具有期望的效果。所参考的期望的效果是随着温度升高的解离速率常数和平衡解离常数的显著增大。
频繁的SPR分析将需要温度的步进的升高。图6所报告的数据验证了所公开的设备和方法的提供SPR分析期间的温度的快速步进升高的能力。使用图2-4B的设备，受热控制的生物感测系统(40)控制的外部可编程电源(未示出)管理去向导电电极(32)的电流，由此管理对金属膜(14)的电流施加。在一个实施例中，电源可以是容纳到台式SPR单元中并被所述台式SPR单元控制的部件。因此，台式SPR单元中的传感器盒(56)的对接提供了热控制的生物传感器系统(40)，其被配置用于以定义的温度步长步进地升高温度和增大分析物或其它流体通过SPR感测区的注入期间的时间间隔。通过安装在流通池表面中以允许与微流体流动路径之外的传感器表面相接触的精细线热电偶，来提供对管理步进的温度变化和目标温度时的时间间隔所必需的SPR仪器的温度反馈。
图6所示的数据验证了1安培电流的施加并未负面地影响在生物感测表面(52)上预先集中蛋白的能力，如同通过在TFH之前和之后的类似的蛋白预先集中特性所指示的。然后CA-II被固定用于测试电流对所关注的相互作用的应用。在图7A和7B中示出了来自乙酰唑胺测试的结果。
图7A和7B示出了升高的表面温度对乙酰唑胺结合CA-II的相互作用的效果。对于该分析，仪器分析模块温度被保持在13.4℃，并且使用经由向生物传感器芯片施加电流的TFH来将流通池(44)的温度升高到30℃。在30℃的升高的温度时，图7B验证了解离速率以等于解离速率常数相对于图7A中描述的13.4℃的5倍增大的量化效果清楚地增大。该测试用于验证SPR分析期间的TFH的原理和功效。
图8A和8B描述了分析物通过流通池(44)的持续注入期间的以步进方式的自动温度升高的影响。对于这些测试，流速率被设置在50μl/分钟，并且与传感器温度变化相关联的SPR响应中的传感器表面温度和变化均被监测。图8A示出了使用允许每个步长处的温度设定点的有限过冲的挑战性的渐变模型的仪器设置。该挑战性的步进模型由于功率调制事件的较高幅度而对分析贡献一些噪声。然而，图8A指示可以在2秒或更少秒内实现在生物感测表面(52)和流通池(44)处的5℃温度步长，并在约4秒内达到稳定的目标温度。图8B示出了较少挑战性的步进模型，其提供更多渐变而不具有温度过冲。作为结果，图8B的图示模型具有较少的源自温度控制事件的噪声。使用这些步进参数，可以在10秒内实现稳定的5℃温度转换，并同时提供相对多的净化信号。图8A和8B的图示清楚地验证了在分析物通过流通池(44)注入期间的快速转换温度的能力。
对于本领域的技术人员而言，本发明的其它实施例将是明显的。因此，前述的描述仅实现和描述了本发明的一般使用和方法。相应地，下面的权利要求限定本发明的真实范围。
Claims (18)
1.一种生物传感器系统，包括：
光学清晰的基片，具有第一侧和第二侧，所述第一侧承载导电薄金属膜，所述导电薄金属膜具有50nm-100nm的厚度，由此膜的厚度提供足够的电阻，以在电流施加到所述导电薄金属膜时产生导电薄金属膜的加热；
导电电极对，与所述导电薄金属膜相接触；
光学棱镜，位于与所述光学清晰的基片的所述第二侧相邻；
块，具有凹陷区域，所述凹陷区域限定位于与所述光学清晰的基片的所述第一侧相邻的流道；
流通池，由所述光学清晰的基片的所述第一侧和所述块限定；
光源，被定位用于通过将光传送通过所述光学棱镜来照明所述光学清晰的基片的所述第二侧；
检测器设备，被定位用于接收从所述光学清晰的基片的所述第二侧反射的光；以及
直流电源，电连接到所述导电电极对。
2.根据权利要求1所述的生物传感器系统，其中所述导电电极对接触由所述光学清晰的基片的所述第一侧和所述块限定的所述流通池外部的所述导电薄金属膜。
3.根据权利要求1所述的生物传感器系统，还包括温度传感器，温度传感器被定位用于监测由所述光学清晰的基片的所述第一侧和所述块限定的所述流通池的温度。
4.根据权利要求3所述的生物传感器系统，其中所述温度传感器被定位在所述流通池内。
5.根据权利要求3所述的生物传感器系统，其中所述温度传感器在所述流通池内被紧固到所述导电薄金属膜。
6.根据权利要求3所述的生物传感器系统，其中所述温度传感器被容纳到所述块中。
7.根据权利要求3所述的生物传感器系统，还包括控制器，控制器被配置用于接收来自所述温度传感器的输入，并调节去向所述导电电极对的电流的输出。
8.根据权利要求3所述的生物传感器系统，其中盒包括支持所述导电薄金属膜的光学清晰的基片，与所述导电薄金属膜接触的所述导电电极对以及与所述光学清晰的基片或所述薄金属膜接触的所述温度传感器；以及
所述生物传感器系统具有端口，所述端口被配置用于容纳所述盒。
9.根据权利要求3-8中的任一项所述的生物传感器系统，还包括冷却系统，冷却系统被配置用于降低支持所述导电薄金属膜的光学清晰的基片，与所述导电薄金属膜接触的所述电极对以及与所述光学清晰的基片或所述导电薄金属膜接触的所述温度传感器的温度。
10.一种生物传感器系统，包括：
SPR传感器盒，所述盒包括：
光学清晰的基片，所述光学清晰的基片支持导电薄金属膜，所述导电薄金属膜具有50nm-100nm的厚度，由此膜的厚度提供足够的电阻，以在电流施加到所述导电薄金属膜时产生导电薄金属膜的加热；
电极对，与所述薄金属膜相接触；以及
温度传感器，与所述光学清晰的基片或所述导电薄金属膜相接触；
SPR仪器，包括：
端口，被配置用于容纳所述SPR传感器盒；
光学棱镜，当所述SPR传感器盒位于所述端口内时，所述光学棱镜位于与所述SPR传感器盒的所述光学清晰的基片相接触；
光源，被配置用于当所述SPR传感器盒位于所述端口内时将光指向所述SPR传感器盒的所述光学清晰的基片处；
检测器，当所述SPR传感器盒位于所述端口内时检测器被定位用于接收从所述SPR传感器盒的所述光学清晰的基片反射的光；
直流电源，当所述SPR传感器盒位于所述端口内时直流电源与所述电极对电接触；
控制器，被配置用于当所述SPR传感器盒位于所述端口内时接收来自所述温度传感器的数据，并被配置用于管理去向所述电极对的电流的流动。
11.根据权利要求10所述的生物传感器系统，还包括冷却系统，冷却系统被配置用于降低支持所述导电薄金属膜的光学清晰的基片，与所述导电薄金属膜接触的所述电极对以及与所述光学清晰的基片或所述导电薄金属膜接触的所述温度传感器的温度。
12.根据权利要求10所述的生物传感器系统，还包括冷却系统，冷却系统被配置用于当所述SPR传感器盒位于所述端口内时降低所述SPR传感器盒的温度。
13.一种执行SPR分析的方法，包括以下步骤：
提供热控制的生物传感器系统，所述热控制的生物传感器系统包括：
光学清晰的基片，具有第一侧和第二侧，所述第一侧承载导电薄金属膜，所述导电薄金属膜抗导电氧化，所述导电薄金属膜具有50nm-100nm的厚度，由此膜的厚度提供足够的电阻，以在电流施加到所述导电薄金属膜时产生导电薄金属膜的加热；
导电电极对，与所述导电薄金属膜相接触；
光学棱镜，位于与所述光学清晰的基片的所述第二侧相邻；
块，具有凹陷区域，所述凹陷区域限定位于与所述光学清晰的基片的所述第一侧相邻的流道；
流通池，由所述光学清晰的基片的所述第一侧和所述块限定；
光源，被定位用于通过将光传送通过所述光学棱镜来照明所述光学清晰的基片的所述第二侧；
检测器设备，被定位用于接收从所述光学清晰的基片的所述第二侧反射的光；
直流电源，电连接到所述导电电极对；
温度传感器探头，被定位用于监测由所述光学清晰的基片的所述第一侧和所述块限定的所述流通池的温度；
将表面改性化合物附加到所述导电薄金属膜的所述第一侧；
建立用于所述流通池的基线温度；
使分析物流动通过所述流通池并同时监测SPR响应；
通过将直流电从所述直流电源传递通过所述导电电极对来调节所述流通池的温度；以及
在调节所述流通池的温度的所述步骤期间继续监测SPR响应。
14.根据权利要求13所述的方法，其中所述调节温度的步骤实现在10秒内的5℃的温度升高。
15.根据权利要求13所述的方法，其中所述调节温度的步骤实现在4秒内的5℃的温度升高。
16.根据权利要求13所述的方法，其中所述调节温度的步骤实现在2秒内的5℃的温度升高。
17.根据权利要求13-16中的任一项所述的方法，还包括以下步骤：
使用流动通过所述导电电极对的电流的受控的变化来调整所述流通池的温度的上或下。
18.根据权利要求13-16中的任一项所述的方法，还包括以下步骤：
建立所述流通池的目标温度；
将足够的电流传递通过所述导电电极对和所述导电薄金属膜，以将所述流通池的温度从所述基线温度提高到所述目标温度。
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