CN110018136A - 一种基于光流控的生物分子检测芯片及检测系统 - Google Patents

一种基于光流控的生物分子检测芯片及检测系统 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种基于光流控的生物分子检测芯片，包括本体，在本体内设置有主微流道、检测腔，主微流道与检测腔通过微缝连通，微缝位于本体内上部；本体上设置有样本输入口，样本输入口与主微流道连通；在本体内的上表面或者下表面设置有伸入检测腔内的波导，波导为外表面和末端具有标准的镜面反射特性的圆柱，设置波导的面为透明面；还包括用于使检测腔和主微流道内形成负压的机构，或者用于使检测腔和主微流道与抽气设备连接的接口。无需对全血样本进行离心等前处理过程获得血清后才能检测，只需将全血从样本输入口加入主微流道内，主微流道内的全血的血细胞沉淀，血清在负压的和毛细力的作用下经微缝流入检测腔内即可通过波导被检测。

Description

一种基于光流控的生物分子检测芯片及检测系统
技术领域
本发明涉及生物分子检测技术，具体是一种基于光流控的生物分子检测芯片及检测系统。
背景技术
亲和型生物传感器在医学、药学、农业和科学研究等领域发挥重要的作用。该类型传感器利用受体-待测物之间的相互结合实现对待测物的存在、浓度和受体-待测物结合力的检测与分析。常见的受体-待测物结合包括互补的核酸链、抗体与抗原、蛋白质与配体、核酸与配体等。
亲和型生物传感器通常首先将受体修饰在固体传感界面，并将固体传感界面置于含有待测物分子的样本中，发生在固体传感界面的受体-待测物之间的分子相互作用进一步转化为质量、电荷、反射系数、厚度、颜色或者其他属性的变化，进而实现对待测物的检测。此外，还可以使用荧光基团对待测物进行荧光标记，通过对固体传感界面的荧光强度分析实现对待测物的检测。
表面等离子体共振(Surface Plasmon Resonance，SPR)传感器是一种目前较为常用的用于无标记、实时观测受体-待测物分子相互结合的亲和型生物传感器。该传感器包括一个镀有薄金属(通常为金)镀层的棱镜，当一束偏振光入射到棱镜一面上，被金属层反射并到达棱镜的另一面，反射光束的强度可以测量出来。在某一个入射陷波角度处，入射光的能量与金属-绝缘体交界面激励产生表面等离子体产生共振，导致反射光的强度突然下降。当待测物分子吸附在金属层上时，绝缘物质的折射系数会随着待测分子形成的生物分子薄膜厚度和密度的变化而变化，测试陷波角也随之变化。通过观测陷波角的值，可以推出生物分子薄膜的厚度和密度。虽然SPR的灵敏度可以达到纳米级，但是该传感器不仅需要采用固定波长的偏振光作为光源，同时需要将很薄的金属膜(50纳米左右)镀在棱镜上，这些都会增加设备成本和测试成本。此外，传统的SPR传感检测过程需要使用实验室的离心机对全血样本进行离心等前处理过程获得血清后才能够进行检测。
发明内容
发明目的：为了克服现有技术中存在的不足，本发明提供一种基于光流控的生物分子检测芯片及检测系统。
技术方案：为解决上述技术问题，本发明的一种基于光流控的生物分子检测芯片，包括本体，在本体内设置有主微流道、至少一个检测腔，主微流道与检测腔之间通过微缝连通，所述微缝位于本体内上部；本体上设置有样本输入口，样本输入口与主微流道连通；在本体内的上表面或者下表面设置有伸入检测腔内的波导，波导为外表面和末端具有标准的镜面反射特性的圆柱，本体上设置波导的面为透明面；还包括用于使检测腔和主微流道内形成负压的机构，或者用于使检测腔和主微流道与抽气设备连接的接口。无需对全血样本进行离心等前处理过程获得血清后才能检测，只需将全血从样本输入口加入主微流道内，主微流道内的全血的血细胞沉淀，血清在负压的和毛细力的作用下经微缝流入检测腔内即可通过波导被检测。
其中，所述用于使检测腔和主微流道内形成负压的机构为设于本体内的真空腔，真空腔与检测腔、主微流道之间的材料为具有透气性的材料。
其中，所述具有透气性的材料为聚二甲基硅氧烷。利用二甲基硅氧烷的透气不透水的特性，使得真空腔与检测腔和主微流道之间形成负压。
其中，所述主微流道和检测腔之间设置有至少一个过滤区，过滤区与本体上表面之间有微缝；检测腔内设置至少一个波导，波导位于本体上表面内侧；在检测腔末端设置有输出口。过滤区使血细胞沉淀，与血清分离，血清经微缝进入检测腔。
其中，所述本体下方设置有吸收垫。吸收垫用于吸收废液。
其中，所述样本入口上设置微针阵列。使用微针阵列可实现微创指尖采血。
其中，所述主微流道末端设置有废液腔，最终用完的样本流动到废液腔内。
其中，本体上设置波导的面为厚度50-100微米的透明面，能减少入射光入射到波导或者反射光从波导反射的过程中在本体内的散射。
其中，所述波导的末端镀有光学薄膜，光学薄膜的折射率大于波导的折射率。
其中，所述光学薄膜的厚度为200-700纳米。
其中，所述波导的末端镀有第一光学薄膜和第二光学薄膜，第一光学薄膜为SiO2制成，其厚度为300-1000纳米；第二光学薄膜由Ta2O5或者ITO或者AlN材料构成，厚度为5-50纳米。
本发明还提供一种基于光流控的生物分子检测系统，包括权利要求1-10任一项所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：还包括光源、光学透镜以及光纤，光纤连接分光器，由分光器引出的一个或多个光纤分别连接光纤配适器，光纤配适器与波导匹配；在分光器引出的光纤上设置光学耦合器，光学耦合器连接光谱仪。所述光源为LED，所述光谱仪为一维线性电荷耦合器。与SPR的光学系统相比，结构更加简单、成本更低。
有益效果：本发明具有以下有益效果：
1、集成度高。本发明使用硬质聚合物材料波导作为传感器，通过一次注塑完成加工，制造成本低、集成度高。
2、全血样本的检测。本发明中的光流控芯片具有样本前处理功能，能够代替传统实验室的离心机对全血样本中的血细胞进行分离，避免血细胞对后续检测结果产生负面影响。
3、样本需求量少。本发明采用微流控芯片技术，能够对低达1微升的样本进行待测物检测。
附图说明
图1为本发明实施例1的剖视结构示意图；
图2为图1的俯视结构示意图；
图3为本发明实施例2的剖视结构示意图；
图4为本发明实施例3的剖视结构示意图；
图5为图4的俯视结构示意图；
图6为波导的第一种实施方式的结构侧视图；
图7为波导的第二种实施方式的结构侧视图；
图8是波导的第三种实施方式的结构侧视图；
图9为本发明用于检测系统的示意图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明作更进一步的说明。
本发明的一种基于光流控的生物分子检测芯片，包括本体，在本体内设置有主微流道、至少一个检测腔，主微流道与检测腔之间通过微缝连通，所述微缝位于本体内上部；本体上设置有样本输入口，样本输入口与主微流道连通；在本体内的上表面或者下表面设置有伸入检测腔内的波导，波导为外表面和末端具有标准的镜面反射特性的圆柱，本体上设置波导的面为透明面；还包括用于使检测腔和主微流道内形成负压的机构，或者用于使检测腔和主微流道与抽气设备连接的接口(图中未示出)。所述样本入口上设置微针阵列。本体上设置波导的面为厚度50-100微米的透明面。
实施例1
如图1和图2所示，本发明具有三明治结构，由上层110、中间层120和下层130构成本体。上层110为透明硬质聚合物材料，如聚苯乙烯(PS)、亚克力(PMMA)等，通过注塑或者其他方式加工而成，其中的圆柱形的波导111用于待测物分子检测，该波导111与上层110通过一次注塑成型加工而成，并通过抛光使波导111外表面和末端具有标准的镜面反射特性。为减少入射光入射到波导111或者反射光从波导111反射的过程中在上层110内的散射，上层110的厚度控制在50-100微米。下层130为柔性聚合物材料，如丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物(ABS)、聚对苯二甲酸乙二酯(PET)，也可以为硬性聚合物材料，可以与上层110为同种材料，也可与上层110为不同种材料，优选的，下层130为柔性不透明材料。中间层120为具有一定透气性的柔性材料，优选的为聚二甲基硅氧烷(PDMS)，通过软光刻或者其他方式加工而成。通过抽真空的方法，使真空腔121与主微流道124、检测腔122之间形成梯度负压，由于PDMS具有透气不透水的特点，全血样本即可在该负压的驱动下实现在主微流道124与检测腔122之间的运输。全血样本可以直接滴加在样本输入口126处，也可通过样本输入口126处的微针阵列128实现微创指尖采血。全血样本在负压的驱动下沿着主微流道124流动，在流动的过程中，全血样本中血细胞在重力的作用下逐渐沉积在主微流道124底部，血清经过微缝123流到检测腔122中，实现血清获取。微缝123的高度优选为20-40微米。在主微流道124末端设置有废液腔127，最终用完的样本会流到废液腔127内。该光流控芯片可以含有一个检测腔122，也可以含有多个检测腔122，每个检测腔122中含有一个或者多个波导111。当对样本中多种类待测物分子进行复合检测时，需使用不同种类受体分子对每个检测腔122中的波导111进行特异性修饰。为维持波导末端表面受体分子的活性，延长有效使用期，可将海藻糖、山梨醇、甘油等作为保护剂修饰在外表面。上层110、中间层120和下层130通过热压键合或者其他方式实现封装。在键合之前对上层110、中间层120和下层130进行亲水处理，以提高样本在微流道内的流动性。为了维持微流控芯片使用前真空腔121的真空度，可以将该芯片通过真空封口机密封在锡箔纸内。
实施例2
如图3所示，本发明由上层610和下层620构成本体。下层620上设置有主微流道623以及检测腔622，主微流道623与检测腔622之间通过微缝624连通。本实施例中，主微流道623与检测腔622与一设置在本体上的接口(图中未示出)连通，接口用于连接抽气设备，以使得检测腔622和主微流道623内形成负压。上层610为柔性聚合物密封薄膜。下层620为由硬质聚合物构成的微流控功能结构，通过注塑或者其他方式加工而成，其中的圆柱形波导621用于待测物分子检测，该波导621与下层620通过一次注塑成型加工而成，并通过抛光使波导621外表面和末端具有标准的镜面反射特性。通过抽气设备产生的负压或者毛细力实现样本在微流控芯片中的运输。上层610、和下层620通过热压键合或者其他方式实现封装，在键合前对上层610、和下层620进行亲水处理，以提高样本在微流道内的流动性。相比于实施例1的芯片结构，本实施例的微流控芯片具有更简单的结构，同时制造成本更低。
实施例3
如图4和图5所示，本发明在主微流道和检测腔之间设置有至少一个过滤区722，过滤区722与本体上表面之间有微缝713；检测腔723内设置至少一个波导711，波导711位于本体上表面内侧；在检测腔723末端设置有输出口721，在本体下方设置有吸收垫730。具体地，本发明由上层710和下层720构成本体。上层710为由硬质聚合物构成的微流控功能结构，通过注塑或者其他方式加工而成，其中的圆柱形波导711用于待测物分子检测，该波导711与上层710通过一次注塑成型加工而成，并通过抛光使波导711外表面和末端具有标准的镜面反射特性。下层720为聚合物密封层。上层710和下层720通过热压键合或者其他方式实现封装，在键合之前对上层710和下层720进行亲水处理，以提高样本在微流道内的流动性。将本发明置于一次性吸收垫730上表面后，含有待测物分子的全血样本通过样本输入口712进入微流道，通过抽气设备产生的负压或者毛细力实现样本在微流控芯片中的运输，全血样本在负压的驱动下流动，在流动的过程中，全血样本中血细胞在自身重力的作用下逐渐沉积在过滤区722，血清经过微缝713流到检测单元723中，实现血清获取和检测。该微缝713的高度为20-40微米。废液通过下层720的输出口721流出微流道后，并被一次性的吸收垫730吸收，可使用亲水性聚氨酯泡沫作为吸收垫材料。相比于实施例1的芯片结构，本实施例的芯片具有更简单的结构，同时制造成本更低。
如图6所示，波导末端表面修饰有特异性受体分子211，与溶液中的待测物分子特异性结合。一束宽带白光I0垂直入射到波导210，在波导210的末端界面的第一反射层213形成反射光I2。同时在由受体-待测物组成的生物分子薄膜末端界面的第二反射层214形成反射光I1。两束反射光I1和I2产生干涉，随着待测物分子与受体分子的结合，生物分子薄膜的厚度逐渐增加，反射光I1的相位和幅值相应发生变化，两束反射光I1和I2的干涉信号的幅值和相位相应发生变化。通过该方法即可实现对待测物的检测，同时通过观测受体-待测物分子之间的结合和解离过程，可以对受体-待测物分子之间相互结合的分子动力学参数(如亲和力、结合系数和解离系数)进行分析。为保证光在波导210内部的全反射传输，波导210由折射率大于样本溶液折射率的材料构成。比如，当样本溶液为折射率约为1.33的水溶液时，可以选择折射率约为1.6的PS或者折射率约为1.49的PMMA作为波导210的材料，优选的使用折射率约为1.6的PS作为波导210的材料。此外，可以通过气相沉积的方式在波导210的侧面沉积低折射率的材料。
如图7所示，波导310在图6中波导210的结构基础上，在末端镀有一层光学薄膜313，该光学薄膜313的折射率大于波导310的折射率，如使用折射率约为2.1的五氧化二钽(Ta2O5)或者折射率约为1.9的氧化铟锡(ITO)或者折射率约为2.1的氮化铝(AlN)作为光学薄膜313。该光学薄膜313的厚度为200-700纳米。一束宽带白光I0垂直入射到波导310，在波导310与光学薄膜313界面的第一反射层314形成反射光I2。同时在由受体-待测物组成的生物分子薄膜末端界面的第二反射层315形成反射光I1。两束反射光I1和I2产生干涉，随着待测物分子与受体分子的结合，生物分子薄膜的厚度逐渐增加，反射光I1的相位和幅值相应发生变化，两束反射光I1和I2的干涉信号的幅值和相位相应发生变化。
如图8所示，该波导410在图6中的波导210的基础结构上，通过气相沉积方式在末端镀有第一光学薄膜413和第二光学薄膜414。第一光学薄膜413为与生物分子薄膜折射率相同或接近的材料构成，优选的为SiO2，一方面，可以保证反射光更多的发生在生物分子薄膜与溶液的界面，而不是在生物分子薄膜与第一光学薄膜的界面，另一方面，通过界面化学对SiO2修饰氨基或者羧基或者其他官能团，可以提高受体修饰的效率。第一光学薄膜413的厚度为300-1000纳米。第二光学薄膜414由Ta2O5或者ITO或者AlN材料构成，厚度为5-50纳米。一束宽带白光I0垂直入射到波导410，在波导410与第二光学薄膜414的界面的第一反射层415形成反射光I2。同时在由受体-待测物组成的生物分子薄膜末端界面的第二反射层416形成反射光I1。两束反射光I1和I2产生干涉，随着待测物分子与受体分子的结合，生物分子薄膜膜的厚度逐渐增加，反射光I1的相位和幅值相应发生变化，两束反射光I1和I2的干涉信号的幅值和相位相应发生变化。
如图9所示，本发明还提供一种基于光流控的生物分子检测系统包括光源527、光学透镜526以及光纤529，光纤529连接分光器525，由分光器525引出的一个或多个光纤分别连接光纤配适器521，光纤配适器521与波导匹配；在分光器525引出的光纤上设置光学耦合器522，光学耦合器522连接光谱仪523。以实施例1的芯片为例，在使用时，由光源527发出的宽带白光经过光学透镜526汇聚并射入光纤529中，经过分光器525和光纤适配器521后，入射到波导511。在波导511反射形成的干涉光经过光学耦合器522后进入光谱仪523中进行光谱分析。可使用LED作为光源，使用一维线性电荷耦合器(CCD)作为光谱仪对干涉光进行分析，通过中央处理器528对该系统进行控制和数据分析。
以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出：对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims (12)

1.一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：包括本体，在本体内设置有主微流道、至少一个检测腔，主微流道与检测腔之间通过微缝连通，所述微缝位于本体内上部；本体上设置有样本输入口，样本输入口与主微流道连通；在本体内的上表面或者下表面设置有伸入检测腔内的波导，波导为外表面和末端具有标准的镜面反射特性的圆柱，本体上设置波导的面为透明面；还包括用于使检测腔和主微流道内形成负压的机构，或者用于使检测腔和主微流道与抽气设备连接的接口。
2.根据权利要求1所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述用于使检测腔和主微流道内形成负压的机构为设于本体内的真空腔，真空腔与检测腔、主微流道之间的材料为具有透气性的材料。
3.根据权利要求2所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述具有透气性的材料为聚二甲基硅氧烷。
4.根据权利要求1所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述主微流道和检测腔之间设置有至少一个过滤区，过滤区与本体上表面之间有微缝；检测腔内设置至少一个波导，波导位于本体上表面内侧；在检测腔末端设置有输出口。
5.根据权利要求4所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述本体下方设置有吸收垫。
6.根据权利要求1所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述样本入口上设置微针阵列。
7.根据权利要求1所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述主微流道末端设置有废液腔。
8.根据权利要求1所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：本体上设置波导的面为厚度50-100微米的透明面。
9.根据权利要求1所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述波导的末端镀有光学薄膜，光学薄膜的折射率大于波导的折射率。
10.根据权利要求9所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述光学薄膜的厚度为200-700纳米。
11.根据权利要求1所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：所述波导的末端镀有第一光学薄膜和第二光学薄膜，第一光学薄膜为SiO2制成，其厚度为300-1000纳米；第二光学薄膜由Ta2O5或者ITO或者AlN材料构成，厚度为5-50纳米。
12.一种基于光流控的生物分子检测系统，包括权利要求1-11任一项所述的一种基于光流控的生物分子检测芯片，其特征在于：还包括光源、光学透镜以及光纤，光纤连接分光器，由分光器引出的一个或多个光纤分别连接光纤配适器，光纤配适器与波导匹配；在分光器引出的光纤上设置光学耦合器，光学耦合器连接光谱仪。所述光源为LED，所述光谱仪为一维线性电荷耦合器。
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