光子晶体生物传感器结构以及制作方法

专利名称：光子晶体生物传感器结构以及制作方法
光子晶体生物传感器结构以及制作方法政府的利益本发明是在国家科学基金授予的批准号BES04-27657下由政府扶 持做出的。政府在本发明中具有确定的权利。
背景技术：
基于表面构造的光子晶体的无标记物光学传感器目前被证实是用 于进行广泛多样的生物化学的和基于细胞的分析的高度灵敏的方法。参 见例如,Cunningham等人,Label-Free Assays on the BIND System (对于 盲系统的无标记物分析).Journal of Biomolecular Screening (生物分子筛 分杂志)，2004. 9: 481-490。当用白光垂直入射照射时，这些传感器仅仅 反射窄波段的波长，这里反射峰波长值(PWV)的正位移表示在传感器表 面上的^皮检测材料的吸收。参见例如，Cunningham等人，Colorimetric resonant reflection as a direct biochemical assay technique.(用作直接生物 化学分析技术的比色共振反射)Sensor and Actuators B (传感器和加载器: B), 2002. 81: 316-328。通过在共振波长的空间束缚入射光子，在传感器 表面产生高的光场，其延伸到测试样品中达短距离，很类似于渐逝场。 在所述设备结构中的共振光子高度的空间束缚导致在该结构与被吸收 的生物材料之间强的相互作用，以及导致能够进行蛋白质和细胞附着物 (attachment)的高分辨率成像。参见例如Li等人，A new method for label-free imaging of biomolecular interactions (—种新的分子生物相互作 用的无标记物成^象).Sensors and Actuators B(传感器和加载器，B)， 2004. 99: 6-13。以前，光子晶体光学生物传感器是从连续的塑料膜片，使用一种其 中周期性的表面结构是使用UV固化的聚合物材料从硅主晶片进行复制 的方法来制作的。参见例如Cunningham等人，A plastic colorimetric resonant optical biosensor for multiparallel detection of label-free biochemical interactions(用于无标记物生物化学相互作用的多平行才企测 的塑料比色共振光学生物传感器).Sensors and Actuators B(传感器和加 载器，B), 2002.85: 219-226。这种图案化的聚合物随后可以用高折射率的Ti02层进行涂覆，该Ti02层通常比表面结构的高度更薄。这样的装置已经被证实用于各种不同的生物化学的和基于细胞的分析，具有小于0.1 pg/mn^的质量密度灵敏度和能够检测单个细胞的大的动态范围。参 见侈'J^(口 Lin等人， A label-free biosensors-based cell attachment assay for characterization of cell surface molecules (用于表4正细胞表面分子的基于 无标记物生物传感器的细胞附着物的分析).Sensors and Actuators B(传 感器和加载器，B),2005年4月接受发表。通常，装置灵敏度的最佳化需 要增加电磁场强度分布与沉积在所述光子晶体表面的上面的分子之间 的相互作用。因此，光学材料的选择和表面结构拓朴的设计的目的是扩 大从光子晶体的内部区域(这里它们不能与被吸收的材料相互作用)到该 光子晶体的邻近区域(其包括液体测试样品)的电磁场轮廓(profile)。本领域需要增加这些和其他类型的传感器的灵敏度以及降低它们 的制造成本的方法。发明概述本发明的一种实施方案提供了 一种传感器，其包括纳米多孔材料， 其具有低折射率，通过基材承载在底部表面上，并且由高介电常数介电 涂层涂覆在顶部表面上。高介电常数介电涂层或者与纳米多孔材料结合 的高介电常数介电涂层形成了亚波长周期光栅结构。当照射传感器时， 在反射辐射光谱上产生了共振光栅效果，并且亚波长周期光栅结构的深 度和周期小于共振光栅效果的波长。当用宽波段的光波长照射传感器 时，可以从传感器反射窄波段的光波长。纳米多孔材料的折射率可以是 约1.1-约2.2。在另一实施方案中，纳米多孔材料的折射率可以是约1.1-约1.5。亚波长周期光栅结构的周期可以是约50nm-约1,500 nm并且亚 波长周期光栅结构的深度可以是约50 nm-约900 nm。所述的纳米多孔材 料可以是多孔二氧化硅干凝胶，多孔气凝胶，多孔氢硅倍半氧烷，B阶 聚合物，多孔曱基硅倍半氧烷，多孔聚(亚芳基醚)，或其组合。基材可 以包括玻璃、塑料或环氧树脂。所述的介电涂层的折射率可以是大约1.8 到大约3.0。所述的介电涂层可以包括氧化锡、五氧化二钽、硫化锌、 二氧化钛、氮化硅，或其组合。基材的折射率可以是大约1.4到大约1.6。 所述的介电涂层的厚度可以是大约30nm到大约700nm,并且所述的纳 米多孔材料的厚度可以是大约10nm到大约5000nm。介质涂层可以在其顶部表面具有覆盖层。传感器可以还包括一种或多种固定在高介电常数 介电涂层上的特定的结合物。传感器可以还包括一种或多种固定在覆盖 层上的特定的结合物。 一种或多种特定的结合物可以没有检测标记物。 一种或多种特定的结合物可以结合到其结合配偶体。 一种或多种特定的 结合物和结合配偶体可以没有检测标记物。 一种或多种特定的结合物可 以在高介电常数介电涂层上布置于阵列中。 一种或多种特定的结合物在 覆盖层上布置于阵列中。本发明的另一实施方案提供了一种传感器，其包括由覆盖基材的波 导薄膜形成的波导结构，其中所述波导薄膜的折射率高于基材的折射 率，和包含在波导结构中的衍射光栅，其中所述衍射光栅包括低介电常数的纳米多孔材料。纳米多孔材料的折射率可以是约1.1-约1.5。在本发 明的另一实施方案中，纳米多孔材料的折射率可以是约1.1-约2.2。所述 的纳米多孔材料可以是多孔二氧化硅干凝胶，多孔气凝胶，多孔氢硅倍 半氧烷，B阶聚合物，多孔甲基硅倍半氧烷，多孔聚(亚芳基醚)，或其 组合。基材可以包括玻璃、环氧树脂或塑料。所述的波导薄膜包括氧化 锡、五氧化二钽、硫化锌、二氧化钛、氮化硅，或其组合。波导薄膜包 括聚合物。传感器还包括一种或多种固定在波导薄膜上的特定的结合 物。 一种或多种特定的结合物可以没有检测标记物。 一种或多种特定的 结合物可以结合到其结合配偶体。 一种或多种特定的结合物和结合配偶 体可以没有^r测标记物。 一种或多种特定的结合物可以在高折射率介电 涂层上布置于阵列中。用于传感器表面结构的非常低的折射率材料的使用显著地增加了 检测的灵敏度。因此，相比于以前可行的，能够在测试样品中对具有2-4 倍更低的浓度、分子量和结合亲和性的物质进行测量。


图1表示纳米复制的纳米多孔光子晶体生物传感器的示意图。 图2A-B表示用Gsolver模拟预测的(A)本体(bulk)和(B)表面位移。 图3A-B表示盖印(imprinted)和固化的周期性的NANOGLASS 结构 的SEM图像。图4表示纳米多孔传感器在浸入到去离子水(DI)和异丙醇(IPA)下的试-睑响应。图5A-E表示用于纳米多孔传感器制作的加工流程。图6表示高介电常数納米多孔光子晶体传感器的示意图。图7表示多孔玻璃传感器的横截面示意图。图8表示暴露于去离子水的多孔玻璃传感器的共振峰，如通过 RCWA一莫拟所预测的。图9表示试验测量的浸入到去离子水中的纳米多孔玻璃传感器的共 振峰。图10表示对于沉积在多孔玻璃和聚合物传感器设计(design)上的 PPL的比较PWV位移的动态图。图11表示PWV位移对聚合物厚度的局部图，这里PSS和PAH的 交替层对总实测位移做出贡献。图12表示对于沉积在多孔玻璃和聚合物传感器设计上的蛋白质A 的比4交PWV位移的动态图。图13表示用纳米多孔玻璃传感器测量的三个动物IgGs对蛋白质A 的结合动力学。图14表示每个不同的IgG-蛋白质A相互作用的PWV位移的传感 器比较。发明详述本发明的一种实施方案提供一种传感器，其可以，尤其，用于检测 有机或无机材料，例如蛋白质、DNA、小分子、病毒、细胞和细菌，而 不需标记物例如萸光或放射性标记物。当用宽的波长光源(例如白光或 LED)照射时，本发明的光子晶体传感器仅仅反射非常窄波段的波长或者 一种波长。被反射的颜色位移到与材料附着到传感器表面相应的更长的 波长。本发明的光子晶体传感器结构提供比前述结构高2-4倍的灵敏度。在提供更高的灵敏度的传感器结构中一个关键的差异是用纳米多孔低 折射率材料代替聚合物亚波长周期光栅结构。还公开了用于制作能够低成本制造的传感器结构的方法。由于纳米 多孔低折射率材料代替聚合物亚波长周期光栅结构，因此本发明的传感 器结构具有比现有技术的结构更高的灵敏度。当将恰好低于(和备选地包 括)亚波长光栅结构的传感器结构的折射率减少到低于任何用在样品中 的液体的折射率时，光子晶体的电磁场与测试样品相互作用更强，产生一种结构，该结构的反射波长由于给定量的被吸收的生物材料而更强地 调谐。该系统能够检测例如附着到其表面的单个细胞。本发明的原理还可以应用到例如基于渐逝波的生物传感器和任何结合光学波导的生物传感器。参见例如美国专利4,815,843;美国专利 5,071,248;美国专利5,738,825。传感器尤其应用于以下方面药物研究(例如高通量筛分、二次筛分、 质量控制、细胞毒性、临床试验评估)，生命科学研究(例如蛋白组学、 蛋白质交互分析、DNA-蛋白质交互分析、酶底物交互分析、细胞蛋白 质交互分析)，诊断测试(例如，蛋白质的存在、细胞鉴定)和环境监测(细 菌和孢子的检测和鉴定)，早先的专利申请和公开出版物描述了与高分辨 率成像工具相结合的光子晶体生物传感器表面如何能够被用作仅使用 纳升的样品材料而平行地对单 一表面进行许多生物化学分析的平台。参 见例如以下公开号的美国专利2002/0168295 ; 2002/0127565 ; 2004/0132172; 2004/0151626; 2003/0027328; 2003/0027327; 2003/017581; 2003/0068657 ;2003/0059855 ;2003/0113766 ;2003/0092075 ; 2003/0026891 ;2003/0026891 ;2003/0032039 ;2003/0017580 ; 2003/0077660; 2004/0132214。光子晶体传感器本发明的光子晶体传感器可以被用来产生在特定波长的尖锐的光 学共振反射，其可以用来以高灵敏度追踪分子例如生物材料的相互作 用。光子晶体传感器包括亚波长结构化表面。亚波长结构化表面是一类 衍射光学元件，其可以冲莫拟薄膜涂层的效果。参见例如，Peng & Morris, "Resonant scattering from two- dimensional gratings,"(由二维光4册的共4展 散射)J. Opt. Soc. Am. A，笫13巻，第5期，第993页，1996年5月； Magnusson, & Wang, "New principle for optical filters,"(滤光器的新原理) Appl. Phys. Lett, 61,第9期，第1022页，1992年8月；Peng & Morris, "Experimental demonstration of resonant anomalies in diffraction from two-dimensional gratings," (二维光栅衍射中的共振偏差的实验证明) Optics Letters,第21巻，第8期，第549页，1996年4月。本发明的光子 晶体传感器的光栅具有小于入射光线波长的光栅周期，使得除了反射的和透射的零级次(order)外，不允许衍射级次。光子晶体传感器可以包括 光栅，所述光栅包括或涂覆有高介电常数介电材料，夹在基材层和覆盖 层之间，所述覆盖层填充光栅的凹槽(gmting groove)。任选地，不使用 覆盖层。所述的光栅结构选择性地耦合(co叩le)窄波段波长的光。这种高 度灵敏的耦合情形可以在反射的辐射光谱上产生共振光栅效果，导致窄 波段的反射的或透射的波长。所述的光栅的深度和周期小于共振光栅效 果的波长。光子晶体传感器结构的反射的或透射的颜色可以通过将分子如特 定的结合物或结合配偶体(partner)或二者添加到覆盖层的上表面或光栅 表面而改变。所添加的分子增加了入射辐射通过传感器结构的光路长 度，并因此改变了最大的反射或透射将出现时的波长。在一种实施方案中，当用白光照射时，传感器被设计成仅反射单一 波长或窄波段的波长。当分子被附着到传感器表面时，由于被耦合到光 栅的光的光路改变，所反射的波长(颜色)出现位移(shifted)。通过固定分 子例如特定的结合物到传感器表面，可以检测互补的结合配偶体分子， 而不使用任何种类的焚光探针或颗粒标记物。可以借助浸入流体的或被 干燥的传感器表面来实施检测技术。当光子晶体传感器用校准的白光照射并反射时，仅仅窄波段的波长 或单一波段的波长被反射。窄波长波段被描述为波长"峰"。当分子被从 传感器表面沉积或除去时，"峰波长值，，(PWV)改变。读取装置使用校准 的白光照射了传感器表面上的独特的位置，并收集校准的被反射的光 线。将所收集的光线聚集于波长分光计中来测量PWV。图l表示了本发明的光子晶体传感器的结构。该传感器包括基材， 图案化的低k纳米多孔材料，和基本上均匀的高折射率涂层。低k纳米 多孔材料的表面被图案化成亚波长周期光栅结构，在其上沉积高折射率 材料。通常，本发明的低k介电材料具有大约1.1到大约3.9的介电常数k。 低k介电材料的例子包括例如含氟硅酸盐玻璃(大约3.2-大约3.9);聚 酰亚胺(大约3.1-大约3);氢硅倍半氧烷(HSQ)(大约2.9-大约3.2);金刚 石类碳(大约2.7-大约3.4);黑金刚石(SiCOH)(大约2.7-大约3.3);聚对 二曱苯基-N(大约2.7); B阶聚合物(CYCLOTENETM和SiLKTM)(大约2.6隱 大约2.7);氟化聚酰亚胺(大约2.5-大约2.9);曱基硅倍半氧烷(MSQ)(大约2.6-大约2.8);聚(亚芳基醚)(PAE)(大约2.6-大约2.8);氟化DLC(大 约2.4-大约2.8);聚对二曱苯基-F(大约2.4-大约2.5); PTFE(大约1.9); 多孔二氧化硅干凝胶和气凝胶(大约1.1-大约2.2);多孔氢硅倍半氧烷 (HSQ)(大约1.7-大约2.2);多孔SiLKTM(B阶聚合物)(大约1.5-大约2.0); 多孔甲基硅倍半氧烷(MSQ)(大约1.8-大约2.2);多孔聚(亚芳基 醚)(PAE)(大约1.8-大约2.2)。
低k纳米多孔材料是无机的、多孔氧化物类低介电材料，其中折射 率n是大约1.1到大约2.2,并优选大约1.1到大约1.5。低k纳米多孔 材料可以是例如多孔二氧化硅干凝胶和气凝胶(大约1.1-大约2.2);多孔 HSQ(大约1.7-大约2.2);多孔SiLK (B阶聚合物)(大约1.5-大约2.0); 多孔MSQ(大约1.8-大约2.2);多孑L PAE(大约1.8-大约2.2)。在本发明 的一种实施方案中，所述的纳米多孔材料是NANOGLASS⑧，其为多孔 Si02。在该Si02中产生多孑L,由此将介电常数由大约3.9降低到低达1.9。
具有高折射率的、适于本发明的材料包括例如氧化锡、五氧化二钽、 疏化锌、二氧化钛、氮化硅或其组合。高k介电材料具有大约1.8到大 约3.0的折射率。折射率n被描迷为介质的光学特性，并被定义为在自 由空间的光速与在该介质中的光速的比值。基材可以包括例如玻璃、塑 料或环氧树脂。
在本发明的一种实施方案中，传感器用下面的参数来定义 w紅 大约从1.8至'J 3.0
"謹。 大约从1.1到1.5
大约从1.4到1.6 爿 大约从200nm到1500nm
Z) 大约从50nm到900nm
大约从30nm到700nm f 。 。 大约从lOnm到5000nm
在本发明的另一种实施方案中，所述的传感器结构包括下面的材
料
基材材料 玻璃
纟内米多孑L材谇牛 Nanoglass⑧(Honeywe11 International, Santa Clara, CA) 高折射率涂层Ti02
并通过下面的参数来定义。<formula>formula see original document page 12</formula>使用GSolver (Grating Solver Development Co., Allen, TX)和FDTD Solutions (Lumerical Solutions, Inc., Vancouver, BC，力口拿大)来才莫才以上面 的实施方案。示于图2A中的结果预示了本体灵敏度相比于前先设计的 灵敏度提高了 l倍以上。本体灵敏度通过本体位移系数来确定，其对于 这个实施方案的定义和计算如下。
<formula>formula see original document page 12</formula>不混有纳米多孔材料的设计的模拟和实验数据都给出了大约150的本体 位移系数。
由于所提出的装置通过渐逝场和非常接近于传感器表面的材料的 相互作用而发挥作用，所以不但考虑全部的本体介质的折射率，而且考 虑在传感器上面的薄层的折射率是有益的。图2表示了以通过具有1.40 折射率的层建模的20nm厚的"生物涂层"的GSOLVER模拟结果。尽管 单独的生物分子或生物分子单层的片段(fmctions)不具有确定的折射率 值，但是为了说明的目的，生物层被模拟为确定厚度的均匀薄膜。
示于图3中的图案化的NANOGLASS⑧结构的SEM图像证明了一 种成功的盖印方法。当Ti02沉积后，使用去离子水和异丙醇，通过检查 用读取装置上的分光计捕捉的所形成的峰波长(PWV)位移来询问 (interrogated)所完成的传感器的灵敏度。使用图4的试验数据，应用等 式l,可以计算本体位移系数AiW = -AflJ 855,1-841.1 An —1.378-1.330
291.7
虽然是冲莫拟，但其落入所证实的约5%的偏差范围内。
亚波长光栅的横截面曲线可以包括任何周期性重复函数(function), 例如"矩形波"。光栅可以包括重复的形状图案，例如连续的平行线、正 方形、圆、椭圆、三角形、梯形、正弦波、卵形、矩形和六边形。
传感器可以包括一维的线性光栅表面结构，即一系列的平行线或凹 槽。虽然二维光栅在横跨传感器表面的平面的两个横向方向中具有都是 亚波长的特征， 一维光栅的横截面仅仅在一个横向方向上是亚波长的， 而长度(long dimension)可以大于共振光栅效果的波长。
这些包括例如，三角形或V形、U形、倒V或U形、正弦曲线形、 梯形、阶梯形和正方形。所述的光栅还可以在高度上正弦变化。
可以使用交替的传感器结构，其由一组同心环组成。在这种结构中， 每个同心环的内径和外径的差等于大约光栅周期的一半。每个相继的环 具有比前一个环的内径约大一个光栅周期的内径。所述的同心环图案延 伸而覆盖单个传感器位置——例如微阵列点(microarray point)或微量滴 定板孔。每个单独的微阵列点或微量滴定板孔具有在其中中心化的单独 的同心环图案。这样的结构的全部偏振方向具有相同的橫截面曲线。同 心环结构的光栅周期小于共振反射光的波长。
本发明的传感器可以进一步包括在与基材层相对的光栅表面上的 覆盖层。在存在覆盖层的情况下， 一种或多种特定的结合物被固定在与 光栅相对的覆盖层的表面上。优选地，覆盖层包括具有比包括光栅的材 料更低的折射率的材料。覆盖层可以包括例如玻璃(包括旋涂玻璃 (SOG))、环氧树脂或塑料。
在光栅上没有平面化(planarizing)覆盖层的情况下，也可以获得共振 反射。不使用平面化覆盖层的情况下，周围介质(例如空气或水)填充该 光栅。因此，分子在暴露于该分子的光栅的全部表面上，而不仅仅在上 表面上，被固定到该传感器。
本发明提供了共振反射结构和透射过滤结构。对于共振反射结构， 光输出的测量是在所述结构的与照射光束的同 一侧进行的。对于透射过 滤结构，光输出的测量是在所述结构的与照射光束的相反一侧进行的。反射的和透射的信号是互补的。也就是说，如果波长是强反射的，则其 是弱透射的。假定所述的结构自身没有能量吸收，则在任何给定波长， 反射的+透射的能量是恒定的。共振反射结构和透射滤光片被设计成在 特定波长给出高效反射。因此，反射滤光片将"通过"窄波段的波长，而 透射滤光片将从入射光"切掉"窄波段的波长。
在本发明的一种实施方案中，提供了一种光学装置。光学装置包括
类似于本发明的任何传感器的结构；但是，光学装置不包括固定在光栅 上的一种或多种结合物。光学装置可以被用作窄波段滤光器。
基于渐逝波的传感器可以包括基材承载的波导薄膜；在波导薄膜(并 且任选地作为基材的 一部分)之间是衍射光栅。参见例如美国专利 4,815,843。低k介电材料例如低k纳米多孔材料可以用于所述的衍射光 栅或低k纳米多孔材料和基材的组合。所述的波导包括波导薄膜和基材。 波导薄膜可以是例如氧化锡、五氧化二钽、硫化锌、二氧化钛、氮化硅 或其组合，或者聚合物例如聚苯乙烯(polystryrole)或聚碳酸酯。衍射光 栅存在于波导薄膜和基材的界面或者存在于波导薄膜的体积中。该衍射 光栅包括低k材料，例如低k纳米多孔材料。波导薄膜的折射率高于邻 近介质(即基材和测试样品)的折射率。所迷基材可以是例如塑料、玻璃 或环氧树脂。特定的结合物可以被固定在所述波导薄膜的表面上和添加 到该表面的测试样品上。激光在该波导薄膜内通过总内反射来传播。由 于结合到其的分子引起的波导薄膜折射率的改变可以通过观察所发射 的输出耦合的光的角度的变化而检测。
传感器的制造
本发明的传感器可以当纳米多孔材料是未固化的、可变形状态时， 使用柔性的橡胶模板来将光栅结构压花到纳米多孔材料中来制造。不同 于非柔性的固体模板，柔性的橡胶模板允许由纳米多孔材料的固化过程 而产生溶剂蒸发离去。许多柔性的模板可以用单个硅晶片"主"模板而低 成本产生，并且单个的柔性的模板可以多次使用而廉价地生产许多结构 化纳米多孔亚波长光栅结构。
传感器可以在大表面区域上廉价地生产并且还可以例如，结合到单 一用途的标准一次性分析液体处理格式中，例如微板、微列阵载玻片或 微流体片。图5概述了 一种用于制作结合纳米多孔层的光子晶体的工艺流程。
设计了图案化的"主(master)"晶片，其通常是硅或玻璃，其包含将与随后 盖印到多孔薄膜中的那些精确相应的特征(参见图5A)。该主晶片(master) 然后用作沖莫具，在其中灌入液体弹性体，如图5B所示。固化后，小心 地从主晶片上剥离最新形成的负性橡胶"子(daughter)"模。在所述的多孔 薄膜应用到期望的基材后，所述的子模放置在未固化的膜的顶上，例如 图5D所示。在模具处于适当位置的情况下，多孔材料被部分固化、完 全固化或未固化。气体可透过的橡胶模具允许在这个固化过程中的溶剂 挥发。 一旦所述的薄膜能够保持刚性的形状，则剥离子模并使剩余的结 构完全固化。表示在图5F中的所完成的装置是通过将薄的、高折射率 材料均匀地沿着多孔薄膜的图案化表面沉积而获得的。
另 一种用于制作结合纳米多孔层的光子晶体生物传感器的方法表 示在图6中。对于这种结构，将纳米多孔材料层固化在基材上。接着， 将高介电常数材料均勻地沉积在所述多孔层的上面。高介电常数材料具 有比纳米多孔材料的k高大约5。/。的介电常数k。在本发明的一种实施方 案中，该高介电常数材料具有大于大约3.5的k。被沉积的高k材料然 后通过电子束或DUV光刻(lithography)而图案化，并随后蚀刻来获得期 望的特征。虽然由于对每个装置需要高分辨率的光刻加工，这种传感器 设计不是成本有效的，但是它显示出对于获得类似于上述通过盖印制作 的传感器所见的灵敏度增强的希望。
基于渐逝波的生物传感器还可以使用如本文中所述的同样的方法 来制造。
特定的结合物和结合配偶体
一种或多种特定的结合物可以通过例如物理吸附或者化学结合而 被固定在光栅或覆盖层(如果存在的话)上。特定的结合物可以是例如有 机分子如核酸、多肽、抗原、多克隆抗体、单克隆抗体、单链抗体(scFv)、 F(ab)片段、F(ab')2片段、Fv片段、小有机分子、细胞、病毒、细菌、聚 合物、肽溶液、单链或双链DNA溶液、RNA溶液、含有来自组合化学 库的化合物的溶液或生物样品；或无才几分子。生物样品可以是例如血液、 血浆、血清、胃肠分泌物、组织或肿瘤的匀浆、滑液、粪便、唾液、痰、 嚢液、羊水、脑脊髓液、腹膜液、肺灌洗液、精液、淋巴液、眼泪或者前列腺液。
优选地， 一种或多种特定的结合物被排列在传感器上的不同特定的 位置的微列阵中。 一种或多种特定的结合物可以被结合到它们的特定的 结合配偶体。特定的结合物的微列阵包括在本发明传感器表面上的一种 或多种特定的结合物，使得表面包含许多不同特定的位置，每个具有不 同的特定的结合物或者具有不同量的特定的结合物。例如，列阵可以包
括l、 10、 100、 l，OOO、 10,000或100,000不同特定的位置。这样一种传
感器表面被称为微列阵，因为一种或多种特定的结合物典型地被布置在
x-y坐标的规则的栅格图案中。但是，本发明的微列阵可以包括布置在 任何类型的规则或不规则图案中的一种或多种特定的结合物。例如，不 同特定的位置可以限定 一 种或多种特定的结合物的微阵列点。微阵列点 直径可以是大约50到大约500微米。微阵列点直径还可以是大约150 到大约200微米。
本发明传感器上的微列阵可以通过将一种或多种特定的结合物的 微液滴放置到例如光栅或覆盖层表面上的位置的x-y栅格上而产生。当 该传感器暴露于包括一种或多种结合配偶体的测试样品时，所述的结合 配偶体将优选地被吸引到微列阵上的不同特定的位置，其包括对所述的 结合配偶体具有高亲合力的特定的结合物。 一些不同特定的位置将在它 们的表面上聚集结合配偶体，而其他的位置将不是这样。
特定的结合物特定地结合到与本发明的传感器表面接触的结合配 偶体。特定的结合物特定地结合到它的结合配偶体，但是基本上不结合 到其他的与传感器表面接触的结合配偶体。例如，在所述的特定的结合
物是一种抗体并且它的结合配偶体是特定的抗原的情况下，所述的抗体 特定地结合到所述的特定的抗原，但是基本上不结合到其他抗原。结合 配偶体可以是例如核酸、多肽、抗原、多克隆抗体、单克隆抗体、单链
抗体(scFv)、 F(ab)片段、F(ab')2片段、Fv片段、小有机分子、细胞、病 毒、细菌、聚合物、肽溶液、单链或双链DNA溶液、RNA溶液、含有 来自组合化学库的化合物的溶液、无机分子或生物样品。
本发明微列阵的一个例子是核酸微列阵，其中在该列阵中的每个不 同特定的位置包含不同的核酸分子。在这种实施方案中，在所述核酸微 列阵中的点检测测试样品中与核酸的相反链的互补化学结合。
尽管微量滴定板是最普通的用于生物化学分析的格式，但是微列阵日益被视为是用于使可以在一个时刻测量的生物化学相互作用的数目 最大化同时使贵重试剂的体积最小化的手段。通过用微阵列点样仪
(microarray spotter)将特定的结合物应用到本发明的传感器上，可以获得 10,000特定结合物/in2的特定结合物密度。通过聚焦照射光束来询问单 个的微列阵位置，传感器可以被用作无标记物的微列阵读取系统。
虽然对于特定的结合物或结合配偶体而言，无需包括可检测到的标 记物，但是可检测到的标记物可以被用来检测传感器表面上的特定的结 合物或结合配偶体。在本发明的特定的结合物和结合配偶体没有检测标 记物的情况下，它们仍然可以包括其他类型的标记物和标识物，用以增 加分析灵敏度、固定特定的结合配偶体到生物传感器表面、强化特定的 结合物对他们的结合配偶体的结合和杂化、以及用于其他目的。
一种或多种特定的结合物的固定
分子可以被固定在传感器上，使得它们将不会由于沖洗过程而被洗 掉，以及使得对测试样品中的分子的结合不受传感器表面的阻止。几种 不同类型的表面化学手段已经被用于将分子共价附着到例如，用于不同 类型的微列阵和传感器中的玻璃上。这些相同的方法可以容易地适应于 本发明的传感器。
一种或多种类型的分子可以通过物理吸附(即不使用化学键)或通过 化学结合(即使用化学键)附着到传感器表面。化学结合可以产生在传感 器表面上的分子的更强的附着并提供表面结合的分子的确定的取向和 构型。
其他类型的化学结合包括例如胺活化、醛活化和镍活化。这些表面 可以用来将几种不同类型的化学键附着到传感器表面。虽然胺表面可以 用来附着几种类型的连接分子(linker molecule),但是醛表面可以用来直 接结合蛋白质，不需要另外的连接物(linker)。镍表面可以用来结合具有 混入的组氨酸("his")标记(tag)的分子。用镍活化表面检测"his-标记的"分 子是本领域公知的(Whitesides， Anal. Chem. 68, 4卯，(1996))。
特定的结合物固定到塑料、环氧树脂或高折射率材料可以基本上如 所述的固定到玻璃一样进行。但是，可以取消酸洗步骤，此处这种处理 将损害其中特定的结合物固定其上的材料。含液体的容器
本发明的传感器可以包括内表面，例如含液体的容器的底部表面。 含液体的容器可以是例如微量滴定板孔、试管、陪替培养亚或微流体通 道。本发明的一种实施方案是结合到任何类型的微量滴定板的传感器。 例如，传感器可以通过将反应容器的壁装配到共振反射表面上而被结合 到微量滴定板的底部表面，使得每个反应"点"可以暴露于不同特定的测 试样品。因此，每个单独的微量滴定板孔可以充当各自的反应容器。因 此，各自的化学反应可以在邻近的孔中发生，而不需要混合反应流体， 并且化学上不同特定的测试溶液可以净皮应用于单个的孔。
用于药物高通量筛分实验室、分子生物学研究实验室和诊断分析实 验室的最常见的分析格式是微量滴定板。所述板是标准尺寸的塑料盒
(cartridge),其可以包含96、 384或1536个单独的分布于栅格中的反应 容器。由于这些板的标准机械构造，因此设计液体分配、自动化板操作 和检测系统，从而与这种常见的格式一起工作。本发明的传感器可以被 结合到常规的微量滴定板的底部表面。因为传感器表面可以在大的区域 中制作，并且因为读取系统不与传感器表面物理接触，因此可以限定任 意数量的单独的传感器区域，其仅仅受照射光学元件的聚焦分辨率和沿 着传感器表面扫描照射/检测探针的x-y工作台的限制。
传感器还可以结合到其他一次性实验室分析格式例如微列阵载玻 片、流动池和细胞培养板。为了与现有的微列阵处理装置例如点样仪 (spotters)和培养室的兼容性，将传感器结合到普通实验室格式中是令人 期望的。
传感器的使用方法
可以使用本发明的传感器，例如，平行研究一种或多种分子/分子相 互作用；例如，通过应用一种或多种结合配偶体到具有固定其表面上的 一种或多种特定的结合物的传感器上，可以检测一种或多种特定的结合 物对它们各自的结合配偶体的结合，而不使用标记物。将传感器用光线 照射，并检测来自传感器的光线的最大反射波长或最小透射波长。如与 其中 一种或多种特定的结合物没有结合到它们各自的结合配偶体的情 形相比较，如果一种或多种特定的结合物已结合到它们各自的结合配偶 体，那么光线的反射波长位移。在将传感器用包含一种或多种特定的结合物的不同特定的位置的列阵进行覆盖的情况下，那么从传感器的每个 不同特定的位置检测光线的最大反射波长或最小透射波长。
在本发明的 一种实施方案中，以列阵格式可以将各种特定的结合物 例如抗体固定到本发明的传感器上。所述传感器然后与包括结合配偶体
的所关注的测试样品例如蛋白质相接触。仅仅特定地结合到固定到传感 器上的抗体的蛋白质保持对传感器的结合。这种方法基本上是酶连接的 免疫吸收剂分析的大规模版本，但是不需要使用酶或荧光标记物。
可以通过检测来自传感器的光线反射波长并且将一种或多种酶施 加到该传感器来检测酶的活性，其中在所述传感器上已固定一种或多种 特定的结合物。清洗该传感器并用光线照射。自传感器测定光线的反射 波长。在一种或多种酶通过酶活性改变了传感器的一种或多种特定的结 合物的情况下，光线的反射波长位移。
另外，测试样品，例如，含有结合配偶体的细胞溶解产物可以被应 用到本发明的传感器，随后清洗以除去未结合的材料。结合到传感器的 结合配偶体可以随后从传感器上洗脱并通过例如质谱来识别。任选地，
噬菌体DNA展示文库可以应用到本发明的传感器，随后清洗除去未结 合的材料。结合到传感器上的单个噬菌体颗粒可以被分离，然后可以对 这些噬菌体颗粒中的插入片段(inserts)进行排序而确定结合配偶体的身份。
对于上面的应用，特别是蛋白组应用，选择性结合材料的能力，例 如，由测试样品到本发明传感器上的结合配偶体，随后选择性地从传感 器的不同特定的位置除去结合的材料以便进一步分析的能力是有利的。 本发明的传感器还能够通过测量光线反射波长的位移来检测和量化结 合到传感器列阵不同特定的位置的来自样品的结合配偶体的数量。此 外，在一个不同特定的传感器位置处的波长位移可以与在其他的不同特 定的传感器位置处的正和负控制进行比较从而确定结合到传感器列阵 的不同特定的位置的结合配偶体的数量。
在本发明的 一种实施方案中，可以检测第 一分子与第二测试分子之 间的相互作用。使用上述的传感器；但是，没有固定在其表面上的特定 的结合物。因此，该传感器包括一维或二维光栅、支撑所述一维或二维 光栅的基材层和任选地，覆盖层。如上所述，当照射所述传感器时，在 反射辐射光谱中产生共振光栅效果，并且光栅的深度和周期小于该共振光栅效果的波长。
为了检测第 一 分子与第二测试分子之间的相互作用，将第 一 和第二 分子的混合物应用到传感器上的不同特定的位置。不同特定的位置可以 是传感器上的一个点或者孔，或者可以是传感器上的大的区域。第一分 子和第三对照分子的混合物也被应用到传感器上的不同特定的位置。该
传感器可以是与上述相同的传感器，或者可以是第二传感器。如果该传 感器是相同的传感器，则第二不同特定的位置可以用于第一分子和第三 对照分子的混合物。或者，在第一和第二分子被从传感器清洗后，可以 使用相同的不同特定的传感器位置。所述的第三对照分子不与第一分子 相互作用，并且与第一分子尺寸大约相同。测量来自一个或多个传感器 的不同特定的位置的光线的反射波长的位移。如果来自具有第一分子和 第二测试分子的不同特定的位置的光线的反射波长的位移大于来自具 有第一分子和第三对照分子的不同特定的位置的反射波长的位移，则第 一分子和第二测试分子相互作用。相互作用可以是，例如，核酸分子的 杂化、抗体或抗体片段与抗原的特定结合、以及多肽的结合。第一分子、 笫二测试分子或第三对照分子可以是，例如，核酸、多肽、抗原、多克
隆抗体、单克隆抗体、单链抗体(scFv)、 F(ab)片段、F(ab')2片段、Fv片 段、小有机分子、细胞、病毒和细菌。
本文中任何地方所提及的全部的专利、专利申请和其他科学或技术 著述以其全部内容引入作为参考。本文中所述的作为目前优选的实施方 案代表的方法和组合物是示例性的，并且目的不是限制本发明的范围。
涵于本发明的精神中。在不存在任何的没有明确在本文中公开的一种或 多种要素、 一种或多种限制的情况下，本文中例证性描述的本发明能够 适当地进行实践。因此，例如，在本文中各自实例中，任何的术语"包 括"、"基本上由...组成"和"由...组成，，可以用其他两个术语中的任一个来 代替。已经被使用的术语和表述被用作说明书的术语而非限制，并且这 样的术语和表述的使用目的不是排除所示和所述的特征或它们的一部 分的任何等价物，但是，应当理解在所要求保护的发明的范围内各种变 形是可能的。因此，应当理解尽管本发明已经通过实施方案和任选的特 征进行了特定的公开，但是本文中所公开的概念的变形和变化被认为是 在如说明书和所附权利要求所限定的本发明的范围内。
20此外，在本发明的特征或方面按照备选内容的马库什组或其他组进 行描述的情况下，本领域技术人员将认识到本发明因此还按照所述的马 库什组或其他组的任何单独的组元或组元的子集进行了描述。
实施例
实施例1
使用严格耦合波分析(Rigorous Coupled Wave Analysis, RCWA)和时 域有限差分(Finite Difference Time Domain, FDTD)才莫拟来预测一维表面 光子晶体生物传感器的共振波长和本体折射率灵敏度。该装置结合了低 折射率(11=1.17)纳米多孔介电表面结构来代替以前报道过的聚合物 (11=1.39)表面结构。使用软接触压花方法来产生在玻璃基材上的表面结 构化低折射率多孔薄膜(其具有与以前的聚合物结构相同的深度和周期) 以便能够进行并排的灵敏度对比。通过将灵敏度表征为本体折射率和表 面吸附材料的方法来比较多孔玻璃生物传感器与非多孔聚合物生物传 感器的灵敏度。最后，进行蛋白质结合分析对比来证明传感器的稳定性 和所述装置用于选择性检测功能的能力。
使用两个软件包来建模和模拟所述的聚合物和多孔玻璃传感器。首 先，使用RCWA算法的2-D衍射光栅分析工具(GSOLVER)提供了用于 最初的传感器建模的快速和简单的方法。第二， FDTD(Lumerical)提供了 更加通用和强大的工具，其能够对由任意的源照射的任意光学装置计算 在任何时间或光谱位置的任何场分量。参见例如Kunz&Luebbers, The Finite Difference Time Domain method for Electromagnetics (用于电磁学 的时域有限差分方法).1993, Boca Raton: CRCPress。使用FDTD来校验 RCWA结果并用来更深入的观察改变所述传感器结构的效果。
RCWA和FDTD模拟都表明将先前装置的图案化的UV固化聚合物 用低折射率材料进行取代产生本体位移系数的2倍增加。通过RCWA 预测浸入到DIH20中多孔玻璃传感器的共振波长为844.3nm,具有大约 2nm的半峰全宽(FWHM)，如图8所示。^t拟预示了具有传感器几何形 状微小改变的本体位移系数更进一 步的改进。
4吏用DI H20和IPA的本体灵敏度测试是在23个多孔玻璃传感器和 11个聚合物传感器上进行的。对于所述的多孔玻璃和聚合物传感器来说，平均PWV位移分别是13.6士2.4nm和5.1士1.5nm。所测量的多孔玻 璃传感器的本体位移系数(APWV/An)是聚合物装置的2.7士1.2倍。在DI H20中的多孔玻璃装置的测量给出了 829.5士16.5nm的平均PWV和 3.5士2.5nm的FWHM。所测量的光谱之一在图9中示出，其中所述的响
制装置测量的较低的反射效率和更宽的FWHM可以被归结为小的、但 是可测量的材料损失以及在该复制结构中所观察到的缺陷。所测量的光 谱特征的大的差异是由于，至少在部分上由于，使用几种略微不同的(尽 管标称相同的)主图案和缺少对复制过程的自动控制。
实施例2
将源自溶胶-凝胶的低折射率纳米多孔二氧化硅薄膜(参见例如美国 专利6,395,651)结合到传感器中来代替先前设计中使用的UV固化的环 氧树脂。因为低折射率的材料是通过加热固化而非UV暴露，因此需要 开发一种新的制作方法。尽管很显然塑料基材不能维持用于多孔玻璃退 火所必需的高温，但是理想的是保留了低成本的盖印方法。 一种对于溶 胶-凝胶玻璃盖印可行方法是使用聚二曱基硅氧烷(PDMS)模具和玻璃基 材。参见例如Parashar等人，Nano-replication of diffractive optical elements in sol-gel derived glasses(在源自溶胶-凝胶的玻璃中的衍射光学 元件的纳米复制).Microelectronic Engineering, 2003. 67-8: 710-719。
所述的低k生物传感器的亚波长光栅结构是使用光刻、成型和盖印 的方法的结合而形成的。首先用Sylgard 184PDMS(DowCorning)子模复 制硅主晶片图案，该图案具有最终的传感器中所期望的表面结构的正图 像。为了便于PDMS模具从所述硅晶片中脱出，该晶片是用二曱基二氯 珪烷(Repel Silane, Amersham Biosciences)的脱才莫层进行表面处理的。参 见例如Beck等人， Improving stamps for 10nm level wafer scale nanoimprint lithography. Microelectronic Engineering, 2002. 61-2: 441-448。该PDMS复制品然后被用来盖印未固化的旋涂在玻璃基材上 的NANOGLASSO的薄膜(Honeywell Elec. Mat),所述薄膜是一种低折射 率的溶胶凝胶玻璃。 一旦所述的低折射率电介质变硬，则除去该柔性的 PDMS ;^莫具并通过进一步的烘焙来使所述的溶胶-凝胶玻璃完全固化。该传感器结构通过蒸镀175nm的Ti02到所述的图案化的表面来完成。随 后用二曱基二氯硅烷的表面处理促进了生物吸附并且提高了传感器的 稳定性。图7表示了该装置横截面的示意图。
所迷的聚合物结构类似于先前出版物中所描述的聚合物结构。参见 例如Cunningham等人，A plastic colorimetric resonant optical biosensor for multiparallel detection of label-free biochemical interactions. Sensors and Actuators B, 2002. 85:219-226。尽管聚酯/聚合物和低折射率多孔玻 璃装置分别使用120nm和165nm Ti02涂层，但是两种结构都使用550nm 周期和n0nm的盖印深度。这两种装置将在整个其余的实施例中被称为 "聚合物"和"多孔玻璃"传感器。所述的聚合物装置以排列并附着到无底 的96孔标准微量滴定板(SRU Biosystems)上的传感器的列阵的形式提 供。所述的多孔玻璃装置在75mmx25mmxlmm玻璃显微:镜载玻片上制 作。对于每个载玻片上的5-6个传感器，将粘性橡胶孔(Research International Corp.)附着在所述的玻璃表面来提供液体包含物。
使用去离子水(DI H20, n= 1.333)和异丙醇(IPA, n= 1.378)来测定每 个传感器的本体位移系数。首先，将DI H20移液到传感器的表面并测 量PWV。读取装置的构造先前已经报道过。参见例如Cunningham等人, colorimetric resonant reflection as a direct biochemical array technique. Sensors and Actuators B, 2002. 81: 316-328。将宽波长光源耦合到光纤， 其从基材下垂直入射来照射所述的光子晶体表面的大约2 mm直径区 域。反射光通过第二光纤进行收集并用分光计测量，笫二光纤被捆扎而 紧接于所述的照射纤维。自动运动工作台能够在定时间隔平行收集来自 许多孔的反射数据，使得获得动态信息。
接下来，彻底千燥所述表面并对IPA重复前述步骤。然后计算DI H20和IPA之间的本体位移系数PWV的变化除以本体折射率的变化。
实施例3
尸尸丄i參,着^试
表面吸附材料的灵敏度表征为借助施用到传感器表面的0.01M磷 酸盐緩冲盐水(PBS; pH二7.4)来检测制备成0.5mg/ml溶液的PoIy(LyS, Phe)(PPL; Sigma-Aldrich; MW^35,400Da)的单层薄膜。在1分钟的取样 间隔中，生物附着测试从将PBS移液到测试孔中开始。IO分钟之后，将緩沖液用PPL溶液代替并使其稳定30分钟。然后清洗这些孔三次并 用PBS填充而获得最后的30分钟的数据测量。
PPL被沉积在5个多孔玻璃和9个聚合物传感器上。图10比较了每 个装置的动态图，表明多孔玻璃传感器有大约4倍的表面灵敏度增加。 第一步骤建立了基线，第二个步骤对应于PPL的快速表面吸附和饱和， 并且最后的第三部分的曲线说明在通过用PBS緩冲液沖洗而消除弱的 或非特定结合的分子后的单层稳定性。在PPL固定到多孔玻璃传感器上 的过程中产生的PWV位移比使用聚合物装置所测量的PWV位移饱和得 更慢。显然，多孔玻璃传感器表面明显不利于蛋白质单层吸附。进一步 的表面化学最优化应当会减轻这种效果。但是，所述的多孔玻璃传感器 在将未结合的分子洗掉后表现出优异的稳定性。
实施例4 ;i果合參源试
为了表征作为距离传感器表面的距离的函数的不同的灵敏度，将一 系列聚合物电解质单层沉积在传感器上。当在检测装置上连续监测时， 通过在带正负电荷的聚合物层之间交变，可以在传感器上形成堆栈的均 匀的自P艮的聚合物。参见例如Cunningham等人，Enhancing the surface sensitive of colorimetric resonant optical biosensors. Sensors and Actuators B, 2002.87 (2): 365-370。将三个不同的聚合电解质沉积在传感器表面上 阴离子聚(4-苯乙烯磺酸钠)(PSS; MW=70000 Da)、阳离子聚(亚乙基酰亚 胺)(PEI; MW=60000 Da)和阳离子聚(烯丙基胺氯化氢)(PAH; MW-70000 Da)。所述的聚合物电解质购自Sigma-Aldrich。用去离子水制备0.9M NaCl緩沖液溶液(Sigma-Aldrich)。将所迷的聚合物电解质以5mg/ml的 浓度溶解在该緩冲液中。在l分钟的取样间隔中，在5分钟的步骤中进 行多层表面灵敏度表征。首先，将NaCl緩冲液移液到传感器孔中。接 着，将该緩冲液除去和用PEI溶液代替。然后清洗所述孔三次并用緩沖 液填充。对PSS和PAH重复前面两个步骤直到7个PSS-PAH层已经沉 积在单个PEI层上。
在它们被吸附到所述表面上时，前述的PSS和PAH的14个交替层 每个产生被检测的PWV中的可测量的位移。图11给出了 PWV位移对 聚合物厚度的空间曲线图，其中在清洗步骤之后，在緩冲液中测量每个PWV位移。每个聚合物电解质的单层是大约4.4nm厚并且具有1.49的 4斤射率。参见寸列i口, Picart等人， Determination of structural parameters characterizing thin films by optical methods: A comparison between scanning angle reflectometry and optical waveguide lightmode spectroscopy. Journal of Chemical Physics, 2001.115(2): 1086-1094。所述的多孔玻璃 传感器表现出为所述的聚合物传感器的大约1.5倍的平均表面灵敏度。 但是，应当提到的是沉积在多孔玻璃装置上的每个所述的前两层(大约 9nm)产生了两倍于其余各层值的PWV位移，而在聚合物装置中未观察 到这样的效果。
实施例5
为了证明用所提出的装置的选择性检测，进行生物分析，其表征了 人、羊和鸡的IgG的蛋白质A的亲合性。蛋白质A (Pierce Biotechnology) 是用0.01 M PBS制备成0.5mg/ml的浓度。在使用前用0.22pm注射过滤 器(Nalgene)过滤器过滤所述的緩沖液。将人、羊和鸡免疫球蛋白-G(IgG) 血清(Sigma-Aldrich)在0.01 M PBS中稀释成浓度为0.5 mg/ml。在每个步 骤之间允许30分钟并且间隔1分钟取样，首先将PBS溶液移液到传感 器的孔。接着，将所述的緩冲液用蛋白质A溶液代替。然后冲洗所述的 孔三次，并用緩冲液填充。在信号稳定后，将所述孔中的三个孔的緩冲 液用人、羊和鸡的IgG代替，而将第四个孔放置作为仅仅含有緩冲液的 参照物。最后，除去IgGs并再次冲洗所迷的孔并用PBS填充来获得最 后30分钟的数据测量。
将蛋白质A引入到15个多孔玻璃和16个聚合物传感器的孔中。在 清洗步骤之后所产生的PWV位移是多孔玻璃装置的大约4倍。图13表 示了所测试的多孔玻璃传感器的具有蛋白质A的人、羊和鸡的IgG的实 测结合动力学，而图14给出了两种装置之间的对于每个抗体的终点 PWV位移比较(相对于没有IgG的参考孔)。在聚合物传感器表面上，蛋 白质A的表面吸附饱和得更快，这类似于在PPL生物附着测试中所观察 到的。多孔玻璃装置表现出对具有蛋白质A更高亲合力的抗体更大的灵 敏度。以两倍的灵敏度检测人IgG结合，而鸡IgG缺乏对于蛋白质A的 任何特异性(参见例如，Richman等人，The binding of Staphylococciprotein A by the sera of different animal species. Journal of Immunology, 1982. 128:2300-2305),产生相当的响应并提供非特定结合的量度。
将光子晶体生物传感器设计成将电磁能耦合到沉积到它的表面上 的来自液体测试样品的生物材料。虽然所述装置自身是由低折射率表面 结构和高折射率介电涂层组成，但是填充在所述表面结构中的液体测试 样品也必须被认为是该传感器的整体部分——以及唯一的可以引起共 振波长的改变的动态组件。将非常低折射率材料结合到光子晶体生物传 感器结构中的目的是使共振波长的电磁场偏向于与液体测试样品较强
域较弱的相互作用。
旋涂低k介电材料的使用平衡了(leverage off)在集成电路制造团体 进行的大量的投资，所述团体需要快速加工、结构稳定性和排除液体渗 透。这个工作的独特的方面是使用盖印方法来精确地将亚微米表面结构 赋予到纳米多孔玻璃薄膜，而不使用光刻。在固化加工的最初阶段过程 中，在低k薄膜表面上盖印工具的存在不会改变最终的固化结构化薄膜 的折射率。所述的盖印方法能使主要的成本仅仅存在于所述的"主"硅晶 片制造中，这又用来产生几乎不限数量的"子，，PDMS盖印工具。每个 PDMS工具可以被用来产生大量的传感器结构而不损坏该工具，这是因 为仅仅需要很小的力来使得旋涂液体低k层适应于该工具。在盖印之后， 该低k介电薄膜在热板上使用易于自动化的方法快速固化。已经发现柔 性的盖印工具的使用比用硅主晶片直接盖印更加有利，因为PDMS模具 更易于从部分固化的低k薄膜中脱出，并且能够使在固化过程中释放的 挥发性溶剂透过。虽然在本文所述的工作中仅盖印了 lx3英寸的显微镜 载玻片区域，但是所述的盖印方法可以按比例放大到更大的表面面积来 达到能够制造大到足以覆盖整个96孔或384孔标准微板(大约3x5英寸) 的传感器面积。
在多孔玻璃传感器结构和聚合物传感器结构比较过程中发现的一 种令人感兴趣的和有用的结果是在本体折射率灵敏度和表面吸附的层 灵敏度之间贏得了灵敏度不同。尽管计算机建模精确预测了对于由覆盖 多孔玻璃传感器表面的溶液的本体折射率变化导致的PWV位移所测量 的大约2倍的灵敏度增加，但是对于被吸附材料的薄层一贯测量出PWV 位移的大约4倍增加。通过使用聚合物多层试验来测量PWV位移随厚度的变化(图11),我们能够表征作为距传感器表面的距离的函数的耦合 电磁场的相互作用强度。对于多孔玻璃传感器，被吸附的聚合物的头若 干单层的相互作用特别强，而对于每个在聚合物传感器结构上被吸附的
单层，聚合物厚度和PWV之间的关系是高度线性的。测试样品和共振
电磁场分布之间的相互作用是非常复杂的，因为^皮检测的材料可以吸附 到所述结构的水平和垂直表面，其中特征场曲线从每个表面延伸到样 品。对于多孔玻璃生物传感器，基于表面的检测灵敏度被提高到超出了 本体灵敏度的改进。因为大多数生物分子相互作用被期望在距传感器表 面的头几纳米的范围内发生，因此表面灵敏度对于增加基于表面的生物 化学分析中的灵敏度是最重要的。
权利要求
1.一种传感器，其包括纳米多孔材料，其具有低折射率，通过基材承载在底部表面上，并且由高介电常数介电涂层涂覆在顶部表面上；其中，高介电常数介电涂层或者与纳米多孔材料结合的高介电常数介电涂层形成了亚波长周期光栅结构；其中，当照射传感器时，在反射辐射光谱上产生了共振光栅效果；并且其中，亚波长周期光栅结构的深度和周期小于共振光栅效果的波长。
2. 权利要求l的传感器，其中当用宽波段的光波长照射传感器时， 从传感器反射窄波段的光波长。
3. 权利要求1的传感器，其中纳米多孔材料的折射率是约1.1-约2.2。
4. 权利要求1的传感器，其中纳米多孔材料的折射率是约1.1-约1.5。
5. 权利要求1的传感器，其中亚波长周期光栅结构的周期为约50 nm-约1,500 nm并且亚波长周期光栅结构的深度为约50 nm-约900 nm。
6. 权利要求l的传感器，其中所述的纳米多孔材料是多孔二氧化 硅干凝胶，多孔气凝胶，多孔氢硅倍半氧烷，B阶聚合物，多孔甲基硅 倍半氧烷，多孔聚(亚芳基醚)，或其组合。
7. 权利要求l的传感器，其中基材包括玻璃、塑料或环氧树脂。
8. 权利要求1的传感器，其中介质涂层的折射率是约1.8-约3.0。
9. 权利要求1的传感器，其中介质涂层包括氧化锡、五氧化二钽、 硫化锌、二氧化钛、氮化硅或其组合。
10. 权利要求1的传感器，其中基材的折射率是约1.4-约1.6。
11. 权利要求1的传感器，其中介质涂层的厚度为约30 nm-约700 nm并且纳米多孔材料的厚度为约10 nm-约5,000 nm。
12. 权利要求1的传感器，其中介质涂层在其顶部表面上具有覆盖层。
13. 权利要求l的传感器，其中传感器还包括一种或多种固定在高 介电常数介电涂层上的特定的结合物。
14. 权利要求12的传感器，其中传感器还包括一种或多种固定在覆盖层上的特定的结合物。
15. 权利要求13的传感器，其中一种或多种特定的结合物不包括可 冲企测的标记物。
16. 权利要求13的传感器，其中一种或多种特定的结合物结合到其 结合配偶体。
17. 权利要求16的传感器，其中一种或多种特定的结合物和结合配 偶体不包括可检测的标记物。
18. 权利要求13的传感器，其中一种或多种特定的结合物在高介电 常数介电涂层上布置于阵列中。
19. 权利要求14的传感器，其中一种或多种特定的结合物在覆盖层 上布置于阵列中。
20. —种传感器，其包括由覆盖基材的波导薄膜形成的波导结构， 其中所述波导薄膜的折射率高于基材的折射率，和包含在波导结构中的 衍射光栅，其中所述衍射光栅包括低介电常数的纳米多孔材料。
21. 权利要求20的传感器，其中纳米多孔材料的折射率是约1.1-约1.5。
22. 权利要求20的传感器，其中纳米多孔材料的折射率是约1.1-约2.2。
23. 权利要求20的传感器，其中所述的纳米多孔材料是多孔二氧化 硅干凝胶，多孔气凝胶，多孔氬硅倍半氧烷，B阶聚合物，多孔曱基硅 倍半氧烷，多孔聚(亚芳基醚)，或其组合。
24. 权利要求20的传感器，其中基材包括玻璃、环氧树脂或塑料。
25. 权利要求20的传感器，其中波导薄膜包括氧化锡、五氧化二钽、 硫化锌、二氧化钛、氮化硅或其组合。
26. 权利要求20的传感器，其中波导薄膜包括聚合物。
27. 权利要求20的传感器，其中传感器还包括一种或多种固定在波 导薄膜上的特定的结合物。
28. 权利要求27的传感器，其中一种或多种特定的结合物不包括可 ^r测的标记物。
29. 权利要求28的传感器，其中一种或多种特定的结合物结合到其 结合配偶体。
30. 权利要求29的传感器，其中一种或多种特定的结合物和结合配偶体不包括可4全测的标记物。
31.权利要求27的传感器，其中 一种或多种特定的结合物在高折射 率介电涂层上布置于阵列中。
全文摘要
本发明提供了一种传感器。所述传感器包括纳米多孔材料，其承载在基材上并且由高介电常数介电涂层涂覆在顶部表面上。涂层与纳米多孔材料形成了亚波长周期光栅结构。
文档编号G01N21/25GK101317083SQ200680033115
公开日2008年12月3日 申请日期2006年6月29日 优先权日2005年7月8日
发明者B·T·坎宁安 申请人:Sru生物系统公司