生物芯片和使用生物芯片检测生物材料的装置
阅读：83发布：2020-12-07
专利汇可以提供生物芯片和使用生物芯片检测生物材料的装置专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 涉及 生物 芯片和使用生物芯片检测 生物材料 的装置。所述生物芯片包括：在基底表面上的金属 薄膜 ，其抑制所述基底的自身 荧光 ；和在所述金属薄膜上的间隔物，其具有固定在所述间隔物的表面上并且与靶分子特异性结合的俘获分子。所述间隔物具有受控以增强荧光 信号 强度的厚度，所述荧 光信号 从标记有所述靶分子并且通过所述俘获分子和所述靶分子之间的特异性结合而固定在所述间隔物上的荧光团发出。，下面是生物芯片和使用生物芯片检测生物材料的装置专利的具体信息内容。
1.生物芯片，包括：
在基底表面上的金属薄膜，其配置为抑制所述基底的自身荧光；
设置在所述金属薄膜上的间隔物，其具有预定的厚度；
固定在所述间隔物的表面上的多个俘获分子；
所述多个俘获分子的第一部分，其与靶分子特异性结合；
所述多个俘获分子的第二部分，其与检测分子非特异性结合；
第一荧光团层，其包括与所述多个俘获分子的第一部分结合的多个荧光团；
第二荧光团层，其包括与所述多个俘获分子的第二部分结合的多个荧光团；
其中所述预定的厚度为根据如下确定的厚度：在从所述第一荧光团层直接发出的光和从所述第一荧光团层的荧光团发出且被所述金属薄膜反射的光之间引起相长干涉，且在从所述第二荧光团层直接发出的光和从所述第二荧光团层的荧光团发出且被所述金属薄膜反射的光之间引起相消干涉。
2.权利要求1的生物芯片，其中所述基底由聚二甲基硅氧烷、聚甲基丙烯酸甲酯、聚碳酸酯、环状烯烃共聚物、聚酰胺、聚乙烯、聚丙烯、聚苯醚、聚苯乙烯、聚甲醛、聚醚醚酮、聚四氟乙烯、聚氯乙烯、聚偏氟乙烯、聚对苯二甲酸丁二醇酯、氟化乙烯丙烯或全氟烷氧基烷烃形成。
3.权利要求1的生物芯片，其中所述金属薄膜由Au、Ag、Cr、Ni、Al或者Ti形成。
4.权利要求1的生物芯片，其中所述间隔物由氧化物形成。
5.权利要求1的生物芯片，其中所述间隔物进一步包括聚合物或者自组装分子单层(SAM)，其中所述聚合物包括聚赖氨酸。
6.权利要求1的生物芯片，其中所述俘获分子通过在所述间隔物表面上所导致的羧基(-COOH)、硫醇(-SH)、羟基(-OH)、硅烷、胺、或者环氧而固定。
7.权利要求1的生物芯片，其中所述第一和第二荧光团层的荧光团具有包括多个荧光颗粒的珠子形状。
3+
8.权利要求1的生物芯片，其中所述荧光团包括Eu 、铂、铝酸锶、或者硫化锌。
9.用于检测生物材料的装置，包括：
在基底表面上的金属薄膜，其抑制所述基底的自身荧光；
设置在所述金属薄膜上的间隔物，其具有预定的厚度；
固定在所述间隔物的表面上的多个俘获分子；
所述多个俘获分子的第一部分，其与靶分子特异性结合；
所述多个俘获分子的第二部分，其与检测分子非特异性结合；
第一荧光团层，其包括与所述多个俘获分子的第一部分结合的多个荧光团；
第二荧光团层，其包括与所述多个俘获分子的第二部分结合的多个荧光团；
光源单元，其配置为向所述基底提供激发光；和
检测单元，其配置为检测通过所述激发光而从第一荧光团层的荧光团发出的荧光信号，
其中所述预定的厚度为根据如下确定的厚度：在从所述第一荧光团层直接发出的光和从所述第一荧光团层的荧光团发出且被所述金属薄膜反射的光之间引起相长干涉，且在从所述第二荧光团层直接发出的光和从所述第二荧光团层的荧光团发出且被所述金属薄膜反射的光之间引起相消干涉。
10.权利要求9的用于检测生物材料的装置，其中从所述第一荧光团层的荧光团发出的荧光信号通过所述激发光激发并且通过与从所述金属薄膜反射的光的干涉而增强。
11.权利要求9的用于检测生物材料的装置，其中所述光源单元发射脉冲形式的激发光。
12.权利要求11的用于检测生物材料的装置，其中所述荧光团具有比所述激发光的脉冲宽度长的荧光寿命。
13.权利要求9的用于检测生物材料的装置，其中所述检测单元通过时间分辨荧光测量法检测从所述荧光团发出的荧光信号。
14.权利要求9的用于检测生物材料的装置，其中所述俘获分子和所述靶分子之间的所述特异性结合包括核酸杂交、抗原-抗体反应、或者酶结合反应。
15.权利要求9的用于检测生物材料的装置，其中所述俘获分子包括选自核酸、细胞、病毒、蛋白质、和无机分子中的至少一种。
16.权利要求15的用于检测生物材料的装置，其中所述核酸包括选自DNA、RNA、PNA、LNA和其杂合物中的至少一种。
17.权利要求15的用于检测生物材料的装置，其中所述蛋白质包括选自酶、基质、抗原、抗体、配体、适体和受体中的至少一种。
18.权利要求9的用于检测生物材料的装置，其中所述俘获分子包括选自有机分子中的至少一种。
生物芯片和使用生物芯片检测生物材料的装置
[0001] 相关申请的交叉引用
技术领域
[0003] 本文中所公开的本发明涉及生物芯片和使用该生物芯片检测生物材料的装置，并且更具体而言，涉及能够使在生物材料的特异性(specific)结合时从荧光团发出的荧光信号的强度增强的生物芯片、以及使用该生物芯片检测生物材料的装置。
背景技术
[0004] 检测生物材料的装置(或者生物传感器)用于对随着具有识别特定生物材料的功能的生物受体和待分析的分析物之间的选择性反应或者结合而变化的光或者电信号进行检测。即，该生物传感器可证实特定生物材料的存在、或者定性或定量地分析该特定生物材料。此处，核酸、蛋白质、细胞、组织、酶、抗体和DNA可用作生物受体(例如，俘获分子)。存在各种利用根据分析物的存在的电信号变化和根据受体和分析物之间的化学反应的光信号变化对生物材料进行检测和分析的物理和化学方法。
[0005] 对于利用所述光信号变化的光学生物传感器，存在定量检测特异性抗原的标记检测方法。所述标记检测方法利用在分别用荧光团或者放射性同位素对特异性抗体或者抗原进行标记之后的由标记的抗原和特异性抗体之间的反应所产生的荧光信号强度或者放射性射线的变化。
[0006] 当具有与标记在抗体或者抗原上的荧光团的吸收波长相同的波长的入射光投射在包括生物材料的样品上时，用于检测来自生物材料的光信号的光学传感器(例如，荧光显微镜)利用从荧光团发出的荧光对该生物材料进行检测和分析。在这种情况下，该荧光团吸收来自外部光源的特定波长的光，并且根据物理和化学特性而发出特定波长的光。
[0007] 在利用荧光团的生物传感器中，荧光信号不但由荧光团根据抗原的特异性反应而发出，而且由芯片自身(即，包括在该芯片中的塑料材料)自发产生。因此，当在生物材料的分析中检测荧光信号时，从该塑料材料发出的自发的荧光信号可作为干扰，即噪声。
[0008] 而且，荧光信号可由荧光团不但在抗原和抗体之间的特异性反应之时产生，而且在用该荧光团标记的检测抗体的非特异性反应之时产生。由非特异性反应产生的荧光信号也可在生物材料分析中作为噪声。
发明内容
[0009] 本发明提供能够增强用于生物材料分析的光信号的强度的生物芯片。
[0010] 本发明还提供用于检测生物材料的装置，其可增强用于生物材料分析的光信号的强度。
[0011] 本发明实施方式提供生物芯片，包括：在基底表面上的金属薄膜，其抑制基底的自身荧光；和在该金属薄膜上的间隔物，其具有固定在该间隔物的表面上并且与靶分子特异性结合的俘获分子，该间隔物具有受控以增强荧光信号的厚度，该荧光信号从标记有靶分子并且通过俘获分子和靶分子之间的特异性结合而固定在该间隔物上的荧光团发出。
[0012] 在本发明的其它实施方式中，用于检测生物材料的装置包括：在基底表面上的金属薄膜，其抑制基底的自身荧光；和在该金属薄膜上的间隔物，其具有固定在该间隔物的表面上并且与靶分子特异性结合的俘获分子，该间隔物具有受控以增强荧光信号的厚度，该荧光信号从标记有靶分子并且通过俘获分子和靶分子之间的特异性结合而固定在该间隔物上的荧光团发出；向基底提供激发光的光源单元；和检测通过激发光而从荧光团发出的荧光信号的检测单元。
附图说明
[0015] 图1为说明根据本发明实施方式的生物芯片的图；
[0016] 图2为说明典型的生物芯片中所使用的塑料基底的自身荧光和根据本发明实施方式的生物芯片中所使用的基底的自身荧光之间比较的图；
[0017] 图3为说明根据本发明实施方式的生物芯片中的特异性结合区域和非特异性结合区域的图；
[0018] 图4为说明荧光信号增强因子随着根据本发明实施方式的芯片中的荧光团和金属薄膜之间的光程长度而变化的图；
[0019] 图5为说明荧光信号强度随着根据本发明实施方式的生物芯片中的间隔物的厚度而变化的图；
[0020] 图6为说明根据本发明实施方式的使用荧光团珠的生物芯片的图；
[0021] 图7为说明增强因子的最大值根据在生物芯片中荧光团珠的尺寸而变化的图；
[0022] 图8为说明根据本发明实施方式的生物材料检测装置的结构的图；
[0023] 图9为说明在根据本发明实施方式的生物芯片中，当铕(Eu3+)用作荧光团时荧光信号强度随时间变化的图；和
[0024] 图10为说明根据本发明实施方式的生物材料检测装置中激发光和发射光的时序图。
具体实施方式
[0025] 本发明的优点、特征和方面将参照附图从实施方式的以下描述而变得明晰，其在下文中阐述。然而，本发明可体现为不同形式并且不应解释为限于本文中所阐述的实施方式。相反，提供这些实施方式使得该公开内容彻底且完整，并且将向本领域技术人员全面传达本发明的范围。相同的附图标记始终表示相同的要素。
[0026] 本文中所使用的单数形式“一个(种)(a，an)”和“该(the)”还意图包括复数形式，除非上下文另有清楚说明。还应理解，当用在该说明书中时，术语“包括”和/或“包含”规定存在所述特征、整体(integer)、步骤、操作、元件和/或组分，但不排除存在或添加一种或多种其它的特征、整体、步骤、操作、元件、组分和/或它们的组。
[0027] 另外，将以作为本发明理想的示例图的截面图对具体描述中的实施方式进行描述。从而，示例图的形状可根据制造技术和/或容许误差而改变。因此，本发明的实施方式不限于示例图中所图示的特定形状，而是可包括可根据制造方法产生的其它形状。图中所示例的区域具有一般性质，并且用于说明器件区域的具体形状。因此，这不应解释为限制本发明的范围。
[0028] 本文中所阐述的靶分子为代表特异性基质的生物分子，其可解释为与分析物相同的含义，并且在本发明实施方式中对应于抗原。
[0029] 本文中所阐述的俘获分子为与所述靶分子特异性结合的生物分子，其可解释为与探针分子、受体或接受体相同的含义，并且在本发明实施方式中对应于俘获抗体。而且，在本发明的实施方式中，使用夹心免疫测定来检测生物材料。此外，检测分子可为能够通过标记有荧光团与靶分子特异性结合的生物分子，和能够使所述荧光团附着于所述靶分子上的介质。
[0030] 下文中，将参照附图具体描述本发明的示例性实施方式。
[0031] 图1为说明根据本发明实施方式的生物芯片的图。根据本发明实施方式的生物芯片可应用于DNA芯片、蛋白质芯片、微阵列(micro array)、或微流体芯片。
[0032] 参照图1，根据本发明实施方式的生物芯片包括基底110、金属薄膜120、间隔物130、和固定在间隔物130的表面上的俘获分子142。
[0033] 基底110可由透射和反射光的材料形成。例如，基底110可为塑料、玻璃、或者硅基底。而且，基底110可由聚合物形成，所述聚合物例如PDMS(聚二甲基硅氧烷)、PMMA(聚甲基丙烯酸甲酯)、PC(聚碳酸酯)、COC(环状烯烃共聚物)、PA(聚酰胺)、PE(聚乙烯)、PP(聚丙烯)、PPE(聚苯醚)、PS(聚苯乙烯)、POM(聚甲醛)、PEEK(聚醚醚酮)、PTFE(聚四氟乙烯)、PVC(聚氯乙烯)、PVDF(聚偏氟乙烯)、PBT(聚对苯二甲酸丁二醇酯)、FEP(氟化乙烯丙烯)和PFA(全氟烷氧基烷烃)。
[0034] 基底110可具有自身荧光特性，并且从基底110自身发出的荧光噪声可影响当靶分子144与俘获分子142特异性结合时从荧光团148发出的荧光信号的检测。
[0035] 金属薄膜120可形成在基底110的表面上，并且抑制基底110的自身荧光特性。具体而言，在用于靶分子144分析的信号检测时，金属薄膜120可作为反射镜。例如，金属薄膜120可由Au、Ag、Cr、Ni、Al或Ti形成，并且可具有约50nm～约300nm的厚度。图2中图示了对根据本发明实施方式的生物芯片中的塑料基底的自身荧光特性的抑制效应。
[0036] 而且，可在基底110和金属薄膜120之间的界面上形成粘合薄膜(未示出)以增强金属薄膜120的粘合强度。所述粘合薄膜(未示出)可包括例如Cr薄膜或者Ti薄膜，并且可以约1nm～约20nm的厚度形成。
[0037] 间隔物130可形成在金属薄膜120的表面上，并且控制金属薄膜120与连接到该间隔物130的荧光团148之间的光程长度。即，金属薄膜120和荧光团148之间的光程长度可随着间隔物130的厚度而变化。金属薄膜120和荧光团148之间的光程使从荧光团148发出的荧光信号的强度改变。间隔物130的厚度可根据荧光团148的发光中心波长而变化。即，可根据荧光团148的发光中心波长选择荧光团148和金属薄膜120之间的光程长度以增强从荧光团148发出的荧光信号的强度。将参照图4和5对其具体描述进行详细描述。
[0038] 间隔物130可由有机材料、氧化物、氮化物、或者无机材料形成，更具体地为SiO2、Si3N4、TiO2、或者Al2O3。
[0039] 可对间隔物130的表面进行处理以固定俘获分子142。例如，可在间隔物130的表面上形成聚合物，该聚合物包括聚赖氨酸，并且可形成自组装的单层。为了使俘获分子142固定在间隔物130的表面上，可在间隔物130的表面上导致(产生，induce)活性基团。例如，可在间隔物130的表面上导致活性基团如羧基(-COOH)、硫醇(-SH)、羟基(-OH)、硅烷、胺、和环氧。
[0040] 使作为与待分析的靶分子144特异性反应或者结合的材料的俘获分子142固定在间隔物130的表面上。作为用于将俘获分子142固定在间隔物130的表面上的方法，可使用化学吸收、共价结合、静电吸引、共聚或者抗生物素蛋白-生物素亲和力体系。
[0041] 俘获分子142可为例如蛋白质、细胞、病毒、核酸、有机分子或者无机分子。在蛋白质的情况下，俘获分子142可为任何生物材料例如抗原、抗体、基质蛋白、酶和辅酶。在核酸的情况下，俘获分子142可为DNA、RNA、PNA、LNA、或者其杂合物。更具体而言，根据本发明实施方式的俘获分子142可为能够与抗原特异性结合的俘获抗体。
[0042] 另一方面，从外部提供的靶分子144即抗原与俘获分子142特异性结合。在这种情况下，靶分子144被荧光团148标记，并且与俘获分子142特异性结合。更具体而言，检测分子146与靶分子144特异性结合，使得靶分子可标记有荧光团148。在这种情况下，检测分子146和俘获分子142在不同部位处彼此特异性结合。根据本发明实施方式的检测分子146可为能够与抗原特异性结合的检测抗体。
[0043] 因此，标记有荧光团148的靶分子144与俘获分子142特异性结合，使得可在间隔物130的表面上形成俘获分子142-靶分子144-检测分子146-荧光团1 48的结构。从而，可在间隔物130的上部上形成包括荧光团148的单层。
[0044] 因此，当从外部提供激发光时，连接到间隔物130上部的荧光团148容许在其表面上的光的吸收和发射。荧光团148具有如下特性：在将激发光投射在表面上之后，如果经过预定的时间，则从表面发出的光消失(extinguish)。将参照图9描述其具体描述。
[0045] 从荧光团148发出的光(例如，荧光信号)的波长和强度随荧光团和周围材料的类型而变化。即，从荧光团148发出的光的波长和强度可随着靶分子144和俘获分子142之间的特异性反应而变化。
[0046] 在从荧光团148发出的光和从间隔物130下方的金属薄膜120反射的光之间可出现干涉现象。从而，可改变从荧光团148发出的光，即荧光信号强度、角度分布和衰减时间。
[0047] 图2为说明典型生物芯片中所使用的塑料材料的自身荧光特性和根据本发明实施方式的生物芯片中的其上具有金属薄膜的基底的自身荧光特性的图。即，图2说明根据生物芯片基底的类型的荧光信号的强度。
[0048] 在图2中，样品#1到#4为典型生物芯片中所使用的塑料材料，和样品#5表示根据本发明实施方式的其上具有金属薄膜的塑料基底。
[0049] 参照图2，应理解用作基底的塑料材料具有自身荧光特性。COC基底可具有比其它塑料基底高的自身荧光特性。然而，如果在COC基底上形成具有约200nm厚度的Au薄膜，则自身荧光特性可显著降低。因此，应理解，形成在塑料基底表面上的金属薄膜可抑制塑料基底中自发产生的荧光特性。
[0050] 图3为说明根据本发明实施方式的生物芯片中俘获分子和靶分子之间的特异性结合区域和非特异性区域的图。
[0051] 参照图3，生物芯片可包括其中俘获分子142与靶分子144特异性结合的特异性结合区域以及非特异性结合区域。特异性结合区域10具有在间隔物130上的俘获分子142-靶分子144-检测分子146-荧光团148的结构。在非特异性结合区域20中，标记有荧光团148的检测分子146可直接与间隔物130的表面或者金属薄膜120的上表面结合，因为靶分子144与俘获分子142和检测分子146非特异性结合。
[0052] 因此，可在间隔物130上形成通过俘获分子142和靶分子144之间的特异性反应而形成的第一荧光团层152和通过标记有荧光团148的检测分子146的非特异性反应而形成的第二荧光团层154。在非特异性结合区域20中，第二荧光团层154和金属薄膜120之间的光程长度Dn小于第一荧光团层152和金属薄膜120之间的光程长度Ds。
[0053] 因此，荧光团和金属薄膜120之间的光程长度差可导致从荧光团148发出的荧光信号强度的变化。将参照图4更充分地描述其具体描述。
[0054] 图4为说明荧光信号增强因子随着根据本发明实施方式的芯片中的荧光团和金属薄膜之间的光程长度而变化的图.
[0055] 参照图4，应理解，当从荧光团发出的光的波长为约670nm时，荧光信号增强因子，即荧光信号的强度，随荧光团和金属薄膜之间的光程长度而变化。而且，应理解，荧光团的荧光强度根据光程长度而得到增强或者抑制。
[0056] 即，当光程长度为约100nm～约250nm时，该增强因子变成大于1，从而使从荧光团发出的荧光信号的强度提高。此外，应理解，当光程长度为约160nm～约170nm时，从金属薄膜反射的光造成相长干涉。
[0057] 因此，当图3中的生物芯片中使用具有约670nm发射波长的荧光团时，可控制间隔物130的厚度使得金属薄膜120和由于俘获分子142、靶分子144和检测分子146之间的特异性结合而固定的荧光团148之间的光程长度可为约100nm～约250nm。
[0058] 而且，由于控制间隔物130的厚度使得在俘获分子142、靶分子144和检测分子146彼此特异性结合时从荧光团148发出的荧光信号的强度可最大化，从第二荧光团层154发出的荧光信号的强度可得到抑制。即，当对第一荧光团层152和金属薄膜120之间的光程长度Ds优化时，从第二荧光团层154和金属薄膜120之间的光程长度Dn发出的荧光信号的强度变弱。
[0059] 再次参照图3和4，在第一荧光团层152和金属薄膜120之间的光程长度中，控制间隔物130的厚度使得从第一荧光团层152发出的荧光信号的强度可最大化。在第二荧光团层154和金属薄膜120之间的光程长度Dn中，从第二荧光团层154发出的荧光信号的强度可得到抑制。
[0060] 因此，通过控制间隔物130的厚度以在从荧光团148发出的荧光信号和从金属薄膜120反射的光之间引起相长干涉，从荧光团148发出的荧光信号的强度可由于靶分子144的特异性结合而得到增强，而荧光信号的强度可由于检测分子146的非特异性结合而得到抑制。
[0061] 图5为说明荧光信号强度随着根据本发明实施方式的生物芯片中间隔物的厚度而变化的图。
[0062] 参照图5，Alexa 和Eu3+的荧光信号强度根据间隔物的厚度而变化。即，显示出对于荧光团的最大荧光信号强度的间隔物的厚度彼此不同。当间隔物的厚度为约70nm～约90nm时，Alexa 呈现最大荧光信号强度。当间隔物的厚度为约
3+
130nm～约150nm时，Eu 呈现最大荧光信号强度。因此，在根据本发明实施方式的生物芯片中，间隔物的厚度可根据荧光团的类型以及其发光中心波长而变化。
3+
130nm～约150nm时，Eu 呈现最大荧光信号强度。因此，在根据本发明实施方式的生物芯片中，间隔物的厚度可根据荧光团的类型以及其发光中心波长而变化。
[0063] 即，在根据本发明实施方式的用于生物材料分析的生物芯片中，对于Alexa 的间隔物的厚度控制为约70nm～约90nm以呈现最大荧光信号强度，并3+
且对于Eu 的间隔物的厚度控制为约130nm～约150nm以呈现最大荧光信号强度。
且对于Eu 的间隔物的厚度控制为约130nm～约150nm以呈现最大荧光信号强度。
[0064] 图6为说明根据本发明实施方式的其上固定有具有有效尺寸的荧光团的生物芯片的图。
[0065] 参照图6，标记在检测分子146上的荧光团可具有包括荧光团颗粒148的珠子类型。即，荧光团珠160可固定于间隔物130的上部上。
[0066] 靶分子144可与标记有荧光团珠160的检测分子146特异性结合。荧光团珠160可具有预定的尺寸，其为在聚合物珠中含有多个荧光团颗粒的结构。因此，在根据本发明实施方式的生物芯片中，可在间隔物130上形成俘获分子142-靶分子144-检测分子146-荧光团珠160的结合结构。
[0067] 通过用荧光团珠160标记靶分子144，从荧光团发出的荧光信号的强度可得到增强，因为当俘获分子142与靶分子144特异性结合时，固定在间隔物130上的荧光团的量增加。
[0068] 荧光团珠160可具有直径d的有效尺寸。而且，在从荧光团发出的荧光信号的强度中的增强因子的最大值可根据荧光团珠160的有效尺寸而变化。将相对于图7描述其具体描述。
[0069] 图7为说明荧光信号的增强因子的最大值随本发明实施方式中荧光团的有效尺寸而变化的图。
[0070] 参照图7，当荧光团的有效尺寸大于预定值时，增强因子的最大值变为1，从而使得荧光信号不能增强。因此，为了使根据特异性反应而发出的荧光信号增强，必须控制间隔物的厚度，同时使用具有小于预定值的有效尺寸的荧光团。
[0071] 即，在根据本发明实施方式的生物芯片中，可根据荧光团的发光中心波长以及由于靶分子和俘获分子之间的特异性结合而固定在间隔物上的荧光团珠的有效尺寸，精密地控制间隔物的厚度，以使荧光信号最大化。
[0072] 下文中，将参照图8具体描述根据本发明实施方式的生物材料检测装置。
[0073] 图8为说明根据本发明实施方式的生物材料检测装置的结构的图。
[0074] 参照图8，生物材料检测装置包括生物芯片100、光源单元200、和检测单元300。
[0075] 与图1中所描述的，生物芯片100包括基底110、金属薄膜120、间隔物130和固定在间隔物130的表面上的俘获分子142。在生物芯片100中待分析的靶分子144用荧光团148标记。提供于生物芯片100中的靶分子144与俘获分子142特异性结合。因此，荧光团
148可固定在间隔物130的上部上。
148可固定在间隔物130的上部上。
[0076] 在这种情况下，控制间隔物130的厚度使得当靶分子144与俘获分子142和检测分子146特异性反应时，从荧光团148发出的荧光信号的强度可得到增强，并且使得当检测分子非特异性反应时，荧光信号的强度可变弱。即，根据本发明的实施方式，当具有约430nm发光波长的Alexa 用作荧光团148时，间隔物130的厚度可为约70nm～约3+
90nm。而且，根据本发明的另一实施方式，当具有约615nm发光波长的Eu 用作荧光团148时，间隔物130的厚度可为约120nm～约160nm。
90nm。而且，根据本发明的另一实施方式，当具有约615nm发光波长的Eu 用作荧光团148时，间隔物130的厚度可为约120nm～约160nm。
[0077] 根据生物材料分析中所使用的荧光团148的吸收波长特性，光源单元200向生物芯片100提供具有特定波长的激发光。考虑到荧光团148的发光寿命，从光源单元200射出的激发光可以脉冲形式提供。
[0078] 光源单元200可包括输出多色光的氙灯。如果使用氙灯，则光源单元200可包括滤光器以提供单色光作为激发光。
[0079] 而且，为了向生物芯片100提供脉冲形式的激发光，可使用脉冲激光器作为光源单元200。通过在激发光的入射路径上安装截光器(opticalchopper)210，可向生物芯片100连续提供具有脉冲形式的激发光。在这种情况下，作为具有狭缝的可旋转圆盘的截光器210阻挡从光源单元200出射的激发光或者让其通过。而且，可安装镜子220以将来自光源单元200的激发光反射至生物芯片100。
[0080] 检测单元300检测从生物芯片100中的荧光团148发出的荧光信号。即，如果将来自光源单元200的短脉冲激发光投射至生物芯片100中的荧光团148，则从荧光团148发出荧光信号。根据荧光团148的发光寿命，来自荧光团148的荧光信号的发射持续确定的时期。
[0081] 另一方面，当来自荧光团148的发射光通过检测单元300检测时，为了抑制激发光脉冲的检测，期望来自荧光团148的发射光的发射时间应比所提供的激发光脉冲所用的时间长。因此，可使用具有超过1μs的发光寿命的荧光团。具有超过1μs的发光寿命的荧3+
光团可包括，例如铕(Eu )、铂、铝酸锶、和硫化锌。即，当荧光团的发光寿命长时，激发光脉冲可具有与发射光脉冲不同的峰值时间。因此，当发射光通过检测单元300检测时，激发光和在短时间期间发出的荧光信号的检测可得到抑制。将参照图9和10描述其具体描述。
光团可包括，例如铕(Eu )、铂、铝酸锶、和硫化锌。即，当荧光团的发光寿命长时，激发光脉冲可具有与发射光脉冲不同的峰值时间。因此，当发射光通过检测单元300检测时，激发光和在短时间期间发出的荧光信号的检测可得到抑制。将参照图9和10描述其具体描述。
[0082] 另外，可提供滤光器310以仅检测从荧光团148发出的发射光。从荧光团148发出的发射光穿过滤光器310进入检测单元300。
[0083] 图9为说明在根据本发明实施方式的生物芯片中，当铕(Eu3+)用作荧光团时荧光信号强度随时间变化的图。
[0084] 参照图9，在将短脉冲(脉冲时间宽度为1μs)的具有约405nm(或者约254nm)波3+ 3+ 3+
长的激发光投射在Eu 上之后，随着时间流逝检测从Eu 发出的荧光信号的强度变化。Eu
3+
在相对长时期期间发射荧光信号。荧光信号在约2ms之后迅速消失。即，显示出Eu 具有约2ms的发光寿命。
长的激发光投射在Eu 上之后，随着时间流逝检测从Eu 发出的荧光信号的强度变化。Eu
3+
在相对长时期期间发射荧光信号。荧光信号在约2ms之后迅速消失。即，显示出Eu 具有约2ms的发光寿命。
[0085] 图10为说明当将具有长发光寿命的荧光团用于根据本发明实施方式的生物芯片中时激发光和发射光的时序图。
[0086] 参照图10，当提供具有约1μs脉冲宽度T1的激发光脉冲L1，同时使用具有约2ms的长发光时间T2的荧光团时，可检测不同于激发光脉冲L1的发射光脉冲L3。即，在激发光脉冲L1的周期期间检测从荧光团发出的发射光。如果在发射光强度的峰值时间处检测发射光，则激发光脉冲L1和具有短发光寿命的荧光团的发射光脉冲L2消失使得仅可检测发射光L3。
[0087] 即，当在发射光强度的峰值时间处检测荧光信号时，信噪比可提高。因此，当靶分子与俘获分子特异性反应时，从荧光团发出的荧光信号的检测效率可得到改善。
[0088] 根据本发明的实施方式，在生物芯片中的基底上形成的金属薄膜以及用于检测生物材料的装置可抑制从基底自发射的荧光信号。
[0089] 而且，在金属薄膜上的厚度根据生物材料分析中所使用的荧光团的发光中心波长而控制的间隔物可使在生物材料的特异性反应时从荧光团发出的荧光信号的强度增强。
[0090] 此外，通过利用根据光程长度的荧光团荧光信号的强度变化来抑制通过生物材料的非特异性反应而检测的荧光信号，可改善通过生物材料的特异性反应而检测的荧光信号的检测效率。
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