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专利名称：利用球形末端的入射和输出光纤和/或共平面的入射和输出光导和分离通道的生物分析的制作方法
技术领域：
本发明涉及生物分析的检测技术，具体地，涉及通过分离通道的生物分离的检测；更具体地，本发明涉及与沿着分离柱(例如，毛细管柱)施加入射辐射在检测区以及从检测区的输出辐射的检测相关的光学。本发明还涉及结合该检测技术的生物分离装置，具体地，毛细管电泳装置。
背景技术：
当前，在实验室中采用的大部分生物分离工具使用基于平板凝胶(slab gel)的电泳技术，该电泳技术自从20多年前开始已经常规地用于生物分子(也就是，DNA、蛋白质和碳水化合物)的生物分析应用。然而，用于生物分析的平板凝胶是劳动密集的并在分辨能力、处理能力和每样品的成本上都需要显著改善。
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毛细管电泳(CE)是凝胶电泳的微流方法(微通道器件以简化凝胶电泳)，其最大优点是多样的应用范围。CE技术被生物技术产业特别在基于核酸的测试中所普遍接受为ー种可靠、高分辨率和高灵敏度的检测工具，CE已经用于蛋白质、碳水化合物和DNA相关的分析，诸如寡核苷酸分析、DNA测序和双链DNA片段分析。由于其被认为是具有高失败率的麻烦技术，在常规分析中通常避免使用CE。然而，由于仪器制造商已经显著改进仪器的设计并且整个CE的知识已经増加，这不再是正确的。对于减少失败率并产生准确、精确和可靠的CE数据存在三个关键因素操作人员的培训、系统稳定性以及操作方便且维护需求低的仪器。毛细管电泳免疫測定(CEIA)最近作为ー种新的分析技术出现，当与诸如激光诱导荧光(LIF)的灵敏检测方法结合时，提供优于传统免疫測定法的ー些优点。CEIA可以进行高质量灵敏度的快速分离，同时确定多个分析物并与自动化兼容。CE和荧光标记肽的使用可以用于检测动物血液中的异常朊蛋白(prion protein) 0这样ー种利用异硫氰酸荧光素(FITC)标记的蛋白质A作为荧光探针的对于朊蛋白的基于CE的非竞争性免疫測定法，已经成功应用于测试来自感染搔痒症的羊的血液样品。此外，免疫測定通常用于宿主细胞污染物的检测和量化的生物技木。通过具有荧光型检测的CE的自由溶液法(free-solution approach)已经为固相免疫测定提供了很好的替代。通过荧光型检测的CE消除了抗原的不流动性，避免与固相相关的许多问题。这种方法或者使用通过稳定荧光染料(也就是，FITC)标记的纯化抗原，或者使用通过染料标记的亲和探针(直接測定)。毫无疑问，使用激光诱导荧光(LIF)的CE是最强有力的分析工具之一，对于快速、高灵敏度和高分辨率的双链DNA分析和免疫測定分析应用。然而，由于复杂的光学检测机制，基于CE的LIF系统的当前销售价格比传统基于平板凝胶的生物分析系统昂贵很多。因此，基于CE的昂贵系统除了少数资金雄厚的实验室外不能被所有人得到，并似乎成为免疫测定型分析应用/商业的扩展的高成本障碍。
需要ー套具有较不复杂的光学检测机制以降低成本的系统，该系统将操作的简单性、快速分析与高效率、高敏感度和高处理能力相补充。

发明内容
通过用分离支持介质(separation support medium)(例如，包括电泳缓冲液(running buffer)的液体或筛分凝胶(sieving gel))填充的分离通道(例如，由柱定义)，本发明为生物分离(例如，毛细管电泳)提供了一个简化的、低成本、高效的、高灵敏度、非移动和稳定的微光学检测构造。更具体地，本发明针对ー种改进的检测构造，该检测构造包括施加入射辐射在沿分离通道的 检测区处以及从该检测区检测输出辐射的光学元件，用于检测从样品分析物发射的福射(例如，福射诱导突光发射(radiation inducediluorescence emission))。在本发明的ー个方面中，入射辐射(例如，来自激光或LED源)的方向、检测区处的分离通道的轴以及输出辐射的收集方向都基本在相同的平面上。在一个实施例中，利用光纤形式的光导(light guide)，入射辐射被提供到检测区和/或输出辐射从检测区收集。在实施例中，本发明的检测构造具有光纤，该光纤沿着分离通道置于检测区的相反两侧。为了高的检测灵敏度，光纤可以以小于180度(例如，40至160度，诸如120度)彼此间隔开地设置。在本发明的另ー个方面中，本发明的检测构造采用球形末端(ball-end)的光纤以提供入射辐射以及输出辐射的收集。在本发明的另ー个方面，本发明的检测光学构造可以使用在改进的生物分离装置中，特别地，毛细管电泳装置。


为了更全面地理解本发明的本质和优点以及使用的优选方式，将參照以下结合附图阅读的详细描述。在附图中，相似的附图标记在附图始终指代相同或相似的部件。图I是包括根据本发明一个实施例的光学检测构造的毛细管电泳系统的示意图。图2示出检测区域，示出激发光纤、发射光纤和毛细管柱的构造。图3是光线在光纤中的计算机模拟。图4A是包括根据本发明一个实施例的检测光学构造的毛细管卡盒(capillarycartridge)的示意图；图4B是图4A中的毛细管卡盒中的检测区域处的中心平面截面图。图5至图8示出了光学检测的結果。图9是用于多通道分离系统的检测区域的示意图。
具体实施例方式以下是以最适合本发明的发明目的来叙述，请搭配參照各个最佳实施例的附图。尽管本发明按照用于实现本发明的目的的最优模式来描述，但是本领域技术人员将理解可以考虑这些教导实现变化，而没有背离本发明的精神或范围。通过用分离支持介质(例如，包含电泳缓冲液的液体或筛分凝胶)填充的分离通道(例如，由柱定义)，本发明为生物分离(如毛细管电泳)提供了一个简化的、低成本、高效的、高灵敏度、不移动和稳定的微光学检测装置。更具体地，本发明针对ー种改良的检测构造，该检测构造包括施加入射辐射在沿分离通道的检测区处以及从该检测区检测输出辐射的光学元件，用于检测从样品分析物发射的辐射(例如，辐射诱导荧光发射)。在本发明的ー个方面中，入射辐射(例如，来自激光或LED源)的方向、检测区处的分离通道的轴以及输出辐射的收集方向都基本在相同的平面上。在本发明的另ー个方面中，本发明的检测构造采用球形末端的光纤来提供入射辐射以及输出辐射的收集。本发明还涉及包括本发明的检测构造的改进生物分离装置。为了示出本发明的原理而不是限制的目的，本发明參照毛细管电泳原理并使用毛细管分离柱的模型。此外，本发明将结合辐射诱导荧光检测(例如，使用激光或LED源)来描述，而没有限制。荧光是ー种分光光度分析方法，其中分析物的分子被特定波长的辐射激发并发射不同波长的辐射。发射光谱提供用于定性和定量分析的信息。通常，荧光检测相对于吸收检测的优点在于优良的检测能力(检测灵敏度)。对于高效的荧光团，已经证明对小体积中单个分子的检测。这部分是因为荧光信号以相对暗的背景来測量，由于被发射的辐射以不同于入射辐射的波长的波长来检测(例如，所发射荧光的波长为比激发辐射更长的波长)。 參照图1，包括本发明的新颖检测构造的毛细管电泳(CE)系统100被示意地示出。CE系统100通常包括毛细管分离柱10 (例如，200-500 u m的外径)，该毛细管分离柱10定义内部的分离通道12 (例如，25-150 iim的内径)。毛细管柱10可以由熔化的石英、玻璃、聚酰亚胺或其他陶瓷/玻璃材料制成。分离柱10的内壁(也就是，定义分离通道12的壁)可以用材料涂覆，该材料能够积累静电荷以促进电泳和/或样品成分的电动迁移。分离通道12可以用现有技术中已知的分离支持介质(其可以仅仅是电泳缓冲液)或筛分凝胶基质(线性或非线性聚合成分)填充。毛细管柱10的一端耦接到电泳缓冲液的储液槽14。毛细管柱10的另一端耦接到另ー个储液槽16，储液槽16可以可选地容纳样品(将被注入到分离通道12中)和电泳缓冲液(在样品注入之后，以进行分离)。电源18通过电极20和22供应高电压到储液槽14和16。当单独考虑时，电泳和辐射诱导荧光的机理不在本发明的范围内。为了完整性，简要地描述CE系统100的操作是足够的。在操作中，用已知的荧光团标记的预备生物样品被引入到毛细管柱的远离检测区的远端，通过不是本发明的一部分的许多方法中的任ー种(例如，从样品槽的电动注入或使用注射泵的物理压カ注入)。当DC电势(例如，1-30KV)由电源18施加到电极20和22时，样品在施加的电势下沿着分离通道12在方向24上迁移(例如，如图I所示，带负电的样品朝向正电极22行进)，井分离成样品成分的帯。分离的程度和沿着分离通道12移动的距离取决于多个因素，诸如样品成分的迁移度、样品成分的质量和大小或长度以及分离支持介质。在分离通道12中用于样品分离的驱动カ可以为电泳、压カ或电渗流动(EOF)方式。当样品到达检测区32吋，激发辐射经由激发光纤34在方向35上引导在检测区32处。样品成分将会以与各个样品成分的浓度成比例的強度来发荧光(与荧光标记材料的量成比例)。检测器42经由发射光纤36在方向37上以不同于入射辐射大的波长来检测所发射荧光的強度。所检测的发射辐射可以通过已知的方法分析。对于自动化系统，具有处理器的控制器26 (例如，为笔记本计算机或桌上型计算机的形式)控制CE系统100中各个部件的操作以影响毛细管电泳分离和数据收集。这种控制是本领域技术人员所了解的知识。在图I中具体示出的实施例中，检测光学构造(在位于检测窗ロ /区32上方的区域30中示意地示出)对应于图2所示的实施例。入射辐射(例如，从激光或LED源)的方向35、检测区处分离通道的轴、输出辐射的收集方向37都基本在相同的平面上。在示出的实施例中，本发明的检测具有置于检测区的分离通道的相反两侧的光纤。在一个实施例中，利用光纤形式的光引导，特别是球形末端的光纤(也就是，以微球形終止的光纤，该微球形以一体的结构集成到该光纤)，入射辐射被提供到检测区并且/或者输出辐射从检测区收集。还參照图2，球形末端的光纤(激发光纤34)从辐射源(例如，LED或激光源41，在图I中示意地示出)延伸以将方向35上的激发辐射引导到检测区32处。激发光纤34的球形末端关于检测区32位于或靠近分离通道10的外表面。在示出的实施例中，激发光纤34的球形末端设置为与分离柱10的外表面间隔开ー距离(也就是，非接触模式)。在此示出的实施例中，另ー个球形末端的光纤(发射光纤36)延伸到检测器(例如，在图I中示意地示出的荧光检测器42)以收集从检测区32在方向37上的发射辐射。发射光纤36的球形末端关于检测区32设置在分离柱10的外表面处或靠近分离柱10的外表面。在示出的实施例中，发射光纤36的球形末端设置为与分离柱10的外表面间隔开(非接触模式)。具有球形尖端的激发光纤34和发射光纤36以非接触的模式置于分离柱10的相反两侧(与毛细管柱的外部间隔开)，以减少背景荧光并且不对毛细管柱或微型球引起任何物理伤害。在图2中示出的实施例中，如图2所示的在检测区32处的部件基本在相同的平面上。具体地，至少在检测区32的区域，激发光纤34的纵轴、发射光纤36的纵轴和毛细管通道12的纵轴被基本对准在相同的平面上(也就是，基本共平面)。也就是，尽管激发光纤34、发射光纤36和毛细管柱10的长度可以从头到尾地弯曲，但是至少在检测区区域附近，激发光纤34的轴、发射光纤36的轴和毛细管通道12的轴基本对准在相同的平面上，使得从激发光纤34朝向检测区32的入射辐射的方向35、检测区32处的分离通道12的轴以及沿着发射光纤36离开检测区的输出辐射的收集方向37都基本在相同的平面上。此外，在检测区32处，激发光纤34的轴和发射光纤36的轴之间的角度并不对齐在一条直线上。激发光纤34的轴和发射光纤36的轴中的至少ー个在检测区32内不垂直于分离通道12的轴。在图2中示出的实施例中，激发光纤34的轴和发射光纤36的轴都不垂直于分离通道的轴，并分别在检测区32处与分离通道12的轴成角度39和40。角度39和角度40可以基本上相同或不同，并可以小于或大于90度，该角度关于分离通道12的轴的參考方向或毛细管柱10的參考部分(如图2所示的毛细管柱10在光纤34和36之间的部分)。例如，角度39可以小于90度，角度40可以大于90度，从相同的參照部分測量。在图2中示出的实施例中，角度39和40相同并基本在形同的平面上。在图2中不出的实施例中,激发光纤34和发射光纤36姆个都具有在外部覆层内的作为光导的200微米直径的芯以及350微米直径的球形顶端(也就是，光纤芯直径与球形直径比为I : I. 75)，其包括熔化的芯和覆层材料。球形顶端具有基本上球形轮廓。球形末端光纤可以通过使用熔接器形成，或可从许多可用的供应商获得。毛细管柱10具有200至370微米(例如，360微米)的外部直径以及20至150微米(例如，75微米)的内部直、径。激发光纤34的球形末端的顶端距离毛细管柱的外表面约50-500微米，发射光纤36的球形末端的顶端距离毛细管柱的外表面约10-500微米(例如，50-200微米)。可选地，发射光纤36可用具有300微米直径的芯，而在其末端具有500微米直径的球形顶端(也就是，光纤芯直径与球直径的比为I : 2.5)。角度39和40每个可以在大于0度至小于90度的范围，优选在20至70度之间，更优选地在30到45度之间。在图2的示出实施例中，角度39和40都为约70度。在一个实施例中，光学检测系统构造有超亮的品蓝色LED(例如，Cree公司的XLamp)作为用于荧光标记(FITC)抗体片段检测的激发辐射源。�？樯杓坪凸庀斯怦詈咸峁┙�激发辐射调换为激光�？�(用于LIF应用)或其他类型较廉价光源的弾性。已经发现，与平坦末端的光纤(裸光纤，无微球形透镜)相比，球形末端的光纤(图4)为激发光纤34提供入射辐射的良好聚焦(光浓度/功率密度)，并为发射光纤36提供高收集效率(高数值孔径NA)作为高角度荧光收集器，用于增大的荧光信号收集能力和改善的检测灵敏度。利用大的芯(100-1000微米)和高NA的多模光纤，这允许来自LED或激光的高功率光耦合到激发光纤34中。通过在激发光纤34的输出末端处制造一体的微 球形透镜，在分离通道12 (20-200微米的微流通道)里面允许良好的耦合效率用于高的荧光检测灵敏度。具有200微米直径的芯并且以330-350微米直径的球(见图2)引导在毛细分离通道12处的较小直径的激发光纤34，导致较小的聚焦点和更高的功率密度，从而优化荧光激发信号。如果具有300微米芯直径和500微米直径的球型透镜的发射光纤36用于发射收集，则发射收集效率被増大。图3示出从300微米直径的芯且具有500微米的球形末端的光纤到硅石毛细管柱的几何光线扇形的计算机模拟。毛细管柱的外直径为360微米，内直径为75微米。对比在较早专利(例如，美国专利号6184990，6828567和6870165)中公开的检测构造，其中激发光纤和发射检测光轴呈90度且不在同一平面，本发明的新颖方法将激发光纤、发射光纤和分离通道都置于基本相同的平面上。这种构造提供微光学元件关于流体通道(玻璃毛细管)的机械对准的简单性。激发光纤和发射光纤可以被预先设置固定在毛细管卡盒(可以包括分离支持介质，诸如凝胶)的主体/组件内。具有球形末端光纤的双光纤检测构造已经应用到一次性单通道、具有集成缓冲液槽的单毛细管卡盒的构思。图4A示出单通道卡盒60，其与上部/出ロ缓冲液储液槽62集成，该缓冲液储液槽62通过压カ端ロ 64直接耦接到外部�？榈目掌�压カ泵(未示出)。压カ泵(或空气罐)提供所需的空气压カ以用容纳在储液槽62中的分离缓冲液填充毛细管柱10中的毛细管分离通道12。取决于分离缓冲液的粘度，高达60PSI的压カ可以被施加以通过上部的缓冲液储液槽62填充毛细管柱10。储液槽62提供有内建的电极66(阳极)。卡盒60的下端提供有另ー电极67 (阴极)。当被安装在设计为接收卡盒60的CE装置里面吋，电极66和67自动地连接到外部高电压电源(未示出)用于电泳。还參照图4B的截面图，在检测区68的区域周围具有空腔69的卡盒60的内部被示出。激发光纤34和发射光纤36被支撑以与定义在分离通道/柱10中的检测区对准。光纤34和36及毛细管柱的轴是共平面的。在示出的实施例中，激发光纤34和发射光纤36被支撑和对准在圆柱形连接器70和72中的轴向通道71和73 (其也可以包括圆柱形套以容纳光纤)内，圆柱状的连接器70和72保护柔性的光纤34和36。光纤34和36的球形末端不接触毛细管柱10。测试样品通过电动注入而被引入到分离毛细管柱10。高电压电源(例如，EMC0、Sutter Creek、CA)用于提供500V至20KV的电场到毛细管用于电动注入和生物分子的分离。具有宽带光能(FWHM = 50nm)和100度视角的激发LED在平坦末端(被抛光或切割的末端)处耦接到大芯激发光纤(100-1000微米)。在用直径350微米的球形末端激发光纤将光耦合到直径200微米的芯之前，线滤波器(FWHM = 2-50nm带通线滤波器)置于LED前面以降低背景噪声。光纤的微球透镜末端通过熔合接合(高电压热熔化)制造为具有良好控制的直径，以建立用于将激发辐射能量耦接到毛细管柱的内直径(分离通道)中的定义良好的出ロ NA和光点尺寸(參见,用于较大光纤的模拟的图3 ;该模拟是对于发射光纤,但该模拟也适用于激发光纤)。由被分离的分析物产生的荧光发射信号然后利用类似的球形末端光纤(具有500微米直径的球形的较大芯光纤)在毛细管通道的检测区处收集，并传 递到具有内建发射滤波器(带通滤波器=520nm)的外部检测器�？�(未示出，器可以利用PMT或SiPMT或(XD)用于FITC染料相关应用(參见，图5-图8中示出的结果)。球形末端光纤对于用于CE系统的检测器的大量制造提供了非常強大的设计，并提供了显著的背景噪声降低，这导致在生物分子的分析(例如，蛋白质、DNA、碳水化合物或免疫测定型分析)中改善的S/N以及高的检测灵敏度。图5-图8示出使用本发明的新颖检测构造的检测結果。图5示出在4分钟内分离并检测的异硫氰酸酯荧光素(FITC，浓度在2X1 O^5M)，具有基线噪声(p-p) = 0. 028RFU和信号=7. 5RFU，导致S/N = 268。这个测试在进行实际测试样品之前建立了检测器性能的基准线。图6示出FITC以及以不同的时间(10分钟和10小时)与牛血清白蛋白(Bovine serum albumin, BSA)结合的FITC的分离和检測。图7示出对于FITC测试标记的重现性结果(注射的峰和迁移时间)。图8示出用新CE突光检测系统分析与西格玛(Sigma)异硫氰酸突光素(FITC)结合的抗人IgA (Anti-HumanIgA)稀释至10%的储备溶液(分离在4. 5分钟内，具有基线噪声(p-p) = 0. 044RFU，信号=3. 4RFU，提供 S/N = 80)。尽管具有预先附接的光纤的毛细管卡盒提供了准确/固定以及高的检测灵敏度，但是相关的成本较高，特别对于一次性的卡盒。可选地，激发光纤和发射光纤可以通过自动机械致动器(例如，手动锁定、气动锁定、压电致动或电磁型致动)从外部带到毛细管柱的检测区/窗ロ的附近。换也就是，毛细管卡盒并不需要提供有任何检测光学元件，当毛细管卡盒被安装到生物分离装置时外部检测光学元件耦接到毛细管卡盒。后面的这种方法提供了毛细管卡盒的机械设计上的简单性。通过这种方法，毛细管卡盒不需要包括在组件/封装内预先装配的激发和发射光纤，有助于球形末端的光纤被自动致动为与毛细管卡盒接合。这对于一次性卡盒提供了装配的容易性和降低的成本。在光纤末端处的一体微光学稱合的其他实施例，诸如锥形、圆形或扁平末端的类型，也可以用于与分离通道的光耦合，以降低背景光(噪声)和増大灵敏度。微型光学检测的简单性在设计较高处理量(也就是，多通道，例如12通道)型凝胶卡盒而没有使用卡盒组件60内的光学元件(激发或发射光学元件)上提供了灵活性，这使得新设计对于真正的一次性类型的卡盒产品在成本上更低。图9示意地示出多通道光学检测构造，其包括与毛细管柱10对准的球形末端的多个激发光纤34和多个发射光纤36。因此，根据本发明的基于光纤的用于CE的新荧光检测系统，提供了简化的设计、方便的操作和较低的成本消耗。这特别为研究和临床诊断实验室/产业提供了一个很好的解决方案，研究和临床诊断实验室/产业需要持续不变且稳定的重复收入流，该收入流来自仪器的基础安装以及对于消耗品诸如测试剂和缓冲液包括毛细管卡盒的重复需求(经典的剃须刀/剃须刀片商业模式)。这种设计的简単性允许将光纤包括在机械致动器中用于多通道、多毛细管的电泳系统，不再需要包括用来将光纤或其他微光学元件预先组装在多通道毛细管卡盒设计内的结构。以比美国专利号6828567中公开的毛细管卡盒和检测系统降低很多的成本，光学检测设计上的该灵活性允许了对于12毛细管的简单的卡盒设计。通过从毛细管卡盒里面去除光纤的这种新设计方法，组件的整个成本可以降低10至20倍。此外，由于辐射源和检测器�？榭梢允钦�个装置组件的一部分或者可以用于在仪器之外的�？樯咸砑樱�所以根据本发明的激发光纤和发射光纤检测构造在整个生物分析(例如，CE)装置的结构上提供了额外的灵活性。这种灵活性使最終用户能够选择置换激发光源(LED、激光或其他宽带光源)和/或发射检测器(PMT、硅光电ニ极管或CCD检测器)。·尽管已经參照优选的实施例具体示出和描述了本发明，但是本领域技术人员将理解可以在形式和细节上进行各种变化，而没有背离本发明的精神、范围和教导。例如，激发辐射源可以为例如LED、激光二极管(半导体固态激光器)、脉冲激光器(例如，固态激光器、气体激光器、染料激光器、光纤激光器)，或其它的辐射源。用于本发明的可选相对廉价的光源可以是在可见光、UV或红外的范围内的激光二极管。例如，可以使用例如在400-900nm的范围内的激光二极管，更具体地,在400_600nm的范围内。本领域技术人员将理解，结合本发明精髄的仪器还可以用于除免疫測定和DNA分析之外的生物分子分析。例如，通过改变分离凝胶或缓冲液，该系统还可以修改为分析生物分子如蛋白质、碳水化合物和脂类。通过示例的方式而不是限制的，本发明的检测构造结合毛细管电泳和辐射诱导荧光检测来描述。应理解，本发明也可应用于基于除电泳之外的生物分离现象分离的分析物的检测，以及除荧光放射之外的辐射发射的检测。代替激发光纤和发射光纤与检测区处分离通道的轴共平面的位置，激发光纤和发射光纤可以在平面外，而不偏离本发明的范围和精神。此外，尽管在描述的实施例中的分离通道被定义为圆柱形的柱或管，但是将理解，本发明的构思同样适用于由敞开通道定义的分离通道，例如通过在基板中蚀刻定义的微通道。因此，所公开的发明应被认为仅是说明性的，并仅限制在如权利要求所指定的范围内。
权利要求
1.一种用于生物分离器件的检测系统，样品的生物分离在该生物分离器件中发生，该检测系统包括 分离通道和检测区，该分离通道具有第一纵轴，样品沿该分离通道经受分离成样品成分，该检测区沿着样品成分经过的分离通道定义； 辐射源； 检测器； 入射光导，具有第二纵轴，将来自辐射源的入射辐射引导到检测区，使得当样成分经过检测区时由样品分量发射辐射； 发射光导，具有第三纵轴，收集从检测区发射的辐射并将其引导到检测器， 其中发射光导和入射光导置于分离通道的相反两侧，其中第一、第二和第三纵轴至少在检测区处或检测区附近基本共平面。
2.如权利要求I所述的检测系统，其中辐射源是LED和激光中的至少ー种。
3.如权利要求I所述的检测系统，其中入射光导和发射光导中的至少ー个包括光纤。
4.如权利要求3所述的检测系统，其中光纤具有終止的一体球形末端结构，该球形末端结构与分离通道的外部间隔开。
5.如权利要求I所述的检测系统，其中入射光导包括具有終止的一体球形末端结构的第一光纤，发射光导包括終止的一体球形末端结构的第二光纤，其中所述球形末端结构不接触分离通道的外部。
6.如权利要求I所述的检测系统，其中第二纵轴和第三纵轴中的至少ー个不垂直于第一纵轴。
7.如权利要求6所述的检测系统，其中第二纵轴和第三纵轴的每个相对于第一纵轴形成锐角。
8.如权利要求I所述的检测系统，其中分离通道由毛细管柱定义。
9.如权利要求8所述的检测系统，其中生物分离包括毛细管电泳分离。
10.一种用于生物分离器件的检测系统，样品的生物分离在该生物分离器件中发生，该检测系统包括 分离通道和检测区，该分离通道具有第一纵轴，样品沿该分离通道经受分离成样品成分，该检测区沿着样品成分经过的分离通道定义； 辐射源； 检测器； 入射光导，具有第二纵轴，将来自辐射源的入射辐射引导到检测区，促使样品成分在经过检测区时发射辐射； 发射光导，具有第三纵轴，收集从检测区发射的辐射并将其导引到检测器， 其中发射光导和入射光导置于分离通道的相反两侧，并且入射光导和发射光导中的至少ー个包括光纤。
11.如权利要求10所述的检测系统，其中光纤具有終止的一体球形末端结构。
12.如权利要求10所述的检测系统，其中入射光导包括具有終止的一体球形末端结构的第一光纤，发射光导包括具有終止的一体球形末端结构的第二光纤，其中球形末端结构不接触分离通道的外部。
13.如权利要求10所述的检测系统，其中第二纵轴和第三纵轴中的至少ー个不垂直于第一纵轴。
14.如权利要求13所述的检测系统，其中发射光导和入射光导置于分离通道的相反两侦牝并且其中第一、第二和第三纵轴至少在检测区处或在检测区附近基本共平面。
15.一种用于样品的生物分离的卡盒，包括 主体， 分离通道和检测区，该分离通道定义在主体中，具有第一纵轴，样品沿着分离通道经受分离成样品成分，该检测区沿着样品分量经过的分离通道定义； 入射光导，包括具有終止的一体球形末端结构，将来自外部辐射源的光引导到检测区，使得当样品成分经过检测区时由样品成分发射辐射； 发射光导，包括具有終止的一体球形末端结构的第二光纤，收集从检测区发射的辐射并将其引导到外部检测器。
16.如权利要求15所述的卡盒,其中第一光纤和第二光纤位于分离通道的相反两侧，其中第一光纤具有第二纵轴，第二光纤具有第三纵轴，并且其中第一、第二和第三纵轴至少在检测区处或在检测区附近基本共平面。
17.如权利要求16所述的卡盒，其中分离通道由支撑在主体上的毛细管柱定义。
18.—种生物分离系统，包括 如权利要求15所述的卡盒； 福射源，其中第一光纤光稱合到该福射源；和 检测器，其中第二光纤光耦合到该检测器。
19.一种电泳系统,包括 如权利要求I所述的检测系统；和 电源，在分离通道两端提供电压来达到电泳分离的效果，其中被分离的样品成分经过检测区。
20.一种检测样品的生物分离的方法，包括 提供分离通道以及定义检测区，该分离通道具有第一纵轴，样品沿该分离通道经受分离成样品成分，该检测区沿着样品成分经过的分离通道定义； 提供辐射源； 提供检测器； 提供入射光导，该入射光导具有第二纵轴，将来自辐射源的入射辐射引导到检测区，使得样品成分在经过检测区时由样品成分发射辐射； 提供发射光导，该发射光导具有第三纵轴，收集从检测区发射的辐射并将其引导到检测器； 其中发射光导和入射光导置于分离通道的相反两侧，并且其中第一、第二和第三纵轴至少在检测区处或在检测区附近基本共平面。
全文摘要
一种用于生物分析的检测光学构造，其中入射辐射(34)的方向、分离通道(12)的轴和输出辐射(36)的收集方向在检测区(32)处共平面。在第二发明中，该检测构造包括球形末端的光纤，以将入射辐射导引导在检测区(32)处并收集来自检测区(32)的输出辐射。该检测光学构造可以使用在改进的生物分离装置中，特别是毛细管电泳装置。
文档编号G01N21/64GK102667463SQ201180001774
公开日2012年9月12日 申请日期2011年1月28日 优先权日2010年1月28日
发明者V.D.阿米尔克哈尼安, 蔡守冠 申请人:光鼎生物科技股份有限公司