一种用以在样本中定测量量生物分子数量的方法，包括提供具有磁性纳米粒子的溶液；在溶液中的磁性纳米粒子的表面涂布生物探针分子；在混频γｆ１＋βｆ２的混合磁场下，测量溶液的第一交流磁化量，其中γ及β为大于零的独立整数；添加包含待检测的生物分子的样本于溶液中，据以使得样本中的生物分子与涂布于磁性纳米粒子的生物探针分子复合；以及在添加并培育样本后，测量溶液在混合磁场下的第二交流磁化量，据以获得第一交流磁化量与第二交流磁化量差异的混频γｆ１＋βｆ２的交流磁化量减量，并据以判断该生物分子的数量。
【技术实现步骤摘要】
本专利技术是有关于一种测量磁性流体的磁化量(magnetization)的方法与装置，且 特别是有关于一种。
技术介绍
磁性流体是含有散布磁性纳米粒子于溶剂的胶体溶液。磁性纳米粒子的材质通常 是铁磁体。因此每个磁性纳米粒子具有永久磁矩。为了稳定地散布磁性纳米粒子于溶剂 中，磁性纳米粒子被以界面活性剂涂布。举例来说，采用亲水性有机材质的界面活性剂可将 磁性纳米粒子散布于水溶液。借助界面活性剂与纳米等级的尺寸，磁性纳米粒子可个别地 分散于溶剂中。基于热能的原因，独立磁性纳米粒子具布朗运动。虽然每个磁性纳米粒子 是铁磁体，亦即具有永久磁矩，磁性纳米粒子在零磁场的液体中，其磁矩方向为等向性的分 布，因此使得在液体中的磁性纳米粒子的合成磁矩为零。然而当施加磁场于磁性流体时，每 个磁性纳米粒子的磁矩趋于对齐于施加磁场的方向。磁性流体在施加磁场H且温度为T的 情况下，磁性流体的合成磁矩(以下称磁化量)M理论上可用Langevin公式表之。(1) M ⑴=M。(coth 1-1/I)在公式(1)中，其中M。= Nm为饱和磁化量，N为磁性纳米粒子的总数，m为磁性粒 子的平均磁矩，且I可写成(2) I = u。mH/kBT，其中H为施加的磁场，kB为波兹曼常数，P ^为自由空间的导磁系数，T为测量温度。根据公式(1)与公式(2)，在指定温度T时，磁性流体的磁化量M随着施加磁场H 的强度增加而单调地增加，且于高磁场H’ s时达到饱和值。公式(1)中饱和磁化量为M。。 当施加的磁场H移除时，也就是H = 0时，则磁性流体的磁化量消失。此种在抑制施加磁场 下磁性流体的逆向零磁矩主要是由于独立的磁性纳米粒子在液体中具布朗运动时，磁性纳 米粒子的磁矩方向的随机化。此特征称为超顺磁性(superparamagnetism)。在磁场仅有几个高斯的弱磁场且温度于室温(T约为300K)的情况下，I介于10_3 至10_2之间。因此公式(1)的M可对于I为零进行Taylor展开式的展开。(3)M(l — 0) = M(0)+M(1) (0) I+M⑵(0) 12+M⑶(0) I 3+M⑷(0) 14+M(5) (0) I 5+..,其中M(n)为M针对€于€ = 0时的第n阶微分。公式(3)右手侧的偶数阶微分 为零，且M(1) = 0. 32，M⑶=-0. 12。公式(3)可表示为(4) M “ 一 0) = 0. 32M。u。mH/kBT_0. 12M0(u。mH/kBT) 3+05 ( u omH/kBT) +.公式(4)右手侧的05表示y。mH/kBT的五次方项次。若是施加的磁场由交流电产 生，且具有频率f。，则M在频率a f。的分量不为零，其中a为奇数正整数。因此，在频率f。 的弱交流电磁场下，磁性流体的磁化量除了包含f。的频率外亦有a f0的频率。在公式(1)或(4)中，M。与独立磁性纳米粒子总数成比例，且受交流磁场影响。因此，在指定磁性流体的容量与具有频率f。的固定弱交流电磁场的条件下，当独立磁性纳 米粒子的总数N减少时，磁化量M的频谱的af。分量减少。通过液体中的某些反应使磁 性纳米粒子群聚或使磁性纳米粒子变大，可使对于施加交流磁场有响应的独立磁性纳米粒 子的总数N减少。举例来说，某些反应可以为于液体中的生物探针(bio-probe)与生物标 靶(bio-target)的结合。在此情况之下，利用结合到界面活性剂的方法，生物探针被涂布 到个别的磁性纳米粒子。因此，磁性纳米粒子成为具生物机能且可以与复合的生物标靶 (conjugated bio-target)例如作为生物探针的抗体涂布于液体中独立的磁性纳米粒子。这些生物机能的磁 性纳米粒子可与复合抗原(conjugated antigen)黏合。因为独立的磁性纳米粒子的抗体 与抗原结合，磁性纳米粒子变成群聚或更大。因此，可对施加某个固定频率的交流磁场反应 的独立磁性纳米粒子的总数将会减少。据此，当磁性纳米粒子与生物标靶进行黏合时，可推 论出生物机能的磁性流体的磁化量M的a f 。分量的振幅将会降低。更进一步而言，当更多 独立磁性纳米粒子与生物标靶进行黏合时，振幅降低得更多。基于此，生物标靶的总量可通 过测量生物机能的磁性流体的磁化量M的a f。分量的降低程度来决定。这就是如免疫磁 性减量(immunomagnetic reduction, IMR)用来做生物检测技术的基础机制。已知装置提供测量样本的交流磁化量的实施方式。图1绘示测量磁性流体教 流磁化量的已知架构。交流电流产生器100以频率f。驱动激磁电磁线圈(excitation solenoid) 102，据以产生交流磁场。检测电磁线圈(pick-upsolenoid) 104共轴配置于激磁 电磁线圈102内。检测电磁线圈104可参考为磁量计型式。磁性流体108配置于检测电磁 线圈104内。线圈106由电磁线圈102与104组成。交流电流产生器100施予频率f。的交 流电流于线圈106的激磁电磁线圈102。基于磁场的变化，线圈106的检测电磁线圈104可 输出其所产生的感应交流电压。然而交流电压的输出与磁性流体108有关。当施予频率f。 的交流磁场时，磁性流体108受到感应而产生各种频率af。的交流磁化量，其中a = 1， 3,5, ...n。线圈106的检测电磁线圈104检测交流磁化量，其中检测电磁线圈104可转换 磁化量为电压信号。据此，频率a f。的交流电压从线圈106的检测电磁线圈104输出至电 子电路110。电子电路110处理相对于各种频率分量的电压信号，据以获得目标频率aTf。 分量的数量。图1绘示的测量架构有其缺点。首先，除了磁性流体产生的磁化量外，检测电磁线 圈亦可检测出周边信号。第二点，激磁电磁线圈102所产生的频率f。的交流磁场也会被检 测到。据此，检测电磁线圈104输出的频率f。感应电压将远大于其它频率的感应电压。电 子电路110通常具有放大单元藉以放大频率a Tf。的电压信号，据以达到高检测灵敏度。放 大单元为运算放大器，且对于输入电压有高电平的限制。当输入电压过高时运算放大器无 法适当地运作。当对频率a Tf。的输入电压进行放大时，频率f。的输入电压亦进行放大。由 于运算放大器的高电平限制，频率aTf。的电压信号的放大将受到限制，以保持总输入电压 低于运算放大器的高电平限制。第三点，当检测电磁线圈104输出频率f。的输入电压时，基 于电子电路子谐波效应，电子电路的输出电压具有频率2f。、3f。、4f。、5f。等等。这些负面因 素使得电子电路的周边信号、激磁场与子谐波影响电子电路于频率a Tf。输出的合成电压。 据此，最后频率a Tf。的电压将不可靠甚至是错误的。为了克服图1的缺失，亦有其它已知设计用以测量磁性流体的感应交流磁化量。图2绘示于交流磁场下测量磁性流体磁化量的已知架构。请参照图2，检测电磁线圈120包 括两部分上部分与下部分。这两部分的线圈以相反方向绕线并以串联方式进行连接。磁 性流体108配置于两部分其一，例如配置于上部分。据此，这两部分可同时检测周边信号。 电压可从这两部分的对外引线感应到，并且相互抵消。除此之外，通过适当安排激磁电磁线 圈102内的检本文档来自技高网...
【技术保护点】
一种用以在样本中测量生物分子的一数量的方法，该方法包括：提供具有多个磁性纳米粒子的一溶液；在涂布多个生物探针分子到溶液中该多个磁性纳米粒子的表面；在具有一混频γｆ↓［１］＋βｆ↓［２］的一混合磁场中，测量该溶液的一第一交流磁化量，其中γ与β为正整数，ｆ↓［１］与ｆ↓［２］为两个变化磁场的不同频率用以产生该混合磁场；添加一样本于该溶液，该样本包括该溶液中待检测的该多个生物分子，据以使得于该样本中的该生物分子与涂布于该些磁性纳米粒子的该多个生物探针分子复合；在一培育时间与一培育温度中，进行该溶液的培育；以及在添加与培育该样本后，在该混合磁场的该混频γｆ↓［１］＋βｆ↓［２］，测量该溶液的一第二交流磁化量，据以在该混频γｆ↓［１］＋βｆ↓［２］下获得一交流磁化量减量，其中该交流磁化量减量为该第一交流磁化量与该第二交流磁化量的差，据以判断该些生物分子的数量。
【技术特征摘要】
...
【专利技术属性】
技术研发人员：洪振义，洪姮娥，杨鸿昌，杨谢乐，
申请(专利权)人：洪振义，洪姮娥，杨鸿昌，杨谢乐，
类型：发明
国别省市：71[中国|台湾]
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