测量电容的方法和用途

摘要

本发明涉及测量具有电容（C）的传感器的电容的方法。传感器具有被绝缘层涂覆的工作电极和形成亲和性表面的配体。该方法包括下列步骤：使电极与分析物接触，在预定的时间段期间将恒定的第一电流（I1）、与第一电流（I1）相反的方向的第二电流（I2）和与第一电流（I1）相同的方向的第三电流（I3）供应到传感器。该方法还包括：对在传感器两端建立的电位（V）采样，以及借助于响应于电流供应而接收的电位曲线的倾角（B、D、F、H）来计算传感器的电容。此外，本发明涉及用于探测配体和分析物之间的交互作用的方法的用途。

权利要求

1.一种测量具有电容(32)和电阻(31)的传感器的电容(C)的方法，所述传感器包括工作电极，所述工作电极被绝缘层涂覆，所述绝缘层具有布置到其的配体，从而在所述电极上形成亲和性表面，所述方法包括下列步骤：-使所述电极与分析物接触；

-在第一时间段(t1)期间借助于电流源(20)将恒定的第一电流(I1)供应到所述传感器，直到在所述传感器两端建立的电位(V)达到预定的值，以及-同时对在所述传感器两端建立的所述电位(V)采样；

-在第二时间段(t2)期间借助于所述电流源(20)将恒定的第二电流(I2)供应到所述传感器，所述第二电流(I2)具有与所述第一电流(I1)相比相反的方向并具有与所述第一电流(I1)相同的绝对值，其中所述第二时间段(t2)等于所述第一时间段(t1)或等于所述第一时间段(t1)乘以倍数2，以及-同时对在所述传感器两端建立的所述电位(V)采样；

-在第三时间段(t3)期间借助于所述电流源(20)将恒定的第三电流(I3)供应到所述传感器，所述第三电流(I3)具有与所述第一电流(I1)相比相同的方向并具有与所述第一电流(I1)相同的绝对值，其中如果所述第二时间段(t2)等于所述第一时间段(t1)，则所述第三时间段(t1)为零，而如果所述第二时间段(t2)等于所述第一时间段(t1)乘以倍数2，则所述第三时间段(t3)等于所述第一时间段(t1)，以及-同时对在所述传感器两端建立的所述电位(V)采样；以及

-如果当包括所述时间段(t1、t2、t3)的周期结束时所述电位(V)返回到零，则通过响应于所述恒定电流(I1、I2、I3)的供应而由在所述传感器两端建立的所述电位(V)接收的电位曲线的倾角(B、D、F和H)来计算所述传感器的电容(C)。

2.如权利要求1所述的方法，其中当所述第三时间段(t3)结束时，如果在所述传感器两端建立的所述电位(V)不返回到零，则所述电容(C)被丢弃。

3.如权利要求1所述的方法，其中在电流供应的每个时间段(t1、t2、t3)期间多次执行所述采样。

4.如权利要求1所述的方法，其中如果所述电位曲线的至少一个倾角(B、H、F、H)与其它倾角不同，则误差出现且所计算的电容必须被丢弃。

5.如权利要求1所述的方法，其中从所述电位曲线的垂直部分(A、C、G、E、I)确定所述电极的所述电阻(31)，且如果所述电阻(31)在所述恒定电流(I1、I2、I3)的连续供应之后改变，则所计算的相应的电容(C)被丢弃。

6.如权利要求5所述的方法，其中所述电阻(31)用于所述电极的识别。

7.一种根据权利要求1至6中任一项所述的方法的用于探测和量化配体和分析物之间的交互作用的用途。

8.如权利要求7所述的用途，其中所述配体是抗体，且所述分析物是抗原。

9.如权利要求7所述的用途，其中所述分析物是任何生物分子而所述配体是所述任何生物分子的相应的天然或合成结合伴侣。

说明书

测量电容的方法和用途

发明领域

[0001] 本发明涉及测量传感器的电容的方法。

[0002] 此外，本发明涉及用于探测配体和分析物之间的交互作用的方法的用途。

[0003] 发明背景

[0004] 用于分析生物分子的不同技术在今天的市场上是可得到的。常规定量方法仍然在使用中，例如质谱分析法、NMR或层析法。对更敏感的方法的要求导致使用生物传感器的技术的发展，最常见的是重量分析和光学方法。然而，通过电化学技术来执行用于通过使用生物传感器分析生物分子的最敏感的方法，电化学技术基于生物分子和电极的组合。

[0005] 亲和性传感器例如免疫传感器基于在固定分子（配体）和所关注的靶分子（分析物）之间的结合事件。生物分子的固定对于探测结合事件或配体和分析物之间的交互作用的能力有极其重要的重要性。所得到的敏感性取决于传感器技术的测量原理和以及指向分析物的配体的亲和性特性和密度。

[0006] 涉及一些亲和性生物传感器的方法的优点是，它们可直接探测在溶液中的分析物和布置在传感器的表面处的配体之间的交互作用，而不需要任何标记试剂，因而使该分析与竞争性测定相比较，对操作员更不复杂和更不劳动力密集。

[0007] 亲和性传感器可用在不同的应用中，这些应用例如用于探测生物污染物例如自来水中或水流中的细菌、病毒或其有毒材料，或用于探测化学化合物或生物分子例如蛋白或核酸序列。

[0008] 以电化学方式，当分析物与布置在生物传感器电极的亲和性表面上的配体交互作用时，可通过测量介电特性中的变化来计算溶液中的分析物的浓度。例如，电容测量或阻抗测量被研究，用于探测不同的分析物。

[0009] 可通过将捕获生物分子（配体）布置在工作电极上的薄层中来构造电容生物传感器，工作表面事先被薄绝缘层涂覆。电极一般由贵金属例如金制成，但也可由其它导电材料制成。接着，工作电极布置在流通池中，并受到电位脉冲。在分析物注入流通池中时，由于分析物和配体之间的交互作用，配体-分析物的复合体在电极的表面上形成，这将改变生物传感器的介电特性，例如传感器的电容将降低。因此，在分析物的注入之前和之后，可经由电容变化的测量通过周期性测量来评估溶液的分析物浓度。

[0010] WO99/14596描述了基于在具有固定识别元件的电极上的组装单层的容量亲和性传感器，固定识别元件是周围溶液中的分析物可利用的。电极对溶液中的显示对表面上的识别元件的亲和性的那些分子是选择性的。

[0011] 在 论 文“Biosensors and Bioelectronics”（25(2010)1977-1983）中 的 文章“Sub-attomolar detection of cholera toxin using a label-free capacitive immunosensor”中描述了用于直接探测霍乱毒素（CT）的无标签免疫传感器。在这个研究中，通过恒电势电容测量，即，通过探测由抗体-抗原复合体的形成所引起的电容的变化来确定CT的浓度。当抗体-抗原复合体在换能器表面上形成时，这种技术基于用于测量介电特性的变化的电气双层理论。从当+50mV的恒电势阶跃施加到工作电极时得到的电流响应确定电容测量。

[0012] 然而，使用用于测量介电特性的变化的生物传感器的已知方法呈现几个弱点。

[0013] 如在现有技术中公开的常规电容测量设备对将影响可变性且因此影响测量的准确性的外部电子干扰例如背景噪声是敏感的。

[0014] 缺点是，当进行了一个或多个测量系列时，由于通常使用的快速的电位输入，工作电极必须被换成新的工作电极。这个电位输入也将影响生物分子的敏感层（生物识别层）和传感器的亲和性，使得配体可部分地变性。工作电极最后被磨损，且必须被更换，导致耗费时间的操作。

[0015] 因此，一个缺点是，在测量系列中的几次最初的电容测量必须用于校准电极。该校准操作导致减少了在一个传感器电极需要被更换之前可在该电极上测试的相关的未知样本的数量。

[0016] 在设计电容生物传感器时的关键步骤是固定电极上的生物识别元件的层。如果它不足够绝缘，则离子可穿过层移动，引起系统的短路，导致信号中的降低或信号的缺乏。来自电解质溶液中的氧化还原对的干扰也可引起高法拉第背景电流，且可能增加电阻电流并减小电容响应。

[0017] 希望有用于在使用生物传感器时测量电容变化的改进方法和用于测量生物传感器的电容以增加敏感性和该方法的准确性的更稳定的系统。

[0018] 发明概述

[0019] 本发明的目的是单独地或以任何组合减轻或消除现有技术的一个或多个缺陷和缺点。

[0020] 在第一方面中，本发明涉及测量具有电容和电阻的传感器的电容的方法。传感器具有工作电极，工作电极被绝缘层涂覆，绝缘层具有布置到其的配体，这在所述电极上形成亲和性表面。当分析物与配体接触并耦合到其时，传感器的介电特性将改变。从响应于恒定电流的供应而由在传感器两端建立的电位接收的电位曲线计算电容。

[0021] 该方法包括下列步骤：

[0022] -使所述电极与分析物接触；

[0023] -在第一时间段期间借助于电流源将恒定的第一电流供应到所述传感器，直到在传感器两端建立的电位达到预定的值，以及

[0024] -同时对在传感器两端建立的电位采样；

[0025] -在第二时间段期间借助于电流源将恒定的第二电流供应到所述传感器，第二电流具有与第一电流相比的相反的方向并具有与第一电流相同的绝对值，其中第二时间段等于所述第一时间段或等于所述第一时间段乘以倍数2，以及

[0026] -同时对在传感器两端建立的电位采样；

[0027] -在第三时间段期间借助于电流源将恒定的第三电流供应到所述传感器，第三电流具有与第一电流相比的相同的方向并具有与第一电流相同的绝对值，其中如果所述第二时间段等于所述第一时间段，则第三时间段为零，而如果所述第二时间段等于所述第一时间段乘以倍数2，则第三时间段等于所述第一时间段，以及

[0028] -如果当包括所述时间段的周期结束时所述电位返回到零，则通过响应于恒定电流的供应而由在传感器两端建立的电位接收的电位曲线的倾角来计算传感器的电容。

[0029] 在电流供应的每个时间段期间执行采样多次，例如每时间段大约100-1000次。

[0030] 在一个实施方式中，从响应于恒定电流的供应而接收的电位曲线的倾角计算传感器的电容。在电流供应的单个周期期间，所述电容的几个值被计算。当第三时间段结束时，如果在传感器两端建立的电位不返回到零，则电容被丢弃。此外，如果从所述倾角计算的电容在单个周期期间变化，则电容被丢弃。在另一实施方式中，所述电位曲线的至少一个倾角用于确定误差条件。

[0031] 传感器的电阻可用作用于控制方法的稳定性和所接收的测量值的准确性的控制功能。从所述电位曲线的垂直部分确定电阻，且如果所述电阻在周期期间恒定电流的连续供应之后改变，则电容的相应值被丢弃。

[0032] 此外，电阻用于电极的识别。

[0033] 在第二方面中，本发明涉及测量电容、用于探测和量化配体和分析物之间的交互作用的方法的用途。传感器的电容的改变用于确定配体和分析物之间的交互作用。

[0034] 在一个实施方式中，配体可以是抗体，且分析物可以是抗原，或反之亦然。

[0035] 此外，该方法的用途可应用于探测分析物和配体之间的交互作用，其中配体和分析物形成从下面的列表中选择的任一对的亲和性对：

[0036] -抗体-抗原

[0037] -植物凝血素-复合糖或仅仅碳水化合物

[0038] -蛋白，其选择性地结合到其它蛋白，例如蛋白A和免疫球蛋白G

[0039] -受体-受体结合实体

[0040] -核酸-具有互补的碱基序列的核酸

[0041] -酶-酶抑制剂：来自噬菌体文库的肽及其靶分子

[0042] -任何生物分子及其天然或合成结合配体

[0043] 从下面的详细描述中、从附图中和从独立权利要求中，本发明的另外的目标、特征和优点将明显。

[0044] 附图的简要说明

[0045] 为了解释本发明，将参考附图描述本发明的实施方式，其中：

[0046] 图1是可用于根据本发明执行测量电容的方法的系统的示意图，

[0047] 图2是图1中的系统的Howland电流泵的示意图，

[0048] 图3示意性示出图1中的系统的传感器的电位部件，

[0049] 图4示出根据方法的第一实施方式响应于在预定的时间段期间恒定电流供应到图1中的系统的传感器而接收的电位曲线，以及

[0050] 图5示出根据方法的第二实施方式响应于在预定的时间段期间恒定电流供应到图1中的系统的传感器而接收的电位曲线。

[0051] 为了增加描述的可读性和为了清楚起见，相同的参考数字用于表示图中的相同部分。

[0052] 本发明的实施方式的详细描述

[0053] 下面将描述本发明的实施方式。在说明目的时描述这些实施方式，以便使本领域中的技术人员能够实现本发明并公开最佳模式。然而，实施方式并不限制本发明。而且，在本发明的范围内的不同特征的其它组合是可能的。

[0054] 图1示出系统10的示意图，系统10可用于根据本发明来执行测量电容的方法。系统10包括电流源11、流通池12、电位差动放大器13、处理器14、模拟/数字（A/D）转换器15和数字/模拟（D/A）转换器16。

[0055] 第一连接器17、第二连接器18和第三连接器19布置到流通池12。

[0056] 图2示出通过第一连接器17向流通池12输送恒定电流I的电流源11。电流的值例如为大约几毫安（μA）。电流I可以是正的或负的。如果Vin具有比参考电位Vref高的值，则Iout是正的，而如果Vin具有比Vref低的值，则Iout是负的。当Vin等于Vref时，Iout为零。在图2中，参考电位Vref是地：当Vin为正时，则Iout为正，而如果Vin为负，则Iout为负。电流I的负值和正值将被利用来作为电流的相反方向，这将在下面被解释。电流源11例如是Howland电流泵，其由Robert A.Pease在2008年1月29日的National Semiconductor Application Note1515中被更精确地描述。

[0057] 电位差动放大器13通过为了测量流通池12两端的电位V而布置的第二连接器18和第三连接器19连接到流通池12，当电流被供应时，电位V建立。

[0058] 用于电流供应的连接器17与连接器18和19分离，用于避免来自端子电阻的影响。因此，系统10维持从流通池12到电位差动放大器13的恒定阻抗，这增加了系统的稳定性。

[0059] 差动放大器13经由A/D转换器15连接到处理器14，A/D转换器15用于将在流通池12两端建立的模拟电位V转换成数字信号。处理器14可被嵌入，且具有用于数字计算机能力的软件。提供了用于显现测量数据的显示器（未示出）。处理器14布置成将作为通过D/A转换器的模拟输出的控制电位U输送到电流源11的控制端子15。

[0060] 工作电极布置在流通池12内。流通池12的容积是任意的，例如10μl。工作电极由贵金属例如金制成或由其它导电材料制成，并被绝缘层涂覆，绝缘层将一层生物分子（配体）耦合到其。绝缘层和共价地附着的生物分子，在下文中被称为基质，在工作电极上形成亲和性表面。绝缘层（配体布置到其）在电极上形成具有一厚度的介电层。工作电极的制造本身是已知的。

[0061] 系统10具有例如由铂丝制成的辅助电极以及至少一个例如由未示出的铂丝、银/氯化银或铂丝和银/氯化银的组合制成的参考电极。

[0062] 流通池12包含溶液，即，电解质，并形成具有串联连接的电阻（R）31和电容（C）32的电容传感器，如在图3中被示为RC-电路。

[0063] R31是由基质和在基质上形成的配体-分析物的复合体涂覆的金电极与携带分析物的溶液之间的电阻。C被看作传感器的总电容，即，流通池12的电容，不包括理想的电容。

[0064] 在分析物注入流通池12中时，由于配体的分子和分析物之间的交互作用，当恒定电流被供应到槽12时，配体-分析物的复合体在电极表面上形成。配体-分析物的复合体将使工作电极上的亲和性表面变得更厚，这将增加介电层的厚度，导致介电特性的变化。

[0065] 在注入之后，当亲和性表面的厚度由于所述交互作用而增加时，传感器的电容将降低，该电容与所注入的分析物的浓度成比例。因此，所注入的分析物的量可被计算为在注入之前和之后电容的变化。

[0066] 图4和图5示出根据方法的分别第一和第二实施方式由响应于在预定的时间段期间恒定电流供应到图1中的系统的传感器而由建立的电位接收的电位曲线。恒定电流作为方波从电流源11供应到流通池12，即，传感器。

[0067] 在图4中，恒定的第一电流I1在第一时间段t1期间被供应到传感器，恒定的第二电流I2在第二时间段t2期间被供应到传感器，以及恒定的第三电流I3在第三时间段t3期间被供应到传感器。第二电流I2具有与第一电流I1相反的方向并具有与第一电流I1相同的绝对值。第二时间段t2等于第一时间段t1乘以倍数2。第三电流I3具有与第一电流I1相同的方向和相同的绝对值。第三时间段t3等于所述第一时间段t1。

[0068] 在图5中，恒定的第一电流I1在第一时间段t1期间被供应到传感器，以及恒定的第二电流I2在第二时间段t2期间被供应到传感器。第二电流I2具有与第一电流I1相比相反的方向并具有与第一电流I1相同的绝对值。第二时间段t2等于第一时间段t1。在这个第二实施方式中，第三时间段为零，因此，恒定的第三电流I3将不被发出。

[0069] 图4和图5示出当正控制电位用于开始电流供应时的电位曲线。如果负控制电位被使用，则负电流被发出，且因此所接收的电位曲线将反转。

[0070] 当包括时间段t1、t2和t3的周期结束时，在传感器两端的电位应为零。否则，误差可能影响系统，这将在下文被讨论。

[0071] 系统10的操作由处理器14的软件控制。下面将参考图4和图5描述测量传感器的电容C的方法。

[0072] 最初，工作电极被布置到系统10的流通池12中。电极被涂有在电极上形成亲和性表面的绝缘层，绝缘层具有布置到其的配体，如上所述。

[0073] 在注入分析物之前，所述传感器的参考电容必须被确定。

[0074] 处理器14通过经由D/A转换器16将控制电位U发送到电流源11的控制端子20来开始该方法。接着，电流源11向流通池12供应恒定电流I。当控制电位U是正的时，恒定电流I是正的，而如果控制电位U是负的，则恒定电流I是负的。

[0075] 当恒定的第一电流I1被供应时，电位VR在流通池12的电阻器31两端建立，相应于图4和5中的部分A。VR是恒定的第一电流I1与电阻R的乘积。在下文中，电容器C被充电，而电位VR在电容器两端建立，如部分B所示的。

[0076] 在流通池12两端建立的电位V经由差动放大器13和A/D转换器15由处理器14采样几百次。

[0077] 当确定的电位V达到和/或确定的时间段t1结束时，控制电位U反转，使得与第一电流I1相反的方向的恒定的第二电流I2由电流源11发出。所述第二电流I2具有与第一电流I1相同的绝对值，第一电流I1在周期开始时被供应。第二电流I2在第二时间段t2期间被供应，第二时间段t2等于第一时间段t1乘以倍数2。

[0078] 结果是，由于流通池12的电阻器两端的电位降，电容器两端的电位VC立即降低，如部分C中所示的。电位降与部分A的电位上升VR比较两倍于大小2VR，因为电流下降到零并接着反转到所述电流I1的负值。

[0079] 电容器32以与它在部分B期间被充电的相同速率被放电（在部分D中示出），因为B和D的电位曲线的倾角是相等的。

[0080] 因为t2等于t1乘以倍数2，在给电容器充电期间，电位曲线将下降到具有负值的确定的电位V，在部分F中示出。当t2结束时，通过停止控制电位U的输出来终止电流供应。

[0081] 通过改变控制电位U的方向，在等于t1的第三时间段t3期间供应恒定的第三电流I3。由于流通池12的电阻器31两端的电位降，电容器两端的电位VC立即降低，如部分G中所示的。电位降与部分A的电位上升VR比较两倍于大小2VR，因为电流I2首先下降到零并接着反转到相反的方向。

[0082] 第三电流I3具有与图5中的部分H所示的第一电流I1相同的方向和相同的绝对值。当t3结束时，通过停止控制电位U的输出来终止第三电流I3的供应，导致流通池12两端的电位V返回到零，如部分I中所示的。

[0083] 现在将参考图5描述根据第二实施方式的测量方法。该方法的初始化相当于在图4的上下文中描述的方法。

[0084] 当确定的电位V达到和/或确定的时间段t1结束时，控制电位U改变，使得与第一电流I1相反的方向的恒定的第二电流I2由电流源11发出。所述第二电流I2具有与第一电流I1相同的绝对值，并在等于第一时间段t1的第二时间段t2期间被供应。这导致由于流通池12的电阻器31两端的电位降，电容器两端的电位VC立即降低，如部分C中所示的。电位降与部分A的电位上升VR比较两倍于大小2VR，因为电流I2首先下降到零并接着反转到所述电流I1的负值。包括分量VR和VC的电位V经由差动放大器13和A/D转换器15由处理器14采样几百次。

[0085] 电容器32以与它在部分B期间被充电的相同速率被放电（在部分D中示出），因为B和D的电位曲线的倾角是相等的。

[0086] 当t2结束时，通过停止控制电位U的输出来终止电流供应，导致流通池12两端的电位V返回到零，如部分E所示。

[0087] 当t2结束时，通过停止控制电位U的输出来终止电流供应，导致流通池12两端的电位V返回到零，如部分E所示。

[0088] 通过在分析物的注入之前在恒定电流的一个或几个供应周期期间运行系统，确定包含电解质的流通池的参考电容。可例如每隔一分钟执行一次这个测量，用于在使用分析物开始这个方法之前控制系统的稳定性。流通池12，即，传感器的电容C与在电容器两端建立的电位成正比，并借助于图4中的部分B、D、F和H的电位曲线的倾角或借助于图5中的部分B和D的电位曲线的倾角来计算。

[0089] 在下文中，分析物被注入流通池中，使得分析物在电极上缓慢地流动。接着计算所接收的电容的计算，例如电容的下降。

[0090] 包括分量VR和VC的在传感器两端建立的电位V经由差动放大器13和A/D转换器15被同时采样和测量几百次，这是可能的，因为电流源20用于馈电。在电流供应的每个时间段期间执行采样多次，例如每时间段大约100-1000次。所描述的整个操作由处理器14控制。

[0091] 周期例如以20ms（50Hz）的间隔重复，用于与线电位同步。所确定的时间段可以可选地流逝，而没有电流供应，如图5所示的，直到新的周期开始。例如，电位V的确定的值可以是50mV，但可被设定为任何其它可选的值。在连续周期之间的时间段可以是10ms，其它时间段是可能的，例如大约10到100ms。

[0092] 在流通池12两端建立的电位V在测量周期期间被测量和采样几百次，因为电流源用于馈电。

[0093] 流通池12，即，传感器的电容C与在电容器两端建立的电位成正比，并借助于图4中的部分B、D、F和H的电位曲线的倾角或借助于图5中的部分B和D的电位曲线的倾角来计算。电位曲线的线性在计算电容时提供极大的优点。可进行可靠的测量，因为倾角以高准确性被得到。

[0094] C×U=I×t (1)

[0095] C=I×t/U (2)

[0096] 其中U是在时间段t期间建立（增加）的电位，I是通过传感器供应的恒定电流，而C是传感器的电容。

[0097] 因为在注入分析物之前确定传感器的电容的参考值，可计算当添加分析物时的电容的变化。电容的变化与所注入的分析物的浓度成正比，因此在注入之前和之后的电容的测量将给出溶液中的分析物的浓度。

[0098] 可根据图4所示的第一实施方式从单个周期计算电容的四个值。如果电容器32的充电和放电在所述单个周期期间彼此不同，即，如果部分B、D、F和H的倾角的至少一个与其它不同，则误差出现且值必须被丢弃。

[0099] 根据如图5所示的第二实施方式，得到具有来自单个周期的电容的两个值。如果部分B和D的倾角彼此不同，则误差出现且值必须被丢弃。

[0100] 通过故意使电容器放电，传感器两端的电位在一段有限的时间段被施加，导致传感器的电极表面上的化学键被较少地影响。此外，敏感的生物分子在测量过程期间受到更温和的处理，这对于亲和性是有利的。通过在确定的时间段期间使传感器充电并接着放电，过程被控制。传感器在放电之后保持在与电流的供应之前相同的电位处。

[0101] 该方法提供控制功能以确保系统的任何部件不被来自周围环境的畸变影响。流通池12的电容器32两端的电位VC与在将恒定的第一电流I1供应到流通池12时被接收时的部分B的倾角成比例，且与当供应相反方向的第二电流I2时的部分D的倾角成比例。如果这些倾角在单个周期期间无论如何不同，则它是误差影响系统的部分的倾角。参考图5，B、D、F和H的倾角应是相等的；否则误差影响系统。

[0102] 流通池12的电阻31两端的电位VR与部分A、C、E、G和I的高度成比例。根据第一实施方式，部分A和I应具有相等的高度，而部分C和G应是该高度的两倍。如果这不是这种情况，则系统的某个误差或某个干扰影响系统。参考图5，部分A和E应具有相等的高度，而部分C和G应是那些高度的两倍。

[0103] 电容变化的测量不被流通池12的质量影响。它在该方法通过施加控制电位U而开始时仅被看作电阻R，因为在此刻电容器C未被充电。这意味着在水平轴处的起始点可被选择而不管测量在哪里开始，且将不影响测量。

[0104] 根据本发明方法的电容C的计算不涉及的电阻R可用作传感器的电极的识别。每个生物传感器电极是唯一的，且在不同的传感器电极之间的质量的变化与电阻R有关，这给出可用作对复制的保护的唯一特征。一次可写入的芯片可布置在每个传感器电极处。芯片与系统的部件通信，并可验证其身份用于通过所确定的生物传感器电极执行测量。如果芯片被复制并布置到另一传感器电极，则不可能对测量过程解除锁定，因为传感器电极不是所确定的电极。例如，电容C的参考曲线可保存在芯片中，并接着用于对照C的计算值校准。该参考曲线可基于电容C中的特定差异通过控制键来编码；之后，不可能再一次对芯片编程。

[0105] 用于测量生物传感器的电容的现有设备基于到流通池的电位供应，且对其的电流响应将是用于计算的基础。电位馈电对外部电子干扰是敏感的，这将影响背景噪声。基于电位供应的电容测量显示大约1毫微法拉的基本可变性。

[0106] 根据本发明的方法基于恒定电流供应，与电位的供应比较，恒定电流供应被示为将导致电子噪声中的减少。此外，背景可变性被最小化，实验测试显示大约100微微法拉，即，与现有技术方法比较减小了90％，见下面的表。

[0107] 实例：敏感性分析

[0108] 1.现有技术系统

[0109] 霍乱浓度1

[0110]

[0111]

[0112] 2.现有技术系统

[0113] 霍乱浓度2

[0114]

[0115] 3.本发明系统

[0116] 霍乱浓度3

[0117]

[0118] 与在生物化学领域内的现有测量方法比较，通过使用电化学原理测量电容的几个优点通过本发明方法来实现。

[0119] 本发明有助于实现电容的可靠和准确的值，其可用于不同的应用。这样的应用的例子是对存在于任何种类的流体中的特定试剂的浓度的确定，特别是通过使用用于确定与相应的分析物的交互作用的适当配体。使用本发明确定结合事件可利用基于抗体和抗原、植物凝血素和糖单元或其它亲和性伙伴分子的系统。

[0120] 任何电容生物传感器的敏感性非常高；因此，期望以高分辨率和准确度测量电容，这通过本发明方法来实现。所述方法是稳定的，因为到传感器的恒定电流不与线电位交互作用。

[0121] 几微安的恒定电流的供应对电极和生物识别表面更有利。电极未被磨损，且配体不如当电位脉冲根据现有方法被施加时消耗得一样快。

[0122] 亲和性表面较少地被影响，因为传感器的充电和放电由于恒定电流而以受控的方式被执行，恒定电流在所确定的时间段期间和与彼此有关的选定方向上被施加。

[0123] 响应于恒定电流的供应而接收的电位曲线的线性提供用于计算电容的简单和准确的方式，因为电容与所述曲线的倾角成比例。

[0124] 传感器的电阻和因此电极的质量对于电容的计算是无关的。与现有方法和设备比较，本发明方法的益处是明显的，在现有方法和设备中，电阻首先必须被计算，且其后，电容通过对数方程确定；不同的步骤将都是电容测量的较高不准确性的原因之一。

[0125] 通过本发明方法，在每一单个测量周期接收电容的两个或多个值，这在很多方面促成较高的准确性。所有计算值可用于计算电容变化，而同时有效性控制被执行，因为在同一周期内的所有值必须相应。当预设数量的值对安全的结果是必要的时，与现有方法比较，这将在较短的时间段内实现。

[0126] 此外从成本效率方面，本发明方法提供用于执行测量的较不昂贵的方式，因为配体和电极与用于计算电容的更多的值结合可被使用一段较长的时间段，因而延长用于交换或手动地使工作电极再生的时间间隔。

[0127] 从电位曲线接收的在传感器的电阻两端的电位VR也可用于控制方法的可靠性。当周期结束时，如果VR不返还到零，则误差影响系统，且在电容器两端建立的电位的相应值VC必须被丢弃。

[0128] 关于低水平的杂质的特征化的升高的要求显示对发展高敏感性分析技术的需要，这些技术使用起来相对快速、方便，且可能集成在生产过程中用于在线测量。杂质一般以微小的量存在。分析程序必须适合于探测和量化靶分子的非常低的浓度。此外，尽可能快且优选地实时地分析样本很重要，使得将可能快速改变条件，以便对主要杂质的浓度的观察到的增加作出反应。

[0129] 本发明方法处理这些要求。该方法非常适合于探测存在于样本中的细菌毒素和病毒污染物的极其低的水平，以及用于跟踪血液中的掺杂物质或用于探测病毒性疾病例如HIV的生物标记。该方法可用于探测溶液中的未知分子，并用于探测保留在药物制剂中的试剂的残留物。

[0130] 因此，在第二方面中，本发明涉及用于探测和量化配体和分析物之间的交互作用的方法的用途，例如，该使用可在配体是抗体且分析物是抗原时被应用。

[0131] 此外，该方法的用途可应用于是生物分子的任何分析物及其天然或合成结合配体。

[0132] 此外，该方法的用途可应用于探测分析物和配体之间的交互作用，其中配体和分析物形成从下面的列表选择的任一对的亲和性对：

[0133] -植物凝血素-复合糖，

[0134] -植物凝血素-碳水化合物

[0135] -蛋白，其选择性地结合到其它蛋白，例如蛋白A和免疫球蛋白G

[0136] -受体-受体结合实体

[0137] -核酸-具有互补碱基序列的核酸

[0138] -酶-酶抑制剂：来自噬菌体文库的肽及其靶分子

[0139] 亲和性对的两个部分中的任一个可以是配体，而另一部分可以是分析物。

[0140] 用于探测交互作用的方法的用途的另一例子是当配体是糖结合蛋白（植物凝血素）而分析物是糖蛋白时。

[0141] 该方法的又一使用是当配体是糖结合蛋白（植物凝血素）而分析物是细胞表面结构时。

[0142] 该方法的再一使用是当配体是膜结合受体而分析物是相应的结合伴侣时。

[0143] 在权利要求中，术语“comprise/comprising（包括）”并不排除其它元件或步骤的存在。此外，虽然被单独地列出，多个装置、元件或方法步骤可被实现。在权利要求中的参考符号作为清楚的例子被提供，且不应被解释为以任何方式限制范围。