ОПТИЧЕСКИЙ ПЛАЗМОННО-РЕЗОНАНСНЫЙ БИОСЕНСОР

Полезная модель относится к оптоэлектронике, а именно к оптическим биосенсорам, использующим эффект поверхностного плазменного резонанса.
Известно биосенсорное устройство на основе призменного возбуждения поверхностных плазмонов [URL http://www.biacore.com/lifesciences/technology/introduction/following_interaction/index.html. 28.02.2012]. Биосенсор состоит из стеклянной призмы и сменного сенсорного чипа на основе стеклянной пластины, покрытой тонкой металлической пленкой из золота толщиной порядка 50 нм. Специальный пробоотборник контролирует подачу порции исследуемого раствора в транспортный буфер, который непрерывно пропускают по чувствительному слою сенсорного чипа. Плоская электромагнитная ТМ-поляризованная волна вводится через призму на границу раздела с металлом под некоторым резонансным углом, большим критического угла полного внутреннего отражения. Возбуждение плазменной волны сопровождается уменьшением коэффициента отражения нулевого порядка дифракции практически до нуля, что регистрируется специальной фотоприемной камерой на основе прибора с зарядовой связью (ПЗС-камерой).
Величина резонансного угла возбуждения плазмонов зависит от показателя преломления внешней среды, с которой граничит металлическая пленка. Данная зависимость является основой наиболее распространенного подхода к построению плазмонно-резонансных биосенсоров, так как величина сдвига резонансного угла прямо пропорциональна изменению показателя преломления исследуемого раствора, покрывающего пленку, а эта величина прямо пропорционально концентрации компонентов раствора.
К недостаткам устройства относится громоздкость конструкции оптической схемы датчика. Он содержит дорогостоящую призму, набор стеклянных пластин с металлическим слоем (сенсорных чипов) и специальной иммерсионной жидкости для оптического контакта пластин с призмой. Кроме того, требуется изготовление однородных пленок строго определенной толщины из нанометрового диапазона (20 нм-50 нм).
Наиболее близким аналогом является биосенсор, использующий особенности возбуждения плазменной волны в бинарной металлодиэлектрической дифракционной решетке (пат. US №5925878, МПК G02F 1/01). В такой системе регистрируются биомолекулярные взаимодействия на поверхности дифракционной решетки, помещенной внутри транспортного канала, через который пропускают исследуемый раствор. Поверхность решетки должна иметь металлический слой из таких металлов, которые имеют отрицательную действительную часть диэлектрической проницаемости, что обеспечивает возбуждение поверхностных плазмонов. С помощью лазера ТМ-поляризованным излучением освещают дифракционную решетку при резонансном угле падения ТМ-волны, что приводит к возбуждению плазменной волны. Это сопровождается уменьшением коэффициента отражения нулевого порядка дифракции практически до нуля. С помощью ПЗС-камеры, которая расположена вне канала, регистрируется сдвиг резонансного угла, соответствующего изменению концентрации компонентов исследуемого раствора.
Параметры биосенсоров на основе призмы и на основе бинарной дифракционной решетки сопоставимы.
К недостаткам биосенсоров на основе бинарной дифракционной решетки, в первую очередь, следует отнести отсутствие универсальности, необходимость, ее отдельного изготовления (с конкретными субмикронными параметрами - периодом решетки и высотой штрихов) под конкретную задачу создания именно плазмонно-резонансного биосенсора, что затрудняет возможности организации серийного изготовления дешевых сенсоров в массовом масштабе.
Техническим результатом является создание простого в изгоовлении универсального плазмонно-резонансного биосенсора.
Для достижения технического результата предлагается плазмонно-резонансный биосенсор, выполненный на основе дифракционной решетки из поликарбоната с поверхностным слоем золота трапецеидальной формы с параметрами, обеспечивающими на рабочей длине волны возбуждение поверхностных плазмон-поляритонов. Дифракционная решетка размещена в канале с исследуемым раствором. Плазмонно-резонансный биосенсор содержит лазер для освещения решетки, а для регистрации отраженного от решетки оптического излучения ПЗС-камеру.
В отличие от прототипа, дифракционная решетка имеет трапецеидальную форму с параметрами, обеспечивающими возбуждение поверхностных плазмонов.
На фиг.1 представлена схема оптического плазмонно-резонасного биосенсора. На фиг.2 показаны графические зависимости коэффициента отражения дифракционной решетки в нулевом порядке дифракции от угла падения оптического излучения ТМ-поляризации на ее поверхность, для двух величин показателя преломления раствора, равных 1.3 (в виде непрерывной линии) и 1.37 (в виде пунктирной линии), полученные расчетным путем. На фиг.3 представлен график зависимости сдвига угла падения оптического излучения, соответствующего минимальному коэффициенту отражения при возбуждении плазменной волны, от показателя преломления исследуемого раствора. На фиг.4 показана графическая зависимость коэффициента отражения дифракционной решетки в нулевом порядке дифракции от угла падения оптического излучения ТМ-поляризации на ее поверхность в случае, когда решетка соприкасается с воздухом. Расчетные значения показаны в виде непрерывной линии, экспериментальные значения - в виде кружков.
Предлагаемое устройство состоит из дифракционной решетки трапецеидальной формы 1 с периодом Λ, с поверхностным слоем золота 2 толщиной d, размещенной в транспортном канале 3, через который пропускается исследуемый биомолекулярный раствор. По одну сторону поверхности канала 3 расположены лазер 4 и ПЗС-камера 5. ТМ-поляризованный луч лазера 4 под углом 9 вводят через исследуемый раствор на поверхность решетки 1, а отраженный луч регистрируют ПЗС-камерой 5.
При резонансном угле падения излучения на решетку 1 происходит возбуждение поверхностных плазмон-поляритонов на границе решетка-раствор, что сопровождается уменьшением коэффициента отражения нулевого порядка дифракции практически до нулевого значения, что фиксируется ПЗС-камерой 5. Изменение значения резонансного угла соответствует изменению концентрации компонентов исследуемого раствора, и связь между этими величинами находится в прямой пропорциональности.
1
1
Был проведен численный расчет с использованием строгого метода связанных волн RCWA (rigorous coupled-mode analysis), доказывающий возможность возбуждения плазменных волн, на поверхности металлодиэлектрической дифракционной решетки 1 трапецеидальной формы, серийно производимой методом литья, имеющей следующие параметры: период Λ=1.6 мкм, толщина слоя золота d=0.11 мкм, на удобной для технической реализации рабочей длине волны λ=0.63 мкм. На фиг.2 представлен график зависимости коэффициента отражения в нулевом порядке дифракции от угла падения ТМ-волны, для двух значений показателя преломления раствора, n=1.3 и n=1.37. Как видно из фиг.2 существуют резонансные углы ввода излучения на поверхность решетки, при которой возбуждаются поверхностные плазмон-поляритоны, и отраженное от решетки излучение резко уменьшается по интенсивности почти до нулевого значения. Различным показателям преломления раствора соответствуют различные углы возбуждения плазмонов.
1
0
Следует отметить линейную зависимость смещения угла возбуждения плазменной волны от изменения показателя преломления раствора n в диапазоне 1.3-1.37, что показано на фиг.3. За точку отсчета смещения угла на графике выбран угол θ, соответствующий возбуждению плазмонов при показателе преломления раствора, равному 1.3.
-4
-5
Проведенный расчет показывает, что, если исходить из данных, что ПЗС-камера 5 имеет возможность регистрации углового разрешения 1·10 градусов, при чувствительности оптической схемы на основе трапецеидальной дифракционной решетки в 100 градусов на единицу показателя преломления, то можно констатировать, что предлагаемый биосенсор имеет разрешающую способность по показателю преломления порядка 2·10.
1
На специальном стенде был проведен эксперимент по проверке эффекта возбуждения плазмон-поляритонов, в котором использовали дифракционные решетки трапецеидальной формы 1, производимые методом литья, имеют следующие параметры: период Λ=1.6 мкм, толщина слоя золота d=0.11 мкм. Заявленный фирмами-производителями период таких решеток (1.6 мкм) был измерен с помощью туннельного микроскопа. Эксперимент проводился для воздуха в роли среды, граничащей с дифракционной решеткой, n=1. На фиг.4 представлен совмещенный график теоретической и экспериментальной зависимости коэффициента отражения в нулевом порядке дифракции от угла падения ТМ-волны. При резонансном угле θ, примерно равным 42 градусам, происходит эффективное возбуждение плазменной ТМ-волны, коэффициент отражения резко уменьшается почти до нулевого значения. Как видно из фиг.4, экспериментальные данные подтверждают теоретические расчеты.
Невысокая стоимость серийно выпускаемых дифракционных решеток с указанными параметрами позволяет использовать их в предлагаемом биосенсоре на сменной основе. Общие линейные размеры таких решеток обеспечивают возможность проведения многоканальных измерений.
Таким образом, технический результат достигнут.
Из существующего уровня техники неизвестны такие оптические биосенсоры. Следовательно, заявленное устройство удовлетворяет критерию новизна. А достигаемый технический результат свидетельствует о промышленной применимости предлагаемого технического решения.