王 輝，魯 力，宋晨琳，趙士玉，鄭程程，張秋萍

（合肥師范學(xué)院，電子信息系統(tǒng)仿真設(shè)計安徽省重點實驗室，安徽合肥230601）

1982年，Claes Nylander等人首次提出基于表面等離激元諧振（SPR）原理的傳感器[1]，該傳感器使用Kretschmann結(jié)構(gòu)，極大地推動了生物醫(yī)學(xué)傳感器[2-3]的發(fā)展，已經(jīng)有公司將該類型的傳感器商品化了，如Biocore Co.Ltd和Xantec Bioanalytics Co.Ltd。然而，SPR傳感器[4-5]的靈敏度目前已經(jīng)達到了極限[6]，且這樣的結(jié)構(gòu)只有p-極化（TM）模態(tài)能有效產(chǎn)生表面等離子波，s-極化（TE）波的能量無法被利用，反而產(chǎn)生噪聲。在Kretschmann結(jié)構(gòu)中，如果將金屬層替換成特定厚度的半導(dǎo)體薄膜材料，在一定條件下會產(chǎn)生損耗模態(tài)共振（LMR）[7-8]。相較于SPR，LMR具有高敏感性，有利于微量生物分子的感測，這使得LMR在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域被視為極具發(fā)展?jié)摿Φ母袦y技術(shù)之一。目前，LMR感測器結(jié)構(gòu)普遍采用光纖作為導(dǎo)光基材，但光纖的材質(zhì)與結(jié)構(gòu)脆弱，加工困難，且感測光纖前后須留長約1米的接續(xù)光纖，這使整條光纖感測元件在鍍膜與表面改質(zhì)過程中變得更加困難，不利于產(chǎn)品的量產(chǎn)。因此，有必要研究更適合量產(chǎn)、同時兼具靈敏度的感測元件結(jié)構(gòu)。蛋白質(zhì)的檢測一直是生物醫(yī)學(xué)上非常重要的課題。傳統(tǒng)的方法為酵素連結(jié)免疫吸附分析法（ELISA）[9]，該方法需復(fù)雜的預(yù)處理過程且步驟具有局限性，往往需經(jīng)數(shù)小時至數(shù)日才能完成某一種檢測，對于需要多種檢測交叉比對的生醫(yī)反應(yīng)，處理過程相當(dāng)費時。雖然當(dāng)待測物體積減少時，反應(yīng)面積與待測物體積的比率相對增加，待測物的反應(yīng)速率可以加快，可是一旦待測物含量過低，即面臨感測信號大幅減弱的問題。增加信號強度或提升感測裝置的靈敏度，是解決上述問題的兩種方式。目前有使用人工方式復(fù)制生醫(yī)分子的方法，以增大信號強度，但對于無法利用人工方式增量的分子，則必須提高檢測裝置的靈敏度。鑒于以上問題，本論文提出基于LMR原理的生物傳感器設(shè)計方案。

1 LMR傳感器的結(jié)構(gòu)與原理

LMR傳感器感測區(qū)的結(jié)構(gòu)如圖1所示，在平板波導(dǎo)表面（折射率n1、厚度d1及長度L）鍍上一層高折射率n2介質(zhì)層（厚度d2），形成感測區(qū)。通過高折射率介質(zhì)層破壞界面的全反射，從而形成損失模態(tài)。對于某些波長的特定入射角，當(dāng)損失模態(tài)的傳播常數(shù)與波導(dǎo)模態(tài)的傳播常數(shù)相等時，會形成共振，使得大部分能量進入損失模態(tài)，因此無法傳遞至另一端，在光譜儀上可以看到能量掉落的谷值。而損失模態(tài)的傳播常數(shù)與待測物的折射率相關(guān)，因此，光譜儀上谷值會隨著待測物的微變化而明顯移動，此即LMR現(xiàn)象。

圖1 LMR傳感器感測區(qū)結(jié)構(gòu)示意圖

本文提出的傳感器結(jié)構(gòu)類似Kretschmann架構(gòu)，當(dāng)光在感測區(qū)內(nèi)形成全反射時，反射次數(shù)N(θ)與入射角θ、感測區(qū)長度L及平板波導(dǎo)厚度d1有關(guān)，可表示成

輸出端的歸一化透射率可表示成[10]

其中RN(θ)(θ,λ)代表在界面處的反射系數(shù)，是入射角θ與波長λ的函數(shù)，θc是臨界角，P(θ,λ)是光源的分布函數(shù)[11]，可表示為。對于一般入射光來說，其TE和TM模態(tài)會各占一半，故反射系數(shù)可表示為[12]

常用的金屬氧化物薄膜材料可以選擇ITO[13-14]、TiO2[15]、SnO2[16]等。因為ITO材料本身化學(xué)性質(zhì)穩(wěn)定，屬于透明且導(dǎo)電的氧化物，已大量應(yīng)用于液晶顯示器、手機、電視、觸控模塊等，材料制程相對成熟。近年來，以ITO為材料的傳感器陸續(xù)被提出[17-18]。我們選用量產(chǎn)技術(shù)很成熟的ITO薄膜作為薄膜材料，未來以ITO平板波導(dǎo)結(jié)構(gòu)為基礎(chǔ)的LMR感測平臺，一旦能廣泛應(yīng)用于生醫(yī)感測、化學(xué)感測等領(lǐng)域，將有可能成為又一個具有潛力的發(fā)展方向。ITO材料的介電系數(shù)可采用Drude模型[19]

其中，ε∞=3.8代表高頻介電常數(shù)，λp=0.564 9 m是等離子體波長，λc=11.121m是共振頻率對應(yīng)的波長。

2 仿真優(yōu)化

為提高傳感器的感測靈敏度，下面將通過仿真優(yōu)化，得到金屬氧化物薄膜厚度的最佳參數(shù)。以折射率為1.41的蛋白質(zhì)作待測物，波導(dǎo)長度20 mm，厚度0.2 mm，在70°角入射下仿真得到不同ITO厚度的透射系數(shù)，如圖2所示。由圖2可看出，ITO厚度為50 nm的時候，在工作波段（1～1.8）μm沒有共振波長存在。隨著ITO厚度的增加，LMR共振波長由1.27μm位移到1.32μm。為了具有較好的穿透度和靈敏度，選擇ITO的厚度為150 nm。在其他條件不變的狀況下，圖3給出了不同待測物時的透射系數(shù)。由圖3看出，隨著折射率的變大，透射系數(shù)逐漸變小，且共振波長由1.288μm位移到1.416μm。靈敏度定義為Δλ/Δn，表1給出了不同待測物對應(yīng)的靈敏度。由表1可看出，靈敏度最高可達7 200 nm/RIU，平均靈敏度也可達4 267 nm/RIU。

圖2 ITO厚度不同時的透射系數(shù)曲線

圖3 不同待測物時的透射系數(shù)曲線

表1 靈敏度

3 LMR傳感器的制備和感測平臺設(shè)計

3.1 傳感器制作過程

LMR傳感器制作過程如下：選取光學(xué)性質(zhì)及平坦度較佳的鈉鈣玻璃（soda-lime glass），其透射率每0.5 mm大于90%，常用于各種儀器視窗。先將玻璃切割成長20 mm、寬10 mm的尺寸，依次以中性洗潔劑、甲醇、丙酮清洗，用氮氣吹干再用烤箱烤干。然后利用濺鍍系統(tǒng)（DC Sputter system）將玻璃表面鍍上所需厚度的ITO薄膜，最后向感測平臺上滴具有不同折射率的物質(zhì)（如水和葡萄糖）來測量是否產(chǎn)生了10 nm以上明顯位移效果，如果沒有則需重新制作。

3.2 傳感器結(jié)構(gòu)

感測平臺的結(jié)構(gòu)包含感測平臺基座、左右兩條導(dǎo)光的光纖及表面具有感測薄膜的玻璃基板，如圖4所示?；脚_呈凹字型，正好可緊密鑲?cè)氩ＡЩ遄鳛閭鞲衅鳎笥覂啥肆粲兴淼?，可?dǎo)入光纖。導(dǎo)光光纖有兩種選擇，一是利用一對直徑為980μm的塑膠光纖，較小的發(fā)散角，能傳輸大量光線；二是利用一對多模光纖的準(zhǔn)直器，工作距離10 mm～20 mm，完成光的輸入與輸出耦合。

圖4 LMR感測平臺設(shè)計

LMR傳感器的特性測量實驗架設(shè)如圖5所示。以頻寬（400～1 800）nm的鹵素光源ANDO AQ-4303B搭配光譜分析儀ANDO AQ-6315A（Optical Spectrum Analyzer,OSA），測量光纖傳感器在DI水、不同濃度葡萄糖下的共振波長及能量強度變化，得到其LMR感測效果，并找出共振波長。

圖5 LMR傳感器的特性測量實驗

3.3 ITO表面改質(zhì)

僅靠著ITO的疏水特性來附著蛋白分子，分子相互作用力較弱，無法區(qū)分整體溶液特性及蛋白質(zhì)溶質(zhì)含量的差異。因此，需要增加蛋白質(zhì)在感測層的豐富度，即提升其界面濃度、強化測量的感度。先在ITO表面以AgNO3水溶液電鍍一層Ag原子，再用硫醇浸泡銀表面，使硫醇分子固定于銀表面，最后以硫醇末端特定官能基團（胺基-NH2或羧基-COOH）的自組裝單層膜（Self Assembly Monolayer）界面，作為抓取蛋白分子的反應(yīng)機制，整個修飾界面即可做為蛋白分子的界面探針，如圖6所示。

圖6 表面改質(zhì)作用原理

4 結(jié)論

綜上所述，利用光學(xué)平板玻璃機械強度佳、易加工、低成本的優(yōu)點，制作出高靈敏度的LMR蛋白分子感測傳感器。玻璃平板式LMR傳感器的提出以及將其用于感測蛋白分子，具有一定的創(chuàng)新性。LMR對光源模態(tài)的選擇沒有限制，極具發(fā)展?jié)摿ΑＮ磥砜赏ㄟ^在感測區(qū)做不同改質(zhì)，用于檢測細(xì)菌、抗體、DNA等待測物，這一基礎(chǔ)且實用性技術(shù)可作為國內(nèi)外生醫(yī)領(lǐng)域及光電領(lǐng)域的發(fā)展參考。

致謝：特別感謝臺灣銘傳大學(xué)電子工程學(xué)系林鈺城副教授對本論文提出的寶貴意見。