CN106959286A - 无变频三维阵列等离子共振传感器及其应用 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了一种无变频三维阵列等离子共振传感器，包括等离子共振基底，为纳米结构的空腔阵列，其上覆盖多层材料结构层，包括从下至上依次排布的第一金属层、绝缘层和第二金属层，该多层材料结构层在基底内形成内嵌于所述等离子共振传感器中的光学谐振腔阵列，所述光学谐振腔为锥形杯状的空腔。解决了现有技术等离子共振传感器检测灵敏度有限，且装置大型不便于携带的技术问题，实现了超灵敏、免标记的生物分子检测，为实现早期发现疾病生物标记物的便携式医用生物传感器的开提供基础。

Description

无变频三维阵列等离子共振传感器及其应用
技术领域
本发明涉及传感器及传感技术领域，特别地，涉及一种无变频三维阵列等离子共振传感器及其应用。
背景技术
表面等离激元共振(Surface Plasmon Resonance，SPR)是通过金属表面的自由电子与电磁波(光)的相互作用而产生的共振现象，利用该技术作为检测蛋白质等生物分子的相互作用的方法。1983年，瑞典科学家Liedberg首次将表面等离子体共振技术(SPR)用于IgG抗体和其抗原相互作用的测定。然后该技术很快渗透到基础生命科学研究中。SPR技术以其不需要对分子进行标记和耗样最少的优点成为一种成熟的测量生物分子间相互作用的方法。另外，药物筛选及其鉴定也是SPR技术应用的另一热点。与荧光检测方式相比，无须以荧光物质来标记样本，更为简便。
利用表面等离子共振(SPR)传感器检测待测介质的光学性质(比如介质厚度、折射率等)的细微变化，其核心部件为金属功能层，通过存在于金属功能层与待测介质之间的界面的表面等离子波(Surface Plasmon Wave,简称SPW)实现界面附近的探测。SPR传感器通常由金属功能层以及支撑该金属功能层的基底构成。基底需要采用透明、平滑材料以保证能够激发SPR现象且便于测量共振条件，基底材料还需要坚硬而且和金属有较强粘附力，以保证所构成的SPR传感器具有较长的使用寿命和长期稳定性。虽然SPR传感器检测灵敏，有望代替传统酶联免疫吸附测定技术(ELISA)。但是，实现其精准定位的外部光学装置较为笨重，由此在一定程度上限制其应用的普及。
1998年，Ebbesen等人在Nature上报道了刻有亚波长小孔阵列的金属膜结构的超透射现象(Extraordinary Optical Transmission，EOT)，特定波长的光透过金属二维孔阵列结构后，透射光强远大于按照经典物理光学理论计算的结果，并且也远大于按小孔所占金属表面的面积比例直接计算得到的结果。超透射现象是局域场增强的结果。基于超强光透射(EOT)的等离子体传感器可以使用非相干光源激发表面等离子体，用便携式光谱仪实现检测。但是，这些器件的灵敏性要比传统的SPR传感器低一个数量级。以前有报道报告了使用EOT器件进行强度相关检测，检测中表面分子偶联一般会造成透射强度的降低(吸收率的增加)。但是，这需要复杂的实验装置和数据的大量后处理来获得一致的结果，因为这些光谱特征也包括偏移，以及无参照区。
发明内容
本发明提供了一种无变频三维阵列等离子共振传感器及其应用，解决了现有技术等离子共振传感器检测灵敏度有限，且装置大型不便于携带的技术问题，实现了超灵敏、免标记的生物分子检测，为实现早期发现疾病生物标记物的便携式医用生物传感器的开提供基础。
为实现上述目的，本发明提出了一种无变频三维阵列等离子共振传感器，包括等离子共振基底，为纳米结构的空腔阵列，其上覆盖多层材料结构层，包括从下至上依次排布的第一金属层、绝缘层和第二金属层，该多层材料结构层在基底内形成内嵌于所述等离子共振传感器中的光学谐振腔阵列，所述光学谐振腔为锥形杯状的空腔。
优选的，所述锥形杯状的空腔深度为250～1000nm，所述第一金属层厚度为20～120nm，绝缘层厚度为20nm，所述第二金属层厚度为20～120nm。
优选的，所述锥形杯状的空腔深度为300nm，所述第一金属层厚度为90nm，绝缘层厚度为20nm，所述第二金属层厚度为90nm。
优选的，所述等离子共振器件的基底为热塑性聚酯材料，所述第一金属层为钛金层，所述绝缘层为硫化镉或二氧化硅，所述第二金属层为金层。
优选的，所述热塑性聚酯材料为聚对苯二甲酸乙二醇酯。
本发明还提供一种无变频三维阵列等离子共振传感器在生物分子相互作用检测中的应用，癌症病症检测中的应用。
优选的，所述生物分子相互检测包括DNA杂交检测，生物素-链霉亲和素的结合；所述癌症病症检测包括肿瘤标记物CEA浓度的检测。
有益效果：
本发明提供的无变频三维阵列等离子共振传感器，在三维锥形纳米杯阵列等离共振器件中内嵌纳米光学谐振腔阵列，基于发生的等离激元-光子相互反应的传感器设计和感应方法。本发明传感器实现了基于透射峰强度变化，但共振波长或频率无移位的高灵敏度检测折射率变化。与以往所有其它的等离共振传感器不同，本发明在共振峰波长时透射强度会有持续的、选择性的变化但无光谱上的共振频率或波长的移位。此外，还有显示无强度变化的波长范围，这些波长范围可用作参照区。本发明将此独特的纳米等离激元体纳米腔器件称为多层纳米莱克格斯杯阵列(ML-namoLCA)，因为下层纳米杯结构与古罗马人制作的莱克格斯杯具有相似的光学性能。通过在高性能传统纳米等离子传感器上添加纳米结构的空腔阵列，可以看到全新的光学和光谱性能。尤其是，关于ML-nanoLCA，等离子共振波长时覆盖的多层材料结构层RI的增加会导致透射强度或共振峰提取的增加，但是峰值波长位置没有偏移。检测通过监控共振波长时透射强度的变化来实现。此外，本发明传感器包含一个随着RI变化强度不发生变化的波长区域。本发明在对当前SPR系统进行显著改进的基础上呈现了一种新的等离激元RI感应方法。与传统的SPR感应器不同，本发明传感器在无共振峰偏移的情况下通过透射峰强度的变化实现了RI传感，因此，不需要具有高光谱分辨率的分光仪。
本发明传感器引进了一种RI变化不会引起峰值波长偏移，但是RI变化可以通过高灵敏性使用峰值强度变化来检测的新型等离激元感应器件。只需要检测RI的垂直入射光，且结果与偏振无关。本发明传感器的光学特性和生物传感结果对未来医用等离激元共振传感系统具有重要的意义。由于强度在固定波长范围内变化且有未发生强度变化的光谱区，因此如果光激发和光学检测设计合理，如采用双波长入射光同时检测，一个在检测中发生强度变化的波长用于获得测量数据，另一个没有强度变化的波长作为内部参照点，本发明传感器会有很高的自我参照能力。作为其自己的参照样本的能力，对强度相关测量(在该测量中，样本与样本变化在受控实验室设置之外的应用中很难控制)具有特殊的重要性。例如，参照区可用来检测非因任何折射率变化而产生的光源强度的小变化。由此可见，本发明传感器使早期发现疾病生物标记物的便携式医用生物传感器的开发成为可能。
附图说明
图1是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器的结构示意图；
图2是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器的显微镜下俯视图；
图3是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器的表面形态示意图；
图4是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器的空腔结构深度示意图；
图5a是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器的截面图；
图5b是图5a的A部放大示意图；
图6是只有一层金属层的传感器分别对空气，水，IPA3种样品检测的透射谱；
图7是分别以空气(RI＝1)，水(RI＝1.33)，IPA(RI＝1.37)作为覆盖层材料的三种传感器件的透射谱；
图8是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器以CdS为绝缘层的检测结果图；
图9是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器以SiO2为绝缘层的检测结果图；
图10是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器以CdS为绝缘层的光谱示意图；
图11是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器以SiO2为绝缘层的光谱示意图；
图12是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器的透射强度变化示意图；
图13是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器进行DNA杂交检测的示意图；
图14是图13的B部放大图；
图15是本发明无变频三维阵列等离子共振传感器进行生物素-链霉素结合检测的示意图；
图16是经本发明传感器的透射强度变化检测出的随着时间推移生物素-链霉亲和素的结合情况示意图；
图17是图16的C部放大图；
图18是两个检测试验的平均强度值对比图。
图中：1-等离子共振基底；2-第一金属层；3-绝缘层；4-第二金属层；5-谐振腔；M-入射光；N-透射光。
具体实施方式
为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图和具体实施方式对本发明作进一步详细的说明。
实施例1
本实施例提供了一种无变频三维阵列等离子共振传感器，参见图1，显示了其多层结构和照明方向，M所示为入射光，N所示为透射光；参见图2，显示器在电子显微镜下的俯视图像，参见图3，显示了通过AFM扫描获得的本实施例传感器的表面形态。本实施例传感器包括等离子共振基底1，为纳米结构的空腔阵列，其上覆盖多层材料结构层，包括从下至上依次排布的第一金属层2、绝缘层3和第二金属层4，该多层材料结构层在基底1内形成内嵌于所述等离子共振传感器中的光学谐振腔4阵列，所述光学谐振腔4为锥形杯状的空腔。
参见图4，显示了本实施例传感器周期性空腔结构的近似深度，本实施传感器的锥形杯状的空腔深度为300nm，所述第一金属层厚度为90nm，绝缘层厚度为20nm，所述第二金属层厚度为90nm。
参见图5a和图5b，示出了用聚集离子束(FIB)拍摄的本实施例传感器的截面图，多层材料结构层清晰可见，所述第一金属层为钛金层，所述绝缘层为硫化镉或二氧化硅层，所述第二金属层为金层。所述等离子共振器件的基底为热塑性聚酯材料，本实施例中优选热塑性聚酯材料为聚对苯二甲酸乙二醇酯。
本实施例无变频三维阵列等离子共振传感器，通过纳米复制模塑工艺制备而成，在锥形纳米柱模具表面，均匀分布对苯二甲酸乙二醇酯片材，紫外光下进行固化30秒至5分钟，形成周期性纳米孔模式的对苯二甲酸乙二醇酯衬底，将形成的衬底从模具中剥离出来，通过电子束蒸发法将钛金沉积在所述衬底上表面及锥形纳米柱内表面形成第一金属层，通过射频溅射法将硫化镉或二氧化硅沉积于所述第一金属层上表面形成绝缘层，通过电子束蒸发法将金沉积于所述绝缘层上表面形成第二金属层，由此形成内嵌于所述锥形纳米柱衬底的纳米光学谐振腔。其中，所述模具为在石英材料上通过光刻工艺制得锥形纳米柱模型。
参见图6，示出了基底表面只覆盖一层金属(Au)层的传感器对空气、水、异丙醇三种不同样品检测的透射谱，参见图7，示出了基底表面分别以空气(RI＝1)，水(RI＝1.33)，异丙醇(IPA)(RI＝1.37)作为覆盖层材料的3种不同样品的传感器件的透射谱，结果表明，RI不断增大，透射强度也随之增大，如果覆盖层没有绝缘层，覆盖层RI的增加会造成共振峰的红移，然而，覆盖层为多层结构时，RI增加会造成强度的增加，但是在695nm下没有检出共振峰的偏移，表明本实施例传感器具有高度的灵敏度和可靠性。
对本实施例传感器灵敏度的检测
本实施例传感器的透射光谱和灵敏度测量用波长范围在400nm-800nm的Gary 5GUV-Vis光谱分析仪器测量。使用0基线校正，在此校正中，输出谱通过系统的光源来归一化。本实施例传感器的灵敏度通过对应于最大强度的波长时透射(T)强度的相对变化来测量，用单位△％T/RIU来表示。为了评估本实施例传感器件的灵敏度，在覆盖的多层材料结构层上添加了不同浓度的蔗糖溶液(在超纯水中，比重浓度在0％-60％之间)。蔗糖浓度的此种变化相当于折射率从1.33变化到1.44。为了识别多层材料结构层中夹在中间的纳米绝缘层光学共振腔的材料属性的影响，分别对以CdS和SiO2作为绝缘层的传感器进行实验。如图8所示，显示了随着蔗糖溶液浓度增加(从0％-60％)，以CdS作为绝缘层的传感器的实验透射光谱，如图9所示，显示了随着蔗糖溶液浓度增加(从0％-60％)，以SiO2作为绝缘层的传感器的实验透射光谱，结果均表明随着光折射率RI的增加，透射谱共振峰强度增加，但是无光谱移位。
如图10所示，显示了以CdS作为绝缘层的传感器，通过3D时域有限差分计算得出的随着蔗糖溶液浓度增加(从0％-60％)的透射光谱，该仿真计算结果与图8所示的实验得出图谱非常吻合。如图11所示，显示了以SiO2作为绝缘层的传感器，通过3D时域有限差分计算得出的随着蔗糖溶液浓度增加(从0％-60％)的透射光谱，该仿真计算结果与图9所示的实验得出图谱非常吻合。如图12所示，对比了以CdS和SiO2作为绝缘层的传感器，随着蔗糖溶液浓度和RI增加，相对透射强度变化的图。图中可见，以CdS和SiO2作为绝缘层的传感器的透射强度趋势相似，都是随着蔗糖溶液浓度的增加而呈上升趋势，但是二者相比，以CdS作为绝缘层的传感器透射强度的增加相对较小。
本实施例传感器的灵敏度通过共振波长时每RI单位(RIU)透射强度的相对变化来计算，因此灵敏度的最终单位是△％T/RIU。λ＝695nm时，计算出的以CdS作为绝缘层的传感器的灵敏度是660△％T/RIU，λ＝672nm时，计算出的以SiO2作为绝缘层的传感器的灵敏度是340△％T/RIU。由此可见，以CdS作为绝缘层的传感器的灵敏度高于以SiO2作为绝缘层的传感器的灵敏度。灵敏度几乎翻了一倍。因此，本发明传感器的绝缘层优选以CdS作为绝缘层。本实施例计算时，只考虑紫外光固化聚合物基质，底部的第一金属层钛金层，CdS绝缘层，顶部的第二金属层Au层，以及水覆盖层。通过优化CdS绝缘层厚度和顶部第二金属层Au层的厚度，储存在绝缘层内的电场强度增加，同时与基质的外部耦合也增强。
本实施例传感器的结构包括一个被两层金属层包围，以CdS作为绝缘体的Febby-Perrot腔(Fabry-Perot双反射面的光学谐振腔，又叫法布里-佩罗特腔)。形成绝缘层所需要的CdS材料的厚度的确定准则是在绝缘层内一个环程后出现相长干涉。当环程相包括CdS-Au界面复反射系数的相位等于一个整数乘以2π时，相长干涉就发生了。如果绝缘层的等离激元结构和纳米光学共振腔被设计成位于相同的共振波长或频率，当覆盖层的折射系数变化时，峰透射的变化可忽略，因为峰透射在器件几何方面形成局部最大。因此，为了获得更高的灵敏性，本实施例传感器将绝缘层设计成略偏离共振。
实施例2
利用本发明无变频三维阵列等离子共振传感器进行DNA杂交检测。
关于单链DNA杂交过程，首先将本发明无变频三维阵列等离子共振传感器浸入一个10μM的单链DNA(ssDNA)探针溶液(DNA-1)中，此溶液通过DNAs一端的巯基来修饰从而将DANs固定到顶部第一金属层的Au层上。然后将本发明传感器浸入到1μM的封闭液(6-巯基-1-乙醇(MCH))中，再浸入到1μM的DNA-2(3’互补碱基对)中，杂交反应发生。
如图13，显示了每个单链DNA杂交步骤后测得的透射光谱以及该过程的示意图。图14为图13的局部放大图，显示了峰值波长时的强度变化。
利用本发明无变频三维阵列等离子共振传感器生物素-链霉亲和素的结合的检测。
如图15，显示了每次生物素-链霉素结合后测得的透射光谱以及该过程的示意图。图16显示了经本发明传感器的透射强度变化检测出的随着时间推移生物素-链霉亲和素的结合情况。图17为图16的局部放大图，显示生物素-链霉亲和素的结合。图18以柱形图显示了上述两个试验每一杂交步骤时的平均强度值，其中误差条表示标准偏差。
透射强度由于DNA-1的表面结合，从0.076±0.006％增加到0.191±0.005％，在MCH培养后强度略有降低，降至0.189±0.006％。杂交反应通过浸入在DNA-2溶液后，共振波长时透射强度增加到0.203±0.007％来检出。
需重点注意的是本发明传感器在信噪比方面的性能。根据平谱区(400-425nm)信号的标准偏差将单一样本测得的噪音强度确定为0.008％。可见，启动信号的强度值是0.076％，因此信噪比总是大于95。如果将信号定义成最低检出相对强度变化本发明传感器即0，那么信噪比会总是大于1250。可见本发明传感器的灵敏度之高。
实施例3
肿瘤标记物CEA浓度的检测
CEA在胎儿发育期间产生，CEA的产生在出生前停止。健康人的正常水平大约是3-5ng/mL。但是，在身体有状况如患肺癌、结肠癌和乳腺癌的人中，其浓度会有显著的增加(＞10ng/mL)。
本发明传感器通过监测峰值强度的变化，对CEA的免标记检出限(LOD)可达到1ng/mL(5pM)。在本实施例中，LOD用CEA的最低检出浓度来定义。不排除本发明传感器在检测更低浓度的样品时在检测更低浓度的样品时所得的实际LOD可能比本实施例所得的实验值更低。ML-nanoLCA的传感性能与当前SPR系统的相比非常出众。使用市售的SPR系统检测时，结果显示CEA的LOD是100ng/mL，需要使用第二抗体标记来将LOD降低到3ng/mL。可见，本发明传感器可实现更精确、灵敏的检测结果。
以上对本发明实施例进行了详细介绍，本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处，综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。

Claims (7)

1.一种无变频三维阵列等离子共振传感器，其特征在于，包括等离子共振基底，为纳米结构的空腔阵列，其上覆盖多层材料结构层，包括从下至上依次排布的第一金属层、绝缘层和第二金属层，该多层材料结构层在基底内形成内嵌于所述等离子共振传感器中的光学谐振腔阵列，所述光学谐振腔为锥形杯状的空腔。
2.根据权利要求1所述的无变频三维阵列等离子共振传感器，其特征在于，所述锥形杯状的空腔深度为250～1000nm，所述第一金属层厚度为20～120nm，绝缘层厚度为20nm，所述第二金属层厚度为20～120nm。
3.根据权利要求2所述的无变频三维阵列等离子共振传感器，其特征在于，所述锥形杯状的空腔深度为300nm，所述第一金属层厚度为90nm，绝缘层厚度为20nm，所述第二金属层厚度为90nm。
4.根据权利要求1至3任一所述的无变频三维阵列等离子共振传感器，其特征在于，所述等离子共振器件的基底为热塑性聚酯材料，所述第一金属层为钛金层，所述绝缘层为硫化镉或二氧化硅，所述第二金属层为金层。
5.根据权利要求4所述的无变频三维阵列等离子共振传感器，其特征在于，所述热塑性聚酯材料为聚对苯二甲酸乙二醇酯。
6.权利要求1-5任一所述无变频三维阵列等离子共振传感器在生物分子相互作用检测中的应用，癌症病症检测中的应用。
7.根据权利要求6所述无变频三维阵列等离子共振传感器的应用，其特征在于，所述生物分子相互检测包括DNA杂交检测，生物素-链霉亲和素的结合；所述癌症病症检测包括肿瘤标记物CEA浓度的检测。
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CN110927076A (zh) * 2019-11-14 2020-03-27 量准（上海）医疗器械有限公司 一种采用金纳米孔阵列芯片的生物检测装置及检测方法

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