CN109959635A - 一种基于电场耦合的光纤spr传感器 - Google Patents

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王雪州
王波涛
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Abstract

本发明公开了一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，该光纤SPR传感器通过设置参考通道和传感通道双通道，具有的高灵敏度、消除非特异性吸附造成的测量误差和对温度不敏感的独特优势；另外双通道的两个SPR共振谷相互分离，以确保它们在检测过程中不会相互产生不利影响，使其更有利于生物传感。因此本发明解决了现有技术中的传感器灵敏度低、易受液体折射率变化和温度波动影响的问题，非常适于在生物传感等领域广泛推广。

Description

一种基于电场耦合的光纤SPR传感器
技术领域
本发明涉及传感器技术领域，具体涉及SPR生物传感器，尤其涉及一种基于电场耦合的光纤SPR传感器。
背景技术
Surface Plasmon Resonance(SPR)，中文名称为表面等离子体共振，它是一种常见的光学现象，它是指光波导中某一特定波长的入射光照射到金属(如金或银)薄膜时，光波就会与金属表面产生的等离子体波发生共振，称之为表面等离子体共振(SPR)效应。SPR效应会使反射光的能量发生锐减，从而形成共振波谷，同时，SPR对外界折射率十分敏感，当所测溶液浓度改变，即外界溶液折射率改变时，SPR的共振波谷就会随之移动，因此，本发明通过检测SPR共振波谷的偏移量而实现生物传感。
SPR生物传感器由于其高灵敏度和生物相容性而在生物和化学检测中引起了极大的关注。根据表面等离子体波与周围生物分子之间的相互作用，导致共振角或共振波长的偏移，就可以实现外部生物分子的检测。与基于棱镜的传统SPR生物传感平台相比，光纤SPR生物传感器具有制作简单，成本低，结构小型化和抗电磁干扰等特性。然而，传统的SPR生物传感器缺乏足够的灵敏度来检测分子质量较低的生物分子，如DNA和较低浓度的生物样品。另外，大多数光纤生物传感器只有一个检测通道，只能检测一种分析物，并且在检测过程中，检测结果的准确性通常会受到生物样品的非特异性吸附或外界温度波动的影响。
发明内容
为了解决现有光纤SPR生物传感器的灵敏度和精确性较低的问题，本发明公开了一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，该双通道SPR传感器包括参考通道和传感通道，作为空白对照参考通道，检测由非待测量引起的波长移动量；传感通道利用MgF2薄膜和金膜与金纳米粒子之间的耦合效应增强局域电场强度来提高传感器的检测灵敏度，在镀有MgF2薄膜和金膜的光纤传感器的表面通过共价键结合方法来固定金纳米粒子。周围介质折射率变化引起共振波长漂移，根据光谱仪上显示的共振波长的移动量来实现抗原高灵敏度的测量；基于电场耦合的光纤SPR传感器中两个通道分别使用不同的金属膜，从而产生两个共振谷，实现双通道传感。具体结构包括：参考通道和传感通道，所述参考通道和传感通道通过单模光纤相熔接；
所述参考通道包括第一侧边抛磨光纤，所述第一侧边抛磨光纤的表面设置有金膜；所述传感通道包括第二侧边抛磨光纤，所述第二侧边抛磨光纤的表面从内到外依次是氟化镁薄膜和第一金膜，所述第一金膜的表面固定有多层金纳米粒子。
进一步的，所述第一侧边抛磨光纤和第二侧边抛磨光纤的长度为2-3cm、直径为100-150um。
进一步的，所述第一侧边抛磨光纤和第二侧边抛磨光纤的侧边抛磨光纤横截面为弦形、其弦长为5～12.5um。
进一步的，所述第一侧边抛磨光纤表面的金膜的厚度为40～60nm。
进一步的，第二侧边抛磨光纤的表面的氟化镁薄膜的厚度为100nm-300nm，第一金膜的厚度为40～60nm。
所述金纳米粒子的层数为2～4层。
由于采用了上述技术方案，本发明提供的一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，该光纤SPR传感器通过设置参考通道和传感通道双通道，具有的高灵敏度、消除非特异性吸附造成的测量误差和对温度不敏感的独特优势；另外双通道的两个SPR共振谷相互分离，以确保它们在检测过程中不会相互产生不利影响，使其更有利于生物传感。因此本发明解决了现有技术中的传感器灵敏度低、易受液体折射率变化和温度波动影响的问题，非常适于在生物传感等领域广泛推广。
附图说明
为了更清楚地说明本申请实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请中记载的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图；
图1(a)是本发明中基于基于电场耦合的光纤SPR传感器结构示意图；
图1(b)是本发明中基于基于电场耦合的光纤SPR传感器结构的剖面图；
图2是本发明中基于电场耦合的光纤SPR传感系统结构示意图；
图3(a)和图3(b)是本发明中基于电场耦合的光纤SPR传感器在不同折射率溶液中的敏感光谱图；
图4(a)和图4(b)是本发明实施例2中的基于电场耦合的光纤SPR传感器在不同浓度的蛋白质溶液中的敏感光谱图。
图中：1、单模光纤，2、第一侧边抛磨光纤，3、金膜，41、氟化镁薄膜，42、第一金膜，5、金纳米粒子，4、第二侧边抛磨光纤；100、参考通道，200、传感通道，A、高灵敏度光纤SPR生物传感器，B、宽带光源，C、光谱仪，D、单模光纤光路，E、进样口，F、出样口，G、计算机，H、玻璃管，I、支架。
具体实施方式
为使本发明的技术方案和优点更加清楚，下面结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚完整的描述：
如图1(a)和图1(b)所示的一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，包括参考通道100和传感通道200，参考通道100和检测通道200通过单模光纤连接，其中：参考通道100包括第一侧边抛磨光纤2，第一侧边晶体光纤2的长度为0.5～2cm，第一侧边抛磨光纤2两端分别熔接单模光纤1；第一侧边抛磨光纤1表面镀金膜4，金膜4的厚度为40～60nm；参考通道100作为空白对照，检测由非特异性吸附引起的波长移动量；
传感通道200包括第二侧边抛磨光纤4，第二侧边抛磨光纤4的长度为0.5～2cm，第二侧边抛磨光纤4的两端分别熔接单模光纤1，第二侧边抛磨光纤4表面镀氟化镁薄膜41和第一金膜42，镀MgF2薄膜41厚度为100～300nm，第一金膜42的厚度为40～60nm；第一金膜42表面通过共价键结合方法来固定金纳米粒子5，金纳米粒子的直径为10～50nm，共两层。
如图2所示，由上述基于电场耦合光纤SPR生物传感器形成的传感系统，包括基于电场耦合光纤SPR生物传感器A，系统以单模光纤为光路，即单模光纤为光路D，基于电场耦合光纤SPR生物传感器A的输入端连接光谱为可见光波段的宽带光源B，基于电场耦合光纤SPR生物传感器A输出端连接光谱仪C，光谱仪C通过数据接口连接到计算机G，基于电场耦合光纤SPR生物传感器A置于密闭的管状待检测容器中，本实施例中待检测容器为玻璃管H，玻璃管H两端设置有进样口E和出样口F，待检测的溶液通过玻璃管H的进样口E进入，从出样口F流出，从而使基于电场耦合光纤SPR生物传感器A置于待检测溶液中。玻璃管H带有固定支架I，固定支架I支撑玻璃管H并置于固定位置。
实验前配置了折射率变化在1.3320-1.3361范围的氯化钠盐溶液，其折射率值用阿贝折射仪进行测定，实验共振光谱如下图3(a)所示，随着折射率的增加，共振波长向右漂移，并且在500nm附近也出现了一个共振谷，这个共振谷是由于金纳米粒子产生的局域表面等离激元共振产生的，如图3(b)所示，通过折射率拟合曲线知，其折射率灵敏度为15747nm/RIU，线性度为0.98432，
实施例2
本实施例中，制备一种用于检测人免疫球蛋白的基于电场耦合光纤SPR生物传感器，即待检测抗原为人免疫球蛋白，检测的抗体为羊抗人免疫球蛋白。
传感通道和参考通道的第一侧边抛磨光2和第二侧边抛磨光纤4的外径都为125μm，第一侧边抛磨光纤2和第二侧边抛磨光纤4的长度都为1cm，将第一侧边抛磨光纤2和第二侧边抛磨光纤4的两端通过熔接机分别熔接单模光纤1，单模光纤1的外径为125μm，纤芯直径为62.5μm，第一侧边抛磨光纤2、第二侧边抛磨光纤4和单模光纤1均为石英玻璃材料，熔接机的放电强度为130mW，放电时间3000ms，熔接温度为2000℃；
(2)制备参考通道
将第一侧边抛磨光纤2放进真空离子束溅射仪中，对第一侧边抛磨光纤2表面镀金膜，真空离子束溅射仪的电流为5～7mA，时间为2～4分钟，金膜厚度为40～60nm；
(3)制备传感通道
i镀MgF2薄膜
将第二侧边抛磨光纤4放进真空离子束溅射仪中，对第二侧边抛磨光纤4表面镀MgF2薄膜41，真空离子束溅射仪的电流为5～7mA，时间为10～30分钟，MgF2膜厚度为100～300nm；
ii镀金膜
将镀MgF2薄膜41的第二侧边抛磨光纤4放进真空离子束溅射仪中，对第二侧边抛磨光纤表面镀金膜42，真空离子束溅射仪的电流为5～7mA，时间为2～4分钟，金膜厚度为40～60nm；
iii固定金纳米粒子
为了将金纳米粒子5固定在金膜42表面，进一步地将第二侧边抛磨光纤4置于浓度为50mmol/L的1,6-己二硫醇酒精溶液中浸泡12个小时，之后用去离子水冲洗干净，晾干，1,6-己二硫醇含有两个巯基，其中一个巯基用于连接金膜42表面，另一个巯基用于后续固定金纳米粒子5，然后将金纳米粒子分散液浸没传感器12小时，之后用去离子水冲洗干净，晾干，重复以上步骤，就实现了在传感器表面固定了多层金纳米粒子。
iv固定氧化石墨烯
将已固定金纳米粒子的第二侧边抛磨光纤4浸入浓度为2mmol/L的4-氨基苯硫酚酒精溶液中浸泡12小时，然后冲洗干净，之后将0.5mg/L的氧化石墨烯分散液浸泡光纤，同时将该传感器放入恒温箱中，40℃下40分钟左右，将氧化石墨烯分散液蒸干，然后将传感器用蒸馏水冲洗，再次放入恒温箱中40℃固化，这样就实现了氧化石墨烯在第二侧边抛磨光纤表面的固定。
v固定抗体
将第二侧边抛磨光纤4浸泡在0.5～1mL浓度为0.1～0.4mol/L的1-乙基-(3-二甲基氨基丙基)碳酰二亚胺盐酸盐和0.5～1mL浓度为0.1～0.4mol/L的N-羟基琥珀酰亚胺的混合溶液中，15～60分钟后，蒸馏水冲洗干净；然后将其浸入入到待固定的抗体溶液中进行抗体固定；
(4)检测抗原
在温度25℃下，向基于电场耦合的光纤SPR传感器加入被抗原-人免疫球蛋白溶液，抗体-羊抗人免疫球蛋白就会和抗原-人免疫球蛋白特异性结合，引起共振波长的移动，根据波长的移动量来实现不同浓度的人免疫球球蛋白的检测。传感通道200用于生物传感，参考通道100作为空白对照，检测非特异性吸附，传感通道200的波长移动量减去参考通道100的波长移动量就得到了实际抗体(羊抗人免疫球蛋白)和抗原(人免疫球蛋白)之间的特异性结合引起的共振波长漂移量。
上述制备的本发明基于电场耦合光纤SPR生物传感器的折射率和生物传感特性测试：
双层金纳米粒子修饰的传感器在不同浓度的人免疫球蛋白下的波长移动量如下图3(a)所示。随着加入的人免疫球蛋白浓度的增加，共振波长向右漂移，由图3(b)知，根据浓度和共振波长移动量的拟合曲线知对应直线的斜率，进而可以进一步求出对应的最低检测限分别为10ng/mL。从实验结果得知，双层金属纳米粒子可以产生更大的局域电磁场，主要是等离激元耦合效应不仅存在于金属纳米粒子和金膜之间，在金属纳米粒子之间也会产生等离激元耦合效应，这个系统的等离激元耦合效应可以看作是这两种等离激元耦合效应综合作用下的结果，进而可以充分利用等离激元耦合效应提高传感器的检测灵敏度。
本发明基于电场耦合光纤SPR生物传感器利用双通道结构，参考通道作为空白对照，检测非特异性吸附引起的波长移动量，同时传感通道作为生物传感通道，利用MgF2薄膜和金膜与金纳米粒子之间的耦合效应增强局域电场强度来提高传感器的检测灵敏度。
以上所述，仅为本发明较佳的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，根据本发明的技术方案及其发明构思加以等同替换或改变，都应涵盖在本发明的保护范围之内。

Claims (6)

1.一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，其特征在于包括：参考通道(100)和传感通道(200)，所述参考通道(100)和传感通道(200)通过单模光纤(1)相熔接；所述参考通道(100)包括第一侧边抛磨光纤(2)，所述第一侧边抛磨光纤(2)的表面设置有金膜(3)；所述传感通道(200)包括第二侧边抛磨光纤(4)，所述第二侧边抛磨光纤(4)的表面从内到外依次是氟化镁薄膜(41)和第一金膜(42)，所述第一金膜(42)的表面固定有多层金纳米粒子(5)。
2.根据权利要求1所述的一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，其特征还在于：所述第一侧边抛磨光纤(2)和第二侧边抛磨光纤(4)的长度为2-3cm、直径为100-150um。
3.根据权利要求1所述的一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，其特征还在于：所述第一侧边抛磨光纤(2)和第二侧边抛磨光纤(4)的侧边抛磨光纤横截面为弦形、其弦长为5～12.5um。
4.根据权利要求1所述的一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，其特征还在于：所述第一侧边抛磨光纤(2)表面的金膜(3)的厚度为40～60nm。
5.根据权利要求1所述的一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，其特征还在于：第二侧边抛磨光纤(4)的表面的氟化镁薄膜(41)的厚度为100nm-300nm，第一金膜(42)的厚度为40～60nm。
6.根据权利要求1所述的一种基于电场耦合的光纤SPR传感器，其特征还在于：所述金纳米粒子(5)的层数为2～4层。
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