WO2022063455A1 - Vorrichtung und verfahren zur bestimmung der intensität des in einem planaren wellenleiter geführten lichts - Google Patents

Vorrichtung und verfahren zur bestimmung der intensität des in einem planaren wellenleiter geführten lichts Download PDF

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WO2022063455A1
WO2022063455A1 PCT/EP2021/069584 EP2021069584W WO2022063455A1 WO 2022063455 A1 WO2022063455 A1 WO 2022063455A1 EP 2021069584 W EP2021069584 W EP 2021069584W WO 2022063455 A1 WO2022063455 A1 WO 2022063455A1
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light
detector
waveguide
intensity
grating
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PCT/EP2021/069584
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Inventor
Michael Kugler
Marco Schade
Original Assignee
Dr. Johannes Heidenhain Gmbh
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Application filed by Dr. Johannes Heidenhain Gmbh filed Critical Dr. Johannes Heidenhain Gmbh
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/75—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated
    • G01N21/77—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated by observing the effect on a chemical indicator
    • G01N21/7703—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated by observing the effect on a chemical indicator using reagent-clad optical fibres or optical waveguides
    • G01N21/774—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated by observing the effect on a chemical indicator using reagent-clad optical fibres or optical waveguides the reagent being on a grating or periodic structure
    • G01N21/7743—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated by observing the effect on a chemical indicator using reagent-clad optical fibres or optical waveguides the reagent being on a grating or periodic structure the reagent-coated grating coupling light in or out of the waveguide

Definitions

  • the invention relates to a device having at least one light source, a coupling grating, a computing unit and a biochip, the biochip having at least one biograting with a focal length f and a waveguide.
  • the waveguide has a waveguiding layer with an upper side and a filter side, a substrate being arranged on the underside of the waveguiding layer and a cover layer being arranged on the upper side of the waveguiding layer.
  • the device also has a first lens with a focal length f 1 , a second lens with a focal length f 2 , a first pinhole, at least two detectors and a coupling-out grating.
  • the decoupling grid is arranged on the biochip in the propagation direction of the light behind the at least one biogrid and each additional biogrid.
  • the computing unit is set up to calculate the intensity of the light in the waveguide I WG (X, y) at any desired location x, y in the waveguide from the detected elastically scattered light I scat and the detected decoupled light I WG (xout, y). calculate.
  • mologram foci are read out using suitable devices.
  • the molographic concept of Chr. Fattinger/Roche should be mentioned in particular (WO 2013/107811 A1, WO 2014/086789 A1, WO 2014/111521 A1, WO 2015 004264 A1).
  • coherent light is first coupled into a planar waveguide with the aid of an optical grating.
  • Adsorption of the biomolecules to be detected forms a diffractive biograting with curved lines and a continuously varying grating period (chirp) on the surface of the waveguide.
  • This biolattice interacts with the near field of the light propagating in the waveguide, thereby bioselectively decoupling part of this light and focusing it at the same time a diffraction-limited spot.
  • This biogrid is a measure of its mass occupancy and is calculated from the intensity l Diff coupled out of the biogrid from the waveguide, normalized to the excitation intensity I WG (X, y) guided in the waveguide at the location of the biogrid:
  • the coordinate system lies with the x-y plane in the plane of the waveguide and z perpendicular to it.
  • the x-axis runs along the propagation direction of the light and y perpendicular to it.
  • a device for reading out diffraction-limited mologram foci is the so-called Zeptoreader from Zeptosens [1, 2].
  • the Zeptoreader described in EP 1 327 135 B1, is a waveguide-based device with appropriate optics, which is used for imaging and subsequent detection of molograms -Foki can be used.
  • the associated zepto chip is designed with an outcoupling grating, which completely outcouples the light guided in the waveguide and directs it onto an approx. 10 ⁇ 10 mm large photodiode on the substrate side.
  • this intensity measurement of the out-coupled light is only used to optimize the in-coupling angle and the in-coupling position by adjusting to maximum intensity.
  • the intensity measurement in the ceptoreader is only carried out with a photodiode, i.e. a 0-dimensional detector array. It is therefore not possible to carry out an intensity measurement with spatial resolution along the coupler in the y-direction; instead, only an average value of the intensity of the light that is coupled out is measured.
  • the light propagates in the waveguide in the x-direction and is coupled into it in the y-direction over a width of approx. 10 mm (either as a line-shaped light bundle or as a collimated beam that travels along one line is scanned).
  • the intensity information along the y-axis is lost on the 0-dimensional detector after the outcoupling grating, which is just as widely illuminated.
  • the efficiency of the in-coupling grating varies locally due to fluctuations in the production parameters (in particular etching depth, edge steepness, etc.), so that the intensity profile of the light I WG (X, y) coupled into the waveguide is generally not homogeneous.
  • the in-coupling efficiency also varies along the y-direction due to residual divergence of the generally linear in-coupling light beam, inhomogeneity in the intensity profile of the same and inadvertent rotation of the in-coupling device relative to the long axis of the in-coupling light beam (i.e. around Rz). All of these effects cannot be measured with sufficient accuracy using an O-dimensional detector.
  • Another disadvantage of the zeptoreader is that the light is coupled out at the outcoupling grid at a negative angle, ie in the negative x-direction towards the detection area of the biogrid. This is very disadvantageous in particular for the arrangement of subsequent optical elements and detectors.
  • the disadvantage of this method is that it requires the scattering loss as of the waveguide, which determines the scattered light background, to be a fixed, known quantity.
  • the scattering loss is subject to production-related fluctuations, so that it has to be measured again for each biochip, which, however, is consistent with the method used by Frutiger et al. used device is not possible.
  • the scattered light background can change due to environmental influences such as dirt or the applied medium.
  • the prior art therefore only discloses devices and methods for measuring the diffracted intensity I Diff in a biochip, but no devices or methods for measuring the intensity of the light in the waveguide I WG (X, y) with sufficient accuracy. However, this information is of crucial importance for the determination of the diffraction efficiency ⁇ of the different biolattices.
  • the present invention is therefore based on the object of providing a device and a method with which the intensity of the light in the waveguide I WG (X, y) can be determined at any location x, y in the waveguide.
  • the present invention provides a device having at least one light source, an in-coupling grating, a computing unit and a biochip, the biochip having at least one biograting with a focal length f and a waveguide, the waveguide having a waveguiding layer with a top side and a Has underside, wherein a substrate is arranged on the underside of the waveguiding layer and a cover layer is arranged on the upper side of the waveguiding layer, characterized in that the device further comprises a first lens with a focal length f 1 , a second lens with a focal length f 2 , a first pinhole diaphragm, at least two detectors and an outcoupling grating; the outcoupling grating is arranged on the biochip in the propagation direction of the light behind the at least one biograting and each additional biograting; and the device is set up to detect with a detector the elastically scattered light I scat coupled out at jumps in the refractive index in the waveguiding layer; and at least
  • the intensity guided in the waveguide decreases exponentially along the propagation direction (x-direction) due to absorption and scattering.
  • the present invention provides for the light guided in the planar waveguide of a biosensor to be decoupled using a decoupling grating and then to be guided to at least one, at least 1-dimensional, detector array.
  • the invention provides for a measurement of the waveguide loss a, as described in [4], for example.
  • the surface of the planar waveguide is imaged and the detected intensity profile of the scattered light background of the waveguide is fitted exponentially.
  • the decay constant of this exponential function possibly depending on the position y on the waveguide, is the waveguide loss a(y), which is less than 1 dB/cm for good planar waveguides (e.g. made of Ta2Os).
  • the intensity I WG (X, y) guided in the waveguide can be calculated at any location as follows:
  • the device has at least one light source, wherein the at least one light source is a coherent light source.
  • Suitable light sources are, for example, lasers, laser diodes, light-emitting diodes, etc.
  • the at least one light source preferably has a wavelength in the range from 400 nm to 1000 nm.
  • the at least one light source can emit light of one or more wavelengths.
  • the wavelengths of the at least one light source can be individually switched mechanically, e.g. by so-called shutters, or electrically.
  • the wavelength of the at least one light source can thus be adapted to the respective application.
  • the light from the at least one light source is coupled into the wave-guiding layer of a biochip via a coupling grating.
  • the light from the at least one light source is introduced into the wave-guiding layer via a lens coupled to a biochip.
  • the lens serves to collimate the light from the light source. Does the light source already emit collimated light, e.g. with a laser, the use of such a lens is not necessary.
  • the biochip according to the present invention has a waveguiding layer with a top and a bottom, with a substrate being arranged on the bottom of the waveguiding layer.
  • the biochip thus comprises a planar waveguide, with the waveguide in the sense of the invention consisting of a waveguiding layer with a refractive index nw, which is enclosed between two layers that have a lower refractive index.
  • a substrate layer with a refractive index ns and a cover layer with the refractive index no adjoin the waveguiding layer.
  • the waveguiding layer of the biochip has a material from the group containing Ta 2 O 5 , Si 3 N 4 , SiO x N y , TiO 2 , SiC or combinations thereof.
  • the wave-guiding layer of the biochip particularly preferably has Ta 2 O 5 .
  • the substrate layer has a material from the group containing D263, float glass, Borofloat, Herasil.
  • the substrate layer particularly preferably has D263.
  • the upper side of the waveguiding layer is adjacent to a cover layer, the cover layer having a material from the group consisting of SiO 2 , water, DMSO and air or a combination of these.
  • the in-coupling grating is located on the underside of the wave-guiding layer.
  • a cover layer made of SiCL adjoins the waveguiding layer in the area of the in-coupling grating, while a cover layer made of water or air adjoins the waveguiding layer outside of this area.
  • Suitable in-coupling gratings used in the device according to the invention have a grating constant AK in the range from 200 nm to 700 nm, preferably from 300 to 500 nm, particularly preferably 360 nm.
  • the light coupled into the waveguiding layer propagates along the waveguiding layer (x-direction) and decays exponentially outside the waveguiding layer (z-direction).
  • the coupled-in light strikes the at least one biolattice in the waveguiding layer.
  • gratings for coupling light in and out are known, which have biological materials and act as capture molecules for biomolecules to be examined, also called analyte molecules below. If such biomolecules accumulate on the catcher molecules structured to form a lattice, the biomolecules form an optically effective lattice.
  • Such catcher molecules structured to form a lattice, with or without adsorbing biomolecules are referred to below as biolattices.
  • a biolattice therefore consists of capture molecules that are attached to the surface of the biochip in a lattice-like manner, ie like the bars of a lattice.
  • biogrids are already known from the prior art.
  • the lattice shape of the biolattice is selected according to the invention in such a way that the decoupled measuring light beam l Diff is focused onto a small focal area in the focal plane at a distance f.
  • the grating shape thus represents a diffractive lens with the focal length f.
  • the biochip has at least one biogrid.
  • the biochip can have a large number of biogrids, it being possible for the biogrids to be arranged one-dimensionally or two-dimensionally.
  • the biochip can have 14 biolattices in the propagation direction of the light (x-direction) and 10 in the y-direction.
  • the biogrids form a two-dimensional biogrid array. The arrangement of more or fewer biogrids in such a biogrid array is possible. Arrangements of biogrids in biochips are known to those skilled in the art.
  • the major part propagates further to a second (third, etc%) biolattice, which consists of second (third, etc%) capture molecules, which in turn are attached in a lattice-like manner.
  • the lattice shape is identical to the lattice shape of the first biogrid and thus also represents a diffractive lens with focal length f.
  • the second capture molecules differ from the first capture molecules of the first biolattice and thus bind other specific analyte molecules whose mass occupancy is also to be measured.
  • a small part of the light propagating in the wave-guiding layer is in turn decoupled as the second measuring light bundle l Diff and focused on the focal plane.
  • a measurement light bundle l Diff is decoupled from each of the biogrids and focused on the focal plane of the biogrids.
  • all refractive index jumps occur during the propagation of light in the waveguiding layer, which are caused, for example, by the roughness of the substrate and/or the waveguiding layer, dirt on the waveguide surface, material inhomogeneities, etc , for coupling out elastically scattered light I Scat , which is also deflected in the direction of the focal plane of the at least one biolattice.
  • These scattering mechanisms contribute (in addition to absorption) to the above-mentioned exponential attenuation of the light guided in the waveguide.
  • the device according to the invention also has a first lens with a focal length f 1 , a second lens with a focal length f 2 , a first pinhole diaphragm, at least two detectors and an outcoupling grating.
  • a lens is a converging optical system that creates a real optical image of an object. In the simplest case, this is a single converging lens. In practice, lenses are used today that consist of many lenses, so that the aberrations are minimized. Within the scope of the present invention, preference is given to selecting multi-lens objectives with a correspondingly high imaging quality, which are bright (ie high numerical aperture), compact and robust.
  • the beam path at the lenses is described using the so-called main planes, these are two defined planes in which the refraction of the light rays can be assumed in a simplified manner.
  • the detectors of the present device are selected from the group of photosensitive detectors containing photodiodes, photomultiplier tubes, line detectors, camera detectors, avalanche photodiodes or arrays of the same.
  • at least one detector can be designed as a multi-dimensional detector array. This is preferably designed as a 1-dimensional or 2-dimensional detector array.
  • the detectors are therefore selected from a group containing 0-dimensional detectors, 1-dimensional detector arrays and 2-dimensional detector arrays.
  • the device also has a first partition wall for screening off scattered light when the light is coupled into the waveguiding layer.
  • the device also has a beam catcher for absorbing the light component transmitted during coupling.
  • the first lens is arranged in such a way that its main plane H 1 ′ on the object side is at a distance f 1 from the focal plane of the at least one biogrid.
  • a first pinhole diaphragm is arranged between the first objective and the second objective.
  • the first pinhole diaphragm is preferably arranged at a distance f 1 from the image-side main plane H 1 of the first objective and at a distance f 2 from the object-side main plane H 2 of the second objective.
  • This arrangement of the first pinhole diaphragm is particularly advantageous since a Fourier plane results at this location.
  • the first pinhole diaphragm thus represents a Fourier diaphragm, so that k-space filtering, ie angle filtering, is implemented.
  • the term Fourier diaphragm is used synonymously with the term first pinhole diaphragm.
  • the first pinhole diaphragm has an opening through which the measuring light bundle I Diff passes.
  • the numerical aperture of the detection optics can be adjusted in such a way that unwanted scattered light I Scat , which is emitted in modes other than the measurement mode, is at least partially blocked for the measurement of the measurement light beam I Diff .
  • the measuring mode thus designates that part of the light that is radiated from the location of the diffractive biogrid in the directions in which the biogrid bends.
  • the aperture in the Fourier plane thus gives a desirable mode filter.
  • the first pinhole is mobile.
  • the first perforated diaphragm is designed to be displaceable in the x-direction and/or in the y-direction. In this way, tilting of the measurement light bundle coupled out of the biochip about the R x and R y axes can be compensated.
  • both I Diff and I Scat are imaged onto a first detector using a second objective (output objective).
  • g in , b in and f in are the object distance, image distance and focal length of the first lens 01, then the following applies:
  • g out , b out and f out be the object distance, image distance and focal length of the second
  • the image generated by the first lens is imaged again by the second lens, which is at a distance L (each measured from the main plane Hi to the main plane H 2 ), so that the following applies:
  • the common first lens (input lens) is positioned in such a way that its focal plane coincides with the focal plane of the at least one biogrid and each additional biogrid.
  • a first perforated diaphragm Frier diaphragm
  • a second objective is positioned as the output objective, which produces an image on the first detector.
  • the first detector must therefore be positioned in the focal plane of the second lens in order to sharply image the focal plane of the biogrid. In a preferred embodiment of the present invention, the first detector is therefore arranged in the focal plane of the second objective.
  • the first detector is used both to measure the measuring light beam vas and to measure the scattered light intensity.
  • the imaging optics consisting of the first lens and the second lens, are designed in such a way that the focal plane of the at least one biogrid is imaged on the first detector, so that the scattered light intensity I Scat is not measured at its point of origin, namely the waveguide plane, but in the measured by the distance f distant focal plane.
  • the numerical aperture of the imaging optics is chosen so that it roughly corresponds to the numerical aperture of the biogrid.
  • the blurring of the image on the waveguide surface at a distance f is approximately the diameter of a biolattice. Since this is generally well below 1 mm, the averaging of the scattered light I Scat caused by this image blurring is so low that it is possible to calculate the waveguide loss ⁇ (y) from the measured intensity profile of the elastically scattered light.
  • At least one detector is arranged so that it can be moved.
  • the first objective and the second objective and/or the first detector are arranged in a variable location. These are preferably variable in location along the beam path of the coupled-out light (z-direction). Due to the fact that the first objective and the second objective and/or the first detector can be moved, the imaging optics can be focused on the waveguide plane and the scattered light intensity I scat can thus be measured in the plane of the waveguide.
  • the advantage of this embodiment is that in this way any imaging blurring is avoided and the waveguide loss a(y) can thus be determined more precisely.
  • the first pinhole stop can be made movable so that it can be removed for measuring the surface of the waveguide.
  • the device is therefore set up such that the elastically scattered light I scat and the first measuring light bundle l Diff and each further measuring light bundle l Diff are imaged one after the other on the same detector.
  • the device therefore also has a beam splitter with a holder, a third lens with a focal length f 3 and a third detector.
  • a beam splitter with a holder, a third lens with a focal length f 3 and a third detector.
  • the device according to the invention has a beam splitter.
  • This is preferably arranged in the optical path after the first objective and before the first pinhole diaphragm, with each additional objective being arranged after the beam splitter.
  • the beam splitter is a wavelength-independent beam splitter, since Measuring light l Diff and the elastically scattered light I Scat have the same wavelength.
  • the beam splitter has a splitting ratio (reflection:transmission) in the range of 1:99 to 99:1.
  • the beam splitter preferably has a splitting ratio (reflection:transmission) of 10:90, 20:80, 30:70, 40:60, 50:50, 60:40, 70:30, 80:20 or 90:10.
  • the mount of the beam splitter is designed to be movable.
  • a first part of the light l Diff and I Scat is transmitted at the beam splitter and, as already described above, passes through the first pinhole diaphragm, which absorbs a large part of the scattered light I Scat before it is passed through a second lens (output lens). is imaged onto the first detector.
  • the signals of the at least one diffractive biogrid are detected there.
  • the first objective, the second objective and the first detector are fixed in position according to the calculations for the tandem objective arrangement (equations 3 to 8).
  • the first lens-second lens-first detector map is referred to as Figure 1 and the first lens-third lens-third detector map as Figure 2.
  • Equations 3 to 8 are applied in the same way to Figure 2, with the object distance g in (distance from the object-side main plane Hf of the first lens to the object to be imaged) and image distance b out , in this case b 3 (distance from the image-side main plane H 3 ' of the third lens to third detector).
  • the imaging of the surface of the waveguiding layer is based on the same, fixedly positioned, first objective as the input objective.
  • a third objective is positioned as the output objective, which produces an image on a third detector.
  • the third detector must be positioned at a distance smaller than the focal length f 3 from the third lens in order to be able to image the upper side of the wave-guiding layer sharply. It should be noted here that this is only possible as long as the image distance b 3 remains sufficiently large so that the image is generated outside the last optical surface of the output lens. With the rear focal length (better known as back focal length) of the third lens, this condition is met as long as is applicable:
  • the third detector is therefore spaced to the image-side main plane H 3 'of the third objective. Furthermore, the third detector is preferably arranged at a distance greater than f3-fbfl , 3 from the image-side main plane H3' of the third objective. In one embodiment, the distance of the third detector from the image-side main plane H/of the third objective can be adjusted to a small extent of less than 1%.
  • This embodiment is particularly advantageous since two different object planes can be imaged simultaneously using the same input objective, namely the first objective.
  • the numerical aperture of Figure 1 is created by a first pinhole known as Fourier diaphragm acts, limited, and so adapted to the numerical aperture of the focusing biogrid. In this way, l Diff can be detected while most of the elastic scattered light I Scat is blocked by the Fourier stop.
  • figure 2 is executed without a Fourier diaphragm, which leads to a high numerical aperture and thus high luminous intensity, and enables an exact detection of the weak scattered light background on the waveguide.
  • the high numerical aperture of Figure 2 is associated with a low depth of field, so it is advantageous to design the third objective and/or the third detector to be adjustable in the x-direction, so that the imaging optics can be positioned exactly on the surface of the biochip, even with mechanical position tolerances of the biochip waveguiding layer can be focused.
  • the third detector and/or the third objective can therefore be moved along the beam path.
  • mobile means that the third detector and/or the third lens can be moved at least along one axis in space.
  • the third detector and/or the third lens can be adjusted in the x-direction, i.e. in the direction of the optical path of the light beam incident on the third detector and/or the third lens.
  • the numerical aperture of Figure 2 can be reduced by a suitable diaphragm.
  • a second pinhole diaphragm is therefore arranged in the beam path in front of the third objective.
  • this diaphragm can also be arranged within the lens; corresponding optics with—possibly adjustable—diaphragms are known from the prior art and are commercially available.
  • the image 1 transmitted at the beam splitter is an infinite beam path with respect to the focal plane between the first objective and the second objective.
  • Figure 2 is not an infinite beam path, but it is reflected at the beam splitter, so that no imaging errors occur either.
  • the reflected and transmitted beam paths occurring at the beam splitter can also be swapped, so that the reflected portion is guided through the first pinhole and imaged onto the first detector with the second lens, while the transmitted portion is imaged onto the third detector with the third lens.
  • the non-infinity beam path from Figure 2 is transmitted through the plane-parallel plate of the beam splitter, which can lead to corresponding disadvantageous imaging errors.
  • the portion of the light transmitted at the beam splitter is directed through the first pinhole diaphragm to the first detector via the second lens, and the reflected portion of the light is directed to the third detector via the third lens.
  • the portion of the light reflected at the beam splitter is directed through the first pinhole diaphragm via the second lens onto the first detector and the transmitted portion of the light is directed via the third lens onto the third detector.
  • the third detector is preferably a 2-dimensional detector array. If the detector is designed as a 2-dimensional detector array, the two-dimensional surface of the waveguide can be imaged.
  • the elastically scattered light I Scat coupled out at jumps in the refractive index in the waveguiding layer is detected, as described, with the first or the third detector.
  • the outcoupling grating is arranged on the biochip, seen in the propagation direction of the light, behind the at least one biograting and each additional biograting, with the outcoupling grating being arranged on the underside of the planar waveguide. It is advantageous here to choose the lattice constant A of the outcoupling grating such that the outcoupling of the light I WG (x out , y) occurs at a positive angle, ie in the positive x direction away from the detection area of the biogrid. This refinement is particularly advantageous compared to the prior art, since in this way space is gained for the subsequent detection arrangement.
  • the decoupled light can in principle either be emitted on the substrate side I WG , Sub (x out , y), on the medium side I WG , Med (x out , y), or in both directions.
  • out, Sub is constant for given waveguide and grating parameters, so ⁇ out , Sub is known as can be viewed, giving a measurement I WG , Sub (x out , y) or I WG , Med (x out , y) is sufficient.
  • an embodiment with a waveguide made of Ta 2 O 5 has ⁇ out , ⁇ out , on.
  • the media-side decoupling may not be easily accessible due to any fluidic devices etc. that may be present.
  • the light I WG (x out , y) coupled out via the coupling-out grating is detected with a further detector.
  • the second detector is a 1-dimensional detector array, which is positioned on the substrate after the outcoupling grating, so that I WG , Sub (x out , y) can be spatially resolved measured in the y direction.
  • the spatial resolution in the y-direction is particularly advantageous since the intensity guided in the waveguide can fluctuate in the y-direction due to manufacturing and positioning tolerances of the in-coupling grating, which requires y-dependent normalization.
  • the second detector is a 1-dimensional detector array, which is positioned on the medium side after the outcoupling grating, so that I WG , Med (x out , y) can be measured with spatial resolution in the y direction.
  • the second detector is designed as a 2-dimensional detector array in the xy-plane, which can resolve the intensity I WG , Sub(x out , y) coupled out at the coupling-out grating on the substrate side in addition to the y-direction.
  • the second detector is designed as a 2-dimensional detector array in the xy-plane, which can resolve the intensity I WG , Med (x out , y) coupled out at the coupling-out grating on the medium side in addition to the y-direction. This additional information is advantageous, for example, when the outcoupling grating is too weak to completely outcouple the light guided in the waveguide.
  • the intensity guided in the waveguide drops exponentially during propagation via the outcoupling grating, but does not disappear completely by the end of the outcoupling grating.
  • the additional information in the x-direction is also advantageous in order to be able to determine the decoupling angle ⁇ at which the light leaves the waveguide from the x point of impingement of the decoupled light on the detector. Since the outcoupling angle ⁇ is a function of the grating constant A of the outcoupling grating, the wavelength ⁇ and the effective refractive index Neff of the waveguiding layer, the effective refractive index can be deduced from fluctuations in the x impingement position on the second detector. The effective refractive index determines both the outcoupling angle of the molograms and the outcoupling angle ⁇ at the outcoupling grating.
  • the decoupling angle of the molograms is influenced to the same extent, this information can be used, e.g. B. to move the Fourier diaphragm in the x-direction to the appropriate location (corresponds to angle in Fourier space), so that the necessary position adjustment is simplified.
  • the device also has at least one optical element from the group consisting of mirrors, reflecting layers and lenses.
  • the device also has imaging optics consisting of a fourth objective, a fifth objective and optionally a mirror for beam deflection between the outcoupling grating and the second detector.
  • imaging optics allow free positioning, i.e. in particular a greater distance, of the second detector relative to the outcoupling grating. If the device according to the invention represents part of a larger optical structure, for example, the structural conditions within the optical structure can be taken into account in this way.
  • the lenses are preferably selected from the group containing cylindrical lenses, spherical lenses, aspherical lenses and combinations of these.
  • the light I WG (x out , y) coupled out on the medium side and the light intensity I WG , Sub (x out , y) coupled out on the substrate side.
  • This embodiment is advantageous since the ratio of the coupled-out intensity ⁇ out , Med/ ⁇ out , Sub does not have to be known and fluctuations in the waveguide and coupling-out parameters are therefore permitted without the measurement accuracy being reduced.
  • the light I WG (x out , y) coupled out via the coupling-out grating is therefore detected with two detectors.
  • the device has a fourth detector, the fourth detector being arranged on the side of the cover layer (medium side) of the biochip.
  • the light I WG ( x Out , y) coupled out via the coupling-out grating is detected by the second and the fourth detector, the second detector being arranged on the substrate side and the fourth detector on the medium side after the coupling-out grating.
  • the second and fourth detectors can be designed both as 1-dimensional detector arrays and as 2-dimensional detector arrays in the xy plane. If the detectors are designed as 1-dimensional detector arrays, they measure spatially resolved in the y-direction.
  • imaging optics consisting of a fourth objective, a fifth objective and optionally a mirror for beam deflection are arranged between the outcoupling grating and the second detector and between the outcoupling grating and the fourth detector. Suitable lenses for this have already been described. This embodiment is advantageous because the imaging optics allow free positioning, ie in particular a larger distance, of the second detector and the fourth detector relative to the outcoupling grating.
  • a mirror or a reflecting layer is applied over the outcoupling grating.
  • the light intensity I WG , Sub (x out , y) coupled out on the substrate side is detected via a detector, namely the second detector.
  • the second detector is arranged on the substrate side.
  • the mirrors or the reflecting layer can either be applied to the biochip or arranged at a certain distance above it, independently of the biochip. If the biochip is part of a larger structure, such as a fluidic cell, the mirror or the reflecting layer can also be integrated in a part of the larger structure.
  • the mirror or the reflecting layer reflects the light intensity I WG , Med (x out , y) that is coupled out from the medium side in such a way that it is also conducted to the second detector through the wave-guiding layer and the substrate.
  • the complete intensity I WG , Sub (x out , y)+ I WG , Med (x out , y) coupled out of the waveguide at the coupling grating can be measured with just one detector, namely the second detector, without the The ratio of the decoupled intensity ⁇ out , Med/ ⁇ out , sub must be known.
  • the mirror or the reflecting layer is cheaper and more space-saving than an additional fourth Detector for measuring the light I WG , Med (x out , y) coupled out on the medium side.
  • the mirror is advantageously arranged as a function of the outcoupling angle in such a way that the reflection of the obliquely incident outcoupling light bundle does not shine through the outcoupler again.
  • the invention also has a computing unit. This is selected from the group containing PCs and tablets.
  • the computing unit of the device is set up to calculate the intensity of the light in the waveguide I WG (X, y) at any desired location x, y in the waveguide from the detected elastically scattered light I scat and the detected decoupled light I WG (x out , y) to calculate.
  • the computing unit has suitable software in order to calculate the waveguide loss a from the detected values of the elastically scattered light I scat .
  • the computing unit has suitable software to calculate the diffraction efficiency of the at least one biolattice from the calculated intensity of the light in the waveguide I WG (X, y) at any location x, y in the waveguide according to equation (1). .
  • the invention provides a method for calculating the intensity of the light in the waveguide I WG (X, y) at any location x, y in the waveguide with a device according to any one of claims 1 to 8, characterized in that the method comprises the steps includes
  • light from at least one light source is coupled into the wave-guiding layer of the device.
  • Elastically scattered light I scat is coupled out at the at least one biogrid and then imaged and measured on a first detector by optical elements.
  • the elastically scattered light I Scat is imaged onto the first detector via the first objective, the first pinhole diaphragm and the second objective.
  • the elastically scattered light I scat is imaged onto the third detector via the first objective, a beam splitter, optionally further optical elements and the third objective.
  • At least part of the intensity of the light I WG (x Out , y), which is guided in the waveguide, is coupled out at the location x x out in the waveguide through the outcoupling grating.
  • the part of the light I WG (x out , y) that is coupled out is imaged on at least one detector and measured in this way. Embodiments suitable for this have already been described in detail.
  • the waveguide loss ⁇ is calculated from the measured decoupled elastically scattered light I Scat .
  • the detected intensity profile of the scattered light background of the waveguide I Scat is exponentially fitted.
  • the decay constant of this exponential function possibly as a function of the position y on the waveguide, is Waveguide loss a(y), which is less than 1 dB/cm for good planar waveguides (eg made of Ta 2 O 5 ).
  • I WG (x Out , y) is measured resolved by a 2-dimensional detector array in the xy plane.
  • the intensity drop in the x-direction can be fitted exponentially and extrapolated to x->co.
  • the coupled-out intensity I WG (x out , y) is determined from the light I WG (x out , y) detected by at least one detector. Methods for this are known from the prior art. For example, the coupled-out intensity I WG (x out , y) can be determined by integration over all pixels of an image recorded by the at least one detector. The corresponding light intensity can be calculated from the measured digital units, thus the intensity I WG (x out , y) guided in the waveguide is obtained for each point on the outcoupling grating.
  • the intensity of the light in the waveguide I WG (X, y) at any location x, y in the waveguide is given by the formula calculated.
  • the method further comprises the steps
  • part of the coupled-in light is coupled out at the at least one biogrid as the first measuring light bundle I Diff . If more than one biogrid is present on the biochip, a further measurement light bundle is coupled out at each additional biogrid.
  • the first measuring light bundle of intensity l Diff and each further measuring light bundle are imaged onto a detector with the first pinhole and the second lens.
  • the elastically scattered light I Scat and the first measurement light beam I Diff and each further measurement light beam I Diff are imaged one after the other on the same detector. As already described, this imaging takes place via the first objective, the first pinhole diaphragm and the second objective onto the first detector.
  • the decoupled elastically scattered light I Scat and the first measuring light bundle l Diff and each further measuring light bundle l Diff are split by a beam splitter into a first and a second beam path, with the first measuring light bundle l Diff and each further measuring light beams l diff are imaged onto a first detector via the first beam path with the first pinhole diaphragm and the second lens; the elastically scattered light I scat is imaged onto a further detector via the second optical beam path with the third objective and optionally at least one further optical element; and wherein the first optical beam path is imaged onto the first detector and the second optical beam path is imaged onto the further detector simultaneously.
  • suitable elements are mirrors, reflecting layers, lenses and combinations of these. Suitable arrangements of these and their advantages have already been described in detail.
  • the outcoupled light I WG (x out , y) is imaged onto two detectors. Suitable arrangements of these and their advantages have also already been described in detail.
  • the device according to one of claims 1 to 8 according to the invention, or the method according to one of claims 9 to 15, can be used to calculate the diffraction efficiency of a biolattice using equation (1). Since, according to the invention, the intensity of the light in the waveguide I WG (X, y) is known at every point of the waveguide and thus also at the point (x, y) of each biolattice arranged on the waveguiding layer, the present invention can diffraction efficiency of each individual biogrid can be calculated.
  • FIG. 1 shows the drop in the intensity guided in the waveguide in the direction of propagation of the light
  • Figure 2 illustrates a dual detector embodiment of the present invention
  • Figure 3 illustrates a plan view of an embodiment of the present invention
  • Figure 4 illustrates a two detector embodiment of the present invention
  • FIG. 5 illustrates a three detector embodiment of the present invention
  • FIG. 6 represents an embodiment of the present invention in which the coupled-out light I WG (x out , y) is detected with two detectors;
  • FIG. 7 represents an embodiment of the present invention, in which the decoupled light I WG (x out , y) is directed onto the detector on the medium side via a mirror;
  • FIG. 8 represents an embodiment of the present invention in which the coupled-out light I WG (x out , y) is directed onto the detector via optical elements;
  • Figure 2 shows an embodiment of the present invention with a first detector 60 and a second detector 61.
  • the elastically scattered light I scat and the measuring light beam l Diff of the three biogrids 33, 34, 35 are detected on the first detector 60 pictured.
  • light from the light source 10 is coupled into the wave-guiding layer 30 via the lens 15 and the coupling-in grating 20 .
  • the coupled-in light propagates in the wave-guiding layer 30 and impinges on the first biolattice 33.
  • a part of the propagating light is coupled out there as a measuring light bundle l Diff .
  • the remaining part of the light propagates further in the wave-guiding layer 30 and impinges on the second biogrid 34, at which a measuring light bundle l Diff is also coupled out.
  • the decoupled measurement light beams l Diff are focused on a small focal area in the focal plane of the biogrid 40 at a distance f.
  • the grid shape of the biogrids 33, 34, 35 thus represents a diffractive lens with the focal length f.
  • the object-side main plane H 1 'of the first lens 50 with the focal length fi is the object-side main plane H 1 'of the first lens 50 with the focal length fi.
  • the first lens 50 serves as a common input lens. Downstream of this are the first pinhole 52, the second lens 53 with the focal length f2 and the first detector 60.
  • the first pinhole 52 is at a distance fi from the main plane Hi of the first lens 50 and at a distance fi from the main plane H2 of the second lens 53 .
  • the first pinhole diaphragm 52 is therefore located in a Fourier plane, so that k-space filtering, ie angle filtering, is implemented.
  • the second lens 53 is located at a distance f 2 from the first aperture plate 52 in the beam path. In this way, the focal planes of the biogrids 40 and thus the measurement light beams I Diff are imaged on the first detector D1 60 .
  • the elastic scattered light I Scat is imaged onto the first detector 60 via the same optical path. Since the pinhole filters a large part of the elastically scattered light I scat , the pinhole can advantageously be moved out of the beam path for the measurement of the elastically scattered light I scat .
  • the measurement of the elastically scattered light I scat and the measurement light beam I diff is carried out one after the other.
  • a dividing wall 17 can be fitted in the device 200 to shield scattered light from the coupling process.
  • the coupled-out light is detected by the second detector 61 on the substrate side. Alternatively, the second detector 61 can also be arranged on the medium side.
  • FIG. 3 shows a plan view of an embodiment of the present invention.
  • the in-coupling grating 20, the bio-grids 33a-c, 34a-c and 35a-c and the out-coupling grating 90 are arranged on the substrate 32.
  • FIG. The first detector 60 is arranged below the biogrids 33a-c, 34a-c and 35a-c and the second detector 61 is arranged behind the outcoupling grid 90.
  • the partition wall 17 is arranged under the substrate.
  • FIG. 4 represents a further embodiment of the invention.
  • the device 200 is constructed analogously to the device 200 in FIG. Only that in this embodiment, the first detector 60 in the position along the beam path of the decoupled elastically scattered Light I scat and the measuring light bundle l Diff can be adjusted.
  • the focal plane 40 of the biogrids 33, 34, 35 is imaged on the first detector 60 for the measurement of the measuring light bundle l Diff .
  • the scattered light intensity I Scat is not measured at its point of origin, namely the waveguide plane, but in the focal plane at a distance f, resulting in a blurring of the image.
  • the imaging optics can be focused on the upper side of the waveguiding layer 31 and the scattered light intensity I Scat can thus be measured in the plane of the waveguide.
  • the first objective 50 and the second objective 53 can also be designed to be mobile in order to fulfill the stated purpose.
  • the second detector 61 can also be arranged on the medium side.
  • FIG. 5 shows an embodiment of the present invention, in which elastically scattered light I Scat is imaged on the third detector 62 and the measurement light bundles I Diff of the three biogrids 33, 34, 35 are imaged on the first detector 60.
  • light from the light source 10 is coupled into the wave-guiding layer 30 via the lens 15 and the coupling-in grating 20 .
  • the coupled-in light propagates in the wave-guiding layer 30 and impinges on the first biolattice 33. A part of the propagating light is coupled out there as a measuring light bundle I Diff .
  • the remaining part of the light propagates further in the wave-guiding layer 30 and impinges on the second biogrid 34, at which a measuring light bundle l Diff is also coupled out. The same happens at the third biogrid 35.
  • the decoupled measurement light beams l Diff are focused on a small focal area in the focal plane of the biogrid 40 at a distance f.
  • the grid shape of the biogrids 33, 34, 35 thus represents a diffractive lens with the focal length f.
  • the object-side main plane Hf of the first lens 50 With the focal length fi.
  • the first lens 50 serves as a common input lens. Downstream of this is the beam splitter 51, which splits the decoupled light into two beam paths.
  • the beam splitter is a wavelength-independent beam splitter.
  • the first beam path is imaged onto the first detector 60 .
  • the first pinhole 52 In the first beam path, after the beam splitter 51, there is a first pinhole 52, the second lens 53 with the focal length f2 and the first detector 60.
  • the first pinhole 52 is at a distance fi from the main plane Hi of the first lens 50 and at a distance fi from the main plane H2 of the second lens 53.
  • the first pinhole diaphragm 52 is therefore located in a Fourier plane, so that k-space filtering, ie angle filtering, is implemented.
  • the second lens 53 is at a distance fi from the first pinhole 52 in the beam path. In this way, the focal planes of the biogrids 40 and thus the measurement light beams l diff are imaged on the first detector 60 .
  • the first objective 50 also serves as an input objective for the elastically scattered light I scat , the elastically scattered light I scat then falls on the beam splitter 51 and is deflected in the direction of the third objective 54 and the third detector 62 . This represents the second beam path.
  • the elastically scattered light I Scat falls on the third lens 54 with the focal length f.
  • the third detector 62 At a distance from the main plane H3' on the image side. of the third lens 54 is the third detector 62. The upper side of the wave-guiding layer 31 is thus imaged onto the third detector 62.
  • the high numerical aperture of this image is associated with a low depth of focus, so that it is advantageous to design the third lens 54 and/or the third detector 62 to be adjustable in the x-direction, ie in the direction of the beam path.
  • the imaging optics can thus be focused exactly on the upper side of the wave-guiding layer 31 even with mechanical positional tolerances of the biochip.
  • the numerical aperture of the image can be reduced by a suitable aperture to increase the depth of field.
  • the third detector 62 is preferably designed as a 2-dimensional detector array in the x-y direction.
  • a dividing wall 17 can be fitted in the device 200 to shield scattered light from the coupling process.
  • the coupled-out light is detected by the second detector 61 on the substrate side. Alternatively, the second detector 61 can also be arranged on the medium side.
  • FIG. 6 represents an embodiment of the present invention, in which the coupled-out light I WG (xout, y) is detected with two detectors 61, 63.
  • the device 200 is constructed in accordance with the device in FIG. 5, except that the light coupled out at the coupling-out grid 90 is detected on the second detector 61 and the fourth detector 63 .
  • the second detector 61 is arranged on the substrate side behind the coupling-out grating 90 and the fourth detector 63 on the medium-side behind the coupling-out grating 90.
  • both the light intensity I WG , Med (x out , y) coupled out on the medium side and the light intensity I WG , Sub(xout,y) can be detected.
  • This embodiment is advantageous because then the ratio of the coupled-out intensity ⁇ out , Med/r
  • FIG. 7 shows an embodiment of the present invention, in which the decoupled light I WG (x out , y) is directed onto the second detector 61 via a mirror 100 on the medium side.
  • the decoupled light I WG (x out , y) is directed onto the second detector 61 via a mirror 100 on the medium side.
  • the use of a mirror 100 in comparison using a further detector 63 to detect the light intensity I WG , Med (x out , y) coupled out on the medium side is cheaper and more space-saving.
  • the further structure of the device 200 corresponds to the device in FIG.
  • FIG. 8 represents an embodiment of the present invention in which the light I WG (xout, y) coupled out is directed onto the detector 61 via optical elements.
  • the light I WG (x out , y) coupled out on the substrate side is directed via the objective 110, the mirror 120 and the objective 130 onto the detector 61 and detected there.
  • This embodiment has the advantage that the detector 61 can be positioned freely.
  • the further structure of the device 200 corresponds to the device in FIG.
  • the second detector 61 is designed as a 2-dimensional detector array in the xy plane
  • the decoupling grating 90 intensity I WG , Sub (x out , y) coupled out on the substrate side can also be resolved in the x direction in addition to the y direction.
  • This additional information is advantageous, for example, when the outcoupling grating is too weak to completely outcouple the light guided in the waveguide. In this case, the intensity guided in the waveguide drops exponentially during propagation via the outcoupling grating, but does not disappear completely by the end of the outcoupling grating, as shown in FIG.
  • the second detector 61 can be designed as a 2-dimensional detector array in the xy plane in order to resolve the intensity I WG , Med (xout, y) coupled out on the medium side at the coupling-out grating 90 in addition to the y-direction.
  • the biogrids 33, 34, 35 produced corresponding diffraction-limited foci in the focal plane 40.
  • the beam splitter 51 was designed as a wavelength-independent beam splitter with a splitting ratio (reflection transmission) of 10:90.
  • the majority of the light I Diff and I scat coupled out was transmitted at the beam splitter 51 and reached a Fourier diaphragm.
  • Most of the elastically scattered light I scat was blocked by the Fourier stop, while the light l diff was transmitted and imaged using the second objective 53 onto the first detector 60, which was designed as a CMOS camera sensor with low dark noise.
  • the smaller part of the light I Diff , I scat was reflected at the beam splitter 51 and imaged with the aid of the third lens 54 onto a third detector 62, which was also designed as a CMOS camera sensor with low dark noise.
  • the grating constant A of the outcoupling grating 90 was selected such that the light I WG (x out , y) was outcoupled at a positive angle, ie in the positive x direction away from the detection area of the biogrids 33 , 34 , 35 .
  • Imaging optics 110 and a mirror 120 were introduced behind the outcoupling grating 90 , which imaged the outcoupled light onto a 2-dimensional detector 61 .
  • a 2-dimensional CMOS sensor served as detector 61 .
  • the elastically scattered light I scat and the decoupled light I WG (x out , y) were detected in accordance with exemplary embodiment 1. Accordingly, with the aid of the detector 62 and the third lens 54, a recording of the waveguide surface was made. The scattered light intensity determined in this way was fitted exponentially and the waveguide loss a was determined in this way. If necessary, the waveguide loss a can also be determined resolved in the y-direction a(y).
  • the coupled-out light I WG (x out , y) was detected with the detector 61 and the coupled-out intensity I WG (x out , y) was determined from the image of the detector 61 by integration over all pixels.
  • the sensitivity of the detector 61 was known, so that a corresponding light intensity could be calculated from the measured digital units.
  • the intensity I WG (x out , y) guided in the waveguide was thus known for each point on the outcoupling grating 90 .
  • the substrate-side outcoupling efficiency of the outcoupling grating 90 was ⁇ out , Die

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung aufweisend mindestens eine Lichtquelle, ein Einkoppelgitter, eine Recheneinheit und einen Biochip, wobei der Biochip mindestens ein Biogitter mit einer Brennweite f und einen Wellenleiter aufweist. Der Wellenleiter weist eine wellenleitende Schicht mit einer Oberseite und einer Unterseite auf, wobei an der Unterseite der wellenleitenden Schicht ein Substrat und an der Oberseite der wellenleitenden Schicht eine Deckschicht angeordnet ist. Die Vorrichtung weist weiterhin ein erstes Objektiv mit einer Brennweite f1, ein zweites Objektiv mit einer Brennweite f2, eine erste Lochblende, mindestens zwei Detektoren und ein Auskoppelgitter auf. Das Auskoppelgitter ist auf dem Biochip in Propagationsrichtung des Lichts hinter dem mindestens einen Biogitter und jedem weiteren Biogitter angeordnet. Die Vorrichtung ist erfindungsgemäß dazu eingerichtet, das an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht ausgekoppelte elastisch gestreuten Licht IScat mit einem Detektor zu detektieren und zumindest einen Teil der Intensität des in der wellenleitenden Schicht geführten Lichts IWG(x, y) am Ort x=xout aus dem Biochip durch das Auskoppelgitter auszukoppeln und das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) auf mindestens einem weiteren Detektor zu detektieren. Weiterhin ist die Recheneinheit dazu eingerichtet, die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(x, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter aus dem detektierten elastisch gestreuten Licht IScat und dem detektierten ausgekoppelten Licht IWG(xout, y) zu berechnen.

Description

Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung der Intensität des in einem planaren Wellenleiter geführten Lichts
Die Erf1ndung betrifft eine Vorrichtung aufweisend mindestens eine Lichtquelle, ein Einkoppelgitter, eine Recheneinheit und einen Biochip, wobei der Biochip mindestens ein Biogitter mit einer Brennweite f und einen Wellenleiter aufweist. Der Wellenleiter weist eine wellenleitende Schicht mit einer Oberseite und einer Lfriterseite auf, wobei an der Unterseite der wellenleitenden Schicht ein Substrat und an der Oberseite der wellenleitenden Schicht eine Deckschicht angeordnet ist. Die Vorrichtung weist weiterhin ein erstes Objektiv mit einer Brennweite f1, ein zweites Objektiv mit einer Brennweite f2, eine erste Lochblende, mindestens zwei Detektoren und ein Auskoppelgitter auf. Das Auskoppelgitter ist auf dem Biochip in Propagationsrichtung des Lichts hinter dem mindestens einen Biogitter und jedem weiteren Biogitter angeordnet. Die Vorrichtung ist erfindungsgemäß dazu eingerichtet, das an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht ausgekoppelte elastisch gestreute Licht Iscat mit einem Detektor zu detektieren und zumindest einen Teil der Intensität des in der wellenleitenden Schicht geführten Lichts IWG(x, y) am Ort x=xout aus dem Biochip durch das Auskoppelgitter auszukoppeln und das ausgekoppelte Licht IwG(xout, y) auf mindestens einem weiteren Detektor zu detektieren. Weiterhin ist die Recheneinheit dazu eingerichtet, die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter aus dem detektierten elastisch gestreuten Licht Iscat und dem detektierten ausgekoppelten Licht IWG(xout, y) ZU berechnen.
Bei der Molografie werden über geeignete Vorrichtungen Mologramm-Foki ausgelesen. Im Hinblick auf die vorliegende Erfindung ist insbesondere das Molografie-Konzept von Chr. Fattinger/Roche zu nennen (WO 2013/107811 Al, WO 2014/086789 Al, WO 2014/111521 Al, WO 2015 004264 Al). Bei dieser Methode wird zunächst kohärentes Licht mit Hilfe eines optischen Gitters in einen planaren Wellenleiter eingekoppelt. Durch Adsorption der zu detektierenden Biomoleküle wird ein diffraktives Biogitter mit gekrümmten Linien und kontinuierlich variierender Gitterperiode (Chirp) auf der Oberfläche des Wellenleiters gebildet. Dieses Biogitter wechselwirkt mit dem Nahfeld des im Wellenleiter propagierenden Lichts, koppelt dadurch bioselektiv einen Teil dieses Lichts aus, und fokussiert diesen gleichzeitig auf einen beugungsbegrenzten Fleck. Die Beugungseffizienz r| dieses Biogitters ist ein Maß für dessen Massenbelegung und berechnet sich aus der vom Biogitter aus dem Wellenleiter ausgekoppelten Intensität lDiff, normiert auf die im Wellenleiter geführte Anregungsintensität IWG(X, y) am Ort des Biogitters:
Figure imgf000004_0001
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung liegt das Koordinatensystem mit der x-y-Ebene in der Ebene des Wellenleiters und z senkrecht dazu. Die x-Achse verläuft dabei entlang der Propagationsrichtung des Lichts und y senkrecht dazu.
Für eine genaue Bestimmung der Beugungseffizienz, und damit der Massenbelegung, ist es also notwendig, sowohl die gebeugte Intensität lDiff als auch die Anregungsintensität im Wellenleiter am Ort des Biogitters IWG(X, y) genau zu kennen.
Eine Vorrichtung zum Auslesen von beugungsbegrenzten Mologramm-Foki ist der sogenannte Zeptoreader der Firma Zeptosens [1, 2], Der Zeptoreader, beschrieben in der EP 1 327 135 B1, ist ein wellenleiterbasiertes Gerät mit entsprechender Optik, die zur Abbildung und anschließenden Detektion von Mologramm-Foki benutzt werden kann. Hierbei ist der zugehörige Zeptochip zwar mit einem Auskoppelgitter ausgeführt, welches das im Wellenleiter geführte Licht vollständig auskoppelt und substratseitig auf eine ca. 10x10 mm große Photodiode lenkt. Diese Intensitätsmessung des ausgekoppelten Lichts wird aber nur dazu verwendet, um den Einkopplungswinkel und die Einkopplungsposition zu optimieren, indem auf maximale Intensität justiert wird. Im Regelbetrieb des Zeptoreaders wird diese Information jedoch nicht genutzt, um auf die Intensität im Wellenleiter zu optimieren. Da also eine Messung von IWG(X, y) fehlt, sind die vom Zeptoreader detektierten Helligkeitswerte immer nur relative Angaben, meist zu einem auf dem Wellenleiter mitgeführten Helligkeitsstandard.
Darüber hinaus erfolgt die Intensitätsmessung im Zeptoreader nur mit einer Photodiode, also einem 0-dimensionalen Detektorarray. Daher ist es nicht möglich eine Intensitätsmessung mit örtlicher Auflösung entlang des Kopplers in y-Richtung durchzuführen, stattdessen wird nur ein Mittelwert der Intensität des ausgekoppelten Lichts gemessen. Das Licht propagiert im Wellenleiter in x-Richtung und wird in y-Richtung über eine Breite von ca. 10 mm in diesen eingekoppelt (entweder als linienförmiges Lichtbündel oder als kollimierter Strahl, der entlang einer Linie gescannt wird). Auf dem 0-dimensionalen Detektor nach dem ebenso breit ausgeleuchteten Auskoppelgitter geht die Intensitätsinformation entlang der y-Achse aber verloren. Dies ist insbesondere nachteilig, da die Effizienz der Einkoppelgitter durch Schwankungen der Fertigungsparameter (insbesondere Ätztiefe, Flankensteilheit etc.), örtlich schwankt, sodass das Intensitätsprofil des in den Wellenleiter eingekoppelten Lichts IWG(X, y) in der Regel nicht homogen ist. Zudem variiert die Einkopplungseffizienz entlang der y- Richtung auch durch Restdivergenz des i.d.R. linienförmigen Einkopplungslichtbündels, Inhomogenität im Intensitätsprofil desselben und versehentliche Verdrehung des Einkopplers relativ zur langen Achse des Einkopplungslichtbündels (also um Rz). All diese Effekte können durch Messung mit einem O-dimensionalen Detektor nicht hinreichend genau gemessen werden.
Ein weiterer Nachteil des Zeptoreaders ist, dass das Licht am Auskoppelgitter unter einem negativen Winkel, also in negativer x-Richtung hin zu Detektionsbereich der Biogitter ausgekoppelt wird. Dies ist insbesondere für die Anordnung von nachfolgenden optischen Elementen und Detektoren sehr unvorteilhaft.
Um die Nachteile des Zeptoreaders zu umgehen, nutzen Frutiger et al. [3] deshalb eine andere Methode um IWG(X, y) näherungsweise zu bestimmen, nämlich die Messung über den Streulichthintergrund außerhalb eines Biogitters: „A suitable intensity reference. . .is the mean of the speckle background Iscat, since it is affected in the same manner as the molographic focus by the majority of processes that cause noise or drift“ [3],
Der Nachteil dieser Methode ist jedoch, dass sie den Streuverlust as des Wellenleiters, der ja den Streulichthintergrund bestimmt, als feste, bekannte Größe voraussetzt. Der Streuverlust unterliegt jedoch produktionsbedingten Schwankungen, sodass er für jeden Biochip neu gemessen werden muss, was jedoch mit dem von Frutiger et al. genutzten Vorrichtung nicht möglich ist. Zudem kann der Streulichthintergrund sich durch Umwelteinflüsse wie Verschmutzung oder das aufgebrachte Medium ändern.
Aus dem Stand der Technik sind daher nur Vorrichtungen und Verfahren bekannt, um die gebeugte Intensität lDiff in einem Biochip zu messen, jedoch keine Vorrichtungen oder Verfahren, um die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) ausreichend genau zu messen. Diese Information ist jedoch von entscheidender Bedeutung für die Bestimmung der Beugungseffizienz η der verschiedenen Biogitter.
Der vorliegenden Erfindung liegt daher die Aufgabe zu Grunde eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Verfügung zu stellen, mit dem die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter bestimmt werden kann.
Hierfür stellt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung, aufweisend mindestens eine Lichtquelle, ein Einkoppelgitter, eine Recheneinheit und einen Biochip zu Verfügung, wobei der Biochip mindestens ein Biogitter mit einer Brennweite f und einen Wellenleiter aufweist, wobei der Wellenleiter eine wellenleitende Schicht mit einer Oberseite und einer Unterseite aufweist, wobei an der Unterseite der wellenleitenden Schicht ein Substrat und an der Oberseite der wellenleitenden Schicht eine Deckschicht angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung weiterhin ein erstes Objektiv mit einer Brennweite f1, ein zweites Objektiv mit einer Brennweite f2, eine erste Lochblende, mindestens zwei Detektoren und ein Auskoppelgitter aufweist; das Auskoppelgitter auf dem Biochip in Propagationsrichtung des Lichts hinter dem mindestens einen Biogitter und jedem weiteren Biogitter angeordnet ist; und die Vorrichtung dazu eingerichtet ist, das an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht ausgekoppelte elastisch gestreute Licht Iscat mit einem Detektor zu detektieren; und zumindest einen Teil der Intensität des in der wellenleitenden Schicht geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout aus dem Biochip durch das Auskoppelgitter auszukoppeln und das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) auf mindestens einem weiteren Detektor zu detektieren; und wobei die Recheneinheit dazu eingerichtet ist, die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter aus dem detektierten elastisch gestreuten Licht Iscat und dem detektierten ausgekoppelten Licht IWG(xout, y) zu berechnen.
Weiterhin wird ein Verfahren zur Berechnung der Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter mit einer Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8 beschrieben, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren die Schritte umfasst
• Einkoppeln von Licht aus mindestens einer Lichtquelle in die wellenleitende Schicht;
• Auskopplung von elastisch gestreutem Licht der Intensität Iscat an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht;
• Abbilden und messen des elastisch gestreuten Lichts der Intensität Iscat durch optische Elemente auf einem ersten Detektor;
• Auskoppeln zumindest eines Teils der Intensität des Lichts IWG(xout, y), das im Wellenleiter geführt wird am Ort xout im Wellenleiter durch das Auskoppelgitter;
• Abbilden und messen des ausgekoppelten Teils des Lichts IWG(xout, y) auf mindestens einen weiteren Detektor.
• Berechnen des Wellenleiterverlustes a aus dem gemessenen aus gekoppelten elastisch gestreuten Licht Iscat;
• Optional berechnen der gesamten Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout des Wellenleiters;
• Berechnen der Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter mit der Formel
Figure imgf000007_0001
Alle Merkmale, die im Folgenden für die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung beschrieben werden gelten ebenso für das Verfahren der vorliegenden Erfindung und umgekehrt.
Detaillierte Beschreibung
Propagiert Licht in einem Wellenleiter, so nimmt die im Wellenleiter geführte Intensität aufgrund von Absorption und Streuung entlang der Propagationsrichtung (x-Richtung) exponentiell ab. Die Dämpfungskonstante wird hierbei als Wellenleiterverlust a bezeichnet. Sind nun Wellenleiterverlust a und die im Wellenleiter geführte Intensität IWG(X=XI, y) an einem Ort x=x1 bekannt, so kann über den exponentiellen Zusammenhang die im Wellenleiter geführte Intensität an jedem anderen Ort x berechnet werden.
ERSATZBLATT (REGEL 26) Um die Nachteile des Standes der Technik zu beseitigen, sieht die vorliegende Erfindung vor, das im planaren Wellenleiter eines Biosensors geführte Licht mit Hilfe eines Auskoppelgitters auszukoppeln und anschließend auf mindestens ein, mindestens 1 -dimensionales, Detektorarray zu leiten. Auf diese Weise kann die im Wellenleiter geführte Intensität IWG(x=xOut, y) an einem Ort, nämlich der der Position des Auskoppelgitters x=xout, gemessen werden.
Zusätzlich sieht die Erfindung eine Messung des Wellenleiterverlusts a vor, wie z.B. beschrieben in [4], Hierzu wird die Oberfläche des planaren Wellenleiters abgebildet, und das detektierte Intensitätsprofil des Streulichthintergrunds des Wellenleiters exponentiell gefittet. Die Abfallkonstante dieser Exponentialfunktion, ggf. in Abhängigkeit von der Position y auf dem Wellenleiter, ist der Wellenleiterverlust a(y), der für gute planare Wellenleiter (z.B. aus Ta2Os) weniger als 1 dB/cm beträgt.
Sind dann die beiden Informationen IWG(x=xout, y) und a(y) bekannt, so kann die im Wellenleiter geführte Intensität IWG(X, y) an jedem Ort wie folgt berechnet werden:
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Dabei ist r|out die Auskopplungseffizienz des Auskoppelgitters.
Gemäß der vorliegenden Erfindung weist die Vorrichtung mindestens eine Lichtquelle auf, wobei die mindestens eine Lichtquelle eine kohärente Lichtquelle ist. Geeignete Lichtquellen sind beispielsweise Laser, Laserdioden, Leuchtdioden, etc.. Die mindestens eine Lichtquelle weist bevorzugt eine Wellenlänge im Bereich von 400 nm bis 1000 nm auf. In einer Ausführungsform kann die mindestens eine Lichtquelle Licht einer oder mehrerer Wellenlängen abgeben. Die Wellenlängen der mindestens eine Lichtquelle können dabei einzeln mechanisch, z.B. durch sogenannte Shutter, oder elektrisch schaltbar sein. Die Wellenlänge der mindestens einen Lichtquelle kann damit an den jeweiligen Anwendungsfall angepasst werden.
Das Licht der mindestens einen Lichtquelle wird über ein Einkoppelgitter in die wellenleitende Schicht eines Biochips eingekoppelt. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird das Licht der mindestens einen Lichtquelle über eine Linse in die wellenleitende Schicht eines Biochips eingekoppelt. Die Linse dient dabei dazu, das Licht der Lichtquelle zu kollimieren. Gibt die Lichtquelle bereits kollimiertes Licht ab, bsp. bei einem Laser, so ist die Verwendung einer solchen Linse nicht notwendig.
Der Biochip gemäß der vorliegenden Erfindung weist eine wellenleitende Schicht mit einer Oberseite und einer Unterseite auf, wobei auf der Unterseite der wellenleitenden Schicht ein Substrat angeordnet ist. Der Biochip umfasst damit einen planaren Wellenleiter, wobei der Wellenleiter im Sinne der Erfindung aus einer wellenleitenden Schicht mit einem Brechungsindex nw besteht, die zwischen zwei Schichten eingeschlossen ist, die einen geringeren Brechungsindex aufweisen. An die wellenleitende Schicht grenzt erfindungsgemäß eine Substratschicht mit einem Brechungsindex ns und eine Deckschicht mit dem Brechungsindex no an.
Die wellenleitende Schicht des Biochips weist ein Material aus der Gruppe enthaltend Ta2O5, Si3N4, SiOxNy, TiO2, SiC oder Kombinationen hiervon auf. Besonders bevorzugt weist die wellenleitende Schicht des Biochips Ta2O5 auf.
Die Substratschicht weist ein Material aus der Gruppe enthaltend D263, Floatglas, Borofloat, Herasil auf. Besonders bevorzugt weist die Substratschicht D263 auf.
Erfindungsgemäß grenzt die Oberseite der wellenleitenden Schicht an eine Deckschicht an, wobei die Deckschicht ein Material aus der Gruppe enthaltend SiO2, Wasser, DMSO und Luft oder eine Kombination dieser aufweist.
Das Einkoppelgitter befindet sich auf der Unterseite der wellenleitenden Schicht. In einer Ausfuhrungsform der vorliegenden Erfindung grenzt eine Deckschicht aus SiCL im Bereich des Einkoppelgitters an die wellenleitende Schicht an, während außerhalb dieses Bereiches eine Deckschicht aus Wasser oder Luft an die wellenleitende Schicht angrenzt.
Geeignete Einkoppelgitter, die in der erfindungsgemäßen Vorrichtung Verwendung finden, weisen eine Gitterkonstante AK im Bereich von 200 nm bis 700 nm, bevorzugt von 300 bis 500 nm, besonders bevorzugt von 360 nm auf. Das in die wellenleitende Schicht eingekoppelte Licht propagiert entlang der wellenleitenden Schicht (x-Richtung) und fällt außerhalb der wellenleitenden Schicht (z-Richtung) exponentiell ab. Das eingekoppelte Licht trifft in der wellenleitenden Schicht auf das mindestens eine Biogitter.
Im Bereich der Biosensoren sind Gitter zum Ein- und Auskoppeln von Licht bekannt, die biologische Materialien aufweisen und als Fängermoleküle für zu untersuchende Biomoleküle, im folgenden auch Analyt-Moleküle genannt, wirken. Lagern sich solche Biomoleküle an den zum Gitter strukturierten Fängermolekülen an, formen die Biomoleküle ein optisch wirksames Gitter. Solche zum Gitter strukturierten Fängermoleküle mit oder ohne adsorbierende Biomoleküle werden im Folgenden als Biogitter bezeichnet. Ein Biogitter besteht demnach aus Fängermolekülen, die gitterförmig, d.h. wie die Stege eines Gitters auf der Oberfläche des Biochips angebunden sind. Derartige Biogitter sind aus dem Stand der Technik bereits bekannt. Durch die gitterförmige Anlagerung der Analyt-Moleküle an den Fängermolekülen wird ein kleiner Teil des in der wellenleitenden Schicht propagierenden Lichts als Mess-Lichtbündel lDiff ausgekoppelt. Die Gitterform des Biogitters ist dabei erfindungsgemäß so gewählt, dass das ausgekoppelte Mess-Lichtbündel lDiff auf eine kleine Fokusfläche in der Brennebene im Abstand f fokussiert wird. Die Gitterform stellt damit eine diffraktive Linse mit der Brennweite f dar. Anhand der gemessenen Intensität lDiff des gebeugten Lichts kann eine quantitative Aussage über die Massenbelegung getroffen werden.
Erfindungsgemäß weist der Biochip mindestens ein Biogitter auf. Der Biochip kann erfindungsgemäß eine Vielzahl von Biogittern aufweisen, wobei die Biogitter ein-dimensional oder zwei-dimensional angeordnet werden können. Beispielsweise kann der Biochip 14 Biogitter in Propagationsrichtung des Lichts (x-Richtung) aufweisen und 10 in der y-Richtung. In diesem Fall bilden die Biogitter ein zweidimensionales Biogitter- Array. Die Anordnung von mehr oder weniger Biogittern in einem solchen Biogitter- Array ist möglich. Anordnungen von Biogittern in Biochips sind dem Fachmann bekannt.
Am ersten Biogitter wird nur ein sehr kleiner Anteil des in der wellenleitenden Schicht propagierenden Lichts ausgekoppelt. In einer Ausführungsform der Erfindung propagiert der überwiegende Teil weiter zu einem zweiten (dritten, usw...) Biogitter, welches aus zweiten (dritten, usw...) Fängermolekülen besteht, die wiederum gitterförmig angebunden sind. Die Gitterform ist identisch zur Gitterform des ersten Biogitters und stellt damit ebenfalls eine diffraktive Linse mit der Brennweite f dar. Die zweiten Fängermoleküle unterscheiden sich von den ersten Fängermolekülen des ersten Biogitters und binden damit andere spezifische Analyt- Moleküle, deren Massenbelegung ebenfalls gemessen werden soll. Durch die gitterförmige Anlagerung der zweiten Analyt-Moleküle an den Fängermolekülen wird wiederum ein kleiner Teil des in der wellenleitenden Schicht propagierenden Lichts als zweites Mess-Lichtbündel lDiff ausgekoppelt und auf die Brennebene fokussiert. In dieser Weise wird an jedem der Biogitter ein Mess-Lichtbündel lDiff ausgekoppelt und auf die Brennebene der Biogitter fokussiert.
Zusätzlich zur Auskopplung von Messlicht lDiff an den Biogittem, kommt es bei der Propagation von Licht in der wellenleitenden Schicht an allen Brechungsindexsprüngen, die ihre Ursache z.B. in Rauheit von Substrat und/oder der wellenleitenden Schicht, Verschmutzungen auf der Wellenleiteroberfläche, Materialinhomogenitäten usw. haben, zur Auskopplung von elastisch gestreutem Licht IScat, das ebenfalls in Richtung der Brennebene des mindestens einen Biogitters ausgelenkt wird. Diese Streumechanismen tragen (zusätzlich zur Absorption) zur oben genannten exponentiellen Dämpfung des im Wellenleiter geführten Lichts bei.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist weiterhin ein erstes Objektiv mit einer Brennweite f1, ein zweites Objektiv mit einer Brennweite f2, eine erste Lochblende, mindestens zwei Detektoren und ein Auskoppelgitter auf.
Ein Objektiv ist ein sammelndes optisches System, das eine reelle optische Abbildung eines Gegenstands erzeugt. Im einfachsten Fall handelt es sich hierbei um eine einzelne Sammellinse. In der Praxis nutzt man heute Objektive, die aus vielen Linsen bestehen, sodass die Abbildungsfehler minimiert werden. In Rahmen der vorliegenden Erfindung werden bevorzugt mehrlinsige Objektive mit entsprechend hoher Abbildungsqualität gewählt, die lichtstark (d.h. hohe numerische Apertur), kompakt und robust sind. Die Beschreibung des Strahlenganges an den Objektiven erfolgt über die sogenannten Hauptebenen, dies sind zwei definierte Ebenen, in denen vereinfacht die Brechung der Lichtstrahlen angenommen werden kann. Vorteil der Hauptebenen ist, dass ein Mehrlinsensystem, wie z. B. ein Objektiv, durch nur eine Linse mit nur einer äquivalenten Brennweite und zwei Hauptebenen ausgedrückt werden kann. Entsprechend weist jedes Objektiv der erfindungsgemäßen Vorrichtung zwei Hauptebenen auf. Im Rahmen der vorliegenden Erfindung sind die Detektoren der vorliegenden Vorrichtung ausgewählt aus der Gruppe der fotoempfindlichen Detektoren, enthaltend Photodioden, Photomultiplier-Tubes, Zeilendetektoren, Kameradetektoren, Avalanche-Photodioden oder Arrays derselben. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann zumindest ein Detektor als mehr-dimensionales Detektorarray ausgeführt sein. Bevorzugt ist dieser als 1- dimensionales oder 2-dimensionales Detektorarray ausgeführt. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind die Detektoren daher ausgewählt aus einer Gruppe enthaltend 0- dimensionale Detektoren, 1 -dimensionale Detektorarrays und 2-dimensionale Detektorarrays.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist die Vorrichtung weiterhin eine erste Trennwand zur Abschirmung von Streulicht beim Einkoppeln des Lichts in die wellenleitende Schicht auf.
In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist die Vorrichtung weiterhin einen Strahlfänger zur Absorption des beim Einkoppeln transmittierten Lichtanteils auf.
Erfmdungsgemäß ist die Vorrichtung dafür ausgelegt, dass das von dem mindestens einen Biogitter aus dem Wellenleiter ausgekoppelte Mess-Lichtbündel lDiff auf die Brennebene des mindestens einen Biogitters fokussiert wird. Weiterhin wird die Brennebene der Biogitter, in welche das Mess-Lichtbündel lDiff fokussiert wird, mit Hilfe eines ersten Objektivs (Eingangsobjektiv) und eines zweiten Objektivs (Ausgangsobjektiv) mit den jeweiligen Brennweiten f1 und f2 auf einen ersten Detektor abgebildet, der sich im Abstand f2 von der bildseitigen Hauptebene H2' des zweiten Objektivs befindet. Sind die Brennweiten f1 und f2 des ersten Objektivs und des zweiten Objektivs gleich, also f1=f2, ergibt sich somit eine Abbildung mit Vergrößerung M=-1.
Erfmdungsgemäß ist das erste Objektiv so angeordnet, dass sich dessen objektseitige Hauptebene H1' im Abstand f1 von der Brennebene des mindestens einen Biogitters befindet. Zwischen dem ersten Objektiv und dem zweiten Objektiv ist eine erste Lochblende angeordnet. Bevorzugt ist die erste Lochblende im Abstand f1 von der bildseitigen Hauptebene H1 des ersten Objektivs und im Abstand f2 von der objektseitigen Hauptebene H2 des zweiten Objektivs angeordnet. Diese Anordnung der ersten Lochblende ist besonders vorteilhaft, da sich an diesem Ort eine Fourierebene ergibt. Die erste Lochblende stellt damit eine Fourierblende dar, so dass eine k-Raum-Filterung, also eine Winkelfilterung, umgesetzt wird. Der Begriff Fourierblende wird im Rahmen der vorliegenden Erfindung synonym zum Begriff erste Lochblende genutzt. Die erste Lochblende weist eine Öffnung auf, durch die das Mess- Lichtbündel lDiff hindurchtritt. Dabei wird der Durchmesser d der Blendenöffnung so gewählt, dass sich die gewünschte numerische Apertur gemäß NA=d/2f ergibt. Auf diese Weise kann die numerische Apertur der Detektionsoptik derart angepasst werden, dass für die Messung des Mess-Lichtbündels lDiff unerwünschtes Streulicht IScat, welches in andere Moden als die Messmode abgestrahlt wird, zumindest teilweise blockiert wird.
Messmode bezeichnet damit jenen Anteil des Lichts, der aus dem Ort des diffraktiven Biogitters in die Richtungen, in die das Biogitter beugt, abgestrahlt wird. Licht, das z.B. aufgrund von Rauheit des Wellenleiters von außerhalb oder in andere Richtungen abgestrahlt wird, entfällt auf andere Moden und soll geblockt werden. Die Blende in der Fourierebene ergibt somit einen erwünschten Modenfilter.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die erste Lochblende ortsveränderlich. In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die erste Lochblende in x-Richtung und/oder in y-Richtung verschiebbar ausgeführt. So können Verkippungen des aus dem Biochip ausgekoppelten Mess-Lichtbündels um die Rx- und Ry- Achse kompensiert werden.
Wie bereits beschrieben, wird nicht nur das Mess-Lichtbündel lDiff aus der wellenleitenden Schicht ausgekoppelt sondern auch elastisch gestreutes Licht IScat In einer weiteren Ausführungsform kann die erste Lochblende für die Messung des elastisch gestreuten Lichts Iscat ganz aus dem Strahlengang hinaus bewegt werden.
In einer Ausführungsform werden sowohl lDiff als auch IScat mit einem zweiten Objektiv (Ausgangsobjektiv) auf einen ersten Detektor abgebildet.
Um für solche, sogenannte Tandemobjektivanordnungen, bei gegebener Gegenstandsweite gin (Abstand objektseitige Hauptebene Hf des ersten Objektivs zum abzubildenden Gegenstand) die jeweiligen Bildweiten boutzu berechnen, das sind b2 (Abstand bildseitige Hauptebene H2'des zweiten Objektivs zu erstem Detektor), wendet man die Abbildungsgleichung zweimal an. Die Dicke des von den Lichtbündeln passierten Substrats, die im Allgemeinen klein ist gegen die Brennweiten der Objektive, wird bei der folgenden analytischen Berechnung der Übersichtlichkeit halber vernachlässigt. Die durch sie verursachten geringfügigen Korrekturen der entsprechenden Abstände können im Rahmen der üblichen Montagetoleranzen kompensiert werden. Im Optikdesign mit einschlägigen Simulationspaketen können diese bereits vorab berücksichtigt werden.
Seien gin, bin und fin die Gegenstandsweite, Bildweite und Brennweite des ersten Objektivs 01, so gilt:
(3)
Figure imgf000014_0001
Seien weiterhin gout, bout und fout die Gegenstandsweite, Bildweite und Brennweite des zweiten
Objektivs, so gilt:
(4)
Figure imgf000014_0002
Das vom ersten Objektiv erzeugte Bild wird vom zweiten Objektiv, das sich im Abstand L (jeweils gemessen von Hauptebene Hi zur Hauptebene H2) befindet, wiederum abgebildet, sodass gilt:
(5)
Figure imgf000014_0003
Im allgemeinen Fall erhält man dann für die Bildweite bout:
Figure imgf000014_0004
Für den Spezialfall L=fin+fOut vereinfacht sich dies zu:
(7)
Figure imgf000014_0005
Für den Spezialfall einer 4f-Geometrie, also fin=fout, L= fin+fout =2fout vereinfacht sich dies weiter zu:
Figure imgf000014_0006
Das gemeinsame erste Objektiv (Eingangsobjektiv) ist in einer Ausführungsform der Erfindung so positioniert, dass seine Brennebene mit der Brennebene des mindestens einen Biogitters und jedem weiteren Biogitter zusammenfällt. Für die Abbildung der Brennebene der Biogitter (diffraktiver Modus) entspricht die Gegenstandsweite gin somit der Brennweite des ersten Objektivs, also gin=fin. Auf diese Weise erhält man einen Unendlichstrahlengang, in welchen eine erste Lochblende (Fourierblende) als Modenfilter eingebracht ist. In einem Abstand L (gemessen zwischen den beiden Hauptebenen H1 und H2) vom ersten Objektiv ist ein zweites Objektiv als Ausgangsobjektiv positioniert, das ein Bild auf dem ersten Detektor erzeugt. Mit gin=fin folgt für die Bildweite am zweiten Objektiv (Ausgangsobjektiv) allgemein aus Gleichungen (6), (7), oder (8) bout=fout bzw., konkret für das zweite Objektiv, b2=f2. Der erste Detektor muss also in der Brennebene des zweiten Objektivs positioniert werden, um die Brennebene der Biogitter scharf abzubilden. In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist der erste Detektor daher in der Brennebene des zweiten Objektivs angeordnet.
Da das Intensitätsprofil des elastisch gestreuten Lichts über eine Abbildung der Oberfläche des Wellenleiters gemessen werden kann, wird in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung der erste Detektor sowohl zur Messung der Mess-Lichtbündel luiir als auch zur Messung der Streulichtintensität benutzt. Die abbildende Optik, bestehend aus erstem Objektiv und zweiten Objektiv, ist dabei so ausgelegt, dass die Brennebene des mindestens einen Biogitters auf den ersten Detektor abgebildet wird, sodass man die Streulichtintensität IScat nicht am Ort ihrer Entstehung, nämlich der Wellenleiterebene, sondern in der um die Distanz f entfernten Brennebene misst. Die numerische Apertur der abbildenden Optik wird jedoch so gewählt, dass sie ungefähr der numerischen Apertur der Biogitter entspricht. Daher beträgt die Unschärfe der Abbildung auf der Wellenleiteroberfläche im Abstand f ungefähr den Durchmesser eines Biogitters. Da dieser in der Regel deutlich unter 1 mm liegt, ist die durch diese Abbildungsunschärfe entstehende Mittelung des Streulichts IScat derart gering, dass eine Berechnung des Wellenleiterverlustes α(y) aus dem gemessenen Intensitätsprofil des elastisch gestreuten Lichts möglich ist.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist mindestens ein Detektor ortsveränderlich angeordnet. In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind das erste Objektiv und das zweite Objektiv und/oder der erste Detektor ortsveränderlich angeordnet. Bevorzugt sind diese entlang des Strahlenganges des ausgekoppelten Lichts (z-Richtung) ortsveränderlich. Durch die Ortsveränderlichkeit des ersten Objektivs und des zweiten Objektivs und/oder des ersten Detektors kann die abbildende Optik auf die Wellenleiterebene scharfgestellt werden und so die Streulichtintensität Iscat in der Ebene des Wellenleiters gemessen werden.
Das vorteilhafte dieser Ausführungsform ist, dass auf diese Weise jegliche Abbildungsunschärfe vermieden wird, und so der Wellenleiterverlust a(y) genauer bestimmt werden kann.
Da die Fourierblende FB einen Großteil des Streulichts Iscat blockiert, kann weiterhin in dieser Ausführungsform die erste Lochblende beweglich ausgeführt werden, sodass sie für eine Vermessung der Oberfläche des Wellenleiters entfernt werden kann. In diesem Fall kann immer nur entweder die Brennebene des mindestens einen Biogitters oder die Wellenleiteroberfläche, aber nicht beide gleichzeitig scharf abgebildet werden können, was zwei zeitlich getrennte Messungen erfordert. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die Vorrichtung daher dafür eingerichtet, dass das elastisch gestreute Licht Iscat und das erste Mess-Lichtbündel lDiff und jedes weitere Mess-Lichtbündel lDiff nacheinander auf dem gleichen Detektor abgebildet werden.
Die zwei zeitlich getrennten Messungen verlangsamen die Bestimmung des Wellenleiterverlusts a(y) und damit auch die Berechnung der Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(x, y). In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist die Vorrichtung daher weiterhin einen Strahlteiler mit Halterung, ein drittes Objektiv mit einer Brennweite f3 und einen dritten Detektor auf. Mit dieser Ausführungsform ist es möglich zeitgleich die Brennebene des mindestens einen Biogitters auf dem ersten Detektor und die Wellenleiteroberfläche auf dem dritten Detektor abzubilden.
Um die simultane Abbildung der Oberseite der wellenleitenden Schicht und der Brennebene des mindestens einen Biogitters zu ermöglichen, weist die erfindungsgemäße Vorrichtung einen Strahlteiler auf. Dieser ist bevorzugt im optischen Weg nach dem ersten Objektiv und vor der ersten Lochblende angeordnet, wobei jedes weitere Objektiv nach dem Strahlteiler angeordnet ist. Erfindungsgemäß ist der Strahlteiler ein wellenlängenunabhängiger Strahlteiler, da das Messlicht lDiff und das elastisch gestreute Licht IScat die gleiche Wellenlänge aufweisen. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist der Strahlteiler ein Aufspaltungsverhältnis (Reflektion:Transmission) im Bereich von 1 :99 bis 99: 1 auf. Bevorzugt weist der Strahlteiler ein Aufspaltungsverhältnis (Reflektion:Transmission) von 10:90, 20:80, 30:70, 40:60, 50:50, 60:40, 70:30, 80:20 oder 90: 10 auf. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die Halterung des Strahlteilers beweglich ausgebildet.
Ein erster Teil des Lichts lDiff und IScat wird nach Durchgang durch das erste Objektiv am Strahlteiler transmittiert und passiert, wie schon oben beschrieben, die erste Lochblende, welche einen Großteil des Streulichts IScat absorbiert, bevor es mit einem zweiten Objektiv (Ausgangsobjektiv) auf den ersten Detektor abgebildet wird. Dort werden die Signale des mindestens einen diffraktiven Biogitters detektiert. Das erste Objektiv, das zweite Objektiv und der erste Detektor sind dabei entsprechen der Berechnungen für die Tandemobjektivanordnung (Gleichungen 3 bis 8) fest positioniert.
Ein zweiter Teil des Lichts lDiff und IScat wird nach Durchgang durch das erste Objektiv am Strahlteiler reflektiert und mit einem dritten Objektiv (Ausgangsobjektiv) auf den dritten Detektor abgebildet. Beide Abbildungen teilen sich somit das erstes Objektiv als gemeinsames Eingangsobjektiv und haben jeweils separate Objektive, nämlich das zweite Objektiv und das dritte Objektiv als Ausgangsobjektive. Im Folgenden wird die Abbildung erstes Objektivzweites Objektiv-erster Detektor als Abbildung 1 bezeichnet und die Abbildung erstes Objektiv-drittes Objektiv-dritter Detektor als Abbildung 2.
Die Beschreibung der Tandemobjektivanordnung für die Abbildung 1 wurde bereits beschrieben. Die Gleichungen 3 bis 8 werden genauso auf die Abbildung 2 angewendet, mit der Gegenstandsweite gin (Ab stand objektseitige Hauptebene Hf des ersten Objektivs zum abzubildenden Gegenstand) und Bildweite bout, in diesem Fall b3 (Abstand bildseitige Hauptebene H3' des dritten Objektivs zu dritten Detektor).
Die Abbildung der Oberfläche der wellenleitenden Schicht (Oberflächenmodus) basiert auf demselben, fest positionierten, ersten Objektiv als Eingangsobjektiv. Die Gegenstandsweite gin dieser Abbildung ist somit um die Brennweite f der Biogitter verlängert, also gin=fin+f. In einem Abstand L (gemessen zwischen den Hauptebenen H1 und H3) vom ersten Objektiv ist ein drittes Objektiv als Ausgangsobjektiv positioniert, das ein Bild auf einem dritten Detektor erzeugt. Mit gin=fin+f folgt für die Bildweite am dritten Objektiv allgemein aus Gleichung (6) bout=(l/fout +((fin 2+ffin)/f-L)'1)'1 bzw., da es sich im konkreten Fall beim Ausgangsobjektiv um das dritte Objektiv handelt,
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Für den Spezialfall L=fin+fout vereinfacht sich dies nach Gleichung (7) zu
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Im Spezialfall einer 4f- Geometrie mit
Figure imgf000018_0007
vereinfacht sich dies nach Gleichung (8) weiter zu bout=fout-f, bzw. b3=f3- f. Da sich die Oberseite der wellenleitenden Schicht in einer größeren Gegenstandsweite gin relativ zum gemeinsamen ersten Objektiv befindet, reduziert sich also die zugehörige Bildweite b3 am dritten Objektiv. Der dritte Detektor muss folglich in einem Abstand kleiner als die Brennweite f3 zum dritten Objektiv positioniert werden, um die Oberseite der wellenleitenden Schicht scharf abbilden zu können. Hierbei ist zu beachten, dass dies nur möglich ist, solange die Bildweite b3 hinreichend groß bleibt, sodass das Bild außerhalb der letzten optischen Oberfläche des Ausgangsobjektivs erzeugt wird. Mit der hinteren Scheitelbrennweite (besser bekannt als back focal length) vom dritten Objektiv ist diese Bedingung erfüllt, solange
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gilt:
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In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erf1ndung ist der dritte Detektor daher im Abstand
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zur bildseitigen Hauptebene H3' des dritten Objektivs angeordnet. Weiterhin ist der dritte Detektor dabei bevorzugt in einem Abstand größer als f3- fb fl,3 zur bildseitigen Hauptebene H3'des dritten Objektivs angeordnet. In einer Ausführungsform ist der Abstand des dritten Detektors zur bildseitigen Hauptebene H/des dritten Objektivs in einem geringen Maße von unterhalb 1% verstellbar.
Sind die beiden optischen Abbildungen erfindungsgemäß ausgelegt, so ist die aus dem ersten Objektiv, dem zweiten Objektiv und dem ersten Detektor bestehende Abbildung 1 auf die Brennebene des mindestens einen Biogitters scharfgestellt (b2=f2, diffraktiver Modus), während die aus erstem Objektiv, dritten Objektiv und dritten Detektor bestehende Abbildung 2 auf die Oberseite der wellenleitenden Schicht scharfgestellt ist
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, Oberflächenmodus). Diese Ausführung ist besonders vorteilhaft, da unter Verwendung desselben Eingangsobjektivs, nämlich des ersten Objektivs, zeitgleich zwei verschiedene Gegenstandsebenen abgebildet werden können.
Weiterhin vorteilhaft ist, dass unter Verwendung des ersten Objektivs als gemeinsames Eingangsobjektiv Abbildungen mit verschiedenen numerischen Aperturen realisiert werden können. Die numerische Apertur von Abbildung 1 wird durch eine erste Lochblende, die als Fourierblende fungiert, begrenzt, und so auf die numerische Apertur der fokussierenden Biogitter angepasst. Auf diese Weise kann lDiff detektiert werden, während der Großteil des elastischen Streulichts IScat von der Fourierblende blockiert wird. Im Gegensatz dazu wird Abbildung 2 ohne Fourierblende ausgeführt, was zu einer hohen numerischen Apertur und damit hoher Lichtstärke führt, und eine genaue Detektion des schwachen Streulichthintergrunds am Wellenleiter ermöglicht. Die hohe numerische Apertur von Abbildung 2 geht mit einer geringen Tiefenschärfe einher, sodass es vorteilhaft ist, das dritte Objektiv und/oder den dritten Detektor in x-Richtung verstellbar auszuführen, sodass die abbildende Optik auch bei mechanischen Lagetoleranzen des Biochips exakt auf die Oberfläche der wellenleitenden Schicht scharfgestellt werden kann.
In einer Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung sind daher der dritte Detektor und/oder das dritte Objektiv entlang des Strahlenganges ortsveränderlich. Ortsveränderlich bedeutet in diesem Zusammenhang, dass der dritte Detektor und/oder das dritte Objektiv mindestens entlang einer Achse im Raum bewegt werden können. In einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung sind der dritte Detektor und/oder das dritte Objektiv in x-Richtung verstellbar, d.h. in Richtung des optischen Weges des Lichtstrahlenbündels, das auf den dritten Detektor und/oder das dritte Objektiv fällt.
Alternativ kann zur Vergrößerung des Tiefenschärfebereichs die numerische Apertur von Abbildung 2 durch eine geeignete Blende reduziert werden. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist vor dem dritten Objektiv daher eine zweite Lochblende im Strahlengang angeordnet. Bei mehrlinsigen Objektiven kann diese Blende auch innerhalb des Objektivs angeordnet werden, entsprechende Optiken mit - ggf. verstellbarer - Blende sind aus dem Stand der Technik bekannt und kommerziell verfügbar. Dabei wird der Durchmesser d der Blendenöffnung so gewählt, dass sich die gewünschte numerische Apertur gemäß NA=d/2f ergibt.
Besonders vorteilhaft ist, dass es sich bei der am Strahlteiler transmittierten Abbildung 1 um einen Unendlichstrahlengang bezüglich der Brennebene zwischen dem ersten Objektiv und dem zweiten Objektiv handelt. Auf diese Weise treten bei der Transmission durch die planparallele Platte des Strahlteilers keine Abbildungsfehler auf. Bei Abbildung 2 handelt es sich wegen der vergrößerten Gegenstandweite nicht um einen Unendlichstrahlengang, dieser wird am Strahlteiler aber reflektiert, sodass ebenfalls keine Abbildungsfehler auftreten. Prinzipiell können die am Strahlteiler entstehenden reflektierten und transmittierten Strahlengänge auch vertauscht werden, sodass der reflektierte Anteil durch die erste Lochblende geleitet und mit dem zweiten Objektiv auf den ersten Detektor abgebildet wird, während der transmittierte Anteil mit dem dritten Objektiv auf den dritten Detektor abgebildet wird. In diesem Fall erfährt aber der Nicht-Unendlichstrahlengang von Abbildung 2 eine Transmission durch die planparallele Platte des Strahlteilers, was zu entsprechenden nachteiligen Abbildungsfehlern führen kann.
In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der am Strahlteiler transmittierte Anteil des Lichts durch die erste Lochblende über das zweite Objektiv auf den ersten Detektor gelenkt und der reflektierte Anteil des Lichts wird über das dritte Objektiv auf den dritten Detektor gelenkt.
In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der am Strahlteiler reflektierte Anteil des Lichts durch die erste Lochblende über das zweite Objektiv auf den ersten Detektor gelenkt und der transmittierte Anteil des Lichts wird über das dritte Objektiv auf den dritten Detektor gelenkt.
Der dritte Detektor ist bevorzugt ein 2-dimensionales Detektorarray. Ist der Detektor als 2- dimensionales Detektorarray ausgebildet, kann die zweidimensionale Oberfläche des Wellenleiters abgebildet werden.
Erfindungsgemäß wird das an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht ausgekoppelte elastisch gestreute Licht IScat wie beschrieben mit dem ersten oder dem dritten Detektor detektiert.
Da die auf dem Wellenleiter aufgebrachten Biogitter jeweils nur einen kleinen Anteil des im planaren Wellenleiter propagierenden Lichts als lDiff auskoppeln, und qualitativ gute Wellenleiter nur wenig Streulicht IScat auskoppeln, propagiert der Großteil der im Wellenleiter geführten Lichtintensität weiter bis zum Auskoppelgitter, das sich am Ort x=xout auf der Unterseite des planaren Wellenleiters befindet, und welches die im Wellenleiter geführte Lichtintensität zumindest teilweise auskoppelt und auf mindestens einen weiteren Detektor lenkt. Die Vorrichtung ist erfindungsgemäß dazu eingerichtet, das an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht ausgekoppelte elastisch gestreute Licht Iscat mit einem Detektor zu detektieren und zumindest einen Teil der Intensität des in der wellenleitenden Schicht geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout aus dem Biochip durch das Auskoppelgitter auszukoppeln und das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) auf mindestens einem weiteren Detektor zu detektieren.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die Vorrichtung dazu eingerichtet, die gesamte Intensität des in der wellenleitenden Schicht geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout aus dem Biochip durch das Auskoppelgitter auszukoppeln und das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) auf mindestens einem weiteren Detektor zu detektieren.
Das Auskoppelgitter ist erfindungsgemäß auf dem Biochip in Propagationsrichtung des Lichts gesehen hinter dem mindestens einen Biogitter und jedem weiteren Biogitter angeordnet, wobei das Auskoppelgitter an der Unterseite des planaren Wellenleiters angeordnet ist. Hierbei ist es vorteilhaft die Gitterkonstante A des Auskoppelgitters so zu wählen, dass die Auskopplung des Lichts IWG(xout, y) unter einem positiven Winkel, also in positiver x-Richtung weg vom Detektionsbereich der Biogitter, geschieht. Diese Ausgestaltung ist besonders vorteilhaft gegenüber dem Stand der Technik, da auf diese Weise Bauraum für die nachfolgende Detektionsanordnung gewonnen wird.
Um die im Wellenleiter geführte Intensität am Ort des Auskoppelgitters genau bestimmen zu können, ist es vorteilhaft das Auskoppelgitter so auszuführen, dass die gesamte im Wellenreiter geführte Intensität ausgekoppelt wird. In diesem Fall weist das Auskoppelgitter eine Auskoppeleffizienz ηout=1 auf. Dies kann erreicht werden, indem das Auskoppelgitter eine hinreichende Länge in Propagationsrichtung des Lichts im Wellenleiter (x-Richtung) und/oder Modulationstiefe (in z-Richtung) aufweist, sodass die Auskoppeleffizienz entsprechend hoch ist. Da ein solches Auskoppelgitter das im Wellenleiter geführte Licht sowohl in Richtung des Substrats als auch in Richtung des Mediums, also der Deckschicht, über dem Wellenleiter auskoppelt, kann das ausgekoppelte Licht prinzipiell entweder substratseitig IWG, Sub (xout, y), mediumsseitig IWG, Med (xout, y), oder in beiden Richtungen detektiert werden. Die Effizienz des Auskoppelgitters beträgt idealerweise ηout= ηout, Med + ηout, Sub=L Zusätzlich ist das Verhältnis r|out, Med/r|out, Sub für gegebene Wellenleiter- und Gitterparameter konstant, sodass ηout, Sub als bekannt angesehen werden kann, womit eine Messung IWG, Sub (xout, y) oder IWG, Med (xout, y) ausreichend ist. Eine Ausführungsform mit einem Wellenleiter aus Ta2O5 weist beispielsweise ηout,
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ηout,
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auf. In vielen Fällen erweist es sich als günstig die substratseitige Auskopplung zu messen, da die medienseitige Auskopplung wegen eventuell vorhandenen Fluidikvorrichtungen usw. unter Umständen nicht gut zugänglich ist.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird das über das Auskoppelgitter ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) mit einem weiteren Detektor detektiert. Dieser wird im Folgenden als zweiter Detektor bezeichnet. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist der zweite Detektor ein 1 -dimensionales Detektorarray, das substratseitig nach dem Auskoppelgitter positioniert ist, sodass IWG, Sub (xout, y) in y-Richtung ortsaufgelöst gemessen werden kann. Die Ortsauflösung in y-Richtung ist besonders vorteilhaft, da die im Wellenleiter geführte Intensität aufgrund von Fertigungs- und Positionierungstoleranzen des Einkoppelgitters in y-Richtung schwanken kann, was eine y-abhängige Normierung erfordert. In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist der zweite Detektor ein 1- dimensionales Detektoarray, das mediumsseitig nach dem Auskoppelgitter positioniert ist, sodass IWG,Med(xout, y) in y-Richtung ortsaufgelöst gemessen werden kann. Diese Ausführungsform stellt ebenfalls die bereits beschriebenen Vorteile zur Verfügung.
In einer weiteren Ausführungsform ist der zweite Detektor als 2-dimensionales Detektorarray in der x-y-Ebene ausgeführt, der die am Auskoppelgitter substratseitig ausgekoppelte Intensität IWG, Sub(xout, y) zusätzlich zur y- auch in x-Richtung auflösen kann. In einer weiteren Ausführungsform ist der zweite Detektor als 2-dimensionales Detektorarray in der x-y-Ebene ausgeführt, der die am Auskoppelgitter mediumsseitig ausgekoppelte Intensität IWG, Med (xout, y) zusätzlich zur y- auch in x-Richtung auflösen kann. Diese zusätzliche Information ist z.B. vorteilhaft, wenn das Auskoppelgitter zu schwach ist, um das im Wellenleiter geführte Licht vollständig auszukoppeln. In diesem Fall fällt die im Wellenleiter geführte Intensität bei der Propagation über das Auskoppelgitter zwar exponentiell ab, verschwindet aber bis zum Ende des Auskoppelgitters nicht vollständig. Um dennoch auf die im Wellenleiter geführte Intensität am Beginn des Auskoppelgitters IWG, Sub(xout, y) schließen zu können, kann man in diesem Fall, den Intensitätsabfall am Auskoppelgitter in x-Richtung auflösen, exponentiell fitten und nach extrapolieren. Das Integral unter der entsprechenden Kurve ergibt dann die vollständige im Wellenleiter am Ort x=xout geführte Intensität. Die zusätzliche Information in x-Richtung ist außerdem vorteilhaft, um aus dem x- Auftreffpunkt des ausgekoppelten Lichts auf dem Detektor den Auskoppelwinkel ß bestimmen zu können, mit dem das Licht den Wellenleiter verlässt. Da der Auskoppelwinkel ß eine Funktion der Gitterkonstante A des Auskoppelgitters, der Wellenlänge X und des effektiven Brechungsindex Neff der wellenleitenden Schicht ist, kann man aus Schwankungen der x- Auftreffposition auf dem zweiten Detektor auf den effektiven Brechungsindex schließen. Der effektive Brechungsindex bestimmt sowohl den Auskoppelwinkel der Mologramme als auch den Auskoppelwinkel ß am Auskoppelgitter. Wenn auf dem Detektor eine Änderung der x- Position des ausgekoppelten Lichts beobachtet wird, kann auf die entsprechende Änderung des Auskoppelwinkels ß geschlossen werden. Da der Auskoppelwinkel der Mologramme in gleichem Maß beeinflusst wird, kann diese Information genutzt werden, um z. B. die Fourierblende in x-Richtung an den entsprechenden Ort (entspricht Winkel im Fourierraum) zu bewegen, sodass die nötige Positionsjustage vereinfacht wird.
In einer weiteren Ausführungsform, weist die Vorrichtung weiterhin mindestens ein optisches Element aus der Gruppe enthaltend Spiegel, spiegelnde Schichten und Objektive auf.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist die Vorrichtung weiterhin eine abbildende Optik bestehend aus einem vierten Objektiv, einem fünften Objektiv und optional einem Spiegel zur Strahlumlenkung zwischen dem Auskoppelgitter und dem zweiten Detektor auf. Diese Ausführungsform ist vorteilhaft, da die abbildende Optik eine freie Positionierung, d.h. insbesondere einen größeren Abstand, des zweiten Detektors relativ zum Auskoppelgitter erlaubt. Stellt die erfindungsgemäße Vorrichtung beispielsweise einen Teil eines größeren optischen Aufbaus dar, kann auf diese Weise auf die baulichen Gegebenheiten innerhalb des optischen Aufbaus Rücksicht genommen werden. Die Objektive sind dabei bevorzugt ausgewählt aus der Gruppe enthaltend Zylinderlinsen, sphärische Linsen, asphärische Linsen und Kombinationen dieser.
In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist es möglich sowohl die mediumsseitige ausgekoppelte Lichtintensität IWG, Med (xout, y) als auch die substratseitig ausgekoppelte Lichtintensität IWG, Sub (xout, y) zu detektieren. Diese Ausführungsform ist vorteilhaft, da dann das Verhältnis der ausgekoppelten Intensität ηout, Med/ ηout, Sub nicht bekannt sein muss und somit Schwankungen in den Wellenleiter- und Auskopplerparametem erlaubt sind, ohne dass die Messgenauigkeit reduziert wird. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird das über das Auskoppelgitter ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) daher mit zwei Detektoren detektiert. In dieser Ausführungsform weist die Vorrichtung einen vierten Detektor auf, wobei der vierte Detektor auf der Seite der Deckschicht (mediumsseitig) des Biochips angeordnet ist. In dieser Ausführungsform wird das über das Auskoppelgitter ausgekoppelte Licht IWG(xOut, y) durch den zweiten und den vierten Detektor detektiert, wobei der zweite Detektor substratseitig und der vierte Detektor mediumsseitig nach dem Auskoppelgitter angeordnet ist. Der zweite und der vierte Detektor können in dieser Ausführungsform sowohl als 1-dimenionale Detektorarrays als auch als 2-dimensionales Detektorarray in der x-y-Ebene ausgeführt sein. Sind die Detektoren als 1 -dimensionale Detektorarrays ausgeführt, so messen diese in y-Richtung ortsaufgelöst. In einer Ausführungsform ist je eine abbildende Optik bestehend aus einem vierten Objektiv, einem fünften Objektiv und optional einem Spiegel zur Strahlumlenkung zwischen dem Auskoppelgitter und dem zweiten Detektor sowie dem Auskoppelgitter und dem vierten Detektor angeordnet. Geeignete Objektive hierfür wurden bereits beschrieben. Diese Ausführung ist vorteilhaft, da die abbildende Optik eine freie Positionierung, d.h. insbesondere einen größeren Ab stand, des zweiten Detektors und des vierten Detektors relativ zum Auskoppelgitter erlaubt.
In einer Ausführungsform ist ein Spiegel oder eine spiegelnde Schicht über dem Auskoppelgitter aufgebracht. In dieser Ausführungsform wird die substratseitig ausgekoppelte Lichtintensität IWG, Sub (xout, y) über einen Detektor, nämlich den zweiten Detektor detektiert. Der zweite Detektor ist substratseitig angeordnet. Die Spiegel oder die spiegelnde Schicht können entweder auf dem Biochip aufgebracht sein oder unabhängig vom Biochip in einem gewissen Abstand darüber angeordnet sein. Ist der Biochip Teil eines größeren Aufbaus, wie zum Beispiel einer Fluidikzelle, so kann der Spiegel oder die spiegelnde Schicht auch in einem Teil des größeren Aufbaus integriert sein. Der Spiegel oder die spiegelnde Schicht reflektieren die mediumsseitige ausgekoppelte Lichtintensität IWG, Med (xout, y) derart, dass sie durch die wellenleitende Schicht und das Substrat ebenfalls auf den zweiten Detektor geleitet wird. Auf diese Weise kann die vollständige am Auskoppelgitter aus dem Wellenleiter ausgekoppelte Intensität IWG, Sub (xout, y)+ IWG, Med (xout, y) mit nur einem Detektor, nämlich dem zweiten Detektor, gemessen werden, ohne dass das Verhältnis der ausgekoppelten Intensität ηout, Med/ ηout, sub bekannt sein muss. Diese Ausführungsform ist besonders vorteilhaft, da der Spiegel oder die spiegelnde Schicht preisgünstiger und platzsparender ist, als ein zusätzlicher vierter Detektor zur Messung des mediumsseitig ausgekoppelten Lichts IWG, Med (xout, y). Um erneute Einkopplung oder Streuung am Auskoppler zu vermeiden, wird der Spiegel in Abhängigkeit vom Auskopplungswinkel vorteilhafterweise so angeordnet, dass die Reflektion des schräg einfallenden Auskopplungslichtbündels den Auskoppler nicht nochmals durchstrahlt.
Die Erfindung weist weiterhin eine Recheneinheit auf. Diese ist ausgewählt aus der Gruppe enthaltend PC’s und Tablets.
Erfindungsgemäß ist die Recheneinheit der Vorrichtung dazu eingerichtet, die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter aus dem detektierten elastisch gestreuten Licht Iscat und dem detektierten ausgekoppelten Licht IWG(xout, y) zu berechnen. Hierfür weist die Recheneinheit eine geeignete Software auf, um aus dem detektierten Werten des elastisch gestreuten Licht Iscat den Wellenleiterverlust a zu berechnen. Die Software ist außerdem dazu geeignet aus dem detektierten ausgekoppelten Licht IWG(xout, y) am Ort x=xout die gesamte im Wellenleiter geführte Lichtintensität zu berechnen, falls am Auskoppelgitter nur ein Teil der Intensität des im Wellenleiter am Ort x=xout geführten Lichts ausgekoppelt werden konnte. Weiterhin weist die Recheneinheit eine Software auf, um mit Hilfe der Gleichung (2) die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter aus den detektierten Werten des elastisch gestreuten Lichts IScat und des detektierten ausgekoppelten Lichts IWG(xOut, y) am Ort x=xout zu berechnen. In einer weiteren Ausführungsform weist die Recheneinheit eine geeignete Software auf, um aus der berechneten Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter gemäß Gleichung (1) die Beugungseffizienz des mindestens einen Biogitters zu berechnen.
Die Erfindung stellt ein Verfahren zur Berechnung der Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter mit einer Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8 zur Verfügung, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren die Schritte umfasst
• Einkoppeln von Licht aus mindestens einer Lichtquelle in die wellenleitende Schicht;
• Auskopplung von elastisch gestreutem Licht der Intensität IScat an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht; • Abbilden und messen des elastisch gestreuten Lichts der Intensität IScat durch optische Elemente auf einem ersten Detektor;
• Auskoppeln zumindest eines Teils der Intensität des Lichts IWG(xOut, y), das im Wellenleiter geführt wird am Ort x=xout im Wellenleiter durch das Auskoppelgitter;
• Abbilden und messen des ausgekoppelten Teils des Lichts IWG(xOut, y) auf mindestens einen weiteren Detektor.
• Berechnen des Wellenleiterverlustes a aus dem gemessenen ausgekoppelten elastisch gestreuten Licht IScat;
• Optional berechnen der gesamten Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(xout, y) am Ort x=xout des Wellenleiters;
• Berechnen der Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter mit der Formel
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Erfindungsgemäß wird Licht aus mindestens einer Lichtquelle in die wellenleitende Schicht der Vorrichtung eingekoppelt. An dem mindestens einen Biogitter wird elastisch gestreutes Licht Iscat ausgekoppelt und anschließend auf einem ersten Detektor durch optische Elemente abgebildet und gemessen. In einer Ausführungsform wird das elastisch gestreute Licht IScat über das erste Objektiv, die erste Lochblende und das zweite Objektiv auf den ersten Detektor abgebildet. In einer weiteren Ausführungsform wird das das elastisch gestreute Licht Iscat über das erste Objektiv, einen Strahlteiler, optional weitere optische Elemente und das dritte Objektiv auf den dritten Detektor abgebildet.
Weiterhin wird zumindest ein Teil der Intensität des Lichts IWG(xOut, y), das im Wellenleiter geführt wird am Ort x=xout im Wellenleiter durch das Auskoppelgitter ausgekoppelt. Der ausgekoppelte Teils des Lichts IWG(xout, y) wird auf mindestens einen Detektor abgebildet und so gemessen. Hierfür geeignete Ausführungsformen sind bereits ausführlich beschrieben.
Aus dem gemessenen ausgekoppelten elastisch gestreuten Licht IScat wird der Wellenleiterverlust α berechnet. Hierfür wird das detektierte Intensitätsprofil des Streulichthintergrunds des Wellenleiters IScat exponentiell gefittet. Die Abfallkonstante dieser Exponentialfunktion, ggf. in Abhängigkeit von der Position y auf dem Wellenleiter, ist der Wellenleiterverlust a(y), der für gute planare Wellenleiter (z.B. aus Ta2O5) weniger als 1 dB/cm beträgt.
Wird nicht die gesamte im Wellenleiter am Ort x=xout geführte Intensität des Lichts IWG(xout, y) durch das Auskoppelgitter ausgekoppelt, so wird die gesamte Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(xOut, y) am Ort x=xout des Wellenleiters aus der detektierten Teilintensität berechnet. In diesem Fall wird, wie beschrieben, IWG(xOut, y) durch ein 2-dimensionales Detektorarray in der x-y-Ebene aufgelöst gemessen. Der Intensitätsabfall in x-Richtung kann exponentiell angepasst und nach x— >co extrapoliert werden. Das Integral unter der entsprechenden Kurve ergibt dann die vollständige im Wellenleiter geführte Intensität IWG(xout, y) am Ort x=xout. In einer bevorzugt Ausführungsform wird die gesamte im Wellenleiter am Ort x=xout geführte Intensität des Lichts IWG(xout, y) durch das Auskoppelgitter ausgekoppelt, so dass diese Berechnung nicht notwendig ist.
Aus dem durch mindestens einen Detektor detektierten Licht IWG(xout, y) wird die ausgekoppelte Intensität IWG(xout, y) bestimmt. Verfahren hierfür sind aus dem Stand der Technik bekannt. Beispielsweise kann die ausgekoppelte Intensität IWG(xout, y) durch Integration über alle Pixel eines durch den mindestens einen Detektor aufgenommenen Bildes bestimmt werden. Aus den gemessenen digital units kann die entsprechende Lichtintensität berechnet werden, somit wird für jeden Punkt auf dem Auskoppelgitter die im Wellenleiter geführte Intensität IWG(xout, y) erhalten.
Erfmdungsgemäß wird die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter mit der Formel
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berechnet.
In einer weiteren Ausführungsform umfasst das Verfahren weiterhin die Schritte
• Auskoppeln eines Teils des eingekoppelten Lichts als erstes Mess- Lichtbündel lDiff durch das mindestens eine Biogitter;
• Optional auskoppeln je eines weiteren Mess-Lichtbündels durch jedes weitere Biogitter; Abbilden des ersten Mess-Lichtbündels der Intensität lDiff und jedes weiteren Mess-Lichtbündels mit der ersten Lochblende und dem zweiten Objektiv auf einen Detektor.
Wie bereits beschrieben, wird an dem mindestens einen Biogitter ein Teil des eingekoppelten Lichts als erstes Mess-Lichtbündel lDiff ausgekoppelt. Sind mehr als ein Biogitter auf dem Biochip vorhanden, so wird an jedem weiteren Biogitter je ein weiteres Mess-Lichtbündel ausgekoppelt. Das erste Mess-Lichtbündel der Intensität lDiff und jedes weitere Mess- Lichtbündel werden mit der ersten Lochblende und dem zweiten Objektiv auf einen Detektor abgebildet.
In einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens werden das elastisch gestreute Licht IScat und das erste Mess-Lichtbündel lDiff und jedes weitere Mess-Lichtbündel lDiff nacheinander auf dem gleichen Detektor abgebildet. Diese Abbildung erfolgt, wie bereits beschrieben, über das erste Objektiv, die erste Lochblende und das zweite Objektiv auf den ersten Detektor.
In einer weiteren Ausführungsform werden das ausgekoppelte elastisch gestreute Licht IScat und das erste Mess-Lichtbündel lDiff und jedes weitere Mess-Lichtbündel lDiff durch einen Strahlteiler in einen ersten und einen zweiten Strahlengang aufgespalten, wobei das erste Mess-Lichtbündel lDiff und jedes weitere Mess-Lichtbündel lDiff über den ersten Strahlengang mit der ersten Lochblende und dem zweiten Objektiv auf einen ersten Detektor abgebildet werden; das elastisch gestreute Licht Iscat über den zweiten optischen Strahlengang mit dem dritten Objektiv und optional mindestens einem weiteren optischen Element auf einen weiteren Detektor abgebildet wird; und wobei die Abbildung des ersten optischen Strahlenganges auf den ersten Detektor und des zweiten optischen Strahlenganges auf den weiteren Detektor simultan erfolgt.
In einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird das am Ort x=xout ausgekoppelte Licht IWG(Xout, y) über mindestens ein optisches Element auf einen Detektor abgebildet. Geeignete Elemente sind beispielsweise Spiegel, spiegelnde Schichte, Objektive und Kombinationen dieser. Geeignete Anordnungen dieser sowie deren Vorteile wurden bereits ausführlich beschrieben. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) auf zwei Detektoren abgebildet. Geeignete Anordnungen dieser sowie deren Vorteile wurden ebenfalls bereits ausführlich beschrieben.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, oder des Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 9 bis 15, kann zur Berechnung der Beugungseffizienz eines Biogitters über die Gleichung (1) genutzt werden. Da erfindungsgemäß die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jeder Stelle des Wellenleiters und damit auch am Ort (x, y) jedes Biogitters, welches auf der wellenleitenden Schicht angeordnet ist, bekannt ist, kann mit der vorliegenden Erfindung die Beugungseffizienz jedes individuellen Biogitters berechnet werden.
Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand von 9 Figuren und 2 Ausführungsbeispielen näher erläutert.
Figur 1 stellt den Abfall der im Wellenleiter geführten Intensität in Propagationsrichtung des Lichts dar;
Figur 2 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit zwei Detektoren dar;
Figur 3 stellt eine Draufsicht auf eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar;
Figur 4 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit zwei Detektoren dar;
Figur 5 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit drei Detektoren dar; Figur 6 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, bei der das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) mit zwei Detektoren detektiert wird;
Figur 7 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, bei der das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) mediumsseitig über einen Spiegel auf einen auf den Detektor gelenkt wird;
Figur 8 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, bei der das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) über optische Elemente auf den Detektor gelenkt wird;
Figur 9 stellt die unvollständig ausgekoppelte Intensität des Lichts IWG(xout, y) am Ort x=xout über die Länge des Auskoppelgitters dar. Figur 1 stellt den exponentiellen Abfall der im Wellenleiter geführten Intensität in Propagationsrichtung dar. Hier gezeigt für Propagationsrichtung x bei einer definierten Position y. Bei Kenntnis des Wellenleiterverlusts a sowie IWG(xout, y) an einem Ort x=xout, kann die Intensität IWG(X, y) an jedem anderen Ort x berechnet werden.
Figur 2 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit einem ersten Detektor 60 und einem zweiten Detektor 61 dar. In dieser Ausführungsform werden das elastisch gestreute Licht Iscat und die Mess-Lichtbündel lDiff der drei Biogitter 33, 34, 35 auf dem ersten Detektor 60 abgebildet. Zunächst wird Licht der Lichtquelle 10 über die Linse 15 und das Einkoppelgitter 20 in die wellenleitende Schicht 30 eingekoppelt. Oberhalb des Einkoppelgitters 20 befindet sich ein Strahlfänger 16, der den am Einkoppelgitter 20 transmittierten Lichtanteil absorbiert, sodass vagabundierendes Streulicht vermieden wird. Das eingekoppelte Licht propagiert in der wellenleitenden Schicht 30 und trifft auf das erste Biogitter 33. An diesem wird ein Teil des propagierenden Lichts als Mess-Lichtbündel lDiff ausgekoppelt. Der restliche Teil des Lichts propagiert weiter in der wellenleitenden Schicht 30 und trifft auf das zweite Biogitter 34, an welchem ebenfalls ein Mess-Lichtbündel lDiff ausgekoppelt wird. Dasselbe passiert am dritten Biogitter 35. Die ausgekoppelten Mess-Lichtbündel lDiff werden auf eine kleine Fokusfläche in der Brennebene der Biogitter 40 im Abstand f fokussiert. Die Gitterform der Biogitter 33, 34, 35 stellt damit eine diffraktive Linse mit der Brennweite f dar.
Im Abstand f1 von der Brennebene der Biogitter 33, 34, 35 befindet sich die objektseitige Hauptebene H1' des ersten Objektivs 50 mit der Brennweite fi. Das erste Objektiv 50 dient als gemeinsames Eingangsobjektiv. Diesem nachgeordnet sind die erste Lochblende 52, das zweite Objektiv 53 mit der Brennweite f2und der erste Detektor 60. Die erste Lochblende 52 befindet sich im Abstand fi von der Hauptebene Hi des ersten Objektivs 50 und im Abstand fi von der Hauptebene H2 des zweiten Objektivs 53.
Die erste Lochblende 52 befindet sich daher in einer Fourierebene, so dass ein k-Raum Filterung, d.h. eine Winkeifilterung realisiert wird. Das zweite Objektiv 53 befindet sich im Abstand f2 von der ersten Lochblende 52 im Strahlengang. Auf diese Art werden die Brennebenen der Biogitter 40 und damit die Mess-Lichtbündel lDiff auf dem ersten Detektor D1 60 abgebildet. Zusätzlich zur Auskopplung von Messlicht lDiff an den Biogittern 33, 34, 35, kommt es bei der Propagation von Licht in der wellenleitenden Schicht 30 an allen Brechungsindexsprüngen, die ihre Ursache z.B. in Rauheit von Substrat 32 und/oder der wellenleitenden Schicht 30, Verschmutzungen auf der Oberseite der wellenleitenden Schicht 31, Materialinhomogenitäten usw. haben, zu unbeabsichtigter Auskopplung von elastisch gestreutem Licht IScat, das ebenfalls in Richtung der Brennebene der Biogitter 40 ausgelenkt wird.
Das elastische gestreute Licht IScat wird über den gleichen optischen Weg auf den ersten Detektor 60 abgebildet. Da die Lochblende einen Großteil des elastische gestreuten Lichts Iscat filtert, kann die Lochblende vorteilhafterweise für die Messung des elastisch gestreuten Lichts Iscat aus dem Strahlengang hinaus bewegt werden.
Die Messung des elastisch gestreuten Lichts Iscat und der Mess-Lichtbündel lDiff wird in dieser Ausführungsform nacheinander vorgenommen.
Weiterhin kann eine Trennwand 17 zur Abschirmung von Streulicht aus dem Einkoppelvorgang in der Vorrichtung 200 angebracht sein.
Hinter den Biogittem 33, 34, 35 ist das Auskoppelgitter 90 angeordnet. Über das Auskoppelgitter 90 wird zumindest ein Teil der Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout ausgekoppelt. Bevorzugt wird die gesamte Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout ausgekoppelt. Das ausgekoppelte Licht wird substratseitig durch den zweiten Detektor 61 detektiert. Der zweite Detektor 61 kann alternativ auch mediumsseitig angeordnet sein.
Figur 3 stellt eine Draufsicht auf eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar. Auf dem Substrat 32 ist das Einkoppelgitter 20, die Biogitter 33a-c, 34a-c und 35a-c das Auskoppelgitter 90 angeordnet. Unterhalb der Biogitter 33a-c, 34a-c und 35a-c ist der erste Detektor 60 angeordnet und hinter dem Auskoppelgitter 90 der zweite Detektor 61. Die Trennwand 17 ist unter dem Substrat angeordnet.
Figur 4 stellt eine weitere Ausführungsform der Erfindung dar. Die Vorrichtung 200 ist analog zur Vorrichtung 200 in Figur 2 aufgebaut. Nur, dass in dieser Ausführungsform der erste Detektor 60 in der Position entlang des Strahlengangs des ausgekoppelten elastisch gestreuten Lichts Iscat und der Mess-Lichtbündel lDiff verstellt werden kann. Für die Messung der Mess- Lichtbündel lDiff wird die Brennebene 40 der Biogitter 33, 34, 35 auf dem ersten Detektor 60 abgebildet. In dieser Konfiguration wird jedoch die Streulichtintensität IScat nicht am Ort ihrer Entstehung, nämlich der Wellenleiterebene, sondern in der um die Distanz f entfernten Brennebene gemessen, wodurch eine Unschärfe der Abbildung entsteht. Durch die Ortsveränderlichkeit des ersten Detektors 60 kann die abbildende Optik auf die Oberseite der wellenleitenden Schicht 31 scharfgestellt werden und so die Streulichtintensität IScat in der Ebene des Wellenleiters gemessen werden. Alternativ können auch das erste Objektiv 50 und das zweite Objektiv 53 ortsveränderlich ausgeführt werden, um den genannten Zweck zu erfüllen.
Über das Auskoppelgitter 90 wird wiederum zumindest ein Teil der Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout ausgekoppelt und substratseitig mit dem Detektor 61 detektiert. Der zweite Detektor 61 kann alternativ auch mediumsseitig angeordnet sein.
Figur 5 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, bei der elastisch gestreutes Licht IScat auf dem dritten Detektor 62 und die Mess-Lichtbündel lDiff der drei Biogitter 33, 34, 35 auf dem ersten Detektor 60 abgebildet werden. Zunächst wird Licht der Lichtquelle 10 über die Linse 15 und das Einkoppelgitter 20 in die wellenleitende Schicht 30 eingekoppelt. Oberhalb des Einkoppelgitters 20 befindet sich ein Strahlfänger 16, der den am Einkoppelgitter 20 transmittierten Lichtanteil absorbiert, sodass vagabundierendes Streulicht vermieden wird. Das eingekoppelte Licht propagiert in der wellenleitenden Schicht 30 und trifft auf das erste Biogitter 33. An diesem wird ein Teil des propagierenden Lichts als Mess- Lichtbündel lDiff ausgekoppelt. Der restliche Teil des Lichts propagiert weiter in der wellenleitenden Schicht 30 und trifft auf das zweite Biogitter 34, an welchem ebenfalls ein Mess-Lichtbündel lDiff ausgekoppelt wird. Dasselbe passiert am dritten Biogitter 35. Die ausgekoppelten Mess-Lichtbündel lDiff werden auf eine kleine Fokusfläche in der Brennebene der Biogitter 40 im Abstand f fokussiert. Die Gitterform der Biogitter 33, 34, 35 stellt damit eine diffraktive Linse mit der Brennweite f dar.
Im Abstand fi von der Brennebene der Biogitter 33, 34, 35 befindet sich die objektseitige Hauptebene Hf des ersten Objektivs 50 mit der Brennweite fi. Das erste Objektiv 50 dient als gemeinsames Eingangsobjektiv. Diesem nachgeordnet ist der Strahlteiler 51, der das ausgekoppelte Licht in zwei Strahlengänge aufteilt. Der Strahlteiler ist in dieser Ausführungsform ein wellenlängenunabhängiger Strahlteiler. Der erste Strahlengang wird dabei erfindungsgemäß auf den ersten Detektor 60 abgebildet. Im ersten Strahlengang befindet sich nach dem Strahlteiler 51 eine erste Lochblende 52, das zweite Objektiv 53 mit der Brennweite f2 und der erste Detektor 60. Die erste Lochblende 52 befindet sich im Abstand fi von der Hauptebene Hi des ersten Objektivs 50 und im Abstand fi von der Hauptebene H2 des zweiten Objektivs 53.
Die erste Lochblende 52 befindet sich daher in einer Fourierebene, so dass ein k-Raum Filterung, d.h. eine Winkelfilterung realisiert wird. Das zweite Objektiv 53 befindet sich im Abstand fi von der ersten Lochblende 52 im Strahlengang. Auf diese Art werden die Brennebenen der Biogitter 40 und damit die Mess-Lichtbündel lDiff auf dem ersten Detektor 60 abgebildet.
Zusätzlich zur Auskopplung von Messlicht lDiff an den Biogittern 33, 34, 35, kommt es bei der Propagation von Licht in der wellenleitenden Schicht 30 an allen Brechungsindexsprüngen, die ihre Ursache z.B. in Rauheit von Substrat 32 und/oder der wellenleitenden Schicht 30, Verschmutzungen auf der Oberseite der wellenleitenden Schicht 31, Materialinhomogenitäten usw. haben, zu unbeabsichtigter Auskopplung von elastisch gestreutem Licht Iscat, das ebenfalls in Richtung der Brennebene der Biogitter 40 ausgelenkt wird.
Für das elastisch gestreute Licht Iscat dient ebenfalls das erste Objektiv 50 als Eingangsobjektiv, anschließend fällt das elastisch gestreute Licht Iscat auf den Strahlteiler 51 und wird in Richtung des dritten Objektivs 54 und des dritten Detektors 62 ausgelenkt. Dies stellt den zweiten Strahlengang dar. Nach dem Strahlteiler 51 fällt das elastisch gestreute Licht IScat auf das dritte Objektiv 54 mit der Brennweite f. Im Abstand von der bildseitigen Hauptebene H3'
Figure imgf000033_0001
des dritten Objektivs 54 befindet sich der dritte Detektor 62. Somit wird die Oberseite der wellenleitenden Schicht 31 auf den dritten Detektor 62 abgebildet.
Die hohe numerische Apertur dieser Abbildung geht mit einer geringen Tiefenschärfe einher, sodass es vorteilhaft ist, das dritte Objektiv 54 und/oder den dritten Detektor 62 in x-Richtung, das heißt in Richtung des Strahlenganges, verstellbar auszuführen. Somit kann die abbildende Optik auch bei mechanischen Lagetoleranzen des Biochips exakt auf die Oberseite der wellenleitenden Schicht 31 scharfgestellt werden. In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann zur Vergrößerung des Tiefenschärfebereichs die numerische Apertur der Abbildung durch eine geeignete Blende reduziert werden.
Der dritte Detektor 62 wird bevorzugt als 2-dimensionales Detektorarray in x-y-Richtung ausgeführt.
Weiterhin kann eine Trennwand 17 zur Abschirmung von Streulicht aus dem Einkoppelvorgang in der Vorrichtung 200 angebracht sein.
Hinter den Biogittem 33, 34, 35 ist das Auskoppelgitter 90 angeordnet. Über das Auskoppelgitter 90 wird zumindest ein Teil der Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout ausgekoppelt. Bevorzugt wird die gesamte Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout ausgekoppelt. Das ausgekoppelte Licht wird substratseitig durch den zweiten Detektor 61 detektiert. Der zweite Detektor 61 kann alternativ auch mediumsseitig angeordnet sein.
Figur 6 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, bei der das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) mit zwei Detektoren 61, 63 detektiert wird. Die Vorrichtung 200 ist entsprechend der Vorrichtung der Figur 5 aufgebaut, nur dass das am Auskoppelgitter 90 ausgekoppelte Licht auf dem zweiten Detektor 61 und dem vierten Detektor 63 detektiert wird. Der zweite Detektor 61 ist dabei substratseitig hinter dem Auskoppelgitter 90 angeordnet und der vierte Detektor 63 mediumsseitig hinter dem Auskoppelgitter 90. In dieser Ausführungsform kann vorteilhafterweise sowohl die mediumsseitige ausgekoppelte Lichtintensität IWG, Med (xout, y) als auch die substratseitig ausgekoppelte Lichtintensität IWG, Sub (xout, y) detektiert werden. Diese Ausführungsform ist vorteilhaft, da dann das Verhältnis der ausgekoppelten Intensität ηout, Med/r|out, Sub, nicht bekannt sein muss und somit Schwankungen in den Wellenleiter und Auskopplerparametern erlaubt sind, ohne dass die Messgenauigkeit reduziert wird.
Figur 7 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, bei der das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) mediumsseitig über einen Spiegel 100 auf den zweiten Detektor 61 gelenkt wird. In dieser Ausführungsform ist es ebenfalls möglich sowohl die mediumsseitige ausgekoppelte Lichtintensität IWG, Med (xout, y) als auch die substratseitig ausgekoppelte Lichtintensität IWG, Sub (xout, y) zu detektieren. Die Verwendung eines Spiegels 100 im Vergleich zur Verwendung eines weiteren Detektors 63 zur Detektion der mediumsseitig ausgekoppelten Lichtintensität IWG, Med (xout, y) ist preiswerter und platzsparender. Der weitere Aufbau der Vorrichtung 200 entspricht der Vorrichtung der Figur 5.
Figur 8 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar, bei der das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) über optische Elemente auf den Detektor 61 gelenkt wird. In dieser Ausführungsform wird das substratseitig ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) über das Objektiv 110, den Spiegel 120 und das Objektiv 130 auf den Detektor 61 gelenkt und dort detektiert. Diese Ausführungsform hat den Vorteil, dass der Detektor 61 frei positioniert werden kann. Der weitere Aufbau der Vorrichtung 200 entspricht der Vorrichtung der Figur 5.
Figur 9 stellt die unvollständig ausgekoppelte Intensität des Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout über die Länge des Auskoppelgitters dar. Wird der zweite Detektor 61 als 2-dimensionales Detektorarray in der x-y-Ebene ausgeführt, kann die am Auskoppelgitter 90 substratseitig ausgekoppelte Intensität IWG, Sub (xout, y) zusätzlich zur y- auch in x-Richtung aufgelöst werden. Diese zusätzliche Information ist z.B. vorteilhaft, wenn das Auskoppelgitter zu schwach ist, um das im Wellenleiter geführte Licht vollständig auszukoppeln. In diesem Fall fällt die im Wellenleiter geführte Intensität bei der Propagation über das Auskoppelgitter zwar exponentiell ab, verschwindet aber bis zum Ende des Auskoppelgitters nicht vollständig, wie in Figur 9 dargestellt. Um dennoch auf die im Wellenleiter geführte Intensität am Beginn des Auskoppelgitters IWG, Sub (xout, y) schließen zu können, kann man in diesem Fall, den Intensitätsabfall am Auskoppelgitter in x-Richtung auflösen, exponentiell fitten und nach
Figure imgf000035_0001
extrapolieren. Das Integral unter der entsprechenden Kurve ergibt dann die vollständige im Wellenleiter am Ort x=xout geführte Intensität.
Alternativ kann der zweite Detektor 61 als 2-dimensionales Detektorarray in der x-y-Ebene ausgeführt werden, um die am Auskoppelgitter 90 mediumsseitig ausgekoppelte Intensität IWG, Med (xout, y) zusätzlich zur y- auch in x-Richtung aufzulösen.
Ausführungsbeispiel 1
Es wurde ein Biochip bestehend aus D263 Substrat mit einer wellenleitenden Schicht 30 aus Ta2Os verwendet. Auf der Wellenleiteroberfläche waren 140 Biogitter 33, 34, 35 in einem 14x10 Raster mit je 500 μm Mittenabstand (in x- bzw. y-Richtung) angeordnet. Licht einer ersten Wellenlänge λ1=785 nm wurde über ein Einkoppelgitter 20 mit einer Gitterkonstante A=360 nm in die wellenleitende Schicht 30 eingekoppelt.
Die Biogitter 33, 34, 35 wiesen einen Durchmesser von d=0.4 mm und eine Brennweite von f=12 mm auf und dementsprechend eine numerische Apertur von NA=d/2f=0.0167. Die Biogitter 33, 34, 35 erzeugten entsprechende beugungsbegrenzte Foki in der Brennebene 40.
Als erstes Objektive 50, zweites Objektiv 53 und drittes Objektiv 54 wurden drei identische mehrlinsige Objektive mit fester Brennweite verwendet, die im Abstand
Figure imgf000036_0001
gegensinnig als Tandemobjektive angeordnet waren. Damit wurde eine
Figure imgf000036_0002
4 f- Abbildung mit einer Vergrößerung von M=-l umgesetzt.
Der Strahlteiler 51 wurde als wellenlängenunabhängiger Strahlteiler mit einem Aufspaltungsverhältnis (ReflektiomTransmission) von 10:90 ausgeführt. Der Großteil des ausgekoppelten Lichts lDiff und Iscat wurde am Strahlteiler 51 transmittiert und gelangte zu einer Fourierblende. Die Fourierblende war im Ab stand fi=35 mm hinter der bildseitigen Hauptebene Hi des ersten Objektivs 50 positioniert. Die Blendenöffnung hatte einen Durchmesser von D=2fiNA=fid/f~1.2 mm, sodass die numerische Apertur der Abbildung der der Biogitter 33, 34, 35 entsprach. Der Großteil des elastisch gestreuten Lichts Iscat wurde von der Fourierblende blockiert, während das Licht lDiff transmittiert, und mit Hilfe des zweiten Objektivs 53 auf den ersten Detektor 60 abgebildet wurde, der als CMOS Kamerasensor mit geringem Dunkelrauschen ausgeführt war.
Der kleinere Teil des Lichts lDiff, Iscat wurde am Strahl teiler 51 reflektiert und mit Hilfe des dritten Objektivs 54 auf einen dritten Detektor 62 abgebildet, der ebenfalls als CMOS Kamerasensor mit geringem Dunkelrauschen ausgeführt war. Der Abstand dieses Detektors 62 zur bildseitigen Hauptebene des dritten Objektivs 54 betrug b3=f3-f(f3/fi)2=35 mm-12 mm=24 mm. Dieser Abstand konnte durch Verschieben des dritten Objektivs 54 und/oder des dritten Detektors 62 geringfügig verstellt werden, sodass die Abbildung auch bei mechanischen Lagetoleranzen des Biochips exakt auf die Oberseite der wellenleitenden Schicht 31 scharfgestellt werden konnte.
Ein Großteil der im Wellenleiter geführten Lichtintensität propagiert weiter bis zum Auskoppelgitter 90. Das Auskoppelgitter 90 wies eine Gitterkonstante von A=480 nm auf. Die Gitterkonstante A des Auskoppelgitters 90 war damit so gewählt, dass die Auskopplung des Lichts IWG(xout, y) unter einem positiven Winkel, also in positiver x-Richtung weg vom Detektionsbereich der Biogitter 33, 34, 35, geschah.
Das Auskoppelgitter 90 wies eine Länge von 1 mm in Propagationsrichtung des Lichtes (x- Richtung) auf und war damit entsprechend lang ausgeführt, dass die gesamte Intensität des Lichts IWG(xout, y) am Ort x=xout ausgekoppelt wurde. Hinter dem Auskoppelgitter 90 wurde eine abbildende Optik 110 sowie ein Spiegel 120 eingebracht, die das ausgekoppelte Licht auf einen 2-dimensionalen Detektor 61 abbildete. Als Detektor 61 diente ein 2-dimensionaler CMOS Sensor.
Ausführungsbeispiel 2
Das elastisch gestreute Licht Iscat und das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) wurden entsprechend dem Ausführungsbeispiel 1 detektiert. Mit Hilfe des Detektors 62 und dem dritten Objektiv 54 wurde demnach eine Aufnahme der Wellenleiteroberfläche gemacht. Die so ermittelte Streulichtintensität wurde exponentiell gefittet und so der Wellenleiterverlust a ermittelt. Der Wellenleiterverlust a kann so wenn nötig auch in y-Richtung aufgelöst a(y) bestimmt werden.
Mit dem Detektor 61 wurde das ausgekoppelte Licht IWG(xOut, y) detektiert und aus dem Bild des Detektors 61 wurde die ausgekoppelte Intensität IWG(xout, y) durch Integration über alle Pixel bestimmt. Die Sensitivität des Detektors 61 war bekannt, so dass aus den gemessenen digital units eine entsprechende Lichtintensität berechnet werden konnte. Somit war für jeden Punkt auf dem Auskoppelgitter 90 die im Wellenleiter geführte Intensität IWG(xout, y) bekannt.
Die substratseitige Auskoppeleffizienz des Auskoppelgitters 90 betrug ηout, Die
Figure imgf000037_0002
Position des Auskoppelgitters 90 auf dem Chip war xout=15 mm. Das Ergebnis der Messung der Wellenleiterdämpfung betrug a=l dB/cm. Wenn man nun an der im Wellenleiter geführten Intensität am Ort x=6 mm, y=5 mm interessiert ist, benötigt man die Messung der am Auskoppelgitter 90 ausgekoppelten Intensität am Ort y=5 mm, welche IWG(xout, y=5 mm)=l mW betrug. Die im Wellenleiter geführte Intensität am Ort x=6 mm, y=5 mm wurde gemäß Formel (2) wie folgt berechnet:
Figure imgf000037_0001
Bezugszeichenliste
10 Lichtquelle
15 Linse
16 Strahlfänger für den transmittierten Lichtanteil
17 Trennwand für Streulicht
20 Einkoppelgitter
30 wellenleitende Schicht
31 Oberseite der wellenleitenden Schicht
32 Substrat
33, 33a-33c Biogitter
34, 34a-34c Biogitter
35, 35a-35c Biogitter
40 Brennebene der Biogitter
50 erstes Obj ektiv 01
51 Strahlteiler
52 erste Lochblende
53 zweites Objektiv O2
54 drittes Objektiv 03
60 erster Detektor
61 zweiter Detektor
62 dritter Detektor
63 vierter Detektor
80 Deckschicht
90 Auskoppelgitter
100, 120 Spiegel
110, 130 Objektive
200 Vorrichtung Literatur
[1] V. Gatterdam et al., Nature Nanotechnology 12, 1089 (2017)
[2] A.M. Reichmuth et al., Anal. Chem. 92, 13, 8983 (2020)
[3] Frutiger et al., Phys. Rev. Applied 11, 014056 (2019) [4] F. Zernike, Fabrication and Measurements of Passive Components. In: T. Tamir (eds.)
Integrated Optics. Topics in Applied Physics, vol 7. Springer, Berlin, Heidelberg (1975)

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung (200) aufweisend mindestens eine Lichtquelle (10), ein Einkoppelgitter (20), eine Recheneinheit und einen Biochip, wobei der Biochip mindestens ein Biogitter (33, 34, 35) mit einer Brennweite f und einen Wellenleiter aufweist, wobei der Wellenleiter eine wellenleitende Schicht (30) mit einer Oberseite (31) und einer Unterseite aufweist, wobei an der Unterseite der wellenleitenden Schicht ein Substrat (32) und an der Oberseite der wellenleitenden Schicht (30) eine Deckschicht (80) angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (200) weiterhin ein erstes Objektiv (50) mit einer Brennweite fi, ein zweites Objektiv (53) mit einer Brennweite fi, eine erste Lochblende (52), mindestens zwei Detektoren (60, 61) und ein Auskoppelgitter (90) aufweist; das Auskoppelgitter (90) auf dem Biochip in Propagationsrichtung des Lichts hinter dem mindestens einen Biogitter (33, 34, 35) und jedem weiteren Biogitter (33, 34, 35) angeordnet ist; und die Vorrichtung (200) dazu eingerichtet ist, das an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht (30) ausgekoppelte elastisch gestreute Licht IScat mit einem Detektor (60) zu detektieren; und zumindest einen Teil der Intensität des in der wellenleitenden Schicht geführten Lichts IWG(X, y) am Ort x=xout aus dem Biochip durch das Auskoppelgitter (90) auszukoppeln und das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) auf mindestens einem weiteren Detektor (61) zu detektieren; und wobei die Recheneinheit dazu eingerichtet ist, die Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter aus dem detektierten elastisch gestreuten Licht Iscat und dem detektierten ausgekoppelten Licht IWG(xout, y) zu berechnen.
2. Vorrichtung (200) gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektoren (60, 61, 62, 64) ausgewählt sind aus einer Gruppe enthaltend 0-dimensionale Detektoren, 1 -dimensionale Detektorarrays und 2-dimensionale Detektorarrays.
3. Vorrichtung (200) gemäß einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein Detektor (60, 61, 62, 64) ortsveränderlich angeordnet ist.
4. Vorrichtung (200) gemäß einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Lochblende 52 ortsveränderlich angeordnet ist.
5. Vorrichtung (200) gemäß einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (200) weiterhin einen Strahlteiler (51) mit Halterung, ein drittes Objektiv (54) mit einer Brennweite L und einen dritten Detektor (62) aufweist.
6. Vorrichtung (200) gemäß einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (200) weiterhin einen vierten Detektor (64) aufweist, wobei der vierte Detektor (64) auf der Seite der Deckschicht (80) des Biochips abgeordnet ist.
7. Vorrichtung (200) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (200) weiterhin mindestens ein optisches Element aus der Gruppe enthaltend Spiegel (100, 120), spiegelnde Schichten, Objektive (110, 130) aufweist.
8. Vorrichtung (200) gemäß Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Objektive (110, 130) ausgewählt sind aus der Gruppe enthaltend Zylinderlinsen, sphärische Linsen, asphärische Linsen und Kombinationen dieser.
9. Verfahren zur Berechnung der Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an j edem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter mit einer Vorrichtung (200) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren die Schritte umfasst
• Einkoppeln von Licht aus mindestens einer Lichtquelle (10) in die wellenleitende Schicht (30);
• Auskopplung von elastisch gestreutem Licht der Intensität IScat an Brechungsindexsprüngen in der wellenleitenden Schicht (30) ;
• Abbilden und messen des elastisch gestreuten Lichts der Intensität IScat durch optische Elemente auf einem ersten Detektor;
• Auskoppeln zumindest eines Teils der Intensität des Lichts IWG(xOut, y), das im Wellenleiter geführt wird am Ort xout im Wellenleiter durch das Auskoppelgitter (90);
• Abbilden und messen des ausgekoppelten Teils des Lichts IWG(xOut, y) auf mindestens einem weiteren Detektor. • Berechnen des Wellenleiterverlustes a aus dem gemessenen ausgekoppelten elastisch gestreuten Licht Iscat;
• Optional berechnen der gesamten Intensität des im Wellenleiter geführten Lichts IWG(xOut, y) am Ort xout des Wellenleiters;
• Berechnen der Intensität des Lichts im Wellenleiter IWG(X, y) an jedem beliebigen Ort x, y im Wellenleiter mit der Formel
Figure imgf000043_0001
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren weiterhin die Schritte umfasst
• Auskoppeln eines Teils des eingekoppelten Lichts als erstes Mess- Lichtbündel loiff durch das mindestens eine Biogitter (33, 34, 35);
• Optional auskoppeln je eines weiteren Mess-Lichtbündels durch jedes weitere Biogitter (33, 34, 35);
• Abbilden des ersten Mess-Lichtbündels der Intensität loiff und j edes weiteren Mess-Lichtbündels mit der ersten Lochblende (52) und dem zweiten Objektiv (53) auf einen Detektor. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das elastisch gestreute Licht Iscat und das erste Mess-Lichtbündel loiff und jedes weitere Mess-Lichtbündel lDiff nacheinander auf dem gleichen Detektor abgebildet werden. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das ausgekoppelte elastisch gestreute Licht Iscat und das erste Mess-Lichtbündel biff und jedes weitere Mess- Lichtbündel loiff durch einen Strahlteiler in einen ersten und einen zweiten Strahlengang aufgespalten werden, wobei das erste Mess-Lichtbündel lDiff und jedes weitere Mess-Lichtbündel lDiff über den ersten Strahlengang mit der ersten Lochblende (52) und dem zweiten Objektiv (53) auf einen ersten Detektor abgebildet werden; das elastisch gestreute Licht Iscat über den zweiten optischen Strahlengang mit dem dritten Objektiv (54) und optional mindestens einem weiteren optischen Element auf einen weiteren Detektor abgebildet wird; und
ERSATZBLATT (REGEL 26) wobei die Abbildung des ersten optischen Strahlenganges auf den ersten Detektor und des zweiten optischen Strahlenganges auf den weiteren Detektor simultan erfolgt. Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die gesamte Intensität des Lichts IWG(xout, y), des im Wellenleiter geführten Lichts am Ort Xout im Wellenleiter durch das Auskoppelgitter (90) ausgekoppelt wird. Verfahren gemäß einem der vorangegangen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) über mindestens ein optisches Element auf einen Detektor abgebildet wird. Verfahren gemäß einem der vorangegangen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das ausgekoppelte Licht IWG(xout, y) auf zwei Detektoren abgebildet wird.
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