第二卷 第八期 - 2007年十二月二十一日
具次波長光柵之耦合波導表面電漿子共振生物感測器
陳顯禎

國立成功大學工程科學系

整理摘錄自發表之F.-C. Chien, C.-Y. Lin, J.-N. Yih, K.-L. Lee, C.-W. Chang, P.-K. Wei, C.-C. Sun, and S.-J. Chen, “Coupled waveguide-surface plasmon resonance biosensors constructed with sub-wavelength gratings,” Biosensors & Bioelectronics, vol. 22, no. 11, pp. 2737-2742, May 2007.

用標記螢光或放射性分子分析的光學偵測方式雖可快速、精確、低成本且可於混雜樣本中偵測出目標物的方法,然而,通常需搭配螢光或放射性物質標誌,然而螢光系統中牽涉到繁瑣的螢光標記、部份分子標記的困難度、不可避免的螢光衰退及難以即時提供生物分子交互作用分析(biomolecular interaction analysis,BIA)之動力學(kinetics)資訊、亦可能影響樣本原本特性導致錯誤等問題,故無標記(label-free)的檢測方法有其存在的意義與價值。表面電漿子(surface plasmons,SPs)是存在於金屬表面上之自由電子的振盪現象。這SPs所引發的橫向表面電漿子(surface Plasmon polariton,SPP)其電磁場強度隨著遠離界面呈指數衰減,與漸逝波有相似之特性,也是一種表面波。由自由電子形成同調性的振盪行為,稱之為表面電漿子共振(surface plasmon resonance,SPR)現象。SPR生物感測器即為利用此SPP無須任何標定的特性,來偵測金屬表面上待測物的折射率及厚度微小變化情形,提供發生在此界面上生物分子交互作用的資訊,其中以Kretschmann組態的衰減全反射(attenuated total reflection,ATR)方法之SPR 生物感測感器具有非常高的靈敏度。不同於傳統Kretschmann組態之稜鏡耦合SPR生物感測器,本研究以光柵耦合激發SPs方式來設計耦合波導表面電漿子共振(coupled waveguide-surface plasmon resonance,CWSPR)生物感測器,其光學量測系統是直接以橫磁極化之光源正射於試片表面,無須稜鏡耦合元件,故具有大量平行篩檢之優點。而整合SPs的區域電磁場強化及波導模態的現象,則能使感測器具有良好的靈敏度,同時亦能維持不錯的解析度。

光激發SPs可由光柵耦合來增加入射光之波向量,當光先進入一介電質,其入射光在其表面的水平波向量為
(1)

此時 θ 為大於全反射時之臨界角的入射角度,能激發SPs,並且同時將局域性界面上的近場電場強化。SPs在 z 方向之波向量 kzi 為虛數,在垂直界面方向上,使得SPs電磁場的振幅呈現衰減。在光波與粗糙金屬表面交互作用時,使得其波向量增加而可激發於金屬界面之SPs,其中又以金屬層表面的繞射光柵來激發SPs為常見的架構,當TM模態光波入射到一週期起伏表面的繞射光柵時,光波將被繞射於不同的繞射角度,而第m階繞射光的波向量於水平界面分量為
,
(2)

為入射光波向量沿光柵表面的分量,m 為繞射光階數,Λ為光柵週期,故此即為光柵耦合之共振條件,藉由不同階數的繞射光來改變入射光的波向量以達成共振條件。繞射光柵之光場分佈可以利用向量繞射理論求解,向量繞射理論是以嚴格耦合波分析(rigorous coupled-wave analysis,RCWA),將一均質平面波入射到一週期性光柵結構時,其內部的電磁場可以用各個空間頻率的平面波疊加表示之,再經由Maxwell方程式及界面上邊界條件限制下來求解出其電磁場分佈情形,在求解過程中並無做任何省略以得到電磁場的完整解,進而計算出各階反射及穿透光的繞射效率。
圖二 於純水緩衝溶液下,橫電及橫磁模態之平行白光光源正向入射,具次波長光柵結構之表面電漿子共振生物感測器的反射共振光譜。實線:橫磁模態下,有波導層;虛線:橫磁模態下,無波導層;點虛線:橫電模態下,有波導層;點線:橫電模態下,無波導層。
圖一 次波長光柵耦合波導電漿子共振生物感測器結構。


在設計光柵及分析繞射效率方面,以RCWA理論作為基礎加以模擬計算,設計時是以垂直入射、橫磁極化之平面波白光當作光源,以波長量測得到反射及穿透光的繞射效率。如圖一,為目前次波長建構之耦合波導表面電漿子共振的結構,圖二為模擬不同結構之繞射光柵反射光譜。目前製作生物感測器之流程為:在清洗乾淨之Pyrex玻璃基板上旋轉塗佈上一層PMMA光阻接著以電子束微影系統(scanning electron microscope,SEM),對基板上的光阻定義出100 × 100 μm2大小的次波長繞射光柵圖形,接著以反應式離子蝕刻(reactive ion etching,RIE)系統對已定義有光柵圖形的玻璃基板進行非等向性的乾式蝕刻,蝕刻後以丙酮去除剩餘光阻後可得深度35奈米的次波長光柵。最後以射頻濺鍍系統依序鍍上厚度285 nm之五氧化二鉭(Ta2O5)波導層及厚度40 nm之金膜。進行生醫感測分析前,需將試片表面先行改質為具特定官能基以吸附待測抗體分子:先將試片以去離子水及乙醇沖洗再以高純度氮氣吹乾,之後將試片浸泡在1mM的MHDA乙醇溶液6小時,接著再以相同步驟清洗、吹乾試片,能將未與表面鍵結的硫醇化合物沖洗掉,此時金膜表面被改質為以羧基為官能基的自組裝單分子層,最後在進行生醫感測前將試片浸泡在2mM的EDC與5mM的NHS溶液12小時,取出試片以純水沖洗、氮氣吹乾,即可進行後續生醫感測實驗。
圖四 動態量測抗體分子吸附之反射共振波長飄移量與時間關係圖。
圖三 具次波長光柵結構之表面電漿子生物感測器之光學量測系統示意圖。


圖三為光譜量測系統架構,在實驗開始前先利用溫度控制器控制反應的系統環境溫度為30℃,接著通入10 mM Tris-HCl緩衝溶液(150 mM NaCl,pH 7.6),先測試系統穩定度,約30分鐘後,待系統的反射共振光譜沒有明顯變化,此時通入的緩衝溶液已與表面改質後的單一分子層充分混和,再以固定流速依序通入溶於Tris-HCl緩衝溶液的0.5 μM protein G分子及1 μM抗體分子,待通入之生物分子吸附於感測器表面之反應完成後再通入原先通入的緩衝溶液,此步驟能將堆積在感測器表面未鍵結之生物分子沖洗掉。圖四為生醫實驗過程中,動態量測其反射共振光譜波長飄移情形,最後因抗體分子吸附造成的反射共振波長增加量約為5.8 nm。在同樣的架構下,將光源改由玻璃基板入射以激發位於金屬膜與緩衝溶液介面的SPs,會發現其共振現象相當微弱,這是因為金屬膜層在緩衝溶液介面與波導層介面的SPs之相位相差將近180度而互相抵銷的緣故,因此藉由改變原本的次波長結構可以調整金屬膜層上下兩個界面的SPs共振條件,進而使從玻璃基板入射的光波也能激發位於金屬膜與緩衝溶液介面的SPR現象。

根據上述之實驗結果可作出下列結論:此CWSPR架構採用次波長光柵激發方式,可避免掉藉由Kretschmann組態稜鏡耦合ATR方法之使用不便缺點,且經過適當的多層膜波導結構設計,不但可以具有優異的靈敏度外,還可以進一步使得量測譜線窄化,提高量測上的解析度。
< 上一篇下一篇 >
Copyright National Cheng Kung University