基于双环谐振腔辅助的马赫-曾德尔干涉仪光学生物传感器

摘要

本发明公开了一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，包括激光光源、马赫‐曾德尔干涉仪、两个环形波导谐振腔和两个探测器；第一环形谐振腔的芯层表面修饰有特异性吸附功能的生物抗体；第二环形谐振腔的芯层表面修饰有吸附生物抗体的竞争抗原；本发明利用由于被测液体中待检测抗原与生物抗体结合后，引起第一环形波导谐振腔的有效折射率增大，而第二环形波导谐振腔的有效折射率减小，导致两个环形波导谐振腔内光的相位差增大，通过马赫‐曾德尔干涉仪将相位差的变化转换为输出功率的变化，通过测量马赫‐曾德尔干涉仪两个端口输出功率的比值，获得被测液体中待检测抗原的含量，大大降低了对光源功率稳定性的要求。

权利要求

1.一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，其特征在于，包括激光光源(1)、马赫‐曾德尔干涉仪(2)、第一环形谐振腔(3)、第二环形谐振腔(4)、第一探测器(5)和第二探测器(6)；所述马赫‐曾德尔干涉仪(2)的输入耦合器(22)的输入端(21)与激光光源(1)连接，两个输出端分别与所述马赫‐曾德尔干涉仪(2)的上臂(23)的一端和下臂(24)的一端相连接；所述马赫‐曾德尔干涉仪(2)的上臂(23)和下臂(24)分别与第一环形谐振腔(3)和第二环形谐振腔(4)相耦合；所述马赫‐曾德尔干涉仪(2)的上臂(23)的另一端和下臂(24)的另一端分别与输出耦合器(25)的两个输入端相连接；所述输出耦合器(25)的第一输出端(26)和第二输出端(27)分别与第一探测器(5)和第二探测器(6)相连接；所述第一环形谐振腔(3)的芯层(31)表面修饰有特异性吸附功能的生物抗体(32)；所述第二环形谐振腔(4)的芯层(41)表面修饰有具有吸附生物抗体(32)功能的竞争抗原(42)；所述第一环形谐振腔(3)和所述第二环形谐振腔(4)均与被测液体(7)接触。

2.根据权利要求1所述一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，其特征在于，所述修饰生物抗体(32)的第一环形谐振腔(3)与修饰竞争抗原(42)的第二环形谐振腔(4)至少有一个相同的谐振频率。

3.根据权利要求1所述一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，其特征在于，所述激光光源(1)的频率为第一环形谐振腔(3)与第二环形谐振腔(4)的一个共同谐振频率。

4.根据权利要求1所述一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，其特征在于，所述竞争抗原(42)对生物抗体(32)的亲和力小于被测液体(7)中待检测抗原(8)对生物抗体(32)的亲和力。

5.根据权利要求1所述一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，其特征在于，被测液体(7)中待检测抗原(8)与生物抗体(32)结合后，引起第一环形谐振腔(3)的有效折射率增大，而第二环形谐振腔(4)的有效折射率减小，从而导致两个环形谐振腔内光的相位差增大。

6.根据权利要求1所述一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，其特征在于，所述马赫‐曾德尔干涉仪(2)、第一环形谐振腔(3)和第二环形谐振腔(4)可采用平面集成光波导，或者分立光学元件，或者光纤构成。

说明书

基于双环谐振腔辅助的马赫-曾德尔干涉仪光学生物传感器

技术领域

[0001] 本发明涉及一种光学生物传感器，尤其涉及一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器。

背景技术

[0002] 光学生物传感器因其在生物医学诊断，药物研发，环境监测和食品安全等领域的广泛应用而取得了快速的发展。其中基于光学技术的生物传感器有很多优点：超高的灵敏度，较强的抗电磁干扰能力，高可靠性、高集成度和多参量，因此获得了广泛的关注。

[0003] 双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器仅需要测量强度信息，无需高分辨率的光谱仪或者可调谐的激光器测量光谱信息，提高传感器灵敏度的同时，大大降低传感器的成本。当入射光的频率在谐振腔的谐振频率附近时，光的相位变化随谐振腔的光学长度变化非常灵敏，马赫‐曾德尔干涉仪可将相位变化的信息转变为输出光强的变化信息，所以此传感器灵敏度非常高。然而在谐振腔的谐振频率附近，谐振腔光学长度的改变引起光相位剧烈变化的同时，振幅也会随之变化。如果马赫‐曾德尔干涉仪的两个臂的光振幅不等，会导致干涉效果不佳。

发明内容

[0004] 本发明的目的在于提供一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，选取合适的生物表面修饰材料，使马赫‐曾德尔干涉仪两个臂上的环形波导谐振腔具有某一个共同的谐振频率。当被测液体中抗原与第一个环形波导谐振腔表面的生物抗体结合时，吸附在波导芯层表面，引起第一个环形波 导谐振腔的有效折射率增大；而当被测液体中抗原与第二个环形波导谐振腔表面的生物抗体结合时，使生物抗体脱离了波导芯层表面，引起第二个环形波导谐振腔有效折射率减小相同的数值，导致两个环形波导谐振腔内光的相位差增大，但是两个环形波导谐振腔内光的振幅变化相同。

[0005] 本发明的目的是通过以下技术方案来实现的：一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，包括激光光源、马赫‐曾德尔干涉仪、第一环形谐振腔、第二环形谐振腔、第一探测器和第二探测器等；所述马赫‐曾德尔干涉仪的输入耦合器的输入端与激光光源连接，两个输出端分别与所述马赫‐曾德尔干涉仪的上臂的一端和下臂的一端相连接；所述马赫‐曾德尔干涉仪的上臂和下臂分别与第一环形谐振腔和第二环形谐振腔相耦合；所述马赫‐曾德尔干涉仪的上臂的另一端和下臂的另一端分别与输出耦合器的两个输入端相连接；所述输出耦合器的第一输出端和第二输出端分别与第一探测器和第二探测器相连接；所述第一环形谐振腔的芯层表面修饰有特异性吸附功能的生物抗体；所述第二环形谐振腔的芯层表面修饰有吸附生物抗体的竞争抗原；所述第一环形谐振腔和所述第二环形谐振腔均与被测液体接触。

[0006] 进一步地，所述修饰生物抗体的第一环形谐振腔与修饰竞争抗原的第二环形谐振腔至少有一个相同的谐振频率。

[0007] 进一步地，所述激光光源的频率为第一环形谐振腔与第二环形谐振腔的一个共同谐振频率。

[0008] 进一步地，所述竞争抗原对生物抗体的亲和力小于被测液体中待检测抗原对生物抗体的亲和力。

[0009] 进一步地，被测液体中待检测抗原与生物抗体结合后，引起第一环形谐振腔的有效折射率增大，而第二环形谐振腔的有效折射率减小，从而导致两个环 形谐振腔内光的相位差增大。

[0010] 进一步地，所述马赫‐曾德尔干涉仪、第一环形谐振腔和第二环形谐振腔可采用平面集成光波导，或者分立光学元件，或者光纤构成。

[0011] 本发明具有的有益效果是：本发明使用输入光源为单一波长激光光源，降低传感器成本；可以采用集成光波导结构，使传感器集成度高，体积小，便于高通量、多参数测量的实现；在光学谐振腔内芯层表面修饰有特异性吸附功能的生物表面膜，使传感器针对特定待测物质具有选择性吸附功能；利用被测液体中抗原与第一个环形波导谐振腔表面的生物抗体结合时引起第一个环形波导谐振腔的有效折射率增大，而与第二个环形波导谐振腔表面的生物抗体结合时，使生物抗体脱离了波导芯层表面，引起第二个环形波导谐振腔有效折射率减小相同的数值，导致两个环形波导谐振腔内光的相位差增大，但是两个环形波导谐振腔内光的振幅变化相同，保证了马赫‐曾德尔干涉仪的干涉效果，从而大大提高了传感器的灵敏度。

附图说明

[0012] 图1为一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器示意图；

[0013] 图2为第一环形波导谐振腔的端面示意图；

[0014] 图3为第二环形波导谐振腔的端面示意图；

[0015] 图4为第一环形波导谐振腔有效折射率变化δn时，其透射率和相位变化示意图；

[0016] 图5为第一环形波导谐振腔有效折射率变化δn，第二环形波导谐振腔有效折射率变化-δn时，两个探测器接收到的归一化功率变化示意图；

[0017] 图6为两个探测器接收到光功率比值和环形波导谐振腔有效折射率变化δn 关系示意图；

[0018] 图中，激光光源1、马赫‐曾德尔干涉仪2、第一环形波导谐振腔3、第二环形波导谐振腔4、第一探测器5、第二探测器6、马赫‐曾德尔干涉仪2的输入波导21、输入耦合器22、马赫‐曾德尔干涉仪2的上臂23、马赫‐曾德尔干涉仪2的下臂24、输出耦合器25、马赫‐曾德尔干涉仪2的第一输出波导26、马赫‐曾德尔干涉仪2的第二输出波导27、第一环形波导谐振腔3内波导芯层31、生物抗体32、第二环形波导谐振腔4内波导芯层41、竞争抗原42、被测液体
7、待检测抗原8。

具体实施方式

[0019] 下面结合附图和实施例对本发明作进一步的说明。

[0020] 实施例

[0021] 如图1所示，本发明一种基于双环谐振腔辅助的马赫‐曾德尔干涉仪光学生物传感器，包括激光光源1、马赫‐曾德尔干涉仪2、第一环形谐振腔3、第二环形谐振腔4、第一探测器5和第二探测器6；所述马赫‐曾德尔干涉仪2的输入耦合器22的输入端21与激光光源1连接，所述输入耦合器22的两个输出端分别与所述马赫‐曾德尔干涉仪2的上臂23的一端和下臂24的一端相连接；所述马赫‐曾德尔干涉仪2的上臂23和下臂24分别与第一环形谐振腔3和第二环形谐振腔4相耦合；所述马赫‐曾德尔干涉仪2的上臂23的另一端和下臂24的另外一端分别与输出耦合器25的两个输入端相连接；所述输出耦合器25的第一输出端26和第二输出端27分别与第一探测器5和第二探测器6相连接。

[0022] 如图2所示，第一环形波导谐振腔3内波导芯层31表面修饰有特异性吸附功能的生物抗体32。所述第一环形波导谐振腔3的生物抗体32与被测液体7接触；

[0023] 如图3所示，第二环形波导谐振腔4内波导芯层41表面修饰有吸附生物抗体32的竞争抗原42；所述第二环形波导谐振腔4的吸附生物抗体32的竞争抗原42与被测液体7接触。

[0024] 激光光源1发出的光通过马赫‐曾德尔干涉仪2的输入波导21分为两路，一路进入马赫‐曾德尔干涉仪2的上臂23与第一环形波导谐振腔3相耦合；另外一路进入马赫‐曾德尔干涉仪2的下臂24与第二环形波导谐振腔4相耦合；两路光干涉后一路从马赫‐曾德尔干涉仪2的第一输出波导26进入第一探测器5；另外一路从马赫‐曾德尔干涉仪2的第二输出波导27进入第二探测器6；被测液体7中待检测抗原8与所述第一环形波导谐振腔3内波导芯层31表面修饰有特异性吸附功能的生物抗体32结合后，引起第一环形波导谐振腔3的有效折射率增大δn；同时，被测液体7中待检测抗原8与所述第二环形波导谐振腔4内波导芯层41表面修饰有吸附生物抗体32的竞争抗原42相互作用后，使生物抗体32脱离了波导芯层41表面，引起第二环形波导谐振腔4有效折射率减小δn。传感器中除两个环形波导谐振腔与被测液体7接触外，其他区域均有上包层覆盖，不与被测液体7接触。

[0025] 所述激光光源1的波长λ＝1.55μm，偏振态为TM模式。本实例中光学生物传感器的设计均选择平面集成光波导结构，其有效折射率n＝1.95，第一环形波导谐振腔3和第二环形波导谐振腔4的长度L＝155μm，且与马赫‐曾德尔干涉仪2的两个臂耦合系数k＝0.3，两个环形波导谐振腔内振幅传输系数a＝0.9975。t1和t2分别为第一环形波导谐振腔3和第二环形波导谐振腔4的透射系数，表示为：

[0026] 或者2  (1)

[0027] 其中， 根据公式(1)，当环形2
波导谐振腔的有效折射率变化δn时，环形波导谐振腔的透射率|t| (实线)和 相位arg(t)(虚线)的变化，如图4所示。在谐振位置附近，当环形波导谐振腔有效折射率增加时，相位增加，透射率增加；当环形波导谐振腔有效折射率减少时，相位减少，透射率增加。

[0028] 利用传输矩阵，得到传感器的输入\输出关系为：

[0029]

[0030] 公式(2)中E21为传感器输入波导21的电场强度；E26和E27分别为传感器第一输出波导26和第二输出波导27的电场强度；θ1和θ2分别为输入耦合器22和输出耦合器25的耦合角；φ为马赫‐曾德尔干涉仪2的上臂23和下臂24之差所引起的相移。本实例中假定：E21＝1；φ为2π的整数倍；θ1＝θ2＝π/4。

[0031] 根据公式(2)，可以得到当第一环形波导谐振腔3的有效折射率变化δn，同时第二环形波导谐振腔4的有效折射率变化-δn时，与传感器第一输出波导26相连接的第一探测器5接收到的归一化光强度 和与第二输出波导27相连接的第二探测器6接收到的归一化光强度 如图5所示。被测液体7中待检测抗原8与所述第一环形波导谐振腔3内波导芯层31表面修饰有特异性吸附功能的生物抗体32结合后，引起第一环形波导谐振腔3的有效折射率增大δn；同时，被测液体7中待检测抗原8与所述第二环形波导谐振腔
4内波导芯层41表面修饰有吸附生物抗体32的竞争抗原42相互作用后，使生物抗体32脱离了波导芯层41表面，引起第二环形波导谐振腔4有效折射率减小δn。第一探测器5接收到的功率P5随着δn的增加而增加，而第二探测器6接收到的功率P6随着δn的增加而减少。所以可以根据P5与P6的功率比值变化，得到被测液体7中待检测抗原8的含量，同时消除激光光源1的功率不稳定性引起的测量误差，如图6所示。此实例中，在线性区域范围内δn＝10-5～6×
10-5，最高灵敏度达2.07×106dB/RIU。如果最小可测得的功率变化为0.01dB，可探测 的最小有效折射率变化为4.8×10‐9。

[0032] 上述实施例用来解释说明本发明，而不是对本发明进行限制。在本发明的精神和权利要求的保护范围内，对本发明作出的任何修改和改变，都落入本发明的保护范围。