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基于氮化硅槽波导的高灵敏度Mach-Zehnder干涉仪生物传感器
刘清，涂晓光，Kyung Woo Kim，Jack Sheng Kee，Yong Shin，Kyungsup Han，Yong Jin Yoon，罗国强，Mi Kyoung Park
新加坡科学园II号科学园道11号微电子学研究所A * STAR（科学技术与研究机构），新加坡117685，新加坡
南洋理工大学机械与航空工程学院，新加坡南洋大道50号，新加坡639789
摘要
我们展示了基于氮化硅槽波导的高灵敏度无标签Mach-Zehnder干涉仪生物传感器。与传统的MZI传感器不同，传感器的传感臂由槽形波导组成，而参考臂由条形波导组成。由于狭缝波导的性质在允许高光分析物相互作用的亚波长尺寸低折射率区域（狭槽区域）中提供高光强度，与使用狭缝波导作为传感区域的传统波导相比，可以获得更高的灵敏度。发现狭缝波导MZI传感器的体积折射率灵敏度为1864pi;/ RIU（折射率单位），其具有7mm长的缝隙波导传感臂，与基于氮化硅的传统MZI装置相比，其灵敏度更高。使用生物素 - 链霉亲和素结合作为模型系统研究开发出的时隙波导MZI的生物传感能力。系统的灵敏度下降到18.9fM或1pg / ml链霉亲和素溶液，并且据我们所知，这是MZI传感器检测极限的最佳报告实验值。此外，我们调查了DAPK（死亡相关蛋白激酶）基因的甲基化的特异性检测和定量，其是人类癌症广泛使用的生物标志物。我们已经表明，即使在浓度低至1fmol /mu;l或1n的情况下，也可以对各种甲基化密度（甲基化位点的100％，50％和0％）的DAPK基因的甲基化序列进行定量和区分。
关键词：Mach-Zehnder干涉仪；氮化硅波导；槽波导；无标签检测；光学生物传感器
1介绍
无标签光子生物传感器可以对生物系统进行敏感和定量的多参数测量，因此可以促进医学分析，食品质量控制，药物开发和环境监测方面的重大进展。此外，他们提供了被纳入芯片实验室的前景，该实验室能够以实惠的价格在护理点（POC）进行测量[1,2]。在用于感测应用的各种光子器件中，由互补金属氧化物半导体（CMOS）兼容材料（例如硅（Si）和氮化硅（Si3N4））制造的微环谐振器生物传感器由于其高灵敏度，极其重要占地面积小，制造成本低[3,4]。迄今为止，基于硅微环谐振器的生物传感器已经证明高灵敏度，无标记，实时检测蛋白质[3-7]和核酸[8-11]。然而，操作硅微环谐振器经常需要昂贵且体积庞大的高分辨率波长可调谐激光器，并且其检测极限最终受到激光分辨率的限制。因此，基于常规微环谐振器的生物传感器可能不适合于成本有效的POC应用。此外，为了获得低检测限，需要高精度的制造技术来获得高Q值的器件。与微环谐振器传感器相比，基于Mach-Zehnder干涉仪（MZI）的传感器在设计，制造和测量（不需要高分辨率光谱分析仪或可调谐激光器）方面更容易且更简单，并且能够提供相对较高的灵敏度，这使得它们适合生物医学应用的便携式POC设备开发的合适传感平台。基于MZI的传感器的灵敏度取决于器件的特性，例如材料，MZI的结构，传感臂长度，极化等等。例如，已经报道了用于MZI器件的各种材料系统，包括硅氧化物[氮氧化硅[15]，氮化硅[16-18]，绝缘体上硅（SOI）[19]，甚至聚合物[20,21]。虽然以前的许多研究报道其灵敏度优于其他类型的MZI装置，但基于MZI的传感器的生物传感能力的证明仅限于高浓度抗原 - 配体相互作用的模型案例，这在临床上并不相关。
在传统的MZI传感器配置中，光被分成两个臂，一个光路包含样本，另一个路径作为参考。两臂通常由相同的光波导（相同类型和尺寸）组成，并且通常使用传统的波导结构，例如带状波导或肋状波导。同时，采用由非相同光波导组成的不平衡臂的MZI配置来实现一些特定的应用。例如，它已被用于实现具有超低温度依赖性的MZI滤波器[22]。通过调整两个臂中的波导宽度和长度，温度灵敏度可以最小化到接近于零[22]。此外，它已被用于演示一个具有超高光谱灵敏度的传感器，该传感器基于不对称调整两臂的色散特性[23,24]。最近，基于缝隙波导的光学传感器由于缝隙波导的显著特性而引起了极大的兴趣，以在夹在两个高折射率带之间的亚波长尺寸的低折射率区域（缝隙区域）中提供高光强[25,26]。使用槽作为感测区域，与常规波导相比，可以获得更大的光 - 分析物相互作用，并因此获得更高的灵敏度。到目前为止，基于微环谐振腔的缝隙波导传感器[26-28]已经被探索和报道。第一个演示的缝隙 - 波导环形谐振器传感器的体积灵敏度比基于传统带状波导的微环谐振器传感器的体积灵敏度高出约两倍（~212 nm / RIU（折射率单位））[26]。
最近，我们报道了一种新型MZI传感器的原理证明，该传感器在传感臂的光路中使用了缝隙波导而不是传统的波导，并且已经实现了高灵敏度[29]。在这项工作中，我们详细研究了这种新型基于缝隙波导的MZI传感器的生物传感能力。我们首先证明了在宽范围的链霉抗生物素浓度下生物素 - 链霉抗生物素蛋白过程的测量。选择生物素 - 链霉亲和素系统是因为其众所周知的特性[30,31]。然后，我们展示了DAPK（死亡相关蛋白激酶）基因的甲基化的实时和无标记检测和定量，其是人类癌症广泛使用的生物标志物。
- 材料和方法
2.1材料
从Sigma-Aldrich购买3-氨基丙基三乙氧基硅烷（APTES），氯化钠（NaCl），牛血清白蛋白（BSA），戊二醛（GAD）溶液（50％wt水溶液）和氰基硼氢化钠溶液（5.0M，1M NaOH溶液） （美国密苏里州圣路易斯市）。 Immunopure链霉抗生物素蛋白（53kDa）和EZ-Link NHS-PEG4-生物素购自Thermo Scientific Pierce（Singapore）。基于亚硫酸氢盐修饰方法，我们使用含有甲基化胞嘧啶的甲基化探针。（DAPK）甲基化靶标是甲基化探针的互补序列。基于以前的研究[32]，设计了5#39;末端胺修饰的27个核苷酸探针，其具有甲基化胞嘧啶（mC）或非甲基化胸腺嘧啶（T）。 C12烷基被用作末端官能胺基团和核苷酸之间的连接基团。连接器组是必要的，以从表面上扩展探针，以增加溶液中靶标的可达性[33]。所有的探针和目标序列都是定制合成的。甲基化探针DNA是5#39;-NH 2 - （CH 2）12 -GGA GGA TAG TmCG GAT mCGA，GTT AA mCGTmC-3#39;。 100％，50％和0％甲基化的靶DNA是5#39;-GAC GTT AAC TCG ATC CGA CTA TCC TCC-3#39;，5#39;-AAC ATT AAC TCG ATC CGA CTA TCC TCC-3#39;和5#39;-AAC ATT AAC TCA ATC CAA CTA TCC TCC-3#39;。其他化学品为分析试剂级，并按收到时使用。所有样品和缓冲液均使用从Milli-Q水纯化系统获得的去离子水来制备。
2.2 基于缝隙波导的MZI传感器的传感原理
图1（a）显示了基于缝隙波导的MZI生物传感器的示意图。 在这种配置中，耦合到条形波导中的光（通过垂直光栅耦合器）被分成具有Y结的两个臂并且在一定距离之后再次重新结合。参考臂由条形波导组成，而传感臂由槽形波导组成。 在传感臂中，带状波导中的光线通过模式转换器转换成缝隙波导。除了用作感测波导并且暴露于待测外部介质的感测臂中的狭缝波导之外，整个器件被覆盖层覆盖。行进通过干涉仪两臂的光的干涉引起波导输出处的强度调制。输入光强度Iin和输出强度Iout之间的振荡关系可以表示为
其中Delta;phi;是由于外部介质变化引起的两个臂之间的相位差，并且Delta;phi;0是由于两个臂的不平衡引起的初始相位差。 V是表示干扰信号对比度的可见度因子，定义如下。能见度因子取决于输入和输出Y结的分束比以及两个臂中的条形波导和槽形波导的传播损耗。波长lambda;处的相位差Delta;phi;表示为
其中L是狭缝波导的长度（传感臂）。并且是由外部介质的性质变化产生的缝隙波导的有效折射率的变化。从方程式（1）中可以看出，如果偶然从（Delta;phi;plusmn;Delta;phi;0）=mpi;（m是整数）开始，部分灵敏度（即干涉图样的斜率）part;Iout/part;（Delta;phi;）变为零（即灵敏度衰减）[34,35]。测量小的相位变化时，这个初始相位差Delta;phi;0变得更加重要。这个问题可以通过调整工作波长到干涉图的斜率最大的位置（即（Delta;phi;plusmn;Delta;phi;0）=（mplusmn;1/2）pi;）或采用有源相位调制方案来克服[34,35]。
根据公式（2）中，响应于外部介质的光学性质变化的大的有效折射率变化导致大的相位变化。实际上，这种有效折射率变化的灵敏度与外部介质中导模的分数功率/强度成正比[36]。图1（a）显示了在我们的实验中使用的槽波导的横截面，其由宽度为Ws的两个高折射率氮化硅条带组成，宽度Ws由宽度为g的纳米级低折射率狭缝区域隔开。槽波导具有总高度h和厚度t。该波导的引导机制基于高折射率 - 对比界面处的电场的不连续性，并且它能够通过使用全内反（TIR）引导和强烈地限制纳米级低折射率槽区域中的光）在传统波导无法达到的水平[25,27]。作为例子，我们模拟槽式波导和带状波导的导模。图1（b）和（c）分别显示了带状波导和缝隙波导的导模的电场分布（准TE极化），它们是用全矢量有限差分模式求解器（ Lumerical模式解决方案）。计算中使用的波导参数为h = 400 nm，g = 200 nm，Ws = 500 nm和t = 75 nm，这是实验中使用的标称设计值。条形波导的宽度W =1mu;m。假定氮化硅，外部介质和衬底的折射率分别在波长1550nm处为2.0,1.318（水）和1.444（二氧化硅）。从图1（b）和（c）可以清楚地看出，与其中外部介质在其表面上的常规条形波导相比，外部介质（槽区域）内的槽形波导的光场显着增强并且更大与常规波导相比，可以获得光分析物相互作用，并因此获得更高的灵敏度。根据我们的模拟，当外部介质的折射率从1.318变化到1.319时，缝隙波导的有效折射率增加4.06times;10-4，而带状波导的有效折射率仅为1.59times;10-4。因此，为了实现相同的相位变化，基于缝隙波导的MZI传感器需要较短的感测臂。
2.3 传感器制造和表征
生物传感器是使用标准CMOS工艺制造的。我们在硅片上开始了等离子增强化学气相沉积（PECVD）3mu;m厚氧化层的制造。然后通过低压化学气相沉（LPCVD）沉积400nm厚的Si3N4层。使用248-nm深UV光刻使用反应离子蚀刻（RIE）工艺蚀刻传感器布局。然后通过PECVD沉积2mu;m厚的顶部包层二氧化硅层。最后，使用RIE干法刻蚀和湿法刻蚀工艺的组合，为缝隙波导感测区域打开一个窗口。图2（a）显示了制造的MZI生物传感器的顶视图显微镜图像。
与以前使用反射锥（具有更好的耦合损耗但容差较差）的端射耦合器不同，用于垂直耦合的Si3N4光栅耦合器被用于当前器件。垂直光栅耦合方法允许更高的对准容差，这是设计盒式传感器的重要因素[37]。在我们的传感器中的光栅耦合器（宽度17.5mu;m，光栅周期Lambda;=1.2mu;m，蚀刻深度= 400nm，填充因子= 0.5，光栅周期数N = 16）通过绝热锥形宽17.5mu;m到宽1mu;m，长200mu;m）[38]。扫描电子显微镜（SEM）图像如图2（b）所示。参考臂中的条形波导宽度为1mu;m，厚度为400 nm，厚度为75 nm。在用于制造感测窗口的蚀刻工艺期间，平板层用于保护掩埋氧化物层。为了将带状波导的光以最小的损耗转换为槽波导，在带状波导和槽波导之间插入一个20微米长的模式转换器，其SEM图像如图2（c）所示。典型的透射电子在图2（d）中示出了感测臂中槽缝波导的显微镜（TEM）图像。时隙波导具有500nm的缝隙波导宽度，200nm的间隙和75nm的平板高度。用于感测的狭缝波导的总长度是7mm。
2.4 光学特性
对于MZI传感器的光学特性，来自可调谐激光器（Santec，TSL-510，Komaki，Aichi，日本）的波长接近1560nm，输出功率为3.2mW的光通过偏振控制器用于控制输入光的偏振（TE模式）。为了避免2.2节中讨论的灵敏度衰减，在每个实验中，工作波长稍微调整到干涉图的斜率最大的位置。然后将光从偏振保持单模光纤耦合到光栅耦合器。传感器发出的光线也会从光栅耦合器耦合到另一个单模光纤，并使用光功率计进行检测。功率计（Agilent 81634B，Santa Clara，CA，USA）通过我们实验室使用LabVIEW程序开发的计算机接口进行远程控制。使用LabVIEW程序实时记录光功率读数与时间的关系。使用光谱分析仪（OSA，Agilent 86142B，Santa Clara，CA，USA）测量光谱。对于准TE偏振，光栅耦合器的耦合损耗估计为~13 dB。由于时隙波导和带状波导的有效折射率具有不同的温度依赖性，因此温度变化引起的两臂中的相位变化不能相互抵消。因此，MZI传感器对温度变化敏感。为避免温度波动，所有实验均在24°C下进行。
2.5 体感传感 全文共17352字，剩余内容已隐藏，支付完成后下载完整资料
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