Пристрій для аналізу біосередовищ

Запропонована корисна модель відноситься до області оптоелектронних сенсорних пристроїв для хімічного і біологічного аналізу середовища, принцип роботи яких оснований на явищі поверхневого плазмонного резонансу (ППР). Ці прилади дозволяють проводити моніторинг навколишнього середовища, складу продуктів харчової, фармацевтичної промисловості, біологічних препаратів тощо. Суть явища ППР полягає в такому [1]. Нехай ми маємо призму (напівциліндр) повного внутрішнього відбивання (Фіг.1), на відбиваючу грань якої нанесено плівку металу (срібло, золото, алюміній тощо) товщиною значно менше ніж довжина світлової хвилі. На цю плівку (називатимемо її резонансно-чутливою границею), що e розділяє середовища з діелектричними сталими g (скло) та e 1 (повітря), з боку призми спрямовується Рполяризований промінь монохроматичного випромінювання (вектор електричного поля Е хвилі лежить в площині падіння світла). На поверхні плівки відбувається відбиття світла згідно закону дзеркального відбивання. Але при j певному куті pr , коли проекція хвильового вектора світлової хвилі на площину металевої плівки дорівнює імпульсу плазмону в плівці, тобто коли к х=к р (умова поверхневого плазмонного резонансу), інтенсивність відбитого світла стає мінімальною. Теоретичний розгляд [1] встановлює залежність значення кута поверхневого e плазмонного резонансу від діелектричних проникливостей матеріалу призми g та середовища e a , молекули якого контактують з металевою плівкою (якщо це повітря, то e a = e 1 ) e g Sinj pr = e' (w)e a . e a + e ' (w ) (1) Тут e ' ( w) - реальна частина комплексної діелектричної проникливості металевої плівки e(w) = e ' ( w) + e " ( w) . З e j формули (1) видно, що при сталих g та e ' ( w) вимірюванням кута плазмонного резонансу pr можна розрахувати величину e a . Відомий пристрій аналізу біосередовища [2], який містить джерело Р-поляризованого випромінювання, призму повного внутрішнього відбивання, на робочій грані якої розташовано резонансно чутливу плівку, електронну систему для автоматичного керування механізмом повороту призми та фото-детектор інтенсивності світла, відбитого від резонансно чутливої плівки. Біосередовище, яке підлягає ідентифікації, приводять в дотик з резонансно чутливою плівкою, на яку попередньо нанесено робочий шар певної речовини, що реагує на відповідні біомолекули. Якщо в контактуючому біосередовищі присутні біомолекули, комплементарні до речовини, що нанесена на золоту плівку, то відбудеться зміна діелектричної сталої e a в (1), а значить і кута плазмонного j резонансу pr . Величина зміни цього кута на основі калібровочної кривої свідчить про концентрацію біомолекул. Основний недолік цього пристрою полягає в його невисокій швидкодії та нездатності реєструвати кінетику процесів. Це пов'язано з тим, що на визначення мінімуму кутової функції ППР чи відповідної її частини витрачається певний час. Крім того, необхідність електронної системи для автоматичного слідкування за механізмом повороту призми ускладнює конструкцію приладу. Відомий аналог пристрою аналізу біосередовищ [3] є більш експресним порівняно з попереднім. До його складу також входять джерело світла, призма повного внутрішнього відбивання з резонансно чутливою плівкою на робочій грані, електронну систему для автоматичного переміщення фотодетектора інтенсивності світла, відбитого від резонансно чутливої плівки. Його принцип дії полягає в тому, що резонансно-чутлива границя з нанесеним на неї шаром відповідної робочої речовини опромінюється широким світловим пучком, що покриває певний інтервал кутів падіння і фокусується в одній точці на металевій поверхні. При цьому відбите світло у вигляді конуса з вершиною на металевій плівці спрямовується на діафрагму з лінійки маленьких отворів. За діафрагмою розташовано фотодетектор, який при переміщенні вздовж лінії розташування отворів реєструє світло тільки від одного отвору. В цьому випадку кожний отвір відповідає певному куту падіння. Основним недоліком описаного аналогу є малий кут сканування, який обмежує вибір середовищ для дослідження зі значеннями показника заломлення у вузькому діапазоні (від 1,33 до 1,38). Істотним недоліком є також великий крок дискретності кутів, що обумовлений відстанню між отворами, їх діаметром та розмірами фотоприймача. Ці недоліки є причиною невисокої точності визначення положення мінімуму кривої поверхневого плазмонного резонансу та пов'язаного з ним кута падіння. Найбільш близьким, тобто прототипом до пристрою, що заявляється, можна вважати пристрій для вимірювання ППР, наведений в [4]. У ньому, як і в попередньому, резонансно-чутлива границя з нанесеним на неї шаром відповідної робочої речовини опромінюється широким пучком Р-поляризованого випромінювання, що покриває певний інтервал кутів падіння і фокусується в одній точці на металевій поверхні. Але на відміну від попереднього пристрою у ньому міститься в якості фотодетектора лінійка фотодіодів. В цьому випадку кожний фотодіод реєструє певний кут падіння. Процес адсорбції органічних молекул робочою речовиною на металевій плівці є аналогічним формуванню шару молекул з певними коефіцієнтом заломлення та товщиною. При цьому положення кривої ППР та мінімуму інтенсивності відбитого світла будуть змінюватися, що й буде зареєстровано відповідним фотодіодом. Таким чином, виконавши сканування лінійки фотодіодів, пристрій дозволяє з високою швидкістю одержати криву ППР та аналізувати процеси адсорбції і взаємодії молекул, що відбуваються на протилежній стороні металевої плівки. Крок дискретності кутових вимірів в цьому пристрої значно менший, ніж у випадку [3], але точність визначення кута плазмонного резонансу при цьому кардинально не змінюється і залишається недостатньою. Це пояснюється тим, що при плазмонному резонансі інтенсивність відбитого випромінювання мінімальна, тому мала амплітуда електричного сигналу, яким оперує електронна апаратура. Якщо мінімум плазмонного резонансу не дуже різкий e (це залежить від величин параметрів g , e a , e(w) ), то його точне визначення є проблематичним при малій інтенсивності світла. Істотним недоліком цього приладу є також його складність і висока вартість. Але головним недоліком описаного прототипу є малий кут сканування, що обумовлено конусом світлового потоку, який фокусується на металеву плівку. Це значно обмежує використання цього пристрою в наукових дослідженнях і практиці, бо звужує коло досліджуваних середовищ. (Це пояснюється тим, що кут світлового конуса самої досконалої сучасної оптичної системи, що має відношення діаметра до фокусної відстані 1:1, складає величину 26.5 кут градуса. Отже величина цього кута дозволяє досліджувати методом ППР шари матеріалів з показником заломлення у вузькому діапазоні: від 1.33 до 1.38). Таким чином, задачею запропонованої корисної моделі є розробка пристрою підвищеної швидкодії, точності і чутливості для визначення у реальному часі біомолекул та їх концентрації в біосередовищі з будь-яким значенням показника заломлення. Поставлена задача вирішується тим, що у пристрої для аналізу біомолекулярних середовищ методом поверхневого плазмонного резонансу, що складається із джерела лінійно поляризованого випромінювання, призми повного внутрішнього відбиття з резонансно чутливою границею та фотодетектора інтенсивності випромінювання, відбитого від резонансно чутливої границі, додатково розміщують між джерелом випромінювання та призмою послідовно фазову пластинку та модулятор поляризації випромінювання. Роль фазової пластинки та модулятора поляризації полягає в тому, що за їх допомогою модулюють з частотою w стан поляризації падаючого світла. Це призводе до того, що світло, яке опромінює резонансно чутливу границю, почергово з частотою w набуває S або Р поляризацію, не змінюючи при цьому своєї інтенсивності. При відбитті від металевої плівки інтенсивність S та Р компонент однакова і дорівнює майже 100%. Отже падаючи почергово на фотоприймач, обидві компоненти викликають однаковий фотострум і резонансний підсилювач, який підключено до опору навантаження фотоприймача, не фіксує ніякого сигналу. Але при куті падіння, що відповідає поверхневому плазмонному резонансу інтенсивність Р - компоненти різко падає за рахунок взаємодії з поверхневими плазмонами в той час, як інтенсивність S компоненти не змінюється (Фіг.2). Внаслідок цього в фотоприймачі на частоті w виникає змінний струм обумовлений різницею інтенсивностей Is-Ip j між S і Р компонентами світлового променя. Оскільки ця різниця максимальна при куті pr , то при цьому електричний сигнал має своє максимальне значення. Тобто електронна апаратура працює з сигналами, що перевищують шуми на декілька порядків і крива ППР може реєструватись з високою точністю. Крива ППР, що її реєструє прилад має вигляд, що показано на Фіг.3. Чутливість апаратури до будь-яких змін кривої ППР, особливо в мінімумі інтенсивності Р компоненти, висока бо на відміну від прототипа вона оперує з значними за амплітудою електричними сигналами. Наведена на Фіг.3 форма кривої плазмонного резонансу, яку відображує заявляємий пристрій, дає j можливість вимірювати інтенсивність відбитого світла при зміні e a не в максимумі кутової функції при pr , а в діапазоні кутів, де нахил кутової характеристики плазмонного резонансу до вісі абсцис має найбільшу крутизну j (пунктирна лінія на Фіг.3). Це призводе до того, що незначні зміни кута pr , тобто кривої плазмонного резонансу, j приводять до значної зміни величини Is-Ip. (на Фіг.3 показано, що зсув pr на 0.05 градуса призводе до зміни сигналу фотодіода на 50мВ). Крім того операція повороту призми відносно освітлювальної системи використовується всього один раз для j встановлення значення кута pr в діапазоні лінійної залежності різниці Is-lp, а при проведенні вимірювань призма залишається нерухомою. Це спрощує конструкцію приладу та алгоритм проведення вимірювань. Отже, враховуючи високу швидкодію модулятора поляризації, пристрій дозволяє здійснювати експресний аналіз у реальному часі. Оскільки кут падіння світла на металеву плівку в даному пристрої принципово не обмежується, то в залежності від значення e a завжди знайдеться таке значення кута, при якому буде спостерігатись ППР. Таким чином, пристрій дозволяє вимірювати кут плазмонного резонансу для біосередовища з будь-яким значенням e a (або показника заломлення). Таким чином завдяки тому, що в пристрої додатково використано фазову пластинку і модулятор, які почергово з частотою w здійснюють зміну S і Р поляризації опромінюючого світла, реєструючи електронна апаратура оперує не з слабкими а з значними за інтенсивностю світловими потоками. Крім того, виміри виконуються в тій області кутової функції плазмонного резонансу, де залежність інтенсивності відбитого світла від кута падіння має найбільший нахил, а це означає, що чутли вість і точність запропонованого пристрою до зміни j pr , значно збільшується. Схема приладу для реалізації запропонованої корисної моделі наведено на Фіг.4: 1 - лазер ЛГН-113, довжина хвилі лінійно поляризованого випромінювання l =0.63 або 1.15мкм, виготовлення підприємства «Укрлазер», м.Львів, 2 - фазова чверть хвильова пластинка (плоскопаралельна пластинка з кристалічного кварцу, вирізана паралельно оптичній вісі); 3 - модулятор поляризації власного виготовлення у вигляді пластинки з ізотропного матеріалу, з'єднаної з пластинкою із кристалічного кварцу. Товщина пластинки ізотропного матеріалу 1см, виготовлена з аморфного кварцу, паралельність площин пластинки не гірше 0.01° ; 4 - рівнобедрена призма повного внутрішнього відбиття власного виготовлення із скла К-8, на робочу діагональ якої напилено шар золота товщиною приблизно 0.01мкм, 5 - проточна кювета з досліджуваним середовищем, 6 - фотодіод ФД-9К (кремнієвий) або ФД-7Г (германієвий), в залежності від довжини хвилі випромінювання. Лінійно поляризований промінь лазера 1 спрямовується на чверть хвильову фазову пластинку 2, яка перетворює його в циркулярно поляризоване. Після цього модулятор поляризації 3 перетворює цей стан поляризації на лінійно поляризоване випромінювання, азимут якого з частотою w =50кГц змінюється з паралельного на перпендикулярний відносно площини падіння (S та Р поляризації світла). Після відбиття від золотої плівки 4 світло спрямовуються на фотодетектор 6. Завдяки тому, що в діапазоні кута існування плазмового резонансу S та Р компоненти світла відбиваються неоднаково, модуляцією поляризації виділяється різниця їх інтенсивностей, сигнал якої з фотодетектора вимірюється селективним вольтметром. Об'єктами для використання пристрою можуть бути кров, плазма крові, сеча, вода, різні фізіологічні та технологічні розчини, газові суміші різних складів. Тому можливі області застосування запропонованого приладу медична клінічна діагностика, біохімічний аналіз, фармакологія, біотехнологіч-на та харчова промисловість, екологічний контроль, наукові дослідження, учбові лабораторії. Такий прилад є практично необхідним для навчальних курсів на фізичних кафедрах вищи х учбових закладів. Література 1. Жижин Г.Н., Москалева М.А., Шонина Е.В., Яковлев В.А. Распространение поверхностных электромагнитных волн по металлическим поверхностям. В кн. В.М.Аграновича и Д.Л.Милса «Поверхностные поляритоны». М. «Наука». 1985. 2. Патент України №46018 "Спосіб детектування та визначення концентрації біомолекул та молекулярних комплексів та пристрій для його здійснення". Ширшов Ю.М., Венгер Є.Ф., Прохорович А.В., Ушенін Ю.В., Мацас Є.П., Чегель В.І., Самойлов А.В. 15.05.2002, бюл. №5. 3. Peacock S.J., Jaggers H.Ch., Shaw F.S. Optical sensor. Int. Patent WO 93/06463. April, 1, 1993. 4. Chinowsky T.M., Yee S.S. Capillary surface plasmon resonancesensor and mutisensors. US Patent 6.480.282. November, 12, 2002. eg