专利名称：应用相位跟踪法的光纤生物检测仪的制作方法
技术领域：
一、所属领域本实用新型涉及光电检测技术领域的一种检测装置，更进一步涉及用于检测某种特殊生物(或化学)物质的存在和变化的一种应用相位跟踪法的光纤生物检测仪。该检测仪利用光纤作为基片的生物探头，涂在探头上的生物和化学涂层(直接涂上或者经过处理的)可以作为薄膜反射干涉仪的感知基准，其中至少一层是能吸附待测目标生物(或化学)分子的互补材料。当待测分子吸附到互补材料表面或之中后，将改变反射干涉光的频谱分布。这种谱线偏移即用来定量或定性地分析样本分子的浓度、附着速率、以及几何尺寸的变化。
扩散法一般用于免疫测试。它是一种血清的处理过程，抗体和抗原溶液通过细胞凝胶层互相之间扩散。抗原和与之互补抗体之间的作用表现为两种液体之间的一条沉淀线。
电泳法广泛用于多种生物检测。它也是一种样本的处理过程，利用电泳所产生的离子移动将被测成分分离出来，再通过其互补生物体的扩散或标记作用来观察它们。荧光法是一种识别生物反应的过程，某种抗原附着于特殊标记上，被某种波长的光(例如紫外光)照射时产生荧光，由此可以很方便地识别这种抗原。其他的标记还有放射性同位素、电子、磁性和酶标记等。
最普遍的用光纤测试方法是荧光法来识别生物物质的光纤荧光和化学发光生物传感器。这种光纤传感器被认为是商品化应用和研究开发中应用最广泛的一种。有两种类型的光纤生物传感器被用到夹层生物传感器，位移生物传感器，各作用于不同的作用方式。关于夹层光纤生物传感器和位移生物传感器的使用分别在
图1a、图1b、图1c、和图1d中有说明。为方便起见，我们以抗原抗体的测试为例来说明各种生物传感器的工作原理。
如图1a所示，夹层光纤生物传感器是这样产生的将末端涂有试剂102(如抗原)的光纤100浸入溶液104，来检测溶液104里是否存在与试剂102互补的抗体106。若溶液104中确实存在互补抗体106，该抗体就会和试剂102结合。光纤100要在溶液104中浸足够长的时间，以保证足够长的反应时间，然后用诸如盐水之类洗涤。
如图1b所示，将涂有试剂102的光纤100以及结合于其上的抗体106浸入试剂110(如抗原)里。标号为112的物质，如荧光指示剂被试剂110吸附。当抗体106与试剂102结合时，带有标志112的试剂110就会和抗体106相结合。这样，光纤100就能被其根部的光源(未画出)照亮。在光纤100的末端，先是与试剂102结合的抗体106，然后是与抗体106结合的带有荧光标志的试剂110。试剂110被光照激励。返回一个荧光信号。最终光纤生物传感器上会有试剂102、抗体106、带有标志的试剂110排在最后，所以被叫做夹层光纤生物传感器。对于夹层光纤生物传感器来说，测试样本里抗体106的浓度越高，就会有更多的带有荧光标志的试剂110与其结合，因此返回的荧光信号越强。
如图1c所示，位移光纤生物传感器由光纤100及其末端所涂试剂120(如某种抗原)组成。带有酶素标志124的试剂122(抗体)被密封在一个有透析能力的薄膜130里。试剂122(抗体)与试剂层120(抗原)互补。因此，试剂122总有与试剂层相结合的倾向。将这套装置浸入样本溶液150中，检查样本溶液150里是否有也与试剂120互补的抗体140。如图1d所示，如果样本溶液150里含有该抗体，此抗体就有与带有荧光标志的试剂122竞争，与光纤100末端抗原层120结合的倾向。这时，在光纤100的根部加上光源(未画出)，与试剂层120结合的带有标志的试剂122受到光的激励，返回一个荧光信号。在这种情况下，样本溶液150里抗体140浓度越高，在光纤100的末端就会有更多的带有标志的试剂122离开与之相结合的试剂120，结果返回的荧光信号强度越弱。所以，抗体140的浓度与返回的光强成反比。
以上所述的光纤生物传感器有不少缺点。对于夹层光纤生物传感器来说，光纤100要先浸入样本溶液104，清洗，再浸入含有试剂110(带有标志112)的溶液108里。化验要经过两个不同的反应步骤，较为麻烦。而且，只有当待测物的浓度高于某个临界值才能被检测出来。抗体106与试剂102结合的速率不能实时测定。还有，由于化验麻烦，以及大多数标志(如荧光指示剂)有毒，夹层光纤生物传感器不能用于体内直接检测。
大多数标志存储时不稳定，尤其在光照下。另外，上述方法中的光强信号易受环境和系统包括噪声的影响，如光源不稳，温度变化，纤维弯曲引起光丢失等。
对于位移光纤生物传感器，薄膜130增加了生物传感器的成本和尺寸。由于这种传感器体积较大，试剂的标志可能有毒，也不适合体内检测。
另一种类型的光学传感器叫做表面等离子体共振(或简称“SPR”)传感器，如图2a所示，包括一个镀有很薄金属层204的棱镜202，金属层204成为棱镜与绝缘体208之间的界面。一束横向的磁化单向偏振光入射到棱镜202的一面，被金属层204反射，到达棱镜的另一面。反射光束的强度可以测量出来，用于计算入射光束206的入射角θ的大小。如图2b所示，折射光束的强度在某一特殊入射角θSP处突然下降，就在这个角度，入射光的能量与由金属-绝缘体交界面激励产生的表面等离子体(或“SP”)波相匹配。如果一层薄膜沉淀在薄金属层204上，绝缘物质的有效折射系数会发生改变，尤其是金属层附近。有效折射系数依赖于绝缘物质和沉淀膜的厚度和密度的大小。因此，如果沉淀膜的厚度发生变化，折射率就会改变，因此临界入射角θSP也会改变。通过测试临界入射角θSP的值，沉淀膜的厚度和密度就可以推导出来。
对于光纤型SPR传感器，其检测信号的方式与几何光学的SPR传感器相似。除了单色光源之外，波长在一定范围内的多色光源也可以用来照明。这里，光学耦合效率随波长不同而改变。在某一确定波长处，反射光的光强达到一个极小值。另外，沉淀膜的厚度和密度发生改变，反射光强极小值处的光波波长从一个值变为另一个值。这样，跟踪反射强度最小值处的波长移动，纤维圆柱表面上沉淀膜的厚度和密度就能测定。
R.C.Jorgenson等人在其文章“A Novel Surface Plasmon Resonance Based Fiber Optic SensorApplied to Biochemical Sensing”中讨论了一种可以测量蛋白质浓度的SPR光纤传感器。该文发表于Fiber Optic Sensors in Medical Diagnostics，SPIE Vol.1886，pp.35-48(1993)。图2c显示了该文中提出的SPR传感器包括一多模光纤210。其中一段光纤的外层被切除，留下的光纤芯涂上了金属薄膜，如银等。
图2d给出了一个探测器图，与图2c相似。系统包括一个光源220，通过光纤232与光束分离器222相联。光源220是具有一定波长范围的多色光。光束分离器222的输出通过连接器224和光纤238与一个模式编码器226相联。模式编码器226与探测器光纤的芯210和外壳212相联，该光纤浸入到液体样本216中。一个由光纤芯210底端的3000A°银镜218反射的信号通过模式编码器226、光纤238、连接器224和光束分离器222以及光纤236，提供给光谱摄制仪230。谱摄制仪230用于测量光强，光强是波长的函数。根据这些数据，550A°银层或金属214上覆盖薄膜的厚度就可以测出来。
虽然SPR传感器具有许多优势，如它不需要标记，测量也可以连续进行。但是不足之处是在制造SPR传感器时，必须切除光纤表层后将很薄的高反射率的金属层镀在光纤内芯上，这增加了生产成本。还有，SPR传感器是一个相对较大的圆柱型表面，这样较大的圆柱型表面积需要较大容量的试剂和较多的测试样本。同时这类传感器的结构较难实现阵列式并行测试。另外，这样的设计也无法用于体内检测。
还有一种类型的生物传感器，叫做光栅生物传感器。W.Lukosz等人在题为“Output GratingCouplers on Planar Optical Waveguides as Direct Immunosensors”Biosensors and Bioelectronics.Vol.6，pp.227-232(1991)的文章中描述了此类传感器。如图3所示，一束入射激光束302进入平面波导304的一端。平面波导304包括一层非常薄的高折射率膜306，以及该膜所基于的玻璃体308。薄膜306的一部分表面放置一光栅310。表面突起光栅310使激光302以α的角度射出平面波导，α是波导法线与光线的夹角。α的大小与激光的导向模式的有效折射系数有关。
表面突起光栅310可以涂上一层试剂。可以用盛有液体样本314的容器312装载表面突起光栅310。如果样本314中的物质与试剂层发生反应，有效折射系数会发生变化，从而改变出射角α。
透镜316将出射光束聚焦到一个一元位置敏感成像检测器(或“PSD”)318。PSD318的输出被模数转换器320采样，结果送入计算机322中进行分析。由有效折射率改变引起的出射光束角度α的变化，与试剂及其所结合的物质生成的薄膜厚度有关。
光栅生物传感器有很多缺点。首先，传感器反应较迟钝，称为“漂积效应”。如果测试样本含有被测物的浓度很低，就很难判断有效折射率的的增加是否由漂积效应引起。第二，光栅生物传感器不能用于远距离测量。另外，由于它的尺寸比较大，不适合做体内检测。这样大的尺寸不利于对单一样本做多次检测。而且，传感器太长，需要较大量的检测样本。最后，制造内置光栅的平面波导较为复杂且造价高，尤其是微型的。
还有一种生物传感器叫以微槽薄膜反射干涉为原理的生物传感器。在题为“DirectMonitoring of Antigen Antibody Interactions by Spectral Interferometry，”Sensors and Actuators，Vol.6，pp.96-100(1992)的文章中，Brecht等介绍了一个例子。如图5所示。由玻璃或石英制成的基底514上覆盖一层聚苯乙烯膜502，如图6所示，基底514和膜502放置于流动槽602的底部，用硅做槽顶。分叉多股石英光纤604连接到基底514上。604的第一个分支606与光谱摄制仪610相联。另一分支608与光源612相联(如氙灯或20瓦的卤素灯)。
接着，含有预定浓度试剂504的溶液(如某种免疫抗原)流过流动槽602，这样，膜502上就附上一层抗原504。洗涤流动槽，使增加的抗原层504的厚度保持固定。这时用蛋白质将其凝结。然后再洗涤一次。
最后，让样本溶液在一定时间内流过流动槽602。如果样本溶液内含有与抗原504互补的抗体506，它们就会在槽内结合，这样槽内膜的厚度就会增加。由于蛋白质分子通常小于光源612发射光波的波长，所增加的单分子蛋白质层可以被认为只是增加了膜的厚度。
光谱摄制仪610用于测定不同时间内反射光波的频谱和强度。如图4所示，当膜的厚度增加时，光谱摄制仪610第一次输出为A，第二次输出为B。膜厚的增量Δ可以由菲涅尔定理确定。即，由薄膜反射的干涉光的光强I可以表示如下I=I1+I2+2I1I2cos(2πΔλ)]]>其中，Δ即光程，λ为入射光的波长。因I1和I2强度接近，可近似认为两者相等。
设I1＝I2＝IR，上式可简化为I=2IR(1+cos(2πΔλ))]]>因此，有效光程Δ(以及膜厚)可以由反射光的光强和光波的波长来确定。
虽然以上讨论的微槽干涉仪的优势在于不需要标记，以及检测结果不仅限于最终数据等。但是它仍然存在许多缺点。首先是微槽尺寸仍然较大，从而需要较多量的检测样本，或要求样本浓度高。其次该方法对于实现大量并行测试有一定困难。最后较大的尺寸使它不合适做体内检测。
(1)结构简单，造价低，使用方便，小型探针式；(2)可同时达到多种和并行化验目的；(3)不使用不稳定的或有毒的试剂或指示剂；(4)可以进行体内化验；(5)能够连续采样来监视反应过程，同时也能测试反应终值；(6)允许实时数据分析；(7)体内检查时，为了安全，要保证电隔离；(8)能进行实时校正；(9)较小的尺寸；(10)能防治非互补的吸附；(11)高灵敏度和大的线性范围。
本实用新型的目的在于，提供一种改进的应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，该检测仪采用了光纤生物传感器，克服了上述已知生物传感器的缺点。尤其是这种生物感应方法能通过光纤探针检测样本溶液中物质的浓度，其中至少一层是能吸附待测目标生物(或化学)分子的互补材料。当待测分子吸附到互补材料表面或之中后，将改变反射干涉光的频谱分布。这种谱线偏移即用来定量或定性地分析样本分子的浓度、附着速率、以及几何尺寸的变化。
该光纤探针端部涂有能够与待测物质发生生物化学反应的试剂。
为了实现上述目的，本实用新型采用的技术方案是该应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，包括a)光源804；b)一个光纤生物探针700；c)用来检测由反射光束形成的干涉光频谱图案的检测器818、829；d)一个用于耦合光源和光纤探针，以及耦合光纤探针和检测器的耦合器或连接器802；e)一个用来确定检测器818/829二次检测到的干涉光频谱图形的相位，并检测由两次图形的相位移动所确定的待测物质的浓度的信号处理器；信号处理器包括微处理器830]程序存储器832、RAM834，并按常规的方法连接；f)一个相位跟踪器822；g)一个输出装置824；h)一个周期信号产生器820；i)光学耦合器808、812；j)光学波导806、828、816、814、810；其特征在于所述光纤生物探针700是一根末端涂有试剂的光纤，包括一节光纤，其根部用于接收入射光束，其末端涂有一层或几层材料和试剂，光纤生物探针至少要产生由入射光束所产生的反射光束，光纤生物探针700通过连接器802与光纤生物检测仪的光学波导814相连；所述光源804发出的光束，射入诸如光纤这样的光学波导，通过一个光学耦合器808，用光学的方法连接一光学波导806与另一光学波导828，光学波导828连接检测器829，检测器829与周期信号产生器820相连；光学耦合器812还将光学波导814与另一个光学波导816相联，光学波导816与检测器818相联，检测器818与周期信号产生器820相连；光学耦合器808还将光学波导806与另一个光学波导810光学耦合，光学耦合器812将光学波导810和另一个光学波导814光学耦合；光学波导814通过耦合器802与生物探针700相联；相位跟踪器822与周期信号产生器820、输出装置824、信号处理器互连；周期信号产生器820也与信号处理器互连；光源804、检测器818、输出装置824均与信号处理器互连。
本实用新型的其它特点在于所述检测器818、829是频谱仪，还包括一个一维电荷耦合器件(CCD)；所述光学耦合器808是“Y”型耦合器；所述光源804是宽带光源或是可调的激光二极管。
所述光学波导806、828、816、814、810是单模光纤，也可以使用多模光纤，光纤直径最少3μm，最好能达到100μm。
实现本实用新型的应用相位跟踪法的光纤生物检测仪的另外一种技术方案是，在上述技术方案中还包括a)一个用来调节光源提供光束的频率与光源相联的频率调节器1006；b)一个用于检测样本溶液中第二种待测物质的第二个光纤探针；c)一个光学信号多路选择器1102，用于连接光源和每一根光纤探针，即用时分方式连接光源和光纤探针；d)一个光学多路分配器1108，用于连接每一根光纤探针和检测器；光源804由频率信号发生器1006驱动的激光二极管1004；相位跟踪器822与频率信号发生器1006同步。
所述光学信号多路选择器和光学信号分配器要求同步，保证在任一时刻都只有一根光纤探针和光源相联。
所述光学波导806、828、816、814、810可以是单模光纤或多模光纤。
该光纤生物探针的制备包括以下步骤(1)将光纤生物探针末端浸入样本溶液；(2)在光纤根部加上光源；(3)至少检测两束光，第一束光是由光纤末端表面与试剂层的界面反射回来的，第二束光是由试剂层和样本溶液的界面反射回来的；(4)第一次检查两束光形成的干涉条纹；(5)第二次检查两束光形成的干涉条纹；(6)由干涉条纹是否发生移动来确定样本溶液中是否含有待测物质。物质的浓度可以由干涉条纹的移动量和两次检查得到的条纹的不同来确定。
为了得到最佳结果，检测的每一步都应该包括以下步骤(1)将两束光形成的干涉光束送入光谱仪；(2)根据频谱图的分布确定一个周期函数；(3)确定周期函数的相位。
该检测仪还有另一种实现形式，光纤探针根部光源的频率是可调的，检查样本溶液中是否含有待测物质的步骤与光源频率变化同步进行。
该检测仪使用光纤生物探针一次性检测样本溶液中所含待测物质的浓度。该探针包括一根有完整头尾的光纤，光纤末端涂有试剂层。试剂层与待测物质发生反应。光纤部分有一定的折射率。只要待测物质附着到试剂层上，就得到由试剂层与待测物质组成的新薄膜层。新层可以认为具有相同的折射率。光纤部分可以是单模或多模光纤，直径最少为3微米，最好能达到100微米。
光纤末端所涂试剂可以是抗体、抗原、合成物质或天然蛋白质、RNA、DNA片段或化学试剂。
本实用新型可以用来检测样本溶液中物质的浓度。该检测仪包括一个提供光束的光源、光纤探头检测器、光纤耦合器、光纤连接器和信号处理器。
光纤耦合的第一条光纤，其根部用来接受入射光，耦合器的第二条光纤的根部用于将反射过来的干涉光束传递给检测器，第三条光纤的底端用于连接光纤探针。光纤探头的根部连接到光纤耦合器上，末端涂有一层处理过的试剂。光纤探头至少可以由入射光产生第一束反射光和第二束反射光。探测器用来检测两束反射光相干后产生的干涉图案。光纤耦合器将光源发出的光传输给光纤探头，将光纤探头与检测器相联。信号处理器既可以用来确定两次干涉条纹的相位、又可以根据两次干涉条纹相位的不同确定待测物质的浓度。
为了更好地实现该系统，检测仪要选择频谱仪，由分光器和一维CCD器件(如1*1024CCD)组合而成。
为更好地实现该检测仪，信号处理器要包括一个周期信号产生器、一个相位跟踪器和一台计算机。周期信号产生器用于产生两个周期信号，第一个周期信号由检测器第一次检测到的干涉条纹得到，第二个周期信号由检测器第二次检测到的干涉条纹得到。相位跟踪器用于确定第一个周期信号和第二个周期信号的相位，计算机用来确定相位差，并由相位差计算出样本溶液中待测物质的浓度。
为更好地实现本实用新型，耦合器为“Y”型耦合器，光源为宽带光源或高级发光二极管。
该检测仪还有另外一种实现形式，检测仪包括一个与光源相联的频率调节器，用来调节光源所提供光束的频率。这时，信号处理器要与频率调节器同步。
还有一种形式，该检测仪包括另一个光纤探头，一个光学多路数据选择器和一个光学多路数据分配器。第二个光纤探头用来确定样本溶液中第二种待测物质的浓度。光学多路选择器用来连接光源和两个光纤探头，用时分方式将光源和两个光纤探头相联。多路光学数据分配器用来连接两个光纤探头和检测器。数据选择器和数据分配器要同步。
图2a是传统的表面等离子体传感器的切面示意图。图2b是表面等离子体传感器中入射光的入射角与反射光强之间的关系曲线。图2c是光纤表面等离子体传感器探头的切面图。图2d是利用光纤表面等离子体反应生物探头的系统框图。图2a到2d所示为传统的装置。
图3是一种传统的输出光栅生物探头的工作过程图示。
图4是传统的微槽反射干涉仪。生物传感器在第一时间t1和第二时间t2的反射波长与光强的关系曲线。
图5所示是传统的微槽生物传感器中所用的流动槽的切面示意图。
图6所示是传统的微槽生物传感器方法的系统实现图。
图7a和7b所示是本实用新型的生物传感器所用的生物探针的工作过程。
图8所示是本实用新型的生物传感器的第一种实现方式。
图9a和9b所示是此生物传感器所用频谱仪接受到的移动的频谱分布图。
图10所示是此生物传感器的第二种实现方式。
图11所示是此生物传感器用的多路数据选择器方式。
图7a和7b所示的是本实用新型原理图。如图7a所示，光纤生物探针700包括一根光纤702和涂在光纤702末端的试剂704。试剂704可能是某种抗原，如免疫抗原。也可能是一种特殊的抗体、化学物质、DNA片段、酶或蛋白质。将一定浓度的试剂704在一定时间内涂到光纤702的末端，确定光纤702的末端的确形成了一层试剂704，然后将该装置清洗和包装。有经验的人还可以用其他方法在光纤702的末端涂上试剂704。可根据不同的试剂决定不同的涂敷方法。入射光束710从光纤根部传到光纤末端。在试剂层704和光纤702的交界面将会有第一束反射光712被反射回去，同时，入射光束710的一部分714会继续通过试剂704。在试剂704的暴露的外表面708上，第二束反射光716被反射回去，而入射光束710的又一部分718将继续射向与试剂层704相邻的媒介。由入射光束710的一部分714所反射的反射光716的一部分760将通过光纤702传到根部，反射光716的另一部分将在交界面706处反射回试剂层704(未画出)。
下面将详细讨论，在光纤702的根部，反射光712和760得到检测和分析。沿着光纤702的任一给定点，包括它的根部，反射光712和760会有一个相位差。根据这个相位差，可以检测出试剂层704的厚度。
如图7b所示，将探针700浸入样本溶液734，检测与抗原704互补的抗体736是否存在，以及样本溶液734中抗体736的浓度。由于抗体736与抗原704的特性决定了它们之间会发生特别的反应，抗体736会黏附在试剂层704上，从而在一定时间内，在试剂层704上形成一个抗体层732。然而，非互补的抗体738就不会黏附在试剂层704上。对样本溶液734来说必须减少探针700与(除抗体外)其他物质发生粘和的可能性。也就是说，要使探针700上的试剂704减少与非互补抗体738之间发生黏附的可能性。
例如，一个有代表性的例子是，要被检测的分子(如抗原和抗体)的尺寸应该远小于入射光710的波长。因此，从光学的角度来看，试剂层704和抗体层732可以看做一个单层。也就是说，从光学角度讲，图7b所示的试剂层704和抗体层732的交界面730通常并不明显。这样，图7b所示的试剂层704和抗体层732的组合层同图7a中试剂层704具有相似性。不过，两层的总厚度S2比单独试剂层704的厚度大。因此，与图7a中的光纤生物探针700相似，当入射光710进入光纤702的末端时，在光纤702和组合层的界面706上，入射光710的一部分712被反射回去，同时，入射光710的另一部分720继续通过组合层和样本溶液734。720的一部分724被反射回去，而720的另一部分722继续通过样本溶液734。对反射光724来说，它的一部分726返回到光纤702中，而另一部分(未画出)被界面706反射到组合层中。
沿着光纤702的任一给定点，包括它的根部，反射回来的光束712和726会呈现出一个相位差。根据这个相位差，组合层的厚度S2可以检测出来。
通过比较组合层的厚度S2和试剂层704的厚度S1，就可以确定抗体层704的厚度。根据这个厚度，互补抗体736在样本溶液734中是否存在就可以确定。更进一步，组合层的厚度S2可以在离散时间点上抽样。用这种方法，组合层的厚度S2和试剂层704的厚度S1之间的厚度差增加的速率(例如，抗体层732的厚度增加速率)就可以测出。根据这个速率，在很短的一段培养期内就可以测出互补抗体736在样本溶液734中的浓度。
图8描述的是进一步改进的应用上述生物探针700的生物传感器的第一种实现方法。再重复一遍，包括光纤702以及涂在光纤702末端的试剂层704在内的光纤生物探针700，要浸入样本溶液734中，从图中被放大的部分可以看出，光纤外壳包裹着光纤芯直到光纤芯的末端。更特别的是，光纤外壳从头到尾包裹着光纤芯，样本溶液盛在试管780里，光纤生物探针700通过连接器802与生物传感器光学分析仪800相联。
生物传感器光学分析仪800包括光源804、频谱仪818、周期信号产生器820，相位跟踪器822、以及输出装置824。生物传感器光学分析仪800可以用许多方法实现。例如，(1)通过外部计算机或计算机网络826的命令；(2)通过微处理器830的命令，该微处理器执行程序存储器832发出的指令，这套装置还包括RAM834；(3)或通过专用集成电路(ASIC)830发出的命令。
在第一种实现方法中，光源804是宽频光源，如发光二极管。光源804也可以是钨卤素灯。光源804发出的光束，射入诸如光纤这样的光学波导，也可以加一个光学耦合器808，用光学的方法连接光学波导806与另一光学波导828，光学波导828连接一个可选择的频谱仪829。频谱仪829最好包括一个一维电荷耦合器件(CCD)，如1*1024 CCD，并与一个周期信号发生器820相连接。可选的频谱仪829可以是600到700nm的频谱仪。
光学耦合器808还将光学波导806与另一个光学波导810光学耦合。光学耦合器812将光学波导810和另一个光学波导814光学耦合。光学波导814通过耦合器802与生物探针700相联。
光学耦合器812还将光学波导814与另一个光学波导816相联。光学波导816与频谱仪818相联。同频谱仪829一样，频谱仪818最好包括一个一维CCD，如1*1024 CCD，并与周期信号发生器相联。
光源804发出的光，通过光学波导806、光学耦合器808、光学波导810、光学耦合器812、光学波导814和光学耦合器802被生物探针700接收到。从上面对图7b的讨论中知道，两束反射回来的光束712和726通过生物探针后返回，并通过耦合器802、光学波导814和光学波导816后被频谱仪818接收到。如上所述，由于组合层具有厚度S2，反射光束712和726会有微弱的移相现象。因此，根据菲涅尔理论，反射光束712和726会在频谱仪818上形成衍射图。随着组合层厚度S2的增加，衍射图会发生移动。
当频谱仪818记录下CCD的像素之后，周期信号发生器820就会产生一个周期信号波形。由衍射图决定的周期信号波形(如正弦波)的相位能被相位跟踪器822检测出来。通过比较正弦波的相位，该相位在不同时间频谱仪采样得到的衍射图决定，组合层厚度S2的增加的速率就可以检测出来。得到相位数据之后或同时，可以确定S2增加的速率。
回到图7a，在生物探针700被浸入样本溶液734之前，由试剂层704的厚度S1，也可以得到反射光束712和760形成的一个衍射图。图9所示为频谱仪820上一维CCD器件所显示的衍射图的一部分(即在生物探针被浸入样本溶液734之前)。图9b所示为频谱仪820上一维CCD器件所显示的衍射图的一部分。比较图9a和图9b所示图形，会发现衍射图发生了移动。根据移动量，可以确定样本溶液734中与抗原704互补的抗体736是否存在。生物探针700浸入样本溶液734之后，通过不同时间频谱仪对一维CCD的取样结果，可以测出图形移动变化的速率，并由此确定在样本溶液734中互补抗体736的浓度。
在如图8所示的第一种实现方式里，光学波导806、810、814、816和828最好是单模光纤，如通信级单模光纤。不过也可以使用多模光纤。比如梯度光纤。光纤直径最少3μm，最好能达到100μm。
光学耦合器808和812最好是“Y”型光纤，也可以是“X”型光学耦合器。不过，若使用第二种光学耦合器，就要提供胶化匹配指数，用于去掉开放末端的反射噪声。
与光源804耦合的频谱仪829，只在光源804的激光二极管的频谱不稳定时才需要。特殊情况是，要区别由生物探针700的末端厚度变化导致的相移与光源频率移动带来的相移时，要用到频谱仪829。然而，如果光源804的激光二极管的频谱非常稳定，光源804以及光学耦合器808和光学波导828就不再需要了。
图10是此生物传感器的第二种实现方式。包括一个可增补的生物传感器光学分析仪1000。系统的组成基本类似于图8所示的系统，除了(1)宽带光源804由频率信号发生器1006驱动的激光二极管；(2)相位跟踪器822必须与频率信号发生器1006同步。频率信号发生器1006生产一个斜坡频率驱动信号(或“线性调频脉冲”)。该系统的工作过程与图8所示系统工作类似。不过，相位跟踪器822必须与频率信号发生器1006同步。另外，光学波导806’、810’、814’、816’和828’也必须要用多模光纤。
由于生物探针700相对较小并允许移动，所以可以实时检测，也可以用多个生物探针而不是一个来检查同一溶液中的不同物质。如图11所示，一个光学多路数据选择器1102在某输入端接收的从光源(未画出)射出的一束光(如混合频率光束)。通过一个输入控制信号，光学多路选择器1102将输入信号通过一个单刀多掷开关与输出信号相联。输入控制信号可以由时钟计数器1104提供。光学多路选择器1102通过一个波导和连接器1110将一路或多路输出信号与一个或多个生物探针相联。一个或多个生物探针1106中的每一根都通过连接器1110与其对应的光学多路数据分配器1108的输入端相联。连接器1110可以类似上述的“Y”型连接器。根据输入控制信号的内容，光学多路分配器1108将其N个输入中的某一个输出至频谱仪(未画出)。虽然该例只给出了一个分时多路选择器装置，但分频多路选择器显然也是可行的。
同理，当附着在光纤测试端的生物分子体积发生变化时，通过检测反射干涉所产生的光谱分布图的相位，可以推算体积变化的速率和大小。
综上所述，改进的生物传感器具有简单的结构，因此成本低，还可以制成一次性使用的产品。由于它体积小，可以同时做多种检验，从而使体内直接检验变得可行。另外，该生物传感器在工作中稳定可靠，没有有毒的标记或指示剂。还有，该生物传感器系统允许系统连续采集数据、末点数据采集和实时数据分析。由于数据测量是通过光信号进行通信的，该生物传感器系统要保证与病人电绝缘，这样才可以进行体内直接检验。由于该生物传感器系统所用的生物探针相对样本溶液来说是微不足道的(即可以忽略)，所以，其他(非互补的)黏附可以达到最小的程度。由于该生物传感器方法应用了菲尼尔反射定律，因此它不仅高度敏感，而且还具有很大的线性度。
权利要求1.一种应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，包括a)光源[804]；b)一个光纤生物探针[700]；c)用来检测由反射光束形成的干涉光频谱图案的检测器[818]、[829]；d)一个用于耦合光源和光纤探针，以及耦合光纤探针和检测器的耦合器或连接器[802]；e)一个用来确定检测器[818]二次检测到的干涉光频谱图形的相位，并检测由两次图形的相位移动所确定的待测物质的浓度的信号处理器；信号处理器包括微处理器[830]、程序存储器[832]、RAM[834]，并按常规的方法连接；f)一个相位跟踪器[822]；g)一个输出装置[824]；h)一个周期信号产生器[820]；i)光学耦合器[808]、[812]；j)光学波导[806]、[828]、[816]、[814]、[810]；其特征在于所述光纤生物探针[700]是一根末端涂有试剂的光纤，包括一节光纤，其根部用于接收入射光束，其末端涂有一层或几层材料和试剂，光纤生物探针至少要产生由入射光束所产生的反射光束，光纤生物探针[700]通过连接器[802]与光纤生物检测仪的光学波导[814]相连；所述光源[804]发出的光束，射入诸如光纤这样的光学波导，通过一个光学耦合器[808]，用光学的方法连接一光学波导[806]与另一光学波导[828]，光学波导[828]连接检测器[829]，检测器[829]与周期信号产生器[820]相连；光学耦合器[812]还将光学波导[814]与另一个光学波导[816]相联，光学波导[816]与检测器[818]相联，检测器[818]与周期信号产生器[820]相连；光学耦合器[808]还将光学波导[806]与另一个光学波导[810]光学耦合，光学耦合器[812]将光学波导[810]和另一个光学波导[814]光学耦合；光学波导[814]通过耦合器[802]与生物探针[700]相联；相位跟踪器[822]与周期信号产生器[820]、输出装置[824]、信号处理器互连；周期信号产生器[820]也与信号处理器互连；光源[804]、检测器[818]、输出装置[824]均与信号处理器互连。
2.根据权利要求1所述的应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，其特征在于所述检测器[818]、[829]是频谱仪，还包括一个一维电荷耦合器件(CCD)；所述光学耦合器[808]是“Y”型耦合器；
3.根据权利要求1所述的应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，其特征在于所述光源[804]是宽带光源或是可调的激光二极管。
4.根据权利要求1所述的应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，其特征在于所述光学波导[806]、[828]、[816]、[814]、[810]是单模光纤，也可以使用多模光纤，光纤直径最少3μm，最好能达到100μm。
5.一种如权利要求1所述的应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，其特征在于还包括a)一个用来调节光源提供光束的频率与光源相联的频率调节器[1006]；b)一个用于检测样本溶液中第二种待测物质的第二个光纤探针；c)一个光学信号多路选择器[1102]，用于连接光源和每一根光纤探针，即用时分方式连接光源和光纤探针；d)一个光学多路分配器[1108]，用于连接每一根光纤探针和检测器；光源[804]由频率信号发生器[1006]驱动的激光二极管[1004]；相位跟踪器[822]与频率信号发生器[1006]同步。
6.根据权利要求5所述的应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，其特征在于；所述光学信号多路选择器和光学信号分配器要求同步，保证在任一时刻都只有一根光纤探针和光源相联。
7.根据权利要求5所述的应用相位跟踪法的光纤生物检测仪，其特征在于；所述光学波导[806]、[828]、[816]、[814]、[810]可以是单模光纤或多模光纤。
专利摘要本实用新型公开了用于检测某种特殊生物(或化学)物质的存在和变化的一种应用相位跟踪法的光纤生物检测仪。该检测仪利用光纤作为基片的生物探头，光纤的端部首先涂有一层或多层与光纤和待测物质不同的材料，可以作为薄膜反射干涉仪的感知基准，其中至少一层是能吸附待测目标生物(或化学)分子的互补材料。当待测分子吸附到互补材料表面或之中后，将改变反射干涉光的频谱分布。这种谱线偏移即用来定量或定性地分析样本分子的浓度、附着速率、以及几何尺寸的变化。
文档编号G01N21/41GK2524241SQ02224420
公开日2002年12月4日 申请日期2002年1月11日 优先权日2002年1月11日
发明者谭玉山, 陈端军, 谭洪 申请人:谭玉山, 陈端军, 谭洪