Оптические безмаркерные биосенсоры на фотонных кристаллах тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 00.00.00, кандидат наук Митько Татьяна Владимировна

• Митько Татьяна Владимировна
• кандидат наук
• 2023

Оглавление диссертации кандидат наук Митько Татьяна Владимировна

Введение

Глава 1. Литературный обзор

1.1. Что такое биосенсор

1.2. Виды безмаркерных оптических биосенсоров

1.2.1. Биосенсоры на основе поверхностного плазмонного резонанса

1.2.2. Биосенсоры на основе длиннопробежных поверхностных плазмонов (ДПП)

1.2.3. Биосенсоры на поверхностных волнах в одномерном фотонном кристалле

1.3. Кинетика сорбции на сенсорную поверхность

1.4. Биосенсор с двумерным разрешением

1.4.1. Переход к оптическим биосенсорам с двумерным разрешением

1.4.2. Использование мультиплексного биосенсора для сполиготипирования Mycobacterium tuberculosis

Глава 2. Материалы и методы

2.1. Эксперименты с бактериальными клетками

2.1.1. Материалы

2.1.2. Одномерный фотонный кристалл

2.1.3. Биосенсор на поверхностных волнах в одномерном фотонном кристалле

2.1.4. Введение флуоресцентной метки в модельный белок

2.1.5. Модификация поверхности ОФК

2.1.6. Иммобилизация бактериальных клеток на рабочую поверхность

2.1.7. Детекция связывания белковых молекул с поверхностью

бактериальных клеток

2.1.8. Флуоресцентная микроскопия

2.1.9. Сканирующая электронная микроскопия

2.1.10. Микрофлюидный чип

2.2. Эксперименты c ОФК-биосенсором с двумерным разрешением

2.2.1. Материалы

2.2.2. Одномерный фотонный кристалл

2.2.3. Принцип работы биосенсора с двумерным разрешением

2.2.4. Подготовка и проведение экспериментов

2.3. Увеличение сорбционной ёмкости

2.3.1. Материалы

2.3.2. Одномерный фотонный кристалл и принцип работы биосенсора

2.3.3. Схема экспериментов

Глава 3. Использование ОФК-биосенсора для детекции взаимодействия белков и пептидов с поверхностью бактериальных клеток E. coli

3.1. Иммобилизация бактериальных клеток на рабочей поверхности

3.2. Сохранение жизнеспособности бактериальных клеток E. coli при иммобилизации на рабочей поверхности ОФК

3.3. Сорбция белков на поверхность бактериальных клеток

3.4. Сорбция антимикробных пептидов на поверхность бактериальных клеток

3.5. Выводы по Главе

Глава 4. Мультиплексный биосенсор

4.1. Одновременная регистрация кинетики биохимических реакций в 384-точечной микроматрице (в естественных цветах)

4.2. Одновременная регистрация кинетики биохимических реакций в 96-точечной микроматрице (в псевдоцвете)

4.3. Сравнение с другими методами

4.4. Выводы по Главе

Глава 5. Разработка методик модификации рабочей поверхности, увеличивающих сорбционную ёмкость

5.1. Сравнение сорбционной ёмкости поверхности, модифицированной декстранами с карбоксильными, альдегидными и эпоксидными функциональными группами

5.2. Варьирование параметров процесса модификации поверхности с помощью эпоксидированного декстрана

5.2.1. Варьирование времени связывания ЭД с АПТЭС на рабочей поверхности ОФК

5.2.2. Варьирование времени эпоксидирования декстрана

5.3. Исследование сорбционной емкости ЭД с различной молекулярной массой

5.4. Детектирование взаимодействия олигонуклеотидов с помощью ОФК-биосенсора

5.5. Выводы по Главе

Заключение

Список сокращений и условных обозначений

Список литературы

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Оптические безмаркерные биосенсоры на фотонных кристаллах»

Введение

Актуальность и степень разработанности темы исследования

На сегодняшний день исследования кинетики связывания биомолекулярных комплексов актуальны как в фундаментальной, так и прикладной областях.

Значительная часть существующих методов исследований кинетики реакций требуют введения различных меток (например, красителей) в исследуемое вещество. Однако, такая модификация требует дополнительной пробоподготовки, может быть реализована не со всеми реагентами, а также может оказывать существенное влияние на кинетику исследуемого процесса [1]. Данная проблема особенно актуальна в случае низкомолекулярных соединений, для которых метка сопоставима по размерам с активным центром.

Использование безмаркерных оптических биосенсоров позволяет отказаться от введения дополнительных меток и дает возможность исследования кинетики межмолекулярного взаимодействия в режиме реального времени [2].

Наиболее популярным типом оптических биосенсоров являются биосенсоры на основе поверхностного плазмонного резонанса (ППР). Начиная с 90-х годов двадцатого века, количество публикаций, связанных с поверхностными плазмонами, стремительно растет. Такой быстрый рост обусловлен разработкой и коммерциализацией методов физического анализа и нанофабрикации, которые позволяют исследователям и инженерам проектировать и изготавливать металлические наноструктуры, являющиеся основой ППР биосенсоров. В настоящее время приблизительно пятьдесят процентов всех публикаций по поверхностным плазмонам связаны с их использованием для биодетектирования. Однако область применения таких биосенсоров ограничена из-за недостаточной глубины проникновения поверхностных плазмонов в исследуемую среду. Более высокой чувствительностью потенциально обладает метод биосенсинга, основанный на

возбуждении длиннопробежных поверхностных волн на поверхности одномерного фотонного кристалла (ОФК) [3]. На Рисунке 1 представлена схема биосенсора на поверхностных волнах в одномерном фотонном кристалле (ОФК-биосенсор).

ОФК представляет собой материал с периодически меняющимся в одном пространственном направлении показателем преломления на длине порядка длины волны света. Кристалл состоит из параллельных слоёв различных материалов, параметры которых задаются предварительными расчетами. Свойства ОФК позволяют создать такую структуру, способную одновременно поддерживать распространение двух длиннопробежных мод, имеющих одну длину волны. Это позволяет отслеживать изменение состояния рабочей поверхности ОФК и изменение показателя преломления исследуемого раствора. Таким образом, вклад неспецифического сигнала, связанного с изменением объемного показателя преломления раствора может быть элиминирован [3].

Рисунок 1. Схема ОФК-биосенсора [3]

Несмотря на перечисленные преимущества данный тип биосенсоров не получил широкого распространения, поэтому потенциал данного метода на

сегодняшний день полностью не раскрыт. Расширение области применения требует проведения дополнительных исследований.

Цель и задачи

Цель настоящей работы - разработка методик исследования взаимодействий биомолекул с различными поверхностями при помощи оптических биосенсоров, работающих в режиме реального времени, на поверхностных волнах в одномерном фотонном кристалле. Для достижения цели были сформулированы следующие задачи:

1. Исследование процесса сорбции лигандов белковой природы на поверхность бактериальных клеток с помощью ОФК-биосенсора;

2. Создание протокола для использования мультиплексного безмаркерного биосенсора на поверхностных волнах в одномерном фотонном кристалле с пространственным разрешением;

3. Разработка способов модифицирования поверхности одномерного фотонного кристалла для увеличения сорбционной ёмкости активированной поверхности при помощи декстранов из Leuconostoc mesenteroides.

Научная новизна

На сегодняшний день ОФК-биосенсоры не получили широкого распространения, поэтому для реализации потенциала метода требуется разработка новых протоколов и методик. В данной работе был предложен подход к изучению процесса взаимодействия биологических молекул с поверхностью бактериальных клеток. Данный процесс невозможно исследовать с помощью более распространенных ППР-биосенсоров, так как глубина проникновения поверхностных плазмонов меньше размеров исследуемых объектов. Для этого была подобрана методика модификации поверхности ОФК, позволяющая иммобилизовать бактериальные клетки с сохранением их жизнеспособности. В работе впервые детектировали взаимодействие таких низкомолекулярных

соединений, как антимикробные пептиды, с поверхностью бактериальных клеток с помощью безмаркерного оптического биосенсора. В работе были созданы протоколы для использования мультиплексного ОФК-биосенсора. Был проведен поиск подходящей модификации ОФК для повышения сорбционной ёмкости рабочей поверхности.

Теоретическая и практическая значимость работы

Теоретическая ценность данной работы заключена в демонстрации возможности детекции взаимодействия биомолекул с поверхностью бактериальных клеток с помощью безмаркерного ОФК-биосенсора. Используя полученные таким образом данные возможно рассчитать константы диссоциации комплекса «лиганд - поверхность бактериальной клетки». Данная возможность продемонстрирована на модельных объектах различной молекулярной массы. Также был показан потенциал использования модификации ОФК-биосенсора с двумерным разрешением для проведения большого числа одновременных измерений. Поиск новых методов модификации рабочей поверхности ОФК потенциально расширяет диапазон соединений для исследования с помощью ОФК-биосенсора. Практическая значимость работы заключается в возможности получения данных о кинетических параметрах взаимодействия различных биологических объектов без введения дополнительных меток и в реальном времени. Также возможно использование разработанной методики для поиска новых лекарственных средств. Разработанные методики позволят создать диагностические системы на основе мультиплексного ОФК-биосенсора.

Методология и методы исследования

Изучение кинетики взаимодействий проводилось с помощью коммерчески доступного ОФК-биосенсора «EVA 2.0» (PCbiosensors, Россия). Определение жизнеспособности бактериальных клеток и специфичности связывания проводили методом оптической флуоресцентной микроскопии. Для определения

морфологии бактериальных клеток использовалась сканирующая электронная микроскопия. Для обработки изображений использовалось программное обеспечение FIJI. Обработка и статистический анализ данных был проведен с использованием программного обеспечения OriginPro и Microsoft Excel.

Степень достоверности и апробация работы

По результатам диссертации опубликовано 9 работ, в том числе 2 статьи в журналах, индексируемых в Web of Science и Scopus, 1 статья в журнале ВАК и 6 тезисов конференций. Работа прошла апробацию на 6 следующих российских конференциях:

1. Научная конференция молодых ученых по медицинской биологии ФГБУ ФНКЦ ФХМ ФМБА (2019, Москва, Россия);

2. Итоговая научно-практическая конференция ФГБУ ФНКЦ ФХМ ФМБА России (2020, Москва);

3. Конгресс с международным участием по фундаментальным проблемам лабораторной диагностики "Академия лабораторной медицины: новейшие достижения» (2021, Москва);

4. XXVII Всероссийская конференция молодых учёных с международным участием «Актуальные проблемы биомедицины» (2021, Санкт-Петербург);

5. Площадка открытых коммуникаций OpenBio-2022 (2022, наукоград Кольцово);

6. Научная конференция молодых ученых ФГБУ ФНКЦ ФХМ им. Ю. М. Лопухина ФМБА России (2023, Москва)

Положения, выносимые на защиту:

1. Оптический безмаркерный биосенсор на поверхностных волнах в одномерном фотонном кристалле детектирует сорбцию белка на поверхность бактериальных клеток, в отличие ППР-биосенсоров.

2. Анализируя сенсорограммы адсорбции, можно получить константы диссоциации аналита с поверхностью бактериальных клеток. Безмаркерность метода позволяет получить более точные численные кинетические параметры по сравнению со стандартными методами исследования кинетики реакций связывания.

3. Продемонстрирован мультиплексный вариант метода анализа биохимических реакций с использованием ОФК-биосенсора, позволяющий исследовать взаимодействие аналита с различными лигандами одновременно в сотнях пространственных сайтах связывания.

4. Декстран с молекулярной массой 500 кДа и якорными эпоксидными группами позволяет увеличить сорбционную ёмкость поверхности ОФК почти в два раза по сравнению с плоской поверхностью. Данный метод модифицирования поверхности позволяет детектировать взаимодействие комплементарных олигонуклеотидов и качественно определять наличие или отсутствие гибридизации.

Личный вклад автора

Постановка целей и задач диссертации выполнена автором совместно с научным руководителем. Подготовка экспериментальных образцов, большая часть экспериментальной и аналитической работы проведена лично автором. Подготовка материалов к публикации осуществлялась автором совместно с научным руководителем и соавторами опубликованных работ по теме диссертации. Обобщение полученных результатов, формулировка выводов и положений, выносимых на защиту, сделаны лично автором. Личный вклад автора также отражен в опубликованных работах по теме диссертации.

Структура и объём работы

Диссертационная работа состоит из введения, литературного обзора, пяти глав, заключения, списка сокращений, и библиографии, включающей 101 наименование. Общий объём работы составляет 119 страницы с 3 таблицами и 49 рисунками.

Глава 1. Литературный обзор

1.1 Что такое биосенсор.

Биосенсор - это аналитический прибор, используемый для детекции химических соединений. Реакции связывания этих соединений с чувствительным биологическим компонентом детектируются, а затем сигнал преобразовывается в форму, которую можно интерпретировать. Оптические биосенсоры имеют ряд преимуществ перед другими типами биосенсоров, включая высокую чувствительность, быстродействие, возможность мультиплексирования и неинвазивность. Они находят применение в различных областях, таких как медицинская диагностика, контроль качества пищевых продуктов, экологический мониторинг и фармацевтические исследования [4].

За годы, прошедшие после появления в 1990 г. первого коммерческого биосенсора на основе поверхностного плазмонного резонанса (ППР-биосенсоры) ^асоге), количество публикаций, включающих данные, собранные с помощью таких биосенсоров, стремительно растет (Рисунок 1.1.).

Количество публикаций

9000 8000

7000 -

6000 -

5000 -

4000 -

3000 -

2000 -

1000 -

0

...■■Hill

$ $ $ $ $ ^ $ $ $ & & & & & #

Рисунок 1.1. Число публикаций по поверхностным плазмонам по данным издательства Elsevier

Такой рост связан с развитием мектодик, помогающих исследователям и разработчикам проектировать и создавать металлические наноструктуры.

В настоящее время примерно половина всех статей, связанных с поверхностными плазмонами, посвящена их использованию в биодетекции.

За этот период технологические достижения в области нанотехнологий привели к улучшению чувствительности обнаружения биомолекул примерно в 100 раз. Количество одновременных независимых измерений увеличилось с четырех в 1990 году ^асоге) до как минимум 192 в ППР-биосенсорах с визуализацией [5]. Модифицирование поверхности с помощью карбоксиметилированного декстрана, предложенное в 1990 году [6], до сих пор распространённое для большого числа применений, было дополнено рядом методик модификации. Исследование биомолекулярных взаимодействий с помощью оптических биосенсоров постоянно растет.

Высококачественные данные, полученные с помощью безмаркерных биосенсоров, используются для определения кинетических параметров биомолекулярных взаимодействий.

1.2 Виды безмаркерных оптических биосенсоров 1.2.1 Биосенсоры на основе поверхностного плазмонного резонанса

На сегодняшний день оптические биосенсоры на основе поверхностного плазмонного резонанса (ППР) широко используются в различных сферах жизни человека. Данный метод исследования обладает высокой чувствительностью, позволяет проводить измерения в реальном времени, а также не требует вводить какие-либо метки в исследуемые молекулы [2], что позволяет исключить влияние метки на кинетику реакции [1] и сократить время трудоемкой пробоподготовки [7].

1.2.1.1 Поверхностный плазмонный резонанс

Поверхностные плазмоны (1111) - это связанные колебания электромагнитного поля и электронов проводимости, распространяющиеся

вдоль поверхности раздела двух сред, одна из которых металл, а вторая - диэлектрик.

Поверхностный плазмонный резонанс - это резонансный процесс возбуждения электромагнитной волной поверхностного плазмона на его резонансной частоте в тонком слое металла. Волна возбуждения должна иметь p-поляризацию; в случае s-поляризации возбуждения плазмонов не происходит [5].

На Рисунке 1.2 представлены электромагнитное поле и ассоциированный с ним электрический заряд поверхностного плазмона, распространяющийся вдоль границы раздела металл-диэлектрик.

Рисунок 1.2. Электромагнитное поле поверхностного плазмона [8]

Магнитное поле ПП направлено параллельно границе раздела сред. Напряженность электрического поля имеет нормальную к поверхности составляющую, что необходимо для формирования поверхностного электрического заряда. Силовые линии электрического поля загибаются таким образом, чтобы удовлетворить граничным условиям. В результате электрическое поле затухает экспоненциально с удалением от поверхности раздела, и энергия ПП сконцентрирована вдоль границы раздела металл-диэлектрик. При этом электрическое поле проникает в металл - на глубину скин-слоя (Рисунок1.3):

Диэлектрик

Е

х

Металл

(1.1)

где а - проводимость металла, ю - круговая частота излучения, а в диэлектрик на глубину порядка длины волны излучения:

8а ~~

(1.2)

Рисунок 1.3 - Глубина проникновения электрического поля ПП на границе «металл-диэлектрик»

Электромагнитное поле ПП вблизи поверхности существенно больше поля возбуждающей ПП световой волны, а при удалении от поверхности в направлении нормали к ней является эванесцентным.

Пусть волна распространяется вдоль оси х, вектор магнитного поля Н. Найдем закон дисперсии поверхностных плазмонов на плоской границе металл-диэлектрик. Уравнение Максвелла для напряженности электрического пола записывается для обеих сред в общем виде следующим образом:

£ д2Р с2 дь2

(1.3)

Решение данного уравнения на границе раздела металл-диэлектрик допустимо в виде:

к

Ет=Ео{1,0,^-} ехр{1(к5рх-к2тг-ш1)},

'к

гт

Нт=-Ео-^(^){0,1,0}ехр{1(к5рх-кгтг-ш1)},

(1.4)

в области, заполненной металлом, и

Ей=Ео{1,0,-^}ехр{1(кзрх+к2(1г-а>ь)},

е К2й (1.5)

На=Ео^^(т){0,1,0} ехр[1(к5рх+кгаг-ш1)},

в области, заполненной диэлектриком;

к2т и кг5 - это z-компоненты волнового вектора в металле и диэлектрике соответственно, к5р = кх - х-компонента волнового вектора или волновой вектор поверхностного плазмона, ю - частота излучения, а с - скорость света. В такой системе ПП могут иметь только р-поляризацию.

В (1.4) и (1.5) волновые векторы в направлении, поперечном к границе раздела, выглядят следующим образом:

I---(16)

Дисперсионное уравнение для ПП находится из условия непрерывности тангенсальных компонент напряженности электрического и магнитного полей:

+ — = 0. (1.7)

кгт ^гй

С учетом (1.6) дисперсионное уравнение можно представить в явном виде:

. I ъМеаМ (1.8)

где продольный волновой вектор ПП является функцией частоты. При выполнении (1.8) компоненты волнового вектора в направлении перпендикулярном границе раздела можно записать в виде:

к}7 = —(~)2 , \ = т, X. (1.9)

3,2 ет+еа\с; '-1

Рассмотрим условия, при которых могут существовать поверхностные плазмоны. Для простоты считаем, что мнимыми частями диэлектрических функций в уравнении (1.8) можно пренебречь.

Чтобы волна распространялась вдоль поверхности без затухания, компонента волнового вектора вдоль границы раздела должна быть действительной, следовательно, подкоренное выражение в (1.8) должно быть положительным. С другой стороны, так как волны локализованы вблизи поверхности раздела, то нормальные к поверхности компоненты волнового вектора должны быть чисто мнимыми. Это возможно тогда, когда знаменатель в (1.9) отрицательный. Из этих условий следует, что ПП могут существовать при выполнении следующих условий:

£т(ш)-£й(ш)<0,

ет(ы)+еа(Ш)<0. (110)

Таким образом, для существования ПП необходимо, чтобы одна из диэлектрических проницаемостей была отрицательной и по абсолютной величине превосходила другую. Металлы имеют большую отрицательную диэлектрическую проницаемость при относительно малой мнимой части. В силу этого, на границе раздела между металлом и диэлектриками (такими как воздух, стекло или вода) могут существовать поверхностные плазмоны в видимом диапазоне [5,8,9].

Если диэлектрические проницаемости металла и диэлектрика содержат малые мнимые слагаемые, то из (1.8) можно получить соответствующую мнимую добавку в правой части, определяющую слабое затухание поверхностного плазмона. Для хороших металлов затухание плазмона будет определяться только малой мнимой частью диэлектрической проницаемости диэлектрика [8].

Длину пробега для ПП можно найти по формуле:

1 = ^. ап)

где к' - мнимая часть х-компоненты волнового вектора [10].

1.2.1.2 Условия возбуждения поверхностных плазмонов

Поверхностный плазмонный резонанс может возникать при соблюдении условия полного внутреннего отражения (ПВО) [5].

При ПВО если угол падения светового луча будет больше угла полного отражения при прохождении света из среды с более высоким показателем преломления в среду с более низким показателем преломления, свет не проникает вглубь среды с более низким показателем преломления, и большая часть его энергии отражается от границы раздела. Несмотря на то, что электрическое поле фотонов все же проникает во вторую среду, оно экспоненциально затухает.

Однако, если на границу раздела поместить слой металла, то электромагнитное поле, проникающее в него, вызывает колебания свободных электронов, и происходит нарушение ПВО. Для эффективного возбуждения колебаний электронов частота падающего света должна быть ниже плазменной частоты металла [11]. Для большинства металлов плазменная частота находится в ультрафиолетовой области спектра, поэтому для возбуждения ППР в металлических пленках можно использовать видимый свет или свет из ближнего инфракрасного диапазона. Резонансное поглощение энергии света электронными колебаниями будет происходить, если вектор импульса поверхностного плазмона и проекция вектора импульса фотона на границу раздела сред равны (Рисунок 1.4) [12].

Рисунок 1.4. На плоской поверхности электронные колебания приводят к распространению поверхностных плазмонов. Эти колебания связаны с электромагнитным полем, которое распространяется вдоль границы раздела с амплитудой, экспоненциально уменьшающейся при удалении от поверхности. Условие сохранения импульса приводит к тому, что ППР существует только при определенных углах падения света [11]

Вектор импульса поверхностного плазмона зависит от свойств проводника и показателей преломления граничащих с ним сред, а вектор импульса фотона - от частоты и угла падения света. Если условия возникновения резонанса выполняются, то интенсивность отраженного света резко уменьшается (Рисунок 1.4, справа внизу), так как часть энергии световой волны перейдет в энергию ПП. Даже минимальные изменения показателя преломления в приграничной области, вызванные, например, изменением состава среды над поверхностью металла, изменяют условия возникновения ППР. Поэтому, если регистрировать параметры отраженной волны, то можно в режиме реального времени детектировать образование комплексов на границе сред.

Еще одно условие, необходимое для возбуждения ПП связано с поляризацией падающего света. Колебания электронов в основном возбуждаются под действием электрической части электромагнитной волны, поэтому в ППР-системах используется р-поляризованный свет [12].

Типичными металлами, способными поддерживать распространение ПП в видимом спектре, являются серебро и золото, также используются медь, титан и хром [5]. Серебро и золото обладают малой мнимой частью диэлектрической проницаемости, а значит большей длиной пробега ПП. Преимущественное использование золота в таких системах обусловлено высокой химической устойчивостью этого металла [9].

1.2.1.3 Схемы возбуждения поверхностных плазмонов

Существует несколько схем, использующих метод нарушенного полного отражения, для возбуждения ПП. Наиболее известные - схемы Отто и Кречманна (Рисунок 1.5) [13].

Рисунок 1.5 - Метод Отто (слева) и Кречманна (справа) [14]

В схеме Отто между призмой и слоем металла существует воздушный зазор. Падающая световая волна отражается от границы раздела «призма - анализируемая среда», а слой металла помещается вблизи этой границы [15]. Прежде чем световая волна попадает в среду с 80 (воздушный зазор), она проходит через призму с диэлектрической проницаемостью 8Р>80. По закону Снеллиуса, тангенсальная компонента волнового вектора сохраняется при переходе через границу раздела. При углах падения в, больших, чем угол

полного внутреннего отражения, в > агсБт^—), она равна:

£0

кх . (1.12)

При этих условиях нормальная компонента волнового вектора кг0 является чисто мнимой, и в направлении z волна быстро затухает в среде с 8о на расстоянии длины световой волны, что и определяет толщину воздушного зазора между призмой и металлом [14].

Благодаря симметричности закона Снеллиуса и дисперсионного уравнения для ПП относительно 8о и 82 можно поменять металл и диэлектрик местами относительно призмы. Именно это и реализовано в схеме Кречманна [16].

В этой схеме свет, вышедший из призмы, попадает на металлическую пленку, нанесенную на нижнюю границу призмы, и, отражаясь от неё, направляется в детектор. Вторая сторона металлического слоя контактирует с анализируемой средой. Толщина слоя должна быть мала, потому что часть энергии поглощается при прохождении через металл, а до границы раздела «металл - исследуемая среда» должно дойти достаточное для возбуждения 1111 количество энергии.

Вместо тонкого металлического слоя можно использовать металлическую дифракционную решетку, период которой меньше длины волны света [17].

Еще один вариант возбуждения 1111 - использование оптических волноводов. Благодаря эффекту ПВО свет может распространяться внутри оптического волновода. Если на его поверхность нанести тонкий слой металла, то на внешней поверхности этого слоя можно возбудить 1111 (Рисунок 1.6) [18].

Рисунок 1.6. МИР-детектор на основе волновода [19]

1.2.1.4 Принцип работы ППР-биосенсоров

Биосенсоры на основе ППР получили широкое распространение. Они используются для биохимических анализов на глюкозу [20], для иммунологических анализов на наличие антител [21], для исследования кинетики действия лекарств в реальном времени [22]. Такие биосенсоры чувствительны к изменению диэлектрических свойств среды вблизи поверхности раздела [14].

Обычно в биосенсорах на основе ППР для возбуждения ПП используется схема Кречманна, так как она достаточно проста в реализации, а эффективность возбуждения 1111 достаточна высока. На Рисунке 1.7 представлена типичная схема ППР-биосенсора. Поток исследуемого раствора пропускается над поверхностью сенсора с иммобилизованными лигандами, аналит накапливается на лигандах, что приводит к постепенному увеличению минимального угла отражения до тех пор, пока не будет достигнуто насыщение. Затем через систему пропускается буферный раствор, который вымывает несвязавшийся аналит, что приводит к уменьшению сигнала. В результате цикла ассоциации и диссоциации аналита получается кривая, называемая сенсорограммой (Рисунок 1.8).

Система детектирования гнета

Котик Лиганд Аиалит

жидкости

Рисунок 1.7 - Схема типичного ППР-биосенсора [14]

Рисунок 1.8 - Схематический пример профиля адсорбции [23]

Данные о величине угла, при котором коэффициент отражения минимален, величине минимального коэффициента отражения и ширине резонансной кривой обрабатываются компьютером; на основе формул Френеля для коэффициентов отражения вычисляется действительная и мнимая части показателя преломления, а также толщина адсорбированного слоя.

Изменение угла возбуждения 50 как функция изменения диэлектрических проницаемостей металла 5sm и диэлектрика 5sd определяется следующим выражением [24]:

ctg 6S6 = -MlÉ+íMí™. (1.13)

2£m£d(£m + £d)

Так как |8т|>> то из (1.13) следует, что изменение угла возбуждения 0 гораздо более чувствительно к изменению диэлектрической проницаемости слоя диэлектрика 8^ чем к изменению диэлектрической проницаемости металла 8т. Поэтому этот метод хорошо подходит для измерения 58^ а значит, для определения количества прореагировавшего аналита [14].

Чувствительность ППР к изменению диэлектрической проницаемости диэлектрика зависит от амплитуды поля плазмонной волны, экспоненциально уменьшающегося при удалении от поверхности раздела сред. По этой причине ППР наиболее чувствителен к изменениям непосредственно на границе раздела сред [4].

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Митько Татьяна Владимировна, 2023 год

Список литературы

1. Sun Y.S. et al. Effect of fluorescently labeling protein probes on kinetics of protein-Hgand reactions // Langmuir. — 2008. — Vol. 24, № 23. — P. 1339913405.

2. Huang C.J. et al. SPR bacterial pathogen biosensor: The importance of fluidic conditions and probing depth // Talanta. — 2014. — Vol. 122. — P. 166-171.

3. Konopsky V.N. et al. Photonic crystal biosensor based on optical surfacewaves // Sensors (Switzerland). — 2013. — Vol. 13, № 2. — P. 2566-2578.

4. Homola J. Surface plasmon resonance sensors for detection of chemical and biological species // Chem Rev. — 2008. — Vol. 108, № 2. — P. 462-493.

5. Richard B. M. Schasfoort. Handbook of Surface Plasmon Resonance // Handbook of Surface Plasmon Resonance. — 2008. — 524 p.

6. Johnsson B., Lofas S., Lindquist G. Immobilization of proteins to a carboxymethyldextran-modified gold surface for biospecific interaction analysis in surface plasmon resonance sensors // Anal Biochem. — 1991. — Vol. 198, — № 2.

7. Cooper M.A. Label-free screening of bio-molecular interactions // Analytical and Bioanalytical Chemistry. — 2003. — Vol. 377, — № 5.

8. Лисица В.С. Введение в нанооптику. М. МФТИ, 2012. — 157 p.

9. Biacore. Sensor Surface Handbook // GE Healthcare. — 2008. — 8-10 p.

10. Dastmalchi B. et al. A new perspective on materials for plasmonics.

11. Oates T.W.H., Wormeester H., Arwin H. Characterization of plasmonic effects in thin films and metamaterials using spectroscopic ellipsometry // Prog Surf Sci. Elsevier Ltd, — 2011. — Vol. 86, — № 11-12. — P. 328-376.

12. Li M., Cushing S.K., Wu N. Plasmon-enhanced optical sensors: A review // Analyst. Royal Society of Chemistry, — 2015. — Vol. 140, — № 2. — P. 386406.

13. Chen Y., Ming H. Review of surface plasmon resonance and localized surface plasmon resonance sensor? // Photonic Sensors. — 2012. — Vol. 2, — № 1.

14. Khhmob B.B. HaH0nna3M0HHKa. M. OH3MAT.HHT, 2009. — 480c. p.

15. Otto A. Excitation of nonradiative surface plasma waves in silver by the method of frustrated total reflection // Zeitschrift für Physik A Hadrons and nuclei. — 1968. — Vol. 216, — № 4. — P. 398-410.

16. Kretzschmann E., Raether H. Radiative decay of non-radiative surface plasmons by light // Z. Naturforsch. — 1968. — Vol. 23, — № November. — P. 2135.

17. FANO.U. The Theory of Anomalous Diffraction Gratings and of Quasi-Stationary Waves on Metallic Surfaces (Sommerfeld ' s Waves). — 1936. — Vol. 928, — № 1935.

18. Yee S.S., Jorgenson R.C. A fiber optic chemical sensor based on surface plasmon resonance // Sens Actuators B Chem. — 1993. — Vol. 12. — P. 213-220.

19. Verma R.K. et al. Performance study of surface plasmon resonance and lossy mode resonance based fiber optic sensors utilizing silver and indium oxide layers: An experimental investigation // Opt Laser Technol. Elsevier Ltd, — 2019. — Vol. 112, — № November 2018. — P. 420-425.

20. Chen R. et al. Highly sensitive surface plasmon resonance sensor with surface modified MoSe2/ZnO composite film for non-enzymatic glucose detection // Biosens Bioelectron. — 2023. Vol. — 237.

21. Schasfoort R.B.M. et al. High throughput surface plasmon resonance imaging method for clinical detection of presence and strength of binding of IgM, IgG and IgA antibodies against SARS-CoV-2 during CoViD-19 infection // MethodsX.

— 2021. — Vol. 8.

22. Mohammadzadeh-Asl S. et al. Kinetic and thermodynamic insights into interaction of erlotinib with epidermal growth factor receptor: Surface plasmon resonance and molecular docking approaches // Int J Biol Macromol. — 2020.

— Vol. 163.

23. Green R.J. et al. Surface plasmon resonance analysis of dynamic biological interactions with biomaterials. — 2000. — Vol. 21. — P. 1823-1835.

24. Nunzi J.M., Ricard D. Optical phase conjugation and related experiments with surface plasma waves // Applied Physics B Photophysics and Laser Chemistry.

— 1984. — Vol. 35, — № 4. — P. 209-216.

25. Golosovsky M. et al. Midinfrared surface-plasmon resonance: A novel biophysical tool for studying living cells // J Appl Phys. 2009. Vol. 105, № 10.

26. Shrivastav A.M. et al. Engineering the penetration depth of nearly guided wave surface plasmon resonance towards application in bacterial cells monitoring // Sens Actuators B Chem. — 2021. — Vol. 345.

27. Singh L. et al. Highly sensitive surface plasmon resonance sensor for refractive index detection of Helicobacter Pylori // Optik (Stuttg). — 2023. — Vol. 274.

28. Taylor A.D. et al. Quantitative and simultaneous detection of four foodborne bacterial pathogens with a multi-channel SPR sensor // Biosens Bioelectron. — 2006. — Vol. 22, — № 5. — P. 752-758.

29. Yanase Y. et al. Surface Plasmon Resonance for Cell-Based Clinical Diagnosis.

— 2014. — № March.

30. Chabot V. et al. Identification of the molecular mechanisms in cellular processes that elicit a surface plasmon resonance (SPR) response using simultaneous surface plasmon-enhanced fluorescence (SPEF) microscopy // Biosens Bioelectron. Elsevier, — 2013. — Vol. 50. — P. 125-131.

31. Cuerrier C.M. et al. Surface Plasmon Resonance Monitoring of Cell Monolayer Integrity: Implication of Signaling Pathways Involved in Actin-Driven Morphological Remodeling // Cell Mol Bioeng. — 2008. — Vol. 1, — № 4. — P. 229-239.

32. Chabot V. et al. Biosensing based on surface plasmon resonance and living cells // Biosens Bioelectron. — 2009. — Vol. 24, — № 6. — P. 1667-1673.

33. Maltais J.S. et al. Label-free monitoring of apoptosis by surface plasmon resonance detection of morphological changes // Apoptosis. — 2012. — Vol. 17,

— № 8. — P. 916-925.

34. Baumgarten S., Robelek R. Surface plasmon resonance (SPR) sensors for the rapid, sensitive detection of the cellular response to osmotic stress // Sens Actuators B Chem. Elsevier B.V., — 2011. — Vol. 156, — № 2. — P. 798-804.

35. Sarid D. Long-range surface-plasma waves on very thin metal films // Phys. Rev. Lett. — 1981. — Vol. 47. — P. 1927-1930.

36. Berini P. Bulk and surface sensitivities of surface Plasmon waveguides // New J Phys. — 2008. — Vol. 10.

37. Jing J.Y. et al. Long-range surface plasmon resonance and its sensing applications: A review // Opt Lasers Eng. Elsevier Ltd, — 2019. — Vol. 112, — № August 2018. — P. 103-118.

38. Jing J.Y., Wang Q., Wang B.T. Refractive index sensing characteristics of carbon nanotube-deposited photonic crystal fiber SPR sensor // Optical Fiber Technology. Elsevier, — 2018. — Vol. 43, — № March. — P. 137-144.

39. Slavik R., Homola J. Ultrahigh resolution long range surface plasmon-based sensor // Sens Actuators B Chem. — 2007. — Vol. 123, — № 1. — P. 10-12.

40. Berini P. Long-range surface plasmon polaritons // Adv Opt Photonics. — 2009.

— Vol. 1, — № 3. — P. 484.

41. Eftekharinia B. Highly confined long range transmission of a surface plasmon polariton mode in a novel design of metallic slit-groove nanostructures // Optik (Stuttg). 2019. — Vol. 194.

42. Malureanu R., Lavrinenko A. Ultra-thin films for plasmonics : a technology overview. 2015. — № June.

43. Farias G.A., Maradudin A.A. Effect of surface roughness on the attenuation of surface polaritons on metal films // Phys Rev B. — 1983. — Vol. 27, — № 12.

— P. 7093-7106.

44. Chabot V. et al. Long range surface plasmon resonance for increased sensitivity in living cell biosensing through greater probing depth // Sens Actuators B Chem. Elsevier B.V., — 2012. — Vol. 174. — P. 94-101.

45. Hastings J.T. et al. Optimal self-referenced sensing using long- and short- range surface plasmons // Opt Express. — 2007. — Vol. 15, — № 26. — P. 17661.

46. Yang C.T. et al. Cellular micromotion monitored by long-range surface plasmon resonance with optical fluctuation analysis // Anal Chem. — 2015. — Vol. 87,

— № 3. — P. 1456-1461.

47. Dostalek J., Kasry A., Knoll W. Long range surface plasmons for observation of biomolecular binding events at metallic surfaces // Plasmonics. — 2007. — Vol. 2, — № 3. — P. 97-106.

48. Slavik R., Homola J. Optical multilayers for LED-based surface plasmon // Appl Opt. — 2006. — Vol. 45, — № 16. — P. 3752-3759.

49. Yablonovitch E. Photonic band-gap structures // Journal of the Optical Society of America B. — 1993. — Vol. 10, — № 2. — P. 283.

50. Yuan Y., Dai Y. A revised LRSPR sensor with sharp reflection spectrum // Sensors (Switzerland). — 2014. — Vol. 14, — № 9. — P. 16664-16671.

51. Konopsky V.N., Alieva E. V. Dispersion relation of surface plasmons near photonic band gaps: Influence of the interaction with light // J Mod Opt. — 2001.

— Vol. 48, — № 10. — P. 1597-1615.

52. Тамм И.Е. О возможности связанных состояний электронов на поверхности кристалла, Журн. Экспер. и теор. Физики — 1933 — Т.3. — С.34 -43. 1933. P. 1933.

53. Robertson W.M., May M.S. Surface electromagnetic wave excitation on one-dimensional photonic band-gap arrays // Appl Phys Lett. — 1999. — Vol. 74, — № 13. — P. 1800-1802.

54. Konopsky V.N. Plasmon-polariton waves in nanofilms on one-dimensional photonic crystal surfaces // New J Phys. — 2010. — Vol. 12.

55. Konopsky V.N., Alieva E. V. Photonic Crystal Surface Waves for Optical Biosensors // Anal Chem. — 2007. — Vol. 79, — № 12. — P. 4729-4735.

56. Langmuir I. The adsorption of gases on plane surfaces of glass, mica and platinum // J Am Chem Soc. — 1918. — Vol. 40, — № 9.

57. VAS G., NAGY K., VEKEY K. Chapter 4 - Biomedical sampling // Medical Applications of Mass Spectrometry. 2008.

58. Shi L. et al. Anti-heat shock protein autoantibody profiling in breast cancer using customized protein microarray // Anal Bioanal Chem. — 2016. — Vol. 408, — № 5.

59. Jayaraman V. et al. An ultra-high-density protein microarray for high throughput single-tier serological detection of Lyme disease // Sci Rep. — 2020. — Vol. 10, — № 1.

60. Matsuda K.M. et al. Autoantibody Landscape Revealed by Wet Protein Array: Sum of Autoantibody Levels Reflects Disease Status // Front Immunol. — 2022. — Vol. 13.

61. Scarano S. et al. Surface plasmon resonance imaging for affinity-based biosensors // Biosensors and Bioelectronics. — 2010. — Vol. 25, — № 5.

62. Shinn M., Robertson W.M. Surface plasmon-like sensor based on surface electromagnetic waves in a photonic band-gap material // Sens Actuators B Chem. — 2005. — Vol. 105, — № 2.

63. Wang D. et al. Recent advances in surface plasmon resonance imaging sensors // Sensors (Switzerland). — 2019. — Vol. 19, — № 6.

64. Yeatman E., Ash E.A. Surface plasma oscillations and their applications // Physics of thin films. Academic, — 1968. — Vol. 216. — 145-261 p.

65. Rothenhäusler B., Duschl C., Knoll W. Plasmon surface polariton fields for the characterization of thin films // Thin Solid Films. — 1988. — Vol. 159, — № 12.

66. Zhang F. et al. Quantification of Epidermal Growth Factor Receptor Expression Level and Binding Kinetics on Cell Surfaces by Surface Plasmon Resonance Imaging // Anal Chem. — 2015. — Vol. 87, — № 19.

67. Nelson B.P. et al. Surface plasmon resonance imaging measurements of DNA and RNA hybridization adsorption onto DNA microarrays // Anal Chem. — 2001. — Vol. 73, — № 1.

68. Konopsky V.N. Long-range surface plasmons on duplex metal nanolayers // Photonics Nanostruct. Elsevier B.V., — 2020. — Vol. 39.

69. Barnes P.F., Cave M.D. Molecular Epidemiology of Tuberculosis // n engl j med.

— 2003. — Vol. 12. — 349 p.

70. Supply P. et al. Proposal for standardization of optimized mycobacterial interspersed repetitive unit-variable-number tandem repeat typing of Mycobacterium tuberculosis // J Clin Microbiol. — 2006. — Vol. 44, — № 12.

71. Supply P. et al. Automated high-throughput genotyping for study of global epidemiology of Mycobacterium tuberculosis based on mycobacterial interspersed repetitive units // J Clin Microbiol. — 2001. — Vol. 39, — № 10.

72. Kamerbeek J. et al. Simultaneous Detection and Strain Differentiation of Mycobacterium tuberculosis for Diagnosis and Epidemiology // JOURNAL OF CLINICAL MICROBIOLOGY. — 1997. — Vol. 35, — № 4. — 907-914 p.

73. Brudey K. et al. Mycobacterium tuberculosis complex genetic diversity: Mining the fourth international spoligotyping database (SpolDB4) for classification, population genetics and epidemiology // BMC Microbiol. — 2006. — Vol. 6.

74. Konopsky V.N., Alieva E. V. A biosensor based on photonic crystal surface waves with an independent registration of the liquid refractive index // Biosens Bioelectron. — 2010. — Vol. 25, — № 5. — P. 1212-1216.

75. Gunda N.S.K. et al. Optimization and characterization of biomolecule immobilization on silicon substrates using (3-aminopropyl)triethoxysilane (APTES) and glutaraldehyde linker // Appl Surf Sci. Elsevier B.V., — 2014. — Vol. 305. — P. 522-530.

76. Morozova O. V. et al. Surface modification with polyallylamines for adhesion of biopolymers and cells // Int J Adhes Adhes. Elsevier Ltd, — 2019. — Vol. 92.

— P. 125-132.

77. Schindelin J. et al. Fiji: An open-source platform for biological-image analysis // Nature Methods. — 2012. — Vol. 9, — № 7. — P. 676-682.

78. Sokolova A.I. et al. Imaging human keratinocytes grown on electrospun mats by scanning electron microscopy // Microsc Res Tech. — 2019. — Vol. 82, — № 5.

— P. 544-549.

79. Белова A.M. et al. MИКPОФЛЮИДHAЯ ПЛAТФОPMA ДЛЯ СОЗДAHИЯ БИОСЕHСОPA HA ОДИГОЧ^ГС ГЕHЕТИЧЕСКИ MОДИФИЦИPОВAHHЫX KHETKAX HELICOBACTER PYLORI // Биофизика. — 2018. — Vol. 63, — № 5. — P. 923-932.

80. Konopsky V. et al. Photonic crystal surface mode imaging for multiplexed and high-throughput label-free biosensing. // Biosens Bioelectron. Elsevier B.V., — 2020. — Vol. 168, — № July. — P. 112575.

81. Konopsky V.N., Alieva E. V. Photonic crystal surface mode imaging biosensor based on wavelength interrogation of resonance peak // Sens Actuators B Chem. Elsevier B.V., — 2018. — Vol. 276. — P. 271-278.

82. Fuentes M. et al. Determination of protein-protein interactions through aldehyde-dextran intermolecular cross-linking // Proteomics. — 2004. — Vol. 4, — № 9.

— P. 2602-2607.

83. Generalova A.N. et al. Submicron polymer particles containing fluorescent semiconductor nanocrystals CdSe/ZnS for bioassays // Nanomedicine. — 2011.

— Vol. 6, — № 2.

84. Dyatlov V. et al. Immobilization of amikacin on dextran: biocomposite materials that release an antibiotic in the presence of bacterial dextranase // Polym Int. John Wiley and Sons Ltd, — 2021. — Vol. 70, — № 6. — P. 837-844.

85. Streck S. et al. Comparison of bulk and microfluidics methods for the formulation of poly-lactic-co-glycolic acid (PLGA) nanoparticles modified with cell-penetrating peptides of different architectures // Int J Pharm X. Elsevier B.V., — 2019. — Vol. 1.

86. OFEK I., MIRELMAN D., SHARON N. Adherence of Escherichia coli to human mucosal cells mediated by mannose receptors // Nature. 1977. — Vol. 265, — № 5595. — P. 623-625.

87. Wang Y.K. et al. Comparison of Escherichia coli surface attachment methods for single-cell microscopy // Sci Rep. — 2019. — Vol. 9, — № 1.

88. Sharon N., Lis H. Lectins: Cell-Agglutinating and Sugar-Specific Proteins // Science (1979). — 1972. — Vol. 177, — № 4053. — P. 949-959.

89. Volkmer B., Heinemann M. Condition-Dependent Cell Volume and Concentration of Escherichia coli to Facilitate Data Conversion for Systems Biology Modeling // PLoS One / ed. Langowski J. 2011. Vol. 6, № 7. P. e23126.

90. Bremer H., Chuang L. The cell cycle in Escherichia coli B/r // J Theor Biol. — 1981. — Vol. 88, — № 1. — P. 47-81.

91. Hong J. et al. How melittin inserts into cell membrane: Conformational changes, inter-peptide cooperation, and disturbance on the membrane // Molecules. MDPI AG, — 2019. — Vol. 24, — № 9.

92. Grafskaia E.N. et al. Non-toxic antimicrobial peptide Hm-AMP2 from leech metagenome proteins identified by the gradient-boosting approach // Mater Des. Elsevier Ltd, — 2022. — Vol. 224.

93. Reslova N. et al. xMAP technology: Applications in detection of pathogens // Frontiers in Microbiology. Frontiers Media S.A., — 2017. — Vol. 8, — № JAN.

94. Brenet S. et al. Highly-Selective Optoelectronic Nose Based on Surface Plasmon Resonance Imaging for Sensing Volatile Organic Compounds // Anal Chem. American Chemical Society, — 2018. — Vol. 90, — № 16. — P. 9879-9887.

95. Jia W. et al. Elimination terminal fixed region screening and high-throughput kinetic determination of aptamer for lipocalin-1 by surface plasmon resonance imaging // Anal Chim Acta. — 2018. — Vol. 1043.

96. Sizova S. et al. The Elaboration of Effective Coatings for Photonic Crystal Chips in Optical Biosensors // Polymers (Basel). MDPI, — 2022. — Vol. 14, — № 1.

97. Yadav A.R. et al. Comparative study of solution-phase and vapor-phase deposition of aminosilanes on silicon dioxide surfaces // Materials Science and Engineering C. — 2014. — Vol. 35, — № 1.

98. Howarter J.A., Youngblood J.P. Optimization of silica silanization by 3-aminopropyltriethoxysilane // Langmuir. — 2006. — Vol. 22, — № 26.

99. Seitz O. et al. Control and stability of self-assembled monolayers under biosensing conditions // J Mater Chem. — 2011. — Vol. 21, — № 12.

100. Bespyatykh J.A. et al. Spoligotyping of Mycobacterium tuberculosis complex isolates using hydrogel oligonucleotide microarrays // Infection, Genetics and Evolution. — 2014. —Vol. 26.

101. Zuker M. Mfold web server for nucleic acid folding and hybridization prediction // Nucleic Acids Res. — 2003. — Vol. 31, — № 13.