Высокочувствительные биосенсоры на основе двумерных материалов и оптомеханических систем тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 01.04.21, кандидат наук Стебунов, Юрий Викторович

• Стебунов, Юрий Викторович
• кандидат наук
• 2017

Оглавление диссертации кандидат наук Стебунов, Юрий Викторович

Введение.............................................................................4

Глава 1. Оптические безмаркерные биосенсоры..........................................8

1.1. Безмаркерные методы анализа межмолекулярных взаимодействий...................8

1.1.1. Преимущества и применения безмаркерных биосенсоров........................8

1.1.2. Акустические, калориметрические, электрохимические и оптические

преобразователи сигнала..........................................................9

1.2 Биологические сенсоры на основе поверхностного плазмонного резонанса..........13

1.2.1. Поверхностный плазмонный резонанс в тонких металлических пленках.........13

1.2.2. Повышение чувствительности биосенсоров на основе поверхностного плазмонного

резонанса.......................................................................19

1.2.3. Биосенсорные чипы........................................................21

1.2.4. Использование углеродных наноматериалов для повышения чувствительности .. 25

1.3. Компактные оптические безмаркерные биосенсоры................................27

1.3.1. Биосенсоры на основе оптических волноводов и резонаторов.................27

1.3.2. Оптомеханические схемы биодетектирования ............................... 32

1.3.3. Практическая реализация интегрированных оптических биосенсоров...........38

1.4. Выводы ..................................................................... 44

Глава 2. Материалы и методы.........................................................46

2.1 Материалы...................................................................46

2.2 Моделирование многослойных структур........................................ 47

2.3 Численное решение уравнений Максвелла методом конечных элементов............48

2.4 Напыление тонких пленок методом электронно-лучевого испарения...............50

2.5 Биодетектирование, основанное на спектроскопии поверхностного плазмонного

резонанса.........................................................................50

2.6 Спектроскопическая эллипсометрия............................................52

2.7 Атомно-силовая и электронная микроскопии .................................. 52

2.8 Методики приготовления образцов для анализа их методом биодетектирования на

основе поверхностного плазмонного резонанса ............................... 53

Глава 3. Биосенсорные чипы на основе графена и оксида графена.......................57

3.1. Введение..............................................................57

3.2. Оптические свойства тонких пленок оксида графена............................ 58

3.3. Влияние тонких пленок графена и оксида графена на свойства поверхностного

плазмонного резонанса и чувствительность метода биодетектирования на его основе . 61

3

3.4. Использование сенсорных чипов на основе графена и оксида графена для исследования

биомолекулярных реакций.........................................................65

3.5. Выводы.....................................................................71

Глава 4. Спектроскопия поверхностного плазмонного резонанса в тонких пленках меди.73

4.1. Введение...............................................................73

4.2. Оптические свойства тонких пленок меди.................................73

4.3. Моделирование медных чипов для спектроскопии поверхностного плазмонного

резонанса...................................................................75

4.4. Чувствительность биосенсорных чипов к изменению показателя преломления.77

4.5. Исследование биохимических реакций с использованием медных биосенсорных чипов

и графеновых связующих слоев................................................79

Гб. Выводы..................................................................82

Глава 5. Компактный оптомеханический плазмонный биосенсор.....................83

5.1. Введение...............................................................83

5.2. Схема и принцип работы устройства......................................83

5.3. Рассеяние моды волновода на кантилевере................................85

5.4. Оптическое возбуждение механического резонанса.........................88

5.5. Чувствительность оптомеханического биосенсора..........................89

5.6. Сравнение различных типов волноводов...................................90

5.7. Работа оптомеханического биосенсора в газе.............................96

5.8. Выводы.................................................................98

Заключение...................................................................100

Список цитируемой литературы.................................................102

4

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Высокочувствительные биосенсоры на основе двумерных материалов и оптомеханических систем»

Введение

Актуальность темы. Лазерный метод биодетектирования, основанный на спектроскопии поверхностного плазмонного резонанса (ППР), был предложен более 30 лет назад и на данный момент стал одним из основных исследовательских инструментов современных биохимических лабораторий [1]. Множество применений биосенсоров на основе ППР было продемонстрировано в таких областях, как разработка лекарственных средств, медицинская диагностика, ветеринария, контроль качества продуктов питания и мониторинг состояния окружающей среды [2,3]. Одним из основных преимуществ данного метода является возможность изучения кинетики химических и биологических процессов, а именно определение констант ассоциации и диссоциации биохимических реакций. Однако, для работы с малыми концентрациями органических и неорганических веществ, а также исследования взаимодействий между молекулами, массы которых могут отличаться в сотни раз, требуется увеличение чувствительности биодетектирования.

Перспективным решением данной проблемы является модификация детектирующей поверхности спектрометров ППР. В частности, повысить чувствительность можно выбором плазмонной структуры, как, например, включая в нее пленки из различных металлов [4], а также диэлектрические пленки с высоким показателем преломления [5]. Подходящими для применений в плазмонике свойствами обладают такие металлы, как золото, серебро, медь и алюминий [6]. В методе биодетектироваия, основанном на спектроскопии ППР, преимущественно используются золотые пленки, что обусловлено отличными оптическими свойствами данного материала, а также его устойчивостью к окислению. С другой стороны, медь по плазмонным свойствам не уступает золоту, однако является более технологичным материалом, широко используемым в микроэлектронике [7]. Это дает преимущества при разработке компактных плазмонных биосенсоров, однако необходимо обеспечить химисческую стабильность медных компонент в ходе выполнения эксперимента. Повысить чувствительность биодетектирования также можно подбором оптимального связующего слоя, при помощи которого биомолекулы будут адсорбироваться на поверхность биосенсора. На данный момент практически все коммерческие биосенсоры на основе спектроскопии ППР используют 2 типа связующих слоев [8]. Первый тип основан на самособирающихся слоях алифатических соединений, включающих серосодержащие функциональные группы. Второй дополнительно включает слой гидрогеля толщиной до 200 нм.

5

Повысить чувствительность биосенсоров на основе спектроскопии ППР можно, используя в качестве связующего слоя двумерные материалы - графен и его производные, уже зарекомендовавшие себя для применений в биодетектировании [9]. Было показано, что структуры на основе этих материалов, имеют рекордные значения площади поверхности, которая, в свою очередь, может использоваться для адсорбции биомолекул [10]. Иммобилизация на поверхность графена и оксида графена может быть реализована с использованием стэкинг взаимодействия, а также ковалентного присоединения к кислородсодержащим группам оксида графена. При этом химические и оптические свойства оксида графена могут быть модифицированы его химическим восстановлением, в результате чего может быть подобран оптимальный для данной конструкции биосенсора показатель преломления связующего слоя.

Достижение рекордных значений чувствительности биодетектирования может обеспечить использование наномеханических резонаторов [11]. Существующие на данный момент способы преобразования сигнала в таких биосенсорах, а также способы возбуждения механического резонанса основаны на использовании электродвижущего, магнитодвижущего, теплового, пьезоэлектрического и пьезорезистивных методов [12]. Однако, практическая реализация устройств на основе данных методов ограничена необходимостью использования дорогостоящего научного оборудования, низкой эффективностью при использовании высокочастотных механических резонаторов, выделяемой в ходе измерений тепловой энергией, которая может повлиять на биохимические процессы, а также сложностью изготовления наномеханических резонаторов на основе многослойных структур. Решить данные проблемы может использование цельноптического метода преобразования сигнала и возбуждения механического резонанса.

Цель диссертационной работы. Целью работы является разработка высокочувствительных и селективных лазерных методов биодетектирования, позволяющих исследовать кинетику межмолекулярных взаимодействий, определять малые концентрации органических и неорганических веществ в растворах и газах, а также детектировать единичные молекулы.

Научная новизна работы. Впервые предложен селективный метод биодетектирования, основанный на спектроскопии ППР с использованием связующих слоев из оксида графена и однослойного графена.

6

Методом спектроскопической эллипсометрии экспериментально определен показатель преломления тонких пленок оксида графена в диапазоне длин волн от 400 до 800 нм.

Получена зависимость чувствительности биодетектирования на основе спектроскопии ППР со связующим слоем из оксида графена к изменению показателя преломления среды от толщины связующего слоя. Показано, что использование связующих слоев из оксида графена позволяет достичь более высоких значений чувствительности биодетектирования на основе спектроскопии ППР по сравнению с использованием связующих слоев из графена при толщине связующих слоев более 10 нм.

Впервые измерена адсорбционная емкость связующих слоев из оксида графена для биодетектирования на основе спектроскопии ППР. Проведено сравнение полученной адсорбционной емкости с соответствующими величинами для связующих слоев из однослойного графена и карбоксиметилированного декстрана.

Впервые предложен селективный метод биодетектирования на основе спектроскопии ППР в тонких медных пленках.

Теоретически и экспериментально определена зависимость чувствительности к изменению показателя преломления среды для спектроскопии ППР с использованием пленок меди, покрытых диэлектрическими слоями оксидов кремния и алюминия, от толщин соответствующих диэлектрических слоев.

Предложена схема компактного оптомеханического биосенсора с полностью оптическим возбуждением механического резонанса и снятием сигнала на основе плазмонного волновода.

Проведено численное моделирование характеристик возбуждаемого механического резонанса и снимаемого сигнала оптомеханического биосенсора на основе фотонных и плазмонных волноводов. На основе данных численного моделирования приведены оценки чувствительности оптомеханического биосенсора.

Основные методы исследования. В работе использовались аналитические методы и численное компьютерное моделирование. Основными экспериментальными методами и технологиями диссертационной работы являются: спектроскопия ППР, спектроскопическая эллипсометрия, атомно-силовая и электронная микроскопии, электронно-лучевое

7

распыление, перенос однослойного графена на различные подложки с использованием полимерной матрицы.

Научные положения, выносимые на защиту

1) Метод высокочувствительного и селективного анализа межмолекулярных взаимодействий с использованием спектроскопии ППР со связующим слоем на основе оксида графена обеспечивает адсорбцию белковых молекул до 3,5 нг/мм2.

2) Метод высокочувствительного и селективного анализа межмолекулярных взаимодействий с использованием спектроскопии ППР со связующим слоем на основе однослойного графена обеспечивает адсорбцию белковых молекул до 1,1 нг/мм2.

3) Метод биодетектирования, основанный на спектроскопии ППР в медных пленках, покрытых диэлектрическими пленками оксида алюминия, обеспечивает чувствительность детектирования изменений показателя преломления среды не хуже 400 градусов на единицу показателя преломления.

4) Оптомеханическая система, использующая плазмонный волновод для возбуждения механического резонанса и его регистрации, позволяет детектировать единичные молекулы массой от 4 кДа в вакууме и от 65 кДа в атмосфере при ширине полосы частот измерений 100 Гц.

Практическая значимость работы. Разработанные биосенсорные чипы на основе графена и оксида графена совместимы с большинством коммерческих биосенсоров на основе спектроскопии ППР, которые в настоящее время используются в научных и фармацевтических исследованиях, и имеют чувствительность, как минимум, в три раза выше, чем у соответствующих коммерческих аналогов. Биосенсорные чипы на основе меди открывают перспективы для миниатюризации плазмонных биосенсоров за счет возможности их изготовления с использованием развитых технологий микроэлектроники. Оптомеханические биосенсоры на основе фотонных и плазмонных волноводов должны найти применение в высокоточной медицинской диагностике заболеваний на ранних стадиях, требующих обнаружения малых концентраций биомаркеров, а также в исследованиях кинетики химических взаимодействий с участием единичных молекул.

8

Глава 1. Оптические безмаркерные биосенсоры

1.1. Безмаркерные методы анализа межмолекулярных взаимодействий

1.1.1. Преимущества и применения безмаркерных биосенсоров

Биологический детектор - аналитическое устройство, использующее специфические биологические реакции с участием ферментов, иммунохимических реакций, биологических тканей, органелл или клеток для детектирования химических соединений. Детектирование обычно осуществляется за счет использования электрических, тепловых или оптических сигналов [13].

Основными составляющими компонентами биологического детектора являются распознающий элемент и преобразователь сигнала [14]. Роль распознающего элемента состоит в извлечении информации о биологических или химических свойствах детектируемого вещества и представлении ее в виде отклика физической или химической природы. Преобразователь, в свою очередь, преобразует полученный отклик в виде электрического сигнала, доступного для дальнейшей обработки.

Отличительной особенностью безмаркерных биологических детекторов является тот факт, что для детектирования молекул не требуется предварительное присоединение к исследуемому веществу различных маркеров, таких как радиологические, флуоресцентные или другие типы маркеров. Использование маркеров для анализа биомолекулярных взаимодействий подразумевает более высокие трудо- и времязатраты на проведение измерений. Также существуют и другие недостатки, связанные с влиянием маркеров на прохождение химических реакций в биодетектирующей системе [15]. Так, например, процедура присоединения маркеров к детектируемым молекулам подразумевает, что маркеры присоединятся также и к другим молекулам в растворе, которые впоследствии также внесут вклад в выходной сигнал биодетектора и снизят чувствительность биодетектирования. Также маркеры могут повлиять на участок связывания детектируемой молекулы и повлиять на процесс детектирования. Кроме того, стоит отметить такой метод биодетектирования, как иммуноферментный анализ [16]. При данном методе биодетектирования анализируемые молекулы не содержат маркеров, однако, процесс анализа вещества основывается на взаимодействии других биомолекул, содержащих маркеры, с биодетекторами, что позволяет

9

избежать описанных выше недостатков. Однако данный метод биодетектирования не позволяет проводить измерения в «реальном времени» и требует достаточно много времени для проведения эксперимента, по сравнению с безмаркерными методами биодетектирования.

За последние 20 лет было продемонстрировано множество применений биосенсоров на основе ППР для высокоточного и избирательного детектирования химических и биологических соединений в таких областях, как медицинская диагностика, контроль качества продуктов питания и мониторинг состояния окружающей среды [3]. Возможность исследования кинетики биомолекулярных реакций с помощью биосенсоров на основе ППР позволила им занять нишу исследовательского инструмента в биохимических и фармакологических лабораториях [2]. В разработке лекарств были продемонстрированы различные применения безмаркерных биосенсоров, такие как изучение интерфейса взаимодействия лиганда с мишенью, поиск и оптимизация соединения-лидера, в том числе с использованием метода молекулярных фрагментов, исследование фармакокинетики потенциальных лекарственных средств и другие. При этом в настоящее время безмаркерные биосенсоры, использующие явление поверхностного плазмонного резонанса в тонких металлических пленках (Biacore и др.), включены в стандарты FDA (управление по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов США) и EMEA (агентство по оценке лекарственных препаратов на их соответствие требованиям, изложенным в Европейской Фармакопее) по разработке лекарств для применений, связанных с исследованием иммуногенности и биодженериков [7-10].

1.1.2. Акустические, калориметрические, электрохимические и оптические преобразователи сигнала

Безмаркерные биодетекторы можно классифицировать по типу используемого в биодетектировании преобразователя сигнала. Основными используемыми преобразователями сигнала в безмаркерных биодетекторах являются акустические, калориметрические, электрохимические и оптические [11, 12]. Принцип работы

биодетекторов с акустическим преобразователем сигнала основывается на изменении резонансной частоты механических колебаний резонатора, используемого в биодетекторе, от массы молекул, адсорбированных на его поверхность. Одним из наиболее популярных вариантов биодетекторов с акустическим преобразователем сигнала являются кварцевые микровесы [13-15]. Основным элементом кварцевых микровесов является тонкая кварцевая пластина, на обе стороны которой нанесены электроды. При подаче на электроды

10

переменного напряжения в пластине возбуждается механический резонанс. При адсорбции на поверхность пластины биомолекул, резонансная частота изменится, что позволит определить такие параметры, как массу адсорбированных молекул, константу связывания молекул с поверхностью и концентрацию молекул в анализируемом растворе.

Другой вид акустических преобразователей для безмаркерных биодетекторов основывается на поверхностных акустических волнах, возбуждаемых на поверхностях пьезоэлектрических кристаллов при помощи встречно-гребенчатых преобразователей [26]. Особенностью данного вида акустических волн является их высокая локализация вблизи поверхности кристалла, что делает их очень чувствительными к изменению поверхности, однако, при биодетектировании поверхность механического резонатора находится в жидкости, что сильно сказывается на добротности акустических колебаний и, соответственно, на чувствительности биодетектирования.

Еще одним типом биологических детекторов с акустическим преобразователем являются биодетекторы на основе объемных акустических волн в тонких пленках [27]. Принцип их работы такой же, как и у кварцевых микровесов, но за счет использования более тонких пленок становится возможным достичь более высоких значений резонансных частот, что в свою очередь повышает чувствительность измерений и их временное разрешение. Также процесс производства биодетекторов на основе объемных акустических волн в тонких пленках позволяет использовать развитые на данный момент КМОП технологии.

Также одним из наиболее интересных типов биодетекторов, который можно отнести к акустическим, являются биодетекторы на основе наноэлекромеханических систем. Основной составляющей компонентой биодетекторов подобного класса является наноразмерный резонатор, чаще всего выполненный в виде кантилевера или подвешенной балки [28]. Была показана возможность детектирования массы вещества вплоть до нескольких йоктограмм в вакууме, и до нескольких нанограмм в жидкости [19, 20]. Также при помощи устройств подобного класса можно определить массу единичной молекулы белка [30].

Другим классом биологических безмаркерных биодетекторов являются устройства, использующие преобразователи калориметрического сигнала. Основными методами биодетектирования, использующими анализ калориметрического сигнала, являются изотермическая калориметрия титрования (ИКТ) и дифференциальная сканирующая калориметрия (ДСК). Принцип работы ИКТ основывается на определении количества поглощенного или выделенного тепла при добавлении титранта к исследуемому веществу [31]. Поглощенная или выделенная тепловая энергия определяется по изменению мощности,

11

затрачиваемой на нагревание ячейки с исследуемым образцом, относительно контрольной ячейки. Данный метод позволяет получить информацию о константе связывания веществ, стехиометрии реакции, а также об ее термодинамических параметрах. В отличие от ИКТ при исследовании молекул методом ДСК определяется количество поглощенного или выделенного тепла относительно контрольного раствора при изменении температуры, что связано со структурными изменениями комплекса прореагировавших молекул и дает нам информацию о прошедшей химической реакции.

Электрохимические безмаркерные биологические детекторы переводят информацию о химических и биологических свойствах исследуемых веществ напрямую в электрический сигнал. Наиболее популярные электрохимические биодетекторы используют следующие методы: амперометрия, кондуктометрия, циклическая вольтаметрия и хроноамперометрия. Также из электрохимических методов для безмаркерного биодетектирования используются электрохимическая импедансная спектроскопия и устройства на основе различных типов полевых транзисторов. Подробно данные методы описаны в обзоре [32]. Здесь будут приведены кратко принципы их работы. Метод амперометрии подразумевает измерения изменения силы тока при постоянном напряжении, приложенном между электродами. В биодетектировании сигнал детектируется за счет прохождения на электродах окислительновосстановительных реакций, во время которых сила тока будет меняться в зависимости от их интенсивности. Метод кондуктометрии основывается на изменении сопротивления между электродами, подобным же образом работает и электрохимическая импедансная спектроскопия, только на электроды подается переменный ток и меряются действительная и мнимая части импеданса. При циклической вольтаметрии напряжение на электродах изменяется периодически и затем анализируется зависимость тока от напряжения, в данной зависимости наблюдается гистерезис, по изменению которого с течением времени анализируются химические процессы, протекающие вблизи электродов. При хроноамперометрии на электроды подается ступенчатый сигнал, который вызывает изменения в протекающих химических процессах, что можно проанализировать по изменению силы тока. Еще один метод электрохимического безмаркерного биодетектирования основан на полевых транзисторах. При протекании химических процессов вблизи от затвора полевого транзистора, будет меняться сила тока между истоком и стоком. Данный метод особенно интересен в связи с появлением в последнее время наноразмерных полевых транзисторов, которые позволят получить высокие значения чувствительности биодетектирования. Стоит также отметить то, что электрохимические методы биодетектирования могут применяться в совокупности с другими методами, в том числе

12

калориметрическими, акустическими и оптическими, что позволит достичь более высоких значений чувствительности и получить дополнительную информацию об анализируемом веществе.

Одним из наиболее высокочувствительных и распространенных на рынке типов биологических детекторов являются биодетекторы, использующие оптический преобразователь сигнала. Среди них стоит отдельно выделить биодетекторы на основе ППР, которые могут иметь довольно различные принципы снятия выходного сигнала и имеющие различные технические характеристики, такие как чувствительность, размер, использование подвижных частей, диапазоны используемых длин волн, характеристики используемых биологических сенсорных чипов и так далее. Биодетекторам на основе ППР посвящен следующий раздел. Сейчас же будут описаны основные виды других оптических биодетекторов.

Оптические безмаркерные биодетекторы могут быть классифицированы по технологиям, на которых они основаны, к ним стоит отнести биодетекторы, использующие различные интерференционные схемы, различные оптические волноводы, а также биодетекторы, основанные на взаимодействии света с периодическими структурами, такими как дифракционные решетки и фотонные кристаллы. Кроме того, биодетекторы могут быть основаны на оптических кольцевых резонаторах или использовать эллипсометрию [21,33,34]. Отметим также получившие в последние время развитие биологические детекторы на основе локализованного плазмонного резонанса [35]. Многие оптические биодетекторы используют одновременно несколько из вышеперечисленных технологий.

Среди интерференционных методов можно выделить биодетектирование, основанное непосредственно на интерференции на биослое. Излучение, отраженное от двух границ биологического слоя, дает нам информацию о толщине биослоя и о процессе изменения биослоя во времени. При этом сам биологический слой может находиться на поверхности различных оптических структур, например, на торце оптического волокна [36] или на поверхности CD-диска [37], в последнем случае за счет использования уже имеющихся в данной области технологий становится возможным достичь высокой производительности проводимых измерений. Для безмаркерного биодетектирования могут быть использованы различные интерференционные схемы, как, например, интерферометр Маха-Цендера, интерферометр Юнга или интерферометр Хартмана. В подобных схемах световые пучки распространяются по различным волноводным структурам, а принцип биодетектирования основывается на том, что на распространение света по одному или нескольким плечам

13

интерферометра влияют адсорбированные на его поверхность или находящиеся в непосредственной близости от него биологические молекулы.

Также имеются примеры биодетектирующих схем, использующих распространение света в периодических структурах, таких как брэгговские решетки, длиннопериодные волноводные решетки и фотонные кристаллы. Принцип работы подобных устройств основывается на том, что периодические структуры пропускают или отражают только определенный диапазон светового излучения, таким образом, прохождение биологических реакций или наличие биологических молекул вблизи от периодических структур будут вызывать изменение диапазона пропускания или отражения.

В последние годы активно исследуются безмаркерные биодетекторы на основе кольцевых резонаторов и локализованного плазмонного резонанса. В кольцевых резонаторах распространение волн основано на эффекте полного внутреннего отражения, при этом добротность резонанса, как правило, находится в диапазоне 104 -106, а в случае использования в качестве резонатора микротороида удавалось достичь значения 108. В случае биологических детекторов на основе локализованного плазмонного резонанса для биодетектирования используют наночастицы с размерами много меньше длины волны светового излучения. В этих частицах под воздействием внешнего электромагнитного поля возбуждаются резонансы, условия возбуждения которых зависят от размера частиц, их формы и свойств окружающей среды. Таким образом, по сдвигу резонансной частоты становится возможным детектировать наличие биомолекул, а также изучать кинетику биохимических процессов.

1.2 Биологические сенсоры на основе поверхностного плазмонного резонанса

1.2.1. Поверхностный плазмонный резонанс в тонких металлических пленках

За последние два десятилетия появилось значительное количество публикаций, посвященных методу биодетектирования, основанному на явлении поверхностного плазмонного резонанса [38,39]. Такое внимание к биодетекторам на основе ППР обусловлено рядом их преимуществ над другими схемами биодетектирования. К ним, в частности, относится возможность безмаркерного детектирования, оперирующего непосредственно с

14

исследуемым объектом без использования радиоактивных или флуоресцентных маркеров [2]. Диапазон веществ, которые могут быть объектом исследования для биодетектирования на основе ППР, достаточно широк, в виду того, что они не должны обладать какими-либо специфическими свойствами, как, например, флуоресценция, особый спектр рассеяния или поглощения. Также биодетекторы на основе ППР отличает высокая скорость их работы, при которой время анализа может занимать несколько минут, а также возможность наблюдать за изменениями характеристик образца в реальном времени, что позволяет измерять кинетические параметры процессов, происходящих в исследуемом образце [40,41].

ZA

^Диэлектрик

Зарядовая плотность X Металл

Рисунок 1.1- Схематическое изображение распределения электромагнитного поля 111111 около поверхности металла

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Стебунов, Юрий Викторович, 2017 год

- -

п AI О

2 3 п

о SiO,

- золото 1) )

10 20 30

Толщина (нм)

40

0

0

Рисунок 4.6 - Зависимость чувствительности к изменению показателя преломления раствора для медных биосенсорных чипов, покрытых диэлектрическими слоями оксидов кремния и алюминия в зависимости от толщин этих слоев

4.5. Исследование биохимических реакций с использованием медных биосенсорных чипов и графеновых связующих слоев

Для исследования биохимических реакций с использованием предложенных медных чипов необходимо разработать метод иммобилизации биомолекул на его поверхность. Для этого были использованы связующие слои на основе оксида графена, уже продемонстрировавшие свою эффективность для коммерческих чипов на основе золота. Преимуществом оксида графена в данном случае является универсальность данного связующего слоя, поскольку его можно сделать как на металлической, так и на различных диэлектрических поверхностях.

80

Рисунок 4.7 - Адсорбция дегликозилированного авидина на связующий слой из оксида графена, расположенный на поверхности медного чипа. Процесс адсорбции включает следующие стадии: 1) активация карбоксильных групп оксида графена смесью растворов EDC и NHS, 2) инжекция раствора дегликозилированного авидина с концентрацией 50 мкг/мл в буфере с ацетатом натрия; 3) деактивация оставшихся центров активации водным раствором этаноламина

В данном эксперименте были использованы биосенсорные чипы, включающие пленку меди толщиной 27 нм и слой оксида алюминия толщиной 15 нм, соответствующий максимальному значению чувствительности к изменению показателя преломления. Измерения проводились с использованием спектрометра BiOptix Accolade. Для создания связующего слоя методом аэрографии была нанесено 80 мкл раствора карбоксилированного графена (оксида графена с повышенным содержанием карбоксильных групп) с концентрацией 5 мг/мл. Далее была произведена иммобилизация дегликозилированного авидина методом аминосвязывания. В результате на поверхность связующего слоя было адсорбировано около 4000 RU дегликозилированного авидина (рис. 4.7).

81

Рисунок. 4.8 - Сенсограмма адсорбции молекул биотинилированного (Di) и небиотинилированного (D2) ДНК на поверхность медного сенсорного чипа на основе карбоксилированного графена

Далее селективность полученного биосенсорного чипа была проверена с помощью происходящей на поверхности реакции гибридизации олигонуклеотидов. Для этого сделано три инжекции растворов олигонуклеотидов в фосфатном буфере: 1) олигонуклеотида 8881; 2) биотинилированного олигонуклеотида 8322; 3) повторная инжекция олигонуклеотида 8881, которым также является комплементарны к 8322 (рис. 4.8). В ходе этих инжекций получены следующие отклики биосенсора: 30 RU, 260RU, 80 RU.

Количество адсорбированных олигонуклеотидов в третьей инжекции в результате произошедшей на поверхности чипа реакции гибридизации ДНК примерно в три раза больше, чем в первой, что позволяет сделать вывод о биоселективности созданных медных чипов для спектроскопии ППР. При этом процедура адсорбции биомолекул на поверхность чипа универсальна и может быть реализована для изучения различных биохимических реакций.

82

4.6. Выводы

В данной главе впервые предложены и исследованы медные чипы для спектрометров на основе ППР. Преимуществами меди при изготовлении биосенсорных чипов по сравнению с наиболее распространенным для этих целей золотом является уменьшение себестоимости биосенсоров, а также возможность их массового изготовления по стандартным технологическим процессам, используемым в микроэлектронике. При этом показано, что оптические свойства меди не уступают золоту в видимом и ближнем инфракрасном диапазонах. Проблема устойчивости биосенсорных чипов в солевых растворах, часто используемых для приготовления биологических образцов, решена посредством нанесения диэлектрического слоя на поверхность меди. Проанализированы биосенсорные чипы с различными диэлектрическими слоями, а также получены зависимости чувствительности биодетектирования от толщины этих слоев. Изготовлены образцы биосенсорных чипов на основе тонких медных пленок с нанесенными на их поверхность слоями оксидов кремния и алюминия. С помощью инжекций разных солевых растворов с заданными значениями показателя преломления проанализированы чувствительности биосенсорных чипов, и установлены оптимальные толщины диэлектрических слоев, соответствующие максимуму чувствительности. Далее согласно разработанному и представленному в предыдущей главе методу на поверхности медных чипов сделаны связующие слои из оксида графена и адсорбирован слой молекул дегликозилированного авидина, который позволил исследовать биохимические реакции с участием биотинилированных молекул. Созданные биосенсорные чипы использованы для исследования реакции гибридизации ДНК на коммерческом спектрометре. Экспериментально продемонстрировано, что поверхность созданных биосенсорных чипов является биоселективной, а, следовательно, подходит для изучения различных биомолекулярных реакций.

83

Глава 5. Компактный оптомеханический плазмонный биосенсор

5.1. Введение

Интегрированные химические и биологические сенсоры находят множество применений в различных областях, при этом имеют ряд преимуществ по сравнению с другими устройствами, нпаример, такие, как меньшие себестоимость и размеры, а также более высокая точность детектирования. Определенные перспективы для использования в создании сенсоров имеют, наномеханические системы, позволяющие на данный момент достичь рекордов по чувствительности. Однако, способы возбуждения и снятия сигнала в случае наномеханических систем в настоящее время по большей части основаны на электростатических, пьезоэлектрических, магнитных и тепловых явлениях, что ограничивает их использование только в лабораторных условиях и требует наличия дорогостоящего и громоздкого оборудования. В данной главе будет предложена и рассмотрена схема наноразмерного механического биосенсора с полностью оптическим возбуждением и снятием сигнала, реализованными с использованием единственного волновода. В качестве механического резонатора рассматривается наноразмерный кантилевер, подвешенный над различными волноводами. Определена чувствительность биодетектирования при работе устройства в вакууме и газе, а для моделирования работы устройства использованы теория связанных мод и численное решение уравнений Максвелла методом конечных элементов.

5.2. Схема и принцип работы устройства

Предложенный оптомеханический биосенсор состоит из двух основных элементов: наноразмерного оптического волновода и подвешенного над ним и перпендикулярно к нему механически подвижного кантилевера (рис. 5.1). При этом кантилевер находится в ближнем поле волноводной моды, распространяющейся по волноводу, что приводит к эффективному связыванию механического элемента с собственными волноводными модами волновода. Поскольку кантилевер находится в экспоненциально затухающем поле, со стороны последнего на кантилевер будет действовать механическая сила, пропорциональная интенсивности излучения в месте нахождения кантилевера. Модуляция оптического сигнала,

подаваемого на вход волновода, приведет к возникновению периодической силы, а модуляция

84

сигнала на частоте резонанса механических колебаний кантилевера приведет к возбуждению механических колебаний. С другой стороны, рассеивание излучения, распространяющегося по волноводу, на колеблющемся кантилевере приведет к появления модулированного сигнала, частота модуляции которого показывает частоту механических колебаний, а глубина модуляции - амплитуду этих колебаний. В предложенных схемах оптомеханического биосенсора для возбуждения механических колебаний и получения информации об этих колебаниях используются два оптических сигнала на отличающихся длинах волн, распространяющиеся по одному волноводу.

В предложенной конструкции биосенсора могут быть использованы кантилеверы различной формы и изготовленные из различных материалов. Для того чтобы предлагаемый биосенсор можно было изготавливать массово данные материалы должны быть совместимы с технологическими процессами, используемыми в микроэлектронике. Такими, наиболее подходящими материалами являются кремний и различные соединения с его участием. Однако, чистый кремний легко подвергается разрушению в химически агрессивных средах, которые часто используются при работе биосенсоров. Поэтому материалом, из которого должен изготавливаться кантилевер, был выбран нитрид кремния благодаря своей химической стабильности, а также механическим свойствам примерно соответствующим по эффективности свойствам кремния. Наименьшая частота механического резонанса закрепленного с одной стороны кантилевера c размерами х w х t равна:

/ы -

3.516 t

4т /Ыо

(5.1)

4л i2 3р(1 +

где Е — 290 ГПа и р — 3 г/см3 - модуль Юнга и плотность нитрида кремния соответственно, /ыо - резонансная частота кантилевера, m - масса молекул, адсорбированных на поверхность кантилевера, а Rf - отклик кантилевера на изменения массы. Для кантилевера из нитрида кремния с геометрическими размерами 5 мкм х 1 мкм х 90 нм добротность в вакууме равна

1018 Гц/г [93].

85

SiN

Рассеянное

излучение

Кантилевер

Рисунок 5.1 - Схема оптомеханического биосенсора, основанного на наноразмерном кантилевере, подвешенном над оптическим волноводом

Оптический волновод может быть реализован с использованием технологии кремний на изоляторе, при этом для волновода толщиной 200 нм глубина проникновения нулевой перпендикулярной электрической моды составляет = 96 нм на длине волны

возбуждающего излучения /L = 1,55 мкм, что является достаточным для снятия сигнала и возбуждения механических колебаний.

5.3. Рассеяние моды волновода на кантилевере

Распространяющаяся по кремниевому волноводу волна будет рассеиваться на подвешенном кантилевере. Поскольку длина кантилевера больше его поперечных размеров » w, t, а также больше расстояния между кантилевером и волноводом » /t, то для описания данного процесса достаточно рассмотреть двумерную задачу, включающую плоский кремниевый волновод, расположенный на подложке из диоксида кремния и бесконечно длинный кантилевер из нитрида кремния, подвешенный перпендикулярно к нему. Для дальнейших расчетов и численного моделирования примем, что толщина волновода равна 200 нм, поперечные размеры кантилевера равны w = 1 мкм, t = 90 нм, показатели преломления, кремния, нитрида кремния и диоксида кремния, соответственно, равны = 3,48, ngjjv = 1-98, Hsjo = 1-44, а длина волны излучения, распространяющегося по волноводу ?! = 1,55 мкм.

86

Согласно теории связанных мод, рассеяние энергии волноводной моды может быть описано как связь между собственной и излучательными модами волновода [127]. Из этой теории следует, что энергия рассеянного излучения пропорциональна площади поперечного сечения кантилевера и квадрату амплитуды электрического поля волноводной моды в месте нахождения кантилевера. Таким образом, если расстояние между кантилевером и волноводом Һ много больше глубины проникновения электрического поля моды волновода (top = 96 нм, то коэффициент пропускания оптического излучения волноводом будет равен Т = 1. В случае же, если расстояние между кантилевером и волноводом сравнимо с глубиной проникновения поля, то часть энергии волноводной моды рассеивается и величина рассеянной энергии будет иметь экспоненциальную зависимость от расстояния Һ и пропорциональна exp(——). При ?top этом кантилевер колеблющийся с амплитудой будет модулировать оптический сигнал с глубиной модуляции 2X0dT/dh.

Для получения зависимости пропускания Т и чувствительности к изменению положения кантилевера = —dT/dh от расстояния Һ решение уравнений Максвелла для данной системы было осуществлено численно с использованием метода конечных элементов и программного пакета Comsol Multiphysics. Размер области моделирования был равен 25 мкм X 14 мкм, при этом размер сетки находился в диапазоне от 20 нм до 80 нм. На рисунке 5.2 показано пространственное распределение поперечного электрического поля для двух положений кантилевера при Һ = 30 нм и Һ = 300 нм. Приведенные рисунки показывают усиление рассеяния при приближении кантилевера к поверхности волновода.

На рисунке 5.3 приведены зависимости рассеянной энергии 1 — Т и чувствительности Rx от расстояния Һ. Полученные результаты численного моделирования подтверждают экспоненциальный характер уменьшения рассеянной энергии в зависимости от расстояния Һ. Находясь на высоте Һ = 50 нм кантилевер рассеивает всего 1 — Т = 0.25% энергии собственной моды волновода, однако чувствительность при этом равна Rx = 0,04 мкм-1, что является вполне достаточным для создания высокочувствительного биологического сенсора.

87

Рисунок 5.2 - Распределение поперечного электрического поля основной поперечной электрической моды волновода, проходящей сквозь область с подвешенным кантилевером на высотах (a) /t = 30 нм и (б) /t = 300 нм от поверхности волновода

Рисунок 5.3 - Зависимость рассеянной энергии 1 — Г и чувствительности для

различных расстояний /t между кантилевером и поверхностью волновода

d77d/7 (мкм"1)

88

5.4. Оптическое возбуждение механического резонанса

Электрическое поле собственной моды кремниевого волновода экспоненциально затухает при удалении от его поверхности. А с учетом того, что глубина проникновения поля около 100нм, то получается сильный градиент поля, который может оказывать механическое воздействие на кантилевер. Во внешнем электрическом поле кантилевер поляризуется, а благодаря градиенту поля на положительные и отрицательные заряды действуют разные по величине силы, что приводит к возникновению достаточно сильной пондеромоторной силы, способной возбудить механические колебания в системе.

Суммарная оптическая сила, действующая на кантилевер, равна тензору натяжений Максвелла Г, проинтегрированному по площади поверхности кантилевера 5 [128]:

<f) = E n(T)ds,

(5.2)

где и - вектор нормали к поверхности кантилевера, а обозначение (...) означает усреднение по периоду колебаний электромагнитного поля с/4. Полностью модулированный сигнал на частоте модуляции равной частоте механического резонанса приведет к возбуждению механических колебаний с амплитудой:

Хл = Ql(F)l/4^2/McMeff,

(5.3)

где Q - добротность механического резонанса, /Мо = 5.72 МГц - резонансная частота, а Mgff = 0.24М0 - эффективная масса, соответствующая первой механической колебательной моде подвешенного кантилевера [12].

Для вычисления оптической силы, действующей на кантилевер, была решена численная задача, аналогичная задаче из предыдущего раздела, только в данном случае длина волны сигнала, возбуждающего механические колебания равна 4 = 1.31 мкм. Далее численным интегрированием тензора Маквелла была получена оптическая сила Ту, а затем по формуле (5.3) и амплитуда колебаний кантилевера в случае если оптический сигнал полностью модулируется на частоте механического резонанса /мо (рисунок 5.4). Таким образом получаем, что при нахождении кантилевера на расстоянии 50 нм от поверхности волновода, модулированный оптический сигнал мощностью 1 мВт приведет к колебаниям подвешенного кантилевера с амплитудой 7 нм, что может быть зафиксировано по глубине модуляции второго сигнала, распространяющегося по волноводу.

89

Рисунок 5.4 - Оптическая сила Ту, действующая на единицу длины кантилевера, подвешенного на расстоянии /t от поверхности оптического волновода (левая ось ординат), а также амплитуда колебаний кантилевера при полной модуляции оптического сигнала на частоте механического резонанса (правая ось ординат)

5.5. Чувствительность оптомеханического биосенсора

Чувствительность рассматриваемого в данной главе биосенсора ограничена двумя фундаментальными факторами: тепломеханическим шумом кантилевера и шумом снимаемого оптического сигнала. Тепловая сила, действующая на кантилевер, имеет случайную фазу и белый спектр со спектральной плотностью 5*р(ш) = 2Meff/cB0Teff/7T где Ө - температура кантилевера, - его эффективная масса, a ygff = 27т/мо/(? * эффективное затухание [129]. Спектральная плотность соответствующих тепловых колебаний кантилевера выражается следующим образом:

= 7--------

(а)2-4тг2/^о) +47r2^o^2/Q2

(54)

90

На резонансной частоте спектральная плотность тепловых колебаний кантилевера 5х(^) равна 5хо(^) — 5,9 - 10-13 нм2/Гц, которая проявит себя в относительной интенсивности шума сигнала (А/А), снимаемого фотодетектором RZNX — ^х0^х. В случае, если кантилевер находится на высоте 50 нм от поверхности кремниевого волновода, то получаем значение относительной интенсивности шума сигнала Я/Ах — -150 дБ/Гц, что превышает относительную интенсивность шума излучения источника, которая обычно ниже -120 дБ/Гц для недорогих лазерных полупроводниковых диодов. Для лазеров, используемых в телекоммуникациях, относительная интенсивность шума находится в диапазоне от -180 до -150 дБ/Гц. В то же самое время стоит отметить, что среднеквадратичное отклонение амплитуды колебаний кантилевера, вызванное тепловыми шумами всего 0,97 А, что сильно меньше амплитуды колебаний, возбуждённых сигналом мощностью 1 мВт при нахождении кантилевера на расстоянии до 150 нм от поверхности волновода. Таким образом получаем, что предложенная полностью оптическая схема снятия сигнала не ограничивает чувствительность устройства и определяется механическими свойствами кантилевера [130]:

5т —

1 рквЗ / Д7 А3!2

4n-RfXA [зл-Meff \/мо) .

(5.5)

где А/ - ширина полосы частот измерений, которая по порядку обратно пропорциональна времени измерений А/~1/2лт. Для кантилевера, находящегося на расстоянии 50 нм от поверхности волновода и возбуждаемого полностью модулированным оптическим сигналом мощностью 1 мВт, чувствительность равна 5т — 4 кДа при ширине полосы частот измерений А/ — 100 Гц, и 5т — 130 Да при А/ — 10 Гц, что в свою очередь меньше массы практически любой единичной органической молекулы.

5.6. Сравнение различных типов волноводов

Предложенная схема биосенсора на основе кремниевого волновода позволяет достичь чувствительности Ях выше, чем 0,04 мкм-1. На нее влияют два фактора. Во-первых, энергия

рассеянного излучения 1 — Г пропорциональна энергии поля в месте находжения

/

кантилевера, и зависит от его положения как exp (------------------), а,

\ ?top/

следовательно, Ях к

—exp(—

То есть, чем выше сжатие волноводной моды, характеризуемое, как

1/?top, тем выше чувствительность Ях. Но с другой стороны чувствительность Ях также

пропорциональна амплитуде электрического поля в месте нахождения кантилевера, которая

91

будет выше для одного и того же положения кантилевера над поверхностью волновода, в случае более слабого сжатия волноводной моды.

Волноводную моду с бОльшей глубиной проникновения электрического поля можно получить, если заменить кремниевый волновод на волновод из нитрида кремния. Нитрид кремния имеет в 1.75 раз меньше показатель преломления, чем кремний, и более устойчив к воздействию агрессивных химических реагентов. Глубина проникновения основной электрической моды в вакуум для волновода толщиной 200 нм составляет 220 нм, что более чем в два раза больше, чем для аналогичного кремниевого волновода (96 нм). При этом кантилевер, подвешенный на высоте 50 нм, рассеивает в 50 раз больше энергии по сравнению с кремниевым волноводом (рисунок 5.5(а)), при этом получаем чувствительность Rx = 0,79 мкм-1, которой, в свою очередь, соответствует относительная интенсивность Я/Nx = -125 дБ/Гц. Последний фактор говорит о возможности использования в схеме лазерных диодов с низкой стоимостью. Аналогичные зависимости от типа используемого волновода наблюдаются и при оптическом возбуждении механических колебаний кантилевера. Амплитуда колебаний, возбуждаемых полностью модулированным лазерным излучением мощностью 1 мВт на высоте ^ = 50 нм равна 22 нм (рисунок 5.5 (б)), что примерно на порядок выше, чем при использовании кремниевого волновода. Также, несмотря на то, что амплитуда механических колебаний быстро убывает при увеличении расстояния между кантилевером и волноводом, она остается выше среднеквадратичной амплитуды тепловых колебаний при й. < 550 нм.

92

(a)

(б)

Рисунок 5.5 - (а) Зависимость рассеянной энергии собственной моды волновода от положения кантилевера, над поверхностью волноводов, (б) Амплитуда резонансных колебаний кантилевера, возбуждаемых полностью модулированным лазерным излучением мощностью 1 мВт и на длине волны 1,31 мкм, в зависимости от положения кантилевера.

Штриховой линией показана амплитуда среднеквадратичных тепловых колебаний

кантилевера

93

Е (отн. ед.)

norm ' '

Рисунок 5.6 - Распределение амплитуды поперечного электрического поля вдоль поперечного сечения основных мод волноводов из кремния и нитрида кремния на длине волны 1.55 мкм и плазмонного волновода на длине волны 850 нм

Недостатком фотонных волноводов на основе кремния и нитрида кремния является, то что большая часть энергии электромагнитной волны находится в ядре волновода и только лишь небольшая ее часть проникает в пространство над волноводом. Решить проблему можно посредством использования поверхностных электромагнитных волн, таких как, например, поверхностные плазмон-поляритоны, распространяющиеся вдоль границы металла и диэлектрика. На рисунке 5.6 показано распределение амплитуды электрического поля в поперечном сечении волноводов на основе кремния и нитрида кремния и плазмонного волновода. Глубина проникновения 111111 в металл обычно меньше 20 нм, и большая часть

94

энергии сосредоточена в диэлектрике. Так для длины волны 850 нм глубина проникновения поля в диэлектрик составляет = 705 нм.

Кантилевер, подвешенный над плазмонным волноводом рассеивает больше энергии, чем в случае кремниевых волноводов. Так для ^ = 50 нм получаем, что 1 — Т = 66%, что в 5 раз больше, чем для волновода на основе нитрида кремния и в 270 раз, чем для кремниевого волновода (рис. 5.7(а)). Значение чувствительности при этом Rx = 8 мкм-1 (рис. 5.7(б)), что соответствует относительной интенсивности шума, вызванной тепловыми колебаниями кантилевера, - Я/Nx = —104 дБ/Гц. Амплитуда возбуждаемых механических колебаний при ^ = 50 нм только в 2 раза больше (рис. 5.7(в)), чем в случае использования волновода из нитрида кремния, что отражает зависимость от градиента электрического поля вблизи волновода. Также в пропускании, изображенном на рис. 5.7(б) наблюдаются экстремумы для высот 317 и 552 нм, что объясняется резонансным перекрыванием собственной и излучательных мод плазмонного волновода. Это явление также отражено на рисунках 5.8(а-в), показывающих пространственное распределение поперечного электрического поля ППП, проходящего сквозь область с подвешенным кантилевером на высотах 40, 280 и 560 нм от поверхности волновода. В свою очередь, на высоте 440 нм наблюдается экстремум амплитуды возбуждаемых колебаний кантилевера (рис. 5.7.(в)), а, следовательно, и чувствительности биосенсора. Согласно (5.5) получаем = 4 кДа при ширине полосы частот измерений 100 Гц и возбуждении механического резонанса полностью модулированным оптическим сигналом мощностью 1 мВт.

95

(а) (б)

(в)

Рисунок 5.7 - Зависимость (а) рассеянной энергии собственной моды волновода 1 — Г и (б) чувствительности /?х = ЙТ/для различных расстояний й между кантилевером и поверхностями волноводов из кремния и нитрида кремния ()1 = 1.55 мкм) и плазмонного волновода (/L = 850 мкм). (в) Амплитуда резонансных колебаний кантилевера, возбуждаемых полностью модулированным лазерным излучением мощностью 1 мВт и на длине волны 1,31 мкм для волноводов из кремния и нитрида кремния и на длине волны 800

нм для плазмонного волновода

96

Рисунок 5.8 - Пространственное распределение поперечного электрического поля 111111, проходящего сквозь область с подвешенным кантилевером на высотах (а) 40, (б) 280 и (в) 560 нм от поверхности волновода

5.7. Работа оптомеханического биосенсора в газе

Амплитуда колебаний кантилевера в резонансе ограничена внутренним трением в кантилевере, определяющим добротность колебаний Q = 3500. Однако, более интересным для практических применений является работа биосенсора в газе, значительно снижающем добротность колебаний. Получим характеристики биосенсора, находящегося в воздухе при стандартных условиях. Для определения параметров механического резонанса в газе необходимо учесть три дополнительных механизма рассеяния энергии. Во-первых, вклад в

97

добротность колебаний будет вносить затухание, вызванное соударениями кантилевера с молекулами газа [131]:

=

Зл-ЗрСитУмо

8р

(5.6)

где р = 101325 Па - давление газа, а гр = 463 м/с - средняя тепловая скорость молекул воздуха. Таким образом получаем = 26.1. Во-вторых, при высоких давлениях необходимо учесть затухание связанное с взаимодействием молекул газа, который будет вносить в добротность следующий вклад [132]:

Qvisc =

2nj0tW2 fM0

(5.7)

где Д = 3n*pw + 3^w2^4^ppgas/Mo - коэффициент затухания, р = 1.81 - 10 5 Па-с -динамическая вязкость воздуха, Pgas = 1.29 кг/м3. Еще один механизм затухания связан с близостью расположения кантилевера и волновода, приводящей к тому, что при колебаниях кантилевер сдавливает воздух в зазоре и заставляет его двигаться к краям кантилевера. Добротность, связанная с этим механизмом равна [132]:

Qsq = 2л-/моР^3/^2-

(5.8)

Таким образом получаем суммарную добротность Q = —-------1---1--—, зависимость которой

Cint Cvisc Csq

от зазора между кантилевером и волноводом приведена на рис. 5.9. Соответствующие амплитуды колебаний кантилевера, возбуждаемые модулированным лазерным излучением мощностью 1 мВт, передаваемым по различным типам волноводов, приведены на рис. 5.10. Наилучшие характеристики здесь показывает оптомеханический биосенсор на основе плазмонного волновода, максимум амплитуды колебаний кантилевера в котором равен 0,02 нм с добротностью Q = 11 приходится на ^ = 440 нм. Это позволяет достичь чувствительности биодетектирования = 65 кДа при ширине полосы детектируемых частот 100 Гц.

98

Рисунок 5.9 - Добротность механических колебаний кантилевера в воздухе для различных его положений по отношению к поверхности волновода

Рисунок 5.10- Амплитуда резонансных колебаний кантилевера в воздухе, возбуждаемых полностью модулированным лазерным излучением мощностью 1 мВт и на длине волны 1,31 мкм для волноводов из кремния и нитрида кремния и на длине волны 800 нм для плазмонного волновода

5.8. Выводы

В данной главе предложен и рассмотрен компактный оптомеханический биосенсор, использующий полностью оптическую схему снятия сигнала и возбуждения механических

99

колебаний. В качестве механического резонатора рассматривался кантилевер из нитрида кремния с размерами 5 мкм X 1 мкм X 90 нм, вблизи которого расположен оптический волновод. Получены основные характеристики предлагаемого биосенсора, такие как прохождение оптического излучения для разных положений кантилевера над поверхностью волновода, чувствительность оптической системы к изменению положения кантилевера, а также амплитуда возбуждаемых колебаний оптической силой. В качестве волновода рассмотрены плоские волноводы на основе кремния и нитрида кремния, а также плазмонный волновод. Продемонстрировано, что схема на основе плазмонного волновода позволяет достичь чувствительности биодетектирования в вакууме = 4 кДа при ширине полосы детектируемых частот 100 Гц. В газе чувствительность падает из-за снижения добротности механических колебаний, однако использование плазмонного волновода позволяет достичь чувствительности = 65 кДа при ширине полосы детектируемых частот 100 Гц. Таким образом предложенное устройство может быть использовано для детектирования единичных молекул, как в жидкости, так и в газе. Предлагаемая схема оптомеханических биосенсоров является компактной и может быть изготовлена с использованием стандартных процессов микроэлектроники, а также интегрирована в различные устройства.

100

Заключение

Впервые предложен селективный метод биодетектирования, основанный на спектроскопии ППР с использованием связующих слоев на основе графена и оксида графена. Связующие слои из оксида графена и однослойного графена наносились на поверхности золотых пленок, в которых возбуждался ППР по схеме Кречмана. При помощи спектроскопии ППР была измерена адсорбция белковых молекул на поверхности данных связующих слоев, которая составила 3,5 нг/мм2 для связующий слоя из оксида графена и 1,1 нг/мм2 для связующего слоя из однослойного графена. Для сравнения слой белковых молекул был адсорбирован на поверхность коммерческого биосенсорного чипа на основе гидрогельного связующего слоя, для которого уровень адсорбции составил 1,4 нг/мм2. Таким образом, адсорбция белковых молекул на поверхность оксида графена в 2,5 раза выше чем на поверхность гидрогеля, что обеспечивает в 3 раза более высокую чувствительность биодетектирования с учетом влияния данных связующих слоев на характеристики возбуждаемого ППР.

Оптические свойства тонких пленок оксида графена были впервые определены спектроскопической эллипсометрией в диапазоне длин волн от 400 нм до 800 нм. На длине волны 635 нм, соответствующей длине волны лазерного излучения, используемого в биосенсорных измерениях, мнимая часть показателя преломления тонких пленок оксида графена в 6 раз меньше, чем у однослойного графена. Полученные данные были использованы в аналитической моели, описывающей возбуждение ППР в многослойной структуре, включающей золотые пленки покрытые различными связующими слоями. В результате было получено, что связующие слои из оксида графена обеспечивают более высокую чувствительность биодектирования на основе спектроскопии ППР к изменению показателя преломления среды по сравнению со связующими слоями из однослойного графена при толщинах слоев более 10 нм.

Впервые предложен селективный метод биодетектирования на основе спектроскопии ППР в тонких медных пленках. Для защиты от окисления во время биосенсорных анализов медные пленки покрывались тонкими слоями диэлектриков. Оптические свойства медных пленок были определены спектроскопической эллипсометрией, при этом показано, что плазмонные свойства меди не уступают золоту в видимом и ближнем инфракрасном диапазонах. С использованием результатов аналитических расчетов и экспериментальных измерений была определена чувствительность биодетектирования к изменению показателя

101

преломления среды для плазмонных структур, включающих тонкие медные пленки, покрытые диэлектрическими слоями различной толщины. Из результатов эксперимента следует, что максимумы чувствительности соответствуют диэлектрическому слою оксида кремния толщиной 25 нм и слою оксида алюминия толщиной 15 нм. При этом полученные значения чувствительности на 56% и 74% выше для соответствующих диэлектрических слоев оксида кремния и оксида алюминия, чем чувствительность биодетектирования для медной пленки без диэлектрического слоя.

Предложена схема компактного биосенсора на основе кантилевера с полностью оптическим возбуждением механического резонанса и снятием сигнала на основе фотонных и плазмонных волноводов. Для определения характеристик оптомеханического биосенсора использовались результаты численного моделирования. Возбуждение механических колебаний кантилевера и снятие сигнала биосенсора осуществляются при помощи двух оптических сигналов, одновременно распространяющихся по оптическому волноводу, расположенному вблизи от поверхности кантилевера. Было показано, что предложенная полностью оптическая схема при использовании коммерческих лазерных диодов не ограничивает чувствительности биодетектирования, которая, в свою очередь, будет зависеть только от механических свойств используемого кантилевера. Схема на основе плазмонных волноводов позволила достичь более высоких значений чувствительности по сравнению со схемами на основе фотонных волноводов. Было показано, что чувствительность предложенного оптомеханического биосенсора, основанного на плазмонных волноводах, равна 4 кДа при использовании биосенсора в вакууме и 65 кДа при его использовании в атмосфере, что делает возможным детектирование единичных биомолекул.

102

Список цитируемой литературы

1. Liedberg B., Nylander C., Lunstrom I. Surface plasmon resonance for gas detection and biosensing // Sensors and Actuators. 1983. Vol. 4, № C. P. 299-304.

2. Cooper M.A. Optical biosensors in drug discovery. // Nature Reviews Drug Discovery. 2002. Vol. 1, № 7. P. 515-528.

3. Homola J. Surface plasmon resonance sensors for detection of chemical and biological species. // Chemical Reviews. 2008. Vol. 108, № 2. P. 462-493.

4. Yuan X.-C., Ong B.H., Tan Y.G., Zhang D.W., Irawan R., Tjin S.C. Sensitivity-stability-optimized surface plasmon resonance sensing with double metal layers // Journal of Optics A: Pure and Applied Optics. 2006. Vol. 8, № 11. P. 959-963.

5. Lahav A., Auslender M., Abdulhalim I. Sensitivity enhancement of guided-wave surfaceplasmon resonance sensors. // Optics letters. 2008. Vol. 33, № 21. P. 2539-2541.

6. McPeak K.M., Jayanti S. V., Kress S.J.P., Meyer S., Iotti S., Rossinelli A., Norris D.J. Plasmonic films can easily be better: Rules and recipes // ACS Photonics. 2015. Vol. 2, № 3. P. 326-333.

7. Fedyanin D.Y., Yakubovsky D.I., Kirtaev R. V., Volkov V.S. Ultralow-Loss CMOS Copper Plasmonic Waveguides // Nano Letters. 2016. Vol. 16, № 1. P. 362-366.

8. Schasfoort R.B.M., Tudos A.J. Handbook of Surface Plasmon Resonance. Cambridge: The Royal Society of Chemistry, 2008.

9. Wang Y., Li Z., Wang J., Li J., Lin Y. Graphene and graphene oxide: Biofunctionalization and applications in biotechnology // Trends in Biotechnology. Elsevier Ltd, 2011. Vol. 29, № 5. P. 205-212.

10. Choi W., Lahiri I., Seelaboyina R., Kang Y.S. Synthesis of Graphene and Its Applications: A Review // Critical Reviews in Solid State and Materials Sciences. 2010. Vol. 35, № 1. P. 5271.

11. Chaste J., Eichler A., Moser J., Ceballos G., Rurali R., Bachtold A. A nanomechanical mass sensor with yoctogram resolution // Nature Nanotechnology. 2012. Vol. 7, № 5. P. 301-304.

12. Boisen A., Dohn S., Keller S.S., Schmid S., Tenje M. Cantilever-like micromechanical sensors

103

// Reports on Progress in Physics. 2011. Vol. 74, № 3. P. 36101.

13. Gold Book // IUPAC Compendium of Chemical Terminology. 2014. P. 1670.

14. Thevenot D.R., Toth K., Durst R.A., Wilson G.S. Electrochemical biosensors: Recommended definitions and classification // Biosensors and Bioelectronics. 2001. Vol. 16, № 1-2. P. 121131.

15. Haab B.B. Methods and applications of antibody microarrays in cancer research // Proteomics. 2003. Vol. 3, № 11. P. 2116-2122.

16. Goldsby R.A., Kindt T.J., Osborne B.A. Immunology. New York: W. H. Freeman, 2003.

17. FDA Guidance for Industry. Assay development for immunogenicity testing of therapeutic proteins. 2009.

18. FDA Guidance for Industry Quality Considerations in Demonstrating Biosimilarity to a Reference Protein Product. 2012.

19. Guideline on immunogenicity assessment of biotechnology-derived therapeutic proteins. EMEA/CHMP/BMWP/14327/2006.

20. Guideline on immunogenicity assessment of monoclonal antibodies intended for in vivo clinical use. EMA/CHMP/BMWP/86289/2010.

21. Nirschl M., Reuter F., Voros J. Review of transducer principles for label-free biomolecular interaction analysis // Biosensors. 2011. Vol. 1, № 3. P. 70-92.

22. Cooper M.A. Label-free screening of bio-molecular interactions // Analytical and Bioanalytical Chemistry. 2003. Vol. 377, № 5. P. 834-842.

23. Ferreira G.N.M., da-Silva A.-C., Tome B. Acoustic wave biosensors: physical models and biological applications of quartz crystal microbalance. // Trends in biotechnology. 2009. Vol. 27, № 12. P. 689-697.

24. Marx K.A. Quartz crystal microbalance: A useful tool for studying thin polymer films and complex biomolecular systems at the solution-surface interface // Biomacromolecules. 2003. Vol. 4, № 5. P. 1099-1120.

25. Cooper M.A., Singleton V.T. A survey of the 2001 to 2005 quartz crystal microbalance biosensor literature: applications of acoustic physics to the analysis of biomolecular

104

interactions // JOURNAL OF MOLECULAR RECOGNITION. 2007. Vol. 20. P. 154-184.

26. Lange K., Rapp B.E., Rapp M. Surface acoustic wave biosensors: A review // Analytical and Bioanalytical Chemistry. 2008. Vol. 391, № 5. P. 1509-1519.

27. Weber J., Albers W.M., Tuppurainen J., Link M., Gabl R., Wersing W., Schreiter M. Shear mode FBARs as highly sensitive liquid biosensors // Sensors and Actuators, A: Physical. 2006. Vol. 128, № 1. P. 84-88.

28. Arlett J.L., Myers E.B., Roukes M.L. Comparative advantages of mechanical biosensors // Nature Nanotechnology Nanotechnol. 2011. Vol. 6, № 4. P. 203-215.

29. Braun T., Ghatkesar M.K., Backmann N., Grange W., Boulanger P., Letellier L., Lang H.-P., Bietsch A., Gerber C., Hegner M. Quantitative time-resolved measurement of membrane protein-ligand interactions using microcantilever array sensors. // Nature Nanotechnology. 2009. Vol. 4, № 3. P. 179-185.

30. Hanay M.S., Kelber S., Naik A.K., Chi D., Hentz S., Bullard E.C., Colinet E., Duraffourg L., Roukes M.L. Single-protein nanomechanical mass spectrometry in real time // Nature Nanotechnology. Nature Publishing Group, 2012. Vol. 7. P. 602-608.

31. Pierce M.M., Raman C.S., Nall B.T. Isothermal titration calorimetry of protein-protein interactions. // Methods (San Diego, Calif.). 1999. Vol. 19, № 2. P. 213-221.

32. Grieshaber D., Mackenzie R., Voros J., Reimhult E. Electrochemical Biosensors -Sensor Principles and Architectures // Sensors. 2008. Vol. 8, № March. P. 1400-1458.

33. Prasad P.N. Introduction to biophotonics. New Jersey: John Wiley & Sons, 2003.

34. Fan X., White I.M., Shopova S.I., Zhu H., Suter J.D., Sun Y. Sensitive optical biosensors for unlabeled targets: A review // Analytica Chimica Acta. 2008. Vol. 620, № 1-2. P. 8-26.

35. Anker J.N., Hall W.P., Lyandres O., Shah N.C., Zhao J., Van Duyne R.P. Biosensing with plasmonic nanosensors. // Nature materials. 2008. Vol. 7, № 6. P. 442-453.

36. Do T., Ho F., Heidecker B., Witte K., Chang L., Lerner L. A rapid method for determining dynamic binding capacity of resins for the purification of proteins // Protein Expression and Purification. 2008. Vol. 60, № 2. P. 147-150.

37. Varma M.M., Inerowicz H.D., Regnier F.E., Nolte D.D. High-speed label-free detection by spinning-disk micro-interferometry // Biosensors and Bioelectronics. 2004. Vol. 19, № 11. P.

105

1371-1376.

38. Zayats A. V., Smolyaninov I.I., Maradudin A.A. Nano-optics of surface plasmon polaritons // Physics Reports. 2005. Vol. 408, № 3-4. P. 131-314.

39. Pitarke J.M., Silkin V.M., Chulkov E. V, Echenique P.M. Theory of surface plasmons and surface-plasmon polaritons // Rep. Prog. Phys. 2006. Vol. 1, № 1. P. 54.

40. Wong C.L., Ho H.P., Yu T.T., Suen Y.K., Chow W.W.Y., Wu S.Y., Law W.C., Yuan W., Li W.J., Kong S.K., et al. Two-dimensional biosensor arrays based on surface plasmon resonance phase imaging // Applied Optics. 2007. Vol. 46, № 12. P. 2325.

41. Lee J.-Y., Chou T.-K., Shih H.-C. Polarization-interferometric surface-plasmon-resonance imaging system. 2008. Vol. 33, № 5. P. 434-436.

42. Boardman A.D. Electromagnetic surface mode. Chichester: Wiley, 1982.

43. Reather H. Surface plasmons on smooth and rough surfaces and on gratings. Springer t. Berlin: Springer, 1983.

44. Kretschmann E. Die Bestimmung optischer Konstanten von Metallen durch Anregung von Oberflachenplasmaschwingugnen // Z Phys. 1971. P. 241.

45. Shalabney A., Abdulhalim I. Sensitivity-enhancement methods for surface plasmon sensors // Laser and Photonics Reviews. 2011. Vol. 5, № 4. P. 571-606.

46. Attridge J.W., Daniels P.B., Deacon J.K., Robinson G. a, Davidson G.P. Sensitivity enhancement of optical immunosensors by the use of a surface plasmon resonance fluoroimmunoassay. // Biosensors & bioelectronics. 1991. Vol. 6, № 3. P. 201-214.

47. Schmidt E.K., Liebermann T., Kreiter M., Jonczyk A., Naumann R., Offenhausser A., Neumann E., Kukol A., Maelicke A., Knoll W. Incorporation of the acetylcholine receptor dimer from Torpedo californica in a peptide supported lipid membrane investigated by surface plasmon and fluorescence spectroscopy // Biosensors and Bioelectronics. 1998. Vol. 13, № 6. P. 585-591.

48. Neumann T., Johansson M.L., Kambhampati D., Knoll W. Surface-plasmon fluorescence spectroscopy // Advanced Functional Materials. 2002. Vol. 12, № 9. P. 575-586.

49. van Gent J., Lambeck P. V., Kreuwel H.J.M., Gerritsma G.J., Sudholter E.J.R., Reinhoudt D.N., Popma T.J.A. Optimization of a chemooptical surface plasmon resonance based sensor

106

// Applied Optics. 1990. Vol. 29, № 19. P. 2843-2849.

50. Lecaruyer P., Canva M., Rolland J. Metallic film optimization in a surface plasmon resonance biosensor by the extended Rouard method // Applied Optics. 2007. Vol. 46, № 12. P. 2361.

51. Schroter U., Heitmann D. Grating couplers for surface plasmons excited on thin metal films in the Kretschmann-Raether configuration // Physical Review B. 1999. Vol. 60, № 7. P. 49924999.

52. Masale M. The theory of attenuated total reflection by surface polaritons on one-sided corrugated thin films // Physica B: Condensed Matter. 2003. Vol. 325. P. 385-393.

53. Park S., Lee G., Song S.H., Oh C.H., Kim P.S. Resonant coupling of surface plasmons to radiation modes by use of dielectric gratings. // Optics letters. 2003. Vol. 28, № 20. P. 18701872.

54. Lenaerts C., Michel F., Tilkens B., Lion Y., Renotte Y. High transmission efficiency for surface plasmon resonance by use of a dielectric grating. // Applied optics. 2005. Vol. 44, № 28. P. 6017-6022.

55. Qing-Kang W., Bin W. High Sensitivity Transmission-Type SPR Sensor by Using Metallic-Dielectric Mixed Gratings // Chinese Physics Letters. 2008. Vol. 25, № 5. P. 1668.

56. Nenninger G.G., Tobislka P., Homola J., Yee S.S. Long-range surface plasmons for high-resolution surface\rplasmon resonance sensors // Sensors and Actuators B 74 (2001). 2001. Vol. 74. P. 145-151.

57. Golosovsky M., Lirtsman V., Yashunsky V., Davidov D., Aroeti B. Midinfrared surfaceplasmon resonance: A novel biophysical tool for studying living cells // Journal of Applied Physics. 2009. Vol. 105, № 10.

58. Lirtsman V., Golosovsky M., Davidov D. Infrared surface plasmon resonance technique for biological studies // Journal of Applied Physics. 2008. Vol. 103, № 1.

59. Ostuni E., Yan L., Whitesides G.M. The interaction of proteins and cells with self-assembled monolayers of alkanethiolates on gold and silver // Colloids and Surfaces B-Biointerfaces.

1999. Vol. 15, № 1. P. 3-30.

60. Ostuni E., Chapman R.G., Holmlin R.E., Takayama S., Whitesides G.M. A survey of structure-property relationships of surfaces that resist the adsorption of protein // Langmuir.

107

2001. Vol. 17, № 18. P. 5605-5620.

61. Hummers W.S., Offeman R.E. Preparation of Graphitic Oxide // Journal of the American Chemical Society. 1958. Vol. 80, № 6. P. 1339-1339.

62. Morales-Narvaez E., Merkogi A. Graphene oxide as an optical biosensing platform // Advanced Materials. 2012. Vol. 24, № 25. P. 3298-3308.

63. Zhou M., Zhai Y., Dong S. Electrochemical Sensing and Biosensing Platform Based on Chemically Reduced Graphene Oxide Supporting Information ( SI ) // Analytical chemistry.

2009. Vol. 81, № 14. P. 5603-5613.

64. Eda G., Fanchini G., Chhowalla M. Large-area ultrathin films of reduced graphene oxide as a transparent and flexible electronic material // Nature Nanotechnology. 2008. Vol. 3, № 5. P. 270-274.

65. Becerril H., Mao J., Liu Z., Stoltenberg R. Evaluation of solution-processed reduced graphene oxide films as transparent conductors // Acs .... 2008. Vol. 2, № 3. P. 463-470.

66. Pham V.H., Cuong T.V., Hur S.H., Shin E.W., Kim J.S., Chung J.S., Kim E.J. Fast and simple fabrication of a large transparent chemically-converted graphene film by spray-coating // Carbon. Elsevier Ltd, 2010. Vol. 48, № 7. P. 1945-1951.

67. Kersey A., Davis M.A., Patrick H.J., Leblanc M., Koo K.P., Askins C.G., Putnam M.A., Friebele E.J. Fiber grating sensors // Lightwave Technology, Journal of. 1997. Vol. 15, № 8. P.1442-1463.

68. DeLisa M.P., Zhang Z., Shiloach M., Pilevar S., Davis C.C., Sirkis J.S., Bentley W.E. Evanescent wave long-period fiber bragg grating as an immobilized antibody biosensor // Analytical Chemistry. 2000. Vol. 72, № 13. P. 2895-2900.

69. Heideman R.G., Kooyman R.P.H., Greve J. Performance of a highly sensitive optical waveguide Mach-Zehnder interferometer immunosensor // Sensors and Actuators B: Chemical. 1993. Vol. 10, № 3. P. 209-217.

70. Heideman R.G., Lambeck P. V. Remote opto-chemical sensing with extreme sensitivity: design , fabrication and performance of a pigtailed integrated optical phase- modulated Mach - Zehnder interferometer system // Sensors and Actuators B: Chemical. 1999. Vol. 61. P. 100127.

108

71. Brandenburg a, Henninger R. Integrated optical Young interferometer. // Applied optics. 1994. Vol. 33, № 25. P. 5941-5947.

72. Ymeti A., Kanger J.S., Greve J., Lambeck P. V, Wijn R., Heideman R.G. Realization of a multichannel integrated Young interferometer chemical sensor. // Applied optics. 2003. Vol. 42, № 28. P. 5649-5660.

73. Schneider B.H., Edwards J.G., Hartman N.F. Hartman interferometer: Versatile integrated optic sensor for label- free, real-time quantification of nucleic acids, proteins, and pathogens // Clinical Chemistry. 1997. Vol. 43, № 9. P. 1757-1763.

74. Hanumegowda N.M., Stica C.J., Patel B.C., White I., Fan X. Refractometric sensors based on microsphere resonators // Applied Physics Letters. 2005. Vol. 87, № 20. P. 1-3.

75. Armani A.M., Vahala K.J. Heavy water detection using ultra-high-Q microcavities. // Optics letters. 2006. Vol. 31, № 12. P. 1896-1898.

76. De Vos K., Bartolozzi I., Schacht E., Bienstman P., Baets R. Silicon-on-Insulator microring resonator for sensitive and label-free biosensing // Optics Express. 2007. Vol. 15, № 12. P. 7610-7615.

77. De Vos K., Girones J., Claes T., De Koninck Y., Popelka S., Schacht E., Baets R., Bienstman P. Multiplexed antibody detection with an array of silicon-on-insulator microring resonators // IEEE Photonics Journal. 2009. Vol. 1, № 4. P. 225-235.

78. Boyd R.W., Heebner J.E. Sensitive disk resonator photonic biosensor. // Applied optics. 2001. Vol. 40. P. 5742-5747.

79. Krioukov E., Greve J., Otto C. Performance of integrated optical microcavities for refractive index and fluorescence sensing // Sensors and Actuators, B: Chemical. 2003. Vol. 90, № 1-3. P. 58-67.

80. Chow E., Grot a, Mirkarimi L.W., Sigalas M., Girolami G. Ultracompact biochemical sensor built with two-dimensional photonic crystal microcavity. // Optics letters. 2004. Vol. 29, № 10. P. 1093-1095.

81. Skivesen N., Tetu A., Kristensen M., Kjems J., Frandsen L.H., Borel P.I. Photonic-crystal waveguide biosensor // Optics Express. 2007. Vol. 15, № 6. P. 3169.

82. Rindorf L., Jensen J.B., Dufva M., Pedersen L.H., Hciby P.E., Bang O. Photonic crystal fiber

109

long-period gratings for biochemical sensing. // Optics express. 2006. Vol. 14, № 18. P. 82248231.

83. Mandal S., Erickson D. Nanoscale optofluidic sensor arrays // Optics Express. 2008. Vol. 16, № 3. P. 1623.

84. Lavrik N. V., Sepaniak M.J., Datskos P.G. Cantilever transducers as a platform for chemical and biological sensors // Review of Scientific Instruments. 2004. Vol. 75, № 7. P. 2229-2253.

85. Ekinci K.L., Huang X.M.H., Roukes M.L. Ultrasensitive nanoelectromechanical mass detection // Applied Physics Letters. 2004. Vol. 84, № 22. P. 4469-4471.

86. Yang Y.T., Callegari C., Feng X.L., Ekinci K.L., Roukes M.L. Zeptogram-scale nanomechanical mass sensing // Nano Letters. 2006. Vol. 6, № 4. P. 583-586.

87. Fritz J., Baller M.K., Lang H.P., Rothuizen H., Vettiger P., Meyer E., Guntherodt H.-J., Gerber C., Gimzewski J.K. Translating Biomolecular Recognition into Nanomechanics // Science.

2000. Vol. 288, № 5464. P. 316-318.

88. Wu G., Ji H., Hansen K., Thundat T., Datar R., Cote R., Hagan M.F., Chakraborty a K., Majumdar a. Origin of nanomechanical cantilever motion generated from biomolecular interactions. // Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 2001. Vol. 98, № 4. P. 1560-1564.

89. Timoshenko S., Goodier J.N. Theory of Elasticity. New York: McGraw Hill, 1951.

90. Li M., Pernice W.H.P., Xiong C., Baehr-Jones T., Hochberg M., Tang H.X. Harnessing optical forces in integrated photonic circuits // Nature. 2008. Vol. 456, № 7221. P. 480-484.

91. Sauer V.T.K., Diao Z., Freeman M.R., Hiebert W.K. Optical racetrack resonator transduction of nanomechanical cantilevers. // Nanotechnology. 2014. Vol. 25, № 5. P. 55202.

92. De Vlaminck I., Roels J., Taillaert D., Van Thourhout D., Baets R., Lagae L., Borghs G. Detection of nanomechanical motion by evanescent light wave coupling // Applied Physics Letters. 2007. Vol. 90, № 23. P. 1-4.

93. Ilic B., Yang Y., Aubin K., Reichenbach R., Krylov S., Craighead H.G. Enumeration of DNA molecules bound to a nanomechanical oscillator // Nano Letters. 2005. Vol. 5, № 5. P. 925929.

94. Ransley J.H.T., Watari M., Sukumaran D., McKendry R.A., Seshia A.A. SU8 bio-chemical

110

sensor microarrays // Microelectronic Engineering. 2006. Vol. 83, № 4-9 SPEC. ISS. P. 16211625.

95. Boisen A., Thundat T. Design & fabrication of cantilever array biosensors // Materials Today. Elsevier Ltd, 2009. Vol. 12, № 9. P. 32-38.

96. Von Muhlen M.G., Brault N.D., Knudsen S.M., Jiang S., Manalis S.R. Label-free biomarker sensing in undiluted serum with suspended microchannel resonators // Analytical Chemistry.

2010. Vol. 82, № 5. P. 1905-1910.

97. Burg T.P., Godin M., Knudsen S.M., Shen W., Carlson G., Foster J.S., Babcock K., Manalis S.R. Weighing of biomolecules, single cells and single nanoparticles in fluid. // Nature. 2007. Vol. 446, № 7139. P. 1066-1069.

98. Li M., Pernice W.H.P., Tang H.X. Broadband all-photonic transduction of nanocantilevers. // Nature nanotechnology. 2009. Vol. 4, № 6. P. 377-382.

99. Rath P., Khasminskaya S., Nebel C., Wild C., Pernice W.H.P. Diamond-integrated optomechanical circuits // Nature Communications. Nature Publishing Group, 2013. Vol. 4. P. 1690.

100. Pruessner M.W., Park D., Stievater T.H., Kozak D.A., Rabinovich W.S. An optomechanical transducer platform for evanescent field displacement sensing // IEEE Sensors Journal. 2014. Vol. 14, № 10. P. 3473-3481.

101. Poot M., Tang H.X. Broadband nanoelectromechanical phase shifting of light on a chip // Applied Physics Letters. 2014. Vol. 104, № 6. P. 61101.

102. Van Thourhout D., Roels J. Optomechanical device actuation through the optical gradient force // Nature Photonics. Nature Publishing Group, 2010. Vol. 4, № 4. P. 211-217.

103. Wiederhecker G.S., Chen L., Gonarenko A., Lipson M. Controlling photonic structures using optical forces // Nature. Nature Publishing Group, 2009. Vol. 462, № 7273. P. 633-636.

104. Sauer V.T.K., Diao Z., Freeman M.R., Hiebert W.K. Nanophotonic detection of side-coupled nanomechanical cantilevers // Applied Physics Letters. 2012. Vol. 100, № 26.

105. Nordstrom M., Zauner D.A., Calleja M., Hubner J., Boisen A. Integrated optical readout for miniaturization of cantilever-based sensor system // Applied Physics Letters. 2007. Vol. 91, № 10. P. 89-92.

111

106. Microsystem Technology in Chemistry and Life Science / ed. Manz A., Becker H. Berlin: Springer, 1998.

107. Gravesen P., Branebjerg J., Jensen O.S. Microfluidics-a review // Journal of Micromechanics and Microengineering. 1993. Vol. 3, № 4. P. 168-182.

108. Abgrall P., Gue a-M. Lab-on-chip technologies: making a microfluidic network and coupling it into a complete microsystem—a review // Journal of Micromechanics and Microengineering. 2007. Vol. 17. P. R15-R49.

109. Manz A., Widmers H.M., Graber N. Miniaturized total chemical analysis systems: A novel concept for chemical sensing // Sensors and Actuators B: Chemical. 1990. Vol. 1, № 1-6. P. 244-248.

110. Gounaridis L., Groumas P., Schreuder E., Heideman R., Katopodis V., Kouloumentas C., Avramopoulos H. Design of grating couplers and MMI couplers on the TriPleX platform enabling ultra-compact photonic-based biosensors // Sensors and Actuators, B: Chemical. Elsevier B.V., 2015. Vol. 209. P. 1057-1063.

111. Ryckeboer E., Nie X., Subramanian A.Z., Martens D., Bienstman P., Clemmen S., Severi S., Jansen R., Roelkens G., Baets R. CMOS-compatible silicon nitride spectrometers for lab-on-a-chip spectral sensing. 2016. Vol. 9891. P. 98911K-98911K-9.

112. Kendall D.L., Shoultz R.A. Wet chemical etching of silicon and SiO2, and ten challenges for micromachiners. Handbook o / ed. Rai-Choudhury P. Bellingham, WA: SPIE Optical Engineering Press, 1997.

113. Duffy D.C., McDonald J.C., Schueller O.J.A., Whitesides G.M. Rapid prototyping of microfluidic systems in poly(dimethylsiloxane) // Analytical Chemistry. 1998. Vol. 70, № 23. P. 4974-4984.

114. Heckele M., Schomburg W.K. Review on micro molding of thermoplastic polymers // Journal of Micromechanics and Microengineering. 2003. Vol. 14, № 3. P. R1-R14.

115. Manz A., Widmers H.M., Graber N. Miniaturized total chemical analysis systems: A novel concept for chemical sensing // Sensors and Actuators B: Chemical. 1990. Vol. 1, № 1-6. P. 244-248.

116. Madou M. A novel design on a CD disc for 2-point calibration measurement // Sensors and Actuators A: Physical. 2001. Vol. 91, № 3. P. 301-306.

112

117. Li S.F.Y. Capillary Eletrophoresis. Amsterdam: Elsevier, 1993.

118. Hosokawa M., Nogi K., Naito M., Yokoyama T. Nanoparticles Technology Handbook. Oxford: Elsevier, 2007.

119. Xiao G., Bock W.J. Photonic Sensing: Principles and Applications for Safety and Security Monitoring. New Jersey: John Wiley & Sons Ltd, 2012.

120. Stevens J., Blixt O., Paulson J.C., Wilson I.A. Glycan microarray technologies: tools to survey host specificity of influenza viruses. // Nature Reviews Microbiology. 2006. Vol. 4, № 11. P. 857-864.

121. Pumera M. Graphene in biosensing // Materials Today. Elsevier Ltd, 2011. Vol. 14, № 7-8. P. 308-315.

122. Bruna M., Borini S. Optical constants of graphene layers in the visible range // Applied Physics Letters. 2009. Vol. 94, № 3. P. 1-4.

123. Johnson P.B., Christy R.W. Optical Constants of the Noble Metals // Physical Review B. 1972. Vol. 6, № 12. P. 4370-4379.

124. Liang X., Sperling B.A., Calizo I., Cheng G., Hacker C.A., Zhang Q., Obeng Y., Yan K., Peng H., Li Q., et al. Toward clean and crackless transfer of graphene // ACS Nano. 2011. Vol. 5, № 11.P.9144-9153.

125. Stenberg E., Persson B., Roos H., Urbaniczky C. Quantitative determination of surface concentration of protein with surface plasmon resonance using radiolabeled proteins // Journal of Colloid And Interface Science. 1991. Vol. 143, № 2. P. 513-526.

126. Palik E.D. Handbook of Optical Constants of Solids. New York: Academic Press, 1985.

127. Marcuse D. Theory of dielectric optical waveguides. New York: Academic Press, 1974.

128. Jackson J.D. Classical electrodynamics. New York: John Wiley & Sons, 1962.

129. Cleland A.N., Roukes M.L. Noise processes in nanomechanical resonators // Journal of Applied Physics. 2002. Vol. 92, № 5. P. 2758-2769.

130. Ekinci K.L., Yang Y.T., Roukes M.L. Ultimate limits to inertial mass sensing based upon nanoelectromechanical systems // Journal of Applied Physics. 2004. Vol. 95, № 5. P. 26822689.

113

131. Blom F.R., Bouwstra S., Elwenspoek M., Fluitman J.H.J. Dependence of the quality factor of micromachined silicon beam resonators on pressure and geometry // Journal of Vacuum Science & Technology B. 1992. Vol. 10, № 1. P. 19-26.

132. Hosaka H., Itao K., Kuroda S. Damping characteristics of beam-shaped micro-oscillators // Sensors and Actuators A: Physical. 1995. Vol. 49, № 1-2. P. 87-95.