技术领域
[0001] 本
发明为一种
生物传感器，特别是关于一种基于垂直腔表面发射激光共振放大的的阵列式
表面等离子共振传感器，用以对微弱的生物检测
信号进行光学放大，便于信号检测。
背景技术
[0002] 生物传感器由于具有特异性，针对特定的待测分析物，必需要有特定的酶或反应物与待测分析物发生反应，然后依据反应前后电学、光学、
质量等特性的变化设计出多种类型的生物传感器。由于生物分子之间的相互作用比较微弱，若对弱
信号处理不好，有可能会使有用信号被淹没在
干扰信号中。目前在生物传感领域用的比较广泛的检测方法是利用表面等离子共振(Surface Plasma Resonance，SPR)效应来检测生物反应信号。 [0003] 表面等离子共振(SPR)检测方法的原理主要是利用光线在金属膜表面发生全反射时，会在金属膜中产生消失波，消失波与表面等离子波发生共振时，检测到的反射光强度会大幅度地减弱。对
表面等离子共振传感器而言，一般都是改变金属膜与被测表面的结构用来提高检测灵敏度。如美国
专利公告号US 5,991,048所述，将金属
薄膜与被检测表面的中间
电介质层作为增加灵敏度的途径。然而，这些表面等离子共振技术都只利用了光线的单次或几次反射结果，信号未能被有效放大。
[0004] 因此为了提高生物传感器的检测
精度，有时不得不投入大量资金用于弱信号的检测及处理上，这样将增加产品的生产成本。
发明内容
[0005] 有鉴于上述课题，本发明的目的为提供一种生物传感器，可对弱生物反应信号实现光学放大，便于检测
电路的信号处理。
[0006] 为达上述目的，本发明的生物传感器，包括：一垂直腔表面发射激光阵列，包括多个垂直腔表面发射
激光器；以及一表面等离子共振单元，设置在 垂直腔表面发射激光阵列上。其中垂直腔表面发射激光器依序包括一P型布拉格反射层、一
量子阱有源层以及一第一
半导体层，表面等离子共振单元设置在第一半导体层上。第一半导体层与表面等离子共振单元设置位于量子阱有源层一侧，构成了光学共振腔的一反射元件，P型布拉格反射层设置于量子阱有源层的另一侧，构成了光学共振腔的另一反射元件。
[0007] 本发明提供的生物传感器，结合垂直腔表面发射激光器的多次共振放大特性，
光子在光学共振腔中往返一次便受到光腔一个端面的表面等离子共振调制，光子的
能量也相应受到表面等离子共振单元表面生物分子信号的调制，这样经过光子的多次往返，金属膜表面生物分子信号便可得到有效放大。使得微弱的生物反应信号变得易于检测，极大简化了生物传感器的检测手段。
附图说明
[0008] 图1A及图1B为本发明优选
实施例的生物传感器不同视
角的立体图；以及 [0009] 图2及图3为本发明两种优选实施例的垂直腔表面发射激光器的剖面图。 [0010] 主要元件符号说明
[0011] 1：生物传感器
[0012] 11：垂直腔表面发射激光阵列
[0013] 111：垂直腔表面发射激光器
[0014] 1111：量子阱有源层 1112：P型布拉格反射层
[0015] 1113：第一半导体层 1114：P型
电极[0016] 12：表面等离子共振单元 13：隔离区
[0017] 14：粘合层 15：特定生物分子
具体实施方式
[0019] 以下将参照相关附图，说明依据本发明优选实施例的生物传感器。 [0020] 图1A及图1B为本发明优选实施例的生物传感器不同视角的立体图。该生物传感器1主要包括一垂直腔表面发射激光(Vertical Cavity Surface Emitting Laser，VCSEL)阵列11以及一表面等离子共振(Surface PlasmonResonance，SPR)单元12。表面等离子共振单元12设置在垂直腔表面发射激光阵列11上。垂直腔表面发射激光阵列11包括多个垂直腔表面发射激光器111。
[0021] 图2及图3为本发明两种优选实施例的垂直腔表面发射激光器的剖面图。请同时参照图1至图3，垂直腔表面发射激光器111依序包括量子阱有源层1111、P型布拉格反射层(Distributed Brag Reflection layer)1112以及第一半导体层1113。量子阱有源层1111为激光的受激
辐射放大区域。P型布拉格反射层1112及第一半导体层1113分别设置量子阱有源层1111的两侧，其中第一半导体层1113可以为N型布拉格反射层或N型载流子限制层。本实施例的P型或N型布拉格反射层(DBR)是借由多层具有高、低折射率的半导体层交错设置而成，可部分反射激光、部分透射。本实施例的P型或N型布拉格反射层(DBR)其亦可为
单层设计，为一单层的半导体层。表面等离子共振单元12设置在第一半导体层1113上，表面等离子共振单元12的功能是产生表面等离子共振效应，同时具备反射激光的功能，表面等离子共振单元12可以为一层薄的高反射金属膜，其材料可以为金、
银、
铜或其复合多层金属膜。P型布拉格反射层1112、量子阱有源层1111、第一半导体层1113及表面等离子共振单元12形成光学共振腔，设置于量子阱有源层1111一侧的P型布拉格反射层1112为一反射单元，量子阱有源层1111另一侧的第一半导体层1113及表面等离子共振单元12构成了光学共振腔另一侧的反射元件，只有特定
波长的激光可在光学共振腔中往返运动，由于需要将激光入射到表面等离子共振单元12(金属膜)上，因此第一半导体层
1113可以为N型布拉格反射层(如图2所示)，需要合理设计其反射率等相应参数，也可在量子阱有源层1111与表面等离子共振单元12之间不设计N型布拉格反射层，而是设计为N型载流子限制层1113(如图3所示)。
[0022] 再者，垂直腔表面发射激光器111还包括一P型电极1114设置在P型布拉格反射层1112上，亦即，激光的出光面上，P型电极1114为一环形电极，
泵能量是通过向垂直腔表面发射激光的两电极注入
电流实现，在本发明的优选实施例中，其中一个电极为P型电极，另一个电极为表面等离子共振单元12(金属膜)。当对两电极注入电流时，量子阱有源层1111满足粒子数反转分布条件，能够激发光子的受激辐射过程，使得光子能量在光学共振腔中不断被放大，最终以激光的形式输出。须强调的是，垂直腔表面发射激光阵列11的多个垂直腔表面发射激光器111是借由半导体相关制程同时形成。
[0023] 生物传感器1还包括隔离区13，设置于表面等离子共振单元12上，在表面等离子共振单元12上方形成多个沟道16，与多个垂直腔表面发射激光器111对应，供待测分析物与绑定的特定生物分子15发生反应，其中隔离区13可由高分子
聚合物材料制成。生物传感器1还包括粘合层14，
覆盖在沟道16的表面等离子共振单元112上方，用于固定特定生物分子115，特定生物分子115主要包括DNA
片段、
抗原、
抗体、酶、辅酶或其他生物小分子等，用来与待测分析物中相应生物分子发生作用。当加入待测分析物时，该特定功能生物分子将与待测分析物中的对应的功能单元发生生物反应，而影响表面等离子共振单元12的反射率。经由适当的设计使出射波长的光子入射到表面等离子共振单元12，因此反射的光子将会受到表面等离子共振单元生物反应信号的调制。
[0024] 当垂直腔表面发射激光器111电极两端注入的电流不变时，激光器的输出功率应保持恒定，即使
温度改变导致激光功率发生
波动，也是在小范围内变化。当将待测样液滴到本发明的生物传感器的沟道时，沟道内绑定的生物分子将与待测液中相应生物分子发生反应。这样将引起表面等离子共振单元的表面等离子共振效应发生改变，此时入射到表面等离子共振单元的光子能量将受到生物反应信号的调制。当受调制的光子在光学共振腔中往返运行多次后在量子阱有源区将得到光学放大，表现在输出的激光强度发生变化。因此通过检测并分析垂直腔表面发射激光器的输出光强度变化便可分析对应生物传感器的生物反应信号变化。
[0025] 本发明的传感原理利用了表面等离子共振技术，垂直腔表面发射激光器中的光子在入射到表面等离子共振单元时，大部分能量被全反射回光学共振腔，有部分能量以消失波的形式被垂直腔表面发射激光表面等离子共振单元的表面等离子吸收，当待测分析物与绑定在表面等离子共振单元的生物分子发生反应时，消失波的大小将受到影响，从而导致反射的光子能量发生变化。从损耗角度考虑，也可认为整个光腔的损耗因数发生变化。 [0026] 承上所述，本发明提供的生物传感器，结合了激光的光学放大特性及表面等离子共振技术，光子在光学共振腔中往返一周时，除了在有源层引起受激辐射，引起
光信号放大外，同时光信号在表面等离子共振单元受到生物信号调制，从而改变输出激光的强度。此时的光强度变化是光子多次受到表面等离子共振单元调制的结果，实现了对弱生物反应的光学放大。本发明采用的方法由于是对生物反应信号实现直接强度调制，因而信号检测十分方便，同时又因为结合了激光光学放大原理，克服了表面等离子共振单次检测信号比较弱的不足，使得后级微弱信号检测电路比较容易实现。本发明的垂直腔表面发射激光器易于制作高集成的阵列单元，因此利用本发明可方便设计出高集成阵列式生物传感器，非常适合于用在需同时测量多组生物信号的应用场合。
[0027] 以上所述仅为举例性，而非为限制性者。任何未脱离本发明的精神与范畴，而对其进行的等效
修改或变更，均应包括在本发明中。
