基于FPGA的光学微腔生物传感器控制系统*

耿佳骏，胡舜迪，洪欢欢，赵 鹏，闻路红

(宁波大学 宁波高等技术研究院，浙江 宁波 315211)

0 引 言

光学微腔生物传感技术综合了生物传感技术[1]、光学微腔技术和激光技术[2]的一门新技术。但在早期受光学微腔制造工艺的限制，影响了对光学微腔的研究。直到1989年俄国的Braginsk V B等人，通过烧熔玻璃光纤成功制备出稳定的固态玻璃微球腔，才引得大量的实验研究小组投入到光学微腔的研究领域中[3]。多年来，对光学微腔的研究已经取得了很大的进展[4]。2002年，Arnold S小组利用微球型光学微腔对蛋白分子进行了检测[5]。2017年,北京大学肖云峰研究员和龚旗煌院士等人，实现了超高品质因子光学微腔和纳米尺度波导之间高效、超宽谱的光耦合，突破了微纳光学器件近场耦合需要相位匹配的限制[6]。但针对光学微腔的研究均在实验室中完成，光学微腔传感器的集成化产品化还未实现。例如复旦大学李皓博士和美国纽约大学的Arnold S小组均采用分离设备的实验系统，激光经光纤输出后与光学微腔相切耦合，用数/模转换卡采集光电信号，并在电脑上显示[7,8]。为了光学微腔的集成化和产品化,许多人将目光投向了微流控技术[9]并取得了不错的进展。2008年，范旭东小组成功用光微流谐振环实现了有机磷药检测[10]。2016年,Geoffray Fabien等人开发了一种用于细胞核环境化学分析的光微流微系统[11]。

为了促进光学微腔的集成化应用，本文设计了一种光学微腔生物传感器信号采集控制系统。

1 光学微腔生物传感器原理

光学微腔生物传感器通过观察分析物对微腔光学模式的影响进行探测。当与光学微腔相互作用的溶液环境发生变化或其表面黏附纳米颗粒或生物分子时，其光学共振模式的频率会发生漂移[12]。光学微腔生物传感器基本结构如图1(a)所示，传感器工作时，恒流注射泵驱动待测物质缓慢流经光学微腔。上位机发送指令控制激光器发射单模激光，并用三角波对激光器调谐，激光通过熔锥光纤耦合到光学微腔中，同时在光纤的另一端光电探测器探测输出激光。当前端激光与微腔发生谐振时，在光谱中会产生一个明显的光学共振模式，如图1(b)所示。通过捕捉该信号光学共振模式偏移量即可计算光学微腔生物传感器的灵敏度S

(1)

式中 Δλ为激光中心波长的偏移量；Δn为折射率的变化量。Δλ和频率偏移量Δf的关系为

(2)

式中c为光速；λ为激光波长。

将式(2)代入式(1)可得灵敏度S为

(3)

图1 光学微腔原理

2 光学微腔传感器系统

如图2所示，光学微腔传感器的系统主要由四大部分组成：光路子系统、进样子系统、控制电路以及上位机。光路子系统主要用于控制激光的偏振以及光纤与光学微腔的相切耦合[13]。进样系统用于控制样品进入光学微腔的方式及速度。控制电路主要用于控制激光器的调谐扫描以及对光电信号的采集处理。上位机在系统中主要用于向控制电路发送指令实时监测传感器的测量数据。

图2 光学微腔传感器开发系统框图

2.1 光路子系统

光学微腔生物传感器的光路子系统主要包括可调谐激光器、光纤偏振控制器、光电探测器、熔锥光纤、光纤跳线以及光学微腔等组件。以可调谐激光器输出的835 nm中心波长进行-30～30 GHz的左右无跳模调谐。光纤偏振控制器用于调整单模光纤的偏振态和相位角，以提高接收和检测的灵敏度，并使得光学耦合模式在横向电场波(transverse electric wave,TE)或横向磁场波(transverse magnetic wave,TM)模式。光学微腔是整个传感系统的核心，需要将熔锥光纤与光学微腔进行相切耦合。熔锥光纤一端连接激光输入光纤，另一端连接光电探测器并将接收到的光信号转化为电信号输入信号采集处理控制器。

2.2 进样子系统

进样子系统主要包括进样模块、微流体通道、出样模块等。进样子系统的进样与出样采用恒流泵实现。微流体通道一端连接装有分析物溶液的容器，另一端通过恒流泵以恒定的速率抽取。可以通过调整管路位置来更换通入微腔的待测液。为确保整个系统的气密性，微流体通道内不可有空气,故在测量溶液之前要先通过蒸馏水2 min排出微流体通道内和微腔中的空气。

2.3 控制器系统设计

传感器控制器的硬件电路如图3所示，整个电路主要有4个模块：实现光电信号采集的模/数(A/D)模块、产生驱动激光器三角波的数/模(D/A)模块、与上位机通信的以太网模块、控制恒流泵的RS-485通信模块。其中,控制器选用的CPU是Altera公司生产的EP4CE15F17C8N型号的芯片。由现场可编程门阵列(field programmable gate array,FPGA)控制产生三角波驱动激光器进入连续扫描模式，对光学微腔进行周期性扫描，激光经过光学微腔后进入光电探测器，将光信号转换为电信号。FPGA控制AD信号采集电路对光电探测器输出的电信号进行采集处理。同时由FPGA的通信接口控制注射泵的进样速度。另外可以通过以太网实现上位机通信。

图3 控制器硬件电路

2.3.1 三角波调谐系统设计

可调谐激光器需要用±3 V，20 Hz的三角波信号驱动进入连续扫描模式。三角波的线性度、幅值以及频率直接影响着可调谐激光的扫描精度，故三角波发生电路的设计十分重要。系统采用基于FPGA的直接数字合成(direct digital synthesis,DDS)信号发生器产生三角波[14]。DDS电路一般包括基准时钟、相位增量寄存器、相位累加器、波形存储器、D/A转换器和低通滤波器等模块。选用的D/A转换芯片是ADI公司的AD5546芯片，为16位、低功耗、电流输出(内置RFB便于电压转换)，并行输入的高精密乘法数/模转换器。采用5V单电源供电，内置四象限电阻器支持0～10 V，0～-10 V或±10 V输出。电路采用其双极性二象限乘法模式，利用运算放大器AD8512和3 V精密基准电压源AD423，将其转换的电流变成电压输出驱动可调谐激光器。FPGA 控制DA芯片输出的三角波的频率平均值为20.001 Hz，最大电压的平均值为2.97 V，最小电压的平均值为-3.06 V，且经过长达10 h的测量发现三角波信号波动很小稳定性高。因此,该三角波信号能够驱动激光器进入连续稳定的扫描模式。

2.3.2 数据采集系统设计

光学微腔生物传感器控制系统中调谐三角波和数据采集并行同步发生。故系统采用基于FPGA的AD采样的方式。AD芯片采用AD7606—4，为4通道同步采样模拟数据采集系统，能实现4路同步采样输入。该芯片采用5V单电源供电，可以处理±10V和±5V双极性输入信号，能够满足系统对光电信号的采集需求。软件设计部分采用查询方式从静态随机存储器(static random access memory,SRAM)中获数据，用隐函数模型算法对采集到的数据进行拟合，采用RS—232中断方式上抛数据至上位机[15]。采样流程如图4所示。

图4 AD采样流程

3 实验结果分析

实验主要针对不同浓度的二甲基亚砜(dimethyl-sulfoxide,DMSO)溶液进行测试，验证溶液折射率改变对光学微腔光学共振模式的影响。整个实验平台如图5所示。实验设备主要有：微泡型光学微腔，可调谐激光器(TLB6716)、光电探测器(PDA36A-EC)、兰格精密泵(LSP02-1B)、偏振器(FPC023)、试管架以及设计制作的控制器。

图5 实验装置

向光学微腔内先后以25 μL/min的进样速度依次通入不同折射率的DMSO溶液，通入的顺序为：折射率为1.400 0的DMSO1溶液，折射率为1.400 5的DMSO2溶液，折射率为1.401 0的DMSO3溶液，稳定后信号处理控制器分别采集3种溶液在1/2个三角波扫描周期内的透射谱,如图6所示。使用同一种物质不同浓度的溶液进行实验，不仅可以避免由于物质自身特性的不同引起的误差亦使每次更换溶液之后清洗微腔更方便。另外使用同一种物质的溶液进行实验，在每次通入结束后只需要通短时间的蒸馏水即可将管道和微腔中的溶液清洗或稀释，操作比较方便。

图6 DMSO溶液透射谱

透射谱中可以看到多个光学共振模式，不同光学共振模式的线型展宽与耦合深度均不同，和理论分析的现象相符。通过对比不同溶液的投射谱线可以看出，光学微腔中溶液折射率改变会导致谐振频率有一定的漂移(透射谱中黑圈标注的模式)，但整体线形基本保持不变。以通入DMSO 1溶液时的模式谐振频率为基础，在光学共振模式耦合波谷左右选取一段长度(500个数据点)进行放大，如图7所示。

图7 不同折射率溶液谐振频率偏移

从图7中可以看出，通入不同折射率DMSO溶液后，所选光学共振模式的谐振频率不同程度的向右偏移。信号采集与处理控制器中AD芯片的采样率为200 kHz，三角波信号的幅值为±3 V，频率为20 Hz，因此，在三角波扫描周期内采集的数据点为5 000个，对应三角波电压值为-3～+3 V，激光器的频率调谐范围为-30～+30 GHz。对所选光学共振模式谐振频率的透射谱做隐函数模型算法拟合，得出谐振频率的中心点对应的三角波电压值、偏移电压、偏移频率如表1所示。根据式(3)计算得到微泡型光学微腔生物传感器的探测灵敏度为1 390 pm/RIU。

表1 控制器采集的模式的中心点信息

为了比较控制器与LabVIEW在光学微腔传感器中分别采集的光电信号的质量对光学微腔传感器灵敏度的影响，用LabVIEW采集卡，重复上述实验。实验得到的光学共振模式中心点对应的三角波电压值、偏移电压、偏移频率如表2所示。根据式(3)计算得到微泡型光学微腔生物传感器灵敏度是1 297 pm /RIU。比较发现：使用控制器和LabVIEW分别实验时，得到的结果的绝对差值为93 pm/RIU，其相对误差为4.8 %。说明控制器的采集信号的性能和LabVIEW采集信号的性能相差不大。

表2 LabVIEW采集的模式中心点信息

4 结 论

设计的基于FPGA的光学微腔生物传感器控制系统通过产生一个稳定的三角波对激光器进行扫描控制激光器的扫描速率。系统中的信号采集模块实现了对谐振腔信号偏移量的采集与处理。同一组实验中使用控制器采集的数据与使用LabVIEW采集的数据相比，两者测得的光学微腔的探测灵敏度十分相近，将两者测得的光学微腔探测灵敏度相减得到的绝对误差值为93 pm/RIU，其相对误差为4.8 %。可以看出用自制的控制器处理数据可以满足要求。另外，与LabVIEW相比，自制的控制器的体积较小，便于光学微腔生物传感器的小型化与集成化研究。

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