微流控芯片实验室(lab-on-a-chip)又被称为微流控芯片,是一种正在蓬勃发展的高新技术平台,目前已在十分广阔的领域取得进展,展现了其在生物化学分析、医学诊断、药物筛选等相关领域广阔的应用前景。CD式微流控芯片作为微流控芯片的一种,由于其特殊的结构特点已被多家国内外公司应用到生化分析仪器上。为满足对微流控芯片的探测要求,其探测电路需要具备足够的稳定性能及探测精度。本文在理论分析的前提下结合计算机仿真对光电探测电路进行分析设计以保证光电探测电路的稳定可靠。

CD式微流控芯片中流体的转移及混合均是在离心力的作用下完成的。其基本结构和系统结构如图 1、图 2所示。在生化分析过程中,芯片在无刷直流电机的驱动之下,首先跟随一定的速度曲线以特定的运动方式进行离心运动,完成血清分离和血清与反应试剂的混合,待试剂开始与分离出来的血清进行反应后,电机以50～100 r/min速度低速旋转,同时对各通道进行光学探测。光学探测部分主要由卤钨灯光源、光源光束准直系统、硅光电二极管以及微型光谱仪组成。卤钨灯光源光束经过准直系统后透过芯片并经分光镜分光后被微型光谱仪和硅光电探测器接收。光谱仪对可见光进行探测,紫外增强的硅光电管则主要进行340 nm紫外光部分的探测。为保证探测数据的可靠与精确,必须对光电管前置放大电路进行合理设计以满足探测电路对快速性和稳定性的要求。

图 1

Fig. 1

图 1 CD式微流控芯片基本结构Fig. 1 The basic structure of a CD-like lab-on-a-chip

图 2

Fig. 2

图 2 探测系统组成框图Fig. 2 Schematic diagram of the system

基本的光电探测电路如图 3所示。在有光照射时,光电管将产生与入射光强成正比的电流I_sc,I_sc流过反馈电阻R_F在输出端形成电压V_out=I_sc*R_F;考虑探测器结电容、分流电阻、放大器输入电容以及反馈电阻寄生电容的影响而建立图 4模型。

图 3

Fig. 3

图 3 基本光电探测电路Fig. 3 Basic detection circuit

图 4

Fig. 4

图 4 基本探测电路等效模型Fig. 4 The equivalent model of the basic detection circuit

在图 4中,C_J为探测器结电容,R_J为探测器分流电阻,C_D为放大器差模输入电容,C_M为放大器共模输入电容。 由于C_J,C_D,C_M的存在将在电路传递函数中引入一个极点,从而可能引发电路输出震荡。典型现象是对阶跃输入响应的振铃现象。是否会产生震荡还取决于R_F寄生电容C_RF的大小以及放大器增益带宽积,根据各元件参数不同其电路开环增益与噪声增益幅频特性有以下三种情况,如图 5所示。

图 5

Fig. 5

图 5 不同元件参数对放大电路噪声增益的影响Fig. 5 The affection to noise gain of the amplification circuit from different parameters of the circuit element

对于特定放大器,其开环增益曲线近似为A(s)=,由图 4可知反电路反馈因子为,其中,Z₁=R_J//C_J+C_D+C_M=R_J//C_IN,Z₂=R_F//C_RF。

电路噪声增益

当ω=0时G_N1==1+RF/R_J

当ω→∞时G_N2==1+C_IN/C_RF

于是噪声增益又可表示为

当C_IN足够小而使f₁>f_GBP时,噪声增益与开环增益的交越频率f_XVR≈f_GBP,且在f_XVR处开环增益与噪声增益有20 dB/decade的斜率差,可不对电路进行相位补偿。当C_IN的取值使得f₁=fZGBP且fP>f_GBP/G_N2,f_XVR≈时,电路在f_XVR处其噪声增益与开环增益将有40 dB/decade的斜率差,电路将变得不稳定,必须在RF两端并联补偿电容以提高相位裕度。当电路元件取值使得f₂=fPGBP/G_N2,f_XVR≈f_GPB/G_N2,噪声增益与开环增益在f_XVR处有20 dB/decade的斜率差电路相对稳定从而同样不必对电路进行相位补偿。

为提高电路信噪比,在保证电路稳定的前提下应使补偿电容CC取较小值从而增大f₁,这也有利于增大电路的带宽,提高系统的响应速度。

根据紫外探测波长范围要求并兼顾电路响应速度,探测器选用日本滨松公司S1226-18BQ紫外增强硅光电二极管。其结电容C_J=35 pF,R_J=50 GΩ,响应波长范围190～1 000 nm。前置放大器选用ADI公司AD549L,其差模输入电容C_D=0.8 pF,共模输入电容C_M=1 pF,带宽f_GBP=1 MHz,贴片反馈电阻寄生电容R_F=0.2 pF。为充分利用放大器输出摆幅及系统对微光探测的要求,反馈电阻R_F取2 MΩ。如此未加补偿电容C_C时,则有

3 仿真分析

利用Multisim建立光电管及放大器SPICE模型并搭建图 6所示电路进行仿真。

图 6

Fig. 6

图 6 探测电路Multisim模型Fig. 6 The Multisim model of the detection circuit

当不对电路进行相位补偿时电路输出将产生明显振铃现象如图 7所示。随着反馈电容增大,电路超调逐渐被抑制,图 8展示了这种变化。当取C_C为3 pF时,电路对阶跃响应如图 9所示。仿真结果显示在超调得到合理抑制的同时其上升时间约为12 μs,满足电机转速50~100 r/min时的动态探测要求。

图 7

Fig. 7

图 7 电路振铃现象Fig. 7 The phenomenon of ringing

图 8

Fig. 8

图 8 不同补偿电容对超调的影响Fig. 8 Overshoot with different value of CF

图 9

Fig. 9

图 9 CC=3 pF电路阶跃响应Fig. 9 Step response with CC=3 pF

为验证电路方案的可靠性和准确性,实验中用标准血清和ALT试剂配置混合溶液利用本系统离心后进行旋转过程中的动态读数测试。其探测光强结果如图 10所示,在反应开始阶段光源光束透过光强以指数增长,直至反应结束透过光强保持不变。依据辐射传递公式,特定波长的光在传播介质中传递时其入射光强与岀射光强遵从如下关系

图 10

Fig. 10

图 10 探测器输出光强曲线Fig. 10 The output data of the detector

对光的传播过程作出如下合理假设:混合溶液均匀一致且光线透过混合溶液过程中不存在散射,则光传播过程只存在消光作用,即源函数J_λ=0,于是式(8)可简化为

此时消光系数βe,λ(s)等于吸收系数βa,λ, 对式(9)两边取对数并代入光学深度计算公式τλ(s1;0)=∫s10βe,λ(s)ds,βe,λ(s)=βa,λ=ρka,λ可得

反应过程中,吸光粒子浓度ρ随时间线性下降,吸光粒子质量吸收系数k_a,λ、光在溶液中传播路径s₁、以及入射光强I_λ(0)均可认为不变,则反应过程中lnI_λ(s₁)为线性增长。

据此,从采集到的数据中取500～1 500间的1 000个数据作为评价探测电路质量的样本数据并对其取对数运算,考察所绘曲线的线性度作为评价电路功能依据。处理后的结果如图 11所示。

图 11

Fig. 11

图 11 输出光强处理后曲线Fig. 11 The output data after processing

对曲线根据方程Y=A+BX做线性回归,并根据下式

5 结 论

光电前置放大电路的设计需结合具体应用场合而进行设计,设计过程中需兼顾电路稳定与速度要求。本文从理论分析出发结合计算机仿真对微流控芯片的340 nm探测电路进行设计,所设计出的电路满足生化分析要求。