CN100495008C

CN100495008C - 压电体声波传感器无源式阵列及其生物芯片

Info

Publication number: CN100495008C
Application number: CNB031269109A
Authority: CN
Inventors: 陈世正
Original assignee: ZHONGSHAN TAIWEI TECHNOLOGY Co Ltd
Current assignee: ZHONGSHAN TAIWEI TECHNOLOGY Co Ltd
Priority date: 2003-06-18
Filing date: 2003-06-18
Publication date: 2009-06-03
Anticipated expiration: 2023-06-18
Also published as: CN1566933A; WO2004111626A1

Abstract

本发明公开了一种质量放大的压电生物芯片。所述的发明将压电声波技术应用于生物芯片，开辟了除荧光检测、放射性标记检测、金银染等常规检测方法以外的生物芯片检测新领域。其通过纳米质量特性，放大原较弱的BAW生物信号，尤其是中小分子量的分析物，扩大效率至少千万倍，使BAW可投入实用。此外，本发明还同时公开了芯片的阵列连接方法。

Description

压电体声波传感器无源式阵列及其生物芯片

技术领域

本发明涉及压电电传感生物芯片的制作技术，纳米材料标记技术，生物材料标记技术及电传感芯片信号的读取技术。

背景技术

生物芯片是近年来在生命科学领域中发展起来的一项高新技术。它主要是指通过微加工技术和微电子技术在固体芯片表面构建的微型生物化学分析系统，以实现对细胞、蛋白质、DNA以及其它生物组分的准确、快速、大信息量的检测。按所固定的探针，基因芯片可分为cDNA芯片和寡核苷酸微阵列芯片。cDNA芯片根据已有的cDNA文库，通过PCR扩增获得制备芯片所需的探针。寡核苷酸通过末端修饰集团固化在芯片上。基因芯片制备技术随着基因芯片技术的不断成熟而不断发展，常用的制备技术有：接触点样法(Stanford大学)、光刻原位合成法(affymetrix公司)、喷墨法、分子印章合成法等。基因芯片靶标常用荧光染料标记。杂交后，常用的芯片信号检测是将芯片置入芯片扫描仪中，通过采集各反应点的荧光位置、荧光强弱、再经相关软件分析图像，即可获得有关生物信息。

综观所有生物传感机制，光技术是占主导地位的。光谱分析法无疑是敏感度最高的化学分析手段。附着的荧光标记乃至一些生物分子本身都拥有特征性强、方便的能级来进行光分子吸收与放射，从而使光在频谱(等价于能量，E＝hv。h是普朗克常数，v是光波频率)中容易被分辩出来。光技术的不足之处是其读入系统体积大，造价高，使用寿命短。另外，荧光染料有不稳定，易分解，背景荧光干扰等弱点。因此，有必要找到一种新的检测方法，能够进一步提高检测的特异性、准确度和灵敏度，开发出能克服前述缺点的新一代芯片。

电致传感指的是将外界信号转换成电信号的技术。与光致传感相比，它们在生物领域应用较晚。直至上世纪五十年代后，精密电测量仪器普遍应用之后才开始显示出优势。微电子技术使所有技术都朝电子方向靠拢，传感器也不例外。只有直接将生物信号转换成电信号，然后直接传入数据系统，才顺理成章。而其它所有的方式都变得相对不那么直接了。在感应性方面，电传感完全有可能达到光的敏感度，甚至比光更高。一个很好的例子就是，所有生物都具有液相和气相化学传感器：如动物的舌头与鼻子，昆虫的触角。这些天然的传感器在许多方面连我们最好的仪器都望尘莫及。它们都是以电传导为基础的：化学信号直接激发细胞的电激感，并通过中枢神经回传至大脑(当然也是电方式)。光系统通常都比较昂贵，诊所很难拥有，更不用说患者个人了。相比之下，电子系统价格低廉。而且，同样功能的电子芯片价格继续以每18个月50％的速度下降(摩尔定律)。随着时间推移，我们必将看到生物芯片越来越向电致传感方向发展。

晶体受外界机械压力的作用，在其表面产生电荷的现象，称为压电效应。比较常用的压电材料有石英、铌酸钇、PZT、钛酸钡等，还包括一些合成和天然的聚合物。研究发现，当交变激励电压施加于压电晶体电极两端时，晶体会产生机械变形振荡。当交变电压频率达到晶体固有频率时，振幅加大，形成压电谐振。此特定频率称为谐振频率。根据压电传感机理，用压电晶体制成谐振结构，可以发现其输出信号与晶体的物理尺寸和性质密切相关。一般来讲，振动频率与谐振器件的质量成相反的函数关系。当有附加物质结合在谐振器件表面，其质量改变时，共振频率便随之移动。如果我们在器件表面固化有特别化学识别性的材料，它会因某种特别样品物质的存在而使器件表面总的附加物质量增加或减少，我们便可依靠共振频率的移动来测定这种化学亲和或剥离过程。由此实现化学或生物电传感器。这就是压电体声波(Bulk Acoustic Wave：BAW)传感器的原理。压电表面声波(Surface Acoustic Wave：SAW)工作原理稍有改变。压电声波由发射极发出，经过晶片表面传播到接收极。从发射到接收的延迟时间由延迟距离和延迟表面的负载决定(图10)。但与BAW一致之处是我们同样可以借助一个时间域(频率倒数便为时间)信号检测器件表面总的附加物质质量增加或减少。这是本项发明的基本原理之一。

在压电体中，石英因其良好的机械、电化学和温度等综合性能，应用最广。是压电化学和压电生物传感器的首选材料。以石英晶体制成的BAW器件又叫做石英晶微天平QCM(Quartz-Crystal-Microbalance)。对于AT方向切割的石英晶体，其振动频率f₀反比于晶体厚度d，关系式为f₀＝k_f/d。其中k_f为频率常数(一般取0.168Mhz.cm)。当有物质结合在具有化学敏感性的上表面时，晶体的质量变化为Δm，所产生的频移Δf由Sauerbrey方程给出：

Δf＝-[2f₀ ²Δm]/[A(ρ_qμ_q)^1/2]

频移Δf与质量变化为Δm呈线性关系。这里ρ_q是石英的密度(2.648g-cm^-3)，μ_q是石英的密度剪切模量(2.947×10^-11dyn-cm^-2)。对于共振频率为5MHz的石英谐振器件，1Hz的共振频率移动相当于17ng/cm²的质量变化。

压电体声波是比较成熟的技术。在化学或生物检测上应用很广。但由於其信号强度与表面附加物质质量变化成正比。对于DNA片段(切片之后的)，氨基酸，多肽酶等这样的低中分子量的的生物分子，频率移动较小。信号不稳定，受环境干扰大。以含20至40个碱基的DNA为例，在10¹⁴/cm²表面密度(这是已经报道的最高值)情况下，只能对5MHZ的石英BAW器件产生1HZ的频率移动。SAW器件在灵敏度上也有类似问题。这就使其在这类生物传感器上的应用非常有限。尤其是在生物芯片上，传感器要做成信号重复性很高的阵列就更不可能了。本项发明利用纳米或生物大分子材料，对样品生物分子进行标记，从而增大了被探测分子的有效质量，使压电声波信号大大增强。由于这种标记侧重的是样品生物分子的有效质量，因此称之为质量标记。出於这一原理，它的标记材料选择范围甚广。计算表明，放大效应是非常可观的。以常用的纳米金为例，在理想状态下，它对20至40个碱基DNA放大作用为一百万倍。即使考虑到不太理想的反应率、以及纳米颗粒表面沉积等因素，我们预计仍有一万倍的放大效果。显而易见，质量标记对压电体声波效应的放大作用完全改变了BAW固有的缺陷。使其在中小分子的化学、生物检测、尤其是阵列BAW传感生物芯片的实用化成为可能。质量标记对SAW的意义与BAW基本相同。这是本项发明的基本原理之二。

发明内容

本发明提供一种利用压电声波原理制作的生物芯片，以及利用纳米金或其它质量标记材料进行检测的方法。

A、一种压电体声波(BAW)传感器(图3、图4的第一到第4步)，包括压电晶体基片和上下表面的传感电极。压电晶体基片一般采用AT方向切割的石英晶片，但亦包括其他可能的压电晶体基片。上下表面传感电极藉由半导体电子芯片的技术形成。电极可用金、银以及其它一切与生物兼容的导电材料直接制成；或以其他金属导电材料制成，然后再覆盖与生物兼容的导电或绝缘材(镀金层或沉积二氧化硅薄膜等)。

B、一种压电表面声波(SAW)传感器(图10)，与BAW不同处在于电极只在压电晶体基片的一侧表面，设有发射极和接收极，它们与地极呈梳形安装。压电声波由发射极发出，沿晶片表面传播到接收极。延迟时间由发收电极的延迟距离和延迟表面的负载决定。压电晶体基片一般采用石英晶片，但亦包括其他可能的压电晶体基片。同样，表面传感电极藉由半导体电子芯片的技术形成。电极可用金、银以及其它一切与生物兼容的导电材料直接制成；或以其它金属导电材料制成，然后再覆盖与生物兼容的导电或绝缘材(镀金层或沉积二氧化硅薄膜等)。

C、在A所述的传感器上表面、下表面、或上下二表面上固定生物探针。在B所述的传感器电极同侧延迟表面上固定生物探针。固定的生物探针一般是指单链DNA，RNA，抗体，蛋白；亦包括其它一切可能与分析物形成生物、化学亲和或剥离反应的物质。这里所指的亲和反应包括：单链DNA与单链DNA的杂交，mRNA与DNA，mRNA与tRNA，抗体与抗原的结合，蛋白质与荷尔蒙的结合，蛋白质与维生素的结合，蛋白质在酶催化条件下形成或扩展等等。这里所指的剥离反应包括：DNA在酶切割下断链，蛋白质在酶催化分解，以及上述亲和反应的逆过程(在浓度、温度、酸硷度改变后及机械振动条件下而产生)。这种化学亲和或剥离反应可依靠A、B所述的传感器共振频率移动来测定。

D、A所述的BAW单元传感器可单独使用；也可采用无源式或有源式形成阵列设计。无源式阵列可采用子元独立连接法(见图8)，或交叉连接法(见图9)。交叉连接的上下电极贯穿线(BUS)交叉处不存在绝缘问题。由於贯穿线较细，交叉处的寄生压电效应和寄生电容都属於二级效应。交叉连接法避免了连线拥挤的问题。可实现中高密度阵列芯片，在数平方厘米大的基片上制作数万子元的传感器阵列。在图8、图9的设计中，某些情况下一侧表面的诸个或所有电极可以在芯片上连通在一起，再与线路板连接。

E、B所述的SAW单元传感器可单独使用；也可采用无源式或有源式形成阵列设计。无源式阵列可采用子元独立连接法(图略，与图8类似，把每个子元电极接线独立从周边引出)，或交叉连接法(见图10)。交叉连接法的地、发、收三极贯穿线(BUS)交叉处绝缘问题可藉由半导体电子芯片制作技术中的通用的双层金属立体连接法完成。此法可实现中高密度阵列的芯片。在数平方厘米大的基片上制作数千乃至数万子元的传感器阵列。在(图10)某些情况下诸个或所有的电极可以在芯片上连通在一起，再与线路板连接。

F、在D、E所述的传感阵列芯片的情况下，C所述的生物探针采用与传感器阵列同位固定，形成与传感器阵列相匹配的生物探针阵列。可用光刻法逐一暴露传感器点元实现，这个方法几何精度是最高的。我们也可以采用接触点样法、光刻原位合成法、喷墨法、及分子印章合成法来完成。每个子元的传感器可独立地测定与其相配的生物探针上的特异的生物信号。

G、为了减轻A所述传感器下表面的影响，A、D所述的芯片可用MEMS刻蚀方法在下表面蚀刻一个平槽；或者把下表面进行封装；或者在下表面蚀刻平槽后再进行封装。但在某些情况下，这些步骤可以免去。

H、一种利用BAW或SAW生物芯片进行生物检测的方法，包括把样品生物材料用纳米粒子材料标记后，与生物芯片上的探针杂交，以获得放大的压电体声波效应，便于进行信号采集和分析处理。此法称为“直接标记法”。

I、一种利用BAW或SAW生物芯片进行生物检测的方法，包括把样品生物材料与生物芯片上的探针杂交后，再用标记材料标记样品生物材料，以获得由质量标记材料所产生的压电体声波效应。便於排除前面各步反应的干扰，进行信号采集和分析处理。此法称为“追加标记法”。

J、纳米金、银是H、I常用的质量标记材料。但本发明包括其它一切对压电声波效应有质量放大的纳米粒子标记材料，或其它有质量放大的生物性(如大分子)标记材料。

K、一种生物材料的标记材料的键合方法：生物材料与标记材料直接键合。此法适用于H、I所述的标记方法。

L、一种生物材料的标记材料的键合方法：生物材料与标记材料首先被分别附着于一个亲和对的两部分，然后当这些经过预处理的生物材料与标记材料结合时，标记材料与生物材料藉由亲和对的键合得以实现。这种方法使质量标记材料的制备过程更加简单，因此一种预处理的质量标记材料能够用来标记各种生物材料。此法适用于H、I所述的标记方法。但在I所述的标记方法中作用更大。

M、内容L所述生物亲和对，可以使用卵白素-生物素体系、链球卵白素(streptavidin)-生物素体系、或者其它生物亲和对体系。卵白素由四个相同的亚基组成。每个亚基能够连接一个生物素分子，这种配对拥有目前为止最高的亲和系数(K＝10¹⁵M^-1)，几乎是其最接近竞争者的1000倍。卵白素有四个位点，从而使附着多种纳米粒子以发展多功能感应装置成为可能。卵白素同样也可用来连接一种感应系统里的多种生物亲和系统，或通过亲和素-生物素的多点桥连和再次复合达到多次放大，进一步提高检测灵敏度。

N、信号读取方法(见图12)。D、E中所述交叉连接法无源式阵列电路拓扑学与存储器类似，在行列地址交叉的子元上读取信号。故可借用许多通用IC实现整个阵列信号读取。如果要制作小型便携式测试系统，可利用数字信号处理器(DSP)或掌中型电脑实现。此法当然也适合于对单个传感器和独立连接法所实现的阵列的信号读取。区别只在复用器的连线上稍有改动。

本发明具有以下创新点：

●用纳米粒子质量特性，放大原较微弱的BAW、SAW生物信号，尤其是中小分子量的分析物，扩大效率至少上万倍，完全可使压电型传感器投入实用。将压电体声波技术应用于生物芯片，开辟了除荧光检测，放射性标记检测，金标银染等常规检测方法以外的生物芯片检测新领域。压电体声波技术对质量变化的高敏感性成为生物芯片高敏感度和高准确率的有力保障。

●纳米金用于光检测较多，本发明首次将它用于电学性阵列生物芯片，拓展了纳米金及其它纳米粒子标记在生物芯片检测中的应用范围。将生物信号转化为电信号检测，避免了其它检测方法、检测设备昂贵复杂的缺点。电的好处是成本低，可大规模推广。

●本发明提供了将生物识别系统与纳米颗粒、传感器系统结合起来的方法，它具有普遍意义并应用广泛。它的意义在于将许多目前光机制生物芯片转化为电机制生物芯片。在生物探针方面与光机制芯片完全一致，可借助相同原理进行。

●独特的阵列连接法：使用与单个传感器一样多的工艺步骤便可实现阵列连接。电路拓扑学与存储器类似，故可借用许多通用电器元件实现芯片信号读出。

●生物芯片在电传感器加工部分与现有半导体工艺完全一致，为大规模生产找到了生产平台，从而使产品的质量监控得到保证。我们的方案突破了生物芯片项目在产品化过程中的瓶颈。

●这一设计在检测信号处理上都可通过商业化IC芯片完成。最终小型化的检测系统接近于手机或更小。

附图说明

图1为本发明所述的基因芯片的制作及其直接标记法检测的流程图；

图2为本发明所述的基因芯片的制作及其追加标记法检测的流程图；

图3为BAW基础传感器制作和直接标记法杂交过程的切面示意图；

图4为BAW基础传感器制作和追加标记法杂交过程的切面示意图；

图5为用光刻和提剥(Lift-off)形成电极的流程切面示意图；

图6为直接标记法的原理示意图。用通用键合法(L、M)；

图7为追加标记法的原理示意图。用通用键合法(L、M)；

图8为BAW的独立连接法的无源式阵列设计示意图(只显示了3X3阵列)；

图9为BAW的交叉连接法的无源式阵列设计示意图(只显示了4X4阵列)；

图10为SAW的交叉连接法的无源式阵列设计示意图(只显示了2X2阵列)；

图11为BAW上下电极与测试电路连接示意图；

图12为信号检测系统示意图。

具体实施方式

下面以石英压电体声波(BAW)无源阵列的设计制作，以及在DNA芯片生物探测框架下利用纳米金的BAW放大效应实现电致传感芯片为主干，对本发明的具体实施方式加以说明。本文对属於前述发明内容所圈定的，并涉及公共知识领域和通用制作工艺的内容不一一赘述。但这不等於我们不了解这些可能性和它们的具体实施方式。我们对前述发明内容所直接限定或明确引伸限定的知识产权保留一切应享有的权力。

如图1所示，本发明所述的基因芯片的制作流程主要包括石英片的处理，石英片上下表面金电极的制作。将设计好的探针与上电极同位固化，完成整个芯片的制备。而上述基因芯片用于检测的流程则包括按照常规方法采用PCR扩增样品DNA，并用纳米金标记样品DNA(即发明内容H所述的直接标记法)。在纳米金标记样品DNA与芯片上的探针进行杂交后，检测杂交前后BAW传感器的频移。数据分析后对每个阵元DNA杂交状态作出判断。并可藉此进行数据分析，得出医学结论。

图2所示的流程在芯片的制备与图1所示流程完全一样。检测的流程采用发明内容I所述的追加标记法。样品DNA一端与生物素结合。与芯片上的探针进行杂交后，再用结合有卵白素的纳米金进行标记，然后检测纳米金标记前后BAW传感器的频移。

以上各过程和原理详述如下：

(1)BAW基础传感器制作

图3展示本发明生物芯片制作过程的截面图，以及直接标记法的DNA杂交情况。包括对石英片300下表面进行蚀刻处理，形成一平槽301后，在上下表面制作金电极302、303。上表面电极303同位固定DNA探针304于金膜表面后，与纳米标记306材料标记过的样品DNA305杂交，生成最终产物307。压电体声波测试通常在晶体片干燥后进行。零点频率信号检测在第5步后进行。杂交后频率信号检测在第7步后进行。在干燥情况下，可极简单地理论处理纳米标记的放大效应，并能实现压电体声波的最大灵敏度。潮湿和表面上的其它残余物可能引起干扰，但在纳米金标记后，这一弱点可大大减小，因为水分子以及空气中吸附的气体全都是小质量分子。纳米颗粒的放大效应可使这些小分子的影响能减少到小于百万分之一。但如果没有纳米金粒子增强时，它们的影响就是同分析物一个数量级。也可将芯片部分放在水溶液中进行检测。这种情况下，BAW谐振会产生阻尼效应。通过纳米标记放大后，即算考虑阻尼，频率移动也可达到一个很适于检测的范围。在水溶液中检测可以对DNA杂交的动态过程进行观察。在图3第5步后即接通测试系统，连续采集频率信号，或对阵列进行定时扫描，加以记录，然后进行分析处理。在水溶液中检测还可以观察到生物分子在水溶液中与干燥状态不同的力学特性。BAW是声学基础的传感器，非常适合此类测试。

图4展示本发明追加法记法的DNA杂交情况。生物芯片制作过程与图3直接标记法一样。与图3不同的是把样品DNA400与生物芯片上的探针304杂交后形成双链DNA402，再用纳米粒子材料401标记，最终产物也是307。此法可获得由纳米粒子材料所产生的压电体声波效应。如果测试在晶体片干燥后进行，零点频率信号检测在第6步DNA探针与样品杂交后进行。第7步进行追加纳米标记，而杂交后频率信号检测在第8步进行。可以看出，由於频率移动直接来自于最后一步的纳米标记质量增加效应，别的干扰因素被降到最低。此法更适合在水溶液中进行检测，可以在第5步后即接通测试系统，也可在第6步后接通测试系统，连续采集频率信号。但两种情况都会在第7步纳米标记过程中观察到强烈信号。

图3、图4所展示的上下表面电极是藉由半导体电子芯片制作技术中的通用金属工艺形成。图5流程说明了这种通用金属工艺的一种：用光刻和提剥(Lift-off)形成电极的过程。在基片500上覆盖一层光刻胶501。然后通过掩膜502(一般用Cr膜在透明基片上制成)对光刻胶501曝光。经过冲洗后，曝光部分被去掉，形成步骤4所示状态。然后在步骤5中用蒸镀法在光刻胶上覆盖金膜503；最后，用光刻胶溶剂去掉所有光刻胶。与掩膜空白处一致的形状便被复制在金膜上形成504的状态(相当于302或303)。电极形成也可以用其它多种工艺完成。如：种层/光刻/镀金法，镀金/光刻/金刻蚀法等等。二氧化硅和金都具有良好的生物兼容性。

需要使用的传感器表面是上电极表面。在生物医学实验中，较少注重下表面。但下表面对BAW装置同样敏感。为减轻这种影响，可用MEMS处理在下表面蚀刻一条平槽301(见图3、图4)。平槽工艺可与图5流程集成一体完成。也可在封装过程中进行特别处理将下表面完全封闭。

(2)样品的纳米金标记

样品的纳米金标记有两种方法：直接标记法和追加标记法。直接标记法是在杂交前先对样品进行纳米金标记，而追加标记法则是在杂交后才进行纳米金标记。这两种标记方法将在下面进行详细说明。

标记的目的是将纳米粒子与样品DNA连接。对于连接办法，我们既可以通过对生物材料和纳米粒子有效的键合分子来实现，也可以制订一个可以用于大多数生物材料的通用键合方案。纳米金直接标记DNA或蛋白质已有成熟的技术。当纳米粒子与生物材料已经确定时，直接键合方法可以从很多公开资料中找到。这里不作过多讨论(图略)。图6、图7所示都是通用键合方案。生物材料与纳米粒子首先被分别附着于一个亲和对的两部分，然后使这些经过预处理的生物材料与经过预处理的纳米粒子结合，最终实现生物材料与纳米粒子的键合。这种方案使纳米粒子的制备过程更加简单，因为一种预处理的纳米粒子能够用来标记各种生物材料。对于生物亲和对，可以有多种选择，但亲和素-生物素体系最有发展前景。亲和素(avidin)又称卵白素，是从蛋白中提取的一种糖蛋白(分子量68kD)；生物素(biotin)又称维生素H，是从卵黄和肝中提取的一种小分子物质(分子量244.31)。生物素能够通过化学反应与多种低分子量或高分子量的生物分子结合，比如DNA，蛋白质、荷尔蒙等。

在图6中，生物材料601(此处为DNA)与亲和对中的第一部分602(此处为生物素)结合成预处理的样品生物材料603。纳米粒子与亲和对中的第二部分604(此处为卵白素)结合，形成预处理的纳米标记材料605。然后605与603结合，成为完整的纳米标记的样品生物材料606。606进而与固化的生物探针607(相当于304)杂交，形成带有纳米标记的杂交产物608(此处为双链DNA，相当于307)。

这种纳米粒子的键合方法很适合追加标记法。在图7中，制备亲和对预处理的样品生物材料603、以及预处理的纳米标记材料605的过程与图6完全相同。区别在于603先与固化的生物探针607杂交，形成701状态。然后追加标记605，形成与图6完全相同的带有纳米标记的杂交产物608。这种方法的优势在于：首先，纳米粒子可以比DNA、氨基酸和其它低中生物分子尺寸大很多，当这些分析物附着纳米粒子后，会受到反应动力学影响，与基片上的生物探针的杂交会受到影响；同时，分析物与纳米粒子结合时也存在一个化学反应率的影响。直接标记法中，在标记过程中有些样本DNA受化学反应影响未能与纳米颗粒结合而游离于溶液中，造成样本分析物的浪费；但所有这些影响都可以在追加标记法中降低到最小程度。没有结合纳米粒子时，表面未标记的分析物与DNA探针的结合将非常顺利。另一优势是许多生物材料对被探测的电信号都会有作用。作为整个生物识别最后一步的标记过程，追加标记法可以区分纳米粒子所产生的净作用。同时，在这种方法中，可以通过足量使用与卵白素结合的纳米粒子来确保纳米标记不是反应全过程的限制环节。在纳米颗粒饱和状态下，所有已杂交的DNA将被充分标记。

纳米颗粒在溶液中具有胶体粒子的性质。颗粒表面形成双电层，依靠外电层的电荷排斥保持胶体溶液的稳定。溶液中的离子强度对纳米颗粒的分散和稳定影响很大。离子强度大，将破坏纳米颗粒表面的双电层，造成粒子凝聚沉降，使其吸收光谱发生漂移。为消除杂交过程中的非特异性吸附造成的噪音，纳米粒子与卵白素之间的结合力要满足洗脱时不丢失信号。为使纳米颗粒与卵白素达到最佳结合，孵育方式、孵育温度及时间、单点或多点结合条件的控制，都是优化的内容。纳米颗粒的粒径不仅与纳米制备技术有关，同时关系到纳米粒子的精确定位，以及对杂交和信号检测的协同作用。在直接标记法和追加标记法中，纳米粒径通过反应动力学和空间位阻而影响杂交及标记，通过颗粒尺寸大小来控制质量大小并影响其放大作用，从而决定芯片系统的灵敏性。所有这些影响因素都可以利用基本传感器进行直接测量加以优化，获得最佳条件。

(3)生物芯片阵列的设计与制作。

图8所示的是在发明内容D所述的独立连接法的BAW无源式阵列。其中800为基片，801为上电极，802为下电极，803为基片下表面平槽(相当于301)。这种设计避免了单元传感器与阵列的设计跳跃。这个设计中，传感器阵列的制作与单元传感器除掩膜不同外，其它完全相同。此工艺步骤相对简单，可以把成本降到最低。每个点元的大小及石英的厚度(决定振动基本频率)应根据传感器与生物探针的要求共同决定。这种连线方案至少可制成50到100的阵列，因而对于中小型的应用已经足够了。在测试上可用复用器开关电路对点元逐一检测。

图9所示的是发明内容D所述的交叉连接法的BAW无源式阵列。其中900为基片，901为下表面电极、902为上表面电极、903为贯穿线、904为对外接线端，905为基片下表面平槽(相当于301)。这种设计的最大好处是避免了独立连接法中的连线拥挤问题。可制成上万个阵元的高通量芯片。与图8一样，其制作工艺步骤与单元传感器除掩膜不同外，其它完全相同。

图10所示的是发明内容E所述的交叉连接法的SAW无源式阵列。图中，1000为压电体基片。1001为贯穿线。1002为延迟表面。生物探针一般放在这里。1003为延迟距离，它与1002的表面负载共同决定SAW的延迟时间。

在阵列制作中的另一方面是生物探针的同位连接，我们可用光刻法逐一暴露传感器点元实现，这个方法几何精度是最高的。我们也可以采用接触点样法、光刻原位合成法、喷墨法、及分子印章合成法来完成。

(4)信号检测系统

如图11所示，上下表面电极的两侧接触可以用电路版实现(图中方法1)，上下电极直接与电路板连接。上下表面电极的两侧接触也可以采用微电机系统(MEMS)通过穿透蚀刻后再用T接头实现(图中方法2)，其中1101为T形接头、1102为贯穿孔。

采用如图12电子线路设计，可测出BAW的谐振频率，所有IC芯片都是通用型的，震荡器前端线路有一定模拟成分。除此之外的其它部分都是数字线路。工作频率在1到100兆赫之间。IC选择范围大。进入产品化后，整个信号采集及分析系统可以集中在一个板子上。一种方案是计数仪后加数字信号处理器(DSP)。阵列地址可用平行接口实现，加上配合的液晶显示系统便可完成。另一种方案是将图中计算机部分用掌上型电脑代替，其接口和软件都有与PC兼容的，这样运算与显示部分可全部搬用，但成本稍高一些。SAW的测试与BAW相同。延迟时间的测定还需增加一些索相环(PLL)IC及线路。

Claims

1.一种按独立连接法形成的压电体声波传感器无源式阵列，其特征在于：在一块石英基片上集成两个或者两个以上的压电体声波传感器子元，每个子元包括分别设置在石英基片上下表面的上下传感电极；每个子元各电极的接线独立向周边引出，所述基片下表面设置有一个平槽，各传感器子元的下电极均设置在该平槽内。

2.按权利要求1所述的按独立连接法形成的压电体声波传感器无源式阵列，其特征在于：所述基片的下表面还设有一个封装。

3.一种按交叉连接法形成的压电体声波传感器无源式阵列，其特征在于：在一块石英基片上集成两个或者两个以上的压电体声波传感器子元，每个子元包括分别设置在石英基片上下表面的上下传感电极；所述基片下表面设置有一个平槽，各传感器子元的下电极均设置在该平槽内。

4.按权利要求3所述的按交叉连接法形成的压电体声波传感器无源式阵列，其特征在于：所述基片的下表面还设有一个封装。

5.一种生物芯片，其特征在于：包括权利要求1至4任一项所述的压电体声波传感器阵列，在压电体声波传感器阵列的上传感电极上固定生物探针。

6.按权利要求5所述的生物芯片，其特征在于：所述生物探针是单链DNA、RNA、抗体或者蛋白，或者是与分析物形成生物的或化学的亲和反应或剥离反应的物质。