本發(fā)明屬于生物檢測領域，更具體地涉及一種生物分子檢測裝置及方法。

背景技術：

生理指標的傳統(tǒng)檢測方法包括驗血和植入生物芯片等，但此些方法存在的共同缺點是有創(chuàng)的，對于需要長時間重復檢測的患者來說是難以承受的。

目前的多種無創(chuàng)檢測方式中，組織液提取檢測是準確度和相關性最高且相對容易實現(xiàn)的檢測方法。這是因為組織液是人體體液的重要組成部分，組織液為人體細胞提供新陳代謝環(huán)境，其成分也最直接的反映了人體細胞的健康狀態(tài)，同時組織液與血液實時進行物質(zhì)交換，所以組織液中某生物分子的含量與血液中相應的生物分子含量呈現(xiàn)一定的比例關系。以葡萄糖為例，通過檢測組織液中的葡萄糖，可間接的對應出血糖值。

目前對組織液的提取方法主要為反向離子電滲透，但此方法的組織液提取效率低、提取的組織液含量少，且其中含有的生物待檢測分子的濃度會更低，所以要想達到無創(chuàng)并且檢測準確的目的，需要一種極為靈敏的檢測方式。

而目前對組織液的檢測方式主要包括：電化學傳感器和聲表面波器件，其中，電化學傳感器采用酶進行檢測，而酶的本質(zhì)為蛋白質(zhì)，因此采用電化學傳感器進行檢測存在以下問題：1、酶的活性容易受環(huán)境影響，靈敏度及壽命均不穩(wěn)定，且檢測結(jié)果容易受到組織液中尿酸和抗壞血酸等物質(zhì)的影響；2、檢測過程涉及酶的催化氧化、電化學反應、電子轉(zhuǎn)移等多個間接過程，因此準確性、魯棒性、響應時間和檢測限都容易受影響。聲表面波器件利用聚合物作為敏感層材料進行檢測，但其同樣存在電化學傳感器檢測時存在的問題，且其檢測體系僅適用于液體環(huán)境的檢測，聲表面波器件的靈敏度較低。

技術實現(xiàn)要素：

基于以上問題，本發(fā)明的主要目的在于提出一種生物分子檢測裝置及方法，用于解決以上技術問題的至少之一。

為了實現(xiàn)上述目的，作為本發(fā)明的一個方面，本發(fā)明提出一種生物分子檢測裝置，包括集成于同一襯底上相隔離的檢測單元和參比單元，檢測單元和參比單元均包括依次疊置的壓電薄膜、敏感層和凝膠層，其中：

凝膠層，用于存儲含有待檢測生物分子的組織液；

檢測單元和參比單元的敏感層的區(qū)別僅在于，檢測單元的敏感層能專一性識別待檢測生物分子，用于改變檢測單元存儲的組織液中待檢測生物分子的分布；

壓電薄膜，用于響應于待檢測生物分子的分布，得到一頻率信號；

生物分子檢測裝置根據(jù)檢測單元和參比單元得到的頻率信號的差值，分析得到組織液中待檢測生物分子的濃度。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測單元和參比單元還包括：

位于壓電薄膜和敏感層之間的頂電極；

通過向頂電極施加直流電壓進行離子反向電滲透，提取含有待檢測生物分子的組織液，提取得到的含有待檢測生物分子的組織液存儲于凝膠層。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測單元和參比單元還包括：

位于襯底和壓電薄膜之間的底電極；

通過向頂電極和底電極施加交變電壓引起壓電薄膜諧振，壓電薄膜響應于組織液中待檢測生物分子的分布，得到頻率信號。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測裝置通過引出負電極和引出正電極與外部電路進行引線鍵合連接，該引出正電極和引出負電極分別與頂電極和底電極為一體結(jié)構(gòu)。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測裝置還包括位于襯底與底電極之間的襯底薄膜，用于支撐檢測單元和參比單元。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測單元的敏感層與待檢測生物分子相匹配，包括分子印記薄膜、生物酶膜、抗原抗體薄膜或含特定dna的薄膜。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述襯底在檢測單元和參比單元相對應的位置為中空結(jié)構(gòu)。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述襯底在檢測單元和參比單元相對應的位置形成有聲波反射柵結(jié)構(gòu)；該聲波反射柵為布拉格反射柵。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述凝膠層的材質(zhì)包括合成高分子水凝膠或天然高分子水凝膠。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述壓電薄膜的材質(zhì)包括無機壓電材料和有機壓電材料。

為了實現(xiàn)上述目的，作為本發(fā)明的另一個方面，本發(fā)明還提出一種生物分子檢測方法，采用上述的生物分子檢測裝置，包括以下步驟：

步驟1、將預先提取的含有待檢測生物分子的組織液存儲于凝膠層；

步驟2、檢測單元的敏感層專一性識別組織液中的待檢測生物分子，并改變待檢測生物分子的分布；

步驟3、對檢測單元的頻率信號和參比單元的頻率信號求差值，分析得到組織液中待檢測生物分子的濃度。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測單元和參比單元具有位于壓電薄膜和敏感層之間的頂電極；

生物分子檢測方法在步驟1之前還包括：預處理目標皮膚區(qū)域，檢測單元和參比單元同時接觸目標皮膚區(qū)域，通過向頂電極施加直流電壓進行離子反向電滲透提取含有待檢測生物分子的組織液。

本發(fā)明提出的生物分子檢測裝置及方法，具有以下有益效果：

1、由于檢測單元和參比單元的區(qū)別僅在于敏感層，而敏感層的區(qū)別僅在于是否能專一性識別待檢測生物分子，因此兩個單元得到的最終的頻率信號的差值僅為由待檢測生物分子引起的，因此通過對兩個頻率信號求差可分析得到組織液中待檢測生物分子的濃度，此裝置和方法減小了復雜的檢測過程引入的噪聲對檢測結(jié)果的影響，從而極大的提高了檢測精度；且由于檢測單元和參比單元集成于同一襯底上，因此實現(xiàn)了芯片整體的小型化；

2、本發(fā)明利用壓電薄膜響應的頻率信號的改變量來表征待檢測生物分子的濃度，因此只需要提取微量的組織液，既可保證人體安全，又可使能專一性識別待檢測生物分子的敏感層不易飽和，從而能夠?qū)崿F(xiàn)免脫附，多次重復利用；又由于采用能專一性識別待檢測生物分子的敏感層替代電化學方式中的生物酶，因此可提供比較高的專一性，且可增強檢測裝置的魯棒性，延長使用壽命；

3、由于本發(fā)明的檢測裝置及其檢測方法只需要兩個上下垂直相對的電極，與傳統(tǒng)的差分結(jié)構(gòu)的電化學方法相比，平面二維空間上節(jié)省了兩個電極的位置，需要的離子反向電滲透的組織液也節(jié)省了一倍；

4、由于本發(fā)明檢測裝置的特殊設計，將反向離子電滲透應用于生物分子的無創(chuàng)檢測技術中，可以發(fā)揮反向離子電滲透無創(chuàng)提取組織液的優(yōu)點，又由于檢測裝置即薄膜體聲波諧振器，其對力學物理量如壓力、粘滯力等很強的敏感性，可彌補反向離子電滲透提取組織液的低效率，從而有效的縮短響應時間；

5、本發(fā)明的生物分子檢測裝置，可根據(jù)檢測環(huán)境和要求的不同選擇襯底在檢測單元和參比單元相對應的位置為中空結(jié)構(gòu)的檢測裝置，則由于其中的中空結(jié)構(gòu)實質(zhì)上相當于諧振空腔，因此精度和靈敏度容易達到更優(yōu)；

6、本發(fā)明的生物分子檢測裝置，可根據(jù)檢測環(huán)境和要求的不同選擇襯底在檢測單元和參比單元相對應的位置形成有聲波反射柵結(jié)構(gòu)的檢測裝置，因此相當于聲波反射層實心結(jié)構(gòu)，因此穩(wěn)定性和重復性容易達到更優(yōu)。

附圖說明

圖1是本發(fā)明一實施例提出的生物分子檢測裝置的橫向截面圖；

圖2是本發(fā)明一實施例提出的生物分子檢測裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖3是本發(fā)明另一實施例提出的生物分子檢測裝置的橫向截面圖；

圖4是本發(fā)明另一實施例提出的生物分子檢測裝置的結(jié)構(gòu)示意圖。

具體實施方式

為使本發(fā)明的目的、技術方案和優(yōu)點更加清楚明白，以下結(jié)合具體實施例，并參照附圖，對本發(fā)明作進一步的詳細說明。

為了盡可能的避免多個間接過程對檢測結(jié)果準確性的影響，可采用差分結(jié)構(gòu)，即應用分布在兩個芯片上的聲表面波器件作為檢測組和參比組進行工作。但聲表面波器件的機械波主要是通過壓電薄膜的表面?zhèn)鞑サ模@也就導致兩個聲表面波器件不能很近的集成在一個si基底上，否則差分結(jié)構(gòu)的兩個聲表面波器件工作時會相互干擾，而這會對最后的差頻處理及檢測結(jié)果帶來嚴重影響，因此多個聲表面波器件的差分結(jié)構(gòu)不易集成。

而薄膜體聲波諧振器(filmbulkacousticresonator，fbar)是一種采用薄膜和微納加工技術制作的高頻諧振器，通過壓電薄膜的逆壓電效應將電能轉(zhuǎn)換成聲波而形成諧振，當薄膜諧振區(qū)域環(huán)境中的質(zhì)量、密度、黏度等物理量發(fā)生變化時，fbar的諧振頻率會發(fā)生偏移，再利用外圍射頻(rf)振蕩電路可檢測出這個偏移從而實現(xiàn)對環(huán)境質(zhì)量、密度、黏度等物理量的檢測。fbar由于體積小、成本低、品質(zhì)因數(shù)(q)高、頻率高(可達1-10ghz)、對待測物靈敏度高、與集成電路(ic)技術兼容等特點，近些年已經(jīng)應用在氣體傳感器和生物傳感器等眾多領域。

本發(fā)明公開了一種生物分子檢測裝置，包括集成于同一襯底上相隔離的檢測單元和參比單元，檢測單元和參比單元均包括依次疊置的壓電薄膜、敏感層和凝膠層，其中：

凝膠層，用于存儲含有待檢測生物分子的組織液；

檢測單元和參比單元的敏感層的區(qū)別僅在于，檢測單元的敏感層能專一性識別待檢測生物分子，用于改變檢測單元存儲的組織液中待檢測生物分子的分布；

壓電薄膜，用于響應于待檢測生物分子的分布，得到一頻率信號；

生物分子檢測裝置根據(jù)檢測單元和參比單元得到的頻率信號的差值，分析得到組織液中待檢測生物分子的濃度。

其中，檢測單元和參比單元接觸的待檢測環(huán)境完全相同。

由于本發(fā)明中檢測單元和參比單元的區(qū)別僅在于敏感層，而敏感層的區(qū)別僅在于是否能專一性識別待檢測生物分子，因此兩個單元得到的最終的頻率信號的差值僅為由待檢測生物分子引起的，因此通過對兩個頻率信號求差可分析得到組織液中待檢測生物分子的濃度，此裝置和方法減小了復雜的檢測過程引入的噪聲對檢測結(jié)果的影響，從而極大的提高了檢測精度；且由于檢測單元和參比單元集成于同一襯底薄膜上，因此實現(xiàn)了芯片整體的小型化。又由于采用能專一性識別待檢測生物分子的敏感層替代電化學方式中的生物酶，因此可提供比較高的專一性，且可增強檢測裝置的魯棒性，延長使用壽命。

在本發(fā)明的一些實施例中，襯底薄膜為氧化硅或氮化硅或氧化氮化混合絕緣層。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測單元和參比單元還包括：

位于壓電薄膜和敏感層之間的頂電極；

通過向頂電極施加直流電壓進行離子反向電滲透提取含有待檢測生物分子的組織液，提取得到的含有待檢測生物分子的組織液存儲于凝膠層。

凝膠層既可提供很好的黏附力又可以儲存提取好的組織液。在兩個離子電滲透電極上交替施加等時長等大小的直流電，例如以a為正極b為負極在前半周期內(nèi)施加直流電，然后反轉(zhuǎn)電極以a為負極以b為正極在后半周期內(nèi)施加等大小直流電，如此重復持續(xù)一定時間來提供正負交替的方波電流，這樣可提高離子反向電滲透的效率同時保證了離子電滲透兩個電極上提取相同量的組織液。

頂電極為濺射在壓電薄膜上的金屬薄膜，該金屬材料可以是金或鉑等金屬導電材料，也可以由碳納米管薄膜或者其他高導電性能的材料組成，頂電極還可以是上述一種或者多種材料復合而成。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述凝膠層的材質(zhì)包括合成高分子水凝膠或天然高分子水凝膠。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測單元和參比單元還包括：

位于襯底和壓電薄膜之間的底電極；

通過向頂電極和底電極施加交變電壓引起壓電薄膜諧振，壓電薄膜響應于組織液中待檢測生物分子的分布，得到最終的頻率信號。

上述底電極的材質(zhì)為高電導率金屬材料。

因此，由于本實施例利用壓電薄膜響應的頻率信號的改變量來表征待檢測生物分子的濃度，因此只需要提取微量的組織液，既可保證人體安全，又可使能專一性識別待檢測生物分子的敏感層難以飽和，所以能夠?qū)崿F(xiàn)免脫附，多次重復利用。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述壓電薄膜的材質(zhì)包括無機壓電材料和有機壓電材料，例如可以為zno或者aln等壓電材料，通過濺射或者沉積工藝生長在底電極上，或者生長沿c軸取向或者與c軸形成一定傾斜夾角。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測裝置還包括位于襯底與底電極之間的襯底薄膜，用于支撐檢測單元和參比單元。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測裝置通過引出負電極和引出正電極與外部電路進行引線鍵合連接，該引出正電極和引出負電極分別與頂電極和底電極為一體結(jié)構(gòu)。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測裝置中的襯底在檢測單元和參比單元相對應的位置為中空結(jié)構(gòu)；該中空結(jié)構(gòu)即為諧振空腔，該諧振空腔的存在可以使精度和靈敏度更容易達到最優(yōu)。其中，襯底可以為單晶硅片。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測裝置中的襯底在檢測單元和參比單元相對應的位置形成有聲波反射柵結(jié)構(gòu)；該聲波反射柵為布拉格反射柵。通過將聲阻抗失配度大的鏡面反射層和硅層交疊生長，可使諧振盡可能集中在壓電薄膜區(qū)域，從而減少聲波損失，提高q值。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測單元的敏感層與待檢測生物分子相匹配。即可根據(jù)待檢測生物分子的不同選擇使用不同的能專一性識別待檢測生物分子的敏感層，該敏感層是具有生物分子選擇識別特性的聚合物薄膜，即為分子印跡薄膜。利用印跡分子與聚合物單體聚合過程產(chǎn)生分子記憶，當印跡分子除去后，聚合物中形成了與印跡分子空間構(gòu)型相匹配的多重作用點的空穴。分子印跡薄膜擁有高的靈敏度、專一性、魯棒性和相對較長的使用壽命。以葡萄糖分子為例選擇葡萄糖分子印跡聚合物薄膜，利用電鍍的方式將葡萄糖印跡高分子膠束沉積在頂電極上，通過調(diào)節(jié)電鍍電壓、電流、時間等參數(shù)在納米尺度上精確地控制敏感層的厚度和質(zhì)量。分子印記薄膜可以根據(jù)待測分子的不同性質(zhì)選擇性更換為生物酶膜，抗原抗體薄膜，含特定dna薄膜等專一性選擇識別捕獲薄膜。

為了實現(xiàn)上述目的，作為本發(fā)明的另一個方面，本發(fā)明提出一種生物分子檢測方法，采用上述的生物分子檢測裝置，包括以下步驟：

步驟1、將預先提取的含有待檢測生物分子的組織液存儲于凝膠層；

步驟2、檢測單元的敏感層專一性識別組織液中的待檢測生物分子，并改變待檢測生物分子的分布；

步驟3、對檢測單元的頻率信號和參比單元的頻率信號求差值，分析得到組織液中待檢測生物分子的濃度。

在本發(fā)明的一些實施例中，上述檢測單元和參比單元具有位于壓電薄膜和敏感層之間的頂電極；

步驟1之前還包括：預處理目標皮膚區(qū)域，檢測單元和參比單元同時接觸目標皮膚區(qū)域，通過向頂電極施加直流電壓進行離子反向電滲透提取含有待檢測生物分子的組織液。

在本發(fā)明的一些實施例中，提出一種生物分子檢測方法，具體為：首先通過預處理來提高皮膚的通透性，隨后將上述的生物分子檢測裝置中的凝膠層貼在預處理皮膚區(qū)域，在兩個單元的頂電極上施加適當大小的直流電壓進行反向離子電滲透，一定時間內(nèi)無創(chuàng)提取組織液，則提取的組織液存儲于凝膠層中，隨后將生物分子檢測裝置脫離皮膚。在檢測單元和參比單元的頂電極和底電極施加交變電壓引起壓電薄膜諧振。在全過程中組織液的各成分會在凝膠層中自由擴散。在待檢測分子擴散運動過程中會被分子印跡薄膜(能專一性識別待檢測生物分子的敏感層)識別并固定最終達到平衡，引起諧振區(qū)域(壓電薄膜)力學物理量的變化，而諧振頻率改變量與其負載力學量成線性關系，從而利用頻率改變量間接地定量表達出待檢測分子的濃度信息。最后根據(jù)檢測單元與參比單元的頻率差值，排除環(huán)境中溫度、水等與待檢測分子無關的干擾因素變化引起檢測噪聲，得到更加準確的待檢測信息。生物分子檢測裝置可以在分子印跡薄膜沒有達到飽和時連續(xù)使用，以頻率改變量的信息對應生物分子濃度。

在本發(fā)明的一些實施例中，在無創(chuàng)提取組織液前需要對目標皮膚區(qū)域進行預處理，將目標皮膚區(qū)域經(jīng)一定時間的化學促滲法、超聲促滲法、電穿孔法、真空負壓法等其中一種方法作用或者兩種以及兩種以上的方法協(xié)同處理，來提高皮膚對于組織液及組織液中待測分子的通透性，以促進隨后的離子反向電滲透可以短時間內(nèi)高效的提取人體組織液。

在本發(fā)明的一些實施例中，提取組織液時可利用電極上的凝膠層貼在預處理好的皮膚區(qū)域上，凝膠層既可提供很好的黏附力又可以儲存提取好的組織液。在兩個離子電滲透電極上交替施加等時長等大小的直流電，例如以a為正極b為負極在前半周期內(nèi)施加直流電，然后反轉(zhuǎn)電極以a為負極以b為正極在后半周期內(nèi)施加等大小直流電，如此重復持續(xù)一定時間來提供正負交替的方波電流，這樣可提高離子反向電滲透的效率同時保證了離子電滲透兩個電極上提取相同量的組織液。(離子反向電滲透)離子反向電滲透一定時間之后需將凝膠層脫離皮膚，此時凝膠層組織液中的各種生物分子，例如葡萄糖、抗原抗體、dna和某些蛋白質(zhì)等會隨著水分子在凝膠層中進行自由擴散，在一定時間內(nèi)生物分子自由擴散達到靜態(tài)平衡，所以理論上此時凝膠層中的生物分子分布是均勻的。

本發(fā)明提出的生物分子檢測裝置及方法，其檢測原理為：由于檢測單元的敏感層具有能專一性識別待檢測生物分子的功能，因此根據(jù)擴散理論推導可知待檢測分子順濃度梯度擴散并在敏感層中富集。專一性識別的壓電薄膜，當沒有生物分子富集在敏感層中時，其擁有某定值諧振頻率，當水分子和待檢測分子吸附在敏感層中時，壓電薄膜的力學量發(fā)生改變，例如壓力、粘滯力或介質(zhì)密度等。因此壓電薄膜的諧振頻率會發(fā)生偏移，這個頻移量值對應于壓電薄膜的負載變化。這也稱之為fbar響應。

利用參數(shù)完全相同的檢測單元和參比單元，在檢測單元的頂電極上修飾能專一性識別待檢測生物分子的敏感層，在參比單元的頂電極上修飾不能專一性識別待檢測生物分子的相同材質(zhì)的敏感層，讓兩個敏感層在相同環(huán)境下接觸含相同量組織液的凝膠層，兩個單元的壓電薄膜的諧振頻率都會發(fā)生偏移，但他們的偏移量大小會有所差異，這個差異量僅取決于待檢測分子的濃度，因此可以利用這兩個偏移量差值來定量表征待檢測分子濃度。

以下通過具體實施例對本發(fā)明提出的生物分子檢測裝置及方法進行詳細說明。

實施例1

如圖1～2所示，本實施例提出一種生物分子檢測裝置10，包括檢測單元100和參比單元200，該檢測單元100和參比單元200相隔離的集成于同一襯底11和同一襯底薄膜12上，如圖1所示，其中，

襯底11在檢測單元100和參比單元200相對應的位置具有兩個諧振空腔13和14；

檢測單元100包括依次疊置的第一底電極101、第一壓電薄膜102、第一頂電極103、能專一性識別待檢測生物分子的敏感層104、第一凝膠層105、第一引出頂電極106和第一引出底電極107；

參比單元200包括依次疊置的第二底電極201、第二壓電薄膜202、第二頂電極203、不能專一性識別待檢測生物分子的敏感層204、第二凝膠層205、第二引出頂電極206和第二引出底電極207。

其中第一凝膠層105和第二凝膠層205相融為一體。

該生物分子檢測裝置10即為一薄膜體聲波諧振器，如圖2所示，通過第一引出頂電極106和第一引出底電極107、第二引出頂電極206和第二引出底電極207與外部電路進行引線鍵合連接。且第一引出頂電極106與第一頂電極103、第二引出頂電極206與第二頂電極203、第一引出底電極107與第一底電極101、第二引出底電極207與第二底電極201分別為一體結(jié)構(gòu)。

將生物分子檢測裝置10的凝膠層105和205貼合預先處理的皮膚，向第一頂電極103和第二頂電極203施加適當大小的直流電壓進行反向離子電滲透，一定時間內(nèi)無創(chuàng)提取組織液，提取的組織液存儲于凝膠層105和205，隨后將生物分子檢測裝置10脫離皮膚，完成組織液的提取。

向頂電極103、203和底電極101、201施加交變電壓，使得第一壓電薄膜102和第二壓電薄膜202諧振，則組織液在凝膠層105和205中自由擴散，在自由擴散運動過程中會被能專一性識別待檢測生物分子的敏感層104識別并固定，從而使得第一壓電薄膜102的力學物理量發(fā)生變化，進一步使得第一壓電薄膜102的諧振頻率發(fā)生變化，則根據(jù)第一壓電薄膜102和第二壓電薄膜202諧振頻率的差值，即可間接的定量表達出組織液中待檢測分子的濃度信息。

實施例2

如圖3～4所示，本實施例提出一種生物分子檢測裝置，其結(jié)構(gòu)與實施例1中的生物分子檢測裝置基本相同，區(qū)別僅在于，本實施例中的基底層11在檢測單元100和參比單元200相對應的位置具有兩個布拉格光柵結(jié)構(gòu)15和16，從而使諧振盡可能集中在fbar的諧振區(qū)，減少聲波損失，從而提高q值。

以上所述的具體實施例，對本發(fā)明的目的、技術方案和有益效果進行了進一步詳細說明，應理解的是，以上所述僅為本發(fā)明的具體實施例而已，并不用于限制本發(fā)明，凡在本發(fā)明的精神和原則之內(nèi)，所做的任何修改、等同替換、改進等，均應包含在本發(fā)明的保護范圍之內(nèi)。