CN107515297B

CN107515297B - 一种自驱动自传感微悬臂传感器、制作方法及其应用

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Publication number: CN107515297B
Application number: CN201710706292.4A
Authority: CN
Inventors: 王赪胤; 戴莹萍; 仲云浩; 管俊
Original assignee: Yangzhou University
Current assignee: Yangzhou University
Priority date: 2017-08-17
Filing date: 2017-08-17
Publication date: 2019-08-27
Anticipated expiration: 2037-08-17
Also published as: CN107515297A

Abstract

一种自驱动自传感微悬臂传感器、制作方法及其应用，涉及传感器和肿瘤标记物的检测技术领域。传感器由在悬臂段的两端分别连接检测段和接线段组成，悬臂段和检测段的横断面分别由基底层以及依次设置在基底层的同一侧的下电极层、压电层、上电极层及顶层组成；下电极层和上电极层各自裸露于接线段的两个自由端。在微型悬臂传感器的检测段的上电极层进行电化学表面功能化材料的修饰后，用于检测电压信号。本发明具有检测设备投入少、操作方便、样品耗量小、环境污染少、检测效率高、检测精度高、灵敏度高的特点。

Description

一种自驱动自传感微悬臂传感器、制作方法及其应用

技术领域

本发明涉及传感器的制作技术，也涉及肿瘤标记物的检测技术领域。

背景技术

基于微悬臂梁的生物/化学传感器应用非常广泛。它们可以在空气、真空和液体环境下工作，能把一系列其它信号，例如：磁、应力、电、热、化学、质量、流量转换成一个机械响应，具有纳米级的精度。这种微型的传感器的优势在于：高灵敏度和高精度，分析响应时间短，此外，制造微传感器的集成电路微机械加工技术与标准CMOS 技术兼容，可大批量生产和实现小型化、具有成本低的优点。可应用于气体探测、临床诊断、新药开发、环境检测、农作物分析、生化战剂探测等领域。

目前微悬臂传感器信号的读出方法总的来说可以分为光学方法和电学方法两类。光学方法虽然灵敏度最高，但仪器昂贵且操作复杂。而在电学检测法中的压电法灵敏度高，且不需要昂贵庞大的光学检测设备。压电方法是在微悬臂梁表面涂上一薄层压电材料，当悬臂梁发生应变（如弯曲过程）时，其表面会产生瞬时电荷。通过测量压电层产生的感应电荷的多少来反映微悬臂梁的弯曲形变的大小。近年来，基于压电驱动的谐振式微悬臂梁传感器因其具有较高的灵敏度、简单的结构，易于电路集成，成本低而成为研究热点。

微悬臂梁生物/化学传感器的工作模式主要分为静态法和动态法。静态法一般用光学方法测量自由端位移；动态法是通过测量振幅、相位或共振频率，计算出微悬臂梁的表面应力或质量改变。动态测量方法中，需要外加驱动器产生激励力，使微悬臂梁产生振动。如果把驱动器和微悬臂梁集成为一个器件，称为自驱动微悬臂梁传感器；如果把传感器和微悬臂梁集成为一个器件，称为自传感微悬臂梁传感器；如果把驱动器、传感器和微悬臂梁都集成在一个器件中，则称为自驱动、自传感微悬臂梁传感器。而自驱动、自传感微悬臂梁传感器，由于体积小、集成度高，适用于便携式生物/化学测量系统中，受到越来越多的重视。

目前，微悬臂梁中压电传感器的测量方法，主要是用阻抗分析仪或频率计测量微悬臂梁的共振频率，通过微悬臂梁共振频率改变量，计算出化学/生物反应的质量变化。虽然阻抗分析仪和频率计的测量精度较高，但仪器体积大，无法和微悬臂梁集成为便携式的测试仪器。

发明内容

本发明目的是提供一种可用于方便、低成本检测基于抗原抗体反应的待测物的自驱动自传感微悬臂传感器。

本发明包括悬臂段，在悬臂段的两端分别连接检测段和接线段，所述接线段分别设置两个自由端；本发明的特点是：所述悬臂段和检测段的横断面分别由基底层以及依次设置在基底层的同一侧的下电极层、压电层、上电极层及顶层组成；所述下电极层和上电极层各自裸露于接线段的两个自由端。

本发明以上传感器中，压电层中由于压电材料的正压电效应，压电材料表面受力作用时，会产生电荷。

由于压电层本身是不导电的，所以在压电层两侧分别设置上、下电极层，目的是为了将压电层上产生的电荷经由上、下电极层传导出来。

基底层就对下电极层的以及对整个传感器的保护层。

顶层是对上电极层的保护层，同时也是将来方便在此表面形成修饰的附着层。

接线段的两个自由端的裸露的下电极层和上电极层作为两个同向引出端子。

本发明自驱动自传感微悬臂传感器在检测过程中不需要施加外部激励，不仅具有自驱动自传感器特性，而且易于微型化，成本低廉，操作简便，实际应用性强，可用于现场检测。这种具有自驱动自传感器特性的压电微型悬臂传感器为基于抗原抗体反应的待测物检测。

进一步地，由于PVDF材料的压电常数大，频响范围宽、介电强度高、可加工性好、高电压输出，所以本发明优选的所述压电层为PVDF薄膜层。

所述下电极层和上电极层为金属银层，金属银为常用的电极材料，成本低、易得、稳定性好。

所述基底层为聚酯层。采用聚酯层成本低、易得。

所述顶层为金层，不但可对上电极实现保护，还便于对传感器表面进行电化学表面功能化修饰，使修饰易于附着于传感器表面。

本发明还提供了以上传感器的制备方法。

制备方法包括以下步骤：

1）在压电层的两侧分别形成上电极层和下电极层，在下电极层表面设置基底层，取得复合材料；

2）将复合材料裁剪成微型悬臂状，所述微型悬臂状由悬臂段、检测段和接线段组成，悬臂段呈长条形，检测段连接在悬臂段的一端，接线段连接在悬臂段的另一端；并将接线段裁剪成具有两个自由端的n字形；

3）将步骤2）取得的半制品置于丙酮中浸泡；

4）通过剥离，裸露出n字形的一个自由端中的下电极层，裸露出n字形的另一个自由端中的上电极层；

5）在检测段的上电极层表面设置顶层。

以上步骤中，通过步骤2），可以根据需要制作出不同的尺寸及形状。通过步骤3），使丙酮对步骤2）裁剪留下的裸露的上、下电极材料进行腐蚀，达到非金属化边缘处理。通过步骤4），形成两个同向引出的电极端，作为信号引脚。

本发明以上工艺简单、合理，制得的产品稳定性好，可提高信号的传感灵敏度。

基于以上同样理由，在制作所述压电层时，采用的材料为PVDF薄膜；制作所述下电极层和上电极层时，采用丝网印刷方法，以纳米银为材料；制作所述基底层时，采用的材料为聚酯层；制作所述顶层时，采用的材料为金属金。

本发明第三个目的是提出以上自驱动自传感微型悬臂传感器的一种应用。

在微型悬臂传感器的检测段的上电极层进行电化学表面功能化材料的修饰后，用于检测电压信号。

本发明具有检测设备投入少、操作方便、样品耗量小、环境污染少、检测效率高、检测精度高、灵敏度高的特点。

具体是：

将自驱动自传感微型悬臂传感器通过电荷信号放大器模块、信号转换模块和信号输出模块连接至分析装置；在自驱动自传感微型悬臂传感器的顶层上滴涂电化学表面功能化抗体材料，经干燥后清洗，再经BSA 溶液中温育非特异性活性位点，再经PBS缓冲液清洗、晾干，取得修饰有功能化抗体材料的自驱动自传感微型悬臂传感器。

在分析装置显示修饰有功能化抗体材料的自驱动自传感微型悬臂传感器电压输出值显示为0后，取至少三种不同浓度的抗原PBS溶液滴涂在所述传感器的检测段的顶层表面，分别取得相应的电压输出峰值；然后取得抗原PBS溶液的浓度和电压输出峰值的线性关系；将待测抗原PBS溶液在所述传感器的检测段的顶层表面，取得测抗原PBS溶液电压输出峰值，根据所述抗原PBS溶液的浓度和电压输出峰值的线性关系，计算取得待测抗原PBS溶液中抗原浓度。

本发明对传感器表面进行功能化修饰，将抗体固定到传感器的顶层表面，通过固定化的分子识别物质和分析物（或借助某些标记物，如：酶或其他电活性化合物等）之间的免疫反应，把抗原和抗体这种特异性结合的信息转换为可检测的电压信号，实现了对肿瘤标记物的检测。

当抗原抗体之间发生反应时，产生特异性作用力，使得悬臂段的应力发生变化，即可得出电压。

与现有技术相比，本发明具有以下有益效果：

1）该方法制备的微悬臂传感器，在检测过程中不需要施加外部激励，具有自驱动自传感特性，加工方法简单，并可以根据需要制作出不同的尺寸及形状；

（2）搭建的检测平台不需要额外的激励仪器、信号放大仪器以及复杂的检测仪器（如电荷放大器、阻抗分析仪、频率计），省去了购买及维修大型仪器的费用；

（3）用该制备出的微悬臂传感器及检测平台用于检测待测物的抗原抗体之间的特异性反应，具有操作方便、样品耗量小、环境污染少等优点。

附图说明

图1为自驱动自传感微悬臂传感器的外形结构示意图。

图2为图1中A-A、B-B向断面结构示意图。

图3为本发明检测平台的电路原理框图。

图4为对注入4种不同浓度含β-HCG的PBS溶液时微型压电悬臂传感器产生的电压响应图。

图5为β-HCG抗原浓度的对数与电压输出峰值的线性关系图。

具体实施方式

一、自驱动自传感微悬臂传感器的制作：

1、取一厚度为28 μm的PVDF薄膜为压电层，以纳米银材料为材料，在压电层两侧通过丝网印刷，形成厚度分别为2.5 nm的上、下电极层。

然后在下电极层表面涂抹薄层环氧树脂，形成基底层。取得复合材料。

2、将复合材料裁剪成如图1所示的微型悬臂状，微型悬臂状由悬臂段A、检测段B和接线段C组成，检测段B连接在悬臂段A的一端，接线段C连接在悬臂段A的另一端.。并将接线段C裁剪成具有两个自由端的n字形。

其中，悬臂段A的宽度为40 mm、长度为150mm，检测段B的面积为0.5 cmX0.4 cm。

3、利用丙酮作为腐蚀剂对将步骤2取得的半制品进行非金属化边缘处理。

4、通过对n字形接线段C两个自由端的剥离，使一个自由端中的下电极层得以裸露出，使另一个自由端中的上电极层得以裸露出。

还可两对裸露出的下电极层和上电极层部分涂抹薄层环氧树脂。

5、在检测段的上电极层表面喷涂厚度为20 nm的金层作为顶层。

顶层材料也可以采用金属铂、铜或铝。

二、制得的自驱动自传感微悬臂传感器结构：

如图1、2所示，在悬臂段A的两端分别连接检测段B和接线段C。

悬臂段A和检测段B的横断面分别由基底层1以及依次设置在基底层1的同一侧的下电极层2、压电层3、上电极层4及顶层5组成。

接线段C分别设置两个自由端，在两个自由端上各自裸露有下上电极层4和下电极层2。

三、检测平台的构建：

如图3所示，检测平台主要由：上述自驱动自传感微悬臂传感器7、电荷信号放大器模块8、信号转换模块9和信号输出模块10依次信号连接组成。

将信号输出模块10通过接口电路与电脑的USB接口连接。

预先在电脑中装入arduino操作界面和相应的检测代码。

四、应用示例：

现以β-HCG（人绒毛膜促性腺激素）为例，说明以上构建的检测平台对肿瘤标记物的检测方法。

材料说明磷酸氢二钠（AR）、磷酸二氢钠（AR）、壳聚糖（AR）购自国药集团化学试剂有限公司；牛血清蛋白购自中美生物技术有限公司；β-HCG抗体、β-HCG抗原购自江苏省苏北人民医院；Autolab电化学工作站购自荷兰autolab公司，实验中所用的水均为去离子水。

1、将磷酸氢二钠（AR）和磷酸二氢钠（AR）混合，配制取得pH值为7的0.01 mol/L磷酸缓冲溶液(PBS)，待用。

配制取得质量百分数为0.1% 的壳聚糖水溶液，待用。

0. 1% 壳聚糖溶液的配制：0. 1 g 壳聚糖溶于2 mL 0. 05 mol/ L pH 5 的醋酸缓冲液，用超纯水稀释至100 mL，室温下分散2h至溶液澄清且分散均匀。

2、用移液枪分别移取60 μL、0. 1% 壳聚糖水溶液和120 μL生物素化的β-HCG抗体到离心管中，在37 ℃的恒温水浴槽中，温浴30 min，使壳聚糖溶液与生物素化的β-HCG抗体结合，取得壳聚糖溶液与抗体的复合物。

用pH值为7的0.01 mol/L磷酸缓冲溶液(PBS)配制7.41、14.80、37.01、74.10、284.40、1422.00 IU/L不同浓度的β-HCG抗原溶液，待用。

将壳聚糖溶液与抗体的复合物滴涂在自驱动自传感微悬臂传感器的检测段的顶层5表面，经过30分钟后，用PBS缓冲液清洗传感器的检测段表面，以去除壳聚糖溶液未吸附的生物素化的β-HCG抗体，然后置于室温下晾干。

3、将上步处理后的传感器放置在1 wt % BSA 溶液中温育60 min，用于封闭微型压电悬臂传感器上的非特异性活性位点。然后再用PBS缓冲液清洗传感器的检测段表面，再置于室温下晾干。

4、将传感器通过压接端子和导线接入信号放大模块8，将信号输出模块10的信号输出端通过USB数据线与计算机相连。打开电脑，进入arduino操作界面，输入检测代码，当抗原抗体之间反应，产生特异性作用力即可得出电压。

5、当电压输出值显示为0.00且保持稳定不变时，将20 μL以上制得的不同浓度的含β-HCG的PBS溶液滴在传感器的检测段的顶层表面，分别检测体系中电压值输出发生变化。如图4显示了四种不同浓度的含β-HCG的PBS溶液滴在传感器的检测段的顶层表面，各检测体系中电压值输出发生变化图。

同时用arduino 软件记录各自的电压输出峰值。

然后以电压输出峰值为纵坐标，含β-HCG的PBS溶液浓度的对数为横坐标，绘制标准曲线，制得如图5所示的不同浓度含β-HCG的PBS溶液时压电悬臂传感器产生的电压响应图。

可见，当β-HCG抗原溶液的浓度为7.41～14220 IU/L时，电压输出峰值与β-HCG溶液浓度的对数呈现良好的线性关系，线性相关系数0.99018，方程为：

y=80.49895 +299.59479lgx。

6、利用以上这种线性关系，可通过显示的电压输出峰值，就能计算获得待测的β-HCG的浓度。

因此，本发明构建的平台可用于对肿瘤标记物的浓度的检测。

Claims

1.一种自驱动自传感微悬臂传感器的应用，其特征在于：将自驱动自传感微悬臂传感器通过电荷信号放大器模块、信号转换模块和信号输出模块连接至分析装置；在自驱动自传感微悬臂传感器的顶层上滴涂电化学表面功能化抗体材料，干燥后清洗，经BSA 溶液中温育非特异性活性位点，再经PBS缓冲液清洗、晾干，取得修饰有功能化抗体材料的自驱动自传感微悬臂传感器，用于检测电压信号；将待测抗原PBS溶液滴涂在所述传感器的检测段的顶层表面，取得待测抗原PBS溶液电压输出峰值，根据抗原PBS溶液的浓度和电压输出峰值的线性关系，计算取得待测抗原PBS溶液中抗原浓度；

所述自驱动自传感微悬臂传感器，包括悬臂段，在悬臂段的两端分别连接检测段和接线段，所述接线段分别设置两个自由端；其特征在于所述悬臂段和检测段的横断面分别由基底层以及依次设置在基底层的同一侧的下电极层、压电层、上电极层及顶层组成；所述下电极层和上电极层各自裸露于接线段的两个自由端；所述压电层为PVDF薄膜层，所述下电极层和上电极层为金属银层，所述基底层为聚酯层。

2.根据权利要求1所述自驱动自传感微悬臂传感器的应用，其特征在于所述顶层为金属金、铂、铜或铝层。

3.根据权利要求1所述自驱动自传感微悬臂传感器的应用，其特征在于：在分析装置显示修饰有功能化抗体材料的自驱动自传感微悬臂传感器电压输出值显示为0后，取至少三种不同浓度的抗原PBS溶液滴涂在所述传感器的检测段的顶层表面，分别取得相应的电压输出峰值；然后取得抗原PBS溶液的浓度和电压输出峰值的线性关系。