直接在空气中检测空气传播的分析物的自励自感式压电悬臂传感器的制作方法

专利名称：直接在空气中检测空气传播的分析物的自励自感式压电悬臂传感器的制作方法
技术领域：
本技术领域一般地涉及传感器，并且更具体地说，涉及压电悬臂 传感器并且涉及利用压电悬臂传感器检测和测量分析物。
背景技术：
悬臂传感器根据传感器的尺寸可大体上分为两种类型微悬臂和 大悬臂。微悬臂传感器能够在静态(弯曲)模式和动态(共振)模式 中使用。在静态模式中，测量悬臂的臂的形变以确定是否存在分析物 (被分析的物质)。在动态模式中，测量共振频率以确定是否存在分 析物。大悬臂传感器通常不在静态模式中使用因为悬臂的臂的弯曲常 常是受限的。大悬臂传感器能够在液体浸渍条件或者在气体或真空中 使用。通常，悬臂传感器在气体/真空中使用时与在液体中使用时相比 可达到更高的灵敏度。液体阻尼趋于不利地影响灵敏度。然而，在液
15体介质中测量分析物具有许多实际应用。
一种类型的已知的微悬臂传感器是硅基微悬臂传感器。典型硅基 硅基微悬臂传感器包括用作共振器的微悬臂。微悬臂通过位于微悬臂 底部的外部致动器驱动以在共振器中产生振动。通常，通过外部光学 检测器检测振动。典型的硅基硅基微悬臂的一个缺点是检测需要复杂 的外部光学组件。此外，光学检测意味着将微悬臂传感器的应用不利 地限制到光学上清洁的样品。另一个缺点是由于外部致动器而给传感 器增加的重量和复杂度。再一个缺点是外部致动器只能位于微悬臂的 底部，这限制了其在驱动悬臂的振动时的效率。硅基硅基微悬臂传感 器的又一个缺点在于它们在机械上是易碎的。因此，硅基硅基微悬臂 传感器不能在高液体流速的环境中使用。此外，典型的硅基微悬臂传 感器在液体介质中由于粘性阻尼而损失检测灵敏度。
另一种类型的已知的悬臂传感器是石英基压电悬臂传感器。石英 具有弱压电性，因此，与硅基悬臂传感器非常类似，石英基压电悬臂 传感器在液体介质中由于粘性阻尼而损失检测灵敏度。此外，石英基 传感器的检测灵敏度受到传感器平面几何形状的限制。
已知常规的压电悬臂用在压电层的部分或者整个表面之上附接到 非压电层的压电层制造的。在一些传统的压电悬臂中，压电层在一端 被固定使得当压电材料受到激励时，非压电层弯曲以适应压电材料中 引起的应变。当激励的频率与下面的机械结构的固有频率相同时，发 生共振。已知这种类型的压电悬臂传感器在毫米尺寸下以低于约
100kHz的频率运行。目前，仅通过使悬臂传感器非常短(长度小于 l.Omm)、非常窄(宽度小于0.1mm)、且非常薄(厚度小于100微米) 而获得更高的频率。然而，减小悬臂传感器的尺寸、特别是宽度，从 而，使得悬臂传感器在液体介质中由于粘性阻尼而降低了可使用性。 阻尼与悬臂宽度的平方反向地增加。最新的生物传感技术依赖于荧光、激光、基于光纤的方法、石英 晶体微天平技术、电化学酶免疫测定、和/或结合到金属颗粒。这些技 术中的大多数既不直接又不是定量的。这些技术中的许多还非常慢。 此外，大多数前述技术不适合于测量质量的变化，而质量的变化可提 供测量各种不同参数的方便的方式。
基于共振频率的质量传感器需要三个组件致动器(驱动器)、 共振器、和检测器。质量传感器的一个示例是硅基微悬臂，其能容易 地与现有的硅基方法整合。在硅基微悬臂质量传感器中，微悬臂用作 共振器且通过位于微悬臂底部的外部锆钛酸铅(PZT)致动器驱动以在 共振器中产生振动，该振动可通过外部光学检测器检测。对于生物检 测，受体固定在悬臂表面上。抗原束缚到固定在悬臂表面上的受体， 该结合增大悬臂的质量并引起共振频率的下降。目标分子的检测通过 监测机械共振频率而实现。尽管硅基微悬臂受到欢迎，但它们仍依赖 于用于检测的复杂的外部光学组件。此外，PZT振动驱动器增加了传感 器的重量和复杂度。此外，外部致动器只能位于微悬臂的底部，这大 大地限制了其在驱动悬臂振动上的效率。光学检测装置还将应用限制
到光学上清洁的样品。
除了质量检测外，硅基微悬臂还已经用作小分子传感器，这是通 过检测由物质吸附到与悬臂关联的受体上而在悬臂上产生的应力来实
现该小分子传感器。将抗体或DNA受体涂敷在微悬臂的表面上以束缚 目标生物分子。将目标分子束缚到微悬臂表面上的受体或将目标分子 从其上释放时所产生的应力引起微悬臂的偏折，该偏折可通过外部光 学组件或通过悬臂表面上的压电-电阻涂层上吸附-应力-感应的DC电压 检测。
与硅基传感器相比，毫米尺寸的压电悬臂传感器不那么庞大和复 杂。因为短的响应时间以及高的压电系数，压电器件因此是优异的换 能候选器件。因为它们是压电的，因此在共振器中能够以电方式地方便地进行机械共振的驱动和传感。目前，压电生物传感器基于市售可
用的石英晶体微天平(QCM)、利用厚度模共振进行传感的盘式器件。 虽然石英是弱压电材料，然而部分地由于大石英单晶可用于制膜，因 此石英广泛用作部分层厚度监测器。具有最小可检测质量密度(DMD) 10'9g/cm2W5 MHz QCM的典型质量检测灵敏度为约10'Sg/Hz，比毫米尺 寸的压电悬臂的灵敏度低约四个数量级。
现有的微悬臂约为100微米长，几十微米宽，且几微米厚。这种微 悬臂在弯曲或共振模中使用以用于检测。这些微悬臂的缺点在于它们 的共振特性由于粘性阻尼而非常急剧地下降。此外，它们在液体介质 中的使用在微升/分钟的非常低的流速的情况下实现。
D. W. Carr和H. G. Craighead ， " Fabrication of nanoelectromechanical systems in single crystal silicon using silicon on insulator substrates and electron beam lithography " ， J. vac. Sci. Technology. B.， 15(6)， 1997. 2760-2763页，公开了约几百纳米的网形 构造的梁传感器和多梁传感器的制造，并且已经实现了40 MHz的高的 共振频率。2007年1月23日提交的名称为"Self-Exciting, Self-Sensing Piezoelectric Cantilever Sensor"的共同未决的美国申请No. 11/659,919 是由本发明人共同发明的，并且其讨论了液体样品化境中毫米尺寸的 压电激励的悬臂传感器的构造和基本操作。
因此，需要改善现有传感器的传感能力并且需要提供具有改善的 对空气传播的物质进行检测的能力的传感器。

发明内容
自励和自感式的压电悬臂传感装置包括压电层和附接到该压电层 的非压电层，从而该非压电层的远端延伸超过该压电层的远端或者该 压电层的远端延伸超过该非压电层的远端。即，该压电层联接到该非 压电层，从而该压电层和该非压电层不是同延的。在该压电悬臂传感
18装置的各种构造中，压电层、非压电层、或两者锚定到至少一个基底。 电极与压电层操作地关联。该自励自感式压电悬臂传感器用于传感质 量变化。为了确定传感装置上分析物的质量，测量该悬臂传感器的机 械部件的共振频率。将测量的共振频率与基线共振频率比较以确定频 率之差。该频率之差表示传感装置上分析物的质量。
根据本发明的实施例，实现了检测在空气中空气传播的病原体而 不需要液体或固体基体中的样品收集。根据一个方面，通过将传感装 置暴露于空气传播的分析物而实现对目标分析物，诸如生物或化学物 质的空气传播检测方法。当分析物存在于气体中时，位于传感装置上 的识别体束缚到分析物并且可被检测到。具体的示例识别体包括用于 检测化学品的化学涂层和用于检测生物品的固定抗体。
在本发明的一个方面中，传感装置包括传感器，该传感器包括压 电层、非压电层和位于两层中任一层上的识别体。在第一实施例中， 传感器是仅在一端固定的悬臂组件。这里，压电层连接到基底且非压 电层以重叠方式附接到压电层的端。电极附接到压电层并被电驱动以 激励压电层共振。当暴露在空气流中时，非压电层上的识别区域吸引 分析物并引起通过压电层和非压电层的组合以及识别区域形成的悬臂 的质量变化。确定附接分析物时的共振频率与基线共振频率相比较的 变化并且该频移表示识别体上固定的分析物的量。
可改变传感器的形成以适应不同的频率检测点。第二种类型的传 感器涉及使用其中非压电层附接到两端上的基底结构的梁类型传感 器。压电层被置于非压电层上并如上所述被激励以共振。非压电层或 压电层上的识别体在暴露于雾化的分析物时引起质量变化并且导致梁 传感器的共振频率的频移。因此，能够检测分析物并确定其质量。第 三种类型的传感器是梁传感器的变型，其中压电层是梁且非压电层附 接到该梁的顶部。
19说明书第6/40页
检测空气传播的分析物的装置包括暴露管，该暴露管含有附接到 雾化器的悬臂传感器，所述雾化器将分析物雾化使得分析物在横过传 感器的空气流中存在。分析仪测量传感器的共振频率并确定是否有并 且有多少分析物存在于空气流中。
表征本发明的新颖性的这些和各种其它优点以及特征在所附的并 形成本说明书一部分的权利要求中被具体地指出。然而，为了更好地 理解本发明，其优点以及由其使用获得的目的，应参照构成本说明书 又一部分的附图以及所附的描述性内容，其中示出并描述了本发明的 优选实施例。
提供该发明内容部分是为了以简化形式引入将在下面的具体实施 方式部分进一步描述的概念的选择。该发明内容部分不意在确定权利 要求的关键特征或主要特征，也不意在被用于限制权利要求主要内容 的范围。


当结合附图阅读时更好地理解前述发明内容以及后面的具体说 明。为了说明自励自感式压电悬臂传感器，附图中显示了其示例性构 造；然而，自励自感式压电悬臂传感器不限于公开的具体方法和仪器。 附图中
图l是自励自感式压电悬臂传感器的示例性构造的说明图； 图2是描绘与压电层操作地关联的电极的电极放置区域的示例自
励自感式压电悬臂传感器的截面图3是示出描绘在自励自感式压电悬臂传感器的基底部分中的示 例电极放置的示例自励自感式压电悬臂传感器的截面图4是示出描绘不在自励自感式压电悬臂传感器的基底部分中的 示例电极放置的示例自励自感式压电悬臂传感器的截面图5是自励自感式压电悬臂传感器的示例构造的说明图，其中该压 电层的远端与非压电层的远端齐平；
20图6是自励自感式压电悬臂传感器的示例构造的说明图，其中压电
层的远端延伸超过非压电层的远端且压电层的近端延伸超过非压电层
的近端；
图7是具有两个基底部分的自励自感式压电悬臂传感器的示例构 造的说明图8是自励自感式压电悬臂传感器的另一示例构造的说明图，其中
压电层没有附接到两个基底部分中的一个；
图9是具有两端锚定的压电层的自励自感式压电悬臂传感器的示
例构造的说明图10是自励自感式压电悬臂传感器的示例构造的说明图，其中压 电层包括两个部分，其中一个部分被锚定；
图1 l是自励自感式压电悬臂传感器的示例构造的另一说明图，其 中压电层包括两个部分，其中一个部分被锚定；
图12是自励自感式压电悬臂传感器的示例构造的说明图，其中压
电层包括均未被锚定的两个部分；
图13是具有锚定的非压电部分和未被锚定的压电部分的自励自感
式压电悬臂传感器的示例构造的说明图14是自励自感式压电悬臂传感器的示例构造的说明图，其中非
压电层未附接任一基底部分；
图15是自励自感式压电悬臂传感器的另一示例构造的说明图，其
中压电部分和非压电部分具有不同的宽度；
图16是包括压电层和非压电层的自励自感式压电悬臂传感器的示 例构造的说明图，其中压电层的宽度小于非压电层16的宽度，且压电 层的远端延伸超过非压电层的远端并且压电层的近端延伸超过非压电 层的近端；
图17是利用自励自感式压电悬臂传感器检测分析物的示例过程的 流程图18是图1中描绘的自励自感式压电悬臂传感器的配置在空气中 操作的示例性共振谱的曲线图19A显示了在本发明方法中使用的压电悬臂传感器的透视图；图19B显示了在本发明方法中使用的锚定的压电激励的悬臂梁传 感器的实施例；
图19C显示了在本发明方法中使用的自由浮动的压电激励的悬臂 梁传感器的实施例；
图19D显示了在本发明方法中使用的锚定的双压电晶片式压电激 励的悬臂梁传感器的实施例；
图19E显示了在本发明方法中使用的悬垂的压电激励的悬臂梁传 感器的实施例；
图19F显示了在本发明方法中使用的锚定的锆钛酸铅(PZT)压电 激励的悬臂梁传感器的实施例；
图19G显示了根据本发明的自由浮动头PEMC (ftPEMC)传感器的 实施例的简图20是诸如图1中所示的悬垂的压电悬臂传感器的第一实施例(参 见图47表l的oPEMC弁l)在空气中的共振谱；
图21是图1中所示的悬垂的压电悬臂传感器的第二实施例(参见图 47表l的oPEMC弁2)在空气中的共振谱；
图22是图1中所示的悬垂的压电悬臂传感器的第三实施例(参见图 47表l的oPEMC弁3)在空气中的共振谱；
图23是图1中所示的悬垂的悬臂传感器的第四实施例(参见图47 表l的oPEMC弁4)的共振谱；
图24是图1中所示的悬垂的悬臂传感器的第五实施例(参见图47 表l的oPEMC弁5)的共振谱；
图25显示了在100mV下激励的锚定的PEMCB传感器(aPEMCB， 图19B)在空气中相角对激励频率的共振谱曲线图26使用相角对激励频率的曲线图，显示了自由浮动的PEMCB (fPEMCB#l，图19C)传感器在空气中100mV激励电压下的共振特性；
图27使用相角对激励频率的曲线图，显示了锚定的双压电晶片式 PEMCB (abPEMCB#l，图19D)传感器在空气中100mV激励电压下的 共振谱；
图28显示了悬垂的PEMCB (oPEMCB#l，图19E)传感器在空气中100mV电压下激励的共振谱；
图29A-B显示了用于实施空气传播的炭疽杆菌检测的装置；
图30A显示了用于空气中炭疽杆菌检测的检测实验的结果；
图30B显示在对照无机颗粒的情况下用于在空气中炭疽杆菌检测 的检测实验的结果；
图31显示了对图30A的实验的检测证实(confirmation);
图33显示了根据本发明方法测试的传感器的扫描电子显微照相， 其显示在传感器的表面上固定的炭疽孢子；
图33描绘了本发明的湿度注入器方式；
图34是本发明方法的流程图35是传感器缺口构造；
图36是传感器的夹持的构造；
图37是传感器的替代夹持的配置；
图38是图19A的传感器几何形状的替代方案；
图39是图19A传感器的另一种替代构造；
图40是图19F的梁类型构造；
图41是图19E的替代构造；
图42是图19G的替代构造；
图43是图42的替代构造；
图44是图36的替代构造；
图45是多层的传感器构造，其中所述层至少部分地锚定在基底中；
图46是具有修改的基底的构造；
图47包括表1; 图48包括表2; 图49包括表3;以及 图50包括表4。
具体实施例方式
如这里所述的自励自感式压电悬臂传感器提供检测和测量极小量 的分析物的能力。该自励自感式压电悬臂传感器能够用于检测和测量
23浸渍在液体中的分析物以及气体或真空中含有的分析物。在各种示例 构造中，该自励自感式压电悬臂传感器包括至少一个压电层和至少一 个非压电层，其中该压电层联接到非压电层使得压电层和非压电层不 是同延的。压电层、非压电层或这两者可联接到至少一个基底。压电 层和非压电层可在宽度、长度和厚度上变化。
自励自感式压电悬臂传感器可用于确定其上积聚的分析物的质 量。在示例实施例中，将自励自感式压电悬臂传感器的一部分置于介 质(例如，液体、气体、真空)中。当处于介质中时，测量自励自感 式压电悬臂传感器的共振频率并与基线共振频率比较。所测量的共振 频率与基线共振频率之间的差异表示在自励自感式压电悬臂传感器上 积聚(例如，结合、吸附、吸收)的分析物的质量大小。
分析物能够直接或间接结合到自励自感式压电悬臂传感器的非压 电部分的表面。分析物与自励自感式压电悬臂传感器的非压电部分的 结合导致自励自感式压电悬臂传感器质量的变化，自励自感式压电悬 臂传感器刚度的变化，或这两者的组合。例如，可测量质量和/或刚度 的变化作为共振频率的变化，并且可通过适当的分析设备监测和测量， 诸如可操作的放大器、阻抗分析仪、网络分析仪、振荡器电路等。其 中至少部分自励自感式压电悬臂传感器浸渍在液体中的共振频率的变 化是可检测的和可测量的。其中至少部分自励自感式压电悬臂传感器 浸渍在气体或真空中的共振频率的变化也是可检测的和可测量的。
例如，所述自励自感式压电悬臂传感器可在诸如数量级为0.1MHz 至6MHz的高频下操作。在这些高频下，可获得液体浸渍下的数量级为 10至100的Q因数(共振峰频率与半峰高度处共振峰宽度的比)。该自 励自感式压电悬臂传感器可在液体介质、气体介质和真空中以相对高 的频率操作。因此该自励自感式压电悬臂传感器对质量变化提供极高
的灵敏度。例如，该自励自感式压电悬臂传感器尤其适合于以非常低 浓度存在于介质，诸如体液、水和食材中的分析物。这里所述的自励自感式压电悬臂传感器当浸渍在液体介质中时，
提供检测其上积聚的质量的变化小至100渺克/Hz(100X10"克/赫兹) 或更小的能力。因此，相对于检测质量变化，所述自励自感式压电悬 臂传感器的灵敏度是石英晶体微悬臂传感器的约一百万倍，是标准分 析仪器的约IOO，OOO倍，并且是传统的三层压电悬臂设计的约10,000 倍。
自励自感式压电悬臂传感器允许检测结合到其非压电部分的极低 浓度的分析物。使用该自励自感式压电悬臂传感器，可检测浓度低至 几个病原体/毫升的病原体和蛋白质，并且对于平均尺寸(60千道尔顿， kDa)的蛋白质，可检测浓度小于l个病原体/毫升的病原体和蛋白质。 而且，可检测结合到非压电部分上的有机或无机官能团的任何分析物。 该自励自感式压电悬臂传感器可在具有相对高流率的介质中操作。该 压电悬臂传感器可在流速为0.5至10.0毫升/分钟的介质中操作，该流 速是在已知的弯曲模微悬臂的情况下成功使用的流率的约1000倍。
压电悬臂的各种示例应用包括检测生物恐怖试剂，诸如炭疽杆菌； 检测食物传播的病原体，诸如大肠杆菌；检测食物和水中的病原体；
检测体液中的特定细胞类型(例如循环肿瘤细胞)；检测体液中的生 物标志物(例如，标记以下特定蛋白、抗原或标志物的蛋白质，即病
理生理学-a-胎蛋白、P-2-小球蛋白、膀胱肿瘤抗原、乳腺癌标志物 CA-15-3、和其它CA (癌抗原)、降血钙素、癌胚抗原等)；检测爆 炸品的标志物诸如三硝基甲苯，二硝基甲苯的存在；并且检测空气传
播和水传播的毒素。该自励自感式压电悬臂传感器还可用于检测皮克 水平的生物体以及检测稳态和动态的蛋白质-蛋白质的相互作用。
例如使用自励自感式压电悬臂传感器可检测诸如大肠杆菌的病原 体。通过使用固定有对目标分析物具有特异性的抗体的自励自感式压
电悬臂传感器以约1至2MHz的频率在液体中直接测量可实现分别检
25测浓度为每毫升l.O毫微微克(10—15克)的模型蛋白(model protein)、 脂蛋白、DNA和/或RNA以及浓度为l个病原体/毫升的病原体。该自 励自感式压电悬臂传感器即使在存在污染体时也能检测目标分析物而 没有假阳性和假阴性。这里所述的自励自感式压电悬臂传感器在使用 粗样品，且无任何类型的制备、浓縮步骤、和/或富集时尤其有利。例 如，使用自励自感式压电悬臂传感器的分析物的检测能够在流动条件 下，诸如0.5至10.0毫升/分钟的流动条件下在粗样品中直接进行。如 果可以得到空白样品，例如在实验室环境中，则可实现1毫微微克/毫 升的检测。该灵敏度是已知的光学技术相关的灵敏度的约100倍。
如下所述，该自励自感式压电悬臂传感器的灵敏度部分地是因为 其几何设计。该自励自感式压电悬臂传感器的压电与非压电层的相对 长度和宽度决定灵敏度，以及由该自励自感式压电悬臂传感器提供的 频谱的峰的形状。如下更详细描述的，该自励自感式压电悬臂传感器 包括联接在一起的压电层和非压电层使得部分压电层延伸超过非压电 层，或部分非压电层延伸超过压电层，或以上两种形式的组合。因此， 所述压电层和所述非压电层不是同延的。换言之，该自励自感式压电 悬臂传感器被构造为使得非压电层的整个表面不联接到压电层的整个 表面。
自励自感式压电悬臂传感器的灵敏度部分地是因为使用了悬臂传 感器的压电层用于致动和传感以及该自励自感式压电悬臂传感器的压 电层的机电性质。在共振时，振荡悬臂将压电层中的应力朝向该自励 自感式压电悬臂的基底部分集中。这导致压电层电阻分量的放大的变 化以及共振频率的大偏移。将该应力导向压电层具有低弯曲模量(例 如，更柔韧)的部分允许利用共振频率中相关的偏移以检测该自励自 感式压电悬臂传感器的极小的质量变化。例如，如果压电悬臂传感器 的压电层和非压电层均锚定在相同的端(例如，封闭在环氧树脂中)， 则该传感器对质量的变化的灵敏度降低，因为邻近锚定端的传感压电 层中的弯曲应力与仅锚定压电层时的情形相比较低。这是因为两个组合的层的弯曲模量高于仅锚定压电层的情形。弯曲模量是弹性模量和惯性力矩关于中性轴的乘积。并且，惯性力矩正比于厚度的立方幂。
图1是包括压电部分14和非压电部分16的自励自感式压电悬臂传感器12的说明图。压电部分标有大写字母p ( "P")，且非压电部分标有大写字母np ( "NP")。该自励自感式压电悬臂传感器12描绘了未锚定的、悬垂的、自励自感式压电悬臂传感器的实施例。该自励自感式压电悬臂传感器12称为"未锚定的"，因为非压电层16未附接到基底部分20。该自励自感式压电悬臂传感器12称为"悬垂的"，因为非压电层16延伸超过压电层14的远端24以形成非压电层16的悬垂部分22。压电部分14通过粘附部分18联接到非压电部分16。压电部分14和非压电部分在区域23重叠。粘附部分18位于压电部分14和非压电部分16的重叠部分之间。压电部分14联接到基底部分20。
例如，压电部分14能够包括任何合适的材料，诸如锆钛酸铅、铌镁酸铅-钛酸铅固溶体、钛酸锶铅、石英硅、压电陶瓷锆钛酸铅(PZT)、压电聚合物纤维复合材料等。例如，非压电部分16能够包括任何合适的材料，诸如玻璃，陶瓷，金属，聚合物，以及陶瓷和聚合物中的一种或多种的复合材料，诸如二氧化硅、铜、不锈钢、钛等。
自励自感式压电悬臂传感器能够包括具有任何适当的尺寸组合的部分。此外，物理尺寸能够是不均匀的。因此，压电层和/或非压电层能够是锥形的。例如，压电部分(例如，压电部分14)的长度(例如，图l中的Lp)能够在从约0.1至约10mm的范围。非压电部分(例如，非压电部分16)的长度(例如，图1中的LNP)能够在从约0.1至约10mm的范围。重叠区域(例如，重叠区域23)的长度能够在从约0.1至约10mm的范围。压电部分(例如，压电部分14)的宽度(例如，图1中的Wp)和非压电部分(例如，非压电部分16)的宽度(例如，图1中的WNP)能够在从约0.1至约4.0mm的范围。压电部分的宽度(例如，图1中的Wp)也能够不同于非压电部分的宽度(例如，图1
27中的WNP)。压电部分(例如，压电部分14)的厚度(例如，图1中 的Tp)和非压电部分(例如，非压电部分16)的厚度(例如，图1中 的Tnp)能够在从约0.1mm至约4.0mm的范围。压电部分的厚度(例 如，图1中的Tp)也能够不同于非压电部分的厚度(例如，图1中的 Tnp) o
图2是描绘用于将电极可操作地与压电部分14关联的电极放置区 域26的自励自感式压电悬臂传感器12的截面剖视图。电极能够如托 架26所示放置在自励自感式压电悬臂传感器的压电部分上的任何适当 的位置。例如，如图3中所示，电极28能够联接到基底部分20中的 压电部分14。或者，如图4中所示，电极32能够在不在基底部分20 中的且不与非压电部分16重叠的任何位置联接到压电部分14。电极不 需要关于压电部分14对称放置。在示例实施例中， 一个电极能够联接 到基底部分20中的压电部分14,并且另一个电极能够联接到不在基底 部分20中的压电部分14。能够使用电极或任何其它的装置(例如，感 应装置、无线装置)向压电部分14提供电信号并从压电部分14接收 电信号。在示例实施例中，电极能够通过结合片(图3中描绘为元件 30且在图4中描绘为元件34)联接到压电部分14。示例结合片能够包 括能固定适用于化学传感或生物传感的受体材料和/或吸收材料的任何 合适的材料(例如，金、二氧化硅)。
电极能够放置在任何适当的位置。在示例实施例中，电极可操作 地位于压电层14中应力集中的位置附近。如上所述，该自励自感式压 电悬臂传感器的灵敏度部分地是因为将压电层14中的应力有利地导向 (集中)并将电极放置在其邻近。这里所述的自励自感式压电悬臂传 感器的构造(和其各种变化)趋于集中压电层14中的振荡有关的应力。 在共振时，在某些自励自感式压电悬臂传感器的构造中，振荡悬臂将 压电层14中的应力朝向基底部分20集中。这导致在高应力位置处压 电层14电阻分量的放大的变化以及共振频率的大偏移。将该应力导向 至压电层14具有低弯曲模量(例如，更柔韧)的部分允许利用有关的共振频率偏移以检测该自励自感式压电悬臂传感器的极小的质量变 化。因此，在该自励自感式压电悬臂传感器的示例构造中，位于基底
部分20附近的压电层14的厚度薄于压电层14更远离基底部分20的 部分。这趋于将应力朝向压电层14的较薄部分集中。在示例构造中， 电极位于该自励自感式压电悬臂传感器的基底部分附近振荡有关的应 力集中的位置处或在该位置附近。在自励自感式压电悬臂传感器的另 一示例实施例中，不论集中的应力是否邻近该自励自感式压电悬臂传 感器的基底部分，电极均位于压电层中应力集中位置邻近。
自励自感式压电悬臂传感器能够根据多种构造进行构造，这些构 造中的一些示于图5至图16中。然而应理解，这里描述的构造不代表 所有可能的构造，而是该自励自感式压电悬臂传感器的构造的代表性 示例。图5是未锚定的自励自感式压电悬臂传感器的示例构造36的说 明图，其中压电部分14的远端40与非压电部分16的远端38齐平。 该自励自感式压电悬臂传感器36被称为"未锚定的"是因为非压电部 分36未附接到基底部分20。压电部分14通过粘附部分18联接到非压 电部分16。粘附部分18位于压电部分14和非压电部分16的重叠部分 之间。压电部分14联接到基底部分20。
图6是未锚定的自励自感式压电悬臂传感器的示例构造42的说明 图，其中压电部分14的远端44延伸超过非压电部分16的远端46且 压电部分14的近端43延伸超过非压电部分16的近端45。压电部分 14通过粘附部分18联接到非压电部分16。粘附部分18位于压电部分 14和非压电部分16的重叠部分之间。压电部分14联接到基底部分20。
自励自感式压电悬臂传感器还能够构造成包括多个基底部分。包 括多个基底部分的自励自感式压电悬臂传感器的示例构造示于图7至 图14中。将自励自感式压电悬臂传感器构造为包括多个基底部分不是 直觉的方案，因为本领域的普通技术人员的想法是固定自励自感式压 电悬臂传感器的两端将提供差的响应，因为将其固定到多个基底部分
29会导致自励自感式压电悬臂传感器的位移受限。对于包括两个基底部 分的自励自感式压电悬臂传感器的构造，在示例实施例中，测量压电 部分中的应力，而不是压电部分的位移。将自励自感式压电悬臂传感 器构造为包括两个基底部分提供稳定且可靠的传感器，该传感器能在 相对高的介质流动条件下运行并提供优异的质量变化灵敏度。除了提 供下述机械上可靠的自励自感式压电悬臂传感器，即该传感器能够最 小的性能测定承受相对宽范围的介质流动条件以外，将自励自感式压 电悬臂传感器构造为包括两个基底部分还提供比具有单个基底部分且
尺寸相似的悬臂传感器高二倍至三倍的基频(例如，大于100kHz)。
图7是包括两个基底部分20、 50的锚定的自励自感式压电悬臂传 感器的示例构造48的说明图。该自励自感式压电悬臂传感器48被称 为"锚定的"是因为非压电部分16附接到基底部分20。在该自励自感 式压电悬臂传感器48中描绘的构造中，压电部分14的近端52和非压 电部分16的近端54均附接到基底20。压电部分和非压电部分能够通 过任何适当的装置附接到基底部分。非压电部分16的远端58还附接 到基底部分50。非压电部分16的远端58延伸超过压电部分14的远端 部分56。压电部分14通过粘附部分18联接到非压电部分16。粘附部 分18位于压电部分14和非压电部分16的重叠部分之间。
图8是包括两个基底部分20、 50的锚定的自励自感式压电悬臂传 感器的示例构造60的说明图，其中压电部分14未附接到基底部分20 或基底部分50。在该自励自感式压电悬臂传感器60中描绘的构造中， 非压电部分16的近端62附接到基底20且非压电部分16的远端64附 接到基底部分50。非压电部分16的近端62延伸超过压电部分14的近 端66且非压电部分16的远端64延伸超过压电部分14的远端68。压 电部分14通过粘附部分18联接到非压电部分16。粘附部分18位于压 电部分14和非压电部分16的重叠部分之间。
图9是下述锚定的自励自感式压电悬臂传感器的示例构造70的说明图，其中所述自励自感式压电悬臂传感器包括两个基底部分20、 50， 包括两个压电部分14、 17，且包括两个粘附部分18、 74。在该自励自 感式压电悬臂传感器70中描绘的构造中，压电部分14的近端76和非 压电部分16的近端78附接到基底部分20。压电部分72的远端80和 非压电部分16的远端82附接到基底部分50。非压电部分16的近端 78延伸超过压电部分72的近端86。非压电部分16的远端82延伸超 过压电部分14的远端84。压电部分14的远端84和压电部分72的近 端86在它们之间形成间隔88。压电部分14通过粘附部分18联接到非 压电部分16。压电部分72通过粘附部分74联接到非压电部分16。粘 附部分18和74分别位于压电部分14和非压电部分16的重叠部分， 以及压电部分72和非压电部分16的重叠部分之间。
在图9中所示的构造70的各种替代的示例构造中，压电部分14、 72中仅有一个附接到各基底部分20、 50。例如，在如图10中所示的 一个示例构造中，压电部分14附接到基底部分20且压电部分72未附 接到基底部分50。在如图11中所示的另一个示例构造中，压电部分 72附接到基底部分50且压电部分14未附接到基底部分20。在如图12 中所示的再一个示例构造中，压电部分14和压电部分72均未附接到 各基底部分20、 50。在其中压电层包括多个部分的各种示例构造中， 电极能够附接到任何适当的压电部分。例如，在图9、图10、图11、 和图12中所示的示例构造中，电极能够附接到压电部分14、压电部分 72、或两者的组合。
图13是包括两个基底部分20、 50的锚定的自励自感式压电悬臂 传感器的示例构造90的说明图，其中压电部分14附接到基底部分20 且非压电部分16附接到基底部分50。压电部分14通过粘附部分18联 接到非压电部分16。粘附部分18位于压电部分14和非压电部分16的 重叠部分之间。非压电部分16的远端98延伸超过压电部分14的远端 96。压电部分14的近端92延伸超过非压电部分16的近端94。
31图14是包括两个基底部分20、 50的锚定的自励自感式压电悬臂传感器的示例构造IOO的说明图，其中非压电部分16未附接到基底部分20或基底部分50。在该自励自感式压电悬臂传感器100中所示的构造中，压电部分14的近端102附接到基底部分20且压电部分14的远端104附接到基底部分50。压电部分14的近端102延伸超过非压电部分16的近端106且压电部分14的远端104延伸超过非压电部分16的远端108。压电部分14通过粘附部分18联接到非压电部分16。粘附部分18位于压电部分14和非压电部分16的重叠部分之间。
图15是包括压电部分14和非压电部分16的未锚定的自励自感式压电悬臂传感器的示例构造110的说明图，其中压电部分的宽度Wp小于非压电部分16的宽度WNP。图15中所示的构造110与图1中所示的构造12相似，不同之处在于Wp小于WNP。因此，该自励自感式压电悬臂传感器110描绘了未锚定的悬垂的自励自感式压电悬臂传感器的实施例。压电部分14通过粘附部分(未在图15中示出的粘附部分)联接到非压电部分16。该粘附部分位于压电部分14和非压电部分16的重叠部分之间。压电部分14联接到基底部分20。
图16是包括压电部分14和非压电部分16的未锚定的自励自感式压电悬臂传感器的示例构造112的说明图，其中压电部分的宽度Wp小于非压电部分16的宽度WNP，并且其中压电部分14的远端114延伸超过非压电部分16的远端116且压电部分14的近端118延伸超过非压电部分16的近端120。图16中所示的构造112与图6中所示的构造42相似，不同之处在于Wp小于WNP。压电部分14通过粘附部分(未在图16中示出的粘附部分)联接到非压电部分16。该粘附部分位于压电部分14和非压电部分16的重叠部分之间。压电部分14联接到基底部分20。
图17是使用自励自感式压电悬臂传感器检测分析物的示例过程的流程图。在步骤120中提供该自励自感式压电悬臂传感器。该自励自感式压电悬臂传感器能够根据以上提供的描述构造，或根据其任何
适当的变化构造。在步骤122，准备该自励自感式压电悬臂传感器来接 收分析物。在示例实施例中，将分析物吸引体涂布到该自励自感式压 电悬臂传感器的非压电部分。该吸引体对分析物是特异性的。该吸引 体吸引目标分析物而不吸引其它物质。例如，该自励自感式压电悬臂
传感器的非压电部分能够包括，吸引下列的吸引体诸如炭疽杆菌的 生物恐怖试剂、诸如大肠杆菌、食物和水中的病原体的食物传播的病 原体、体液中的细胞类型(例如循环肿瘤细胞)、体液中的生物标志 物(例如，标记特定的病理生理学-a-胎蛋白、P-2-小球蛋白、膀胱肿瘤 抗原、乳腺癌标志物CA-15-3、和其它CA (癌抗原)、降血钙素、癌 胚抗原等)、诸如三硝基甲苯、二硝基甲苯的爆炸品的标志物、空气 传播和水传播的毒素、诸如蛋白质的生物体，或上述的组合。
在步骤124将该自励自感式压电悬臂传感器暴露于介质。例如， 该介质能够包括任何适当的介质，诸如液体、气体、液体和气体的组 合、或真空。该介质能够显示出很多种流动条件。如果目标分析物存 在于介质中，则目标分析物将积聚在已用吸引体处理过的自励自感式 压电悬臂传感器的非压电部分上。如上所述，目标分析物在该自励自 感式压电悬臂传感器的非压电部分上的积聚(例如，结合)将导致该 自励自感式压电悬臂传感器的刚度变化和/或该自励自感式压电悬臂传 感器的质量增加，这将降低该自励自感式压电悬臂传感器的共振频率。
在步骤126测量该自励自感式压电悬臂传感器的共振频率。可通 过例如任何适当的装置，如可操作的放大器、阻抗分析仪、网络分析 仪、振荡器电路等测量共振频率。当该自励自感式压电悬臂传感器的 压电部分的压电材料受到激励时，该自励自感式压电悬臂传感器的非 压电部分弯曲以适应在压电材料中引起的应变。当激励的频率与下面 的机械结构的固有频率相同时，发生共振。
在步骤128将测量的共振频率与基线共振频率比较。基线共振频
33率是其上未积聚有分析物的自励自感式压电悬臂传感器的共振频率。 如果未测得测量的共振频率与基线共振频率之间的频率差(频移)(在
步骤130)，则在步骤132确定未检测到分析物。如果测得测量的共振 频率与基线共振频率之间的频率差(频移)(在步骤130)，则在步骤 134确定检测到分析物，即在介质中存在分析物。在步骤136，根据步 骤130测得的频移确定在自励自感式压电悬臂传感器的非压电部分上 积聚的分析物的质量的大小。
已经使用该自励自感式压电悬臂传感器的各种构造进行了各种实 验。图18是在空气中操作的自励自感式压电悬臂传感器的构造12的 示例共振谱的图137。宽度Wp和宽度Wwp分别约为2mm。图137显示 了在100mV的激励电压下(激励电压和激励电流之间的)相角相对于 激励频率的关系。第一共振频率模140大约发生在150和200kHz之间 且第二共振频率模142发生在250和300kHz之间。共振谱在约980kHz、 2.90MHz和4.60MHz下显示出较高的特征峰。
品质因数被确定为共振频率相对于半峰高度处峰宽度的比。因此， 品质因数是共振峰锐度的度量。实验已经表明当传感器放置在从真空 到液体流动环境范围内的不同环境中时，该自励自感式压电悬臂传感 器的品质因数均不显著降低。而且，实验已经表明该自励自感式压电 悬臂传感器的各种构造的Q值取决于检测到峰的各频率模而通常在10 至70的范围内。该自励自感式压电悬臂传感器的各种构造，当在真空、 空气、和粘性环境、包括流体中使用时，通常0值下降不超过20~35%。 品质因数的全部值中相对小的损失反映了该自励自感式压电悬臂传感 器在粘性环境、包括水和血流中精确检测化学品和各种生物品的能力。
实验已经表明自励自感式压电悬臂传感器的灵敏度是其尺寸的函 数。自励自感式压电悬臂传感器的几何的特定变化增强了该传感器的 质量变化灵敏度，并因此增强该传感器对检测低浓度分析物的响应。 共振谱，即在空气中相角对激励频率的图示出在102±0.05、 970±0.05
34和1810士0.05kHz处的主弯曲模共振峰。通过改变该自励自感式压电悬 臂传感器的几何形状，增强了传感器的共振特性。对应的弯曲共振模 发生在较高的频率下并且具有更大的相角，表明该自励自感式压电悬 臂传感器的共振峰更灵敏且阻尼更小。
在示例实验中，测量自励自感式压电悬臂传感器的质量变化。将 已知质量的石蜡加到该自励自感式压电悬臂传感器的玻璃表面并使用 共振频率的变化计算质量灵敏度，以g/Hz来表示。直接测量在液体中 tfj 乂贝虽父^灭敬反；以汉增力U俠直目U厄G知坝虽与仕袱伴屮tr、j兴振频 率变化之比。确定液体下研究的共振模的质量灵敏度为1.5X10-15g/Hz。
压电悬臂传感器检测空气传播的分析物的应用
申请人已经发现与在气相中检测目标分析物有关的未公开的信 息。本发明通过将分析物结合到传感器中的识别体而解决了气相中目 标分析物的检测。该识别体显示出对目标分析物的亲和力。生物识别 体的示例包括多克隆和单克隆抗体、单链抗体(scFv)、适配子(为检 测目标分子专门开发的合成DNA)、重组的和天然的噬菌体等。在一
个实施例中，当使用诸如这里所述的频率换能法时，检测器利用固定 的抗体作为识别体来检测空气传播的分析物的浓度。固定的抗体是作
为识别体附接到用于空气传播检测的传感器的表面上的抗体。这种类 型的空气传播检测提供对诸如病原体，包括细菌、病毒、卵囊、普利 朊、和孢子的生物物质和诸如化学品的非生物物质的快速精确的检测。 可检测生物威胁，诸如细菌、孢子等；以及化学威胁，诸如爆炸性或 有毒化学品。
在本发明的一个方面，如上所述，使用识别体的空气传播分析物 的检测通过将具有识别体的传感器，诸如传感器的涂敷表面暴露于空 气流而进行。该空气流可含有或不含有分析物。如果空气流不含有分 析物，则预计检测不到。然而，如果分析物存在于空气流中，则该分 析物结合到识别体并影响传感器的特性。该改变的特性能够用换能器检测，该换能器检测现在结合到传感器的分析物的存在。具体而言， 换能器机构能够通过光学、频率、电容、电导率、弯曲模、或静态模 式悬臂操作。该换能器机构能够确定由分析物与识别体的结合而引起 的传感器特性的变化。结果，能够检测并量化该改变的特性(即，尺 寸、频率、质量、电容、电导率、弯曲模等)。 一旦量化，就能够使 用本领域的技术人员公知的计算装置，诸如计算机、嵌入式处理器、 或者数字电路或模拟电路来确定结合到识别体的分析物的量。 一种这 样的换能器机构是下述频率，其中传感器的机械共振随着分析物结合 到传感器的识别表面而变化。使用频率换能的示例实施例在下面给出。 然而，如上所述其它换能机构也是可能的。
在一个用于检测空气传播的分析物的频率转换的实施例中，本发
明人发现压电激励的毫米尺寸的悬臂(PEMC)传感器由于它们的高灵 敏度而能用于检测空气传播的物质。用识别体，诸如抗体或DNA分子 制备的PEMC表面会响应被设为目标的分析物，所述目标分析物可为 病原体、蛋白质或生物分子。这种情况导致悬臂质量的变化，而悬臂 质量的变化表现为共振频率变化并且能够通过合适的分析仪监测。合 适的分析仪可包括锁相放大器、阻抗分析仪、网络分析仪或甚至振荡 器电路。
在本申请中，描述了一种用于检测空气传播的病原体的技术。一 个方面包括将空气中的目标有机体或分子与PEMC传感器接触的方法， 该PEMC传感器包括识别分子以感测目标有机体或分子的存在。本发 明的一个优点在于这能够在不需要将目标有机体或分子收集在液体介 质中用于感测的情况下进行。传统的方法将传感器放在液体环境中。 己知诸如振荡表面的动态传感表面，抵抗不需要的颗粒污染物的附接。 由于PEMC传感器在与气流接触的同时振动，因此仅能发生化学结合 的附接，从而降低或消除由空气流样品中气体传播的颗粒污染物引起 的假阳性。该原理成为本发明的优点因为PEMC传感器能够通过它们 的运行提供检测方面的特异性以排除污染物。在本发明的一个实施例中，规定了在低速流动区域中传感器表面
相对于流动的空气流的位置和/或取向。优选地，使用约0.01至约30 米/秒的空气流动速度进行检测。低速流动区域使目标物质与传感器表 面之间用于结合的接触时间增多。目标物质与传感器表面之间的接触 时间还能够通过传感器表面相对于空气流的特定位置或取向而增强。 优选地，传感器表面与空气流基本正交地取向，尽管其它取向也是可 能的。孢子到传感器上的抗原的结合亲和力可以取决于局部的湿度。 将湿度保持在10至95%的范围提供充分的结合并且95%的值提供优异 的结合亲和力。虽然已在0.01至30m/s的流速范围内观察到结合，但 该范围的较下端显示出更高的结合动力学。在某些实施例中，0.01至 10米/秒的空气流速度是可接受的速率。
已证实本发明的方法在空气中直接测量时能在低至每升空气40 个孢子的浓度下检测炭疽孢子而不需要制备基于液体或凝胶基体的样 品。
图19A-19G显示了可在本发明方法中使用的各种压电悬臂传感器 的实施例。应注意除非另外指明本发明的图均不是按比例绘制的，并 且这些图是概念性地示出的。在图19A-19G中，每个传感器由压电层 14 (标为P)、粘附层18 (位于压电层和非压电层的重叠部分之间)、 和非压电层16 (标为NP)构成，该非压电层包括延伸作为末端的部分。 基底20是压电层14的附接处。基底20通常具有电极(未示出)或者 其它类似的装置，所述电极或其它类似的装置与基底20关联用于连接 到压电层14，尽管只要电极连接到压电层14，则电极不需要与基底20 关联。电极可放置在压电层14上的任何位置。还可以有结合片，该结 合片由金、Si02、能固定受体材料的材料，和/或适于在化学传感或生 物传感中使用的吸收材料制成。本领域的技术人员将意识到图19A-19G 中所述的设计仅是可能的几何形状的子集。因此，这些设计的变化方 案在本申请的范围内。例如，传感器的非压电部分可跨过压电层的整个宽度或其一部分以一个或许多离散数目附接到压电层。
悬臂或梁(简单或复合)传感器通过PZT层的AC电激励而被机 械地振荡。当激励频率与机械共振频率或其高阶模一致时，震动幅度 (从平衡的偏离)比在较低或者较高频率更大。因此与在非共振频率 时表现的水平相比，在共振时PZT经历更高的应力水平。PZT中的应 力水平沿着其长度改变，且取决于振型。振型又取决于悬臂的弯曲模 量。例如，参照图19A，在R部分处的弯曲模量比S部分处高许多。 激励电极焊点的位置在较高应力位置处或其附近是有利的因为通过电 阻抗测量时其给予更大的信号。自由端悬臂或梁传感器的灵敏度在较 高的共振频率下较高。图19A-19G和图35-46中所示的各种示例结构 被设计成在60 kHz至6 kHz的范围内实现主要的高阶共振模。能够将 离散的非压电层的位置设计为使得增强特定的高阶模，并且降低非弯 曲模的强度。
压电层14可由下述材料构造锆钛酸铅、铌镁酸铅-钛酸铅固溶 体、钛酸锶铅、石英硅、压电陶瓷锆钛酸铅(PZT)或压电聚合物1-3 纤维复合材料。非压电层16可由下述材料构造陶瓷，金属，聚合物 以及陶瓷、金属和聚合物中的一种或多种的复合材料，诸如二氧化硅、 铜、不锈钢和钛等。用于在构造传统压电悬臂的非压电层中使用的任 何已知材料均可用于构造非压电层。电极可为任何合适的、传统的电 极。在一个实施例中，取决于各种压电悬臂传感器的暴露环境，电极 可以是绝缘的或不绝缘的。
通过对装置的振荡(即，共振频率)进行测量并将测量的振荡(共 振频率)与基线振荡(共振频率)进行比较以确定频移来完成检测。
然后该确定的频移可用于确定附着到识别体的分析物的存在，该识别 体沉积在传感器的压电层或非压电层其中之一上。压电层、非压电层 和识别体的组合包括悬臂，该悬臂在由附接到压电层的电极激励时发
生振荡。
38本发明的一个方面是用于测量能够直接或间接结合到表面的任何 分析物的装置和方法。分析物的结合导致质量变化或刚度变化或两者 均变化。这些变化能够被作为共振频率的变化而测量，并且能够通过 合适的分析设备监测，诸如锁相放大器、阻抗分析仪、网络分析仪或 振荡器电路。本发明的实施例包括压电悬臂的新的几何设计。传统的 压电悬臂是将压电层附接到位于压电层的整个表面之上的非压电层而 制造的。在某些传统的压电悬臂中，压电层一端固定使得当压电材料 受到激励时，非压电层弯曲以适应压电材料中引起的应变。当激励的 频率与下面的机械结构的固有频率相同时，发生共振。这种类型的悬
臂传感器在毫米尺寸下以低于约100kHz的频率运行时是良好的。更高 的频率仅能通过使悬臂非常短(小于lmm)才有可能。
常规的压电悬臂的另一形式包括一端不固定的压电材料。这就是 所谓的"未锚定的压电悬臂"。该未锚定的压电悬臂在超过100 kHz 时表现出其第一弯曲模共振，而常规的锚定悬臂在2-60 kHz时表现出 它们的第一弯曲模共振。第二弯曲模共振通常位于200 kHz的范围，且 高阶模出现在400kHz、 800kHz和可能更高的频率。
呈现出高于10的Q值的任何模在实际传感中都是方便的。Q值是 共振峰频率相对于半峰高度处共振峰宽度的比。然而，不是所有示出
高Q值的模都提供灵敏的检测。空气和水之间、以及空气和真空之间 的共振频率的差异给出了灵敏度的量度，因为密度的差异导致共振频
率的频移。在许多压电悬臂传感器中，取决于传感器的特定几何形状， 介质从空气到真空的变化导致共振频率变化4至25 kHz。
压电层和非压电层的相对长度和宽度确定灵敏度、以及由传感器 提供的频谱的峰形状。这能够从这里作为附图包括的各种压电悬臂传 感器的谱看出。
39本发明允许检测将结合到压电悬臂表面的极小浓度的分析物。在 示例中，已证实在空气中对低浓度的病原体和蛋白质的检测。而且，
能够检测将结合到PEMC表面上的有机或无机官能团的任何分析物。 因此，使用基于PEMC的设备能够在空气传播的环境中检测化学和生 物试剂。
本发明的悬臂存在各种潜在应用，诸如检测生物恐怖试剂、诸如 炭疽杆菌，检测空气传播的病原体，检测诸如三硝基甲苯的爆炸品的 标志物，诸如二硝基甲苯的存在，以及检测空气传播的毒素。本发明 的压电悬臂还可用于在皮克水平检测生物体以及检测稳态和动态的蛋 白质-蛋白质相互作用。
作为示例应用，存在对特定的化学涂层具有高亲和力的非生物体， 并且因此空气传播的分析物传感器，诸如PEMC或PEMCB传感器能 够用于非生物应用，诸如检测有毒的或爆炸性化学品。例如，作为识 别体的aSXFA-[聚(l-(4-羟基-4-三氟甲基-5,5，5-三氟)戊-l-烯基)甲基硅 烷]聚合物涂层可用于检测2,4-二硝基甲苯(DNT)。而且，作为识别 体的分子印迹聚合物(MIP)可用于检测爆炸品诸如三硝基甲苯(TNT) 和爆炸性标记物诸如2，4-二硝基甲苯(2，4-DNT)。
图19A显示了未锚定的悬垂的压电悬臂传感器(oPEMC)的实施 例710。该传感器710称为"未锚定的"是因为非压电层16没有附接 到基底。该传感器称为"悬垂的"是因为非压电层16延伸超过压电层 14的远端以形成非压电层16的悬垂部分，该悬垂部分通过重叠区域 18与压电层分开。基底20用于固定压电层14的近端。
本发明涵盖具有所有合适尺寸的部分的传感器。例如，压电层14、 非压电层16和重叠区域18的每一个的长度可在0.1至10 mm范围。 对于上述给定的长度，压电层14和非压电层16的宽度可在0.1 mm至 4 mm的范围。压电层14的宽度也可不同于非压电层16的宽度。
40通常，悬垂的压电悬臂传感器710具有约0.1mm至约10.0 mm之 间的长度、且约O.l mm至约4.0mm之间的宽度的非压电层16。压电 层14可长约0.1 mm至约10.0 mm，或者宽约0.25至约4.0 mm。层18 对应于层14和层16之间的重叠，并且取决于悬垂的压电悬臂传感器 的特定构造可长约0.1 mm至约10.0 mm，或者长约0.1至约5.0 mm。
悬垂的压电悬臂710传感器的宽度可为约0.1 mm至约4.0 mm。 该压电悬臂710的厚度可为约0.1 mm至约1.0 mm。图47的表1展示 了,对应于图19A的,悬垂的PEMC设各的ZL种示例尺寸-在图47的表1 中，长度尺寸a、 b和c与图19A中的对应。
本发明的悬垂的压电悬臂传感器710通常在10-120 kHz显示第一 弯曲模共振频率模峰，并且在120kHz-250kHz显示第二弯曲模共振频
率模峰。
图19B-19F显示了根据本发明的压电激励的悬臂梁传感器的各种 实施例，已证实它们也提供成功的传感响应。所述悬臂梁传感器包括 与图19A的悬垂传感器全部相同的元件，而且还包括第二基底50，压 电层14和非压电层16中的至少一个还固定到该基底50。在图19B-19D 中，非压电层16固定到两个基底(20， 50)以形成"梁"。在图19E 中，所述梁通过下面方法形成，即将压电层14固定到基底20、将非压 电层16通过粘附层18固定到压电层14以及将非压电层16固定到基 底50。在图19F的构造717中，所述梁通过将压电层14固定到两个基 底(20， 50)而形成。
压电层和非压电层的两端的锚定使用3mm玻璃或钨棒来完成。只 要支撑棒的弯曲模量远大于传感器梁，则观察到优异的峰形状。也能
够采用其它合适的锚定方法。图19B-19F的悬臂梁传感器的设计不是直觉的设计，因为本领域 的普通技术人员的会希望固定梁的两端将提供差的响应，因为将其固 定到基底(20， 50)会导致悬臂的位移受限。换言之，在现有技术的 悬臂中，悬臂的一端是自由端，即，不固定到基底，以允许悬臂在传 感的过程中较大的位移，从而提高传感器的响应。
图19G描绘了图19A的悬垂形式的替代实施例719，其被称为自 由浮动端PEMC (ftPEMC)传感器。与图19B-19F中的传感器不同， 图19G的构造仅具有一个基底20附接。该构造和其它构造的执行结果 在下面进一步描述。
回到图19B-19F的两个基底(20， 50)"梁"结构，已发现测量 压电层中的应力，而不是压电层的位移，允许使用悬臂两端均固定到 基底(20， 50)的悬臂"梁"传感器。此外，本发明的悬臂梁传感器 提供更高的基模(>100 kHz)、流动条件下的稳定可靠的性能、以及 优异的质量变化灵敏度，其允许进行低样品浓度检测。
本发明的一个优点在于以上图19A-19G的设计是机械上可靠的并 且经受流动条件同时性能劣化最小。第二个优点在于基频是悬臂构造 中尺寸类似的传感器的三至四倍。
在下面讨论的图20-31显示了用根据本发明的悬垂的压电激励的 毫米尺寸的悬臂(oPEMC)传感器的不同实施例进行的各种实验的结 果。图47的表1给出了悬垂的PEMC (oPEMC)设备的尺寸和共振频 率。图2显示了如图19A中所示的在空气中操作的悬垂的压电悬臂传 感器的第一实施例的典型共振谱(参见图47表1的oPEMC#l)。在 100mV的激励电压下相角对激励频率的曲线图示于图2。第一共振频 率模通常出现在150至200kHz之间，第二共振频率模出现在250至 300kHz之间。共振谱显示对于宽2mm的复合PZT悬臂，高阶模特征 峰位于约980kHz、 2.90MHz和4.60 MHz处。与类似的未锚定的无悬
42垂的压电悬臂构造相比，最高达5MHz的基线稍微更稳定且大部分所 观察到的共振频率更高。此外，980kHz特征峰的品质因数(Q)是悬 垂实施例的三倍，并且4.60MHz特征峰的品质因数(Q)为二分之一。
图21显示了图19A中所示的在空气中操作的悬垂的压电悬臂传感 器的第二实施例的典型共振谱(参见图47表1的oPEMC#2)。图21 显示了 100mV激励电压下相角对激励频率的曲线图。第一共振频率模 通常出现在150至200kHz之间，第二共振频率模出现在250至300kHz 之间。悬垂的压电悬臂传感器的第二实施例的共振谱显示对于宽2mm 的复合PZT悬臂来说，高阶模特征峰位于约980kHz、 2.90MHz和4.60 MHz。该悬垂的压电悬臂传感器的该实施例的悬垂部分，即图19A的 区域16是oPEMC#l的悬垂部分的三倍，这可能导致第一共振频率模 和出现在850至卯0 kHz之间的共振频率模的某些衰减。
图22显示了在空气中操作的悬垂的压电悬臂传感器的第三实施 例的共振谱(参见图47表1的oPEMC#3)。图22显示了 100mV激励 电压下相角对激励频率的曲线图。第一共振频率模通常出现在150至 200kHz之间，而没有明显的第二共振频率模。该悬垂的压电悬臂传感 器的该实施例的共振谱显示对于宽lmm的复合PZT悬臂来说，高阶模 特征峰位于约1.81MHz和1.95MHz处。与未锚定的无悬垂的构造相比， 该悬垂构造在1.81 MHz处的共振峰变得明显，而超过2.5 MHz的所有 其它峰被减弱。
图23显示了根据本发明的悬垂的压电悬臂的第四实施例的共振 频谱(参见图47表1的oPEMC#4)。图23的共振频谱使用带有由陶 瓷PZT构造的压电层的lmm宽的悬垂的悬臂获得。该谱是在空气中使 用100 mV信号激励悬臂而获得的。在250 kHz、 650 kHz、 850 kHz、 1.65 MHz和4.65 MHz处获得特征峰。
图24显示了根据本发明的悬垂的压电悬臂的第五实施例的共振
43频谱(参见图47表1的oPEMC#5)。使用带有由陶瓷PZT构造的压 电层的lmm宽的悬垂的悬臂形成图24的共振频谱。通过縮短悬臂的 部分(a)，对全部所列频率获得更多衰减的峰。该谱是在空气中使用 100mV信号激励悬臂而获得的。在200kHz、 l.OMHz、 1.55 MHz、 1.90 MHz和4.50 MHz处获得特征峰。此外，该实施例中的悬垂的压电悬臂 的尺寸在1.00 MHz下引起灵敏的共振模。
在一个实施例中，压电悬臂传感器由石英硅和压电陶瓷锆钛酸铅 (PZT)或压电陶瓷聚合物l-3纤维复合材料制造。在一个实施例中， 非压电层由诸如陶瓷，金属，聚合物，以及诸如二氧化硅、铜、不锈 钢和钛的陶瓷、金属和聚合物中的一种或多种的复合材料的传统材料 构造。
图48的表2示出对于不同的压电悬臂传感器的图47的表1中列 出的对应共振峰的品质因数(Q)。品质因数被确定为共振频率相对于 半峰高度处峰宽度的比。因此，品质因数是共振峰锐度的度量。以上 实验已经表明当传感器放置在从真空到空气流动环境的不同环境中 时，悬垂的压电悬臂传感器的品质因数均不显著降低。
观察到悬垂的压电悬臂传感器的Q值取决于其中检测到峰的各频 率模通常在10至70的范围。该悬垂的压电悬臂传感器，当在真空、 空气、和粘性环境、包括流体中使用时，通常其Q值下降不超过20至 35%。
现在考虑图19B-19F的构造的性能。图25显示了典型的共振谱， 其是图19B的在100mV下激励的未锚定的压电激励的毫米尺寸的悬臂 梁(aPEMCB)传感器711的相角对激励频率的曲线图。第一峰是基本 共振模，其通常发生在200至300 kHz频率范围。第二峰是第二共振模， 其通常位于700 kHz至1 MHz频率范围。通过将电极连接到阻抗分析 仪(Agilent, HP4192A)测量aPEMCB共振谱，该阻抗分析仪作为个人计算机的界面以在感兴趣的频率范围内用100mV激励电压连续测量 阻抗、相角和振幅比。
图26使用100mV激励电压下的相角对激励频率的曲线图显示了 图19C的自由浮动的压电激励的毫米尺寸的悬臂梁(fPEMCB#l)传感 器712在空气中的共振特性。通常，基阶共振模发生在200 kHz至250 kHz之间，且第二模频率出现在800 kHz至1 MHz之间。每个共振峰 的品质因数列于图50的表4。
图27使用100mV激励电压下的相角对激励频率的曲线图显示了 图19D的锚定的双压电晶片式压电激励的毫米尺寸的悬臂梁 (abPEMCB#l)传感器713在空气中的典型共振谱。基阶共振频率发 生在200 kHz，且第二模发生在700 kHz。所有的传感器构造类型的物 理尺寸和品质因数分别示于表3和表4。
图28显示了在100mV电压下激励的图19E的悬垂梁PEMCB (oPEMCB#l)传感器715在空气中的共振谱。图19B、 19C、 19D和 19E中的锚定的、自由浮动的、锚定的双压电晶片式和悬垂的PEMC 传感器的尺寸和共振频率分别列于图49的表3。这里，看出通过改变 PEMCB传感器的几何形状，能够使共振频率的峰位置适应特定需求。 因此，压电层14和非压电层16以及锚定或未锚定到梁基底20、 50的 那些层的位置，以及对构成梁的材料的选择允许宽的用于确定生物或 化学检测的共振频率的选择范围。
图49的表3显示了以毫米表示的在图25-28中使用的PEMCB传 感器的物理尺寸以及在空气中的主模共振频率。PZT和玻璃的长度分 别是图19B-19F中的层14和16的尺寸。宽度和厚度是每个层的尺寸。 PEMCB传感器由压电陶瓷锆钛酸铅(PZT)和石英硅制造。
具有不同于刚描述的双基底悬臂梁设备的几何形状的另一种类型的PEMC传感器示于图19G中，并且也被制造并进行了测试。使用厚 127[rni的PZT单片和厚180pm的石英覆盖块(cover square)制造新几 何形状19的自由浮动端PEMC传感器(ftPEMC)。所使用的PZT层 与图19A的基底传感器平台相同。悬臂自由端设计有1.50士0.05X1士 0.05 mm2 (长度X宽度)的玻璃层，其通过非导电粘附剂粘结到4 ± 0.05 XI ±0.05 mm2(长度X宽度)的PZT层的一端。在另一端，1.70 ±0.05 mm长的PZT层用环氧树脂粘合(epoxied)成玻璃管。因此，该悬臂 自由端具有0.8mm的裸露PZT层。在1.7 mm长的PZT层用环氧树脂 粘合前，在其上使用焊接到BNC联接器的30号铜线制造顶部和底部 电极。悬臂自由端处的PZT层用8pm厚的聚氨酯层绝缘。1.5士0.05X l士0.05mn^的玻璃层提供用于抗体固定和抗原检测的表面。
如果将识别体，诸如抗体或DNA涂敷在PEMC或PEMCB设备的 表面上，则任何上述PEMC或PEMCB设备能够导致传感器的形成。 在适当涂敷的情况下，最终的传感器涂敷将吸引并结合被设为目标的 分析物，其可以是空气传播的病原体、空气传播的蛋白质、或空气传 播的生物试剂。在一个实施例中，使用涂敷有固定的BA抗原的毫米尺 寸的PZT悬臂传感器(PEMC)研究了对空气传播的炭疽杆菌(BA) 孢子的直接检测。BA在涂敷的PEMC传感器上的附着被检测为由增加 的BA的质量引起的PEMC设备中频率的变化，因为附着的BA影响质 量，因此影响悬臂设备的机械共振。
在一个实施例中，实验装置包括带有竖直悬挂的PEMC传感器的 水平管，并且该传感器的玻璃表面面向空气流。将石英表面硅烷基化 (silanylated)，然后固定对BA病原体具有特异性的兔抗BA (rabbit anti-BA)，然后暴露于每升空气含有42至278,000个孢子的流动空气 流(llcm/s)。使用轴流式雾化器在传感器的上游引入BA。雾化器中 BA溶液的浓度用库尔特颗粒计数仪(Coulter Counter) Multisizer II测 量。该传感器由带有0.5mm偏移的层叠到锚定在非导电环氧树脂基底 中的硼硅玻璃的2X5 mm的PZT制造。
46图29A显示了用于使空气传播的炭疽杆菌(BA)流到PEMC型传感器以检测空气传播的BA的装置100。调节为零湿度的供应空气110(AO)分流为两股。 一股使用空气阀110 (Al)并用于将去离子水中的已知浓度的BA供给至雾化器121。雾化器121生成尺寸约5微米的液体颗粒。低切变的雾化器用于防止在BA孢子流过雾化器时损伤BA孢子。液体颗粒由来自可调节的空气阀115 (A2)的补给空气携带，所述可调节的空气阀115 (A2)可通过2"管在从约1至200 lpm间调节。在图29A的构造中，两股流在混合器123处混合并以lm/s的速度携带雾化的BA，但更高的速度也是可能的。如图29B中所示，PEMC传感器以正交的方式插入到"T形"暴露管组件125，所述传感器连接到阻抗分析仪131和每30秒收集共振频率数据的个人计算机135。连续监测流动的生物气溶胶的湿度和温度。使用市售的SASS 2000空气取样器140周期性地对排出流进行取样，这提供了 5ml液体样品。使用PEMC传感器在单独的装置中分析这些样品或者使库尔特颗粒计数器确定其颗粒尺寸和分布。SASS 2000空气取样器使用作为个人计算机150的界面的RS-232监控。
图11 B中的流动池125包括气流输入部分1251、气流主体部分1252、排气口部分1253、和传感器安装部分1253。该传感器安装部分中的传感器1254可变地位于竖直方向上以在传感器通过主体1252进入空气流时调节穿过的深度。在一个实施例中，传感器取向为将悬臂传感器的识别体正交地暴露于气流的方向以使识别体对气流中元素的暴露最大化。
使用图29A的构造，通过使湿空气(朋=85±3%且丁=23±0.3摄氏度)以2.4 1pm的流率流动一开始实现了传感器的稳态频率响应。雾化器装料量为4mL中一千万个孢子且雾化15分钟，从而生成空气的278,000个孢子/升的气相浓度。PZT悬臂的频率是其质量和温度、以及周围气体的流体动态性质的函数。在暴露于空气传播的BA时，由于孢子附着到涂敷的悬臂设备，共振频率降低700 Hz。检测后，将传感器浸渍在PBS中以通过使用低pH值的缓冲液将附着的BA释放来证实BA的附着。由孢子释放所引起的频率变化为350 Hz。由于温度和水分的影响而引起的频率变化为每摄氏度60 Hz和每百分之一的相对湿度(RH) 2Hz。
PEMC传感器取决于构造和用于检测的振动模能够具有10毫微微克的灵敏度。对于图30A的结果，使用了两个传感器。当传感器l暴露于浓度为每升空气(湿度95%， 24C) 278,000个孢子的流动的BA孢子时，给出760 Hz响应。使用相同的孢子浓度时，传感器2给出几乎相同的760Hz偏移响应。图30A还显示了当使用相同的模进行检测时，用类似构造的不同传感器进行的单独试验之间的优异的可重复性。因此，观察到成功的、定量的、且可重复的BA孢子检测。
图12B显示了暴露四个传感器的结果。准备带有将检测BA孢子的识别体的传感器l (1006)和传感器(1008)。同样地，准备带有相同识别体的对照传感器1002和1004。图30B描绘了传感器1和传感器2在每升气体278,000个孢子的环境中检测孢子之间结果的一致性。传感器曲线1002描绘了传感器对0.2至0.6微米尺寸的无机粒状硅酸铝颗粒的受控喷射的响应。传感器曲线1002表明如所预计的并不存在实质响应。传感器曲线1004描绘了传感器对清洁空气环境的响应。注意如所预计的并不存在实质响应。这表明使用PEMC/PEMCB传感器的分析物检测对所使用的识别体具有高特异性，且这样构造的传感器对非目标物质不敏感。
PEMC传感器响应质量、温度和流体密度的变化。系统温度、湿度(质量和密度影响)以及压力(密度)的波动能够掩盖病原体的检测。PEMC传感器的设计使这些掩盖影响最小化。注意PEMC设备的频率在孢子从雾化器传播到传感器的时间内发生响应。检测BA的时间为在2分钟的水平上。
48如上所述，通过在低pH缓冲液中的释放进行对附着到PEMC传感器的BA的检测的证实。还使用直接的显微镜观察作为证实。在低pH缓冲液证实中，2: 1的附着与释放的比与其它报道的空气对液体的质量变化一致。在图29A的构造中，通过对雾化器提供物和空气取样设备(SASS 200)捕获的排放物进行颗粒尺寸分析而证实BA雾化。SASS 2000捕获了输入的空气传播的BA中的约30。/。。在图31中给出了检测证实的结果。
在进行图30A中所示的实验后，将暴露于每升空气样品278，000个孢子的传感器插入释放缓冲液(pH值为2.2)中并测量共振频率。在该pH下，抗原从传感器的表面释放并且减少的质量增大了共振频率，这证实频率的降低确实是由于BA附着。该证实结果示于图31。
通过直接的显微镜检查提供BA附着的另一证实。图33的扫描电子显微照相显示了在一个空气传播的炭疽检测实验中使用的拆开的悬臂。将该传感器拆开以使得能够安装在SEM基座上并然后用于显微分析。图33的上面的图显示在下面的图中示出的传感器表面的区域中检测中使用的炭疽孢子的存在。显微照相显示炭疽抗原结合到化学固定在传感器表面上的抗体。
如前面所注意的，由于PEMC传感器在与气流接触的同时振动，因此仅能发生化学结合附着，从而降低或消除由气流样品中的气体传播的微粒污染物所引起的假阳性。用0.2至0.6微米的粘土颗粒作为惰性污染物进行气相实验。观察到暴露于污染物未引起传感器输出的变化。这也证实了在操作过程中惰性污染物不附着到PEMC表面。
因此，由示例可以理解并且示例也表明本发明的传感器可用于检测生物恐怖试剂，检测空气传播的病原体，检测诸如DNT的TNT的标志物，检测空气传播的毒素，以及检测任何其它能结合到适当准备的
49PEMC或PEMCB表面的目标分析物。本发明的传感器还能够在传感器阵列中实施，其中将多个传感器布置在单个设备中以同时检测多个不同的分析物。以该方式，本发明的传感器能够用于，例如，鉴定气体中的未知物质，或表明气体中是否存在多种不同分析物。
如上所述，检测受湿度影响。具体而言，非常低的湿度不利地影响结合亲和力。因此，有利的是，包括与空气传播的分析物传感器关联的增湿作用。图33描绘了使用图29B的空气传播的传感器的构造。在该实施例中，气泵305具有从空气样品吸入空气的空气入口，诸如腔、容器、或室，并且将吸入空气泵送至增湿器310。增湿器310将一定量的湿气添加至泵送的空气使得流动池125中的PEMC或PEMCB传感器与吸入空气中所含的目标分析物良好地反应。然后PEMC/PEMCB流动池125将空气315排放至安全的位置。使用从流动池收集共振频率数据的个人计算机135和阻抗分析仪131测量流动池125中的传感器。图33是PEMC/PEMCB传感器在流动池中用于分析物的空气传播检测的简单应用。
图34描绘了涉及本发明方面的流程图。该方法涉及使用PEMC型传感器(包括PEMC和PEMCB型)检测空气传播的分析物。该方法开始于在步骤2120中提供PEMC型传感器。这些传感器能够包括图19A-19G中所示的任何类型及其变型。这些类型包括图19A和19G中所示的单基底悬臂型、如图19B-19D中所示的具有非压电梁的双基底梁传感器、如图19F中所示的具有压电梁的梁类型传感器、以及图19E中所示的重叠的层结构。
接下来，在步骤2122中，使雾化的目标分析物在空气流中从传感器上通过。这里，优选的是吸引分析物的识别体正交地被取向到具有分析物的气流。暴露于空气流允许识别体捕获目标分析物。然后，在步骤2124中，通过电极将PEMC传感器激励至振荡。悬臂或梁组件的振荡频率取决于组件的质量，所述组件包括通过识别体收集的分析物。在步骤2126中测量传感器的振荡频率(即，悬臂组件的共振频率)。然后在步骤2128中将测量的悬臂组件的振荡频率与悬臂组件的固有(共振)基线频率比较。该比较能够用计算装置进行，所述计算装置包括个人计算机、嵌入式处理器、模拟或数字电路、或手算。
在决定步骤2130中检测频移。如果如在步骤2132中一样未检测
到频移，则确定在识别体上不存在分析物。如果空气流样品是纯的或者识别体不与空气流中的任何分析物相容时得到该结果。如果检测到
频移，则在步骤2134中确定检测到目标分析物。进一步地，在步骤2136中确定分析物的具体量(即，沉积在识别体上的分析物的质量)。该步骤通过检查频移的幅度并将该幅度与改变PEMC传感器的共振频率所需的分析物的质量关联而进行。注意在分析物的基于液体的取样的情况下，没有进行所需的特殊的准备。而且，与基于液体的分析物检测相比，上述方法不包括特殊的浓縮步骤或富集步骤。
为了提供质量对照或更精确的分析物检测，在对照传感器和检测分析物的测量传感器之间进行了未在图33中示出的比较。例如，对照传感器优选与测量传感器相同，不同之处在于对照传感器不具有用于目标分析物的识别体。当暴露于与测量传感器相同的空气流时，对照传感器能够与测量传感器的共振频率不同以提供精确的结果。
另外的传感器构造
图35-47的所有构造如图19A-19G的构造一样也可用于构造能够用于气体或液体介质中分析物的检测的传感器。因此，图35-47的构造的应用与这里讨论的相似，用于检测空气传播的化学品或生物品。图35-47与图19A-19G中的具有某些共同的特征。例如，如所示的，存在基底元件20，其附接到压电14 (P)型元件或非压电16型元件。粘附层18使P型层14与NP型层16分隔。图35-47描绘了在点30被连接到压电14型元件的各个位置用于激励悬臂结构或梁结构的电极28。图35-47表示能够用PEMC和PEMCB设备实施的多种构造。下面是每个构造的简述。
图35描绘了 PEMC或PEMCB传感器的构造，其中NP部分16 与P部分14邻接。NP层16的厚度(TNP)能够沿着NP层14的长度 变化，且TNP能设计为支撑灵敏的传感器。在该构造中，NP层14缺口 区域中的弯曲模量小于NP层14较厚部分的弯曲模量。虽然仅示出了 包括P和NP层的自由端悬臂，但图35的构造可围绕中心线A-A镜像 地复制。图35的镜像复制描绘了梁(PEMCB)传感器的对称性。图 35-47中描绘了几个中心线的实例，其中几何描绘能够是自由端悬臂或 梁构造的传感器。此外，关于电极布线28和触点30布置的所有基本 信息以及缺口宽度适用于该构造及所有其它构造。
图36描绘了两层的NP16;—层在顶部且一层在底部，如果NP1 的弯曲模量(EI)不等于NP2的弯曲模量时，这能够有效地使用。这 里，图36上的标记NP1和NP2表示两个NP层可在几何形状和材料上 不同。例如，NP1可比NP2小或具有不同的形状。而且NP1能够由玻 璃制成而NP2由陶瓷制成。如图35中，围绕中心线A-A的镜像可生 成梁构造。在该情形中，距离X大于或等于O，意味着P能够与镜像 锚定器(anchor)邻接或者为两个单独的件。在X>0的情形中，可激 励一个或两个P，但在后一情形中，两激励可同步。图37描绘了与图 36相似的构造，而在两个方面不同。在图36中，NP1=NP2因为具有 Pl和P2生成对称轴。围绕A-A的镜像生成梁构造。在该情形中，X 大于或等于零。这意味着p能够与镜像锚定器邻接或者可为两个单独 的件。在XX)的情形中，可激励一个或两个P，但在后一情形中，两 激励优选是同步的。
图38描绘了与图19A类似的构造，不同之处在于增加了 N16型 材料件。该结构相对于图19A的优点在于可实现对共振频率峰位置的 更多控制且该构造能够有效地抑制不想要的模。取决于所需的性能NP1 16能够等于或不等于NP2 16。通过简单地将NP2的远端固定到基底元件可将图38的自由端悬臂构造转换为梁构造。还注意，图38中标为 NP2的部分可简单地通过将电极从一段P型材料上移除(激光烧蚀、 化学蚀刻等)并使用P型材料的不可激励部分的来产生。
图39描绘了与图19A类似的构造，不同之处在于增加了NP1。这 里，NP1连接到基底20而不是P型层。该构造提供了改进的信号，因 为与图19A的构造不同，P的近端不受限从而其部分信号能量未耗散 从而产生更大的信号。换句话说，图19A的部分信号能量可由于近端 受限而损失。图39的构造代表了相对于图19A的构造的改进。如在图 35-37的构造中一样，通过围绕中心线A-A添加镜像能够生成梁构造。
图40描绘了与图19F的结构类似的构造，不同之处在于增加了颠 倒的P和NP区域和增加了 P型层14。该构造可提供改进的信号因为P 的近端未受限使得其部分信号能量未耗散。因此，产生更大的信号。 图41描绘了与图19E类似的构造，不同之处在于增加了NP1。该构造 可提供改进的信号因为P的近端未受限使得其部分信号能量未耗散。 因此，产生更大的信号。图42描绘了与图19G类似的构造，不同之处 在于NP层的弯曲模量(EI)作为长度L的函数而变化。通过改变该参 数，实现了通过增加集中在电极位置处的应力使得灵敏度增强。实现 这的一个实际方法如图43中所示，其中NP层由多个离散段构成，所 述多个离散段的宽度可随着相邻部分是空的空间或是低模量的代替材 料而改变。通过在图42或43中围绕A-A添加镜像生成梁构造。
图44是与图36类似的构造，不同之处在于顶部NP层具有作为 长度的函数而变化的弯曲模量(EI)以及作为长度函数而变化的底层。 这有效地是图43的镜像但其中底层不同于顶层以生成共振结构。在图 44中，只有当P层是如图37所示的夹层结构时，顶层和底层才会是相 同的。图45是将应力充分集中在电极点处以生成灵敏响应的构造。而 由于NP16的位置这给予更稳定的响应。通过围绕A-A中心线形成镜 像可生成梁结构。因为简化的基底20，所以图46是有益于制造的构造。
53然而，其提供更多的不想要的共振模。通过围绕A-A中心线形成镜像 可生成梁结构。
然而，应理解，虽然在前面的描述中已经给出了本发明的许多特 征和优点、以及本发明的结构和功能的细节，但所公开的内容仅是说 明性的，且在其中表述所附权利要求的用语的一般宽泛含义所示的本 发明原理的尽可能的范围内，在细节上，尤其是有关部件的形状、尺 寸和布置上可以进行改变。
权利要求
1. 一种检测空气传播的目标分析物的方法，包括以下步骤提供毫米尺寸的传感器，所述传感器包括具有第一端和第二端的压电层，所述第一端邻近并附接到第一基底，具有第一端和第二端的非压电层，其中所述非压电层的一部分与所述压电层重叠并附接到所述压电层，与所述非压电层关联的识别体，其中所述压电层、所述非压电层和所述识别体的组合包括悬臂部分，以及可操作地附接到所述压电层的电极，其中来自所述电极的电刺激使所述悬臂部分振荡；将所述毫米尺寸的传感器安装在空气流中；将所述悬臂的所述识别体暴露于所述空气流中的所述目标分析物；测量所述悬臂的振荡频率；并且将测量的振荡频率与基线振荡频率比较以确定表示在所述识别体上所述目标分析物的存在的频移。
2. 根据权利要求l所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进一 步包括提供下述传感器，在所述传感器中所述压电层包含线性布置的 压电部分和非压电部分。
3. 根据权利要求l所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进一 步包括提供下述传感器，在所述传感器中所述压电层包含通过粘附剂 分隔的两个压电层。
4. 根据权利要求l所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进一 步包括提供下述传感器，在所述传感器中所述非压电层包含多个线性 布置且间隔开的非压电部分。
5. 根据权利要求l所述的方法，进一步包括 确定所述识别体上存在的所述目标分析物的量。
6. 根据权利要求l所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进一 步包括提供所述毫米尺寸的传感器，其中所述识别体为选自下列组成 的组中的一种抗体、DNA分子、适配子，噬菌体和生物化学试剂， 并且其中所述选择是由天然和合成构成的组中的一种。
7. 根据权利要求6所述的方法，其中所述识别体是识别并结合空气传播的分析物的抗体。
8. 根据权利要求7所述的方法，其中所述空气传播的分析物通过 与所述抗体结合而化学固定在悬臂传感器表面上。
9. 根据权利要求l所述的方法，其中将所述悬臂的所述识别体暴 露于所述空气流中的所述目标分析物的步骤包括将所述识别体暴露于 由空气流中的生物物质和化学物质组成的组中的一种。
10. 根据权利要求9所述的方法，其中所述生物物质是炭疽杆菌 (Bacillus anthracis)孢子。
11. 根据权利要求l所述的方法，进一步包括在传感器阵列中提供多个毫米尺寸的传感器，其中将所述阵列中 的所述多个毫米尺寸的传感器中的每一个均暴露于所述空气流以检测 至少一种分析物。
12. 根据权利要求11所述的方法，其中通过测量多个频移来检测 所述至少一种分析物，对于每个提供的毫米尺寸的传感器有一个频移。
13. 根据权利要求1所述的方法，其中在空气流中安装所述亳米尺寸的传感器的步骤包括将所述毫米尺寸的传感器与所述空气流基本 正交地安装。
14. 根据权利要求13所述的方法，其中所述空气流在0.01至10 米/秒的范围内。
15. 根据权利要求1所述的方法，其中将所述悬臂的所述识别体 暴露于所述空气流中的所述目标分析物的步骤包括将所述识别体暴露 于所述目标分析物而无需在液体介质中收集所述目标分析物。
16. 根据权利要求1所述的方法，其中测量所述悬臂的振荡频率 包括测量下述共振频率，所述悬臂在暴露于所述目标分析物之后在所 述共振频率振荡。
17. 根据权利要求1所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器包 括提供下述毫米尺寸的传感器，在所述毫米尺寸的传感器中所述非压 电层的所述第二端附接到第二基底。
18. —种检测空气传播的目标分析物的方法，包括以下步骤 提供毫米尺寸的传感器，所述传感器包括具有第一端和第二端的第一非压电层，所述第一端邻近并附接到 第一基底，具有第一端和第二端的压电层，其中所述压电层的一部分以线性 布置附接到所述第一非压电层，与第二非压电层关联的识别体，其中所述第二非压电层与所述压 电层重叠并附接到所述压电层，其中所述压电层、所述第一和第二非 压电层、及所述识别体的组合包括悬臂部分，以及可操作地附接到所述压电层的电极，其中来自所述电极的电刺激 使所述悬臂部分振荡；将所述毫米尺寸的传感器安装在空气流中；将所述悬臂的所述识别体暴露于所述空气流中的所述目标分析物；测量所述悬臂的振荡频率；并且将测量的振荡频率与基线振荡频率比较以确定表示在所述识别体 上所述目标分析物的存在的频移。
19. 一种检测空气传播的目标分析物的方法，包括以下步骤 提供毫米尺寸的传感器，所述传感器包括具有附接到第一基底的第一端和附接到第二基底的第二端的非压 电层，所述非压电层形成所述第一基底和所述第二基底之间的梁， 附着到所述非压电层的第一压电层，与由所述非压电层和所述压电层组成的组中的一个关联的识别 体，其中所述压电层、所述梁、和所述识别体的组合包括悬臂部分， 以及可操作地附接到所述压电层的电极，其中来自所述电极的电刺激 使所述悬臂部分振荡；将所述毫米尺寸的传感器安装在空气流中；将所述悬臂的所述识别体暴露于所述空气流中的所述目标分析物；测量所述悬臂的振荡频率；并且将测量的振荡频率与基线振荡频率比较以确定表示在所述识别体 上所述目标分析物的存在的频移。
20. 根据权利要求19所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进 一步包括提供下述传感器，在所述传感器中所述非压电层包含线性布 置的压电部分和非压电部分。
21. 根据权利要求19所述的方法，进一步包括 确定在所述识别体上存在的所述目标分析物的量。
22. 根据权利要求19所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进 一步包括提供下述毫米尺寸的传感器，在所述毫米尺寸的传感器中所 述识别体为选择由下列组成的组中的一种抗体、DNA分子、适配子， 噬菌体和生物化学试剂，并且其中所述选择是由天然和合成组成的组 中的一种。
23. 根据权利要求22所述的方法，其中所述识别体是识别并结合 空气传播的分析物的抗体，并且所述抗体化学固定在悬臂传感器表面 上。
24. 根据权利要求19所述的方法，其中将所述悬臂的所述识别体 暴露于所述空气流中的所述目标分析物的步骤包括将所述识别体暴露 于由空气流中的生物物质和化学物质组成的组中的一种。
25. 根据权利要求24所述的方法，其中所述生物物质是炭疽杆菌 孢子。
26. 根据权利要求19所述的方法，进一步包括 在传感器阵列中提供多个毫米尺寸的传感器，其中将所述阵列中的所述多个毫米尺寸的传感器中的每一个均暴露于所述空气流以检测 至少一种分析物。
27. 根据权利要求19所述的方法，其中所述空气流在0.01至10 米/秒的范围内。
28. 根据权利要求19所述的方法，其中将所述悬臂的所述识别体 暴露于所述空气流中的所述目标分析物的步骤包括将所述识别体暴露 于所述目标分析物而无需在液体介质中收集所述目标分析物。
29. 根据权利要求19所述的方法，其中测量所述悬臂的振荡频率 的步骤包括测量下述共振频率，所述悬臂在暴露于所述目标分析物之 后在所述共振频率振荡。
30. 根据权利要求19所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器包 括提供具有位于所述梁上的第二压电层的毫米尺寸的传感器，所述第 二压电层与所述第一压电层分隔。
31. —种检测空气传播的目标分析物的方法，包括以下步骤提供毫米尺寸的传感器，所述传感器包括具有附接到第一基底的第一端和附接到第二基底的第二端的压电 层，所述压电层形成第一基底和第二基底之间的至少一部分梁， 附着到所述压电层的非压电层，与由所述非压电层和所述压电层组成的组中的一个关联的识别 体，其中所述压电层、所述梁、和所述识别体的组合包括悬臂部分， 以及可操作地附接到所述压电层的电极，其中来自所述电极的电刺激使所述悬臂部分振荡；将所述毫米尺寸的传感器安装在空气流中；将所述悬臂的所述识别体暴露于所述空气流中的所述目标分析物；测量所述悬臂的振荡频率；以及将测量的振荡频率与基线振荡频率比较以确定表示在所述识别体 上所述目标分析物的存在的频移；并且确定在所述识别体上存在的所述目标分析物的量。
32. 根据权利要求31所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进 一步包括提供下述传感器，在所述传感器中所述压电层包含通过粘附 剂分隔的两个压电层。
33. 根据权利要求31所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进 一步包括提供下述传感器，在所述传感器中所述非压电层包含多个线 性布置且间隔开的非压电部分。
34. 根据权利要求31所述的方法，其中提供毫米尺寸的传感器进 一步包括提供下述毫米尺寸的传感器，在毫米尺寸的传感器中所述识 别体选自由抗体和DNA分子组成的组中的一种。
35. 根据权利要求31所述的方法，其中所述识别体是识别并结合 空气传播的分析物的抗体，并且所述抗体化学固定在悬臂传感器表面 上。
36. 根据权利要求31所述的方法，其中将所述悬臂的所述识别体 暴露于所述空气流中的所述目标分析物的步骤包括将所述识别体暴露 于由空气流中的生物物质和化学物质组成的组中的一种。
37. 根据权利要求36所述的方法，其中所述生物物质是由细菌、 病毒、卵囊、朊病毒、和孢子组成的组中的一种。
38. 根据权利要求36所述的方法，其中所述生物物质是炭疽杆菌 孢子。
39. —种检测空气传播的目标分析物的装置，所述装置包括 毫米尺寸的传感器，所述传感器包括具有第一端和第二端的第一层，所述第一端邻近并附接到第一基底，具有第一端和第二端的第二层，其中所述第二层的一部分与所述 第一层重叠并用粘附剂附接到所述第一层，并且其中所述第一层选自 由压电材料和非压电材料组成的组且所述第二层为不同于第一层的材 料，与所述第二层关联的识别体，其中所述第一层、所述第二层、和 所述识别体的组合包括悬臂部分，以及可操作地附接到所述压电材料的电极，其中来自所述电极的电刺 激使所述悬臂部分振荡；包括所述毫米尺寸的传感器的暴露管组件；使所述目标分析物雾化的雾化器；向所述雾化器进料的空气源，所述空气源还用于使所述雾化的目 标分析物进入所述暴露管组件；从所述毫米尺寸的传感器收集共振频率数据的分析仪，其中所述 分析仪将毫米尺寸的传感器的测量的共振频率与基线共振频率比较以 确定频率变化，所述频率变化表示在所述毫米尺寸的传感器的所述识 别体上收集的所述目标分析物的质量的量。
40. 根据权利要求39所述的装置，进一步包括毫米尺寸的传感器 的阵列，所述阵列中的每个传感器向所述分析仪提供频率信息以确定 至少一种分析物的存在及其量。
41. 根据权利要求39所述的装置，其中所述分析物为炭疽杆菌孢子。
42. —种检测空气传播的分析物的方法，所述方法包括 用固定的抗体涂敷悬臂检测设备的表面，所述悬臂检测设备具有基阶共振频率；将涂敷的表面暴露于空气流，其中如果所述空气流含有空气传播 的分析物，则与所述固定的抗体匹配的空气传播的分析物结合到所述 涂敷的表面；测量所述悬臂检测设备的所述共振频率； 确定结合到所述识别体的空气传播的分析物的量。
43. —种检测空气传播的分析物的方法，所述方法包括用识别体涂敷悬臂检测设备的表面，所述识别体具有由固定的抗体、适配子、重组噬菌体、和DNA分子组成的组中的一种；将涂敷的表面暴露于空气流，其中如果所述空气流含有空气传播 的分析物，则与所述识别体匹配的空气传播的分析物结合到所述涂敷的表面；使用联接有计算装置的换能器机构确定结合到所述识别体的空气 传播的分析物的量。
44. 一种固定检测空气传播的分析物的传感器的装置，所述装置 包括输入气流的气体入口；主体部分，所述主体部分包括将气流从所述气体入口引导至排气口的气流室；以及固定所述传感器的安装部分，其中所述传感器上的识别体暴露于所述主体部分中的所述气流；其中所述传感器是毫米尺寸的悬臂设备，其检测结合到所述识别 体的所述分析物的质量。
45. 根据权利要求44所述的装置，其中所述识别体是固定的抗体。
46. 根据权利要求44所述的装置，其中所述传感器包括悬臂设备， 所述悬臂设备是由自由端型悬臂设备和梁悬臂设备组成的组中的一 种，其中所述传感器包括压电材料和非压电材料的层。
47. —种检测目标分析物的装置，所述装置包括 具有第一端和第二端的压电层，所述第一端邻近并附接到第一基底；具有第一端和第二端的非压电层，其中所述非压电层的一部分与 所述压电层重叠并附接到所述压电层；与所述非压电层关联的识别体，其中所述压电层、所述非压电层、和所述识别体的组合包括悬臂部分；以及可操作地附接到所述压电层的电极，其中来自所述电极的电刺激 使所述悬臂部分振荡。
48. 根据权利要求47所述的装置，其中所述压电层进一步包括线性布置的压电部分和非压电部分。
49. 根据权利要求47所述的装置，其中所述压电层进一步包括通 过粘附剂分隔的两个压电层。
50. 根据权利要求47所述的装置，其中所述非压电层进一步包括 多个线性布置且间隔开的非压电部分。
51. —种检测目标分析物的装置，所述装置包括 具有第一端和第二端的第一非压电层，所述第一端邻近并附接到第一基底；具有第一端和第二端的压电层，其中所述压电层的一部分以线性 布置附接到所述第一非压电层；与第二非压电层关联的识别体，其中所述第二非压电层与所述压 电层重叠并附接到所述压电层，其中所述压电层、所述第一和第二非 压电层、及所述识别体的组合包括悬臂部分；以及可操作地附接到所述压电层的电极，其中来自所述电极的电刺激 使所述悬臂部分振荡。
52. —种检测目标分析物的装置，所述装置包括 具有附接到第一基底的第一端和附接到第二基底的第二端的非压电层，所述非压电层形成所述第一基底和所述第二基底之间的梁； 附着到所述非压电层的第一压电层；与由所述非压电层和所述压电层组成的组中的一个关联的识别 体，其中所述压电层、所述梁、和所述识别体的组合包括悬臂部分；以及可操作地附接到所述压电层的电极，其中来自所述电极的电刺激 使所述悬臂部分振荡。
53. 根据权利要求52所述的装置，其中所述非压电层包括线性布 置的压电部分和非压电部分。
54. —种检测目标分析物的装置，所述装置包括 具有附接到第一基底的第一端和附接到第二基底的第二端的压电层，所述压电层形成所述第一基底和所述第二基底之间的至少一部分 梁；附着到所述压电层的非压电层；与由所述非压电层和所述压电层组成的组中的一个关联的识别 体，其中所述压电层、所述梁、和所述识别体的组合包括悬臂部分；以及可操作地附接到所述压电层的电极，其中来自所述电极的电刺激 使所述悬臂部分振荡。
55. 根据权利要求54所述的装置，其中所述压电层包括通过粘附 剂分隔的两个压电层。
56. 根据权利要求54所述的装置，其中所述非压电层包括多个线 性布置且间隔开的非压电部分。
57. —种检测目标分析物的装置，所述装置包括 毫米尺寸的传感器，所述传感器包括-基底；压电层，所述压电层在其近端附接到所述基底； 附接到所述压电层的远端的非压电层；可操作地附接到所述压电层的电极，其中所述电极的电激励引起所述压电层中的机械振荡，其中与非共振下的振荡相比，共振下 的振荡使所述传感器经受更高的应力水平；并且其中与所述压电层中的其它点相比，到所述压电层的电极附接邻 近所述压电层上表示该压电层中增大的电阻抗的点。
58. 根据权利要求57所述的装置，其中所述增大的电阻抗表示所 述压电层上各增大的应力。
59. —种检测目标分析物的装置，所述装置包括 毫米尺寸的传感器，所述传感器包括基底；压电层，所述压电层在其近端附接到所述基底； 附接到所述压电层的远端的非压电层；可操作地附接到所述压电层的电极，其中所述电极的电激励 引起所述压电层中的机械振荡，其中与非共振下的振荡相比，共振下 的振荡使所述传感器经受更高的应力水平；并且其中通过改变所述传感器的弯曲模量以增强电极附接点处的应力 和电阻抗来实现目标分析物的增强的检测。
60. —种检测目标分析物的装置，所述装置包括 毫米尺寸的传感器，所述传感器包括基底；压电层，所述压电层在其近端附接到所述基底； 附接到所述压电层的远端的非压电层；可操作地附接到所述压电层的电极，其中所述电极的电激励 引起所述压电层中的机械振荡；其中与非共振下的振荡相比，共振下 的振荡使所述传感器经受更高的应力水平；并且其中通过选择所述压电层的几何形状和所述非压电层的几何 形状以在电极位置处达到所述传感器的至少一个主高阶模来实现所述 目标分析物的增强的检测，其中所述至少一个主高阶模是共振下的阻抗和品质因数的函数。
61.根据权利要求60所述的装置，其中与所述至少一个高阶模相比，所述传感器的非弯曲模的振幅强度 下降；并且所述非弯曲模未在所述电极的位置处向弯曲模共振下的阻抗提供 可察觉的贡献。
全文摘要
一种使用包括压电层和非压电层的压电悬臂传感器检测空气传播的生物试剂的方法。将识别体置于所述两层中的一层或两层上。在悬臂传感器的表面上能够化学固定识别并结合空气传播的物质的抗体。在一个实施例中，该悬臂传感器仅在一端附接到基底。在另一个实施例中，该传感器包括第一和第二基底并且压电层和非压电层中的至少一个固定到第一和第二基底中的每个以形成压电悬臂梁传感器。在该实施例中，通过压电层上的应力测量共振，并且已经证实这种传感器是可靠的且在气体介质中显示出优异的传感特性，具有足以在相对低的浓度下检测空气传播的物质的灵敏度。
文档编号G01N27/00GK101490539SQ200780026030
公开日2009年7月22日 申请日期2007年5月10日 优先权日2006年5月10日
发明者大卫·L·戴尔斯德涅尔, 大卫·马拉尔杜, 彼得·A·纳吉, 戈塞特·坎贝尔, 拉贾坎努·穆萨拉尚 申请人:德雷塞尔大学