专利名称：检测细胞生理参数的光电复合一体式传感器及集成硅芯片的制作方法
技术领域：
本实用新型涉及细胞电生理学、微机电加工技术、细胞传感器等领域。在监测中， 可用于对离体培养细胞的生理状态及生理功能进行分析；通过改变细胞生长的微环境、监 测细胞各生理参数的变化响应来对微环境进行分析。
背景技术：
细胞生理学是在细胞水平和分子水平研究生理过程中生物信号的性质及功能的 一门学科，能对细胞膜电特性等功能等进行分析，是生命科学的基础。细胞膜上的离子通道 是细胞正常生理活动的重要载体。膜片钳和荧光染色是研究细胞膜上离子通道中离子运输 和细胞结构的一些重要方法。虽然这些方法比较直接且能较精确地检测，但是对细胞有损 伤和毒性，因此对细胞的长期活动过程难以检测；同时在检测过程中所需要的设备比较昂 贵且不易操作。随着现代微电子技术和微加工技术的发展，细胞的研究平台向无侵入性、长期检 测、高通量、低成本方向发展。检测范围也从传统的离子通道研究向整个生长过程及整个细 胞的结构功能扩展。细胞阻抗是离体培养细胞在培养皿壁上生长时的贴附、迁移、凋亡等状态进行研 究的一种手段。当细胞生长在阻抗芯片的电极上时，由于细胞膜的绝缘性，使得电极和溶液 之间的接触空间减小，从而使阻抗变化。细胞和电极的贴附面积和力度可以用来表征细胞 在电极上的生长状态。常用的阻抗电极中，叉指型的电极能增加电极边缘的周长，增加细胞 阻抗检测的灵敏度。对于电兴奋性细胞来说，细胞的胞内动作电位检测可以对离子通道的各部分离子 运动进行表征，同时也体现在细胞胞外的电场分布上。在现代的检测方法中，场效应管和多 位点电极阵列为两种常用的方法。相比之下多位点电极阵列加工比较简单，运用较多。通 常，多位点电极的位点尺寸和细胞大小相匹配，为多通道并行检测，可同时对细胞间交流如 心肌合胞体、神经网络的信息传递可以同步映射；除此之外，也能通过胞外的信号波形对离 子通道的功能进行描绘。由于不是所有的离子都能在胞外电场信号中得到映射，特别对于非电兴奋细胞的 信号来说，细胞代谢离子并不能大规模形成集中的电位发放。因此微生理计的实用新型就 是用来检测细胞的各种离子的长时间代谢，而并非动作电位中短暂的大量离子运动。光寻 址电位电极(LAPS)是利用硅型器件的光电效应，在光照下，通过脉冲激光激励在硅中产生 电子_空穴对形成光生电流。当LAPS表面离子浓度变化时候，整个电子-空穴对中的电场 发生变化从而使得光生电流也变化。这种方法能较快地表征电极表面的离子浓度。由于溶 液中离子成分复杂，因此在检测时候，要对LAPS表面进行离子选择性膜处理，以对目标离 子进行选择。将上述三部分功能集成于同一芯片能更全面地对细胞胞外生理参数进行检测。而 现有的方法在以下方面有不足[0008]1)在加工上，多位点电极阵列和阻抗电极具有一定的相似性，但是和LAPS之间的 区别较大，器件的结构不同，各层的加工厚度区别较大。现有的方法中三部分加工方法不能 达到兼容，并且LAPS背面未被减薄，信噪比不高；2)在采用LAPS检测胞外Na+，K+等代谢时，LAPS表面需要涂布相对应的离子选择 性膜，在和多位点电极阵列、阻抗电极长期共同工作时，由于细胞培养需要长时间在培养液 中浸泡，细胞培养液容易受到污染，离子选择性膜容易受到腐蚀，会导致检测的不稳定；3)在通常的集成芯片设计中，由于芯片面积布局及芯片的面积限制，使得各部分 的电极通道数目有限，因此提供的信息量也不够充分。因此在保证细胞全方位的生理活动能同时检测，这三部分功能芯片之间的兼容加 工、检测等成为了细胞多参数检测中的关键性问题。
实用新型内容本实用新型所要解决的一个技术问题是提供一种可提高检测电极信噪比的集成 娃芯片ο本实用新型所要解决的另一个技术问题是提供一种稳定、可靠的检测细胞生理参 数的光电复合一体式传感器。本实用新型解决其技术问题所采取的技术方案是在集成硅芯片的中央布置有参 考电极，所述参考电极的两端各布置有一组多位点电极阵列，在参考电极的中部的两侧各 布置有一对阻抗电极，在参考电极的两个端部的两侧各布置有一个第一光寻址电位电极， 所述第一光寻址电位电极的背面设有凹槽。进一步地，本实用新型所述参考电极的端部设有屏蔽框，所述多位点电极阵列的 位点位于屏蔽框内。本实用新型具有上述集成硅芯片的检测细胞生理参数的光电复合一体式传感器 主要包括固定在PCB板上的腔体和与该腔体相匹配的腔盖；在腔体的底部固定有集成硅芯 片，所述集成硅芯片的中央布置有参考电极，在参考电极的两端各布置有一组多位点电极 阵列，参考电极的中部的两侧各布置有一对阻抗电极，在参考电极的两个端部的两侧各布 置有一个第一光寻址电位电极，所述第一光寻址电位电极的背面设有凹槽；腔盖上设有至 少两个流体通孔和至少四个LED通孔，腔盖的主体部分的端面固定有第二光寻址电位电极 阵列；腔盖的主体部分置于腔体内，腔盖的主体部分的端面与集成硅芯片之间有空隙。进一步地，本实用新型所述参考电极的端部设有屏蔽框，所述多位点电极阵列的 位点位于屏蔽框内。与现有技术相比，本实用新型的有益效果是本实用新型设计的腔底-腔盖一体 式传感器能更全面地对细胞生长状态、膜电位、胞外代谢离子等生理功能的检测，解决了细 胞培养和LAPS表面离子选择性膜之间出现互相腐蚀污染的问题；腔底上的集成硅芯片将 具有三种功能的芯片采用兼容加工的方法，加工于同一硅基底芯片上，在满足对同一次细 胞培养的多参数同步检测的同时，也提高了芯片的信噪比等性能。这种腔体一体式传感器 能提供更多的细胞生理活动有效信息，提供了一个能对细胞生长状态及功能进行实时无损 检测的稳定、可靠的细胞多参数光电复合一体传感器平台，可运用于基本的细胞生理检测、 药物筛选评估、环境毒性检测等领域。
图1是本实用新型的光电复合一体式传感器的结构示意图。图2(a)是本实用新型的光电复合一体式传感器的腔盖的结构示意图。图2 (b)是图2 (a)的仰视图。图3(a)是本实用新型的光电复合一体式传感器中的集成硅芯片的正面布局图。图3(b)是本实用新型的光电复合一体式传感器中的集成硅芯片的背面布局图。图4(a)是本实用新型中的集成硅芯片中的多位点电极阵列的结构示意图。图4(b)是本实用新型中的集成硅芯片中的第一 LAPS电极的结构示意图。图5(a)是本实用新型中的集成硅芯片的加工流程步骤1-4的示意图。图5(b)是本实用新型中的集成硅芯片的加工流程步骤5-7的示意图。图5(c)是本实用新型中的集成硅芯片的加工流程步骤8-9的示意图。图6是本实用新型中的集成硅芯片的阻抗电极的阻抗谱图。图7是人脐静脉内皮细胞ECV304在本实用新型中的集成硅芯片中的阻抗电极上 生长的阻抗指数曲线图。图8是本实用新型的集成硅芯片中的多位点电极阵列电极在镀钼黑前后的阻抗 幅度特性曲线图。图9是本实用新型中的多位点电极阵列检测的心肌细胞胞外信号图。图10是本实用新型中的LAPS光生电流-偏压(I_V)曲线图。图11是本实用新型中的集成硅芯片中的第一 LAPS检测细胞代谢酸化率图。图12是本实用新型的腔盖中的第二 LAPS阵列芯片检测到的Na+浓度曲线图。图中，1集成硅芯片，1. 1多位点电极阵列，1. 1. 1硅片，1. 1.2第二 SiO2层，1. 1.3 第二 Si3N4层，1. 1. 4引线，1. 1. 5电极传感位点，1. 1. 6Τ 层，1. 1. 7Au层，1. 1. 8光刻胶，1. 2 阻抗电极，1. 3 第一 LAPS，1. 3. 2 第一 SiO2 层，1. 3. 3 第一 Si3N4 层，1. 3. 4A1 膜，1. 3. 5 凹槽， 1.4参考电极，1.4. 1屏蔽框，2.第二 LAPS，3. PCB板，4.腔盖，4. 1腔盖主体，4. 2流体通孔， 4.31^通孔，4.4端面，5.腔体，6.细胞，7.单排针，8. LED光源供电线，9.腔盖LAPS信号输 出线，10.流体输入管，11.流体输出管，12. LED，13.金线。
具体实施方式
以下结合附图和实施例对本实用新型作进一步说明。1.传感器制作(1)腔体底部集成硅芯片的设计及加工图3(a)为腔体5的底部的集成硅芯片1的正面布局图，它将多位点电极阵列1. 1、 阻抗电极1. 2和第一光寻址电位电极(第一 LAPS) 1. 3集成在同一硅基底上。如图3(a)所示，集成硅芯片1的中央布置有参考电极1. 4，参考电极1. 4的形状将多位点电极阵列1.1、阻抗电极1.2和第一 LAPS 1.3三部分在空间视觉上进行隔离。多位 点电极阵列1. 1为4X4的分布，电极位点呈圆形，直径为25μπι，间距为200μπι。图4(a) 为多位点电极阵列1. 1的加工结构示意图，在作为基底的硅片1. 1. 1上，首先沉积了一层厚 度为500nm的第二 SiO2层1. 1. 2，在其上为Ti/Au复合金属层(30nm/300nm)，并用厚度为800nm的第二 Si3N4层1. 1. 3将金属层中的引线1. 1. 4覆盖，但是电极传感位点1. 1.5暴露。集成硅芯片1中，参考电极1. 4的中部的两侧各布置有一对阻抗电极1. 2。在设计中，阻抗电极1. 2呈叉指状，指宽为40 μ m,相邻指间距为60 μ m,叉指对数有18对(在图 3(a)的示意图中，为了清晰表达，减少了叉指的数目)，有效指长为2. 65mm。阻抗电极1. 2 的加工结构和多位点电极阵列1. 1的结构类似。在硅片1. 1. 1上，沉积了一层厚度为500nm 的第二 SiO2层1. 1. 2，在其上为Ti/Au复合金属层(30nm/300nm)，并用厚度为800nm的第 二 Si3N4层1. 1.3将金属层中的引线覆盖，但是有效叉指部分暴露。集成硅芯片1中，参考电极1. 4的两个端部1. 4. 1的两侧各布置有一个第一 LAPS 1.3，该第一 LAPS 1. 3的有效区域面积为3. 4mmX3. 4mm。图4(b)为第一 LAPS 1. 3的力口 工结构图。如图5(a)-2所示，将硅片1.1. 1的背面的与第一 LAPS 1. 3相对的区域减薄至 100 μ m，形成四个凹槽1. 3. 5，该四个凹槽1. 3. 5位于硅片1. 1. 1的四个角的邻近区域。硅 片1. 1. 1上由下自上依次有厚度50nm的第一 SiO2层1. 3. 2和厚度为IOOnm的第一 Si3N4层 1. 3. 3。在硅片1. 1. 1的背面的第一 LAPS 1. 3之外的硅片上溅射Al膜1. 3. 4作为欧姆接 触，用于第一 LAPS1. 3信号输出。中间大面积的参考电极1. 4用于对各部分区域在空间视觉上进行隔离。其中参考 电极1.4对在多位点电极阵列1. 1的位点外圈形成了一个屏蔽框1.4. 1，可有利于隔离来自 其他部分功能电极的电场干扰，提高多位点电极阵列1. 1的信噪比。参考电极1. 4的加工 结构和阻抗电极类似。在硅片1. 1. 1的加工过程中，采用LAPS-多位点电极阵列&阻抗电极-LAPS的顺 序进行。图5为加工过程的流程图。1)选择厚度为430 μ m的硅片1. 1. 1为基底(图5 (a) _1)，清洗后用光刻方法保护， 对硅片1. 1. 1背面四个角邻近区域(即图3(a)中第一 LAPS 1. 3对应的区域)进行减薄至 厚度为100 μ m，形成四个凹槽1.3. 5 (为方便示意，在加工流程示意图中只示出其中一个凹 槽)。2)背面减薄后的硅片1. 1. 1接着热生长一层厚度为50nm的第一 SiO2层1. 3. 2， 并使用化学气相沉积(PECVD)工艺在其上面沉积一层厚度为IOOnm的第一 Si3N4层1. 3. 3。 在硅片1. 1. 1的正面上，采用光刻胶保护，将在凹槽1.3. 5对应的区域之外的第一 SiO2层 和第一 Si3N4层刻蚀(图5 (a) -3)，此时凹槽区的硅片——第一 SiO2层1. 3. 2——第一 Si3N4 层1. 3. 3形成了第一 LAPS 1. 3的初步结构。由于凹槽1. 3. 5的刻蚀具有一定的坡度，因此 在硅片正面的第一 SiO2层1. 3. 3和第二 Si3N4层1. 3. 3面积会比凹槽的面积大。3)为避免多位点电极阵列1. 1和阻抗电极1. 2部分的加工对第一 LAPS 1. 3的影 响，第一 LAPS 1.3结构所在的区域需被保护。在前几步加工的基础上，硅片1.1. 1上利用 PECVD沉积一层厚度为500nm的第二 SiO2层1. 1. 2，在这基础上，再依次溅射一层厚度为 30nm的Ti层1. 1. 6和一层厚度为300nm的Au层1. 1.7。其中，第二 SiO2层1. 1. 2既用于 硅片1. 1. 1和复合金属层(Ti/Au)之间的绝缘，也用于对第一 LAPS 1.3结构表面的保护； 金属复合层中，Ti层1. 1. 6增加了 Au层1. 1. 7和沉积有第二 SiO2层1. 1. 2的基底之间的 粘合度(图5 (a)-4) ；Au层1. 1. 7由于其稳定性及良好的生物兼容性，因此常被采纳用于生 物信号的采集。再利用光刻方法保护，根据图3(a)所示的布局图，刻蚀金属层，并显现多位 点电极阵列1. 1和阻抗电极1. 2中的电极1. 1. 5和引线1. 1. 4图案(图5(b)-5)。[0049]4)由于引线1. 1. 4部分需要和外界绝缘隔离，因此厚度为SOOnm的第二 Si3N4层 1. 1. 3沉积其上(图5 (b) -6)。接着，将光刻胶1. 1. 8涂于第二 Si3N4层1. 1. 3上，并通过光 刻方法暴露出电极对应的区域，并将暴露区域的第二 Si3N4层1. 1. 3刻蚀，此时电极露出，但 光刻胶1.1. 8保留(图5(b)-7)；在上述加工基础上，继续将基底上第二 SiO2层1.1. 2余留 在凹槽对应的区域的部分刻蚀(图5(c)-8)，再将光刻胶1. 1. 8清洗掉。5)用光刻的方法，在硅片1. 1. 1背面的凹槽1. 3. 5之外的区域溅射Al膜1. 3. 4， 用作欧姆接触传导(图5(c)-9)，用于输出第一 LAPS 1.3的信号。采用这种工艺方法，使多位点电极阵列1. 1、阻抗电极1. 2和第一 LAPS1. 3都无需 因为各自的SiO2层和Si3N4层厚度的不一致而互相妥协，并对第一 LAPS 1. 3背面进行了减 薄形成凹槽，在不影响多位点电极阵列1. 1和阻抗电极1. 2的同时减小了 LAPS的噪声，提 高了 LAPS的信噪比。(2)腔体底部集成硅芯片的封装为导出集成硅芯片1中各部分电极的信号，并对集成硅芯片1进行支撑，需将集成 硅芯片1固定在定制的PCB板3上。PCB板3的中央为一直径4mm的镀金圆盘，用导电银胶将背面溅射有Al膜1. 3. 4 的集成硅芯片1固定于PCB板3上，并保证集成硅芯片1的背面的Al膜1. 3. 4和PCB板3 之间的良好欧姆接触。在PCB板3上与集成硅芯片1的第一 LAPS 1. 3相对应的地方开了四 个孔(直径为3mm)用于透光。LED灯12固定于PCB板3背面，并透过四个孔对第一 LAPS 1. 3进行光激励。集成硅芯片1上的多位点电极阵列1. 1和阻抗电极1. 2的焊盘和PCB板 3的焊盘之间打上金线13，用环氧树脂密封，作信号输出。在已封装的集成硅芯片1上，安置一内径为25mm的有机玻璃腔体5，并用环氧树脂 将其和带有集成硅芯片1的PCB板3底座固定。此时腔体5的底部已经制作完成。(3)腔盖的芯片设计、加工及制作腔盖4上的芯片为2X2的第二 LAPS 2电极阵列，每个单元的面积为4mmX4mm，其 结构类似于集成硅芯片1中的第一 LAPS 1. 3。其加工为在硅片上，采用PECVD生长一层 50nm的SiO2层和IOOnm的Si3N4，并在背面硅片上检测一层500nm的Al膜作为欧姆接触， 用作信号输出。制作好的芯片划片后成为单独的LAPS电极单元，组合形成为2X2阵列。(4)腔盖的封装图2(a)为腔盖4的构造示意图，图2(b)为图2(a)的仰视图。腔盖4的主体部分 4. 1的直径和腔体5的内径相吻合，使得腔盖4和腔体5能密封旋上。从图2(a)可见，在 腔盖4中可至少有四个直径较大的LED通孔4. 3 (Φ = 3mm)和至少两个直径较小的流体通 孔4.2(Φ = 1mm)。第二 LAPS 2倒置，将溅射有Al膜的一面和盖子端面4. 4用导电银胶固 定，并在LED通孔4. 3中，各放置一个LED 12，为LAPS提供光源激励，两个流体通孔4. 2分 别接流体输入管10和流体输出管11，用于细胞培养腔加药物或换液。腔盖主体4. 1在第二 LAPS 2检测细胞培养液中的Na+，K+及类似需膜选择的离子时，旋入腔体内。(5)传感器总的封装图1为整个传感器的封装及结构示意图。腔体5和腔盖4通过螺纹来固定，腔盖 4和腔体5拧合部分高度为2cm，留下腔底空余高度为1mm，可充满固定量的培养液，同时检 测细胞的各部分功能参数。为了给腔底集成硅芯片1及腔盖端面4. 4的第二 LAPS 2提供光激励，在传感器上下都放置有LED 12。在检测中能为细胞外环境换液，在腔盖4上的流体输入管10和流体输出管11用于对集成硅芯片1和腔盖4的第二 LAPS 2之间液体进行抽换。2.传感器的表征及特性(1)阻抗电极特性及对细胞生长状态的检测在细胞生长，迁移，凋亡等过程中，细胞和培养皿底之间会有贴壁变化，这种变化 可用阻抗电极1. 2来进行定量地表征。当细胞没有培养在集成硅芯片1上时，阻抗电极 1. 2的阻抗谱(图6)用来表征其基阻抗。在图中可见，在频率为IO3-IO4 5Hz时，相位呈常 数-60°，阻抗随着频率升高而降低；在频率为IO4 5-IO6Hz时，相位呈类似线性降低，阻抗 随着频率升高而降低，但是在IO5 5-IO6Hz时，阻抗幅度停止下降趋势，显示为常数。因此， IO4 5-IO5 5Hz为阻抗灵敏度较高的频段选择。人脐静脉内皮细胞ECV304是研究血管生长等的一种常用细胞系。在本实验中，细 胞以IO6个/mL的密度培养在阻抗电极1. 2上。图7为培养时的阻抗实时检测。整个过程 包括生长贴壁-稳定-凋亡三个过程，并用阻抗变化指数，即细胞贴附后的阻抗与基阻抗之 间的差和基阻抗的比值来表征阻抗的变化。在0-4h中，阻抗指数呈上升趋势，此时细胞逐 渐贴壁至集成硅芯片1上，使阻抗变化指数上升；在达到稳定后保持不变(4_8h)；在9-12h 时，加入0. 1 μ M具有剧毒的HgCl2后，阻抗指数出现降低和波动，细胞开始脱壁并出现凋 亡。这些现象同步可在CXD显微镜同步观察到。(2)多位点电极阵列特性及对胞外电场的检测多位点电极阵列1. 1中，当细胞培养在电极位点上，细胞和电极形成电耦合后来 检测电兴奋细胞在动作电位时对应的胞外电场分布。通常用阻抗谱来对电极-液体界面进 行表征，同时也可对电极的热噪声表征。图8为在1 μ M电极的阻抗谱中的幅度图。可见在IKHz的频率时，电极-溶液界 面阻抗为500Κ Ω。在本器件中还对电极表面做了电镀钼黑的处理，以增加电极表面粗糙度， 扩大电极和溶液的接触面积，降低阻抗，减小噪声。在对胞外信号检测时，首先要将细胞培养在集成硅芯片1上。通常多位点电极阵 列1.1主要用于检测心肌细胞和神经网络两大类电兴奋性细胞。本实用新型实施例中，主 要以心肌细胞为例。将新生SD小鼠(0-2天)的心脏取出，捣碎并酶解，培养在预先涂有明 胶的芯片上，在2-3天之后进行多通道检测电位信号检测。图9为检测到的十通道心肌细胞 胞外信号。从信号中可见基线噪声约为14-18 μ V，所测得的心肌细胞胞外信号主要分单峰 和双峰两种；其电位信号持续时间为7-9ms，幅度为30-150 μ V，搏动频率约为36次/min， 并通过通道的信号发生时间，可以来推断在心肌细胞合胞体中信号的传递方向。当细胞在 药物作用下时，这些参数值会发生改变，从而得知药物对心肌细胞的作用。(3) LAPS特性及对胞外酸化率及Na+代谢的检测常用，I-V曲线来表示LAPS的性能，它表达了光生电流和加在传感器上的偏压之 间的关系。图10为第一 LAPS 1. 3典型的S型I-V曲线，而腔盖上的第二 LAPS 2的I-V曲 线和第一 LAPS 1. 3的类似。在截止区域，没有光生电流产生；在工作区域，光生电流增加和 电压的减小呈近似线性关系；在饱和区，偏压的变化不能再引起光生电流的变化。因此在 LAPS检测胞外离子代谢的应用中，通常将偏置电压设置在曲线的弯曲点并保持不变，因此此点电压对电极表面电压最灵敏。在酸化率检测中，根据表面基模型在(Si3N4/Si02)_溶液界面会因为溶液中H+而形 成电压差。而这个电压差和偏置电压共同作用在第一 LAPS 1.3上。当溶液中H+浓度改变 时，会使电压变化，引起光生电流变化，从而导致了 I-V曲线向偏置电压的负轴方向偏移。 当保持偏置电压不变，光生电流的变化就表征了溶液中H+浓度的变化。根据此原理，将心肌 细胞培养在密封腔体集成硅芯片1上，可检测其随时间变化的酸化率图(图11)。首先，在 停止换液的五分钟内，根据光生电流转换得到的电压值减小，说明在这五分钟之内，细胞进 行了 H+的代谢，胞外酸化率提高；当换液后，可见电压回到了原始水平后开始了第二个代谢 过程；类似发生了第三个代谢过程；在最后当用100mg/ml的乙酰胆碱通入细胞培养液时， 发现电压不再下降，这表征了细胞的H+代谢减慢至停止。在胞外Na+检测中，传感器中利用腔盖的第二 LAPS 2阵列检测。第二 LAPS 2 的表面上，采用PVC膜为载体，NPOE作为增塑剂，采用液体离子交换膜(敏感物质为 BiS(12-cr0wn-4))作为Na+敏感膜。图12为第二 LAPS 2在检测不同Na+浓度的溶液中的 I-V扫描曲线。可以看到，随着浓度的降低，曲线往右偏移，并且灵敏度为45. 2mV/pNa。
权利要求一种集成硅芯片，其特征是所述集成硅芯片的中央布置有参考电极(1.4)，所述参考电极的两端各布置有一组多位点电极阵列(1.1)，在参考电极的中部的两侧各布置有一对阻抗电极(1.2)，在参考电极的两个端部的两侧各布置有一个第一光寻址电位电极(1.3)，所述第一光寻址电位电极的背面设有凹槽。
2.根据权利要求1所述的集成硅芯片，其特征是所述参考电极的端部设有屏蔽框，所 述多位点电极阵列的位点位于屏蔽框内。
3.一种具有权利要求1的集成硅芯片的检测细胞生理参数的光电复合一体式传感器， 其特征在于它包括固定在PCB板(3)上的腔体(5)和与该腔体相匹配的腔盖(4)；在腔体 的底部固定有集成硅芯片(1)，所述集成硅芯片的中央布置有参考电极(1.4)，在参考电极 的两端各布置有一组多位点电极阵列(1. 1)，参考电极的中部的两侧各布置有一对阻抗电 极(1.2)，在参考电极的两个端部的两侧各布置有一个第一光寻址电位电极(1.3)，所述第 一光寻址电位电极的背面设有凹槽；腔盖上设有至少两个流体通孔(4. 2)和至少四个LED 通孔(4. 3)，腔盖的主体部分的端面(4.4)固定有第二光寻址电位电极阵列(2)；腔盖的主 体部分置于腔体内，腔盖的主体部分的端面与集成硅芯片(1)之间有空隙。
4.根据权利要求3所述的光电复合一体式传感器，其特征是所述参考电极的端部设 有屏蔽框，所述多位点电极阵列的位点位于屏蔽框内。
专利摘要本实用新型公开了一种检测细胞生理参数的光电复合一体式传感器及集成硅芯片。传感器包括固定在PCB板上的腔体和与该腔体相匹配的腔盖；腔体的底部固定有集成硅芯片，集成硅芯片的中央布置参考电极，参考电极的两端各布置有一组多位点电极阵列，参考电极的中部的两侧各布置有一对阻抗电极，参考电极的两个端部的两侧各布置有一个第一光寻址电位电极，第一光寻址电位电极的背面设有凹槽；腔盖上设有至少两个流体通孔和至少四个LED通孔，腔盖的主体部分的端面固定有第二光寻址电位电极阵列；腔盖的主体部分置于腔体内，腔盖的主体部分的端面与集成硅芯片之间有空隙。本实用新型可对细胞生理参数作长时间的稳定、可靠的同步检测，并提高检测电极信噪比。
文档编号G01N33/483GK201569654SQ20092020058
公开日2010年9月1日 申请日期2009年11月19日 优先权日2009年11月19日
发明者余晖, 刘清君, 王平, 肖丽丹, 胡朝颖, 蔡华 申请人:浙江大学