专利名称：利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片的制作方法
技术领域：
本发明属于基于压电效应的抗体检测生物芯片，特别是涉及一种利用压电 薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片。
技术背景压电传感器在生物检测利于有广泛的应用，其传感原理是压电传感器的压 电体工作在谐振状态，当有质量负载沉积在振动体表面时，其谐振频率会发生 漂移，通过计算可以获得沉积物质的质量大小，其传感敏感度主要取决于工作频率和品质因子Q 。目前这类传感器主要有基于声表面波的SAW传感器和 基于声体波的BAW传感器。SAW传感器是利用叉指电极发射和接收声表面波 来传感，其便于信号变换和处理，但是体积较大不能集成到半导体芯片中，也 不适合微小区域的传感，例如单细胞、生物微芯片以及微胶囊的传感，另外SA W传感器操作频率很难做到超过GHz，所以注定其低的测量敏感度。BAW传感 器主要是利用压电晶体中纵或剪切模式的体声波来传感，目前比较成熟的是石 英晶片微天平(QCM)，其利用石英晶片谐振产生几百MHz的纵波，通过谐振 频率变化来传感力学参数，QCM结构的石英晶片很难研磨到谐振频率超过GHz，也限制了其测量敏感度。2001年美国HP公司研发出了基于薄膜声体波结构的谐振器(FBAR)，其结构是半波长的压电薄膜和上下表面电极的三明治结构，上下电极作用是馈入 射频电场和形成声全反射层，压电薄膜(目前主要是AlN或ZnO)在该电场下 产生射频段声波的纵波谐振，其工作频率和Q是目前所有薄膜压电器件中最高的，分别是数GHz和1000以上。由于其在射频通讯器件的潜在应甩前景，随后 各大国际公司如菲利普、意法公司、LG等相继推出各种结构的FBAR。目前F BAR主要结构如图1所示VIA平面工艺通过预先填入PSG等牺牲层获得气囊 结构，两种平面工艺区别是气囊在硅片表面上还是内部，内部结构的压电膜应 力较低。刻蚀气囊工艺复杂，成品率低，刻蚀不完全对谐振性能影响大；体硅 工艺包括(100)硅和(110)硅刻蚀，(100)硅的刻蚀孔有55度斜角，(IIO)硅刻蚀 可以获得近似垂直的刻蚀孔，体硅工艺相对平面工艺简单的多，但是结构脆弱， 下电极要阻挡层保护，来防止刻蚀电极同时起到支撑作用，其谐振性能受到较 大影响，另外刻蚀后硅片的切割、封装(双面)的次品率高，孔边缘应力可达 几GPa，膜层易破裂；布拉格反射层的FBAR工艺最简单、热阻抗低，但是要 反射层膜厚要精确控制，并且Q值较低，在要求较高的场合性能会达不到要求。 另外还有Motorola的双硅片粘合结构和Intel的垂直壁结构。如果将FABR技术用于传感，理论上说，应具有目前其他传感器所无法比 拟的众多优点.-(1) FABR工作频率高， 一般可达20GHz以上、品质因子高、插损低，所 以对测量参数敏感度非常高。理论计算认为FABR敏感度是目前敏感度最高的Q CM传感器的50倍以上；(2) FABR制作属于标准半导体制程。所以FBAR可集成到半导体芯片中， 并具有封装和制造工艺成熟、成本低廉、可大批量生产优点；(3) FABR结构简单牢固，所以性能可靠稳定；(4) FABR本身就是RF器件，便于信号的直接收发，易于实现无线传感；(5) FABR (或通过表面修饰)比SAW传感器更容易实现多功能传感，如 温度、湿度、化学特性等，并便于构成多功能微传感阵列。(6)由于FBAR可以半导体工艺集成，其传感面积非常小(微米量级)—而 传感敏感度很高，是理想的单细胞传感、生物微芯片以及微胶囊传感的候选者。鉴于此，这两年国外也开始了FBAR传感器的研究。2004年俄国GD.Mans feld等分析了 Al/ZnO/Al和双布拉格反射层结构的FBAR温度传感器，认为其 温度敏感度是SAW传感器的20倍；2005年加州大学的Hao Zhang等研究了 A 1/ZnO/Al和空气腔结构的FABR传感器，其质量传感的敏感度是QCM的57倍。 但是目前将FBAR用于生物检测"~~抗体检测的传感器还未见报道，而基于Al N、 Mo的FBAR生物传感器也未见报道。与ZnO比，AIN具有优良的化学稳定 性，也更适合半导体工艺制造，另外AIN具有更高的声速和低的多的温度系数， 适合做更高频高敏感的传感器件；电极Mo比Al具有更好的声阻抗特性、更好 的温度及化学稳定，更适合做传感器件的传感面；如何将Mo/AIN/Mo的FABR 应用于生物检测领域，特别是解决在体液环境下的生物极微量物质的测量问题， 以测量亚纳克量级的物质，从而对微量检测和疾病早期预防有重要意义。 发明内容本发明目的是提供一种工作于体液环境中具有超高灵敏度的新型生物传感 器，特别是是涉及利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片。本发明的目的是采用这样的技术方案实现的它包括谐振器FBAR，在谐振 器FBAR上设有上电极、下电极和布拉格反射层全反射膜，其特征在于所述谐 振器FBAR上的上电极与下电极之间设有压电薄膜，所述布拉格反射层全反射 膜包括高声阻抗和低声阻抗，高声阻抗由金属Mo构成，低声阻抗由金属Al构 成；所述FBAR的工作频率在0.1— 10GHz， Q值范围100 — 2000;在上电极上 镀有金属层,该金属层上附着有蛋白。所述上电极上金属层厚度为1一100纳米；所述谐振器FBAR的结构为表面 气囊结构、体腔结构和SMR结构中的一种；FBAR的上电极、下电极由金属 Mo、 Cr、 A1或W中的一种材料构成；上电极和下电极的厚度为10—1000 纳米，所述压电薄膜为A1N材料层，其厚度为0.1-10微米；所述上电极上 镀有厚度为1一100纳米的金属层为金属Au层。由于本发明采用在谐振器FBAR上的上电极与下电极之间设有压电薄膜， 所述FBAR的工作频率在0.1 — 10GHz， Q值范围100 — 2000;在上电极上镀有 厚度为1一100纳米的金属层,该金属层上附着有蛋白1和抗体组织的结构，通过 测量其谐振频率，然后放入待测液体中，取出再测量其谐振频率，取两次谐振 频率的差值，如果出现偏移就说明存在与抗体对应的抗原，计算频率偏移量可 以获得具体的抗原含量，从而为解决在体液环境下的生物极微量物质的测量创 造了有利条件。
图1为现有技术中FBAR的结构示意图 图2为本发明的FBAR压电薄膜A1N的XRD 图3为本发明的局部结构示意图 图4为本发明的局部横断面电镜照 图5为本发明的测试原理图 图6为本发明的测量结果曲线图 图7为抗体固定后的FBAR谐振曲线 图8发生特异反应后的FBAR谐振曲线具体实施方式
参照图2、图3;本发明包括谐振器FBAR，在谐振器FBAR的(100)单晶硅片14上设有上电极3、下电极5和布拉格反射层全反射膜，所述布拉格反射 层全反射膜包括高声阻抗5、 7、 9和低声阻抗6、 8、 10，高声阻抗5、 7、 9由 金属Mo构成，低声阻抗6、 8、 10由金属A1构成；每层厚度为四分之一波长， 高、低声阻抗层依次按照交替直流溅射淀积在FBAR的硅片14上，高、低声阻 抗层的层数一般为3—7层；所述谐振器FBAR上的上电极3与下电极5之间设 有压电薄膜4，所述FBAR的工作频率在0.1 — 10GHz， Q值范围100—2000; 在上电极上3镀有金属层2，该金属层2厚度为1一100纳米，在该金属层2上附 着有蛋白1。所述谐振器FBAR的结构为表面气囊结构、体腔结构和SMR结构中的一种； 所述FBAR的上电极3和下电极5的材料为金属Mo、 Cr、 Al或W中 的一种；上电极3和下电极5的厚度为10—1000纳米，所述压电薄膜4为 A1N材料层，其厚度为O.l-lO微米；所述金属层2由金属Au构成。采用SMR结构FBAR检测特异性抗体抗原的反应的基本方法是先将两个 FBAR分别固定羊抗人IgG抗体和羊抗鼠IgG抗体，然后放入人抗原液体中， 按照抗体抗原理论，羊抗人抗体和人抗原会发生特异性反应，而羊抗鼠抗体不 会和人抗原反应，测量FBAR放入人抗原液体前后是否有谐振频率的变化，来 验证抗体种类。参照图3、图4: SMR结构的FBAR制备在(100)单晶硅片14上制备 布拉格反射层全反射膜，布拉格反射层全反射膜包括高声阻抗5、 7、 9和低声 阻抗6、 8、 10，高声阻抗5、 7、 9由金属Mo构成，低声阻抗6、 8、 10由金属 Al构成；每层厚度为四分之一波长，高、低声阻抗层依次按照交替直流溅射淀 积在FBAR的硅片14上，然后在这反射层上射频反应溅射制备C轴取向的A1N 压电薄膜4，用醋酸硝酸=1: 2比例的刻蚀液刻蚀出A1N薄膜加下电极5，再直流溅射上电极3， KOH标准液刻蚀出上电极3薄—膜方框，从上到下依次的 金属层是Al-AIN-Mo-Al-Mo-Al-Mo-Al，压电薄膜4厚度是工作声波的半波长， 其它金属层厚度都是四分之一工作声波的波长，下电极5和布拉格反射层 Mo-A1-Mo-Al-Mo-Al面积是1 X 1平方毫米，压电薄膜4在上述面积内，其面积 是500X500平方微米，上电极3面积是200X200平方微米。参照图5、图6:测量使用探针台和矢量网络分析仪11测量，地线探针与 下电极5连接，上电极3接射频信号源，由探针和矢量网络分析仪ll馈入射频 信号；测量结果显示在上电极3、下电极5间存在声波的纵波谐振，也就是 FBAR是可以正常工作的。在FBAR上电极3表面直流溅射50纳米的金属铝层2。然后进行抗体固定 金属铝层2能够与蛋白1具有良好的稳定吸附结构，选择简单而频率稳定性高 的蛋白1物理吸附固定法，因为蛋白1与金属铝层2能够形成稳定的范德华力 直接吸附，同时蛋白1又能与免疫球蛋白IgG的Fc段结合。先将FBAR顺次在 酸、碱稀溶液中浸泡，然后蒸馏水清洗后，再用乙醇清洗，获得洁净表面后， 再将微量蛋白1溶液加在电极表面，静置。将一个FBAR放入羊抗人IgG抗体 液体中，另外一个FBAR放入羊抗鼠IgG抗体液体中，30分钟后抗体12与蛋白 l反应，用PBS溶液进行清洗，这样抗体12就固定在FBAR传感表面上，通过 测量谐振频率，可以得知FBAR放入液体中后，其谐振频率是2.048GHz;如图 6所示。用FBAR测量特异反应是否存在，或者说测试液体中是否有对应的抗原 将FBAR放入人抗原IgG含量万分之一的液体中，反应30分钟，用PBS溶液 进行清洗，测量谐振频率。测试结果表明固定了羊抗鼠IgG抗体的FBAR放 入人抗原液体后，其谐振频率没有噪声范围外的变化，而固定了羊抗人IgG抗体的FBAR放入人抗原液体后，其谐振频率下降为2.028GHz，谐振频率的变化， 是因为有抗原物质l 3沉淀在FBAR传感器表面，说明FBAR确实可以检测到 抗体抗原地反应；本发明明能够测量抗体组织与抗体对应的抗原的谐振频率偏 移参数，从而获得抗原含量的多少；这种传感器可以集成到芯片中，并且能够 实现微量抗体物质的传感。
权利要求
1、利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片，包括谐振器FBAR，在谐振器FBAR上设有上电极、下电极和布拉格反射层全反射膜，其特征在于所述谐振器FBAR上的上电极与下电极之间设有压电薄膜，所述布拉格反射层全反射膜包括高声阻抗和低声阻抗，高声阻抗由金属Mo构成，低声阻抗由金属Al构成；所述FBAR的工作频率在0.1-10GHz，Q值范围100-2000；在上电极上镀有金属层，该金属层上附着有蛋白。
2、 根据权利要求1所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片， 其特征在于所述谐振器FBAR的结构为表面气囊结构、体腔结构和SMR结构中 的一种。
3、 根据权利要求1所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片， 其特征在于所述FBAR的上电极、下电极由金属Mo、 Cr、 Al或W中的一 种材料构成。
4、 根据权利要求1所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片， 其特征在于所述上电极和下电极的厚度为IO—IOOO纳米。
5、 根据权利要求1所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片， 其特征在于所述压电薄膜为A1N材料层，其厚度为0.1-10微米。
6、 .根据权利要求1所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片， 其特征在于所述上电极上镀有的金属层由金属Au构成。
7、 根据权利要求1所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片， 其特征在于所述高声阻抗、低声阻抗每层厚度为四分之一波长，高、低声阻抗 层依次按照交替直流溅射淀积在FBAR的硅片上，高、低声阻抗层的层数为3 一7层。
8、 根据权利要求2所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片，其特征在于所述FBAR的上电极、下电极由金属Mo、 Cr、 A1或W中的一 种材料构成。
9、 根据权利要求2所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片， 其特征在于所述上电极和下电极的厚度为IO—IOOO纳米。
10、 根据权利要求2所述的利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片， 其特征在于所述高声阻抗、低声阻抗每层厚度为四分之一波长，高、低声阻抗 层依次按照交替直流溅射淀积在FBAR的硅片上，高、低声阻抗层的层数为3 一7层。
全文摘要
本发明属于基于压电效应的抗体检测生物芯片，特别是涉及一种利用压电薄膜体声波器件的抗体检测生物芯片；包括谐振器FBAR，在谐振器FBAR上设有上电极、下电极和布拉格反射层全反射膜，其特征在于所述谐振器FBAR上的上电极与下电极之间设有压电薄膜，所述布拉格反射层全反射膜包括高声阻抗和低声阻抗，高声阻抗由金属Mo构成，低声阻抗由金属Al构成；所述FBAR的工作频率在0.1-10GHz，Q值范围100-2000；在上电极上镀有金属层，该金属层上附着有蛋白和抗体组织；本发明能够测量抗体组织与抗体对应的抗原的谐振频率偏移参数，从而获得具体的抗原含量；这种传感器可以集成到芯片中，并且能够实现微量抗体物质的传感，从而为解决在体液环境下的生物极微量物质的测量创造了有利条件。
文档编号G01N33/53GK101246162SQ200810060159
公开日2008年8月20日 申请日期2008年3月12日 优先权日2008年3月12日
发明者侃 李, 王德苗, 程维维, 董树荣, 赵士恒, 雁 韩 申请人:浙江大学