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1、基于石英晶体的生物传感器的研究摘要凝血因子的分析在临床检查中被广泛应用，目前所有的检测方法都是以凝集反应为基础，通过血液凝集过程中反应体系的粘度、密度等的变化来判断血液凝集反应的终点。血液凝集终点的判断可通过自动化仪器或肉眼观察。肉眼观察，秒表计时，检测结果误差大，重复性较差；自动化仪器结果准确、快速、重复性好，但仪器昂贵、检测成本高，故需寻找一种灵敏、简单、精确测量、成本低廉的新检测方法。压电石英谐振测量技术能够准确地测量出微观反应过程中的微小变化并转化为可以定量检测的频率信号，具有亚ng级别的质检能力，从而为获取反应体系丰富的在线实时信息提供了一种简单、快捷的手段。我们将血液凝集反应与之结
2、合，通过适当的生物学处理和结构设计，构建出一个基于压电石英晶体传感技术的血浆凝血因子检测系统。基于单片机，采用等精度测频对压电石英生物传感器的硬件结构进行频率计数设计。以压电石英晶体传感器振荡频率检测系统为平台，建立了压电传感器频率动态响应模型。结果表明：本检测系统提高了凝血因子检测的方便性、精度和一致性，具有精度高和成本低等优点，有广阔的推广前景。关键词压电石英晶体；生物传感器；检测 Studies of Biosensor Based on Piezoelectric Quartz CrystalAbstractThe analyses of coagulation factor has
3、been widely used in the clinical examination, now all kinds of detection methods based on agglutination, the end of the blood agglutination is judged by the viscosity and density of reaction system during blood agglutination. The end of the blood agglutination is judged by automated equipment or vis
4、ual observation. The error of detection is big and poor repeatability by visual inspection and stopwatch time. The results obtained by automation equipment is accurate, rapid and reproducible, but the equipment is expensive and testing cost is high, so a sensitive, simple, precise measurement, low-c
5、ost new detection method is developed.Piezoelectric quartz resonator measurement technique can accurately measure the small change in the microcosmic reaction process and can be transformed into quantitative detection frequency signal, with sub-ng level quality inspection capabilities, so a simple a
6、nd fast method is provided for obtaining the abundant online real-time information of response system. Combined with the blood agglutination, through appropriate biological processing and structural design, we propose a plasma coagulation factor detection system sensor based on piezoelectric quartz
7、crystal technology. The frequency count of hardware structure of piezoelectric crystal biosensor is designed based on microcontroller, using equal precision frequency measure. Using piezoelectric quartz crystal sensor oscillation frequency detection system for the platform, we establish piezoelectri
8、c sensor frequency dynamic response model. The results showed that: the detection system improve convenience, consistency, and accuracy of detection coagulation factor, with low cost, high accuracy and widely popularizing prospect.Keywords Piezoelectric Quartz Crystal; Biosensor; Detection目录摘要IAbstr
9、actII第1章 绪论11.1 课题背景11.2 压电传感器的发展史21.3 压电生物传感器的研究进展31.4 论文研究内容4第2章 压电生物传感器与凝血因子检测系统62.1 硅材料62.2 压电石英晶体传感器的基本原理62.2.1 压电石英晶体62.2.2 切型及金属电极的选择82.2.3 Sauerbery方程82.2.4 振荡电路92.2.5 液相压电传感理论92.3 凝血因子检测系统122.3.1 凝血因子检测方法122.3.2 石英振子的加工制备132.3.3 压电传感器检测池的设计142.3.4 检测仪的设计152.4 本章小结16第3章 压电石英传感器频率测量技术的实现173.1
10、 频率的测量173.1.1 等精度频率的测量技术173.1.2 等精度频率测量的基本原理173.1.3 等精度测频的测量误差193.2 石英晶体传感器凝血因子-频率检测193.2.1 压电石英晶体传感器等精度频率测量的硬件实现193.2.2压电石英晶体传感器等精度测频的软件实现253.3 本章小结26第4章 压电传感器频率动态响应模型的建立274.1 凝血反应体系粘度密度变化规律274.2 压电石英晶体传感器频率变化与性质的关系284.3 粘度密度乘积变化与F的关系284.4 粘度密度乘积变化与F的关系284.5 本章小结30结论31致谢32参考文献33附录A33附录B40千万不要删除行尾的分
11、节符，此行不会被打印。在目录上点右键“更新域”，然后“更新整个目录”。打印前，不要忘记把上面“Abstract”这一行后加一空行第1章 绪论1.1 课题背景现代生物分析技术研究和发展的一个重要目标就是努力简化分析方法，使之能够在普通和常规条件下进行，并尽量减少操作技巧。在应用科学领域，分析系统操作步骤和技巧的任何简化，都被视为应用技术领域的进步1。为实现此目标进行的种种成功尝试使生物传感器应运而生，并呈迅猛发展之势。发达国家已形成了传感器研究开发产业，无论在基础研究、应用研究，还是在新产品开发及产业化方面都取得了惊人的成果2。近年来我国也逐渐加入了传感器技术的研究与开发力度，许多企业和民间资本
12、更是瞄准了生物传感器广阔的市场开发前景和诱人的高额利润，不惜投入巨资纷纷涉足这一高科技领域，组建了多个专门从事生物传感器研究的机构，掀起了生物传感器研究的热潮，极大地推动了生物传感器的研究、开发与应用。压电生物传感器在生命科学中的应用研究与探索也成为近年来热点研究方向。压电石英晶体生物传感器正以其灵敏的压电质量传感功能及其简单的仪器装置、快捷的分析速度、低廉的检测成本等优点而博得化学生物学研究人员的青睐。压电石英晶体传感技术是20世纪60年代建立起来的一种新型传感测量技术。在20世纪80年代压电石英晶体在液相稳定振荡获得成功后，压电石英谐振测量技术才开始广泛应用于生物传感器领域。石英晶体振荡频
13、率对晶体表面质量负载和反应体系物理性状如密度、粘度、电导率等的改变高度敏感，具有亚ng级的质量检测灵敏度，能够敏感地测量微观反应过程中的微小变化并转化为可以定量检测的频率信号，为获取反应体系丰富的实时在线信息提供了一种简单、快捷的可靠手段。因此，它在工业、农业、国防、生命科学等诸多领域极富有应用前景3。上述石英晶体生物传感器具有以下的优点：1经济性与简便性：通常是选择性好的生物材料构成的分子识别元件，因此一般不需要进行样品的预处理，它利用优异的选择性把样品中的被检测组分的分离与检测统筹为一体，测定时一般不需要另外添加其他试剂，克服了过去试剂费用高和化学分析繁琐复杂的缺点。2专一性与特异性：只对
14、特定物质起反应，而且不受颜色、浊度的影响。因为生物传感器主要是利用酶和底物、抗原和抗体、DNA-DNA或DNA-RNA等特异性识别机理，所以具有其他化学法无法比拟的优越性。3便携性与实时性：体积小便于携带，可以实现连续在线实时检测和现场检测。4易操作与自动化：操作系统比较简单，容易实现自动分析，准确度高，一般相对误差可以达到1%。5成本低与便推广：样品用量小，响应快，并且由于敏感材料是固定化的可以反复使用多次，传感器本身成本低，价格低廉，便于推广应用。1.2 压电传感器的发展史1880年，比尔和约克居里兄弟首先发现石英等一些晶体的压电现象4。他们指出，表面所形成的电荷和外加压力成正比。压电效应
15、包含有压电效应和逆压电效应两个方面。前者是指当压电晶体在外力作用下发生形变时，在其某些对应的面上会出现正负束缚电荷，也即没有电场作用，只是由于形变而产生极化现象；反之，在此类晶体上施加电压，则晶体会发生形变，这称为逆压电效应。压电传感器就是利用了压电材料所具有的压电效应，如以压电石英晶体(Piezoelectric Quartz Crystal，简称PQC)等一类压电材料为基底的体声波器件在厚度剪切模式振荡过程中与周边环境的相互作用，由器件超高频声波的声电阻抗谱、频谱或相位等的参量变化来对黄精介质包括质量、粘弹性、导纳、介电或流变特性、离子/溶剂传输等物理、化学性能作出相关应答并转换为相应传感
16、检测信号，获取有关目标组成或多元组分体系的成分、性状的一维或多维信息，以求得到对象的全面、动态、实时或在位描述，用于化学、生物学、药学、临床医学和环境科学等领域的传输检测5。目前应用最广泛的是市售的三明治式压电石英晶体。专门用于检测质量负载的PQC传感器称为石英晶体微天平（Quartz Crystal Microbalance,简称QCM）。QCM的应用始于60年代初，是一种非常灵敏的质量监测器，可以进行纳克级的质量测定6。1959年G.Z.Sauerbery7导出了QCM的频率响应与沉积在其电极表面的质量的关系： (11)其中 、A、和 分别为石英晶体的基频、电极的面积、弹性模量和密度。由于
17、Sauerbery方程首先是在真空或气相条件下导出的，1964年King首先利用QCM技术成功地支撑气体传感器使得QCM在气相分析等领域取得了广泛的应用，文献8已做了详细的综述。进入80年代，压电传感领域的几个著名研究组如：P.L.Konash,姚守拙，J.K.Kaufman等组相继发表了晶体在液相中稳定振荡成功地研究论文9，从而大大拓宽了压电在传感领域的应用范围。自此压电晶体其它的一些非质量传感特性如：电导传感、密度传感、粘度传感等亦被相继揭示与应用，至90年代末形成了压电体声波质量传感与非质量传感并行发展的研究姿态10。直至今日，压电传感器的分析技术仍以传统的振荡器方法为主，虽然振荡器法只
18、能提供PQC的串联共振频率这一单一的信号，PQC在粘度过大的液相中还容易停振，而且其振荡行为受振荡电路类型和元件参数的影响11，但这种直接测频法的突出优点是简单，对于一般的并不复杂的体系，采用这种方法完全能够满足分析的需要。1.3 压电生物传感器的研究进展压电生物传感器是一种将高灵敏度的压电传感器与特异的生物反应结合在一起的新型生物分析方法，这一方法不需要任何标记，且仪器结构简单、操作方便，引起人们的浓厚兴趣，组建成为生物传感器领域中的一项研究热点。近年来在生物分析方面也取得长足进展，以下仅从免疫、基因及细胞等方面作些介绍。1压电免疫传感器压电免疫传感器的基本原理就是将抗体或者抗原固定于石英晶
19、体表面，利用抗原与抗体的特异亲和反应，当待测的抗原或抗体与所固定的识别物质相互作用而产生特性吸附时，就会导致晶体表面质量负载的增加，所吸附的抗体或抗原的量可以通过传感器的频率变化加以检测。因为压电传感器测定的是质量变化，无需经典的免疫分析方法如放射性同位素标记法及酶联偶合法中的标记和分离步骤，可以简化操作程序，提高分析速度12。早在1972年，shons等便以抗原（牛血清蛋白，马r-球蛋白）作为晶体涂层，用于检测溶液中的抗体活性。由于当时压电传感器只能在气相中振荡，因此需抗体吸附于晶体表面并干燥后才能进行质量测定。直接在溶液中进行测定的最先为Roederer等人的工作，他们以硅烷修饰晶体表面以
20、获得对蛋白质高度亲和的表面后，再将anti-IgG固定于晶体表面以测定溶液中的IgG。和其它免疫化学传感器一样，抗原或抗体的固定化技术是制备免疫传感器的关键。固定化过程既要把目标蛋白质固定于载体表面，又要保留蛋白质的活性。在压电晶体表面直接固定蛋白质易导致蛋白质的失活，因此一般需要对晶体表面先进行修饰，然后再在修饰层上固定抗体或抗原。另外，压电免疫传感器已用于微生物检验研究。Park等利用Sulfo-LC-SPDP自组装技术把琉基化得沙门氏菌抗体固定在10MHZ的石英晶体表面，提高了检测的灵敏度和特异性。以硫酸盐缓冲液来检测细菌标本悬液中的目的细菌，该方法的检测范围在9.91.8CFU/ml。
21、Wong13等采用覆盖聚乙烯亚胺薄膜的银电极上用戊二醛交联剂固定单克隆抗体，来区分和检测沙门氏菌的ABD血清型；在5 cells/ml的范围成线性关系。 2压电基因传感器压电传感器测定DNA的基本原理是将单链DNA探针固定到晶体表面，当序列与之互补的待测DNA在晶片上杂交形成双链DNA时，晶体的质量增加和产生表面粘弹性变化，根据传感器频率变化或网络分析加以测定14。日本Okahato等人采用了一个9MHz的AT切割的镀金的石英晶体，利用10个碱基的能与单链的M13噬菌体DNA的Ecor结合位点互补的脱氧核糖核苷酸作为探针，研究了由于杂交引起 的频率差随时间的变化，获得了满意的结果15。同时，他
22、们还研究了不完全互补的靶DNA的杂交情况。结果表明，当有一个连续的互补碱基存在时，也可以进行杂交，但随着互补碱基的数量下降杂交也变得越来越不稳定。他们还研究了温度对杂交的影响，发现在5560之间，随温度的上升，杂交双链开始熔链，熔点为60。Ito等观察了溶液酸碱度对DNA连接的影响，发现在酸性或碱性条件下，DNA探针连在电极上的量最多，而在中性溶液中，DNA杂交效果最好。还发现将双链DNA连在电极上之后加热变性成单链，比单链DNA直接连在电极上杂交的DNA量多。他们认为出现这种差异肯呢个是由于连在电极上的单链DNA所产生的杂交空间位阻比双链DNA大所致。一般来说，电极上DNA探针量与杂交DNA
23、量追之比仅为100：1.他们还将DNA嵌入剂Hoechst33258引入到实验体系中，发现Hoechst33258的潜入量与杂交DNA量成线性关系。Hoechst33258的引入不仅提高了检测的灵敏度，而且为DNA和DNA嵌入剂的定量分析提供了新的研究途径16。3压电传感器应用于细胞核微生物研究根据细胞在培养液中的状态可以把细胞分为悬液细胞核贴壁细胞。贴壁细胞顾名思义就是在培养器皿的壁上生长，细胞的分裂生长过程对应于器壁的质量增加过程，故可以利用压电传感器的质量特性对细胞生长过程进行监测。Redepenning等人用压电传感器对成骨细胞osteoblasts的贴壁速率进行了监测，并用扫描电子显
24、微镜测定细胞的表面覆盖率，结果发现晶体的频率下降值与晶体表面细胞的覆盖率有线性关系，但信号主要来自细胞贴壁所导致的表面粘度变化，因此Sauerbrey方程不成立17。这已结果也在预料之中，因此细胞的典型直径约为10um，比压电晶体表面声波的作用距离大得多，细胞中只有贴壁的一小部分参与晶体的振荡；另外，细胞在表面不是均匀刚性膜，而且细胞含大量的细胞浆，在溶液中细胞还受溶液的浮力作用。由于在细胞与晶体的作用中，粘弹性的作用大于质量作用，所以在压电传感器的检测方式上，除采用频率外还以阻抗分析法测量与能量损耗有关的参数。此外，细菌生长过程中的新陈代谢作用也会改变培养基的物理活性参数如粘度等，这一现象也
25、可用压电传感器加以监测。1.4 论文研究内容本文主要阐述压电石英晶体生物传感器对凝血因子检测系统的研究过程。介绍了血浆凝血因子检测系统的工作原理。压电石英晶体生物传感器以石英晶体的压电谐振电路为核心，利用石英晶体的“逆压电效应”，使被测物质直接作用于石英晶体元件表面，通过质量变化，引起频率变化，使被测物质质量的变化直接转换为频率的变化，即频率输出信号。在课题的研究过程中，主要的研究内容为：1凝血因子检测系统的原理。凝血因子检测系统的工作原理是利用石英晶体的逆压电效应进行测量的。以德国物理学家Sauerbrey导出的压电石英晶体频移与晶体表面均匀吸附的物质质量之间变化关系的Sauerbrey方程
26、为理论基础。2石英晶体传感凝血因子-频率检测系统的设计。基于单片机，根据石英晶体生物传感器的工作原理即压电谐振技术优化设计频率计数系统。采用等精度频率测量法，同时提高传感器的灵敏度和减少非线性。 3压电传感器频率动态响应模型的建立。第2章 压电生物传感器与凝血因子检测系统2.1 硅材料硅在集成电路线路和微电子器件的生产中有着广泛的应用，主要是利用硅的电学性；在微机械结构中，则是利用其机械特性，或者同时利用其机械特性和电学性，继而产生新一代的硅机电器件和装置。硅材料储量丰富，成本低，硅晶体生长容易，并存在超纯无杂的材质，不纯度在十亿分之一的量级；因而本身的内耗小，因数高达数量级（实际值往往比其最
27、高值小几倍）。设计得当的微活动机构，如微传感器，能达到极小的迟滞和蠕变、极佳的重复性和长期的稳定性一级高可靠性；所以用硅材料制作传感器，有利于解决长期困扰传感器领域的三个难题：迟滞、重复性和长期漂移。硅材料质量轻，密度为2.33g/，是不锈钢密度的，而弯曲强度却为不锈钢的3.5倍，具有较高的强度/密度比和较高的刚度/密度比。单晶硅具有很好的导热性，是不锈钢的5倍，而热膨胀系数则不到不锈钢的1/7，能很好的和低膨胀Invar合金连接，避免热应力产生。单晶硅为立方晶体，是各向异性材料，其机械特性和电子特性取决于晶向，其电阻应变灵敏系数()高，在同样的输入下，可以得到比金属应变计更高的信号输出，一般
28、为金属10100倍，能在 级甚至在级上感到输出信号。同时硅材料的制造工艺与集成电路工艺有良好的兼容性，便于微型化、集成及批量生产。综上所述，硅材料的优点可归纳如下：1优异的机械特性。2便于批量生产微机机械机构和微机电元件。3与微电子集成电子线路便于集成。4微机械与微电子线路便于集成。正是这些优点，使硅材料称为制造机电和微机械结构及其微传感器最主要的优选材料。2.2 压电石英晶体传感器的基本原理压电石英晶体传感器是利用石英晶体作为基底的体声波器件在厚度剪切模式振荡过程中与周边环境的相互作用，由器件超高频声波的声电阻抗谱、频谱或相位等参量变化对环境介质如质量、粘弹性、导纳、介电或流变特性等物理化学
29、性能作出相关应答并转化成相应的检测信号。2.2.1 压电石英晶体 压电传感器的核心传感元件是压电石英晶片，其工作原理是石英晶体的压电效应。压电现象是1880年由Curie首先发现并描述的：某些电解质物质，在沿一定方向受到外力的作用时，内部会产生极化现象，同时在其表面上产生电荷；当外力去掉以后，又重新回到不带电的状态，晶体表面所产生的电荷和外加压力成正比。这种将机械能转变为电能的现象，称为“顺压电效应”。相反，在电介质极化的方向上施加电场，它会产生机械形变；当去掉外加电场时，电介质的变形随之消失。这种将电能转变成机械能的现象，称为“逆压电效应”。具有压电效应的的电介质物质称为压电材料。迄今已经出
30、现的压电材料分为三种类型：一是压电晶体（单晶），它包括压电石英晶体和其他压电晶单晶；二是压电陶瓷（多晶半陶瓷）；三是新型压电材料，其中有压电半导体和有机高分子压电材料两种。在传感技术中，目前国内普遍应用的是石英晶体和压电陶瓷。其中，石英晶体因其良好的机械、电化学和温度等综合性能，成为压电生物传感的主要元件。石英晶体是最常用的压电晶体之一。石英晶体是单晶结构，外型呈六角棱柱体，两端呈六角棱锥形体。石英晶体的各个方向的特性是不同的，一般采用直角坐标系：Z轴与晶体上、下晶定点连线重合，因光线沿该轴通过石英晶体时无折射，而且沿该轴方向上没有压电效应，故称Z轴为光轴或中性轴；X轴经过六棱柱棱线垂直于光轴
31、Z，因垂直于此轴的面上压电效应最强，故称X轴为电轴；Y轴垂直于光轴Z和电轴X，因此在电场的作用下沿该轴方向的机械变形最明显，故称Y轴为机械轴。石英晶体的压电特性与其分子内部结构有关。由于石英晶体结构的较好的对称性，它使介子各向同性和完全个向异性之间的晶体。因此它的独立压电系数只有两个：和，其压电常数矩阵可写为 (21)其中=2.3110-12 (C/N）；=0.7310-12 (C/N)。表2-1 石英晶体的主要物理性质名称数据密度2.65弹性模量E/MPa弯曲强度/MPa90介电常数4.6压电常数热膨胀系数热导率电阻率0.1在室温的条件下，石英晶体具有三方晶系的结构，这种晶体具有左旋或右旋结
32、构，当温度高于居里温度点537时，其结构转变成六方晶系的晶体，其压电效应活性明显降低。表2-1给出石英晶体的主要物理性质。石英晶体是绝缘材料，在其表面淀积金属电极引线，不会产生漏电现象。同时石英晶体与单晶硅一样，具有优良的机械物理性质。它材质纯、内耗低，机械品质因数的理想值可高达 数量级，迟滞和蠕变极小，可忽略不计。石英材质轻，密度为2.65g/cm3 ，为不锈钢的，弯曲强度为不锈钢的4倍。其最高工作温度不应超过250。2.2.2 切型及金属电极的选择Z型石英晶体具有机械品质因素较高（Q值可高达）、介电常数和压电系数非常稳定（在20200范围内，其温度系数为0.016%/，居里点位573）、机
33、械强度高、绝缘性好、抗辐射能力强、反应无迟滞性、耐酸碱腐蚀、压电特性不易丢失、整体结构工艺好、适于大量生产等优点，因此本研究采用Z型石英晶体作为生产石英基片的基体。石英晶体是一个单晶体可以在不同方向上切割，但同时它又是各向异性晶体，在不同方向上切割的切片，其物理性能存在较大的差别。最常用的石英晶片是AT切型，即沿着与石英晶体主光轴成35.4方向切割而成。晶体的厚度一般在0.10.3mm之间，晶体表面的激励电极为银（或金）膜电极，厚度1m左右。在电场激励下，石英晶片以厚度剪切方式（thickness-shear-mode）振动，其振荡频率由厚度决定并与之成反比，频率范围为120MHZ。对于高频的
34、矩形切片，其振荡频率高低与石英晶片的厚度成反比，晶片太薄，频率越高，灵敏度也就越高但加工特别是铣磨工艺越困难，因为太薄的晶片承受压力小，易碎裂。同时为了减少应力作用，使外力作用点远离中心振荡区，可扩大切片的几何尺寸。因此，我们在本研究中，选用AT切型、基频10MHz的石英晶体，晶体直径8.5mm,厚度在100150nm范围内。压电传感器的石英晶体激励电极金属材料常用金、银等。研究已证明，两种电极石英晶体的响应特性和生物结合特性并无显著差异，均可用于压电生物传感器的电极。金膜电极性能稳定、不易氧化，但价格昂贵，加工成本较高，由于加工工艺的影响，金膜晶振无成熟生产线，仅能按需生产，且经常表现出同批
35、产品基频差异性大，经过筛选才能使用。银膜晶振已经有成熟生产线工艺的生产，而且频率稳定，成本较低。本研究综合多种因素，选用商用银膜电极的适应晶体作为压电凝血传感器的换能器件，电极直径4.0mm，使用前再去掉真空包装的金属空壳。2.2.3 Sauerbery方程虽然压电石英晶片的谐振频率在恒定条件下非常稳定，如普通石英钟的精确度可达到误差小于1秒，相对误差在千万分之一以下，但Sauerbrey指出，若在石英晶体的电极表面加上一小质量负载层，将导致晶振频率的显著下降。Sauerbrey将质量负载层等效于晶体的厚度增加，从理论上导出了晶体表面负载物质质量与谐振频率的关系即Sauerbrey方程： (2
36、2)其中， F为晶体的固有谐振频率(基频，Hz)为晶体表面涂层质量（g）为由涂层所引起的频率变化A即为涂层面积（cm2）对基频为9MHz的石英晶体，若取电极直径=6mm，由上式可知1g的质量变化将导致645Hz的频率降低。由于频率测定可以达到很高的精度，估计检测限可达10-12g，因此振动的石英晶体是非常灵敏的质量监测器，并称作石英晶体微天平（Quartz Crystal Microbalance,QCM）。从振荡点里频率测量信噪比考虑，易达到10-9g，因此石英晶体质量传感器也称为纳克微天平18。2.2.4 振荡电路振荡电路如图2-1工作在石英晶体串联谐振频率上。这时，晶体等效阻抗最小，正反
37、馈最强，容易起振。当晶体浸入液体后，由于液体阻尼的影响，振荡器输出电压幅值下降。因此在振荡电路的输出端增加一级带LC选频回路的高频放大器，以提高振荡信号的幅值。放大后的频率经整形后与参考频率进行差频比较。图2-1 振荡电路 2.2.5 液相压电传感理论压电石英晶体谐振器是一种换能器，当在其谐振频率附近工作时，在真空或空气中无负载的情况下，可表示成机械端与电学端的耦合，而这种耦合是通过压电效应来实现的，因为压电谐振器在电学上等效于一个电路，以集中参数形式表述如图2-2(a)、2-2(b)、2-2(c)所示。图中，C0为静电容，Cq及Lq为动态电容和动态电感，与压电晶体的柔度及质量成正比，Rq为机
38、械能损耗电阻，Xq为动态臂阻抗，K为机电耦合系数。近年来，随着石英晶体液相振荡获得成功，人们对石英晶体液相振荡特性的认识越来越深入。石英晶体的应用范围也得到拓宽，特别是在生物学中的应用引起科研工作者的极大兴趣。由于压电传感器均是通过测量振荡频率的变化来获取所需的信息，因而对在液相中振荡的晶体，首先遇到并必需解决的两个问题是：1影响晶体振荡活性（活力）的因素有哪些，或者说晶体在不同性质溶液中的振荡区间由什么决定；2溶液性质对晶体振荡频率影响如何。只有解决了这两个问题，才能使晶体振荡（应用）体系拓宽，也才能准确的根据晶体振荡频率变化来获取质量传感的信息。经研究发现：在液相中，石英晶体微天平不仅对质
39、量敏感，而且会受到外界温度、气压、磁场起伏、冲击震荡、液体密度、粘度、介电常数、电导以及流过晶体的激励电流起伏等因素的影响 。已经有很多人在液体环境中进行了将压电石英晶体传感器作为监测器的研究。这些研究证实，质量负载和粘性耦合是导致压电石英晶体频率变化的两个主要作用机理。然而，其它一些影响因素，如：由于电极末端边缘场引起的声电作用也能引起频率的变化。通过修饰的压电石英晶体传感器接触液体的研究发现：在过度区内，衰减声场被提高，这个电场能与附近的导电/介电溶液相互作用，这将导致压电石英晶体传感器在平行响应条件下频率的较大变化。 晶体两面电极均浸入液体中，会受到液体机械声负载和介电负载的协同作用。前
40、者由液体的密度和粘度决定影响晶体机械端，后者与液体的电导率k和介电率有关而反映于晶体电学端。由剪切波在粘性介质中的流体力学理论，对以剪切波在牛顿型液体中传播的AT切压电石英晶体，谐振晶体单位面积上受到液体的机械声阻抗负载可表述为： (23)设晶体谐振区仅限于其金属电极部分并令电极面积为A，则液体施加于晶体两面电极上的总声阻抗为 (24)因此液体中压电石英晶体的分布参数等效于电路如图2-3所示。图2-2 空气中的压电等效电路图2-3 两面电极浸入液体中的压电晶体等效电路。 液体中常规压电晶体的等效参数的关系式相应为： (25) (26) (27) (28)其中，w是晶体的角频率，A*及l是与晶体
41、电极、引线极其结构有关的常量。对于单面接触液体的常规压电晶体，因两电极间无溶液回路，故其电学环境与气相类似（即），仅其机械端发生了变化（其Xq及 Rq值由于接触液体的面积不同而恰为两面接触液体的一半），因此，质量变化与之间的关系满足Sauerbrey方程。2.3 凝血因子检测系统系统采用单片机来对石英晶体的输出频率进行计数。系统框图如图2-4所示。石英传感器振荡电路AT89C52计算机图2-4 检测系统框图2.3.1 凝血因子检测方法压电石英晶体生物传感器是应用“逆压电效应”进行测量的。1959年德国物理学家Sauerbrey导出了压电石英晶体频移与晶体表面均匀吸附的物质质量之间变化关系的Sa
42、uerbrey方程，建立了压电石英晶体谐振测量技术的理论基础。交变激励电压施加于石英晶体两侧的电极时，石英晶体会产生机械振荡。当交变激励电压的频率与石英晶体的固有频率相同时，形成压电谐振。若石英晶体表面沉积了一定质量的物质，其振荡频率就会发生相应变化。频率的改变正比于压电石英晶体质量的增加。压电石英晶体生物传感器选择的吸附物是酶、抗原、抗体等生物识别物质。将这些物质均匀地涂布在压电晶体上，利用酶与底物反应形成酶的底物复合物，抗原和抗体反应形成免疫结合物等性质，就可以实现吸附物与待测物的特异性结合。通常将可选择性吸收待测物质的某种材料均匀地涂在压电石英晶体表面，得到一个基础频率，然后将其放到有待
43、测物质的气体或液体中，压电石英晶体与被测物质作用而形成复合物，再对吸附了被测物质后的压电石英晶体进行频率测定 ，从而得到新的频率，振动频率的变化 (29) 石英晶体谐振频率和晶体电极表面质量负载变化之间的关系可由Sauerbrey方程表示： (210)其中，是覆盖上的晶体的共振频率的变化，f是晶体的共振频率，是增加的质量，A是覆盖的晶体的有效面积， 和分别是石英晶体的密度和剪切模量。Kanazawa等还发现可能取决于所接触溶液的粘度和密度。 (211) 其中式(211)中和分别是液体的绝对密度和粘度。以血浆凝集反应过程为基础，观察压电石英晶体振荡频率在血浆凝血反应过程中的变化规律，建立血浆凝集
44、反应起点和终点的判断标准。凝血过程分为三步。三步指的是：1生成凝血活酶2生成凝血酶3纤维蛋白原转变成纤维蛋白，反应的是凝血的顺序过程。凝血酶原时间（PT）是评价外源性凝血途径的实验。2.3.2 石英振子的加工制备被覆激励电极并能够激励振荡的压电元件称为压电振子。因此，石英振子激励电极的制备是石英晶体换能器的关键技术。对于高频矩形石英切片，其振荡频率完全取决于晶片厚度，因此切割后必须经过精细的研磨，以求取所需的频率。要求电极银膜厚度均一、附着力强，这对石英晶片电极制作提出了较高的要求。我们采取以下步骤进行石英振子的加工制作。1石英晶片的切割：用线切割机按AT切向把Z型石英切割成直径为8.5mm的
45、切片。2石英切片的铣磨：经过初磨细磨初抛光精抛光筛选等流水作业过程，得到表面平整、厚度均一的石英晶体基片。3石英压电振子的洗涤：石英晶体基片采用1.2M的NaOH溶液、1.2M的Hcl溶液分别浸泡30min，三蒸水浸泡30min，超净环境干燥。4蒸镀银膜电极：先镀一层20nm的金属铬作为衬底，然后在铬层上进行银膜蒸镀。2.3.3 压电传感器检测池的设计凝血功能为一个精密的实验，它对精确度和重复性上要求较高。传统的黏胶式传感器在制作时候需要手工涂胶，无法准确控制胶的量和均匀性，常常使得检测池面积不规则、大小不均，也容易造成传感器对位对线不准确而使得液面不平或者液体对晶振垂直应力大小不一、角度不一
46、，电磁干扰严重的问题等，这些缺点均会造成构建黏胶式传感器成功率低，检测结果重复性差，准确度不够等。1检测池结构图为保证石英晶振单面触液，且每个组装好的传感器在尺寸、晶振表面正应力大小及角度、电磁屏蔽性、晶振品质因子Q值损耗、晶振频温曲线等等关系到传感器谐振能力的每个因素都具有同质性，我们设计构建了一个螺旋式的检测池结构，该检测池由基座、O形密封圈、压块、螺母等组成。图2-5 检测池结构如图2-5所示，(1)内螺纹螺母；(2)压块，带固定栓结构；(3)石英晶振；(4)O形硅胶密封圈；(5)外螺纹基座，内壁带有与压块固定栓匹配的固定槽。2检测池主要部件设计外螺纹基座：主要为石英晶振提供“对位对线”的固定及电磁屏蔽功能。根据石英晶振规格设计，采用铝合金材料，上端外螺纹与螺母内螺纹对应;提供一个O形硅胶密封圈卡位；内壁设计一固定槽与压块的固定栓对应；基座外侧壁采用滚花设计，方便装配检测池。O形硅胶密封圈：主要功能为缓冲对晶振的压力及密封作用，保证晶振单面触液。内螺纹螺母：主要功能是为提供垂直压力，使得压块、O形密封圈和晶振形成检测池，并有电磁屏蔽功能。采用铝合金材料，外侧面滚花，方便装配检测池。压块：采用铝合金材料，外面设计有一固定栓，与基座的固定槽卡位后，在螺母旋压下，该压块只能在垂直于晶振方向移动，而不会对O形密封圈及晶振产生水平扭力矩，从而保证晶振只受到垂直的正压力；内壁
