本發(fā)明涉及一種石英晶體微天平，特別是一種高通量(8通道及以上)壓電抗聲波耦合及抗應(yīng)力干擾諧振芯片的制備方法及其測量系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

石英晶體微天平(QCM)是一種對表面質(zhì)量高度敏感的傳感器，具有操作簡單、高敏感度、無需標(biāo)記、實時監(jiān)測、免侵入等優(yōu)點，已被廣泛用于物理、化學(xué)、生物等各個領(lǐng)域。QCM作為一種基于壓電效應(yīng)的聲波分析傳感器，它可以通過質(zhì)量分析和粘彈性分析定量測定固-固/固-液相界面吸附和反應(yīng)，其在化學(xué)與生物傳感等領(lǐng)域已有廣泛應(yīng)用，目前在這方面已經(jīng)有大量的文獻(xiàn)報道。近年QCM的質(zhì)量與粘彈性敏感原理也被應(yīng)用于動物細(xì)胞黏附、鋪展和生長等動態(tài)過程的監(jiān)測及細(xì)胞在藥物等激勵下的響應(yīng)研究?？赡壳暗腝CM裝置與測量系統(tǒng)是低通量的，即一般僅允許一個到幾個QCM同時測定，十個到幾十個QCM同時測定的系統(tǒng)、主要應(yīng)用于氣相低阻尼情形、且僅有頻率一個測試變量，不利于液相為基礎(chǔ)的生物分析、特別是不適于活細(xì)胞分析。

活細(xì)胞測定有別于生化成分分析的一個重要差別在于活細(xì)胞是動態(tài)的，其行為與功能與其傳代數(shù)、所處的細(xì)胞微環(huán)境等密切相關(guān)。因此為了測定細(xì)胞對藥物的響應(yīng)，研究細(xì)胞在不同病理與生理狀態(tài)的變化，只有采用大量的平行測試，如高通量測試才能得到可比較、有意義、重復(fù)性好、效率高的結(jié)果。同樣，高通量QCM分析系統(tǒng)對蛋白質(zhì)相互作用、基因分析等生化分析也是特別有效的。目前，已有其它傳感分析技術(shù)，包括電化學(xué)阻抗與光傳感技術(shù)已實現(xiàn)了高通量測試而應(yīng)用于細(xì)胞與生物分子相互作用分析。QCM相對于其它傳感分析的優(yōu)勢在于它既不要求象電化學(xué)阻抗技術(shù)那樣一定是導(dǎo)電傳感表面，也不需象光傳感技術(shù)那樣必須為透明基質(zhì)。此外，QCM的靈敏度與探測深度可通過調(diào)節(jié)其厚度或頻率而改變，特別地、它還可直接提供待測體系的粘彈性信息，有助于研究細(xì)胞與生物分子的結(jié)構(gòu)與功能?？赡壳吧袥]有八通量以上的高通量QCM技術(shù)問世，其主要原因在于高通量石英晶體芯片研制的困難。

石英晶體很薄、易碎，為了使石英晶體振蕩，必須在晶體兩面被上金屬電極以施加交變電場。用作液相生化或細(xì)胞QCM分析的石英晶體通常通過O形圈或環(huán)，經(jīng)機(jī)械方法固定于檢測池中，僅將一面QCM電極與測試體系接觸，顯然這種方法需要裝拆池子、操作不便而不可能制成高通量的QCM檢測系統(tǒng)，且機(jī)械安裝時會在與O形圈或環(huán)接融的石英部分施加應(yīng)力而影響石英晶體的諧振性能，甚至導(dǎo)致晶片破損。另一種典型結(jié)構(gòu)為通過金屬棒及彈簧與被在石英晶體外沿的金屬電極接觸、同樣不可避免地會產(chǎn)生應(yīng)力。因此，由于不同石英晶體制作工藝及其安裝時所受應(yīng)力的差異使獲得性能一致的QCM芯片及檢測池-實現(xiàn)高通量QCM技術(shù)的必要條件的滿足造成了額外困難。

過去一、二十年來，人們致力于在單片石英晶體上制造多個石英晶體諧振片，通常被稱作單片QCM陣列，顯然這種方法所制備的每個QCM芯片都是完全一致的，所制備的QCM陣列結(jié)構(gòu)緊湊?？蛇@種技術(shù)有兩個缺陷，首先不管從材料來源還是晶體加工技術(shù)，石英晶體片的尺寸非常有限，在晶片頻率確定即晶片厚度確定的情況下，晶片尺寸越大加工晶片時越容易破損，因此利用單片石英晶體所制備的QCM陣列從源頭上就不可能實現(xiàn)高通量。此外，同一石英晶體基片上不同QCM同時振蕩時將通過共同基底聲波的傳播不可避免地存在相互干擾，除非相鄰兩個QCM的距離足夠遠(yuǎn)，這樣將進(jìn)一步限制同一基片上的QCM陣列數(shù)。這種單片QCM陣列結(jié)構(gòu)中的聲波相互干擾非常復(fù)雜，取決于相鄰電極及電極引線間的距離，每一電極的大小、幾何形狀、厚度與力學(xué)性能。顯然，這種聲波相互干擾隨著各電極與實際待測體系的相互作用而進(jìn)一步加劇和變得更不可預(yù)測。為解決聲波干擾，人們試驗了對基底結(jié)構(gòu)修飾的各種方法，如采用凸面結(jié)構(gòu)和X軸反轉(zhuǎn)結(jié)構(gòu)等，這些方法雖有效，但并不能完全消除聲波干擾。新近，Kata Jaruwongrungsee等在《基于無干擾的多通道單片石英晶體微天平的實時多組分分析生物傳感器》(Real-time multianalyte biosensors based on interference-free multichannel monolithic quartz crystal microbalance，Biosensors and Bioelectronics,67(2015)576–581)中提到，通過在單片石英襯底相鄰QCM電極之間插入聚二甲基硅氧烷隔離材料而有效抑制了相鄰QCM之間厚度剪切振蕩模式之間的耦合?？扇缟纤f，由于單片石英晶體尺寸的限制而不可能實現(xiàn)高通量(上述工作僅在單片石英晶體上構(gòu)造了三個壓電諧振芯片)。此外，由于各QCM芯片之間仍為同一石英材料相連，包括剪切模式在內(nèi)的各種聲耦合不可能完全消除。

在中國專利“微型壓電諧振式傳感器陣列芯片”(專利申請?zhí)?9117440.2)中，莫志宏采用將多個獨(dú)立、微型、兩面敷有電極的壓電諧振片，通過固定在非壓電材料的絕緣基片上而提出了微型壓電諧振式傳感器陣列芯片的制備方案，由于避免了使用壓電石英晶體本身作為共同基質(zhì)、壓電諧振片之間的聲耦合與干擾將大為降低。但該方案中的壓電晶體背面電極與絕緣基片上的共電極是通過剛性接觸的，不可避免將產(chǎn)生一定的接觸應(yīng)力，此外絕緣基片本身為硬質(zhì)材料、固定其上的壓電諧振片之間仍有可能會有一定的聲耦合。在另一實用新型專利“壓電傳感檢測多孔板”(專利號:99241239.0)中，莫志宏提出了將壓電諧振片固定在通孔絕緣基板底部的方案，具體地，將直徑稍大于通孔的壓電諧振片外周用環(huán)氧樹脂膠粘劑固定在通孔絕緣基板底部而形成檢測池。這種結(jié)構(gòu)避免了石英晶體電極與基板的硬接觸，但石英外周用環(huán)氧樹脂粘合，環(huán)氧樹脂等粘合劑凝固過程仍將產(chǎn)生應(yīng)力、且凝固后膠粘處十分堅硬，聲波仍可能部分傳播而不能完全消除同一基片上相近不同壓電諧振片之間的聲耦合，同時不同壓電諧振片的引線間存在干擾，因此可能造成振蕩減弱及寄生振蕩，使壓電諧振芯片主峰阻尼增加。此外，由于壓電片和環(huán)氧樹脂膨脹系數(shù)的不同，在極端環(huán)境或化學(xué)處理(如Piranha溶液)下，可能出現(xiàn)易碎壓電片破裂的情形。

目前在藥物篩選方面，為減少被篩選樣品的用量，擴(kuò)大篩選規(guī)模，實現(xiàn)藥物篩選的一樣多篩，高通量藥物篩選所使用的主要是分子和細(xì)胞水平的篩選模型。但是，在生物學(xué)評估中(如活體實驗前)或存在藥用靶點未知的情況下，往往需要較長的周期，而且需要大量的活體實驗才能得出初步的結(jié)論。細(xì)胞是生物體結(jié)構(gòu)和功能的基本單位，一個生物體對于疾病、傷害和治療的響應(yīng)其實是源于其細(xì)胞的響應(yīng)。因此迫切需要開發(fā)出能在細(xì)胞層次，快速篩選藥物與評估藥物生物學(xué)毒性的方法。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明為了解決以上問題，提出了一種免聲波干擾、無應(yīng)力、低阻尼、高穩(wěn)定性、方便操作的高通量壓電諧振芯片制備方法及相應(yīng)的測量系統(tǒng),并通過測試八通道壓電諧振芯片的諧振性能、抗干擾能力及幾種藥物對大鼠心肌細(xì)胞的影響而進(jìn)行了驗證。本發(fā)明提出的方案可為細(xì)胞層次高通量藥物篩選與毒性評估等提供一種新的、強(qiáng)有力分析手段，并可用于分子相互作甪和化學(xué)、環(huán)境科學(xué)等分析檢測領(lǐng)域。

為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提出的一種高通量壓電諧振芯片制備方法，包括在一基片上開設(shè)多個穿孔或使用透明材料制成的半穿孔，每一穿孔或半穿孔內(nèi)置入一壓電諧振片，各壓電諧振片用相同批次材料和工藝制作而成，各壓電諧振片的上、下兩面分別經(jīng)鉻或鈦粘附層連接工作電極及背面電極，工作電極及背面電極的一端經(jīng)低溫導(dǎo)電銀膠與接口端子連接，且各壓電諧振片周圍使用柔性粘合層連接基片，各壓電諧振片的背面電極底部設(shè)有后蓋。

為實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提出的一種上述高通量壓電諧振芯片測量系統(tǒng)，包括高通量壓電諧振芯片、檢測池、光學(xué)/熒光顯微鏡、電化學(xué)工作站及樣品池，所述高通量壓電諧振芯片包括基片，基片上開設(shè)多個穿孔或使用透明材料制成的半穿孔，每一穿孔或半穿孔內(nèi)置入一壓電諧振片，各壓電諧振片用相同批次材料和工藝制作而成，且各壓電諧振片周圍使用柔性粘合層連接基片，各壓電諧振片的上、下兩面分別經(jīng)鉻或鈦粘附層連接工作電極及背面電極，且工作電極及背面電極的一端經(jīng)低溫導(dǎo)電銀膠與接口端子連接，各壓電諧振片的背面電極底部設(shè)有后蓋。

所述高通量壓電諧振芯片放置在實驗環(huán)境控制箱中，且高通量壓電諧振芯片的各壓電諧振片上面分別設(shè)置檢測池，各檢測池的上方分別設(shè)置對電極，且高通量壓電諧振芯片上方設(shè)置排槍移液器，高通量壓電諧振芯片的下方設(shè)置一光學(xué)/熒光顯微鏡；電化學(xué)工作站的一端選擇性連接一個或多個檢測池的對電極，另一端連接相應(yīng)檢測池底部的壓電諧振片工作電極，并經(jīng)第二控制器、振蕩電路或測試系統(tǒng)連接計算機(jī)的數(shù)據(jù)輸入端；樣品池經(jīng)聚合物輸送管順序連接流式細(xì)胞儀、蠕動泵及排槍移液器的樣品輸入端，第一控制器連接蠕動泵及用于驅(qū)動排槍移液器移動的動力驅(qū)動系統(tǒng)，計算機(jī)的輸出控制端連接流式細(xì)胞儀和光學(xué)顯微鏡或熒光顯微鏡。

所述壓電諧振片、基片的片形為圓形或多邊形。

所述柔性粘合層采用704硅膠、聚二甲基硅氧烷或柔性玻璃等一些固化過程中可消除應(yīng)力的材料制成。704硅膠(單組份室溫硫化硅橡膠)耐老化、耐酸堿、耐高低溫(-60℃-250℃)，無腐蝕、絕緣、防水、抗震性能良好，此外704硅膠與生物相容、可用于細(xì)胞分析。軟性固化無毒材料(比如柔性玻璃)，能保持固定強(qiáng)度，又能在其固化過程中消除與壓電諧振片之間的接觸應(yīng)力，比如采用熱壓法和適當(dāng)?shù)娜?yīng)力工藝將柔性或軟性玻璃等材料分別與壓電諧振片及基片連接。

本發(fā)明僅在壓電諧振片外周邊緣與704硅膠等軟性材料構(gòu)成的柔性粘合層接觸的結(jié)構(gòu)能大大減少壓電諧振片振蕩時的阻尼。如圖5顯示本發(fā)明八通道壓電諧振芯片檢測池與常規(guī)QCM井型池動態(tài)電阻比較，動態(tài)電阻減少顯著，且各個通道動態(tài)電阻大小變化范圍較常規(guī)QCM井型池小得多，說明本發(fā)明能顯著減小壓電諧振片固定過程應(yīng)力的產(chǎn)生和減少阻尼。此外，所有通道壓電諧振片的諧振主峰附近均無寄生峰出現(xiàn)，這進(jìn)一步說明各壓電諧振片之間無干擾。

所述高通量壓電諧振芯片的壓電諧振片可以是壓電晶體(如：石英晶體、鈮酸鋰和鉭酸鋰等，優(yōu)選為石英晶體)、壓電陶瓷(BaTiO3、PbTiO3、PbZrO3等)、壓電高聚物(聚偏氟乙烯)和壓電復(fù)合材料(PMN-PT、PZT-PVDF、PLN-PMN-PZT等)。

所述工作電極及背面電極可以是金屬膜(金膜、銀膜或鋁膜等)、導(dǎo)電復(fù)合材料膜(導(dǎo)電玻璃等)。所述工作電極的面積至少覆蓋壓電諧振片的振蕩能陷區(qū)域，更好地是覆蓋整個壓電諧振片，背面電極依據(jù)晶體頻率僅覆蓋壓電諧振片的振蕩能陷區(qū)域。

所述基片可以是晶體材料(如石英晶體片)或是復(fù)合材料(樹脂、聚氯乙烯、聚氟乙烯、有機(jī)玻璃等)。

所述高通量壓電諧振芯片測量系統(tǒng)可以是每個壓電諧振片設(shè)置獨(dú)立的測量電路，包括用于頻率測量的振蕩電路、用于頻率與動態(tài)電阻或耗散測量的復(fù)合電路、用于基頻與多個泛音頻率測量的系統(tǒng)、用于晶體諧振頻率與等效參數(shù)測量的阻抗或網(wǎng)絡(luò)測量系統(tǒng)。

所述高通量壓電諧振芯片測量系統(tǒng)，也可以是所有或部分壓電諧振片連接一個共同的測量電路，通過開關(guān)控制器或通過移動每一壓電諧振片到固定的測試連接處依序輪流測試。

所述光學(xué)/熒光顯微鏡可透視被有ITO等透明膜導(dǎo)電材料的壓電諧振片從而實現(xiàn)細(xì)胞可視化，并與壓電同時、實時觀察和監(jiān)測。

所述電化學(xué)工作站通過在檢測池上方添加對電極，工作電極連接壓電諧振片的工作電極，實現(xiàn)壓電技術(shù)和電化學(xué)阻抗技術(shù)的聯(lián)用。

所述流式細(xì)胞儀不僅可以計算進(jìn)入檢測池的細(xì)胞數(shù)量，也可以測定細(xì)胞的生理生化指標(biāo)。

所述高通量壓電諧振芯片根據(jù)培養(yǎng)對象和實驗需求放置于相應(yīng)的溫度(如：動物細(xì)胞37℃)、相應(yīng)二氧化碳濃度(如：動物細(xì)胞5％)和相應(yīng)濕度條件下的環(huán)境控制箱或CO₂培養(yǎng)箱中。

所述檢測池根據(jù)需求可添加不同的反應(yīng)物或培養(yǎng)基。如動物細(xì)胞的培養(yǎng)采用其中包含5％胎牛血清的DMEM培養(yǎng)基。

基于以上系統(tǒng)在藥物評估/篩選方面的檢測方法，包括以下步驟：

(1)根據(jù)實驗?zāi)康倪x擇相應(yīng)的石英晶體切型、基頻和/或倍頻特性良好的QCM諧振芯片。

(2)用80℃30％H₂O₂:98％H₂SO₄＝1：3的混合液清洗壓電諧振片的工作電極表面30s，并用去離子水將檢測池內(nèi)部沖洗干凈，然后用氮?dú)獯蹈伞?/p>

(3)以上步驟重復(fù)3次。

(4)將清洗后的壓電諧振片置入37℃,5％CO₂培養(yǎng)箱中，在每一壓電諧振片上的檢測池中加入200μl培養(yǎng)基，待數(shù)據(jù)平穩(wěn)(約2h)后，分別手動/自動加入相同數(shù)量的動物細(xì)胞。

(5)24h后，加入待測試的藥物或天然產(chǎn)物，根據(jù)QCM中頻率和電阻的變化，用細(xì)胞粘彈性指數(shù)等來標(biāo)定細(xì)胞在藥物或天然產(chǎn)物的作用下其細(xì)胞力學(xué)等性能等的變化情況，從而推測出藥物對細(xì)胞的影響。

(6)通過光學(xué)顯微鏡或熒光顯微鏡對細(xì)胞的形態(tài)學(xué)變化進(jìn)行觀察。電化學(xué)工作站可獲得細(xì)胞黏附、鋪展、生長以及藥物響應(yīng)下阻抗變化的動態(tài)信息；流式細(xì)胞儀可進(jìn)行細(xì)胞計數(shù)和細(xì)胞添加初始狀態(tài)數(shù)據(jù)與實驗酶解后細(xì)胞狀態(tài)信息。

(7)清洗QCM檢測池和培養(yǎng)箱。

所述步驟(4)中，將長滿80％左右細(xì)胞培養(yǎng)瓶中的培養(yǎng)基去除；用pH＝7.5的磷酸緩沖溶液沖洗培養(yǎng)瓶，去除懸浮的壞死細(xì)胞；將0.25％濃度的胰酶加入培養(yǎng)瓶中消化2min后，用含血清培養(yǎng)基中和胰酶，用流式細(xì)胞儀計數(shù)，預(yù)熱后分別加入每個檢測池相應(yīng)的細(xì)胞數(shù)。

所述步驟(5)中，QCM主要通過頻率(f)和電阻(R)對細(xì)胞生理或病理變化進(jìn)行反映，通過細(xì)胞粘彈性指數(shù)CVI＝ΔR/ΔF來反應(yīng)細(xì)胞的軟硬程度，從而推測藥物對細(xì)胞的影響。

所述步驟(7)中，清洗使用75％酒精和無菌水，并使用紫外燈滅菌30min。

與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明所具有的有益效果為：

1、本發(fā)明提供的高通量壓電諧振芯片可用于物理、化學(xué)、環(huán)境科學(xué)和藥物評估/篩選，可縮短和解決藥物篩選中存在的靶向不確定和周期長等問題；

2、本發(fā)明壓電諧振片為相同批次、相同加工工藝生產(chǎn)的壓電諧振片，從而解決了現(xiàn)有技術(shù)中存在的不同壓電諧振片中存在的差異問題；

3、本發(fā)明通過在基片上穿孔，將壓電諧振片設(shè)置于穿孔中，并在壓電諧振片與基片之間設(shè)置柔性粘合層，這樣，柔性粘合層與基片的硬基質(zhì)層組成聲波干擾阻斷層，除壓電諧振片的工作電極及背面電極最外端通過低溫導(dǎo)電銀膠與基片上的接口端子連接，且低溫導(dǎo)電銀膠上覆蓋有柔性粘合層，壓電諧振片唯一接觸的材料為軟性材料，且僅在影響壓電諧振片性能最小的最外周與柔性粘合層接觸，因此柔性粘合層在與壓電諧振片粘合過程中不會產(chǎn)生應(yīng)力或僅產(chǎn)生微小的應(yīng)力。柔性粘合層(軟性材料)不僅能消除或大大減少壓電諧振片固定過程應(yīng)力的產(chǎn)生，減少阻尼，隔離其他非生物相容材料和細(xì)胞等生物材料的接觸，同時和基片組成雙層聲波干擾阻斷層，更好的阻斷相鄰壓電諧振片產(chǎn)生的聲波相互干擾，解決了現(xiàn)有技術(shù)中存在的多個壓電諧振片之間存在聲波互相干擾的問題，且由于壓電諧振片的工作電極及背面電極引線所在區(qū)域為穿孔基板，引線間干擾小，不會產(chǎn)生寄生振蕩，同時也解決了現(xiàn)有技術(shù)中壓電諧振片固定過程的剛性連接所產(chǎn)生的接觸應(yīng)力和因為單片壓電晶片尺寸的限制而不能實現(xiàn)高通量的問題；

4、本發(fā)明同時也可以根據(jù)要求進(jìn)行不同性能(如不同頻率)壓電諧振片陣列的組合，及添加額外的測定模塊(如光學(xué)和電化學(xué)工作站)以應(yīng)對不同需求。比如，可選擇不同厚度或頻率的石英晶體，利用聲波頻率越高，所探測的耦合界面層越??；聲波頻率越低，所探測的耦合界面層越厚的特性，可用于細(xì)胞不同結(jié)構(gòu)的探測與研究(如圖4所示)。石英晶體的頻率范圍可為0.5-400MHz。將這些不同基頻等特性的晶體固定于同一基片上即可實現(xiàn)細(xì)胞不同結(jié)構(gòu)力學(xué)性能等的同時測定與研究，這是現(xiàn)有其它技術(shù)與方法無法實現(xiàn)的。

附圖說明

圖1為本發(fā)明高通量壓電諧振芯片結(jié)構(gòu)示意圖。

圖2為本發(fā)明高通量壓電諧振芯片測量系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意圖。

圖3為本發(fā)明高通量壓電諧振芯片抗干擾狀態(tài)與傳統(tǒng)壓電諧振芯片抗干擾狀態(tài)對比圖，圖中A表示傳統(tǒng)壓電諧振陣列；B表示剛性連接的抗聲波耦合壓電諧振陣列；C表示本發(fā)明柔性連接抗聲波耦合壓電諧振陣列，圖中曲線表示聲波干擾，箭頭表示應(yīng)力。

圖4表示不同基頻高通量壓電諧振芯片測定細(xì)胞不同深度結(jié)構(gòu)狀態(tài)示意圖。

圖5為本發(fā)明八通道壓電諧振芯片檢測池與常規(guī)QCM井型池動態(tài)電阻比較圖。

圖6為本發(fā)明壓電諧振片對不同濃度蔗糖水溶液的頻移響應(yīng)圖。

圖7為本發(fā)明壓電諧振片對不同濃度蔗糖水溶液的動態(tài)電阻響應(yīng)圖。

圖8為本發(fā)明壓電諧振片對H9C2細(xì)胞黏附及諾考達(dá)唑的響應(yīng)圖。

圖9為本發(fā)明壓電諧振芯片對H9C2細(xì)胞黏附Y(jié)27632、紫杉醇、維拉帕米的響應(yīng)圖。

圖10為本發(fā)明壓電諧振芯片抗干擾實驗結(jié)果圖，圖中：每隔120s分別向四個通道加入120μL去離子水，結(jié)果表明當(dāng)通道進(jìn)行質(zhì)量加載時對相鄰?fù)ǖ罒o明顯影響。

具體實施方式

下面結(jié)合附圖與實例對本發(fā)明作進(jìn)一步說明。

如圖1所示，本發(fā)明高通量壓電諧振芯片1一實施例包括至少兩個壓電諧振片101和基片108，基片108上開設(shè)多個穿孔，穿孔直徑大小略大于壓電諧振片101直徑。壓電諧振片101置于基片108的穿孔內(nèi)，且壓電諧振片101周圍使用柔性粘合層106連接基片108，壓電諧振片101的上、下兩面經(jīng)鉻粘附層102分別連接工作電極103及背面電極104，且工作電極103及背面電極104的一端經(jīng)低溫導(dǎo)電銀膠105與印刷電路107連接。壓電諧振片101的背面電極104的底部設(shè)有后蓋109，以有效防止環(huán)境干擾。

上述實施例中，基片108上開設(shè)的是穿孔，但并不局限于此，基片108上開設(shè)的也可是使用透明材料制成的半穿孔結(jié)構(gòu)。上述實施例中的鉻粘附層102也可用鈦粘附層代替。

如圖2所示，本發(fā)明高通量壓電諧振芯片測量系統(tǒng)一實施例包括：1:高通量壓電諧振芯片；2：檢測池；3：光學(xué)/熒光顯微鏡；4：電化學(xué)工作站；5：樣品池；6：聚合物輸送管；7：流式細(xì)胞儀；8：蠕動泵；9：第一控制器；10：動力驅(qū)動系統(tǒng)；11：排槍移液器；12：第二控制器；13：振蕩電路或其它測試系統(tǒng)；14：計算機(jī)；15：對電極；16：實驗環(huán)境控制箱。

所述高通量壓電諧振芯片1放置在實驗環(huán)境控制箱16中，且高通量壓電諧振芯片1的各壓電諧振片101上面分別設(shè)置檢測池2，各檢測池2的上方分別設(shè)置對電極15及排槍移液器11，高通量壓電諧振芯片1的下方設(shè)置光學(xué)/熒光顯微鏡3。電化學(xué)工作站4的一端選擇性連接一個或多個檢測池2的對電極15，另一端連接相應(yīng)檢測池2的壓電諧振片101的工作電極，并經(jīng)第二控制器12、振蕩電路或其它測試系統(tǒng)13連接計算機(jī)14的輸入端；樣品池5經(jīng)聚合物輸送管順序連接流式細(xì)胞儀7、蠕動泵8及排槍移液器11，第一控制器連接蠕動泵8及用于驅(qū)動排槍移液器11移動的動力驅(qū)動系統(tǒng)10，從而可以將樣品池5中的樣品按照要求量經(jīng)排槍移液器11導(dǎo)入各檢測池2中；計算機(jī)14的輸出控制端連接流式細(xì)胞儀7和光學(xué)/熒光顯微鏡3。

下面以八通道壓電諧振芯片為例說明本發(fā)明的高通量壓電諧振芯片1的各項性能：

首先用網(wǎng)絡(luò)/阻抗分析儀測定八通道石英晶體壓電諧振芯片的等效參數(shù)，結(jié)果如表一所示。

表1八通道壓電諧振芯片各通道在空氣中的諧振頻率與等效參數(shù)

由上表可見，安裝好后八通道壓電諧振芯片的各壓電諧振片的諧振頻率變化小于2KHz，其它等效電路參數(shù)變化也很小，特別是動態(tài)電阻只有31Ω左右，變動范圍不超過±10Ω。因此，相同工藝、同一批次所制備的石英晶體本身相互差異很小，經(jīng)過704硅膠粘合劑固定后引起的石英晶體參數(shù)變化也較小，特別是晶體動態(tài)電阻或阻尼值及變動范圍較之常規(guī)通過O形圈接觸、螺絲擰緊固定的QCM池子的動態(tài)電阻與變動范圍要小得多(如圖5所示)。

在進(jìn)行八通道壓電諧振芯片蔗糖濃度實驗時，通過培養(yǎng)控制箱將溫度控制在20℃，分別往4個不同通道檢測池(由于現(xiàn)有QCA922石英晶體分析儀儀器軟件功能的限制，只能同時測量4個通道)加入200μL不同濃度的蔗糖溶液，等待數(shù)據(jù)穩(wěn)定后，記錄QCM信號采集處理分析儀在計算機(jī)上顯示的頻率和電阻的變化。通過該溫度下不同蔗糖濃度對應(yīng)的粘度(η)密度(ρ)得出頻移、動態(tài)電阻變化與(ρη)^1/2的回歸曲線。如圖6和圖7所示，各通道壓電諧振芯片對(ρη)^1/2都有很好的線性響應(yīng)，且通道之間差異性不大。

在進(jìn)行八通道壓電諧振芯片對H9C2大鼠心肌細(xì)胞黏附及隨后對藥物諾考達(dá)唑響應(yīng)實驗時，用80℃30％H₂O₂:98％H₂SO₄＝1：3的混合液清洗壓電諧振片工作電極表面30s，并用去離子水將檢測池內(nèi)部沖洗干凈，然后用氮?dú)獯蹈?，步驟重復(fù)3次。將400μL培養(yǎng)基加入2h、待數(shù)據(jù)平穩(wěn)后，分別向每個通道加入20000H9C2細(xì)胞。待24h后加入諾考達(dá)唑溶液至最終濃度均為2μmol/L。圖8A給出了其中一個通道的典型響應(yīng)，可見加入細(xì)胞后，開始QCM頻率下降、動態(tài)電阻增加，之后兩者變化均有所回落而慢慢趨于穩(wěn)定。加入諾考達(dá)唑后，晶體頻率上升、電阻下降，對應(yīng)CVI增加，表明細(xì)胞在諾考達(dá)唑作用下變硬，該結(jié)論與文獻(xiàn)中其它技術(shù)所得出的結(jié)論一致。圖8B給出了不同通道之間細(xì)胞黏附及隨后藥物作用引起的最終頻移與動態(tài)電阻變化，可見各通道間的變化趨勢一致、且變化范圍波動不大。通道1-4細(xì)胞在諾考達(dá)唑作用下引起的CVI增加幅度分別為：0.06,0.08,0.1.0.1(Ω/Hz)，變硬的趨勢與大小也比較一致。

上述結(jié)果表明所研制的八通道壓電諧振芯片從本身各壓電諧振片之間的微小差異、不同通道壓電諧振片對溶液粘密度響應(yīng)的一致性、對細(xì)胞黏附的程度與藥物作用引起的響應(yīng)程度都證明本發(fā)明所提出的壓電諧振芯片制造方法是可行的，并可拓寬至更高通量壓電諧振芯片的制造。

在進(jìn)行八通道壓電諧振芯片檢測H9C2細(xì)胞對不同藥物的響應(yīng)實驗時，用80℃30％H₂O₂:98％H₂SO₄＝1：3的混合液清洗芯片電極表面30s,并用去離子水將檢測池沖洗干凈，然后用氮?dú)獯蹈?，步驟重復(fù)3次。將400μL培養(yǎng)基加入2h待數(shù)據(jù)平穩(wěn)后，分別向每個通道加入20000H9C2細(xì)胞。待24h后加入Y27632、紫杉醇、維拉帕米分別至最終濃度3μmol/L、10μmol/L、10μmol/L，不同藥物作用下的QCM響應(yīng)曲線如圖9中的A-C所示，根據(jù)采集的數(shù)據(jù)，計算細(xì)胞的粘彈性指數(shù)CVI，得出以下結(jié)論：高通量壓電諧振芯片可研究細(xì)胞對不同藥物的響應(yīng)，不同藥物的響應(yīng)能通過CVI的變化情況來反應(yīng)。如本實例結(jié)果所示，Y27632與維拉帕米使細(xì)胞變軟、而紫杉醇使細(xì)胞有所變硬，這些結(jié)果亦與文獻(xiàn)中已報道的結(jié)果一致。

在進(jìn)行八通道壓電諧振芯片抗聲波干擾實驗時，將運(yùn)行穩(wěn)定的氣相壓電諧振芯片，每隔120s分別向四個通道加入100μL去離子水。以檢驗通道進(jìn)行質(zhì)量加載時是否對相鄰?fù)ǖ涝斐捎绊?。圖10結(jié)果表明當(dāng)通道進(jìn)行質(zhì)量加載時對相鄰?fù)ǖ罒o明顯影響。