组成图示
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传感器类型
其他（FBAR压电生物传感器）
检测对象
蛋白质生物层厚度：链霉亲和素（streptavidin, SA）、生物素化牛血清白蛋白（biotinated BSA, bt-BSA）、纤维蛋白原（fibrinogen）；样品基质：PBS 缓冲液/微流控液体环境
检测原理
FBAR 由 AlN 压电薄膜在 700 MHz–1.5 GHz 下激发厚度剪切模式。当 SA 与 bt-BSA 通过生物素–亲和素特异性结合，或纤维蛋白原经 EDC/NHS 活化羧基逐步交联时，传感表面形成黏弹性蛋白多层。蛋白层厚度增加会改变剪切波在界面处的边界条件，使谐振频率和 Q 值/耗散发生偏移。由于 FBAR 频率高、衰减长度短，黏弹性层的黏度对频率偏移影响显著；当层厚接近膜共振条件（约四分之一波长）时，层内波发生建设性干涉，出现反向正频率偏移，线性范围受限。实验通过连续监测串联/并联谐振频率和 Q 值，将蛋白层数/厚度转换为声学信号。
检测灵敏度
—
效应效果
QCM 参考实验显示 SA/bt-BSA 多层在至少 100 层（200 次进样）内稳定，SA 与 bt-BSA 频率偏移标准差分别为 22 Hz 和 12 Hz；bt-BSA 单次进样约 60 Hz，SA 约 100–115 Hz。FBAR 实验进行至 90 次进样，约 20 层 SA/bt-BSA 出现反向频率偏移，约 40 层后频率对厚度不敏感；1.0 和 1.2 GHz 器件在更少层数出现反向偏移。纤维蛋白原每循环约增厚 3 nm，10–20 层（30–60 nm）出现反向偏移。作者认为安全线性范围可保守估计为 20 nm，且所需层数远高于常规 1–4 层，验证 FBAR 生物传感适用性。
传感器的构成
- 基底与微流控：硅片（Si）经微加工形成微流控通道，用于输送液体至传感区。
- 压电换能层：多晶氮化铝（AlN）薄膜，c轴倾斜，夹在上下铝（Al）电极之间，产生剪切模式谐振。
- 电极层：铝（Al）上下电极，提供交变电场并激发 AlN 剪切模式。
- 底部功能化层：钛（Ti）/金（Au）蒸镀层，提供与 QCM 相同的表面功能化条件。
- 识别/生物层：生物素化牛血清白蛋白（bt-BSA）与链霉亲和素（SA）交替吸附形成多层，或纤维蛋白原（fibrinogen）经 EDC/NHS 活化交联形成多层。
- 交联活化试剂：EDC/NHS 用于活化纤维蛋白原羧基并实现逐步交联（仅纤维蛋白原体系）。
- 读出接口：监测 FBAR 串联/并联谐振频率与 Q 值，反映蛋白层厚度与黏弹性变化。
中文摘要
本文报道了与集成电路兼容的薄膜体声波谐振器（FBAR）技术将生物层厚度剪切模式传感推向远高于传统石英晶体微天平（QCM）的工作频率。作者首次针对 700 MHz 至 1.5 GHz 的 FBAR，系统研究了黏弹性蛋白膜引起的膜共振对线性范围的限制。实验采用两类蛋白多层传感体系：一是链霉亲和素（SA）与生物素化牛血清白蛋白（bt-BSA）交替沉积，二是通过 EDC/NHS 活化羧基逐步交联纤维蛋白原。结果表明，在出现反向频率偏移前可容纳的蛋白层数明显高于常规生物传感器常用的 1–4 层，进一步验证了 FBAR 作为生物传感器的适用性。文中还基于成熟物理模型给出理论计算，说明 FBAR 的频率偏移与耗散偏移随黏弹性层厚度的预期行为。
英文摘要
The IC-compatible thin film bulk acoustic resonator (FBAR) technology has made it possible to move the thickness excited shear mode sensing of biological layers into a new sensing regime using substantially higher operation frequencies than the conventionally used quartz crystal microbalance (QCM). The limitations of the linear range set by the film resonance using viscoelastic protein films are here for the first time addressed specifically for FBARs operating at 700 MHz up to 1.5 GHz. Two types of protein multilayer sensing were employed; one utilizing alternating layers of streptavidin and biotinated BSA and the other using stepwise cross-linking of fibrinogen with EDC/NHS activation of its carboxyl groups. In both cases the number of protein layers within the linear regime is well above the number of protein layers usually used in biosensor applications, further verifying the applicability of the FBAR as a biosensor. Theoretical calculations are also presented using well established physical models to illustrate the expected behavior of the FBAR sensor, in view of both the frequency and the dissipation shifts.