CN109187974A - 癌胚抗原传感器及其制作方法、癌胚抗原浓度检测方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种癌胚抗原传感器，在压电材料上制作输入换能器和输出换能器构建声表面波传感器，并利用沉积在输入换能器和输出换能器之间的金膜来固定癌胚抗体，通过癌胚抗体实现癌胚抗原浓度检测。声表面波传感器的制作成本低廉，并结合癌胚抗体与抗原的特异性，实现癌胚抗原浓度的高精度检测。本发明的癌胚抗原传感器的制作方法，通过在压电材料层上制作输入换能器和输出换能器；再在输入换能器和输出换能器之间的压电材料上沉积金膜，最后在金膜上固定癌胚抗体；完成癌胚抗原传感器的制作。本发明的癌胚抗原浓度检测方法，利用癌胚抗原传感器实现癌胚抗原浓度检测，根据第一频率和第二频率之差与癌胚抗原浓度的常数对数之间的线性关系获取待测液体的癌胚抗原浓度。

Description

癌胚抗原传感器及其制作方法、癌胚抗原浓度检测方法

技术领域

本发明涉及传感器领域，尤其是一种癌胚抗原传感器及其制作方法、癌胚抗原浓度检测方法。

背景技术

声表面波传感器是一种MEMS器件，具有低成本、较高的灵敏度、实时检测、液体环境检测等优点。声表面波传感器的表面能产生高频、微纳米级别幅度的振动，当液体中的大分子或者颗粒沉积在器件表面时会对上述高频的振动产生干扰，通过测量这种干扰，最后得知大分子或者颗粒在液体中的含量。

癌胚抗原是一个广谱性肿瘤标志物，它能向人们反映出多种肿瘤的存在。当患者有大肠癌、乳腺癌和肺癌等癌症时，癌胚抗原在人体内的含量会明显升高。因此，检测这种肿瘤标志物能对患者的早期诊断、疗效判断、病情发展、监测和预后估计提供有效的帮助。但是对于癌胚抗原含量很低的待测液体，现有的检测设备较难低成本、高精度地完成检测，现有的检测设备的灵敏度无法支持检测。

发明内容

本发明旨在至少在一定程度上解决相关技术中的技术问题之一。为此，本发明的一个目的是提供一种高灵敏度、成本低的癌胚抗原传感器及其制作方法、癌胚抗原浓度检测方法。

本发明所采用的技术方案是：一种癌胚抗原传感器，包括衬底，所述癌胚抗原传感器还包括设置在所述衬底上的压电材料层、设置在所述压电材料层的表面上的输入换能器和输出换能器、设置在所述输入换能器和所述输出换能器之间的金膜、以及固定在所述金膜上的癌胚抗体，所述输入换能器用于将输入的射频电信号激发成声表面波，所述输出换能器用于将接收的声表面波转换为射频电信号并进行输出。

进一步地，所述输入换能器和/或输出换能器为叉指换能器。

进一步地，所述叉指换能器具有20-80200对叉指电极对。

进一步地，所述叉指换能器的叉指宽度范围和指条间距范围为1-50微米。

进一步地，所述衬底和/或压电材料层为压电单晶或压电薄膜。

进一步地，所述金膜的厚度范围为100nm-200nm。

本发明所采用的另一技术方案是：一种癌胚抗原传感器的制作方法，应用于所述的一种癌胚抗原传感器，包括以下步骤：

在压电材料层上制作输入换能器和输出换能器；

在所述压电材料层上制作金膜，所述金膜设置在所述输入换能器和所述输出换能器之间；

在所述金膜上固定癌胚抗体。

进一步地，利用物理气相沉积技术在所述压电材料层上制作所述金膜。

进一步地，所述在所述金膜上固定癌胚抗体的方法包括：

在所述金膜的表面添加巯基硅烷醇溶液进行反应；

在所述金膜的表面添加半胱胺乙醇溶液进行反应；

在所述金膜的表面添加癌胚抗体溶液进行反应以固定癌胚抗体。

本发明所采用的另一技术方案是：一种应用所述的一种癌胚抗原传感器的癌胚抗原浓度检测方法，包括以下步骤：

将未添加待测液体时的癌胚抗原传感器的中心频率设定第一频率；

在固定有癌胚抗体的金膜上添加待测液体进行反应；

反应完全后，获取所述癌胚抗原传感器的中心频率为第二频率。

根据所述第一频率和所述第二频率的频率之差与癌胚抗原浓度的常数对数之间的线性关系获取所述待测液体的癌胚抗原浓度。

本发明的有益效果是：

本发明的癌胚抗原传感器，设置输入换能器和输出换能器构建声表面波传感器，声表面波传感器的制作成本低廉，并结合癌胚抗体与抗原的特异性，实现癌胚抗原浓度的高精度检测。本发明克服现有技术无法实现低浓度癌胚抗原浓度检测的缺陷，提高癌胚抗原浓度检测的灵敏度和检测下限。

本发明的癌胚抗原传感器的制作方法，通过在压电材料层上制作输入换能器和输出换能器构建声表面波传感器；再在压电材料层上制作金膜，金膜设置在输入换能器和输出换能器之间；最后在金膜上固定癌胚抗体；完成癌胚抗原传感器的制作。

本发明的癌胚抗原浓度检测方法，利用癌胚抗原传感器实现癌胚抗原浓度检测，将未添加待测液体时的癌胚抗原传感器的中心频率设定为第一频率，在固定有癌胚抗体的金膜上添加待测液体进行反应，反应完全后，获取癌胚抗原传感器的中心频率为第二频率，利用第一频率和第二频率的频率之差与癌胚抗原浓度的常数对数之间的线性关系获取所述待测液体的癌胚抗原浓度。

附图说明

下面结合附图对本发明的具体实施方式作进一步说明：

图1是本发明中一种癌胚抗原传感器的一具体实施例立体示意图；

图2是本发明中一种癌胚抗原传感器的金膜上固定的癌胚抗体和癌胚抗原的反应过程示意图；

图3是根据本发明中一种微流控芯片的一个实施例的结构示意图；

图4是根据本发明中一种微流控装置的一个实施例的结构示意图；

图5是图4的透视图；

图6是根据本发明中一种微流控装置的另一个实施例的结构示意图；

图7是根据本发明中一种微流控装置的又一个实施例的结构示意图；

图8是图7实施例的侧视图；

图9是根据本发明中一种微流控装置的又一个实施例的结构示意图；

图10是根据本发明中一种微流控装置的又一个实施例的结构示意图；

图11是添加不同浓度的癌胚抗原溶液时对应的第一频率与第二频率之差随时间变化的关系图；

图12是第一频率与第二频率之差与癌胚抗原浓度的常数对数一具体实施例线性关系图。

具体实施方式

需要说明的是，在不冲突的情况下，本申请中的实施例及实施例中的特征可以相互组合。

一种癌胚抗原传感器，包括衬底，癌胚抗原传感器还包括设置在衬底上的压电材料层、设置在压电材料层的表面上的输入换能器和输出换能器、设置在输入换能器和输出换能器之间的金膜、以及固定在金膜上的癌胚抗体，输入换能器用于将输入的射频电信号激发成声表面波，输出换能器用于将接收的声表面波转换为射频电信号输出。其中，输入换能器和输出换能器及压电材料层构成声表面波传感器，由于传感器表面的质量负载效应能瞬间且显著地影响声表面波传感器的输出信号，利用声表面波传感器对表面敏感的特性，通过绑定在金膜表面上的癌胚抗体特异性吸附癌胚抗原，对传感器表面受扰程度进行探测，从而得知液体中所含癌胚抗原的浓度，克服现有技术无法实现低浓度癌胚抗原浓度检测的缺陷，以高灵敏度实时检测癌胚抗原的浓度，提高癌胚抗原浓度检测的灵敏度和检测下限。另外，由于声表面波传感器可利用成熟的MEMS技术进行大规模生产，因此，癌胚抗原传感器的制作成本低廉。

作为技术方案的进一步改进，本实施例中，衬底和/或压电材料层为压电单晶(如石英、钽酸锂等)或压电薄膜(如ZnO、AlN等)。另外，金膜的厚度范围为100nm-200nm。输入换能器和/或输出换能器为叉指换能器。叉指换能器具有20-200对叉指电极对。叉指换能器的叉指宽度范围和指条间距范围为1-50微米。叉指换能器可以采用Al和Au等金属薄膜制成。在未输入待测液体时，癌胚抗原传感器的中心频率为第一频率，它由压电材料层的材料与叉指换能器的设计决定，对于同一个器件而言，它是一个固定值。

作为技术方案的进一步改进，参考图1，图1是本发明中一种癌胚抗原传感器的一具体实施例立体示意图；本实施例中，采用36°-Y切钽酸锂作为压电材料层1，输入换能器2和输出换能器3设置在压电材料层1上，金膜4设置在输入换能器2和输出换能器3中间，输入换能器2和输出换能器3均为叉指换能器，金膜4上固定有癌胚抗体5，癌胚抗体5用于特异性吸附癌胚抗原6。

接着，本发明还提供一种癌胚抗原传感器的制作方法，应用于上述的一种癌胚抗原传感器，包括以下步骤：在压电材料层上制作输入换能器和输出换能器；在压电材料层上制作金膜，金膜设置在输入换能器和输出换能器之间；在金膜上固定癌胚抗体。

参考图1和图2，图2是本发明中一种癌胚抗原传感器的金膜上固定的癌胚抗体和癌胚抗原的反应过程示意图；下面具体说明癌胚抗原传感器的制作方法：

采用成熟的36°-Y切钽酸锂作为癌胚抗原传感器的压电材料层1，通过在压电材料层1上沉积Al薄膜并利用光刻技术制备叉指电极即叉指换能器，即输入换能器2和输出换能器3，叉指电极的叉指宽度和指条间距均为5微米，孔径为4mm，两组叉指电极的指条数为80对。

再利用磁控溅射技术在癌胚抗原传感器的表面敏感区域(10mm×8mm)溅射100-200nm左右的金膜4，金膜4设置在输入换能器和输出换能器中间。

依次使用10ml浓度为1M的NaOH溶液、10ml浓度为1M的HCl溶液、10ml的piranha溶液清洗癌胚抗原传感器的金膜表面，反应持续时间分别为20分钟、5分钟、5分钟，最后用超纯水冲洗整个癌胚抗原传感器。

利用等离子去胶机清洗癌胚抗原传感器表面。等离子发生功率为300W、工作时间为2分钟、O2流量为30sccm。

取1ml浓度为2mM的硅烷乙醇溶液滴在癌胚抗原传感器的金膜表面，常温常压静置18-24h。其中，涉及的反应方程式为：

2Si(OH)₃SH+Au→Si(OH)₃SAu+H₂↑。

用50ml去离子水清洗癌胚抗原传感器的表面并用氮气吹干后，取2ml浓度为2mM的半胱胺乙醇溶液滴在癌胚抗原传感器的金膜表面，常温常压静置反应18-24h。涉及的反应方程式为：

3C₂H₇NS+Si(OH)₃SAu→C₂H₄NS-Si-SAu+H₂O。

取5μl浓度为200μg/ml的癌胚抗体溶液(癌胚抗体即Anti-CEA)与2ml pH＝7.4的PBS缓冲剂(保持抗体的生物活性)混合后用试管滴加于癌胚抗原传感器的金膜表面，静置反应36-48h。涉及的反应方程式为：

依次使用10ml的PBS缓冲液和10ml的超纯水冲洗癌胚抗原传感器的表面，用氮气吹干后，在癌胚抗原传感器表面滴加浓度为1M的BSA溶液，常温常压下反应2小时。至此，在金膜上固定了癌胚抗体，完成了癌胚抗原传感器的制作。

最后，本发明还提供一种应用上述癌胚抗原传感器的癌胚抗原浓度检测方法，包括以下步骤：

将未添加待测液体时的癌胚抗原传感器的中心频率设定为第一频率；

在固定有癌胚抗体的金膜上添加待测液体进行反应；

反应完全后，获取癌胚抗原传感器的中心频率为第二频率。

根据第一频率和第二频率的频率之差与癌胚抗原浓度的常数对数之间的线性关系获取所述待测液体的癌胚抗原浓度。

具体地，参考图1和图2，本实施例中，输入换能器和输出换能器均为叉指换能器，癌胚抗原传感器上没有添加待测液体时，癌胚抗原传感器的中心频率为第一频率。当一定频率的射频信号施加于输入换能器上时，由于压电材料层的逆压电效应，压电材料层的表面会被激发出声表面波并沿着压电材料层的表面传输，经过癌胚抗体与金膜组成的敏感膜，当待测液体中的癌胚抗原(CEA)被金膜表面固定的癌胚抗体(Anti-CEA)通过特异性免疫吸附后，声表面波的振幅与频率会因表面质量的改变而改变，因此癌胚抗原传感器在癌胚抗体与癌胚抗原反应完全后，癌胚抗原传感器的中心频率(第二频率)会减小，根据第一频率与第二频率之差与癌胚抗原浓度存在的关系，最终可得知液体中癌胚抗原的浓度。具体地，可以对同一个癌胚抗原传感器试验多组已知不同浓度的癌胚抗原溶液，由于同一个癌胚抗原传感器的的第一频率固定且已知，添加不同浓度的癌胚抗原溶液于金膜表面时，可以得到对应不同浓度的癌胚抗原溶液的多个第二频率，根据多个第二频率和第一频率的多个频率差与已知的癌胚抗原浓度，可以得到该癌胚抗原传感器的第一频率和第二频率的频率之差与癌胚抗原浓度的常数对数之间的线性关系。

下面具体说明上述获取频率差与癌胚抗原浓度的常数对数之间的线性关系试验过程：

实际使用时，将癌胚抗原传感器设置在微流控芯片上，具体地，参考图3，图3是根据本发明中一种微流控芯片的一个实施例的结构示意图；微流控芯片其包括信号源、第一负载电路、第一连接元件、两个或以上的微流腔道(未示出)、癌胚抗原传感器、第二连接元件以及第二负载电路，其中，微流腔道的一部分为输入微流腔道，用于注入待测液体于癌胚抗原传感器的检测区，检测区为金膜所在的区域；微流腔道的另一部分为输出微流腔道，用于排空已检测的液体，检测时，信号源、第一负载电路、第一连接元件、癌胚抗原传感器、第二连接元件以及第二负载电路依次串联形成闭合回路，信号源在癌胚抗原传感器的输入电路即输入换能器上施加射频电信号，并通过癌胚抗原传感器的输出电路即输出换能器输出射频电信号。本实施例中，信号源为网络分析仪，用于输出射频电信号，并与输入换能器和输出换能器均连接以获取癌胚抗原传感器的中心频率。

作为微流控芯片的进一步改进，微流控芯片的癌胚抗原传感器包括输入电路(即输入换能器)和输出电路(即输出换能器)，同时第一连接元件可以包括第一探针和第二探针，其分别连接在癌胚抗原传感器的输入电路的两端，第二连接元件可以包括第三探针和第四探针，其分别连接在癌胚抗原传感器的输出电路的两端。其中第一探针、第二探针、第三探针和第四探针可以为弹簧探针。其中，第一负载电路和第二负载电路可以通过SMA接头连接至信号源的两端，使得微流控芯片可以适用于频率范围直流至26.5GHz的微波领域的应用，因此频带宽、性能优、高可靠、寿命长。另外，微流控芯片还可以包括微流泵和注射器，其中检测时微流泵通过注射器注入待测液体至微流腔道从而注入微量待测液体，检测完成后微流泵通过注射器注入PBS缓冲溶液至微流腔道从而排空已检测液体。

进一步地，如图4和图5所示，图4是根据本发明中一种微流控装置的一个实施例的结构示意图；图5是图4的透视图；一种微流控装置，其包括所述的微流控芯片，并且所述微流控装置还可以包括上层板100、中层板200和底座300，其中上层板100设置有供第一连接元件和第二连接元件(未示出)***的第一通孔，例如101、102、103和104，中层板200设置有两个或以上的微流腔道，例如201和202，以及供第一连接元件和第二连接元件***的第二通孔，例如203、204、205和206，底座300上设置有癌胚抗原传感器(未示出)。上层板100还设置有供待测液体注入与排空的第三通孔，例如105和106，第三通孔的数量与微流腔道的数量相同。当检测时，上层板100、中层板200与底座对准300，以使得第三通孔的一部分与输入微流腔道的起始端对准以注入待测液体并且第三通孔的另一部分与输出微流腔道的末端对准以排空已检测的液体，例如，通孔105的位置对应于输入微流腔道201的起始端并且通孔106的位置对应于输出微流腔道202的末端。当检测时，第一连接元件和第二连接元件穿过第一通孔、第二通孔分别连接在癌胚抗原传感器的两端，例如，第一连接元件可以穿过上层板的通孔101和102并且穿过中层板的通孔203和204而连接在癌胚抗原传感器的一端即输入换能器，第二连接元件可以穿过上层板的通孔103和104并且穿过中层板的通孔205和206而连接在癌胚抗原传感器的另一端即输出换能器。其中，虽然图4只示出了具有固定数量的通孔及微流腔道的情况，但本发明的微流控装置中上层板、中层板上通孔的数量以及微流腔道的数量可以根据实际应用而具体设定。其中微流控装置的中层板200对应于癌胚抗原传感器的检测区即金膜所在区域的位置可以设置有中空的反应区207。优选地，反应区的大小可以等于或略大于癌胚抗原传感器的检测区的大小。如图6所示，图6是根据本发明中一种微流控装置的另一个实施例的结构示意图；其中癌胚抗原传感器400包括输入电路401和输出电路402，优选地第一连接元件可以包括第一探针和第二探针，第二连接元件包括第三探针和第四探针(未示出)，当检测时第一探针和第二探针分别连接在癌胚抗原传感器的输入电路402的两端，即输入换能器的两端，也即叉指电极的两个输入端，可用于输入射频电信号；第三探针和第四探针分别连接在癌胚抗原传感器的输出电路402的两端，即输出换能器的两端，也即叉指电极的两个输出端，可用于输出射频电信号。其中第一探针、第二探针、第三探针和第四探针可以为弹簧探针。所述微流控装置还可以包括微流泵和注射器，其中注射器的输出端与上层板中对准输入微流腔道的第三通孔，例如通孔105密封连接，以使得检测时微流泵通过注射器注入待测液体至微流腔道从而注入微量待测液体。

进一步地，如图7所示，图7是根据本发明中一种微流控装置的又一个实施例的结构示意图；其中所述微流控装置还可以包括密封圈500，所述密封圈500设置在癌胚抗原传感器400上并包围癌胚抗原传感器400的检测区403。优选地，密封圈500的大小等于或略大于癌胚抗原传感器400的检测区403的大小。优选地，密封圈500可以为化学性质稳定的硅胶橡胶圈。其中上层板100上第一通孔优选地为四个，例如101、102、103和104，并且中层板200上第二通孔优选地为四个，例如203、204、205和206，以使得第一探针601、第二探针602、第三探针603和第四探针604可以穿过上层板100和中层板200以连接在癌胚抗原传感器400的两端。例如，第一探针601和第二探针602连接在癌胚抗原传感器400的输入电路的两端，同时第二探针603和第四探针604连接在癌胚抗原传感器400的输出电路的两端。如图8所示(为了简化，部分结构未示出)，图8是图7实施例的侧视图；底座300可设置有凹槽301和302，以将癌胚抗原传感器400直接或间接固定在底座300上，该固定方式可以为卡扣的方式，以使得癌胚抗原传感器400可拆卸得固定在底座300上，因此微流控装置可重复使用。如图9所示(为了简化，部分结构未示出)，图9是根据本发明中一种微流控装置的又一个实施例的结构示意图；第一负载电路与第二负载电路可以通过两个SMA接头701和702分别连接在信号源的两端。本实施例的微流控装置在检测时可通过磁吸装置将微流控装置的上层板、中层板和底座闭合在一起。如图10所示(为了简化，部分结构未示出)，图10是根据本发明中一种微流控装置的又一个实施例的结构示意图；其中上层板100可设置有磁铁放置槽，例如107、108、109和110，同时底座上也可设置有对应的磁铁放置槽，例如303、304、305和306。磁铁放置槽中可设置有磁粒。其中中层板200与上层板100可以结合在一起，优选地，可以通过热结合法将中层板200与上层板100结合在一起。这样，微流控装置具有一个半封闭的反应区207。其中底板300可以设置有凸起，例如307、308、309和310，同时中层板200可以对应地设置有通孔，例如208、209、210和211。当微流控装置闭合时，底座300上的凸起可以穿入中层板200上的通孔以将中层板200与底座300的对应区域对准，同时上层板100中的磁铁可以与底座300中的磁铁相吸以压紧整个微流控装置。虽然图10示出了数量固定的磁铁放置槽与凸起，但本发明的磁铁放置槽与凸起的数量以及位置可以根据实际情况而任意设置。其中微流控装置可以由利用生物相容性较好、化学性质稳定的亚克力来制作。

至此，参考图2、图3和图4，利用微流控装置可以进行不同浓度的癌胚抗原溶液试验，首先，癌胚抗原传感器经超纯水冲净表面后用氮气吹干，放入微流控芯片内；接着将PBS缓冲液注入癌胚抗原传感器的检测区，可去掉检测区表面的杂质与蛋白质，观测到第二频率的上升；并且随着时间的推移，第二频率的变化很小。

用PBS溶液配置好不同浓度的癌胚抗原溶液(本实施例中，癌胚抗原溶液的浓度分别为0g/ml、0.5ng/ml、1ng/ml、5ng/ml、10ng/ml)。

将上述溶液依次通过微流控芯片注入检测区中，每次以1ml/分钟的速度注射2ml溶液。此时溶液的成分为PBS缓冲液和癌胚抗原。在癌胚抗原传感器的金膜表面用化学键固定的癌胚抗体与溶液中的癌胚抗原发生特异性免疫作用，“抓取”了溶液中存在的癌胚抗原，导致金膜表面的质量负载增加，共振频率减少，因此声表面波的频率降低。癌胚抗原传感器的输入换能器、输出换能器与网络分析仪均连接并联合计算机进行第一频率和第二频率采集与分析，最终得到第二频率与第一频率之差随时间的变化图，如图11所示，可知，不同癌胚抗原浓度下(0g/ml、0.5ng/ml、1ng/ml、5ng/ml、10ng/ml)，频率之差随时间的变化，当添加一定浓度的癌胚抗原溶液时，随着反应时间的推移，金膜上的癌胚抗体不断吸附更多的癌胚抗原，第二频率变小，频率之差为负值。当含有浓度为0.5ng/ml的癌胚抗原溶液注入癌胚抗原传感器的检测区时，癌胚抗原传感器的输出信号发生较大的频率偏移，频率变化量(即第一频率与第二频率之间的变化量)达到40KHz左右；可以得知癌胚抗原传感器可对低浓度(0.5ng/ml以下)的癌胚抗原溶液有较大响应，且随着癌胚抗原浓度增加，第二频率与第一频率之差也在增大。参考图12，图12是第一频率与第二频率之差与癌胚抗原浓度的常数对数一具体实施例线性关系图；获取不同癌胚抗原浓度下，第一频率与第二频率的变化量，根据多个频率变化量和已知的癌胚抗原浓度通过线性模拟可以获取该癌胚抗原传感器的频率变化量与癌胚抗原浓度的常数对数之间存在的线性关系。如图12所示，第一频率与第二频率之间的频率差与癌胚抗原浓度的对数存在一线性关系。获取频率差与癌胚抗原浓度的常数对数的线性关系后，后续利用癌胚抗原传感器进行癌胚抗原浓度检测时，添加待测液体到金膜上后，获取第二频率，得到第二频率与已知的第一频率的差值，根据差值和已知的线性关系即可以获知待测液体的癌胚抗原浓度。

以上是对本发明的较佳实施进行了具体说明，但本发明创造并不限于所述实施例，熟悉本领域的技术人员在不违背本发明精神的前提下还可做出种种的等同变形或替换，这些等同的变形或替换均包含在本申请权利要求所限定的范围内。

Claims (10)

1.一种癌胚抗原传感器，包括衬底，其特征在于，所述癌胚抗原传感器还包括设置在所述衬底上的压电材料层、设置在所述压电材料层的表面上的输入换能器和输出换能器、设置在所述输入换能器和所述输出换能器之间的金膜、以及固定在所述金膜上的癌胚抗体，所述输入换能器用于将输入的射频电信号激发成声表面波，所述输出换能器用于将接收的声表面波转换为射频电信号并进行输出。

2.根据权利要求1所述的一种癌胚抗原传感器，其特征在于，所述输入换能器和/或输出换能器为叉指换能器。

3.根据权利要求2所述的一种癌胚抗原传感器，其特征在于，所述叉指换能器具有20-200对叉指电极对。

4.根据权利要求2所述的一种癌胚抗原传感器，其特征在于，所述叉指换能器的叉指宽度范围和指条间距范围为1-50微米。

5.根据权利要求1至4任一项所述的一种癌胚抗原传感器，其特征在于，所述衬底和/或压电材料层为压电单晶或压电薄膜。

6.根据权利要求1至4任一项所述的一种癌胚抗原传感器，其特征在于，所述金膜的厚度范围为100nm-200nm。

7.一种癌胚抗原传感器的制作方法，其特征在于，应用于权利要求1至6任一项所述的一种癌胚抗原传感器，包括以下步骤：

在压电材料层上制作输入换能器和输出换能器；

在所述压电材料层上制作金膜，所述金膜设置在所述输入换能器和所述输出换能器之间；

在所述金膜上固定癌胚抗体。

8.根据权利要求7所述的一种癌胚抗原传感器的制作方法，其特征在于，利用物理气相沉积技术在所述压电材料层上制作所述金膜。

9.根据权利要求7或8所述的一种癌胚抗原传感器的制作方法，其特征在于，所述在所述金膜上固定癌胚抗体的方法包括：

在所述金膜的表面添加巯基硅烷醇溶液进行反应；

在所述金膜的表面添加半胱胺乙醇溶液进行反应；

在所述金膜的表面添加癌胚抗体溶液进行反应以固定癌胚抗体。

10.一种应用权利要求1至6任一项所述的一种癌胚抗原传感器的癌胚抗原浓度检测方法，其特征在于，包括以下步骤：

将未添加待测液体时的癌胚抗原传感器的中心频率设定第一频率；

在固定有癌胚抗体的金膜上添加待测液体进行反应；

反应完全后，获取所述癌胚抗原传感器的中心频率为第二频率。

根据所述第一频率和所述第二频率的频率之差与癌胚抗原浓度的常数对数之间的线性关系获取所述待测液体的癌胚抗原浓度。