Brevet FR2842605A1 — publié le 20040123

La présente invention concerne généralement des réseaux de biocapteurs magnétoélastiques pour la détection de l'hybridation de l'ADN et un procédé de fabrication de tels réseaux de biocapteurs et, en particulier, elle concerne un réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques pour la détection de l'hybridation de l'ADN cible et un procédé de fabrication de tels réseaux de biocapteurs, qui fournissent un réseau de biocapteurs micromagnétoélastiques capables d'effectuer une analyse rapide et précise de matériels génétiques d'animaux et de plantes. En biologie moléculaire, pour laquelle l'observation et la recherche de compositions biologiques chez les animaux et les plantes sont menées, des protéines et des molécules biologiques complexes peuvent être analysées par une analyse qualitative et quantitative afin de prévenir des maladies, de diagnostiquer des maladies, et de détecter/caractériser des virus, des bactéries et des parasites, en fonction de la détermination de la présence et/ou des concentrations de protéines spécifiques sur base des résultats de l'analyse. Afin d'observer les différents biomatériaux cibles, tels que l'ADN, l'ARN ou les protéines, et de détecter/caractériser des virus, des bactéries et des parasites, l'hybridation de l'acide nucléique, qui dépend du couplage complémentaire de fragments spécifiques d'ADN avec des analytes cibles, est souvent utilisée en biologie moléculaire. Des sondes oligonucléotides marquées au moyen d'un radioisotope sont habituellement utilisées pour détecter l'hybridation de l'ADN cible. En outre, un autre procédé de détection de l'hybridation de l'ADN, tel qu'un procédé de détection directe de la fixation de l'ADN, a été proposé et utilisé en biologie moléculaire. Dans de tels procédés de détection directe, les sondes à ADN sont immobilisées sur des surfaces solides au moyen de différentes techniques, telles que des techniques de réaction photochimiques mentionnées dans A photochemical method for the manufacture of ordered arrays of oligonucleotide probes for DNA sequencing without the use of lithographie masks (Procédé photochimique pour la production de réseaux ordonnés de sondes oligonucléotides pour le séquençage de l'ADN sans l'utilisation de masques lithographiques) (PCT Publication mise à la disposition du public No. WO 9942823 Al 19990826), les techniques lithographiques mentionnées dans Lithographic techniques for the fabrication of oligonucleotides arrays (Techniques lithographiques pour la fabrication de réseaux d'oligonucléotides) (J. Photopolym. Sci. Technol., 13(4), 551-558,2000), et Light-directed, specially addressable parallel chemical synthesis (Synthèse chimique, parallèle particulièrement adressable dirigée par la lumière) (Science 251,767-773, 1991), et des techniques de modification de surfaces et d'absorption chimique directe mentionnées dans Covalent attachment of hybridizable oligonucleotides to glass supports (Liaison covalente d'oligonucléotides pouvant s'hybrider à des supports de verre) (Analytical Biochemistry 247,96-101, 1997), et Scanning tunneling microscopy of mercapto-hexyl-oligonucleotides attached gold (Microscopie à balayage à effet tunnel d'or fixé à des mercapto-hexyl-oligonucléotides) (Biophysical Journal 71,1079-1086, 1996). Cependant, les procédés de détection de l'hybridation de l'ADN cible utilisant des sondes oligonucléotides marquées au moyen d'un radioisotope posent problème car il est nécessaire d'attendre plusieurs jours pour obtenir l'hybridation de l'ADN cible. Un autre problème lié aux procédés de détection utilisant des marqueurs radioactifs réside dans le fait que les marqueurs radioactifs ont une vie courte, et donc que les analyses radiographiques doivent être effectuées en un temps court. Les procédés photochimiques de détection de l'hybridation de l'ADN cible utilisant des marqueurs luminophores ou fluorescents posent problèmes car ces procédés sont également longs et nécessitent un personnel hautement qualifié. Dans les procédés de détection de l'ADN utilisant des techniques lithographiques, une puce à ADN comprenant un réseau de sondes micro-oligonucléotides est utilisée afin d'observer simultanément l'hybridation de paires de bases parallèles. Une telle puce à ADN fait probablement référence à Lightgenerated oligonucleotide arrays for rapid DNA séquence analysis (Réseaux d'oligonucléotides générés par la lumière pour une analyse rapide de la séquence d'ADN) (Proc. Natl. Acad. Sci. U.S.A., 91(1), 5022-5026,1994). Cependant, le procédé de détection de l'ADN utilisant des techniques lithographiques pose problème car il est nécessaire d'utiliser des instruments coûteux ainsi que de marquer les sondes avec des marqueurs fluorescents. Ces dernières années, des biopuces CMOS pour la détection de l'hybridation de l'ADN ont été mis au point tel que décrit dans Biochip on CMOS : an active matrix address array for DNA analysis (Biopuce sur CMOS : un réseau d'adresse à matrice active pour l'analyse de l'ADN) (Sensors & Actuators, B61,154-162, 1999). Cependant, l'utilisation de biopuces CMOS pour détecter l'hybridation d'ADN pose problème car il est nécessaire d'utiliser des rasoirs sur carte précis pour détecter des sondes à ADN hybridées. En conséquence, la présente invention a été mise au point en tenant compte des problèmes mentionnés de l'art antérieur, et un objet de la présente invention est de fournir un réseau de biocapteurs micromagnétoélastiques pour détecter l'hybridation de l'ADN cible et un procédé de fabrication de tels réseaux de biocapteurs, qui active le réseau de biocapteurs magnétoélastiques qui sont mis en vibration par un champ magnétique AC, et analyse ainsi simplement et rapidement les matériels génétiques d'animaux et de plantes tout en obtenant une grande quantité d'informations évolutives grâce à une observation en temps réel des processus d'hybridation et d'immobilisation de l'ADN. Afin de réaliser les objets mentionnés ci-dessus, la présente invention fournit un réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques pour détecter l'hybridation de l'ADN cible, comprenant : un biocapteur magnétoélastique auquel un champ magnétique AC est appliqué dans une direction axiale ; et plusieurs sondes à ADN immobilisées sur une plateforme reliée à un biocapteur magnétoélastique, et hybridées avec des séquences d'ADN cible, et modifiées en une fréquence de résonance correspondante en réponse au champ magnétique AC appliqué au biocapteur magnétoélastique. La présente invention fournit également un procédé de fabrication d'un réseau de biocapteurs micromagnétoélastiques pour la détection de l'hybridation de l'ADN cible, comprenant les étapes suivantes : le dépôt d'une couche de nitrure de silicium sur une surface inférieure d'une plaquette de silicium, et le dépôt d'une couche mince de tungstène sur une surface supérieure de la plaquette de silicium par pulvérisation cathodique ; le dépôt d'une couche d'un matériau de capteur magnétoélastique sur une surface supérieure de la couche mince de tungstène ; la configuration de la couche de matériau de capteur magnétoélastique en une forme prédéterminée au moyen d'une technique photolithographique ; le dépôt d'une couche d'or pour l'immobilisation de l'ADN sur une surface supérieure de la couche de matériel de capteur magnétoélastique par pulvérisation cathodique ; le dépôt d'une couche de recouvrement de tungstène par pulvérisation cathodique ; la configuration de la couche mince de tungstène déposée ; la gravure de la plaquette de silicium dans une solution ; et l'élimination de la couche de recouvrement de tungstène. L'objet de la présente invention, ainsi que d'autres objets, propriétés et autres avantages seront mieux compris lors de la lecture de la description cidessous prise conjointement avec les dessins joints, dans lesquels : les figures la et lb présentent la construction d'un réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la présente invention ; la figure la présente le réseau de biocapteurs magnétoélastiques avec les sondes à ADN immobilisées, et la figure lb présente le réseau de biocapteurs magnétoélastiques avec des sondes à ADN hybridées ; la figure 2 représente un système de détection de l'hybridation de l'ADN grâce à une mesure de la fréquence de résonance du réseau de biocapteurs micromagnétoélastiques selon la présente invention ; les figures 3a et 3h présentent un procédé de fabrication du réseau de biocapteurs micromagnétoélastiques selon la présente invention ; la figure 4 présente la formation de biocapteurs micro-magnétoélastiques par la configuration des biocapteurs sur un seul réseau selon un mode de réalisation de la présente invention ; et la figure 5 présente une formation de biocapteurs micro-magnétoélastiques par la configuration des biocapteurs sur plusieurs réseaux selon un autre mode de réalisation de la présente invention. Il est conseillé de se reporter aux dessins, sur lesquels un même numéro désigne un même élément ou un élément similaire sur l'ensemble des dessins. Les figures la et lb présentent la construction d'un réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la présente invention ; la figure la présente le réseau de biocapteurs magnétoélastiques avec les sondes à ADN immobilisées, et la figure lb présente le réseau de biocapteurs magnétoélastiques avec des sondes à ADN hybridées. Tel que présenté sur la figure la, le réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la présente invention est fabriqué de façon à ce que chaque ensemble de biocapteurs magnétoélastiques 2 possède une configuration géométrique différente afin de fournir à chaque ensemble de biocapteurs 2 une fréquence de résonance harmonique unique. Différentes sondes à ADN 4 sont immobilisées sur la surface du réseau de biocapteurs magnétoélastiques. Selon la présente invention, la couche mince magnétoélastique est utilisée comme plateforme sur laquelle les sondes à ADN 4 sont immobilisées. L'hybridation de l'ADN cible avec les sondes à ADN 4 est observée par un changement des propriétés physiques de la plateforme des sondes, telles que le nombre de vibrations de résonance et un indice de réfraction. Ainsi, il est possible d'analyser rapidement et simplement des matériels génétiques et obtenir une grande quantité d'informations évolutives grâce à une observation en temps réel des processus d'hybridation et d'immobilisation de l'ADN. Les sondes à ADN 4 sont mises en vibration à une fréquence de résonance harmonique prédéterminée par rapport à un champ magnétique AC appliqué à chaque ensemble de biocapteurs magnétoélastiques 2 dans une direction axiale de l'ensemble de biocapteurs 2. L'hybridation de l'ADN cible avec les sondes à ADN 4 est activée à la fréquence de résonance harmonique unique de chaque ensemble de biocapteurs magnétoélastiques 2, et le réseau de biocapteurs magnétoélastiques 2 est activé par l'application d'un champ magnétique variable dans le temps à la fréquence de résonance harmonique prédéterminée de chaque ensemble de biocapteurs magnétoélastiques 2 afin d'aider à l'agitation de l'échantillon et accélérer l'hybridation avec les sondes à ADN 4. Lors de l'hybridation de l'ADN avec les sondes à ADN 4, il est possible d'observer l'hybridation de l'ADN cible par l'observation d'un changement des propriétés physiques de la plateforme des sondes, telles que le nombre de vibrations de résonance et un indice de réfraction. Ainsi, il est possible d'analyser rapidement et simplement des matériels génétiques et obtenir une grande quantité d'informations évolutives grâce à une observation en temps réel des processus d'hybridation et d'immobilisation de l'ADN. Un tel avantage de la présente invention correspond à celui attendu de l'utilisation de la détection directe conventionnelle de l'ADN cible. Le réseau de biocapteurs magnétoélastiques 2 selon la présente invention, qui est utilisé pour détecter l'hybridation des sondes à ADN par l'utilisation d'une bobine de détection, est basé sur un alliage amorphe Co-Fe présentant un coefficient de magnétostriction élevé (Metall. Mater. Trans. 27A, 3203-3213,1996, et Brevet US No. 6,057,766). Les capteurs magnétoélastiques mentionnés ci-dessus dépendent fondamentalement de la vibration mécanique provoquée par une impulsion du champ magnétique. La fréquence de résonance de tels capteurs magnétoélastiques est modifiée en réponse à des paramètres environnementaux différents, tels que la température, la pression, la vitesse d'écoulement du fluide et la charge massique (Smart Mater. Struct., 10 (2), 347-353,2001). Grâce à la propriété mentionnée ci-dessus, des capteurs magnétoélastiques en couche mince peuvent mesurer la température et la pression à distance (Smart Mater. Struct., 8(5), 639-646,1999). Telles que présentées sur la figure 1b, les sondes à ADN 6 hybridées avec des biomatériaux cibles sont fixement arrangées en réseaux sur chaque ensemble de capteurs magnétoélastiques 2. Dans le réseau de capteurs magnétoélastiques 2, la fréquence de résonance de chaque ensemble de capteurs magnétoélastiques 2 est mesurée par les sondes à ADN 6 hybridées ce qui permet d'observer un changement de la fréquence de résonance des capteurs 6 provoqué par un micro-changement de la masse et de la direction de la plateforme des sondes. Cela signifie que les sondes à ADN 6 hybridées avec les séquences de l'ADN cible mesurent le changement de la fréquence unique d'hybridation. La figure 2 présente un système de détection de l'hybridation de l'ADN par la mesure de la fréquence de résonance du réseau de biocapteurs micromagnétoélastiques selon la présente invention. Tel que présenté sur la figure 2, le système de détection de l'hybridation de l'ADN utilisant le réseau de biocapteurs magnétoélastiques de la présente invention comprend une bobine de micro-détection 15, un analyseur d'impédance 20 et un ordinateur 25, en plus du réseau de biocapteurs magnétoélastiques 10. Le réseau de biocapteurs magnétoélastiques 10 est fabriqué avec un réseau de biocapteurs magnétoélastiques 2. Dans le réseau de biocapteurs 10, la fréquence de résonance de chaque capteur 2 est observée grâce à la bobine de micro-détection 15 par la détection d'un changement d'impédance de la bobine de détection 15 alors que la fréquence du champ magnétique AC est balayée sur une gamme spécifique. La bobine de détection 15 détecte le changement d'impédance provoqué par un changement de fréquence de résonance de la bobine de détection 15 du réseau de biocapteurs 10, et génère des signaux de valeur d'impédance. L'analyseur d'impédance 20 excite la bobine de détection 15 sur une gamme de fréquences de 1 MHz à 500 MHz présélectionnées par rapport à la fréquence de résonance du réseau de biocapteurs magnétoélastiques 10, et mesure l'impédance de la bobine de détection 15 à chaque incrément de fréquence. Une fréquence de résonance unique du réseau de biocapteurs 10 est mesurée au pic de la valeur d'impédance mesurée. Le réseau de biocapteurs 10 est ainsi hybridé avec la séquence de l'ADN cible alors que les biocapteurs 2 sont excités pour accroître les paires de bases des sondes à ADN 6. L'hybridation est observée par la répétition de la mesure de la fréquence de résonance, et tout en balayant la gamme de fréquences. L'ordinateur 25 contrôle le système de détection et affiche le processus d'hybridation des sondes à ADN avec la séquence de l'ADN cible au pic de la valeur d'impédance mesurée par rapport à la fréquence de résonance du réseau de biocapteurs 10, qui est mesurée et analysée par l'analyseur d'impédance 20. Le procédé de fabrication du réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la présente invention est décrit ci-dessous en référence aux figures 3a et 3b. Telle que présentée sur la figure 3a, une couche de nitrure de silicium (SiN2) 32 de 500 à 2000 nm d'épaisseur est déposée sur une surface inférieure d'une plaquette de silicium 30 afin de protéger le biocapteur lors du processus de gravure par ECR-plasma CVD. Une couche mince de tungstène 34 de 10 à 1000 nm d'épaisseur est déposée sur la surface supérieure de la plaquette de silicium 30 à l'aide d'un système de pulvérisation cathodique magnétron RF (tungstène 400, argon 6 mtorr). Une couche d'un matériau de capteur magnétoélastique 36 consistant en du CoxFe80.x (BSi) 20 (20 Ensuite, la couche de matériel de capteur magnétoélastique 36 est configurée en une forme souhaitée à l'aide d'un procédé photolithographique standard, tel que présenté sur la figure 3c. Dans ce cas, la couche de matériau de capteur magnétoélastique 36 est gravée avec une solution HN03 3% (vitesse d'attaque : 20 nm/sec). Après la configuration de la couche de matériau de capteur magnétoélastique 36, une plaque d'une couche d'or 38 pour l' immobilisation de l'ADN est déposée sur la surface supérieure de la couche de matériau de capteur 36 configurée au moyen d'un masque métallique à contact, tel que présenté sur la figure 3d. Le dépôt de la couche d'or 38 est effectué à l'aide d'un système de pulvérisation cathodique magnétron RF afin d'obtenir une couche d'or de 10 à 100 nm d'épaisseur. Après le dépôt de la couche d'or 38, une couche de recouvrement de tungstène 40 d'une épaisseur de 10 à 1000 nm est déposée à l'aide du système de pulvérisation cathodique magnétron RF, tel que présenté sur la figure 3e. Après le dépôt de la couche de recouvrement de tungstène 40, la couche mince de tungstène déposée 34 est configurée avec du H2O2 sous une température de 20 C (vitesse d'attaque : 30 nm/sec), tel que présenté sur la figure 3f. La plaquette de silicium 30 est ensuite gravée par voie humide dans une solution KOH 30% sous une température de 80 C (vitesse d'attaque : 2 um/sec), formant ainsi une poutre cantilever, tel que présenté sur la figure 3g. Après la gravure de la plaquette de silicium 30 et la formation d'une poutre cantilever, la couche de recouvrement de tungstène 40 est éliminée avec du H2O2 sous une température de 20 C, tel que présenté sur la figure 3h. Afin d'immobiliser expérimentalement les sondes à ADN, un oligonucléotide 18-mer monobrin dont la séquence est 5'-CAG AGG TTG AGT CCT TTG-3'a été utilisé. La sonde oligonucléotide 18-mer monobrin a été modifiée par l'introduction d'un groupe dithioéthoxy à l'extrémité 5'-phosphate. Afin d'attacher le groupe dithioéthoxy à l'extrémité 5'-phosphate, un carbodimide soluble dans l'eau a été utilisé. Dans ce cas, la surface d'or a été rincée avec de l'eau et de l'éthanol avant l'immobilisation. La sonde à ADN a été immobilisée directement sur la surface d'or en appliquant la sonde oligonucléotide 18-mer monobrin avec le groupe disulfure qui forme des liaisons chimiques avec la surface d'or. Le capteur a été plongé dans une solution NaCl 0,3 M, qui contenait 10 ug/ml de la sonde à ADN avec le groupe disulfure, pendant 1 heure, et ensuite rincé. La figure 4 présente la formation de biocapteurs micro-magnétoélastiques par la configuration des biocapteurs sur un seul réseau selon un mode de réalisation de la présente invention. Le réseau de capteurs magnétoélastiques avec les sondes à ADN immobilisées a été fabriqué de la façon suivante. Afin de produire un signal suffisant dans la bobine de détection, plusieurs biocapteurs, par exemple, 40 biocapteurs, ont été lithographiés sur une seule cellule telle que représentée sur la figure 4, et les masques ont été modifiés pour configurer plusieurs poutres cantilever. Le biocapteur magnétoélastique a été inséré dans une bobine de micro-détection dont le diamètre est de 3 à 10 mm et de 50 à 500 tours. L'analyseur d'impédance 20 relié à la bobine de détection a été utilisé pour observer le pic d'impédance lors du balayage de la fréquence d'excitation de la bobine de 1 MHz à 500 MHz. Afin d'activer les biocapteurs pour qu'ils hybrident les capteurs, une solution tampon a été préparée avec de l'acide 4-(2-hydroxyéthyl)-1piperazine-éthanesulfonique 0,05M et du NaCl 0,2M avec un pH de 7,5 et la solution tampon a été appliquée à la sonde à ADN. Dans ce cas, la fréquence de résonance a été recalibrée afin de compenser l'effet d'amortissement de la solution. De 1 à 100 l de solution aqueuse contenant l'ADN cible a été introduit. Après l'introduction de la solution d'ADN cible, le biocapteur a été activé à la fréquence de résonance pendant 30 minutes afin d'accélérer le processus d'hybridation. Après 30 minutes, la solution cible a été rincée. La mesure de la fréquence de résonance a été répétée afin d'observer l' hybridation de la sonde à ADN. Il a été observé un décalage perceptible dans la fréquence de résonance lorsque les tests d'hybridation ont été répétés 10 fois. Entre temps, le biocapteur peut également être testé sans le processus d'hybridation, dont la fréquence de résonance est reproduite de façon fiable à 0,1%. La figure 5 présente la formation de biocapteurs micro-magnétoélastiques par la configuration de biocapteurs sur des réseaux multiples selon un autre mode de réalisation de la présente invention. Telle que présentée sur la figure 5, la présente invention peut comprendre le fait que le capteur présente plusieurs compartiments contenant chacun un ensemble différent de sondes à ADN. Chaque compartiment comprend un ensemble des biocapteurs présentant une fréquence de résonance unique ; ceci est réalisé par la lithographie des capteurs avec une longueur et une largeur de poutres cantilever différentes ou un forme géométrique différente. Les biocapteurs sont séparés par une paroi du compartiment afin d'empêcher le mélange de la solution lors de l'immobilisation des sondes à ADN. Parce que la fréquence de résonance est inversement proportionnelle à la longueur du capteur cantilever, des longueurs de poutres cantilever différentes produisent un ensemble différent de fréquences de résonance. Puisque les fréquences de résonance sont discrètes lorsque maintenues dans la limite observable de l'analyseur d'impédance, le nombre de compartiments peut être augmenté, chacun étant immobilisé avec des sondes à ADN différentes et marqué avec une fréquence de résonance différente. Telle que décrite ci-dessus, la présente invention fournit un réseau de biocapteurs micromagnétoélastiques pour la détection de l'hybridation de l'ADN cible, et un procédé de fabrication de tels réseaux de biocapteurs. Le réseau de biocapteurs micromagnétoélastiques selon la présente invention détecte l'hybridation de l'ADN cible en mesurant la fréquence de résonance harmonique unique d'un biocapteur avec des sondes à ADN immobilisées sur une couche mince de métal amorphe couplé magnétiquement et mécaniquement. Il est ainsi possible d'éviter de devoir retirer des sondes non couplées qui ne sont pas modifiées pour la fréquence de résonance harmonique. En outre, le réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la présente invention ne requiert pas le marquage d'un échantillon cible avec des marqueurs fluorescents. Le réseau de biocapteurs analyse simplement, rapidement et précisément le matériel génétique d'animaux et de plantes, et fournit une grande quantité d'informations évolutives par une observation en temps réel des processus d'immobilisation et d'hybridation de l'ADN, pour un faible coût. Bien qu'un mode de réalisation préféré de la présente invention a été décrit pour illustrer, l'homme de métier reconnaîtra que différentes modifications, additions et substitutions sont possibles, sans pour autant s'éloigner de la portée et l'esprit de la présente invention tels que décrits dans ce qui suit. Par exemple, dans le mode de réalisation préféré de la présente invention, le capteur magnétoélastique présente une forme de poutre cantilever, mais il est évident que le capteur magnétoélastique peut présenter une forme de poutre en cantilever perforée, pliée ou enroulée selon l'utilisation des capteurs ou les caractéristiques des systèmes utilisant les biocapteurs, sans pour autant modifier le fonctionnement de la présente invention. REVENDICATIONS 1. Réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques pour la détection de l'hybridation d'un ADN cible, comprenant : un biocapteur magnétoélastique (2) auquel est appliqué un champ magnétique AC dans une direction axiale ; et plusieurs sondes à ADN immobilisées sur une plateforme connectée au biocapteur magnétoélastique (2), et hybridées avec des séquences de l'ADN cible, modifiées en une fréquence de résonance correspondante en réponse au champ magnétique AC appliqué au biocapteur magnétoélastique (2). 2. Réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la revendication 1, dans lequel le changement de fréquence de résonance des sondes à ADN provoqué par l'hybridation des sondes à ADN est détecté par une bobine de détection sous la forme d'un changement d'impédance, et un analyseur d'impédance (20) mesure une fréquence de résonance unique du biocapteur à un pic de l'impédance détectée pour une gamme de fréquences prédéterminée. 3. Réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la revendication 2, dans lequel ledit capteur magnétoélastique est fabriqué de façon à être introduit dans une bobine de détection. 4. Réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la revendication 1, dans lequel ledit capteur magnétoélastique avec les sondes à ADN est fabriqué par la configuration d'un ensemble de biocapteurs en un réseau unique. 5. Réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques selon la revendication 1, dans lequel le biocapteur magnétoélastique (2) avec les sondes à ADN est fabriqué de façon à ce que le biocapteur possèdent plusieurs compartiments contenant chacun un ensemble différent des sondes à ADN, chacun desdits compartiments contenant un ensemble de biocapteurs présentant une fréquence de résonance unique et une longueur et une largeur uniques, lesdits biocapteurs étant séparés par une paroi du compartiment. 6. Procédé de fabrication d'un réseau de biocapteurs micro-magnétoélastiques pour la détection de l' hybridation de l'ADN cible, comprenant les étapes suivantes : le dépôt d'une couche de nitrure de silicium (32) sur une surface inférieure d'une plaquette de silicium (30), et le dépôt d'une couche mince de tungstène (34) sur une surface supérieure de ladite plaquette de silicium (30) par une technique de pulvérisation cathodique ; le dépôt d'une couche d'un matériau de capteur magnétoélastique sur une surface supérieure de ladite couche mince de tungstène (34) ; la configuration de la couche d'un matériau de capteur magnétoélastique en une forme prédéterminée par une technique photolithographique ; le dépôt d'une couche d'or (38) pour l'immobilisation de l'ADN sur une surface supérieure de la couche d'un matériau de capteur magnétoélastique configurée par une technique de pulvérisation cathodique ; le dépôt d'une couche de recouvrement de tungstène (40) par une technique de pulvérisation cathodique ; la configuration de la couche mince de tungstène (34) déposée ; la gravure de la plaquette de silicium (30) dans une solution ; et l'élimination de la couche de recouvrement de tungstène (40). 7. Procédé selon la revendication 6, dans lequel ladite couche d'un matériau de capteur magnétoélastique est une couche mince d'un métal non cristallin de cobalt-fer (CoxFe80.x (Bsi) 20 (20 8. Procédé selon la revendication 6, dans lequel ladite couche d'un matériau de capteur magnétoélastique est gravée dans une solution HN03 3%, lors de l'étape de configuration de la couche d'un matériau de capteur magnétoélastique. 9. Procédé selon la revendication 6, dans lequel ladite couche mince de tungstène (34) déposée est configurée avec du H202 sous une température de 20 C, lors de l'étape de mise en forme de l'étape de dépôt d'une couche mince de tungstène (34). 10. Procédé selon la revendication 6, dans lequel ladite plaquette de silicium (30) est gravée dans une solution de KOH 30% sous une température de 80 C, lors de l'étape de gravure de la plaquette de silicium (30) dans une solution. 11. Procédé selon la revendication 10, dans lequel lors de l'étape de gravure de la plaquette de silicium (30) dans une solution, ladite plaquette de silicium (30) est gravée afin de former un biocapteur présentant une forme de poutre cantilever. 12. Procédé selon la revendication 6, dans lequel ladite couche de recouvrement de tungstène (40) est éliminée avec du H202 sous une température de 20 C, lors de l'étape d'élimination de la couche de recouvrement de tungstène (40).