CN102985813A - 薄膜晶体管上的生物传感器 - Google Patents

薄膜晶体管上的生物传感器 Download PDF

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Abstract

本发明涉及传感器，特别地基于有机薄膜晶体管的生物传感器。

Description

薄膜晶体管上的生物传感器
描述
本发明涉及传感器，特别地，基于有机薄膜晶体管的生物传感器。
用于生物分子例如DNA或蛋白质的快速且高灵敏性测定对于范围从基因分型至分子诊断的众多应用已吸引了极大的关注。然而，对于DNA分析，例如基于微阵列和实时PCR的常规光学检测系统涉及昂贵的检测方案，通常需要荧光染料和光源/检测器。然而，该方法已成为用于定量表面固定的探针与荧光标记的DNA靶之间的杂交程度的标准技术。
无标记、快速、高度选择性和灵敏性杂交平台的开发将对范围从基因组测序至病原体鉴定的应用具有重大影响。
化学检测研究的最近进展(部分得益于有机电子学取得的迅猛进展)已经对于目前光学检测系统的切实可行的低成本替代方案显示了远大的前景(Roberts,M.E.等人Water-stable organic transistors andtheir application in chemical and biological sensors.Proc.Natl.Acad.Sci.105,12134-12139(2008))。有机晶体管技术在化学传感器中的应用特别鼓舞人心。该简单平台允许建造用于检测许多分析物种类的低成本、大面积和灵活的装置，所述装置具有空气稳定性、低功耗、生物相容性以及温和表面修饰。
虽然OTFT(有机薄膜晶体管)的性能在过去十年已有显著提高，但电性能在环境空气、水或缓冲液中的衰退是实现基于OTFT的商业装置的重大问题。因此，OTFT的钝化倾向变得很普遍并且已使用单层或多层有机/聚合物材料进行广泛研究。
然而，利用厚层封装基于有机半导体的电子器件因厚的封装涂层不再导致晶体管性质的改变而引起表面上的该变化。此外，问题是封装层需要被官能化以使得能与分析物分子相互作用。含水系统中的有功能的便携式、强劲的基于OTFT的传感器的开发仍然面临许多挑战。
因此，本发明的目的是提供传感器，特别地，在测量介质例如水或缓冲液中稳定的，并且同时具有能够与待分析的分子相互作用的生物官能化表面的生物传感器。
根据本发明，所述目的通过传感器实现，所述传感器包括：
(i)晶体管，包括
(a)栅极层,
(b)介电层,
(c)半导体层,
(d)源极和
(e)漏极，和
(ii)提供待检测的分子的偶联和提供晶体管的稳定化的层，所述偶联/稳定化层覆盖晶体管的半导体层的至少一部分。
根据本发明的传感器包括至少一部分被偶联/稳定化层覆盖的晶体管。偶联/稳定化层允许偶联或结合待检测的分子。此外，该层稳定晶体管，特别地当在含水介质或缓冲液介质中使用传感器时。因此本发明提供了可靠且廉价的生物传感器，该传感器将待检测的分子，特别地生物分子例如DNA或蛋白质的结合实时转换成电信号。所述传感机制的基础由晶体管，特别地，有机薄膜晶体管(OTFT)提供。由本发明提供的偶联/稳定化层允许在含水介质或缓冲液介质中使用晶体管，特别是OTFT，在所述含水介质或缓冲液介质中通常提供分析物例如生物分子的。含水介质对电子器件功能的破坏，如迄今观察到的，被根据本发明的偶联/稳定化层防止。特别地，防止了晶体管快速且大量地丧失其性能，以及防止了一些层被破坏或它们自身脱离，或防止它们的功能受损。
在另一个方面，本发明的偶联/稳定化层允许在含水介质或缓冲液介质中待检测的分子的结合，从而允许鉴定待检测的分子。最后，本发明的偶联/稳定化层不对电子元件即晶体管的功能产生不利影响。
基于廉价的电子元件即晶体管，特别地，基于有机晶体管(OTFT)，根据本发明，可以通过将层涂覆至源极与漏极之间的半导体层上，以获得作为在含水或生理缓冲液中操作传感器的保护层的分子屏障和捕获或或探针分子与分析物之间的特异性识别反应所需的功能层。
根据本发明，在偶联/稳定化层存在的情况下，使得能够鉴定结合的分析物分子和将结合转换成电信号，这首先归因于这样的事实：所述层优选极薄，具有优选达到800nm，更优选达到500nm，特别地达到300nm，更优选达到100nm，特别地达到50nm和最优选达到20nm的厚度。偶联/稳定化层优选具有至少1nm，更优选至少2nm，特别地至少5nm和更优选至少10nm的厚度。
此类薄层的涂覆用可通过旋涂来实现。然而，优选，根据本发明通过等离子体沉积，特别地通过等离子体增强化学气相沉积来涂覆层。通过经由等离子体聚合来涂覆偶联/稳定化层，可涂覆极薄的层，电子元件的功能既不在涂覆过程中受损也不被涂覆的薄涂层损害。通过等离子体聚合，优选通过在真空中的等离子体聚合，可将层涂覆在晶体管上，特别地OTFT上，而无OTFT的灵敏材料由此被破坏。
同时，通过利用本发明的方法，特别地通过等离子体沉积，优选通过等离子体增强化学气相沉积，更优选通过等离子体聚合涂覆偶联/稳定化层，可以将偶联基团掺入所述层中，同时产生稳定化层。或者，此类方法允许在聚合过程中不交联全部反应性基团，以便部分反应性基团得到保留，探针分子或捕获分子随后可结合于所述反应性基团。捕获或探针分子的结合优选为共价的。
在本发明的优选实施方案中，例如，可首先通过等离子体聚合形成有机聚合物层，随后对所述层进行生物官能化来获得偶联/稳定化层。关于生物官能化，可使用常规湿化学法以获得传感器的特异性灵敏性，例如用于特定DNA序列，用于特异性抗体或用于特异性标志物质的检测。
本发明的传感器提供了许多有利方面。例如，可以以这样的方式设计偶联/稳定化层以便可使用用于特异性检测的所有常用机制，例如转导物(transducer)-固定的捕获DNA链和与其共互补的分析物DNA序列(来自测试溶液)之间的序列特异性杂交，或抗原分析物例如特定癌症标志物与固定在偶联/稳定化层中的相应抗体的结合。
本发明的传感器的特别有利的方面为可检测分析物而无需连接于分析物的标记或标志物分子。因此，可进行完全无标记的检测。
根据本发明的传感器还允许原位和实时检测。因此，除了分析物的定性或定量测定外，还可测定和定量两个结合伴侣之间的结合亲和力和相应的动力学反应速率。测试溶液中的分析物浓度可能，特别地通过使用结合之前、期间和之后测量的电信号来定量测量。所得的电信号改变可被快速记录。此外，还可例如利用计算机来容易地进一步处理电测量信号。
本发明的传感器的性质还允许以多路方式(multiplex mode)平行读出在整个晶体管阵列的相应地官能化的测量元件上同时进行的许多分析物测定。
所使用的来自有机电子器件(塑料电子器件)的元件允许进行极廉价的生产，由此单个传感器可提供为一次性使用的测量芯片。
在一个实施方案中，通过旋涂涂覆稳定化层。优选，将全氟化碳用作用于所述方法的层材料。通过旋涂涂覆的特别优选的偶联/稳定化层包含CYTOP(环状透明光学聚合物)，由具有下式的CF2=CF-O-CF2-CF2-CF=CF2制造的完全氟化聚合物。
Figure BDA00002333961100041
n=聚合物的链长度，特别地n=3-1000，特别地10-500。
为了进行旋涂，制备待涂覆的材料的溶液，例如全氟化碳溶液，例如包含1至10wt.%的待涂覆的材料的溶液。随后例如以500–1500rpm，特别地以700–1300rpm进行10秒至3分钟，特别地进行30秒至1分钟，通过旋涂进行涂覆，作为其结果获得在纳米范围内的该层，特别地具有1-800nm，优选100–500nm的厚度的层。随后可在例如70–90°C下烘烤所述层，进行20分钟至1小时，随后在110°C至150°C下烘烤1–5小时。
可在旋涂法的情况下，通过将其掺入待涂覆的溶液中来涂覆偶联/稳定化层的检测元件，作为其结果，也在旋涂法中涂覆它。或者，随后可以官能化例如生物官能化涂覆的层。
在本发明的优选和特别有利的实施方案中，通过等离子体沉积形成偶联/稳定化层。因此，可在CW等离子体，或优选在脉冲等离子体中进行等离子体沉积。优选，等离子体沉积为等离子体增强化学气相沉积和特别地等离子体聚合。作为用于通过等离子体沉积形成偶联/稳定化层的起始材料，特别地使用单体例如有机单体以及全氟单体。特别适合的单体例如马来酸酸酐，得到等离子体聚合的马来酸酐(ppMA)，或烯丙胺，产生pp-烯丙胺薄膜。其它适当的有机单体为乙二醇前体例如二(乙二醇)单乙烯醚、三乙二醇单烯丙基醚、四乙二醇二甲基醚、三甘醇二甲醚、四乙二醇二甲醚或2-羟乙基丙烯酸甲脂。用于等离子体辅助沉积的其它合适的有机单体为丙烯酸、醋酸、丙酸及其衍生物以及醛类或酐类。
还可以使用硅氧烷例如六甲基二硅氧烷作为单体。
特别适合的全氟化碳单体为具有1至30，特别地1至10个碳原子的化合物。化合物可以为线性的、分枝的或环状的。特别适合的是例如PFDMCH单体(全氟-1-3-二甲基环己烷)，产生等离子体聚合的PDFMCH膜(ppPFDMCH)或四氟甲烷、八氟环丁烷、四氟乙烯、全氟正辛烷或全氟环己烷。
在等离子体沉积的情况下，还可以形成有机单体和全氟化单体的混合膜。等离子体聚合优于湿化学沉积在于其为单步骤室温法。此外，不包含湿涂覆法所必需的有毒的或有害的分子。此外，还可获得低至1nm但仍具有良好机械寿命和良好粘着性质的极薄的涂层。可使用连续波以及脉冲等离子体。适用于晶体管的钝化和表面官能化的等离子体聚合条件包括例如0.01至0.2mbar的操作压、1至300W，特别地10至100W的功率，和5秒至10分钟的施用时间。脉冲等离子体可具有微秒至毫秒，特别地0.1ms至10ms的脉冲。除非已经在等离子体聚合步骤中进行，否则可通过将偶联分子掺入层来官能化层。所述掺入，例如，可通过共价结合于双键(在聚合反应中尚未反应)来实现。作为偶联分子，优选掺入特异于分析物的分子，例如，用于DNA检测的杂交探针，用于抗原检测的抗体，用于抗体检测的抗原或其它特异性偶联分子。
在涂覆偶联/稳定化层之前，可预处理晶体管的半导体层。这样的预处理可包括清洁，特别地，以防止可最终导致粘着失败的污染。清洁的优选方法包括使用氧/氩混合物的等离子体处理或利用溶剂的漂洗和随后的干燥，例如在炉中或在干燥的氮气下进行的干燥。一般地，可将等离子体聚合膜直接沉积在半导体层上。然而在一些实施方案中，另外的表面预处理是优选的，特别地，以促进粘附和防止脱层(delamination)，特别地对于需要将装置浸没于水溶液中，其它溶剂中或不同pH或离子环境中的应用。表面预处理或预涂覆可通过自装配单层来形成。自装配单层可用于起始至一侧上的半导体层材料以及至另一侧上的等离子体聚合膜的化学键合。
其它适当的表面预处理包括通过在等离子体沉积之前利用活性气体(activating gas)修饰表面。该预处理可用作清洁过程以及同时用于诱导表面粗化。
其它适当的预处理是其中化学和/或物理性质随深度改变的梯度膜的涂覆。此类梯度膜可在一系列连续等离子体处理步骤中合成，例如使用递减工作周期(duty cycle)或递减能量输入来进行。例如，最初使用高功率等离子体条件，然后使用连续递减的能量从相同前体合成的梯度膜可允许增强的基质粘附。
可利用13.56Mhz发生器产生等离子体。在脉冲模式中，优选，峰值功率为20至200W，接通时间为20-400μs，停歇时间为5-400μs。
在等离子体聚合过程中沉积温度优选低于100°C。
本发明的传感器的特别优选应用领域为检测生物分子，特别地在含水介质中的生物分子。归因于由本发明提供的偶联/稳定化层，传感器在含水介质中，特别地在生理水溶液例如缓冲液中也是稳定的。
本发明的传感器是稳定的，特别地稳定至少一天，更优选至少10天，更优选至少30天。“稳定的”意指它们适用于期望的用途。特别地，本发明的传感器可用于缓冲液，缓冲液包含水和达到1mol/l的缓冲化合物例如盐，优选至少0.1mol/l的缓冲化合物，更优选至少0.5mol/l的缓冲化合物。本发明的传感器还在高pH范围内，特别地pH 2至pH 11，特别地pH 5至pH 9中显示稳定性。
用于本发明的传感器的晶体管优选为薄膜晶体管，特别优选有机薄膜晶体管。为有机或聚合物电子装置(也称为所谓的“塑料电子器件”)的OTFT是用于生产传感器的极具成本效益的基础。基于OTFT，可提供特别地廉价的一次性使用的传感器，特别地一次性使用的生物传感器。
所使用的晶体管包括栅极层(a)。为了产生栅极层，可使用常规栅极材料，例如金属，例如金、银或镍或掺杂硅的材料。
可将栅极涂覆在基质或载体上或其本身构成晶体管的载体。
将介电层(b)置于栅极层的顶上。虽然基本上可使用任何介电材料，但介电层(b)的材料优选为有机或聚合物层。优选，使用可交联的聚合物介电层，其对气体和湿气具有高度稳定性并且可在低温下交联。优选，用于介电层(b)的聚合物基质为聚(4-乙烯基苯酚)(PVP)。PVP的羟基特别适用于与环境稳定的交联剂例如4,4′-(六氟异丙烯)二酞酸酐(HDA)或辛二酰氯(SC)交联。因此，介电层特别优选包括PVP-HDA或PVP-SC。可以例如通过旋涂形成交联聚合物介电层的薄的分离膜。优选，介电层具有10至100nm，特别地15至30nm的厚度。然而，也可能从其它材料例如，从全氟化碳聚合物例如CYTOP形成介电层。
将半导体层(c)涂覆至栅极层(a)相对侧上的介电层(b)上。所述层优选也由有机材料或聚合物材料组成。适用于半导层的材料例如为并五苯、5,5'-双-(7-十二烷基-9H-芴-2-基)-2,2’-二噻吩(DDFTTF)、铜(II)酞菁(CuPc)和铜(II)-1,2,3,4,8,9,10,11,15,16,17,18,22,23,24,25-十六氟-29H,31H-酞菁(FCuPc)。DDFTTF是特别优选的。
半导体层优选具有5至100nm，特别地10至30nm的层厚度。使用有机或聚合物半导体使得能够显著更廉价地生产元件(与基于硅的CMOS的半导体层相比较)。
随后，将源极(d)和漏极(e)涂覆至半导体层上。这些电极可由任何导电材料例如金组成。用本发明的偶联/稳定化层在源极与漏极之间的至少一个部分中涂覆半导体层(c)。优选，为完整晶体管表面提供偶联/稳定化层。
任选地，首先可为源极和漏极提供其它保护层例如一氧化硅的层。为此目的，可在源极和漏极上热蒸发一氧化硅，从而特别地形成具有10至100nm，优选30至70nm的层。
本发明的传感器可特别地用作用于各种生命功能的传感器，用于疾病诊断的传感器，用于环境技术的传感器，用于食品质量控制或用于监控安全相关领域的传感器。因此，除了用于生物传感器技术和医学诊断中的装置外，许多其它技术应用也是可能的。例如，传感器还可在食品技术中，环境分析中或食品跟踪中用于过程监控。基本上，可利用根据本发明的生物亲和力检测和保护层官能化商购可得的低成本电子元件。这使得能够进行与目前使用的非常昂贵的光学生物传感器技术完全不同的应用。
例如，包装例如食品包装的标记可在食品质量控制中产生全新的安全标准。
此外，通过使用生物晶体管，可设想由私人家庭在日常消费中对空气、水、食品等的质量的永久性控制的全新可能性。为此目的，例如可提供中央读出站，生物晶体管可将它们的测量信号自动地传输至所述中央读出站以进一步分析和注册。
许多传感器在一个检测器阵列上的简单并置可用于环境风险、医院、家庭环境或安全相关领域的细菌侵袭的综合控制，例如，爆炸物或药物的检测。
本发明通过下面所示的附图和实施例来进一步举例说明本发明。
图1示意性显示了本发明的传感器的结构。从包括栅极层、介电层、半导体层、源极和漏极以及覆盖源极、漏极和半导体层的一部分的偶联/稳定化层的晶体管形成传感器。在其中偶联/稳定化层覆盖半导体层的区域中，利用分析物即抗体可结合的抗原对偶联/稳定化层进行生物官能化。
图2显示OTFT传感器建造的图示。
(A)具有PVP-HDA(20nm)介电层、DDFTTF有机半导体(15nm)和源-漏(S-D)电极的OTFT(具有80的W/L)的建造。用热蒸发的SiOx覆盖S-D电极的交错区域，利用5nm ppMA和PNA探针官能化整个装置。
图3.在20nm PVP-HDA上具有15nm DDFTTF和具有80的W/L的代表性OTFT的环境和含水条件的电学特征。(A)具有不同VG的输出特征(IDS对VDS)。(插图)在环境条件中具有-1V的恒定VDS的转移特征(IDS对VG)。(B)在环境条件下(黑色)、在刚注射磷酸盐缓冲溶液后(蓝色)和在缓冲液中进行210分钟后(红色)，具有-0.5V的恒定VDS的转移特征(IDS对VG)。(C)在缓冲液中的输出特征(IDS对VDS)。
图4.PNA-15聚体探针与3个不同靶DNA-15聚体：T2-MM0、T1-MM1、T3-MM2之间的杂交(缔合和解离)过程的动力学测量。实线为基于兰格缪尔模型的理论计算。(A)对于在恒定偏压(VG=-1V,VDS=-0.5V)下操作的OTFT传感器，随着暴露于T2-MM0(黑色)、T1-MM1(蓝色)、T3-MM2(橙色)的DNA序列后的时间的OTFT电流响应(IDS/IDS-基线)。(B)通过使用SPR-SPFS，随着暴露于Cy5-标记的DNA序列：T2-MM0(黑色)、T1-MM1(蓝色)、T3-MM2(橙色)后的时间的荧光强度。(C)对于T2-MM0、T1-MM1和T3-MM2在平衡中测量的角反射率(虚线)和荧光强度扫描(点)。
图5.在恒定偏压(VG=-1V,VDS=-0.5V)下，以300μL/分钟的流速，使用DDFTTF OTFT传感器产生的PNA-DNA杂交的滴定曲线。实线箭头表示靶DNA溶液的添加，空心箭头表示至缓冲液的交换。红色实线显示兰格缪尔拟合。(A)对于T2-MM0 DNA-15聚体和(B)对于T1-MM1 DNA-15聚体的OTFT传感器滴定。(C)对于T2-MM0(来自图4A)和T1-MM1(来自图4B)，表面覆盖(饱和响应)与靶物浓度(Co)之间的关系。S型实线曲线相应于通过兰格缪尔等温线的拟合，对于T2-MM0和T1-MM1亲和常数(KA)分别为7X108M-1和9X106M-1。
图6.DDFTTF OTFT传感器的重现性和再生。使用恒定偏压(VG=-1V和VDS=-0.5V)，以300μL/分钟的流速测量OTFT响应。(A)利用T2-MM0靶物(100nM)测量的多个PNA-DNA杂交循环的ΔIDS。在每一个循环后，使用10mM NaOH再生基质。(B)对于200nMT1-MM1和(C)200nM T3-MM2测量的多个PNA杂交循环的ΔIDS。试验之间利用缓冲液漂洗基质。前3个循环中ΔIDS的增加与基线电流Io的偏移相关。(D)利用T2-MM0靶物(100nM)产生的多个杂交循环的原始数据。头向上的实线箭头表示T2-MM0注射，头向下的空心箭头表示利用缓冲液的漂洗步骤，头向上的空心箭头显示利用10mMNaOH的再生。
实施例
实施例1
使用有机晶体管传感器进行的原位无标记DNA检测。
1.1利用PVP-HDA聚合物绝缘体建造基于DDFTTF的OTFT的建造方法
在丙二醇单甲醚醋酸盐(PGMEA)中以10：1的摩尔比用交联剂4,4′-(六氟异丙烯)二酞酸酐(HDA)制备聚(4-乙烯基苯酚)(PVP)(MW20,000g/mol)的溶液。通过0.2μm注射器滤器过滤溶液，然后在旋涂仪(Headway Research)上以7,000rpm的速率进行1分钟旋涂，以22nm的厚度旋涂至高度掺杂过的n++Si(100)基质(R≤0.008ohm-cm)上。在旋涂之前，用UV-臭氧(Jelight Model 42)处理基质20分钟，然后用过滤过的氮气(Mykrolis)吹干。随后在100°C下固化基质，进行2小时。在6.5X10-7mbar的压力下以0.3-0.5
Figure BDA00002333961100111
的速率通过热蒸发(Angstrom Engineering)沉积有机半导体(5,5’-双-(7-十二烷基-9H-芴-2-基)-2,2’-二噻吩(DDFTTF)3)膜至15nm的厚度。在沉积过程中通过加热铜块来控制基质温度，使基质温度保持稳定在90°C。利用旋转基质，使用以1nm/s热蒸发的金电极完成顶部-接触装置。电极尺寸由具有分别为4mm和50μm的通道宽度(W)和长度(L)的遮蔽屏确定。最后，在源-漏电极上热蒸发50nm的一氧化硅(SiOx)层以在于缓冲液中操作OTFT传感器的过程中减小电荷屏蔽效应(charge screeningeffect)的影响。
1.2通过脉冲-等离子体多聚化形成偶联/稳定化层
使用等离子体增强的化学蒸发沉积(PE-CVD)利用多聚化的马来酸酐(MA)修饰OTFT的表面。PE-CVD法不引起对OTFT的任何损害。使用马来酸酐(MA)作为前体进行等离子聚合以产生多聚-马来酸酐(ppMA)的超薄膜(5nm)。
1.3.表面的生物官能化
将胺结尾的PNA-15聚体(P2-15聚体)连接于OTFT表面上的ppMA层，其用作针对靶DNA序列的选择性探针。已显示P2-15聚体PNA探针在使用短序列的应用中对于区分单个碱基差异是有效的。通过以300μL/分钟的恒定速率在流动池中循环包含0.2M N-乙基-N’-(3-二甲基氨基丙基)-碳二亚胺盐酸盐(EDC;Fluka)和0.05M N-羟基琥珀酰亚胺(NHS;Fluka)的溶液20分钟来活化聚合物表面上的羧酸基团，然后暴露于1μM PNA溶液3小时，随后用缓冲液漂洗。PNA在DDFTTF表面上的存在不影响晶体管特征。这些传感器针对靶DNA的特异性使用完全互补(T2-MM0)、单碱基错配(T1-MM1)和两碱基错配(T3-MM2)的DNA序列来进行评估。下面显示PNA和DNA的序列链。
(B)
PNA探针
P2-15聚体    5’-NH2-OOOOOO TGT ACA TCA CAA CTA-3’
OTFT的靶DNA
T2-MM0       3’-ACA TGT AGT GTT GAT-5’
T1-MM1       3’-ACA TGC AGT GTT GAT-5’
T3-MM2       3’-ACA TGC ACT GTT GAT-5’
SPFS的靶DNA
T2-MM0/Cy5   3’-ACA TGT AGT GTT GAT-Cy5-5’
T1-MM1/Cy5   3’-ACA TGC AGT GTT GAT-Cy5-5’
T3-MM2/Cy5   3’-ACA TGC ACT GTT GAT-Cy5-5’
1.4DNA杂交的原位检测
在基于OTFT的检测系统中，将化学或物理吸收的发生转换成电流响应(ΔIDS)，其最终取决于分析物组成、浓度和OTFT偏压条件。对于带负电荷的DNA靶，由于在半导体表面上引入电荷，因此观察到杂交后电流的减小。因此DNA与表面结合的PNA之间的更强的结合或更高效的杂交应当导致更大的电流变化(ΔIDS)。将OTFT对无标记DNA序列的电响应与在相似基质上使用荧光团标记的DNA序列利用SPFS获得的荧光强度的变化进行比较。
在缓冲液中，在分析物注射之前，在100秒的恒定偏压(VDS=-0.5V,VG=-1V)后记录基线IDS。使用300μL/分钟的流速使分析物至传感器表面的质量转移限制减小至最低限度。我们的OTFT随时间经历IDS的微小漂移，这可归因于栅偏应力(gate bias stress)。在给定的装置上的传感器试验之间，可通过除去栅偏压或施加反向偏压一段短的时间来恢复初始电流。随后注射100nM的T3-MM2(两碱基错配)溶液，观察到IDS的减小。IDS被测量为时间的函数，直至获得体积浓度(bulkconcentration)(Co)与相应表面覆盖(Θ(Co))之间的平衡。初始基线电流Io在利用缓冲液短漂洗(约20秒)后得以恢复(图4A)，这表明T3-MM2被非特异性结合或与PNA探针微弱杂交。利用100nM T1-MM1(单碱基错配)溶液的相似测量导致IDS的更大的减小，在100秒后达到平衡。利用缓冲液的漂洗仅导致Io的微小恢复，这表明T1-MM1与PNA探针之间形成的一定程度的杂交(虽然微弱)(图4A)。针对100nM的T2-MM0(DNA互补序列)溶液的OTFT漏极电流响应显示了短时间内的最大减小，其为与错配序列相比较的更大程度的杂交的结果。在利用缓冲液漂洗后仅观察到极慢的衰减。这与我们最初假设一致：与互补序列T2-MM0的高效率杂交可导致趋向缓冲液漂洗的最大ΔIDS和最高稳定性(图4A)。在每一个情况下，归因于游离DNA寡聚物的除去，在缓冲液交换的最初10秒内观察到IDS的快速下降，对于T2-MM0、T1-MM1和T3-MM2，这分别构成0.75%、11%和50%的IDS。
进行SPFS测量以确证OTFT响应。使用在其5’-末端具有Cy5荧光团的相同的3个DNA靶，所述荧光团在SPFS中可被表面等离子激元模(surface plasmon mode)的瞬逝场激发。在Au基质上进行的SPFS实验也利用连接于5nm ppMA膜的PNA-15聚体探针。进行两个典型的光学测量：反射率和荧光强度对入射角的角扫描(angularscan)(图4C)和在DNA杂交过程中荧光强度对时间的动力学扫描(图4B)。
可将在杂交反应中测定量为时间的函数的荧光强度的变化用于测定动力学参数，特别是缔合速率(kon)和解离速率(koff)。在漂洗过量物理吸附的DNA后观察到超过105cps的高光子计数(图4B)。荧光角扫描(图4C)显示在以最小反射率进行的共振表面-等离子激发上强度的显著增强。两个图都显示DNA互补序列与两个错配靶之间的杂交的明确差异。
从IDS和荧光强度的变化测定杂交的动力学。基于兰格缪尔模型，如下通过简单的双分子反应描述作为时间的函数的ΔIDS
ICt(t)＝(Imax-Io)(1-exp(-(konCo-koff)t))    (1)
其中Imax为在具有给定的深度(Co)的分析物暴露后的平衡IDS，Io为基线电流。T2-MM0与PNA电极之间的稳定杂交导致通过用缓冲液(60秒)漂洗后几乎无解离，并且难以定量koff。通过在DNA序列中引入单或双碱基错配，杂交的PNA-DNA复合物变得不稳定，从而在缓冲液漂洗过程中增加了解离。时间依赖性解离由下列方程式描述。
Ict(t)＝(Imax-Io)exp(-kofft)    (2)
kon、koff和亲和常数(KA)的计算结果总结于表1中。通过在靶序列中插入相对于互补序列T2-MM0的单个碱基错配(15个中的一个)，KA减小了2个数量级。第二错配的引入导致KA再减小一个数量级。T3-MM2的KA值相对较高，并且可归因于消逝尾(evanescent tail)对本体溶液(bulk solution)中的标记的DNA的激发。
表1.使用兰格缪尔模型测定的速度常数
Figure BDA00002333961100141
通过将递增浓度的靶DNA的溶液通过固定的探针的上方并且监控缔合和解离来进行表面滴定测量。将浓度为1、5、10、20和50nM(图5A中的细箭头)的T2-MM0 DNA溶液相继注射入流动通道，导致因更高的平衡表面覆盖而引起的IDS的渐增的更大的改变。在注射之间，除了15秒的10mM NaOH的脉冲以完全再生探针外，用缓冲液(图5A的粗箭头)漂洗未结合的DNA。如图5B中所示，以相似的方式进行利用单碱基错配DNA靶(T1-MM1)的滴定。缔合和解离相分别与方程式1和2拟合，这通过图5A和B中的红色实线显示。发现平均亲和常数为KA=7±2X108M-1(对于T2-MM0)和KA=9±1X106M-1(对于T1-MM1)。
通过下列方程式描述使Θ(Co)与Co相关的兰格缪尔等温线模型。
I DS ( max ) ( C 0 ) = Θ ( C 0 ) = K A C 0 1 + C 0 K A - - - ( 3 )
通过将检测到的信号强度IDS(max)(C0)按比例放大至完全饱和的表面和Co的信号强度来估计Θ(C0)。通过将平衡电流响应(IDS)对浓度作图获得T2-MM0和T1-MM1的兰格缪尔等温曲线，所述曲线示于图5C中。使用方程式3的非线性稳态拟合允许测定KA，产生T2-MM0和T1-MM1的亲和常数，所述亲和常数与从滴定分析的缔合/解离拟合获得的相当一致。
从OTFT传感器计算的KAs为通过SPFS测定的KAs的1/8-1/3。我们将这归因于在与带负电荷的DNA杂交后渐增的表面电荷密度。随着Θ(C0)增加，该表面电荷密度产生抗进一步结合的递增的排斥库仑位垒(repulsive Coulombic barrier)。该效应在SPFS测量中也很普遍，但是至更低的程度，因为不存在外部电场。在高离子强度缓冲液中操作或稀释传感器基质的探针密度可限制库仑排斥在杂交动力学上的影响；然而，这两个条件都不利地影响传感器灵敏性。通过滴定分析进一步确认排斥库仑位垒，其中在每一个另外的靶浓缩之间不添加漂洗步骤的情况下不可能看到进一步杂交(图5A和B)。对互补DNA(T2-MM0)观察到的1nM的灵敏度与先前报道的使用SPFS的结果一致。
兰格缪尔吸附等温线即Θ(Co)对Co显示了T2-MM0与T1-MM1之间的显著差另(图5C)。虚线表示进行动力学实验时所处的浓度Co=10-7M，其远高于靶互补序列T2-MM0的半饱和度(1/KA)。有意地使该浓度接近T1-MM1的1/KA，9.5X10-8M，以实现高效区分。因此，可容易地将T1-MM1序列与表面结合的PNA解离；然而，T2-MM0序列(1/KA=2.5X10-9M)不能通过在我们的实验的时间量程内利用缓冲液漂洗来除去。T3-MM2序列具有为5.5X10-6M的相当高的1/KA，这解释了在图4A中观察到的相对低的ΔIDS和漂洗后的快速解离。
OTFT传感器的重现性
通过测量通过缓冲液漂洗间隔的多个杂交循环来确定OTFT传感器的重现性。在单个装置上利用T2-MM0测量6个杂交循环，在另一个基质上对于每一个错配DNA靶T1-MM1和T3-MM2检查9个杂交循环。图6(A-C)显示对于每一个循环杂交后的ΔIDS。在所有情况下，初始杂交试验显示在暴露于靶DNA后较小的IDS变化；然而，随着基线电流稳定(即，栅偏应力不再显著)，传感器响应(ΔIDS)变得恒定。因碱基错配和在缓冲液中的高效解离，所以在T1-MM1(200nM)和T3-MM2(200nM)的杂交后不必再生表面结合的PNA探针。对于利用互补靶T2-MM0(100nM)的试验，利用10mM NaOH溶液进行15秒PNA探针的再生(原始数据示于图6D中)，然后利用缓冲液短暂漂洗来制备用于下列试验的表面。
实施例2
使用含水稳定性基于并五苯的晶体管的原位选择性IgG检测
2.1OTFT的制造
在重掺杂硅晶片上建造OTFT，然后建造底栅和后接点(bottom-contact)结构。使用丙酮、异丙醇、乙醇清洁基质，利用去离子水漂洗基质，随后在100℃定中心位，进行5分钟。将在热生长的SiO2(200nm)上的旋涂CYTOP(15nm)用于栅介电绝缘体以通过除去表面上的捕捉位点来减小滞后和临界电压偏移(threshold voltageshift)。在充Ar的手套箱中以4000rpm将1wt%CYTOP溶液用于旋涂，进行40秒。将CYTOP薄膜在800℃烘烤30分钟，和在1800℃烘烤1小时。通过原子力显微镜(AFM)研究绝缘体的表面糙度(rms)。(NanoScope Dimension 3100CL)即0.8nm。通过使用遮蔽屏蒸发具有10的W/L的源-漏电极。此外，利用0.1mM的稀释于乙醇中的2-巯基-5-硝基苯并咪唑(MNB)溶液处理Au电极1小时以增强载荷子。最后，在6.5X10-7mbar的压力下，在300℃以的沉积速率(以控制并五苯晶体的生长)热蒸发30nm厚的并五苯膜。
进行全氟-1,3-二甲基环己烷(PFDMCH)的脉冲等离子体聚合以钝化每一个装置(光学/电子)的表面和利用马来酸酐(MA)官能化所述表面以进行选择性杂交过程。在PE-CVD反应器中，将13.56MHz射频发生器通过LC匹配电路和外部缠绕派雷克斯玻璃圆柱状反应室(从进气口横跨8-16cm)的铜线圈(0.5mm直径,10匝)与空气电容耦合。最优化等离子室内的基质位置以获得具有需要的厚度的均一的膜。将信号发生器连接于射频电源，将阴极射线示波器用于监控脉冲持续时间、间隔和幅度。在于光学装置上进行MA的等离子聚合之前，将含巯基的2-巯基-5-硝基苯并咪唑(MNB)(分子结构示于图SI2中)用作粘着单层，稀释于浓度为5mM的乙醇中(浸没时间约30分钟)。
在反射模式和具有以300W操作的Mg KR(1253.6eV)X射线源的X射线光电子光谱仪(XPS)(Physical Electronics 5600A仪)中使用傅里叶变换红外光谱(FT-IR)(Nicolet 850分光计)表征通过PE-CVD沉积的薄膜的化学结构。将117.40eV的通能(pass energy)用于观察光谱。相对于曲面法线(surface normal)使用45°的离源角(take-offangle)记录光谱，使用MultiPak 5.0软件分析扫描。
为了进行生物传感测量，将所有生物化学分子稀释于新配制的醋酸钠缓冲液(ABS)(10mM浓缩的，具有pH 7)中。抗原[牛血清白蛋白(BSA)](MW~66kDa)购自Saidigma Aldrich，抗体(抗BSA)IgG购自Millipore。我们使用在顶部具有入口和出口(直径=1mm)的由聚甲基Plexiglas制造的流动池，将总体积限制为约~30mm3。基质与流动池之间的接触区域通过Viton O-环来密封。使用具有0.76mm的内径的Tygon管将流动池连接于蠕动泵(NovoChem)和样品储存池。蠕动泵维持300μL/分钟的恒定流速以确保恒定的分析物浓度。
将流动池附着于基质以便溶液室主要接触OTFT的通道区域。我们观察到当在新制备的醋酸钠缓冲液中测量时，与在低操作电压-5V下的环境空气相比较电流的增加，这是在水中稳定操作所必需的。电特征的微小变化例示了相对稳定的行为：具有从环境空气中的0.006cm2/Vs至缓冲液中的0.0052cm2/Vs的流动性(mobility)的小的变化。
2.2利用OTFT的原位抗-BSA(IgG)杂交反应
抗原/抗体相互作用属于一大类主要依靠配体与大分子上的结合位点(受体)之间的结构互补性的非共价生物学结合反应。
为了研究因结合BSA/IgG而引起的净电荷对晶体管传感器表面的影响，注射稀释于pH7的缓冲液中的500nM浓缩的IgG，将IDS的减小记录为时间的函数，直至达到体积浓度与相应的表面覆盖之间的平衡，我们转换至缓冲液，然而其展示衰减(递增的IDS)。使该漂洗过程持续130秒以观察IgG解离行为，我们进一步用15秒的甘氨酸(10mM,pH 2)溶液脉冲来再生表面并且继续以相同浓度的IgG(即500nM(稀释于pH 5的缓冲液)暴露传感器表面。IDS开始增加，接着在将IgG更换为缓冲液后，我们注意到IDS的减小。因此，我们观察到两种类型的对IDS信号的作用：a)在pH 7时，(电流的变化)ΔIDS为pH 5时的1/5；b)pH 7时的极性符号与pH 5时的相反。这些实验结果与我们初始假定一致：在等电点(pI)以上，IgG行为如负电荷，并且在该点以下，正电荷行为将占优势。此外，这些结果还表明晶体管显示了理想的p-型特征。
Figure IDA00002333961800011
Figure IDA00002333961800021

Claims (10)

1.一种传感器，包括
(i)晶体管，包括
(a)栅极层,
(b)介电层,
(c)半导体层,
(d)源极和
(e)漏极，和
(ii)提供待检测的分子的偶联和提供晶体管的稳定化的层，所述偶联/稳定化层覆盖晶体管的半导体层的至少一部分。
2.权利要求1的传感器，其中偶联/稳定化层具有1nm至800nm，特别地5nm至50nm的厚度。
3.权利要求1或2的传感器，其中通过等离子体沉积，特别地通过等离子体增强化学气相沉积和/或通过旋涂涂覆偶联/稳定化层。
4.前述权利要求的任一项的传感器，其中偶联/稳定化层包括聚马来酸酐、聚PFDMCH和/或CYTOP。
5.前述权利要求的任一项的传感器，其中偶联/稳定化层包括针对待检测的分子的分子探针，特别地，针对DNA或蛋白质的分子探针。
6.前述权利要求的任一项的传感器，其用于在含水介质中，特别地在缓冲液中传感生物分子。
7.前述权利要求的任一项的传感器，其中所述晶体管为有机薄膜晶体管。
8.前述权利要求的任一项的传感器，其在≤2V的低电压时是可操作的。
9.前述权利要求的任一项的传感器，其中所述介电层为有机层，特别地为交联的PVP和/或CYTOP的层。
10.前述权利要求的任一项的传感器，其中所述半导体层为有机层，特别地为包含DDFTTF、二己基FTTF和/或并五苯的层。
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Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103235022A (zh) * 2013-03-28 2013-08-07 上海大学 Dna生物传感器及其制备方法
CN103500798A (zh) * 2013-09-04 2014-01-08 中国科学院苏州纳米技术与纳米仿生研究所 基于场效应晶体管结构的气体传感器及其制备方法
CN103682098A (zh) * 2013-09-11 2014-03-26 北京大学 一种抗体修饰的一维纳米材料晶体管器件及其构筑方法
CN105021683A (zh) * 2015-06-05 2015-11-04 东南大学 面向生物分子检测的二硫化钼场效应晶体管的制作方法
CN105738456A (zh) * 2016-01-29 2016-07-06 广东顺德中山大学卡内基梅隆大学国际联合研究院 蛋白质分子的实时无标记检测装置及方法
CN109416334A (zh) * 2016-01-14 2019-03-01 罗斯韦尔生物技术股份有限公司 分子传感器及相关方法
CN109856391A (zh) * 2019-02-28 2019-06-07 深圳大学 一种基于有机光晶体的免疫检测芯片、装置及其制备方法
US10605769B2 (en) 2017-10-05 2020-03-31 National Tsing Hua University Sensing device and biological detection method

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5640704B2 (ja) * 2010-12-06 2014-12-17 大日本印刷株式会社 バイオセンサ
US9885682B2 (en) * 2011-12-02 2018-02-06 The Johns Hopkins University Biosensor systems and related methods for detecting analytes in aqueous and biological environments
US20140012115A1 (en) * 2012-07-03 2014-01-09 Medtronic Minimed, Inc. Plasma deposited adhesion promoter layers for use with analyte sensors
CN104297320B (zh) * 2013-07-17 2017-07-25 国家纳米科学中心 一种有机单分子层薄膜场效应气体传感器及制备方法
CN109073642A (zh) 2015-09-17 2018-12-21 格哈德·马勒 用于生物感测和其它应用的传感器设备
EP3408220A4 (en) 2016-01-28 2019-09-04 Roswell Biotechnologies, Inc METHOD AND DEVICE FOR MEASURING ANALYTES USING LARGE CALCULAR MOLECULAR ELECTRONIC SENSOR ARRAYS
CN109328301B (zh) 2016-01-28 2021-03-12 罗斯韦尔生物技术股份有限公司 大规模并行dna测序装置
GB2546995A (en) * 2016-02-03 2017-08-09 Cambridge Display Tech Ltd A sensor for detection of a target species
CN109155354A (zh) 2016-02-09 2019-01-04 罗斯韦尔生物技术股份有限公司 电子无标签的dna和基因组测序
GB2548888A (en) * 2016-03-31 2017-10-04 Cambridge Display Tech Ltd Sensor, method of forming a sensor and use thereof
GB2548886B (en) * 2016-03-31 2019-12-25 Cambridge Display Tech Ltd Sensor, method of forming a sensor and use thereof
EP3571286A4 (en) 2017-01-19 2020-10-28 Roswell Biotechnologies, Inc SOLID STATE SEQUENCING DEVICES WITH TWO-DIMENSIONAL LAYER MATERIALS
CN106841339A (zh) * 2017-02-03 2017-06-13 吉林大学 一种用于检测双酚a的适配体传感器及其制备方法
US10508296B2 (en) 2017-04-25 2019-12-17 Roswell Biotechnologies, Inc. Enzymatic circuits for molecular sensors
EP3615685A4 (en) 2017-04-25 2021-01-20 Roswell Biotechnologies, Inc ENZYMATIC CIRCUITS FOR MOLECULAR SENSORS
EP3622086A4 (en) 2017-05-09 2021-04-21 Roswell Biotechnologies, Inc LINK PROBE CIRCUITS FOR MOLECULAR SENSORS
SG11201912263VA (en) * 2017-08-01 2020-01-30 Illumina Inc Field effect sensors
KR20200039795A (ko) 2017-08-30 2020-04-16 로스웰 바이오테크놀로지스 인코포레이티드 Dna 데이터 저장을 위한 진행성 효소 분자 전자 센서들
TWI653753B (zh) * 2017-09-12 2019-03-11 元太科技工業股份有限公司 感測元件
US11100404B2 (en) 2017-10-10 2021-08-24 Roswell Biotechnologies, Inc. Methods, apparatus and systems for amplification-free DNA data storage
US11899028B2 (en) * 2019-12-31 2024-02-13 Cytiva Us Llc Buffer management and identification in bioprocessing system
CN117969631A (zh) * 2024-04-01 2024-05-03 北京京东方技术开发有限公司 生物传感元件、生物传感器、生物检测芯片和使用方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1540328A (zh) * 2003-04-02 2004-10-27 ��Ѹ�Ƽ���˾ 所选物质的电检测
CN101454659A (zh) * 2006-05-29 2009-06-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于感测应用的有机场效应晶体管
US20090278117A1 (en) * 2008-05-07 2009-11-12 Electronics And Telecommunications Research Institute Organic thin film transistor, method of manufacturing the same, and biosensor using the transistor

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1540328A (zh) * 2003-04-02 2004-10-27 ��Ѹ�Ƽ���˾ 所选物质的电检测
CN101454659A (zh) * 2006-05-29 2009-06-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于感测应用的有机场效应晶体管
US20090278117A1 (en) * 2008-05-07 2009-11-12 Electronics And Telecommunications Research Institute Organic thin film transistor, method of manufacturing the same, and biosensor using the transistor

Non-Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
C. BARTIC,ET AL.: "Field-effect detection of chemical species with hybrid organic/inorganic transistors", 《APPLIED PHYSICS LETTERS》, vol. 82, no. 3, 20 January 2003 (2003-01-20), XP012034609, DOI: doi:10.1063/1.1527698 *
JOANNA DREWS,ET AL.: "Hydrolysis and stability of thin pulsed plasma polymerised maleic anhydride coatings", 《APPLIED SURFACE SCIENCE》, vol. 254, 26 January 2008 (2008-01-26) *
MARK E. ROBERTS,ET AL.: "Material and device considerations for organic thin-film transistor sensors", 《JOURNAL OF MATERIALS CHEMISTRY》, vol. 19, 11 February 2009 (2009-02-11), XP002598728, DOI: doi:10.1039/B816386C *
MARK E. ROBERTS,ET AL.: "Water-stable organic transistors and their application in chemical and biological sensors", 《PNAS》, vol. 105, no. 34, 26 August 2008 (2008-08-26), XP007920196, DOI: doi:10.1073/pnas.0802105105 *
QINTAO ZHANG,ET EL.: "Label-free low-cost disposable DNA hybridization detection systems using organic TFTs", 《BIOSENSORS AND BIOELECTRONICS》, vol. 25, 9 September 2009 (2009-09-09) *

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103235022A (zh) * 2013-03-28 2013-08-07 上海大学 Dna生物传感器及其制备方法
CN103500798B (zh) * 2013-09-04 2016-08-17 中国科学院苏州纳米技术与纳米仿生研究所 基于场效应晶体管结构的气体传感器及其制备方法
CN103500798A (zh) * 2013-09-04 2014-01-08 中国科学院苏州纳米技术与纳米仿生研究所 基于场效应晶体管结构的气体传感器及其制备方法
CN103682098A (zh) * 2013-09-11 2014-03-26 北京大学 一种抗体修饰的一维纳米材料晶体管器件及其构筑方法
CN103682098B (zh) * 2013-09-11 2016-01-13 北京大学 一种抗体修饰的一维纳米材料晶体管器件及其构筑方法
CN105021683A (zh) * 2015-06-05 2015-11-04 东南大学 面向生物分子检测的二硫化钼场效应晶体管的制作方法
CN105021683B (zh) * 2015-06-05 2017-09-15 东南大学 面向生物分子检测的二硫化钼场效应晶体管的制作方法
CN109416334A (zh) * 2016-01-14 2019-03-01 罗斯韦尔生物技术股份有限公司 分子传感器及相关方法
CN109416334B (zh) * 2016-01-14 2021-11-16 罗斯韦尔生物技术股份有限公司 分子传感器及相关方法
CN105738456A (zh) * 2016-01-29 2016-07-06 广东顺德中山大学卡内基梅隆大学国际联合研究院 蛋白质分子的实时无标记检测装置及方法
CN105738456B (zh) * 2016-01-29 2018-07-13 广东顺德中山大学卡内基梅隆大学国际联合研究院 蛋白质分子的实时无标记检测装置及方法
US10605769B2 (en) 2017-10-05 2020-03-31 National Tsing Hua University Sensing device and biological detection method
CN109856391A (zh) * 2019-02-28 2019-06-07 深圳大学 一种基于有机光晶体的免疫检测芯片、装置及其制备方法
CN109856391B (zh) * 2019-02-28 2022-05-27 深圳大学 一种基于有机光晶体的免疫检测芯片、装置及其制备方法

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