CN107462621B

CN107462621B - 一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳系统及方法

Info

Publication number: CN107462621B
Application number: CN201610389091.1A
Authority: CN
Inventors: 薛李荣; 孙伟; 朱春蓉
Original assignee: Zhangjiagang Onechip Bio Technology Co ltd
Current assignee: Zhangjiagang Onechip Bio Technology Co ltd
Priority date: 2016-06-03
Filing date: 2016-06-03
Publication date: 2020-07-10
Anticipated expiration: 2036-06-03
Also published as: WO2017206415A1; CN107462621A

Abstract

本发明公开一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳系统，包括微流体腔体，生物传感器，电极；生物传感器及电极之间由电解液连接；外接电路给生物传感器、电极之间施加电压。本发明还公开一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳方法，对电极施加电压后形成电场，驱动目标细胞，或者粒子/分子运动到传感器测试区域，实现浓缩待测粒子/分子的作用，提高检测的灵敏度和准确率；电极还具有加热的作用，可以控制DNA分子的扩增或剥离，实现灵活的基因检测，并可实现芯片的重复使用，降低检测成本。

Description

一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳系统及方法

技术领域

本发明涉及微流体电泳领域，更具体来说，本发明涉及通过电泳辅助的方式来浓缩待测粒子及分子的方法，以及借此来提高离子场效应传感器的信号噪声比的传感器电泳系统。

背景技术

生物化学传感器为一种分析装置，用于检测粒子及生物分子等目标的种类及浓度。在医学生物检测和化学分析领域，常使用生物传感器来量化目标分析物样品中的分子的系统和方法是现代分析测量的基石。

尤其是基于集成电路的生物化学传感器，比如离子敏感场效应晶体管ISFET具有独特的优越性。由于摩尔定律的长期有效作用，集成电路密度呈现不断地几何量级提高，MOS器件尺寸的持续减小，芯片性能价格比得以不断的改善，成本持续的下降。比如近年来美国IonTorrent公司研制的基于ISFET半导体基因测序技术，取得巨大突破，通过大规模集成传感器电路芯片实现高通量并行测序，极大降低了基因测序价格及测序时间，并将准确度提高到99.6％以上。新一代基因测序技术正掀起生命科学和医学界的重大变革。

但当ISFET传感器器件的尺寸缩小到深亚微米及纳米尺度时，由于传感器上方的微流体腔体的大幅减小，传感器对目标粒子/分子的捕捉能力会大幅降低。换言之，纳米尺度的传感器可以探测的液体样品体积变的微小，从而电解液中的待测粒子/分子数量变的很少而难于被检测到，造成传感器的信号噪声比大幅下降。其二，当传感器上方的微流体腔体到达微纳米尺度后，分子扩散速度也大幅降低(扩散速度～微流体开口大小的4次方呈正比)。比如DNA分子作为目标分子时，不易通过微流体入口到达纳米传感器表面的检测区域。传感器的检测速度和灵敏度的降低造成无法实现可靠的生物探测。

发明内容

为了克服现有技术的不足，本发明公开一种适用于纳米尺度离子场效应传感器的辅助电泳系统的设计和使用方法，来大幅提高微流体内粒子/分子向传感器表面的定向移动，从而提高传感器的信号噪声比、灵敏度、及检测速度。

本发明是通过以下技术方案实现的：

离子场效应传感器辅助电泳系统包括一个或多个微流体腔体，微流体腔体内有一个或多个生物传感器，生物传感器周围有一个或多个金属电极组成。生物传感器及金属电极之间由电解液连接；外接电路给生物传感器、金属电极之间施加电压；

生物传感器为离子敏感场效应晶体管ISFET、暴露硅沟道ISFET、无结型离子敏感场效应晶体管，或纳米尺度离子敏感场效应晶体管；

金属电极的材料为铝、铜、硅化物、银、金、铂金中的一种或合金。

金属电极为平板电极，平板电极设置在ISFET的微流体腔体上方，通过外接电路给平板电极施加直流电压或者交流电压。

当为大规模阵列的ISFET，在大规模阵列的ISFET的上方设置一个平板电极。

或金属电极为环形电极，呈环状线圈，由1个或多个线圈组成，线圈的宽度为20nm～100μm；优选项为1－10个线圈。

环形电极设置在ISFET的微流体腔体入口处；

环形电极为闭合环状线圈或有开口的环形电极；

环形电极暴露于电解液中或掩埋于介电绝缘材料中；

当为大规模阵列的ISFET，大规模阵列的每一个ISFET的微流体腔体入口处设置一个环形电极，相连的环形电极相互连接，形成多宫格金属网格，并对金属网格施加电压。

或金属电极为U形电极：

在微流体腔体平行于栅极平板的ISFET时，在ISFET暴露的栅极平板的一侧添加一个U形电极，通过外接电路给U形电极及ISFET暴露的栅极平板施加直流电压或者交流电压；

或金属电极为长方体电极、U形电极组成的双电极：

在微流体腔体平行或垂直于栅极平板的ISFET时，长方体电极、U形电极组成的双电极将ISFET暴露的栅极平板包围在中间，通过外接电路给长方体电极、U形电极施加直流电压或者交流电压。

金属电极为微纳米电极，宽度为20nm～200μm。

一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳方法，其特征在于：外接电路给生物传感器、金属电极之间施加电压，形成电势差，对目标分子起电泳驱动作用，将其浓缩到传感器表面，一段时间后中断电压，同时启动传感器进行检测。

一种电压施加的方法是在传统的金属栅极离子敏感场效应传感器的栅极及电极之间施加电压。当离子敏感场效应传感器的沟道直接暴露在溶液中时(暴露沟道传感器)另一种方法是在传感器暴露的沟道及电极之间施加电压。对于非结型(沟道与源极/漏极之间没有PN结)离子敏感场效应传感器，如果其沟道部分暴露在溶液中时，也可以在传感器的漏极(或源极)及电极之间施加电压。

施加电压的大小为10mV～20V，时间为10ms～1000s，频率为小于或等于50MHz；

当待测分子/粒子的介电常数和溶液的介电常数不同时，或待测物为细胞、DNA、蛋白质，交流电压频率50Hz～5000Hz，通过介电电泳原理DEP将待测分子浓缩到ISFET栅极表面；

当待测分子为微小纳米颗粒或粒子，或待测分子的介电常数和电解液的介电常数比较接近时，交流电压的频率设置在500Hz～100000Hz，来实现交流电渗透流ACEO现象；

当待测溶液粒子浓度高，导电率在10mS以上时，交流电压频率设置在100000Hz～50MHz范围，通过交流电热原理实现电泳ACET来浓缩待测分子。

微流体扩散距离L为1～100μm。

金属电极可作为电子加热丝，通过给金属电极提供较大电流对微流体腔体内的电解液进行加热，控制温度在20℃～100℃，达到目标分子与探针分离的效果，使生物传感器能够被重复使用。

与现有技术相比，本发明所述离子场效应传感器电泳系统的优越效果在于：对电极施加电压后形成电场，驱动目标细胞，或者粒子/分子运动到传感器测试区域，实现浓缩待测粒子/分子的作用，提高检测的灵敏度和准确率；电极还具有加热的作用，可以控制DNA分子的扩增或剥离，实现灵活的基因检测，并可实现芯片的重复使用，降低检测成本。

离子场效应传感器辅助电泳系统成功的解决了生物传感器不易检测低浓度离子/分子和不能重复使用等问题。尤其对于DNA检测，通过反复的加热和降温可以实现芯片上的DNA扩增(PCR)来增加待测DNA样品的数量，提高检测灵敏度。

附图说明

图1为本发明实施例的平板电极和暴露硅沟道ISFET形成电泳系统。

图2(a)为本发明实施例的环形电极和暴露硅沟道ISFET形成电泳系统的侧视图；

图2(b)为本发明实施例的环形电极和暴露硅沟道ISFET形成电泳系统的俯视图。

图3(a)本发明实施例的环形电极(有开口)和传统金属栅极ISFET形成电泳系统侧视图；

图3(b)本发明实施例的环形电极(有开口)和传统金属栅极ISFET形成电泳系统俯视图。

图4(a)本发明实施例的掩埋的环形电极和传统金属栅极ISFET形成的电泳系统侧视图；

图4(b)本发明实施例的掩埋的环形电极和传统金属栅极ISFET形成的电泳系统俯视图。

图5本发明实施例的平板电极和ISFET大规模阵列形成电泳系统。

图6(a)本发明实施例的环形电极和ISFET大规模阵列形成电泳系统侧视图；

图6(b)本发明实施例的环形电极和ISFET大规模阵列形成电泳系统俯视图。

图7(a)本发明实施例的双电极和ISFET形成水平方向电泳系统侧视图；

图7(b)本发明实施例的双电极和ISFET形成水平方向电泳系统俯视图。

图8(a)本发明实施例的双电极和暴露硅沟道ISFET形成水平方向电泳系统侧视图；

图8(b)本发明实施例的双电极和暴露硅沟道ISFET形成水平方向电泳系统俯视图。

图9(a)本发明实施例的单电极和暴露硅沟道ISFET形成水平方向电泳系统侧视图；

图9(b)本发明实施例的单电极和暴露硅沟道ISFET形成水平方向电泳系统俯视图。

具体实施方式

为了便于本领域技术人员的理解，下面结合实施例与附图对本发明作进一步的说明。

实施例1

如附图1所示，以一种离子敏感场效应传感器的结构来说明本发明。这种离子敏感场效应传感器的沟道直接暴露在溶液中，简称暴露沟道ISFET传感器。如图1所示，这种ISFET的实现方式可以是在标准CMOS工艺中，使用多晶硅层作为ISFET的沟道，并在沟道上方实现溶液腔体。另一种方法是在SOI(silicon-on-insulator)绝缘膜上硅晶片上使用上层单晶硅作为沟道来实现图1所示的暴露硅沟道ISFET。这种ISFET结构也可以采用别的材料作为沟道，比如Ge锗，SiGe，石墨烯薄膜，MoS2膜，WSe2膜等等。本实施例在暴露沟道ISFET的微流体腔体上方位置添加一个平板电极，通过外接电路给平板电极施加一个频率为0Hz～50MHz、大小为10mV～20V的直流电压或者交流电压。

外接电路给平板电极施加的电压大于ISFET栅极的电压，形成电势差，对目标分子起电泳驱动作用，将其浓缩到传感表面，提高传感器检测的灵敏度，准确率，降低检测时间(主要是待测分子的扩散时间)。一段时间后(比如10ms～1000s)中断电泳电压，防止电压对检测结果的影响，同时启动传感器进行检测。

另外，可通过给电极提供较大电流对微流体腔体内的电解液进行加热，控制温度在20℃～100℃，达到目标分子与探针分离的效果，使生物传感器能够被重复使用。离子场效应传感器辅助电泳系统成功的解决了生物传感器不易检测低浓度离子/分子和不能重复使用等问题。尤其对于DNA检测，通过反复的加热和降温可以实现芯片上的DNA扩增(PCR)来增加待测DNA样品的数量，提高检测灵敏度。

更进一步的这里详细阐述电泳设置的电压频率及幅度对于不同测试电解液的使用方法。根据所加电压是直流还是交流，电泳的基本原理和适用电解质的范围将不同。比如加直流电压时是直流电泳原理(DCEK)，电压强度需要达到10⁵伏/米左右才能有效驱动带电分子。比如当微流体腔体高度为10微米时，所需电压为1伏特左右。但是当腔体较大时，将需要很大电压才能驱动电泳，高电压将可能产生电化学反应，比如电解水而产生气泡，影响检测的准确性。这种情况可以采用交流电压或交流直流相结合的设置，这种情况是采用以下的几种交流电泳原理(ACEK)。

交流电泳原理的具体实施方案又细分为三种情况，都需要图1所示平板电极和图1中所示的ISFET的栅极形成非对称立体结构，实现如图1所示的不均匀分布的电场。当待测分子/粒子的介电常数和溶液的介电常数不同时，可采用相对低频率的交流电压(比如50Hz到5000Hz)，通过介电电泳原理(DEP)来将待测分子浓缩到ISFET栅极表面。这种设计尤其适合对相对较大的有机分子，比如细胞、DNA、蛋白质等进行电泳浓缩。DEP电泳所需要的电压一般还是较大,至少都在几伏特左右。

当待测分子很小，比如微小纳米颗粒或粒子，又或者待测分子的介电常数和溶液的介电常数比较接近时，介电电泳原理将会失效。这时在同样的图1结构设计里,可以提高交流电压的频率来实现交流电渗透流(ACEO)现象，ACEO也需要非对称的电场分布，电压幅度较DEP小。频率一般设置在几百Hz到10WHz。

ACEO适合于较低盐浓度液体，如果待测溶液粒子浓度高，导电率高(比如10mS以上)时，ACEO将不再有效。这时，再次提高电压频率至10WHz至50MHz范围，通过交流电热原理实现电泳(ACET)来浓缩待测分子。

以上所诉的各种电泳原理及电压设置方法同样适用于以下几个案例。后文将不再重复。

实施例2

如附图2所示，在暴露硅沟道ISFET的微流体腔体入口处添加一个环形电极，同样通过外接电路给环形电极施加一个频率为0Hz～50MHz、大小为10mV～20V的直流电压或者交流电压。其他具体实施方式同实施例1。

相比较实例1在微流体腔体上方添加的平板电极，实例2的环形电极能方便且准确地控制微流体扩散L的大小(前期设计L的大小为8到12微米)，从而控制电极对微流体腔体中溶液施加电压的大小，防止因电压过大导致水电解产生气泡对检测结果产生影响。实现离子场效应传感器辅助电泳系统高效地集中待测离子/分子，且不对检测结果产生影响，即高准确性。

实施例3

如附图3所示，同样在传统的金属栅极ISFET的微流体腔体入口处添加一个环形电极，同样通过外接电路给环形电极施加一个频率为0Hz～50MHz、大小为10mV～20V的直流电压或者交流电压。外接电路给环形电极施加的电压大于金属栅极的电压，形成电势差，对目标分子起电泳驱动作用，将其浓缩到传感表面。其他具体实施方式同实施例1。

离子场效应传感器辅助电泳系统不仅能应用于暴露硅沟道ISFET，同样可以应用于传统的金属栅极ISFET。这种传统的ISFET结构也包括将多晶硅栅极直接暴露在溶液中的情况，也适用于本发明的电泳系统。

实施例4

如附图4所示，同样在传统的金属栅极ISFET的微流体腔体入口处添加一个环形电极。不同于实例3中将环形电极暴露于溶液中，此实例将环形电极掩埋于氧化硅等介电绝缘材料(也可以是氧化铝，氧化钛等)中。原因在于在大于5毫摩尔/升的高浓度的盐溶液中，环形电极的金属材质容易在溶液中溶解。并且浓度较高的盐溶液的导电率较高，容易屏蔽环形电极所产生的电场。由于环形电极不暴露在溶液中，直流电压的效果大幅度降低。所以通过外接电路给环形电极施加一个频率为100Hz到50MHz、大小为10mV～20V的交流电压。其他具体实施方式同实施例1。

此实例中环形电极的添加方法，主要针对于医药，生物监测领域中高浓度盐溶液的检测。实例2-3主要针对饮用水、游泳水等水质检测。

实施例5

如附图5所示，由于现在ISFET传感器芯片需要实时快速对多个目标同时检测，并通过大规模阵列来大幅降低检测的统计误差，所以芯片上有大规模阵列排列的ISFET。所以此实例在ISFET阵列的上方添加一个大的平板电极，同样通过外接电路给平板电极施加一个频率为0Hz～50MHz、大小为10mV～20V的直流电压或者交流电压。其他具体实施方式同实施例1。

此实例应用于大规模阵列的离子场效应传感器。

实施例6

如附图6所示，在大规模阵列上每一个ISFET的微流体腔体入口处添加一个环形电极。相连的环形电极可相互连接，所有环形电极形成多宫格金属网格。然后对金属网格施加电压。其他具体实施方式同实施例1。

此实例同样应用于大规模阵列的离子场效应传感器。

实施例5和6不仅适用于传统的金属栅极ISFET，也适用于纳米尺度ISFET，暴露硅沟道ISFET等各种电子传感器。

实施例7

如附图7所示，在传统的金属栅极ISFET暴露的栅极平板平行的位置添加两个电极，一个电极如图7所示为长方体电极，另一个电极如图7所示为U形电极。两个电极将ISFET暴露的栅极平板包围在中间。通过外接电路给两个电极施加一个频率为0Hz～50MHz、大小为10mV～20V的直流电压或者交流电压，对目标分子起电泳驱动作用，将微流体腔体中的目标分子浓缩到两电极包围的栅极平板表面上。其他具体实施方式同实施例1。

实施例8

如附图8所示，在暴露硅沟道ISFET的栅极平板平行的位置添加两个电极，一个电极如图8所示为长方体电极，另一个电极如图8所示为U形电极。两个电极将ISFET暴露的栅极平板包围在中间。通过外接电路给两个电极施加一个频率为0Hz～

50MHz、大小为10mV～20V的直流电压或者交流电压。电极周围形成电场，对目标分子起电泳驱动作用，将微流体腔体中的目标分子浓缩到两电极包围的栅极平板表面上。其他具体实施方式同实施例1。

实施例9

如附图9所示，在暴露硅沟道ISFET的栅极平板的一侧添加一个U形电极。通过外接电路给长方体电极和多晶硅ISFET暴露的栅极平板施加一个频率为0Hz～50MHz、大小为10mV～20V的直流电压或者交流电压，形成的电势差对目标分子起电泳驱动作用，将微流体腔体中的目标分子浓缩到栅极平板表面上。其他具体实施方式同实施例1。

实例1～6适用于微流体腔体垂直于栅极平板的ISFET，实例7～9适用于微流体腔体平行于栅极平板的ISFET。

以上的实施例仅为说明本发明的技术思想，不能以此限定本发明的保护范围，凡是按照本发明提出的技术思想，在技术方案基础上所做的任何改动，均落入本发明保护范围之内。本发明未涉及的技术均可通过现有的技术加以实现。

Claims

1.一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳系统，其特征在于：包括微流体腔体、生物传感器、电极；所述生物传感器位于微流体腔体内，所述生物传感器及所述电极之间由电解液连接；外接电路给所述生物传感器、所述电极之间施加电压；

其中，所述电极为环形电极或U形电极；

当所述电极为环形电极，其呈环状线圈，由一个或多个线圈组成，所述线圈的宽度为20nm~100μm，且所述环形电极设置在所述微流体腔体入口处，所述环形电极为闭合环状线圈或有开口的环形电极，所述环形电极暴露于电解液中或掩埋于介电绝缘材料中；当为大规模阵列的生物传感器，大规模阵列的每一个生物传感器的所述微流体腔体入口处设置一个所述环形电极，相连的所述环形电极相互连接，形成多宫格金属网格，并对金属网格施加电压；所述电极为微纳米尺度电极，宽度为20nm~200μm；

当所述电极为U形电极，在所述微流体腔体平行于栅极平板的ISFET时，在ISFET暴露的栅极平板的一侧添加一个U形电极，通过外接电路给U形电极及ISFET暴露的栅极平板施加直流电压或者交流电压，或所述电极为长方体电极、U形电极组成的双电极；在所述微流体腔体平行或垂直于栅极平板的ISFET时，长方体电极、U形电极组成的双电极将ISFET暴露的栅极平板包围在中间，通过外接电路给长方体电极、U形电极施加直流电压或者交流电压。

2.根据权利要求1所述的一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳系统，其特征在于：所述生物传感器为离子敏感场效应晶体管ISFET、暴露沟道ISFET、无结型离子敏感场效应晶体管或者纳米尺度离子敏感场效应晶体管，所述电极的材料为铝、铜、硅化物、银、金、铂金中的一种或合金。

3.一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳方法，其特征在于：采用权利要求1所述的电泳系统，外接电路给生物传感器、电极之间施加电压，形成电势差，对目标分子起电泳驱动作用，将其浓缩到ISFET栅极表面，一段时间后中断电压，同时启动传感器进行检测；

所述施加电压的大小为10mv~20V，时间为10ms~1000s，频率为小于或等于50MHZ；

当待测分子/粒子的介电常数和溶液的介电常数不同时，或待测物为细胞、DNA、蛋白质，交流电压频率50Hz~5000Hz，通过介电电泳原理DEP将待测分子浓缩到ISFET栅极表面；

当待测分子为微小纳米颗粒或粒子，或待测分子的介电常数和电解液的介电常数比较接近时，交流电压的频率设置在500Hz~100000Hz，来实现交流电渗透流ACEO现象；

当待测溶液粒子浓度高，导电率在10ms以上时，交流电压频率设置在100000Hz~50MHz，通过交流电热原理实现电泳ACET来浓缩待测分子。

4.根据权利要求3所述的一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳方法，其特征在于：电压施加的方法是在传统的金属栅极离子敏感场效应传感器的栅极及电极之间施加电压，或在ISFET暴露的沟道及电极之间施加电压，或在暴露沟道的非结型ISFET的漏极/源极及电极之间施加电压。

5.根据权利要求3或4所述的一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳方法，其特征在于，微流体扩散距离L为1μm~100μm。

6.根据权利要求3或4所述的一种适用于离子敏感场效应传感器的电泳方法，其特征在于：通过给金属电极提供较大电流对微流体腔体内的电解液进行加热，控制温度在20℃~100℃，达到目标分子与探针分离的效果，使生物传感器能够被重复使用。