CN111250181A - 基于cmos图像传感的光波导多微流道芯片的制造方法 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片的制造方法，包括提供CMOS图像传感层，在所述CMOS图像传感层上形成下包层；在所述下包层上形成波导层；以所述波导层形成光波导；在所述波导层上形成上包层；所述光波导用以将光沿水平方向导入所述微流道内；所述微流道暴露出所述CMOS图像传感层。具有有益效果：形成光波导与多微流道一体化矩阵的结构，通过多微流体通道和大规模矩阵化的光波导来实现比传统光学系统更高通量的分析性能，快速构建高通量生物样品的芯片级的片上光学检测分析系统，实现微纳尺度下的生物检测的高通量芯片；减少实验中对收集光路调整等准备工作，提高检测系统的便携性。
Description
技术领域
本发明涉及一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片的制造方法，尤其涉及一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道生物检测芯片的制造方法。
背景技术
在现代生化分析流程中，高通量检测设备已经被广泛使用。这些设备大多采用基于微流体技术或者微孔阵列的生物芯片，装载在高性能的光学系统中，实现对诸如核酸、蛋白、病毒、细菌、细胞等等不同尺寸的生物样品的分析。这些光学系统的设计通常都基于复杂的几何光学，其体积大、成本高、需要光学准直、维护成本较高。
在精准医疗时代，小型化、高性能、低成本和可移动的集成化分析系统受到很大关注。尤其是lab on chip的概念，经过几十年的发展，基于微流体技术对生物样品的操控方面取得了长足的进步，但真正的lab on chip 系统仍然缺少一种微纳尺度下的高通量生物样品的芯片级的片上光学检测和分析集成系统。
CMOS图像传感器是利用CMOS半导体的有源像素传感器，其中每个光电传感器附近都有相应的电路直接将光能量转换成电压信号。与感光耦合元件CCD不同的是，它并不涉及信号电荷。同等条件下，CMOS图像传感器元件数相对更少，功耗较低，数据吞吐速度也比CCD高，信号传输距离较CCD短，电容、电感和寄生延迟降低，且资料输出采用X-Y 寻址方式，速度更快。CCD的数据输出速率一般不超过每秒70百万像素，而CMOS则可以达到每秒100百万像素。
而在高分子聚合物和CMOS图像传感器上沉积光学氮化硅薄膜等材料，其中高分子聚合物形成的柔性基底可以将以SiN为波导的集成光学器件同硅或者玻璃衬底分开且聚合物具有一定的延展性，这大大增加了以 SiN等材料为波导的集成光学器件的其应用范围；其中CMOS图像传感器可以直接形成光谱或图图像，可以替代实验室显微镜等光信号收集装置和光谱监测装置，可减少实验中对收集光路调整等准备工作，提高了实验效率；可提高检测系统的便携性，大大增加了系统的应用场景。
在高分子聚合物和CMOS图像传感器上沉积薄膜，为了不破坏聚合物的分子结构和CMOS图像传感器需要将沉积温度控制的越低越好，而目前主流的SiN薄膜生长温度在400度左右，仍然太高，容易软化和熔融高分子聚合物和破坏CMOS图像传感器。
发明内容
为解决目前现代生化分析仪器体积庞大、成本高和满足精准医疗时代所需求的仪器小型化、可移动和集成化等一系列新的需求。本发明通过集成电路量产工艺来生产这种芯片级光学检测和分析系统，将传统光学系统的功能通过集成光学或片上光学器件来实现，采取一种低温光导制造工艺在高分子聚合材料和CMOS图像传感层上形成光波导层，避免软化，硬化和熔融高分子聚合材料和破坏CMOS图像传感器，利用CMOS的替代性，减少了实验中对收集光路调整等准备工作，提高了实验效率；提高了检测系统的便携性，大大增加了系统的应用场景；不仅可以把传统的台式甚至大型的光学系统缩小到芯片尺寸，而且还保证同等甚至更出色的分析性能，实现微纳尺度下的生物样品的高通量芯片级光学检测和分析集成系统，大幅度降低系统成本。
本发明提供一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片的制造方法，包括：
步骤1000：提供CMOS图像传感层，在所述CMOS图像传感层上形成厚度为15～30μm高分子聚合材料的下包层；
步骤2000：在25-150℃沉积温度下在所述下包层上沉积形成氮化硅材料的波导层；
步骤3000：以所述波导层形成第一数量的光波导组，所述光波导组包括第二数量的光波导；
步骤4000：在所述波导层上形成厚度为15～30μm高分子聚合材料的上包层；
步骤5000：形成第一数量的微流道，所述光波导组与所述微流道一一对应组成第一数量的微流体，形成微流体组；所述光波导用以将光沿水平方向导入所述微流道内；所述微流道由上而下贯穿所述上包层、所述波导层和所述下包层以暴露出所述CMOS图像传感层；
步骤6000：在所述上包层上形成流道盖板，所述流道盖板包括用以向所述微流道注入含待检测生物分子溶液的注液口；
所述微流道宽度为10-100μm。
优选地，步骤3000中，所述波导层厚度为150-500nm，在所述波导层上旋涂光刻胶形成光波导组掩膜，刻蚀所述波导层，形成所述第一数量的光波导组，所述光波导的宽度为300-600nm。
优选地，步骤3000中，在所述波导层上旋涂光刻胶形成分光结构掩膜，刻蚀所述波导层形成分光结构，所述分光结构用以从干路导光中引出第一数量的导光组，所述导光组与所述光波导组光连接。
优选地，步骤3000中，在所述波导层上旋涂光刻胶形成第一导光掩膜，刻蚀所述波导层形成第二数量的第一导光，第二数量的所述第一导光是所述干路导光；在所述波导层上旋涂材料为聚合物的中间层，使用电子束直写在所述中间层上形成第二导光槽，在所述第二导光槽中沉积氮化硅并化学机械抛光，以形成氮化硅的第一数量的的所述导光组，所述导光组包括第二数量的第二导光，其中，部分所述第一导光与部分所述第二导光形成交叉跨层结构。
优选地，所述交叉跨层结构包括第一导光重叠区和第二导光重叠区；所述第一导光在交叉处断开，并在断开相对的两端形成第一锐角导光端面和第二锐角导光端面；所述第二导光在交叉处形成分别与所述第一锐角导光端面和所述第二锐角导光端面相匹配的第一锐角导光引面和第二锐角导光引面；所述第一导光重叠区包括所述第一锐角导光端面和所述第一锐角导光引面，所述第二导光重叠区包括所述第二锐角导光端面和所述第二锐角导光引面。
优选地，所述第二数量为1，所述微流体对应的整层或大部分所述波导层形成一个片状的所述光波导；所述光波导厚度为150-1000nm。
优选地，步骤2000中，通过电感耦合等离子体化学气相沉积法，沉积温度为25-150℃，并通入包括硅气源和氮气源的反应载气，以形成所述波导层。
优选地，步骤2000中，在所述下包层上形成厚度为150nm-1000nm 的所述波导层；
步骤3000中，在所述波导层上旋涂光刻胶形成若干相互平行的光波导掩膜，刻蚀所述波导层，形成若干相互平行的所述光波导；再次旋涂光刻胶形成入射光栅掩膜，沉积形成若干入射光栅以与所述光波导形成若干相互平行的耦合光波导，所述耦合光波导的宽度为300-600nm。
优选地，步骤3000中，所述波导层厚度为150-1000nm，在所述波导层上旋涂光刻胶形成微流道掩膜，刻蚀所述波导层，形成预备流道，所述预备流道的宽度为10-100μm；
步骤5000中，软烘所述上包层，采用局部曝光或电子束直写法对所述上包层所述预备流道的位置进行曝光，再经硬烘和显影后，形成所述微流道。
本发明提供一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片的制造方法，具有有益效果：形成光波导与多微流道一体化矩阵的结构，通过多微流体通道和大规模矩阵化的光波导来实现比传统光学系统更高通量的分析性能，快速构建高通量生物样品的芯片级的片上光学检测分析系统，实现微纳尺度下的生物检测的高通量芯片；减少实验中对收集光路调整等准备工作，提高检测系统的便携性。。
附图说明
附图1是本发明芯片中导光结构的示意图；
附图2是图1中A的放大视图；
附图3是图1中B的放大视图；
附图4是图3的剖面图；
附图5是本发明基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片的示意图；
附图6是图5中的单个微流体的俯视图；
附图7是图5中的单个片状光波导微流体的俯视图；
附图8是单个耦合光波导微流体的侧视图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细说明。
在附图中，为了描述方便，层和区域的尺寸比例并非实际比例。当层 (或膜)被称为在另一层或衬底“上”时，它可以直接在另一层或衬底上，或者也可以存在中间层。此外，当一层被称为在另一层“下”时，它可以直接在下面，并且也可以存在一个或多个中间层。另外，当层被称为在两个层之间时，它可以是两个层之间的唯一层，或者也可以存在一个或多个中间层。相同的附图标记始终表示相同的元件。另外，当两个部件之间称为“连接”时，包括物理连接，除非说明书明确限定，此种物理连接包括但不限于电连接、接触连接、无线信号连接。
本发明提供一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片的制造方法，形成光波导与多微流道一体化矩阵的结构，可快速构建微纳尺度下的高通量生物样品的芯片级的片上光学检测和分析集成系统。
一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片1的制造方法，如图1～7所示，包括：
步骤1000：提供CMOS图像传感层18，在所述CMOS图像传感层 18上形成厚度为15～30μm高分子聚合材料的下包层141；
步骤2000：在25-150℃沉积温度下在所述下包层141上沉积形成氮化硅材料的波导层13；以低温生长工艺在CMOS图像传感层18和高分子聚合材料的下包层141上形成氮化硅光波导，避免软化，硬化或熔融高分子聚合材料的下包层141和破坏CMOS图像传感层18，减少了实验中对收集光路调整等准备工作，提高了实验效率；提高了检测系统的便携性，大大增加了系统的应用场景；
步骤3000：以所述波导层13形成第一数量m的光波导组131、 132、13m，如图6所示，所述光波导组131包括第二数量n的光波导 1311、1312…131n，以形成n*m矩阵化的检测系统；
步骤4000：在所述波导层13上形成厚度为15～30μm高分子聚合材料的上包层142；
步骤5000：形成第一数量m的微流道201、202…20m，以微流道 201为例，以所述光波导组131与所述微流道201一一对应组成第一数量 m的微流体为例，第二数量n的所述光波导1311、1312…131n用以将光沿水平方向导入所述微流道201内；所述微流道201、202…20m由上而下贯穿所述上包层142、所述波导层13和所述下包层141以暴露出所述 CMOS图像传感层18；
步骤6000：在所述上包层142上形成流道盖板15，所述流道盖板15 包括用以向所述微流道201、202…20m注入含待检测生物分子溶液的注液口151、152…15m；需要说明的是，还包括出液口(未示出)，以与所述注液口151一一对应形成循环系统，该出液口可以是流道盖板15上的开口；该出液口也可以是微流道2两端的开口，本发明在此不做限制。
所述微流道201、202…20m宽度为10-100μm，形成光波导与多微流道一体化矩阵的结构，快速构建微纳尺度下的高通量生物样品的芯片级的片上光学检测和分析集成系统。
所述CMOS图像传感层18表面有滤波层(未示出)。
需要说明的是，第一数量m的微流体可构成一个微流体组，还可以构建第三数量微流体组构成的微流体矩阵，该第三数量为k，则可光波导总数为形成n*m*k矩阵化的检测系统；形成光波导与多微流道一体化矩阵的结构，快速构建微纳尺度下的高通量生物样品的芯片级的片上光学检测和分析集成系统。
需要说明的是，所述光波导组包括第二数量n相互平行的所述光波导，如图5和图6所示，光波导组131包括第二数量n相互平行的所述光波导1311、1312…131n，以将光沿水平方向导入所述微流道201，所述光波导的宽度为300-600nm。
步骤3000中，初始形成所述波导层13的厚度为150-500nm，在所述波导层13上旋涂光刻胶(未示出)形成光波导组掩膜(未示出)，刻蚀所述波导层13，形成所述第一数量m的光波导组131、132…13m，其包括的光波导的宽度为300-600nm，如光波导组131包括的所述光波导 1311、1312…131n的宽度为300-600nm。
其中根据波导组131的光源方向不同，如：图5是光波导组131从左端引入光源、而图8是从光波导组131上方引入光源，在多微流道尤其是矩阵化检测系统中，前者需要在制造矩阵化芯片时从结构上增加如图1所示的导光结构6、后者则无需增加该导光结构，下面结合图说明该导光结构6的制造方法：
步骤3000中，如图1～5所示，还包括在所述波导层13上旋涂光刻胶 (未示出)形成分光结构掩膜(未示出)，刻蚀所述波导层13形成分光结构A，所述分光结构A用以从干路导光60中引出第一数量m的导光组 601、602、60m，所述导光组601、602、60m分别与所述光波导组131、 132…13m光连接，进而导光组601与光波导组131中的光波导1311、 1312…131n光连接,如图6所示，所述光波导1311、1312…131n的宽度为 300-600nm；其中，所述导光组601、602、60m采用分光结构A从所述干路导光60中引出。
步骤3000中，还包括在所述波导层13上旋涂光刻胶(未示出)形成第一导光掩膜(未示出)，刻蚀所述波导层13形成第二数量n的第一导光61，第二数量n的所述第一导光61组成所述干路导光60；在所述波导层13上旋涂材料为聚合物的中间层(未示出)，使用电子束直写在所述中间层上形成第二导光槽(未示出)，在所述第二导光槽中沉积氮化硅并化学机械抛光形成氮化硅的第一数量m的第二数量n的第二导光62即总数为n*m的第二导光62，第二数量n的第二导光62组成一个所述导光组，如图1中的导光组601、602或60m；其中，如图5所示，部分所述第一导光61与部分所述第二导光62形成交叉跨层结构B；具体地讲，除了最左A’区域的引出的第一个第二导光62外，右边的其余A区域引出的其余第二导光62均与第一导光61交叉，即随着干路导光60向具有n个光波导的第二个微流道202…直至第m个微流道20m提供导光组 602..60m，第二导光62均与第一导光61交叉，因而对于图5本多流道检测系统矩阵化集成光波导多微流道芯片1，需要设计特定的导光结构6，如图5所示，针对上述光波导n*m矩阵化的检测系统，提供如图1所述的导光结构6，包括干路导光60，以及从干路导光60中引出的导光组 601、602…60m，以分别向微流道201、202…20m传输光源；其中，干路导光60包括n根第一导光61，其传输的光波长分别为λ1、λ2、λ3…λn，以分别传输给光波导组131中的光波导1311、1312…131n，以及其他光波导组中的n个光波导。其中，从干路导光60引出的导光组601、 602…60m的引出节点，以及引出导光与干路导光60中的导光交叉节点需要进行特别设计；所述导光组601、602…60m采用分光结构A从所述干路导光60中引出，如图2所示，引出节点A的分光结构，从干路导光60 中的第一导光61引出导光组601、602…60m中的第二导光62即可；如图3～4所示，是交叉节点B的交叉跨层结构，所述干路导光60包括n根第一导光61，所述导光组601包括n根第二导光62，所述第一导光61与所述第二导光62通过交叉跨层结构B交叉；所述交叉跨层结构B包括第一导光重叠区610和第二导光重叠区620；所述第一导光61在交叉处断开，并在断开相对的两端形成第一锐角导光端面611和第二锐角导光端面 612；所述第二导光62在交叉处形成分别与所述第一锐角导光端面611和第二锐角导光端面612相匹配的第一锐角导光引面621和第二锐角导光引面622；所述第一导光重叠区610包括所述第一锐角导光端面611和与该第一锐角导光端面611相匹配的第一锐角导光引面621，其中第一锐角导光端面611和第一锐角导光引面621相对的面之间距离小于1μm；所述第二导光重叠区620包括所述第二锐角导光端面612和与该第二所述锐角导光端面612相匹配的第二锐角导光引面622，其中第二锐角导光端面612 和第二锐角导光引面622相对的面之间距离小于1μm；即第一导光61在交叉处断开，在断开的相对两端各形成第一锐角导光端面611和第二锐角导光端面612，从干路导光60中引出的第二导光62在交叉处形成与上述第一锐角导光端面611和第二锐角导光端面612面相匹配、距离小于1μm 的第一锐角导光引面621和第二锐角导光引面622，从而形成第一导光重叠区610和第二导光重叠区620，从第一导光61断开一端传来的光通过第一导光重叠区610进入第二导光62、随即通过第二导光重叠区620进入第一导光61断开的另一端，即从第一导光61断开一端传来的光通过第一锐角导光端面611进入第一锐角导光引面621，跟光未经反射其传导方向的一致性，随机通过第二锐角导光引面622进入第二锐角导光端面 612，从而完成光的交叉跨层传导。
需要说明的是，针对上述光波导总数为形成n*m*k矩阵化的检测系统，可在各导光组601、602…60m依次采用上述分光结构A依次k-1次引出个各数量为m的导光组向下一个、直至第k个微流道组传输光。
如图1、图5和图8所示，经过步骤3000后的最终形成的所述波导层13厚度为150-1000nm，亦即图6中的所述光波导1311、1312…131n 的厚度为150-1000nm。
如图5和7所示，光波导组131、132…13m可只包括一个光波导，即第二数量n＝1,则导光组601、602…60m各包括一个第二导光62，以各与光波导组131、132…13m光连接；亦即一个微流体对应的整层或大部分所述波导层13形成一个片状光波导1311，片状光波导1311导入的激发光场可减少检测标记生物分子中的背景光信号，大大提高小生物分子的检出；所述光波导厚度为150-1000nm。
如需形成包含如图8所示的基于CMOS图像传感的耦合光波导多微流道芯片，无需形成导光结构，则在步骤2000中，在所述下包层141上形成厚度为150nm-1000nm的所述波导层13；步骤3000中，在所述波导层13上旋涂光刻胶(未示出)形成若干相互平行的光波导掩膜(未示出)，刻蚀所述波导层13，形成第二数量n的相互平行的所述光波导 1311、1312…131n，即如图8所示的耦合光波导中的光波导(水平部分)；再次旋涂光刻胶(未示出)形成入射光栅掩膜(未示出)，沉积形成若干入射光栅以与所述光波导形成第二数量n相互平行的耦合光波导，将所述上包层142上方的光导入所述光波导直至沿水平方向导入所述微流道201，上包层142和流道盖板15是透光性层；所述入射光栅凸出于所述波导层13向上延伸进所述上包层142，所述耦合光波导的宽度为300- 600nm；在步骤3000中，利用光刻胶(未示出)在已形成耦合光波导的波导层13上形成微流道掩膜(未示出)，使用反应离子刻蚀法刻蚀波导层13，在波导层13上微流道201、202、20m对应的位置形成的预备流道 (未示出)，所述预备流道的宽度为10-100μm；在所述波导层13表面旋涂一层15-30μm高分子聚合材料，经过1-30分钟50-120℃前烘形成柔性薄膜基底的上包层142，上包层142是透光性层。步骤5000中，软烘所述上包层142，采用局部曝光或电子束直写法对所述上包层142上所述预备流道的位置进行曝光，再经硬烘和显影，去除所述预备流道对应的所有上包层142以及所述下包层141以暴露出所述CMOS图像传感层18，以形成所述微流道201、202、20m。
需要说明的是，形成耦合光波导或入射光栅可以是：步骤3000中，形成厚度大于600nm氮化硅的波导层13，利用光刻胶在波导层13上形成相互平行的光波导掩膜，对波导层13进行刻蚀，得到相互平行的、宽度为300-600nm的光波导(整体部分)，再次旋涂光刻胶曝光形成入射光栅(未示出)，以形成耦合光波导组13及其包括的n个相互平行的耦合光波导。
在本发明中，如图5和图8所示，所述CMOS图像传感层18下还有衬底11，所述衬底11是硅衬底；较佳地，所述衬底11是4、8、12英寸的硅片。
在本发明中，所述高分子聚合材料是SU-8树脂、聚酰亚胺、聚二甲基硅烷、聚乙烯或苯丙环丁烯。
在本发明中，所述流道盖板15是PDMS、石英材料，也可以是上述高分子聚合材料。
在本发明中，步骤2000中，通过电感耦合等离子体化学气相沉积法，沉积温度为25-150℃，并通入包括硅气源和氮气源的反应载气，以形成所述波导层13，避免软化，硬化或熔融高分子聚合材料的下包层141 和破坏CMOS图像传感层18，减少了实验中对收集光路调整等准备工作，提高了实验效率；提高了检测系统的便携性，大大增加了系统的应用场景。下面介绍形成氮化硅波导层13，尤其是在低温下沉积光学性能可调氮化硅波导层13的工艺，包括：
通过电感耦合等离子体化学气相沉积法在所述下包层141上沉积光学可调的氮化硅薄膜，其中，沉积温度为25-150℃，并通入反应载气，所述反应载气包括硅气源和氮气源，所述氮气源和所述硅气源流量比为0.5- 16，所述氮化硅薄膜厚度为150nm-1000nm；与传统的电容耦合射频及其他低压高密度等离子体的发生机理不同，电感耦合等离子体化学气相沉积 (ICPCVD)法在电感线圈上施加高频电流，线圈在射频电流驱动下,激发变化的磁场,变化的磁场感生回旋电场。电子在回旋电场的加速下作回旋运动,将反应载气分子碰撞并将其离解,产生了大量的活性等离子基团，气流将其运输至所述下包层141表面并被吸附，表面反应形成所述氮化硅薄膜；电感耦合等离子体化学气相沉积中电子的回旋加速增加与气体分子的碰撞几率，能够产生比传统电容式放电更高的等离子体密度，使低温快速沉积高质量的薄膜成为可能；本步骤形成的氮化硅薄膜致密性较好、且对柔性基底损伤较小，具有较好的折射率、黏附性、台阶覆盖性和稳定性，同时具有较低的杂质、孔洞含量和较高的击穿电压。本步骤沉积氮化硅薄膜的温度范围25℃-150℃，远低于PECVD沉积温度，低温工艺下在下包层141上沉积氮化硅薄膜，通过调整反应载气进而调整氮化硅薄膜的折射率，使得氮化硅薄膜光学性能可调。所述氮化硅薄膜的折射率为 1.75-2.2。需要说明的是，氮化硅薄膜可以是折射率均匀的薄膜，也可以是折射率不均匀的薄膜，如折射率分层结构的氮化硅薄膜。
循环肿瘤细胞是脱离肿瘤组织并进入人体血液循环系统的各类肿瘤细胞的统称。通过检测外周血中痕量的循环肿瘤细胞，监测其类型和数量变化的趋势，可实时监测肿瘤动态、评估治疗效果，实现实时个体治疗。结合图5和图6，下面说明利用包含本发明光波导多微流道芯片中的光波导总数为形成n*m*k矩阵化的检测系统检测循环肿瘤细胞的一个实施例，主要步骤如下：
第一步：采用免疫磁珠技术(如免疫磁珠阳性分选)或者微流控技术对采集来的m*k个病患血样中可能存在各类肿瘤细胞进行分选和富集得到含循环肿瘤细胞的溶液，也可直接采用病患血样；
第二步：向上述含循环肿瘤细胞的溶液或血样中加入能与各类肿瘤细胞表面抗原相特异性结合的抗体群，或加入能与各类肿瘤细胞表面结合的适配体群，所述抗体群和适配体群修饰标记，其中与特定肿瘤细胞结合的抗体或适配体上修饰的标记具有唯一性，从而得到含标记循环肿瘤细胞的溶液或血样；所述标记有n种，所述标记可以是荧光分子的靶标探针；
第三步：如图1和5所示，将第二步中得到m*k份溶液或血样分别从注液口151、152…15m(不完全列示，注液口总数为m*k个)加入微流道201、202…20m中(不完全列示，微流道总数为m*k个)中，导光组601、602…60m(不完全列示，导光组总数为m*k个)将与上述n种标记一一对应的n不同波长的光导入所述光波导组131、132…13m(不完全列示，光波导组总数为m*k个)中的n个光波导(如图5和图6所示，光波导组131中的n个光波导1311、1312…131n，不完全列示，光波导总数为n*m*k个)的进而沿水平方向导入所述微流道201、202…20m 中，上述含不同荧光分子标记的标记生物分子21是循环肿瘤细胞被该不同波长的光激发发出特定波长的荧光，而非激生物分子20是未经标记的正常细胞或者经标记但位于光场之外而未被激发的肿瘤细胞，CMOS图像传感层18用于收集特定波长的荧光(光信号)，处理收集特定波长的荧光(光信号)并产生待分析信号并向所述分析装置(未示出)传输所述待分析信号，所述分析装置(未示出)分析所述待分析信号形成特定波长的荧光的光谱，通过读取光谱即可判断溶液或血样中循环肿瘤细胞的种类，可一次性分别检测不同病患的多种肿瘤循环细胞，实现微纳尺度下的多种肿瘤细胞检测的高通量芯片，从而实时监测肿瘤动态、评估治疗效果，实现实时个体治疗。
本发明提供一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片的制造方法，具有有益效果：形成光波导与多微流道一体化矩阵的结构，通过多微流体通道和大规模矩阵化的光波导来实现比传统光学系统更高通量的分析性能，快速构建高通量生物样品的芯片级的片上光学检测分析系统，实现微纳尺度下的生物检测的高通量芯片；减少实验中对收集光路调整等准备工作，提高检测系统的便携性。
以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。
Claims (9)
1.一种基于CMOS图像传感的光波导多微流道芯片的制造方法，包括：
步骤1000：提供CMOS图像传感层，在所述CMOS图像传感层上形成厚度为15～30μm高分子聚合材料的下包层；
步骤2000：在25-150℃沉积温度下在所述下包层上沉积形成氮化硅材料的波导层；
步骤3000：以所述波导层形成第一数量的光波导组，所述光波导组包括第二数量的光波导；
步骤4000：在所述波导层上形成厚度为15～30μm高分子聚合材料的上包层；
步骤5000：形成第一数量的微流道，所述光波导组与所述微流道一一对应组成第一数量的微流体，形成微流体组；所述光波导用以将光沿水平方向导入所述微流道内；所述微流道由上而下贯穿所述上包层、所述波导层和所述下包层以暴露出所述CMOS图像传感层；
步骤6000：在所述上包层上形成流道盖板，所述流道盖板包括用以向所述微流道注入含待检测生物分子溶液的注液口；
所述微流道宽度为10-100μm。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，步骤3000中，所述波导层厚度为150-500nm，在所述波导层上旋涂光刻胶形成光波导组掩膜，刻蚀所述波导层，形成所述第一数量的光波导组，所述光波导的宽度为300-600nm。
3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，步骤3000中，在所述波导层上旋涂光刻胶形成分光结构掩膜，刻蚀所述波导层形成分光结构，所述分光结构用以从干路导光中引出第一数量的导光组，所述导光组与所述光波导组光连接。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，步骤3000中，在所述波导层上旋涂光刻胶形成第一导光掩膜，刻蚀所述波导层形成第二数量的
第一导光，第二数量的所述第一导光是所述干路导光；在所述波导层上旋涂材料为聚合物的中间层，使用电子束直写在所述中间层上形成
第二导光槽，在所述第二导光槽中沉积氮化硅并化学机械抛光，以形成氮化硅的第一数量的所述导光组，所述导光组包括第二数量的第二导光，其中，部分所述第一导光与部分所述第二导光形成交叉跨层结构。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述交叉跨层结构包括第一导光重叠区和第二导光重叠区；所述第一导光在交叉处断开，并在断开相对的两端形成第一锐角导光端面和第二锐角导光端面；所述第二导光在交叉处形成分别与所述第一锐角导光端面和所述第二锐角导光端面相匹配的第一锐角导光引面和第二锐角导光引面；所述第一导光重叠区包括所述第一锐角导光端面和所述第一锐角导光引面，所述第二导光重叠区包括所述第二锐角导光端面和所述第二锐角导光引面。
6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二数量为1，所述微流体对应的整层或大部分所述波导层形成一个片状的所述光波导；所述光波导厚度为150-1000nm。
7.根据权利要求1所述的方法，步骤2000中，通过电感耦合等离子体化学气相沉积法，沉积温度为25-150℃，并通入包括硅气源和氮气源的反应载气，以形成所述波导层。
8.根据权利要求1所述的方法，步骤2000中，在所述下包层上形成厚度为150nm-1000nm的所述波导层；
步骤3000中，在所述波导层上旋涂光刻胶形成若干相互平行的光波导掩膜，刻蚀所述波导层，形成若干相互平行的所述光波导；再次旋涂光刻胶形成入射光栅掩膜，沉积形成若干入射光栅以与所述光波导形成若干相互平行的耦合光波导，所述耦合光波导的宽度为300-600nm。
9.根据权利要求1所述的方法，步骤3000中，所述波导层厚度为150-1000nm，在所述波导层上旋涂光刻胶形成微流道掩膜，刻蚀所述波导层，形成预备流道，所述预备流道的宽度为10-100μm；
步骤5000中，软烘所述上包层，采用局部曝光或电子束直写法对所述上包层所述预备流道的位置进行曝光，再经硬烘和显影后，形成所述微流道。
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| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
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| GR01 | Patent grant | ||
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