CN112255290A - 一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器及其制作方法 - Google Patents
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Abstract
本发明提出一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器及其制作方法，属于生物传感器技术领域；所要解决的技术问题为：提供一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器结构及其制作方法的改进；解决该技术问题采用的技术方案为：包括放大芯片组件和传感芯片组件，放大芯片组件中设置有至少一个放大芯片，传感芯片组件中设置有至少一个传感芯片，放大芯片与传感芯片通过桥接结构连接；放大芯片包括有机半导体膜、桥连介质和第一微电极组，第一微电极组包括基底、源极、漏极，所述源极、漏极之间的载流子运行通道平行于基底平面设置，第一微电极组通过电极与有机半导体膜水平相连；放大芯片组件、传感芯片组件、桥接结构均为柔性结构；本发明应用于生物传感器。
Description
技术领域
本发明提出一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器及其制作方法，属于生物传感器技术领域。
背景技术
汗液包含着关于人类健康状况的大量生化信息。已有研究[1]表明，血液中的钠离子可以检测身体的脱水情况，氯离子可以用来诊断囊肿型纤维化，而汗液中的酸度则是判定某些皮肤病的指标。再比如人体中的葡萄糖和血液中的葡萄糖相关，可以来检测糖尿病。医生甚至可以通过汗液中的乳酸盐浓度来确定我们是否存在肌肉劳损问题。有机电化学晶体管以导电聚合物为半导体层，以液体作为栅介质层的一类晶体管。具有工作电压低、跨导系数大等特点,被广泛应用于生物传感领域。目前，已有部分研究者将其应用于人体汗液检测[2]。
有机电化学一般采用溶剂化方法制备，即将有机半导体聚合物溶于溶剂，再进行旋涂、干燥。最后，通过光刻工艺进行聚合物薄膜图案化，实现沟道层制备。制造过程中，为了减少环境污染以及对操作人员的毒性，常使用水作为溶剂。因此，对聚合物进行亲水化处理常常有利于提高制造过程的效率与精度。然而，亲水性聚合物，如PEDOT:PSS与水分子相互作用会导致有机半导体层出现皲裂、脱附等结构损坏现象。而水分占人体汗液绝大部分，可达99%以上。最为常见的生物样本，如DNA、蛋白也需要水溶液环境以保持其构象稳定。因此，提高有机电化学晶体管水溶液稳定性，对于其在汗液传感器中的应用至关重要。
针对上述问题，本发明提出一种生物传感器。通过传感器设计，将传感芯片与放大芯片分离，从而实现了亲水聚合物与汗液等生物样本中的水溶液的有效隔离。此外，该传感器可根据应用需求实现传感芯片、放大芯片以及两者同时的柔性化。从而，本发明可构建全柔性的器件与系统，将传感器更好的贴合与皮肤表面，从而提高汗液收集以及生物传感的效率。
[1] Gao W, Ota H, Kiriya D, et al. Flexible electronics towardwearable sensing[J]. Accounts of chemical research, 2019, 52(3): 523-533.
[2] Coppedè N, Giannetto M, Villani M, et al. Ion selective textileorganic electrochemical transistor for wearable sweat monitoring[J]. OrganicElectronics, 2020, 78: 105579。
发明内容
本发明为了克服现有技术中存在的不足，所要解决的技术问题为：提供一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器结构及其制作方法的改进。
为了解决上述技术问题，本发明采用的技术方案为：一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器，包括放大芯片组件和传感芯片组件，所述放大芯片组件中设置有至少一个放大芯片，所述传感芯片组件中设置有至少一个传感芯片，所述放大芯片与传感芯片通过桥接结构连接；
所述放大芯片包括有机半导体膜、桥连介质和第一微电极组，所述第一微电极组包括基底、源极、漏极，所述源极、漏极之间的载流子运行通道平行于基底平面设置，所述第一微电极组通过电极与有机半导体膜水平相连；
所述的放大芯片组件、传感芯片组件、桥接结构均为柔性结构；
所述传感芯片包括用于提高待测生物样品操控效率及精度的第二微电极组。
所述第一微电极组中包括：放大芯片基底、第一电极层、第一绝缘层、所述放大芯片基底上侧设置有第一电极层；
所述第一绝缘层覆盖在第一电极层和放大芯片基底上侧；
所述第一电极层包括压控电极、源极、漏极、压控电极导线、源极导线、漏极导线、压控电极PAD电极、源极PAD电极、漏极PAD电极；
所述压控电极通过压控电极导线与压控电极PAD电极相连；
所述源极通过源极导线与源极PAD电极相连；
所述漏极通过漏极导线与漏极PAD电极相连；
所述第一绝缘层在与压控电极PAD电极、源极PAD电极、漏极PAD电极、压控电极、源极、漏极，以及源极与漏极之间间隙，重叠的位置上设置有窗口结构；
所述窗口结构内设置有有机半导体膜，所述有机半导体膜填充源极和漏极之间的间隙，并覆盖源极和漏极全部或部分的上表面，所述有机半导体膜不与压控电极接触；
所述桥连介质覆盖在压控电极和有机半导体膜的上侧，所述压控电极通过桥连介质与有机半导体膜连接，所述桥连介质与有机半导体膜的上表面保持接触，所述桥连介质与压控电极的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质不与源极、漏极接触。
所述传感芯片包括：传感芯片基底、导线层、第三绝缘层、通孔、第二电极层，所述传感芯片基底上侧设置有导线层，所述第三绝缘层覆盖在导线层和传感芯片基底上侧，所述第二电极层覆盖在第三绝缘层上侧，所述第三绝缘层上设置有通孔；
所述第二电极层包括测量电极、供压电极、测量PAD电极和供压PAD电极；
所述导线层包括互不相连的电极导线，所述导线层包括：测量电极导线和供压电极导线；
所述测量电极由穿过通孔的测量电极导线与测量PAD电极相连；
所述供压电极由穿过通孔的供压电极导线与供压PAD电极相连。
所述第二电极层还包括至少一对对流电极和一对对流PAD电极，所述导线层还包括对流电极导线；
所述对流电极由穿过通孔的对流电极导线与对流PAD电极相连；
所述对流电极均匀设置在测量电极周围。
所述放大芯片中设置的压控电极PAD电极通过桥接结构与传感芯片中设置的测量PAD电极相连。
所述桥连介质的状态具体根据应用场景进行调整，可以为具有离子电导性的液体、固体，或凝胶。
一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的制作方法，包括如下步骤：
步骤一：在放大芯片基底上制作第一电极层，利用气相沉积在第一电极层上依次铺设采用柔性有机物材质的第一层绝缘层和第二绝缘层，并通过干法体蚀刻打开对应于压控电极PAD电极、源极PAD电极、漏极PAD电极、压控电极、源极、漏极、以及源极与漏极之间的间隙的窗口结构；
通过旋涂方法在第一微电极组的源极与漏极之间制备有机半导体薄膜层，经过短退火工艺后剥离第二绝缘层，在源极与漏极之间的间隙形成有机半导体膜，用桥连介质覆盖有机半导体膜与压控电极，所述桥连介质与有机半导体膜的上表面保持接触，所述桥连介质与压控电极的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质不与第一电极层内的源极和漏极相接触；
步骤二：利用MEMS工艺，制备传感芯片；
步骤三：通过桥接结构连接放大芯片的压控电极PAD电极与传感芯片的测量PAD电极。
所述放大芯片基底采用聚二甲基硅氧烷（PDMS）、聚乙烯醇PVA、聚酯PET、聚酰亚胺PI或聚萘二甲酯乙二醇酯PEN柔性绝缘材料。
所述步骤一中采用气相沉积法在第一电极层上依次铺设第一层绝缘层、第二绝缘层，并且剥离第二绝缘层的具体过程为：
采用气相沉积法在第一电极层上生长厚度为1000-5000nm的派瑞林Parylene绝缘层，形成第一绝缘层，并将稀释的商业清洁溶液通过旋涂方法平铺于第一绝缘层上，形成抗粘结薄层；
随后沉积第二层1000-5000nm厚的Parylene绝缘层，形成第二绝缘层，并在其上表面溅射一层铝膜，并进行光刻与腐蚀；
在源极和漏极之间位置的顶部自上而下，通过干法刻蚀形成窗口结构，所述窗口结构暴露出全部或者部分的压控电极PAD电极、源极PAD电极、漏极PAD电极、压控电极、源极、漏极、以及源极与漏极之间的间隙；
将放大芯片置于旋涂仪中，调整放大芯片的位置，确保源极与漏极的中间位置位于旋涂中心，并在放大芯片上滴加溶液；
根据所需有机半导体膜的厚度进行相应时间的旋涂，使溶液均匀铺展于源极与漏极之间，将旋涂好的芯片放在退火炉中加热100-150℃、加热5-30分钟，等待自然冷却后从退火炉内取出，并剥离第二绝缘层，及其上的铝膜，保持源极和有机半导体膜、漏极与有机半导体膜之间的稳定电连接。
所述步骤四中制备传感芯片的具体过程为：
首先，利用悬涂法在硬质材质基底上制备柔性绝缘层，作为柔性的传感芯片基底，再结合光刻与湿法腐蚀工艺或lift-off工艺加工导线层，实现测量电极导线、供压电极导线、对流电极导线的图案化；
其次，沉积第三绝缘层并刻蚀，露出电极窗口，具体采用气相沉积法在传感芯片基底以及导线层表面生长厚度为100-9000 nm的Parylene，光刻显影，并用干法刻蚀，使其漏出电极窗口；
然后，沉积第二电极层并进行图案化，形成测量电极、供压电极、对流电极、测量PAD电极、供压PAD电极及对流PAD电极；
最后，将柔性的传感芯片与刚性基底分离。
本发明相对于现有技术具备以下的有益效果：
1、本发明中放大芯片与传感芯片分离，使放大芯片的亲水聚合物不与传感芯片表面待检测生物样本的水溶液直接接触，提升生物传感器稳定性；
2、本发明采用柔性传感芯片，放大芯片基底材料可以根据具体应用场景而变化，进一步提高生物传感器适用性；
3、放大芯片与传感芯片均呈阵列结构，可以提高生物传感的测试通量；
4、本发明中传感芯片配置了多组微电极对，用以产生对流，从而提高传感器的测试效率。
附图说明
图1为本发明实施例一、二提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的整体结构图；
图2为本发明实施例三提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的整体结构图；
图3为本发明实施例一、二、三提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器中放大芯片4的结构图；
图4为本发明实施例一提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器中传感芯片5的结构图；
图5为本发明实施例二、三提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器中传感芯片5的结构图；
图6至图13为本发明实施例一、二、三提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器中放大芯片4的制作工艺流程图；
图6为本发明实例中采用的MEMS工艺制备的放大芯片4的导线层42的结构图；
图7为本发明实例中采用的MEMS工艺制备的放大芯片4的导线层42的工艺图
图8为本发明实例在采用的放大芯片4上制备的双层绝缘层的结构图；
图9为本发明实例在采用的放大芯片4上制备的双层绝缘层的工艺图；
图10为本发明实例在放大芯片上旋涂聚合物的结构图；
图11为本发明实例在放大芯片上旋涂聚合物的工艺图；
图12为本发明实例制备的有机半导体膜6，以及桥连介质7的结构图；
图13为本发明实例制备的有机半导体膜6，以及桥连介质7的工艺图；
图14至图18为本发明实施例一、二、三提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器中传感芯片5的制作工艺流程图；
图14为本发明实施例中采用MEMS工艺制备的传感芯片本体柔性基底的工艺图；
图15为本发明实施例中采用MEMS工艺制备的传感芯片本体导线层的工艺图；
图16为本发明实施例中制备的含有通孔的传感芯片本体绝缘层的工艺图；
图17为本发明实施例中采用的MEMS工艺制备的传感芯片本体微电极层的工艺图；
图18为本发明实施例中剥离硬质基底后的传感芯片本体结构工艺图；
图19为本发明实施例二提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器用于血液样本中核苷酸学历检测的结构示意图；
图20为本发明实施例三提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器用于汗液监测的结构示意图；
图中：1为放大芯片组件，2为传感芯片组件，3为桥接结构，4为放大芯片，5为传感芯片，6为有机半导体膜，7为桥连介质，8为柔性基底材料；
41为放大芯片基底、42为第一电极层、43为第一绝缘层、44为第二绝缘层；
421为压控电极、422为源极、423为漏极、424为压控电极导线、425为源极导线、426为漏极导线、427为压控电极PAD电极、428为源极PAD电极、429为漏极PAD电极；
51为传感芯片基底、52为导线层、53为第三绝缘层、54为通孔、55为第二电极层；
551为测量电极、552为供压电极、553为对流电极、554为测量PAD电极、555为供压PAD电极、556为对流PAD电极；
521为测量电极导线、522为供压电极导线、523为对流电极导线。
具体实施方式
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清除、完整地描述，显然，所述实施例是本发明的一部分实施例，而不是全部的实施例；基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员没有做出创造性劳动前提下所获得所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
实施例一
结构描述：
图1为本发明实施例一的生物传感器的结构示意图。所述生物传感器包括放大芯片组件1和传感芯片组件2，所述放大芯片组件1与所述传感芯片组件2通过五条桥接结构3相连接，所述放大芯片组件1内设有五个放大芯片4，所述放大芯片4包括微电极组、有机半导体膜6及桥连介质7，所述传感芯片组件2内设有五个传感芯片5，所述传感芯片5由微电极组成。
具体地，所述桥接结构3是金丝制成的导线，所述有机半导体膜6具体为由聚(3,4-乙烯二氧噻吩)与苯乙烯磺酸盐形成的导电聚合物（PEDOT:PSS），所述桥连介质7具体为由聚(偏二氟乙烯-六氟丙烯)poly(vinylidene fluoride-co-hexafluoropropylene) ((P(VDF-HFP)))和1-丁基-3-甲基咪唑双(三氟甲磺酰)亚胺(1-butyl-3-methylimidazoliumbis(trifluoromethylsulfonyl)imide)[EMI][TFSA]构成的离子凝胶。
图3为本发明放大芯片的结构示意图。所述放大芯片4包括：放大芯片基底41、第一电极层42、第一绝缘层43、有机半导体膜6以及桥连介质7，所述第一电极层42位于放大芯片基底41上表面，所述第一电极层42上侧设置有第一绝缘层43。
所述第一绝缘层43在与压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421、源极422、漏极423，重叠的位置上设置有窗口结构，源极422和漏极423之间间隙与所述第一绝缘层43重叠的位置上设置有窗口结构；
所述的源极422、漏极423、源极422和漏极423之间间隙与所述第一绝缘层43形成的窗口结构是连通的；
所述窗口结构共有7个；
所述第一电极层42包括的源极422、漏极423、压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429与压控电极导线424、源极导线425、漏极导线426、布置在放大芯片基底41的同一层上表面；
具体地，所述放大芯片基底41以聚二甲基硅氧烷（PDMS）为基材，所述第一绝缘层43为派瑞林C型（Parylene C），所述第一电极层42为金。
所述第一电极层42包括：一个用于电压输入的压控电极421、一对用于电流输出的源极422与漏极423、压控电极导线424、源极导线425、漏极导线426、压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429。
具体地，所述压控电极421与压控电极PAD电极427通过压控电极导线424相连，所述源极422与源极PAD电极428通过源极导线425相连，所述漏极423与漏极PAD电极429通过漏极导线426相连。
具体地，本实施例所述压控电极421为面积400μm²的矩形电极，所述源极422与漏极423为尖端电极对，电极对距离设定为10μm，所述压控电极PAD电极427、源极PAD电极428以及漏极PAD电极429均为面积4mm²的矩形电极。
所述第一绝缘层43的窗口结构内设置有有机半导体膜6，所述有机半导体膜6填充到源极422和漏极423形成的间隙内，所述有机半导体膜6覆盖源极422或漏极423的全部或部分的上表面，与压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421，位置重叠的窗口结构中不设置有机半导体膜。
所述桥连介质7覆盖在压控电极421和有机半导体膜6的上侧，所述压控电极421通过桥连介质7与有机半导体膜6连接，所述桥连介质7与有机半导体膜6的上表面保持接触，所述桥连介质7与压控电极421的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质7不与第一电极层42内的源极422和漏极423相接触。
图4为本发明传感芯片5的结构示意图，所述传感芯片5包括：传感芯片基底51、导线层52、第三绝缘层53、通孔54、第二电极层55，所述导线层52位于传感芯片基底51之上，第三绝缘层53同时覆盖导线层52与传感芯片基底51的上表面，第二电极层55位于第三绝缘层53之上。
具体地，所述传感芯片基底51以PDMS为基材，第三绝缘层53以派瑞林N型（Parylene N）为基材，所述导线层52与第二电极层55为金。
所述导线层52由互不相连的测量电极导线521、供压电极导线522组成，第二电极层55由用于调控输入电压信号的供压电极552及其对应的供压PAD电极555，以及用于生物传感的测量电极551及其对应的测量PAD电极554组成。
具体地，所述测量电极551与测量PAD电极554穿过通孔54与测量电极导线521相连，供压电极552与供压PAD电极555穿过通孔54与供压电极导线522相连。
更具体地，所述测量电极551、供压电极552、测量PAD电极554及供压PAD电极554均为矩形电极，测量电极551的面积为2mm²，供压电极552的面积为4mm²，测量PAD电极554及供压PAD电极554的面积均为4mm²。
制作方法描述：
相应地，一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的制作方法，包括以下步骤：
S10、采用lift-off工艺，在放大芯片基底41上制作放大芯片本体的第一电极层42。如图6、图7所示。
S20、利用PECVD的方法在第一电极层42上依次铺设第一层绝缘层43、第二绝缘层44，并通过光刻和等离子体蚀刻打开对应于压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421、源极422、漏极423，以及源极422与漏极423之间间隙的窗口结构。如图8、图9所示。
S30、通过旋涂方法在放大芯片本体1上制备有机半导体薄膜层，经过110℃的短退火工艺后剥离第二绝缘层44，在源极422与漏极423之间形成有机半导体膜6，并用喷墨打印工艺使桥连介质7覆盖有机半导体膜6与压控电极421，所述桥连介质7与有机半导体膜6的上表面保持接触，所述桥连介质7与压控电极421的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质7不与第一电极层42内的源极422和漏极423相接触，形成完整的放大芯片4。如图10、图11、图12、图13所示。
S40、利用MEMS工艺，制备柔性的传感芯片5。
S50、从硅片上释放放大芯片4，并通过桥接结构3连接放大芯片4的压控电极PAD电极427与传感芯片5的测量PAD电极554，从而连通放大芯片组件1和传感芯片组件2。
具体地，步骤S10中所述采用lift-off工艺，在放大芯片基底41上制作放大芯片组件1的第一电极层42，具体可包括：
S101、在放大芯片基底41上沉积第一电极层42形成压控电极421、源极422、漏极423、压控电极导线424、源极导线425、漏极导线426、压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429，如图6、图7所示。
具体地，在进行步骤S101之前，在硅片上悬涂PDMS并作为基底，利用光刻和lift-off工艺加工第一电极层42。
更具体地所述光刻和lift-off工艺为：在石英玻璃片上匀胶并烘干，使用掩膜版进行光刻显影，然后溅射厚度为30 nm的钛（Ti）作为玻璃片与金属的粘附层，再溅射厚度为200 nm的金（Au），最后将晶圆放入装有丙酮的超声槽30 min，进行超声清洗，去掉光刻胶，完成lift-off，实现第一电极层42的图形化。
步骤S20中，所述采用PECVD的方法在第一电极层42上依次铺设第一层绝缘层43、第二绝缘层44，以及窗口结构，具体可包括：
S201、采用PECVD在第一电极层42上生长厚度为2000 nm的Parylene C绝缘层，形成第一绝缘层43，并将稀释的商业清洁溶液（工业清洁剂Micro-90）通过旋涂方法平铺于第一绝缘层43上，形成抗粘剂薄层。
S202、随后沉积第二层2000 nm厚的Parylene C绝缘层，形成第二绝缘层44，并在其上表面溅射一层铝膜，并进行光刻与腐蚀。
具体地，自上而下，通过氧等离子体刻蚀形成窗口结构，所述窗口结构暴露出源极422和漏极423之间的间隙，以及源极422和漏极423部分或全部的上表面，同时，裸露出压控电极421，压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429。如图8、图9所示。
步骤S30中，所述通过旋涂方法在放大芯片本体4上制备有机半导体薄膜，经过110℃的短退火工艺后剥离第二绝缘层44，形成有机半导体膜6，具体可包括：
S301、采用胶带覆盖放大芯片中的压控电极421、压控电极PAD电极427，以及源极PAD电极428、漏极PAD电极429。
S302、将贴有胶带的放大芯片本体置于旋涂仪中，调整放大芯片本体的位置，确保源极422与漏极423的中间位置位于旋涂中心，并在放大芯片上滴加溶液。
具体地，所述溶液是由聚（3，4-乙烯二氧噻吩）（PEDOT）与苯乙烯磺酸盐（NaPSS）形成的混合液以及掺杂剂组成的有机半导体水溶液。
更具体地，本实施例所述混合液中PEDOT与NaPSS的体积比为1:10，所述掺杂剂可以为石墨烯量子点、乙二醇、二甲基亚砜等。
S303、根据所需有机半导体膜6的厚度尺寸输入旋涂速度为1000 r/min、旋涂时间为30 s，使溶液均匀铺展于源极422与漏极423之间。
S304、旋涂完成后，撕去放大芯片本体上的胶带，随后将芯片放在110℃的退火炉中加热10 分钟，等待自然冷却后从退火炉内取出，并剥离第二绝缘层44，此时仅在源极422与漏极423间形成物化性质稳定的有机半导体膜6。
如图10、图11所示。
步骤S30中，所述通过手工放置使桥连介质7覆盖有机半导体膜6与压控电极421，形成完整的放大芯片4，具体包括：
S305、将P(VDF-HFP)、[EMI][TFSA]以及丙酮按照1:4:7质量比进行混合。
S306、将S305步骤获得的混合液旋涂在在玻片上，并在70℃真空干燥箱中烘干24小时，去除残留溶剂，形成离子凝胶。
S307、使用镊子将桥连介质7置于有机半导体膜6与压控电极451之间，保证桥连介质7不与放大芯片4本体的其它微电极相接触。
如图12、图13所示。
步骤S40中，所述利用MEMS工艺，制备柔性传感芯片5，具体包括：
S401、在硬质基底50上旋涂传感芯片基底51，如图14所示。
具体地，在进行步骤S401之前，选用石英玻璃作为基底，将硬质基底50浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用旋涂法制备PDMS材质的传感芯片基底51；
S402、在柔性的传感芯片基底51上沉积导线层52形成测量电极导线521、供压电极导线522，如图15所示。
具体地，利用光刻和湿法腐蚀工艺加工导线层52。
更具体地，所述光刻和湿法腐蚀工艺为：在传感芯片基底51上溅射厚度为30nm的钛（Ti）作为粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），再在金膜上匀胶并烘干，使用掩膜版进行光刻显影，实现导线层52的图形化。
S403、沉积第三绝缘层53并刻蚀，露出电极窗口形成通孔54，如图16所示。
具体地，采用PECVD再在基底上生长厚度为300nm的派瑞林绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氧等离子体干法刻蚀绝第三缘层53，使其漏出电极窗口形成通孔54。
S404、沉积第二电极层55形成测量电极551、供压电极552、测量PAD电极554及供压PAD电极554，如图17所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行第二电极层55的加工制作，具体采用厚度为30 nm的钛和厚度为400 nm的金制作。
S405、将由工艺S401-S404所制的传感芯片组件2本体浸泡于氢氟酸与氟化铵的混合液中，去除石英玻璃基底50，如图18所示。
实施例二
结构描述：
图1为一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的整体结构示意图。所述生物传感芯片包括放大芯片组件1和传感芯片组件2，所述放大芯片组件1与所述传感芯片组件2通过五条桥接结构3相连接，所述放大芯片组件1内设有五个放大芯片4，所述放大芯片4包括微电极组、有机半导体膜6及桥连介质7，所述传感芯片组件2内设有五个传感芯片5，所述传感芯片5由微电极组成。
具体地，所述桥接结构3具体是金丝制成的导线，所述有机半导体膜6具体为由聚(3,4-乙烯二氧噻吩)与苯乙烯磺酸盐形成的导电聚合物（PEDOT:PSS），所述的桥连介质7具体为由聚合物poly(styrene-b-ethyl acrylate-b-styrene)(SEAS)与离子液体1-ethyl-3-methylimidazolium bis-(trifluoromethylsulfonyl)imide([EMI][TFSI])合成的离子凝胶(EMI/TFSI-[SEAS])。
图3为本发明放大芯片的结构示意图。所述放大芯片4包括：放大芯片基底41、第一电极层42、第一绝缘层43、有机半导体膜6以及桥连介质7，所述第一电极层42位于放大芯片基底41上表面，所述第一电极层42上侧设置有第一绝缘层43。
所述第一绝缘层43在与压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421、源极422、漏极423，重叠的位置上设置有窗口结构，源极422和漏极423之间间隙与所述第一绝缘层43重叠的位置上设置有窗口结构；
所述的源极422、漏极423、源极422和漏极423之间间隙与所述第一绝缘层43形成的窗口结构是连通的；
所述窗口结构共有7个；
具体地，所述基底41以PDMS为基材，所述第一绝缘层43为派瑞林C型（Parylene C）涂覆材料，所述第一电极层42为金。
所述第一电极层42包括：一个用于电压输入的压控电极421、一对用于电流输出的源极422与漏极423、压控电极导线424、源极导线425、漏极导线426、压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429。
具体地，所述压控电极421与压控电极PAD电极427通过压控电极导线424相连，所述源极422与源极PAD电极428通过源极导线425相连，所述漏极423与漏极PAD电极429通过漏极导线426相连。
具体地，本实施例所述压控电极421为面积400μ㎡的矩形电极，所述源极422与漏极423为尖端电极对，电极对距离设定为10μm，所述压控电极PAD电极427、源极PAD电极428以及漏极PAD电极429均为面积4㎜²的矩形电极。
所述第一绝缘层43的窗口结构内设置有有机半导体膜6，所述有机半导体膜6填充到源极422和漏极423形成的间隙内。
所述有机半导体膜6覆盖源极422或漏极423的全部或部分的上表面。
与压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421，位置重叠的窗口结构中不设置有机半导体膜。
所述桥连介质7覆盖在压控电极421和有机半导体膜6的上侧，所述压控电极421通过桥连介质7与有机半导体膜6连接，所述桥连介质7与有机半导体膜6的上表面保持接触，所述桥连介质7与压控电极421的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质7不与第一电极层42内的源极422和漏极423相接触。
图5为本发明传感芯片的结构示意图，所述传感芯片5包括：传感芯片基底51、导线层52、第三绝缘层53、通孔54、第二电极层55，所述导线层52位于传感芯片基底51之上，第三绝缘层53同时覆盖导线层52与传感芯片基底51的上表面，第二电极层55位于第三绝缘层53之上。
具体地，所述传感芯片基底51以PDMS为基材，第三绝缘层53以派瑞林N型（Parylene N）为基材，所述导线层52与第二电极层55为金。
所述导线层52由互不相连的测量电极导线521、供压电极导线522、对流电极导线523组成，第二电极层55由用于调控输入电压信号的供压电极552及其对应的供压PAD电极555，用于生物传感的测量电极551及其对应的测量PAD电极554组成，以及至少一对用于形成电动流的对流电极553及其对应的对流PAD电极556组成。
具体地，本实例中采用两对对流电极553，并均匀分布在测量电极551周围；
具体地，所述测量电极551与测量PAD电极554穿过通孔54与测量电极导线521相连，供压电极552与供压PAD电极555穿过通孔54与供压电极导线522相连，对流电极553与对流PAD电极556穿过通孔54与对流电极导线523相连。
更具体地，所述测量电极551、供压电极552、对流电极553、测量PAD电极554、供压PAD电极555及对流PAD电极556均为矩形电极，测量电极551的面积为2㎜²，供压电极552的面积为4㎜²，对流电极553的面积为1㎜²，测量PAD电极554、供压PAD电极555及对流PAD电极556的面积均为4㎜²。
制作描述：
相应地，一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的制作方法，包括以下步骤：
S10、采用lift-off工艺，在放大芯片基底41上制作放大芯片本体的第一电极层42。如图6、图7所示。
S20、利用PECVD的方法在第一电极层42上依次铺设第一层绝缘层43、第二绝缘层44，并通过光刻和等离子体蚀刻打开对应于压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421、源极422、漏极423，以及源极422与漏极423之间间隙的窗口结构。如图8、图9所示。
S30、通过旋涂方法在放大芯片本体1上制备有机半导体薄膜层，经过110℃的短退火工艺后剥离第二绝缘层44，在源极422与漏极423之间形成有机半导体膜6，并用喷墨打印工艺使桥连介质7覆盖有机半导体膜6与压控电极421，所述桥连介质7与有机半导体膜6的上表面保持接触，所述桥连介质7与压控电极421的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质7不与第一电极层42内的源极422和漏极423相接触，形成完整的放大芯片4。如图10、图11、图12、图13所示。
S40、利用MEMS工艺，制备柔性的传感芯片5。
S50、通过桥接结构3连接放大芯片4的压控电极PAD电极427与传感芯片5的测量PAD电极554。
具体地，步骤S10中所述采用lift-off工艺，在放大芯片基底41上制作放大芯片组件1的第一电极层42，具体可包括：
S101、在放大芯片基底41上沉积第一电极层42形成压控电极421、源极422、漏极423、压控电极导线424、源极导线425、漏极导线426、压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429，如图6、图7所示。
具体地，在进行步骤S101之前，选用PDMS作为基底，利用光刻和lift-off工艺加工第一电极层42。
更具体地所述光刻和lift-off工艺为：在PDMS基底41上，匀胶并烘干，使用掩膜版进行光刻显影，然后溅射厚度为30nm的钛（Ti）作为基底41与金层的粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），最后将其放入装有丙酮的超声槽30min，完成lift-off，实现第一电极层42的图形化。
步骤S20中，所述采用PECVD的方法在第一电极层42上依次铺设第一层绝缘层43、第二绝缘层44，以及窗口结构，具体可包括：
S201、采用PECVD在第一电极层42上生长厚度为2000 nm的Parylene C绝缘层，形成第一绝缘层43，并将稀释的商业清洁溶液（工业清洁剂Micro-90）通过旋涂方法平铺于第一绝缘层43上，形成抗粘剂薄层。
S202、随后沉积第二层2000 nm厚的Parylene C绝缘层，形成第二绝缘层44，并在其上表面溅射一层铝膜，并进行光刻与腐蚀。
具体地，自上而下，通过氧等离子体刻蚀形成窗口结构，所述窗口结构暴露出源极422和漏极423之间的间隙，以及源极422和漏极423部分或全部的上表面，同时，裸露出压控电极421，压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429。如图8、图9所示。
步骤S30中，所述通过旋涂方法在放大芯片本体4上制备有机半导体薄膜，经过110℃的短退火工艺后剥离第二绝缘层44，形成有机半导体膜6，具体可包括：
S301、采用胶带覆盖放大芯片中的压控电极421、压控电极PAD电极427，以及源极PAD电极428、漏极PAD电极429。
S302、将贴有胶带的放大芯片本体置于旋涂仪中，调整放大芯片本体的位置，确保源极422与漏极423的中间位置位于旋涂中心，并在放大芯片上滴加溶液。
具体地，所述溶液是由聚（3，4-乙烯二氧噻吩）（PEDOT）与苯乙烯磺酸盐（NaPSS）形成的混合液以及掺杂剂组成的有机半导体水溶液。
更具体地，本实施例所述混合液中PEDOT与NaPSS的体积比为1:10，所述掺杂剂可以为石墨烯量子点、乙二醇、二甲基亚砜等。
S303、根据所需有机半导体膜6的厚度尺寸输入旋涂速度为1000 r/min、旋涂时间为30 s，使溶液均匀铺展于源极422与漏极423之间。
S304、旋涂完成后，撕去放大芯片本体上的胶带，随后将芯片放在110℃的退火炉中加热10 分钟，等待自然冷却后从退火炉内取出，并剥离第二绝缘层44，此时仅在源极422与漏极423间形成物化性质稳定的有机半导体膜6。
如图10、图11所示。
步骤S30中，所述通过手工放置使桥连介质7覆盖有机半导体膜6与压控电极451，形成完整的放大芯片4，具体包括：
S305、将聚合物SEAS、离子液体 [EMI][TFSI]按照1：9的质量比溶于二氯甲烷中。
S306、将S305步骤获得的混合液旋涂在在玻片上，在氮气流中静置24小时，然后再80℃中真空干燥48小时，去除残留有机溶剂，形成离子凝胶。
S307、使用镊子将桥连介质7置于有机半导体膜6与压控电极451之间，保证桥连介质7不与放大芯片4本体的其它微电极相接触。
如图12、图13所示。
步骤S40中，所述利用MEMS工艺，制备传感芯片5，具体可包括：
S401、在硬质基底50上旋涂传感芯片基底51，如图14所示。
具体地，在进行步骤S401之前，选用石英玻璃作为基底，将硬质基底50浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用旋涂法制备PDMS材质的传感芯片基底51；
S402、在柔性的传感芯片基底51上沉积导线层52形成测量电极导线521、供压电极导线522、对流电极导线523，如图15所示。
具体地，利用光刻和湿法腐蚀工艺加工导线层52。
更具体地，所述光刻和湿法腐蚀工艺为：在传感芯片基底51上溅射厚度为30nm的钛（Ti）作为粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），再在金膜上匀胶并烘干，使用掩膜版进行光刻显影，实现导线层52的图形化。
S403、沉积第三绝缘层53并刻蚀，露出电极窗口形成通孔54，如图16所示。
具体地，采用PECVD再在基底上生长厚度为300nm的派瑞林绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氧等离子体干法刻蚀绝第三缘层53，使其漏出电极窗口形成通孔54。
S404、沉积第二电极层55并进行图案化，形成测量电极551、供压电极552、两对对流电极553、测量PAD电极554、供压PAD电极555及对流PAD电极556，如图17所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行第二电极层55的加工制作，此层金属为Ti/Au材料，厚度为（30nm/400nm）。
S405、将由工艺S401-S404所制的传感芯片组件2本体浸泡于氢氟酸与氟化铵的混合液中，去除石英玻璃基底50，如图18所示。
实际应用：
检测血液样本时，可将传感芯片置于微流道中，通过液体给进系统将待测血液输送至传感芯片表面。对流电极通电后，会在传感芯片上形成电动流，使待测物更快地定位于测量电极551的表面。当待检测物在传感芯片5上发生反应时，测量电极551以及与其相连的测量PAD电极554的电位发生变化。通过桥接结构3将电位变化信号传递至放大芯片4的压控电极421，压控电极421再通过桥连介质7调控有机半导体膜6的电化学掺杂程度，使源极422与漏极423之间的输出电流信号发生变化，依据输出电流的变化判断生待测液体的反应程度。
具体的，以DNA检测为例，测量系统如图19所示。检测之前，在传感芯片5的测量电极551表面修饰探针DNA。检测时，将待测血液输送至传感芯片5的表面，确保其覆盖测量电极551与供压电极552，并对供压电极552输入2V的恒定电压信号，在三对对流电极553上输入2Vp-p的交流电压信号。当血液中的互补DNA与探针DNA杂交时，测量电极551以及与其相连的测量PAD电极554的电位发生变化。通过桥接结构3连接测量PAD电极554与压控PAD电极427，使电位变化信号传递至放大芯片。在放大芯片4的源极422与漏极423两端施加-0.6V恒定电压，检测源极PAD电极428与漏极PAD电极429之间的电流变化，即可实现血液样本中互补DNA序列浓度的检测。
实施例三
结构描述：
图2为本发明实施例提供的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的整体结构示意图。所述生物传感芯片包括放大芯片组件1和传感芯片组件2，所述放大芯片组件1与所述传感芯片组件2通过柔性基底材料8垂直相连，所述放大芯片组件1内设有五个放大芯片4，所述放大芯片4包括微电极组、有机半导体膜6及桥连介质7，所述传感芯片组件2内设有五个传感芯片5，所述传感芯片5由微电极组成，所述放大芯片组件1的微电极与所述传感芯片组件2的微电极通过五条桥接结构3相连接。
具体地，所述柔性基底材料8可以为聚二甲基硅氧烷（PDMS）、派瑞林（PE）、聚酰亚胺（PI）、聚醚酰亚胺（PEI）、聚乙烯醇(PVA)、聚萘二甲酯乙二醇酯(PEN)以及各种含氟聚合物、共聚物制成，本实例中采用PDMS作为柔性基底材料8，所述桥接结构3具体是杜邦线，所述有机半导体膜6具体为由聚(3,4-乙烯二氧噻吩)与苯乙烯磺酸盐形成的导电聚合物（PPY:PSS），所述桥连介质7具体为离子凝胶poly(styrene–block-methyl methacrylate-block-styrene)/1-ethyl-3-methy-limidazolium bis(trifluoromethylsulfonyl)imide(PS-PMMA-PS/[EMIM][TFSI])。
图3为本发明放大芯片的结构示意图。所述放大芯片4包括：放大芯片基底41、第一电极层42、第一绝缘层43、有机半导体膜6以及桥连介质7，所述第一电极层42位于放大芯片基底41上表面，所述第一电极层42上侧设置有第一绝缘层43。所述第一绝缘层43在与压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421、源极422、漏极423，重叠的位置上设置有窗口结构，源极422和漏极423之间间隙与所述第一绝缘层43重叠的位置上设置有窗口结构；
所述的源极422、漏极423、源极422和漏极423之间间隙与所述第一绝缘层43形成的窗口结构是连通的；
所述窗口结构共有7个；
具体地，所述基底41以PDMS为基材，所述第一绝缘层43为派瑞林C型（Parylene C）涂覆材料，所述第一电极层42为金。
所述第一电极层42包括：一个用于电压输入的压控电极421、一对用于电流输出的源极422与漏极423、压控电极导线424、源极导线425、漏极导线426、压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429。
具体地，所述压控电极421与压控电极PAD电极427通过压控电极导线424相连，所述源极422与源极PAD电极428通过源极导线425相连，所述漏极423与漏极PAD电极429通过漏极导线426相连。
具体地，本实施例所述压控电极421为面积400μ㎡的矩形电极，所述源极422与漏极423为尖端电极对，电极对距离设定为10 μm，所述压控电极PAD电极427、源极PAD电极428以及漏极PAD电极429均为面积4㎜²的矩形电极。
所述第一绝缘层43的窗口结构内设置有有机半导体膜6，所述有机半导体膜6填充到源极422和漏极423形成的间隙内。
所述有机半导体膜6覆盖源极422或漏极423的全部或部分的上表面。
与压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421，位置重叠的窗口结构中不设置有机半导体膜。
所述桥连介质7覆盖在压控电极421和有机半导体膜6的上侧，所述压控电极421通过桥连介质7与有机半导体膜6连接，所述桥连介质7与有机半导体膜6的上表面保持接触，所述桥连介质7与压控电极421的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质7不与第一电极层42内的源极422和漏极423相接触。
图5为本发明传感芯片的结构示意图，所述传感芯片5包括：传感芯片基底51、导线层52、第三绝缘层53、通孔54、第二电极层55，所述导线层52位于传感芯片基底51之上，第三绝缘层53同时覆盖导线层52与传感芯片基底51的上表面，第二电极层55位于第三绝缘层53之上。
具体地，所述传感芯片基底51以PDMS为基材，第三绝缘层53以派瑞林N型（Parylene N）为基材，所述导线层52与第二电极层55为金。
所述导线层52由互不相连的测量电极导线521、供压电极导线522、对流电极导线523组成，第二电极层55由用于调控输入电压信号的供压电极552及其对应的供压PAD电极555，用于生物传感的测量电极551及其对应的测量PAD电极554组成，以及至少一对用于形成电动流的对流电极553及其对应的对流PAD电极556组成。
具体地，本实例中采用两对对流电极553，并均匀分布在测量电极551周围；
具体地，所述测量电极551与测量PAD电极554穿过通孔54与测量电极导线521相连，供压电极552与供压PAD电极555穿过通孔54与供压电极导线522相连，对流电极553与对流PAD电极556穿过通孔54与对流电极导线523相连。
更具体地，所述测量电极551、供压电极552、对流电极553、测量PAD电极554、供压PAD电极555及对流PAD电极556均为矩形电极，测量电极551的面积为2㎜²，供压电极552的面积为4㎜²，对流电极553的面积为1㎜²，测量PAD电极554、供压PAD电极555及对流PAD电极556的面积均为4㎜²。
制作描述：
相应地，一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的制作方法，包括以下步骤：
S10、采用lift-off工艺，在放大芯片基底41上制作放大芯片本体的第一电极层42。如图6、图7所示。
S20、利用PECVD的方法在第一电极层42上依次铺设第一层绝缘层43、第二绝缘层44，并通过光刻和等离子体蚀刻打开对应于压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429、压控电极421、源极422、漏极423，以及源极422与漏极423之间间隙的窗口结构。如图8、图9所示。
S30、通过旋涂方法在放大芯片本体1上制备有机半导体薄膜层，经过110℃的短退火工艺后剥离第二绝缘层44，在源极422与漏极423之间形成有机半导体膜6，并用喷墨打印工艺使桥连介质7覆盖有机半导体膜6与压控电极421,所述桥连介质7与有机半导体膜6的上表面保持接触，所述桥连介质7与压控电极421的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质7不与第一电极层42内的源极422和漏极423相接触，形成完整的放大芯片4。如图10、图11、图12、图13所示。
S40、利用MEMS工艺，制备柔性的传感芯片5。
S50、通过柔性基底材料8连接制备好的放大芯片4与传感芯片5，随后采用桥接结构3连接放大芯片4的压控电极PAD电极427与传感芯片5的测量PAD电极554。
具体地，步骤S10中所述采用lift-off工艺，在放大芯片基底41上制作放大芯片组件1的第一电极层42，具体可包括：
S101、在放大芯片基底41上沉积第一电极层42形成压控电极421、源极422、漏极423、压控电极导线424、源极导线425、漏极导线426、压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429，如图6、图7所示。
具体地，在进行步骤S101之前，选用PDMS作为基底，利用光刻和lift-off工艺加工第一电极层42。
更具体地所述光刻和lift-off工艺为：在PDMS基底41上，匀胶并烘干，使用掩膜版进行光刻显影，然后溅射厚度为30nm的钛（Ti）作为基底41与金层的粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），最后将其放入装有丙酮的超声槽30min，完成lift-off，实现第一电极层42的图形化。
步骤S20中，所述采用PECVD的方法在第一电极层42上依次铺设第一绝缘层43、第二绝缘层44，以及窗口结构，具体可包括：
S201、采用PECVD在第一电极层42上生长厚度为2000 nm的Parylene C绝缘层，形成第一绝缘层43，并将稀释的商业清洁溶液（工业清洁剂Micro-90）通过旋涂方法平铺于第一绝缘层43上，形成抗粘剂薄层。
S202、随后沉积第二层2000 nm厚的Parylene C绝缘层，形成第二绝缘层44，并在其上表面溅射一层铝膜，并进行光刻与腐蚀。
具体地，自上而下，通过氧等离子体刻蚀形成窗口结构，所述窗口结构暴露出源极422和漏极423之间的间隙，以及源极422和漏极423部分或全部的上表面，同时，裸露出压控电极421，压控电极PAD电极427、源极PAD电极428、漏极PAD电极429。如图8、图9所示。
步骤S30中，所述通过旋涂方法在放大芯片4上制备有机半导体薄膜，经过110 ℃的短退火工艺后剥离第二绝缘层44，形成有机半导体膜6，具体可包括：
S301、采用胶带覆盖放大芯片中的压控电极421、压控电极PAD电极427，以及源极PAD电极428、漏极PAD电极429。
S302、将贴有胶带的放大芯片本体置于旋涂仪中，调整放大芯片本体的位置，确保源极422与漏极423的中间位置位于旋涂中心，并在放大芯片上滴加溶液。
具体地，所述溶液是由聚（3，4-乙烯二氧噻吩）（PEDOT）与苯乙烯磺酸盐（NaPSS）形成的混合液以及掺杂剂组成的有机半导体水溶液。
更具体地，本实施例所述混合液中PEDOT与NaPSS的体积比为1:10，所述掺杂剂可以为石墨烯量子点、乙二醇、二甲基亚砜等。
S303、根据所需有机半导体膜6的厚度尺寸输入旋涂速度为1000 r/min、旋涂时间为30 s，使溶液均匀铺展于源极422与漏极423之间。
S304、旋涂完成后，撕去放大芯片本体上的胶带，随后将芯片放在110℃的退火炉中加热10 分钟，等待自然冷却后从退火炉内取出，并剥离第二绝缘层44，此时仅在源极422与漏极423间形成物化性质稳定的有机半导体膜6。
如图10、图11所示。
步骤S30中，所述通过手工放置使桥连介质7覆盖有机半导体膜6与压控电极451，形成完整的放大芯片4，具体包括：
S305、将PS-PMMA-PS、[EMI][TFSA]以及乙酸乙酯按照0.1:0.9:9质量比进行混合。
S306、将S204步骤获得的混合液旋涂在在玻片上，并在真空干燥箱中室温干燥24小时，去除残留溶剂，形成离子凝胶。
S307、使用镊子将桥连介质7置于有机半导体膜6与压控电极451之间，保证桥连介质7不与放大芯片4本体的其它微电极相接触。
如图12、图13所示。
步骤S40中，所述利用MEMS工艺，制备传感芯片5，具体可包括：
S401、在硬质基底50上旋涂传感芯片基底51，如图14所示。
具体地，在进行步骤S401之前，选用石英玻璃作为基底，将硬质基底50浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用旋涂法制备PDMS材质的传感芯片基底51；
S402、在柔性的传感芯片基底51上沉积导线层52形成测量电极导线521、供压电极导线522、对流电极导线523，如图15所示。
具体地，利用光刻和湿法腐蚀工艺加工导线层52。
更具体地，所述光刻和湿法腐蚀工艺为：在传感芯片基底51上溅射厚度为30nm的钛（Ti）作为粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），再在金膜上匀胶并烘干，使用掩膜版进行光刻显影，实现导线层52的图形化。
S403、沉积第三绝缘层53并刻蚀，露出电极窗口、形成通孔54，如图16所示。
具体地，采用PECVD再在基底上生长厚度为300nm的派瑞林绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氧等离子体干法刻蚀绝第三缘层53，使其漏出电极窗口形成通孔54。
S404、沉积第二电极层55并进行图案化，形成测量电极551、供压电极552、两对对流电极553、测量PAD电极554、供压PAD电极555及对流PAD电极556，如图17所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行第二电极层55的加工制作，具体采用厚度为30 nm的钛和厚度为400 nm的金制作。
S405、将由工艺S401-S404所制的传感芯片组件2本体浸泡于氢氟酸与氟化铵的混合液中，去除石英玻璃基底50，如图18所示。
步骤S50中所述通过柔性基底材料8连接制备好的放大芯片4与传感芯片5，具体可包括：
S501、将准备好的玻璃阳膜用三甲基氯硅烷化试剂（TMCS）蒸3min，并将硅烷化的玻璃阳模放置在所需容器中。
S502、将配置好的PDMS倾倒于阳膜玻片上，PDMS层的厚度约为2mm，随后放置于真空干燥箱中80℃干燥2h，固化PDMS。
S503、将固化后的PDMS盖片从阳模上取下，用手术刀将其切成需要的大小，确保其尺寸与芯片尺寸相同，完成柔性基底材料8的制备。
S504、将放大芯片、传感芯片以及柔性基底材料一起置于等离子清洗机中，氧等离子清洗60s，随后将放大芯片与传感芯片的底面分别与柔性基底材料8的上下面相连接，使柔性基底材料分别与放大芯片、传感芯片键合，完成连接。
实际应用：
检测汗液样本时，将传感器贴附于皮肤表面。如图20所示，传感芯片一侧朝向皮肤。通过毛细力将汗液输运至传感芯片，对流电极通电后，会在传感芯片上形成电动流，使得待测物更快地输运至测量电极551的表面。基于待测样本在测量电极551表面的物理变化、化学反应，测量电极551以及与其相连的测量PAD电极554的电位将发生变化。通过桥接结构3将该电位变化信号传递至放大芯片4的压控电极421，压控电极421再通过桥连介质7调控有机半导体膜6的电化学掺杂程度，使源极422与漏极423之间的输出电流信号发生变化，依据输出电流的变化判断生待测样本的浓度。
具体的，以汗液钙离子检测为例。检测之前，测量电极551表面旋涂2ml的四氢呋喃溶液，其中包括50.0mg聚氯乙烯，4mg钙离子载体ETH129，另外还包括120微升双(2-乙基己基)塑化溶剂，15mg四（4-氯苯基）硼酸盐作为钾离子排除剂，在测量电极551表面构建钙离子选择性膜。
具体的，以汗液中的乳酸检测为例。检测之前，将100 U/mL的乳酸氧化酶于BSA溶液以1：5体积比进行混合。其随后与2.5% wt的戊二醛以12：1体积比进行进一步混合。最后将5微升的该混合溶液滴加在测量电极551表面，并在室温中过夜孵育，构建乳酸敏感层。
检测时，将待测液体输送至传感芯片5的表面，确保液体覆盖测量电极551与供压电极552，并对供压电极552输入2 V的恒定直流电压信号，在三对对流电极553上输入7Vp-p，1 MHz的交流电压。
当溶液中汗液中钙离子进入离子选择性膜，或者乳酸在乳酸氧化酶催化下发生反应时，测量电极551以及与其相连的测量PAD电极554的电位发生变化。通过桥接结构3连接测量PAD电极554与压控PAD电极427，使电位变化信号传递至放大芯片。在放大芯片4的源极422与漏极423两端施加-0.6 V恒定电压，检测源极PAD电极428与漏极PAD电极429之间的电流变化，即可实现待检测液中钙离子或者乳酸盐浓度检测。
Claims (10)
1.一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器，包括放大芯片组件（1）和传感芯片组件（2），其特征在于：所述放大芯片组件（1）中设置有至少一个放大芯片（4），所述传感芯片组件（2）中设置有至少一个传感芯片（5），所述放大芯片（4）与传感芯片（5）通过桥接结构（3）连接；
所述放大芯片（4）包括有机半导体膜（6）、桥连介质（7）和第一微电极组，所述第一微电极组包括基底、源极、漏极，所述源极、漏极之间的载流子运行通道平行于基底平面设置，所述第一微电极组通过电极与有机半导体膜（6）水平相连；
所述的放大芯片组件（1）、传感芯片组件（2）、桥接结构（3）均为柔性结构；
所述传感芯片（5）包括用于提高待测生物样品操控效率及精度的第二微电极组。
2.根据权利要求1所述的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器，其特征在于：所述第一微电极组中包括：放大芯片基底（41）、第一电极层（42）、第一绝缘层（43）、所述放大芯片基底（41）上侧设置有第一电极层（42）；
所述第一绝缘层（43）覆盖在第一电极层（42）和放大芯片基底（41）上侧；
所述第一电极层（42）包括压控电极（421）、源极（422）、漏极（423）、压控电极导线（424）、源极导线（425）、漏极导线（426）、压控电极PAD电极（427）、源极PAD电极（428）、漏极PAD电极（429）；
所述压控电极（421）通过压控电极导线（424）与压控电极PAD电极（427）相连；
所述源极（422）通过源极导线（425）与源极PAD电极（428）相连；
所述漏极（423）通过漏极导线（426）与漏极PAD电极（429）相连；
所述第一绝缘层（43）在与压控电极PAD电极（427）、源极PAD电极（428）、漏极PAD电极（429）、压控电极（421）、源极（422）、漏极（423），以及源极（422）与漏极（423）之间间隙，重叠的位置上设置有窗口结构；
所述窗口结构内设置有有机半导体膜（6），所述有机半导体膜（6）填充源极（422）和漏极（423）之间的间隙，并覆盖源极（422）和漏极（423）全部或部分的上表面，所述有机半导体膜（6）不与压控电极（421）接触；
所述桥连介质（7）覆盖在压控电极（421）和有机半导体膜（6）的上侧，所述压控电极（421）通过桥连介质（7）与有机半导体膜（6）连接，所述桥连介质（7）与有机半导体膜（6）的上表面保持接触，所述桥连介质（7）与压控电极（421）的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质（7）不与源极（422）、漏极（423）接触。
3.根据权利要求2所述的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器，其特征在于：所述传感芯片（5）包括：传感芯片基底（51）、导线层（52）、第三绝缘层（53）、通孔（54）、第二电极层（55），所述传感芯片基底（51）上侧设置有导线层（52），所述第三绝缘层（53）覆盖在导线层（52）和传感芯片基底（51）上侧，所述第二电极层（55）覆盖在第三绝缘层（53）上侧，所述第三绝缘层（53）上设置有通孔（54）；
所述第二电极层（55）包括测量电极（551）、供压电极（552）、测量PAD电极（554）和供压PAD电极（555）；
所述导线层（52）包括互不相连的电极导线，所述导线层（52）包括：测量电极导线（521）和供压电极导线（522）；
所述测量电极（551）由穿过通孔（54）的测量电极导线（521）与测量PAD电极（554）相连；
所述供压电极（552）由穿过通孔（54）的供压电极导线（522）与供压PAD电极（555）相连。
4.根据权利要求3所述的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器，其特征在于：所述第二电极层（55）还包括至少一对对流电极（553）和一对对流PAD电极（556），所述导线层（52）还包括对流电极导线（523）；
所述对流电极（553）由穿过通孔（54）的对流电极导线（523）与对流PAD电极（556）相连；
所述对流电极（553）均匀设置在测量电极（551）周围。
5.根据权利要求4所述的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器，其特征在于：所述放大芯片（4）中设置的压控电极PAD电极（427）通过桥接结构（3）与传感芯片（5）中设置的测量PAD电极（554）相连。
6.根据权利要求5所述的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器，其特征在于：所述桥连介质（7）的状态具体根据应用场景进行调整，可以为具有离子电导性的液体、固体，或凝胶。
7.一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的制作方法，其特征在于：包括如下步骤：
步骤一：在放大芯片基底（41）上制作第一电极层（42），利用气相沉积在第一电极层（42）上依次铺设采用柔性有机物材质的第一层绝缘层（43）和第二绝缘层（44），并通过干法体蚀刻打开对应于压控电极PAD电极（427）、源极PAD电极（428）、漏极PAD电极（429）、压控电极（421）、源极（422）、漏极（423）、以及源极（422）与漏极（423）之间的间隙的窗口结构；
通过旋涂方法在第一微电极组的源极（422）与漏极（453）之间制备有机半导体薄膜层，经过短退火工艺后剥离第二绝缘层（44），在源极（422）与漏极（423）之间的间隙形成有机半导体膜（6），用桥连介质（7）覆盖有机半导体膜（6）与压控电极（421），所述桥连介质（7）与有机半导体膜（6）的上表面保持接触，所述桥连介质（7）与压控电极（421）的上表面和/或侧表面保持接触，所述桥连介质（7）不与第一电极层（42）内的源极（422）和漏极（423）相接触；
步骤二：利用MEMS工艺，制备传感芯片（5）；
步骤三：通过桥接结构（3）连接放大芯片（4）的压控电极PAD电极（427）与传感芯片（5）的测量PAD电极（554）。
8.根据权利要求6所述的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的制作方法，其特征在于：所述放大芯片基底（41）采用聚二甲基硅氧烷（PDMS）、聚乙烯醇PVA、聚酯PET、聚酰亚胺PI或聚萘二甲酯乙二醇酯PEN柔性绝缘材料。
9.根据权利要求6所述的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的制作方法，其特征在于：所述步骤一中采用气相沉积法在第一电极层（42）上依次铺设第一层绝缘层（43）、第二绝缘层（44），并且剥离第二绝缘层（44）的具体过程为：
采用气相沉积法在第一电极层（42）上生长厚度为1000-5000nm的派瑞林Parylene绝缘层，形成第一绝缘层（43），并将稀释的商业清洁溶液通过旋涂方法平铺于第一绝缘层（43）上，形成抗粘结薄层；
随后沉积第二层1000-5000nm厚的Parylene绝缘层，形成第二绝缘层（44），并在其上表面溅射一层铝膜，并进行光刻与腐蚀；
在源极（422）和漏极（423）之间位置的顶部自上而下，通过干法刻蚀形成窗口结构，所述窗口结构暴露出全部或者部分的压控电极PAD电极（427）、源极PAD电极（428）、漏极PAD电极（429）、压控电极（421）、源极（422）、漏极（423）、以及源极（422）与漏极（423）之间的间隙；
将放大芯片置于旋涂仪中，调整放大芯片的位置，确保源极（422）与漏极（423）的中间位置位于旋涂中心，并在放大芯片上滴加溶液；
根据所需有机半导体膜（6）的厚度进行相应时间的旋涂，使溶液均匀铺展于源极（422）与漏极（423）之间，将旋涂好的芯片放在退火炉中加热100-150℃、加热5-30分钟，等待自然冷却后从退火炉内取出，并剥离第二绝缘层（44），及其上的铝膜，保持源极（422）和有机半导体膜（6）、漏极（423）与有机半导体膜（6）之间的稳定电连接。
10.根据权利要求6所述的一种具有水溶液稳定性的柔性生物传感器的制作方法，其特征在于：所述步骤四中制备传感芯片（5）的具体过程为：
首先，利用悬涂法在硬质材质基底（50）上制备柔性绝缘层，作为柔性的传感芯片基底（51），再结合光刻与湿法腐蚀工艺或lift-off工艺加工导线层（52），实现测量电极导线（521）、供压电极导线（522）、对流电极导线（523）的图案化；
其次，沉积第三绝缘层（53）并刻蚀，露出电极窗口，具体采用气相沉积法在传感芯片基底（51）以及导线层（52）表面生长厚度为100-9000 nm的Parylene，光刻显影，并用干法刻蚀，使其漏出电极窗口；
然后，沉积第二电极层（55）并进行图案化，形成测量电极（551）、供压电极（552）、对流电极（553）、测量PAD电极（554）、供压PAD电极（555）及对流PAD电极（556）；
最后，将柔性的传感芯片与刚性基底（50）分离。
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