CN112255291A - 一种高灵敏度、高稳定性生物传感器及其制作方法 - Google Patents
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Abstract
本发明提出一种高灵敏度、高稳定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：提供一种高灵敏度、高稳定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，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垂直于基底平面设置，所述第一微电极组通过电极与有机半导体膜垂直相连；本发明应用于生物传感器。
Description
技术领域
本发明提出一种高灵敏度、高稳定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
有机电化学晶体管被广泛应用于无标识生物传感，如多巴胺、肾上腺素、抗坏血酸、三磷酸腺苷、细胞活性等检测。有机电化学晶体管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，实现沟道层的制备。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。
生物类待测样品，如DNA、蛋白，细胞等一般需要保存于水溶液环境中。因此，传感过程也需要在富含水分子的溶液环境中进行。此时，用于提高聚合物加工性的亲水特征成为影响器件稳定性的不利因素。具体表现在，亲水聚合物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。另一方面，对于基于有机电化学晶体管的生物传感器，其灵敏度与检测限取决于晶体管的跨导。因此，提高晶体管的跨导对于改善传感器的性能具有重要的现实意义。根据文献报道，提高晶体管的宽度/长度比值是提高器件跨导的最有效的途径之一。但是，如果固定晶体管沟道长度而增大其宽度将降低器件的集成度。
针对上述问题，本发明提出了一种具有高灵敏度、高稳定性的细胞生物传感器及其制作方法。该传感器通过降低晶体管的沟道长度提高灵敏度，将聚合物亲水相与水溶液分离以提高器件的稳定性。另外，该传感器在传感芯片的测量电极周围引入了多组微电极对，用于产生电致流场，从而一方面提高分子生物传感器的检测效率，另一方面提高细胞生物传感器的定位精度。
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：提供一种高灵敏度、高稳定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：一种高灵敏度、高稳定性生物传感器，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垂直于基底平面设置，所述第一微电极组通过电极与有机半导体膜垂直相连；
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、第一通孔、第二电极层，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；
所述第二电极层覆盖在第一绝缘层上侧；
所述第一电极层包括压控电极、源极、压控电极导线、源极导线；
所述第二电极层包括压控电极PAD电极、源极PAD电极、漏极、漏极导线、漏极PAD电极；
所述压控电极PAD电极由穿过第一通孔的压控电极导线与压控电极相连；
所述源极PAD电极由穿过第一通孔的源极导线与源极相连；
所述漏极通过漏极导线与漏极PAD电极相连；
所述有机半导体膜穿过第一通孔后部分或全部覆盖在漏极、源极上，并保持漏极与有机半导体膜、源极与有机半导体膜连接，且有机半导体膜不与压控电极相连；
所述桥连介质覆盖在有机半导体膜和压控电极的上侧，所述桥连介质不与漏极导线、漏极PAD电极、源极PAD电极、压控电极PAD电极接触。
所述传感芯片包括：传感芯片基底、导线层、第二绝缘层、第二通孔、微电极层，所述传感芯片基底上侧设置有导线层，所述第二绝缘层覆盖在导线层和传感芯片基底上侧，所述微电极层覆盖在第二绝缘层上侧，所述第二绝缘层上设置有第二通孔；
所述微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第二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第二通孔的供压电极导线与供压PAD电极相连。
所述微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第二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。
一种高灵敏度、高稳定性生物传感器的制作方法，包括如下步骤：
步骤一：利用MEMS工艺，制备第一微电极组；
步骤二：在第一微电极组的源极与漏极间制备有机半导体膜，并用桥连介质覆盖有机半导体膜与压控电极，形成完整的放大芯片；
步骤三：利用MEMS工艺，制备传感芯片；
步骤四：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。
在步骤一中制备放大芯片的工艺过程为：
选用绝缘材质的的放大芯片基底，利用光刻与lift-off或腐蚀工艺在基底表面加工第一电极层，实现第一电极层上的压控电极、源极、压控电极导线、源极导线图案化；
沉积第一绝缘层并进行图案化，具体采用气相沉积法在基底上生长厚度为100-500nm的二氧化硅绝缘层，光刻显影，使用干法刻蚀或者湿法腐蚀第一绝缘层，从而漏出压控电极、源极的上表面；
沉积第二电极层，光刻与并进行图案化，形成压控电极PAD电极、源极PAD电极、漏极、漏极导线、漏极PAD电极，并保证源极与漏极没有物理接触。
所述步骤三中制备传感芯片的具体过程为：
选用绝缘材质的的传感芯片基底，利用光刻与lift-off或光刻与腐蚀工艺在基底表面加工导线层，实现测量电极导线、供压电极导线、对流电极导线的图案化；
沉积第二绝缘层并进行图案化，具体采用气相沉积法在基底上生长厚度为100-500nm的二氧化硅绝缘层，使用光刻版进行曝光，通过干法刻蚀或者湿法腐蚀，使其漏出电极窗口；
沉积第二微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。
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，从而提升生物传感器稳定性；
2. 有机半导体薄膜作为信号放大芯片的核心，其沟道长度可通过薄膜MEMS工艺实现垂直结构来大幅减小，因而有效地提高传感器灵敏度；
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。
附图说明
下面结合附图对本发明做进一步详细的说明：
图1为本发明实施例一、二、三提供的一种高灵敏度、高稳定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高灵敏度、高稳定性生物传感器的整体结构图；
图3为本发明实施例一、二、三提供的一种高灵敏度、高稳定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、二、三提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器中放大芯片4截面A-A的剖视图；
图5为本发明实施例一提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器中传感芯片5的结构图；
图6为本发明实施例二、三提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器中传感芯片5的结构图；
图7至图10为本发明实施例一、二、三提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器中放大芯片4的制作工艺流程图；
图7为本发明实例采用的MEMS制备的放大芯片4的第一电极层42的工艺图；
图8为本发明实例制备的含有第一通孔44的放大芯片4的第一绝缘层43工艺图；
图9为本发明实例采用的MEMS制备的放大芯片4中第二电极层45的工艺图；
图10为本发明实例采用的有机半导体膜6，以及覆盖桥连介质7的工艺图；
图11为本发明实例所制放大芯片4的剖面结构图；
图12至图14为本发明实施例一、二、三提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器中传感芯片5的制作工艺流程图；
图12为本发明实例采用的MEMS工艺制备的传感芯片5的导线层52的工艺图；
图13为本发明实例制备的含有第二通孔54的传感芯片5的第二绝缘层53的工艺图；
图14为本发明实例采用的MEMS工艺制备的传感芯片5微电极层55的工艺图；
图15为本发明实施例二提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器的测试系统结构示意图；
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为第一通孔、45为第二电极层；
421为压控电极、422为源极、423为压控电极导线、424为源极导线；
451为压控电极PAD电极、452为源极PAD电极、453为漏极、454为漏极导线、455为漏极PAD电极；
51为传感芯片基底、52为导线层、53为第二绝缘层、54为第二通孔、55为微电极层；
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为本发明实施例提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器的结构示意图。所述生物传感芯片本体包括放大芯片组件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1-乙基-3-甲基咪唑三氟乙酸盐（EMIMT/TfA）配制而成的离子液体。
图3本发明的放大芯片4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、第一通孔44、第二电极层45、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之上，第一绝缘层43同时覆盖放大芯片基底41与第一电极层42上表面，第二电极层45位于第一绝缘层43之上。
具体地，所述放大芯片基底41以石英玻璃为基材，第一绝缘层43以二氧化硅为基材，所述第一电极层42与第二电极层45均为金。
所述第一电极层42包括：一个用于电压输入的压控电极421、用于电流输出的源极422、压控电极导线423、源极导线424。
所述第二电极层45包括：压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、用于电流输出的漏极453、漏极导线454、漏极PAD电极455。
具体地，所述压控电极421与压控电极导线423相连，源极422与源极导线424相连，所述压控电极PAD电极451穿过第一通孔44与压控电极导线423相连，源极PAD电极452穿过第一通孔44与源极导线424相连，漏极453与漏极导线454、漏极PAD电极455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，所述漏极453与源极422的垂直距离设定为1μm，所述压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、漏极PAD电极455均为面积4 mm²的矩形电极，所述漏极与源极的面积均为200μm²。
所述有机半导体膜6穿过第一通孔44部分或全部覆盖源极422与漏极453，确保漏极453与有机半导体膜6、源极422与有机半导体膜6之间稳定电连接，所述有机半导体膜6不与压控电极421相连，如图4所示。
所述桥连介质7覆盖并连接有机半导体膜6与压控电极421，且不与其余电极相接触。
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、第二绝缘层53、第二通孔54、微电极层55，所述导线层52位于传感芯片基底51之上，第二绝缘层53同时覆盖导线层52与传感芯片基底51，微电极层55位于第二绝缘层53之上。
具体地，所述传感芯片基底51以石英玻璃为基材，所述第二绝缘层53以二氧化硅为基材，所述导线层52与微电极层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，微电极层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穿过第二通孔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555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555的面积均为4mm²。
制作描述：
相应地，一种高灵敏度、高稳定生物传感器的制作方法，包括以下步骤：
S10、利用MEMS工艺，制备第一微电极组。
S20、利用压电喷墨打印工艺，在第一微电极组的源极422与漏极453间制备有机半导体膜6，并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。
S30、利用MEMS工艺，制备传感芯片5。
S40、通过桥接结构3连接放大芯片4的压控电极PAD电极451与传感芯片5的测量PAD电极554，连通放大芯片组件1和传感芯片组件2形成完整的生物传感器。
具体地，步骤S10中所述利用MEMS工艺，制备放大芯片4，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、压控电极导线423、源极导线424，如图7所示。
具体地，在进行步骤S101之前，选用石英玻璃作为基底，将基底浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用光刻和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30nm的钛（Ti）作为玻璃片与金属的粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），最后将晶圆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。
S102、沉积第一绝缘层43并刻蚀，露出电极窗口形成第一通孔44，如图8所示。
具体地，采用PECVD再在放大芯片基底41与第一电极层42上生长厚度为300nm的二氧化硅绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氢氟酸与氟化铵溶液腐蚀绝缘层，使其漏出电极窗口形成第一通孔44。
S103、沉积第二电极层45形成压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、漏极453、漏极导线454、漏极PAD电极455，如图9所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行第二电极层45的加工制作，具体为厚度30nm的钛和厚度为400nm的金制作。
步骤S20中，所述采用压电喷墨打印工艺，在放大芯片本体的源极422与漏极453间制备有机半导体膜6，具体可包括：
S201、将仅包含微电极结构的放大芯片本体置于压电喷墨打印设备中，调整放大芯片的位置，确保打印喷嘴处于源极422与漏极453之间的上方，且垂直于放大芯片的上表面。
S202、根据所需液滴尺寸输入脉冲电压为25V、上升时间为1μs的周期性脉冲信号，使打印喷嘴进行不同程度的膨胀与收缩，形成具有一定喷射速度的液滴，沉积于源极422与漏极453之间，使源极422与漏极453通过小液滴相连通。
具体地，所述电压脉冲信号在一个周期内共分为四个阶段：1阶段加入低电压信号使水溶液充满喷嘴，2阶段去除电压信号后水溶液回流，3阶段加入高电压挤压喷射形成液滴，4阶段降低电压信号防止多余水溶液喷出。
更具体地，所述液滴与水溶液的成份为由聚(3,4-乙烯二氧噻吩)与苯乙烯磺酸盐形成的有机半导体水溶液。
S203、将打印好的芯片放在120℃真空干燥箱内加热10分钟，等待自然冷却后从真空干燥箱内取出，此时在源极422与漏极453间就会形成物化性质稳定的有机半导体膜6。
步骤S20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：
S204、采用微量注射器吸取一定量的溶液，随后将微量注射器的针头移动至包含有机半导体膜及微电极结构的放大芯片正上方，且位于有机半导体膜6与压控电极421之间。
具体地，本实施例中所述液滴成份是由1-乙基-3-甲基咪唑双三氟甲磺酰亚胺盐（EMIMT/FSI）配制而成的离子液体。
S205、以恒定速度在有机半导体膜6与压控电极451之间滴加所取溶液，并保证溶液覆盖有机半导体膜6与压控电极421，但不与放大芯片本体的其它微电极相接触。
步骤S30中所述利用MEMS工艺，制备传感芯片5，具体可包括：
S301、在传感芯片基底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12所示。
具体地，在进行步骤S301之前，选用石英玻璃作为基底，将基底浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用光刻和lift-off工艺加工导线层52。
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30nm的钛（Ti）作为玻璃片与金属的粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），最后将晶圆放入装有丙酮的超声槽30min，完成lift-off，实现导线层52的图形化。
S302、沉积第二绝缘层53并刻蚀，露出电极窗口形成第二通孔54，如图13所示。
具体地，采用PECVD再在基底上生长厚度为300nm的二氧化硅绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氢氟酸与氟化铵混合溶液腐蚀绝缘层，使其漏出电极窗口形成第二通孔54。
S303、沉积微电极层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555，如图14所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行微电极层55的加工制作，具体为厚度30nm和钛和厚度为400nm的金制作。
实施例二
结构描述：
图1为本发明实施例二提供的一种高灵敏度、高稳定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poly(vinylidene fluoride-co-hexafluoropropylene) (P(VDF-HFP))和(1-butyl-3-methylimidazolium bis(trifluoromethylsulfonyl)imide)[EMI][TFSA]构成的离子凝胶。
图3为本发明实施例二提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器中放大芯片4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、第一通孔44、第二电极层45、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之上，第一绝缘层43同时覆盖放大芯片基底41与第一电极层42，第二电极层45位于第一绝缘层43之上。
具体地，所述放大芯片基底41以石英玻璃为基材，第一绝缘层43以二氧化硅为基材，所述第一电极层42与第二电极层45均为金。
所述第一电极层42包括：一个用于电压输入的压控电极421、用于电流输出的源极422、压控电极导线423、源极导线424。
所述第二电极层45包括：压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、用于电流输出的漏极453、漏极导线454、漏极PAD电极455。
具体地，所述压控电极421与压控电极导线423相连，源极422与源极导线424相连，所述压控电极PAD电极451穿过第一通孔44与压控电极导线423相连，源极PAD电极452穿过第一通孔44与源极导线424相连，漏极453与漏极导线454、漏极PAD电极455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，所述漏极453与源极422的垂直距离设定为1μm，所述压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、漏极PAD电极455均为面积4㎜²的矩形电极，所诉漏极与源极的面积均为200μ㎡。
所述有机半导体膜6穿过第一通孔44部分或全部覆盖源极422与漏极453，确保漏极453与有机半导体膜6、源极422与有机半导体膜6之间稳定电连接，所述有机半导体膜6不与压控电极421相连，如图4所示。
所述桥连介质7覆盖并连接有机半导体膜6与压控电极421，且不与其余电极相接触。
图6为本发明实施例二提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器中传感芯片5的结构示意图，所述传感芯片5包括：基底51、导线层52、第二绝缘层53、第二通孔54、微电极层55，所述导线层52位于基底51之上，第二绝缘层53同时覆盖导线层52与基底51，微电极层55位于第二绝缘层53之上。
具体地，所述传感芯片基底51以石英玻璃为基材，所述第二绝缘层53以二氧化硅为基材，所述导线层52与微电极层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，微电极层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穿过第二通孔54与测量电极导线521相连，供压电极552与供压PAD电极555穿过第二通孔54与供压电极导线522相连，对流电极553与对流PAD电极556穿过第二通孔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，高灵敏度、高稳定性细胞生物传感芯片的制作方法，包括以下步骤：
S10、利用MEMS工艺，制备第一微电极组。
S20、利用压电喷墨打印工艺，在第一微电极组的源极422与漏极453间制备有机半导体膜6，并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。
S30、利用MEMS工艺，制备传感芯片5。
S40、通过桥接结构3连接放大芯片4的压控电极PAD电极451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形成完整的生物传感器。
具体地，步骤S10中所述利用MEMS工艺，制备放大芯片4，具体可包括：
S101、在放大芯片基底41上沉积第一电极层42并图案化，形成压控电极421、源极422、压控电极导线423、源极导线424，如图7所示。
具体地，在进行步骤S101之前，选用石英玻璃作为基底，将基底浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用光刻和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30nm的钛（Ti）作为玻璃片与金属的粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），最后将晶圆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。
S102、沉积第一绝缘层43并刻蚀，露出电极窗口，如图8所示。
具体地，采用PECVD再在放大芯片基底41与第一电极层42上生长厚度为300nm的二氧化硅绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氢氟酸和氟化铵混合溶液腐蚀绝缘层，使其漏出电极窗口，形成第一通孔44。
S103、沉积第二电极层45并图案化，形成压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、漏极453、漏极导线454、漏极PAD电极455，如图9所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行第二电极层45的加工制作，此层金属为Ti/Au材料，厚度为（30nm/400nm），图案化出大小形状不同的微电极。
步骤S20中，所述采用压电喷墨打印工艺，在放大芯片的源极422与漏极453间制备有机半导体膜6，具体可包括：
S201、将仅包含微电极结构的放大芯片置于压电喷墨打印设备中，调整放大芯片的位置，确保打印喷嘴处于源极422与漏极453之间的上方，且垂直于放大芯片的上表面。
S202、根据所需液滴尺寸输入脉冲电压为25V、上升时间为1μs的周期性脉冲信号，使打印喷嘴进行不同程度的膨胀与收缩，形成具有一定喷射速度的液滴，沉积于源极422与漏极453之间，使源极422与漏极453通过小液滴相连通。
具体地，所述电压脉冲信号在一个周期内共分为四个阶段：1阶段加入低电压信号使水溶液充满喷嘴，2阶段去除电压信号后水溶液回流，3阶段加入高电压挤压喷射形成液滴，4阶段降低电压信号防止多余水溶液喷出。
更具体地，所述液滴与水溶液的成份为由聚(3,4-乙烯二氧噻吩)与苯乙烯磺酸盐形成的有机半导体水溶液。
S203、将打印好的芯片放在真空干燥箱内加热120℃、10分钟，等待自然冷却后从真空干燥箱内取出，此时在源极422与漏极453间就会形成物化性质稳定的有机半导体膜6。
步骤S20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：
S204、将P(VDF-HFP)、[EMI][TFSA]以及丙酮按照1:4:7质量比进行混合。
S205、将S204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。
S206、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。
步骤S30中，所述利用MEMS工艺，制备传感芯片5，具体可包括：
S301、在基底51上沉积导线层52并图案化，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12所示。
具体地，在进行步骤S301之前，选用石英玻璃作为基底，将基底浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用光刻和lift-off工艺加工导线层52。
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30nm的钛（Ti）作为玻璃片与金属的粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），最后将晶圆放入装有丙酮的超声槽30min，完成lift-off，实现导线层52的图形化。
S302、沉积第二绝缘层53并刻蚀，露出电极窗口，形成第二通孔54，如图13所示。
具体地，采用PECVD再在基底上生长厚度为300nm的二氧化硅绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氢氟酸与氟化铵的混合溶液腐蚀绝缘层，使其漏出电极窗口，形成第二通孔54。
S303、沉积微电极层55并图案化，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14所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行微电极层55的加工制作，此层金属为Ti/Au材料，厚度为（30nm/400nm）。
实际应用：
检测生物液体时，可将传感芯片置于微流道中，通过液体给进系统将待测生物样本输送至传感芯片表面。当生物液体在传感芯片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453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15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2V的恒定电压信号，对四个对流电极553输入2V的交流电信号。当溶液中的互补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使电位变化的信号传递至放大芯片单元。在放大芯片4的源极422与漏极453两端施加-0.6V恒定电压，检测源极PAD电极452与漏极PAD电极455之间的电流变化，即可实现待检测液中互补寡核苷酸序列浓度的检测。
实施例三
结构描述：
图2为本发明实施例三提供的一种用于高灵敏度、高稳定生物传感芯片的整体结构示意图。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具体为由聚吡咯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为本发明的放大芯片4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、第一通孔44、第二电极层45、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之上，第一绝缘层43同时覆盖放大芯片基底41与第一电极层42，第二电极层45位于第一绝缘层43之上。
具体地，所述放大芯片基底41以石英玻璃为基材，第一绝缘层43以二氧化硅为基材，所述第一电极层42与第二电极层45均为金。
所述第一电极层42包括：一个用于电压输入的压控电极421、用于电流输出的源极422、压控电极导线423、源极导线424。
所述第二电极层45包括：压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、用于电流输出的漏极453、漏极导线454、漏极PAD电极455。
具体地，所述压控电极421与压控电极导线423相连，源极422与源极导线424相连，所述压控电极PAD电极451穿过第一通孔44与压控电极导线423相连，源极PAD电极452穿过第一通孔44与源极导线424相连，漏极453与漏极导线454、漏极PAD电极455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452与漏极453为垂直电极对，垂直距离设定为10 μm，所述压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、漏极PAD电极455均为面积4㎜²的矩形电极，所诉漏极与源极的面积均为200μ㎡。
所述有机半导体膜6穿过第一通孔44部分或全部覆盖源极422与漏极453，确保漏极453与有机半导体膜6、源极422与有机半导体膜6之间稳定电连接，所述有机半导体膜6不与压控电极421相连，如图4所示。
所述桥连介质7覆盖并连接有机半导体膜6与压控电极421，且不与其余电极相接触。
图6为本发明实施例三提供的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器中传感芯片5的结构示意图，所述传感芯片5包括：基底51、导线层52、第二绝缘层53、第二通孔54、微电极层55，所述导线层52位于基底51之上，第二绝缘层53同时覆盖导线层52与基底51，微电极层55位于第二绝缘层53之上。
具体地，所述传感芯片基底51以石英玻璃为基材，所述第二绝缘层53以二氧化硅为基材，所述导线层52与微电极层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，微电极层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穿过第二通孔54与测量电极导线521相连，供压电极552与供压PAD电极555穿过第二通孔54与供压电极导线522相连，对流电极553与对流PAD电极556穿过第二通孔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，高灵敏度、高稳定性细胞生物传感芯片的制作方法，包括以下步骤：
S10、利用MEMS工艺，制备第一微电极组。
S20、利用交流电沉积的方法，在第一微电极组的源极422与漏极453间制备有机半导体膜6，并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。
S30、利用MEMS工艺，制备传感芯片5。
S40、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451与传感芯片5的测量PAD电极554。
具体地，步骤S10中所述利用MEMS工艺，制备放大芯片4，具体可包括：
S101、在放大芯片基底41上沉积第一电极层42并图案化，形成压控电极421、源极422、压控电极导线423、源极导线424，如图7所示。
具体地，在进行步骤S101之前，选用石英玻璃作为基底，将基底浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用光刻和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30nm的钛（Ti）作为玻璃片与金属的粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），最后将晶圆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。
S102、沉积第一绝缘层43并刻蚀，露出电极窗口，如图8所示。
具体地，采用PECVD再在基底41与第一电极层42上生长厚度为300nm的二氧化硅绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氢氟酸和氟化铵混合溶液腐蚀绝缘层，使其漏出电极窗口，形成第一通孔44。
S103、沉积第二电极层45并图案化，形成压控电极PAD电极451、源极PAD电极452、漏极453、漏极导线454、漏极PAD电极455，如图9所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行第二电极层45的加工制作，此层金属为Ti/Au材料，厚度为（30nm/400nm），图案化出大小形状不同的微电极。
步骤S20中，所述采用交流电沉积的方法，在放大芯片的源极422与漏极453间制备有机半导体膜6，具体可包括：
S201、根据需求配置电解液。在溶剂中加入聚苯乙烯磺酸钠（PSS），以及吡咯单体（Py），以及掺杂剂充分搅拌混匀得到电解液；
具体地，先在容量瓶中加入适量溶剂，再取定量的聚苯乙烯磺酸钠（NaPSS）以及掺杂剂加入容量瓶中；随后向上述溶液中滴加定量吡咯单体，不断搅拌至完全溶解，得到所需要的电解液；
所述溶剂可以是水溶液、乙醇、乙腈或碳酸丙烯酯等有机溶液，本实施例中选用水溶液为溶剂；所述NaPSS浓度范围为10mmol~0.5mol/L；所述吡咯单体浓度范围为10mmol~0.5mol/L；本实施例中吡咯单体（Py）与NaPSS水溶液的浓度分别为10mmol/L与0.1mol/L；所述掺杂剂可以为石墨烯量子点、乙二醇、二甲基亚砜等；
S202、将电解液泵送至步骤S10所制放大芯片4的表面，使用电化学方法沉积有机半导体膜，使预制的源极422和漏极453相互接触。
具体地，采用微量注射泵将电解液滴加于放大芯片4的源极422和漏极453之间；使用电化学工作站在源漏极上施加电信号，使电解液发生聚合反应，形成有机半导体膜6连接源极422和漏极453；随后用去离子水将残留的电解液冲洗干净，并在干燥箱中干燥。
所述电信号类型，具体可以采用方波、三角波和正弦波：当采用方波交流信号时，电压范围为1.6V~6V，频率为50Hz~2MHz；当采用三角波交流信号时，电压范围为1.6V~10V，频率为200Hz~5MHz；当采用正弦波交流信号时，电压范围为1.6V~8V，频率为50Hz~3MHz。本实施例中采用正弦信号，幅值与频率分别为6V与100Hz。
步骤S20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：
S204、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。
S205、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。
S206、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。
步骤S30中，所述利用MEMS工艺，制备传感芯片5，具体可包括：
S301、在基底51上沉积导线层52并图案化，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12所示。
具体地，在进行步骤S301之前，选用石英玻璃作为基底，将基底浸泡于铬酸溶液中24h，利用去离子水清洗，烘干备用，再利用光刻和lift-off工艺加工导线层52。
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30nm的钛（Ti）作为玻璃片与金属的粘附层，再溅射厚度为200nm的金（Au），最后将晶圆放入装有丙酮的超声槽30min，完成lift-off，实现导线层52的图形化。
S302、沉积第二绝缘层53并刻蚀，露出电极窗口，形成第二通孔54，如图13所示。
具体地，采用PECVD再在基底上生长厚度为300nm的二氧化硅绝缘层，使用光刻版进行曝光，并用氢氟酸与氟化铵的混合溶液腐蚀绝缘层，使其漏出电极窗口，形成第二通孔54。
S303、沉积微电极层55并图案化，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14所示。
具体地，采用光刻和lift-off工艺进行微电极层55的加工制作，此层金属为Ti/Au材料，厚度为（30nm/400nm）。
步骤S40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：
S401、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。
S402、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。
S403、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。
S404、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。
Claims (9)
1.一种高灵敏度、高稳定性生物传感器，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垂直于基底平面设置，所述第一微电极组通过电极与有机半导体膜（6）垂直相连；
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所述的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器，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）、第一通孔（44）、第二电极层（45），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；
所述第二电极层（45）覆盖在第一绝缘层（43）上侧；
所述第一电极层（42）包括压控电极（421）、源极（422）、压控电极导线（423）、源极导线（424）；
所述第二电极层（45）包括压控电极PAD电极（451）、源极PAD电极（452）、漏极（453）、漏极导线（454）、漏极PAD电极（455）；
所述压控电极PAD电极（451）由穿过第一通孔（44）的压控电极导线（423）与压控电极（421）相连；
所述源极PAD电极（452）由穿过第一通孔（44）的源极导线（424）与源极（422）相连；
所述漏极（453）通过漏极导线（454）与漏极PAD电极（455）相连；
所述有机半导体膜（6）穿过第一通孔（44）后部分或全部覆盖在漏极（453）、源极（422）上，并保持漏极（453）与有机半导体膜（6）、源极（422）与有机半导体膜（6）连接，且有机半导体膜（6）不与压控电极（421）相连；
所述桥连介质（7）覆盖在有机半导体膜（6）和压控电极（421）的上侧，所述桥连介质（7）不与漏极导线（454）、漏极PAD电极（455）、源极PAD电极（452）、压控电极PAD电极（451）接触。
3.根据权利要求2所述的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器，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）、第二绝缘层（53）、第二通孔（54）、微电极层（55），所述传感芯片基底（51）上侧设置有导线层（52），所述第二绝缘层（53）覆盖在导线层（52）和传感芯片基底（51）上侧，所述微电极层（55）覆盖在第二绝缘层（53）上侧，所述第二绝缘层（53）上设置有第二通孔（54）；
所述微电极层（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）由穿过第二通孔（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）由穿过第二通孔（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所述的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器，其特征在于：所述微电极层（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）由穿过第二通孔（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所述的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器，其特征在于：所述放大芯片（4）中设置的压控电极PAD电极（451）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所述的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器，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。
7.一种高灵敏度、高稳定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：利用MEMS工艺，制备第一微电极组；
步骤二：在第一微电极组的源极（422）与漏极（453）间制备有机半导体膜（6），并用桥连介质（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）；
步骤三：利用MEMS工艺，制备传感芯片（5）；
步骤四：通过桥接结构（3）连接放大芯片（4）的压控电极PAD电极（451）与传感芯片（5）的测量PAD电极（554）。
8.根据权利要求7所述的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器的制作方法，其特征在于：在步骤一中制备放大芯片（4）的工艺过程为：
选用绝缘材质的的放大芯片基底（41），利用光刻与lift-off或腐蚀工艺在基底（41）表面加工第一电极层（42），实现第一电极层（42）上的压控电极（421）、源极（422）、压控电极导线（423）、源极导线（424）图案化；
沉积第一绝缘层（43）并进行图案化，具体采用气相沉积法在基底上生长厚度为100-500nm的二氧化硅绝缘层，光刻显影，使用干法刻蚀或者湿法腐蚀第一绝缘层（43），从而漏出压控电极（421）、源极（422）的上表面；
沉积第二电极层（45），光刻与并进行图案化，形成压控电极PAD电极（451）、源极PAD电极（452）、漏极（453）、漏极导线（454）、漏极PAD电极（455），并保证源极（422）与漏极（453）没有物理接触。
9.根据权利要求8所述的一种高灵敏度、高稳定性生物传感器的制作方法，其特征在于：所述步骤三中制备传感芯片（5）的具体过程为：
选用绝缘材质的的传感芯片基底（51），利用光刻与lift-off或光刻与腐蚀工艺在基底（51）表面加工导线层（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；
沉积第二绝缘层（53）并进行图案化，具体采用气相沉积法在基底上生长厚度为100-500nm的二氧化硅绝缘层，使用光刻版进行曝光，通过干法刻蚀或者湿法腐蚀，使其漏出电极窗口；
沉积第二微电极层（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）。
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