CN113130656A - 一种场效应晶体管生物传感器及其制备方法和应用 - Google Patents
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Abstract
本发明公开一种场效应晶体管生物传感器，包括场效应晶体管和生物探测板；场效应晶体管包括第一载体、第一栅电极、栅介质层、沟道层、漏电极和源电极；生物探测板包括导电薄膜、纳米结构和生物分子，其中，所述导电薄膜形成于所述第一栅电极上，并与所述栅介质层间隔设置，所述纳米结构形成于所述导电薄膜表面，该纳米结构表面固定生物分子。本发明还公开一种场效应晶体管生物传感器的制备方法。本发明公开的场效应晶体管生物传感器高灵敏度、低探测下限。
Description
技术领域
本发明属于半导体技术领域，尤其涉及一种场效应晶体管生物传感器及其制备方法和应用。
背景技术
生物传感器是一类对生物分子敏感，可将生物信号转换成电、光等易处理的可量化信号，通过这些信号来定量检测所测生物分子浓度的便携式特殊装置，可以实现蛋白质、病原体、病毒、重金属等其他种类的分析物，因而在疾病的早期预警、遗传分析、食品安全及环境检测具有广泛的应用。其中场效应晶体管生物传感器由于具有体积小、易微型化、集成度高、高灵敏性、低成本检测、检测时间短、无标记、信号放大且具有便携式的潜力等优势，在过去20年受到了科学家们的广泛关注，作为一种医疗诊断工具，这将减少集中诊断设施的负荷，因此场效应晶体管基生物传感器成为较有前景的一类生物传感器。
例如，巴西坎皮纳斯大学Richard Janissen等人利用InP沟道场效应晶体管实现了查加斯病的标志物(IBMP 8-1)，检测下限仅为6fM；印度工程科技学院利用氧化锌纳米棒场效应生物传感器实现了乙肝表面抗原的超灵敏检测，通过采用外差模式高频工作，克服了在生理液环境生物分子中受德拜长度影响的生物信号屏蔽问题。检测范围为20aM到1pM，最低检测下限为20aM，实现了该抗原的超灵敏检测。
由此可见，场效应晶体管基生物传感器在生物检测领域表现出了良好的检测能力，因而逐步引起研究人员的广泛关注。然而，目前报道的场效应晶体管生物传感器大多以晶体管的沟道、栅介质或栅电极作为生物敏感区域，晶体管直接与待测生物溶液接触，会对晶体管的稳定性造成影响，产生的噪声信号易干扰检测结果，同时减少晶体管寿命，进而增加传感器的使用成本。针对上述问题，研究人员设计出新的器件构型，包括延伸栅式场效应晶体管生物传感器、浮栅型场效应晶体管生物传感器以及分离延伸栅式场效应晶体管生物传感器。其中，延伸栅/分离延伸栅构型将生物敏感区域(探测板)与晶体管隔开，可以避免溶液与晶体管接触所带来的问题，引起了研究人员的广泛关注。
延伸栅/分离延伸栅构型都包含两大核心元件——场效应晶体管和生物探测区域(探测板)，其中对于场效应晶体管的选择，需要其具有较低的工作电压以保证生物分子活性、降低功耗以及保障其应用至可穿戴领域的安全性。为了降低场效应晶体管的工作电压，一般选用高介电常数的栅介质材料或者减小栅介质层的厚度。然而，高介电常数的栅介质材料对制备条件要求较高，不利于晶体管成本降低，而减薄栅介质层又可能会引起晶体管器件漏电流增大。不仅如此，上述解决方法降低工作电压的能力有限，因此需要综合器件性能以及制备成本来选择合适的场效应晶体管。另外，目前生物传感器越来越朝着柔性可穿戴领域迈进，传统场效应晶体管中的各层薄膜材料难以实现柔性制备，即使将其制备在柔性衬底上也难以实现优异的晶体管性能，因此需要对组成晶体管的各层薄膜的选择进行优化以实现晶体管的柔性制备。
不仅如此，信噪比是生物传感器的重要参数之一。器件本身的不稳定会引起噪音信号，干扰生物信号从而影响检测性能。为了保障该构型下的生物传感器的稳定性，两大核心元件的稳定性首先需要得到保障。目前研究较多的都是晶体管器件的稳定，而对于探测板的稳定性研究较少。考虑到探测板长期处于溶液环境中，其稳定性更容易受到影响，因此，对于探测板稳定性的研究不仅是必要的，也是充满挑战的。
另外，生物传感器的检测性能是器件较为重要的参数。德拜屏蔽作用是生物敏感膜处物质交换中产生的效应。德拜屏蔽长度(λD)是衡量屏蔽效应的指标，超出λD的电荷难以被晶体管所探测到。因此λD越小，屏蔽效应越强，晶体管可检测到的生物信号越弱，检测性能越差。由于λD受溶液离子浓度影响较大，在人体血/体液的离子环境中的λD不足1nm，低于较多蛋白质分子，难以实现其高性能的检测。一般可通过稀释待测生物溶液实现更高的检测性能，然而稀释操作往往伴随着化学环境的变化带来新的影响且操作复杂，因而需要找寻提高检测性能的解决办法。
因此，在研究过程中，需要综合考虑器件寿命、制造成本、柔性制备、稳定性、检测性能、功耗以及安全性等方面，为其商业化奠定一定的基础。
发明内容
本发明提供一种具有较高灵敏度、较低探测下限的，稳定的场效应晶体管生物传感器，其制备方法简单，对晶体管的污染较少。
一种场效应晶体管生物传感器，包括场效应晶体管和生物探测板；
场效应晶体管包括第一载体、第一栅电极、栅介质层、沟道层、漏电极和源电极，其中，第一载体表面形成栅电极，栅电极表面形成栅介质层，栅介质层表面分别形成沟道层、漏电极和源电极，且源电极与漏电极通过沟道层隔开；
生物探测板为第一结构或第二结构；
所述第一结构包括第二载体、第二栅电极、导电薄膜、纳米结构和生物分子，其中，所述第二载体表面形成所述第二栅电极，所述第一栅电极与所述第二栅电极通过导线连接，所述第二栅电极表面形成导电薄膜，所述纳米结构形成于所述导电薄膜表面，该纳米结构表面固定所述生物分子；
所述第二结构包括导电薄膜、纳米结构和生物分子，其中，所述导电薄膜形成于所述第一栅电极上，并与所述栅介质层间隔设置，所述纳米结构形成于所述导电薄膜表面，该纳米结构表面固定生物分子。
本发明提供的场效应晶体管生物传感器避免了晶体管与生物溶液的接触，增加了晶体管的稳定性和使用寿命，生物探测板是修饰纳米结构，进一步提升了场效应晶体管生物传感器的稳定性及检测性能。
所述的第一载体为为柔性衬底或者刚性衬底，所述刚性衬底为热氧化硅片、硅片或玻璃片，所述的柔性衬底为聚酰亚胺、聚乙烯或聚对苯二甲酸乙二醇酯。
所述的第一栅电极为氧化铟锡(ITO)材料、氧化铝锌(AZO)材料或氧化氟锡(FTO)材料。所述的第二栅电极为氧化铟锡(ITO)材料、氧化铝锌(AZO)材料或氧化氟锡(FTO)材料。
所述的栅介质层为壳聚糖、海藻酸钠、多孔二氧化硅材料或鸡蛋清。进一步优选，所述的栅介质层为壳聚糖。
在生物传感器的设计上，需要注意降低其工作电压，这是因为较高的工作电压使得生物分子容易失活且会提高生物传感器的功耗以及不安全性，不利于其在便携式可穿戴领域的推进。壳聚糖是一种常见质子导体，材料中的质子在外加栅压时会沿着电场发生定向移动，在沟道/栅介质界面处形成双电层电容，具有较高的电容值(约1μF/cm2)，可有效调控沟道中的载流子数目，实现晶体管的开关特性。由于质子的漂移在较小的电压即可实现，因此使用壳聚糖作为栅介质能够有效降低器件的工作电压，使得场效应晶体生物传感器在低压环境下工作，保证了生物体的活性，减少功耗，提高了安全性。不仅如此，壳聚糖材料还可以实现柔性制备，在柔性衬底上制备依然能保证良好的工作能力，有望实现场效应晶体管生物传感器的柔性制备，推进其在柔性可穿戴领域的应用。
所述的沟道层为ITO及其化合物、氧化铟掺铪、铟镓锌氧中的任一种或多种。进一步优选，所述的沟道层为ITO。
所述的第二载体为刚性衬底或柔性衬底，所述刚性衬底为热氧化硅片、硅片或玻璃片，所述的柔性衬底为聚酰亚胺、聚乙烯或聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)。进一步优选，所述的固相载体为PET柔性衬底。
所述的导电薄膜为Au、Ti、ITO薄膜中的一种或多种。
所述的纳米结构为氧化锌纳米棒、硅纳米线、氧化锌纳米线或氧化锌纳米晶须，进一步优选，所述的纳米结构为氧化锌纳米晶须。
氧化锌纳米结构具有较好的生物兼容性以及电子输运能力，在生物纳米技术中表现出独特的优势。在生物检测中，德拜屏蔽长度与检测性能息息相关，德拜屏蔽长度受生物溶液的离子浓度影响较大，人体血/体液中离子浓度较高，该离子浓度中德拜长度不足1nm，低于较多蛋白质的尺寸，难以实现有效检测。为了提高德拜屏蔽长度，提高检测性能，一般需要通过对生物溶液进行稀释操作，然而，稀释操作复杂且伴随着生物环境的变换，可能引起更大的噪音信号，不利于实现生物传感器在血/体液直检的应用。然而将纳米氧化锌引入至探测板表面构筑成三维检测前沿，会引入一个电势基本恒定的表面层，可以有效提高德拜屏蔽长度，提升检测性能。
氧化锌纳米晶须由于其独特的四脚探针结构，可以分散水对探测板表面的应力作用，该效果可类比于海堤上堆放的防浪石可用于分散海浪对海堤的侵蚀作用，进而提高探测板的稳定性以及此构型生物传感器的检测可靠性。不仅如此，氧化锌纳米晶须相较于普通的二维平面结构，具有较高的比表面积，可以提供更多的生物修饰位点，从而提高器件的检测灵敏度。
所述的生物分子为酶、抗原、标志物、抗体、脱氧核糖核酸(DNA)或微小核糖核酸(miRNA)中的一种或多种。
进一步优选，所述的生物分子为前列腺特异性抗原(PSA)或冠心病标志物(miR-208a)。
本发明还提供了基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器的制备方法，包括：
将第一栅电极沉积在第一载体上，配置壳聚糖溶液，将所述壳聚糖溶液滴涂在第一栅电极上，在第一栅电极上形成壳聚糖栅介质层；采用一步掩膜法，在壳聚糖栅介质层表面沉积沟道层、源电极和漏电极，得到场效应晶体管；
将第二栅电极沉积在第二载体，通过电子束蒸发，在第二栅电极上沉积Au/Ti导电薄膜，在Au/Ti导电薄膜上修饰氧化锌纳米晶须，在氧化锌纳米晶须表面固定生物分子，所述的生物分子质量根据待测生物分子的质量决定，要大于待测生物分子质量。所述的氧化锌纳米晶须的分散液浓度不超过50mg/mL以防止大量氧化锌纳米晶须的堆积导致的不均匀性，以此得到第一结构生物探测板；
通过导线将场效应晶体管的第一栅电极与第二结构生物探测板的第二栅电极连接，制得基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器。
场效应晶体管与第一结构生物探测板通过导线连接，避免了生物分子对场效应晶体管的污染，提高了场效应晶体管的稳定性和使用寿命。
本发明还提供了基于第二结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器的制备方法，包括：
将第一栅电极沉积在第一载体上，在第一栅电极的一侧沉积Au/Ti导电薄膜；配置壳聚糖溶液，将所述壳聚糖溶液滴涂在第一栅电极另一侧，形成壳聚糖栅介质层，所述壳聚糖栅介质层和Au/Ti导电薄膜通过物理法隔开；
采用一步掩膜法，在壳聚糖栅介质层表面沉积沟道层、源电极和漏电极，得到场效应晶体管；在Au/Ti导电薄膜上修饰氧化锌纳米晶须，在氧化锌纳米晶须表面固定生物分子，所述的生物分子质量根据待测生物分子的质量决定，一般要大于待测生物分子质量。所述的氧化锌纳米晶须的分散液浓度一般不超过50mg/mL以防止大量氧化锌纳米晶须的堆积导致的不均匀性，以此制得基于第二结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器。
通过物理法隔开，使得生物分子溶液较难与场效应晶体管接触，从而对场效应晶体管污染较小，合适质量的氧化锌纳米晶须三维结构的氧化锌纳米晶须具有较高的比表面积，通过将其引入至探测板表面可以构筑一个三维的检测前沿，不仅可以提供更多的修饰位点，还有望形成电势恒定的表面层以增加德拜屏蔽长度，综合以上两点，对应的生物传感器的检测性能会得到进一步提升。不仅如此，由于其独特的四脚针状结构，可分散溶液对探测板表面的应力与侵蚀，有望提高探测板以及对应生物传感器的稳定性以及检测可靠性。由于氧化锌纳米晶须比表面积较高，容易发生团聚现象，因此在配置氧化锌纳米晶须悬浊液时需要低于50mg/mL以减少其团聚。
所述的场效应晶体管生物传感器在检测前列腺癌的标志物(PSA)、微小核糖核酸(miRNA)中的应用。场效应晶体管生物传感器的检测前列腺癌的标志物(PSA)范围为100fg/mL～10ng/mL，检测敏感度为2.75-3.14％dec-1，场效应晶体管生物传感器的检测微小核糖核酸(miRNA)范围为1nM/L～3nM/L，检测敏感度为1.74-2.25％dec-1。
本发明与现有技术相比，有益效果为：
(1)相比于传统的半导体生物传感器，本发明提供的场效应晶体管生物传感器制备方法，避免晶体管与生物溶液的接触，从而减少对晶体管的污染，增加了晶体管的稳定性和使用寿命。
(2)本发明提供的场效应晶体管采用壳聚糖质子导体作为栅介质层，不仅有效降低了器件的工作电压及功耗，避免了对生物分子活性的影响，还可实现器件的柔性透明，与可穿戴设备兼容。
(3)在生物探测板上修改氧化锌纳米晶须，三维氧化锌纳米晶须具有较高的比表面积，能够固定较多的生物分子，不仅如此，三维结构的引入有望提高表面德拜屏蔽长度，从而实现生物传感器检测性能的提升。另外，亲水的氧化锌纳米晶须还具有特殊的四脚探针结构，有助于分散空气中水以及生物溶液对探测板表面的应力作用，进一步提升了生物探测板及生物传感器的稳定性。
(4)基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器可实现柔性制备，与可穿戴设备兼容，而基于第二结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器不仅可以实现柔性制备，还可以将一个晶体管与多种生物探测板联结，实现多功能探测或者制备成便携插卡式生物传感器。
附图说明
图1为对比例1制得的场效应晶体管生物传感器的结构示意图；
图2为对比例1制得的场效应晶体管生物传感器的转移曲线及输出曲线图，其中，a为器件的转移曲线，b为器件的输出曲线；
图3为对比例1制得的场效应晶体管生物传感器在工作时的电流-时间曲线及敏感度-浓度曲线图，其中，a为该生物传感器在只滴加纯PBS(磷酸缓冲盐)溶液下的电流时间曲线，b为该生物传感器在滴加不同浓度PSA待测溶液下的电流时间曲线，c为该生物传感器的敏感度-浓度曲线；
图4为实施例1制得的场效应晶体管生物传感器的结构示意图；
图5为实施例1制得的场效应晶体管生物传感器的转移曲线及输出曲线图，其中，a为器件的转移曲线，b为器件的输出曲线；
图6为实施例1制得的场效应晶体管生物传感器在工作时的电流时间曲线及敏感度-浓度曲线图，其中，a为该生物传感器在滴加纯PBS以及不同浓度PSA待测溶液下的电流时间曲线，b为该生物传感器的敏感度-浓度曲线图；
图7为实施例2制得的场效应晶体管生物传感器的结构示意图；
图8为实施例2制得的场效应晶体管生物传感器的转移曲线及输出曲线图，其中，a为器件的转移曲线，b为器件的输出曲线；
图9为实施例2制得的场效应晶体管生物传感器在工作时的电流时间曲线及敏感度-浓度曲线图，其中a为该生物传感器在滴加纯PBS以及不同浓度PSA待测溶液下的电流时间曲线，b为该生物传感器的敏感度-浓度曲线；
图10为实施例3制得的场效应晶体管生物传感器在工作时的电流时间曲线及敏感度-浓度曲线图，其中，a为该生物传感器在滴加纯PBS以及不同浓度miRNA待测溶液下的电流时间曲线，b为该生物传感器的敏感度-浓度曲线。
具体实施方式
为使本发明技术方案更加清楚，以下结合附图及具体实施例对本发明做进一步详细说明。
图1为基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器(不含氧化锌纳米层)的结构示意图，包括场效应晶体管1和生物敏感器2，其中，场效应晶体管1包括：载体11、栅电极12、位于栅电极12表面的栅介质层13、位于栅介质层13表面的半导体沟道层14及源电极材料15和漏电极材料16。生物探测板2包括载体21、覆盖于载体21表面的栅电极22及导电薄膜23，以及修饰于导电薄膜23表面的生物分子24，修饰方法为化学法将探针生物分子24固定在23表面。场效应晶体管的栅电极12与生物探测板上的栅电极22通过导线3相连，从而实现基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器(不含氧化锌纳米层)的构筑。
图2为图1所示的场效应晶体管生物传感器上场效应晶体管的转移曲线以及输出曲线。
图3为图1所示的场效应晶体管生物传感器工作时的电流-时间曲线以及敏感度-浓度曲线。
如图4所示，基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器的结构示意图，包括场效应晶体管1和生物敏感器2，其中，场效应晶体管1包括：载体11、栅电极12、位于栅电极12表面的栅介质层13、位于栅介质层13表面的半导体沟道层14及源电极材料15和漏电极材料16。生物探测板2包括载体21、覆盖于载体21表面的栅电极22，覆盖于栅电极22表面的导电薄膜23、修饰于导电薄膜23表面的氧化锌纳米晶须25以及修饰在纳米结构上的生物分子24。
其中，场效应晶体管1的栅电极12与生物探测板上2的栅电极22通过导线3相连，从而实现基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器的构筑。
图5为图4所示的分离延伸栅式场效应晶体管生物传感器上场效应晶体管的转移曲线以及输出曲线。
图6为图4所示的分离延伸栅式场效应晶体管生物传感器工作时的电流-时间曲线以及敏感度-浓度曲线。
图7为一体化延伸栅式场效应晶体管生物传感器具体实施方式的结构示意图，该场效应晶体管生物传感器，包括场效应晶体管1和生物敏感器2，其中，场效应晶体管1包括：载体11、栅电极12、位于栅电极12表面的栅介质层13、位于栅介质层13表面的半导体沟道层14及源电极材料15和漏电极材料16。生物探测板2包括载体21、覆盖于栅电极12的导电薄膜23、修饰于导电薄膜23表面的氧化锌纳米晶须25以及修饰在氧化锌纳米晶须上的生物分子24。此处，场效应晶体管1与生物探测板2共用载体11和栅电极12，从而实现基于第二结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器的构筑。
图8为图7所示的场效应晶体管生物传感器上场效应晶体管的转移曲线以及输出曲线。
图9为图7所示的场效应晶体管生物传感器工作时的电流-时间曲线以及敏感度-浓度曲线，需要注意的是，其中探测板上修饰的生物分子为PSA，电流指的是源漏电流。
图10为图4所示的场效应晶体管生物传感器传感器工作时的电流-时间曲线曲线。
下面以具体的实施例及相应的对比例，以及数据图对本发明的场效应晶体管生物传感器制备方法做更进一步的详细说明。
对比例1
(1)制备场效应晶体管，与申请号为2021102095097公开的N型薄膜晶体管的制备方法如下：
(1.1)选择镀有ITO的聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)片子作为衬底及栅电极，使用氧等离子体清洗机处理(80W，3min)获得较为洁净的表面。
(1.2)将质量比2％的壳聚糖溶液涂布在ITO栅电极上，置于35℃的烘箱内烘烤12h。
(1.3)采用磁控溅射沉积方法，在壳聚糖栅介质层表面采用一步掩膜法沉积ITO薄膜作为半导体沟道层以及源漏电极。其中，掩膜版采用对电极掩膜版，长宽比为150μm×1000μm，沟道依靠磁控溅射的绕射作用形成；采用的工作气体为氩气；溅射功率为45W；气体压强为0.5Pa；沉积温度为室温。最终源漏电极的厚度为105nm，沟道是通过绕射的作用形成的，厚度约为10～20nm。至此，场效应晶体管制备完成。
(2)制备生物探测板：
(2.1)选择镀有ITO的PET材料作为探测板的固相载体和第一层导电薄膜，采用氧等离子体清洗机处理(80W，3min)。
(2.2)采用电子束蒸发镀膜设备和颗粒状金属Au/Ti蒸发镀膜料，采用电子束蒸发制备Au/Ti膜。在本实施例中，沉积的膜厚度为Ti/Au＝10:30nm。
(2.3)用共价键方法在Au膜表面修饰PSA抗原生物分子。在Au膜表面滴加浓度为10mM的3-MPA(3-巯基丙酸)溶液，室温下表面巯基化反应24h，在Au表面固定上羧基，之后用去离子水清洗，氮气吹干。在巯基化后的金表面滴加浓度为50mM的NHS(N-羟基琥珀酰亚胺)和浓度为20mM的EDC(1-乙基-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺盐酸盐)以体积比为1:1混合得到的混合溶液，进行羧基的活化(室温下反应30min)，之后用去离子水清洗，氮气吹干。在传感区域表面滴加10μg/mL的PSA抗体,在4℃、饱和湿度环境下反应一夜以形成生物敏感区域。
(3)基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器(不含氧化锌纳米层)的组装：用金属导线将所述场效应晶体管与所述生物传感器联结，组装成如图1所示的场效应晶体管生物传感器。
基于第一结构生物探测板的场效应晶体管生物传感器(不含氧化锌纳米层)的性能测试：用吉时利4200半导体参数仪对分离延伸栅式场效应晶体管生物传感器进行测试，联结之前对场效应晶体管测试其转移及输出曲线，结果如图2所示，图2a为场效应晶体管的转移曲线，固定源漏电压(Vds)为1.5V，施加-1.5V至1.5V的扫描栅电压(Vgs)，测试源漏电流(Ids)随Vgs的变化。图2b为场效应晶体管的转移曲线，施加0V至1.5V的扫描Vds，从-0.2V至1V每间隔0.2V施加一次Vgs，测试Ids-Vds曲线。由图2所知，场效应晶体管具有较低的工作电压(约1V)且具备良好的开关特性(开关比约为106-107)，符合场效应晶体管生物传感器中能量转换单元的要求，可将其与探测板相连进行后续的生物检测工作。联结生物探测板后测试源漏电流随时间的变化曲线(Ids-t)如图3所示。分别测试两条Ids-t曲线，一条是滴加纯PBS(磷酸缓冲盐)后的Ids-t曲线(图3a)，可以发现滴加PBS溶液对Ids影响不大，且规律性较差。另一条是滴加不同浓度的PSA时的Ids-t曲线，先滴加PBS溶液，当电学曲线不随时间以及PBS的滴加出现较大波动时，再测量滴加了不同PSA浓度时的Ids-t电学曲线。由图3a可以发现，滴加PBS后电流随时间变化较小，而从开始滴加10pg/mL时，Ids开始有下降趋势(图3b)，这与PSA生物分子带负电荷相关，会引起场效应晶体管中沟道层内的电子数目减少，该构型的Ids值100pg/mL达到饱和。图3c为该构型下的的检测敏感度S(Sensitivity，S＝|ΔI/I0|×100％，其中ΔI为某一浓度PSA对应的Ids与纯PBS下的I0的差值)随检测生物分子浓度的关系，浓度每变化十倍，S变化0.4％。因此该构型下的生物传感器的检测范围为10pg/mL～100pg/mL。
基于该构型的生物传感器的检测范围较小且检测敏感度较低，需要进一步的优化。
实施例1
(1)制备场效应晶体管：如对比例1；
(2)制备生物探测板；
(2.1)选择镀有ITO的PET材料作为探测板的固相载体和第一层导电薄膜，采用氧等离子体清洗机处理(80W，3min)；
(2.2)采用电子束蒸发镀膜设备和颗粒状金属Au/Ti蒸发镀膜料，采用电子束蒸发制备Au/Ti膜。在本实施例中，沉积的膜厚度为Ti/Au＝10:30nm；
(2.3)将沉积了导电薄膜的衬底置于氧等离子体清洗机进行表面亲水处理(80W，3min)。随后将分散在乙醇溶剂中的氧化锌纳米晶须悬浊液(30mg/mL)通过旋涂法修饰在探测板表面(旋涂参数：1200rpm，40s)，并于90℃的加热板烘烤90s以去除多余的乙醇溶剂；
(2.4)由于氧化锌具有较高的等电位(IEP：9.5)，可吸附低等电位的生物分子。基于这一原理，将10μg/mL的PSA抗体(IEP：6.7)直接滴加到氧化锌纳米晶须表面，置于饱和湿度、4℃下一夜完成生物探针的修饰；
(3)场效应晶体管生物传感器组装：用金属导线将所述场效应晶体管与所述生物传感器联结，组装成如图4所示的场效应晶体管生物传感器。
所述的场效应晶体管生物传感器性能测试：用吉时利4200半导体参数仪对分离延伸栅式场效应晶体管生物传感器进行测试，联结之前对场效应晶体管测试其转移及输出曲线，结果如图5所示，图5a为场效应晶体管的转移曲线，固定Vds为1.5V，施加-1.5V至1.5V的扫描Vgs，测试Ids随Vgs的变化。图5b为场效应晶体管的转移曲线，施加0V至1.5V的扫描Vds，从-0.6V至1V每间隔0.2V施加一次Vgs，测试Ids-Vds曲线。由图5所知，场效应晶体管具有较低的工作电压(约1.5V)且具备良好的开关特性(开关比约为106-107)，符合场效应晶体管生物传感器中能量转换单元的要求，可将其与探测板相连进行后续的生物检测工作。联结生物探测板后测试Ids-t曲线，如图6a所示。分别测试两条Ids-t曲线，一条是滴加纯PBS后的Ids-t曲线，当电学曲线不随时间以及PBS的滴加出现较大波动时，再测量滴加了不同PSA浓度时的Ids-t电学曲线。由图6a可以发现，滴加PBS后电流随时间变化较小，而从开始滴加100fg/mL时，Ids开始有下降趋势，这与PSA生物分子带负电荷引起场效应晶体管中沟道层内的电子数目减少，该构型的Ids值于10ng/mL达到饱和。图6b为该构型下的检测敏感度S随检测生物分子浓度的关系，浓度每变化十倍，S变化2.75％。因此该构型下的生物传感器的检测范围为100fg/mL～10ng/mL，检测敏感度为2.75％dec-1，显示出较高的检测能力，具有生物检测以及疾病预警的潜能。
该构型下的生物传感器的检测范围以及检测敏感度较于对比例1有了较大的提升，且分离式的结构使得对于晶体管和探测板的优化都更加灵活，在实现更好检测性能方面具有较大优势。
实施例2
(1)制备场效应晶体管：如实施例1；
需要注意的是，镀有ITO的PET衬底需要保留1.5cm×2cm的面积用于形成生物敏感区域；
(2)制备生物探测区域；
(2.1)在步骤1中预留的导电区域通过电子束镀膜设备和颗粒状金属Au/Ti蒸发镀膜料，采用电子束蒸发制备Au/Ti膜。在本实施例中，沉积的膜厚度为Au/Ti＝10:30nm；
(2.2)将分散在乙醇溶液中的氧化锌纳米晶须悬浊液(30mg/mL)滴涂在步骤(2.1)中沉积的Au表面上，并将试片置于室温中利用乙醇溶剂挥发作用去除乙醇，至此，导电薄膜上氧化锌纳米晶须的修饰完成。
(2.3)由于氧化锌具有较高的等电位(IEP：9.5)，可吸附低等电位的生物分子。基于这一原理，将10μg/mL的PSA抗体(IEP：6.7)直接滴加到氧化锌纳米晶须表面，置于饱和湿度、4℃下一夜完成生物探针的修饰，至此，可以获得如图7所示的场效应晶体管生物传感器。
所述的场效应晶体管生物传感器性能测试：用吉时利4200半导体参数仪对一体化延伸栅式场效应晶体管生物传感器进行测试。首先测试了场效应晶体管的转移及输出曲线，结果如图8所示，图8a为场效应晶体管的转移曲线，固定源漏电压为1.5V，施加-1.5V至1.5V的Vgs，测试Ids随Vgs的变化。图8b为场效应晶体管的转移曲线，施加0V至1.5V的Vds，从-0.4V至1V每间隔0.2V施加一次Vgs，测试Ids-Vds曲线。由图8所知，场效应晶体管具有较低的工作电压(约1.3V)且具备良好的开关特性(开关比约为106-107)，符合场效应晶体管生物传感器中能量转换单元的要求，可将其与探测板相连进行后续的生物检测工作。而后测试不加栅压该构型的生物传感器Ids-t曲线，如图9a所示。分别测试两条Ids-t曲线，一条是滴加纯PBS后的Ids-t曲线，当电学曲线不随时间以及PBS的滴加出现较大波动时，再测量滴加了不同PSA浓度时的Ids-t电学曲线。由图9a可以发现，滴加PBS后电流随时间变化较小，而从开始滴加100fg/mL时，Ids开始有下降趋势，这与PSA生物分子带负电荷引起场效应晶体管中沟道层内的电子数目减少，该构型的Ids值10ng/mL达到饱和。图9b为该构型下的的检测敏感度S随检测生物分子浓度的关系，浓度每变化十倍，S变化3.14％。因此该构型下的生物传感器的检测范围为100fg/mL～10ng/mL，检测敏感度为3.14％dec-1，显示出较高的检测能力，具有生物检测以及疾病预警的潜能。值得注意的是，该构型器件的Ids-t电学曲线噪声较大，值得进一步优化。
该构型下的检测范围及检测敏感度较于对比例1有所提升，由于一体化结构电信号的损失较少，敏感度较高，且结构更为简单，易于可穿戴设备兼容。
实施例3
本实施例展现出本发明的生物检测多样性，本实施例是基于实施例2构型的生物传感器对miRNA进行检测研究；
(1)制备场效应晶体管：如对比例1；
(2)制备生物探测板：(2.1)、(2.2)、(2.3)如实施例2；
(2.4)由于氧化锌具有较高的等电位，可吸附低等电位的生物分子。基于这一原理，将1μM的反义miRNA直接滴加到氧化锌纳米晶须表面，置于室温下30min；
(3)场效应晶体管生物传感器组装：如实施例1，得到如图4所示的场效应晶体管生物传感器；
所述的场效应晶体管生物传感器性能测试：如实施例1。联结生物探测板后测试源漏电流随时间的变化曲线(Ids-t)如图10a所示，0～200s是滴加纯PBS(磷酸缓冲盐)溶液后的Ids-t曲线，可以发现滴加PBS溶液对Ids影响不大。待曲线相对稳定后(约400s)，开始滴加0.001μM的miRNA溶液，可以发现滴加低浓度的miRNA溶液对Ids影响比较显著，如图10b所示，该构型下的生物传感器的检测范围为1～3nM/L，检测敏感度为18％dec-1。
由此可见，基于该构型的生物传感器还可以检测miRNA，实现本发明的生物检测多样性。并且检测miRNA的敏感度较高。
Claims (10)
1.一种场效应晶体管生物传感器，其特征在于，包括场效应晶体管(1)和生物探测板(2)；
场效应晶体管(1)包括第一载体(11)、第一栅电极(12)、栅介质层(13)、沟道层(14)、漏电极(16)和源电极(15)；
生物探测板(2)包括导电薄膜(23)、纳米结构(25)和生物分子(24)，其中，所述导电薄膜(23)形成于所述第一栅电极(12)上，并与所述栅介质层(13)间隔设置，所述纳米结构(25)形成于所述导电薄膜(23)表面，该纳米结构(25)表面固定生物分子(24)。
2.根据权利要求1所述的场效应晶体管生物传感器，其特征在于，所述的生物探测板包括第二载体(21)和第二栅电极(22)，所述第二栅电极(22)与所述的第一栅电极(12)通过导线(3)连接，所述第二栅电极(22)形成于第二载体(21)上，所述第二栅电极(22)表面形成导电薄膜(23)，所述纳米结构(25)形成于所述导电薄膜(23)表面，该纳米结构(25)表面固定所述生物分子(24)。
3.根据权利要求1所述的场效应晶体管生物传感器，其特征在于，所述的第一载体为柔性衬底或者刚性衬底，所述刚性衬底为热氧化硅片、硅片或玻璃片，所述的柔性衬底为聚酰亚胺、聚乙烯或聚对苯二甲酸乙二醇酯。
4.根据权利要求1或2所述的场效应晶体管生物传感器，其特征在于，所述的栅介质层为壳聚糖及其化合物、海藻酸钠、多孔二氧化硅材料或鸡蛋清。
5.根据权利要求1所述的场效应晶体管生物传感器，其特征在于，所述的沟道层为氧化铟锡及其化合物、氧化铟掺铪、铟镓锌氧中的一种或多种。
6.根据权利要求2所述的场效应晶体管生物传感器，其特征在于，所述的第二载体为刚性衬底或柔性衬底，所述刚性衬底为热氧化硅片、硅片或玻璃片，所述的柔性衬底为聚酰亚胺、聚乙烯或聚对苯二甲酸乙二醇酯。
7.根据权利要求1或2所述的场效应晶体管生物传感器，其特征在于，所述的纳米结构为氧化锌纳米棒、硅纳米线、氧化锌纳米线或氧化锌纳米晶须。
8.跟权利要求1或2所述的场效应晶体管生物传感器，其特征在于，所述的生物分子为酶、抗原、标志物、抗体、脱氧核糖核酸或微小核糖核酸中的一种或多种。
9.根据权利要求1所述的场效应晶体管生物传感器的制备方法，包括：
将第一栅电极沉积在第一载体上，在第一栅电极的一侧沉积Au/Ti导电薄膜；配置壳聚糖溶液，将所述壳聚糖溶液滴涂在第一栅电极另一侧，形成壳聚糖栅介质层，所述壳聚糖栅介质层和Au/Ti导电薄膜通过物理法隔开；
采用一步掩膜法，在壳聚糖栅介质层表面沉积沟道层、源电极和漏电极，得到场效应晶体管；在Au/Ti导电薄膜上修饰氧化锌纳米晶须，在氧化锌纳米晶须表面固定生物分子，所述的生物分子质量大于待测生物分子质量，所述的氧化锌纳米晶须的分散液浓度不超过50mg/mL，以此制得场效应晶体管生物传感器。
10.根据权利要求1-8任一项所述的场效应晶体管生物传感器在检测前列腺癌的标志物、微小核糖核酸中的应用。
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